阅读说明：本技术 输送装置、心脏起搏装置及其固定结构 (Delivery device, cardiac pacing device and fixing structure thereof ) 是由 程志军 杨莹 王励 于 2018-08-31 设计创作，主要内容包括：本发明提供了一种输送装置、心脏起搏装置及其固定结构,所述固定结构包括壳体、驱动件和弹性件,所述壳体具有第一内腔和凹槽,所述驱动件部分容置在第一内腔中,且驱动件的一端从第一内腔的近端端部延伸出与驱动鞘可分离式连接,所述弹性件容置于第一内腔中,且一端与驱动件连接,另一端向驱动件外部延伸并伸入凹槽,驱动件与壳体配合连接,并能够沿着壳体的轴向驱动弹性件在凹槽内运动,使得弹性件伸出或缩回凹槽,以此实现心脏起搏装置在体内的固定、回收和起搏位置的重调整,结构简单,操作方便,且不受组织壁厚度的限制,固定方便,因此,无导线起搏装置可以固定在心室,也可以固定在心房,由此实现双腔起搏,实现房室同步的生理性起搏。(The invention provides a conveying device, a cardiac pacing device and a fixing structure thereof, wherein the fixing structure comprises a shell, a driving piece and an elastic piece, the shell is provided with a first inner cavity and a groove, the driving piece is partially accommodated in the first inner cavity, one end of the driving piece extends out of the proximal end part of the first inner cavity and is detachably connected with a driving sheath, the elastic piece is accommodated in the first inner cavity, one end of the elastic piece is connected with the driving piece, the other end of the elastic piece extends out of the driving piece and extends into the groove, the driving piece is connected with the shell in a matching way and can drive the elastic piece to move in the groove along the axial direction of the shell, so that the elastic piece extends out of or retracts into the groove, and the fixation, the recovery and the readjustment of the pacing position of the cardiac pacing device in vivo are realized, the structure is simple, the operation is convenient, the tissue wall thickness is not limited, the, and can also be fixed in the atria, thereby realizing double-chamber pacing and realizing atrioventricular synchronous physiological pacing.)

输送装置、心脏起搏装置及其固定结构

技术领域

本发明涉及医疗器械技术领域，特别涉及一种输送装置、心脏起搏装置及其固定结构。

背景技术

心脏起搏器自1958年问世以来，已成为缓慢性心律失常疾病的一线治疗手段。历经半个多世纪的发展与创新，心脏起搏器由最初开胸植入单根导线起搏心室，逐步发展为经静脉植入2～3根导线以提供房室生理性起搏甚至双心室同步起搏。但是，导线脱位、血栓形成、三尖瓣反流以及感染与导线相关的并发症，一直以来不仅影响起搏器的正常使用，而且严重危害患者的生命健康与生活质量。其中，感染与导线相关的并发症时，需尽早将导线拔除，但导线拔除具有一定的难度和风险，此工作通常需要在较大的电生理中心并由技术熟练的医生完成，资源使用和医生的工作量均较大。为了克服因导线的使用而产生的上述这些问题，“无导线”的心脏起搏器成为目前心律失常治疗的新发展方向。

通常，无导线起搏器包括与起博电极分开的并且直径等于或小于起搏器外直径的固定机构，该固定机构允许起搏器经过2次旋转***组织中，以与组织接触从而固定起搏电极。一些无导线起搏器中还具有一个圆环状的结构位于无导线起搏器的近端，当无导线起搏器的固定机构失效时，该圆环状的结构可以让起搏器停留在右心室中，防止其进入血液循环系统后对患者带来伤害。在上述无导线起搏器植入心脏时，使用递送系统将起搏器输送到右心室尖部，并旋转起搏器使位于起搏器远端的螺旋结构旋入到右心室尖部较厚实的心肌组织中。由于心房壁很薄，如果螺旋结构固定在壁薄的心房，则会带来固定不牢、心房穿孔等重大风险。因此，现有的无导线起搏器只能固定在右心室尖部，致使目前的无导线起搏器仅可实现心室单腔起搏，无法实现双腔起搏(DDD起搏模式)，故而，现有的无导线起搏器容易导致房室失去同步的非生理性起搏。

