医疗电引线的制作方法
本公开涉及医疗电引线，并且更具体地涉及增加电刺激递送选项的可植入医疗电引线。
背景技术：
可植入医疗设备(例如心脏起搏器和除颤器)通常包括细长医疗电引线，所述细长医疗电引线具有一个或多个用于感测电活动并递送治疗刺激的电极。随着用于缓解心力衰竭的左心室起搏的出现，引线已经被推进到冠状静脉中，以便将引线的电极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。虽然已经开发了多种左心室起搏引线和用于植入这些引线的方法，但是仍然需要包括有利于传送到并且固定在冠状脉管中的部位处的特征的引线。
许多类型的医疗电引线可适用于放置在冠状血管系统中。示例性的主动固定引线包括授予萨默(sommer)等人的美国专利号7,860,580、授予萨默(sommer)等人的美国专利号7,532,939以及由萨默(sommer)等人于2013年3月11日提交的美国专利申请号13/793,622，所述专利通过引用以其全文结合在此。成形引线也可以适于放置在冠状血管系统中。示例性的成形引线或导管包括授予pianca等人的美国专利号7,313,444、授予艾尔芙妮丝(alferness)等人的美国专利号5,387,233、授予查斯坦(chastain)等人的美国专利号5,925,073、授予许(hsu)等人的美国专利号6,430,449，授予托科曼(tockman)等人的美国专利号6,129,750、授予莫里斯(morris)的美国专利号6,321,123。一些可植入医疗设备被配置成用于从引线上的多个电极进行起搏，如美国专利号8,036,743。然而，间隔开并纵向对齐的环形电极提供了有限的电场梯度，这样可能不能达到一些患者的最佳刺激位置。因此，需要开发一种提供增加的用于递送有效治疗的选项的医疗电引线。
技术实现要素：
本公开可以包括对如上所公开的现有技术引线的改进。一个实施例涉及包括细长引线本体的静脉内医疗电引线。所述细长引线本体包括近端与远端之间的长度，在所述近端与远端之间具有延伸的纵向轴线。所述引线本体的远端包括形成第一对和第二对电极的多个电极。所述第一对电极包括一个电极电连接到另一个电极，所述电极沿着所述纵向轴线周向地且对角地间隔开。所述第二对电极包括一个电极电连接到另一个电极，所述电极沿着所述纵向轴线周向地且对角地间隔开。在一个或多个其他实施例中，每个电极都远离引线本体的外圆周突出。
在更多的其他实施例中，引线可以成形为多种构型(即直的、倾斜的、s形的或辫形的)。在再又另一个实施例中，可以将用于主动固定的螺旋添加到引线中。在另一个实施例中，可植入医疗设备(例如，icd、ipg等)可以被配置或编程以将两对两个电极连系在一起作为阳极，并且另外两对两个电极可以是阴极。
对于一些患者，通过耦合到is-4连接器模块的引线上的多个对角电极可以实现增大的心脏再同步反应率。另外，通过外电极表面实现了更大的组织接触和减小的起搏阈值，所述外电极表面延伸或突出超过所述引线本体的外直径。
附图说明
以下附图是对本公开的具体实施例的说明，并且因此，并不限制本公开的范围。这些附图不是按比例绘制的(除非这样规定)并且旨在与以下详细说明的解释结合使用。下面将结合附图来描述本公开的实施例，其中相同标号表示相同元件。
图1是包括示例性可植入医疗设备(imd)的示例性系统的图。
图2a是图1的示例性imd的图。
图2b是布置在图2a的左心室中的引线远端的放大视图的图。
图3a是示例性imd(例如，图1-2的imd)的框图。
图3b是图1-2的系统和设备采用的用于提供三个感测信道和相应的起搏信道的示例性imd(例如，可植入脉冲发生器)电路和相关联的引线的另一个框图。
图4是沿着引线的远端定位的一组电极的正视图的示意图。
图5是沿着引线远端定位的一组电极的横截面视图。
图6是远离图4中所示的正面位置顺时针旋转了45度的图4中描绘的引线远端的示意图。
图7是远离图6中所示的位置顺时针旋转了45度的引线远端的后视图的示意图。
图8是远离图7中所示的位置顺时针旋转了45度的引线的远端的示意图。
图9是沿着耦合到连接器模块的引线的引线远端定位的一组电极的正视图的示意图。
图10是沿着引线的远端定位的一组电极的横截面俯视图。
图11是在植入时的人类心脏和穿过冠状窦的引线以及由所述引线上的电极产生的刺激电场的示意图。
图12是流程图，展示了根据本公开的引线的植入步骤。
图13是替代性实施例的一组电极的正视图，所述电极沿着引线的远端定位而使得所述对角电极沿着垂直纵向线连接。
图14是远离图13中所示的正面位置顺时针旋转了45度的图13中描绘的引线远端的示意图。
具体实施方式
以下详细描述具有示例性且并不打算以任何方式限制本公开的范围、适用性或配置。相反，以下描述提供了用于实现本发明的示例性实施例的实践说明。适用于制造本发明实施例的结构、材料、尺寸和制造方法是本领域技术人员已知的。
图1-3总体上描绘并提供了关于结合医疗电引线进行操作的示例性治疗系统的方式，而图4-11提供了关于本公开的细节。图1是概念图，展示了可以用于向患者14递送起搏治疗的示例性治疗系统10。患者14可以但并不必须是人。治疗系统10可包括可以耦合至引线18、20、22的可植入的医疗设备16(imd)。imd16可以是例如可植入的起搏器、复律器和/或除颤器，其经由耦合至一个或多个所述引线18、20、22上的电极(例如，可以根据在此的描述植入的电极，诸如，使用对植入部位区域的非侵入性选择)向患者14的心脏12提供电信号。
引线18、20、22延伸到患者14的心脏12中以便感测心脏12的电活动和/或向心脏12递送电刺激。在图1所示出的示例中，右心室(rv)引线18延伸穿过一个或多个静脉(未示出)、上腔静脉(未示出)以及右心房26并进入右心室28。左心室(lv)冠状窦引线20延伸穿过一个或多个静脉、腔静脉、右心房26，并进入冠状窦30到达邻近心脏12的左心室32的游离壁的区域。右心房(ra)引线22延伸穿过一个或多个静脉和腔静脉，并且进入心脏12的右心房26。
