CN111556774A - 用于血管部署的可植入医疗装置 - Google Patents

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基思·R·迈莱
布莱恩·索尔蒂斯
布兰登·克里斯托弗·费洛斯
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Abstract

公开了一种无引线起搏装置，其包括具有近侧端部和远侧端部的壳体，以及由壳体支撑的一个或更多个电极的组。壳体包括从其远侧端部向远侧延伸的第一远侧延伸部。一个或更多个电极由远侧延伸部支撑。无引线起搏装置可释放地联接到可扩张锚定机构。

Description

用于血管部署的可植入医疗装置
相关申请的交叉引用
本申请要求2017年12月22日提交的临时美国专利申请No.62/609,556的权益，其通过引用以其整体并入本文。
技术领域
本公开涉及医疗装置以及用于制造和/或使用医疗装置的方法。更具体而言，本公开涉及无引线心脏装置和方法，比如无引线起搏装置和方法，以及用于这种无引线装置的输送装置和方法。
背景技术
已经开发了各种各样的医疗装置来用于医疗用途，例如心脏用途。这些装置中的一些包括导管、引线、起搏器和类似者，以及用于输送这种装置的输送装置和/或系统。这些装置可以通过各种不同的制造方法中的任何一种制造，并且可以根据多种方法中的任何一种使用。在公知的医疗装置、输送系统和方法中，每个都具有某些优点和缺点。一直需要提供替代的医疗装置和输送装置以及用于制造和使用医疗装置和输送装置的替代方法。
发明内容
本公开提供了用于医疗装置的设计、输送和部署方法以及临床使用替代方案。在一个示例中，本公开涉及可植入医疗装置，其可以构造成设置在脉管系统内靠近患者的心脏，以便起搏患者的心脏的一部分和/或感测患者的心脏内的电活动。在一些情况下，可植入医疗装置可以可植入在脉管系统内靠近患者的心脏的右心房，并且可以构造成起搏患者的心脏的右心房和/或感测患者的心脏的右心房中的心脏信号。
在第一示例中，无引线心脏装置可以构造成部署在患者的脉管系统内处于患者的心脏附近的位置处。所述无引线心脏装置可以包括：细长壳体，其构造成定位在患者的脉管系统内靠近患者的心脏，所述细长壳体具有近侧端部和远侧端部；电源，其设置在所述细长壳体内；电路，其设置在所述细长壳体内并且可操作地联接到所述电源，所述电路被构造成起搏患者的心脏和/或感测患者的心脏的电活动；第一电极，其相对于所述细长壳体固定并且可操作地联接到所述电路；第二电极，其相对于所述细长壳体固定并且可操作地联接到所述电路，所述第二电极与所述第一电极间隔开并且沿着所述细长壳体的侧壁定位；远侧延伸部，其从所述细长壳体的远侧端部向远侧延伸，所述远侧延伸部包括定位在其远侧端部附近并可操作地联接到所述电路的至少一个电极；以及可扩张锚定机构，其可释放地联接到所述细长壳体，所述可扩张锚定机构具有用于输送的收缩构造和将所述无引线心脏装置定位在所述患者的脉管系统内的扩张构造。
对于上述示例中的任一个而言替代地或附加地，在另一示例中，所述可扩张锚定机构可以包括细长管状构件，所述细长管状构件包括多根交织的细丝并限定从近侧端部延伸到远侧端部的管腔。
对于上述示例中的任一个而言替代地或附加地，在另一示例中，所述可扩张锚定机构可以进一步包括：第一丝，其具有延伸到所述可扩张锚定机构的管腔中的自由端部；以及第二丝，其具有延伸到所述可扩张锚定机构的管腔中的自由端部。
对于上述示例中的任一个而言替代地或附加地，在另一示例中，所述自由端部可以形成至少180°的弧。
对于上述示例中的任一个而言替代地或附加地，在另一示例中，所述细长壳体可以进一步包括从所述细长壳体的侧壁延伸的至少第一和第二大体扁平的突起。
对于上述示例中的任一个而言替代地或附加地，在另一示例中，第一和第二大体扁平的突起各自可以包括延伸穿过其中的孔眼。
对于上述示例中的任一个而言替代地或附加地，在另一示例中，第一和第二丝的自由端部可以被构造成穿过第一和第二大体扁平的突起的孔眼，以将所述细长壳体可释放地联接到所述可扩张锚定机构。
对于上述示例中的任一个而言替代地或附加地，在另一示例中，所述细长壳体可以被构造成通过所述细长壳体的旋转而与所述可扩张锚定机构分离。
对于上述示例中的任一个而言替代地或附加地，在另一示例中，所述无引线心脏装置可以进一步包括：设置在所述细长壳体的近侧端部附近的取回特征。
对于上述示例中的任一个而言替代地或附加地，在另一示例中，所述可扩张锚定装置可以被构造成将所述细长壳体的侧壁定位成与血管壁接触。
对于上述示例中的任一个而言替代地或附加地，在另一示例中，所述可扩张锚定机构可以被构造成将无引线心脏装置锚定在患者的上腔静脉中靠近患者的右心房。
对于上述示例中的任一个而言替代地或附加地，在另一示例中，所述可扩张锚定机构可以被构造成将无引线心脏装置锚定在患者的下腔静脉中靠近患者的右心房。
对于上述示例中的任一个而言替代地或附加地，在另一示例中，第一自由端部可以定位在所述可扩张锚定机构的近侧端部附近，而第二自由端部可以定位在所述可扩张锚定机构的远侧端部附近。
对于上述示例中的任一个而言替代地或附加地，在另一示例中，第一大体扁平的突起可以定位在所述细长壳体的近侧端部附近，而第二大体扁平的突起可以定位在所述细长壳体的远侧端部附近。
对于上述示例中的任一个而言替代地或附加地，在另一示例中，所述远侧延伸部的远侧端部可以被构造成定位在左心室附近。
在另外的示例中，无引线心脏装置可以构造成部署在患者的脉管系统内处于患者的心脏附近的位置处。所述无引线心脏装置可以包括：细长壳体，其构造成定位在患者的脉管系统内靠近患者的心脏，所述细长壳体具有近侧端部和远侧端部；电源，其设置在所述细长壳体内；电路，其设置在所述细长壳体内并且可操作地联接到所述电源，所述电路被构造成起搏患者的心脏和/或感测患者的心脏的电活动；第一电极，其相对于所述细长壳体固定并且可操作地联接到所述电路；第二电极，其相对于所述细长壳体固定并且可操作地联接到所述电路，所述第二电极与所述第一电极间隔开并且沿着所述细长壳体的侧壁定位；远侧延伸部，其从所述细长壳体的远侧端部向远侧延伸，所述远侧延伸部包括定位在其远侧端部附近并可操作地联接到所述电路的至少一个电极；以及可扩张锚定机构，其可释放地联接到所述细长壳体，所述可扩张锚定机构具有用于输送的收缩构造和将所述无引线心脏装置定位在所述患者的脉管系统内的扩张构造。
对于上述示例中的任一个而言替代地或附加地，在另一示例中，所述可扩张锚定机构可以包括细长管状构件，所述细长管状构件包括多根交织的细丝并限定从近侧端部延伸到远侧端部的管腔。
对于上述示例中的任一个而言替代地或附加地，在另一示例中，所述可扩张锚定机构可以进一步包括：第一丝，其具有延伸到所述可扩张锚定机构的管腔中的自由端部；以及第二丝，其具有延伸到所述可扩张锚定机构的管腔中的自由端部。
对于上述示例中的任一个而言替代地或附加地，在另一示例中，所述自由端部可以形成至少180°的弧。
对于上述示例中的任一个而言替代地或附加地，在另一示例中，所述细长壳体可以进一步包括从所述细长壳体的侧壁延伸的至少第一和第二大体扁平的突起。
对于上述示例中的任一个而言替代地或附加地，在另一示例中，第一和第二大体扁平的突起各自可以包括延伸穿过其中的孔眼。
对于上述示例中的任一个而言替代地或附加地，在另一示例中，第一和第二丝的自由端部可以被构造成穿过第一和第二大体扁平的突起的孔眼，以将所述细长壳体可释放地联接到所述可扩张锚定机构。
对于上述示例中的任一个而言替代地或附加地，在另一示例中，所述细长壳体可以被构造成通过所述细长壳体的旋转而与所述可扩张锚定机构分离。
对于上述示例中的任一个而言替代地或附加地，在另一示例中，所述无引线心脏装置可以进一步包括：设置在所述细长壳体的近侧端部附近的取回特征。
对于上述示例中的任一个而言替代地或附加地，在另一示例中，所述可扩张锚定装置可以被构造成将所述细长壳体的侧壁定位成与血管壁接触。
对于上述示例中的任一个而言替代地或附加地，在另一示例中，所述可扩张锚定机构可以被构造成将无引线心脏装置锚定在患者的上腔静脉中靠近患者的右心房。
对于上述示例中的任一个而言替代地或附加地，在另一示例中，所述可扩张锚定机构可以被构造成将无引线心脏装置锚定在患者的下腔静脉中靠近患者的右心房。
在另一示例中，无引线心脏装置可以构造成部署在患者的脉管系统内处于患者的心脏附近的位置处。所述无引线心脏装置可以包括：壳体，其构造成定位在患者的腔静脉内靠近患者的心脏，所述壳体具有近侧端部和远侧端部；至少一个突起，其所述壳体的侧壁延伸，所述至少一个突起具有从突起的顶表面延伸到底表面的孔眼；电源，其设置在所述细长壳体内；电路，其设置在所述细长壳体内并且可操作地联接到所述电源，所述电路被构造成起搏患者的心脏和/或感测患者的心脏的电活动；第一电极，其相对于所述细长壳体固定并且可操作地联接到所述电路；第二电极，其相对于所述细长壳体固定并且可操作地联接到所述电路，所述第二电极与所述第一电极间隔开并且沿着所述细长壳体的侧壁定位；远侧延伸部，其从所述细长壳体的远侧端部向远侧延伸并构造成定位在患者的左心室近侧以便起搏左心室，所述远侧延伸部包括定位其远侧端部附近并可操作地联接到所述电路的至少一个电极；以及可扩张锚定机构，其可释放地联接到所述细长壳体。所述可扩张锚定机构可以包括细长管状本体，其具有近侧端部、远侧端部和延伸穿过其中的管腔，多根交织的细丝形成所述细长管状本体，并且交织的细丝中的至少一根具有延伸到所述细长管状本体的管腔中的自由端部。延伸到所述细长管状本体的管腔中的自由端部可以延伸穿过所述至少一个突起中的孔眼。
对于上述示例中的任一个而言替代地或附加地，在另一示例中，所述壳体可以被构造成通过所述细长壳体的旋转而与所述可扩张锚定机构分离。
对于上述示例中的任一个而言替代地或附加地，在另一示例中，所述无引线心脏装置可以进一步包括：设置在所述细长壳体的近侧端部附近的取回特征。
对于上述示例中的任一个而言替代地或附加地，在另一示例中，所述可扩张锚定装置可以被构造成将所述壳体的侧壁定位成与血管壁接触。
对于上述示例中的任一个而言替代地或附加地，在另一示例中，所述可扩张锚定机构可以构造成在用于输送的收缩构造与部署的扩张构造之间移动。
在另一示例中，无引线心脏装置可以构造成部署在患者的脉管系统内处于患者的心脏附近的位置处。所述无引线心脏装置可以包括：壳体，其构造成定位在患者的脉管系统内靠近患者的心房，所述壳体具有：近侧端部和远侧端部；第一突起，其邻近壳体的近侧端部从所述壳体的侧壁延伸；第二突起，其邻近壳体的远侧端部并沿着与第一突起相同的纵向线从所述壳体的侧壁延伸；第一孔眼，其穿过第一突起形成；以及第二孔眼，其穿过第二突起形成；电源，其设置在所述细长壳体内；电路，其设置在所述细长壳体内并且可操作地联接到所述电源，所述电路被构造成起搏患者的心脏和/或感测患者的心脏的电活动；第一电极，其相对于所述细长壳体固定并且可操作地联接到所述电路；第二电极，其相对于所述细长壳体固定并且可操作地联接到所述电路，所述第二电极与所述第一电极间隔开并且沿着所述细长壳体的侧壁定位；远侧延伸部，其从所述细长壳体的远侧端部向远侧延伸并构造成定位在患者的左心室近侧以便起搏左心室，所述远侧延伸部包括定位其远侧端部附近并可操作地联接到所述电路的至少一个电极；以及可扩张锚定机构，其可释放地联接到所述细长壳体。所述可扩张锚定机构可以包括：细长管状本体，其具有近侧端部、远侧端部和延伸穿过其中的管腔，多根交织的细丝形成所述细长管状本体；第一丝，其具有邻近所述细长管状本体的近侧端部延伸到细长管状本体的管腔中的自由端部；以及第二丝，其具有邻近所述细长管状本体的远侧端部延伸到细长管状本体的管腔中的自由端部。延伸到细长管状本体的管腔中的自由端部可以延伸穿过第一和第二突起中的第一和第二孔眼。
对于上述示例中的任一个而言替代地或附加地，在另一示例中，所述壳体可以被构造成通过所述细长壳体的旋转而与所述可扩张锚定机构分离。
对于上述示例中的任一个而言替代地或附加地，在另一示例中，所述可扩张锚定装置可以被构造成将所述壳体的侧壁定位成与血管壁接触。
