CN107106840A - 能植入的组件 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种用于在地点上选择性地检测神经电信号以及用于选择性地电刺激至少一个神经纤维的能植入组件，所述能植入组件包括如下构件：‑能植入的电极组件(E)，该能植入的电极组件用于在地点上选择性地检测所述神经电信号、可选的电刺激用于检测EKG信号，‑分析处理/控制单元(A/S)，在该分析处理/控制单元中，所述EKG信号时间分辨地能这样被分析处理，使得与生理参数、优选血压相关的神经时间信号能够被推导出，‑比较器单元(K1)，在该比较器单元中，在所述EKG信号和与所述生理参数相关的神经时间信号之间时间错位能被求取，‑函数发生器(F1)，该函数发生器在通过所述分析处理/控制单元(A/S)在基于所述相对时间错位的情况下求出的时间窗口内部产生由n个单个脉冲(EP)组成的、并且以相位和时间幅度变化过程匹配于与所述生理参数相关的神经时间信号的刺激信号以及‑信号‑电流转换器(SSW1)，该信号‑电流转换器将用于选择性地电刺激传导给所述电极组件(2)。

Description

能植入的组件

技术领域

本发明涉及一种用于在地点上选择性地检测神经电信号的以及用于选择地电刺激至少一个神经纤维的能植入的组件，这些电信号沿着至少一个包含在神经纤维束中的神经纤维传播。能植入的组件包括能围绕神经纤维束环套形放置的能植入的电极组件，借助该电极组件，在神经纤维束内所选择的神经纤维能被加载以电信号。电刺激尤其为了有目的地影响动物或人类患者的血压而进行。

背景技术

动脉高血压是世界蔓延的典型文明疾病，该文明疾病威胁数百万病人的生命并且同时大程度地加重健康系统的负担。至今已知的治疗措施基于提供降压药物，例如ACE抑制剂、beta阻断剂等，然而这些降压药物除具有希望的降压作用外还具有明显的副作用，例如心搏迟缓、心脏功能不全、哮喘等。此外，尽管在相应药物治疗中高达30％的所有病人的情况下开发了新的降压药物，不能实现合适的目标血压，参见H.R.Black，et al.文献“心血管端点的控制发作异搏定研究的主要结果(说服)，试验，Jama，289(16)，2073-2082页，2003年”(Principal results of the controlled onset Verapamil investigation ofcardiovascular end points(Convince)，TRIAL.Jama，289(16)，S.2073-2082)，2003.)

申请者方面的研究说明了另一种用于对付高血压的治疗方案，该研究在DennisT.T.Plachta，Oscar Cota，Thomas Stieglitz，Mortimer Gierthmuehlen“在使用多管-克拉夫-电极的情况下针对降压植入物进行可选择推导出和刺激，tm-Technisches Messen，2013，Vol.80(5)，163-172页”的文章中已经发表(Selektive Ableitung und Stimulationfür ein blutdrucksenkendes Implantat unter Verwendung von Vielkanal-Cuff-Elektroden"，tm-Technisches Messen，2013，Vol.80(5)，pp.163-172)。根据在小白鼠身上实施的动物实验获得的认知对下述可能性提出依据：借助植入在迷走神经的神经纤维束区段上的电极组件地点分辨地从神经纤维束区段中探测神经电信号以及针对为了技术上使血压减小开始而对其刺激地将电信号应用于选择出的神经纤维。因此，这种迷走神经刺激原则上具有这样的潜力：该迷走神经刺激被建立为医治不易治疗的高血压的替代方案。

可选择迷走神经刺激的方案得到对癫痫的严重形式的、多年应用和建立的神经调节治疗，在该癫痫的情况下，迷走神经借助所植入的电极组件被全部地刺激，以便在出现癫痫症状的时候至少减小其在强度和持续时间方面的程度，为此参见F.Sidiqui，et al.“迷走神经刺激装置在难治疗的癫痫方面超过3年周期的累积效应”，癫痫和表现，18(3)，299-302页，2010年("Cumulative effect of Vagus nerve stimulators on intractableseizures observed over a period of 3years"，Epilepsy and Behavior，18(3)，S.299-302，2010)以及T.Stieglitz的“神经弥补学和神经调节-在治疗和康复中的研究方案和医疗实践”，联邦健康手册-健康研究-健康保护，53(8)，783-790页，2010年("Neuroprothetikund Neuromodulation-und klinische Praxis bei Therapie undRehabilitation"，Bundesgesundheitsblatt-Gesundheitsforschung-Gesundheitsschutz，53(8)，S.783-790，2010.)。

