CN103635227A - 主动心脏电导线 - Google Patents

Abstract

一种主动双极心脏电导线，包括螺旋锚形电极，末端电极针，中间连接底座，环电极，以及末端壳体。末端电极针在近端接合内导体线圈，并且在远端接合螺旋锚形电极的近端。中间连接底座限定穿过其的轴向管腔，近端配件，圆柱凸缘以及远端配件。环电极可以具有暴露部分，其套接在中间连接底座的近端配件上，并与之连接；环电极具有近端套管，其接合外导体线圈和导线的外鞘。末端壳体限定轴向孔，其容纳螺旋锚形电极和末端电极针的远端部分。末端电极针的近端部分被容纳在中间连接底座的轴向管腔内。末端壳体的近端可以被配置为套接在中间连接底座的远端配件上，并与之直接地接合。

Description

主动心脏电导线

技术领域

本公开总的来说涉及可植入电导线。更具体地，本公开涉及可植入主动电导线的植入端特征，在此导线被连接到相关联的除颤器、起搏器或者其他电刺激装置。

背景技术

电极通常用于刺激心脏的收缩。例如，当患者的心脏以异常节律工作时，可以通过电极将电能施加到心脏，从而让心脏恢复到正常的节律。在某些情况下，该过程可能是孤立的事件，而在其他情况下使用更频繁的、规律的、或者甚至是连续的过程。在这些情况下，电极可以结合到与心脏起搏器、除颤器或者其他电刺激装置一起使用的导线中，以便将起搏脉冲传递至例如心脏的心房或者心室。包括该电刺激装置和该导线的系统是可植入的，并且因此使用长时间段。

通常，导线包括设置在导线远端的一对电极，该导线远端一般可以被定位在心脏的右心室或右心房中。导线的近端可以耦合到除颤器或者起搏器，并且导体可以沿着导线的长度向电极传递电脉冲，从而将起搏脉冲传递至心脏。

至少有两种常规类型的导线。第一种类型的导线称为主动电导线，其在远端有主动机构。第二种类型的导线称为被动电导线，其在远端有被动机构。

典型的主动电导线的远端可以包括螺旋锚形电极，其被设计为被致动并且轴向地延伸和/或旋转出导线的顶部，从而接合或嵌入到心内膜中。典型的被动电导线的远端可以包括锚形固定机构，其被设计为将远端锚固在心脏中。用于被动导线的固定机构例如可以包括一个或者多个径向隔开的齿，用于将远端紧固在心脏中。

起搏器和除颤器导线的近端通常遵循诸如中国标准YY/T0491-2004//ISO5841-3,2000的标准而被设计和制造。该标准适用于主动和被动起搏器两者或者除颤器导线。在该标准范围内，植入医用装置公司通常都有其自己的独到设计。在满足该标准所使用的技术中，激光焊接和金属压接得到了高度可靠的起搏器和除颤器导线接头连接。

除颤器和起搏器导线的设计随着时间发展。随着时间的推移并且目前，由于主动电导线的近端和被动电导线的近端的功能差异，使得它们被不同地设计。也就是说，主动导线的近端可以被设计成致动和/或控制远端主动机构，而被动导线的近端可以不包括这种致动和/或控制特征。因此，主动和被动电导线的系统设计以及组装工艺是不同的。结果，具有明显不同的系统设计以及组装工艺的总成本相对高；并且具有在主动电导线和被动电导线之间共同的特征、或者类似的或可互换的构件的系统将可以更便宜，对消费者更有吸引力。

包含在说明书背景技术部分中的信息，包括其中任何的参考文献以及其中任何的描述或者讨论，只作为技术参考目的，并不视为如权利要求书所限定的界定本发明的范围的主题。

发明内容

在一个示例性实施例中，提供了一种主动双极心脏电导线。导线可以包括螺旋锚形电极，末端电极针，中间连接底座，环电极，以及末端壳体。末端电极针被配置在近端以接合内导体线圈，并且被配置在远端以接合螺旋锚形电极的近端。中间连接底座可以限定穿过其的轴向管腔，近端配件，圆柱凸缘以及远端配件。环电极可以具有暴露部分，该暴露部分被配置为套接在中间连接底座的近端配件上，并与之连接；环电极具有近端套管，该近端套管被配置为接合外导体线圈和导线的外鞘。末端壳体限定轴向孔，其被配置为容纳螺旋锚形电极和末端电极针的远端部分。末端电极针的近端部分可以被容纳在中间连接底座的轴向管腔内。末端壳体的近端可以被配置为套接在中间连接底座的远端配件上，并与之直接地接合。

发明内容被提供来以简化形式介绍设想的一种选择，在具体实施方式中进一步描述。发明内容不旨在识别关键特征或者要求的主题名称的基本特征，也不旨在用来限制要求的主题名称的范围。特征、细节、使用以及本发明优势更集中的陈述被提供在下文各种发明实施例的书面描述中，在附图中阐述，在所附的权利要求书中限定。

附图说明

图1示出了具有主动电极的可植入式医用电极导线的示例性实施例的等距视图。

图2示出了图1导线的近端的截面视图。

图3示出了图1和图2导线的连接器针的等距视图。

图4示出了图1和图2导线的针套管的等距视图。

图5A和5B分别示出了图1和2的导线的连接器绝缘件的等距视图和等距截面视图。

图6A和6B分别示出了图1和2的导线的近端密封件的等距视图和等距截面视图。

图7A和7B分别示出了图1和2的导线的环连接器的等距视图和等距截面视图。

图8A和8B分别示出了图1和2的导线的环套管的等距视图和等距截面视图。

图9A和9B分别示出了图1和2的导线的密封套的等距视图和等距截面视图。

图10A和10B分别示出了具有主动电极末端配置的图1的导线远端的等距视图和等距截面视图。

图10C示出了具有在延伸位置的螺旋锚形电极的图10B的主动电极末端配置的等距截面视图。

图11示出了图10A和10B主动电极的末端电极针的等距视图。

图12示出了图10A和10B主动电极末端的螺旋锚形电极的等距视图。

图13示出了附接在图10A和10B主动电极末端的末端电极针的螺旋锚形电极、阻塞件/垫片环以及密封环的等距视图。

图14A和14B分别示出了图10A和10B主动电极末端的中间连接底座的等距视图和等距截面视图。

图15A和15B分别示出了图10A和10B主动电极末端的环电极的等距视图和等距截面视图。

图16示出了图10A和10B主动电极末端的垫片/阻塞环的等距视图。

图17A和17B分别示出了图10A和10B主动电极末端的远端密封环的等距视图和等距截面视图。

图18A和18B分别示出了图10A和10B主动电极末端的末端壳体的等距视图和等距截面视图。

图19A和19B分别示出了图10A和10B主动电极末端的末端壳体的等距视图和等距截面视图。

图20A和20B分别示出了图10A和10B主动电极末端的末端软塞的等距视图和等距截面视图。

具体实施方式

本公开涉及一种在远端上具有主动机构的可植入电极导线（即主动导线）。主动导线可包括在其近端上的部件的系统，该系统主要适用于与除颤器、起搏器或者其他电刺激装置连接以及电连通。值得注意的是，部件中的一些可以适用于在其他部件之间和/或在近端与电刺激装置之间绝缘。一部分部件是专门适用于允许在导线的远端上的主动机构的致动和控制。

图1是可植入式医用电极导线100的一个实施例的等距视图。导线100包括近端102和远端104。如图所示，主动末端部分106可以设置在导线100的远端104处，并且可以包括螺旋锚形电极108。该螺旋锚形电极108可以被设计为轴向地延伸出主动末端部分106，以接合患者的治疗部位，例如诸如心脏的心内膜。螺旋锚形电极108可以以可回缩的方式向远端延伸出主动末端部分106。在操作中，在导线100的近端102处的导电连接器针可以被旋转，以驱动在主动末端部分106处的机构；由此，使螺旋锚形电极108延伸出末端部分110。螺旋锚形电极108从主动末端部分106的旋转延伸可以接合（即，拧入）患者的治疗部位。

现在参照图2，导线100的近端102包括部件或零件的系统。该部件或零件的系统可以被划分为三类，包括：关于内部导体的内部部件、关于外部导体的外部部件、和用于将内部部件与外部部件电分离的绝缘部件。内部部件可以包括导电连接器针112、内部导体或线圈120以及针套管122。外部部件包括环连接器130、外部导体或线圈134以及环套管136。内部和外部部件可以通过绝缘部件基本上分离，绝缘部件包括连接器绝缘件116和绝缘管124。还可以提供近端密封件114和密封套140。

从内部部件开始，连接器针112可以被配置用于与除颤器、起搏器或其它电刺激装置电接合，以及用于将电脉冲传递到内部导体或线圈120。因此，连接器针112在一端处可以适用于插入电刺激装置的插口，并且在另一端处可以适用于连接到内部导体或线圈120。

