左心室隔内刺激导线

摘要

本发明涉及左心室隔内刺激导线。公开了一种刺激导线。该导线包括导线体，其具有容纳内部导体的内腔，该导体在内腔内可以轴向地和旋转地运动，并且连接到有源可植入医疗装置的发生器上。该导线还具有从远端延伸的配置为穿刺目标组织的螺旋状固定螺状物，以及刺激针，其电耦合到内部导体并且在其远端包括有源自由部分，该有源自由部分具有至少一个刺激电极用于向目标组织施加起搏脉冲。该刺激针可以在管状体内部的缩回位置和针的有源自由部分露出管状体的展开位置之间轴向地运动；利用致动机构，用于在相对于导线体的旋转运动作用下将针从其缩回位置运动到其展开位置。

说明书

相关申请的交叉引用

本申请要求2012年10月12日提交的法国专利申请No.1259760的权益和 优先权，该申请以其整体并入本文以供参考。

技术领域

本发明涉及用于左心室起搏的心内导线。本发明属于由欧盟理事会于 1990年6月20日制定的90/385/EEC指令限定的“有源/主动可植入医疗装置” 的一般性背景，包括植入物以持续监控心律以及根据需要向心脏传送电刺激、 再同步或除颤脉冲。

背景技术

心内“刺激”导线是指用于传送低能量脉冲的导线，该低能量脉冲用于 心动过缓或再同步治疗。本发明也应用于用于心脏复律/除颤的心内导线，该 心内导线意图向心脏传送高能量电击以试图终止不规则心动过速。“刺激导 线（或电极）”或“刺激/除颤导线”可以指用于这些或其它类似目的的任何类 型的导线。

为了刺激右心室，通过右外周静脉网植入心内膜导线就足够。然而，刺 激左心室的情况则更加复杂。最常采用的方案是将导线引入冠状网而不是在 腔体内进行刺激，提供有电极的导线靠着心壁面向心外膜应用并且以左心室 的方向定向。这些导线经由一个或更多个点电极刺激心肌，该电极的位置随 预先确定的插管静脉的轨迹变化。这种类型的导线是例如由Sorin CRM（法国 Clamart）销售并在EP0993840A1（ELA Medical公司）中被描述的Situs LV 模式。这类导线的引入经由冠状窦实现，因为其在右心房中的开口。之后该 导线沿着冠状静脉网被推动并定向到选择的部位。到达目标静脉后，外科医 生寻找令人满意的刺激部位，并且使刺激电极靠着心外膜组织良好的电接触。 即使有随着时间的各种变化或压力，该接触都被保持。这种植入技术并不总 是可行，特别是当冠状窦的形状过于凹凸不平，或者在血栓形成的情况下。 实际上，穿过心肌壁刺激左心室的（多个）电极的精确定位是关键参数，并 且并不总是能够到达有效刺激部位。

另一种更困难并且更具侵害性的技术包括在心肌的外壁上在面向左心室 腔体的一个或更多个适合的部位上植入心外膜电极。该技术的一种变体在EP 2308550A1（Sorin CRM）中被描述，其包括由螺状物导线的导电螺旋形螺状 物形成的电极经由插入围心囊内的弯曲导管的植入。然而，这些技术相对更 具侵害性同时也一般不可逆转，因为很难改变最初选定的植入部位，如果有 需要只能以后外植导线。

本发明适用的另一个方法是借助于使用传统方法插入到右心室的导线， 通过向心室间隔的壁（分隔左心室和右心室的壁）施加起搏脉冲以刺激左心 室。这种技术包括对心房或心室间隔钻孔，然后将导线引入并穿过该隔膜直 到其与左心室壁上的点接触。然后刺激脉冲直接施加到选定的左心内膜部位 上。受控的经隔膜/越隔（transeptal）穿刺技术的一个示例可以参考 EP1516644A1(ELA Medical)，其描述了具有一端靠近右侧隔膜壁的固定螺状 物的导向装置，并且其中穿刺管心针被插入以便开始隔膜穿刺。在撤回穿刺 管心针后，导向管心针被插入该装置以形成轴向引导，其中在移除该装置后 具有电极的起搏导线被引入左腔体。

另一种用于进行越隔穿刺的技术在EP2327366A1(Sorin CRM)中描述， 其将螺状物锚定到隔膜壁上，然后向该螺状物施加射频能量以使其逐渐陷入 隔膜壁直到其穿透该隔膜壁。该穿刺也可以由提供有射频能量的导线来执行， 该导线被推动以从隔膜的一侧穿到另一侧。

