一种电极导线的制作方法

[0001]
本发明属于人工心脏起搏器技术领域，尤其是涉及一种电极导线。


背景技术：

[0002]
心脏起搏器是一种植入于体内的电子治疗仪器，通过脉冲发生器发放由电池提供能量的电脉冲，通过导线电极的传导，刺激电极所接触的心肌，使心肌激动和收缩，从而达到治疗由于某些心律失常与心力衰竭所致的心脏功能障碍的目的。
[0003]
现有的电极导线植入机体组织的一端均制成了螺旋状，使得植入端能够通过螺旋拧入的方式，突破心内膜，直达起搏位点；然而由于由于心室中越靠近希氏束区域越接近生理起搏位点，但是越靠近希氏束区域纤维支架系统越发达，常规螺旋状的植入头难以突破，植入效果不理想。


技术实现要素：

[0004]
本发明为了克服现有技术的不足，提供一种植入方便的电极导线。
[0005]
为了实现上述目的，本发明采用以下技术方案：一种电极导线，包括连接线和植入端；所述植入端包括可来回动作的植入头；所述植入头通过穿刺的方式穿入机体组织；通过将植入头穿透机体组织的方式设置为穿刺式，从而使得植入头受到纤维支架系统的阻碍较小，植入头可以十分容易的突破心内膜，继而进入机体组织内部，直达预设的起搏位点，使得植入头的植入更为方便、省力，起搏位点的选择更为多样化；并且由于采用的是穿刺的方式突破心内膜，所以植入头不容易挂钩在纤维组织上，继而使得当第一次植入位点不理想时，将植入头从机体组织中退出时也较为顺畅，不易卡挂在纤维组织上，使得操作更为顺畅。
[0006]
进一步的，所述植入头包括杆部和设于所述杆部上的尖端，该尖端呈尖锐状结构设置；通过上述结构设置，使得植入头至少由杆部和尖端组成，并且尖端呈尖锐状，从而使得植入头整体呈细长的尖锐杆状，类似于注射器的针头、尖刺等物体结构，继而使得植入头可以采用穿刺的方式穿透心内膜，使得植入头的植入更为简单方便，省时省力。
[0007]
进一步的，所述植入头至少部分可植入至左束支区域；实现左束支区域的起搏，更接近生理起搏位点，起搏效果更好。
[0008]
进一步的，所述植入头穿入机体组织的最大距离大于等于10mm；使得植入头具有足够的长度穿入至左束支区域，即使是倾斜着穿入机体组织，植入头也具有足够的长度到达左束支区域，保证始终能够达到理想的植入效果。
[0009]
进一步的，还包括用于实现所述植入端与机体组织之间的连接固定的定位结构；通过定位结构的设置，使得植入头在植入机体组织内后，定位结构能够将植入端固定在机体组织上，从而使得能够实现稳定的起搏。
[0010]
进一步的，所述定位结构包括呈螺旋状结构设置的阳极部和设于所述阳极部上的尖锐部；通过将阳极部设置为螺旋状结构，并在阳极部上开设了尖锐部，从而使得阳极部能够拧入机体组织，既能够起到阳极部本身的导电作用，同时还能够起到固定作用，结构简单，操作方便，利用了常规螺旋电机导线中螺旋结构与纤维组织之间本身存在的难以分离的缺点，将其利用在本申请中用于实现植入端与机体组织之间的连接固定，反其道而行，具备意想不到的效果。
[0011]
进一步的，所述定位结构包括至少部分可穿入机体组织内的副植入头和用于实现所述副植入头与机体组织之间的防脱配合的径向锁头；通过上述结构的设置，利用副植入头与径向锁头之间的配合，实现了植入端与机体组织之间的连接固定，结构简单，操作方便。
[0012]
进一步的，还包括可反复为所述植入头提供爆发力的突破机构；通过突破机构的设置，能够为植入头提供爆发力，继而使得植入头能够借助该爆发力快速的穿透心内膜，避免被卡住，使得后续的植入更为方便省力；而若是植入位点不对需要再次植入，该突破机构又能够重复使用，在后续植入时再次提供爆发力，使用更为方便。
