CN111727071A - 具有双向受控的药物释放的固定构件组件 - Google Patents

Abstract

一种可植入医疗引线，其具有从近端延伸到远端的细长的引线主体、在引线主体内从近端延伸至远端的至少一个导体、以及具有近端和远端的固定构件，电极的近端构造成电耦合于引线主体的远端。固定构件包括用于将治疗剂从固定构件释放至患者的组织的第一递送端口和第二递送端口，其中，第一递送端口沿着固定构件的近端定位，以将治疗剂沿着组织的内皮层递送至内皮细胞，并且第二递送端口沿着固定构件的远端定位，并与第一递送端口间隔开一定距离。

Description

具有双向受控的药物释放的固定构件组件

技术领域

本公开总体涉及心脏医疗装置，并且更具体地涉及用于在围绕心脏医疗装置的电极的心脏组织内的治疗剂的受控释放的方法和装置。

背景技术

可植入医疗装置包括可提供对患者的生理参数的监测、对患者的心脏组织的诸如电刺激治疗之类的治疗的递送、或两者兼具的各种装置。例如，可植入医疗装置经由一个或多个电极或传感器元件递送电刺激治疗和/或监测生理信号，这些电极或传感器元件可包括在装置的壳体上或作为一个或多个细长可植入医疗引线的一部分。可植入医疗引线构造成允许一个或多个电极和/或传感器定位在用于感测或递送刺激的期望位置处。例如，电极或传感器定位在引线的远侧部分处，而连接器定位在导线的近侧部分处并联接于可植入医疗装置壳体，该壳体可包含电子电路、比如刺激产生和/或感测电路。

为了在心脏的不同位置处实现心脏起搏、感测、心脏复律和/或除颤，已经开发了各种类型的心脏引线，包括心外膜引线、心内膜引线和冠状静脉引线。静脉内心内膜引线在诸如起搏器或可植入的心脏复律除颤器之类的电脉冲发生器与心脏的通常在右心室中的心内膜表面之间建立电接触。心内膜引线和心脏引线通常可通过诸如与心室小梁相互作用的尖齿之类的被动固定机构或诸如位于引线远端处的螺旋件之类的主动固定机构固定在位。冠状静脉引线可穿过静脉通路，进入右心房，穿过冠状窦口，并最终到达心脏静脉内的固定机构固定于心脏组织的位置。

在一些示例中，无引线起搏器可用于感测电活动和/或将治疗信号递送至心脏。无引线起搏器可在其壳体上包括一个或多个电极，以递送治疗性电信号和/或感测心脏的固有去极化。无引线起搏器可定位在心脏内或外部，并且在一些示例中，可经由固定机构锚定至心脏的壁。

引线、电极以及与电极相接界的组织的各种特性将导致特征阻抗、刺激阈值和感测阈值。刺激阈值是刺激脉冲使心脏组织去极化或“捕获”所需的能量。具体地在植入导线后的最初几周期间，可能影响刺激阈值的一个因素是身体对作为异物的引线的天然免疫反应。引线的存在会激活免疫反应，最终导致引线及其电极的纤维化包封。由于纤维化组织不是能够兴奋的组织，因此由于电极-组织界面的电性能降低的缘故，刺激阈值可以保持。

为了减少炎症反应，已经开发了能洗脱抗炎类固醇的医疗引线。类固醇洗脱引线可能需要单片受控释放装置(MCRD)来包含类固醇，然后缓慢地将水溶性类固醇溶出到周围组织中。但是，类固醇洗脱电极或MCRD的一个局限在于，由于药物仅存在于心内膜表面处，因此洗脱药物只治疗相对有限体积的组织。已经提出了其它装置，其中存储在螺旋形固定构件的内腔空间内的治疗剂通过沿着与内腔空间流体连通的螺旋形固定构件定位的多个洗脱端口释放，这允许将治疗剂直接递送至由螺旋形固定构件穿透并围绕螺旋形固定构件的组织内。然而，虽然当前技术表明可通过改变沿着电极包括的洗脱端口的数量来控制治疗剂的释放速率，但是增加洗脱端口的数量增加了试剂释放的速率，从而减少了治疗剂能够被递送至组织的时间长度。此外，当在固定构件上包括多个洗脱端口时，利用治疗剂对装置进行毛细填充变得复杂。因此，需要进行改进，该改进能够实现利用治疗剂对螺旋形固定构件进行的毛细填充，以及来自螺旋形固定部件的类固醇洗脱物的长期控制和针对性递送。

发明内容

总体来说，本公开旨在提供对类固醇洗脱物从电极到植入部位处的组织的长期控制和针对性递送。在一种示例中，本公开涉及一种可植入医疗引线，包括：细长引线主体，该细长引线主体从近端延伸至远端；固定构件，该固定构件具有近端和远端，该固定构件的近端构造成电耦合于引线主体的远端，该螺旋形固定构件包括：第一递送端口和第二递送端口，该第一递送端口和第二递送端口用于将治疗剂从固定构件释放至患者的组织，其中，第一递送端口沿着固定构件的近端定位，以沿着组织的内皮层将治疗剂递送至内皮细胞，第二递送端口沿着固定构件的远端定位并与第一递送端口间隔开一定距离，以将治疗剂递送至组织的心肌层内的心肌组织，并且其中，没有递送端口定位在第二递送端口与第一递送端口所间隔开的距离内。

在另一种示例中，本公开涉及一种可植入医疗装置，包括：感测模块，该感测模块感测心脏信号；刺激发生器，该刺激发生器响应于感测到的心脏信号而递送心脏治疗；以及具有近端和远端的固定构件，该螺旋形固定构件的近端构造成电耦合于引线主体的远端，该螺旋形固定构件包括：第一递送端口和第二递送端口，该第一递送端口和第二递送端口用于将治疗剂从固定构件释放至患者的组织，其中，第一递送端口沿着固定构件的近端定位，以沿着组织的内皮层将治疗剂递送至内皮细胞，第二递送端口沿着固定构件的远端定位并与第一递送端口间隔开一定距离，以将治疗剂递送至组织的心肌层内的心肌组织，并且其中，没有递送端口定位在第二递送端口与第一递送端口所间隔开的距离内。

在另一种示例中，本公开涉及一种与可植入医疗装置一起使用的固定构件，该固定构件包括：

螺旋形主体，该螺旋形主体具有近端和远端，并且构造成固定地定位在心脏组织内；

内腔，该内腔在螺旋形主体内延伸并从近端延伸至远端；

第一递送端口，该第一递送端口沿着螺旋形主体的近端定位并与内腔流体连通，以将内腔内的治疗剂递送至心脏组织；以及

第二递送端口，该第二递送端口沿着螺旋形主体的远端定位并与内腔流体连通，以将治疗剂递送至心脏组织，第二递送端口与第一递送端口间隔开一定距离，使得治疗剂经由第一递送端口被递送至沿着心脏组织的内皮层的内皮细胞，并且治疗剂经由第二递送端口被递送至心脏组织的心肌层内的心肌组织，并且其中，没有递送端口定位在第一递送端口与第二递送端口之间的距离内。

根据以下的详细描述，本公开的这些和其它方面将变得显而易见。但是，在任何情况下，以上概述都不应解释为对所要求保护的主题的限制，该主题仅由所附权利要求书来定义，如可以在审查期间进行修改的那样。

