本公開涉及醫(yī)療電引線，并且更具體地涉及增加電刺激遞送選項(xiàng)的可植入醫(yī)療電引線。

背景技術(shù)：

可植入醫(yī)療設(shè)備(例如心臟起搏器和除顫器)通常包括細(xì)長醫(yī)療電引線，所述細(xì)長醫(yī)療電引線具有一個或多個用于感測電活動并遞送治療刺激的電極。隨著用于緩解心力衰竭的左心室起搏的出現(xiàn)，引線已經(jīng)被推進(jìn)到冠狀靜脈中，以便將引線的電極定位在左心室起搏部位，所述起搏部位通常位于接近左心室的底部。雖然已經(jīng)開發(fā)了多種左心室起搏引線和用于植入這些引線的方法，但是仍然需要包括有利于傳送到并且固定在冠狀脈管中的部位處的特征的引線。

許多類型的醫(yī)療電引線可適用于放置在冠狀血管系統(tǒng)中。示例性的主動固定引線包括授予薩默(sommer)等人的美國專利號7,860,580、授予薩默(sommer)等人的美國專利號7,532,939以及由薩默(sommer)等人于2013年3月11日提交的美國專利申請?zhí)?3/793,622，所述專利通過引用以其全文結(jié)合在此。成形引線也可以適于放置在冠狀血管系統(tǒng)中。示例性的成形引線或?qū)Ч馨ㄊ谟鑠ianca等人的美國專利號7,313,444、授予艾爾芙妮絲(alferness)等人的美國專利號5,387,233、授予查斯坦(chastain)等人的美國專利號5,925,073、授予許(hsu)等人的美國專利號6,430,449，授予托科曼(tockman)等人的美國專利號6,129,750、授予莫里斯(morris)的美國專利號6,321,123。一些可植入醫(yī)療設(shè)備被配置成用于從引線上的多個電極進(jìn)行起搏，如美國專利號8,036,743。然而，間隔開并縱向?qū)R的環(huán)形電極提供了有限的電場梯度，這樣可能不能達(dá)到一些患者的最佳刺激位置。因此，需要開發(fā)一種提供增加的用于遞送有效治療的選項(xiàng)的醫(yī)療電引線。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

本公開可以包括對如上所公開的現(xiàn)有技術(shù)引線的改進(jìn)。一個實(shí)施例涉及包括細(xì)長引線本體的靜脈內(nèi)醫(yī)療電引線。所述細(xì)長引線本體包括近端與遠(yuǎn)端之間的長度，在所述近端與遠(yuǎn)端之間具有延伸的縱向軸線。所述引線本體的遠(yuǎn)端包括形成第一對和第二對電極的多個電極。所述第一對電極包括一個電極電連接到另一個電極，所述電極沿著所述縱向軸線周向地且對角地間隔開。所述第二對電極包括一個電極電連接到另一個電極，所述電極沿著所述縱向軸線周向地且對角地間隔開。在一個或多個其他實(shí)施例中，每個電極都遠(yuǎn)離引線本體的外圓周突出。

在更多的其他實(shí)施例中，引線可以成形為多種構(gòu)型(即直的、傾斜的、s形的或辮形的)。在再又另一個實(shí)施例中，可以將用于主動固定的螺旋添加到引線中。在另一個實(shí)施例中，可植入醫(yī)療設(shè)備(例如，icd、ipg等)可以被配置或編程以將兩對兩個電極連系在一起作為陽極，并且另外兩對兩個電極可以是陰極。

對于一些患者，通過耦合到is-4連接器模塊的引線上的多個對角電極可以實(shí)現(xiàn)增大的心臟再同步反應(yīng)率。另外，通過外電極表面實(shí)現(xiàn)了更大的組織接觸和減小的起搏閾值，所述外電極表面延伸或突出超過所述引線本體的外直徑。

附圖說明

以下附圖是對本公開的具體實(shí)施例的說明，并且因此，并不限制本公開的范圍。這些附圖不是按比例繪制的(除非這樣規(guī)定)并且旨在與以下詳細(xì)說明的解釋結(jié)合使用。下面將結(jié)合附圖來描述本公開的實(shí)施例，其中相同標(biāo)號表示相同元件。

圖1是包括示例性可植入醫(yī)療設(shè)備(imd)的示例性系統(tǒng)的圖。

圖2a是圖1的示例性imd的圖。

圖2b是布置在圖2a的左心室中的引線遠(yuǎn)端的放大視圖的圖。

圖3a是示例性imd(例如，圖1-2的imd)的框圖。

圖3b是圖1-2的系統(tǒng)和設(shè)備采用的用于提供三個感測信道和相應(yīng)的起搏信道的示例性imd(例如，可植入脈沖發(fā)生器)電路和相關(guān)聯(lián)的引線的另一個框圖。

圖4是沿著引線的遠(yuǎn)端定位的一組電極的正視圖的示意圖。

圖5是沿著引線遠(yuǎn)端定位的一組電極的橫截面視圖。

圖6是遠(yuǎn)離圖4中所示的正面位置順時針旋轉(zhuǎn)了45度的圖4中描繪的引線遠(yuǎn)端的示意圖。

圖7是遠(yuǎn)離圖6中所示的位置順時針旋轉(zhuǎn)了45度的引線遠(yuǎn)端的后視圖的示意圖。

圖8是遠(yuǎn)離圖7中所示的位置順時針旋轉(zhuǎn)了45度的引線的遠(yuǎn)端的示意圖。

圖9是沿著耦合到連接器模塊的引線的引線遠(yuǎn)端定位的一組電極的正視圖的示意圖。

圖10是沿著引線的遠(yuǎn)端定位的一組電極的橫截面俯視圖。

圖11是在植入時的人類心臟和穿過冠狀竇的引線以及由所述引線上的電極產(chǎn)生的刺激電場的示意圖。

圖12是流程圖，展示了根據(jù)本公開的引線的植入步驟。

圖13是替代性實(shí)施例的一組電極的正視圖，所述電極沿著引線的遠(yuǎn)端定位而使得所述對角電極沿著垂直縱向線連接。

圖14是遠(yuǎn)離圖13中所示的正面位置順時針旋轉(zhuǎn)了45度的圖13中描繪的引線遠(yuǎn)端的示意圖。

具體實(shí)施方式

以下詳細(xì)描述具有示例性且并不打算以任何方式限制本公開的范圍、適用性或配置。相反，以下描述提供了用于實(shí)現(xiàn)本發(fā)明的示例性實(shí)施例的實(shí)踐說明。適用于制造本發(fā)明實(shí)施例的結(jié)構(gòu)、材料、尺寸和制造方法是本領(lǐng)域技術(shù)人員已知的。

圖1-3總體上描繪并提供了關(guān)于結(jié)合醫(yī)療電引線進(jìn)行操作的示例性治療系統(tǒng)的方式，而圖4-11提供了關(guān)于本公開的細(xì)節(jié)。圖1是概念圖，展示了可以用于向患者14遞送起搏治療的示例性治療系統(tǒng)10。患者14可以但并不必須是人。治療系統(tǒng)10可包括可以耦合至引線18、20、22的可植入的醫(yī)療設(shè)備16(imd)。imd16可以是例如可植入的起搏器、復(fù)律器和/或除顫器，其經(jīng)由耦合至一個或多個所述引線18、20、22上的電極(例如，可以根據(jù)在此的描述植入的電極，諸如，使用對植入部位區(qū)域的非侵入性選擇)向患者14的心臟12提供電信號。