imd16可以经由耦合至引线18、20、22中的至少一条引线的电极来感测除了别的以外的伴随心脏12的去极化和复极化而来的电信号。imd16可被配置成使用在此描述的示例性的方法和过程来确定或明确定位在引线18、20、22上的有效电极。在一些实例中，imd16基于心脏12内感测到的电信号来向心脏12提供起搏治疗(例如起搏脉冲)。imd16可操作用于调节与起搏治疗相关联的一个或多个参数，如例如，av延迟和其他各种定时、脉冲宽度、振幅、电压、脉冲串长度等。进一步地，imd16可操作用于使用各种电极配置来递送起搏治疗，所述电极配置可以是单极的、双极的、四极的或进一步多极的。例如，多极引线可以包括可用于递送起搏治疗的若干电极。因此，多极引线系统可以向起搏提供或给予多个电向量。起搏向量可以包括至少一个阴极，所述至少一个阴极可以是定位在至少一条引线上的至少一个电极；以及至少一个阳极，所述至少一个阳极可以是定位在至少一条引线(例如，同一条引线或不相同的引线)上和/或在imd的壳体或can上的至少一个电极。虽然由于起搏治疗引起的心脏功能的改善可以主要取决于阴极，但是如阻抗、起搏阈值电压、电流消耗、寿命等电参数可能更依赖于包括阴极和阳极两者的起搏向量。imd16还可以经由定位在引线18、20、22中的至少一条引线上的电极来提供除颤治疗和/或复律治疗。进一步地，imd16可以检测心脏12的心律失常，比如，心室28、32的纤颤，并且向心脏12递送电脉冲形式的除颤治疗。在一些示例中，imd16可被编程成用于递送治疗的进展，例如，具有升高的能量水平的脉冲，直到心脏12的纤颤停止为止。
图2a-2b概念图，更详细地展示了图1的治疗系统10的imd16和引线18、20、22。引线18、20、22可经由连接器块34电耦合至imd16的治疗递送模块(例如，以便递送起搏治疗)、感测模块(例如，以便从一个或多个电极感测一个或多个信号)和/或任何其他模块。在一些示例中，引线18、20、22的近端可以包括电触头，所述电触头电耦合至imd16的连接器块34内的对应电触头。双极电极是可用作一个起搏向量的阳极和另一个起搏向量的阴极的电极。参考2010年2月2日授予奥尔森(olson)等人的美国专利号7,654,843、2009年10月13日授予里斯(ries)等人并转让给本发明的受让人的美国专利号7,601,033，可以看到示例性的连接器块(例如is-4)，所述专利的公开内容通过引用以其全文结合在此。在一个或多个实施例中，仅使用一个is-4连接器，因为只有四个电极连接到四个导体。然而，如果8个单独的电极单独连接到八个导体，则可以使用具有两个不同孔的分叉连接器。具有两个不同孔的分叉连接器将采用在美国专利号7,601,033中展现的公开内容。具体地，可以使用具有从分叉处延伸的两个独立的is-4连接器或支脚的分叉连接器。此外，在一些示例中，引线18、20、22可借助于固定螺钉、连接销或另一种适当的机械耦合机构而机械地耦合至连接器块34。
引线18、20、22中的每一个包括细长的绝缘引线本体。如图9所示，引线20可选地包括单片控制释放设备(mcrd)112(其被配置成用于在一段时间内释放抗菌剂)。引线本体15可以承载通过绝缘件(例如，管状绝缘鞘)而彼此分离的许多导体(例如，同心盘绕导体、直导体等)。在所展示的示例中，双极电极40、142被定位成接近于引线18的远端。此外，双极电极44、45、46、47邻近引线20的远端附近，并且双极电极48、150位于引线22的远端定位。
电极40、44、44、45、46、47、48可以采取环形电极的形式，并且电极142、150可以采取分别可回缩地安装在绝缘电极头52、54、56内的可延长的螺旋尖端电极的形式。电极40、42、142、44、45、46、47、48、50、150中的每一个电极可以电耦合至其相关联的引线18、20、22的引线本体内的导体中的对应导体(例如，线圈状和/或直的)，并且由此耦合至引线18、20、22的近端的电触头中的对应电触头。
lv电极40、42、44、45、46、47、48、50、52(例如，图2b中所示的40、46、48和50)中的至少四个可以直接连接到源于连接器34的四个不同的导体(例如，is-4连接器等)。所述四个不同的导体(例如，存在于“多导体”导体线圈中的每个独立的聚合物涂覆的丝线)。每个独立绝缘的丝线是单独的“导体”，并且被压接到连接器块34上的四个触点中的每一个触点上。
电极40、42、142、44、45、46、47、48、50、150、52可进一步用于感测随着心脏12的去极化和复极化出现的电信号(例如，电描记图(egm)内的形态波形)。感测到的电信号可以用于确定电极40、42、142、44、45、46、47、48、50、52、150中的哪些电极在改善心脏功能方面最有效。电信号经由对应引线18、20、22而传导至imd16。在一些示例中，imd16还可以经由电极40、142、44、45、46、47、48、150递送起搏脉冲以便引起患者心脏12的心脏组织的去极化。在一些示例中，如图2a中所展示的，imd16包括一个或多个外壳电极(比如，外壳电极58)，所述一个或多个外壳电极可以与imd16的外壳60(例如，气密外壳)的外表面整体形成或者以其他方式耦合至外壳60。电极40、42、142、44、45、46、47、48以及50、150、52中的任一个电极可用于进行单极感测或结合外壳电极58进行起搏。换言之，电极40、42、142、44、45、46、47、48、50、52、150、58中的任一个可结合使用以形成感测向量，例如可用于评估和/或分析起搏治疗的有效性的感测向量。本领域的技术人员通常理解的是，其他电极还可以被选择来限定或用于起搏和感测向量。进一步地，当不用于递送起搏治疗时，电极40、42、142、44、45、46、47、48、50、52、150、58中的任一个电极可以用于在起搏治疗期间感测电活动。