[0013]
进一步的，所述突破机构包括用于为所述植入头提供爆发力的弹性件、用于将所述弹性件保持在弹性形变状态的锁定结构及用于令所述弹性件恢复弹性形变状态的复位结构；通过上述结构的设置，使得在不需要突破心内膜时，弹性件能够被锁定结构锁定，保持在发生弹性形变的状态下，而在需要突破心内膜是，解除锁定结构对弹性件的锁定，弹性件在恢复初始状态时，提供爆发性的弹力，即能够使得植入头快速的突破心内膜；而当需要重新进行植入时，利用复位结构的设置，使得弹性件能够再次发生弹性形变，便于为植入头的下次植入再次提供爆发力，实现多次反复的使用。
[0014]
进一步的，所述锁定结构包括与所述植入头相连的锁定柱、可相对于所述锁定柱来回动作的延长柱及用于实现所述延长柱与所述锁定柱之间相对静止的锁定凸部；或所述复位结构包括用于带动所述锁定凸部移动的变向槽和与所述锁定凸部相配合的复位轨道；通过上述结构的设置，实现了对弹性件的锁定和复位，结构简单有效，操作方便，故障率低。
[0015]
综上所述，本发明通过将植入头穿透机体组织的方式设置为穿刺式，从而使得植入头可以十分容易的突破心内膜，使得植入头的植入更为方便、省力，起搏位点的选择更为多样化。
附图说明
[0016]
图1为本发明实施例1的立体结构示意图；图2为本发明实施例1中外连接层的立体剖视结构示意图；图3为本发明实施例1中内连接层的立体剖视结构示意图；图4为本发明实施例1中连接端与连接线的配合立体剖视结构示意图；图5为图4中a处的放大示意图；图6为图4中b处的放大示意图；图7为图4中c处的放大示意图；图8为图4中d处的放大示意图；图9为本发明实施例1中植入端与连接线的配合结构示意图；
图10为沿图9中a-a处的立体剖视结构示意图；图11为图10中e处的放大示意图；图12为图10中f处的放大示意图；图13为本发明实施例1中锁定柱的立体结构示意图；图14为沿图9中b-b处的立体剖视结构示意图；图15为图14中g处的放大示意图；图16为沿图9中c-c处的立体剖视结构示意图；图17为图16中h处的放大示意图；图18为本发明实施例2中定位结构的结构示意图；图19为图18中i处的放大示意图；图20为图18中j处的放大示意图。
具体实施方式
[0017]
下面对本申请涉及的结构或这些所使用的技术术语做进一步的说明，如果没有特别指明，按照本领域的通用的一般属于进行理解和解释。
[0018]
穿刺医学常用手术用语，是将穿刺针刺入体腔抽取分泌物做化验，向体腔注入气体或造影剂做造影检查，或向体腔内注入药物的一种诊疗技术；而在本申请中，穿刺一词仅仅指利用尖锐物，沿直线或近似直线的轨迹，穿透心内膜，刺入机体组织这一方式或动作；其中尖锐物即指植入头21或尖端211。
[0019]
尖锐状尖锐指的是尖而锋利，而本申请中的尖锐状，即指尖而锋利的形状，包括但不仅限于针尖状、刀片状等。
[0020]
爆发力爆发力是指在短时间做出最大的功；顾名思义，这种力就象火药爆炸一样，能在一瞬间崩发出巨大的能量；本申请中是指突破机构能够在短时间内为植入头提供大量的动能，使得植入头能够瞬间向前突进，突破心内膜。
[0021]
实施例1：如图1-17所示，一种电极导线，包括连接线1、植入端2及连接端3；植入端2用于与患者的心肌组织相连，连接端则用于与心脏起搏器相连，连接线则用于连接植入端和连接端。
[0022]
