具有導體裂縫預測的醫療設備導線的制作方法

具有導體裂縫預測的醫療設備導線的制作方法
【專利摘要】一種醫療設備導線，其包括具有近端和遠端的導線本體。所述近端構造為連接到脈沖發生器。一個或多個電極位于所述導線本體的遠端處，并且導線導體延伸通過所述導線本體并且電耦合到所述一個或多個電極中的至少一個上。所述導體構造為在所述近端和所述一個或多個電極中的至少一個之間傳遞電信號。犧牲導體延伸通過導線本體與所述導線導體相鄰，并且與所述導線導體相比，所述犧牲導體構造為在較低應力處失效。
【專利說明】具有導體裂縫預測的醫療設備導線
【技術領域】
[0001]本發明涉及可植入式醫療設備，更具體而言，本發明涉及一種包括用于預測導線導體的裂縫的犧牲導體(sacrificial conductor)的醫療設備。
【背景技術】
[0002]在患者正常的日常活動中，醫療設備導線彎曲成大量的圓環并承受多種其它應力。數量眾多的彎曲圓環引起導線的疲勞破壞及失效，并且諸如軸向應力的其它應力會進一步引起導線損壞。導線在沿導線的應力集中點處特別易于受到疲勞破壞或失效。應力集中點的實例包括、但不限于導線離開脈沖發生器處，或將導線附接到諸如電極的更剛性的結構處。彎曲方向上的絞纏和徑向方向上的擠壓也許會在應力集中點處產生問題。
[0003]導線可以沿狹窄和曲折的路徑前進，這也許需要短電極(short electrode)以引導通過急彎道(tight bends)，因此會產生更多的應力集中點。此外，導線的設計尺寸隨工業壓力而減少以制造更少侵入式產品。導線越小越易損，這進一步增加了對能夠承受數量眾多的圓環和軸向應力的更耐用導線設計的需求。

【發明內容】

[0004]此處所討論的是構造成用于在可植入式醫療電導線中進行裂縫預測的犧牲導體及包括犧牲導體的醫療電導線的多個實施例。
[0005]在實例I中，醫療設備導線包括具有近端和遠端的導線本體。該近端構造為連接到脈沖發生器。一個或多個電極位于導線本體的遠端處，且導線導體延伸通過導線本體并電耦合到一個或多個電極中的至少一個。導體構造為在近端和一個或多個電極中的至少一個之間傳遞電信號。犧牲導體延伸通過導線本體與導線導體相鄰，并且與導線導體相比，犧牲導體構造為在較低應力處失效。
[0006]在實例2中，根據實例I的醫療設備導線，其中，導線導體包括導電線圈，并且其中犧牲導體與導線導體同軸。
[0007]在實例3中，根據實例I或實例2的醫療設備導線，其中，犧牲導體包括布置在導電線圈的絲線(filars)之間的至少一根絲線。
[0008]在實例4中，根據實例I至3中任一實例的醫療設備導線，其中，犧牲導體電耦合到一個或多個電極中的至少一個上。
[0009]在實例5中，根據實例I至4中任一實例的醫療設備導線，其中，犧牲導體從導線本體的近端延伸到導線本體的遠端，并返回到導線本體的近端。
[0010]在實例6中，根據實例I至5中任一實例的醫療設備導線，其中，犧牲導體包括具有內部導電層和外部導電層的絲線，其中，內部導電層具有不同于外部導電層的抗拉強度。
[0011]在實例7中，醫療設備包括脈沖發生器和導線。該導線包括構造為與脈沖發生器耦合的連接件、包括近端和遠端的導線本體，以及一個或多個電極。導線導體延伸通過導線本體并且電耦合在連接件和一個或多個電極中的至少一個之間。該導體構造為在脈沖發生器和一個或多個電極中的至少一個之間傳遞電信號。犧牲導體延伸通過導線本體與導線導體相鄰。犧牲導體電耦合到連接件，并且與導線導體相比，犧牲導體構造為在較低應力處失效。