发明内容

有鉴于此，本发明的目的在于提供一种输送装置、心脏起搏装置及其固定结构，不仅不受组织壁厚度的限制，固定方便，可实现心房或心室的起搏，即实现双腔起搏，以此治疗心律失常问题，且结构简单，还可以回收和重新调整起搏位置。

根据本发明的一个方面，提供了一种固定结构，所述固定结构由输送装置输送至目标位置，所述固定结构用于在所述目标位置固定无导线起搏器，所述输送装置包括收放鞘和驱动鞘，所述固定结构包括：

一壳体，具有一第一内腔以及一凹槽，所述凹槽径向开设在所述壳体的外表面上并与所述第一内腔贯通，所述壳体的近端用于与所述输送装置的收放鞘可分离式连接；

一驱动件，部分容置于所述第一内腔中，且所述驱动件的一端从所述第一内腔的近端端部延伸出，用于与所述输送装置的驱动鞘可分离式连接；以及，

一弹性件，容置于所述第一内腔中，且所述弹性件的一端与所述驱动件连接，另一端向所述驱动件的外部延伸，并伸入所述凹槽；

其中：所述驱动件与所述壳体配合连接，且所述驱动件能够沿着所述壳体的轴向驱动所述弹性件在所述凹槽内运动，以使所述弹性件伸出或缩回所述凹槽。

进一步的，所述驱动件具有外螺纹，所述第一内腔对应的所述壳体的内壁具有与所述外螺纹配合的内螺纹；且所述弹性件被配置为与所述驱动件保持周向相对运动。

进一步的，所述固定结构还包括：

一垫片，具有一中心孔，所述垫片通过所述中心孔套接在所述驱动件的远端，用于与所述驱动件配合限制所述弹性件的轴向位移。

进一步的，所述驱动件伸出所述第一内腔的一端为多棱柱，所述多棱柱用于与所述驱动鞘的多边形内孔配合连接。

进一步的，所述壳体的近端为多棱柱，所述多棱柱用于与所述收放鞘的多边形内孔配合连接。

进一步的，所述固定结构还包括：

一第一限位部，用于限制所述驱动件向所述壳体的远端方向移动的距离；和/或，

一第二限位部，用于限制所述驱动件向所述壳体的近端方向移动的距离。

进一步的，所述第一内腔为T字形，所述T字形具有一顶面以及相对设置的一底面，所述顶面形成所述第一限位部，所述底面形成所述第二限位部。

进一步的，所述驱动件具有一止位部，位于所述驱动件的远端，所述止位部的一表面用于抵靠所述第一内腔的顶面，另一相对设置的表面用于抵靠所述第一内腔的底面。

进一步的，所述止位部为十字形或T字形。

进一步的，所述弹性件为多个，多个所述弹性件围绕所述驱动件的轴线间隔布置。

进一步的，所述弹性件为长条状并具有一尖端部，所述尖端部用于刺入一预定对象。

进一步的，所述凹槽向所述壳体的近端或远端倾斜。

进一步的，所述无导线起搏器包括控制部分以及至少一个电极，所述控制部分通过导线与所述电极连接，所述电极设置在所述壳体上并用于与预定对象接触。

进一步的，所述壳体还具有第二内腔，与所述第一内腔在所述壳体的轴向上分开设置，所述第二内腔用于容纳所述无导线起搏器的控制部分。

根据本发明的另一个方面，提供了一种心脏起搏装置，其包括前述任意一项所述的固定结构，以及设置在固定结构上的无导线起搏器。

进一步的，所述固定结构的壳体还具有第二内腔，与所述第一内腔在所述壳体的轴向上分开设置，所述无导线起搏器包括：

一控制部分，设置于所述壳体的第二内腔；以及至少两个电极，所述电极与所述控制部分连接，所述电极设置在所述壳体上并用于与预定对象接触。

根据本发明的又一个方面，提供了一种输送装置，用于输送所述的心脏起搏装置，其包括：

一收放鞘，远端用于与所述壳体的近端可分离式连接；以及，

一驱动鞘，远端用于与所述驱动件伸出所述第一内腔的一端可分离式连接；

其中：所述驱动鞘以可活动的方式***所述收放鞘中，并与所述收放鞘相配合，将所述心脏起搏装置推送至目标位置，以及驱动所述驱动件相对于所述壳体运动。

与现有技术相比，本发明提供的输送装置、心脏起搏装置及其固定结构，具有如下有益效果：

第一、本发明利用输送装置驱动心脏起搏装置的驱动件运动，并通过驱动件驱动弹性件在壳体的凹槽内往复移动，从而实现弹性件的可伸缩，当弹性件的一端伸出凹槽时，可刺入组织壁从而实现心脏起搏装置在体内目标位置处的固定，且当弹性件的一端缩回凹槽时，可实现心脏起搏装置的回收，并通过输送装置使心脏起搏装置在植入过程中能够重新调整起搏位置，便于将心脏起搏装置固定在最佳起搏点；