具体的，连接线1包括内连接层11、内绝缘层12、外连接层13及外绝缘层14，内连接层和外连接层均由导电材料制成，具体材料种类不做限定，只需满足医用标准即可；内连接层和外连接层均由多根金属丝同步卷曲而成，呈螺旋状结构开设，具有弹性；本实施例中，外连接层13由4根金属丝（4根金属丝分别用附图标号131、132、133及134表示）弯曲缠绕而成，且弯曲成螺旋状后的4根金属丝的每一匝均相互紧贴，从而使得四根金属丝组成的外连接层呈类似中空管的形状；而内连接层11由3根金属丝（3根金属丝分别用附图标号111、112及113表示）弯曲缠绕而成，且弯曲成螺旋状后的3根金属丝的每一匝均相互紧贴，从而使得3根金属丝组成的内连接层呈类似中空管的形状；使得外连接层和内连接层能够起到导电作用，同时外连接层和内连接层能够任意弯曲，方便手术的进行；而由于外连接层的直径较
大，而内连接层的直径较小，故而外连接层的柔韧性较好，弯曲更为容易；而内连接层的刚性相对于外连接层较大，起到一定的支撑作用，同时由于多根金属丝缠绕紧密，所以内连接层一端收到旋转力而旋转时，会同步带动另一端旋转；内绝缘层12和外绝缘层14均由硅胶材料制成，符合医用材料标准，内绝缘层套设在内连接层外侧，外连接层套设在内绝缘层外侧，外绝缘层则套设在外连接层外侧，且内连接层可相对于内绝缘层来回转动和滑动，而外连接层与内绝缘层之间相对静止；于其他实施例中，也可以是内连接层与内绝缘层之间相对静止，而内绝缘层可相对于外连接层来回转动和滑动；优选的，外连接层与内绝缘层之间还开设有润滑层，从而使得外连接层与内绝缘层之间的相对转动和滑动更为顺畅；其中润滑层可由满足医用标准的润滑油涂抹形成，润滑油的具体种类不做限定；而在内绝缘层12的外表面和外绝缘层14的内表面上开设有螺纹槽，从而使得外连接层13能够正好嵌设在该螺纹槽内，进而使得内绝缘层、外绝缘层及外连接层三者之间两两相对静止。
[0023]
具体的，连接端3包括驱动件32、电极驱动结构、第一插接套34、阳极环35及第二插接套36；电极驱动结构包括电极头31和连接套33；阳极环35由金属材料制成，具有导电性能，呈中空圆柱体结构开设；内连接层11、内绝缘层12及外连接层13的端部的至少部分穿入至阳极环内，且外连接层的至少部分外表面与阳极环的至少部分内表面紧贴，两者通过卡接、胶接、焊接等一种或多种方式实现连接固定，同时也实现了外连接层与阳极环之间的电连接，具体连接方式为现有技术，在此不做赘述；第二插接套36由外绝缘层14的至少部分表面向外延伸形成，第二插接套的内表面与阳极环的外表面相贴，第二插接套的至少部分内表面向外延伸形成了防脱凸部361，阳极环35的至少部分表面向内凹陷形成了防脱槽351，防脱凸部正好嵌入防脱槽内，从而使得第二插接套与阳极环之间形成防脱配合；优选的，第二插接套与阳极环之间还设有粘接层，通过粘接层的设置，使得第二插接套与阳极环之间的连接更为牢固的同时，形成密封配合；连接套33呈中空的圆柱体结构开设，由医用级塑料材料制成，其一端至少部分穿入阳极环35内，连接套的至少部分外表面与阳极环的至少部分内表面相贴，实现连接套与阳极环之间的连接固定；第一插接套34由硅胶材料制成，具有弹性，呈中空的圆柱体结构开设，套设在连接套的外表面上，优选的，第一插接套一端的至少部分穿入至阳极环内；第一插接套34和第二插接套36的至少部分外表面向外延伸形成了凸环37，本实施例中，第一插接套和第二插接套上均开设了两圈凸环，当连接端3与起搏器连接固定后，凸环能够起到密封作用，避免患者的血液进入起搏器内，保证起搏器始终能够正常工作，更为稳定，安全性更高。