[0012]在實例8中，根據實例7的醫療設備，其中，脈沖發生器構造為周期性地測量犧牲導體的電學特性，并且其中測量到的犧牲導體的電學特性的變化表明犧牲導體的失效。
[0013]在實例9中，根據實例7或實例8的醫療設備，其中，導線導體包括導電線圈，并且其中，犧牲導體與導線導體同軸。
[0014]在實例10中，根據實例7至9中任一實例的醫療設備，其中，犧牲導體包括布置在導電線圈的絲線之間的至少一根絲線。
[0015]在實例11中，根據實例7至10中任一實例的醫療設備，其中，犧牲導體電耦合到一個或多個電極中的至少一個上。
[0016]在實例12中，根據實例7至11中任一實例的醫療設備，其中，犧牲導體從導線本體的近端延伸到導線本體的遠端，并且返回到導線本體的近端。
[0017]在實例13中，根據實例7至12中任一實例的醫療設備，其中，犧牲導體包括具有內部導電層和外部導電層的絲線，并且其中，內部導電層具有不同于外部導電層的抗拉強度。
[0018]在實例14中，醫療設備導線包括一個或多個電極、電耦合到一個或多個電極中的至少一個的導線導體，以及延伸通過導線本體與導線導體相鄰的犧牲導體。導線導體構造為將電信號傳遞到一個或多個電極的至少其中一個。犧牲導體延伸通過導線本體與導線導體相鄰，與導線導體相比，犧牲導體構造為在較低壓力處出現裂縫。
[0019]在實例15中，根據實例14的醫療設備導線，其中，導線導體包括導電線圈，并且其中，犧牲導體與導線導體同軸。
`[0020]在實例16中，根據實例14或實例15的醫療設備導線，其中犧牲導體包括布置在導電線圈的絲線之間的至少一根絲線。
[0021]在實例17中，根據實例14至實例16中的任一個實例的醫療設備導線，其中，犧牲導體耦合到一個或多個電極中的至少一個上。
[0022]在實例18中，根據實例14至實例17中的任一個實例的醫療設備導線，其中，犧牲導體包括具有內部導電層和外部導電層的絲線，其中，內部導電層具有不同于外部導電層的抗拉強度。
[0023]在實例19中，根據實例14至實例18中的任一個實例的醫療設備導線，其中，犧牲導體從導線的近端延伸到導線的遠端，并返回到導線的近端。
[0024]在實例20中，根據實例14至實例19中的任一個實例的醫療設備導線，其中，導線導體包括增加了導線導體的抗疲勞性的涂層。
[0025]盡管公開了本發明的多個實施例，但是對本領域的技術人員而言，通過下述顯示且闡明本發明的示例性實施例的詳細描述還使本發明的其它實施例變得顯而易見。相應地，附圖和詳細描述被視為在本質上是解釋性的而非限制性的。
【專利附圖】

【附圖說明】
[0026]圖1是根據本發明實施例的包括脈沖發生器和植入患者心臟的導線的心律管理系統的不意圖。
[0027]圖2是導線導體和同徑犧牲導體的一部分的立體圖。
[0028]圖3是導線導體和同軸開距犧牲導體的一部分的立體圖。
[0029]圖4是導線導體和與導線導體同軸并在遠端處與導線導體耦合在一起的多個開距犧牲導體的一部分的立體圖。
[0030]盡管本發明適于多種修改和可替換形式，但是特定實施例已經經由附圖中的實例示出并且在下面進行了詳細的描述。然而，目的并非將本發明限制到描述的具體的實施例。相反，本發明嘗試覆蓋落入由所附權利要求限定的本發明保護范圍內的所有修改、等同體和替換。
【具體實施方式】