如参照图2a进一步详细描述的，壳60可围住治疗递送模块，该治疗递送模块可包括用于产生心脏起搏脉冲和除颤或心脏复律电击的刺激发生器、以及用于监测该患者的心律的感测模块。引线18、20、22还可以分别包括可以采取线圈形式的细长电极62、64、66。imd16可以经由细长电极62、64、66和外壳电极58的任何组合来向心脏12递送除颤电击。电极58、62、64、66还可以用于向心脏12递送复律脉冲。进一步地，电极62、64、66可以由任何适当的导电材料制成，比如，但不限于铂、铂合金、和/或已知可用于可植入除颤电极的其他材料。由于电极62、64、66通常不被配置成用于递送起搏治疗，因此电极62、64、66中的任一个电极可以用于感测电活动(例如，用于确定电极有效性、用于分析起搏治疗有效性等)，并且可以与电极40、142、44、45、46、47、48、150、58中的任一个电极结合使用。在至少一个实施例中，rv细长电极62可以用于在起搏治疗递送过程中感测患者心脏的电活动(例如，结合形成rv细长线圈的壳电极58，或除颤电极到壳电极向量)。应当理解，只有一部分电极放置在心脏中或在其附近，并且可以在心脏中放置更多的电极。在图3a-3b中示出了两个或多个电路元件相遇的电路上的任何点的节点(即，150、48)。所述节点是从所述电极生成的，并且仅仅是示例性的，以便总体上描绘节点。未示出可由引线20制成的所有可能的节点，用以避免模糊本发明。
图1-3中所展示的示例性治疗系统10的配置仅仅是一个示例。在其他示例中，替代或除了图1中所展示的经静脉引线18、20、22之外，治疗系统可以包括心外膜引线和/或贴片电极。进一步地，在一个或多个实施例中，imd16不需要植入患者14体内。例如，imd16可以经由延伸穿过患者14的皮肤到达心脏12之内或之外的各种位置的经皮引线来向心脏12递送各种心脏治疗。在一个或多个实施例中，系统10可以利用无线起搏(例如，使用经由超声、电感耦合、rf等的向(多个)心脏内起搏部件的能量传输)，以及使用can/外壳上和/或皮下引线上的电极感测心脏激动。
在向心脏12提供电刺激治疗的治疗系统的其他示例中，这种治疗系统可以包括耦合至imd16的任何适当数量的引线，并且所述引线中的每条引线都可以延伸至心脏12内或附近的任何位置。例如，治疗系统的其他示例可以包括按如图1-3中所展示的方式定位的三条经静脉引线。仍进一步地，其他治疗系统可以包括从imd16延伸到右心房26或右心室28中的单条引线，或延伸到右心房26和右心室28中的对应一者中的两条引线。
图3a是imd16的一种示例性配置的功能框图。如所示出的，imd16可以包括控制模块81、治疗递送模块84(例如，所述治疗递送模块可以包括刺激发生器)、感测模块86和电源90。
控制模块81可以包括处理器80、存储器82和遥测模块88。存储器82可以包括计算机可读指令，所述指令当例如由处理器80执行时使imd16和/或控制模块81执行归于本文中所描述的imd16和/或控制模块81的各种功能。进一步地，存储器82可以包括任何易失性介质、非易失性介质、磁介质、光介质和/或电介质，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)、闪存和/或任何其他数字介质。示例性夺获管理模块可以是在于2010年3月23日发布的并且题为“lvthresholdmeasurementandcapturemanagement(lv阈值测量和夺获管理)”的美国专利号7,684,863中描述的左心室夺获管理(lvcm)模块，所述专利通过引用以其全文结合在此。
控制模块81的处理器80可以包括微处理器、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)和/或等效离散或集成逻辑电路中的任何一者或多者。在一些示例中，处理器80可以包括多个部件，比如，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和/或一个或多个fpga、以及其他离散或集成逻辑电路的任何组合。归于本文中的处理器80的功能可以被具体化为软件、固件、硬件或其任何组合。
控制模块81可用于根据可存储在存储器82中的所选的一个或多个程序、使用在此描述的示例性方法和/或过程来确定电极40、42、142、44、45、46、47、48、150、58、62、64、66的有效性。进一步地，控制模块81可根据可存储在存储器82中的所选的一个或多个治疗方案来控制治疗传送模块84以向心脏12传送治疗(例如电刺激治疗，如起搏)。更具体地，控制模块81(例如处理器80)可控制治疗传送模块84传送的电刺激的各种参数，例如av延迟、起搏脉冲的振幅、脉冲宽度、频率，或电极的极性等，其可由一个或多个所选的治疗方案指定(例如av延迟调节方案、起搏治疗方案、起搏恢复方案、夺获管理方案等)。如所示出的，治疗递送模块84例如经由对应引线18、20、22的导体、或者在外壳电极58的情况下经由布置在imd16的外壳60内的电导体而电耦合至电极40、42、142、44、45、46、47、48、150、58、62、64、66。治疗递送模块84可以被配置成用于使用电极40、42、142、44、45、46、47、48、150、58、62、64、66中的一个或多个电极来生成并向心脏12递送如起搏治疗等电刺激治疗。
例如，治疗传送模块84可经由分别耦合至引线18、20和22的环形电极40、44、45、46、47、48和/或引线18和22的螺旋尖端电极142和150来递送起搏刺激(例如起搏脉冲)。进一步地，例如，治疗递送模块84可经由电极58、62、64、66中的至少两个而向心脏12递送除颤电击。在一些示例中，治疗递送模块84可以被配置成用于递送电脉冲形式的起搏、复律、或除颤刺激。在其他示例中，治疗递送模块84可以被配置成用于递送其他信号形式(比如，正弦波、方波和/或其他基本上连续的时间信号)的这些类型的刺激中的一种或多种刺激。
imd16可以进一步包括开关模块85，并且控制模块81(例如，处理器80)可以使用开关模块85来例如经由数据/地址总线来选择可用电极中的哪些可用电极用于递送治疗(比如，用于起搏治疗的起搏脉冲)，或者可用电极中的哪些可用电极用于进行感测。开关模块85可以包括开关阵列、开关矩阵、多路复用器或适合于将感测模块86和/或治疗递送模块84选择性地耦合至一个或多个所选电极的任何其他类型的切换设备。更具体地，治疗递送模块84可以包括多个起搏输出电路。这些多个起搏输出电路中的每个起搏输出电路可例如使用开关模块85选择性地耦合至电极40、42、142、44、45、46、47、48、150、58、62、64、66中的一个或多个电极(例如用于向起搏向量传送治疗的一对电极)。换言之，可以使用切换模块85来将每个电极选择性地耦合至治疗递送模块的起搏输出电路之一。
