CN113660977B - 用于治疗心律失常的系统和方法 - Google Patents

Abstract

一种无引线起搏装置可以包括具有近侧端部和远侧端部的壳体，以及由壳体支撑的一个或更多个电极。壳体可以包括本体部分和头部。远侧延伸部可以从壳体的头部向远侧延伸，该远侧延伸部包括一个或更多个电极。头部可以包括引导线端口，并且引导线管腔可以从引导线端口延伸穿过壳体的头部并穿过远侧延伸部。固定构件可以从壳体的头部延伸，其中所述固定构件在松弛状态下具有螺旋构造，并且构造成响应于对其施加的轴向取出力而塑性地变形为伸直构造。

Description

用于治疗心律失常的系统和方法

相关申请的交叉引用

本申请根据35U.S.C.§119要求2019年3月29日提交的美国临时申请No.62/826,507的优先权的权益，其全部公开内容通过引用并入本文。

技术领域

本公开涉及医疗装置以及用于制造和/或使用医疗装置的方法。更具体而言，本公开涉及无引线心脏装置和方法，比如无引线起搏装置和方法，以及用于这种无引线装置的输送装置和方法。

背景技术

已经开发了各种各样的医疗装置来用于医疗用途，例如心脏用途。这些装置中的一些包括导管、引线、起搏器和类似者，以及用于输送这种装置的输送装置和/或系统。这些装置可以通过各种不同的制造方法中的任何一种制造，并且可以根据多种方法中的任何一种使用。在公知的医疗装置、输送系统和方法中，每个都具有某些优点和缺点。一直需要提供替代的医疗装置和输送装置以及用于制造和使用医疗装置和输送装置的替代方法。

发明内容

本公开提供用于医疗装置(包括心脏感测和起搏装置以及输送装置)的设计、材料、制造方法和用途的替代方案。

第一个示例是用于向患者心脏输送电刺激的无引线起搏装置。无引线起搏装置包括具有中心纵向轴线的壳体。壳体包括本体部分和从本体部分向远侧延伸的头部。固定构件从头部延伸。远侧延伸部连接到头部，并向头部的远侧端部的远侧延伸。所述固定构件在松弛状态下具有螺旋构造，并且构造成响应于对其施加的轴向力而伸长为伸直构造。

对于以上示例中任一个来说替代地或附加地，所述固定构件构造成响应于向其施加的处于0.1磅力至1.0磅力范围内的轴向力而伸长至所述伸直构造。

对于以上示例中任一个来说替代地或附加地，所述固定构件响应于所述轴向力塑性变形至所述伸直构造。

对于以上示例中任一个来说替代地或附加地，所述固定构件由铂铱材料形成。

对于以上示例中任一个来说替代地或附加地，所述固定构件至少部分地围绕所述头部的外部表面延伸。

对于以上示例中任一个来说替代地或附加地，所述无引线起搏装置包括药物套环，其至少部分地围绕所述头部定位。

对于以上示例中任一个来说替代地或附加地，所述药物套环至少部分地定位在所述固定构件与所述头部的外部表面之间。

对于以上示例中任一个来说替代地或附加地，所述药物套环通过医疗级粘合剂和包括聚醚醚酮的界面中的一种或两种紧固至所述头部。

对于以上示例中任一个来说替代地或附加地，所述头部延伸到所述固定构件的远侧末端的远侧。

对于以上示例中任一个来说替代地或附加地，所述固定构件包括延伸到所述远侧末端的螺旋锚定件。

对于以上示例中任一个来说替代地或附加地，所述固定构件包括：近侧部分，其嵌入在所述头部的近侧部分内；螺旋线圈部分，其环绕所述头部的远侧部分的外表面并从该外表面沿径向向外间隔开；以及远侧末端，其形成所述固定构件的终端端部。所述远侧末端定位在所述头部的远侧端部的近侧。

另一个示例是一种从患者心脏的冠状窦取出无引线起搏装置的方法。所述方法包括使定位装置前进通过患者的脉管系统到达无引线起搏装置，所述无引线起搏装置至少部分地定位在所述患者的冠状窦中。然后，定位装置与无引线起搏装置接合，并且经由定位装置向无引线起搏装置施加力，以从环绕所述冠状窦的组织取出所述无引线起搏装置的螺旋固定锚定件。然后，从所述患者的冠状窦和脉管系统撤出所述无引线起搏装置和定位装置。

对于以上示例中任一个来说替代地或附加地，施加的力是旋转力。

对于以上示例中任一个来说替代地或附加地，施加的力是纵向力。

对于以上示例中任一个来说替代地或附加地，所述螺旋固定锚定件塑性地变形成伸直构造。

另一个示例是一种在患者心脏的冠状窦中定位无引线起搏装置的方法。所述方法包括使引导线前进到患者的冠状窦中，然后使无引线起搏装置在已前进的引导线上前进。无引线起搏装置包括壳体。壳体具有本体部分和从本体部分向远侧延伸的头部。无引线起搏装置还包括从头部延伸的固定构件，其构造成接合患者的冠状窦附近的组织。无引线起搏装置在冠状窦中旋转以使固定构件与患者的冠状窦附近的组织接合，并抵靠冠状窦的壁紧固无引线起搏装置，所述冠状窦的壁形成患者心脏的腔室的壁。

对于以上示例中任一个来说替代地或附加地，无引线起搏装置在定位于输送鞘的管腔内时在已前进的引导线上前进。所述方法还包括在无引线起搏装置定位在冠状窦中并且定位在输送鞘的管腔内的同时旋转壳体，直至固定构件的终端末端面对冠状窦的壁，所述冠状窦的壁形成患者心脏的腔室的壁。

对于以上示例中任一个来说替代地或附加地，当固定构件的终端末端面对冠状窦的形成患者心脏腔室壁的壁时，使固定构件前进将向远侧前进离开输送鞘的管腔。

对于以上示例中任一个来说替代地或附加地，旋转步骤导致组织被定位在固定构件和头部之间。

对于以上示例中任一个来说替代地或附加地，固定构件刺穿到患者心脏的左心房肌肉中。

以上对一些实施例的概述并不旨在描述本公开的每个所公开的实施例或每个实施方式。下面的附图和具体实施方式更具体地例示这些实施例的一些。

附图说明

结合附图考虑以下详细描述可以更全面地理解本公开，附图中：

图1是植入心脏内的示例无引线起搏装置的示意图；

图2是示例性可植入无引线起搏装置的侧视图；

图3是示例性可植入无引线起搏装置的示意性框图；

图4是沿着图3中的线4-4截取的示意性剖视图；

图5是示例性可植入无引线起搏装置的远侧部分的剖视侧视图；

图6是具有应变消除特征的示例性可植入无引线起搏装置的远侧部分的剖视侧视图；

图7-13是用于固定构件的示例螺旋线圈的视图，该螺旋线圈具有暴露的导电表面；

图14是心脏中的示例性可植入无引线起搏装置的示意图；

图15A-15B是处于心脏中的示例性可植入无引线起搏装置的示意图；

图16是具有通信线的示例性可植入无引线起搏装置的远侧端部的侧视图；

图17是在应变消除特征处具有通信线的示例性可植入无引线起搏装置的远侧端部的侧视图；

图18是具有药物套环的示例性可植入无引线起搏装置的远侧端部的透视图；

图19是具有药物套环的示例性可植入无引线起搏装置的远侧端部的侧视图；

图20是具有药物套环的示例性可植入无引线起搏装置的远侧端部的侧视图；

图21是在应变消除特征处具有药物套环的示例性可植入无引线起搏装置的远侧端部的侧视图；

图22是示例性可植入无引线起搏装置的侧视图，其具有带有两部式第二部分的壳体；并且

图23-31是一系列的示意图，其示出了示例性可植入无引线起搏装置向患者的心脏中的输送以及从患者的心脏的取出。

虽然本公开服从各种修改和替代形式，但是其特定情况已经通过示例方式在附图中示出并且将被详细描述。然而，应该理解的是，意图不是将本公开的多个方面限制于所描述的特定实施例。相反，意图是覆盖落于本公开的精神和范围内的所有变型、等同方案和替代方案。

具体实施方式

对于以下定义的术语，这些定义将适用，除非在权利要求书中或在本说明书中的其它地方给出了不同的定义。

所有数值在本文中都被假定为被术语“大约”修饰，不管是否被明确地指出。术语“大约”通常是指一定范围的数字，其将被本领域的技术人员认为等同于所举值(即，具有相同的功能或结果)。在许多情况下，术语“大约”可以包括被四舍五入到最接近有效数字的数字。

通过端点对数值范围的列举包括处于该范围内的所有数字(例如，1-5包括1、1.5、2、2.75、3、3.80、4和5)。

如在本说明书和所附权利要求书中使用的，单数形式“一”、“一个”和“该”包括复数的对象，除非内容另有明确规定。如在本说明书和所附权利要求书中使用的，术语“或”在其意义上通常被采用来包括“和/或”，除非内容另有明确规定。

应指出的是，说明书中对“一实施例”、“一些实施例”、“其它实施例”等的提及表示所描述的实施例可以包括一个或更多个特定的特征、结构和/或特性。然而，这种记载并不一定意味着所有的实施例均包括所述特定的特征、结构和/或特性。附加地，当关联于一个实施例描述特定特征、结构和/或特性时，应该明白的是，这种特征、结构和/或特性也可以关联于其它实施例使用，不管是否有明确的描述，除非另有明确的相反说明。

以下详细描述应该参考附图来阅读，其中不同附图中的相似结构被相同地编号。附图(其并不一定按比例进行绘制)示出了说明性实施例而且并不旨在限制本公开的范围。

以下描述应该参考附图来阅读，其中不同附图中的相似元件被相同地编号。描述和附图(其并不一定按比例进行绘制)示出了例示性实施例而且并不旨在限制本公开的范围。

心脏起搏器提供电刺激到心脏组织，以使心脏收缩并且因此泵送血液穿过血管系统。常规起搏器通常包括电引线，其从皮下地或肌下地植入的脉冲发生器延伸到邻近心脏腔室的内或外壁定位的电极。作为常规起搏器的替代方案，自足式或无引线心脏起搏器已经被提出。无引线心脏起搏器是小型封装体，其通常固定到心脏腔室之中或周围的心内植入部位。小型封装体通常包括双极起搏/感测电极、电源(例如电池)和关联的电子电路(用于控制起搏/感测电极)，并且因此提供电刺激到心脏组织和/或感测生理状况。在一些情况下，无引线心脏起搏器可以包括从小型封装体延伸的近侧和/或远侧延伸部，其中延伸部可以包括一个或更多个起搏/感测电极。封装体可以使用输送装置输送到心脏，所述输送装置可以推进穿过股静脉，进入下腔静脉中，进入右心房中，并进入冠状窦和延伸穿过和/或到达冠状窦的血管中。相应地，可能希望的是提供心脏起搏装置和输送装置，其便于推进穿过脉管系统。

本文中描述的无引线起搏装置可以检测和治疗心律失常，并且更具体而言，将电刺激治疗输送到患者心脏的右心房、左心房、右心室和/或左心室。例如，一个或更多个装置可以被植入患者的心脏之上或之内，并且一个或更多个装置可以构造成根据一个或更多个治疗程序将电刺激治疗输送到患者的心脏的一个或更多个腔室和/或治疗一个或更多个类型的检测到的心律失常。一些示例电刺激治疗包括心动过缓治疗、心脏再同步治疗(CRT)、抗心动过速起搏(ATP)治疗、除颤和/或心脏复律治疗及类似治疗。一些示例心律失常包括心房颤动或心房扑动、心室颤动和心动过速。

尽管本文详细描述了无引线起搏装置的各种特征，但是在以下文献中讨论了示例性无引线起搏装置的替代和/或附加特征：2018年3月19日提交的题为“SYSTEMS ANDMETHODS FOR TREATING CARDIA ARRHYTHMIAS”的美国专利申请No.15/924,985，该申请通过引用并入本文以用于所有目的；2018年3月19日提交的题为“SYSTEMS AND METHODS FORTREATING CARDIA ARRHYTHMIAS”的美国专利申请No.15/925,189，该申请通过引用并入本文以用于所有目的；2018年3月19日提交的题为“SYSTEMS AND METHODS FOR TREATINGCARDIA ARRHYTHMIAS”的美国专利申请No.15/925,146，该申请通过引用并入本文以用于所有目的；以及2018年3月19日提交的题为“SYSTEMS AND METHODS FOR TREATING CARDIAARRHYTHMIAS”的美国专利申请系列号15/925,247，该申请通过引用并入本文以用于所有目的。以下，通过引用并入的这些参考文献被称为“并入本文的参考文献”。