[0024]
进一步的，驱动件32呈中空的圆柱体结构开设，由金属材料制成，具有导电性能；驱动件从连接套33的一端穿入后从另一端穿出并置于阳极环35内，驱动件的外径小于内绝缘层12的内径，从而使得驱动件可以相对于内绝缘层自由的转动和滑动（于其他实施例中，也可以是驱动件的外径小于外连接层12的内径，从而使得驱动件可以相对于外连接层自由的转动和滑动）；驱动件位于阳极环内的一端的至少部分表面向外延伸形成了固定部321，内连接层11的一端即套设在固定部上，实现了两者之间的电连接；固定部的外径略大于内连接层11的内径，从而使得固定部能够与内连接层之间形成过盈配合；优选的，固定部与内连接层之间再通过焊接或其他方式进行双重固定，固定效果更好的同时，又不会影响到固定部与内连接层之间的电连接。
[0025]
进一步的，电极头31由金属材料制成，具有导电性能，其呈一端开设有半球面，其
上开设有插孔312，另一端为开设有插槽的圆柱体结构开设，驱动件32远离连接线1的一端穿入电极头上的插槽内；电极头31一端与连接套33相连，且电极头可相对于连接套来回转动；电极头插槽的至少部分内壁向内凹陷形成了滑槽311，而驱动件32的至少部分外表面向外延伸形成了滑杆322，滑杆正好置于滑槽内，可以沿着滑槽来回滑动，从而使得驱动件与电极头之间形成滑动止转配合；连接套33的至少部分内壁向内延伸以形成驱动轨道331，该驱动轨道沿连接套的内壁呈螺旋状结构开设，而驱动件32的至少部分表面向外延伸形成了驱动凸部323，该驱动凸部可以沿着驱动轨道来回移动；在连接套33靠近电极头31的一端上还开设有环槽332，驱动凸部323可以沿着环槽332移动。
[0026]
当术者转动电极头31时，即会带动驱动件32一起转动，而驱动件转动时，驱动凸部323即会沿着螺旋的驱动轨道331移动（相当于螺纹配合），继而使得驱动件在驱动凸部和驱动轨道的配合下一边旋转，一边前进或者后退，进而带动内连接层11向前移动或向后移动，使得驱动件在电极头的驱动下实现旋转伸缩，从而带动与驱动件相连的内连接层11旋转伸缩；本实施例中，顺时针转动电极头31能够带动驱动件旋转向前，逆时针转动电极头31能够带动驱动件旋转向后；当逆时针转动电极头31，直至驱动凸部323移动至环槽332内时，继续逆时针转动电极头31，则仅会带动驱动件32逆时针转动，驱动凸部323沿着环槽332转动，驱动件无法继续前进或者后退。
[0027]
进一步的，为了使得导引钢丝顺利的穿入和取出，在连接端3内安装了防卡结构，该防卡结构包括设于电极头31内的延伸部313，该延伸部呈环形结构开设，与插孔312相连通，其内径与插孔312的内径相同；于其他实施例中，延伸部也可以为安装在插孔内壁上的管状结构（需要注意的是，说明书附图为了表述清晰，特地在绘制时增加了结构厚度，实际厚度以实际生产为准），延伸部与电极头的内壁之间留有间隙，该间隙即为插槽，驱动件32的一端即置于该插槽内，且驱动件的内径等于或略大于延伸部的外径，使得驱动件可以在插槽内来回移动；延伸部313至少部分位于连接套33内；于其他实施例中，所述插槽也可以为开设在电极头上的凹槽或夹层，驱动件32安装在该夹层内，而电极头内壁与该夹层之间的部分壁厚即为防卡结构。
[0028]