第二、本发明利用驱动件与壳体的螺纹配合，方便将两者的旋转运动转化为轴向移动，从而驱动弹性件在凹槽内往复移动，结构简单，操作方便；

第三、本发明的弹性件为长条状并具有一个尖端部，可直接刺入组织壁，基本上对组织壁的厚度没有要求，且刺入的深度通过伸缩运动调节，固定更为方便，因此，无导线起搏装置可以固定在心室，也可以固定在心房，由此实现双腔起搏，实现房室同步的生理性起搏。

附图说明

附图用于更好地理解本发明，不构成对本发明的不当限定。其中：

图1是本发明一个实施例提供的心脏起搏装置的立体图；

图2是图1所示的心脏起搏装置的轴向剖面图；

图3是图2所示的心脏起搏装置于C区域的局部放大图；

图4是本发明一个实施例中输送装置的轴向剖视局部图；

图5是本发明一个实施例中输送装置与心脏起搏装置相连接时的轴向剖视图；

图6是本发明一个实施例中导引装置的轴向剖视图；

图7是本发明一个实施例中将扩张鞘和导引鞘从股静脉依次经下腔静脉和右心房递送到上腔静脉位置的示意图；

图8是本发明一个实施例中通过导引鞘将心脏起搏装置输送到达上腔静脉的示意图；

图9是本发明一个实施例中使弹性件伸出凹槽并刺入上腔静脉的血管壁的示意图；

图10是本发明一个实施例中心脏起搏装置单独固定在上腔静脉的示意图。

图中：

10-心脏起搏装置；11-壳体；11a-第一部分；11b-第二部分；111-凹槽；112-第一内腔；113-顶面；114-底面；115-第二内腔；12-驱动件；121-第一端；122-第二端；止位部-121；13-弹性件；131-第三端；132-第四端；14-第一电极；15-第二电极；16-垫片；

20-输送装置；21-收放鞘；22-驱动鞘；

30-导引装置；31-扩张鞘；32-导引鞘；

A-下腔静脉；RA-右心房；B-上腔静脉。

具体实施方式

为使本发明的目的、优点和特征更加清楚，以下结合附图1～10对本发明提出的输送装置、心脏起搏装置及其固定结构作进一步详细说明。需说明的是，附图均采用非常简化的形式且均使用非精准的比例，仅用以方便、明晰地辅助说明本发明实施例的目的。

在本文中，术语“近端”和“远端”是从使用该医疗器械的医生角度来看相对于彼此的元件或动作的相对方位、相对位置、方向，尽管“近端”和“远端”并非是限制性的，但是“近端”通常指该医疗设备在正常操作过程中靠近医生的一端，而“远端”通常是指首先进入患者体内的一端。术语“内”或“内部”是指靠近驱动件的轴线的方向，“外”或“外部”是指远离驱动件的轴线的方向。

如在本说明书和所附权利要求中所使用的，单数形式“一”、“一个”以及“该”包括复数对象，除非内容另外明确指出外。如在本说明书和所附权利要求中所使用的，术语“或”通常是以包括“和/或”的含义而进行使用的，除非内容另外明确指出外。

图1是本发明一个实施例提供的心脏起搏装置的立体图，图2是图1所示的心脏起搏装置的轴向剖面图，图3是图2所示的心脏起搏装置于C区域的局部放大图。如图1至图3所示，本发明实施例提供一种心脏起搏装置10，用于起搏心房或心室，以改善心律失常问题。

所述心脏起搏装置10具体包括固定结构(未标示)以及设置于固定结构上的无导线起搏器。所述固定结构包括壳体11、驱动件12和弹性件13。所述无导线起搏器包括控制部分(未标示)和至少两个电极。