引線18、20、22延伸到患者14的心臟12中以便感測心臟12的電活動和/或向心臟12遞送電刺激。在圖1所示出的示例中，右心室(rv)引線18延伸穿過一個或多個靜脈(未示出)、上腔靜脈(未示出)以及右心房26并進(jìn)入右心室28。左心室(lv)冠狀竇引線20延伸穿過一個或多個靜脈、腔靜脈、右心房26，并進(jìn)入冠狀竇30到達(dá)鄰近心臟12的左心室32的游離壁的區(qū)域。右心房(ra)引線22延伸穿過一個或多個靜脈和腔靜脈，并且進(jìn)入心臟12的右心房26。

imd16可以經(jīng)由耦合至引線18、20、22中的至少一條引線的電極來感測除了別的以外的伴隨心臟12的去極化和復(fù)極化而來的電信號。imd16可被配置成使用在此描述的示例性的方法和過程來確定或明確定位在引線18、20、22上的有效電極。在一些實(shí)例中，imd16基于心臟12內(nèi)感測到的電信號來向心臟12提供起搏治療(例如起搏脈沖)。imd16可操作用于調(diào)節(jié)與起搏治療相關(guān)聯(lián)的一個或多個參數(shù)，如例如，av延遲和其他各種定時、脈沖寬度、振幅、電壓、脈沖串長度等。進(jìn)一步地，imd16可操作用于使用各種電極配置來遞送起搏治療，所述電極配置可以是單極的、雙極的、四極的或進(jìn)一步多極的。例如，多極引線可以包括可用于遞送起搏治療的若干電極。因此，多極引線系統(tǒng)可以向起搏提供或給予多個電向量。起搏向量可以包括至少一個陰極，所述至少一個陰極可以是定位在至少一條引線上的至少一個電極；以及至少一個陽極，所述至少一個陽極可以是定位在至少一條引線(例如，同一條引線或不相同的引線)上和/或在imd的殼體或can上的至少一個電極。雖然由于起搏治療引起的心臟功能的改善可以主要取決于陰極，但是如阻抗、起搏閾值電壓、電流消耗、壽命等電參數(shù)可能更依賴于包括陰極和陽極兩者的起搏向量。imd16還可以經(jīng)由定位在引線18、20、22中的至少一條引線上的電極來提供除顫治療和/或復(fù)律治療。進(jìn)一步地，imd16可以檢測心臟12的心律失常，比如，心室28、32的纖顫，并且向心臟12遞送電脈沖形式的除顫治療。在一些示例中，imd16可被編程成用于遞送治療的進(jìn)展，例如，具有升高的能量水平的脈沖，直到心臟12的纖顫停止為止。

圖2a-2b概念圖，更詳細(xì)地展示了圖1的治療系統(tǒng)10的imd16和引線18、20、22。引線18、20、22可經(jīng)由連接器塊34電耦合至imd16的治療遞送模塊(例如，以便遞送起搏治療)、感測模塊(例如，以便從一個或多個電極感測一個或多個信號)和/或任何其他模塊。在一些示例中，引線18、20、22的近端可以包括電觸頭，所述電觸頭電耦合至imd16的連接器塊34內(nèi)的對應(yīng)電觸頭。雙極電極是可用作一個起搏向量的陽極和另一個起搏向量的陰極的電極。參考2010年2月2日授予奧爾森(olson)等人的美國專利號7,654,843、2009年10月13日授予里斯(ries)等人并轉(zhuǎn)讓給本發(fā)明的受讓人的美國專利號7,601,033，可以看到示例性的連接器塊(例如is-4)，所述專利的公開內(nèi)容通過引用以其全文結(jié)合在此。在一個或多個實(shí)施例中，僅使用一個is-4連接器，因?yàn)橹挥兴膫€電極連接到四個導(dǎo)體。然而，如果8個單獨(dú)的電極單獨(dú)連接到八個導(dǎo)體，則可以使用具有兩個不同孔的分叉連接器。具有兩個不同孔的分叉連接器將采用在美國專利號7,601,033中展現(xiàn)的公開內(nèi)容。具體地，可以使用具有從分叉處延伸的兩個獨(dú)立的is-4連接器或支腳的分叉連接器。此外，在一些示例中，引線18、20、22可借助于固定螺釘、連接銷或另一種適當(dāng)?shù)臋C(jī)械耦合機(jī)構(gòu)而機(jī)械地耦合至連接器塊34。

引線18、20、22中的每一個包括細(xì)長的絕緣引線本體。如圖9所示，引線20可選地包括單片控制釋放設(shè)備(mcrd)112(其被配置成用于在一段時間內(nèi)釋放抗菌劑)。引線本體15可以承載通過絕緣件(例如，管狀絕緣鞘)而彼此分離的許多導(dǎo)體(例如，同心盤繞導(dǎo)體、直導(dǎo)體等)。在所展示的示例中，雙極電極40、142被定位成接近于引線18的遠(yuǎn)端。此外，雙極電極44、45、46、47鄰近引線20的遠(yuǎn)端附近，并且雙極電極48、150位于引線22的遠(yuǎn)端定位。

電極40、44、44、45、46、47、48可以采取環(huán)形電極的形式，并且電極142、150可以采取分別可回縮地安裝在絕緣電極頭52、54、56內(nèi)的可延長的螺旋尖端電極的形式。電極40、42、142、44、45、46、47、48、50、150中的每一個電極可以電耦合至其相關(guān)聯(lián)的引線18、20、22的引線本體內(nèi)的導(dǎo)體中的對應(yīng)導(dǎo)體(例如，線圈狀和/或直的)，并且由此耦合至引線18、20、22的近端的電觸頭中的對應(yīng)電觸頭。

lv電極40、42、44、45、46、47、48、50、52(例如，圖2b中所示的40、46、48和50)中的至少四個可以直接連接到源于連接器34的四個不同的導(dǎo)體(例如，is-4連接器等)。所述四個不同的導(dǎo)體(例如，存在于“多導(dǎo)體”導(dǎo)體線圈中的每個獨(dú)立的聚合物涂覆的絲線)。每個獨(dú)立絕緣的絲線是單獨(dú)的“導(dǎo)體”，并且被壓接到連接器塊34上的四個觸點(diǎn)中的每一個觸點(diǎn)上。

電極40、42、142、44、45、46、47、48、50、150、52可進(jìn)一步用于感測隨著心臟12的去極化和復(fù)極化出現(xiàn)的電信號(例如，電描記圖(egm)內(nèi)的形態(tài)波形)。感測到的電信號可以用于確定電極40、42、142、44、45、46、47、48、50、52、150中的哪些電極在改善心臟功能方面最有效。電信號經(jīng)由對應(yīng)引線18、20、22而傳導(dǎo)至imd16。在一些示例中，imd16還可以經(jīng)由電極40、142、44、45、46、47、48、150遞送起搏脈沖以便引起患者心臟12的心臟組織的去極化。在一些示例中，如圖2a中所展示的，imd16包括一個或多個外殼電極(比如，外殼電極58)，所述一個或多個外殼電極可以與imd16的外殼60(例如，氣密外殼)的外表面整體形成或者以其他方式耦合至外殼60。電極40、42、142、44、45、46、47、48以及50、150、52中的任一個電極可用于進(jìn)行單極感測或結(jié)合外殼電極58進(jìn)行起搏。換言之，電極40、42、142、44、45、46、47、48、50、52、150、58中的任一個可結(jié)合使用以形成感測向量，例如可用于評估和/或分析起搏治療的有效性的感測向量。本領(lǐng)域的技術(shù)人員通常理解的是，其他電極還可以被選擇來限定或用于起搏和感測向量。進(jìn)一步地，當(dāng)不用于遞送起搏治療時，電極40、42、142、44、45、46、47、48、50、52、150、58中的任一個電極可以用于在起搏治療期間感測電活動。

如參照圖2a進(jìn)一步詳細(xì)描述的，殼60可圍住治療遞送模塊，該治療遞送模塊可包括用于產(chǎn)生心臟起搏脈沖和除顫或心臟復(fù)律電擊的刺激發(fā)生器、以及用于監(jiān)測該患者的心律的感測模塊。引線18、20、22還可以分別包括可以采取線圈形式的細(xì)長電極62、64、66。imd16可以經(jīng)由細(xì)長電極62、64、66和外殼電極58的任何組合來向心臟12遞送除顫電擊。電極58、62、64、66還可以用于向心臟12遞送復(fù)律脈沖。進(jìn)一步地，電極62、64、66可以由任何適當(dāng)?shù)膶?dǎo)電材料制成，比如，但不限于鉑、鉑合金、和/或已知可用于可植入除顫電極的其他材料。由于電極62、64、66通常不被配置成用于遞送起搏治療，因此電極62、64、66中的任一個電極可以用于感測電活動(例如，用于確定電極有效性、用于分析起搏治療有效性等)，并且可以與電極40、142、44、45、46、47、48、150、58中的任一個電極結(jié)合使用。在至少一個實(shí)施例中，rv細(xì)長電極62可以用于在起搏治療遞送過程中感測患者心臟的電活動(例如，結(jié)合形成rv細(xì)長線圈的殼電極58，或除顫電極到殼電極向量)。應(yīng)當(dāng)理解，只有一部分電極放置在心臟中或在其附近，并且可以在心臟中放置更多的電極。在圖3a-3b中示出了兩個或多個電路元件相遇的電路上的任何點(diǎn)的節(jié)點(diǎn)(即，150、48)。所述節(jié)點(diǎn)是從所述電極生成的，并且僅僅是示例性的，以便總體上描繪節(jié)點(diǎn)。未示出可由引線20制成的所有可能的節(jié)點(diǎn)，用以避免模糊本發(fā)明。