[0031]圖1是根據本發明實施例的心律管理(CRM)系統10的示意圖。如圖1所示，CRM系統10包括脈沖發生器12，脈沖發生器12耦合到配置在患者心臟18中的多個導線14、16上。進一步如圖1所示，心臟18包括由三尖瓣28隔開的右心房24和右心室26。在心臟18的正常運行期間，缺氧血經由上腔靜脈30和下腔靜脈32流入到右心房24中。向上腔靜脈30供應血的主干靜脈包括右腋靜脈34和左腋靜脈36，它們流入到右鎖骨下靜脈38和左鎖骨下靜脈40中。右頸外靜脈42和左頸外靜脈44連同右頸內靜脈46和左頸內靜脈48 —起使右鎖骨下靜脈38 和左鎖骨下靜脈40接合，以形成右頭臂靜脈50和左頭臂靜脈52，它們反過來結合在一起流入到上腔靜脈30中。
[0032]導線14和導線16操作為在心臟18和脈沖發生器12之間傳送電信號和刺激。在示出的實施例中，將導線14植入右心室26中，并且將導線16植入右心房24中。在其它實施例中，CRM系統10包括附加導線，例如，延伸到用于在雙心室起搏或心臟再同步治療系統中刺激左心室的冠狀靜脈中的導線。如所顯示的，導線14和導線16經由形成在左鎖骨下靜脈40的壁中的血管進入部位54進入血管系統，延伸通過左頭臂靜脈52和上腔靜脈30，并被分別植入到右心室26和右心房24中。在本發明的其它實施例中，導線14和導線16可以經由右鎖骨下靜脈38、左腋靜脈36、左頸外靜脈44、左頸內靜脈48或左頭臂靜脈52進入血管系統。
[0033]典型地，將脈沖發生器12皮下植入到患者的胸部或腹部中的植入位置或囊袋中。脈沖發生器12可以是本領域公知的或以后研發的可植入醫療設備，用于向患者傳遞電治療刺激。在多個實施例中，脈沖發生器12是起搏器、可植入式心臟除顫器和/或包括刺激和心臟除顫功能。從脈沖發生器12延伸到血管進入部位54的導線14、16的部分還位于皮下或肌肉下。導線14、16各自都通過近側連接件(proximal connectors)連接到脈沖發生器12。任意超出的導線長度，即，超過需要從脈沖發生器12的位置達到期望的心內膜植入部位或心外膜植入部位的長度，通常在靠近脈沖發生器12的皮下囊袋中將其盤繞起來。
[0034]利用延伸通過導線14、16的一個或多個導體將由脈沖發生器12傳遞的電信號和刺激傳送至導線14、16的遠端處的電極。一個或多個導體各自電耦合至適于在導線14、16的近端處與脈沖發生器12配合的連接件以及電耦合至在遠端處的一個或多個電極。
[0035]在植入導線14、16后，導線14、16經受將應力施加到導線14、16的部件(包括向電極傳遞信號的導線導體)上的重復的力。可以通過圍繞導線14、16的患者的骨骼的無意識的和有意識的移動來產生這些力。導線導體上的應力隨時間的推移可以對導線14、16的性能產生影響。根據此處公開的CRM系統10的實施例，導線14和/或導線16可以包括在導線14、16的性能被影響之前預測導線導體的整體性的損失的特征。具體地，導線14和/或導線16可以包括與導線導體相鄰的犧牲導體，與導線導體相比，該犧牲導體在較低應力處裂縫或失效。例如，犧牲導體可以具有比導線導體低的抗拉強度，和/或犧牲導體可以包括故意誘導應力點。當犧牲導體失效時，可以通過脈沖發生器12測量犧牲導體的電學特性(比如，電阻、電感、電容、信號傳播時間)的改變。當脈沖發生器12檢測到犧牲導體的失效時，可以采取步驟來更換或修理犧牲導體失效的導線14、16，或采取步驟來重新構造植入系統以使關于患者所預測的導線導體失效的效果最小化。