图1是一说明性系统的概念图，该系统用于向患者的心脏输送电刺激治疗，包括将电刺激治疗输送到患者的心脏的右心房、左心房、右心室和/或左心室。图1示出了植入心脏10之中和周围的说明性无引线起搏装置20。图1的心脏10被示出为显示右心房11、左心房12、右心室13、左心室14、冠状窦15、冠状窦口16、心大静脉17和隔膜18。在图1中，冠状窦15和心大静脉17用虚线示出，因为这些特征在心脏10的后侧，并且通常从图1的视图中不可见。尽管无引线起搏装置20被显示为植入并延伸到冠状窦15中，并且从图1的视图中通常看不到无引线起搏装置20的至少一部分，但是为了清楚起见，整个无引线起搏装置20用实线示出。在一些情况下，无引线起搏装置20的壳体22的长度的约50％被插入到冠状窦15中，其中壳体22的近侧端部区域定位在右心房11中。在一些情况下，无引线起搏装置20的壳体22的长度的最远侧部分的约25％-75％可以被插入到冠状窦15中，其中壳体22的剩余近侧端部区域定位在右心房11中。

在图1的示例中，无引线起搏装置20包括具有近侧端部和远侧端部的壳体22以及向壳体22的远侧端部的远侧延伸的远侧延伸部24。然而，在一些情况下，可以不包括远侧延伸部24和/或可以包括一个或更多个其它远侧和/或近侧延伸部。壳体22可以是单个部分，或可以具有第一部分22a(例如，罐或本体)、第二部分22b(例如，头部或模制部分)、和/或一个或更多个其它部分。可想到的是，壳体22不必沿着其整个长度具有相同的截面形状。当被植入时，壳体22可以完全地或部分地设置在患者的心脏10的冠状窦15内，而远侧延伸部24可以完全地或部分地设置在从冠状窦15延伸的血管内(例如，心大静脉17、前室间静脉和/或其它横向下行血管)。

壳体22可以具有适于植入患者的心脏10内的目标位置处的任何尺寸。在一个示例中，壳体22可以具有足以装配在冠状窦15内的截面直径或面积。冠状窦15的尺寸在人类中可以在约0.24英寸(6mm)至约0.6英寸(15mm)之间变化。在不同实施例中，壳体22的直径可以定范围在约0.1英寸(2.54mm)至约0.4英寸(10mm)之间。这些尺寸可以允许壳体22植入不同尺寸的冠状窦内，同时仍允许足够的血液流动穿过冠状窦15。

壳体22可以在其外部表面上具有一个或更多个纹理。在一些情况下，壳体22的纹理可以包括便于壳体22稳定在患者体内的一定位置处的第一纹理以及便于血液通行经过壳体22的第二纹理。在壳体22可以构造成放置在患者的冠状窦15内的一个示例中，壳体22的旨在邻近和/或接触可兴奋心肌组织的第一侧可以具有纹理化表面(例如，具有粗糙的纹理)，以促进将壳体22稳定在预期位置，并且壳体22的旨在邻近和/或接触脂肪或心包组织的第二侧可以相对于壳体22的纹理化的第一侧具有光滑表面，以促进血液和/或其它流体通过冠状窦15内的壳体22。可以通过喷砂、喷珠、喷碳酸氢钠、电抛光、沉积和/或一种或更多种其它纹理化技术对纹理化表面进行纹理化。光滑表面可以从抛光、施加保护层或涂层和/或一种或更多种其它光滑处理技术而光滑。

在一些实施例中，无引线起搏装置20可以附加地包括一个或更多个电极。在一个示例中，无引线起搏装置20的壳体22可以支撑第一电极26和第二电极28，而远侧延伸部24可以支撑远侧电极或多个电极。在一些情况下，远侧延伸部24可以包括多个电极(例如，第一近侧环电极30、第二近侧环电极32、第三近侧环电极34、远侧环电极36、和/或一个或更多个其它电极)。虽然所描述的电极可以作为环电极示出，但是根据应用可以采用其它电极类型。

在一些情况下，第一电极26可以形成在壳体22的第一部分22a上、沿着该第一部分形成、和/或从该第一部分形成，并且第二电极28可以形成在从壳体22延伸的固定构件50(下文更详细地描述)上、沿着该固定构件形成、和/或从该固定构件形成。在一个示例中，壳体22的第一部分22a可以至少部分地由导电材料形成，并且这种导电材料的暴露表面可以至少部分地形成第一电极26。附加地或替代地，第二电极28可以由固定构件50的一个或更多个暴露的导电表面部分形成，所述暴露的导电表面部分可以暴露于患者的心脏组织。

尽管电极26、28被示出为相应地定位在壳体22的第一部分22a处以及从壳体的第二部分22b延伸的固定构件50处，但是在一些情况下，由壳体22支撑的电极的数量和位置可以根据应用而有所不同。例如，无引线起搏装置20可以具有仅设置在第一壳体部分22a或第二壳体部分22b之一上的或仅由该第一壳体部分或第二壳体部分之一支撑的电极、或者在第一壳体部分22a上或由该第一壳体部分支撑的一个电极以及在第二壳体部分22b上或由该第二壳体部分支撑的另一电极，其中无引线起搏装置20包括两个壳体部分。可能希望的是在壳体22上将电极配置壳体22的各种纵向位置处，以便于在电极和冠状窦15的壁之间建立良好的接触。在一些情况下，无引线起搏装置20可以不具有设置在壳体22上的任何电极。用于无引线起搏装置20的替代和/或附加电极构造在并入本文的参考文献中有讨论。

在由壳体22支撑的电极26、28的一个示例配置中，定位在壳体22的第一部分22a上的第一电极26可以是阳极电极，而定位在固定构件50处的第二电极28可以是阴极电极。然而，由于电极可以是双极电极，因此示例配置中的第一电极26可以改变为阴极电极，并且示例配置中的第二电极28可以改变为阳极电极。配对的双极电极的极性可以切换，而不管电极的位置如何。

当被提供时，无引线起搏装置20的电极可以用于向心脏10输送电刺激，和/或感测一个或更多个生理信号。在一些情况下，无引线起搏装置20可以使用电极(例如，电极26-36或其它电极)中的一个或更多个来与一个或更多个其它装置(比如但不限于一个或更多个其它无引线心脏起搏器和/或可植入心律转复除颤器)通信。在一些情况下，无引线起搏装置20可以使用传导通信技术进行通信，并且可以通过电极(例如，电极26-36或其它电极)中的一个或更多个来输送和/或接收通信信号。附加地或替代地，无引线起搏装置20可以包括一个或更多个通信线(例如，参见图15A-15B和16)，所述通信线构造成作为天线操作，用于与一个或更多个其它装置进行无线通信和/或从该一个或更多个其它装置接收电能，如下面更详细讨论的。

在一些情况下，壳体22可以包括近侧构件38(例如，对接毂或其它构件)，其大体上从壳体22的近侧端部伸出。在图1所示的示例中，近侧构件38可以从壳体22的第一部分22a向近侧延伸。在植入期间，近侧构件38可以可释放地联接到定位装置(图1中未示出)。当被联接时，定位装置的移动可以转移到壳体22，从而允许使用者(比如医师)将壳体22操纵到心脏10内的适当位置，例如进入或靠近冠状窦15。定位装置可以有能力纵向地和/或旋转地操纵壳体22。

在一些情况下，无引线起搏装置20可以从输送导管(图1中未示出)被输送，并且输送导管的环绕壳体22的部分可以符合壳体22，以在输送导管和壳体22之间建立可靠连接。当无引线起搏装置20就位时，输送导管可以缩回，或者定位装置可以用于将壳体22推出输送导管和/或以其它方式调节无引线起搏装置20的位置。附加地或替代地，定位装置可以向壳体22施加旋转扭矩，以将无引线起搏装置20锚定到心脏组织。在一些情况下，用于调节无引线起搏装置20的位置的细长构件可以具有互锁机构(例如，如下所述的互锁机构100，或其它适当的互锁机构)。例如，用于调节无引线起搏装置20的位置的细长构件可以包括但不限于：具有磁性远侧端部的细长构件，该磁性远侧端部构造成与壳体22或近侧构件38建立磁性连接；在远侧端部处具有抓握机构的细长构件，该抓握机构构造成抓握壳体22或近侧构件38；在远侧端部处具有勒除器机构的细长构件，该勒除器机构构造成接合壳体22，和/或构造成与无引线起搏装置20相互作用以调节无引线起搏装置20的位置的其它适当的细长构件。尽管图中未示出，但近侧构件38可以进一步包括系绳锚定件，其在输送期间可以促进系绳联接到系绳锚定件，以允许使用者将壳体22拉回输送导管内以便进一步定位。在一些情况下，系绳可以是缝线，并且缝线可以通过环抱系绳锚定件而联接到系绳锚定件。为了从壳体22释放系绳，使用者可以简单地切断系绳或拉动系绳的一端直到系绳自身从系绳锚定件解开。

尽管远侧延伸部24在图1中示出，但是在一些情况下，无引线起搏装置20可以不包括远侧延伸部24。在无引线起搏装置20包括远侧延伸部24的情况下，远侧延伸部24可以从壳体22的远侧端部(例如，壳体22的第二部分22b，如图1所示)向远侧延伸。此外，当被包括时，远侧延伸部24可以延伸到冠状窦15中并且固定在冠状窦15内。在一些情况下，远侧延伸部24可以延伸穿过冠状窦15并进入心大静脉17(如图1中所示)或从冠状窦15或心大静脉17延伸的一个或更多个其它血管中。

远侧延伸部24可以包括近侧端部24a和远侧端部24b。远侧延伸部24的远侧端部24b可以包括一个或更多个接合构件，但是这不是必需的，并且接合构件可以从远侧延伸部24省略。在被包括时，接合构件可以帮助将远侧延伸部24的远侧端部24b紧固在冠状窦15或心大静脉17内。接合构件可以包括一个或更多个远侧延伸部锚定件(例如，叉齿、螺旋线圈、爪或其它锚定件)，其由硅、生物相容性聚合物、生物相容性金属、另一生物相容性材料、形状记忆材料(例如，镍钛诺或其它形状记忆材料)和/或生物可吸收材料制成。可以采用生物可吸收材料来促进从患者移除无引线起搏装置20，因为内皮生长原本可能发生在远侧延伸部锚定件上。

在一些情况下，在被包括时，接合构件可以包括一个或更多个电极或线环，并且可以用作天线以与一个或更多个其它装置通信和/或接收来自所述一个或更多个其它装置的电能。例如，无引线起搏装置20可以通过接合构件41的电极和/或线环使用感应和/或传导通信技术接收能量传递和/或进行通信。

如以上提及的，远侧延伸部24可以包括一个或更多个电极(例如，电极30-36)。在这些情况中的一些中，电极30-36可以设置为靠近远侧延伸部24的远侧端部24b并且远离壳体22，然而在其它情况下，远侧延伸部24上的电极中的一个或更多个可以跨越远侧延伸部24的一定长度(例如，整个长度或部分长度)。

在一些情况下，远侧延伸部24上的电极可以用于向心脏10输送电刺激。例如，无引线起搏装置20可以通过电极中的一个或更多个的组(例如，来自电极30-36或其它电极的组)将电刺激输送到心脏10的左心室14。在一些情况下，无引线起搏装置20可以使用电极30-36中的两个或更多个同时地或有延迟地(例如经由多电极起搏)将电刺激输送到心脏10的左心室14。在一些附加或替代情况下，无引线起搏装置20可以使用电极30-36中的一个或更多个来与一个或更多个其它装置通信(例如，电极30-36可以用作天线)。例如，无引线起搏装置20可以通过电极30-36中的一个或更多个使用感应或传导通信技术来接收能量传递和/或进行通信。

无引线起搏装置20上的电极26-36和/或其它电极可以有能力感测电信号、提供电刺激信号、或感测电信号且提供电刺激信号。信号处理、通信和/或治疗脉冲生成可以发生在无引线起搏装置的任何部分处(适当的处理模块可以位于此处)。在一个示例中，用于无引线起搏装置20的电极(例如，电极26-36和/或其它电极)的信号处理、通信和治疗脉冲生成可以发生在壳体22内的或由壳体22支撑的模块中，但这不是必需的。

无引线起搏装置20的电极26-36和/或其它电极可以构造成执行心脏激活事件的近场和/或远场感测。心脏激活事件的“近场”感测是指感测起源于对应电极所在之处的局部腔室(例如，电极正在感测之处的同一腔室)的心脏激活事件。心脏激活事件的“远场”感测是指感测起源于除对应电极所在之处的局部腔室之外的腔室的心脏激活事件。例如，如果无引线起搏装置20的电极位于冠状窦15中，且电极邻近冠状窦15的形成右心房11的壁的壁附近，则电极正在近场感测右心房激活事件，并且正在远场感测左心房激活事件、左心室激活事件和右心室激活事件。