附图说明

在整个说明书中参照附图，其中相同的附图标记表示相同的元件，并且其中：

图1是示出与本公开的示例一致的用于递送治疗剂的示例性医疗装置***的概念图。

图2是更详细地示出图1所示的***的可植入医疗装置(IMD)和引线的概念图。

图3是示出医疗装置***的另一种示例的概念图，该***与图1-2的***相似，但是包括两根引线而不是三根引线。

图4是示出根据本公开的示例的IMD的一种示例性构造的功能框图。

图5是示出根据本公开的示例的编程器的一种示例性构造的功能框图。

图6是根据本公开的示例的包括用于治疗剂的受控双向递送的螺旋形固定构件的可植入医疗引线的平面图。

图7是根据本公开的示例的用于治疗剂的受控双向递送的螺旋形固定构件的示意图。

图8是根据本公开的示例的用于治疗剂的受控双向递送的螺旋形固定构件的示意图。

图9是示出与本公开的示例一致的用于递送治疗剂的示例性医疗装置***的概念图。

图10是示出根据本公开的示例的图9的示例性医疗装置的概念图。

图11是示出根据本公开的示例的无引线起搏器装置的示例性构造的功能框图。

具体实施方式

在本公开中描述的技术提供了用于提供对类固醇洗脱物的长期控制和针对性递送并且使得能够用治疗剂对螺旋形固定构件进行毛细填充的改进。例如，本公开的可植入医疗装置包括螺旋形固定构件，该螺旋形固定构件包括近侧递送端口和远侧递送端口，两者均与螺旋形固定构件内的内腔流体连通，该内腔形成螺旋形固定构件的内径。在一种示例中，近侧递送端口和远侧递送端口两者可具有相同的直径，并因此以大致相同的速率释放诸如类固醇之类的治疗剂。然而，在一些示例中，近侧递送端口和远侧递送端口的直径可具有不同的值，并因此以不同的速率释放治疗剂。

结果，一旦将螺旋形固定构件固定在诸如心脏组织之类的组织内，诸如类固醇之类的治疗剂就可通过近侧递送端口320和远侧递送端口322从心脏组织内的螺旋形固定构件310双向释放。更具体地，为了能够实现治疗剂的受控双向释放，近侧递送端口与远侧递送端口间隔开一定距离，其中没有附加的递送端口定位在远侧递送端口与近侧递送端口所间隔开的该距离之内。

根据本公开的示例，电极的近侧递送端口与远侧递送端口间隔开的距离构造成，使得螺旋形固定构件的近侧递送端口定位在组织的内皮层内，并且远侧递送端口定位在内皮层下方的心肌组织层内。

由此，本公开的螺旋形固定构件使得能够经由近侧递送端口在植入部位处和位于组织的内皮层内的第一融合区域内在心脏组织的近侧电极和/或心脏组织的顶表面附近更有针对性和受控地递送治疗剂。此外，治疗剂经由远侧递送端口在位于螺旋电极的远端处和在心肌组织内的单独的第二融合区域内递送。由于治疗剂不是沿着近侧递送端口与远侧递送端口之间的空间直接递送至心肌组织，而是被控制为仅在第一融合区域和第二融合区域内递送，因此本公开构造成使用治疗剂的更加受控的双向释放来递送治疗剂。

在另一种示例中，近侧递送端口和远侧递送端口的直径可具有不同的值，从而使得经由一个递送端口递送的治疗剂的量相对于另一端口可以不同。例如，可期望以比从远侧递送端口递送的量更大的速率从近侧递送端口递送治疗剂，从而导致递送至第一融合区域的试剂量大于递送至第二融合区域的治疗剂的量。因此，在该示例中，近侧递送端口的直径将构造成大于远侧递送端口的直径。在另一示例中，可期望以比从远侧递送端口递送的量更小的速率从近侧递送端口递送治疗剂，从而导致递送至第二融合区域的试剂量大于递送至第一融合区域的治疗剂的量。因此，在该示例中，近侧递送端口的直径将构造成小于远侧递送端口的直径。

通过构造成能够实现治疗剂的更受控的双向释放，本公开提供了一种更有针对性和受控的方法，从而确保递送治疗剂而使得在最可能发生炎症的组织的特定针对性区域、比如在组织的内皮层内的炎症反应最小化。通过实现对治疗剂的递送进行控制以使其在两个单独的特定融合区域内递送，可减少总融合区域并且更有针对性，从而使所递送的治疗剂的量最小化、延长治疗剂继续释放的时间段、并使可能发生的炎症能够更加受控且有针对性地减少。

此外，本公开的这种受控双向释放使得在递送端口的数量增加到大于所描述的两个递送端口的数量的情况下将会发生的对螺旋形固定构件的强度的破坏最小化，从而增强了螺旋形固定构件更容易穿透植入部位的组织的能力，并进一步减少了在植入部位的特定的选定针对性问题区域发生的发炎的量。此外，通过仅使近侧递送端口与远侧递送端口间隔开上述距离，而在近侧递送端口与远侧递送端口之间的该距离内没有递送端口，根据本公开的治疗剂的递送简化了螺旋形固定构件的毛细填充。

图1是示出根据本公开的示例性可植入医疗装置***的概念图，该可植入医疗装置***可包括对治疗剂的双向受控释放。如图1所示，根据本公开的具有治疗剂的双向受控释放的***10可包括联接于引线18、20和22的IMD 16以及编程器24。例如，IMD 16可以是可植入起搏器、心脏复律器和/或除颤器，其经由联接于引线18、20和22中的一根或多根的电极向患者16的心脏12提供电信号。

引线18、20、22延伸到患者16的心脏12中，以感测心脏12的电活动和/或向心脏12递送电刺激。在图1所示的示例中，右心室(RV)引线18延伸穿过一条或多条静脉(未示出)、上腔静脉(未示出)和右心房26，并进入右心室28。左心室(LV)冠状窦引线20穿过一条或多条静脉、腔静脉、右心房26并延伸到冠状窦30中，到达与心脏12的左心室32的自由壁相邻的区域。右心房(RA)引线22延伸穿过一条或多条静脉和腔静脉，并延伸到心脏12的右心房26中。

IMD16可经由联接于引线18、20、22中的至少一根的电极来感测伴随心脏12的去极化和复极化的电信号。在一些示例中，IMD 16基于在心脏12内感测到的电信号向心脏12提供起搏脉冲。由IMD 16使用的用于感测和起搏的电极的构造可以是单极或双极的。IMD 16还可经由位于引线18、20、22中至少一根上的电极提供除颤治疗和/或心脏复律治疗。IMD16可检测心脏12的心律不齐、比如心室28和32的原纤维性颤动，并且以电脉冲的形式将除颤治疗递送至心脏12。在一些示例中，IMD 16可被编程为逐渐地递送治疗、例如具有增加的能量水平的脉冲，直到心脏12的原纤化停止为止。IMD 16使用一种或多种本领域已知的原纤化检测技术来检测原纤化。

在一些示例中，编程器24可以是能够与IMD 16通信的手持式计算装置或计算机工作站。编程器24可包括从用户接收输入的用户界面，并且可包括例如小键盘和显示器，比如例如阴极射线管(CRT)显示器、液晶显示器(LCD)或发光二极管(LED)显示器。小键盘可采用字母数字小键盘或与特定功能相关联的简化键集的形式。编程器24可附加地或替代地包括诸如鼠标之类的周边点击装置，用户可经由该装置与用户界面进行交互。在一些实施例中，编程器24的显示器可包括触摸屏显示器，并且用户可经由显示器与编程器24交互。