与此相对，为了治疗慢性治疗高血压，测量技术上首先确定与血压相关的神经的位置，以便接下来以合适的方式选择性地电刺激这些神经。为了通过电极组件的应用的植入措施尽可能保护迷走神经并且尽可能不刺激迷走神经的神经外膜，在DennisT.T.Plachta et al.的被引用的文献中提出使用可植入迷走神经上的所谓的C型电极。这具有沿迷走神经较容易地定位C型电极的优点并且还能够在病人上实现轻微侵入地并因此保护地并快速地要实施的外科手术。

压力感受性反射装置用于自然血压调节，该压力感受性反射装置为类似郁血的自调节机理并且在血压提高时发射性地激活不同效应。尤其地，心率在此被降低，但是动脉血管也扩张，以便因此降低血压。在低血压的情况下，压力感受性反射装置被抑制，由此，心率上升并且血管收缩，因此血压重新上升。压力感受性反射装置的感应式输入为所谓的压力感受性接收装置，这些压力感受性接收装置在其他情况下位于主动脉弓的壁中。血压信息从那里单突触地沿与血压相关的神经纤维、下面被称为压力感受性接收的纤维移动到脑干中。在超过血压的阈值的情况下，压力感受性反射装置触发抑制交感神经纤维，这导致血压直接下降。借助参考附图2a，2b示出的、英文文献中常常称为C型电极的环套电极能够利用该压力感受性反射机理，其方式是：输入脑干的压力信息被选择性地探测并且同时被选择性地“覆写”，以便以该方式给脑干施加明显提高的血压情况，由此开始自然的明显的血压下降。

图2a以面俯视图在平整展开的状态下示出已知的环套电极。图2b示出在植入入状态下的环套电极E，在该状态下环套电极E的区域B1，B2为了实现节省空间的形式而相互叠合，此外，环套电极E的设置有第一电极组件2的承载基底区域1B环套形地包围神经纤维束NFB的一个区域。

环套电极E包括柔性的生物兼容的承载基底1，该承载基底在已实现的实施方式中是约11μm厚的聚酰亚胺薄膜，在其面向图2a的绘图平面的承载基底上侧为了地点分辨地检测神经电信号以及也为了选择性地电刺激在神经纤维束NFB中延伸的单个神经纤维NF安置有由多个单个电极组成的第一电极组件2。第一电极组件2的各个电极与神经纤维束NFB的神经外膜EPI形成直接表面接触，因为承载基底1在承载基底区域1B中通过相应建立机械薄膜预紧自动地在构造面向神经纤维束NFB取向的正圆柱形承载基底表面1‘的情况下卷起，如在图2b中可见的那样。因此，第一电子组件2的各个电极采用在周向U上围绕神经纤维束NFB弯曲的环形空间形状。

三个轴向分别相互隔开相同间距地布置的第一电极结构3既用于在地点上选择性地检测神经电信号也用于选择性地电刺激至少一个神经纤维NF，所述电极结构在周向U上包括至少两个、在图2a，2b所示实施例中包括分别八个第一电极面4。属于第一电极结构3的各八个第一电极面4在周向U上均匀地分布，即以45°的角度间距布置。这能够实现在周向分布的八重在地点上选择性，用于在地点上选择性地检测来自要检验的神经纤维束NFB的神经电信号。分别在轴向两侧布置在三个第一电极结构3旁的第一电极条5在在地点上选择性地检测神经电信号的情况下用作地电势，这些电极条完全环形包围神经纤维束NFB；如果与此相反选择性地刺激在神经纤维束NFB内选出的神经纤维NF，那么这些第一电极条5分别用作阳极或者说反极。