以上对一些说明性实施例的概述并不旨在描述本公开的每个所公开的实施例或每个实施方式。以下的附图和描述更具体地例示这些和其它说明性实施例。
附图说明
结合附图考虑以下描述可以更全面地理解本公开，附图中：
图1是植入心脏内的示例无引线起搏装置的示意图；
图2A是图1的无引线起搏装置处于扩张构造中的示意图；
图2B是图1的无引线起搏装置处于收缩的输送构造中的示意图；
图3是具有一替代锚定机构的图1的无引线起搏装置处于扩张构造中的示意图；
图4是具有另一替代锚定机构的图1的无引线起搏装置处于扩张构造中的示意图；
图5A是处于扩张构造中的另一说明性可扩张锚定机构的示意图；
图5B是具有说明性无引线起搏装置的图5A的可扩张锚定机构的示意图；
图6是用于部署说明性无引线起搏装置的说明性方法的流程图；
图7是具有说明性无引线起搏装置的另一说明性可扩张锚定机构的示意图；
图8是具有说明性无引线起搏装置的另一说明性可扩张锚定机构的示意图；
图9是图8的远侧电极的示意图；
图10是图8的一替代远侧电极的示意图；并且
图11是说明性无引线心脏装置的示意性框图，其可以被视为容纳在本文中描述的无引线心脏装置之一中的示例。
虽然本公开服从各种修改和替代形式，但是其特定情况已经通过示例方式在附图中示出并且将被详细描述。然而，应该理解的是，并非旨在将本公开限制于所描述的特定实施例。相反，意图是覆盖落于本公开的精神和范围内的所有变型、等同方案和替代方案。
具体实施方式
对于以下定义的术语，这些定义将适用，除非在权利要求书中或在本说明书中的其它地方给出了不同的定义。
所有数值在本文中都被假定为被术语“大约”修饰，不管是否被明确地指出。术语“大约”通常是指一定范围的数字，其将被本领域的技术人员认为等同于所举值(即，具有相同的功能或结果)。在许多情况下，术语“大约”可以包括被四舍五入到最接近有效数字的数字。
通过端点对数值范围的列举包括处于该范围内的所有数字(例如，1-5包括1、1.5、2、2.75、3、3.80、4和5)。
如在本说明书和所附权利要求书中使用的，单数形式“一”、“一个”和“该”包括复数的对象，除非内容另有明确规定。如在本说明书和所附权利要求书中使用的，术语“或”在其意义上通常被采用来包括“和/或”，除非内容另有明确规定。
应指出的是，说明书中对“一实施例”、“一些实施例”、“其它实施例”等的提及表示所描述的实施例可以包括一个或更多个特定的特征、结构和/或特性。然而，这种记载并不一定意味着所有的实施例均包括所述特定的特征、结构和/或特性。附加地，当关联于一个实施例描述特定特征、结构和/或特性时，应该明白的是，这种特征、结构和/或特性也可以关联于其它实施例使用，不管是否有明确的描述，除非另有明确的相反说明。
以下描述应该参考附图来阅读，其中不同附图中的相似结构被相同地编号。附图(其并不一定按比例进行绘制)示出了说明性实施例而且并不旨在限制本公开的范围。
心脏起搏器提供电刺激到心脏组织，以使心脏收缩并且因此泵送血液穿过血管系统。常规起搏器通常包括电引线，其从皮下地或肌下地植入的脉冲发生器延伸到邻近心脏腔室的内或外壁定位的电极。作为常规起搏器的替代方案，自足式或无引线心脏起搏器已经被提出。无引线心脏起搏器是小型封装体，其通常固定到心脏腔室之中的心内植入部位。小型封装体通常包括双极起搏/感测电极、电源(例如电池)和关联的电子电路(用于控制起搏/感测电极)，并且因此提供电刺激到心脏组织和/或感测生理状况。在一些情况下，无引线心脏起搏器可以包括从小型封装体延伸的近侧和/或远侧延伸部，其中延伸部可以包括一个或更多个起搏/感测电极。封装体可以使用输送装置输送到心脏，所述输送装置可以推进穿过股静脉，进入下腔静脉中，进入右心房中，穿过三尖瓣膜，并且进入右心室中。替代地，封装体可以通过锁骨下静脉或颈内静脉进入的上通路输送。在一些情况下，可能需要提供替代的模块化无引线起搏系统和植入位置。
本文中描述的无引线起搏装置可以检测和治疗心律失常，并且更具体而言，将电刺激治疗输送到患者心脏的右心房、左心房、右心房和/或左心室。例如，一个或更多个装置可以被植入患者的心脏之上或之内，并且一个或更多个装置可以构造成根据一个或更多个治疗程序将电刺激治疗输送到患者的心脏的一个或更多个腔室和/或治疗一个或更多个类型的检测到的心律失常。一些示例电刺激治疗包括心动过缓治疗、心脏再同步治疗(CRT)、抗心动过速起搏(ATP)治疗、除颤和/或心脏复律治疗及类似治疗。一些示例心律失常包括心房颤动或心房扑动、心室颤动和心动过速。无引线起搏装置还可以构造成与另一医疗起搏装置协同操作，比如但不限于皮下可植入式心律转复除颤器(S-ICD)和/或左心室内定位的无引线起搏装置。
图1是一说明性系统的概念图，该系统用于向患者的心脏输送电刺激治疗，包括将电刺激治疗输送到患者的心脏的右心房、左心房、右心房和/或左心室。图1示出了植入心脏10之中和周围的说明性无引线起搏装置20。图1的心脏10被示出为显示右心房11、左心房12、右心室13、左心室14、冠状窦15、冠状窦口16、心大静脉17、隔膜18和上腔静脉(SVC)21。在说明性示例中，无引线起搏装置被示为定位在下腔静脉19内。然而，无引线起搏装置20可以定位在心脏10之中和周围的其它区域中。例如，无引线起搏装置20可以根据需要定位在冠状窦15、上腔静脉21、心房11、12、心室13、14或其它周围脉管系统中。
在图1的示例中，无引线起搏装置20包括具有近侧端部24和远侧端部26的壳体22以及向壳体22的远侧端部26的远侧延伸的远侧延伸部28。然而，在一些情况下，可以不包括远侧延伸部28和/或可以包括一个或更多个其它远侧和/或近侧延伸部。壳体22可以是单个部分，或可以具有第一部分22a(例如，罐或本体)、第二部分22b(例如，头部或模制部分)、和/或一个或更多个其它部分。可想到的是，壳体22不必沿着其整个长度具有相同的截面形状。当植入时，壳体22可以完全地或部分地设置在患者的心脏10的下腔静脉19或上腔静脉21内，而远侧延伸部28可以完全地或部分地设置在从心脏10和/或下腔静脉19/上腔静脉21和/或心脏10的腔室延伸的血管内，比如但不限于冠状窦15、心大静脉17、前室间静脉和/或其它侧向下行血管、右心房11和/或右心室13。
壳体22可以具有适于植入患者的心脏10内的目标位置处的任何尺寸。在一个示例中，壳体22可以具有足以装配在下腔静脉19、上腔静脉21和/或冠状窦15内的截面直径或面积。下腔静脉19和上腔静脉21可以具有比冠状窦15更大的截面直径。例如，下腔静脉可以具有在12-20毫米(mm)范围内的正常直径，上腔静脉21可以具有在15-22mm范围内的正常直径，并且冠状窦可以具有在4-12mm范围内的正常直径。因此，下腔静脉19或上腔静脉21比起冠状窦15可以容纳更大的壳体。壳体22的尺寸可以选择为最大化用于控制电路和电池的内部空间，同时仍然允许足够的血液流动穿过脉管系统。
壳体22可以在其外部表面上具有一个或更多个纹理。在一些情况下，壳体22的纹理可以包括便于壳体22稳定在患者体内的一定位置处的第一纹理以及便于血液通行经过壳体22的第二纹理。在壳体22可以构造成放置在患者的下腔静脉19或上腔静脉21内的一个示例中，壳体22的旨在邻近和/或触及可兴奋心肌组织的第一侧可以具有纹理化表面(例如，具有粗糙纹理)以便于将壳体22稳定在壳体22的预期位置处，并且第二侧可以相对壳体22的纹理化的第一侧具有光滑表面，以便于血液和/或其它流体通过冠状窦15内的壳体22。可以通过喷砂、喷珠、喷碳酸氢钠、电抛光、沉积和/或一种或更多种其它纹理化技术对纹理化表面进行纹理化。光滑表面可以从抛光、施加保护层或涂层和/或一种或更多种其它光滑处理技术而光滑。
在一些实施例中，无引线起搏装置20可以附加地包括一个或更多个电极。在一个示例中，壳体22可以支撑第一电极30和第二电极32，而远侧延伸部28可以支撑远侧电极。在一些情况下，远侧电极可以包括多个电极(例如，第一近侧环电极34、第二近侧环电极36、第三近侧环电极38、远侧环电极40、和/或一个或更多个其它电极)。虽然所描述的电极可以作为环电极示出，但是根据应用可以采用其它电极类型。在一些情况下，远侧延伸部28可以包括定位在其近侧端部50a与远侧端部50b之间位置处的电极33、35。
远侧延伸部28可以包括多个导体(未明确示出)，其构造成将电极34-40电联接到设置在壳体22内的电源和控制电路。导体可以被绝缘聚合涂层或管道涂覆或覆盖。可想到的是，远侧延伸部28从其近侧端部50a到远侧端部50b在柔性上可以不同。例如，远侧延伸部28可以在近侧端部50a附近具有第一柔性，而在远侧端部50b附近具有另一柔性。在一些情况下，远侧端部50b可以比近侧端部50a更具柔性。在一些示例中，柔性可以通过以一系列不同硬度形成远侧延伸部的部段41、43、45、47而变化，其中部段41、43、45、47逐渐变得更加柔性。换言之，远侧延伸部可以在每个部段41、43、45、47处在柔性上具有离散的或阶梯式的过渡。进一步可想到的是，还可以通过改变每个部段41、43、45、47处的聚合物涂层或管道的壁厚，来实现柔性上的阶梯式过渡。虽然描述了四个离散的部段41、43、45、47，但可想到的是，远侧延伸部28可以包括任意数量的具有任意组合的柔性或硬度(硬度性质)的部段，比如但不限于一个、两个、三个、四个或更多个。在另一示例中，远侧延伸部28可以具有在延伸部的整个长度上连续变化的柔性。在一些情况下，这可以通过具有连续变化(例如，以渐缩方式从近侧端部50a向远侧端部50b逐渐变薄)的聚合物涂层厚度来实现。在又另一示例中，引线延伸部28内的导体可以由具有变化刚度的材料形成。在另一示例中，可以在没有引线延伸部28的情况下提供分离的非导电元件(比如镍钛诺丝)，以沿着远侧延伸部28的长度提供分等级的刚度或柔性。可想到的是，改变远侧延伸部28的刚度可以提供刚度支撑以帮助输送(例如，增加可推动性同时允许最远侧部分行进通过曲折的脉管系统)。进一步可想到的是，改变远侧延伸部28的刚度也可以有助于防止移位。
尽管由壳体22支撑的电极30、32被示出为分别设置在壳体22的第一部分22a和第二部分22b上，但是在一些情况下，设置在壳体22上的电极的数量和位置可以根据应用而变化。例如，在无引线起搏装置20包括两个壳体部分的情况下，无引线起搏装置20可以具有仅设置在第一壳体部分22a或第二壳体部分22b之一上的电极。可能希望的是在壳体22上将电极配置壳体22的各种纵向长度处，以便于在电极与下腔静脉19的壁之间(如果如此定位的话)建立良好的接触。在一些情况下，无引线起搏装置20可以不具有设置在壳体22上的任何电极。
在壳体22上的电极30、32的一个示例配置中，位于壳体22的第一部分22a上的第一电极30可以是阳极电极，并且位于壳体22的第二部分22b上的第二电极32可以是阴极电极。然而，由于电极可以是双极电极，因此示例配置中的第一电极30可以改变为阴极电极，并且示例配置中的第二电极32可以改变为阳极电极。配对的双极电极的极性可以切换，而不管电极的位置如何。
当被提供时，无引线起搏装置20的电极可以用于向心脏10输送电刺激，和/或感测一个或更多个生理信号。在一些情况下，无引线起搏装置20可以使用电极(例如，电极30-40或其它电极)中的一个或更多个来与一个或更多个其它装置(比如但不限于一个或更多个其它无引线心脏起搏器和/或可植入心律转复除颤器)通信。在一些情况下，无引线起搏装置20可以使用传导通信技术进行通信，并且可以通过电极(例如，电极30-40或其它电极)中的一个或更多个来输送和/或接收通信信号。
在一些情况下，壳体22可以包括近侧构件42(例如，对接毂或其它构件)，其大体上从壳体22的近侧端部伸出。在图1所示的示例中，近侧构件42可以从壳体22的第一部分22a延伸。在植入期间，近侧构件42可以可释放地联接到定位装置(图1中未示出)。当被联接时，定位装置的移动可以转移到壳体22，从而允许使用者(比如医师)将壳体22操纵到心脏10内的适当位置，例如进入或靠近下腔静脉19。替代地或附加地，近侧构件42可以构造成便于无引线起搏装置20的取回。