在图1的示例中，其中无引线起搏装置20被植入冠状窦15和从冠状窦15延伸的血管(例如心大静脉17)中，第一电极26(例如，由壳体22支撑的位于近侧的电极)可以定位在冠状窦15中邻近右心房11，第二电极28(例如，由壳体22支撑的位于远侧的电极)可以定位在冠状窦15中邻近左心房12，并且由远侧延伸部24支撑的电极30-36可以定位在心大静脉17和/或心大静脉17的分支中，使得电极30-36邻近左心房12和/或左心室14定位。在这种植入构造中，第一电极26可以感测在右心房11中的心房激活事件(P波)的近场信号并向右心房11的心脏组织提供起搏脉冲，第二电极28可以感测在左心房12中的心房激活事件(P波)的近场信号并向左心房12的心脏组织提供起搏脉冲，并且由远侧延伸部24支撑的电极30-36可以感测源自心房并通过房室结和希浦(His-Purkinje)路径传导在左心室14中的心室激活事件(R波)的近场信号，并向左心室14的心脏组织提供起搏脉冲。

附加地或替代地，无引线起搏装置20的电极26-36或其它电极可以通过远场感测来感测信号。例如，可以由壳体22支撑的电极26、28可以感测远场心室激活活动(R波)，并且由远侧延伸部24支撑的电极30-36可以感测远场心房激活活动(P波)。然而，这种感测到的信号可能被衰减和延迟和/或幅度和持续时间可能不足以可靠地感测心房和心室激活活动，并且在考虑通过远场感测感测到的信号时可能需要考虑通过近场感测感测到的信号。

在一些情况下，无引线起搏装置20可以作为单个装置植入(例如，没有一个或更多个其它无引线起搏装置或者一个或更多个可植入心律转复除颤器)，其可以根据需要向右心房11、左心房12、右心室13和/或左心室14提供电刺激。例如，无引线起搏装置20可以构造成根据治疗程序输送电刺激以治疗心房颤动或心房扑动。然而，在其它情况下，无引线起搏装置20可以与在心脏10之中和/或周围的一个或更多个不同位置处植入的一个或更多个其它可植入心律转复除颤器和/或一个或更多个其它无引线起搏装置一起植入。

在使用无引线起搏装置20的一个示例中，无引线起搏装置20可以是用于向心脏10输送心脏再同步治疗(CRT)的单个或多个装置系统的一部分。在这些示例中，无引线起搏装置20可以感测右心房11和左心房12之一者或两者中的心电信号。一旦无引线起搏装置20感测到传播通过右心房11和/或左心房12的心电信号，则无引线起搏装置20可以在一延迟周期(例如，AV延迟)之后将起搏脉冲输送到左心室14。延迟周期的长度可以被确定或被选择成使得无引线起搏装置20可以在传播的心电信号到达右心室13并使右心室13收缩时向左心室14输送起搏脉冲。以这种方式，无引线起搏装置20可以进行操作以提供右心室13和左心室14的同步收缩。在一些附加情况中，无引线起搏装置20可以基于感测到的心率来调节延迟周期。例如，当无引线起搏装置20感测到心率增加时，无引线起搏装置20可以缩短延迟周期的长度。相反地，当无引线起搏装置20感测到心率降低时，无引线起搏装置20可以延长延迟周期。

如所论述的，无引线起搏装置20可以经由冠状窦15将起搏脉冲输送到右心房11和/或左心房12。在这些实施例中，无引线起搏装置20可以在无引线起搏装置20将起搏脉冲输送到右心房11和/或左心房12之时或稍后开始计算延迟周期。与前述实施例一样，这可以引起右心室13和左心室14的同步收缩。在无引线起搏装置20是在右心室13内具有附加无引线起搏装置的系统的一部分的情况下，无引线起搏装置20可以在无引线起搏装置20向右心房11和/或左心房12输送起搏脉冲之后将触发信号传送到附加无引线起搏装置。在接收到触发之后，附加无引线起搏装置可以在其自身的延迟周期之后将起搏脉冲输送到右心室13。在这些示例的至少一些中，附加无引线起搏装置的延迟周期与无引线起搏装置20的延迟周期可以是一致的，使得附加无引线起搏装置和无引线起搏装置20两者同步地将起搏脉冲输送到右心室13和左心室14。然而，在其它实施例中，附加无引线起搏装置的延迟周期与无引线起搏装置20的延迟周期可以是不同的，例如通过右心室13和左心室14的传导不同时，以便使右心室13和左心室14同步收缩。

图2是示例性无引线起搏装置20的示意图。示例性无引线起搏装置20可以包括具有第一壳体部分22a和第二壳体部分22b的壳体22，有时具有向壳体22的远侧延伸的远侧延伸部24。壳体22可以是一体式壳体或可以包括两个或更多个壳体部分(例如，第一部分22a、第二部分22b和/或一个或更多个其它壳体部分)，在其中容纳无引线起搏装置20的一个或更多个部件。壳体22通常可以包括生物相容性材料，比如生物相容性金属和/或聚合物，并且在被植入患者的身体内时，可以将无引线起搏装置20的部件密闭地密封隔绝于患者身体的流体和组织。

图2所示的壳体22可以具有沿着平行于线A的中心纵向轴线延伸的大体上直线的细长形状。在一些情况下，壳体22(包括第一本体部分22a和/或头部或第二部分22b)可以是大致柱形的，其具有围绕壳体22的中心纵向轴线延伸的周向表面。在图2中，第一部分22a和第二部分22b都沿着中心纵向轴线并且平行于线A延伸。然而，壳体22可以呈一个或更多个其它适当的形状，包括但不限于具有弯曲的或有角的部分，以促进通过无引线起搏装置20的电极接合患者心脏的组织。壳体22的附加或替代的形状构造在并入本文的参考文献中有讨论。在一些这中构造中，第二部分22b(即头部)可以沿着平行于线A的中心纵向轴线延伸，而近侧部分22a可以沿着相对于中心纵向轴线和线A倾斜的纵向轴线延伸。在其它情况下，第一部分22a可以沿着平行于线A的中心纵向轴线延伸，而远侧部分22b可以沿着相对于中心纵向轴线和线A倾斜的纵向轴线延伸。

如上所述，无引线起搏装置20可以具有一个或更多个电极，比如电极26、28和/或其它电极，其在所示的示例中由壳体22支撑(例如，第一电极可以由壳体的第一部分22a的导电材料形成，并且第二电极28可以由壳体22的第二部分22b所支撑的固定构件50的导电部分形成)。在一些情况下可想到的是壳体22可以具有不同数量的电极，或完全没有电极。

在壳体22包括两个或更多个部分的情况下，第一部分22a可以是本体，并且第二部分22b可以是头部。第一部分22a可以由生物相容性金属材料或者适于封装无引线起搏装置20的电子部件和/或用作第一电极26的其它材料制成。第二部分22b(即头部)可以由生物相容性聚合物或其它材料制成。在一些情况下，第二部分22b可以由聚合物制成，并且通过包覆模制工艺模制在壳体22的第一部分22a的远侧端部和/或从第一部分22a延伸的部件上，或者与容纳在壳体22的第一部分22a中的部件通信(例如，固定构件50与由第一壳体部分22a容纳的电源电连通)。例如，当第二部分22b由模制技术形成时，远侧延伸部24可以通过在远侧延伸部24的近侧端部上模制第二部分22b而连接到壳体22。

在一些情况下并且如上所述，壳体22可以包括从壳体22的第一部分22a的近侧端部延伸的近侧构件38(例如，对接毂)。在一些情况下，近侧构件38可以具有延伸部46，其具有第一外径并从壳体22突出，其中延伸部46的近侧端部可以连接到或形成具有第二直径的附属部48。在图2中示出的示例中，附属部48的第二外径可以大于延伸部46的第一外径，但其它适当的构造也是可想到的。

在植入期间，如下面参考图23-31更详细讨论的，定位装置可以可释放地联接到近侧构件38。当联接好时，定位装置的移动可以转移到壳体22，从而允许使用者在植入期间纵向地定位和/或旋转无引线起搏装置20。在一些情况下，代替或加上延伸部46和附属部48，近侧构件38可以包括互锁机构的一半，并且定位装置可以具有互锁机构的第二半，其可以可释放地联接到近侧构件38的互锁机构。互锁机构可以构造成建立磁性连接、键式连接和/或其它适当的连接。附加和/或替代的定位装置和互锁机构在并入本文的参考文献中有描述。

在一些情况下，壳体22可以包括固定构件50，和/或固定构件50可以从壳体22延伸。固定构件50可以包括远侧末端57，并且可以构造成在无引线起搏装置20被植入心脏10的冠状窦15内时，将无引线起搏装置20维持在冠状窦15内。固定构件50可以是或者可以包括一个或更多个锚定件(例如，叉齿、螺旋线圈、爪或其它锚定件)，其由硅、生物相容性聚合物、生物相容性金属、另一生物相容性材料、形状记忆材料(例如，镍钛诺或其它形状记忆材料)和/或生物可吸收材料制成。可以采用生物可吸收材料来促进从患者移除无引线起搏装置20，因为组织生长原本可能发生在锚定件上。

在固定构件50的一个示例中，固定构件50可以是螺旋线圈或锚定件，如图2所示，其具有终止于远侧末端57处的远侧端部。在一些情况下，螺旋线圈中的固定构件50可以具有约0.25至约0.275英寸范围内的外径和约0.075英寸的螺距。在一个示例中，螺旋线圈中的固定构件50可以具有约0.247英寸或约0.25英寸的外径，并且螺旋线圈可以具有约0.050英寸的螺距，以便围绕螺旋线圈至少一圈，但是螺旋线圈形状的固定构件50可以具有一个或更多个不同的直径和/或不同的适当螺距，但是这不是必需的。

固定构件50的螺旋线圈可以通过任何适当的方式固定到壳体22。在一个示例中，固定构件50的近侧部分(例如螺旋线圈的近侧部分)可以嵌入(例如模制)在壳体22的第二部分22b内，并且固定构件50的远侧部分(例如螺旋线圈的远侧部分)可以从第二部分22b延伸，并且可以构造成在无引线起搏装置定位在患者体内时接合患者的心脏组织。固定构件50的远侧部分可以构造成围绕壳体22的第二部分22b延伸约0.5圈、约0.75圈、约1.0圈、约1.25圈、约1.5圈、0.5至2.0圈、0.75至1.5圈、1.0至1.25圈和/或其它适当的圈数。当壳体22的第二部分22b由包覆模制工艺形成时，固定构件50的近侧部分可以在包覆模制工艺期间嵌入第二部分22b内。根据需要，可以使用用于将固定构件50嵌入和/或固定在第二部分22b内的其它技术。

在一些情况下，固定构件50的螺旋线圈可以终止于定位在壳体22的第二部分22b的远侧端部之处或位于其近侧的远侧末端57处。例如，壳体22的第二部分22b的距离D可以向远侧末端57的远侧延伸，如图2所示。第二部分22b的距离D的示例距离包括但不限于在约0.005英寸到约0.030英寸的范围内、在约0.005英寸到约0.015英寸的范围内、和/或在其它适当距离范围内的距离。在一个示例中，距离D可以是约0.005英寸。在其它情况下，远侧末端57可以与远侧部分22b的远侧端部齐平。

在一些情况下，固定构件50的螺旋线圈可以终止于定位在壳体22的第二部分22b的远侧端部之处或位于其远侧的远侧末端57处。例如，远侧末端57可以定位在壳体22的第二部分22b的远侧端部的远侧达一定距离，该距离在约0.005英寸到约0.030英寸的范围内，在约0.005英寸到约0.015英寸的范围内，和/或在其它适当距离的范围内。在一个示例中，远侧末端57可以定位在壳体22的第二部分22b的远侧端部的远侧达约0.005英寸的距离。

在松弛的平衡状态下，固定构件50的远侧末端57可以从固定构件50的螺旋部分的外圆周沿切向延伸，使得远侧末端57沿径向向外延伸超过壳体22的周向表面，比如沿径向向外超过壳体22的第一部分22a和/或第二部分22b的周向表面。