各个第一电极结构3的三重或者说三极组件能够由于在金属电极面4上的组织生长确定并在分析处理技术上消除阻抗改变，通过所述三重或者说三极组件的各个第一电极面4能够单极地检测神经电信号或者说为了在地点上选择性的刺激而能够发出电信号，另一方面与血压相关的神经信号能够借助合适的三极放大被探测，这些神经信号通过三极组件在时间上稍微错开地在轴向上沿着相应神经纤维NF延伸。除了上面说明的第一电极结构3以及各自采用环形的第一电极条5(所述第一电极条全部安置在图2a中面向绘图平面的承载基底表面1‘上并且通过相应的电导轨L在近端止于连接结构V)之外，在承载基底1的背侧上存在呈参考电极12形式的第二电极组件，所述第二电极一方面用于检测体内的、信号分析处理所基于的电背景地信号或者说噪声级，另一方面使得能借助环套电极E检测EKG信号。能作为环套电极E植入的电极组件通过电连接结构V能与严密包封的信号探测和信号发生器6连接，该信号探测和信号发生器同样构造成植入件。

通过已知的可植入的电极组件能够在小白鼠上进行动物实验的范围内示出，借助围绕神经纤维束NFB均匀分布地三极布置的、共24个第一电极面能够检测与血压相关的神经电时间信号(下面被称为压力感受信号)，这些神经电时间信号此外在其在周向上相关的信号级方面用于定位压力感受的神经纤维。刺激三极地分别通过三极组件的居中布置的第一电极结构3的各电极面4来进行，通过这些电极面在探测时已检测到低于压力感受信号的各个最大信号级。能够示出，通过选择性地刺激压力感受的神经纤维能够可靠地明显降低血压，其中，仅产生非常弱的心搏迟缓(脉冲下降到每分钟60下)以及几乎不值一提的呼吸迟缓。

为了选择性地电刺激压力感受的神经纤维，电刺激信号在基于固定地预给定的刺激参数的确定组合的情况下被应用到居中布置的电极结构的相应选出的电极面4上。在此，刺激信号以电刺激发生的方式在可自由选择的时间间隔中应用在选出的神经纤维上，例如每20秒将由100个单个脉冲组成的电刺激通过相应选出的电极面应用到神经纤维束上。在此，每个单个脉冲具有0.6ms的刺激脉冲时长，所述刺激脉冲时长的阳极和阴极刺激幅度的分别为0.8mA，由此能够实现电极极化。通过单个脉冲的40Hz的重复率(即所谓的刺激频率)，单个电刺激的总时长为100x25ms，即为2.5秒。在小白鼠上实施的刺激试验中使用了不同的分别被确定地预给定的刺激参数，即分别为30至50Hz的刺激频率、0.1ms至0.5ms的刺激脉冲时长以及0.3mA至1.5mA的刺激幅度。

尽管在至今的动物试验范围中获得的认知在通过选择性地电刺激压力感受的神经纤维来影响血压方面显得大有希望，电刺激发生和以基于器官调节机理引起的血压下降的方式生物性反应之间的定量联系至少还大程度地未被理解。尤其在比至今在动物实验中使用的小白鼠更大的动物、甚至人类的情况下，应适用于通过较大程度的预确定来进行适应性刺激，其器官上引起的调节结果应处于定量的公差范围中。

发明内容

本发明所基于的任务在于通过上述电极组件以下述方式改进用于地点上选择性地检测沿至少一个包含在神经纤维束中的神经传播的神经电信号并用于选择性地电刺激至少一个神经纤维的能植入组件：使得能够以明显更高的精度在植物神经系统的特定区域上、尤其在迷走神经上实施刺激影响从而影响血压。如果考虑将相应的适应性措施用在比小白鼠更大的生物上、尤其是人类上时，那么必须保证的是，至少能够在可预测的可量化的公差范围内建立所致力的神经的、生理的和/或器官的状态。为此需要的全部措施还应当排除不希望的生物学副作用。原则上，除了所致力的血压影响外，该组件替代地或组合地也能够为了有目标地施加影响而用于任意其它植物性的或感觉运动机能的状态值。