感测模块86耦合(例如，电耦合)至感测装置，在附加感测装置当中，所述感测装置可以包括用于监测心脏12的电活动(例如，心电图(ecg)/电描记图(egm)信号等)的电极40、42、142、44、45、46、47、48、150、58、62、64、66。ecg/egm信号可用于测量或监测激动时间(例如，心室激动时间等)、心率(hr)、心率变异性(hrv)、心率震荡(hrt)、减速/加速能力、减速序列发生率、t波交替(twa)、p波到p波的间期(也被称为p-p间期或a-a间期)、r波到r波的间期(也被称为r-r间期或v-v间期)、p波到qrs波群的间期(也被称为p-r间期、a-v间期或p-q间期)、qrs波群的形态、st段(即，连接qrs波群和t波的段)、t波改变、qt间期、电向量等。
开关模块85还可以与感测模块86一起用于选择使用或启用可用电极中的哪些可用电极来例如感测患者心脏的电活动(例如，患者心脏的使用电极40、42、142、44、45、46、47、48、150、52、58、62、64、66的任何组合的一个或多个电向量)。同样地，开关模块85还可以与感测模块86一起用于选择不使用(例如，禁用)可用电极中的哪些可用电极来例如感测患者心脏的电活动(例如，患者心脏的使用电极40、142、44、45、46、47、48、150、58、62、64、66的任何组合的一个或多个电向量)等。在一些示例中，控制模块81可以经由感测模块86内的开关模块来选择作用为感测电极的电极，例如，通过经由数据/地址总线提供信号。
在一些示例中，感测模块86包括信道，所述信道包括具有比r波或p波放大器相对更宽的通带的放大器。可以向多路复用器提供来自所选感测电极的信号，并且之后由模数转换器将所述信号转换成多位数字信号以便例如作为电描记图(egm)而存储在存储器82中。在一些示例中，可以在直接存储器存取电路的控制下将这种egm存储在存储器82中。
在一些示例中，控制模块81可用作中断驱动设备，并且可以响应于起搏器定时和控制模块的中断，其中所述中断可以对应于感测到的p波和r波的出现和心脏起搏脉冲的产生。通过处理器80可以进行任何需要的数学计算，并且在这类中断之后可发生由起搏器定时和控制模块控制的所述值或间期的任何更新。存储器82的部分可以被配置成用于能够保留一个或多个系列的测量间期的多个再循环缓冲器，可响应于起搏或感测中断的发生而通过例如处理器80分析所述测量间期以便判定患者心脏12当前是否展现出房性或室性快速心律失常。
控制模块81的遥测模块88可以包括用于与如编程器等另一个设备通信的任何适当的硬件、固件、软件或其任何组合。例如，在处理器80的控制下，遥测模块88可以借助于天线(所述天线可以是内部和/或外部天线)来接收来自编程器的下行遥测并向编程器发送上行遥测。处理器80可例如经由地址/数据总线向遥测模块88内的遥测电路供要向上传输至编程器的数据以及控制信号。在一些示例中，遥测模块88可以经由多路复用器向处理器80提供所接收的数据。
在植入所述可植入医疗设备和医疗电引线期间或者在医生进行随访以检查可植入医疗设备和患者期间，医务人员可以采用编程器。可以在植入期间使用的编程器可以包括明尼苏达州明尼阿波利斯的美敦力公司(medtronic，inc.)开发和销售的carelinkencoretm29901。所述编程器被配置成用于使用已知技术将一个或一对电极设置为阳极或阴极。通常起搏被定义为尖端-环，其中所述尖端是阳极，并且环是阴极。另一个示例是lv尖端-rv环，或高压电击hva-hvb，其中hva是可以屏蔽的设备，并且hvb是rv线圈。然而，本公开提供了更多的选项。对传统设备另外地或替代性地，本公开能够将一对电极设置为阳极或阴极。由于四对电极位于所述引线的远端，所以有多种选项可用于每对电极，但是对于每一对指定为阳极的电极，必须存在另一对电极或另一个电极作为阴极。由医生来选择最佳向量，医生可以考虑起搏夺获阈值(pct)、阻抗和/或膈神经刺激。
imd16的各种部件进一步耦合至电源90，所述电源可以包括可再充电电池或不可再充电电池。可以选择不可充电电池以持续数年，而可充电电池可以例如每天或每周从外部装置处进行感应充电。
图3b是imd16的功能框图的另一个实施例。图3b描绘了没有lacs起搏/感测电极并与可植入脉冲发生器(ipg)电路31耦合的双极ra引线22、双极rv引线18和双极lvcs引线20，所述可植入脉冲发生器电路具有可编程模式以及现有技术中已知的双心室ddd/r类型的参数。进而，传感器信号处理电路91间接耦合至定时电路83，并且经由数据和控制总线耦合至微型计算机电路33。在通常被划分成微型计算机电路33和起搏电路21的功能框图中展示了ipg电路31。起搏电路21包括数字控制器/定时器电路83、输出放大器电路51、感测放大器电路55、rf遥测收发器41、活动传感器电路35以及以下所描述的许多其他电路和部件。
晶体振荡器电路89为起搏电路21提供基本定时时钟，而电池29提供动力。上电复位电路87对应于该电路与该电池的初始连接，用于限定初始运动条件，并且同样地应于低电池电量的检测而重置该设备的运行状态。参考模式电路37产生用于起搏电路21内的模拟电路的稳定的电压参考和电流，而模拟-数字转化器adc和多路复用器电路39使模拟信号和电压数字化以提供关于感测放大器55的心脏信号是否经由rf发射器和接收器电路41向上传输的实时遥测。电压参考和偏置电路37、adc和多路复用器39、上电复位电路87和晶体振荡器电路89可对应于任何其他目前市售的可植入的心脏起搏器中的目前使用的这些部件。