当固定构件50呈螺旋线圈和/或其它构造的形式时，固定构件50可以至少部分地由构造成穿刺并接合心脏组织的材料构造成，所述材料是导电的、不透射线的和/或可挠曲的和/或具有形状记忆特性。这种材料的示例可以包括但不限于不锈钢、镍钴合金(例如MP35N或其它适当的镍钴合金)、铂铱合金(例如70％铂和30％铱的合金、80％铂和20％铱的合金和/或其它适当的铂铱合金)、钛(例如1级硬化钛；1级退火钛和/或其它适当的钛)、镍钛合金(例如镍钛诺和/或其它适当的镍钛合金)、适当的贵金属、这些材料的组合(例如具有镍钛合金芯层和铂铱合金外层的材料组合)和/或其它适当的材料。在一些情况下，形成固定构件50的材料可以是不透射线的材料，以促进将固定构件50与目标位置对齐。呈螺旋线圈形式的固定构件50可以由具有一定直径(例如最大截面距离)的材料(例如线或其它适当的材料)形成，其适于穿刺并接合心脏组织、传导电力和/或是可挠曲或可弯曲的。适当直径的示例包括但不限于0.001-0.100英寸、0.010-0.020英寸、0.014-0.016英寸和/或其它适当的直径。在固定构件50的一个示例中，固定构件50可以至少部分地由0.015英寸直径的80％铂和20％铱的合金形成，但是这不是必需的。

在一些情况下，当固定构件50接合组织并且轴向力被施加到无引线起搏装置20时，具有螺旋线圈构造的固定构件50可以有能力从螺旋构造变直或伸长。在一些情况下，当受到轴向力时，固定构件50可以塑性变形并从其螺旋构造伸长成伸直构造。固定构件50的这种构造可以促进将无引线起搏装置20从冠状窦15内的植入位置移除，并且可以降低固定构件50由于穿刺或擦伤而对患者造成损害的风险。在一些情况下，使固定构件从松弛的螺旋构造伸长所需的力的量可以取决于材料类型和/或材料的厚度。使固定构件50从松弛的螺旋构造伸长(例如塑性变形)到伸长的伸直构造所需的力的示例量可以设定在约0.1-1.0磅力(lbf)的范围内、约0.1-0.5磅力的范围内、约0.25磅力、约0.50磅力、小于约1.0磅力、和/或其它适当的力量，以便在施加轴向力时不会对患者造成过度创伤，而是需要足够的力使得固定构件50不会无意中伸长。

在至少一些示例中，固定构件50可以构造成相对于冠状窦15的管腔将壳体22至少部分地维持在期望的位置。例如，当固定构件50处于螺旋锚定件构造时，固定构件50可以接合患者的心脏组织，并将壳体22的至少一部分(例如第二部分22b)压靠在冠状窦15的壁上，该壁形成心脏10的腔室的壁(例如，通过将冠状窦15的壁的一部分定位在固定构件50和壳体22的第二部分22b之间)。

尽管在图中在壳体22上示出了一个固定构件50，但是壳体22可以支撑一个或更多个附加固定构件，其与图中示出的固定构件50沿轴向间隔开。在其它情况下，壳体22可以不包括固定构件50。

在一些情况下，如上所述，固定构件50可以包括或形成一个或更多个电极(例如，第二电极28或其它适当的电极)，和/或可以充当天线以与一个或更多个其它装置通信和/或从该一个或更多个其它装置接收电能。例如，无引线起搏装置20可以通过固定构件50的电极使用感应和/或传导通信技术接收能量传递和/或进行通信。

在至少一些情况下，壳体22可以具有延伸穿过壳体22的一侧的引导线端口54(例如通向壳体22的一侧外的开口)，其中所述一侧从壳体22的第一端部延伸到第二端部。在一些情况下，引导线端口54可以设置在壳体22的第二部分22b之中或附近，并且可以构造成接收引导线。在无引线起搏装置20包括远侧延伸部24的情况下，远侧延伸部24可以包括延伸到远侧延伸部24的远侧端部24b的远侧末端外的对应引导线端口。在这种情况下，引导线可以沿心大静脉17(或与冠状窦15连通的其它血管)放置。可以通过将远侧延伸部24穿到引导线的近侧端部上，然后使无引线起搏装置20在引导线上前进直到就位，来使无引线起搏装置20在引导线上随行。在无引线起搏装置20不包括远侧延伸部24的实施例中，壳体22可以包括第二引导线端口。

当被无引线起搏装置20包括时，远侧延伸部24可以以任何适当的角度从壳体22延伸。在一些情况下，远侧延伸部24可以相对于线A以角度A从壳体22延伸，其中线A可以是沿着或平行于壳体22的中心纵向轴线的线。角度A可以是斜角，使得远侧延伸部24在自然或平衡状态中(其中没有施加外力来弯曲或挠曲远侧延伸部24)从壳体22的第二部分22b以与壳体22的中心纵向轴线和/或壳体22的第二部分22b的中心纵向轴线不平行的角度延伸。换言之，在平衡状态中，远侧延伸部24的基部部分可以以斜角A固接或紧固到第二部分22b，所述远侧延伸部的基部部分可以相对于壳体22的第二部分22b以固定取向牢固地或固定地安装到壳体22的第二部分22b。例如，远侧延伸部24的基部部分可以在平衡状态中以斜角A从第二部分22b的远侧端部离开或以其它方式直接延伸，使得远侧延伸部24的基部部分的中心纵向轴线相对于壳体22的中心纵向轴线以斜角A取向，所述基部部分可以包括延伸到第二部分22b中并被该第二部分环绕的部分(例如，模制或固接在第二部分22b内)。例如，在一些情况下，斜角A可以在10度到50度的范围内，在10度到40度的范围内，在10度到30度的范围内，在15度到35度的范围内，或者在约20度到25度的范围内。当远侧延伸部24相对于线A以斜角延伸时，该构造可以通过将远侧延伸部24的引导线管腔部分与壳体22的引导线管腔部分对齐来促进使引导线穿过远侧延伸部24，使得远侧延伸部24的近侧端部处的引导线管腔中的弯曲可以被减轻和/或消除。因此，远侧延伸部24可以从壳体22的第二部分22b朝向壳体22的圆周侧朝远侧延伸，该圆周侧与定位在壳体22的第二部分22b的周向表面上的引导线端口54相对(例如，180度相对)。

远侧延伸部24可以是薄的、细长的且柔性的构件，特别是相对于壳体22。例如，远侧延伸部24可以是在壳体22的长度的两倍到十倍之间。附加地并且如上所述，远侧延伸部24可以具有一个或更多个接合构件。在一些情况下，当被包括时，接合构件可以设置在远侧延伸部24的远侧端部24b之处或附近。在一些情况下，远侧延伸部24可以包括一个或更多个电极(例如，电极30-36)。

如以上讨论的，电极30-36和/或其它电极可以设置成接近远侧延伸部24的远侧端部24b，或者可以沿着远侧延伸部24的长度散开(例如，彼此纵向间隔开)，如图2中所示。远侧延伸部24上的电极的其它配置和/或构造也是可想到的并且可以被采用。在电极的一个示例配置中(例如，采用电极30-36)，电极中的每个可以是环电极，并且电极36(例如，远侧环电极)可以设置在远侧延伸部24上靠近远侧延伸部24的远侧末端，电极34(例如，第三近侧环电极)可以在电极36的近侧间隔四十(40)毫米，电极32(例如，第二近侧环电极)可以在电极34的近侧间隔十(10)毫米，并且电极30(例如，第一近侧环电极)可以在电极32的近侧间隔十(10)毫米。电极30-36的这种构造可以在远侧延伸部24插入心大静脉17或其它血管中时与左心房12对齐，以允许无引线起搏装置20感测和/或起搏患者的心脏10的左心房12。在一些情况下，远侧延伸部24可以被偏压以形成一定形状，比如螺旋线圈或者一个或更多个环。

图3是可以容纳在无引线起搏装置20的壳体22内的一个或更多个电子模块的示意性框图。在一些情况下，无引线起搏装置20可以包括能量存储模块56(例如，用于供应/提供电源电压的电源)、处理模块58、通信模块60、脉冲发生器模块62、电感测模块64和/或机械感测模块66。图3还示出了导体68-72，其可以从模块56、58、60、62、64中的一个或更多个延伸，和/或延伸到一个或更多个电极(例如，电极26-36或其它电极)。

尽管图3中仅示出了三个导体，但是不同的导体可以从壳体22中的模块延伸到无引线起搏装置20的电极中的每个。附加地或替代地，可以提供一个或更多个导体，以便促进无引线起搏装置20的电子模块和一个或更多个其它电气装置之间的通信和/或电力传递。相应地，在至少一些情况下，无引线起搏装置20的所有电子元件和能量存储模块可以容纳在壳体22内，而仅有一个或更多个导体延伸到电极。在一个示例中，导体68可以延伸到由壳体22支撑的第一电极26，导体70可以延伸到由壳体22支撑的第二电极28(例如，延伸到固定构件50的尾部81和/或与第二电极28电连通的其它适当元件)，并且导体72可以代表延伸到远端延伸部上的电极30-36的导体，其中单个导体可以延伸到各个电极30-36并且延伸到远侧环电极36的导体可以沿着和/或绕着远侧延伸部24的管腔76盘绕直到导体到达远侧环电极36。附加地或替代地，根据需要，其它导体可以绕着管腔76盘绕。延伸到电极的每个导体可以与其它导体电隔离，并且在一些情况下，每个导体可以通过其自己的管腔延伸到相关的电极，但这不是必需的。

在图3中示出的示例中，通信模块60可以电联接到电极26-36，并且可以构造成向患者的组织输送通信信号比如电通信脉冲，以与其它装置比如传感器、编程器、其它医疗装置和/或类似者通信。如本文所使用的电通信脉冲可以是任何调制信号，其通过自身或结合一个或更多个其它调制信号将信息传送到另一装置。在一些实施例中，电通信脉冲可以局限于亚阈值信号，其不会导致心脏的捕获但仍传送信息。电通信脉冲可以被输送到位于患者身体之内或之外的另一装置。通信模块60可以附加地构造成感测由可以位于患者身体之内或之外的其它装置输送的电通信脉冲。通信模块60的附加和/或替代的部件或特征的描述在并入本文的参考文献中有描述。

脉冲发生器模块62可以构造成生成电刺激脉冲，并经由电极26-36中的一个更多个将电刺激脉冲输送到患者的组织，以便实现一种或更多种电刺激治疗。如本文所使用的电刺激脉冲旨在包括任何电信号，其可以被输送到患者的组织，以达治疗任何类型的疾病或异常的目的。脉冲发生器模块62可以包括一个或更多个电容器元件和/或其它电荷存储装置，以协助生成并输送适当的电刺激脉冲。在所示实施例中，脉冲发生器模块62可以使用存储在能量存储模块56中的能量来生成电刺激脉冲。脉冲发生器模块62的附加和/或替代的部件或特征的描述在并入本文的参考文献中有描述。

电感测模块64可以电连接到一个或更多个电极26-36，并且电感测模块64可以构造成接收通过电极26-36传导的心电信号。在一些实施例中，当无引线起搏装置20已植入冠状窦15和/或从其延伸的血管中时，心电信号可以代表来自无引线起搏装置20的电极所在之处或周围的腔室的局部信息(例如，近场信息)。电感测模块64的附加和/或替代的部件或特征的描述在并入本文的参考文献中有描述。

机械感测模块66可以包括或电连接到各种传感器，比如加速度计、血压传感器、心脏声音传感器、血氧传感器和/或测量心脏和/或患者的一个或更多个生理参数的其它传感器。机械感测模块66在存在时可以收集来自传感器的指示各种生理参数的信号。电感测模块64和机械感测模块66两者可以连接到处理模块58，并且可以将代表感测到的心电信号和/或生理信号的信号提供给处理模块58。尽管相对于图3描述为分离的感测模块，但是在一些实施例中，电感测模块64和机械感测模块66可以组合到单个模块中。机械感测模块66的附加和/或替代的部件或特征的描述在并入本文的参考文献中有描述。

处理模块58可以构造成控制无引线起搏装置20的操作。例如，处理模块58可以构造成接收来自电感测模块64的近场和/或远场心电信号和/或来自机械感测模块66的生理信号。基于接收到的近场和/或远场信号，处理模块58可以确定例如心律失常的发生和类型(例如，在发生心房和/或心室事件时)。处理模块58可以进一步接收来自通信模块60的信息。在一些实施例中，处理模块58可以附加地使用这种接收到的信息来确定心律失常的发生和类型。基于所确定的心律失常(例如，所确定的心房和/或心室心脏事件)，处理模块58可以根据一种或更多种电刺激治疗来控制脉冲发生器模块62以生成电刺激脉冲，从而治疗所确定的心律失常。除了控制脉冲发生器模块62以生成不同类型的电刺激脉冲且处于不同的序列，在一些实施例中，处理模块58还可以控制脉冲发生器模块62以生成具有变化的脉冲参数的各种电刺激脉冲。在一些实施例中，处理模块58可以进一步控制通信模块60来向其它装置发送信息。在再一些情况下，处理模块58可以控制切换电路，通过其使通信模块60和脉冲发生器模块62输送电通信脉冲和/或电刺激脉冲到患者的组织。在附加情况中，处理模块58可以包括存储器电路，并且处理模块58可以在存储器电路上存储信息和从存储器电路读取信息。在其它情况下，无引线起搏装置20可以包括分离的存储器电路(未示出)，其与处理模块58通信，使得处理模块58可以从该分离的存储器电路读取信息并向该分离的存储器电路写入信息。处理模块58的附加和/或替代的部件或特征的描述在并入本文的参考文献中有描述。