圖1-3中所展示的示例性治療系統(tǒng)10的配置僅僅是一個示例。在其他示例中，替代或除了圖1中所展示的經(jīng)靜脈引線18、20、22之外，治療系統(tǒng)可以包括心外膜引線和/或貼片電極。進(jìn)一步地，在一個或多個實(shí)施例中，imd16不需要植入患者14體內(nèi)。例如，imd16可以經(jīng)由延伸穿過患者14的皮膚到達(dá)心臟12之內(nèi)或之外的各種位置的經(jīng)皮引線來向心臟12遞送各種心臟治療。在一個或多個實(shí)施例中，系統(tǒng)10可以利用無線起搏(例如，使用經(jīng)由超聲、電感耦合、rf等的向(多個)心臟內(nèi)起搏部件的能量傳輸)，以及使用can/外殼上和/或皮下引線上的電極感測心臟激動。

在向心臟12提供電刺激治療的治療系統(tǒng)的其他示例中，這種治療系統(tǒng)可以包括耦合至imd16的任何適當(dāng)數(shù)量的引線，并且所述引線中的每條引線都可以延伸至心臟12內(nèi)或附近的任何位置。例如，治療系統(tǒng)的其他示例可以包括按如圖1-3中所展示的方式定位的三條經(jīng)靜脈引線。仍進(jìn)一步地，其他治療系統(tǒng)可以包括從imd16延伸到右心房26或右心室28中的單條引線，或延伸到右心房26和右心室28中的對應(yīng)一者中的兩條引線。

圖3a是imd16的一種示例性配置的功能框圖。如所示出的，imd16可以包括控制模塊81、治療遞送模塊84(例如，所述治療遞送模塊可以包括刺激發(fā)生器)、感測模塊86和電源90。

控制模塊81可以包括處理器80、存儲器82和遙測模塊88。存儲器82可以包括計算機(jī)可讀指令，所述指令當(dāng)例如由處理器80執(zhí)行時使imd16和/或控制模塊81執(zhí)行歸于本文中所描述的imd16和/或控制模塊81的各種功能。進(jìn)一步地，存儲器82可以包括任何易失性介質(zhì)、非易失性介質(zhì)、磁介質(zhì)、光介質(zhì)和/或電介質(zhì)，比如，隨機(jī)存取存儲器(ram)、只讀存儲器(rom)、非易失性ram(nvram)、電可擦除可編程rom(eeprom)、閃存和/或任何其他數(shù)字介質(zhì)。示例性奪獲管理模塊可以是在于2010年3月23日發(fā)布的并且題為“l(fā)vthresholdmeasurementandcapturemanagement(lv閾值測量和奪獲管理)”的美國專利號7,684,863中描述的左心室奪獲管理(lvcm)模塊，所述專利通過引用以其全文結(jié)合在此。

控制模塊81的處理器80可以包括微處理器、控制器、數(shù)字信號處理器(dsp)、專用集成電路(asic)、現(xiàn)場可編程門陣列(fpga)和/或等效離散或集成邏輯電路中的任何一者或多者。在一些示例中，處理器80可以包括多個部件，比如，一個或多個微處理器、一個或多個控制器、一個或多個dsp、一個或多個asic和/或一個或多個fpga、以及其他離散或集成邏輯電路的任何組合。歸于本文中的處理器80的功能可以被具體化為軟件、固件、硬件或其任何組合。

控制模塊81可用于根據(jù)可存儲在存儲器82中的所選的一個或多個程序、使用在此描述的示例性方法和/或過程來確定電極40、42、142、44、45、46、47、48、150、58、62、64、66的有效性。進(jìn)一步地，控制模塊81可根據(jù)可存儲在存儲器82中的所選的一個或多個治療方案來控制治療傳送模塊84以向心臟12傳送治療(例如電刺激治療，如起搏)。更具體地，控制模塊81(例如處理器80)可控制治療傳送模塊84傳送的電刺激的各種參數(shù)，例如av延遲、起搏脈沖的振幅、脈沖寬度、頻率，或電極的極性等，其可由一個或多個所選的治療方案指定(例如av延遲調(diào)節(jié)方案、起搏治療方案、起搏恢復(fù)方案、奪獲管理方案等)。如所示出的，治療遞送模塊84例如經(jīng)由對應(yīng)引線18、20、22的導(dǎo)體、或者在外殼電極58的情況下經(jīng)由布置在imd16的外殼60內(nèi)的電導(dǎo)體而電耦合至電極40、42、142、44、45、46、47、48、150、58、62、64、66。治療遞送模塊84可以被配置成用于使用電極40、42、142、44、45、46、47、48、150、58、62、64、66中的一個或多個電極來生成并向心臟12遞送如起搏治療等電刺激治療。

例如，治療傳送模塊84可經(jīng)由分別耦合至引線18、20和22的環(huán)形電極40、44、45、46、47、48和/或引線18和22的螺旋尖端電極142和150來遞送起搏刺激(例如起搏脈沖)。進(jìn)一步地，例如，治療遞送模塊84可經(jīng)由電極58、62、64、66中的至少兩個而向心臟12遞送除顫電擊。在一些示例中，治療遞送模塊84可以被配置成用于遞送電脈沖形式的起搏、復(fù)律、或除顫刺激。在其他示例中，治療遞送模塊84可以被配置成用于遞送其他信號形式(比如，正弦波、方波和/或其他基本上連續(xù)的時間信號)的這些類型的刺激中的一種或多種刺激。

imd16可以進(jìn)一步包括開關(guān)模塊85，并且控制模塊81(例如，處理器80)可以使用開關(guān)模塊85來例如經(jīng)由數(shù)據(jù)/地址總線來選擇可用電極中的哪些可用電極用于遞送治療(比如，用于起搏治療的起搏脈沖)，或者可用電極中的哪些可用電極用于進(jìn)行感測。開關(guān)模塊85可以包括開關(guān)陣列、開關(guān)矩陣、多路復(fù)用器或適合于將感測模塊86和/或治療遞送模塊84選擇性地耦合至一個或多個所選電極的任何其他類型的切換設(shè)備。更具體地，治療遞送模塊84可以包括多個起搏輸出電路。這些多個起搏輸出電路中的每個起搏輸出電路可例如使用開關(guān)模塊85選擇性地耦合至電極40、42、142、44、45、46、47、48、150、58、62、64、66中的一個或多個電極(例如用于向起搏向量傳送治療的一對電極)。換言之，可以使用切換模塊85來將每個電極選擇性地耦合至治療遞送模塊的起搏輸出電路之一。

感測模塊86耦合(例如，電耦合)至感測裝置，在附加感測裝置當(dāng)中，所述感測裝置可以包括用于監(jiān)測心臟12的電活動(例如，心電圖(ecg)/電描記圖(egm)信號等)的電極40、42、142、44、45、46、47、48、150、58、62、64、66。ecg/egm信號可用于測量或監(jiān)測激動時間(例如，心室激動時間等)、心率(hr)、心率變異性(hrv)、心率震蕩(hrt)、減速/加速能力、減速序列發(fā)生率、t波交替(twa)、p波到p波的間期(也被稱為p-p間期或a-a間期)、r波到r波的間期(也被稱為r-r間期或v-v間期)、p波到qrs波群的間期(也被稱為p-r間期、a-v間期或p-q間期)、qrs波群的形態(tài)、st段(即，連接qrs波群和t波的段)、t波改變、qt間期、電向量等。