在权利要求1中说明本发明所基于的任务的解决方案。以有利的方式扩展构成解决方案构思的特征是从属权利要求的主题以及参照实施例从进一步的说明中获得。

在与用于电刺激至少一个选出的具有各个硬性预给定的刺激参数，即，刺激脉冲时长、刺激幅度和刺激频率的神经纤维的上述做法不同的是，按照解决方案构造的能植入的组件能够产生电刺激信号，这些电刺激信号以其形式，即时间上的幅度变化过程、自然血压信号的脉冲波形式大程度地被补偿以及在时间上与自然血压信号重叠中也被应用到压力感受的神经纤维上，使得沿压力感受的神经纤维从压力接收器向脑干传递的自然血压信号符合规定地被覆写。因此，本解决方案的刺激不进行如至今为止从脉动的“开-关-开-关”图表说明的那样，而是沿压力感受的神经纤维所应用的技术上的电刺激信号被导向具有匹配于自然信号节奏的刺激频率的脑干，即，分别在每个自然的时间窗口中，在这些自然时间窗口中，脑干期待自然的血压信号。

穿过主动脉弓中的压力感受场延伸的脉冲波的自然形状典型地具有少于一秒的脉冲时长并且此外通过强的快的并且非线性脉冲波上升和紧随其后的慢的同样非线性的下降来表征。该机械脉冲波由压力接收器转换成神经电信号形式。该神经电信号通过迷走神经被传导向脑干并且包含关于机械脉冲波的强度和时长的信息。通过匹配该自然神经电信号形式，由能植入的组件技术上开始的自然器官调节机理的影响通过利用施加至至少一个选出的压力易感神经纤维的技术性电刺激信号在时间上相关地覆写自然神经电时间信号，其中，所述选出的技术性电刺激信号的幅度级根据要达到的治疗目标而高于或低于自然神经电时间信号。以该方式，自然器官血压调节机理不会或不明显地被刺激，即，接收技术上操控出的电刺激信号的脑干不可能识别与自然神经电时间信号的区别。因此，自然器官调节机理被激活，该调节机理以完全自然的方式导致以确定的要期待的血压数值调节为特征的调节结果。

此外，本解决方案的能植入组件提供自主控制的血压数值监控的可能性，即，自然器官调节机理仅在这些情况下被激活：与血压正常值的明显偏离被确定。以其它有利的方式可能的是，能植入的组件通过自身控制，即，以闭环功能的方式来运行，在该闭环功能中，由于电刺激而引起的器官调节结果被检测、被评价并且如果需要会经历相应的再调节。

为此，本解决方案的用于地点选择性地检测沿至少一个包含在神经纤维束中的神经纤维、优选压力感受纤维传播的神经电信号以及用于选择性地通过下述构件电刺激至少一个神经纤维的能植入组件，其特征为：此外不限制一般发明构思地，在影响作为生理参数的血压的实例上阐述本解决方案的组件。当然，能植入的组件也能够被用于影响其他生理参数，例如呼吸频率、心跳率、体温等，或被用在其他症状中，例如在自身免疫性疾病、心率不齐、严重抑郁、癫痫等。能植入的组件针对治疗交替的身体机能同样也能被使用在其它末梢神经或中枢神经系统或植物神经系统上。以在脊髓或大脑受损时出现的中心式中风之后的运动神经假肢的区域为例。在这些情况下，压力和位置接收器的传感信号例如能够用手选择性地借助能植入的组件被接收，并且抓取力相应于额定值预给定地自发调节。在神经调节区域也能够借助能植入的组件展望在中风和偏瘫后的康复。在此，传感信号能够耦合地被放大，以便改进康复成果。也可考虑借助能植入的组件通过横膈膜上的纤维膜实现被调节的呼吸刺激器、对交感神经链上的交感神经系统的调节或通过可大程度选择的末梢神经刺激实现的有效率的疼痛治疗。