图3是连接器针112的特写视图。如所示地，连接器针112可以包括插口端160和导体端162，并且可以进一步包括在其间延伸的条状部分164。针112的插口端160可以一般地呈细长状和圆柱状的，并且可以具有适于放置在电刺激装置的对应形状的插口中的直径。插口端160的近端可以包括倒角边缘166，用于在将针112定位在电装置内时将针112引导入插口。插口端160的远端包括基本上呈尖锐状或者方形的边缘168，以用于视具体情况而邻接连接器绝缘件116或者近端密封件114。

导线100的近端102的暴露部分，如刚才描述的可与电刺激装置接触或以另外方式发生物理相互作用的插口端160，可以被设计为满足例如IS-1规范的工业标准规范。因此，在一些实施例中，虽然本文所描述的近端102的特定部件在大小、直径、长度或其他尺寸变量上呈现不同变化，部件的暴露部分可以被选择为满足这种规范或标准。然而，在本公开中的任何说明都不应被解释为将部件限制为工业标准尺寸。

连接器针112的条状部分164也可以通常为细长的和圆柱形的，并且可以具有比插口端160的直径更小的直径。条状部分164可以具有被选择为相对于连接器绝缘件116和近端密封件114纵向地紧固针112的长度。也就是说，条状部分164的长度可以对应于连接器绝缘件116中的孔长度，如图2所示；使得基本防止相对于连接器绝缘件116的纵向运动。如图2所示，插口端160和条状部分164可以包括纵向延伸的孔170，该孔170从针112的插口端160延伸至条状部分164的远端，并且出口在针112的导体端162内的压接区域172内。该孔170可以被调整大小并且适用于在例如安装或定位导线100时，或者在需要接入导线100的远端104时接收塑性钢丝。

针112的导体端162可以是大体上圆柱状的，具有的外径略大于条状部分164的外径并且稍小于插口端160的外径。也可以设定连接器针112的某些部分的直径的其他关系。例如，导体端162可以具有大于插口端160的外径。在图3所示的示例性实施例中，导体端162可以被布置在相对拥挤的区域中，在该区域中环连接器130、绝缘管124、连接器绝缘件116、导体端162、内部导体120以及针套管122都重叠在一起。其中近端102被设计为满足IS-1规范，对总体外径与该拥挤部一起的限制可以导致导体端162的外径小于插口端160的。

针112的导体端162可以包括内腔或压接区域172，其具有基本上圆柱形的横截面，且具有限定了导体端162的内径的直径，如图2所示。导体端162可以具有被选择为匹配或者超过针套管122长度的长度，如下文所述，以便为导体120提供合适的压接长度。可以选择其他导体端长度并且可以选择合适的内腔172的长度，以保证线圈120在内腔172内的足够压接长度。

导体端162可以包括孔或者一对孔174，用于检查在内腔172内的压接导体120。孔174可以从外表面延伸通过导体端162并且进入内腔172，并可以位于靠近内腔172近端的位置。因此，当导体120被压接在内腔172中时，导体120的一部分通过一个或多个孔174是可见的，并且压接连接在内腔172内的深度是可确认的以确保足够的压接长度。

连接器针112可以由一种或者多种若干生物相容的导体材料制成，例如不锈钢316L或者金属合金MP35N。针材料可以被选择为是生物相容的，并且适用于从电刺激装置传导和传送电信号。材料以及针112和针套管122的尺寸（例如相对直径和壁厚）可以被选择为在它们之间适当地压接内部导体或线圈120，使得提供可靠的压接连接，其不仅机械紧固也可以通过其进行电传输。值得注意的是，连接器针112可以被加工以具有足够的强度来承受与组装相关的压力。例如，如从图2可以看出，针112的导体端162可以被强迫通过连接器绝缘件116的孔118而进入孔119，并且连接器针112的条状部分164可以是适当的强度以承受这种压力而不发生屈曲或削弱。为了更顺利地插入针112，导体端162的远端可以包括如图3所示的外锥度176。

图4中示出了针套管122的单独的视图。针套管122可以适于在导体或线圈120的近端中插入所选择的距离。因此，针套管122可以包括套管部分178和喇叭口部分180。套管部分178可以基本上呈圆柱形，用于插入到线圈120的近端。套管部分178的直径可以略大于线圈120的直径，以在线圈被套接在套管部分178上时，在套管122和线圈120之间产生一些连接摩擦力。也可以选择针套管122的直径，以在压接线圈120时，将线圈120夹靠或压靠在针112的导体端162的内腔172的内表面。

套管部分178可以具有如下长度，该长度被选择为当线圈120被压接在套管178与针112的导体端162的内表面之间时，能够充分地接合线圈120并且保持线圈120。套管122的喇叭口部分180可以位于套管122的近端，并且可以被配置为限定或中止套管122在线圈120中的插入距离，并且防止在压接线圈120时，套管122进入线圈120中过远。因此，喇叭口部分180限定了逐渐增大的直径，其从套管部分178的直径开始，并且扩展至接近针112的导体端162的挤压内腔172的内径的直径。值得注意的是，和图8A、8B中显示的环套管136上的更方形或凸缘状的近端相比较，针套管122的近端为喇叭口形状。可以基于相应的部件是否由管材或棒材形成来选择针套管122和环套管136的近端形状。例如，如果部件是由管材成形，近端可以是像示出的针套管122的喇叭口状。但是，如果部件是由棒材形成，近端可以是被加工成像环套管136的凸缘状。也可以使用其他的制造技术和方法。

针112的导体端162的内径、针套管122的套管部分178的外径可以被选择为在其间适当地压接内部导体或线圈120。例如，针套管122可以具有一定外径，并且内部线圈120使用的线材可以具有一定厚度。内腔172的内径可以被选择为比针套管122的外径加上线材厚度的两倍略小。因此，当针套管122插进线圈120，并且针套管122和导体120被压进针112的导体端162的内腔172中时，线圈120可以被压接在针套管122和针112的导体端162的腔172的内表面之间。当选择合适的相对直径时，应考虑到针112的导体端162和针套管122的厚度和弹性。

内部导体或线圈120可以是沿导线100纵向延伸的导电构件。导体120可以是线圈形状或者可以提供管状套管形状。线圈形状可以提供导线的灵活性，并且例如在放置导线时允许可操作性。内部导体120可以限定沿其长度纵向延伸的孔，用以接收塑性钢丝或者其他装置。

如上所述，内部部件可以通过绝缘部件的系统与外部部件电隔离。图5A和5B中显示连接器绝缘件116的特写视图。连接器绝缘件116可以被配置用于可套接地将连接器针112和内部导体120的一部分与外部部件隔离开。此外，连接器绝缘件116可以被配置为用于支撑近端密封件114的一部分。连接器绝缘件116可以被配置为从近端密封件114分离连接器针112，使得连接器针112可以容易地旋转，由此旋转内导体或者线圈120并控制末端电极针105和螺旋锚形电极108，所述的末端电极针和螺旋锚形电极附接在如图10B中所示的导线100的远端104。连接器绝缘件116可以包括中央主体182、近端延伸部184和远端延伸部186。中央主体182可以包括具有外径的基本圆柱形主体。远端延伸部186也可以是大体上圆柱形形状的，并且可以包括比中央主体182的外径更小的外径。

远端延伸部186可以从在远端方向的一组阶梯型肩部188,190从中央主体182延伸。外肩部188被中央主体182的外表面129的一部分和台阶表面132的交界限定。内肩部190被和台阶表面132正交并向附加的径向指向台阶表面128过渡的圆柱内肩部表面127限定。台阶表面132的宽度限定了圆柱形内肩部表面127直径和中央主体直径之间的不同。内肩部表面127的直径小于中央主体182的直径，但是大于远端延伸部186的直径。附加台阶表面128的宽度限定了内肩部表面127直径和远端延伸部186直径之间的不同。

远端延伸部186的远侧末端可以包括锥形或者带倒角的末端189，其呈圆锥形以接收绝缘管124的扩大部分126。例如，如图2所示，绝缘管124的扩大部分126可以在连接器绝缘件116的远端延伸部186上被拉伸、延展或以其他方式扩张。保持扩大部分126远离内部导体120的压接连接可以为该连接提供空间，并且可以有助于避免在该位置缠绕、夹住或者以其他方式束紧压接连接。