无引线起搏装置20包括可扩张锚定机构44。可扩张锚定机构44可以例如具有收缩或输送构造，以助于通过脉管系统输送到一定位置，比如但不限于上腔静脉或下腔静脉。可扩张锚定机构44也可以具有扩张构造，其将无引线起搏装置20定位在脉管系统内，并将无引线起搏装置20紧固就位，其中电极30、32与脉管系统壁接合，但这不是必需的。在一些实施例中，可扩张锚定机构可以构造成定位无引线起搏装置20，使得壳体22不与血管壁接触。在一些情况下，可扩张锚定机构44可以构造成将无引线起搏装置20锚定在脉管系统中，使得壳体22的纵向轴线定位成与通过脉管系统的血液流平行或大致平行(距平行在20度以内)。在图1中示出的实施例中，可扩张锚定机构44可以包括近侧固定元件46a和远侧固定元件46b(统称为46)，并将参考图2A和2B进行更详细的描述。在一些情况下，可扩张锚定机构44可以类似于或者是支架，比如编织支架、织造支架或激光切割支架。可扩张锚定机构44可以是自扩张的，或者可以是可球囊扩张的。可想到的是，根据需要，可扩张锚定机构44可以由任何期望的金属或聚合材料形成。在2017年5月9日提交的题为“IMPLANTABLE MEDICALDEVICE FOR VASCULAR DEPLOYMENT”的共同受让专利申请No.15/590,811(其通过引用并入本文)中描述了一些说明性可扩张锚定机构。
在一些情况下，无引线起搏装置20可以从引导导管(图1中未示出)被输送，并且引导导管的环绕壳体22的部分可以符合壳体22，以在引导导管和壳体22之间建立可靠连接。进一步可想到的是，引导导管可以构造成在输送期间将可扩张锚定机构44保持在收缩构造中。当就位时，引导导管可以缩回，或者管心针或其它推动装置可以将壳体22推出引导导管。在这些情况下，近侧构件42可以进一步包括系绳锚定件48。在输送期间，系绳可以联接到系绳锚定件48，以允许使用者将壳体22拉回到引导导管内以便进一步定位。在一些情况下，系绳可以是绳子，并且绳子可以通过环抱系绳锚定件48而联接到系绳锚定件48。为了从壳体22释放系绳，使用者可以简单地切断系绳，或拉动系绳的一端直到系绳自身从系绳锚定件48解开。
尽管远侧延伸部28在图1中示出，但是在一些情况下，无引线起搏装置20可以不包括远侧延伸部28。在无引线起搏装置20包括从壳体22的远侧端部(例如，壳体22的第二部分22b，如图1中所示)延伸的远侧延伸部28的情况下。当被包括时，远侧延伸部28可以延伸到冠状窦15中并且紧固在冠状窦15内。在一些情况下，远侧延伸部28可以延伸穿过冠状窦15并进入心大静脉17或从冠状窦延伸的一个或更多个其它血管中。在其它情况下，远侧延伸部28可以定位于右心房或右心室。
远侧延伸部28可以包括近侧端部50a和远侧端部50b。远侧延伸部28的远侧端部50b可以包括一个或更多个固定构件52。固定构件52可以帮助将远侧延伸部28的远侧端部24b紧固在冠状窦15或心大静脉17内。固定构件52可以包括一个或更多个锚定件54(例如，叉齿、螺旋线圈、爪或其它锚定件)，其由硅、生物相容性聚合物、生物相容性金属、另一生物相容性材料、形状记忆材料(例如，镍钛诺或其它形状记忆材料)和/或生物可吸收材料制成。可以采用生物可吸收材料来促进从患者移除无引线起搏装置20，因为内皮生长原本可能发生在锚定件54上。锚定件54可以从远侧延伸部28径向向外延伸并且压靠冠状窦15的壁。锚定件54和冠状窦15的壁之间的力可以将远侧延伸部28的远侧端部50b保持就位。
固定构件52的锚定件54(例如，以及因而的固定构件52)可以有角以允许轻松插入通过身体血管(例如，静脉、冠状窦等)，同时便于抵靠身体血管的瓣膜固定在目标部位和/或植入位置处。在一些情况下，固定构件52的锚定件54可以向近侧有角，以便于向远侧插入到身体血管中和/或穿过身体血管，并且可以在近侧方向上从远侧延伸部28的纵向轴线径向向外延伸，以接合身体血管中的瓣膜并将远侧延伸部28固定在植入位置处(例如，用以防止或限制近侧移动)。
尽管在图中远侧延伸部28上示出了一个固定构件52，但是远侧延伸部28可以支撑一个或更多个附加固定构件，其与图中示出的固定构件52沿轴向间隔开。在其它情况下，远侧延伸部28可以不包括固定构件52。替代地，固定构件52可以定位成使得它从远侧延伸部28的远侧端部50b纵向地延伸。在这种构造中，固定构件52可以构造成接合与远侧端部50b相邻(或大体正交于远侧延伸部28的纵向轴线)的组织，比如但不限于心脏壁。
在一些情况下，固定构件52可以包括一个或更多个电极或丝环，并且可以用作天线以与一个或更多个其它装置通信和/或接收来自所述一个或更多个其它装置的电能。例如，无引线起搏装置20可以通过固定构件52的电极和/或丝环使用感应和/或传导通信技术接收能量传递和/或进行通信。
如以上提及的，远侧延伸部28可以包括一个或更多个电极(例如，电极34-40)。在这些情况中的一些中，电极34、36、38、40中的一些可以设置为靠近远侧延伸部28的远侧端部50b并且远离壳体22，然而在其它情况下，远侧延伸部28上的电极中的一个或更多个可以跨越远侧延伸部28的一定长度(例如，整个长度)。
在一些情况下，远侧延伸部28上的电极可以用于向心脏10输送电刺激。例如，无引线起搏装置20可以通过电极中的一个或更多个的组(例如，来自电极34、36、38、40或其它电极的组)将电刺激输送到心脏10的左心室14。可想到的是，心脏的接收电刺激的腔室可以通过远侧延伸部28的远侧端部50b的选择性放置来选择。在一些情况下，无引线起搏装置20可以使用电极34-40中的两个或更多个同时地或有延迟地(例如经由多电极起搏)将电刺激输送到心脏10的左心室14。在一些附加或替代情况下，无引线起搏装置20可以使用电极34-40中的一个或更多个来与一个或更多个其它装置通信(例如，电极34-40可以用作天线)。例如，无引线起搏装置20可以通过电极34-40中的一个或更多个使用感应或传导通信技术来接收能量传递和/或进行通信。
无引线起搏装置20上的电极30-40和/或其它电极可以有能力感测电信号、提供电刺激信号、或感测电信号且提供电刺激信号。信号处理、通信和/或治疗脉冲生成可以发生在无引线起搏装置的任何部分处(适当的处理模块可以位于此处)。在一个示例中，用于无引线起搏装置20的电极(例如，电极30-40和/或其它电极)的信号处理、通信和治疗脉冲生成可以发生在壳体22内的或由壳体22支撑的模块中，但这不是必需的。
无引线起搏装置20的电极30-40和/或其它电极可以构造成执行心脏激活事件的近场和/或远场感测。心脏激活事件的“近场”感测是指感测起源于对应电极所在之处的局部腔室(例如，电极正在感测之处的同一腔室)的心脏激活事件。心脏激活事件的“远场”感测是指感测起源于除对应电极所在之处的局部腔室之外的腔室的心脏激活事件。例如，如果无引线起搏装置20的电极位于冠状窦15中，且电极邻近冠状窦15的形成右心房11的壁的壁附近，则电极正在近场感测右心房激活事件，并且正在远场感测左心房激活事件、左心室激活事件和右心室激活事件。
在图1的示例中，其中无引线起搏装置20植入下腔静脉19以及从冠状窦15延伸的血管(例如，心大静脉17)中，第一电极30(例如，壳体22上的位于近侧的电极)可以位于下腔静脉19中邻近右心室13，第二电极32(例如，壳体22上的位于远侧的电极)可以位于下腔静脉19中邻近右心房11，并且由远侧延伸部28支撑的电极34-40可以位于心大静脉17中邻近左心室14。在这种植入构造中，第一电极30可以感测右心房11中的心房激活事件(P波)的近场信号并向右心房11的心脏组织提供起搏脉冲，第二电极可以感测左心房12中的心房激活事件(P波)的近场信号并向左心房12的心脏组织提供起搏脉冲，并且由远侧延伸部28支撑的电极34、36、38、40可以感测左心室14中源自心房并通过房室结和希浦路径传导的心室激活事件(R波)的近场信号并向左心室14的心脏组织提供起搏脉冲。
附加地或替代地，无引线起搏装置20的电极30-40或其它电极可以通过远场感测来感测信号。例如，可以由壳体22支撑的电极30、32可以感测远场心室激活活动(R波)，并且由远侧延伸部28支撑的电极34-40可以感测远场心房激活活动(P波)。然而，这种感测到的信号可能被衰减和延迟和/或幅度和持续时间可能不足以可靠地感测心房和心室激活活动，并且在考虑通过远场感测感测到的信号时可能需要考虑通过近场感测感测到的信号。
可想到的是，定位在远侧延伸部28上的电极34-40与定位在壳体22上的电极30、32之间可以存在若干不同的矢量。这些矢量可以用于获得各种诊断和生理参数。例如，远侧延伸部28上的电极34-40与壳体22上的电极30、32之间的矢量可以用于监测与流体状态(例如，心脏周围的流体)和/或心房或心室容积相关的阻抗。在另一示例中，矢量可以用于监测呼吸。进一步可想到的是，矢量可以用于优化心室起搏脉冲。例如，电极可用于感测右心室R波，并根据R波融合的不同水平对左心室起搏脉冲计时(例如，负或正偏移)。
在一些情况下，无引线起搏装置20可以作为单个装置植入(例如，没有一个或更多个其它无引线起搏装置或者一个或更多个可植入心律转复除颤器)，其可以根据需要向右心房11、左心房12、右心室13和/或左心室14提供电刺激。例如，无引线起搏装置20可以构造成根据治疗程序输送电刺激以治疗心房颤动或心房扑动。然而，在其它情况下，无引线起搏装置20可以与在心脏10之中和/或周围的一个或更多个不同位置处植入的一个或更多个其它可植入心律转复除颤器和/或一个或更多个其它无引线起搏装置一起植入。
在使用无引线起搏装置20的一个示例中，无引线起搏装置20可以是用于向心脏10输送心脏再同步治疗(CRT)的单个或多个装置系统的一部分。在这些示例中，无引线起搏装置20可以感测右心房11和左心房12之一者或两者中的心电信号。一旦无引线起搏装置20感测到传播通过右心房11和/或左心房12的心电信号，则无引线起搏装置20可以在一延迟周期(例如，AV延迟)之后将起搏脉冲输送到左心室14。延迟周期的长度可以被确定或被选择成使得无引线起搏装置20可以在传播的心电信号到达右心室13并使右心室13收缩时向左心室14输送起搏脉冲。以这种方式，无引线起搏装置20可以进行操作以提供右心室13和左心室14的同步收缩。在一些附加情况中，无引线起搏装置20可以基于感测到的心率来调节延迟周期。例如，当无引线起搏装置20感测到心率增加时，无引线起搏装置20可以缩短延迟周期的长度。相反地，当无引线起搏装置20感测到心率降低时，无引线起搏装置20可以延长延迟周期。
如所论述的，无引线起搏装置20可以经由冠状窦15将起搏脉冲输送到右心房11和/或左心房12。在这些实施例中，无引线起搏装置20可以在无引线起搏装置20将起搏脉冲输送到右心房11和/或左心房12之时或稍后开始计算延迟周期。与前述实施例一样，这可以引起右心室13和左心室14的同步收缩。在无引线起搏装置20是在右心室13内具有附加无引线起搏装置的系统的一部分的情况下，无引线起搏装置20可以在无引线起搏装置20向右心房11和/或左心房12输送起搏脉冲之后将触发信号传送到附加无引线起搏装置。在接收到触发之后，附加无引线起搏装置可以在其自身的延迟周期之后将起搏脉冲输送到右心室13。在这些示例的至少一些中，附加无引线起搏装置的延迟周期与无引线起搏装置20的延迟周期可以是一致的，使得附加无引线起搏装置和无引线起搏装置20两者同步地将起搏脉冲输送到右心室13和左心室14。然而，在其它实施例中，附加无引线起搏装置的延迟周期与无引线起搏装置20的延迟周期可以是不同的，例如通过右心室13和左心室14的传导不同时，以便使右心室13和左心室14同步收缩。
图2A示出了设置在下腔静脉19内的无引线心脏装置20和冠状窦15中的远侧延伸部28的局部截面放大视图。在示出的实施例中，可扩张锚定机构44示出为处于扩张构造中，使得近侧固定元件46a和远侧固定元件46b接合血管壁60。在一些情况下，无引线心脏装置20的壳体22可以构造成接触血管壁60，如图所示。然而，可想到的是，可扩张锚定机构44可以构造成使无引线心脏装置20的壳体22与血管壁60间隔开。虽然可扩张锚定机构44被示出为具有两个固定元件46，但可想到的是，根据需要，可扩张锚定机构44可以包括少于两个或多于两个的固定元件46。在一些情况下，近侧固定元件46a可以紧固到壳体22邻近近侧构件42，但其它位置可能也合适。远侧固定元件46b可以紧固到壳体22邻近其远侧端部26，但其它位置可能也合适。