開關(guān)模塊85還可以與感測模塊86一起用于選擇使用或啟用可用電極中的哪些可用電極來例如感測患者心臟的電活動(例如，患者心臟的使用電極40、42、142、44、45、46、47、48、150、52、58、62、64、66的任何組合的一個或多個電向量)。同樣地，開關(guān)模塊85還可以與感測模塊86一起用于選擇不使用(例如，禁用)可用電極中的哪些可用電極來例如感測患者心臟的電活動(例如，患者心臟的使用電極40、142、44、45、46、47、48、150、58、62、64、66的任何組合的一個或多個電向量)等。在一些示例中，控制模塊81可以經(jīng)由感測模塊86內(nèi)的開關(guān)模塊來選擇作用為感測電極的電極，例如，通過經(jīng)由數(shù)據(jù)/地址總線提供信號。

在一些示例中，感測模塊86包括信道，所述信道包括具有比r波或p波放大器相對更寬的通帶的放大器?？梢韵蚨嗦窂?fù)用器提供來自所選感測電極的信號，并且之后由模數(shù)轉(zhuǎn)換器將所述信號轉(zhuǎn)換成多位數(shù)字信號以便例如作為電描記圖(egm)而存儲在存儲器82中。在一些示例中，可以在直接存儲器存取電路的控制下將這種egm存儲在存儲器82中。

在一些示例中，控制模塊81可用作中斷驅(qū)動設(shè)備，并且可以響應(yīng)于起搏器定時和控制模塊的中斷，其中所述中斷可以對應(yīng)于感測到的p波和r波的出現(xiàn)和心臟起搏脈沖的產(chǎn)生。通過處理器80可以進(jìn)行任何需要的數(shù)學(xué)計算，并且在這類中斷之后可發(fā)生由起搏器定時和控制模塊控制的所述值或間期的任何更新。存儲器82的部分可以被配置成用于能夠保留一個或多個系列的測量間期的多個再循環(huán)緩沖器，可響應(yīng)于起搏或感測中斷的發(fā)生而通過例如處理器80分析所述測量間期以便判定患者心臟12當(dāng)前是否展現(xiàn)出房性或室性快速心律失常。

控制模塊81的遙測模塊88可以包括用于與如編程器等另一個設(shè)備通信的任何適當(dāng)?shù)挠布?、固件、軟件或其任何組合。例如，在處理器80的控制下，遙測模塊88可以借助于天線(所述天線可以是內(nèi)部和/或外部天線)來接收來自編程器的下行遙測并向編程器發(fā)送上行遙測。處理器80可例如經(jīng)由地址/數(shù)據(jù)總線向遙測模塊88內(nèi)的遙測電路供要向上傳輸至編程器的數(shù)據(jù)以及控制信號。在一些示例中，遙測模塊88可以經(jīng)由多路復(fù)用器向處理器80提供所接收的數(shù)據(jù)。

在植入所述可植入醫(yī)療設(shè)備和醫(yī)療電引線期間或者在醫(yī)生進(jìn)行隨訪以檢查可植入醫(yī)療設(shè)備和患者期間，醫(yī)務(wù)人員可以采用編程器?？梢栽谥踩肫陂g使用的編程器可以包括明尼蘇達(dá)州明尼阿波利斯的美敦力公司(medtronic，inc.)開發(fā)和銷售的carelinkencore^tm29901。所述編程器被配置成用于使用已知技術(shù)將一個或一對電極設(shè)置為陽極或陰極。通常起搏被定義為尖端-環(huán)，其中所述尖端是陽極，并且環(huán)是陰極。另一個示例是lv尖端-rv環(huán)，或高壓電擊hva-hvb，其中hva是可以屏蔽的設(shè)備，并且hvb是rv線圈。然而，本公開提供了更多的選項(xiàng)。對傳統(tǒng)設(shè)備另外地或替代性地，本公開能夠?qū)⒁粚﹄姌O設(shè)置為陽極或陰極。由于四對電極位于所述引線的遠(yuǎn)端，所以有多種選項(xiàng)可用于每對電極，但是對于每一對指定為陽極的電極，必須存在另一對電極或另一個電極作為陰極。由醫(yī)生來選擇最佳向量，醫(yī)生可以考慮起搏奪獲閾值(pct)、阻抗和/或膈神經(jīng)刺激。

imd16的各種部件進(jìn)一步耦合至電源90，所述電源可以包括可再充電電池或不可再充電電池。可以選擇不可充電電池以持續(xù)數(shù)年，而可充電電池可以例如每天或每周從外部裝置處進(jìn)行感應(yīng)充電。

圖3b是imd16的功能框圖的另一個實(shí)施例。圖3b描繪了沒有l(wèi)acs起搏/感測電極并與可植入脈沖發(fā)生器(ipg)電路31耦合的雙極ra引線22、雙極rv引線18和雙極lvcs引線20，所述可植入脈沖發(fā)生器電路具有可編程模式以及現(xiàn)有技術(shù)中已知的雙心室ddd/r類型的參數(shù)。進(jìn)而，傳感器信號處理電路91間接耦合至定時電路83，并且經(jīng)由數(shù)據(jù)和控制總線耦合至微型計算機(jī)電路33。在通常被劃分成微型計算機(jī)電路33和起搏電路21的功能框圖中展示了ipg電路31。起搏電路21包括數(shù)字控制器/定時器電路83、輸出放大器電路51、感測放大器電路55、rf遙測收發(fā)器41、活動傳感器電路35以及以下所描述的許多其他電路和部件。

晶體振蕩器電路89為起搏電路21提供基本定時時鐘，而電池29提供動力。上電復(fù)位電路87對應(yīng)于該電路與該電池的初始連接，用于限定初始運(yùn)動條件，并且同樣地應(yīng)于低電池電量的檢測而重置該設(shè)備的運(yùn)行狀態(tài)。參考模式電路37產(chǎn)生用于起搏電路21內(nèi)的模擬電路的穩(wěn)定的電壓參考和電流，而模擬-數(shù)字轉(zhuǎn)化器adc和多路復(fù)用器電路39使模擬信號和電壓數(shù)字化以提供關(guān)于感測放大器55的心臟信號是否經(jīng)由rf發(fā)射器和接收器電路41向上傳輸?shù)膶?shí)時遙測。電壓參考和偏置電路37、adc和多路復(fù)用器39、上電復(fù)位電路87和晶體振蕩器電路89可對應(yīng)于任何其他目前市售的可植入的心臟起搏器中的目前使用的這些部件。

如果對該ipg編程至一種速度反應(yīng)模式，由一個或多個生理傳感器輸出的信號被用作速度控制參數(shù)(rcp)以得出生理逸搏間期。例如，與在示例性ipg電路31中描繪的患者活動傳感器(pas)電路35中出現(xiàn)的該患者的活動水平成比例地調(diào)節(jié)逸搏間期?；颊呋顒觽鞲衅?7被耦合至該ipg殼上，并且可采取本領(lǐng)域熟知的壓電晶體換能器的形式，并且其輸出信號被處理并用作rcp。傳感器27響應(yīng)于感測到的身體活動而產(chǎn)生電信號，這些電信號由活動電路35處理并向數(shù)字控制器/定時器電路83提供?；顒与娐?5和相關(guān)聯(lián)傳感器27可以與以下文檔中公開的電路相對應(yīng)：于1991年10月1日發(fā)布的并且題為“methodandapparatusforimplementingactivitysensinginapulsegenerator(用于在脈沖發(fā)生器中植入活動感測的方法和裝置)”的美國專利號5,052,388以及于1984年1月31日發(fā)布的并且題為“rateadaptivepacer(速率自適應(yīng)起搏器)”的美國專利號4,428,378，所述專利中的每個專利都通過引用以其全文結(jié)合在此。同樣地，可以結(jié)合交替類型的傳感器來實(shí)踐本文中所描述的示例性系統(tǒng)、裝置和方法，比如，用于提供速率反應(yīng)起搏能力的氧合傳感器、壓力傳感器、ph傳感器和呼吸傳感器。交替地，qt時間可用作速率指示參數(shù)，在這種情況下不需要額外的傳感器。類似地，在此描述的這些示例性實(shí)施例還可以在非頻率反應(yīng)式起搏器中實(shí)踐。