连接器绝缘件116的近端延伸部184可以从中央主体182的近端延伸，并且可以是大致圆柱形，且其直径小于中央主体182的直径。在中央主体182和近端延伸部184之间的过渡限定了近端肩部183，其和上面描述的阶梯型肩部相对。近端延伸部184和近端肩部183之间的交界形成了小的、凹形、环形半径185。近端延伸部184的外表面形成了多个可供选择的平环形肋181和平环形通道187。近端延伸部184在近端密封件114下方延伸。因此，当近端密封件114定位于近端延伸部184上时，近端密封件114的远端可以抵接中央主体182的近端肩部194，并且近端密封件114的近端可以与连接器绝缘件116的近端对准。

连接器绝缘件116可以包括中心孔118，该中心孔118具有被配置用于接收连接器针112的条状部分164的直径。孔118的直径略大于条状部分164，以允许连接器针112相对于连接器绝缘件116的旋转。在另一个实施例中，润滑和/或轴承被用来提供连接针112相对于连接器绝缘件116进一步的旋转自由。中心孔118可以从绝缘件116的近端延伸到绝缘件116的中央主体182内的点，在该处中心孔118可以过渡到具有更大直径的孔119。具有更大直径的孔119可以容纳直径增大的连接器针112的导体端162。孔118、119的直径保持略大于连接针112各自部分的直径。具有更大直径的孔119可以延伸通过中央主体182的剩余部分，并且通过连接器绝缘件116的远端延伸部186。

连接器绝缘件116可以由生物相容等级的绝缘材料构成。此材料可以被选择以提供足够的机械强度、弹性以及绝缘特性。例如，如关于连接器针112所描述的，连接器针112的导体端162可以被按压通过连接器绝缘件116的孔118。因此，连接器绝缘件116可以由相对牢固又具有弹性的材料制成，以允许针112被驱动从其中通过而不损失强度和不发生永久变形。在一些实施例中，连接器绝缘件116可以由可模制的热塑性材料，诸如聚氨酯、聚砜、或者PEEK（聚醚醚酮）制成。其他材料也可以被选择以提供合适的强度、弹性以及绝缘特性。

连接器绝缘件116虽然是弹性的，它也可以被设计来固定连接器针112，并且防止连接器针112从导线100的近端移位或撤回。位于导体端162近端的近端肩部131被提供以过渡到较小直径的条状部分164（见图3）。肩部131的表面135可以和在连接器绝缘件116内表面上的肩部133的相对表面137相交（见图2）。在连接器绝缘件116内部上的肩部133可以被形成为在孔118和孔119之间的过渡。条状部分164和孔118的相对直径、以及导体端162和孔119的相对直径可以被选择为允许连接器针112在连接器绝缘件116内旋转。但是，为防止从其移位，导体端162的直径可以被选择为大于孔118的直径。此外，连接器绝缘件116的材料可以被选择为足够刚性的，以防止例如在由IS-1规范规定的撤回负载或强度下连接器针112的撤回。

近端密封件114可以被配置用于在连接器绝缘件116上的紧固定位，并且用于密封地接合在电刺激装置上的插口。此外，近端密封件114可以和连接器绝缘件116一起，作用于在环连接器130和连接器针112之间的电隔离并防止串扰。如图6A和6B中所示，近端密封件114可以包括齐平部分198以及密封部分199。齐平部分198可以位于密封部分199的远端，并且可以用于包围连接器绝缘件116的近端延伸部184并抵接其中央主体182。齐平部分198可以是大体圆柱形的，且其外径基本与连接器绝缘件116的中央主体182的外径匹配，由此与其齐平。密封部分199可以位于齐平部分198的近端，并且也是大体圆柱形的，且其外径略小于齐平部分198。密封部分199可以包括从密封部分199外表面凸出的、一个或者多个（例如两个）环形径向延伸的肋196，并且限定了两者之间的相对深通道195。肋196可以从密封部分199延伸，使得肋196的外表面或末端限定大于齐平部分198的直径。通道195的直径小于齐平部分198的直径，使得通道195的基壁193和齐平部分198之间有台阶状肩部195。近端密封件114的近端环形口191有和在基壁193处的通道195类似的直径，其作为环形环可以从最近端肋196延伸。肋196可以适用于接合圆柱形插口，并且可以具有至少略大于插口直径的外径，使得密封地接合插口的内表面，并且防止液体或者其他物质进入插口并且到达连接器针112，或者以其他方式泄露进入电刺激装置。

近端密封件114可以包括定直径的孔150，该孔150从其近端延伸到远端。孔150选择合适大小以靠在连接器绝缘件116的近端延伸部184的外径处密封。孔150的直径基本等于连接器绝缘件116的近端延伸部184的外径。通过一种医用粘合剂或者其他相关的生物相容的粘合剂，孔150的内表面156进一步地被固定到连接器绝缘件116的近端延伸部184。

在一些实施例中，近端密封件114可以由弹性材料制成，并且孔150的直径略小于连接器绝缘件116的近端延伸部184的外径，使得近端密封件可以伸展以接收连接器绝缘件116，由此在其中压缩地接收连接器绝缘件116。近端密封件114可以由合适的弹性材料制成，以便将导线100的近端102与电刺激装置压缩地密封。在一些实施例中，密封件114例如可以是生物相容的硅胶。可以选择其他材料以适当地将导线100的近端102与电刺激装置密封，并且也与人体兼容。

图2中所示的绝缘管124可以用作内部部件和外部部件的电隔离部分。沿着导线100的某些部分，绝缘管124可以和连接器绝缘件116一起用于提供电隔离。如图所示，每个内部部件的导电部分，包括连接器针112的导体端162、内线圈120以及针套管122可以通过内部绝缘管124从外部部件隔离开。靠近导体120的近端，连接器绝缘件116的远端延伸部186也隔离这些元件。绝缘管124可以基本呈管状，其限定具有比内部导体或线圈120的外径略大的直径的内管腔。因此，就主动导线来说，内导体120可以相对自由地在绝缘管124内旋转。绝缘管124可以由绝缘材料制成，以便将封装的构件或特征从绝缘管124外部的构件或特征电隔离。

绝缘管124可以包括在其近端的喇叭口部分126，以接收连接器绝缘件116的远端延伸部186。在一些实施例中，喇叭口部分126可以扩张以适配在连接器绝缘件116的远端延伸部186上。喇叭口部分126通过连接器绝缘件116的远端延伸部186被保持打开，并且可以通过提供用于压接连接的空间帮助防止内部部件缠绕。在连接器绝缘件116的远端延伸部186内，可以布置针连接器112的导体端162、针套管122以及内导体或线圈120的近端，并且由此与喇叭口部分126外部的构件或特征电隔离。

已经描述了内部部件和通过绝缘管124以及连接器绝缘件116对其的绝缘，现在可以描述外部部件。如图2所示，外部部件可以包括环连接器130、外部导体或线圈134以及环套管136。

环连接器130可以被配置为提供用于与电刺激装置电连通的暴露表面。环连接器130也可以被配置用于轴向和旋转地将外部部件紧固到连接器绝缘件116。

图7A和7B中示出了环连接器130的孤立视图。环连接器130可以包括带部分204、槽部分206以及压接部分208。带部分204可以在导线100的近端102、即连接器针112远端附近形成暴露的导电带。带部分204可以被配置为与电刺激装置的插口的一部分电连通，并且带部分204的直径可以被选择为适合将电导体接合在插口中。

带部分204可以为大致圆柱形的形状，且其外径与连接器绝缘件116的中央主体182的外径匹配。带部分204限定了内腔210，其被配置来接收连接器绝缘件116的远端延伸部186。更具体地，带部分204的内腔210可以具有基本等于或者略小于在连接器绝缘件116上的圆柱内肩部表面127外径的直径。因此，带部分204可以被套接在位于远端延伸部186上的喇叭口部分126上，并且可以摩擦地接合圆柱形内肩部表面127，以将环连接器130紧固到连接器绝缘件116。以这种方式，可以维持系统的多个部件的同心组装。环连接器130的带部分204近端边缘可以因此抵接在连接器绝缘件116的台阶表面132上，使带部分204的外表面和连接器绝缘件116的中央主体182齐平。带部分204可以具有比连接器绝缘件116的远端延伸部186的长度略大的长度。

环连接器130的槽部分206在相对于带部分204的远端并且位于带部分204和压接部分208中间。槽部分206可以大体呈圆柱形，且其直径小于带部分204。槽部分206具有接近或略大于绝缘管124外径的内径，由此槽部分206被配置为以紧密配合的方式与绝缘管124接合。槽部分206的外径可以允许从密封套140向内突出的肋143套置在其中，在下文中进一步说明。肋143可以由两个相对表面142和143保持纵向地就位，此两个相对表面限定了槽部分206的边界。槽部分206可以包括用于引入粘合剂的一个或者多个孔214，以将环连接器130、绝缘管124以及密封套140紧固在一起。