具体的，植入端2包括壳体20、植入头21、阳极部23、限位机构及突破机构；壳体20由塑料材料制成，呈中空圆柱体结构开设，壳体的至少部分与外连接层13相连，两者通过胶接或其他连接方式实现连接固定；内绝缘层12的端部与壳体的一端相抵触，两者也通过胶接或其他连接方式实现连接固定；植入头21安装在壳体20内，可以相对于壳体20来回旋转和伸缩；阳极部23与外连接层13相连，实现电连接，阳极部23呈螺旋状结构开设，其远离壳体20的一端设有尖锐部，从而使得可以通过旋转电极导线整体，使得螺旋状的阳极部能够旋入心内膜内，实现与心内膜的连接固定，无需额外设置连接固定结构，方便快捷，该呈螺旋状结构开设的阳极部23即为定位结构，用于将植入端与机体组织连接固定；由于本申请为空心电极导线，故在阳极部23外包裹了甘露醇结晶。
[0029]
于其他实施例中，也可将本申请设计为实心电极导线，通过鞘管植入实心电级，具体为，通过鞘管导引定位后，再将电极导线整体伸出鞘管，然后使阳极螺旋头有限旋入心内膜心肌约1.8mm（实际可以根据需要调整）,起到固定整个电极导管作用。
[0030]
优选的，在阳极部23上涂抹有地塞米松磷酸钠激素，从而使得当阳极部与心肌接触后，能够释放地塞米松磷酸钠激素，起到消炎的作用，防止急性期阀值升高，降低阻抗，避
免了阳极部23的失夺获，保证了心脏起搏的顺利进行。
[0031]
进一步的，植入头21包括尖端211、杆部212及绝缘部213；尖端211呈尖锐状结构设置，该尖锐状指尖而锋利的物体形状，本实施例中，该尖端呈圆锥体结构开设，便于穿透心内膜（由于心室中越靠近希氏束区域越接近生理起搏位点，但是越靠近希氏束区域纤维支架系统越发达，常规螺旋状的植入头难以穿入，而本申请中的植入头尖端为圆锥体，可以直接从纤维组织中穿过，更容易穿透心内膜），尖端的长度为1.8mm；于其他实施例中，植入头整体也可以呈注射器针头状，或其他结构，只要是能够使得植入头可以采用穿刺的方式穿透心内膜即可。
[0032]
进一步的，杆部212与尖端211相连，两者均由金属材料制成，具有导电性能，且与内连接层11电连接；杆部212的直径小于尖端211的最大直径，杆部伸出壳体的长度最长为13mm（在实际使用过程中，植入头并非一定要处于最大伸出状态，可以根据需要选择，使用更为灵活，适用性更好），使得植入头能够突破右心室室间隔上的心内膜和心肌，深入至左心室间隔内膜下的左束支区域，继而实现左束支区域的起搏，使得人工心脏起搏的起搏位点更接近生理起搏部位，避免长期的右心室起搏造成心脏收缩不同步，局部心肌组织结构紊乱，促进心力衰竭和心房颤动发生的问题，使得人工心脏起搏的效果更好；绝缘部213包裹在杆部212外侧，由塑料材料制成，其外径略小于或等于尖端211的最大直径，绝缘部的设置使得植入头旋入心肌组织内，与心肌组织形成电连接时，保证电流会直接流至预设的起搏位点进行起搏，避免了电流流至其他组织而导致未进行起搏即回流的情况出现，直接从植入头流入阳极部23而不流经心肌组织的情况出现，保证起搏工作能够正常的进行。
[0033]
优选的，由于左束支区域室间隔的心肌厚度约为10mm，所以植入头21穿入机体组织的最大距离大于等于10mm；本申请中的植入头21最长可伸出壳体15mm，从而使得在将植入头植入室间隔时，即使植入端2为倾斜状态，也仍旧能够保证植入头具有足够的长度能够深入至左束支区域，使得术者在操作时更为方便，提高了手术成功率；而希氏束的室间隔厚度比左束支区域的室间隔厚度要小，所以本申请也可通过减小植入头伸出壳体的长度，从而用于希氏束起搏，选择范围更广，适用性更好。
[0034]