如果对该ipg编程至一种速度反应模式，由一个或多个生理传感器输出的信号被用作速度控制参数(rcp)以得出生理逸搏间期。例如，与在示例性ipg电路31中描绘的患者活动传感器(pas)电路35中出现的该患者的活动水平成比例地调节逸搏间期。患者活动传感器27被耦合至该ipg壳上，并且可采取本领域熟知的压电晶体换能器的形式，并且其输出信号被处理并用作rcp。传感器27响应于感测到的身体活动而产生电信号，这些电信号由活动电路35处理并向数字控制器/定时器电路83提供。活动电路35和相关联传感器27可以与以下文档中公开的电路相对应：于1991年10月1日发布的并且题为“methodandapparatusforimplementingactivitysensinginapulsegenerator(用于在脉冲发生器中植入活动感测的方法和装置)”的美国专利号5,052,388以及于1984年1月31日发布的并且题为“rateadaptivepacer(速率自适应起搏器)”的美国专利号4,428,378，所述专利中的每个专利都通过引用以其全文结合在此。同样地，可以结合交替类型的传感器来实践本文中所描述的示例性系统、装置和方法，比如，用于提供速率反应起搏能力的氧合传感器、压力传感器、ph传感器和呼吸传感器。交替地，qt时间可用作速率指示参数，在这种情况下不需要额外的传感器。类似地，在此描述的这些示例性实施例还可以在非频率反应式起搏器中实践。
通过遥测天线57和相关联的rf收发器41完成向外部编程器或从外部编程器传输数据，其用于解调接收到的向下传输的遥测以及向上传输遥测。向上传输遥测的能力将典型地包括对存储的数字信息进行传输的能力，所述数字信息是例如运行模式和参数、egm直方图、以及其他事件，连同心房和/或心室电活动和标记信道脉冲的实时egm(指示在心房和心室中感测到的和起搏的去极化的发生)，如起搏领域中熟知的。
微型计算机33包含微处理器80和相关联的系统时钟以及对应地在处理器上的ram和rom芯片82a和82b。此外，微型计算机电路33包括用于提供附加存储器容量的单独ram/rom芯片82c。微处理器80通常以减小的功率消耗模式来进行操作，并且是中断驱动的。微处理器80响应于限定的中断事件而被唤醒，除了别的以外，所述事件可包括由数字定时器/控制器电路83中的定时器生成的a触发信号、rv触发信号、lv触发信号、以及由感测放大器电路55生成的a事件信号、rv事件信号和lv事件信号。由微型计算机电路33根据编程参数值和操作模式通过数据和控制总线来控制由数字控制器/定时器电路83进行倒定时的间期和延迟的特定值。另外，如果适用的话，如果定时中断被编程成用于作为频率反应起搏器而进行操作，则可以例如每周期或每两秒提供定时中断，以便允许微处理器分析活动传感器数据并更新基本a-a、v-a或v-v逸搏间期。另外，微处理器80还可用于限定可变的有效av延迟间期以及递送至每个心室的能量。
在一个实施例中，微处理器80是被适配成用于以常规方式取得并执行存储在ram/rom单元82中的指令的定制微处理器。然而，设想的是，其他实施方式可适于实践本发明。例如，现成的可商购获得的微处理器或微控制器、或者定制的专用硬接线逻辑或状态机型电路可以执行微处理器80的功能。
数字控制器/定时器电路83在微型计算机33的总体控制下进行操作以便控制起搏电路320内的定时功能和其他功能，并且包括一组定时电路和相关联逻辑电路，描绘了所述电路中的与本发明有关的某些电路。所描绘的定时电路包括uri/lri定时器83a、v-v延迟定时器83b、用于对过去的v事件到v事件间期或v事件到a事件间期或v-v传导间期进行定时的固有间期定时器83c、用于对a-a、v-a和/或v-v起搏逸搏间期进行定时的逸搏间期定时器83d、用于对以前的a事件或a触发的a-lvp延迟(或a-rvp延迟)进行定时的av延迟间期定时器83e、用于对心室后时间周期进行定时的心室后定时器83f、以及日期/时间时钟83g。
av延迟间期定时器83e加载有用于一个心室腔的适当的延迟间期(例如使用已知方法确定的a-rvp延迟或a-lvp延迟)以从先前的a起搏或a事件超时启动。间期定时器83e触发了起搏刺激的递送，并且可以基于一个或多个前心动周期(或根据为给定患者从经验推导的数据集)。
事件后定时器83f对rv事件或lv事件或rv触发或lv触发之后的后心室时间周期以及a事件或a触发之后的后心房时间周期进行倒定时。事件后时间周期的持续时间还可以选择作为微型计算机33中存储的可编程的参数。尽管可以至少部分地根据起搏引擎中采用的操作电路而适当地限定其他时期，但是心室后时间周期包括pvarp、心房后心室消隐期(pavbp)、心室消隐期(vbp)、心室后心房消隐期(pvarp)和心室不应期(vrp)。心房后时间周期包括心房不应期(arp)(在心房不应期期间，为了复位任何av延迟的目的而忽略a事件)以及心房消隐期(abp)(在所述心房消隐期期间，禁用心房感测)。应当注意的是，心房后时间周期和av延迟的开始可与每个a事件或a触发的开始或结束基本上同时开始，或者在a触发的情况下，可以在a触发之后的a起搏结束时开始。类似地，心室后时间周期和v-a逸搏间期的开始可以与v事件或v触发的开始或结束基本上同时开始，或者在v触发的情况下，在v触发之后的v起搏结束时开始。微处理器80还任选地计算av延迟、心室后时间周期和心房后时间周期，随响应于一个或多个rcp和/或用固有心房率而建立的基于传感器的逸搏间期是变化的。
输出放大器电路51包含ra起搏脉冲发生器(如果提供la起搏则是la起搏脉冲发生器)、rv起搏脉冲发生器和lv起搏脉冲发生器，或者对应于目前在提供心房和心室起搏的任何市售心脏起搏器中使用的那些的任一个。为了触发起搏rv或起搏lv脉冲的产生，通过av延迟间期定时器83e(或v-v延迟定时器83b)，数字控制器/定时器电路83在a-rvp延迟超时(在rv预激的情况下)时产生触发rv信号或在a-lvp延迟超时(在lv预激的情况下)产生触发lv。类似地，在由逸搏间期定时器83d定时的v-a逸搏间期结束时，数字控制器/定时器电路83产生触发起搏ra脉冲的输出的触发ra信号(或如果提供的话，触发起搏la脉冲的输出的触发la信号)。
输出放大器电路51包括用于耦合从引线导体中选择的起搏电极对和ind_can电极20至ra起搏脉冲发生器(和la起搏脉冲发生器，如果提供的话)、rv起搏脉冲发生器和lv起搏脉冲发生器的切换电路。起搏/感测电极对的选择和控制电路53选择要耦合至输出放大器电路51内的心房和心室输出放大器的引线导体和相关联的起搏电极对而用于完成ra、la、rv和lv起搏。感测放大器电路55包含对应于在当前的用于心房和心室起搏和感测的心脏起搏器中目前采用的那些中的任一个。高阻抗p波和r波感测放大器可用于放大由心脏去极化波阵面的通道穿过感测电极对生成的压差信号。高阻抗感测放大器使用高增益来放大低振幅信号，并且依赖于通带滤波器、时域滤波、以及振幅阈值比较，以便从背景电噪声中区分p波或r波。数字控制器/定时器电路83控制心房和心室感测放大器55的灵敏度设置。