能量存储模块56可以提供电源给无引线起搏装置20以用于其操作。在一些实施例中，能量存储模块56可以是不可再充电的锂基电池。在其它实施例中，不可再充电的电池可以由其它适当的材料制成。在一些实施例中，能量存储模块56可以包括可再充电的电池。在又一些其它实施例中，能量存储模块56可以包括其它类型的能量存储装置，比如超级电容器。能量存储模块58的附加和/或替代的部件或特征的描述在并入本文的参考文献中有描述。

尾部81(其可以是固定构件50的整体部分)可以采用任何适当的构造，并且可以构造成在无引线起搏装置20正被插入患者体内、正被植入患者体内、被植入患者体内和/或正被从患者体内移除时，在患者的图像中作为不透射线的标记进行观察。固定构件50的尾部81可以包括沿径向延伸部分81a和向近侧延伸部分81b。

在一些情况下，沿径向延伸部分81a可以定位在固定构件50的螺旋部分的近侧，使得沿径向延伸部分81a配置在固定构件50的螺旋部分与向近侧延伸部分81b之间。替代地，向近侧延伸部分81b可以定位在固定构件50的螺旋部分的近侧，使得向近侧延伸部分81a配置在固定构件50的螺旋部分与沿径向延伸部分81b之间。因此，沿径向延伸部分81a可以定位在向近侧延伸部分81b的远侧端部处(例如，附图中所示)，或者沿径向延伸部分81a可以定位在向近侧延伸部分81b的近侧端部处。此外，沿径向延伸部分81a可以从形成固定构件50的螺旋线圈的内径沿径向向内延伸任何适当的距离，以便在患者体内的无引线起搏装置20的端视图的图像中观察沿径向延伸部分81a。沿径向延伸部分81a可以延伸的示例距离包括适当的距离，其小于或大于从形成固定构件50的螺旋线圈的内径到壳体22的第二部分22b的中心轴线的距离。这样的距离可以包括但不限于在约0.010英寸到约0.1235英寸、约0.010英寸到约0.10英寸、约0.010英寸到约0.050英寸、约0.015英寸到约0.045英寸范围和/或其它适当范围内的距离。在一些示例中，沿径向延伸部分81a可以从形成固定构件50的螺旋线圈的内径向内延伸约0.015英寸、约0.030英寸或约0.045英寸。

向近侧延伸部分81b可以从固定构件50的螺旋线圈部分和/或沿径向延伸部分81a向近侧延伸任何适当的距离，以便在患者体内的无引线起搏装置20的侧视图的图像中观察向近侧延伸部分81b。向近侧延伸部分81b可以延伸的示例距离包括但不限于小于约0.045英寸、约0.045英寸或大于约0.045英寸。在一些情况下，向近侧延伸部分81b可以延伸达壳体22的第二部分22b的整个长度。在一些情况下，近侧延伸部分81b可以具有约0.015英寸至约0.2英寸、约0.015英寸至约0.1英寸、约0.015英寸至约0.05英寸、约0.03英寸至约0.2英寸、约0.03英寸至约0.1英寸、或者约0.03英寸至约0.05英寸的长度。

图4示出了示意性剖视图，其沿着图3中的线4-4截取，并且延伸穿过壳体22的第二部分22b、壳体22的引导线管腔74(例如，如下面更详细讨论的)、导体72和尾部81的向近侧延伸部分81b。固定构件50的螺旋线圈部分、固定构件50的远侧末端57和尾部81的径向延伸部分81a已经以虚线添加到图4的示意性剖视图中，以指示无引线起搏装置20的部件的相应位置，并指示这些部件通常不会在沿图3的线4-4截取的截面中看到。为清楚起见，移除了在沿图3的线4-4截取的截面中可以看到但在图4中未示出的其它部件。

在一些情况下，尾部81的沿径向延伸部分81a和尾部81的向近侧延伸部分81b中的一个或更多个可以定位在与固定构件50的远侧末端57的周向位置周向地对齐的周向位置处，或者定位在与远侧末端57的周向位置不同的另一预定角度取向处。沿径向延伸部分81a和向近侧延伸部分81b中的一个或两个与远侧末端57的这种对齐可以通过提供无引线起搏装置20的具有各种尺寸的不透射线部件(其可以相对于远侧末端57处于已知位置并且其可以在患者的图像中看到)来促进定位远侧末端57以穿刺到邻近患者的冠状窦15的心肌组织中。

图5示出了壳体22的第二部分22b和远侧延伸部24的近侧端部24a的局部示意性剖视图，其中壳体22的第一部分22a并未在截面中示出。如在图5中看出的，壳体22的第二部分22b的一侧中的引导线端口54处于穿过壳体22的第二部分22b形成的引导线管腔74的近侧端部处。引导线管腔74可以延伸穿过壳体22的第二部分22b到达远侧延伸部24的管腔76的近侧端部，其中管腔76与管腔74连通。引导线端口54、引导线管腔74和延伸穿过远侧延伸部24的引导线管腔76可以形成用于接收引导线的通道，以促进无引线起搏装置20沿引导线随行到目标位置。在一些情况下，无引线起搏装置20可以使用快速交换技术在引导线上随行，其中线被反装通过远侧延伸部24中的远侧引导线端口(比如在远侧延伸部24的远侧端部处)，其与管腔76连通并穿过管腔76、引导线管腔74和引导线端口54。可以采用其它引导线随行技术。

延伸穿过壳体22的第二部分22b的引导线管腔74可以以任何方式形成。在一个示例中并且当第二部分22b可以通过包覆模制工艺形成时，芯体材料可以插入到包覆模具中，远侧延伸部24可以定位在包覆模具中，以便与芯体材料对齐，并且相对于线A以斜角A从包覆模具延伸，模制材料(例如，聚氨酯树脂、硅和/或适用于包覆模制工艺的其它生物相容性模制材料)可以被施加,并且一旦包覆模制材料凝固，芯体材料就可以从包覆模制材料移除，以形成与远侧延伸部24的引导线管腔76连通的引导线管腔74和引导线端口54。引导线端口54和引导线管腔74在壳体22的第二部分22b中的这种定位可以促进将壳体22的第一部分22a的部件密闭地密封在第一部分22a内，并在引导线管腔74和引导线管腔76之间建立具有平滑过渡的整体引导线管腔。

引导线端口54可以沿着壳体22的任何部分形成。如图5中所示，引导线端口54可以位于壳体22的第二部分22b的近侧端部与定位在壳体22的第二部分22b内的第二电极28之间。在一些情况下，引导线端口54可以形成在壳体22的与固定构件50的远侧末端的位置周向地相对的一侧处，但是这不是在所有情况下都必需的。引导线端口54和固定构件50的远侧末端相对于彼此的这种构造可以促进第一和第二电极26、28与患者的身体内的目标位置之间的接触。例如，引导线将希望尽可能地遵循最大曲率半径，并且由于患者的冠状窦15围绕心脏10延伸，插入冠状窦中的引导线可以沿着冠状窦的外壁(例如，与冠状窦的形成心脏10的腔室壁的壁相对的壁)自然地随行，因为引导线能够遵循比其原本将能够遵循的曲率半径更大的曲率半径。因此，在该示例中，当引导线端口54定位在壳体22的第二部分22b的与固定构件50的远侧末端相对的一侧并且固定构件50围绕壳体22的第二部分22b延伸一整圈时，引导线端口54可以邻近冠状窦15的壁，其与冠状窦15的形成心脏10的腔室的壁间隔开，因此与引导线端口54定位在其它地方的情况下相比，第一和第二电极26、28可以定位邻近冠状窦15的壁(其形成心脏10的腔室的壁)，并且可以与冠状窦15的壁(其形成心脏10的腔室的壁)更好地接触。

如图5所示，壳体22的第二部分22b可以具有拥有第一直径的第一直径近侧部分22b和拥有第二直径的第二直径远侧部分22bˊˊ。尽管不是必需的，但在一些情况下，例如如图5中所示，第二直径部分22bˊˊ的第二直径可以小于第一直径部分22bˊ的第一直径。在一些情况下，近侧部分22b’的第一直径可以基本上等于壳体22的第一部分22a的直径。第一直径的示例直径包括但不限于约6.0mm(0.236英寸)至约7.0mm(0.276英寸)范围内的直径、小于约0.393英寸(例如，约30弗伦奇(Fr))或更小的直径和/或其它适当的直径。在一个示例中，第一直径可以是约6.5mm(0.256英寸)。第二直径的示例直径包括但不限于约4mm(0.157英寸)至约6mm(0.236英寸)、约4.5mm(0.177英寸)至约5.5mm(0.217英寸)、约5.0mm(0.197英寸)至约5.2mm(0.206英寸)范围内的直径、小于约5.7mm(0.226英寸)或更小的直径和/或其它适当的直径。在一个示例中，第一直径可以是约6.5mm(0.256英寸)，并且第二直径可以是约5.2mm(0.206英寸)。

固定构件50可以至少部分地围绕壳体22的第二部分22b的外圆周延伸并与其间隔开(例如，至少部分地围绕壳体22的第二部分22b的第二直径远侧部分22bˊˊ或其它适当的部分并与其间隔开)。在一些情况下，当固定构件50至少部分地围绕壳体22的第二部分22b的外圆周延伸时，间隙或空间S可以定位在固定构件50的内径处的圆周与第二部分22b的远侧部分的外圆周之间。虽然不是必需的，但是固定构件50可以构造成使得空间S跨越适于在固定构件50接合心肌组织时沿径向在壳体22的第二部分22b和固定构件50之间接收心肌组织的一部分的距离。空间S可以跨越的示例距离可以包括但不限于大约0.001英寸到大约0.006英寸之间的距离、大约0.002英寸到约0.004英寸之间的距离或者其它适当的距离。在一种情况中，空间S可以跨越大约0.003英寸的距离。

图6示出了壳体22的第二部分22b和远侧延伸部24的近侧端部24a的局部示意性剖视图，类似于图5中示出的示意性剖视图，但是具有从壳体22的第二部分22b的远侧端部沿着远侧延伸部34的外表面向远侧延伸的应变消除部77。当被包括在无引线起搏装置20中时，应变消除部77可以具有柔性，其沿着它的长度变化，并且可以促进从壳体22的更刚性的第二部分22b过渡到不那么刚性的远侧延伸部24。这种刚度过渡可以促进在患者的曲折的脉管系统中行进。

在一些情况下，应变消除部77可以具有向远侧延伸的锥度，并且可以从壳体22的第二部分22b向远侧延伸适当的距离。在一个示例中，应变消除部77可以从壳体22的第二部分22b延伸约1.0至约4.0厘米(cm)，从壳体22的第二部分22b延伸1.0至3.5cm，和/或延伸其它适当的距离。此外，对于包括锥度的应变消除部77来说附加地或替代地，应变消除部77可以包括弹簧、具有期望硬度或硬度梯度的一种或多种材料、和/或用于沿着应变消除部77的长度建立不同柔性的其它机构。在一个示例中，应变消除部77可以沿着其长度包括一种或更多种材料，其中一种或更多种材料可以具有不同的硬度，以沿着应变消除部77的长度建立刚度或硬度梯度上的过渡。

如图6所示，应变消除部77可以围绕远侧延伸部34不对称地定位，以促进包括远侧延伸部24的无引线起搏装置20的旋转。尽管图6中示出了不对称构造的应变消除部77的示例，但是不对称构造的应变消除部77的另一个示例可以包括这样一种应变消除部77，其仅覆盖远侧延伸部24的圆周的单个半部或其它适当的部分，使得应变消除部77环绕远侧延伸部24的少于整个的圆周(例如，覆盖远侧延伸部24的朝向壳体22的第二部分22b成角度的半部或一部分)。替代地，应变消除部77可以围绕远侧延伸部34对称地定位。在其它情况下，应变消除部77可以省略。