这些技术具有几个缺点，主要是由于这些技术要求在隔膜壁上进行穿刺， 并且该穿刺的直径足够插入导管以用于通过该壁在左腔体和右腔体之间建立 连通，然后插入左心内膜刺激导线。因为通向左心室元件的该元件是中空导 管，这导致了空气栓子的重大风险。为了避免这种风险，在操作止血阀时采 取多种预防措施，满足净化设备程序等是非常必要的。然而，考虑到该程序 的高度侵害性，该行为的不确定性将保持在长期的血液循环中，这包括抗凝 作用以防止术后血栓栓塞。最后，后续取出导线实际是不可能的，因为在穿 过隔膜时将导致过高的风险。

总之，这些技术很难实现，并且要求医生具有很高的技术，医生在穿过 隔膜前必须确保隔膜壁上的穿孔针完美定位，只有当针的位置没有任何疑问 时才可以开始穿过隔膜，为了避免因为刺穿隔膜的针突然运动而意外切开隔 膜壁，因此发展了特定的钻孔装置，诸如以上EP1516644A1和EP2327366 A1中所描述的。

而另一种设计用于减少这些风险的技术通过EP2457612A1和EP2384784 (Sorin CRM)描述。基本思路是移除与穿过隔膜的导管关联的引导导管，并通 过拧在右心室壁的隔膜上的常规导线替代引导导管，通过越隔的微缆 （microcable）延长导线，其部分绝缘并推入左心室以与位于该心室中的目标 接触，例如与左心室的游离壁（即该游离壁位于间隔壁的相对侧）接触。

由于极细的穿刺（微缆直径的尺寸），使该技术大大减小了之前相关技术 的风险。然而，由于微缆是自由布置在左心室内，所以很难将起搏脉冲的传 送控制在特定部位，并且因为由微缆的高柔性导致的游离壁上的微缆物理不 稳定性，很难确保该自由部分的电极和左心室壁之间充分和持续的接触。此 外，经由微缆传递穿刺推动将很困难：确实，出于机械寿命的需要要求微缆 具有很好的柔性，但是柔性和穿刺步骤中对“可推动性”（传递从近端施加的 轴向推力的能力）的必要要求无法兼容。

发明内容

本发明的基本思想是，通过很细的伸缩针延长固定在室间隔右壁上的螺 状物导线以此实现微创从而克服以上各种缺点和限制。该针被伸长以便刺穿 隔膜厚度，但没有或几乎没有露出左侧壁。该螺状物原则上是无源的/非有效 的（passive）（其只有机械功能）但针尖是有源的/有效的（active），其具有能 够准确到达希氏束左支的一个或更多个电极：该分支实际上是快速传导线， 而且对左心室的刺激有效而没有延迟，即使在例如局部左侧阻滞的情况下。 可以看到的是，被提供的导线具有用于精确调整穿刺深度的装置，以根据完 全平缓且可控的方法到达所期望的目标区域，除了只包括对医生而言通用的 常规手术程序。

通过以上诸如上述EP2457612A1和EP2384784示教的技术，其意在植 入推动穿过隔膜进入左心室内以靠着心室中的目标（例如靠着心室的游离壁， 其位于隔膜壁的相对侧）接触的微缆，然而在当前隔内（intraseptal）刺激针， 而不是越隔（transeptal）刺激针的情况下无法实现。

实际上，只要刺激必须发生在隔膜处，就需要精确调整针尖的位置，即 具有（多个）刺激电极的有源部分，其在植入后必须处于隔膜的厚度内。通 过仅推动护套中的微缆的技术是不可能的，这种技术不足以确保隔内植入所 要求的毫米级精度。

WO2012/073097A2和U.S.2001/0023367A1描述了不涉及心脏起搏的 不同背景下的针头插入机构。

为了实现以上所概括的目标，本发明提供了上述EP2457612A1中公开的 通常类型的导线，即包括：具有柔性中空护套的导线体，其隔离容纳在内腔 中轴向地并可旋转地运动的内部导体的中心内腔；在其近侧处的电连接器， 其连接到有源可植入医疗装置的发生器，所述连接器具有连接到内部导体的 至少一个中心引脚；在其远侧处的导线头，其具有与护套一体的管状体并通 过伸出与导线体成一整体的固定螺旋状螺状物而向远侧延伸。

导线头延伸到右心室的腔体内而且在来自导线近端的导线体的护套的螺 旋运动的作用下固定螺状物穿刺到右室间隔壁上。

导线进一步包括刺激针，其电连接到内部导体并且在其远端处包括有源 自由部分，该有源自由部分具有至少一个刺激电极用于施加刺激脉冲。该刺 激针是可以在管状体内部的缩回位置和完全或部分展开位置之间轴向运动的 伸缩针，在完全或部分展开位置中，针的有源自由部分露出到管状体之外。