通過遙測天線57和相關(guān)聯(lián)的rf收發(fā)器41完成向外部編程器或從外部編程器傳輸數(shù)據(jù)，其用于解調(diào)接收到的向下傳輸?shù)倪b測以及向上傳輸遙測。向上傳輸遙測的能力將典型地包括對存儲的數(shù)字信息進(jìn)行傳輸?shù)哪芰?，所述?shù)字信息是例如運(yùn)行模式和參數(shù)、egm直方圖、以及其他事件，連同心房和/或心室電活動和標(biāo)記信道脈沖的實(shí)時egm(指示在心房和心室中感測到的和起搏的去極化的發(fā)生)，如起搏領(lǐng)域中熟知的。

微型計算機(jī)33包含微處理器80和相關(guān)聯(lián)的系統(tǒng)時鐘以及對應(yīng)地在處理器上的ram和rom芯片82a和82b。此外，微型計算機(jī)電路33包括用于提供附加存儲器容量的單獨(dú)ram/rom芯片82c。微處理器80通常以減小的功率消耗模式來進(jìn)行操作，并且是中斷驅(qū)動的。微處理器80響應(yīng)于限定的中斷事件而被喚醒，除了別的以外，所述事件可包括由數(shù)字定時器/控制器電路83中的定時器生成的a觸發(fā)信號、rv觸發(fā)信號、lv觸發(fā)信號、以及由感測放大器電路55生成的a事件信號、rv事件信號和lv事件信號。由微型計算機(jī)電路33根據(jù)編程參數(shù)值和操作模式通過數(shù)據(jù)和控制總線來控制由數(shù)字控制器/定時器電路83進(jìn)行倒定時的間期和延遲的特定值。另外，如果適用的話，如果定時中斷被編程成用于作為頻率反應(yīng)起搏器而進(jìn)行操作，則可以例如每周期或每兩秒提供定時中斷，以便允許微處理器分析活動傳感器數(shù)據(jù)并更新基本a-a、v-a或v-v逸搏間期。另外，微處理器80還可用于限定可變的有效av延遲間期以及遞送至每個心室的能量。

在一個實(shí)施例中，微處理器80是被適配成用于以常規(guī)方式取得并執(zhí)行存儲在ram/rom單元82中的指令的定制微處理器。然而，設(shè)想的是，其他實(shí)施方式可適于實(shí)踐本發(fā)明。例如，現(xiàn)成的可商購獲得的微處理器或微控制器、或者定制的專用硬接線邏輯或狀態(tài)機(jī)型電路可以執(zhí)行微處理器80的功能。

數(shù)字控制器/定時器電路83在微型計算機(jī)33的總體控制下進(jìn)行操作以便控制起搏電路320內(nèi)的定時功能和其他功能，并且包括一組定時電路和相關(guān)聯(lián)邏輯電路，描繪了所述電路中的與本發(fā)明有關(guān)的某些電路。所描繪的定時電路包括uri/lri定時器83a、v-v延遲定時器83b、用于對過去的v事件到v事件間期或v事件到a事件間期或v-v傳導(dǎo)間期進(jìn)行定時的固有間期定時器83c、用于對a-a、v-a和/或v-v起搏逸搏間期進(jìn)行定時的逸搏間期定時器83d、用于對以前的a事件或a觸發(fā)的a-lvp延遲(或a-rvp延遲)進(jìn)行定時的av延遲間期定時器83e、用于對心室后時間周期進(jìn)行定時的心室后定時器83f、以及日期/時間時鐘83g。

av延遲間期定時器83e加載有用于一個心室腔的適當(dāng)?shù)难舆t間期(例如使用已知方法確定的a-rvp延遲或a-lvp延遲)以從先前的a起搏或a事件超時啟動。間期定時器83e觸發(fā)了起搏刺激的遞送，并且可以基于一個或多個前心動周期(或根據(jù)為給定患者從經(jīng)驗(yàn)推導(dǎo)的數(shù)據(jù)集)。

事件后定時器83f對rv事件或lv事件或rv觸發(fā)或lv觸發(fā)之后的后心室時間周期以及a事件或a觸發(fā)之后的后心房時間周期進(jìn)行倒定時。事件后時間周期的持續(xù)時間還可以選擇作為微型計算機(jī)33中存儲的可編程的參數(shù)。盡管可以至少部分地根據(jù)起搏引擎中采用的操作電路而適當(dāng)?shù)叵薅ㄆ渌麜r期，但是心室后時間周期包括pvarp、心房后心室消隱期(pavbp)、心室消隱期(vbp)、心室后心房消隱期(pvarp)和心室不應(yīng)期(vrp)。心房后時間周期包括心房不應(yīng)期(arp)(在心房不應(yīng)期期間，為了復(fù)位任何av延遲的目的而忽略a事件)以及心房消隱期(abp)(在所述心房消隱期期間，禁用心房感測)。應(yīng)當(dāng)注意的是，心房后時間周期和av延遲的開始可與每個a事件或a觸發(fā)的開始或結(jié)束基本上同時開始，或者在a觸發(fā)的情況下，可以在a觸發(fā)之后的a起搏結(jié)束時開始。類似地，心室后時間周期和v-a逸搏間期的開始可以與v事件或v觸發(fā)的開始或結(jié)束基本上同時開始，或者在v觸發(fā)的情況下，在v觸發(fā)之后的v起搏結(jié)束時開始。微處理器80還任選地計算av延遲、心室后時間周期和心房后時間周期，隨響應(yīng)于一個或多個rcp和/或用固有心房率而建立的基于傳感器的逸搏間期是變化的。

輸出放大器電路51包含ra起搏脈沖發(fā)生器(如果提供la起搏則是la起搏脈沖發(fā)生器)、rv起搏脈沖發(fā)生器和lv起搏脈沖發(fā)生器，或者對應(yīng)于目前在提供心房和心室起搏的任何市售心臟起搏器中使用的那些的任一個。為了觸發(fā)起搏rv或起搏lv脈沖的產(chǎn)生，通過av延遲間期定時器83e(或v-v延遲定時器83b)，數(shù)字控制器/定時器電路83在a-rvp延遲超時(在rv預(yù)激的情況下)時產(chǎn)生觸發(fā)rv信號或在a-lvp延遲超時(在lv預(yù)激的情況下)產(chǎn)生觸發(fā)lv。類似地，在由逸搏間期定時器83d定時的v-a逸搏間期結(jié)束時，數(shù)字控制器/定時器電路83產(chǎn)生觸發(fā)起搏ra脈沖的輸出的觸發(fā)ra信號(或如果提供的話，觸發(fā)起搏la脈沖的輸出的觸發(fā)la信號)。

輸出放大器電路51包括用于耦合從引線導(dǎo)體中選擇的起搏電極對和ind_can電極20至ra起搏脈沖發(fā)生器(和la起搏脈沖發(fā)生器，如果提供的話)、rv起搏脈沖發(fā)生器和lv起搏脈沖發(fā)生器的切換電路。起搏/感測電極對的選擇和控制電路53選擇要耦合至輸出放大器電路51內(nèi)的心房和心室輸出放大器的引線導(dǎo)體和相關(guān)聯(lián)的起搏電極對而用于完成ra、la、rv和lv起搏。感測放大器電路55包含對應(yīng)于在當(dāng)前的用于心房和心室起搏和感測的心臟起搏器中目前采用的那些中的任一個。高阻抗p波和r波感測放大器可用于放大由心臟去極化波陣面的通道穿過感測電極對生成的壓差信號。高阻抗感測放大器使用高增益來放大低振幅信號，并且依賴于通帶濾波器、時域?yàn)V波、以及振幅閾值比較，以便從背景電噪聲中區(qū)分p波或r波。數(shù)字控制器/定時器電路83控制心房和心室感測放大器55的靈敏度設(shè)置。