所述控制部分包括脉冲发生器、通讯模块、电池和处理器等。所述脉冲发生器用于产生起搏脉冲并将起搏脉冲传递至第一电极14，所述第一电极14进一步将起搏脉冲传递至心肌，实现心肌的收缩。所述通讯模块可通过无线通信的方式建立与外界的无线连接，从而实现数据的交换。在一些实施例中，通讯模块可接收到外界程控仪传来的命令，通讯模块将该命令发送给处理器，处理器对脉冲发生器进行调节，调整脉冲发生器输出的脉冲。所述处理器是整个无导线起搏器的核心，所有数据存储、输出、各模块之间的调度都由其来完成。所述第二电极15将心房或心室活动的电信号传递给所述处理器，所述处理器将心房或心室活动的电信号运算处理后，对脉冲发生器进行调节，调整输出的脉冲。所述电池用于为脉冲发生器、通讯模块、处理器等供电，以确保心脏起搏器运行所需的电子部件能够正常工作。

本实施方式中，两个电极分别为第一电极和第二电极。所述控制部分与所述电极连接。第一电极可以实现起搏的功能，第二电极可以实现感知的功能，所述第一电极和第二电极各自可与控制部分连接，所述第一电极和所述第二电极连接。在无导线起搏器工作时，所述控制部分、所述第一电极和所述第二电极之间形成回路，以实现无导线起搏器对心脏的起搏或感知功能。在其它实施例中，电极的数量也可以为多个，以实现无导线起搏器的更多功能。为了简明起见，在以下描述中假设电极为两个，分别是第一电极14和第二电极15，本领域技术人员应当能够修改以下描述，在细节上作适当修改后将所述描述用于二个以上电极的情况。

所述壳体11用于安装并密封无导线起搏器，其优选为胶囊结构，或者还可以是长方形、椭圆形、多棱柱等结构，主要以占用空间小的壳体作为最佳选择。其中，所述壳体11的外表面上沿径向开设有凹槽111，所述凹槽111与壳体11内的第一内腔112贯通。这里的“径向开设”不能狭义认为所述凹槽111只能沿垂直于壳体轴向的方向开设，而应广义的理解为所述凹槽111不是沿所述壳体11的轴向方向开设。倘若所述凹槽111与壳体径向呈一夹角，此时的凹槽111可以是向壳体11的近端倾斜(参阅图2)，也可以是向壳体11的远端倾斜。

所述驱动件12用于驱动弹性件13在凹槽11内运动，其一部分容置于所述壳体11的第一内腔112中，即所述驱动件12的第一端121延伸至所述第一内腔112中，第二端122从第一内腔112的近端端部延伸出，以与下述的驱动鞘22连接。除此之外，所述驱动件12还需要与壳体11配合连接，并能够相对于所述壳体11至少做轴向运动。这里，所述配合连接是指，在没有外力或没有超过限定外力的条件下，两个部件能实现相对静止。在较佳的情况下，所述驱动件12相对于所述壳体11做轴向的旋转运动，以通过旋转运动转化为轴向的移动。

所述弹性件13容置于所述壳体11的第一内腔112中，且所述弹性件13的第三端131与所述驱动件12连接，第四端132向所述驱动件12的外部延伸并伸入所述凹槽111。当所述驱动件12相对于所述壳体11做轴向运动时，同步带动所述弹性件13在所述凹槽111内运动，从而使所述弹性件13的第四端132伸出所述凹槽111，进而刺入一组织壁，从而将心脏起搏装置10固定在体内的一目标位置处，当然，若做相反的运动，则可使所述弹性件13的第四端132脱离组织壁而重新缩回凹槽111，便于回收和重新定位心脏起搏装置10。本发明中，所述弹性件13具有弹性变形能力，以通过良好的形变能力在驱动件12的驱动下沿着凹槽111的方向做往复运动。所述弹性件13优选为长条状，且较佳地为薄片结构，更优选，所述弹性件13的第四端132具有一个尖端部，能够直接刺入组织壁(即预定对象)。所述弹性件13的材料优选为高弹性记忆金属材料。

本发明中，所述驱动件12的第二端122用于与驱动鞘22可分离式连接，与此同时所述壳体11的近端用于与收放鞘21可分离式连接，从而通过下述的输送装置20将心脏起搏装置10输送至体内。