诸如内科医生、技师、外科医生或其它临床医生之类的用户可与编程器24交互，以与IMD 16通信。例如，用户可与编程器24交互以从IMD 16检索生理或诊断信息。使用者还可与编程装置24交互以对IMD 16编程，例如为IMD16的操作参数选值。

例如，用户可使用编程器24来从IMD 16检索信息，这些信息与心脏12的节律、节律随时间的变化或心律失常发作有关。作为另一种示例，用户可使用编程器24从IMD 16检索关于患者14的其它感测到的生理参数的信息，比如心内或血管内压力、活动、姿势、呼吸或胸阻抗。作为另一种示例，用户可使用编程器24来从IMD 16获取关于IMD 16或***10的其它部件的性能或完整性的信息，该其它部件比如是IMD 16的电源或引线18、20和22。

用户可使用编程器24来对治疗进程编程、选择用于递送除颤电击的电极、为除颤电击选择波形、或者为IMD 16选择或配置原纤化检测算法。用户还可使用编程器24来对由IMD 16提供的诸如心脏复律或起搏治疗之类的其它治疗方面进行编程。在一些示例中，用户可经由经编程器24输入单个指令来激活IMD 16的某些特征，该指令比如是按下单个键或键盘的若干键的组合或者利用点击装置进行单次点击－选择动作。

IMD 16与编程器24可使用本领域已知的任何技术经由无线通信来进行通信。通信技术的示例可包括例如低频或射频(RF)遥测，但是还可以考虑其它技术。在一些示例中，编程器24可包括编程头部，该编程头部可放置成靠近IMD 16植入部位附近的患者身体，以便改善IMD 16与编程器24之间的通信的质量或安全性。

图2是更详细地示出图1所示的***的可植入医疗装置(IMD)和引线的概念图。如图2所示，引线18、20、22可经由连接器块34电耦合于IMD 16的刺激发生器、感测模块或其它模块。在一些示例中，引线18、20、22的近端可包括电触头，这些电触头电耦合于连接器块34内的各个电触头。此外，在一些示例中，引线18、20、22可借助于定位螺钉、连接销或其它合适的机械联接机构来机械地联接于连接器块34。

引线18、20、22中的每个都包括细长的绝缘引线主体，该引线主体可承载由管状绝缘套管相互隔开的多个同心盘绕导体。在示出的示例中，压力传感器38以及双极电极40和42位于引线18的远端附近。此外，双极电极44和46位于引线20的远端附近，并且双极电极48和50位于引线22的远端附近。

电极40、44和48可采取环形电极的形式，电极42、46和50可采取可延伸螺旋尖电极的形式，所述可延伸螺旋尖电极分别可缩回地安装在绝缘电极头52、54、56中。电极40、42、44、46、48和50中的每一个都可电耦合于其相关联的引线18、20、22的引线主体内的盘绕导体中的相应一个，并因此耦合于引线18、20、22的近端上的相应的电触头。

电极40、42、44、46、48和50可感测伴随心脏12的去极化和复极化的电信号。上述电信号经由相应的引线18、20、22导引至IMD 16。在一些示例中，IMD 16还经由电极40、42、44、46、48和50来递送起搏脉冲，以引起心脏12的心脏组织的去极化。如图2所示，在一些示例中，IMD 16包括一个或多个壳体电极、比如壳体电极58，这些壳体电极可与IMD 16的气密密封壳体60的外表面一体地形成，或者以其它方式联接于壳体60。在一些示例中，壳体电极58由IMD 16的壳体60的面向外的部分的未绝缘部分限定。可采用壳体60的绝缘部分与未绝缘部分之间的其它分隔部来限定出两个或多个壳体电极。在一些示例中，壳体电极58包括基本上全部的壳体60。电极40、42、44、46、48和50中的任一个可用于结合壳体电极58来进行单极感测或起搏。如参照图4进一步详细描述的，壳体60可封装产生心脏起搏脉冲和除颤或心脏复律电击的刺激发生器、以及用于监测患者心律的感测模块。

引线18、20、22还分别包括可采用线圈形式的细长电极62、64、66。IMD16可经由细长电极62、64、66与壳体电极58的任意组合来将除颤电击递送至心脏12。电极58、62、64、66还可用于将心脏复律脉冲递送至心脏12。电极62、64、66可由任何合适的导电材料制成，比如但不限于铂、铂合金或可用于可植入除颤电极中的其它已知材料。

图1和2中所示的治疗***10的构造仅仅是一种示例。在其它示例中，作为图1中所示的经静脉引线18、20、22的附加或替代，治疗***可包括心外膜引线和/或片状电极。进一步地，IMD 16不需要植入到患者14体内。在未将IMD 16植入患者14中的示例中，IMD 16可经由通过患者皮肤14延伸至心脏12内或外部的多个位置的经皮引线将除颤电击和其它治疗递送至心脏12。

在向心脏12提供电刺激治疗的治疗***的其它示例中，治疗***可包括联接于IMD 16的任何适当数量的引线，并且每根引线可延伸至心脏12内或靠近心脏12的任何位置。例如，治疗***的其它示例可包括如图1和2中所示的那样定位的三根经静脉引线以及位于左心房36内部或靠近左心房36的附加引线。作为另一种示例，治疗***的其它示例可包括从IMD 16延伸到右心房26中或右心室28中的单根引线，或者包括延伸到右心室26和右心房28中的对应一个中的两根引线。在图3中示出这种治疗***的一种示例。

图3是示出医疗装置***的另一种示例的概念图，该***与图1-2的***相似，但是包括两根引线而不是三根引线。如图3所示，根据本公开的可包括治疗剂的双向受控释放的医疗装置***70可仅包括分别植入右心室28和右心房26内的引线18、22。图3所示的示例性医疗装置***70可用于向心脏12提供除颤和起搏脉冲。

图4是示出根据本公开的示例性可植入医疗装置的示例性构造的功能框图。如图4所示，根据本公开的示例，IMD 16可包括处理器80、存储器82、刺激发生器84、感测模块86、遥测模块88和电源90。存储器82包括计算机可读指令，该计算机可读指令在由处理器80执行时使IMD 16和处理器80执行归属于本文所述的IMD 16和处理器80的各种功能。存储器82可包括任何易失的、非易失的、磁性的、光学的或电气的介质，诸如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪速存储器、或任何其它数字介质。

处理器80可包括微处理器、控制器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)、或者等效的分立或集成逻辑电路中的任意一个或多个。在一些示例中，处理器80可包括多个部件，诸如一个或多个微处理器、一个或多个控制器、一个或多个DSP、一个或多个ASIC、或者一个或多个FPGA以及其它分立或集成的逻辑电路的任意组合。本文中归属于处理器80的功能可体现为软件、固件、硬件或其任意组合。处理器80根据所选择的一个或多个治疗程序来控制刺激发生器84以将刺激治疗递送至心脏12，这些治疗程序可存储在存储器82中。具体地，处理器44可控制刺激发生器84以递送具有由所选的一个或多个治疗程序指定的幅度、脉冲宽度、频率或电极极性的电脉冲。

刺激发生器84例如经由相应的引线18、20、22的导体或者在壳体电极58的情况下经由设置在IMD 16的壳体60内的电导体电耦合于电极40、42、44、46、48、50、58、62、64和66。刺激发生器84可构造成产生电刺激治疗并将电刺激治疗递送至心脏12。例如，刺激发生器84可经由至少两个电极58、62、64、66将除颤电击递送至心脏12。刺激发生器84可经由分别联接于引线18、20和22的环形电极40、44和/或分别经由引线18、20和22的螺旋形电极42、46和50来递送起搏脉冲。在一些示例中，刺激发生器84以电脉冲的形式递送起搏、心脏复律或除颤刺激。在其他示例中，刺激发生器84可以其它信号的形式递送这些类型的刺激中的一种或多种，比如正弦波、方波或其它基本上连续的时间信号。