压接部分208可以被布置在槽部分206的远端，并且可以大致呈圆柱形，且其外径大于槽部分206并小于带部分204。类似于连接器针112的导体端162，环连接器130的压接部分208可以被配置为将外部导体134压接在其中。因此，压接部分208可以在其中限定压接区域或者腔216。腔或者压接区域216可以包括被选择为与环套管136结合以在其中适当地压接外部导体134的内径。也就是说，环套管136可以具有一定外径，并且外部导体134可以包括线材厚度。压接区域或者腔216的内径例如可以被选择为与环套管136的外径加上两倍的线材厚度相等或略小。

类似于内部导体压接连接，在选择相对直径以压接外部导体134时，可以考虑材料强度、直径、厚度以及弹性。环连接器130的压接部分206可以包括等于或者略大于环套管136的长度，使得可以在其中压接外部导体134的足够长度。在一些实施例中，环连接器130的压接部分208可以包括周向延伸的沟槽218，沟槽218围绕其圆周外表面延伸，以用于与密封套140接合。压接部分208也可以包括孔或者一对孔220，用以检查在腔216内的压接导体134并且确认连接质量。孔220可以从外表面延伸通过压接部分208并且进入腔216，并且可以定位在腔216的近端附近。因此，当导体134被压接在腔216中时，导体134的一部分可以通过一个或多个孔220是可见的，并且压接连接可以是可确认的以确保有足够的压接长度。

类似于连接器针112，环连接器130可以由生物相容的导电材料构成。例如，环连接器130可以由例如不锈钢316L或者金属合金MP35N制成。也可以使用并且可以选择提供适合的生物相容性和导电性的其他材料。此外，如同连接器针112，材料和尺寸（例如相对直径和壁厚）可以被选择为适合地允许到外部导体或线圈134的压接连接，其既机械紧固也有效地传送电信号。

外部导体或线圈134可以与内部导体或线圈120相同或者类似。但是，外部导体或线圈134具有比内部导体或线圈120的直径大的直径。外部导体或线圈134的直径可以被选择为使得可以在其中接收内部导体或线圈120以及绝缘管124。因此，外部导体或线圈134可以具有与内部导体或线圈120的外径加上两倍绝缘管124厚度相等或者略大的直径。在一些实施例中，外导体或线圈134的直径可以被选择以允许内线圈120在绝缘管124内不受挤压的旋转以便例如控制在导线100的远端104上的主动机构106。在其他实施例中，外线圈134的直径可以更束紧在绝缘管124和内线圈120上。

类似于针套管122，环套管136可以被配置用于将外部导体或线圈134压接在环连接器130的压接部分208内。如图8A和8B所示，环套管136可以形成具有喇叭口或凸缘部分224的圆柱形套管部分222，用于控制环套管136在线圈134内延伸的深度。套管部分222可以大体呈圆柱形，其外径略大于外部线圈134的内径。因此，当插进外部线圈134的近端时，可以在环套管136和外部线圈134之间提供一些摩擦耦合。喇叭口或凸缘部分224可以被定位在套管部分222的近端，并且可以具有比套管部分222的外径更大的外径，以抵接在外部导体或线圈134的端部，并且防止环套管136前进超过外部导体或线圈134的近端。喇叭口或肋224的直径可以被选择为略小于环连接器130的压接部分208的内径，以避免抑制在套管部分222和环连接器130的压接部分208的内表面之间的挤压或压接。如关于针套管122所讨论的，针套管122和环套管136的近端形状可以部分地取决于用于形成各个部件的原材料类型。例如，如果使用管材，近端可以为喇叭口形，而如果使用棒材，近端在截面上可以更接近方形或者凸缘状。也可以提供其他几何形状，以防止套管过度进入各自线圈120、134的近端。

图9A和9B中示出了密封套140。密封套140可以被配置为包围并密封环连接器130的远端以及外鞘152的近端以防止液体进入。例如，当导线100的近端102插入电刺激装置的插口时，密封套140可以防止液体或者其他材料进入插口并且干扰环连接器130或者电刺激装置的其他部分。因此，类似于近端密封件114，密封套140可以有从其近端处的外表面凸出的一个或者多个环形径向延伸的密封肋144。密封肋144可以适用于接合圆柱形插口，并且可以具有至少略大于插口的直径的外径，以便密封地接合插口的内表面，并且防止液体或者其他物质进入插口并且到达环连接器130，或者以其他方式泄露进入电刺激装置。密封套140相对较长并具有圆柱轴部分142；该部分从密封肋144向远端延伸，并且可以为外科医生或者其他安装者提供把手，以操作导线100的近端102。圆柱形轴部分142在密封套140的远端处向内径向地变尖，形成倒角部分148。

密封套140可以限定从其近端延伸至其远端的孔141。孔的直径可以沿着密封140的长度变化。孔141的近端部分145的直径大小能够容纳环连接器130的压接部分208。向远端移动，在中间区域146上，孔141的直径可以减小，并且可以调整大小以稍大于外线圈134的外径。进一步往远端移动，相对于中间区域146，孔141的远端区域147的直径可以被再次扩大。在远端孔区域147中，密封套140可以被扩大，以便接收外绝缘鞘152和用于导线标签以及序列号的应用。在密封套140的远端处的在倒角部分148内的孔141沿径向略向内变尖，以形成锥形密封部分149，从而在外鞘152周围创建不渗漏密封。密封套140的近端可以限定向内突出的环形固定肋143，用于在环连接器130的槽部分206中定位，由此紧固密封套140的轴向位置。类似于近端密封件114，密封套140可以由生物相容的硅胶制成，以相对于电刺激装置弹性接合并密封导线100。也可以使用其他材料。

再次参照图2，可以描述组装的导线近端。如图所示，电导体连接器针112可以延伸通过并旋转地被定位于近端密封件114的中心孔150和连接器绝缘件116的中心孔118。连接器针112的条状部分164可以被布置在连接器绝缘件116的中心孔118中。条状部分164被连接器绝缘件116的近端延伸部184从中心孔150的内表面隔离开。因此，连接器绝缘件116的内表面154为连接器针112提供旋转轴承，使得连接器针112可以相对于连接器绝缘件116和近端密封件114旋转。连接器针112的旋转可以驱动内线圈120的旋转，由此旋转放置在导线100的远端104的主动电极末端106的螺旋锚形电极108。应当理解，其他合适的旋转连接结构可以在内线圈120和连接器针112之间被使用。

导电内部导体或线圈120与针套管122一起被压接到连接器针112的导体端162。内绝缘管124可以在内部线圈120上延伸，并且其喇叭口部分126可以套接在连接器绝缘件116的远端延伸部186上，以抵接阶梯型肩部的内肩部190，并且具有基本与内肩部190的圆柱形外表面127齐平的外表面。因此，连接器针112、压接连接以及内部线圈120可以通过连接器绝缘件116和绝缘管124沿其长度基本完全绝缘。然而，内部导体120可以经由在远端104处的用于治疗的电极暴露，并且连接器针112可以在近端102处被暴露，以与电刺激装置电连通。近端密封件114可以被布置在连接器绝缘件116上，并且向外突出的肋146可以接合在电刺激装置上的插口，以防止流体或其它液体与连接器针112接触。

环连接器130的带部分204可以在绝缘管124的喇叭口部分126上延伸，并且可以抵接在连接器绝缘件116上的阶梯型肩部的外肩部188。如图所示，环连接器130的带部分204的外表面可以与连接器绝缘件116的中央主体182的外表面129齐平。外部导体或外线圈134可以被布置为可套接地接收内线圈120和绝缘管124。外部导体或线圈134可以通过环套管136而被压接到环连接器130，从而被电连接到环连接器130。密封套140可以位于外线圈134上，并且其向内凸起的肋143可以接合环连接器的槽部分206，由此相对于环连接器130紧固密封套140的位置。压接的外线圈134和环连接器130的一部分可以被设置在密封套140的中心孔141内。类似于近端密封件114，密封套140径向凸起的肋144可以接合在电刺激装置上的插口，以防止体液或者其他液体与环连接器130接触，或者以其他方式进入电刺激装置。

因此，连接器针112可以电连接到内线圈120，并且环连接器130可以与外线圈134电连接。在导线100的操作中，电信号可以经由连接器针112和内线圈120，并且经由环连接器130和外线圈134而从近端102发送到远端104。内线圈120可以通过内绝缘管124与外线圈134电绝缘。环连接器130可以通过内绝缘管124和连接器绝缘件116与内线圈120电绝缘。连接器针112可以通过近端密封件114和连接器绝缘件116与环连接器130电绝缘。通过近端密封件114的密封肋196防止连接器针112接触流体或者其他液体。通过密封套140的密封肋144防止环连接器130接触流体或者其他液体。