进而为了使电极能够接触心肌，所述第一电极14和第二电极15固定在壳体11上，但可以是一部分在壳体内，另一部分伸出壳体11与心肌接触，或者是整个在壳体外，以此确保电极能够接触心肌。所述控制部分用于实现心脏起搏器的起搏和感知控制。所述第二电极15用于将心房或心室的电信号传送至所述控制部分，所述第一电极14用于接收所述控制部分产生的起搏脉冲信号以起搏心房或心室。

图4是本发明一个实施例中输送装置的轴向剖视局部图，如图4所示，本实施例还提供了一种输送装置20，所述输送装置20包括收放鞘21和驱动鞘22，所述驱动鞘22用于***所述收放鞘21，并可相对于所述收放鞘21做轴向运动。实际使用时，所述收放鞘21的远端与所述壳体11的近端可分离式连接，所述驱动鞘22的远端与所述驱动件12的第二端122可分离式连接。

图5是本发明一个实施例中输送装置与心脏起搏装置相连接时的轴向剖视图，如图5所示，在植入之前，先将心脏起搏装置10组装到输送装置20上(实际过程中，心脏起搏装置10位于输送装置20的远端)，并保持收放鞘21固定不动(即与收放鞘21连接的壳体11固定不动)，驱动驱动鞘22相对于收放鞘21做轴向运动(如轴向旋转运动)，使驱动鞘22带动驱动件12相对于壳体11做轴向运动，从而使弹性件13全部收入在壳体11中(在图5所示的角度下，驱动件12向上运动，即向壳体11的远端方向移动)。

图6是本发明一个实施例中导引装置的轴向剖视图，如图6所示，本实施例还提供了一种导引装置30，用于事先在体内建立输送通道，以便于输送装置20通过该输送通道到达体内目标位置。

所述导引装置30包括扩张鞘31和导引鞘32。所述扩张鞘31用于***所述导引鞘32中，并可在导引鞘32内活动，所述扩张鞘31具有用于穿设导引导丝的轴向通孔。

具体的，如图7所示，将扩张鞘31和导引鞘32从股静脉依次经下腔静脉A和右心房RA递送到上腔静脉B位置，然后，撤去扩张鞘31并保留导引鞘32在原位。之后，如图8所示，自导引鞘32的近端，将连接心脏起搏装置10的输送装置20装载进入导引鞘32，进而，推送输送装置20直至输送装置20的远端到达上腔静脉B位置(即心脏起搏装置10到达上腔静脉B位置)。进一步，如图9所示，保持收放鞘21固定不动，驱动驱动鞘22运动(相对于图5而言，在图9中，驱动件12向下运动，即向壳体11的近端方向移动)，使弹性件13的第四端132刺入上腔静脉的血管壁，使第二电极15和第一电极14与上腔静脉B的内壁接触。之后，便可以通过外部程序控制测试起搏和感知电学参数，如果测试得到的起搏和感知电学参数不理想，则可以重新调整心脏起搏装置10的位置。在重新调整心脏起搏装置10的位置时，具体保持收放鞘21固定不动，而反方向驱动驱动鞘22运动(图9中，驱动件12向上运动)，使弹性件13的第四端132脱离血管壁，并进而缩回到凹槽111内，随后，通过输送装置20重新调整心脏起搏装置10在上腔静脉B的位置，如可以通过收放鞘21和驱动鞘22同步轴向移动或周向转动，调整心脏起搏装置10的位置。通过一次或多次的调整后，确认起搏、感知电学参数满足要求时，可采用上述同样的方法，驱动弹性件13的第四端132伸出凹槽111刺入血管壁，从而完成起搏位置的调整。最后，如图10所示，将导引鞘32、收放鞘21和驱动鞘22全部撤出人体，即最终完成心脏起搏装置的植入。同理，也可采用类似的方法将心脏起搏装置10固定在上腔静脉与右心房交界处，或固定在下腔静脉或下腔静脉与右心房的交界处，但不限于此，还可固定在其他位置，实现双腔起搏，实现房室同步的生理性起搏。