能植入的电极组件设置成用于沿在神经纤维束内部的选出的神经纤维在地点上选择性地检测神经电信号以及也为了选择性地电刺激至少一个选出的神经纤维，该电极组件被安置在能围绕神经纤维束环套形放置的生物兼容的承载基底上，该承载基底具有在植入状态下面向神经纤维束取向的正圆柱形承载基底表面。此外，在生物兼容的承载基底上布置了用于检测代表心脏活力的EKG信号的第二电极组件。该第二电极组件不必放到承载基底的相同承载基底表面上，如前面第一电极组件那样。

能植入的电极组件，即，至少包括第一和第二电极组件，与分析处理/控制单元电连接或能与其连接地被构造，在该评价单元/控制单元中，在地点上选择性地检测出的神经电信号以及EKG信号能在时间上分辨地被推导出。构造成数字信号处理器或微处理器的分析处理/控制单元能够处理信号数据以及能够产生控制信号。

与分析处理/控制单元连接的第一比较器单元用于求取测量技术上检测出的EKG信号和与血压相关的神经时间信号之间的特征相对时间错位。

以有利的方式，在此EKG信号的R尖角和信号侧点之间的时间间隔沿与血压波相关的测量技术上检测出的时间信号的正向强烈上升的信号沿被求取。与脉冲波或者说血压相关的测量技术上检测出的神经时间信号的特征为与第一电极组件的构型有关的大多数情况下多级的信号形式，用于求取相对于时间上直接超前的EKG信号的特征信号侧点能配属于该信号形式。此外，在EKG信号和血压波或者说脉冲波或者说与该血压波相关的测量技术上求出的时间信号之间的被求出的时间错位用于将技术信号的产生在时间上精确地匹配于沿压力感受的神经纤维传播的自然神经电信号。

此外，分析处理/控制单元求取时间窗口，在该时间窗口内部，与血压相关的神经时间信号处于超出确定的幅度级，即，该时间窗口相应于血压波的脉冲时长。目标是，为影响血压而在借助分析处理/控制单元求出的时间窗口之内将技术上的电刺激信号施加到至少一个选出的压力感受神经纤维上，使得大脑在一时间点获得具有匹配于自然脉冲波时长的信号时长的电刺激信号，在该时间点大脑期待正常的、即自然的血压信号。

此外，分析处理/控制单元与第一函数发生器电连接，该函数发生器在分别由分析处理/控制单元求出的、相对于EKG信号具有求出的相对时间错位的时间窗口之内产生由n个单个脉冲组成的电刺激信号，其相位和时间上的幅度变化过程匹配于与生理参数、优选血压相关的被推导出的神经时间信号。优选，电刺激信号的区别仅在于时间上变化的幅度级，该幅度级在治疗高血压时比与自然血压相关的神经时间信号的幅度级选择得更大或者说更高。因此，大脑获得关于强烈提高的血压的信息，为了对抗强烈提高的血压而激活相应的自然器官调节机理。

为了转变并且继续传导由n个单个脉冲组成的、呈电流信号形式的电刺激信号，第一函数发生器以及能植入的电极组件的第一电极组件间接或直接通过第一信号-电流转换器连接，该第一信号-电流转换器向第一电极组件传导用于选择性地电刺激至少一个神经纤维的电刺激信号。

除了其第一电极组件与神经纤维束的神经外膜处于物理接触，即电接触，能植入的组件的其余所有组件，即分析处理/控制单元、第一比较器单元、第一函数发生器以及第一信号-电流转换器集成在能植入模块中，即，被由生物兼容的材料组成的胶囊液体密封地被包围，其中，至少一个电连接结构设置成用于使在能植入模块内部联合的构件与能植入的电极组件进行电接触。