当阳极部与右心室的室间隔连接，植入头植入左束支区域后，既可以进行单极起搏，也可以进行双极起搏；当需要进行单极起搏时，以植入头21为阴极，埋藏于患者胸部皮下的起搏器机壳为阳极，电流从起搏器流入连接端3后，再通过内连接层11流至植入头2处，实现对心脏的人工起搏后，通过患者的机体组织流回起搏器机壳内，形成完整的电流循环；而当进行双极起搏时，以植入头为阴极，阳极部23为阳极，电流从起搏器流入连接端3后，再通过内连接层11流至植入头处，实现对心脏的人工起搏后，再流入阳极环内，通过外连接层13流至阳极环35处，从而流回起搏器内，形成完整的电流循环。
[0035]
于其他实施例中，绝缘部213也可以是涂抹在杆部212外表面上的医用绝缘涂层。
[0036]
进一步的，绝缘部213上开设有限位滑槽214，限位滑槽214的至少部分表面向外延伸形成了限位凸部215；限位机构包括第一垫片24、第二垫片25及第三垫片26；第一垫片、第二垫片及第三垫片均呈环形结构开设，且均套设在植入头21上，位于限位滑槽214内，可以相对于限位滑槽来回滑动，第一垫片和第二垫片均由金属材料制成，第三垫片由硅胶材料或其他具有弹性的材料制成，且第三垫片位于第一垫片和第二垫片之间；在壳体20内还开设有限位槽201，第一垫片、第二垫片及第三垫片均嵌设在限位槽内；当植入头21收纳在通
槽内时，限位滑槽214靠近尖端211的一侧会与第一垫片24相抵触；而当植入头处在最大伸出状态时，则限位凸部215会与第二垫片相抵触，此时由于挡片对第二垫片的挤压，第三垫片会在第一挡片和第二挡片的作用下，往径向方向发生弹性形变，从而使得第三垫片与传动件之间的接触更为紧密，起到密封效果。
[0037]
具体的，本申请还开设有可反复为植入头21提供爆发力的突破机构（其中反复指一遍又一遍，多次重复），该突破机构包括弹性件41、锁定结构及复位结构，弹性件即利用自身的弹力，用于为植入头提供爆发力，本申请中该弹性件41为弹簧，该弹簧一端与壳体20连接固定，当植入头21收缩在壳体20内时，弹簧的另一端与限位凸部215相抵触，且弹簧处于压缩状态（即弹性形变状态），锁定结构即用于令植入头保持收缩在壳体内的状态，继而是的弹簧保持在压缩状态（即锁定结构用于将弹性件保持在弹性形变状态），当解除锁定结构对植入头的锁定后，植入头机会在弹簧的作用下瞬间前冲，依靠瞬间的爆发力快速的突破穿透心内膜，使得植入头的植入更为简单方便，保证植入能够顺利的进行；与其他实施例中，弹性件41也可以为金属弹片或其他具有弹性的结构。
[0038]
进一步的，锁定结构包括锁定凸部42、锁定柱43及延长柱44；在杆部212上开设有安装槽，锁定柱43即安装固定在安装槽内，与杆部通过螺纹实现固定连接，于其他实施例中，锁定柱43与杆部212也可以一体成型或其他连接固定方式；延长柱44呈中空圆柱体结构开设，套设在锁定柱43外侧，且延长柱可以相对于锁定柱来回转动和滑动；在延长柱44上开设有通孔441，锁定凸部42即安装在通孔441内，且可以在通孔内来回滑动，而延长柱靠近连接线1的一端与内连接层11连接固定，且两者也为电连接；锁定柱43上开设有锁定槽431和解锁槽432，其中锁定槽位于锁定柱远离连接线1的一侧，解锁槽沿锁定柱的轴向方向开设；当植入头21收缩在壳体20内时，锁定凸部42的一端穿出通孔441，位于锁定槽431内，使得延长柱无法相对于锁定柱滑动，从而使得延长柱44相对于锁定柱43处于锁定状态。
[0039]