位于导线100的远端104的主动电极末端106在图10A中描述，剖面图在图10B和10C中描述。主动电极末端106被认为由一些主要部件组成：环电极103，末端电极针105，螺旋锚形电极108，中间连接底座109，末端壳体110以及末端软塞117。附加部件可以包括标记带111，垫片/阻塞件113，远端密封件115。环电极103的近端被机械地和电气地连接到外导体线圈134的远端。末端电极针105的近端被电气地和机械地连接到内导体线圈120的远端。末端电极针105的远端被连接到螺旋锚形电极108的近端。中间连接底座109将电极103连接环到末端壳体110，以形成主动电极末端106的外表面。当螺旋锚形电极108在回缩状态时，末端电极针105的近端部分和螺旋锚形电极108基本被包围在末端壳体110内。当螺旋锚形电极108如图10C所示和进一步如下描述前进时；螺旋锚形电极108的远端末端突出超出在末端壳体110远端的末端软塞117。

末端电极针105的示例性实施例在图11A和11B中更具体地描述。末端电极针105可以由固体导体材料制成，一般呈圆柱状具有多个轴部分，所述轴部分被许多环形凸缘隔开。末端电极针105可以例如由不锈钢（例如316L），贵金属（例如铂或者铱），或者金属合金（例如，铂铱合金或者MP35N），或者其他导电的、生物相容的材料制成。在近端，第一直径的近端轴部分302被提供。近端轴部分302是末端电极针105接合内导体线圈120的部分，在下文中进一步加以描述。近端轴部分302在方形肩部处过渡到更大直径的环形台阶303。在环形台阶303的远端边缘，成一定角度的环形壁305在直径上从环形台阶303逐渐增大直至其横穿近端环形凸缘307的近端面，进一步如下所述，近端环形凸缘307起到近端停止特征的作用。近端环形凸缘307是圆柱的，有大于成一定角度的环形壁305的最大直径的外径。

中间轴部分304直径和长度基本和近端轴部分302相同，所述中间轴部分304从近端环形凸缘307向远端延伸，并于中间环形凸缘310近端面交界上终止，进一步地如下文所述，中间环形凸缘310部分地起到远端停止特征的作用。中间环形凸缘310是圆柱形，有大于垫片/阻塞环113内径的外径。中间环形凸缘310可以向远端过渡进入密封轴部分306中，密封环115关于其进行匹配，如图10B所示，进一步如下文描述。密封轴部分306直径基本和近端、中间轴部分302,303各个直径相同，但是长度基本上短一些。密封轴部分306进一步过渡进入圆柱的远端环形凸缘312，其外径和纵向厚度都大于中间环形凸缘310。远端环形凸缘312进一步地过渡到远端轴部分308内，其直径大于先前轴部分，但是其直径小于每个环形凸缘。末端电极针105的远端轴部分308是直接和螺旋锚形108的近端连接的部分。远端轴部分308的远端有一个过渡进入平末端面311内的倒角边界，如图11所示。当导线100植入体内时，远端轴部分308和远端环形凸缘312被暴露在病人的血液中。

螺旋锚形108的示例性实施例孤立地在图12中描述，与末端电极针105结合在图13中描述。螺旋锚形108起到导体以及锚固进入心腔内心内膜的导线100的固定结构的作用。螺旋锚形108由固体导体材料制成，例如，铂铱合金或者其他强的、导电的、生物相容的材料，形成为线圈状，具有足够的强度以进入心脏组织内，并且在适当位置固定导线100以便感测和起搏。螺旋锚形108有近端连接部分314，螺旋部分316，以及远端318。近端连接部分314在近端由紧密卷绕315组成，其中，在卷绕在螺旋状内开始分离地隔开之前，第一卷绕的终止端邻接第二卷绕的开始，并与之接触。在近端连接部分314中的紧密卷绕315在螺旋锚形108和末端电极针105之间提供充足的接触面积，以形成下文描述的高强度焊接连接。螺旋部分316从近端连接部分314向远端延伸，在该部分中的卷绕呈螺旋形式。螺旋锚形108在锋利末端317中的远端318处结束，当螺旋锚形106像螺丝起子一样旋转并且向远端前进离开主动电极末端106时，锋利末端317能够进入并埋在心内膜组织内。

图13描述了示例性类固醇胶囊107，其可以放置在螺旋锚形电极108的管腔内。类固醇胶囊107可以形成为圆柱塞，其大小适合紧置于螺旋锚形电极108内。类固醇胶囊107可以是许多类固醇（例如地塞米松）或者药物的任一个，其制备在粘合剂中用来在导线100植入之后随时间释放，以便促进由于导线100的放置所引起的伤口愈合或者在心脏内更高效地递送所需的药物。类固醇胶囊107被利用生物相容的粘合剂粘接在螺旋锚形电极108的卷绕内，以确保类固醇胶囊107在完全释放之前不脱离。

末端电极针105的近端被放置在中间连接底座109内，在图14A和14B中孤立描述。中间连接底座109可以被理解为管状结构，有三个主要部分：近端配件370，远端配件374，和中间的分离器372，所述的中间的分离器372位于近端和远端配件370,374之间。中间连接底座109限定了轴向管腔，从近端到远端贯穿其中。近端配件370被配置为接受围绕内导体线圈120的绝缘管124的远端。近端配件370由在外径上的锥形斜面371组成，随着锥形斜面371向远端延伸其直径增大。然后，锥形斜面371过渡进入两个弓形通道375的第一个，所述的弓形通道被弓形背373互相隔离开来。弓形背373被设计成具有和锥形斜面371远端的末端基本相同的外径，而弓形通道375的基座外径小于弓形背373的外径。远端弓形通道375过渡进入近端梯台377，所述的近端梯台是具有和弓形背373的直径基本相同直径的环形表面。

近端梯台377与近端邻接面379相交，所述近端邻接面379基本上是中间分离器372的方形肩部，形成具有平整、环形外表面的大圆柱形凸缘380。圆柱凸缘380的远端侧面也可以形成方形肩部，提供与远端梯台382相交的远端邻接表面381，所述的远端邻接表面381是邻接圆柱凸缘380的平滑的、环形面。远端梯台382的外径基本和近端梯台377的外径相同。中间连接底座109的远端配件374起始于远端梯台382。一系列可供选择的弓形截面浅通道385以及和远端梯台382基本相同直径的平肋383组成了远端配件374剩余的大部分，直至到达末端梯台386。末端梯台384具有平滑、环形的外表面，且直径基本和远端梯台382和平肋383的各个外径相同。末端梯台384过渡到环形倒角末端386，进一步过渡进入在远端的平面387。

中间连接底座109内的管腔由两个部件组成，近端管腔376和远端管腔378。近端管腔376的内径小于远端管腔378。管腔侧壁内的倒角台阶388可以被用来从狭窄近端管腔376过渡到更宽的远端管腔378。

环电极103的示例性实施例在图15A和15B中更具体地描述。环电极103一般呈管状，具有不同直径的多个圆柱部分。光滑的、圆柱形近端套管350构成环电极103的近端，在长度和直径上的大小适合于放置在外导体线圈134的远端，并在那里被激光焊接或者以其他方式机械地附接，以形成永久的机械和电气连接。近端套管350的近端由过渡到近端平面368的近端倒角边缘367组成。粘合剂通道352邻接近端套管350在远端形成，并由近端围缘（curb）351和远端围缘353限定。近端围缘351和远端围缘352直径相同，略大于近端套管350的直径。粘合剂通道352直径基本和近端套管350相同。近端围缘351将近端套管和粘合剂通道352隔离开。近端和远端围缘351，353的直径被选择大体和外鞘152的内径相同，近端和远端围缘351,353表面光滑，以便提供与外鞘152的不渗漏的压缩配合。粘合剂通道352限定了一个或者多个粘合剂孔径354（本示例性实施例示出两个），以便将生物相容粘合剂引入通道352以将环电极103结合至外鞘152。

环电极103通过邻接远端围缘353的近端肩部355从粘合剂通道352过渡到更大外径的暴露部分356。暴露部分356光滑并呈圆柱状，未被覆盖或者未和病人的血液和组织绝缘。环电极103可由不锈钢（例如，316L），贵金属（例如铂或者铱），或者金属合金（例如铂铱合金或者MP35N），或者其他导电的、生物相容的材料制成。暴露部分356可以涂敷有TiN，以增加表面面积，并由此实现较好的感测信号。暴露部分356的远端利用远端倒角边缘357过渡，以在远端平面360处结束。