刺激发生器84可包括开关模块，并且处理器80可使用该开关模块来例如经由数据/地址总线选择哪个可用电极用于递送除颤电击或起搏脉冲。开关模块可包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器或适合于选择性地将刺激能量耦合至所选电极的任何其它类型的开关装置。

感测模块86监测来自电极40、42、44、46、48、50、58、62、64或66中的至少一个的信号，以便例如经由心电图(ECG)信号来监测心脏12的电活动。感测电路86还可包括开关模块，以选择使用哪个可用电极用于感测心脏活动。在一些示例中，处理器80可例如通过经由数据/地址总线提供信号来经由感测模块86内的开关模块选择起到感测电极的功能的电极。在一些示例中，感测模块86包括一个或多个感测通道，每个感测通道可包括放大器。响应于来自处理器80的信号，感测模块86内的开关模块可将来自所选电极的输出耦合至感测通道中的一个。

在一些示例中，感测模块86的一个通道可包括R波放大器，该R波放大器从电极40和42接收信号，这些信号在心脏12的右心室28中用于起搏和感测。另一个通道可包括另一个R波放大器，该R波放大器从电极44和46接收信号，这些信号在心脏12的左心室28附近用于起搏和感测。在一些示例中，R波放大器可采取自动增益控制放大器的形式，其提供可调节的感测阈值，该阈值是所测量的心律的R波幅度的函数。

此外，在一些示例中，感测模块86的一个通道可包括P波放大器，该P波放大器从电极48和50接收信号，这些信号在心脏12的右心房26中用于起搏和感测。在一些示例中，P波放大器可采取自动增益控制放大器的形式，其提供可调节的感测阈值，该阈值是所测量的心律的P波幅度的函数。在1992年6月2日授予Keimel等人的题为“APPARATUS FORMONITORING ELECTRICAL PHYSIOLOGIC SIGNALS(用于监测电物理信号的装置)”的美国专利第5,117,824号中描述了R波放大器和P波放大器的示例，并且该专利全文以参见的方式纳入本文。还可使用其它放大器。此外，在一些示例中，与电极40、42、44、46、48或50中的一个或多个一起或作为其替代，感测模块86的一个或多个感测通道可选择性地联接于壳体电极58，或者细长电极62、64或66，例如用于对心脏12的任何腔室26、28或32中的R波或P波进行单极感应。

在一些示例中，感测模块86包括如下的通道，该通道包括具有与R波或P波放大器相比相对较宽的通带的放大器。来自选定的被选择用于耦合至该宽带放大器的感测电极的信号可被提供至多路复用器，并且随后被模数转换器转换为多位数字信号，以作为电图(EGM)存储在存储器82中。在一些示例中，这种EGM在存储器82中的存储可在直接存储器访问电路的控制下。处理器80可采用数字信号分析技术来表征存储在存储器82中的数字化信号，以从电信号中对患者的心律进行检测和分类。处理器80可通过采用本领域已知的众多信号处理方法中的任何一种来对患者14的心律进行检测和分类。

如果IMD 16构造成产生起搏脉冲并将起搏脉冲递送至心脏12，则处理器80可包括起搏器定时和控制模块，该模块可体现为硬件、固件、软件或其任何组合。起搏器定时和控制模块可包括诸如ASIC之类的专用硬件电路，该电路与诸如微处理器之类的其它处理器80部件分开，或者可包括由处理器80的部件执行的软件模块，该部件可以是微处理器或ASIC。起搏器定时和控制模块可包括可编程计数器，该可编程计数器控制与DDD、VVI、DVI、VDD、AAI、DDI、DDDR、VVIR、DVIR、VDDR、AAIR、DDIR和其它单腔和双腔起搏模式相关联的基本时间间隔。在上述起搏模式中，“D”可表示双室，“V”可表示心室，“I”可表示被禁止的起搏(例如，无起搏)，并且“A”可表示心房。在起搏模式中的第一个字母可表示已被调节的腔室，第二个字母可表示在其中感测到电信号的腔室，并且第三个字母可表示其中提供了对感测的响应的腔室。

由处理器80内的起搏器定时和控制模块限定的间隔可包括心房和心室起搏逸搏间隔，在此期间所感测到的P波和R对重新启动逸搏间隔的定时无效的不应期、以及起搏的脉冲宽度。作为另一种示例，起搏定时和控制模块可限定有消隐时段，并且在将电刺激递送至心脏12期间和之后提供来自感测模块86的信号以使一个或多个通道、例如放大器消隐一段时间。这些间隔的持续时间可由处理器80响应于存储器82中存储的数据来确定。处理器80的起搏器定时和控制模块还可确定心脏起搏脉冲的幅度。

在起搏期间，可在感测到R波和P波时重置处理器80的起搏器定时/控制模块内的逸搏间隔计数器。刺激发生器84可包括起搏器输出电路，这些电路例如通过开关模块选择性地耦合于电极40、42、44、46、48、50、58、62或66的任意组合，这些电极适用于将双极或单极起搏脉冲递送至心脏12的其中一个腔室。处理器80可在刺激发生器84产生起搏脉冲时重置逸搏间隔计数器，从而控制包括抗心律失常起搏的心脏起搏功能的基本定时。

当由感测到的R波和P波重置时，逸搏间隔计数器中存在的计数值可被处理器80用于测量R–R间隔、P–P间隔、P–R间隔和R–P间隔的持续时间，这些测量值可存储在存储器82中。处理器80可使用间隔计数器中的计数来检测诸如心室颤动事件或室性心动过速事件之类的快速性心律失常事件。在检测到过速心律失常事件的阈值数时，处理器80可识别是否存在诸如室颤发作、室性心动过速发作或非持续性心动过速(NST)发作之类的快速性心律失常发作。

在一些示例中，处理器80可作为中断驱动装置来操作，并且响应来自起搏器定时和控制模块的中断，其中该中断可对应于所感测到的P波和R波的发生以及心脏起搏脉冲的产生。由处理器80执行的任何必要的数学计算以及由处理器80的起搏器定时和控制模块控制的值或间隔的任何更新可在此类中断之后执行。存储器82的一部分可构造为多个循环缓冲器，能够保持一系列测量的间隔，处理器80可响应于速度或感测中断的发生而分析这些间隔，以确定患者的心脏12目前是否表现出房性或室性快速性心律失常。

在一些示例中，心律失常检测方法可包括任何合适的快速性心律失常检测算法。在一种示例中，处理器80可利用于1996年8月13日发布的授予Olson等人的题为“PRIORITIZED RULE BASED METHOD AND APPARATUS FOR DIAGNOSIS AND GREATMENT OFARRHYTHMIAS(用于心律失常的诊断和治疗的基于规则的优先方法和设备)”的美国专利第5,545,186号、或者于1998年5月26日发布的授予Gillberg等人的题为“PRIORITIZED RULEBASED METHOD AND APPARATUS FOR DIAGNOSIS AND TREATMENT OF ARRHYTHMIAS(心律失常诊断和治疗的基于规则的优先方法和设备)”的美国专利第5,755,736号中描述的基于规则的检测方法的全部或其子集。授予Olson等人的美国专利第5,545,186号以及授予Gillberg等人的美国专利第5,545,186号全文以参见的方式纳入本文。然而，在其它示例中，处理器80还可采用其它心律失常检测方法。