近侧固定元件46a和远侧固定元件46b可以由带状元件形成，所述带状元件形成为大体圆形或椭圆形的扩张形状。换言之，近侧固定元件46a和远侧固定元件46b可以由具有宽度尺寸大于厚度尺寸的截面形状的元件形成。近侧固定元件46a和远侧固定元件46b可以形成为使得在扩张构造中，宽度尺寸被构造成接触血管壁60。可想到的是，增加近侧固定元件46a和远侧固定元件46b的与血管壁60接触的表面面积可以减小施加在血管壁60上的压力。然而，可想到的是，近侧固定元件46a和远侧固定元件46b可以具有任何期望的截面形状。此外，近侧固定元件46a和远侧固定元件46b不需要具有相同的截面形状。进一步可想到的是，近侧固定元件46a和/或远侧固定元件46b可以由多根编织或交织的细丝形成，所述细丝被构造成提供被构造成减少由于挠曲疲劳引起的裂纹的坚固结构。在一些情况下，近侧固定元件46a和/或远侧固定元件46b可以包括多个环状元件，如图3A和3B中所示。此外，虽然固定元件46被示出为具有大体圆形的形状，但可想到的是，固定元件46根据需要可以呈其它形状。在一些情况下，固定元件46可以包括允许它们符合不同尺寸血管的特征，比如但不限于正弦形状。
在一些情况下，可扩张锚定机构44可以由形状记忆材料(比如但不限于镍钛诺)形成，使得可扩张锚定机构44可以形成为扩张构造，被偏压成收缩构造以用于输送，并在移除偏压力(例如，不施加外力)时恢复其预先形成的扩张构造。替代地或附加地，可扩张锚定机构44可以由非金属材料形成，以最小化用于感应供电或通信的涡流。
在一些情况下，可扩张锚定机构44可以构造成执行多于一个的功能。例如，除了固定无引线起搏装置20之外，可扩张锚定机构44还可以构造成提供通信能力和/或测量生理状况。在一些实施例中，可扩张锚定机构44可以包括感应充电和/或感应通信绕组。替代地或附加地，可扩张锚定机构44可以包括构造成测量和/或转换静脉压力的应变传感器。这些只是示例。根据需要，可以包括其它通信形态和/或传感器。
图2B示出了设置在输送系统70内的图2A的说明性无引线起搏装置20的局部截面图。输送系统70可以包括细长管状构件72，其从构造成保持在身体外的近侧端部(未明确示出)延伸到远侧端部部分80。细长轴72可以包括从其近侧端部延伸到远侧端部部分80的管腔78，用于可滑动地接收另一医疗装置，比如但不限于导丝或推动/拉动构件。远侧保持部段74可以附接到细长管状构件72的远侧端部部分80。远侧保持部段74可以构造成在其中接收可植入装置20。例如，保持部段74可以限定与管腔78流体连通的腔体76用于可滑动地接收可植入装置20，并且可以包括远侧开口82用于将可植入装置20可滑动地插入和/或抽出腔体76。在一些情况下，远侧延伸部28可以包括完全地或部分地延伸穿过其中的管腔84。管腔84可以构造成在导丝上行进和/或在其中接收管心针，以便于远侧延伸部28的定位。虽然未明确示出，远侧延伸部28可以包括邻近其近侧端部50a的侧面端口，用于将导丝或管心针接收到管腔84中。
远侧保持部段74可以构造成在可扩张锚定机构44上施加偏压力，以将近侧固定元件46a和远侧固定元件46b保持在收缩构造中，使得无引线起搏装置20具有用于输送的减小轮廓。在一些情况下，近侧固定元件46a和远侧固定元件46b可以收缩，使得它们分别从无引线起搏装置20的近侧端部24和远侧端部26向近侧和远侧延伸。这可以防止可扩张锚定机构44在输送期间与壳体22重叠，这可以最小化无引线起搏装置20的输送轮廓。
在一些情况下，输送系统70可以包括多个细长轴(未明确示出)，这些细长轴可以彼此协同操作，以便于输送系统穿过脉管系统行进，并且便于无引线起搏装置20的部署。例如，虽然未明确示出，但推动构件或内导管可以设置在细长轴72的管腔78内，以推动和/或拉动无引线起搏装置20，以根据需要向远侧部署和/或向近侧缩回无引线起搏装置20。推动/拉动构件可以联接到近侧构件42，或者以其它方式接合近侧构件42。例如，在一些情况下，如果需要重新定位无引线起搏装置20，则无引线起搏装置20可以被部分地部署并随后向近侧缩回。可想到的是，远侧固定元件46b可以被部署和重新套入多次，直到取得期望的位置。然而，虽然远侧固定元件46b可以被重新套入，但是它可能更麻烦。可扩张锚定机构44可以包括不透射线的标记或不透射线的材料，以便于通过使用荧光透视和/或X射线定位无引线起搏装置20。在一些情况下，如果需要的话，近侧构件42可以用于促进无引线起搏装置20的移除。可想到的是，在无引线起搏装置20的移除期间，近侧固定元件46a和远侧固定元件46b都可以沿远侧方向收缩，使得近侧固定元件46a在移除期间设置在壳体22上。在2017年10月21日提交的题为“DELIVERY DEVICES AND METHODS FOR LEADLESSCARDIACDEVICES”的共同受让专利申请No.14/919,310(其通过引用并入本文)中描述了用于输送无引线心脏装置的说明性输送系统。
图3示出了设置在下腔静脉19内的无引线心脏装置20和冠状窦15中的远侧延伸部28的另一局部截面放大视图，具有用于可扩张锚定机构44的一替代配置。在示出的实施例中，可扩张锚定机构44示出为处于扩张构造，使得近侧固定元件88a和远侧固定元件88b(统称为88)接合血管壁60。可扩张锚定机构44可以构造成使无引线心脏装置20的壳体22与血管壁60间隔开，如图所示。在一些情况下，将无引线心脏装置20定位成远离血管壁60可以减少或防止纤维化。然而，根据需要，壳体22可以被偏压抵靠血管壁60。虽然可扩张锚定机构44被示出为具有两个固定元件88，但可想到的是，根据需要，可扩张锚定机构44可以包括少于两个或多于两个的固定元件88。
近侧固定元件88a可以由多个环状叶部90a、90b、90c(统称为90)形成。在一些情况下，近侧固定元件88a可以紧固到壳体22邻近近侧构件42，但其它位置可能也合适。远侧固定元件88b可以类似地由多个环状叶部92a、92b、92c(统称为92)形成。远侧固定元件88b可以紧固到壳体22邻近其远侧端部26，但其它位置可能也合适。虽然近侧固定元件88a和远侧固定元件88b被示出为包括相同数量的叶部90、92，但可想到的是，根据需要，它们可以具有相同数量或不同数量的叶部90、92。进一步可想到的是，近侧固定元件88a和远侧固定元件88b不需要具有相同的结构。叶部90、92可以由带状元件(例如，具有矩形或椭圆截面)、细丝(例如，具有圆形截面)、多根交织或编织的股线、或另一其它所需的细长结构形成。虽然未明确示出，但是近侧固定元件88a和远侧固定元件88b可以收缩成减小轮廓的输送构造，如相对于图2A和2B所描述的。可扩张锚定机构44可以构造成在从输送装置移除后在不施加外力的情况下扩张。
图4示出了设置在下腔静脉19内的无引线心脏装置20和冠状窦15中的远侧延伸部28的另一局部截面放大视图，具有用于可扩张锚定机构44的另一替代配置。在示出的实施例中，可扩张锚定机构44示出为处于扩张构造，使得近侧固定元件94a和远侧固定元件94b(统称为94)接合血管壁60。可扩张锚定机构44可以构造成使无引线心脏装置20的壳体22与血管壁60间隔开，如图所示。然而，根据需要，可扩张锚定机构44可以构造成偏压壳体22抵靠血管壁60。虽然可扩张锚定机构44被示出为具有两个固定元件94，但可想到的是，根据需要，可扩张锚定机构44可以包括少于两个或多于两个的固定元件94。
近侧固定元件94a可以由螺旋元件形成。在一些情况下，近侧固定元件94a可以紧固到壳体22邻近近侧构件42，但其它位置可能也合适。远侧固定元件94b可以类似地由螺旋元件形成。远侧固定元件94b可以紧固到壳体22邻近其远侧端部26，但其它位置可能也合适。可想到的是，螺旋的特征可以被调节以实现无引线心脏装置的期望定位。在一些情况下，螺旋的曲率(例如，在装置20的附接点附近)可以被调节以操控无引线心脏装置20的位置。虽然近侧固定元件94a和远侧固定元件94b被示出为包括单个螺旋，但可想到的是，它们可以根据需要具有相同数量或不同数量的固定元件94。进一步可想到的是，近侧固定元件94a和远侧固定元件94b不需要具有相同的结构。固定元件94可以由带状元件(例如，具有矩形或椭圆截面)、细丝(例如，具有圆形截面)、多根交织或编织的股线、或另一其它所需的细长结构形成。虽然未明确示出，但是近侧固定元件94a和远侧固定元件94b可以收缩成减小轮廓的输送构造，如相对于图2A和2B所描述的。可扩张锚定机构44可以构造成在从输送装置移除后在不施加外力的情况下扩张。
在一些实施例中，可能希望与无引线心脏装置分开地输送固定系统。图5A示出了设置在下腔静脉19中的说明性固定系统或机构100的局部截面图。虽然系统100被示为处于下腔静脉19中，但是应当理解的是，系统100可以根据需要部署在上腔静脉21或其它脉管系统中。在一些情况下，可扩张锚定机构100可以由具有支架状结构的细长管状构件或本体102形成。虽然可扩张锚定机构100被描述为大体管状，但可想到的是，可扩张锚定机构100可以呈任何期望的截面形状。可扩张锚定机构100可以具有第一或近侧端部104和第二或远侧端部106。可扩张锚定机构100可以包括管腔108，其从邻近第一端部104的第一开口延伸到邻近第二端部106的第二开口，以允许血液、流体等通过。
可扩张锚定机构100可以从第一径向收缩构造(未明确示出)可扩张到第二径向扩张构造。在一些情况下，可扩张锚定机构100可以被部署为介于收缩构造与完全扩张构造之间的构造。可扩张锚定机构100可以构造成向血管壁施加径向向外的压力，以将机构100和无引线心脏装置(如果如此联接的话)保持在血管中。
可扩张锚定机构100的近侧端部104可以包括多个环，其构造成接收交织穿过其中或以其它方式通行穿过一个或更多个环的取回系绳或缝合线(未明确示出)。如果需要的话，取回缝合线可以用于收缩和取回可扩张锚定机构100。例如，取回缝合线可以像拉绳一样被拉动，以沿径向收缩可扩张锚定机构100的近侧端部104，以便于将可扩张锚定机构100从身体管腔移除。
可扩张锚定机构100可以具有由若干细丝或撑条110制成的织造结构。在一些实施例中，可扩张锚定机构100可以由单根细丝与本身交织并限定开放网格来针织或编织而成。在其它实施例中，可扩张锚定机构100可以由数根细丝交织在一起并限定开放网格来编织而成。包括编织细丝的一些示例性支架包括由波士顿科学公司制造和销售的
Figure BDA0002545104970000221
和
Figure BDA0002545104970000222
支架。在另一实施例中，可扩张锚定机构100可以针织而成，比如由波士顿科学公司制造的UltraflexTM支架。在又另一实施例中，可扩张锚定机构100可以是打结型的，比如由波士顿科学公司制造的Precision ColonicTM支架。在任另一实施例中，可扩张锚定机构100可以是激光切割管状构件，比如由波士顿科学公司制造的EPICTM支架。激光切割管状构件可以具有开放和/或封闭网格几何结构，其包括一个或更多个相互连接的细丝或撑条，在它们之间限定出开放网格。在一些情况下，可扩张锚定机构100的内表面和/或外表面可以完全地、基本上或部分地覆盖有聚合覆盖物或涂层。覆盖物或涂层可以延伸遍及和/或闭塞由撑条或细丝110限定的一个或更多个或者多个网格。覆盖物或涂层可以帮助减少组织内向生长。在一些情况下，可扩张锚定机构100可以是自扩张支架(SES)，但这不是必需的。