感测放大器通常在向该起搏系统的任何起搏电极递送起搏脉冲之前、之中和之后的消隐期期间与感测电极解耦合以避免感测放大器的饱和。感测放大器电路55包括用于在abp、pvabp和vbp期间将所选引线导体对和ind-can电极20与ra感测放大器(以及la感测放大器，如果提供的话)、rv感测放大器和lv感测放大器的输入端解耦的消隐电路。感测放大器电路55还包括用于将所选感测电极引线导体和ind-can电极20耦合至ra感测放大器(以及la感测放大器，如果提供的话)、rv感测放大器和lv感测放大器的切换电路。再次，感测电极的选择和控制电路53选择导体和相关联的感测电极对，以耦合至输出放大器电路51内的心房和心室感测放大器和用于完成沿着所希望的单极和双极感测向量的ra、la、rv和lv感测的感测放大器电路55。
由该ra感测放大器感测到的ra感测信号中的右心房去极化或p波引起了传播至数字控制器/定时器电路83的事件ra信号。类似地，由所述la感测放大器(如果提供的话)感测到的la感测信号中的左心房去极化或p波导致传达至数字控制器/定时器电路83的la事件信号。由心室感测放大器感测到的rv感测信号中的心室去极化或r波导致传达至数字控制器/定时器电路83的rv事件信号。类似地，由心室感测放大器感测到的lv感测信号中的心室去极化或r波导致传达至数字控制器/定时器电路83的lv事件信号。rv事件信号、lv事件信号、ra事件信号和la感测信号可以是应答的或不应的，并且可以不经意地由电噪声信号或异常传导的去极化波触发，而不是真的r波或p波。
本公开中所描述的技术(包括归于imd16、计算装置140和/或各种组成部件的技术)可以至少部分地在硬件、软件、固件或其任何组合中实施。例如，所述技术的各种方面可以在一个或多个处理器(包括一个或多个微处理器、dsp、asic、fpga或任何其他等效集成或离散逻辑电路以及这种部件的任何组合)中实施，所述部件在如内科医生或患者编程器等编程器、刺激器、图像处理设备或其他设备中被具体化。术语“模块”、“处理器”或“处理电路”通常可以指代前述逻辑电路中的任何逻辑电路(单独地或与其他逻辑电路组合地)、或者任何其他等效电路。
图4和图6-8总体上描绘了沿着引线20的远端120放置的电极40、42、44、46、48、50、52和54。由于电极40、42、44、46、48、50、52和54围绕远端120的圆周放置，远端120被示出以图4和图6-8的顺序顺时针旋转360度以显示每个电极的放置。例如，图4描绘了远端20的正视图，而图6示出了从图4的正视图沿顺时针方向旋转90度的引线20。图7示出了图4所描绘的引线20的后视图，其为从图6所示的远端20沿顺时针方向旋转90度的引线20。图8描绘了引线20从图7所描绘的引线20的位置沿顺时针方向旋转90度。
第一和第二电极40、42沿着相同的引线本体15的长度定位，但是分别彼此在直径上相反(彼此相隔180度)，如分别由图4和图7的正视图和后视图以及图5的俯视图所示。第一和第五电极40、48沿着纵向轴线118对齐或基本上对齐(即，在约0.1cm至约0.2cm的精确对准中)，但是所述第一和第五电极沿着引线本体长度分开约3.95cm至约4.0cm。如图4中所示，第一和第三电极40、44周向地偏移或旋转地分开约90度。如图4中所示，第一和第四电极40、46也周向地偏移或旋转地分开约90度。第一和第三电极40、44以及第一和第四电极40、46沿着纵向轴线118间隔开约l2(例如，1.2cm)。
第三电极44沿着远端120分别远离第一和第二电极40、42周向地偏移约90度。在所述电极的近端，如图6所示，第三电极44周向地偏移离开第五和第六电极48、50。所述第三电极是沿着所述引线本体长度离开第一和第二电极40、42距离l2，并且离开第五和第六电极48、50距离l4。
如图4和图7所示，第三和第四电极44、46沿着的相同引线本体15的长度定位。此外，第三和第四电极44、46彼此在直径上相反(彼此离开地周向地偏移180度)。另外，第三和第四电极44、46延伸离开远端尖端314(图9)约1cm的距离并朝向引线20的近端延伸。
第五和第六电极48、50彼此在直径上相反(即，彼此离开180度)。第五电极48分别离开第三和第四电极44、46周向地偏移约90度。第五电极48沿着所述引线本体长度分别离开第三和第四电极44、46距离约l4，并且沿着所述引线本体长度分别离开第七和第八电极52、54距离l6。
在远端120处的电极将总体长度l总延伸至约4.3cm，这是l1、l2、l3、l4、l5、l6和l7的总和。在一个或多个实施例中，由l1、l3、l5和l7表示的每个电极的长度为约0.175mm。l1、l3、l5和l7表示沿引线本体15的长度的电极之间的距离。l1、l3、l5和l7分别等于约0.175mm。表示电极之间的间隔的l2、l4和l6各自等于约1.2cm。
左心室电极40、42、44、46、48、50、52和54以对角地和周向地移位(或角位移)构型而电配对，以便提供多电极起搏向量(例如，多达四个多部位起搏向量)。可以通过跳线来进行电连接，所述跳线是用于闭合电气电路的截断或旁路部分的短长度电导体。如所示出的，每个跳线的长度可以在约1cm至约2cm的范围内。
所述八个电极中的四个电极连接到连接器块34中的导体。例如，延伸穿过is-4连接器块34的第一导体连接到第一电极40。第一电极40也电连接到第三电极44。延伸到或穿过is-4连接器块34的第二导体连接到第二电极42。所述第二电极跨接到第四电极46。所述第三导体延伸到或穿过is-4连接器块34并与第五电极48连接。第五电极跨接到第七电极52。所述第四导体延伸穿过is-4连接器块34并与第六电极50连接。第六电极50跨接到第八电极54。