在本文所描述的示例中，处理器80可通过检测指示快速性心律失常或连续的短R-R或P-P间隔的平均率的一系列快速性心律失常事件(例如，R–R或P–P间隔的持续时间小于或等于阈值)来识别是否存在房性或室性心律失常发作。用于确定指示快速性心律失常事件的R–R或P–P间隔的阈值可存储在IMD16的存储器82中。此外，为了确认快速性心律失常发作的存在而检测到的快速性心律失常事件的数目可在存储器82中存储为检测间隔(NID)阈值的数目。在一些示例中，处理器80还可通过检测心脏信号的R波之间的可变耦合间隔来识别快速性心律失常发作的存在。例如，如果连续的快速性心律失常事件之间的间隔改变了特定百分比，或者在预定数量的连续周期内耦合间隔之间的差高于给定阈值，则处理器80可确定存在快速性心律失常。

如果处理器80基于来自感测模块86的信号检测到心房或心室快速性心律失常并且期望有抗快速性心律失常起搏方案，处理器80可将用于控制刺激发生器84的抗快速性心律失常起搏治疗的所产生的定时间隔加载到起搏器定时和控制模块中，以控制其中的逸搏间隔计数器的操作，并限定不应期，在该不应期的期间，对R波和P波的检测对重新启动逸搏间隔计数器是无效的。

如果IMD 16构造成产生除颤电击并将其递送至心脏12，则刺激发生器84可包括高压充电电路和高压输出电路。在需要产生心脏复律或除颤电击的情况下，处理器80可使用逸搏间隔计数器来控制这种心脏复律和除颤电击的定时，以及相关联的不应期。响应于需要心脏复律脉冲的心房或心室纤颤或快速性心律失常的检测，处理器80可激活心脏复律/除颤控制模块，如同起搏器定时和控制模块那样，该模块可以是处理器80的硬件部件和/或由处理器80的一个或多个硬件部件执行的固件或软件模块。心脏复律/除颤控制模块可在高压充电控制线的控制下激活对刺激发生器84的高压充电电路的高压电容器的充电。

处理器80可例如经由电压充电和电位(VCAP)线来监测高压电容器上的电压。响应于高压电容器上的电压达到处理器80设定的预定值，处理器80可产生终止充电的逻辑信号。此后，由刺激发生器84递送除颤或心脏复律脉冲的定时由处理器80的心脏复律/心脏除颤控制模块控制。在执行原纤维性或心动过速治疗之后，处理器80可将刺激发生器84返回至心脏起搏功能，并等待由于起搏或感测到的心房或心室去极化而引起的下一个连续中断。

刺激发生器84可借助于输出电路来递送心脏复律或除颤电击，该输出电路确定是递送单相还是双相脉冲、壳体电极58是用作阴极还是阳极、以及在心脏复律或除颤电击中涉及哪些电极。可通过刺激发生器84的一个或多个开关或开关模块来提供这种功能。

遥测模块88包括任何适合的硬件、固件、软件或其任意组合，以用于与诸如编程器24(图1)之类的另一装置进行通信。在处理器80的控制下，该遥测模块88可借助天线从编程器24接收下行链路遥测并将上行链路遥测发送至编程器24，该天线可以是内部天线和/或外部天线。处理器80可例如经由地址/数据总线提供待上传给编程器24的数据和用于遥测模块88内的遥测电路的控制信号。在一些示例中，遥测模块88可经由多路复用器将接收到的数据提供给处理器80。

在一些示例中，处理器80可将由感测模块86内的心房和心室感测放大器电路产生的心房和心室心脏信号(例如，心电图信号)传输至编程器24。编程器24可询问IMD 16以接收心脏信号。处理器80可将心脏信号存储在存储器82内，并从存储器82检索所存储的心脏信号。处理器80还可产生并存储指示感测模块86检测到的不同心脏发作的标记代码，并将标记代码传输给编程器24。在1983年2月15日的授予Markowitz的题为“MARKER CHANNELTELEMETRY SYSTEM FOR A MEDICAL DEVICE(用于医疗装置的标记通道遥测***)”的美国专利第4,374,382号中描述了具有标记通道能力的示例性起搏器。

IMD16的各个部件联接于电源90，该电源可以包括可再充电电池或不可再充电电池。不可再充电电池可选定为持续长达几年，而可再充电电池可以从外部装置例如基于每日或每周地进行感应充电。

图5是示出根据本公开的示例的编程器的一种示例性构造的功能框图。如图5所示，根据一种示例，编程器24可包括处理器100、存储器102、用户界面104、遥测模块106和电源108。编程器24可以是具有用于IMD 16的编程的专用软件的专用硬件装置。或者，编程器24可以是现成的计算装置，其运行使编程器24能够对IMD 16进行编程的应用程序。

用户可使用编程器24来选择治疗程序(例如，刺激参数集)、生成新的治疗程序、通过单独的或整体的调整来修改治疗程序、或者将新的程序传输至诸如IMD 16(图1)之类的医疗装置。临床医生可经由用户界面104与编程器24交互，该用户界面104可包括用于向用户呈现图形用户界面的显示器，以及用于从用户接收输入的小键盘或其它机构。

处理器100可以采用一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA、可编程逻辑电路等的形式，并且本文归属于处理器100的功能可体现为硬件、固件、软件或其任意组合。存储器102可存储使处理器100提供归属于本文的编程器24的功能的指令，以及由处理器100用于提供归属于本文的编程器24的功能的信息。存储器102可包括任何固定或可移动的磁性、光学或电介质，比如RAM、ROM、CD-ROM、硬盘或软盘磁盘、EEPROM等。存储器102还可包括可移动存储器部分，其可用于提供存储器更新或存储器容量的增加。可移动存储器还可允许将患者数据容易地传输至另一计算装置，或者在使用编程器24为另一患者进行治疗的编程之前将其移除。存储器102还可存储对由IMD 16进行的治疗递送进行控制的信息，比如刺激参数值。

编程器24可与IMD 16无线通信，比如使用RF通信或近侧感应交互。通过使用遥测模块102可进行这种无线通信，该遥测模块102可耦合于内部天线或外部天线。如上文参照图2所述，耦合于编程器24的外部天线可对应于可放置在心脏12上方的编程头。遥测模块102可类似于IMD 16(图4)的遥测模块88。

遥测模块102还可构造成经由无线通信技术与另一计算装置通信，或通过有线连接直接通信。可用于促进编程器24与另一计算装置之间的通信的本地无线通信技术的示例包括根据802.11或蓝牙规范集的RF通信，例如根据IrDA标准的红外通信，或其它标准或专有遥测协议。以这种方式，其它外部装置能够与编程器24通信而不需要建立安全的无线连接。

电源108将操作功率递送至编程器24的部件，并且可包括电池和用于产生操作功率的发电电路。在一些实施例中，电池可以是可再充电的，以允许扩展的操作。可通过将电源108电耦合至支架或插头来完成充电，该支架或插头连接于交流电(AC)插座。附加地或替代地，再充电可通过外部充电器与编程器24内的电感充电线圈之间的近侧电感交互作用来完成。在其它实施例中，可使用传统的电池(例如，镍镉或锂离子电池)。此外，编程器24可直接耦合于交流电源插座以为编程器24供电。电源104可包括监测电池内剩余电力的电路。以这种方式，当电池需要更换或充电时，用户界面104可提供当前电池电量指示器或低电池电量指示器。在一些情况下，电源108能够估计使用当前电池的剩余操作时间。