环电极103也限定了两个不同孔大小的管腔。近端孔362大小略大于围绕内导体线圈120的绝缘管124的直径，用以为经过的通道提供间隙。远端孔364大小略大于中间连接底座109的近端配件370，以包围套接其中的绝缘管124的外径。近端孔壁366是光滑的，远端孔364壁由一系列平环形肋358组成，所述的肋被一系列沟槽的环形通道359互相隔开。光滑环形梯台361形成在远端孔364内的近端处，邻接上一个沟槽的环形通道359。成角度的壁363邻接环形梯台361在近端形成，以提供到近端孔362的更小直径的过渡。一对粘合剂管道365形成在粘合剂孔径354和成角度的壁363之间的近端孔壁366内。因此，粘合剂管道365是近端孔壁366内的凹进区域，也导致成角度的壁363在粘合剂管道位置与近端孔362交界处更低的高度。

图16描述了垫片/阻塞环113，其适配在末端电极针105的远端部分的周围，并超出中间连接底座109的远端。垫片/阻塞件113形成大体圆柱形式的C字形主体390，但是限定沿着中心轴对准的圆柱孔径391以及在另外环形壁中的缺口392，以形成C字形。缺口392允许垫片/阻塞件113容易地放置在邻接中间环形凸缘310的末端电极针105的中间轴部分304周围。垫片/阻塞环113由有足够柔韧度和弹性的材料制成，允许在组装期间缺口392扩大以在中间轴部分304周围进行适配，然后恢复到原始尺寸和C字形。因此，圆柱孔径391直径基本和中间轴部分304的外径相同，使得其可以容易地放置在其中。缺口392比中间轴部分304的外径更窄，使得一旦垫片/阻塞件113被放置在中间轴部分304上，其不会滑落。

图17A和17B孤立地描述密封环115示例性实施例。密封环115形成了基本环形主体394，限定了轴向贯穿的管腔。密封环115由弹性材料制成，材料具有足够柔韧度和弹性，以适配在远端轴部分和末端电极针105的远端环形凸缘312上，使得密封环115可以坐落在末端电极针105上的密封轴部分306周围。环形主体394有平近端面395和平远端面397以及弯曲径向壁393。在远端面397和径向壁393的边缘的外径大于在近端面395和径向壁393的边缘的外径。因此，环形主体394的外径跟随径向壁393的曲线从远端面397到近端面395减小。远端面397也从平表面过渡到至管腔的半径入口398。半径入口398通过管腔过渡到圆柱部分399，维持圆柱形式直至管腔离开近端面395。

末端壳体110的示例性实施例在图18A和18B中更具体地描述。末端壳体110基本是圆柱状并具有长管状鞘324，所述的管状鞘324沿其长度外径大体不变。管状鞘324限定从近端到远端贯穿的轴向管腔。两个保持孔径330通过管状鞘324的壁形成，邻接远端并位于其中对称的相对位置。末端壳体110由弹性生物相容材料组成（例如，聚醚醚铜（PEEK）或者聚砜），以便适配在中间连接底座上并保持在其中。

在近端处，管腔限定了相对于管腔326的剩余部分的相对较大直径的套管孔328，管腔326的剩余部分大小在直径和长度上限定以套接在中间连接底座109的远端配件上，并与之建立不渗漏的连接。管状鞘324的近端提供了一个到套管孔328的倒角入口325。套管孔328在方形套管肩部329过渡到狭窄内径的相对长的中间孔332，其大小限定以主要地延伸在螺旋锚形电极108的螺旋部分316上。中间孔332也起到密封部分作用，以形成和密封环115不渗漏的密封，进一步如下文所述。锚形导引336从在其远端的中间孔332的壁凸起，并且径向向管腔326内延伸。锚形导引336大小限定为适配在螺旋锚形电极108的邻近卷绕之间，并且延伸略大于螺旋锚形电极108的卷绕的直径（厚度）的距离。在示例性实施例中所示，锚形导引336纵向地和一个保持孔径330对准；但是，可以位于中间孔332的圆周周围的任何位置。

中间孔332通过包括方形肩部333的阶梯型结构过渡进入更大内径的末端孔338，所述方形肩部333略微增加管腔的直径至环形架337，其进一步过渡到架肩部335，所述的架肩部335最终径向地延伸管腔至末端孔338的直径。上文描述的保持孔径330被放置在管腔326的末端孔338内。此外，一对导引壁334延伸进入末端孔338，作为中间孔332的延伸部。导引壁334在形式上呈弓形，在末端孔338内对称地互相相对，在其周围边界投影上基本呈长方形，并且在导引壁334的相对的点之间相隔的距离与中间孔332的直径相同。导引壁334被各个中心在导引壁334外侧边的保持桩331从末端孔338的壁相隔开。保持桩331将导引壁334连接到壁，所述壁限定了末端孔338和两者之间隔开的距离。保持桩331呈圆柱状，并且从环形架337相隔开，使得在导引壁334和限定了末端孔338的壁之间的保持桩331的所有侧边上有空的空间。保持桩331在限定了末端孔338的管状鞘324的内壁上形成，所述的保持桩331互相对称地相对且从保持孔径330等距，使得在邻接的保持孔径330和保持桩331之间有90度的隔开。

标记带111的示例性实施例孤立地如图19所示。标记带111由不透射线的材料制成，例如铂铱合金或者热塑性复合物，所述复合物适合于注塑铸模并且对于X射线不透明，和金属相比较足够保证屏蔽。标记带111医师提供了利用荧光透视来识别主动电极末端106的远端位置的标记，并且允许医师通过比较螺旋锚形电极108对标记带111的位置来确定螺旋锚形电极108是否在缩回位置或者延伸位置或者在两者之间。标记带111可形成为限定了圆柱管腔312的环形壁320。环形壁320的外径与末端壳体110的末端孔338的内径一致，标记带111留在所述末端壳体内并且形成为如下文进一步所述。环形壁320的厚度使得圆柱管腔321的直径与环形架337的直径一致。环形壁320进一步地限定了四个侧壁保持孔322，所述保持孔90°相隔，并与在末端壳体110上的保持桩331和保持孔径330的相应的一个对准。

图20A和20B描述了末端软塞117的示例性实施例，在末端壳体110的末端孔338内适配并与之连接。末端软塞117由可注塑的、生物相容的、弹性的材料形成，所述的材料被设计为当导线100被定位以便植入时最小化对脉管系统和组织的创伤，包括导线穿孔。在一些实施例中，末端软塞117被涂敷有用于在植入位置缓解炎症反应的类固醇（例如地塞米松）或者其他药剂。末端软塞117由暴露部分340和保持部分342形成，所述保持部分342从暴露部分340近端地延伸。暴露部分340可以形成为限定末端管腔344并且由光滑环形边缘341限定的环，平近端面349，平远端面345，以及在环形边缘341和远端面345之间过渡的倒角面343。

末端软塞117的保持部分342主要由一对弓形壁346a/b组成，所述弓形壁近端地从暴露部分340的近端面349延伸。弓形壁346a/b被对称地互相相对的布置在末端管腔344周围，被一对缺口347a/b在侧面边缘分隔开。末端管腔344具有通过每个暴露部分340和保持部分342不变的直径。弓形壁346a/b的外径与末端孔338的内径一致，使得弓形壁346a/b在末端孔338内被接收。环形边缘341的直径和末端壳体110的外径一致，使得暴露部分340光滑地过渡进入末端壳体110。一对保持塞348a/b在各个弓形壁346a/b外表面上形成，并径向延伸到与环形边缘341一致的高度。保持塞348a/b被配置为适配在末端壳体110中的保持孔径330内，以保持末端软塞117在末端壳体110的远端孔径330内。

因为导线100是双极的，两个电连接必须被制作在近端102和远端104之间。内导体线圈120和外导体线圈134提供了导线100的近端102和远端104之间的电连接。如图10B所示，内导体线圈120适配在末端电极针105的近端轴部分302上，以抵接环形台阶303,；所述的内导体线圈120被圆周地激光焊接到近端轴部分。在末端电极针105的远端，螺旋锚形电极108被放置在远端轴部分108上，并与之激光焊接（例如，通过点焊）以完成和内导体线圈120的连接，并将电脉冲电流提供给心脏。

末端电极针105的近端轴部分302以及对应的与内导体线圈120的连接存在于中间连接底座109的近端管腔376内。当被套接在近端轴部分302上时，近端管腔376的直径大于内导体线圈120的直径，由此允许末端电极针105和附接的内导体线圈120在中间连接底座109的近端管腔内自由地旋转。末端电极针105的成角度的环形壁305和在中间连接底座109内的倒角台阶388相交，以提供轴向对准交界面和相对轴承面以允许内导体线圈120和末端电极针105在中间连接底座109内旋转。绝缘管124（例如硅胶）从导线100的近端102通过外鞘152大体上覆盖内导体线圈120的整个长度；所述的绝缘管可以被扩张并且向外张开在到达中间连接底座109的锥形端371上，以套接在近端配件370上直至其紧靠近端邻接面379。绝缘管124的弹性属性导致其从在近端配件370周围的扩张的形式径向地收缩和压缩。因此，不渗漏的压缩配合在绝缘管124和中间连接底座109的近端配件370之间被形成。因此，电绝缘沿着导线100整个长度在内导体线圈120和外导体线圈134之间被提供。