可扩张锚定机构100可以进一步包括细长管状构件或对接件112，它联接到本体102处于其管腔108内。对接件112可以使用任何适当的方法联接到本体102，比如但不限于熔焊、铜焊、钎焊、粘合、熔化粘结等。虽然对接件112被描述为大体管状，但可想到的是，对接件112可以呈任何期望的截面形状。对接件112可以具有第一或近侧端部114和第二或远侧端部116。对接件112可以包括管腔118，其从邻近第一端部114的第一开口延伸到邻近第二端部116的第二开口，以接收无引线起搏装置120，如图5B中所示。管腔118可以进一步构造成接收导丝150，以便于输送可扩张锚定机构100和/或无引线心脏装置120，如将在本文中更详细描述的。例如，导丝150可以用于引导远侧延伸部128(参见例如图5B)穿过冠状窦口16进入冠状窦15中。在一些情况下，对接件112可以设置有第二较小的管状构件(例如，侧车)，其限定管腔并构造成接收导丝150。
对接件112可以由柔性和/或弹性材料(例如硅树脂)形成，使得无引线起搏装置120可以通过干涉和/或摩擦配合插入到管腔118中。换言之，管腔118的直径可以大致相同于或略小于无引线起搏装置120的外直径。替代地或附加地，对接件112和/或无引线心脏装置120可以包括机械接口，其将无引线心脏装置120可释放地或固定地联接到对接件112。此外，虽然对接件112被示出为大致实体的管状构件，但可想到的是，对接件112可以具有类似于本体102的支架状结构。
图5B示出了设置在下腔静脉19中的说明性固定系统100的局部截面图，其中说明性无引线心脏装置120设置在对接件112的管腔118内。无引线心脏装置120可以在形式和功能上类似于上述无引线起搏装置20。无引线起搏装置120包括具有近侧端部124和远侧端部126的壳体122以及向壳体122的远侧端部126的远侧延伸的远侧延伸部128。在一些实施例中，无引线起搏装置120可以附加地包括一个或更多个电极。在一个示例中，壳体122可以支撑第一电极130和第二电极132，而远侧延伸部128可以支撑远侧电极。在一些情况下，远侧电极可以包括多个电极(例如，第一近侧环电极134、第二近侧环电极136、第三近侧环电极138、远侧环电极140、和/或一个或更多个其它电极)。虽然所描述的电极可以作为环电极示出，但是根据应用可以采用其它电极类型。
在一些情况下，壳体122可以包括近侧构件142(例如，对接毂或其它构件)，其大体上从壳体122的近侧端部伸出。在图5B中示出的示例中，近侧构件142可以从壳体122的近侧端部124伸出。在植入期间，近侧构件142可以可释放地联接到定位装置(图5B中未示出)。当被联接时，定位装置的移动可以转移到壳体122，从而允许使用者(比如医师)将壳体122操纵到心脏10内的适当位置，例如进入或靠近下腔静脉19。替代地或附加地，近侧构件142可以构造成根据需要促进无引线起搏装置120的取回。
远侧延伸部128被示出为经由窦口16进入冠状窦15，使得电极134-140定位在冠状窦15内。然而，根据需要，远侧延伸部128可以定位在右心房11、心大静脉17和/或远侧分支静脉内。为了便于放置远侧延伸部128，远侧延伸部128可以包括侧面端口144，其构造成允许导丝(比如导丝150)或管心针进入远侧延伸部128的管腔146。管腔146可以从侧面端口144延伸到与远侧延伸部128的远侧端部相邻的远侧开口148。在一些情况下，管腔146可以终止于远侧延伸部128的远侧端部近侧的位置处，使得可以提供止挡或壁，在其中管心针可以施加推力。
可想到的是，如果需要的话，可以从可扩张锚定机构100取出或移除无引线心脏装置120。在一些情况下，可以通过使用勒除器抓取或附接到近侧构件142并施加近侧拉力来移除无引线心脏装置120和远侧延伸部128。近侧拉力可以通过手动牵引将无引线心脏装置120从对接件112缩回。在一些情况下，也可以通过收缩其本体102并向近侧缩回来移除可扩张锚定机构100。然而，在一些情况下，移除可扩张锚定机构100可能是不可能的或不希望的。可想到的是，对接件112和无引线心脏装置120可以被一起移除。例如，切割工具或激光器可以用于使对接件与可扩张锚定机构100分离，并且无引线心脏装置120和对接件112被一起移除。在这种情况下，无引线心脏装置120和对接件112可以被移除，而本体102留在血管中。
图6是分别地(例如相继)用于可扩张锚定机构100和无引线心脏装置120的说明性方法200的流程图。首先，引导导管可以行进通过脉管系统并到达冠状窦，如步骤202处所示。使用通过颈内静脉或锁骨下静脉进入的上通路，引导导管可以行进通过上腔静脉，进入右心房中，并进入冠状窦口中。替代地，使用通过股静脉进入的下通路，引导导管可以行进通过下腔静脉，进入右心房中，并进入冠状窦口中。可想到的是，所选择的通路(例如，下或上)将确定无引线心脏装置120的植入位置。一旦引导导管已插进冠状窦，导丝150可以行进通过引导导管，如步骤204处所示。导丝150可以向远侧行进超过引导导管的远侧端部到达目标区域。在一些情况下，目标区域可以是远侧延伸部128的远侧端部在冠状窦或其远侧分支内的期望位置。一旦导丝150已定位，引导导管可以被移除，如步骤206处所示。然后，可扩张锚定机构100可以在导丝150上行进，如步骤208处所示。例如，对接件112或侧车(如果如此设置了的话)可以可滑动地设置在导丝150上。可扩张锚定机构100的输送可能需要输送导管，其构造成将本体102保持在收缩构造，直到可扩张锚定机构100处于下腔静脉或上腔静脉内的目标位置处。在一些情况下，可扩张锚定机构100可以包括构造成便于其部署和定位的不透射线的材料和/或标记。一旦可扩张锚定机构100已经被输送(并且输送导管被移除，如果使用了的话)，无引线心脏装置120然后可以在导丝150上被输送，如步骤210处所示。远侧延伸部128可以使用管腔146和侧面端口144定位在导丝150上，并且行进直到远侧延伸部128处于期望位置。当远侧延伸部128被引导到其目标位置时，无引线心脏装置120的壳体122可以被插入并锚定在对接件112的管腔118内。一旦远侧延伸部128和壳体122就位并被联接或固定就位，导丝150(和任何其它输送部件)可以被移除，如步骤212处所示。
图7示出了另一说明性可扩张锚定系统或机构300和无引线心脏装置320的透视图，其中无引线心脏装置320从可扩张锚定机构300可移除。系统300可以根据需要部署在下腔静脉19、上腔静脉21或其它脉管系统中。在一些情况下，可扩张锚定机构300可以在形式和功能上类似于上述可扩张锚定机构100。可扩张锚定机构300可以由具有支架状结构的细长管状构件或本体302形成。虽然可扩张锚定机构300被描述为大体管状，但可想到的是，可扩张锚定机构300可以呈任何期望的截面形状。可扩张锚定机构300可以具有第一或近侧端部304和第二或远侧端部306。可扩张锚定机构300可以包括管腔308，其从邻近第一端部304的第一开口延伸到邻近第二端部306的第二开口，以允许血液、流体等通过。
可扩张锚定机构300可以从第一径向收缩构造(未明确示出)可扩张到第二径向扩张构造。在一些情况下，可扩张锚定机构300可以被部署为介于收缩构造与完全扩张构造之间的构造。可扩张锚定机构300可以构造成向血管壁施加径向向外的压力，以将机构300和无引线心脏装置(如果如此联接的话)保持在血管中。
可扩张锚定机构300可以具有由若干细丝或撑条310制成的织造结构。在一些实施例中，可扩张锚定机构300可以由单根细丝与本身交织并限定开放网格来针织或编织而成。在其它实施例中，可扩张锚定机构300可以由数根细丝交织在一起并限定开放网格来编织而成。在又另一实施例中，可扩张锚定机构300可以是打结型的。在任另一实施例中，可扩张锚定机构300可以是激光切割管状构件。在一些情况下，可扩张锚定机构300的内表面和/或外表面可以完全地、基本上或部分地覆盖有聚合覆盖物或涂层。覆盖物或涂层可以延伸遍及和/或闭塞由撑条或细丝310限定的一个或更多个或者多个网格。覆盖物或涂层可以帮助减少组织内向生长。在一些情况下，可扩张锚定机构300可以是自扩张支架(SES)，但这不是必需的。
可扩张锚定机构300可以进一步包括一个或更多个撑条或丝312a、312b(统称为312)，每个撑条或线被构造成接合无引线心脏装置320上的配合特征，以将无引线心脏装置320可释放地联接到可扩张锚定机构300。在一些情况下，丝312可以是来自本体302的一根或更多根细丝。在另一示例中，丝312可以是单独附接的结构。丝312a、312b可以各自具有自由端部314a、314b，其延伸到可扩张锚定机构300的管腔308中，并构造成接合无引线心脏装置320，如将在下面更详细地描述的。
无引线心脏装置320可以在形式和功能上类似于上述无引线起搏装置20、120。无引线起搏装置320包括具有近侧端部324和远侧端部326的壳体322以及向壳体322的远侧端部326的远侧延伸的远侧延伸部328。在一些实施例中，无引线起搏装置320可以附加地包括一个或更多个电极。在一个示例中，壳体322可以支撑第一电极330和第二电极332，而远侧延伸部328可以支撑远侧电极。在一些情况下，远侧电极可以包括多个电极(未明确示出)。虽然所描述的电极可以作为环电极示出，但是根据应用可以采用其它电极类型。
在一些情况下，壳体322可以包括近侧构件334(例如，对接毂或其它构件)，其大体上从壳体322的近侧端部伸出。在图7中示出的示例中，近侧构件334可以从壳体322的近侧端部324伸出。在植入期间，近侧构件334可以可释放地联接到定位装置(图7中未示出)。当被联接时，定位装置的移动可以转移到壳体322，从而允许使用者(比如医师)将壳体322操纵到心脏10内的适当位置，例如进入或靠近下腔静脉19。替代地或附加地，近侧构件334可以构造成根据需要促进无引线起搏装置320的取回。
根据需要，远侧延伸部328可以定位在冠状窦15、右心房11、心大静脉17和/或远侧分支静脉内。为了便于放置远侧延伸部328，远侧延伸部328可以包括侧面端口336，其构造成允许导丝或管心针进入远侧延伸部328的管腔338。管腔338可以从侧面端口336延伸到与远侧延伸部328的远侧端部(未明确示出)相邻的远侧开口。在一些情况下，管腔338可以终止于远侧延伸部328的远侧端部近侧的位置处，使得可以提供止挡或壁，在其中管心针可以施加推力。
无引线心脏装置320可以包括一个或更多个大体扁平的搁板状突起340a、340b(统称为340)，其从大致圆柱形壳体322侧向地延伸。突起或延伸部340可以沿着壳体322的侧面沿着相同纵向线定位。每个延伸部340a、340b可以包括延伸穿过其中(例如，从顶表面到底表面)的孔穴或孔眼342a、342b(统称为342)。孔眼342可以构造成接收丝312的自由端部314。虽然可扩张锚定机构300被示出为包括被构造成接合无引线心脏装置320上的两个孔眼342的两根丝312，但可想到的是，可扩张锚定机构300和/或无引线心脏装置320可以各自包括任意数量的联接特征，比如但不限于一个、两个、三个、四个或更多个。在一些情况下，第一组联接特征312a、342a可以定位在无引线心脏装置320的近侧端部324附近，并且第二组联接特征312b、342b可以定位在无引线心脏装置320的远侧端部326附近。如果需要的话，这可以有助于保持无引线心脏装置320与血管壁紧密对齐。
可想到的是，丝312的自由端部314可以弯曲，使得一旦与孔眼342接合，无引线心脏装置320可以通过有意施加的力移除，而防止或最大限度地减少无意的分离。在一些情况下，弯曲的自由端部314可以具有至少180°的弧。例如，可以通过沿逆时针方向(例如，沿与自由端部314的旋转相反的方向)旋转无引线心脏装置320来将无引线心脏装置320从可扩张锚定机构300移除。当无引线心脏装置320旋转时，孔眼342沿着丝312滑动，直到它与丝312分离。在一些情况下，当无引线心脏装置320旋转时，丝312可以挠曲或解绕。可想到的是，勒除器或定制的导管可以用于抓持近侧构件334，然后用于旋转无引线心脏装置320。一旦无引线心脏装置320已经从本体302分离，无引线心脏装置320可以被移除，并且可扩张锚定机构300可以保留在身体中。