[0036]圖2是包括裂縫預測特征的實施例的導體組件60的一部分的立體圖。導體組件60包括導線導體62、64及犧牲導體66、68。導線導體62、64與犧牲導體66、68同徑。犧牲導體66、68的匝數設置在導線導體62、64的匝數之間。在所示的實施例中，導線導體62、64和犧牲導體66、68各自都包括單根絲線。在可選的實施例中，導線導體62、64和/或犧牲導體66、68包括兩根或多跟絲線。導體組件60可以可選地包括單一的導線導體和/或單一的犧牲導體。此外，導線導體62和/或導線導體64可以可選地具有諸如電纜導體的其他形式。在一些實施例中，控制導線導體62、64和犧牲導體66、68的節距、絲線直徑、以及外徑以使磁共振成像場對導線14的性能的影響最小化。
[0037]導線導體62、64和犧牲導體66、68延伸通過導線14的本體。盡管下述討論描述了關于導線14的實施例，但是這些實施例還適用于導線16。在一些實施例中，導線導體62、64和犧牲導體66、68在導線14的近端處電耦合至連接件。該連接件構造為將導線導體62、64和犧牲導體66、68電稱合到脈沖發生器12。導線導體62、64在導線14的遠端處稱合至一個或多個電極，以使電信號可以在脈沖發生器12和一個或多個電極之間傳輸。在一些實施例中，導線導體62、64耦合至不同的電極并且在脈沖發生器12和一個或多個電極之間傳導不同的電信號。基于導線14`的功能，一個或多個電極可以包括諸如尖部電極、環形電極、或螺旋電極。
[0038]犧牲導體66、68還可以在導線14的遠端處連接到一個或多個電極。犧牲導體66、68可以連接到與導線導體62、64相同的電極上，或連接到與導線導體62、64不同的電極上。在一個示例性實施例中，犧牲導體66、68連接到IS-4導線上的電極，在導線起作用期間，導線導體62、64不使用IS-4導線。在可選實施例中，犧牲導體66、68不連接到連接件和/或電極上，相反每個犧牲導體66、68都直接連接到導線導體62、64。在一些實施例中,犧牲導體66、68從導線14的近端延伸到導線14的遠端。在可選實施例中，犧牲導體66和/或犧牲導體68僅延伸通過導線14的一部分，諸如在近端處經受最大應力的導線14的部分。
[0039]犧牲導體66、68構造為具有比導線導體62、64低的抗拉強度，以使得犧牲導體66、68構造為在比導線導體62、64低的應力處裂縫或失效。犧牲導體66、68的抗拉強度使得犧牲導體66、68在高應力水平處失效，但在低于導線導體62、64失效的應力水平處具有安全邊界(safe margin)ο在一些實施例中,犧牲導體66、68具有的抗拉強度大約是導線導體62,64的抗拉強度的80%至90%。可以通過導體的材料特性和/或幾何形狀來提供導線導體62、64和犧牲導體66、68之間的抗拉強度的差異。
[0040]在一些實施例中，導線導體62、64由比犧牲導體66、68的金屬具有更高抗斷裂性的金屬構成。在一個不例性實施方式中，導線導體62、64由MP35N組成,并且犧牲導體66、68由鉭構成。在一些實施例中，犧牲導體66和/或犧牲導體68包括由外部導電層圍繞的內部導電層，其中內部導電層具有不同于外部導電層的抗拉強度或抗斷裂性。例如，犧牲導體66和/或犧牲導體68可以包括金屬-金屬復合材料。在一些實施例中，犧牲導體66、68構造為具有設計成在導線導體62、64之前失效的差的表面特性。
[0041]為了相對于犧牲導體66、68來增加導線導體62、64的抗疲勞性，可以在導線導體62、64上附加地或可選地形成聚合材料涂層或聚合材料層，同時使犧牲導體66、68未被涂覆。在一些實施例中，還可以使犧牲導體66、68涂覆以聚合材料。可用于涂覆導線導體62,64和/或犧牲導體66、68的聚合材料可以包括、但不限于四氟乙烯(ETFE)、聚四氟乙烯(PTFE)、和/或聚酰亞胺。