通过可选择的电刺激与自然神经电信号沿选出的压力感受神经纤维的传递的时间相干的一致性，以及通过刺激信号匹配于信号时长并且信号形式匹配于自然压力感受神经信号，不同之处仅反映在相对于自然压力感受信号大部分被提升的、即在时间上变化的较高幅度级。当然也能够借助本解决方案的能植入的组件将较小的幅度级应用于至少一个选出的神经纤维。为了定量地确定技术上的幅度级提高或者说减小，能植入的组件设置至少一个与分析处理/控制单元电连接的第二比较器单元，该第二比较器单元将配属于与血压相关的神经时间信号的至少一个信号级与至少一个参考信号比较并且因此产生级值差。分析处理/控制单元此外至少基于求出的级值差至少确定刺激信号的所述时间上的幅度变化过程，即，如果借助能植入的组件在测量技术上探测出的与血压有关的神经时间信号明显与预给定的参考信号有偏差，那么根据调节要求而定地相对于测量技术上求出的与血压相关的神经时间信号来提高或降低电刺激信号的在时间上变化的幅度级。在治疗高血压的情况下，通常需要明显提高在时间上变化的幅度级，以便以该方式向大脑输入关于提高的血压的信息，该大脑基本在自然器官或生物调节机理的范围内试图减小已被提高地确定的血压级。

借助在图2a和图2b中绘出的环套电极组件进行的上述电刺激沿具有各向同性的信号方向耦合、即没有预给定确定的信号传播方向的压力感受神经纤维来进行，使得电刺激信号既能够沿传入神经纤维也能够沿传出神经纤维传播。为了抑制电刺激信号沿传出神经纤维的信号传播，即，指向心脏方向，而无需在此给神经纤维束内部的非压力感受的输入以及传出神经纤维施加明显持续的影响，相对于图2中描述的电极组件改变的环套电极组件是合适的，该环套电极组件补充了至少一个第三电极组件，所述第三电极组件用于抑制沿神经纤维束内的至少一个选出的神经纤维进行的单向电信号传递。

如第一电极组件那样，同样在相同的一体式连续构造的承载基底上被安置在相同的承载基底表面上的第三电极组件在空间上固定地配合于第一电极组件，尤其是至少三个第一电极结构的第一电极面，神经纤维束内部的压力感受神经纤维借助这些电极结构在地点上选择性地被检测并且此外可选的能被电刺激。在知道已定位的压力感受神经纤维的情况下，第三电极组件为了可选的抑制压力感受神经纤维而被用于抑制电刺激信号沿传出神经纤维、即通向心脏的神经纤维继续传导。为此具有至少一个第三电极结构的至少两个、优选四个或更多的第二电极面，这些电极面如至少三个第一电极结构在面向神经纤维束取向的、正圆柱形构造的承载基底表面的周向上的第一电极面那样均匀分布地布置。为了抑制所定位的压力感受传出神经纤维，第三电极结构的第三电极面的至少一个被电激活，由此引起对所涉及的传出神经纤维的有目的的、在时间上限界的、可选的抑制。在此，电极化场从各至少一个激活的第三电极面进入神经纤维束中并且首先与要抑制的神经纤维交变作用。为了轴向限制在抑制期间传播到神经纤维束中的电极化场，在轴向上在两侧安装的第二电极条分别用作第三电极结构，这些电极条在环套电极的植入状态下为完全包围神经纤维束的环电极。

为了抑制选出地传出神经纤维，被改变的能植入的电极组件这样应用到神经纤维束上，使得附加设置的第三电极组件面向心脏或者说压力感受接收器定向、即尾端定向，并且第一电极组件沿神经纤维束面向大脑、即头端地取向，借助该第一电极组件进行神经电信号的可选的检测以及对局部的神经纤维的电刺激。

借助第三电极组件，以所谓的阳极封锁的方式或者通过应用正弦形式的频率在千赫兹范围中的信号实现所述抑制。在阳极封锁的情况下，第二电极面中的至少一个被极化为阳极，由此在传出神经纤维的地点处产生占主导地位的电势，通过该电势抑制了对相应神经纤维的进行激活的刺激。同样能够在高频信号应用方面实现抑制，在该高频信号应用的情况下，高频电抑制信号设立在至少一个选出的第三电极面上，由此电信号传递机理沿传出神经纤维被暂时压制。