再次参照图4，IMD 16的处理器80可基于经由感测模块86监测的心脏12的心电图活动来检测快速性心律失常发作，比如心室纤颤、室性心动过速、快速心室快速性心律失常发作或NST发作。例如，借助于至少一些电极40、42、44、46、48、50、58、62、64和66(如图1-2所示)，感测模块86可产生表示心电图活动的心电图(ECG)或电描记图(EGM)信号。替代地，感测模块86可耦合于与将电刺激递送至心脏12的刺激电极分开的感测电极(如图1-3所示)，并且可耦合于与引线18、20、22(图1-2中所示)不同的一根或多根引线。ECG信号可指示心脏12的去极化。

例如，如前所述，在一些示例中，处理器80可通过检测阈值数量的快速性心律失常事件(例如，持续时间小于或等于阈值的R–R或P–P间隔)来识别快速性心律失常发作的存在。在一些示例中，处理器80还可通过检测心脏信号的R波之间的可变耦合间隔来识别快速心律失常发作的存在。在一个示例中，例如，引线18的远端可构造成定位在His束(房室束)之中或之上，而IMD 16可构造成在His束起搏期间经由电极40和42递送起搏以刺激His束。

图6是根据本公开的示例的包括用于控制双向递送治疗剂的螺旋形固定构件的可植入医疗引线的平面图。如图6所示，根据本公开的示例的可植入医疗引线300包括沿着纵向轴线308在近端304与远端306之间延伸的细长主体302，纵向轴线308是沿着x轴方向(即，从近端304到远端306)穿过细长体302的中心的假想线。连接器组件(未示出)定位在细长主体302的近端304处，以将引线300电连接至连接器块34，如上所示。呈螺旋形固定构件310形式的电极例如附连于引线主体302，并从细长引线主体302的远端306延伸。具体地，螺旋形固定构件310从近端311延伸至远端313，其中螺旋形固定构件310的近端311绕引线主体302的远端306卷绕，以将螺旋形固定构件310的近端311牢固地附连于引线主体302的远端306。

螺旋形固定构件310将细长主体302的远端306主动地固定在期望的植入部位处。螺旋形固定构件310兼作电极，可比如经由脉冲发生器84向其递送起搏脉冲，并且可比如经由感测模块86来感测心脏电功能。在一种示例中，螺旋固定构件310可以是呈螺旋卷绕的毛细管形式的螺旋空心电极，其具有大约0.008-0.015”的外径和大约0.004”的内径。用于形成螺旋形固定构件310的材料包括但不限于纯钽或铂铱合金，并且可涂覆有氮化钛的导电涂层。

在图6所示的示例中，螺旋固定构件310包括绕中心轴线312同心的多个匝，该中心轴线312与细长主体302的纵向轴线308对准。螺旋形固定构件310沿逆时针方向绕中心轴线312卷绕，从而限定出螺旋形固定构件310的外表面314和内表面316。螺旋电极310的外表面314构造成与导管(未示出)接合，该导管可用于将引线300引导至期望的植入部位，而螺旋形电极310的内表面316面向中心轴线312，并且构造成与导丝(未示出)配合，该导线可用于将引线300引导至植入部位。如本领域中已知的，作为对导管的附加或替代，可以使用导丝。

螺旋形固定构件310构造成将细长主体302的远端306固定在期望的植入部位处。为了实现这一点，螺旋形固定构件310的远端313包括组织穿刺末端318，由于其形状，该组织穿刺末端318可被称为“凿尖”。为了将引线300的远端306固定在期望的植入部位处，螺旋形固定构件310定位在期望的植入部位处，并旋转以“旋入”尖端318以刺穿该部位的表面组织，并且在螺旋形固定构件310旋转一圈或多圈之后使螺旋形固定构件310在期望的植入部位处的组织内进一步前进，该植入部位可以是例如心脏脉管***。用于移动螺旋固定构件310的机构是本领域技术人员众所周知的，但是通常通过使位于引线300的近端304处的连接器销旋转来激活。末端318包括尖锐边缘，该尖锐边缘用于促进将末端318引入到期望的植入部位中。虽然以下描述的其余部分涉及心脏血管***或组织以及可互换的植入部位，但应当理解的是，根据本公开的可植入医疗引线300还适用于身体内的其它植入部位。

图7是根据本公开的示例的用于治疗剂的受控双向递送的螺旋形固定构件的示意图。如图7所示，螺旋形固定构件310包括近侧递送端口320和远侧递送端口322，这两个递送端口均与螺旋形固定构件310内的内腔324(部分地以虚线示出)流体连通，该内腔324从螺旋形固定构件310的近端311延伸至远端313，并形成螺旋形固定构件310的内径。在一种示例中，近侧递送端口320和远侧递送端口322两者均可具有大约0.0005-0.004英寸的直径。然而，例如在一些示例中，近侧递送端口320和远侧递送端口322的直径可具有不同的值，如下所述。

结果，一旦将螺旋形固定构件310固定在诸如心脏组织之类的组织内，诸如类固醇之类的治疗剂就可通过近侧递送端口320和远侧递送端口322从心脏组织内的螺旋形固定构件310双向释放。更具体地，为了能够实现治疗剂的受控双向释放，近侧递送端口320与远侧递送端口322间隔开一定距离326，其中没有附加的递送端口定位在远侧递送端口320与近侧递送端口322所间隔开的距离326之内。在一种示例中，类固醇可以是***、倍氯米松或其聚合物混合物。

图8是根据本公开的示例的用于治疗剂的受控双向递送的螺旋形固定构件的示意图。如图8所示，根据本公开的示例，电极310的近侧递送端口320与远侧递送端口322间隔开的距离326构造成，使得电极310的近侧递送端口320定位在组织的内皮层328内，并且远侧递送端口322定位在内皮层328下方的心肌组织330的层内。例如，近侧递送端口320与远侧递送端口322之间的距离326可在2mm至12mm的范围内。在一种示例中，近侧递送端口320与远侧递送端口322之间的距离326可以是大约8mm。

由此，本公开的电极310能够使治疗剂332沿着心脏组织的在植入部位处的顶表面336并在位于组织的内皮层328内的第一融合区域334内在引线300的远端306附近更有针对性地和受控地递送。此外，治疗剂332经由远侧递送端口322在位于螺旋形电极310的远端313处和心肌组织330内的单独的第二融合区域336内递送。由于治疗剂332不是沿着近侧递送端口320与远侧递送端口322之间的空间326从电极310直接递送至心肌组织330，而是被控制为仅在第一融合区域334和第二融合区域338内递送，因此本公开的电极310构造成使用治疗剂332的更加受控的双向释放来递送治疗剂332。

在另一种示例中，近侧递送端口320和远侧递送端口322的直径可具有不同的值，从而使得经由一个递送端口递送的治疗剂的量相对于另一端口可以不同。例如，可期望以比从远侧递送端口322递送的量更大的速率从近侧递送端口320递送治疗剂，从而导致递送至第一融合区域334的试剂量大于递送至第二融合区域336的治疗剂的量。因此，在该示例中，近侧递送端口320的直径将构造成大于远侧递送端口322的直径。在另一示例中，可期望以比从远侧递送端口322递送的量更小的速率从近侧递送端口320递送治疗剂，从而导致递送至第二融合区域336的试剂量大于递送至第一融合区域334的治疗剂的量。因此，在该示例中，近侧递送端口320的直径将构造成小于远侧递送端口322的直径。