感測放大器通常在向該起搏系統(tǒng)的任何起搏電極遞送起搏脈沖之前、之中和之后的消隱期期間與感測電極解耦合以避免感測放大器的飽和。感測放大器電路55包括用于在abp、pvabp和vbp期間將所選引線導(dǎo)體對和ind-can電極20與ra感測放大器(以及l(fā)a感測放大器，如果提供的話)、rv感測放大器和lv感測放大器的輸入端解耦的消隱電路。感測放大器電路55還包括用于將所選感測電極引線導(dǎo)體和ind-can電極20耦合至ra感測放大器(以及l(fā)a感測放大器，如果提供的話)、rv感測放大器和lv感測放大器的切換電路。再次，感測電極的選擇和控制電路53選擇導(dǎo)體和相關(guān)聯(lián)的感測電極對，以耦合至輸出放大器電路51內(nèi)的心房和心室感測放大器和用于完成沿著所希望的單極和雙極感測向量的ra、la、rv和lv感測的感測放大器電路55。

由該ra感測放大器感測到的ra感測信號中的右心房去極化或p波引起了傳播至數(shù)字控制器/定時器電路83的事件ra信號。類似地，由所述la感測放大器(如果提供的話)感測到的la感測信號中的左心房去極化或p波導(dǎo)致傳達(dá)至數(shù)字控制器/定時器電路83的la事件信號。由心室感測放大器感測到的rv感測信號中的心室去極化或r波導(dǎo)致傳達(dá)至數(shù)字控制器/定時器電路83的rv事件信號。類似地，由心室感測放大器感測到的lv感測信號中的心室去極化或r波導(dǎo)致傳達(dá)至數(shù)字控制器/定時器電路83的lv事件信號。rv事件信號、lv事件信號、ra事件信號和la感測信號可以是應(yīng)答的或不應(yīng)的，并且可以不經(jīng)意地由電噪聲信號或異常傳導(dǎo)的去極化波觸發(fā)，而不是真的r波或p波。

本公開中所描述的技術(shù)(包括歸于imd16、計算裝置140和/或各種組成部件的技術(shù))可以至少部分地在硬件、軟件、固件或其任何組合中實(shí)施。例如，所述技術(shù)的各種方面可以在一個或多個處理器(包括一個或多個微處理器、dsp、asic、fpga或任何其他等效集成或離散邏輯電路以及這種部件的任何組合)中實(shí)施，所述部件在如內(nèi)科醫(yī)生或患者編程器等編程器、刺激器、圖像處理設(shè)備或其他設(shè)備中被具體化。術(shù)語“模塊”、“處理器”或“處理電路”通?？梢灾复笆鲞壿嬰娐分械娜魏芜壿嬰娐?單獨(dú)地或與其他邏輯電路組合地)、或者任何其他等效電路。

圖4和圖6-8總體上描繪了沿著引線20的遠(yuǎn)端120放置的電極40、42、44、46、48、50、52和54。由于電極40、42、44、46、48、50、52和54圍繞遠(yuǎn)端120的圓周放置，遠(yuǎn)端120被示出以圖4和圖6-8的順序順時針旋轉(zhuǎn)360度以顯示每個電極的放置。例如，圖4描繪了遠(yuǎn)端20的正視圖，而圖6示出了從圖4的正視圖沿順時針方向旋轉(zhuǎn)90度的引線20。圖7示出了圖4所描繪的引線20的后視圖，其為從圖6所示的遠(yuǎn)端20沿順時針方向旋轉(zhuǎn)90度的引線20。圖8描繪了引線20從圖7所描繪的引線20的位置沿順時針方向旋轉(zhuǎn)90度。

第一和第二電極40、42沿著相同的引線本體15的長度定位，但是分別彼此在直徑上相反(彼此相隔180度)，如分別由圖4和圖7的正視圖和后視圖以及圖5的俯視圖所示。第一和第五電極40、48沿著縱向軸線118對齊或基本上對齊(即，在約0.1cm至約0.2cm的精確對準(zhǔn)中)，但是所述第一和第五電極沿著引線本體長度分開約3.95cm至約4.0cm。如圖4中所示，第一和第三電極40、44周向地偏移或旋轉(zhuǎn)地分開約90度。如圖4中所示，第一和第四電極40、46也周向地偏移或旋轉(zhuǎn)地分開約90度。第一和第三電極40、44以及第一和第四電極40、46沿著縱向軸線118間隔開約l2(例如，1.2cm)。

第三電極44沿著遠(yuǎn)端120分別遠(yuǎn)離第一和第二電極40、42周向地偏移約90度。在所述電極的近端，如圖6所示，第三電極44周向地偏移離開第五和第六電極48、50。所述第三電極是沿著所述引線本體長度離開第一和第二電極40、42距離l2，并且離開第五和第六電極48、50距離l4。

如圖4和圖7所示，第三和第四電極44、46沿著的相同引線本體15的長度定位。此外，第三和第四電極44、46彼此在直徑上相反(彼此離開地周向地偏移180度)。另外，第三和第四電極44、46延伸離開遠(yuǎn)端尖端314(圖9)約1cm的距離并朝向引線20的近端延伸。

第五和第六電極48、50彼此在直徑上相反(即，彼此離開180度)。第五電極48分別離開第三和第四電極44、46周向地偏移約90度。第五電極48沿著所述引線本體長度分別離開第三和第四電極44、46距離約l4，并且沿著所述引線本體長度分別離開第七和第八電極52、54距離l6。

在遠(yuǎn)端120處的電極將總體長度l總延伸至約4.3cm，這是l1、l2、l3、l4、l5、l6和l7的總和。在一個或多個實(shí)施例中，由l1、l3、l5和l7表示的每個電極的長度為約0.175mm。l1、l3、l5和l7表示沿引線本體15的長度的電極之間的距離。l1、l3、l5和l7分別等于約0.175mm。表示電極之間的間隔的l2、l4和l6各自等于約1.2cm。

左心室電極40、42、44、46、48、50、52和54以對角地和周向地移位(或角位移)構(gòu)型而電配對，以便提供多電極起搏向量(例如，多達(dá)四個多部位起搏向量)?？梢酝ㄟ^跳線來進(jìn)行電連接，所述跳線是用于閉合電氣電路的截斷或旁路部分的短長度電導(dǎo)體。如所示出的，每個跳線的長度可以在約1cm至約2cm的范圍內(nèi)。

所述八個電極中的四個電極連接到連接器塊34中的導(dǎo)體。例如，延伸穿過is-4連接器塊34的第一導(dǎo)體連接到第一電極40。第一電極40也電連接到第三電極44。延伸到或穿過is-4連接器塊34的第二導(dǎo)體連接到第二電極42。所述第二電極跨接到第四電極46。所述第三導(dǎo)體延伸到或穿過is-4連接器塊34并與第五電極48連接。第五電極跨接到第七電極52。所述第四導(dǎo)體延伸穿過is-4連接器塊34并與第六電極50連接。第六電極50跨接到第八電極54。

第一、第二、第五和第六電極40、42、48、50與穿過連接器模塊34(例如，is-4連接器等)的第一至第四導(dǎo)體組合而形成四個不同的電子電路。例如，第一電路包括第一電極、跨接到所述第一電極的第三電極，所有電極都電連接到穿過連接器模塊34的第一導(dǎo)體。第二電路包括第二電極42、跨接到第二電極42的第四電極46，所有電極都電連接到穿過連接器塊34的第二導(dǎo)體。第三電路包括第五電極48連接到第七電極52，所述電極電連接到穿過連接器模塊34的第三導(dǎo)體。第四電路包括第六電極50連接到第八電極54，所述電極都連接到穿過連接器塊34的第四導(dǎo)體。

如先前相對于圖3所述，所述可植入醫(yī)療設(shè)備控制電路自動選擇在長期植入可植入醫(yī)療設(shè)備之后向心臟組織遞送刺激的最適合的地方。然而，當(dāng)醫(yī)生正在植入所述可植入醫(yī)療設(shè)備時，編程器與計算機(jī)指令一起使用來確定哪個對角電極對于患者是最佳的。