可想到的是，可扩张锚定机构300和无引线心脏装置320可以根据需要一起或相继输送到目标位置。在第一示例中，无引线心脏装置320可以在输送到身体内之前装载在可扩张锚定机构300的管腔308内。可扩张锚定机构300的本体302于是可以收缩到无引线心脏装置320的壳体322的外表面上以便输送。可扩张锚定机构300可以使用输送导管或用于在可扩张锚定机构300上施加偏压力的其它装置保持处于收缩。在另一示例中，可扩张锚定机构300可以在无引线心脏装置320与其联接之前被输送和部署在身体内。例如，可扩张锚定机构300和无引线心脏装置320可以被相继输送。一旦可扩张锚定机构300已经被部署，无引线心脏装置320可以被输送并联接到可扩张锚定机构300。可想到的是，丝312、自由端部314和/或壳体340的延伸部可以包括不透射线的特征，其构造成帮助临床医生将孔眼342与自由端部314对齐。孔眼342可以与自由端部314对齐，并沿与丝312的旋转方向相同的方向(例如，在所示实施例中为顺时针方向)旋转，以联接无引线心脏装置320与可扩张锚定机构300。
图8示出了另一无引线心脏装置420的示意图，其中可扩张锚定机构400定位在上腔静脉21内，且远侧延伸部428延伸到右心房11内。虽然可扩张锚定机构400和无引线心脏装置420被示出为处于在上腔静脉21中，但是应当理解的是，可扩张锚定机构400和无引线心脏装置420可以根据需要部署在下腔静脉19或其它脉管系统中。例如，无引线心脏装置420可以定位在冠状窦内，且远侧延伸部428延伸到右心房11中。在一些情况下，可扩张锚定机构400可以由具有支架状结构的细长管状构件或本体402形成。然而，可扩张锚定机构400可以呈任何期望的形式。虽然可扩张锚定机构400被描述为大体管状，但可想到的是，可扩张锚定机构400可以呈任何期望的截面形状。可扩张锚定机构400可以具有第一或近侧端部404和第二或远侧端部406。可扩张锚定机构400可以包括管腔408，其从邻近第一端部404的第一开口延伸到邻近第二端部406的第二开口，以允许血液、流体等通过。无引线心脏装置420可以使用本文中描述的任何结构和/或机构固定地或可释放地联接到可扩张锚定机构400。
可扩张锚定机构400可以从第一径向收缩构造(未明确示出)可扩张到第二径向扩张构造。在一些情况下，可扩张锚定机构400可以被部署为介于收缩构造与完全扩张构造之间的构造。可扩张锚定机构400可以构造成向血管壁施加径向向外的压力，以将机构400和无引线心脏装置(如果如此联接的话)保持在血管中。
可扩张锚定机构400的近侧端部404可以包括多个环，其构造成接收交织穿过其中或以其它方式通行穿过一个或更多个环的取回系绳或缝合线(未明确示出)。如果需要的话，取回缝合线可以用于收缩和取回可扩张锚定机构400。例如，取回缝合线可以像拉绳一样被拉动，以沿径向收缩可扩张锚定机构400的近侧端部404，以便于将可扩张锚定机构400从身体管腔移除。
可扩张锚定机构400可以具有由若干细丝或撑条410制成的织造结构。在一些实施例中，可扩张锚定机构400可以由单根细丝与本身交织并限定开放网格来针织或编织而成。在其它实施例中，可扩张锚定机构400可以由数根细丝交织在一起并限定开放网格来编织而成。包括编织细丝的一些示例性支架包括由波士顿科学公司制造和销售的
Figure BDA0002545104970000291
和
Figure BDA0002545104970000292
支架。在另一实施例中，可扩张锚定机构400可以针织而成，比如由波士顿科学公司制造的UltraflexTM支架。在又另一实施例中，可扩张锚定机构400可以是打结型的，比如由波士顿科学公司制造的Precision ColonicTM支架。在任另一实施例中，可扩张锚定机构400可以是激光切割管状构件，比如由波士顿科学公司制造的EPICTM支架。激光切割管状构件可以具有开放和/或封闭网格几何结构，其包括一个或更多个相互连接的细丝或撑条，在它们之间限定出开放网格。在一些情况下，可扩张锚定机构400的内表面和/或外表面可以完全地、基本上或部分地覆盖有聚合覆盖物或涂层。覆盖物或涂层可以延伸遍及和/或闭塞由撑条或细丝410限定的一个或更多个或者多个网格。覆盖物或涂层可以帮助减少组织内向生长。在一些情况下，可扩张锚定机构400可以是自扩张支架(SES)，但这不是必需的。
无引线心脏装置420可以在形式和功能上类似于上述无引线起搏装置20、120、320。无引线起搏装置420包括具有近侧端部424和远侧端部426的壳体422以及向壳体422的远侧端部426的远侧延伸的远侧延伸部428。在一些实施例中，无引线起搏装置420可以附加地包括一个或更多个电极。在一个示例中，壳体422可以支撑第一电极430和第二电极432，而远侧延伸部428可以支撑一个或更多个远侧电极440、442和一个或更多个中间电极444、446。虽然所描述的电极可以作为环电极示出，但是根据应用可以采用其它电极类型。可想到的是，远侧电极440、442可以构造成向希氏束454输送起搏脉冲，而中间电极444、446可以构造成感测右心房中的活动。这可以允许VDD起搏与希氏束起搏相结合。例如，远侧电极440、442中的一个或两个可以附接、固定、紧固、接触或以其它方式联接到希氏束。在一个示例中，远侧电极442中的至少一个可以构造成固定在右心房11的隔膜壁18内和/或穿过该隔膜壁18(参见例如图1)。在一些情况下，远侧电极442可以固定在三尖瓣膜环451上方或附近的位置处，但也可以使用其它位置。
在一些情况下，壳体422可以包括近侧构件434(例如，对接毂或其它构件)，其大体上从壳体422的近侧端部伸出。在图8中示出的示例中，近侧构件434可以从壳体422的近侧端部424伸出。在植入期间，近侧构件434可以可释放地联接到定位装置(图8中未示出)。当被联接时，定位装置的移动可以转移到壳体422，从而允许使用者(比如医师)将壳体422操纵到心脏10内的适当位置，例如进入或靠近上腔静脉21。替代地或附加地，近侧构件434可以构造成根据需要促进无引线起搏装置420的取回。
根据需要，远侧延伸部428可以定位在右心房11、冠状窦15、心大静脉17和/或远侧分支静脉内。为了便于放置远侧延伸部428，远侧延伸部428可以包括侧面端口436，其构造成允许导丝或管心针进入远侧延伸部428的管腔438。管腔438可以从侧面端口436延伸到与远侧延伸部428的远侧端部(未明确示出)相邻的远侧开口。在一些情况下，管腔438可以终止于远侧延伸部428的远侧端部近侧的位置处，使得可以提供止挡或壁，在其上管心针可以施加推力。
在示出的实施例中，可扩张锚定机构400示出为处于扩张构造，且无引线心脏装置420的壳体422接合血管壁。然而，可想到的是，可扩张锚定机构400可以构造成使无引线心脏装置0的壳体422与血管壁间隔开。可想到的是，可扩张锚定机构300和无引线心脏装置420可以根据需要使用本文中描述的任何方法被一起或相继输送到目标位置。
另外参考图9，其示出了远侧延伸部428的远侧端部区域448的特写截面图，在一些情况下，远侧电极442可以是可延伸和/或可缩回的螺旋阴极。电极442可以由预装载的管心针450控制。管心针450可以机械地联接到远侧电极442，使得它可以在远侧电极442上实现纵向和旋转移动。可想到的是，远侧延伸部428可以在远侧电极442缩回在管腔438内的状态下行进通过脉管系统。在一些情况下，当缩回在管腔438内时，电极442可以被偏压成伸直的或细长的构造。在其它情况下，当在管腔438内时，远侧电极442可以保持其部署形状。远侧延伸部428可以行进到右心房11中，直到远侧端部区域448定位邻近希氏束454，其可以接近房室结。管心针450可以被致动以将远侧螺旋阴极442部署到希氏束454中(例如，穿过或进入右心房11的壁)。在一些情况下，可以旋转管心针450来以类似于旋拧的方式将远侧电极442驱动到希氏束454中。进一步可想到的是，管心针450可以是弯曲的或者以其它方式成形，使得当远侧电极442被部署时，它同时朝向期望的部署位置转向。虽然远侧电极被描述为具有螺旋形状，但可想到的是，也可以使用其它形状，包括但不限于一个或更多个弯曲的钩或一个或更多个爪460，如图10中所示，图10示出了远侧延伸部428的具有一替代远侧电极460的远侧端部区域448的特写截面图。在一些实施例中，勒除器或套索型装置可以用于将引线延伸部的远侧端部区域448导引就位并释放远侧电极460。可想到的是，远侧电极460可以由形状记忆材料形成，使得当它被部署时它呈弯曲的构造。
图11是说明性无引线心脏装置或无引线心脏起搏器(LCP)的概念示意性框图，其可以植入在心脏上或心脏的腔室内，并且可以操作以感测生理信号和参数，并将一种或更多种类型的电刺激治疗输送到患者的心脏。示例性电刺激治疗可以包括心动过缓起搏、速率响应性起搏治疗、心脏再同步治疗(CRT)、抗心动过速起搏(ATP)和/或类似者。如图11中可看出的，无引线心脏起搏器500可以是一种紧凑型装置，其中所有部件都容纳在无引线心脏起搏器500内或直接在壳体520上。在一些情况下，无引线心脏起搏器500可以包括以下中的一个或更多个：通信模块502、脉冲发生器模块504、电感测模块506、机械感测模块508、处理模块510、能量存储模块512和电极514。
无引线心脏起搏器500可以被看作是形成无引线心脏装置20(图1-4)、无引线心脏装置120(图5A-5B)、无引线心脏装置320(图7)和/或无引线心脏装置420(图8)的一部分的壳体的示例。将理解的是，相对于无引线心脏装置20、无引线心脏装置120、无引线心脏装置320和/或无引线心脏装置420中的一个所描述的特定特征或要素可以被并入无引线心脏装置20、无引线心脏装置120、无引线心脏装置320和/或无引线心脏装置420中的任一其它装置中。类似地，相对于可扩张锚定机构44、可扩张锚定机构100、可扩张锚定机构300和/或可扩张锚定机构400所描述的特定特征或要素可以被并入可扩张锚定机构44、可扩张锚定机构100、可扩张锚定机构300和/或可扩张锚定机构400中的任一其它机构中，或者被并入无引线心脏装置20、无引线心脏装置120、无引线心脏装置320和/或无引线心脏装置420中的任一装置中。
如图11中所示，无引线心脏起搏器500可以包括电极514，其可相对于壳体520紧固并且电暴露于围绕无引线心脏起搏器500的组织和/或血液。电极514通常可以传导电信号去到和始于无引线心脏起搏器500以及周围组织和/或血液。这些电信号可以包括通信信号、电刺激脉冲和固有心电信号，仅为几个示例。固有心电信号可以包括由心脏生成的电信号，并且可以由心电图(ECG)表示。电极514可以包括一种或更多种生物相容性导电材料，比如公知植入人体内是安全的各种金属或合金。在一些情况下，电极514通常可以设置在无引线心脏起搏器500的任一端部上，并且可以与模块502、504、506、508和510中的一个或更多个电连通。在电极514直接紧固到壳体520的实施例中，绝缘材料可以使电极514与相邻的电极、壳体520和/或无引线心脏起搏器500的其它部分电隔离。在一些情况下，电极514中的一些或全部可以与壳体520间隔开，并且可以通过连接线连接到壳体520和/或无引线心脏起搏器500的其它部件。在这类情况下，电极514可以设置在从壳体520向外延伸出去的尾部(未示出)上。
如图11中示出的，在一些实施例中，无引线心脏起搏器500可以包括电极514’。电极514’可以补充电极514，或者可以取代电极514中的一个或更多个。电极514’可以类似于电极514，例外的是电极514’设置在无引线心脏起搏器500的侧面上。在一些情况下，电极514’可以增加电极的数量，通过这些电极，无引线心脏起搏器500可以输送通信信号和/或电刺激脉冲，和/或可以感测固有心电信号、通信信号和/或电刺激脉冲。虽然一般示出为相同的尺寸，但是将理解的是，电极514’中的一个可以例如在表面面积上相对较大以用作起搏阳极电极，而电极514’中的另一个可以在表面面积上相对较小以用作起搏阴极电极。