发明典型地能够通过针隔内刺激，其中所述脉冲被施加到隔膜中靠近隔 膜左壁区域的区域中，导线进一步包括致动机构，该致动机构在连接器引脚 相对于导线体的相对旋转运动作用下提供对针从其缩回位置到其完全或部分 伸展位置的受控制的运动，该运动从引脚被传递到导线近端。致动机构包括 可旋转可平移地固定到针上的引导核心，并且在管状体内可旋转可平移地运 动，以及将该核心耦合到管状体的装置，其用于将核心相对于管状体的相对 旋转运动转换为管状体内核心的轴向平移运动。

根据各种实施例：

-连接方式可以是螺母螺杆方式，其具有结合元件配合的内部螺旋螺纹管状体 构件，该结合元件与管状体的螺纹接合，特别是核心外表面所带有的螺旋螺 纹；

-内部导体螺是设置在中空护套的外围区域中的螺旋导体；

-管状体内核心的轴向平移运动幅度可以在10到15mm之间；

-处于伸展位置的针的伸出部分的长度可以在0到15mm之间，并且直径为1.5 弗伦奇（0.5mm）；

-针的外表面除了位于有源自由部分的至少一个暴露区域之外可以是电绝缘 的，该有源自由部分形成所述至少一个刺激电极；

-有源自由部分可以包括至少一个暴露区域，该至少一个暴露区域从针的自由 远端延伸不超过6mm；

-该导线可以包括多个不同的暴露区域，其沿着有源自由部分相继延伸并且被 未暴露的绝缘间隔区隔开；

-有源部分的（多个）暴露区域的总面积可以不超过6mm²；

-在其近侧部分处，针可以通过与其成一体的杆延伸，并且其中杆被焊接到内 部导体上；

-固定螺状物和/或管状体可以是非电有源的/非电有效的（electrically inactive）。

附图说明

通过参考以下附图进行的本发明优选实施例的下面详细描述，本发明进 一步的特征、特性和优点对本领域普通技术人员而言将变得显而易见，其中 相同的附图标记代表相同的元件，其中：

图1是心肌的示意性剖视图，其示出了心肌的不同腔体和主要导电路径。

图2到3是分别在刺激针的缩回位置和伸展位置时导线头的剖视图。

图4a-4e示出了本发明的导线植入到室间隔的壁中的各种阶段。

具体实施方式

图1是具有由室间隔16隔开的右心室12和左心室14的心肌10的示意 性剖视图。其一般厚度为大约10到15mm并且构成心脏质量的重要部分。

源于窦房结18的去极化波被传送到房室结20和希氏束22，希氏束22被 分为沿着隔膜16延伸的两个分支，在右间隔壁26区域中的直线分支24和在 左间隔壁30区域中的左侧分支28。

特别的，左侧分支28是快速纵向导电线（箭头32），其速度大约是4m/s。 然而，实现伸缩式螺旋导线的常规技术可以刺激右壁26，所以为了刺激左心 室14，去极化波必须穿过隔膜16（箭头34），但是穿越传导的速度相对较低， 大约是0.4m/s。这在右侧部分26上的脉冲施加和导致左心室14收缩的左侧 分支28的刺激之间产生大约30ms的延迟。

将隔膜右壁的刺激点（常规技术）运动到隔膜的左壁，靠近希氏束的左 侧分支28（本发明技术）能够明显有助于减少脉冲施加和左心室实际收缩之 间的时间，和/或缓和局部左侧阻滞的效果。

根据本发明，为了该目的，采用以常规方式植入到右腔体中的导线36， 其具有靠着隔膜16的右壁26固定的导线头38。该导线头通过伸缩针延长， 该伸缩针的远端40携带刺激电极。对隔膜平缓且可控的穿刺允许将针的末端 40置于左壁30的附近而不穿透隔膜，或者仅刚刚打开左壁，以便在快速传导 区域中恰好直接刺激希氏束的左侧分支28，以此提供对左心室直接且迅速的 刺激。

图2和图3更具体示出分别在伸缩针的缩回位置和伸展位置的位于导线 36远端处并且意图紧靠右隔膜壁的导线头38的结构。

导线体42包括绝缘柔性中空护套44，例如其具有诸如在护套插入传送导 管时有很好的滑动性的聚氨酯的材料，并且具有“扭矩性（torquability）”， 即将扭矩从导线的近端传递到远端的能力。中空护套44的内腔容纳一个或更 多的内部导体，诸如，如示例中所示的，设置在中空护套外围区域中的螺旋 导体46，以便留出空余的中心空间，特别用于在护套中插入引导和/或加强管 心针。如果护套有多个内部导体，该配置将有利地“共半径（coradial）”，其 中两个（或更多）导体是在中空护套44内腔的外围区域中并且形成具有一个 特定厚度的单一半径线圈的并排螺旋的绝缘导体。