[0042]當植入脈沖發生器12時，脈沖發生器12構造為采用犧牲導體66、68的周期性阻抗測量以確定犧牲導體66、68是否已失效。更具體而言，當植入導線14時，犧牲導體66、68具有公知的阻抗。該阻抗存儲在脈沖發生器12中。當通過脈沖發生器12測量犧牲導體66,68的阻抗時，脈沖發生器12可以將測量的阻抗與存儲的犧牲導體66、68的阻抗進行比較。如果相對于公知的阻抗，測量的阻抗超出了可接受的范圍，則脈沖發生器12可以設置表明犧牲導體66、68已失效的標記或其他的內部指不器。大體上講，當犧牲導體66、68裂縫或失效時其阻抗增加。可選地，由于部分犧牲導體66、68在失效點處的間歇性接觸，因此犧牲導體66、68的阻抗可能是不穩定的。當在阻抗測量表明裂縫或失效后將脈沖發生器12連接到外部程序裝置(external programmer)時,將標記或指示器呈獻給臨床醫生。隨后以更頻繁的間隔替換或監控導線14以確保導線導體62、64的整體性保持完整。
[0043]阻抗測量的頻率(比如以每小時、每天、每周等)可以以功率消耗考量和犧牲導體66,68的失效的風險為基礎。例如，在導線14壽命的早期，可以不太頻繁地進行阻抗測量以節省脈沖發生器12的電池壽命。另一方面，在將導線14植入一段時間后，可以頻繁地進行阻抗測量以確保失效發生后不久就檢測到犧牲導體66或犧牲導體68的失效。可以對脈沖發生器12進行編程以隨時間自動地調整阻抗測量的頻率，或可以使用外部程序裝置以對脈沖發生器12的阻抗測量頻率重新進行編程。
[0044]圖3是包括裂縫預測特征的另一實施例的導體組件70的一部分的立體圖。導體組件70包括導線導體72和犧牲導體76。在所示的實施例中，導線導體72構造為導電線圈。導線導體72可以可選地具有諸如電纜導體的其它形式。
[0045]犧牲導體76與導線導體72的導電線圈是同軸的。在所示的實施例中，犧牲導體76構造為形成在導電線圈外徑周圍的開距線圈。在可選實施例中，犧牲導體76構造為包括單根絲線或一束多根絲線的導電電纜，和/或布置在導線導體72的內腔78中。就上述實施例而言，犧牲導體76構造為具有比導線導體72低的抗拉強度，以使得與導線導體74相比，犧牲導體76在較低應力處裂縫或失效。犧牲導體76可以具有與關于犧牲導體66、68的上述討論的材料特性和物理特征相似的材料特性和物理特征。
[0046]在一些實施例中，導線導體72和犧牲導體76各自都包括單根絲線。在可選實施例中，導線導體72和/或犧牲導體76包括兩根或多根絲線。導體組件70可以可選地包括多個導線導體和/或多個犧牲導體。在一些實施例中，控制導線導體72和犧牲導體76的節距、絲線直徑和外徑，以使MRI場對導線14的性能的影響最小化。[0047]導線導體72和犧牲導體76延伸通過導線14的本體。在一些實施例中，在導線14的近端處將導線導體72和犧牲導體76耦合到連接件。該連接件構造為將導線導體72和犧牲導體76電耦合到脈沖發生器12。在導線14的遠端處將導線導體72耦合到一個或多個電極，以便可以在脈沖發生器12和一個或多個電極之間傳輸電信號。