电极514和/或514’可以采用各种尺寸和/或形状中的任一种，并且可以以各种间隔中的任一种间隔开。例如，电极514可以具有二至二十毫米(mm)的外直径。在其它实施例中，电极514和/或514’可以具有二、三、五、七毫米(mm)的直径，或任何其它适当的直径、尺寸和/或形状。用于电极514和/或514’的示例长度可以包括例如一、三、五、十毫米(mm)或任何其它适当的长度。如本文所使用的，长度是电极514和/或514’从壳体520的外表面向外延伸的尺寸。在一些情况下，壳体包括从壳体的侧面向外延伸的突起(未示出)，其中所述突起承载阳极电极(例如电极514或514’)。突起可以有助于使阳极电极与壳体的侧面间隔开并与患者的脉管系统接合。在一些情况下，电极514和/或514’中的至少一些可以彼此间隔达二十、三十、四十、五十毫米(mm)的距离或任何其它适当的间距。单个装置的电极514和/或514’可以相对于彼此具有不同尺寸，并且装置上的电极的间距和/或长度可以是或可以不是均匀的。
在示出的说明性实施例中，通信模块502可以电联接到电极514和/或514’，并且可以构造成向患者的组织输送通信脉冲以与其它装置比如传感器、编程器、其它医疗装置和/或类似者通信。如本文所使用的通信信号可以是任何调制信号，其通过自身或结合一个或更多个其它调制信号将信息传送到另一装置。在一些实施例中，通信信号可以局限于亚阈值信号，其不会导致心脏的捕获但仍传送信息。通信信号可以被输送到位于患者身体之内或之外的另一装置。在一些情况下，通信可以呈由各种时间量分开的不同通信脉冲的形式。在这些情况中的一些中，相继脉冲之间的定时可以传送信息。通信模块502可以附加地构造成感测由可以位于患者身体之内或之外的其它装置输送的通信信号。
通信模块502可以进行通信以帮助实现一个或更多个期望的功能。一些示例功能包括输送感测数据、使用通信数据来确定比如心律失常等事件的发生、协调电刺激治疗的输送和/或其它功能。在一些情况下，无引线心脏起搏器500可以使用通信信号来传达原始信息、处理过的信息、消息和/或命令、和/或其它数据。原始信息可以包括比如感测到的电信号(例如，感测到的ECG)、从联接的传感器收集到的信号等信息。在一些实施例中，处理过的信息可以包括已使用一种或更多种信号处理技术过滤了的信号。处理过的信息还可以包括由无引线心脏起搏器500和/或另一装置确定的参数和/或事件，比如所确定的心率、所确定心跳的定时、其它所确定事件的定时、阈值跨越的确定、所监测时间周期的到期、加速度计信号、活性水平参数、血氧参数、血压参数、心音参数等。在一些情况下，处理过的信息可以例如由化学传感器或光学接口传感器提供。消息和/或命令可以包括指示另一装置采取行动的指令等、发送装置的即将发生的动作的通知、从接收装置进行读取的请求、向接收装置写入数据的请求、信息消息和/或其它消息命令。
在至少一些实施例中，通信模块502(或无引线心脏起搏器500)可以进一步包括切换电路，以将电极514和/或514’中的一个或更多个选择性地连接到通信模块502，以便选择通信模块502用哪个电极514和/或514’传送通信脉冲。可想到的是，通信模块502可以经由传导信号、射频(RF)信号、光信号、声信号、电感耦合和/或任何其它适当的通信方法与其它装置通信。在通信模块502生成电通信信号的情况下，通信模块502可以包括一个或更多个电容器元件和/或其它电荷存储装置，以协助生成和输送通信信号。在所示实施例中，通信模块502可以使用存储在能量存储模块512中的能量来生成通信信号。在至少一些示例中，通信模块502可以包括连接到能量存储模块512的切换电路，并且利用切换电路，可以将能量存储模块512连接到电极514/514’中的一个或更多个以生成通信信号。
如图11中所示，脉冲发生器模块504可以电连接到电极514和/或514’中的一个或更多个。脉冲发生器模块504可以构造成生成电刺激脉冲，并经由电极514和/或514’中的一个更多个将电刺激脉冲输送到患者的组织，以便实现一种或更多种电刺激治疗。如本文所使用的电刺激脉冲旨在包括任何电信号，其可以被输送到患者的组织，以达治疗任何类型的疾病或异常的目的。例如，当用于治疗心脏疾病时，脉冲发生器模块504可以生成电刺激起搏脉冲，用于捕获患者的心脏，即响应于所输送的电刺激脉冲使心脏收缩。在这些情况中的一些中，无引线心脏起搏器500可以例如在速率自适应起搏中改变脉冲发生器模块504生成电刺激脉冲的速率。在其它实施例中，电刺激脉冲可以包括除颤/心脏复律脉冲，用于电击心脏摆脱纤维性颤动或者进入正常心律。在又一些其它实施例中，电刺激脉冲可以包括抗心动过速起搏(ATP)脉冲。应该明白的是，这些只是一些示例。当用于治疗其它病痛时，脉冲发生器模块504可以生成适于神经刺激治疗或类似者的电刺激脉冲。脉冲发生器模块504可以包括一个或更多个电容器元件和/或其它电荷存储装置，以协助生成并输送适当的电刺激脉冲。在至少一些实施例中，脉冲发生器模块504可以使用存储在能量存储模块512中的能量来生成电刺激脉冲。在一些特定实施例中，脉冲发生器模块504可以包括切换电路，其连接到能量存储模块512并且可以将能量存储模块512连接到电极514/514’中的一个或更多个，以生成电刺激脉冲。
无引线心脏起搏器500可以进一步包括电感测模块506和机械感测模块508。电感测模块506可以构造成感测从电极514和/或514’传导到电感测模块506的固有心电信号。例如，电感测模块506可以电连接到电极514和/或514’中的一个或更多个，并且电感测模块506可以构造成经由传感器放大器或类似者接收通过电极514和/或514’传导的心电信号。在一些实施例中，心电信号可以代表来自无引线心脏起搏器500被植入的腔室的本地信息。例如，如果将无引线心脏起搏器500植入心脏的心室内，则由无引线心脏起搏器500通过电极514和/或514’感测到的心电信号可以代表心室心电信号。机械感测模块508可以包括或电连接到各种传感器，比如加速度计(包括多轴加速度计，比如两轴或三轴加速度计)、陀螺仪(包括多轴陀螺仪，比如两轴或三轴陀螺仪)、血压传感器、心音传感器、压电传感器、血氧传感器和/或测量心脏和/或患者的一个或更多个生理参数的其它传感器。机械感测模块508(当存在时)可以收集来自传感器的指示各种生理参数的信号。电感测模块506和机械感测模块508都可以连接到处理模块510，并且可以将代表感测到的心电信号和/或生理信号的信号提供到处理模块510。尽管相对于图11描述为分离的感测模块，但是在一些实施例中，电感测模块506和机械感测模块508可以组合到单个模块中。在至少一些示例中，无引线心脏起搏器500可以仅包括电感测模块506和机械感测模块508中的一个。在一些情况下，处理模块510、电感测模块506、机械感测模块508、通信模块502、脉冲发生器模块504和/或能量存储模块的任何组合可以被视为无引线心脏起搏器500的控制器。
处理模块510可以构造成引导无引线心脏起搏器500的操作，并且在一些实施例中可以称为控制器。例如，处理模块510可以构造成接收来自电感测模块506的心电信号和/或来自机械感测模块508的生理信号。基于接收到的信号，处理模块510可以确定例如心律失常的发生和类型以及确定其它情况，比如无引线心脏起搏器500是否已经移位。处理模块510可以进一步接收来自通信模块502的信息。在一些实施例中，处理模块510可以附加地使用这种接收到的信息来确定心律失常的发生和类型和/或确定其它情况，比如无引线心脏起搏器500是否已经移位。在又一些附加实施例中，例如，如果接收到的信息被认为比接收自电感测模块506和/或机械感测模块508的信号更准确，或者如果电感测模块506和/或机械感测模块508已被禁用或从无引线心脏起搏器500中省略，则无引线心脏起搏器500可以使用接收到的信息而不是接收自电感测模块506和/或机械感测模块508的信号。
在确定心律失常的发生之后，处理模块510可以根据一种或更多种电刺激治疗来控制脉冲发生器模块504以生成电刺激脉冲，以治疗所确定的心律失常。例如，处理模块510可以控制脉冲发生器模块504以生成具有变化参数和处于不同序列的起搏脉冲，以实现一种或更多种电刺激治疗。作为一个示例，在控制脉冲发生器模块504以输送心动过缓起搏治疗时，处理模块510可以控制脉冲发生器模块504以输送设计成以规则间隔捕获患者心脏的起搏脉冲，以帮助防止患者心脏下降到低于预定阈值。在一些情况下，起搏的速率可以随着患者的活性水平的增加而增加(例如，速率自适应起搏)。例如，处理模块510可以监测患者的一个或更多个生理参数，其可以指示需要增加的心率(例如，由于增加的代谢需求)。处理模块510于是可以增加脉冲发生器模块504生成电刺激脉冲的速率。基于一个或更多个生理参数调整电刺激脉冲的输送速率可以在生理参数指示需要增加心输出量时仅通过需要更高的电刺激脉冲的输送速率来延长无引线心脏起搏器500的电池寿命。此外，通过更紧密地匹配电刺激脉冲的输送速率与患者的心输出量需求，调整电刺激脉冲的输送速率可以增加患者的舒适水平。
对于ATP治疗，处理模块510可以控制脉冲发生器模块504以快于患者固有心率的速率输送起搏脉冲，以试图迫使心脏响应于所输送的起搏脉冲而不是响应于固有心电信号发生跳动。一旦心脏跟随起搏脉冲，则处理模块510可以控制脉冲发生器模块504以将所输送的起搏脉冲的速率向下降低到更安全的水平。在CRT中，处理模块510可以控制脉冲发生器模块504以与另一装置协调地输送起搏脉冲，以使心脏更有效地收缩。在脉冲发生器模块504能够生成用于除颤/心脏复律治疗的除颤和/或心脏复律脉冲的情况下，处理模块510可以控制脉冲发生器模块504以生成这种除颤和/或心脏复律脉冲。在一些情况下，处理模块510可以控制脉冲发生器模块504以生成电刺激脉冲，以提供与上述那些示例不同的电刺激治疗。
除了控制脉冲发生器模块504以生成不同类型的电刺激脉冲且处于不同的序列，在一些实施例中，处理模块510还可以控制脉冲发生器模块504以生成具有变化的脉冲参数的各种电刺激脉冲。例如，每个电刺激脉冲可以具有一定的脉冲宽度和脉冲幅度。处理模块510可以控制脉冲发生器模块504以生成具有特定脉冲宽度和脉冲幅度的各种电刺激脉冲。例如，如果电刺激脉冲没有有效地捕获心脏，则处理模块510可以使脉冲发生器模块504调节电刺激脉冲的脉冲宽度和/或脉冲幅度。对各种电刺激脉冲的特定参数的这种控制可以帮助无引线心脏起搏器500实现更有效地输送电刺激治疗。
在一些实施例中，处理模块510可以进一步控制通信模块502来向其它装置发送信息。例如，处理模块510可以控制通信模块502以生成一个或更多个通信信号来与装置系统的其它装置通信。例如，处理模块510可以控制通信模块502来以特定脉冲序列生成通信信号，其中特定序列传达不同的信息。通信模块502还可以接收用于处理模块510的潜在动作的通信信号。
在再一些实施例中，处理模块510可以控制切换电路，通过其使通信模块502和脉冲发生器模块504输送通信信号和/或电刺激脉冲到患者的组织。如上所述，由于通信模块502和脉冲发生器模块504都可以包括用于将电极514和/或514’中的一个或更多个连接到通信模块502和/或脉冲发生器模块504的电路，因此这些模块可以将通信信号和电刺激脉冲输送到患者的组织。通过其使通信模块502和/或脉冲发生器模块504输送通信信号和电刺激脉冲的一个或更多个电极的特定组合可以影响通信信号的接收性和/或电刺激脉冲的有效性。尽管描述了通信模块502和脉冲发生器模块504中的每个可以包括切换电路，但是在一些实施例中，无引线心脏起搏器500可以具有连接到通信模块502、脉冲发生器模块504和电极514和/或514’的单个切换模块。在这类实施例中，处理模块510可以控制切换模块以视情况连接模块502/504和电极514/514’。
在一些实施例中，处理模块510可以包括预编程芯片，比如超大规模集成(VLSI)芯片或专用集成电路(ASIC)。在这类实施例中，芯片可以预编程有控制逻辑，以便控制无引线心脏起搏器500的操作。通过使用预编程芯片，处理模块510可以使用比其它可编程电路更少的电力，同时能够维持基本功能，从而潜在地增加无引线心脏起搏器500的电池寿命。在其它情况下，处理模块510可以包括可编程微处理器或类似者。这种可编程微处理器可以允许使用者在制造之后调节无引线心脏起搏器500的控制逻辑，从而允许无引线心脏起搏器500比使用预编程芯片时更大的灵活性。在又一些其它实施例中，处理模块510可以不是单个部件。例如，处理模块510可以包括定位在无引线心脏起搏器500内的不同位置处的多个部件，以便执行各种描述的功能。例如，某些功能可以在处理模块510的一个部件中执行，而其它功能在处理模块510的另一部件中执行。