应变消除部77可以由一个或更多个部件和/或一种或更多种适当的材料形成。在一个示例中，应变消除部77可以由硅酮或其它适当的材料形成。在一些情况下，用于形成应变消除部77的材料可接收标记物，比如序列号、公司标志和/或其它适当的标记物，其可能需要或不需要设置在无引线起搏装置20上。附加地或替代地，应变消除部77可以在用包覆模制工艺形成壳体22的第二部分22b的同时形成。在这种情况下，应变消除部77可以形成为壳体22的第二部分22b的一部分。替代地，应变消除部77可以由与形成壳体22的第二部分22b的材料分开的部件形成。

图7-13示出了处于螺旋线圈构造的说明性固定构件50的各种示意图，所述螺旋线圈构造使螺旋线圈的不同部分被暴露以与患者的心脏组织形成电接触。在一些情况下，螺旋线圈的暴露部分可以通过涂覆螺旋线圈的未被暴露的部分(例如，不导电)来限定。在一些情况下，螺旋线圈可以由导电材料形成，并且螺旋线圈的未被暴露的部分可以用介电材料或其它适当的绝缘材料覆盖。这种材料的示例包括但不限于聚(对二甲苯)聚合物(例如派瑞林、派瑞林C等)、氮化钛、氧化铱(IrOx)、氧化铝和/或其它适当的介电材料。在一些情况下，螺旋线圈的用以接收涂覆材料的部分可以被表面改性(例如，蚀刻、喷砂和/或其它适当的表面改性)，以促进涂覆材料粘附到形成固定构件50的螺旋线圈的金属。另外，虽然附图将形成固定构件50的材料示出为具有远侧末端57的圆线，但是形成固定构件50的材料可以是具有远侧末端的扁平线和/或可以具有一个或更多个其它适当构造。

在一些情况下，遮罩可以形成在固定构件50的将被暴露的部分(例如下面参考图7-13讨论的暴露部分51)上以便与患者的心脏组织形成电接触(例如固定构件50的形成第二电极28的部分)，使得当固定构件50接收涂覆材料时，固定构件50的被遮罩部分不被涂覆材料覆盖或以其它方式暴露，以在固定构件50上或沿着该固定构件形成第二电极28。在一些情况下，固定构件50的被暴露以便与患者的心脏组织形成电接触的部分可以包括固定构件50的任何适当的总面积。例如，固定构件50的被暴露以便与患者的心脏组织形成电接触的部分可以具有约0.078英寸至约0.315英寸范围内、约0.137英寸至约0.158英寸范围内的总面积和/或固定构件50的其它适当的总面积。

图7是示意性俯视图并且图8是示意性侧视图，它们示出了固定构件50，该固定构件具有远侧末端57，并且在形成固定构件50的螺旋线圈的最后四分之一圈处具有暴露部分51，其中螺旋线圈的剩余部分可以是覆盖在绝缘和/或介电材料层55中的未暴露部分53。远侧末端57可以形成在螺旋线圈的远侧端部处，其已经被伸直以促进远侧末端57穿刺患者的心脏壁，其沿着植入的无引线起搏装置20的横向侧延伸。远侧末端57可以具有尖锐的末端和/或边缘，其构造成穿刺并接合患者的心脏壁。图7和8中的暴露部分51在形成螺旋线圈的材料的外表面的顶部半部上延伸。然而，在螺旋线圈的最后四分之一圈处，暴露部分51可以在形成螺旋线圈的最后四分之一圈的材料的外表面的不同半部或其它部分上延伸，使得图7和8中的暴露部分51可以旋转90度、180度、270度和/或其它适当的量。

图9是示意性俯视图并且图10是示意性侧视图，它们示出了固定构件50，该固定构件具有远侧末端57，并且在形成固定构件50的螺旋线圈的第二至最后四分之一圈处具有暴露部分51，其中螺旋线圈的剩余部分可以是覆盖在绝缘和/或介电材料层55中的未暴露部分53。图9和10中的暴露部分51在形成螺旋线圈的材料的外表面的内侧半部上延伸。然而，在螺旋线圈的第二至最后四分之一圈处，暴露部分51可以在形成螺旋线圈的第二至最后四分之一圈的材料的外表面的不同半部或其它部分上延伸，使得图9和10中的暴露部分51可以旋转90度、180度、270度和/或其它适当的量。

图11是示意性侧视图，示出了固定构件50，其具有远侧末端57并且在固定构件50的远侧末端57处具有暴露部分51。在图11中，形成固定构件50的螺旋线圈的除了远侧末端57以外的所有部分都可以是固定构件50的未暴露部分53，其覆盖有绝缘和/或介电材料层55。

图12是示意性俯视图，其示出了固定构件50，该固定构件具有远侧末端57并且具有由角度B限定的暴露部分51，其中角度B可以从固定构件50的远侧末端57延伸(例如，如图12所示，其中如果形成固定构件50的螺旋线圈的材料没有被拉直，则角度B从远侧末端57的可能径向位置延伸)到远侧末端57的近侧的位置。角度B可以具有任何适当的值。在一些情况下，角度B可以在例如约5至45度、约5至60度、约5至90度、约5至180度或约5至360度的范围内。在一些情况下，角度B可以至少部分地基于暴露部分51的期望尺寸和/或覆盖有绝缘和/或介电材料层55的未暴露部分53的期望尺寸来确定。尽管角度B被示出为在远侧末端57处具有一个端部，但这不是必需的，并且角度B可以沿着形成固定构件50的螺旋线圈在任意两个径向截面之间延伸。此外，图12中的暴露部分51可以在形成螺旋线圈的材料的外表面的顶部半部上延伸。然而，螺旋线圈的处于角度B的暴露部分51可以在形成处于角度B的螺旋线圈的材料的外表面的不同半部或其它部分上延伸，使得图12中的暴露部分51可以旋转90度、180度、270度和/或其它适当的量。

图13是示意性俯视图，其示出了固定构件50，该固定构件具有远侧末端57并且具有由角度C和角度D限定的处于不同间隔处的暴露部分51，其中角度C可以限定暴露部分的宽度，并且角度D可以限定被绝缘和/或介电材料层55覆盖的未暴露部分53的宽度。角度C和角度D可以具有任何适当的值，包括但不限于相同的值或不同的值。在一些情况下，角度C和/或角度D可以在约2至10度、约2至30度、约2至45度、约5至10度、约10至30度或约10至45度的范围内。在一些情况下，角度C可以至少部分地基于暴露部分51的期望尺寸来确定，并且角度D可以至少部分地基于未暴露部分53的期望尺寸来确定。在图13中，暴露部分51和未暴露部分53在形成固定构件50的螺旋线圈的全部圈中交替，但是可以围绕螺旋线圈以任何其它适当的径向距离交替。此外，图13中的暴露部分51可以在形成螺旋线圈的材料的外表面的顶部半部上延伸。然而，螺旋线圈的暴露部分51可以在形成由角度C限定的螺旋线圈的暴露部分51的材料的外表面的不同半部或其它部分上延伸，使得图13中的暴露部分51可以旋转90度、180度、270度和/或其它适当的量。

图14是右心房11、左心房12和冠状窦15的示意性局部剖视图，其中无引线起搏装置20被插入到冠状窦15中，该冠状窦至少部分地由限定冠状窦15的壁(其与限定心脏10的心房的壁间隔开)的一部分82、左心房12的壁84和右心房11的壁85限定。在一个示例中，如图14所示，固定构件50可以接合形成左心房12的壁84的组织，使得无引线起搏装置20与限定心脏10的至少一个腔室的壁处于良好的电接触。在该示例中，当固定构件50接合形成左心房12的壁84时，由于固定构件50被插入到这样的组织中，可以由固定构件50支撑或形成的第二电极28可以与形成左心房12的壁84的组织处于良好的电接触，并且由于固定构件50与心脏10的组织接合，可以由壳体22的第一部分22a支撑或形成的第一电极26可以与形成右心房11的壁85的组织处于良好的电接触。此外，当固定构件50接合心脏10的组织时，远侧延伸部24可以插入到从冠状窦15延伸的血管中。

图15A和15B示出了定位在心脏10的冠状窦15内的无引线起搏装置20的示意性端视图，其中无引线起搏装置20从远侧端部视图中得到观察，并且心脏10和冠状窦15位于截面中。尽管在截面中示出了限定冠状窦15的壁，但是为了清楚的目的，限定冠状窦15的壁没有用阴影示出。图15A示意性地示出了在固定构件50接合限定左心房12的壁84之前的冠状窦15内的无引线起搏装置20。此外，在固定构件50从壳体22的第二部分22b延伸的位置处，壳体22的第二部分22b可以限定止挡件23，其构造成将固定构件50在组织中的插入限制到预定的插入量(例如，当固定构件50接合组织时限制无引线起搏装置20的旋转)。预定插入量可以大致等于固定构件50的从止挡件23延伸到固定构件50的远侧末端的长度。尽管止挡件23在图15A和15B中被示出为由壳体22(例如形成壳体22的第二部分22b的模制部分)形成，但是止挡件23可以通过固定构件50的直径或线圈上的变化而形成，和/或由一个或更多个其它适当的部件构造而成。在一些情况下，止挡件23可以是或可以形成没有逐渐倾斜的肩部，使得如果无引线起搏装置20旋转超过预定量，则止挡件23防止心脏10的壁的逐渐进入以及撕裂或破裂。在一个示例中，止挡件23可以由壳体22的第二部分22b或固定构件50形成，并形成大致平坦表面，其可以大体垂直于中心轴线，其延行穿过形成固定构件50的螺旋线圈的材料(例如线材料)。然而，在其它情况下，止挡件23可以具有锥度或逐渐扩大的宽度。此外，尽管可以看到固定构件50从壳体22的第二部分22b和止挡件23处延伸一整圈，使得预定旋转量可以是无引线起搏装置20的一整圈，但是根据需要，固定构件50的更多或更少部分可以从壳体22的第二部分22b处露出，使得预定旋转量可以相应地大于或小于一整圈。

如从无引线起搏装置20的远侧端部观察到的，螺旋固定构件50可以在逆时针方向上螺旋延伸到远侧末端57。因此，在固定构件50的远侧末端57指向冠状窦的上部部分的情况下，从壳体22的远侧端部沿着壳体22的轴线朝向壳体22的近侧端部观察，无引线起搏装置的逆时针旋转将导致远侧末端57接合冠状窦15的管腔表面并穿刺到心脏组织(例如左心房肌肉)中。

此外，如图15A所示，远侧末端57可以径向延伸到壳体22的外径之外，以促进远侧末端57与心脏组织的接合。

图15B示出了无引线起搏装置20，其定位在冠状窦15中，并且相对于图15A中示出的无引线起搏装置20的径向位置大约旋转了一整圈。当无引线起搏装置20旋转并且固定构件50接合壁84时，止挡件23可以在邻近固定构件50的进入点处接合壁84，以限制和/或阻止无引线起搏装置20的继续旋转运动。此外，当固定构件50接合壁84的组织时，壁84的一部分可以被挤压或以其它方式定位在固定构件50和壳体22的第二部分22b的一部分之间，当固定构件50不接合患者的心脏10的壁时，该固定构件围绕所述部分延伸。

图16和17示出了无引线起搏装置20的示意性局部侧视图，其示出了壳体22的第二部分22b、远侧延伸部24的近侧端部24a以及通信线79，其与电连接到壳体22的第一部分22a内的电子模块的导体通信。通信线79可以以虚线示出，以指示该线可以嵌入形成壳体22的第二部分22b的材料内。通信线79可以是任何适当类型的通信线。在一个示例中，通信线79可以是感应通信天线。通信线79可以促进通过无线协议与一个或更多个其它电子装置通信，所述无线协议包括但不限于射频(RF)、近场通信(NFC)、蓝牙、蓝牙低功耗(BLE)和/或其它适当的无线协议。此外，尽管在图16和17中仅示出了单条通信线79，但是可以使用多于单条的通信线79来促进通过一个或更多个通信协议的通信，或者可以不设置通信线。

如图16所示，通信线79可以缠绕在壳体22的第二部分22b周围和/或该第二部分内。当通信线79由壳体22的第二部分22b支撑时，通信线79可以在形成壳体22的第二部分22b的形成工艺(例如包覆模制工艺或其它适当的形成工艺)期间至少部分地嵌入壳体22中。替代地或附加地，通信线79可以以一种或更多种其它适当的方式定位在壳体22的第二部分22b处和/或紧固在该第二部分22b中。