通过构造成能够实现对治疗剂332的更受控的双向释放，本公开提供了一种更有针对性和受控的方法，从而确保递送治疗剂332以使在最可能发生炎症的组织的特定目标区域的炎症反应最小化。例如，本公开的原因确保了治疗剂332在如下区域中递送至组织的内皮层328内：在该区域中，位于引线300的远端306与心脏组织的在植入部位处的顶表面336接触。通过实现对治疗剂的递送进行控制以使其在两个单独的特定融合区域334和338内递送，可减少总融合区域并且更有针对性，从而使所递送的治疗剂332的量最小化、延长治疗剂332继续释放的时间段、并使可能发生的炎症能够更加受控且有针对性地减少。

此外，本公开的这种受控双向释放使得在递送端口的数量增加到大于所描述的两个递送端口的数量的情况下将会发生的对电极310的强度的破坏最小化，从而增强了电极310更容易穿透植入部位处的组织的能力，并进一步减少了在植入部位的特定的选定针对性问题区域发生的炎症的量。此外，通过仅使近侧递送端口320与远侧递送端口322间隔开上述距离326，而在近侧递送端口320与远侧递送端口322之间的距离326内没有沿着电极310定位的递送端口，根据本公开的治疗剂的递送简化了电极310的毛细填充。

图9是示出与本公开的示例一致的用于递送治疗剂的示例性医疗装置***的概念图。如图9所示，根据本公开的具有治疗剂的双向受控释放的***400可包括一个或多个无引线起搏器装置402，这些装置构造成定位在患者408的心脏406的右心房404内、患者408的右心室410内、或两者内，如图9所示。无引线起搏器装置402可构造成监测患者408的心脏406的电活动和/或向心脏406提供电治疗。

图10是示出根据本公开的示例的图9的示例性医疗装置的概念图。如图10所示，无引线起搏器装置402包括壳体412以及与上述螺旋形固定构件310相似的螺旋形固定构件414，该螺旋形固定构件414构造成将无引线起搏器装置402连接(例如锚定)至心脏406。在一些示例中，壳体412可具有药丸形状的圆柱形形状，该壳体从近端416延伸至远端418。此外，无引线起搏器装置402包括定位在壳体412的近端416处的环形电极420以及定位在壳体412的远端418处的一个或多个末端电极422。以这种方式，环形电极420和末端电极422可由无引线起搏器装置420采用，用于感测心脏406的电活动和/或向心脏406递送电刺激。环形电极420和末端电极422可间隔开足够的距离，以能够检测由心脏406产生的各种电信号，比如由心房产生的P波和由心室产生的R波。在一种实施例中，例如，环形电极420和末端电极422可彼此间隔开至少17mm。尽管环形电极420被示出为绕壳体412裹绕的圆柱形电极，但是环形电极420可包括其它几何形状。此外，虽然图10中所示的无引线起搏器装置402包括多个电极末端电极422，但是在另一种实施例中，无引线起搏器装置可仅包括单个电极(未示出)，该电极居中地位于壳体412的远端418的区域424处。在一些示例中，壳体412可由导电材料形成。在这些示例中，壳体412可充当无引线起搏器装置402的电极。此外，在一些示例中，螺旋形固定构件414可形成活性电极，或包括形成于其上的活性电极、比如具有沿着螺旋形固定构件414的远端440定位的活性电极，并且可用于多部位无引线起搏。

壳体412容纳无引线起搏器装置402的电子部件。电子元件可包括任何离散和/或集成电子电路部件，这些部件实现能够产生归属于本文所述的无引线起搏器装置402的功能的模拟和/或数字电路。例如，壳体412可容纳经由环形电极420和末端电极422感测电活动和/或经由环形电极420和末端电极422递送电刺激的电子部件。此外，壳体412还可包括存储器，该存储器包括当由容纳在壳体412内的一个或多个处理电路执行时使无引线起搏器装置402执行归属于无引线起搏器装置402的各种功能的指令。壳体412还可容纳感测患者408的生理状况的传感器，比如加速计和/或压力传感器。

在一些示例中，壳体412可容纳通信模块，该模块使得无引线起搏器装置402能够与诸如编程器或其它外部患者监测器之类的其它电子装置通信。在一些示例中，壳体412可容纳用于无线通信的天线。壳体412还可包括电源，比如电池。下文进一步详细描述包括在壳体412内的电子部件。

与上述螺旋形固定构件310类似，螺旋形固定构件414以逆时针方向绕中心轴线426旋转，并且包括面向中心轴线426的内表面428和面向围绕螺旋形固定构件414的外部区域的外表面430。螺旋形固定构件414包括近侧递送端口432和远侧递送端口434，这两个递送端口均与螺旋形固定构件414内的内腔424(图7中所示)流体连通，该内腔424从螺旋形固定构件414的近端438延伸至远端440，并形成螺旋形固定构件414的内径。在一示例中，近侧递送端口432和远侧递送端口434两者均可具有大约0.0005-0.004英寸的直径。然而，例如在一些示例中，近侧递送端口432和远侧递送端口434的直径可具有不同的值，如下所述。在任一情况下、即直径相同或直径不同的情况下，根据一种示例，两个直径的总和可小于或等于固定构件310的内腔324的直径。

结果，一旦将螺旋形固定构件414固定在诸如心脏组织之类的组织内，诸如类固醇之类的治疗剂就可通过近侧递送端口432和远侧递送端口434从心脏组织内的螺旋形固定构件414双向释放。更具体地，为了能够实现治疗剂的受控双向释放，近侧递送端口432与远侧递送端口434间隔开一定距离，该距离类似于上述的距离326，其中没有附加的递送端口定位在远侧递送端口434与近侧递送端口432所间隔开的距离之内。如上所述，近侧递送端口432与远侧递送端口434间隔开的距离构造成，使得近侧递送端口432定位在组织的内皮层328内，并且远侧递送端口434定位在内皮层328下方的心肌组织330的层内。例如，近侧递送端口432与远侧递送端口434之间的距离可在2mm至12mm的范围内。在一种示例中，近侧递送端口432与远侧递送端口434之间的距离可以是大约8mm。在一种示例中，类固醇可以是***、倍氯米松或其聚合物混合物。

如图10所示，在其中末端电极422绕壳体412的远端418定位并且定位在螺旋形固定构件414的外部的一种示例中，近侧递送端口432可构造成沿着螺旋形固定构件414的外表面430定位，以便控制治疗剂的递送，从而使治疗剂沿着末端电极422释放。然而，在其中单个电极沿着壳体412的远端418的区域424居中地定位的另一种示例中，近侧递送端口432可构造成沿着螺旋形固定构件414的内表面428定位，以便控制治疗剂的递送，从而使治疗剂沿着末端电极释放。

此外，如上所述，近侧递送端口432和远侧递送端口434的直径可以相同，或者可具有不同的值，从而使得经由一个递送端口递送的治疗剂的量相对于另一端口可以不同。例如，近侧递送端口432的直径可构造成大于远侧递送端口434的直径，使得治疗剂能够以大于从远侧递送端口434递送的量的速率从近侧递送端口432递送，从而导致沿着末端电极422和/或在第一融合区域334内递送的试剂量大于沿着螺旋形固定构件414的远端440和/或第二融合区域336递送的治疗剂的量。因此，在该示例中，近侧递送端口432的直径将构造成大于远侧递送端口434的直径。根据一种示例，在任一情况下、即近侧递送端口432和远侧递送端口434的直径相同或者近侧递送端口432和远侧递送端口434的直径不同的情况下，近侧递送端口432和远侧递送端口434的直径之和构造成小于或等于固定构件414的内腔436的直径。