第一、第二、第五和第六电极40、42、48、50与穿过连接器模块34(例如，is-4连接器等)的第一至第四导体组合而形成四个不同的电子电路。例如，第一电路包括第一电极、跨接到所述第一电极的第三电极，所有电极都电连接到穿过连接器模块34的第一导体。第二电路包括第二电极42、跨接到第二电极42的第四电极46，所有电极都电连接到穿过连接器块34的第二导体。第三电路包括第五电极48连接到第七电极52，所述电极电连接到穿过连接器模块34的第三导体。第四电路包括第六电极50连接到第八电极54，所述电极都连接到穿过连接器块34的第四导体。
如先前相对于图3所述，所述可植入医疗设备控制电路自动选择在长期植入可植入医疗设备之后向心脏组织递送刺激的最适合的地方。然而，当医生正在植入所述可植入医疗设备时，编程器与计算机指令一起使用来确定哪个对角电极对于患者是最佳的。
可植入医疗设备控制电路用于启用和/或去停用每对电极。在一个实施例中，在任何给定时间只有一对电极中的一个是有效的。在另一个实施例中，可以根据心脏组织的状况来激动一对或多对电极。
下面表1中展示的是可以通过在引线20的远端实现对角定向电极而获得的起搏向量。真值表指示可以启用哪些电极(“1”)用于从所述电极递送治疗和/或感测。停用电极由“0”指示。所述表中仅显示了引线20上的四个主电极。主电极是与从连接器块34延伸的导体直接连接的那些电极。应当理解，如果第一、第二、第五和第六电极40、42、48、50中的主电极之一被启用，则跨接到每个电极的电极也被启用。例如，如果第一电极40将刺激递送到心脏组织，则第三电极44也由于第一和第三电极40、44之间的电连接而将刺激递送至心脏组织。
表1：由对角线连接的电极形成的起搏向量
在又另一个示例中，引线20上的电极对，其中四个电极能够在对角方向上仅使用2个起搏电路来递送电刺激。例如，假设第一对电极(例如，电极2和4)和第二对电极(例如，电极6和8)朝向心脏的心肌侧放置，而第三对电极(例如，电极1和3)和第四对电极(例如，电极5和7)位于心脏的心包侧。
存在多种方法用于将引线20放置在可激发组织(例如，心脏组织，如心肌组织)附近和/或其中。如图12所描绘的，这样一种方法200描述了与如图11所描绘的引线20的定位相对应的引线放置。引导导管用于将引线10放置就位，使得所述电极的有效部分面向心肌组织，而所述电极的绝缘部分面向神经组织(例如，膈神经)。引导导管包括管状体，所述管状体具有远端部分和用于接收引线10的近端部分。
引线递送设备(例如，管心针、导丝、混合导丝/管心针等)，如attain
通过任何常规技术将引线20引入血管系统(步骤202，图12)。引线20然后例如通过由所述引导导管推进引线本体15而移动到血管系统中(例如，冠状静脉系统等)至所期望的位置。冠状静脉系统包括冠状窦静脉、心大静脉、心中静脉、左后心室静脉和/或任何其他适用的心脏静脉。引线20穿过冠状窦并进入从其延伸的心脏静脉，同时基本上保持引线本体15的形状。
引线20然后进一步推进进入冠状静脉系统(步骤204，图12)，并且总体上沿着心脏的自然弯曲形状在冠状静脉的向下路径中行进。这可以通过使引线20穿过引导导管或者通过在导丝上推进引线20或借助于插入引线20的管心针来实现。也可以使用混合导丝/管心针来将引线20放置在心肌组织附近或邻近。可以采用用于将引线20放置在冠状静脉系统中和冠状静脉系统内的任何常规机构。
引线20位于由医师确定的适当位置(步骤206，图12)。此后，引线本体15可以移动(即前进和/或缩回)穿过所述引导导管，直到所述对角配对的电极位于所期望的位置(步骤206，图12)。根据一个实施例，使用第一对和第二对对角配对电极。根据另一个实施例，使用第一对、第二对和第三对对角配对电极。根据另一个实施例，使用第一对、第二对、第三对和第四对对角配对电极。可以通过任何常规方法(如起搏阈值测试和/或r波振幅的测量)来实现用于电极定位的位置的确定。引导导管分析仪电缆接口可用于执行此功能。替代性地或另外地，也可以基于确定与各种电极位置处的心脏组织的刺激相关联的心脏的血液动力学特性来确定适当的电极位置。
图13和图14描绘了图4、图6-8的替代性实施例。图13和图14中的每个电极处于与图4、图6-8所描述的相同的位置，但是各个电极之间的电连接是不同的。图13是正视图，而图14是从图13所示的正面位置顺时针旋转了45度。所述八个电极中的四个电极连接到连接器块34中的导体。例如，延伸穿过is-4连接器块34的第一导体连接到第一电极40。第一电极40也电连接到第五电极48。延伸到或穿过is-4连接器块34的第二导体连接到第二电极42。所述第二电极跨接到第六电极50。所述第三导体延伸到或穿过is-4连接器块34并与第三电极44连接。第三电极44跨接到第七电极52。所述第四导体延伸穿过is-4连接器块34并与第四电极46连接。第四电极46跨接到第八电极54。尽管所述电极对角地位于所述引线的远端的周围，如图13-14所示，但是在各电极对的各个电极之间存在沿着纵向轴线的线性连接。图13-14所示的实施例能够实现最少16个起搏向量。
本公开涉及位于单个引线上并直接连接到is-4连接器模块的成对的对角定向的电极，可以选择性地递送来自所述患者的电刺激和/或感测生理信号。通过这样做，与常规放置的电极相比，图4-9所示的空间分离的电极对配置实现了改善的电刺激场。例如，所述对角配对的电极生成了电刺激场130(图11)，电刺激场130通常是圆形的，并且本质上是椭圆形的，其与由常规电极配置产生的电刺激场相比在形状上是基本上不同的。如图11所示，电刺激场的形状可以比传统的电刺激场小，但是足够大足以夺获心脏组织，同时避免不必要地刺激其他心脏组织。
许多替代性引线可以采用本文公开的教导。例如，替代性医疗电引线可以包括主动或被动固定机构(例如螺旋、尖齿、粘合剂等)。另外，虽然所述引线被描述为推进通过冠状窦，但是应当理解，使用这种引线也可以接入心脏的静脉系统中的其他位置。电极放置替代性地可以优化用于心房刺激和/或感测。替代性地，所述引线可以用于体内其他血管或非血管位置，其中，合适的固定位置和期望的电极位置之间的距离可以是可变的。另外，虽然已经就引线20描述了本发明，但是本发明可以应用于其他心脏引线或神经引线。