[0048]還可以在導線14的遠端處將犧牲導體76連接到一個或多個電極。犧牲導體76可以連接到與導線導體72相同的電極、或連接到與導線導體72不同電極。在可選實施例中，犧牲導體76不連接到連接件和/或電極。例如，犧牲導體76可以并行連接到導線導體72。在一些實施例中，犧牲導體76從導線14的近端延伸到導線14的遠端。在其它實施例中，犧牲導體76從導線14的近端延伸到導線14的遠端，并且返回到導線14的近端。可以在導線14的遠端處將犧牲導體76連接到電極以向犧牲導體76提供電阻路徑接觸。在另外地實施例中，犧牲導體76僅延伸通過導線14的一部分，諸如導線14的在遠端處經受最大應力的部分。
[0049]與以上相對于圖2描述的導電組件60相似,脈沖發生器12構造為對犧牲導體76進行周期性阻抗測量，以確定犧牲導體76是否已裂縫或失效。相比于先前的阻抗測量或不穩定的阻抗測量，如果脈沖發生器12檢測到突變階梯或阻抗的增加，則脈沖發生器12設置表明犧牲導體76已經裂縫或失效的指示器。
[0050]圖4是包括裂縫預測特征的另一實施例的導體組件80的一部分的立體圖。如圖4所示的導體組件80是如圖3所示的導體組件70的一種變體。導體組件80包括導線導體82和犧牲導體86、88。在所示的實施例中，導線導體82構造為導電線圈。導線導體82可以可選地具有諸如電纜導體的其它形式。
[0051]犧牲導體86、88與導線導體82的導電線圈是同軸的。犧牲導體86、88相對于彼此共徑。在所示的實施例中，犧牲導體86、88構造為形成在導電線圈外徑周圍的開距線圈。在可選實施例中，犧牲導體86和/或犧牲導體88構造為包括單根絲線或一束多根絲線的導電電纜，和/或布置在導線導體82的內腔90中。就上述實施例而言，犧牲導體86、88構造為具有比導線導體82低的抗拉強度，以使得與導線導體82相比，犧牲導體86、88在較低應力處裂縫或失效。犧牲導體86、88可`以關于犧牲導體66、68具有與上述討論的材料特性和物理特征相似的材料特性和物理特征。
[0052]在一些實施例中，犧牲導體86、88在導線14的遠端處電耦合至彼此。在該構造中，犧牲導體86、88形成環形結構，所述環形結構提供從導線14的近端到導線14的遠端、且返回導線14的近端的電力路徑。當由脈沖發生器12周期性測量的環形犧牲導體86、88的阻抗增加時，斷開環形犧牲導體86、88的電力連接，以便表明犧牲導體86、88的裂縫或失效。例如，當出現完全裂縫時，脈沖發生器12測量犧牲導體86、88中的無限大阻抗。
[0053]在不超出本發明保護范圍的情況下，可以對所討論的示例性實施例進行多種修改或添加。例如，當上述實施例與特定特征有關時，本發明的范圍還包括具有不同的特征組合的實施例和未包括上述所有特征的實施例。例如，當關于心律管理系統描述實施例時，失效預測特征還可以體現在其它類型的可植入的導線系統中，諸如神經刺激系統和僅診斷系統。相應地，本發明的范圍試圖包含所有的落入權利要求及其所有的等同體的范圍內的替換、修改和變化。
【權利要求】
1.一種醫療設備導線，包括: 導線本體，其具有近端和遠端，所述近端構造為連接到脈沖發生器； 一個或多個電極，其位于所述導線本體的遠端處； 導線導體，其延伸通過導線本體并且電耦合到所述一個或多個電極中的至少一個，所述導線導體構造為在所述近端和所述一個或多個電極中的至少一個之間傳遞電信號；以及 犧牲導體，其延伸通過導線本體與所述導線導體相鄰，與所述導線導體相比，所述犧牲導體構造為在較低應力處失效。
2.根據權利要求1所述的醫療設備導線，其特征在于，所述導線導體包括導電線圈，并且其中，所述犧牲導體與所述導線導體同軸。
3.根據權利要求2所述的醫療設備導線，其特征在于，所述犧牲導體包括布置在所述導電線圈的絲線之間的至少一根絲線。