在两种情况下，根据解决方案所设置的第三电极组件通过两个第三电极条的轴向间距给定而具有空间上的轴向局限性，该第三电极组件由于该轴向局限性而沿要抑制的传出神经纤维在轴向上被在空间上进行限界，尽管能植入的电极组件无论如何不应超过4cm的轴向长度，使得大脑侧沿神经纤维束布置的第一电极组件能够在各局部传入神经纤维中不受抑制机理影响地耦合向大脑引导的电刺激信号。以该方式能够排除副作用，所述副作用由朝通向心脏的即传出神经纤维方向的可能的直接刺激造成。

以有利的方式，第三电极结构的第三电极面在环套电极的植入状态下沿虚拟的圆线均匀分布地布置，以便以该方式相对于神经纤维束的周缘选择性地并且有效地抑制已定位的传出神经纤维。

然而，以有利的方式，第三电极面不必在形状和大小方面相互相同地构造，其中，其轴向延伸尺度分别选择成相同的，并且三个第一电极结构的第一电极面的轴向延伸尺度相同。各个第三电极面的在周向去取向的延伸尺度比第一电极面的在周向上取向的延伸尺度选择得更大。因此，第三电极面相比第一电极面优选具有更大的面尺寸，由此，第三电极面能够电极化确定的传出神经纤维的在地点上的选择性大于第一电极面能够电刺激已定位的神经纤维的在地点上的选择性。替代地，第三电极面代替矩形地也能够构造成圆面。这具有以下优点，即不会由于棱边或棱角造成局部的电势场尖。

第三电极组件优选以三极电极组件的形式构造，即，三个电极结构在轴向上在两侧被各一个环形地构造的第三电极条限界，其中，沿承载底座的两个第三电极条之间的轴向间距优选被选择在0.5cm到3cm之间，尤其在0.75cm和1.25cm之间。环形构造的第三电极条优选具有1μm和5mm之间、优选100μm和4000μm之间的轴向延伸尺度。

第三电极结构的第三电极面在轴向上居中地布置在两个第三电极条之间并且具有轴向延伸尺度，使得与第二电极条的各轴向间距大于其本身的轴向延伸尺度。

尤其，在实施去极化措施的可能性方面可考虑的是，取代一个第三电极结构，与构造第一电极组件内部的各个第一电极结构相同地在第三电极条之间布置三个轴向间隔开的第三电极结构。仅为了完整起见而提及的是，同样可考虑，在对应的第一和第三电极条之间布置多于三个的第一和第三电极结构。因此可以设置三个、五个、七个或更多的奇数个第一和/或第三电极结构。

在优选的实施例中，第三电极结构包括四个第三电极面，它们的电极面大小分别被选择为小于各一个第三电极条面积的四分之一。因为既在第一电极组件又在第三电极组件中设置的第一或第三电极条分别用作用于极化各个第一或第三电极结构的接地极或反极，因此由于载荷对称的关系，第一和第三电极条的面积分别选择成相等。然而也可考虑在构在第一和第三电极条中的个别独立的面积选择。

此外已证明有利的是，第三电极组件的全部电极，即第三电极面和第三电极条由导电材料来制造，该导电材料与组成第一电极组件的第一电极面的电极材料相比具有较小的载荷传递能力。作为特别合适的具有特别高载荷传递能力的材料，氧化铱被用于构造第一电极组件的各个第一电极面，然而第三电极面和第三电极条的材料由铂或由能导电的聚合物组成。

第一和第三电极组件的全部电极面优选与承载基底的承载基底表面齐平地构造或相对于该承载基底表面缩进地布置，使得这些电极面不超出承载基底表面，以便尽可能受保护地与神经纤维束的神经外膜进行表面接触。通过无创式表面接触，能植入的电极组件能够沿神经纤维束有步骤地容易地被施加并且被定位，其中，神经外膜仅最小程度地被刺激直至不被刺激。