最后，所述主电极被描述为第一、第二、第五和第六电极40、42、48、50，任何一个电极/或其组合可以被指定为主电极。如前所述，主电极是直接连接到从连接器块34延伸的导体的电极。
以下从1到21连续地列举的实施例提供了本公开的不同方面。在第一实施例(1)的一个实施例中，本公开提供：
一种医疗电引线，包括：
细长引线本体，所述细长引线本体包括在近端与远端之间的长度，具有在所述近端与所述远端之间延伸的纵向轴线，
多个电极，所述多个电极沿着所述引线本体的远端定位，形成第一对和第二对电极，
所述第一对电极包括一个电极电连接到另一个电极，所述另一个电极沿着所述纵向轴线与所述一个电极周向地且对角地间隔开；并且
所述第二对电极包括一个电极电连接到另一个电极，所述另一个电极沿着所述纵向轴线与所述一个电极周向地且对角地间隔开。
2.如实施例1所述的医疗电引线，其中，所述第一对和第二对电极中的一个电极被配置成用于连接到延伸穿过连接器模块的第一导体和第二导体。
3.如实施例1所述的医疗电引线，其中，一个电极通过电连接而连接到另一个电极，所述电连接对角地布置在所述第一对和第二对电极的各个电极之间。
4.如实施例1-3中任一项所述的医疗电引线，其中，所述第一对和第二对电极中的一个电极被配置成用于连接到延伸穿过连接器模块的第一导体和第二导体。
5.如实施例1-4中任一项所述的医疗电引线，其中，所述多个电极还包括第三对电极，所述第三对电极包括一个电极电连接到另一个电极，所述另一个电极沿着所述纵向轴线与所述一个电极周向地且对角地间隔开。
6.如实施例5所述的医疗电引线，其中，所述多个电极还包括第四对电极，所述第四对电极包括一个电极电连接到另一个电极，所述另一个电极沿着所述纵向轴线与所述一个电极周向地且对角地间隔开。
7.如实施例1-6中任一项所述的医疗电引线，其中，从第一对电极到第四对电极的对角地连接的电极形成最少16个起搏向量。
8.如实施例1所述的医疗电引线，其中，所述第一对的一个电极和另一个电极跨接在一起。
9.如实施例1-8中任一项所述的医疗电引线，其中，所述第一对电极包括一个电极与另一个电极周向地分开约90度。
10.如实施例1-9中任一项所述的医疗电引线，其中，所述第二对电极包括一个电极与另一个电极成角度地移位约90度。
11.如实施例5所述的医疗电引线，其中，所述第三对电极的一个电极与所述第三对电极的另一个电极周向地分开约90度。
12.如实施例1所述的医疗电引线，其中，一对电极的一个电极与另一对电极的另一个电极在直径上相反，所述在直径上相反的电极没有被电连接。
13.如实施例5所述的医疗电引线，其中，所述第一对、第二对、第三对和第四对电极中的一个电极被配置成用于连接到分别延伸穿过连接器模块的第一、第二、第三和第四导体。
14.如实施例1所述的医疗电引线，所述医疗电引线被配置成用于仅使用所述引线的所述远端上的所述多个电极来提供最少十六个起搏向量。
15.一种静脉内医疗电引线，包括：
细长引线本体，所述细长引线本体包括在近端与远端之间的长度，具有在所述近端与所述远端之间延伸的纵向轴线，
多个电极，所述多个电极沿着所述引线本体的远端定位，形成第一对、第二对、第三对和第四对电极；
所述第一对电极包括一个电极电连接到另一个电极，所述电极沿着所述纵向轴线周向地且对角地间隔开；
所述第二对电极包括一个电极电连接到另一个电极，所述电极沿着所述纵向轴线周向地且对角地间隔开；
所述第三对电极包括一个电极电连接到另一个电极，所述电极沿着所述纵向轴线周向地且对角地间隔开；并且
所述第四对电极包括一个电极电连接到另一个电极，所述电极沿着所述纵向轴线周向地且对角地间隔开。
16.如实施例15所述的医疗电引线，其中，所述第一对、第二对、第三对和第四对电极提供最少十六个不同的起搏向量。
17.如实施例15所述的医疗电引线，其中，所述多个电极最少具有12个不同的起搏向量。
18.如实施例16所述的医疗电引线，其中，所述第一、第二、第五和第六电极被配置成连接到分别延伸穿过连接器模块的第一、第二、第三和第四导体，所述连接器模块限于连接到四个导体。
第一对电极，所述第一对电极包括所述第一电极电连接到所述第三电极，所述第一电极和第三电极沿着纵向轴线周向地且对角地间隔开；
第二对电极，所述第二对电极包括所述第二电极电连接到所述第四电极，所述第二电极和第四电极沿着纵向轴线周向地且对角地间隔开；
第三对电极，所述第三对电极包括所述第五电极电连接到所述第七电极，所述第五电极和第七电极沿着纵向轴线周向地且对角地间隔开；以及
第四对电极，所述第四对电极包括所述第六电极电连接到所述第七电极，所述第六电极和第七电极沿着纵向轴线周向地且对角地间隔开。
19.一种可植入医疗设备，包括：
一种医疗电引线，包括：
细长引线本体，所述细长引线本体包括在近端与远端之间的长度，具有在所述近端与所述远端之间延伸的纵向轴线，
第一、第二、第三、第四、第五、第六、第七和第八电极，所述电极沿着所述引线本体的远端定位；
第一对电极，所述第一对电极包括所述第一电极电连接到所述第三电极，所述第一电极和第三电极沿着纵向轴线周向地且对角地间隔开；
第二对电极，所述第二对电极包括所述第二电极电连接到所述第四电极，所述第二电极和第四电极沿着纵向轴线周向地且对角地间隔开；
第三对电极，所述第三对电极包括所述第五电极电连接到所述第七电极，所述第五电极和第七电极沿着纵向轴线周向地且对角地间隔开；以及
第四对电极，所述第四对电极包括所述第六电极电连接到所述第七电极，所述第六电极和第七电极沿着纵向轴线周向地且对角地间隔开。
20.一种将医疗电引线植入患者体内的方法，包括：
在患者体内部推进具有细长引线本体的引线，所述细长引线本体限定纵向轴线并且承载一组周向地且对角地间隔开的电极，这组电极被解析为成对的对角连接的电极；
确定第一对电极是否是阳极和阴极之一。
21.根据实施例20所述的方法，其中，定位所述电极包括相对于所述递送导管纵向移动所述引线本体。
在前面的详细描述中，已经参考具体实施例描述了本发明。然而，应当理解的是，在不脱离如在所附权利要求书中提出的本发明的范围下可以做出不同的修改和变化。
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