由此可见，本发明利用输送装置20驱动心脏起搏装置10的驱动件12运动，并通过驱动件12驱动弹性件13在壳体11的凹槽111内往复移动，从而实现弹性件13的可伸缩，当弹性件13的第四端132伸出凹槽111时，可刺入组织壁从而实现心脏起搏装置10在体内目标位置处的固定，且当弹性件13的第四端132缩回凹槽111时，可实现心脏起搏装置10的回收，并通过输送装置20使心脏起搏装置10在植入过程中能够重新调整起搏位置，便于将心脏起搏装置10固定在最佳起搏点。

进一步，所述第一电极14和第二电极15分别位于所述壳体11的两端，这样壳体结构简单，制作时容易加工成型，例如所述第一电极14位于所述壳体11的近端，所述第二电极15位于所述壳体11的远端，但本发明对该两个电极的分布位置不作具体的限定，根据实际治疗需要，该两个电极也可以位于壳体11的同一端，只要能够接触组织壁，起到其对应的功能便可。本发明实施例中，所述第二电极15和第一电极14均设于下述的第一部分11a，但分别位于第一部分11a的远端和近端。

更进一步，所述第一电极14和第二电极15中的任意一个优选环状设置于所述壳体11的外表面上，从而增大电极与组织壁接触的面积，使用效果更好。

进一步，所述固定结构还包括第一限位部和第二限位部中的至少一个，所述第一限位部用于限制所述驱动件12向所述壳体11的远端方向移动的距离，所述第二限位部用于限制所述驱动件12向所述壳体11的近端方向移动的距离，从而严格控制弹性件13伸出凹槽或缩回凹槽的尺寸。应理解的，当凹槽111向壳体的近端倾斜时，通过所述第二限位部限制弹性件13伸出凹槽111的长度，通过第一限位部限制弹性件13缩回凹槽111的长度。而当凹槽111向壳体的远端倾斜时，通过所述第二限位部限制弹性件13缩回凹槽111的长度，通过第一限位部限制弹性件13伸出凹槽111的长度。因此，可限制驱动件12在第一限位部和第二限位部之间移动。

进一步，所述壳体11的第一内腔112优选为盲孔，以通过所述第一内腔112的远端端部形成所述第一限位部。较佳地，所述第一内腔112为T字形，以此形成两个横截面不同的空间，并使驱动件12在横截面较大的空间内运动，并通过该空间的顶面113形成所述第一限位部，与顶面113相对的底面114形成所述第二限位部，所述顶面113与底面114之间的轴向距离便限制了驱动件12的运动的距离。

相对应的，所述驱动件12上形成有止位部121(优选设置在驱动件的第一端上)，该止位部121在横向上的一表面用于抵靠在底面114上，在横向上的另一表面用于抵靠在顶面113上。所述止位部121优选为十字形，但不限于此，所述止位部121也可以是T字形。

所述壳体11还具有轴向设置的第二内腔115，与所述第一内腔112相贯通或不贯通均可。所述控制部分设置于所述第二内腔115。当所述第二内腔115与所述第一内腔112相贯通时，为了形成所述第一限位部，所述第二内腔115的横截面需小于所述第一内腔112的横截面，且所述止位部121用于与顶面113抵靠的另一表面的横截面大于所述第二内腔115。所述第一内腔112与第二内腔115优选同轴布置，且所述第二内腔115优选远端封闭。

进一步，所述壳体11包括轴向布置的第一部分11a和第二部分11b，所述第一部分11a和第二部分11b优选分体成型，之后，可通过焊接、粘结等方式连接在一起，更优选，在第一部分11a和第二部分11b相连接的部位设置有所述凹槽111，例如通过激光切割在所述连接部位处形成所述凹槽111，或者，在第一部分11a和第二部分11b相连接后，直接形成所述凹槽111，即，第一部分11a的近端和第二部分11b的远端各自设有缺口，两者的缺口相配合限定形成所述凹槽111。其中，所述第二内腔115设置在所述第一部分11a，所述第一内腔112的一部分设置在所述第一部分11a，另一部分设置在所述第二部分11b。