当顺时针旋转电极端3时，内连接层11随着电极端3的旋转而一边转动一边前进，继而不仅能够带动植入头21前进，而且能够带动延长柱44转动，当延长柱转动到锁定凸部42与解锁槽432相对应时，弹性件41的弹力即会推动限位凸部215瞬间向前突进，继而使得尖端211能够快速穿透筋膜，实现对筋膜的突破，而此时锁定凸部42已经沿着解锁槽移动到了锁定柱43靠近连接线1的一侧，同时延长柱44也沿着锁定柱43的外表面滑动到了锁定柱43靠近连接线1的一侧；此时继续旋转电极端3，内连接层11即会带动延长柱44一边转动一边前进。
[0040]
进一步的，当植入头前次植入的位点不正确而需要再次植入时，通过复位结构的设置，使得弹性件41再次被压缩，呈弹性形变状态，以便于再次进行植入时，弹性件能够再次为植入头提供爆发力；该复位结构包括变向槽433、复位轨道216、变向凸部217、导向凸部218及止转块219；变向槽433开设在锁定柱43上，位于锁定柱靠近连接线1的一侧上，变向槽沿逆时针方向越来越浅；复位轨道216开设在杆部212上，位于杆部上的安装槽的内壁上，该复位轨道呈螺旋状结构开设；变向凸部217开设在安装槽内，位于安装槽远离连接线1的一侧上，与锁定槽431相对应，变向凸部沿逆时针方向越来越厚；导向凸部218设有两个，对称固设于所述限位凸部215上；止转块219设有两个，呈长条状，对称设于所述限位滑槽214内，固设于所述壳体20上，与导向凸部218之间可相对滑动，止转块219沿植入头的轴向方向设置，而导向凸部218沿植入头轴向方向的长度远小于止转块219；优选的，当植入头在突破机
构的作用下瞬间前冲进行突破后，导向凸部218即会与止转块219分离，解除两者之间的止转配合，使得植入头能够一边旋转一边前进，更方便突破机体组织。
[0041]
当前次植入位点不对而需要重新寻找新的位点时，逆时针旋转电极端3,使得内连接层11随着电极端的旋转而一边逆时针旋转，一边后退，并带动植入头21一起后退，同时会带动延长柱44逆时针旋转，此时锁定凸部42会随着延长柱44一起逆时针旋转，同时锁定凸部42会沿着变向槽433移动，继而使得锁定凸部42会在变向槽433的作用下沿着通孔441移动，直至锁定凸部靠近锁定柱43的一端与延长柱44的内表面平齐，而锁定凸部远离锁定柱43的一端则伸出通孔441并伸入复位轨道216内，此时继续令延长柱44逆时针转动，锁定凸部42即会沿着复位轨道216移动，同时导向凸部218与止转块219接触，并沿着止转块219的长度方向相对滑动，使得延长柱44往安装槽内移动，并使得弹性件41被压缩，直至锁定凸部42移动至与变向凸部217接触，并在变向凸部的作用下再次沿着通孔441移动，使得锁定凸部42靠近变向凸部的一端逐渐与延长柱44的外表面平齐，而锁定凸部42远离变向凸部217的一端则伸出通孔441，并伸入锁定槽431内，实现延长柱44与锁定柱43之间的相对锁定，便于重新穿刺突破筋膜层。
[0042]
优选的，在杆部212上安装了测量部，该测量部呈环形结构设置，由不透x光线的材料制成，而杆部则由透x光线的材料制成，具体材料种类不做限定，通过该结构设置，使得术者可以直观的观察到传动件的伸出长度，从而快速判断植入头的拧入深度，方便手术的进行；本实施例中，测量部为用不透x光线的材料刻印在杆部212上的刻度；于其他实施例中，测量部也可以是镶嵌在杆部表面上的多个环，相邻两个环之间的间距为1mm。
[0043]