如图17所示，当应变消除部77被包括在无引线起搏装置20中时，通信线79可以围绕远侧延伸部24在应变消除部77内延伸。当通信线79由应变消除部77支撑时，通信线79可以在围绕远侧延伸部24形成应变消除部77的形成工艺(例如包覆模制工艺或其它适当的形成工艺)期间至少部分地嵌入应变消除部77中。替代地或附加地，通信线79可以围绕近侧端部24a缠绕(例如，通过近侧端部24a的在图17中被示出为虚线的至少一部分，表示这样的部分可以被应变消除部77覆盖)，并且然后应变消除部77可以应用于其上以保护通信线79。当通信线79嵌入应变消除部77中或以其它方式位于应变消除部内时，通信线79可以充当应变消除部77中的加强件，并且当通信线79围绕远侧延伸部24的近侧端部24a缠绕时，通信线79充当远侧延伸部的加强件。此外，通信线79可以以一种或更多种其它适当的方式定位在应变消除部77和/或远侧延伸部24处，和/或紧固在应变消除部77和/或远侧延伸部24中。

在一些情况下，无引线起搏装置20可以包括药物洗脱部件或特征，其构造成随着时间释放一种或更多种药物。缓释药物可以是任何适当的药物，包括但不限于适于阻断细胞增殖以防止纤维化的药物、适于促进细胞增殖的药物和/或其它适当的药物。药物洗脱部件或特征的一个示例可以包括但不限于药物套环，其构造成洗脱适于阻断细胞增殖的药物，以便防止纤维化。待洗脱药物的一个示例是醋酸地塞米松和/或其它类似或不同的适当的药物。图18-21示出了包括药物套环89的无引线起搏装置20的各种示意图。替代地或附加地，药物洗脱部件或特征可以采用一种或更多种其它适当的构造，包括但不限于，与待洗脱药物混合、施加到无引线起搏装置20的一部分并固化的粘合剂。

图18示出了具有围绕壳体22的第二部分22b延伸的药物套环89的无引线起搏装置20的示意性透视图。在一些情况下，药物套环89可以构造在壳体22的第二部分22b上，使得固定构件50从壳体22的第二部分22b的止挡件23延伸，并且至少部分地围绕药物套环89延伸。当药物套环89如此定位时，固定构件50可以构造成在固定构件50和药物套环89之间捕集来自患者的心脏壁的组织。在一些情况下，当植入无引线起搏装置20时，药物套环可以构造成防止或减轻固定构件50和/或壳体22之处或周围的细胞生长。在一个示例中，药物套环89可以被构造在无引线起搏装置20上，以便当固定构件50进入到患者的心脏组织中时邻近创伤的部位(例如药物套环89可以被构造在壳体22上，以便邻近由固定构件50进入心脏壁引起的在患者的心脏壁上的刺穿点)。

在一些情况下，药物套环89可以形成为单件环，如图18所示。替代地，药物套环可以由一个或更多个彼此邻近或彼此隔开的部分形成。

图19是无引线起搏装置20的示意性侧视图，该无引线起搏装置具有围绕壳体22的第二部分22b延伸的药物套环89，如图19所示，其中药物套环89和壳体22的第二部分22b(药物套环89绕其定位)以截面示出。如图19所示，药物套环89可以通过医疗级粘合剂联接到壳体22的第二部分22b，该医疗级粘合剂施加到药物套环89的面向壳体22的第二部分22b的一侧或更多侧，和/或壳体22的第二部分22b的面向药物套环89的一侧或更多侧。可以根据需要使用一种或更多种适当的医疗级粘合剂，包括但不限于医疗级硅酮。

图20是无引线起搏装置20的示意性侧视图，该无引线起搏装置具有围绕壳体22的第二部分22b延伸的药物套环89，其中药物套环89和壳体22的第二部分22b(药物套环89绕其定位)以截面示出。如图20所示，药物套环89可以通过定位和/或施加在药物套环89的一侧或更多侧与壳体22的第二部分22b的一侧或更多侧之间的联接材料界面91联接到壳体22的第二部分22b。在一些情况下，联接材料界面91可以是L形的，但这不是必需的。联接材料界面91可以由一种或更多种适当的材料构成，包括但不限于聚醚醚酮(PEEK)。

虽然图19和20相应地示出了用粘合剂和联接材料界面将药物套环89联接到壳体22，但是也可以考虑用其它技术将药物套环89联接到壳体22。在一个示例中，通过在固化形成第二部分22b的模制材料时将药物套环89定位在期望的位置，药物套环89可以在用包覆模制工艺形成壳体22的第二部分22b期间联接到壳体22。用于将药物套环89联接到壳体22的其它技术也是可以考虑的。

图21是无引线起搏装置20的示意性侧视图，该无引线起搏装置具有应变消除部77和围绕应变消除部77延伸的药物套环89，其中药物套环89以截面示出。尽管不是必需的，但是应变消除部77可以包括凹部102或用于接收药物套环89的其它适当特征。在一些情况下，凹部102可以完全或至少部分地围绕应变消除部77延伸，并且可以设定尺寸为使得被接收在凹部102中的药物套环89可以与应变消除部的外表面齐平。凹部102的其它构造或用于接收药物套环89的其它适当的特征是可想到的。药物套环89可以通过医疗级粘合剂联接到应变消除部77，所述医疗级粘合剂被施加到药物套环89的面向应变消除部77的一侧或更多侧，和/或应变消除部77的面向药物套环89的一侧或更多侧。可以根据需要使用一种或更多种适当的医疗级粘合剂，包括但不限于医疗级硅酮。根据需要，药物套环89可以以一种或更多种其它适当的方式联接到应变消除部77和/或围绕该应变消除部构造而成。

图22是无引线起搏装置20的示意性侧视图，其中壳体22的第二部分22b可以由第一子部93(例如第一头部部分)和第二子部95(例如第二头部部分)构造而成。第一子部93可以直接连接到或被直接连接到第二子部95，和/或可以采用第三子部101来促进将第一子部93与第二子部95的连接。

第一子部93可以包括从壳体22的第一部分22a延伸的导体70和72，如图22所示，和/或一个或更多个其它适当的部件或特征。除了其它的特征，第二子部95可以包括引导线端口54、壳体22的第二部分22b的引导线管腔74、远侧延伸部24、远侧延伸部24的引导线管腔76的至少一部分、形成第二电极28并具有远侧末端57的固定构件50(如图22所示)、和/或一个或更多个其它适当的部件或特征。替代地或附加地，第一子部93或第二子部95的一个或更多个部件或特征可以定位在第一子部93或第二子部95中的另一个内。

第一子部93和第二子部95中的一者或两者可以预先形成，并且可以构造成彼此接合和联接。在一些情况下，第一子部93可以形成在壳体22的第一部分22a上(例如经由包覆模制工艺或其它适当的技术)，或者由壳体的第一部分支撑和/或联接至壳体的第一部分，并且可以包括构造成接合(例如机械地和/或电气地)第二子部95的第一连接器97。

第二子部95可以经由包覆模制工艺或其它适当的技术形成，并且可以包括第二连接器99，其构造成接合(例如机械地和/或电气地)第一连接器97，以便被第一子部93支撑。第一连接器97和第二连接器99示意性地示出在图22中，并且可以具有键式连接关系或其它适当的连接器关系。在一些情况下，第一连接器97和第二连接器99中的一个可以是母连接器，而第一连接器97和第二连接器99中的另一个可以是公连接器，其构造成被第一连接器接收，以在第一子部93和第二子部95之间建立插接式机械和/或电气连接。

为了促进第一连接器97和第二连接器99之间的永久接合，第一连接器97和第二连接器99可以焊接或以其它方式彼此结合。替代地或附加地，第一子部93和第二子部95的一个或更多个其它适当的部分可以彼此焊接或以其它方式结合，以促进在第一子部93和第二子部95之间建立永久连接。

在被包括时，第三子部101可以构造成以永久或非永久的方式联接(例如机械地和/或电气地)第一子部93和第二子部95。在一个示例中，第三子部101可以模制在第一连接器97和第二连接器99上和/或以其它方式接收第一连接器和第二连接器或围绕第一连接器和第二连接器延伸，其中第一连接器97和第二连接器99彼此隔开。替代地或附加地，第三子部101可以模制在第一连接器97和第二连接器99上和/或以其它方式接收第一连接器和第二连接器或围绕第一连接器和第二连接器延伸，其中第一连接器97和第二连接器99可以彼此预连接(例如在施加第三子部101之前连接)。此外，第三子部101可以包括电连接器，并且在预先形成时，可以充当母或公插头，其构造成与第一连接器97和第二连接器99连接，以在第一子部93和第二子部95之间建立机械和/或电连接。

当被包括时，第三子部101可以经由包覆模制工艺或其它适当的技术形成。在一些情况下，第三子部101可以是由适当的生物相容性金属和/或聚合物材料构造而成的预先形成部件。第三子部101，无论是包覆模制的、预先形成的还是以一种或更多种其它适当的技术形成的，都可以包括一个或更多个电连接器，其构造成将第一子部93的(或与第一子部93通信的)电气部件与第二子部95的(或与第二子部通信的)电气部件连接。

当第一子部93和第二子部95彼此联接(例如直接联接和/或通过第三子部101联接)时，子部93的电气部件可以电联接到第二子部95。在一个示例中，第一子部93的导体70、72和/或其它导体可以经由插头连接(未示出)和/或其它适当的连接方式连接到由第二子部95承载或支撑的线和/或其它导电部件，所述插头连接在第一子部93和第二子部95机械地连接时发生接合。可以进行其它类型的电气、机械和/或机电连接，以促进将壳体22的第二部分22b的第一子部93和/或壳体22的第一部分22a的电气部件与壳体22的第二部分22b的第二子部05电连接。

图23-31示出了心脏10内的无引线起搏装置20的示例性用途(例如植入和取出)。尽管所示的方法包括通过下腔静脉获得对患者的心脏10的进入，但是对心脏10的进入可以另外或替代地通过上腔静脉和/或其它入路来获得。图23-31中的心脏10的视图类似于图1中示出的视图。

图23-31中示出的虚线示出了一些特征，其可以被一个或更多个其它特征覆盖并且通常从所示出的视图中不可见。处于虚线的特征被示出来协助描述所公开的构思。此外，为了清楚起见，冠状窦15内的特征用实线示出，尽管这些特征通常从所示出的视图中不可见。

在一些实施例中，将无引线起搏装置20植入心脏10内可以通过将引导线(比如图23中示出的第一引导线94)定位在心脏10内开始。第一引导线94可以具有0.035英寸的直径和/或具有一个或更多个其它适当的直径，以实现进入对心脏10。第一引导线94可以通过患者皮肤中的延伸到已经被导入器或其它装置扩张的动脉或静脉(例如股静脉或其它血管)中的开口实现进入心脏10，所述导入器或其它装置具有扩张特征(例如使用图24中示出发扩张器86和导管80)，并且使第一引导线94前进到达和/或穿过下腔静脉或其它身体血管。

在一些情况下，第一引导线94可以具有设置在第一引导线94的一端上的一个或更多个不透射线的标记。当第一引导线94对于心脏10被操纵就位时，这种不透射线的标记可以允许通过一个或更多个医学成像系统更容易地观察第一引导线94。在一些实施例中，不透射线的标记可以彼此间隔达已知距离。在这类实施例中，通过计算心脏10内的两个特征之间的不透射线的标记的数量，可以确定两个特征之间的距离。在一些实施例中，无引线起搏装置20可以以各种尺寸制造，或者无引线起搏装置20的各个部分，比如壳体22和远侧延伸部24，可以以各种尺寸和长度制造。通过确定患者的心脏10的不同特征之间的距离，例如冠状窦口16与右心房11中的隔膜18之间的距离，如图23中所示，可以为特定患者选择合适尺寸的壳体22或远侧延伸部24。

在测量心脏10的各个特征之间的距离之后，或者在不需要这种测量的实施例中，导管80(例如导入器)和扩张器86可以在第一引导线94上被操纵到心脏10中，如图24所示。在一些情况下，导管80可以是可转向的，并且扩张器86可以定位在导管80的远侧端部之处或附近(例如在远侧末端之处或附近)。扩张器86可以构造成接合冠状窦15的口16，并且扩张和/或插进冠状窦15，使得导管80和/或无引线起搏装置20可以被接收在其中。替代地或附加地，导管80可以在导管80的远侧端部之处或附近具有预先形成的弯曲部。在这种情况下，扩张器86可以插入穿过导管80的远侧端部，以在导管插入到心脏10中期间使导管80的远侧端部伸直。然后，当导管80的远侧端部在心脏内时，比如在右心房11内，扩张器86可以撤出，使得导管80的远侧端部弯曲，以便面对和/或延伸到冠状窦15内，并将第一引导线94引向冠状窦15和/或引到冠状窦15中。

图25示出了导管80和第一引导线94，它们在通过导管80撤出扩张器86之后弯曲并插入到冠状窦15中。在一些情况下，在导管80朝向冠状窦15弯曲之后，第一引导线94可以前进到冠状窦中，并且导管80可以沿着第一引导线94前进，并进入冠状窦15中。