4.根據權利要求1所述的醫療設備導線，其特征在于，所述犧牲導體耦合到所述一個或多個電極中的至少一個上。
5.根據權利要求1所述的醫療設備導線，其特征在于，所述犧牲導體從所述導線本體的近端延伸到所述導線本體的遠端，并返回到所述導線本體的近端。
6.根據權利要求1所述的醫療設備導線，其特征在于，所述犧牲導體包括具有內部導電層和外部導電層的絲線，其中，所述內部導電層具有不同于所述外部導電層的抗拉強度。
7.一種醫療設備，包括: 脈沖發生器；以及 導線，所述導線包括: 連接件，其構造為與所述脈沖發生器耦合； 導線本體，其包括近端和遠端，所述連接件在所述近端處耦合到所述導線本體； 一個或多個電極； 導線導體，其延伸通過所述導線本體并且電耦合在所述連接件和所述一個或多個電極中的至少一個之間，所述導體構造為在脈沖發生器和所述一個或多個電極中的至少一個之間傳遞電信號；以及 犧牲導體，其延伸通過導線本體與所述導線導體相鄰，所述犧牲導體電耦合到所述連接件，與所述導線導體相比，所述犧牲導體構造為在較低應力處失效。
8.根據權利要求7所述的醫療設備，其特征在于，所述脈沖發生器構造為周期性地測量所述犧牲導體的阻抗，并且其中，測量到的所述犧牲導體的阻抗的增加表明所述犧牲導體的失效。
9.根據權利要求7所述的醫療設備，其特征在于，所述導線導體包括導電線圈，并且其中，所述犧牲導體與所述導線導體同軸。
10.根據權利要求9所述的醫療設備，其特征在于，所述犧牲導體包括布置在所述導電線圈的絲線之間的至少一根絲線。
11.根據權利要求7所述的醫療設備，其特征在于，所述犧牲導體耦合到所述一個或多個電極中的至少一個上。
12.根據權利要求7所述的醫療設備，其特征在于，所述犧牲導體從所述導線本體的近端延伸到所述導線本體的遠端，并且返回到所述導線本體的近端。
13.根據權利要求7所述的醫療設備，其特征在于，所述犧牲導體包括具有內部導電層和外部導電層的絲線，并且其中，所述內部導電層具有不同于所述外部導電層的抗拉強度。
14.一種醫療設備導線，包括: 一個或多個電極； 導線導體，其電耦合到所述一個或多個電極中的至少一個上，所述導線導體構造為將電信號傳遞到所述一個或多個電極中的至少一個；以及 犧牲導體，其延伸通過導線本體與所述導線導體相鄰，與所述導線導體相比，所述犧牲導體構造為在較低壓力處失效。
15.根據權利要求14所述的醫療設備導線，其特征在于，所述導線導體包括導電線圈，并且其中，所述犧牲導體與所述導線導體同軸。
16.根據權利要求15所述的醫療設備導線，其特征在于，所述犧牲導體包括布置在所述導電線圈的絲線之間的至少一根絲線。
17.根據權利要求14所述的醫療設備導線，其特征在于，所述犧牲導體耦合到所述一個或多個電極中的至少一個上。
18.根據權利要求14所述的醫療設備導線，其特征在于，所述犧牲導體包括具有內部導電層和外部導電層的絲線，其中，所述內部導電層具有不同于所述外部導電層的抗拉強度。
19.根據權利要求14所述的醫療設備導線，其特征在于，所述犧牲導體從所述導線的近端延伸到所述導線的遠端，并返回到所述導線的近端。
20.根據權利要求14所述的醫療設備導線，其特征在于，所述導線導體包括增加了所述導線導體的抗疲勞性的涂層。
【文檔編號】A61N1/08GK103732289SQ201280039525
【公開日】2014年4月16日 申請日期:2012年7月13日 優先權日:2011年8月12日
【發明者】阿瑟·J·福斯特, 克里斯托弗·佩雷, 杰弗瑞·E·施塔爾曼, 斯考特·R·斯塔布斯 申請人:心臟起搏器股份公司