图11是示出根据本公开的示例的无引线起搏器装置的示例性构造的功能框图。如图11所示，无引线起搏器装置402可包括处理模块500、存储器502、信号发生器模块504、电传感模块506、通信模块508、传感器510和电源512。电源512可包括电池，例如可充电或不可充电电池。

包括在无引线起搏器装置402中的模块表示可包括在本公开的心房装置100中的功能。如美国专利申请公开第2014/0121720号中所讨论的，类似或相同的模块和功能也可包括在心室起搏器装置中，该装置可作为双腔无引线起搏器***的一部分提供，以用于在心脏的至少一个心房和至少一个心室中植入和使用，该文献以参见的方式纳入本文。本公开的模块可包括任何离散和/或集成电子电路部件，这些部件实现能够产生归属于本文的模块的功能的模拟和/或数字电路。例如，模块可包括模拟电路，例如放大电路、滤波电路和/或其它信号调节电路。模块还可包括数字电路，例如组合或顺序逻辑电路、存储器装置等。存储器可包括任何易失的、非易失的、磁性的或电气的介质，比如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪速存储器、或任何其它存储器装置。此外，存储器可包括当由一个或多个处理电路执行时使模块执行归属于本文中的模块的各种功能的指令。

归属于本文中的模块的功能可体现为一个或多个处理器、硬件、固件、软件或其任意组合。将不同功能描述为模块旨在突出不同的功能方面，并且这不一定意味着这些模块必须由单独的硬件或软件部件实现。相反地，与一个或多个模块相关联的功能可由单独的硬件或软件部件执行，或者集成在共同或单独的硬件或软件部件中。

处理模块500可与存储器502通信。存储器502可包括计算机可读指令，该计算机可读指令在由处理器500执行时使处理模块500执行归属于本文的处理模块500的各种功能。存储器502可包括任何易失性、非易失性、磁性或电介质，比如RAM、ROM、NVRAM、EEPROM、闪存或任何其它数字介质。例如，存储器502可包括起搏指令和值，诸如基线心房起搏率、基线心房起搏间隔和基线AV间隔。起搏指令和值可由编程器更新。包括在存储器502中的起搏指令可使无引线起搏装置402如美国专利申请公开第2014/0121720号中所描述的那样进行操作，该文献先前以参见的方式纳入本文。

处理模块500可与信号发生器模块504和电感测模块506通信。信号发生器模块504和电感测模块506电耦合于环形电极420和末端电极422。电感测模块506构造成监测来自环形电极420和末端电极422的信号，以监测心脏406的电活动。信号发生器模块504构造成经由环形电极420和末端电极422向404递送电刺激。

处理模块500可控制信号发生器模块504经由环形电极420和末端电极422产生电刺激并将电刺激递送至心房404。电刺激可包括起搏脉冲。处理模块500可控制信号发生器模块504根据包括起搏指令和值的一个或多个心房治疗程序来进行电刺激治疗，这些程序可存储在存储器502中。

电感测模块506可包括获取电信号的电路。由电感测模块506获取的电信号可包括固有的心脏电活动，比如固有的心房和/或固有的心室电活动。电感测模块506可对所获取的电信号进行滤波、放大和数字化以生成原始数字数据。处理模块500可接收由电感测模块506生成的数字化数据。在一些示例中，处理模块500可对原始数据执行各种数字信号处理操作，比如数字滤波。

处理模块500可基于从电感测模块506接收的数据来感测心脏事件。例如，处理模块500可基于从电感测模块506接收的数据来感测心房事件。在一些示例中，处理模块500可基于从电感测模块506接收的数据来感测心室激活。例如，处理模块500可基于从电感测模块506接收的数据来检测指示心室激活的R波。

通过构造成能够实现治疗剂的更受控的双向释放，本公开提供了一种更有针对性和更受控的方法，从而确保递送治疗剂以使在最可能发生炎症的组织的特定目标区域、比如在组织的内皮层内的炎症反应最小化，组织的内皮层位于末端电极422与心脏组织的在植入部位处的顶表面336接触的区域中。通过实现对治疗剂的递送进行控制以使其在两个单独的特定融合区域334和338内递送，可减少总融合区域并且更有针对性，从而使递送的治疗剂332的量最小化、延长治疗剂332继续释放的时间段并使可能发生的炎症能够更加受控且有针对性地减少。

此外，本公开的这种受控双向释放使得在递送端口的数量增加到大于所描述的两个递送端口的数量的情况下将会发生的对螺旋形固定构件414的强度的破坏最小化，从而增强了螺旋形固定构件414更容易穿透植入部位的组织的能力，并进一步减少了在植入部位的特定的选定针对性问题区域发生的炎症的量。此外，通过仅使近侧递送端口432与远侧递送端口434间隔开上述距离，而在近侧递送端口432与远侧递送端口434之间的距离内没有沿着螺旋形固定构件414定位的递送端口，根据本公开的对治疗剂的递送简化了螺旋形固定构件414的毛细填充。

本文中所引用的所有参考文献和公开的全部在此明显地以参见的方式纳入本发明，除了它们与本公开直接矛盾之处。讨论了本公开的说明性实施例，并参考了本公开范围内的可能变化。本公开中的这些和其它变型和改变对于本领域技术人员而言是显而易见的，并不背离本公开的范围，并且应当理解的是，本公开不局限于本文阐述的说明性实施例。相应地，本公开仅仅通过本文提供的权利要求限制。

Claims (7)

1.一种可植入医疗引线，所述可植入医疗引线包括：

细长引线主体，所述细长引线主体从近端延伸至远端；

固定构件，所述固定构件具有近端和远端，所述固定构件的所述近端构造成电耦合于所述引线主体的所述远端，所述螺旋形固定构件包括：

第一递送端口和第二递送端口，所述第一递送端口和所述第二递送端口用于将治疗剂从所述固定构件释放至患者的组织，其中，所述第一递送端口沿着所述固定构件的所述近端定位，以将所述治疗剂沿着组织的内皮层递送至内皮细胞，且所述第二递送端口沿着所述固定构件的所述远端定位并与所述第一递送端口间隔开一定距离，以将所述治疗剂递送至所述组织的心肌层内的心肌组织，并且其中，没有递送端口定位在所述第二递送端口与所述第一递送端口所间隔开的所述距离内。

2.如权利要求1所述的可植入医疗引线，其特征在于，所述第一递送端口具有第一直径，并且所述第二递送端口具有第二直径，并且其中，所述第一直径近似地等于所述第二直径。

3.如权利要求1-2中任一项所述的可植入医疗引线，其特征在于，所述第一递送端口具有第一直径，并且所述第二递送端口具有第二直径，并且其中，所述第一直径大于所述第二直径。

4.如权利要求1-3中任一项所述的可植入医疗引线，其特征在于，所述第一递送端口具有第一直径，并且所述第二递送端口具有第二直径，并且其中，所述第一直径小于所述第二直径。

5.如权利要求1-4中任一项所述的可植入医疗引线，其特征在于，所述固定构件包括用于感测心脏信号和递送心脏治疗中的至少一种的电极。

6.如权利要求1-5中任一项所述的可植入医疗引线，其特征在于，所述引线联接于可植入医疗装置。

7.如权利要求7所述的可植入医疗装置是起搏器。

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