在附加实施例中，处理模块510可以包括存储器电路，并且处理模块510可以在存储器电路上存储信息和从存储器电路读取信息。在其它实施例中，无引线心脏起搏器500可以包括与处理模块510通信的另一存储器电路(未示出)，使得处理模块510可以从和向该另一存储器电路读取和写入信息。存储器电路(无论是处理模块510的一部分还是与处理模块510分离)可以是易失性存储器、非易失性存储器、或易失性存储器和非易失性存储器的组合。
能量存储模块512可以提供电源给无引线心脏起搏器500以便其操作。在一些实施例中，能量存储模块512可以是不可再充电的锂基电池。在其它实施例中，不可再充电的电池可以由其它合适的材料制成。在一些实施例中，能量存储模块512可以被视为可再充电电源，比如但不限于可再充电电池。在又一些其它实施例中，能量存储模块512可以包括其它类型的能量存储装置，比如电容器或超级电容器。在一些情况下，如将讨论的，能量存储模块512可以包括可再充电的一次电池和不可再充电的二次电池。在一些情况下，一次电池和第二电池(如果存在的话)可以都是可再充电的。
本文中描述的可扩张锚定机构(比如可扩张锚定机构44、100、300、400)或本文公开的其它部件，可以由金属、金属合金、聚合物(其一些示例在下面公开)、金属-聚合物复合材料、陶瓷、其组合等或其它适当的材料制成。适当的金属和金属合金的一些示例包括：不锈钢，比如304V、304L和316LV不锈钢；软钢；镍钛合金，比如线弹性和/或超弹性镍钛合金；其它镍合金，比如镍铬钼合金(例如，UNS：N06625，比如
Figure BDA0002545104970000381
UNS：N06022，比如
Figure BDA0002545104970000382
Figure BDA0002545104970000383
UNS：N10276，比如
Figure BDA0002545104970000384
其它
Figure BDA0002545104970000385
合金等)、镍铜合金(例如，UNS：N04400，比如
Figure BDA0002545104970000386
Figure BDA0002545104970000387
等)、镍钴铬钼合金(例如，UNS：R30035，比如
Figure BDA0002545104970000388
等)、镍钼合金(例如，UNS：N10665，比如
Figure BDA0002545104970000391
)、其它镍铬合金、其它镍钼合金、其它镍钴合金、其它镍铁合金、其它镍铜合金、其它镍钨或钨合金等；钴铬合金；钴铬钼合金(例如，UNS：R30003，比如
Figure BDA0002545104970000392
Figure BDA0002545104970000393
等)；富铂不锈钢；钛；其组合；和类似材料；或任何其它适当的材料。
如本文暗指的，在市售的镍钛或镍钛诺合金族内，有一类被指定为“线弹性”或“非超弹性”的合金，其尽管在化学性质上与常规形状记忆和超弹性品种相似，可以表现出不同的和有用的机械性质。线弹性和/或非超弹性镍钛诺可以与超弹性镍钛诺区别在于，线弹性和/或非超弹性镍钛诺不像超弹性镍钛诺那样在其应力/应变曲线中表现出显著的“超弹性平台”或“标志区域”。相反，在线弹性和/或非超弹性镍钛诺中，随着可恢复应变的增加，应力继续以大致线性的关系或某种程度上但不一定完全线性的关系增加直到塑性变形开始，或至少以比超弹性镍钛诺可能看到的超弹性平台和/或标志区域更线性的关系增加。因此，出于本公开的目的，线弹性和/或非超弹性镍钛诺也可以被称为“大致”线弹性和/或非超弹性镍钛诺。
在一些情况下，线弹性和/或非超弹性镍钛诺还可与超弹性镍钛诺区别在于，线弹性和/或非超弹性镍钛诺可以接受高达约2-5％的应变，同时保持大致弹性(例如，塑性变形之前)，而超弹性镍钛诺可在以塑性变形之前接受高达约8％的应变。这两种材料都可以有别于其它线弹性材料，比如不锈钢(其也可以根据其成分来区分)，其在塑性变形之前可以仅接受大约0.2-0.44％的应变。
在一些实施例中，线弹性和/或非超弹性镍钛合金是不显示任何马氏体/奥氏体相变的合金，所述相变在大温度范围内通过差示扫描量热法(DSC)和动态金属热分析(DMTA)分析是可检测到的。例如，在一些实施例中，在线弹性和/或非超弹性镍钛合金中，在约-60摄氏度(℃)至约120℃的范围内，可能不存在通过DSC和DMTA分析可检测到的马氏体/奥氏体相变。因此，在这个非常宽的温度范围内，这种材料的机械弯曲性质可能通常对温度的影响呈惰性。在一些实施例中，线弹性和/或非超弹性镍钛合金在环境温度或室温时的机械弯曲性质与在体温时的机械性质大致相同之处在于，例如它们不显示超弹性平台和/或标志区域。换言之，在宽温度范围内，线弹性和/或非超弹性镍钛合金保持其线弹性和/或非超弹性特征和/或性质。
在一些实施例中，线弹性和/或非超弹性镍钛合金可以处于约50至约60重量百分比镍的范围内，其余基本上是钛。在一些实施例中，成分处于约54至约57重量百分比镍的范围内。适当的镍钛合金的一个示例是可从日本神奈川的Furukawa Techno Material公司购得的FHP-NT合金。镍钛合金的一些示例在美国专利No.5,238,004和6,508,803中有公开，它们通过引用并入本文。其它适当的材料可以包括ULTANIUMTM(可从Neo-Metrics获得)和GUMMETALTM(可从Toyota获得)。在一些其它实施例中，可以使用超弹性合金(例如超弹性镍钛诺)来获得期望的性质。
在一些情况下，可扩张锚定机构比如可扩张锚定机构44、100、300、400或本文中公开的其它部件，可以形成自、涂覆有或以其它方式包括一种或更多种聚合材料。适当的聚合物的一些示例可以包括：聚四氟乙烯(PTFE)、乙烯四氟乙烯(ETFE)、氟化乙烯丙烯(FEP)、聚甲醛(POM，例如可从DuPont获得的
Figure BDA0002545104970000401
)、聚醚嵌段酯、聚氨酯(例如，聚氨酯85A)、聚丙烯(PP)、聚氯乙烯(PVC)、聚醚酯(例如，可从DSM Engineering Plastics获得的
Figure BDA0002545104970000402
)、醚或酯基共聚物(例如，丁烯/聚(亚烷基醚)邻苯二甲酸酯和/或其它聚酯弹性体，比如可从DuPont获得的
Figure BDA0002545104970000403
)、聚酰胺(例如，可从Bayer获得的
Figure BDA0002545104970000404
或可从Elf Atochem获得的
Figure BDA0002545104970000405
)、弹性体聚酰胺、嵌段聚酰胺/醚、聚醚嵌段酰胺(PEBA，例如以商品名
Figure BDA0002545104970000406
可获得的)、乙烯醋酸乙烯酯共聚物(EVA)、硅树脂、聚乙烯(PE)、Marlex高密度聚乙烯、Marlex低密度聚乙烯、线性低密度聚乙烯(例如
Figure BDA0002545104970000407
)、聚酯、聚对苯二甲酸丁二醇酯(PBT)、聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)、聚对苯二甲酸丙二醇酯、聚萘二甲酸乙二醇酯(PEN)、聚醚醚酮(PEEK)、聚酰亚胺(PI)、聚醚酰亚胺(PEI)、聚苯硫醚(PPS)、聚苯醚(PPO)、聚对苯二甲酰对苯二胺(例如，
Figure BDA0002545104970000408
)、聚砜、尼龙、尼龙-12(比如，可从EMS American Grilon获得的
Figure BDA0002545104970000409
)、全氟(丙基乙烯基醚)(PFA)、乙烯乙烯醇、聚烯烃、聚本乙烯、环氧树脂、聚偏二氯乙烯(PVdC)、聚(苯乙烯-b-异丁烯-b-苯乙烯)(例如，SIBS和/或SIBS 50A)、聚碳酸酯、离聚物、生物相容性聚合物、其它适当的材料、或其混合物、组合、共聚物、聚合物/金属复合材料、等等。在一些实施例中，护套可与液晶聚合物(LCP)共混。例如，混合物可含有高达约6％的LCP。
应该明白的是，本公开在许多方面中仅是说明性的。可以在细节上，特别是在形状、尺寸和步骤的配置等事项中做出变化，而不超出本公开的范围。这可以包括(达它是适当的程度)一个示例实施例的特征中的任一个的用途被使用在其它实施例中。

Claims (15)

1.一种无引线心脏装置，构造成部署在患者的脉管系统内处于患者的心脏附近的位置处，所述无引线心脏装置包括：
细长壳体，其构造成定位在患者的脉管系统内靠近患者的心脏，所述细长壳体具有近侧端部和远侧端部；
电源，其设置在所述细长壳体内；
电路，其设置在所述细长壳体内并且可操作地联接到所述电源，所述电路被构造成起搏患者的心脏和/或感测患者的心脏的电活动；
第一电极，其相对于所述细长壳体固定并且可操作地联接到所述电路；
第二电极，其相对于所述细长壳体固定并且可操作地联接到所述电路，所述第二电极与所述第一电极间隔开并且沿着所述细长壳体的侧壁定位；
远侧延伸部，其从所述细长壳体的远侧端部向远侧延伸，所述远侧延伸部包括定位在其远侧端部附近并可操作地联接到所述电路的至少一个电极；以及
可扩张锚定机构，其可释放地联接到所述细长壳体，所述可扩张锚定机构具有用于输送的收缩构造和将所述无引线心脏装置定位在所述患者的脉管系统内的扩张构造。
2.根据权利要求1所述的无引线心脏装置，其中，所述可扩张锚定机构包括细长管状构件，所述细长管状构件包括多根交织的细丝并限定从近侧端部延伸到远侧端部的管腔。
3.根据权利要求2所述的无引线心脏装置，其中，所述可扩张锚定机构进一步包括：第一丝，其具有延伸到所述可扩张锚定机构的管腔中的自由端部；以及第二丝，其具有延伸到所述可扩张锚定机构的管腔中的自由端部。
4.根据权利要求3所述的无引线心脏装置，其中，所述自由端部形成至少180°的弧。
5.根据权利要求4所述的无引线心脏装置，其中，所述细长壳体进一步包括从所述细长壳体的侧壁延伸的至少第一和第二大体扁平的突起。
6.根据权利要求5所述的无引线心脏装置，其中，第一和第二大体扁平的突起各自包括延伸穿过其中的孔眼。
7.根据权利要求6所述的无引线心脏装置，其中，第一和第二丝的自由端部被构造成穿过第一和第二大体扁平的突起的孔眼，以将所述细长壳体可释放地联接到所述可扩张锚定机构。
8.根据权利要求7所述的无引线心脏装置，其中，所述细长壳体被构造成通过所述细长壳体的旋转而与所述可扩张锚定机构分离。
9.根据权利要求1-8中任一项所述的无引线心脏装置，进一步包括设置在所述细长壳体的近侧端部附近的取回特征。
10.根据权利要求1-9中任一项所述的无引线心脏装置，其中，所述可扩张锚定装置被构造成将所述细长壳体的侧壁定位成与血管壁接触。
11.根据权利要求1-10中任一项所述的无引线心脏装置，其中，所述可扩张锚定机构被构造成将无引线心脏装置锚定在患者的上腔静脉中靠近患者的右心房。
12.根据权利要求1-10中任一项所述的无引线心脏装置，其中，所述可扩张锚定机构被构造成将无引线心脏装置锚定在患者的下腔静脉中靠近患者的右心房。
13.根据权利要求3-12中任一项所述的无引线心脏装置，其中，第一自由端部定位在所述可扩张锚定机构的近侧端部附近，而第二自由端部定位在所述可扩张锚定机构的远侧端部附近。
14.根据权利要求5-13中任一项所述的无引线心脏装置，其中，第一大体扁平的突起定位在所述细长壳体的近侧端部附近，而第二大体扁平的突起定位在所述细长壳体的远侧端部附近。
15.根据权利要求1-14中任一项所述的无引线心脏装置，其中，所述远侧延伸部的远侧端部被构造成定位在左心室附近。
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