于其他实施例中，突破机构也可以是外置的一个设备，采用类似于电钻、电动螺丝刀的设备原理，并将电钻或电动螺丝刀上用于安装钻头或批头的安装孔，改设为能够与电极导线的电极头31之间实现止转连接即可；然后通过启动该类似于电钻的突破机构，驱动电极头31在短时间内快速旋转预设的圈数，从而实现植入头21能够在短时间内快速突进并穿透心内膜的目的；该种方式不仅适用于本申请中的植入头，也同样适用于常规的螺旋头电极导线。
[0044]
上述电钻、电动螺丝刀的设备原理为现有技术，故在此不做赘述；而将安装孔改设为与电极头止转连接也为简单的适应性变形，并不存在任何的技术难度，所以本申请在此不做赘述。
[0045]
实施例2：如图18-20所示，所述植入端还包括多组设于所述壳体20端部的定位结构，所述定位结构包括滑动槽271、副植入头272、径向孔273、径向锁头274、限位锁头275、限位孔276；滑动槽271设有多个，均匀开设于所述壳体20端部，且滑动槽271侧壁上沿壳体20径向开设有让位槽，贯通壳体20侧壁；副植入头272可滑动设于所述滑动槽271内，呈中空圆柱体结构；径向孔273设有两个，沿所述副植入头272长度方向开设于所述副植入头272上，开口沿所述壳体20径向布置；径向锁头274可滑动设于远离连接线1一侧的径向孔273内，且至少部分位于壳体内，且位于壳体内的部分呈球体结构设置，该球体远离连接线1的一侧开设为刀刃状结构，相当于刀片，可切入心肌组织，方便副植入头的植入；径向锁头274位于副植入头内的部分上设有凸柱和复位弹簧，复位弹簧一侧与凸柱卡接，另一端与副植入头的内壁相抵触；限位锁头275可滑动设于副植入头272尾端（靠近连接线1的一侧）的径向孔273内，两端皆为圆
弧状，运动过程中可减小与外连接层13之间的滑动摩擦；所述限位孔276开设于所述外连接层13上，可与位于副植入头272尾端的径向锁头274配合，在副植入头272滑动到设定位置后进行限定。
[0046]
植入头21前进过程中，尖端211与限位锁头275抵触，通过限位锁头275推动副植入头272快速穿透筋膜，进入心肌组织，当限位锁头275运动至与限位孔276位置相对时，在尖端211压力的作用下，限位锁头275至少部分进入限位孔276内，锁定副植入头272与外连接层13的相对位置，副植入头272停止前进，副植入头272较先进入心肌组织可对后续尖端211的前进起导向作用，提高植入头21的运动精度并确保达到设定位置；尖端211相对副植入头272继续前进，与径向锁头274抵触后，可将径向锁头274沿植入头径向进入心肌组织，当植入头处于心肌组织内，外绝缘层14始终保持对径向锁头274的压力，锁定与心肌组织的相对位置，无需额外设置连接固定结构，实现与心肌组织的连接固定，使得植入头难以从机体组织中退出，达到固定植入头的目的。
[0047]
植入头退出心肌组织过程中，植入头21与径向锁头274的位置错开后，径向锁头274在复位弹簧的作用下恢复初始位置，退出心肌组织，解除径向锁定，尖端211退入壳体20后，限位锁头275在复位弹簧的作用下退出限位孔276，副植入头272可重新退入滑动槽271，可以是在进行下一次植入时，通过将副植入头与心室壁抵触，从而将副植入头推入滑动槽271内；于其他实施例中，也可以将副植入头的尾端与滑动槽的底壁通过复位弹簧相连，利用复位弹簧将副植入头拉回滑动槽内，以便于进行下一次植入操作。
[0048]
其他结构与运动过程与实施例1相同。
[0049]
显然，所描述的实施例仅仅是本发明的一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都应当属于本发明保护的范围。