外导体线圈134被设计以套接在环电极103的近端套管350上，所述外导体线圈具有轻微的径向扩张直至邻接近端围缘351，然后被周向地激光焊接到近端套管，由此，来自心脏的电脉冲可以被环电极103感测并通过导线100传输到基本单元以监控和处理。近端套管350的近端孔366的直径大于内导体线圈120和绝缘管125的直径，由此当螺旋锚形电极108被伸出或回缩远端末端106时，允许绝缘管124和内导体线圈120在其中自由地配合并向近端和远端移动。

环电极103的暴露部分被套接在绝缘管124的远端，所述绝缘管伸展在中间连接底座109的近端配件370上。医用粘合剂被施加在粘合剂孔径354内，所述医用粘合剂可以在环电极103的粘合剂管道365内移动，以沿着绝缘管124的外表面以及在远端孔364的螺纹（环形肋和沟槽通道358,359）内流动。医用粘合剂将环电极103键合到绝缘管124，从而到中间连接底座下方。在远端孔364中的螺纹增加了键合面积，由此增大和绝缘管124的键合强度。外鞘152被套接在外导体线圈134的远端上，并且进一步地在环电极103的近端和远端围缘351,353上直至其邻接外肩部。在近端和远端围缘351,353之间的粘合剂通道内的医用粘合剂将外鞘152键合到环电极103的近端。

除螺旋锚形电极108之外，垫片/阻塞环113和密封环115被安装在末端电极针105的远端上，所述的末端电极针向远端延伸超出中间连接底座109的远端配件374。垫片/阻塞环113被放置在末端电极针105的中间轴部分304周围，邻接中间环形凸缘310。垫片/阻塞件113由电绝缘材料制成，以减少潜在的电极电颤动，所述的电颤动已知发生在具有金属部件的现有技术设计中，所述的金属部件被使用在前进和收回控制中。例如，垫片/阻塞件113可以由聚氨酯，聚醚醚酮（PEEK）或者聚砜制成，并可以具有邵氏80的硬度，以便提供合适的柔韧性以配合在中间轴部分304周围并且提供合适的弹性以保持在其中。垫片/阻塞件113的直径略小于末端壳体110的内径，在末端壳体中所述垫片/阻塞件113和螺旋锚形电极108最终被放置。以这种方式，当螺旋锚形电极108被前进伸出或者缩回进入末端电极106时，垫片/阻塞件113可以在末端壳体110的套管孔328内以及末端电极针105的中间轴部分304周围滑动，同时帮助保持螺旋锚形电极108在末端壳体110内轴向对准。

螺旋锚形电极108的近端和远端移动被垫片/阻塞件113连同近端环形凸缘307和中间环形凸缘310所限制。当被中间环形凸缘310推动以阻止螺旋锚形电极108近端移动时，垫片/阻塞件113与中间连接底座109的远端配件374的平面387相交。当被近端环形凸缘307推动以阻止螺旋锚形电极108远端移动时，垫片/阻塞件113也与在末端壳体110的套管孔328和狭窄直径中间孔332之间的套管肩部329相交。

密封环115在远端环形凸缘312上伸展，以驻留在中间和远端环形凸缘310,312之间的密封轴部分306上。密封环115被放置在末端壳体110的中间孔332内，并且被配置为与内壁相接以提供不渗漏的密封，所述内壁限定了中间孔332。圆柱部分391的内径被设计以适合抵靠密封轴部分306。来自密封环115远端侧面到中间孔径396的半径入口398帮助加强关于在末端电极针105上的密封轴部分306的密封，也为在制造期间容易释放中心铸模针作准备。在外径上的径向壁393的成角度设计也帮助加强抵靠中间孔332的密封。针对螺旋锚形电极108的所有位置并且当其前进或者缩回时，密封环115保持在中间孔332的长度内并沿着中间孔332的长度移动；由此一直保持不渗漏的密封，同时也在中间孔332上提供低摩擦力。

标记带111可以被单独铸模，然后在末端壳体110的铸模工艺期间被插入末端孔338。四个侧壁保持孔322的两个相对孔被放置以允许末端壳体110的铸模材料流进标记带111并在其周围，这样为保持桩331、导引壁334的外径，末端孔338的直径以及末端壳体110的架肩部335提供一种形式。由此，标记带111被保持桩331保持在末端孔338内就位。另两个侧壁保持孔322在插入铸模工艺期间仍然保持畅通，其与形成在末端壳体110中的保持孔径330对准，并提供以接收末端软塞117的两个保持塞348a/b。

末端软塞117也适配在末端孔338内，使得弓形壁346a/b适配在末端壳体110的末端孔338中的导引壁334之间。保持塞348a/b适配在标记带111的保持孔322和末端壳体110的保持孔径330内，以保持末端软塞117在末端壳体110的远端上。在末端软塞117和末端壳体110之间键合的复杂几何形状被配置为充分地强，以承受植入期间的任何机械负载，以及保证在心脏中长期的寿命。在一些实现方式中，末端软塞117可以接收类固醇胶囊（例如，地塞米松）或者其他药物。

末端壳体110的套管孔328适配在中间连接底座109的远端配件374上，并与之键合。末端壳体110可以利用摩擦配合、医用粘合剂、或者两者被键合到远端配件374，以保证末端壳体110被永久地固定到导线100。在导线插入病人体内期间，末端壳体110为在缩回位置的螺旋锚形电极108提供了壳体。一旦导线的远端104就位，末端壳体110提供了对于螺旋锚形电极108植入进心肌组织的功能性重要的若干特征。如图10B和10C所示，在末端壳体110的锚形导引336被放置在螺旋锚形电极108的邻近卷绕之间。为了延伸或者前进螺旋锚形电极108越过末端软塞117，医师顺时针旋转在导线100的近端102处的连接器针112。连接器针112的旋转运动沿着内导体线圈120的长度转移到末端电极针105，进一步地转移旋转运动到螺旋锚形电极108。因为锚形导引336被放置在螺旋锚形电极108的邻近卷绕之间，所以当旋转时，螺旋锚形电极108向远端前进，而不是仅仅在不变的纵向位置旋转。

当连接器针112被医师旋转时，随着螺旋锚形电极108与起蜗杆驱动作用的锚形导引336相接，末端电极针105在中间连接底座109和末端壳体110内向远端前进。末端电极针105的中间轴部分304通过垫片/阻塞环113的圆柱孔径391滑动，直至近端环形凸缘307到达垫片/阻塞环113并开始向远端推动所述的垫片/阻塞环113。末端电极针105，以及螺旋锚形电极108能够远端前进，因为内导体线圈120是线圈，而且当螺旋锚形电极108相对于锚形导引336前进时，其可以沿着长度方向略微延伸，所述的锚形导引336保持在末端壳体110中的固定位置。当垫片/阻塞环113与末端套管110的套管肩部329如图10C所示相接，并且进一步地阻止末端电极针105的近端环形凸缘307向远端前进时，螺旋锚形电极108的延伸部被阻止。在这点上，螺旋锚形电极108应该被充分地嵌入心肌组织以保持主动电极末端106永久地就位而避免心脏壁完全穿孔。

如果螺旋锚形电极108需要被缩回，例如重新定位或者撤回导线100，医师可以在导线100的近端102处逆时针旋转连接器针112。逆时针运动沿着内导体线圈120的长度被转移到末端电极针105，进一步地转移到螺旋锚形电极108。因为锚形导引336被放置在螺旋锚形电极108的卷绕之间，所以当旋转时，螺旋锚形电极108充当蜗杆驱动并且向近端缩回，而不是仅仅在不变的纵向位置旋转。当垫片/阻塞环113与中间连接底座109的远端配件374相接，并且进一步地阻止末端电极针105的中间环形凸缘310向近端移动时，螺旋锚形电极108的缩回被阻止。在这点上，螺旋锚形电极108应该被完全地缩回，并放置在末端壳体110内，没有进一步的缩回是必要的。以此方式，螺旋锚形电极108的卷绕保持和锚形导引336接合。如果螺旋锚形电极108被缩回过远，使得和锚形导引336不再相接，则螺旋锚形电极108不能前进或者缩回，而仅仅在相同的纵向位置旋转。