导线的护套44通过具有大约为7弗伦奇（French）（2.33mm）外直径的 管状体48延伸到其远端。管状体48在其远端带有螺旋状固定螺状物50，其 在轴向长度上伸出大约2mm。所述螺旋状的螺状物固定到管状体48上，在 其相对的近端处在位置52被固定到中空护套44上。因此，通过在医生从导 线的近端施加的特定扭矩影响下的导线体的任何旋转运动将经由管状体48完 全传递到螺旋状的螺状物50，这三个元件相互成为整体。

类似于已描述的植入的导线螺状物通常用作在螺状物固定到心内膜刺激 部位之后检测/刺激导线。

在本发明的情况下并非如此：此处螺状物的功能是用于支撑和引导刺入 隔膜壁中的刺激针。对于本发明的实施方式，螺状物50和管状体48不是（或 不必要是）电有源元件。

在缩回位置中（图2）管状体48容纳可伸缩刺激针54，该可伸缩刺激针 54可以在图2中的缩回位置和图3中的伸展位置之间相对于管状体48轴向平 移。伸缩针54在近侧通过轴向杆56延伸，为了操作，轴杆56在近侧处焊接 到内部导体46的远端，以便内部导体46的任何轴向或旋转运动都可以完全 传递到针54。此外，针54不仅机械连接到内部导体46同时也电连接到内部 导体46。

特别的，内部导体46的近端连接到用于连接脉冲发生器壳体的连接器60 的引脚58上。这是例如IS-1标准的连接器或类似连接器，其具有相对于连接 器体60可旋转运动的引脚58，以便允许引脚驱动操作，其中医生将连接器体 60（与导线体42的护套44成一体）握在一只手中，并且通过另一只手直接 地或经由工具向连接器的引脚58施加旋转。引脚58与轴向导体46成一体， 其在中空护套44中自由旋转，引脚的运动直接传递到心轴56和伸缩针54。

伸缩针54是实心针，所以在针穿透隔膜情况下左心室中不提供任何中空 元件，因此不会产生任何空气栓子的风险。

伸缩针54的引导和展开由可移动元件62控制，该可移动元件62在管状 体48内并形成引导和驱动核心。与杆56一体的核心62例如通过与核心62 一体的外螺纹64和与管状体44一体的内螺纹66的配合，而耦合到管状体上。 因此，杆56相对于管状体48的相对轴向旋转的运动（由引脚58相对于连接 器60（近侧）的相对旋转的对应运动导致）导致驱动核心62和伸缩针54相 对于管状体48的轴向平移。

这种轴向位移的大小通常大约是10到15mm并具有明显大于可伸缩螺旋 导线的螺状物的常规展开机构的值。

柔性轴承68和70分别提供在管状体48的远侧和近侧用于引导针并且用 于密封管状体的内部体积和护套44的内腔。

在缩回状态中（图2），针54完全被容纳在管状体48的内部，只有螺旋 状固定螺状物50从该管状体突出，该螺状物50相对于管状体48被固定。

在完全展开状态中（图3），可伸缩针54从管状体中露出大约15mm的长 度。

在可由医生调整的方法中，该针可以在这些极限位置中的任意位置之间 以受控方式伸缩，因此在0到15mm之间的长度伸缩。

可伸缩针54由导电材料制成并且其大体直径是1弗伦奇（F）（0.33mm）。 特别地，该材料可以是不锈钢合金，诸如MP35N，或者由复合结构组成，例 如核心为MP35N而其外围是生物相容的和不透射线的涂层，比如铂或铂合金 涂层。

可替换地，隔内刺激针54可以由直径为大约1.5F（0.5mm）的微缆制成， 这允许其与相同直径的单丝配置相比受益于微缆的相对柔性，从而具有更好 的抗疲劳性。这种微缆可以包括由绞合在一起的多个复合电线的核心，例如 由六股外围线束围绕的中心线束。每个复合线束其本身由电线构成，其核心 是由提供所要求的机械和电性能的多个复合电线围绕的铂铱（用于防辐射）， 例如由镍钛合金（为了抗机械应力特性）包裹的银核心（为了导电性）。这 些不同的电线例如可从美国Fort Wayne的Fort Wayne Metals Company Inc.购 买，并且用于医疗领域，特别是制造除颤导体。