可植入醫(yī)療設(shè)備控制電路用于啟用和/或去停用每對電極。在一個實(shí)施例中，在任何給定時間只有一對電極中的一個是有效的。在另一個實(shí)施例中，可以根據(jù)心臟組織的狀況來激動一對或多對電極。

下面表1中展示的是可以通過在引線20的遠(yuǎn)端實(shí)現(xiàn)對角定向電極而獲得的起搏向量。真值表指示可以啟用哪些電極(“1”)用于從所述電極遞送治療和/或感測。停用電極由“0”指示。所述表中僅顯示了引線20上的四個主電極。主電極是與從連接器塊34延伸的導(dǎo)體直接連接的那些電極。應(yīng)當(dāng)理解，如果第一、第二、第五和第六電極40、42、48、50中的主電極之一被啟用，則跨接到每個電極的電極也被啟用。例如，如果第一電極40將刺激遞送到心臟組織，則第三電極44也由于第一和第三電極40、44之間的電連接而將刺激遞送至心臟組織。

表1：由對角線連接的電極形成的起搏向量

在又另一個示例中，引線20上的電極對，其中四個電極能夠在對角方向上僅使用2個起搏電路來遞送電刺激。例如，假設(shè)第一對電極(例如，電極2和4)和第二對電極(例如，電極6和8)朝向心臟的心肌側(cè)放置，而第三對電極(例如，電極1和3)和第四對電極(例如，電極5和7)位于心臟的心包側(cè)。

存在多種方法用于將引線20放置在可激發(fā)組織(例如，心臟組織，如心肌組織)附近和/或其中。如圖12所描繪的，這樣一種方法200描述了與如圖11所描繪的引線20的定位相對應(yīng)的引線放置。引導(dǎo)導(dǎo)管用于將引線10放置就位，使得所述電極的有效部分面向心肌組織，而所述電極的絕緣部分面向神經(jīng)組織(例如，膈神經(jīng))。引導(dǎo)導(dǎo)管包括管狀體，所述管狀體具有遠(yuǎn)端部分和用于接收引線10的近端部分。

引線遞送設(shè)備(例如，管心針、導(dǎo)絲、混合導(dǎo)絲/管心針等)，如attain被插入到引線10的近端處的孔中，所述引線被直接引導(dǎo)到被配置成用于接收所述引線遞送設(shè)備的內(nèi)腔中。然后將引線20直接插入由明尼蘇達(dá)州明尼阿波利斯的美敦力公司(medtronic，inc.)開發(fā)和銷售的引導(dǎo)導(dǎo)管(如attain)的集成閥。通過使所述導(dǎo)絲穿過引線20的本體開口，將所述導(dǎo)絲引入引線20的內(nèi)腔中。引線20然后穿過從所述管狀體的近端到遠(yuǎn)端設(shè)置的內(nèi)腔。例如，將引線20沿著冠狀竇轉(zhuǎn)向正確位置的一個實(shí)施例涉及延伸穿過引線10的管狀體的遠(yuǎn)端開口的導(dǎo)絲。將引線20轉(zhuǎn)向到正確位置的另一個實(shí)施例涉及延伸到引線20的管狀體的封閉遠(yuǎn)端的管心針。除了轉(zhuǎn)向所述導(dǎo)絲之外，管心針為引線20提供增加的剛性，以便將引線20擰入心臟組織。管心針也可用于帶有密封件的開放遠(yuǎn)端的左心引線。

通過任何常規(guī)技術(shù)將引線20引入血管系統(tǒng)(步驟202，圖12)。引線20然后例如通過由所述引導(dǎo)導(dǎo)管推進(jìn)引線本體15而移動到血管系統(tǒng)中(例如，冠狀靜脈系統(tǒng)等)至所期望的位置。冠狀靜脈系統(tǒng)包括冠狀竇靜脈、心大靜脈、心中靜脈、左后心室靜脈和/或任何其他適用的心臟靜脈。引線20穿過冠狀竇并進(jìn)入從其延伸的心臟靜脈，同時基本上保持引線本體15的形狀。

引線20然后進(jìn)一步推進(jìn)進(jìn)入冠狀靜脈系統(tǒng)(步驟204，圖12)，并且總體上沿著心臟的自然彎曲形狀在冠狀靜脈的向下路徑中行進(jìn)。這可以通過使引線20穿過引導(dǎo)導(dǎo)管或者通過在導(dǎo)絲上推進(jìn)引線20或借助于插入引線20的管心針來實(shí)現(xiàn)。也可以使用混合導(dǎo)絲/管心針來將引線20放置在心肌組織附近或鄰近?？梢圆捎糜糜趯⒁€20放置在冠狀靜脈系統(tǒng)中和冠狀靜脈系統(tǒng)內(nèi)的任何常規(guī)機(jī)構(gòu)。

引線20位于由醫(yī)師確定的適當(dāng)位置(步驟206，圖12)。此后，引線本體15可以移動(即前進(jìn)和/或縮回)穿過所述引導(dǎo)導(dǎo)管，直到所述對角配對的電極位于所期望的位置(步驟206，圖12)。根據(jù)一個實(shí)施例，使用第一對和第二對對角配對電極。根據(jù)另一個實(shí)施例，使用第一對、第二對和第三對對角配對電極。根據(jù)另一個實(shí)施例，使用第一對、第二對、第三對和第四對對角配對電極。可以通過任何常規(guī)方法(如起搏閾值測試和/或r波振幅的測量)來實(shí)現(xiàn)用于電極定位的位置的確定。引導(dǎo)導(dǎo)管分析儀電纜接口可用于執(zhí)行此功能。替代性地或另外地，也可以基于確定與各種電極位置處的心臟組織的刺激相關(guān)聯(lián)的心臟的血液動力學(xué)特性來確定適當(dāng)?shù)碾姌O位置。

圖13和圖14描繪了圖4、圖6-8的替代性實(shí)施例。圖13和圖14中的每個電極處于與圖4、圖6-8所描述的相同的位置，但是各個電極之間的電連接是不同的。圖13是正視圖，而圖14是從圖13所示的正面位置順時針旋轉(zhuǎn)了45度。所述八個電極中的四個電極連接到連接器塊34中的導(dǎo)體。例如，延伸穿過is-4連接器塊34的第一導(dǎo)體連接到第一電極40。第一電極40也電連接到第五電極48。延伸到或穿過is-4連接器塊34的第二導(dǎo)體連接到第二電極42。所述第二電極跨接到第六電極50。所述第三導(dǎo)體延伸到或穿過is-4連接器塊34并與第三電極44連接。第三電極44跨接到第七電極52。所述第四導(dǎo)體延伸穿過is-4連接器塊34并與第四電極46連接。第四電極46跨接到第八電極54。盡管所述電極對角地位于所述引線的遠(yuǎn)端的周圍，如圖13-14所示，但是在各電極對的各個電極之間存在沿著縱向軸線的線性連接。圖13-14所示的實(shí)施例能夠?qū)崿F(xiàn)最少16個起搏向量。

本公開涉及位于單個引線上并直接連接到is-4連接器模塊的成對的對角定向的電極，可以選擇性地遞送來自所述患者的電刺激和/或感測生理信號。通過這樣做，與常規(guī)放置的電極相比，圖4-9所示的空間分離的電極對配置實(shí)現(xiàn)了改善的電刺激場。例如，所述對角配對的電極生成了電刺激場130(圖11)，電刺激場130通常是圓形的，并且本質(zhì)上是橢圓形的，其與由常規(guī)電極配置產(chǎn)生的電刺激場相比在形狀上是基本上不同的。如圖11所示，電刺激場的形狀可以比傳統(tǒng)的電刺激場小，但是足夠大足以奪獲心臟組織，同時避免不必要地刺激其他心臟組織。

許多替代性引線可以采用本文公開的教導(dǎo)。例如，替代性醫(yī)療電引線可以包括主動或被動固定機(jī)構(gòu)(例如螺旋、尖齒、粘合劑等)。另外，雖然所述引線被描述為推進(jìn)通過冠狀竇，但是應(yīng)當(dāng)理解，使用這種引線也可以接入心臟的靜脈系統(tǒng)中的其他位置。電極放置替代性地可以優(yōu)化用于心房刺激和/或感測。替代性地，所述引線可以用于體內(nèi)其他血管或非血管位置，其中，合適的固定位置和期望的電極位置之間的距離可以是可變的。另外，雖然已經(jīng)就引線20描述了本發(fā)明，但是本發(fā)明可以應(yīng)用于其他心臟引線或神經(jīng)引線。