进一步，所述驱动件12与壳体11优选通过螺纹配合连接，便于将螺纹的旋转运动转换为轴向移动，从而通过轴向移动驱动弹性件13实现伸缩运动。具体来说，所述驱动件12具有外螺纹，所述第一内腔112对应的壳体11的内壁具有与所述外螺纹配合的内螺纹，当驱动鞘22受外力作轴向旋转运动时，通过其与驱动件12的第二端122的配合，带动驱动件12相对于壳体11做轴向旋转运动，两者的旋转运动便通过螺纹配合转化为相对的轴向运动。在做轴向旋转运动时，应知晓的是，收放鞘21和壳体11均保持固定不动。此外，当驱动件12做轴向旋转运动时，所述弹性件13亦被配置为与驱动件12保持周向相对运动。

进一步，所述固定结构110还包括固定在驱动件12之第一端121上的垫片16，所述垫片16与所述驱动件12一起限制所述弹性件13的轴向位移，防止弹性件13相对于驱动件12在轴向上移动。具体的，所述弹性件13容置在垫片16与止位部121所形成的卡槽中，并被配置为与所述驱动件12保持轴向相对静止，但可周向活动，以确保弹性件13能够在凹槽111中自由地往复。所述垫片16为一环状体，所述驱动件12的第一端121穿设在中心孔内并与垫片16固定。

所述弹性件13优选为多个，如2个、3个或以上，并围绕驱动件12的轴线间隔布置。倘若驱动件12能够轴向旋转，则多个所述弹性件13被配置为能够相对于驱动件12在周向上活动，多个弹性件13可以整天设置在一个环状本体上，并围绕本体的轴线布置，该本体优选通过孔套接在驱动件并位于垫片16与止位部121之间，且可周向转动。在其他实施例中，所述弹性件13也可成倒L形，分别抵压在垫片16和止位部121之间。

所述凹槽111与弹性件13的数量一致或不一致均可，例如多个弹性件13在不同的凹槽111内伸缩，或多个相邻弹性件13在同一个凹槽111内伸缩。应理解的是，多个所述凹槽111在壳体11上间隔分布，以确保壳体11的连贯性。

本发明实施例中，所述驱动件12的第二端122优选与驱动鞘22通过形锁配合连接，如驱动件12的第二端122构造成多棱柱，而所述驱动鞘22的内部开设有远端开口的多边形内孔，多边形内孔与多棱柱配合。因此，本发明实施例中，所述驱动件12的第二端122为多棱柱结构，在异于第二端122和第一端121的区域设有外螺纹。

所述壳体11的第二部分11b相应被构造成多棱柱，用于与收放鞘21远端的多边形盲孔配合，实现壳体11与收放鞘21的固定连接。所述收放鞘21还设有与多边形盲孔连接的贯通孔，所述驱动鞘22穿设在所述贯通孔中。

然而，本发明不限于通过螺纹配合实现驱动件12与壳体11的配合连接，例如还可通过弹扣、卡扣等方式实现连接，只要能够在保持壳体11静止不动，且驱动驱动件12相对于壳体11做轴向移动即可。另外，壳体11与收放鞘21，驱动件12与驱动鞘22，均不限于多棱柱与多边形内孔配合的方式实现连接，其他可分离式连接的方式也可适用，例如螺纹、弹扣、卡扣等方式，只要能够将这些部件二二连接在一起，之后又能解除连接便可。此外，扩张鞘31、导引鞘32、收放鞘21、驱动鞘22等，均优选为高分子材料。另外，限制驱动件12移动范围的结构不限于T字形的第一内腔，也可通过其他方式实现，如凸起与卡槽等。再则，所述凹槽111可以是弧形槽，所述弹性件13至少容置在所述凹槽111内的部分亦呈弧形。

综上，根据本发明实施例提供的技术方案，较佳地通过螺旋运动驱动驱动件相对于外壳做轴向旋转运动，这样的结构简单，操作方便。此外，本发明的弹性件主要为长条薄片且带有尖端部的结构，可以不受组织壁厚度的限制，能够有效的刺入组织壁，将心脏起搏装置固定在目标位置。并且通过弹性件的伸缩运动，便于调整弹性件的刺入深度，以便于适应不同的固定要求，固定更为灵活，因此，无导线起搏装置可以固定在心室，也可以固定在心房，由此实现双腔起搏，实现房室同步的生理性起搏。

上述描述仅是对本发明较佳实施例的描述，并非对本发明范围的任何限定，本发明领域的普通技术人员根据上述揭示内容做的任何变更、修饰，均属于权利要求书的保护范围。