扩张器86可以采用圆锥渐缩末端的结构，使得使导管80和扩张器86前进到冠状窦15中会扩大冠状窦15的内径。在另一示例中，扩张器86可以是倒圆的，或者可以具有比圆锥形渐缩部更急变的渐缩部。可想到其它扩张器构造，并且可以采用适于扩张冠状窦15的任何构造。因此，如果冠状窦15有必要被扩大以接收无引线起搏装置20，则扩张器86和/或导管80的远侧端部或远侧末端可以前进通过冠状窦15的口16，以使冠状窦15扩张足以接收无引线起搏装置20的量。对于导管80和/或扩张器86来说附加地和或替代地，可以使用一个或更多个其它导管、扩张器或导入器来促进扩张、插进和/或以其它方式进入冠状窦15。

图25示出了导管80和第一引导线94，它们在通过导管80撤出扩张器86之后弯曲并插入到冠状窦15中。在一些情况下，在导管80朝向冠状窦15弯曲之后，第一引导线94可以前进到冠状窦中，并且导管80可以沿着第一引导线94前进，并进入冠状窦15中。

一旦冠状窦15已经被插管并且导管80插入其中，第一引导线94于是可以从导管80移除，如图26所示。在一些情况下，第二引导线96可以插入到导管80中，并一路被操纵通过冠状窦15，并进入心大静脉17或从冠状窦15延伸的其它血管中，如图27所示。第二引导线96可以具有约0.014英寸的直径和/或用于行进穿过心脏10的血管和/或围绕心脏10延伸的血管(例如用于行进穿过心大静脉17和/或从心大静脉17延伸或延伸到心大静脉的其它血管)的其它适当的直径。

图28示出了定位在冠状窦15内的输送/取出导管88内的无引线起搏装置20和导管80，其中远侧延伸部24在第二引导线96上随行到心大静脉或其它心脏血管中。第二引导线96可以离开壳体22的引导线端口，并沿着壳体22的近侧部分22a的外部延伸。无引线起搏装置20的壳体22的第一部分22a和近侧构件38可以通过连接到近侧构件38的互锁机构100和定位装置98向近侧延伸出冠状窦15，进入右心房11中。可以在互锁机构100连接到近侧构件38的同时通过以定位装置98在第二引导线96上且穿过导管80推动无引线起搏装置20以及输送/取出导管88，来使无引线起搏装置20前进到该位置。替代地，可以仅采用导管80或第二引导线96中的一个来定位无引线起搏装置20以及输送/取出导管88。此外，可想到的是，可以既不以导管80也不以第二引导线96来定位无引线起搏装置20。在一些情况下，互锁机构100可以连接到或可以接合近侧构件38，直到经由与定位装置98的近侧端部的交互将它确实地或有意地释放或断开。

一旦无引线起搏装置20、输送/取出导管88和导管80已经定位在冠状窦15内邻近目标位置，输送/取出导管88内的无引线起搏装置20可以被旋转以将固定构件50的远侧末端57定位在用于刺穿并接合形成壁的腔室的患者心脏组织的期望位置处(例如，在类似于图15A所示位置的位置处，和/或在一个或更多个其它适当的位置处)。无引线起搏装置20在冠状窦15内和/或在输送/取出导管88内的取向可以经由与定位装置98的近侧端部相互作用来得到调节，和/或可以以不同的适当方式来得到调节。在一些情况下，无引线起搏装置20在冠状窦15内和/或在输送/取出导管88内的取向可以通过调节无引线起搏装置20在纵向方向上的位置和/或通过使用定位装置98在箭头A和/或箭头B的方向上旋转无引线起搏装置20来得到调节。

在一些情况下，远侧末端57的旋转位置和/或纵向位置可以从一个或更多个不透射线的标记来得知或可识别，并且已知的旋转位置和/或纵向位置可以被采用来定位远侧末端57。在一个示例中，远侧末端57可以是或可以包括不透射线的标记，其在一个或更多个成像系统上可识别，以促进固定构件50的远侧末端57的恰当对齐。替代地或附加地，固定构件50可以包括一个或更多个其它不透射线的特征(例如尾部81和/或其它适当的不透射线的特征)，和/或无引线起搏装置20可以包括与远侧末端57具有已知关系的一个或更多个不透射线的标记，其可以用于将远侧末端57定位在期望位置处。在一个示例中，远侧末端57可以具有第一周向位置，固定构件50的尾部81可以具有与第一周向位置成预定角度取向的第二周向位置，其可以用于促进远侧末端57与心脏的目标组织在旋转上对齐。当远侧末端57保持在输送/取出导管88的管腔内以防止远侧末端无意地穿刺组织时，可以执行无引线起搏装置20的旋转以将远侧末端57与心脏的目标组织在旋转上对齐，并且此后固定构件50可以部署到输送/取出导管的远侧端部之外。替代地或附加地，在将固定构件50的远侧末端部署到输送/取出导管的远侧端部之外后，无引线起搏装置20可以在固定构件的螺旋锚定件的相反方向上旋转，以防止远侧末端无意地穿刺组织。

一旦无引线起搏装置20就位，导管80和第二引导线96可以缩回，并且无引线起搏装置20可以使用定位装置98进一步旋转(例如在箭头A的方向和/或其它适当的方向上)，使得远侧末端57和固定构件50接合形成心脏10的腔室的壁的组织(例如以类似于图15B所示的方式和/或以一种或更多种其它适当的方式)。在一些情况下，无引线起搏装置20可以取向成使得远侧末端57最初穿刺到左心房肌肉中。一旦固定构件50接合形成心脏10的壁的组织，定位装置98和输送/取出导管88可以缩回，并且可选地从心脏10移除。图29示出了在定位装置98、输送/取出导管88、导管80和第二引导线96已经缩回并且固定构件50已经接合形成心脏10的壁的组织之后，无引线起搏装置20可以如何定位的示例。尽管无引线起搏装置20的壳体22被示出为在冠状窦15中沿着右心房11和左心房12延伸，但是无引线起搏装置20的壳体22可以在冠状窦15内完全沿着右心房11或完全沿着左心房12定位。在一些情况下，无引线起搏装置20的壳体22可以沿着右心房11和左心房12两者定位，使得第一电极26的至少一部分与右心房11的组织接触并且第二电极28的至少一部分在与左心房12的组织接触。在这种情况下，无引线起搏装置20可以被编程为以相应的电极26、28或其它电极来感测和/或起搏右心房11和左心房12中的一个或更多个，因为电极是双极的。

在一些情况下，可以从冠状窦15移除已植入的无引线起搏装置20和/或可以调节已植入的无引线起搏装置20的定位。图30示出了插入到冠状窦15中的输送/取出导管88和取出装置78(例如定位装置，其可以是或不是定位装置98或可以类似或不类似于定位装置98)，其中取出装置78经由互锁机构(例如类似于互锁机构100和/或其它适当的互锁机构的互锁机构)接合无引线起搏装置20的近侧构件38。一旦取出装置78已经接合无引线起搏装置20的近侧构件38，取出装置78可以向无引线起搏装置施加力，从而使无引线起搏装置在箭头B的方向或其它适当的方向上旋转。无引线起搏装置20的旋转可以导致固定构件50至少部分地从与形成心脏10的腔室的壁的组织的接合中撤出。

对于沿箭头B的方向旋转无引线起搏装置20来说附加地或替代地，可以在箭头C的方向(例如纵向方向)上向无引线起搏装置20施加力。当固定构件50仍与心脏的组织接合时，沿箭头C的纵向方向向无引线起搏装置20施加力可以导致固定构件50伸长(例如以一种或更多种其它适当的方式伸直和/或伸长)，如图30所示，并且可以促进从心脏10的组织移除固定构件50。根据所采用的材料构造，可以采用处于约0.1-1.0磅力(lbf)的范围内、约0.1-0.5磅力的范围内、至少约0.25磅力、至少约0.50磅力、至少约0.25磅力但小于约1.0磅力的轴向力和/或其它适当的力量来伸长固定构件50。在一些情况下，通过沿着箭头C的方向施加轴向力，固定构件50可以塑性变形为伸直构造，以从组织移除。

在固定构件50已经从心脏10的组织完全移除之后，如图31所示，经由取出装置78和输送/取出导管88的相对运动，输送/取出导管88可以在无引线起搏装置20的一部分或全部上前进。一旦被输送/取出导管88覆盖，无引线起搏装置20可以通过在方向C上施加进一步的力来从冠状窦15和患者的心脏10完全撤出，和/或通过在方向A上施加旋转力以使固定构件50与邻近冠状窦15的心肌组织重新接合而在冠状窦15和/或与冠状窦15连通的血管内重新定位(例如出于改善无引线起搏装置20的电极的定位和/或出于一个或更多个其它适当的原因)。

在一些情况下，导入器鞘(例如导管80或其它适当的鞘)可以插入到患者的脉管系统中(例如冠状窦15中)，并且定位在无引线起搏装置20和/或输送/取出导管的至少一部分上，以促进从冠状窦15撤出无引线起搏装置20。在这种情况下，导入器鞘可以定位在覆盖无引线起搏装置20的近侧端部的位置处，并且输送/取出导管80和/或取出装置78可以前进穿过导入器鞘到达被导入器鞘至少部分地覆盖的无引线起搏装置20。导入器鞘在无引线起搏装置20的近侧端部上的定位可以包括将导入器鞘的远侧端部部分偏转到冠状窦15中并将导入器鞘导引到无引线起搏装置20的近侧端部上。导入器鞘的偏转和导引可以通过操纵邻近导入器鞘的近侧端部的一个或更多个控制特征来实现，和/或导入器鞘可以具有构造成朝向冠状窦15弯曲的预先形成的弯曲部。

本领域技术人员将意识到的是，本公开可以被体现为除了本文中描述和想到的特定实施例之外的多种形式。例如，如本文中所描述的，各种实施例包括被描述为执行各种功能的一个或更多个模块。然而，其它实施例可以包括附加模块，其将所描述的功能分离到比本文中描述的模块更多的模块上。附加地，其它实施例可以将所描述的功能整合到更少的模块中。

尽管可能已经相对于少于所有的实施例描述了各种特征，但是本公开可想到那些特征可以被包括在任一实施例上。此外，尽管本文中描述的实施例可能省略了各种所描述特征的一些组合，但是本公开可想到包括每个所描述特征的任何组合的实施例。因此，可以在形式和详情上发生偏差，而不背离如在所附权利要求书中描述的本公开的范围和精神。

Claims (11)

1.一种用于向患者心脏输送电刺激的无引线起搏装置，所述无引线起搏装置包括：

壳体，其具有中心纵向轴线，所述壳体包括：

本体部分；以及

头部，其从所述本体部分向远侧延伸；

固定构件，其从所述头部延伸；

远侧延伸部，其连接到所述头部并向所述头部的远侧端部的远侧延伸；并且

其中所述固定构件在松弛状态下具有螺旋构造，并且构造成响应于对其施加的轴向力而伸长为伸直构造。

2.根据权利要求1所述的无引线起搏装置，其中，所述固定构件构造成响应于向其施加的处于0.1磅力至1.0磅力范围内的轴向力而伸长至所述伸直构造。

3.根据权利要求1或2所述的无引线起搏装置，其中，所述固定构件响应于所述轴向力塑性变形至所述伸直构造。

4.根据权利要求1或2所述的无引线起搏装置，其中，所述固定构件由铂铱材料形成。

5.根据权利要求1或2所述的无引线起搏装置，其中，所述固定构件至少部分地围绕所述头部的外部表面延伸。

6.根据权利要求5所述的无引线起搏装置，进一步包括：

药物套环，其至少部分地围绕所述头部定位。

7.根据权利要求6所述的无引线起搏装置，其中，所述药物套环至少部分地定位在所述固定构件与所述头部的外部表面之间。

8.根据权利要求6或7所述的无引线起搏装置，其中，所述药物套环通过医疗级粘合剂和包括聚醚醚酮的界面中的一种或两种紧固至所述头部。

9.根据权利要求1或2所述的无引线起搏装置，其中，所述头部延伸到所述固定构件的远侧末端的远侧。

10.根据权利要求9所述的无引线起搏装置，其中，所述固定构件包括延伸到所述远侧末端的螺旋锚定件。

11.根据权利要求1所述的无引线起搏装置，其中，所述固定构件包括：

近侧部分，其嵌入在所述头部的近侧部分内；

螺旋线圈部分，其环绕所述头部的远侧部分的外表面并从该外表面沿径向向外间隔开；以及

远侧末端，其形成所述固定构件的终端端部；

其中所述远侧末端定位在所述头部的远侧端部的近侧。