该伸缩刺激针54由电绝缘材料包裹，诸如聚对二甲苯。为了形成主动/ 有源（active）的自由部分40，针的绝缘涂层被部分的移除，以便形成由绝缘 区域74分隔的一个或更多个剥蚀区域72。有利地，有源的自由部分40具有 延伸长度大约为6mm的剥蚀区域72，剥蚀区域的表面最多为6mm²以限制 刺激表面。

在相对重要的长度（6mm）上具有多个电极72提供了补偿隔膜厚度变化 的可能，隔膜在心动周期中收缩，并且因此保持了面向组织的刺激表面。

从电气角度，固定螺状物50和管状体48原则上是非有源的/非主动的 （inactive），并且在其整个表面上涂敷有绝缘材料，诸如聚对二甲苯。然而 在具体的配置中，使固定螺状物50和/或全部或部分的管状体48电有效/电有 源是可能的，例如允许在固定螺状物（隔膜的右壁）和伸缩针的主动自由部 分40（隔膜的左壁）同时刺激。

现在将参照图4a到4e描述植入上述导线的方法。

在此之前，导线被插入常规导管76中，用于靠着室间隔壁预定位导线头。 该导管具有大体9弗伦奇（3mm）的外直径。导管的使用允许在穿过血管和 穿过三尖瓣过程中保护固定螺状物50（不是可伸缩螺状物）。允许接近室间隔 右壁的适合的导管的示例在诸如EP2135638A1（预先定形导管，其在隔膜壁 的方向上可自行调整）和FR2932688A1（其末端可随意适应的双材料导管） 中描述，两个申请都属于Sorin CRM S.A.S.公司，即之前的ELA Medical公司。

第一阶段是，通过操作导线导管组件以便引入到上腔静脉、右心房和右 心室12直到其紧靠室间隔16的右壁26，来确认固定部位。

图4a说明了当导管76被带到紧靠隔膜16的右壁时达到的配置，而且导 线头38位于导管76的内部并邻近壁26。

在图4b中说明的下一步是，从导线体的近端对导线体的护套44施加旋 转运动（箭头78）。该旋转使螺状物50以相对较小的深度（约2mm）刺入 隔膜16的组织中，以此将与螺丝一体的管状体48抵靠隔膜的右壁26固定。 完全拧入由医生通过对旋转的对抗阻力而被触觉检测。

到达部位通过射线照相检测根据不同的冲击力而确认；如果位置不满意， 医生可以拧开导线头并在控制下移动到另一个点并测试新的部位。

只要管状体48固定到隔膜壁上，医生即对连接器60的引脚58进行旋转。 通过内部导体46传递的旋转（图4c的箭头80）被施加到操纵杆56上，因此 导致伸缩刺激针54从导线体逐渐刺入隔膜16的厚度，而护套44和管状体48 在该展开期间保持固定。

该操作在荧光检查法下执行，以便可视化有源部分40相对于隔膜壁的位 置（可以可选地通过导管76注射对比介质使其可视化）。医生也可以在该阶 段标测或电测以验证所选部位的有效性，以便确定针的有源部分40的最佳位 置，也就是说其展开的程度。

如果最初选定的部位不满意，可以进行一次或更多次的重新定位。实际 上，采用以相对较小的厚度（对一般厚度为10到15mm的室间隔大约为2mm） 进行的螺状物50固定和很小直径的穿刺（因为针55的直径很小，大约是0.3 mm）移除导线，不会导致对隔膜造成不可逆性损伤，相比于常规的隔膜穿透 到达，由于其剩余穿刺尺寸（相当于导管的直径，一般是大于9弗伦奇或2.3 mm）因此有更小的容差。

对伸缩针54的或多或少的重要展开允许不仅考虑根据植入区域的隔膜厚 度变化，还反映了导线可以被定位在或多或少垂直于隔膜壁的位置（从横截 面看，有突起形状）上的事实。

只要最终部位和伸缩针的展开程度被选定，医生就移除导管76，产生导 线头的最终配置。

在图4d中所示的配置中，针的远端54（具有有源部分40）没有从隔膜 的左壁30穿出。

然而，如图4所示，可能感兴趣的是完全穿透隔膜以定位针54的自由端 40以便其在左心室的腔体内稍微露出。这避免了针的末端从目标组织剥离的 影响，其将导致对组织的损害并且在起搏时失去捕获。

本领域的技术人员将领会到本发明可以通过本文所公开的实施例以外的 其它方式实施，所描述的实施例仅用于说明目的而不是为了限制。