最后，所述主電極被描述為第一、第二、第五和第六電極40、42、48、50，任何一個電極/或其組合可以被指定為主電極。如前所述，主電極是直接連接到從連接器塊34延伸的導(dǎo)體的電極。

以下從1到21連續(xù)地列舉的實(shí)施例提供了本公開的不同方面。在第一實(shí)施例(1)的一個實(shí)施例中，本公開提供：

一種醫(yī)療電引線，包括：

細(xì)長引線本體，所述細(xì)長引線本體包括在近端與遠(yuǎn)端之間的長度，具有在所述近端與所述遠(yuǎn)端之間延伸的縱向軸線，

多個電極，所述多個電極沿著所述引線本體的遠(yuǎn)端定位，形成第一對和第二對電極，

所述第一對電極包括一個電極電連接到另一個電極，所述另一個電極沿著所述縱向軸線與所述一個電極周向地且對角地間隔開；并且

所述第二對電極包括一個電極電連接到另一個電極，所述另一個電極沿著所述縱向軸線與所述一個電極周向地且對角地間隔開。

2.如實(shí)施例1所述的醫(yī)療電引線，其中，所述第一對和第二對電極中的一個電極被配置成用于連接到延伸穿過連接器模塊的第一導(dǎo)體和第二導(dǎo)體。

3.如實(shí)施例1所述的醫(yī)療電引線，其中，一個電極通過電連接而連接到另一個電極，所述電連接對角地布置在所述第一對和第二對電極的各個電極之間。

4.如實(shí)施例1-3中任一項(xiàng)所述的醫(yī)療電引線，其中，所述第一對和第二對電極中的一個電極被配置成用于連接到延伸穿過連接器模塊的第一導(dǎo)體和第二導(dǎo)體。

5.如實(shí)施例1-4中任一項(xiàng)所述的醫(yī)療電引線，其中，所述多個電極還包括第三對電極，所述第三對電極包括一個電極電連接到另一個電極，所述另一個電極沿著所述縱向軸線與所述一個電極周向地且對角地間隔開。

6.如實(shí)施例5所述的醫(yī)療電引線，其中，所述多個電極還包括第四對電極，所述第四對電極包括一個電極電連接到另一個電極，所述另一個電極沿著所述縱向軸線與所述一個電極周向地且對角地間隔開。

7.如實(shí)施例1-6中任一項(xiàng)所述的醫(yī)療電引線，其中，從第一對電極到第四對電極的對角地連接的電極形成最少16個起搏向量。

8.如實(shí)施例1所述的醫(yī)療電引線，其中，所述第一對的一個電極和另一個電極跨接在一起。

9.如實(shí)施例1-8中任一項(xiàng)所述的醫(yī)療電引線，其中，所述第一對電極包括一個電極與另一個電極周向地分開約90度。

10.如實(shí)施例1-9中任一項(xiàng)所述的醫(yī)療電引線，其中，所述第二對電極包括一個電極與另一個電極成角度地移位約90度。

11.如實(shí)施例5所述的醫(yī)療電引線，其中，所述第三對電極的一個電極與所述第三對電極的另一個電極周向地分開約90度。

12.如實(shí)施例1所述的醫(yī)療電引線，其中，一對電極的一個電極與另一對電極的另一個電極在直徑上相反，所述在直徑上相反的電極沒有被電連接。

13.如實(shí)施例5所述的醫(yī)療電引線，其中，所述第一對、第二對、第三對和第四對電極中的一個電極被配置成用于連接到分別延伸穿過連接器模塊的第一、第二、第三和第四導(dǎo)體。

14.如實(shí)施例1所述的醫(yī)療電引線，所述醫(yī)療電引線被配置成用于僅使用所述引線的所述遠(yuǎn)端上的所述多個電極來提供最少十六個起搏向量。

15.一種靜脈內(nèi)醫(yī)療電引線，包括：

細(xì)長引線本體，所述細(xì)長引線本體包括在近端與遠(yuǎn)端之間的長度，具有在所述近端與所述遠(yuǎn)端之間延伸的縱向軸線，

多個電極，所述多個電極沿著所述引線本體的遠(yuǎn)端定位，形成第一對、第二對、第三對和第四對電極；

所述第一對電極包括一個電極電連接到另一個電極，所述電極沿著所述縱向軸線周向地且對角地間隔開；

所述第二對電極包括一個電極電連接到另一個電極，所述電極沿著所述縱向軸線周向地且對角地間隔開；

所述第三對電極包括一個電極電連接到另一個電極，所述電極沿著所述縱向軸線周向地且對角地間隔開；并且

所述第四對電極包括一個電極電連接到另一個電極，所述電極沿著所述縱向軸線周向地且對角地間隔開。

16.如實(shí)施例15所述的醫(yī)療電引線，其中，所述第一對、第二對、第三對和第四對電極提供最少十六個不同的起搏向量。

17.如實(shí)施例15所述的醫(yī)療電引線，其中，所述多個電極最少具有12個不同的起搏向量。

18.如實(shí)施例16所述的醫(yī)療電引線，其中，所述第一、第二、第五和第六電極被配置成連接到分別延伸穿過連接器模塊的第一、第二、第三和第四導(dǎo)體，所述連接器模塊限于連接到四個導(dǎo)體。

第一對電極，所述第一對電極包括所述第一電極電連接到所述第三電極，所述第一電極和第三電極沿著縱向軸線周向地且對角地間隔開；

第二對電極，所述第二對電極包括所述第二電極電連接到所述第四電極，所述第二電極和第四電極沿著縱向軸線周向地且對角地間隔開；

第三對電極，所述第三對電極包括所述第五電極電連接到所述第七電極，所述第五電極和第七電極沿著縱向軸線周向地且對角地間隔開；以及

第四對電極，所述第四對電極包括所述第六電極電連接到所述第七電極，所述第六電極和第七電極沿著縱向軸線周向地且對角地間隔開。

19.一種可植入醫(yī)療設(shè)備，包括：

一種醫(yī)療電引線，包括：

細(xì)長引線本體，所述細(xì)長引線本體包括在近端與遠(yuǎn)端之間的長度，具有在所述近端與所述遠(yuǎn)端之間延伸的縱向軸線，

第一、第二、第三、第四、第五、第六、第七和第八電極，所述電極沿著所述引線本體的遠(yuǎn)端定位；

第一對電極，所述第一對電極包括所述第一電極電連接到所述第三電極，所述第一電極和第三電極沿著縱向軸線周向地且對角地間隔開；

第二對電極，所述第二對電極包括所述第二電極電連接到所述第四電極，所述第二電極和第四電極沿著縱向軸線周向地且對角地間隔開；

第三對電極，所述第三對電極包括所述第五電極電連接到所述第七電極，所述第五電極和第七電極沿著縱向軸線周向地且對角地間隔開；以及

第四對電極，所述第四對電極包括所述第六電極電連接到所述第七電極，所述第六電極和第七電極沿著縱向軸線周向地且對角地間隔開。

20.一種將醫(yī)療電引線植入患者體內(nèi)的方法，包括：

在患者體內(nèi)部推進(jìn)具有細(xì)長引線本體的引線，所述細(xì)長引線本體限定縱向軸線并且承載一組周向地且對角地間隔開的電極，這組電極被解析為成對的對角連接的電極；

確定第一對電極是否是陽極和陰極之一。

21.根據(jù)實(shí)施例20所述的方法，其中，定位所述電極包括相對于所述遞送導(dǎo)管縱向移動所述引線本體。

在前面的詳細(xì)描述中，已經(jīng)參考具體實(shí)施例描述了本發(fā)明。然而，應(yīng)當(dāng)理解的是，在不脫離如在所附權(quán)利要求書中提出的本發(fā)明的范圍下可以做出不同的修改和變化。