所有方向性参考（例如，近，远，上，下，向上，向下，左，右，横向，纵向，前，后，顶，底，上，下方，垂直，水平，径向，轴向，顺时针，或者逆时针）只是用于识别目的，以辅助读者理解本发明，并不产生限制，特别是对位置、指向或者本发明的使用的限制。连接参考（例如，附接，耦合，连接，和接合）应当被广义地解释，可以包括在一系列元件和元件间的相对运动之间的中间构件，除非另外指示。因此，连接参考并非必要地推断出两个元件直接连接或者参与彼此固定的关系。示例性附图只用于说明目的，与其关联的反映在附图中的尺寸、位置、顺序和相对大小可以变化。

上面的说明、示例和数据提供了结构的完整说明和在权利要求书中限定的本发明的示例性实施例的使用。虽然本发明的各种实施例已经在上面利用一定程度的特殊性，或者参考一个或者多个个体实施例进行了描述，但是本领域的技术人员可以做出公开的实施例的许多不同选择，而不脱离要求保护的精神或范围。其他实施例因此被考虑。其中描述的许多实现方式并不需要，步骤或者操作的顺序可以是一种选择，取决于特定实现方式的性能要求。相应地，组成其中描述的技术的实施例的操作可以以多种方式设计方法，操作或者步骤。应该被理解为，操作可以以任何顺序执行，除非另外明确要求或者特定的顺序被权利要求限定。所有包含在上面描述中以及显示在附图中的主题应被解释为只作为特定实施例的说明，并非限制。可以做出细节或者结构的改变，而不脱离在所附权利要求中限定的本发明的基本要素。

Claims (21)

1.一种双极主动心脏导线，包括：

螺旋锚形电极；

末端电极针，所述末端电极针被配置在近端处用于接合内导体线圈，并且被配置在远端处用于接合所述螺旋锚形电极的近端；

中间连接底座，所述中间连接底座限定穿过其的轴向管腔，近端配件，圆柱凸缘，以及远端配件；

环电极，所述环电极具有暴露部分和近端套管，所述暴露部分被配置为套接在所述中间连接底座的近端配件上并与之连接，所述近端套管被配置为接合外导体线圈和所述导线的外鞘；以及

末端壳体，所述末端壳体限定轴向孔，所述轴向孔被配置为容纳所述螺旋锚形电极和所述末端电极针的远端部分；其中

所述末端电极针的近端部分被容纳在所述中间连接底座的轴向管腔内；以及

所述末端壳体的近端被配置为套接在所述中间连接底座的远端配件上，并与之直接接合。

2.根据权利要求1所述的双极主动心脏导线，其中，所述中间连接底座的圆柱凸缘、所述环电极的暴露部分、以及所述末端壳体中的每一个的外径是一致的。

3.根据权利要求1所述的双极主动心脏导线，其中，所述环电极的暴露部分的远端边缘邻接所述中间连接底座的圆柱凸缘的近端边缘，并且所述末端壳体的近端边缘邻接所述中间连接底座的圆柱凸缘的远端边缘。

4.根据权利要求1所述的双极主动心脏导线，其中，包围内线圈导体并将所述内线圈导体和外线圈导体分隔开的绝缘管通过在所述中间连接底座的近端配件上的不渗漏的压缩配合建立电绝缘。

5.根据权利要求1所述的双极主动心脏导线，进一步包括：

末端软塞，所述末端软塞被配置为接合所述末端壳体的远端，其中

所述末端壳体限定邻近所述末端壳体的远端的多个保持孔径；以及

所述末端软塞进一步包括多个径向延伸的塞，所述径向延伸的塞被配置为插入并保持在所述末端壳体中的保持孔径内。

6.根据权利要求5所述的双极主动心脏导线，其中

所述末端壳体包括一个或多个导引壁，所述导引壁位于所述轴向孔内并邻近所述末端壳体的远端；以及

所述末端软塞包括一个或多个弓形壁，所述弓形壁被配置为容纳在末端壳体的远端中的轴向孔内，并且与所述导引壁相接以相对于所述末端壳体对准所述末端软塞。

7.根据权利要求5所述的双极主动心脏导线，其中，所述末端软塞的外径与所述末端壳体的外径是一致的。

8.根据权利要求1所述的双极主动心脏导线，进一步包括不透射线的标记带，所述标记带位于所述末端壳体的轴向孔内并邻近所述末端壳体的远端。

9.根据权利要求8所述的双极主动心脏导线，其中

所述末端壳体包括邻近所述末端壳体的远端的多个保持孔径；以及

所述不透射线的标记带限定多个保持孔，其中的至少一些与所述保持孔径对准。

10.根据权利要求9所述的双极主动心脏导线，其中，所述不透射线的标记带被插入模制在所述末端壳体内，并且多个保持桩被模制以从所述末端壳体的内壁延伸，所述末端壳体的内壁限定通过所述保持孔的轴向孔，以将所述不透射线的标记带保持在所述末端壳体内。

11.根据权利要求9所述的双极主动心脏导线，进一步包括：

末端软塞，所述末端软塞被配置为接合所述末端壳体的远端，其中

所述末端软塞进一步包括多个径向延伸的塞，所述径向延伸的塞被配置为插入并保持在所述不透射线的标记带中的保持孔的至少一些内，并且也在所述末端壳体中的保持孔径内。

12.根据权利要求1所述的双极主动心脏导线，其中所述末端壳体进一步包括锚形导引，所述锚形导引从所述末端壳体的内壁延伸进所述轴向孔内，并且所述锚形导引被配置为在所述螺旋锚形电极的邻近的卷绕之间延伸。

13.根据权利要求1所述的双极主动心脏导线，其中

所述末端电极针进一步包括沿着所述末端电极针的轴的近端停止特征和远端停止特征；

所述远端停止特征与所述中间连接底座的远端配件相互作用，以阻止所述螺旋锚形电极的近端运动；以及

所述近端停止特征与形成在限定所述轴向孔的所述末端壳体的内壁上的肩部相互作用，以阻止所述螺旋锚形电极的远端运动。

14.根据权利要求13所述的双极主动心脏导线，进一步包括：

垫片/阻塞环，所述垫片/阻塞环被放置在所述近端停止特征和远端停止特征之间的所述末端电极针的轴上，其中

所述垫片/阻塞环直接与所述中间连接底座的远端配件和在所述末端壳体中的肩部相接，以为所述远端停止特征和所述近端停止特征分别提供与所述中间连接底座的远端配件和所述末端壳体中的肩部的间接相互作用。

15.根据权利要求14所述的双极主动心脏导线，其中所述垫片/阻塞环由电绝缘材料形成。

16.根据权利要求14所述的双极主动心脏导线，其中所述垫片/阻塞环形成为在环中带有缺口的C字形，以允许所述环从一侧而不是轴向地被安装在所述末端电极针周围。

17.根据权利要求13所述的双极主动心脏导线，进一步包括：

密封环，所述密封环被放置在所述末端电极针的轴上，其中

所述末端电极针进一步限定环形凸缘，所述环形凸缘设置在所述远端停止特征的远端；

所述密封环被设置在所述环形凸缘和所述远端停止特征之间，并通过所述环形凸缘和所述远端停止特征被保持就位于所述轴上；

所述末端壳体的轴向孔的密封部分被配置为具有直径，所述直径建立与所述密封环的外径的不渗漏的密封连接，甚至当所述密封环在密封部分内向近端和远端移动时；以及

在所述密封环中的中间孔径和所述轴建立不渗漏的密封。

18.根据权利要求1所述的双极主动心脏导线，进一步包括：

密封环，所述密封环被设置在所述末端电极针上；其中

所述末端电极针进一步包括轴部分，并限定一对环形凸缘，所述环形凸缘被设置在所述密封环的每侧边的轴部分上，以保持所述密封环在所述末端电极针与所述螺旋锚形电极的接合的近端上就位；

所述末端壳体的轴向孔的密封部分被配置为具有直径，所述直径建立与所述密封环的外径的不渗漏的密封连接，甚至当所述密封环在密封部分内向近端和远端移动时；以及

在所述密封环中的中间孔径和所述轴建立不渗漏的密封。

19.根据权利要求18所述的双极主动心脏导线，其中所述密封环的外径沿着弓形曲线从所述密封环的远端面处的最大外径到所述密封环的近端面处的最小外径而减小。

20.根据权利要求1所述的双极主动心脏导线，其中

所述环电极的近端套管进一步限定从所述近端套管的外表面到由所述近端套管的内壁限定的中心管腔的多个粘合剂孔径；以及

所述近端套管的内壁限定从所述粘合剂孔径朝向所述暴露部分向远端延伸的多个纵向管道。

21.根据权利要求1所述的双极主动心脏导线，其中所述螺旋锚形电极进一步包括在远端处的锋利末端以及在近端处的紧密卷绕，其中在所述螺旋锚形电极的附加卷绕开始以螺旋状间隔开之前，第一卷绕的结终止端邻接第二卷绕的开始部分，并与之相接触。

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