为了还抵制取决于植入的组织刺激和发炎反应，这里提供，由生物兼容的聚合物组成的承载基底至少在每个与神经纤维束处于直接表面接触的区域中设置有抑制发炎反应的作用材料。能够通过与环套形的环套电极表面接触产生的用于减少神经纤维束的机械刺激的另一措施涉及将包围神经纤维束的承载基底的轴向限界棱边这样倒圆，使得生物兼容的承载基底在面向神经纤维束取向的正圆柱形承载基底表面的区域中分别具有轴向对置的边缘区域，在这些边缘区域上承载基底比在其余的承载基底区域中具有更大的基底厚度，其中，边缘区域具有倒圆的边缘棱边。

在用于电抑制已定位的神经纤维的第三电极组件的区域中，另一优选实施方式设置了至少一个、优选多个光波导体开口或者说光波导体孔，通过这些光波导体开口或者说光波导体孔，光能够通过神经纤维束的神经外膜被施加或者说被耦合。光波导体开口优选相对于两个第二电极条轴向间隔开地布置并且以相应于第三电极结构的第三电极面的形状、大小和分布地复制。通过设置多个在空间上分离的、面向神经纤维束地在承载基底表面上通入的光波导体，统一的或不同的具有不同波长的光学信号能够为了在神经纤维束内部光学地激活神经的光发生反应而施加于神经纤维束。因此通过在神经纤维束内部的多个合适地布置的光波排出开口或孔在地点上选择性地触发神经激活反应或抑制反应，该激活反应或抑制反应能够替代于或补充于通过电极面引起的神经进程地进行。

如已经提及，沿神经纤维束这样施加根据本解决方案构造的能植入的电极组件，使得第三电极组件沿神经纤维束在面向心脏的方向上安置。以该方式保证，传出神经纤维能够被抑制，然而面向沿神经纤维束的大脑取向的第一电极组件能够用于选择性地刺激已定位的传入(即通向大脑的)神经纤维。如果需要选择性地抑制传入神经纤维，那么改型的能植入的电极组件以相反取向沿神经纤维束被植入。另一可能的实施方式设置了抑制第二电极组件的第三电极组件，该第三电极组件沿轴向在第一电极组件旁与第三电极组件对置地安装。

此外，环套形包围神经纤维束的电极组件的体内植入原则上面临的问题是，安置在聚酰亚胺承载基底上的电极条和电极面经受持续潮湿的环境，由此退化现象尤其能够出现在电极面和聚酰亚胺承载基底之间的平面连接部上，这些退化现象导致局部溶解并且与之联系地至少导致接触退化，通过这些接触退化最后损害电极组件的电效率。为了应对这些取决于环境的、金属电极面和聚酰亚胺承载基底之间的溶解现象，在一个优选实施方式中，第一和第三电极条至少分别具有至少一个局部开口，其中，第一和第三电极条这样与承载基底或者说承载基底表面平面地连接，使得组成承载基底的聚合物或者说聚酰亚胺至少部分地穿过至少一个开口。由此实现了对应的电极条与承载基底的改进的机械锚定。

用于在电极面或者说电极条和承载基底的生物兼容的聚酰亚胺或者说聚合物材料之间持续稳定连接的另一可能性在于电极面或者说电极条的特别构造形式，从而电极能特定地集成到承载基底中。为此，第一和第三电极条尤其具有各一个带有平整的上侧和下侧的金属基板，该上侧和下侧具有至少一个、优选多个正交地局部伸出基板上侧的结构元件，这些结构元件优选柱状、肋状、套状或桥状地构造。金属基板完全被承载基底的生物兼容的聚合物包围，例外情况是至少一个结构元件的第一表面区域，该第一表面区域面向承载基底表面地取向并且不伸出该承载基底表面。因此减小了可自由触及承载基底表面的电极接触面，然而所述电极接触面由于基板以及一体地连接在其上的结构元件(除面向承载基底表面取向的表面区域外)的密封包围而完全被承载基底的生物兼容的聚合物包围。使得取决于环境的液体或湿气难以侵入到电极条和承载基底的生物兼容的聚合物之间，从而能够大程度排除退化现象。在另一优选实施方式中，优选在金属基板的下侧和承载基底的生物兼容聚合物之间放入抵制可能的取决于湿气的溶解现象的增附剂层或增附剂层组件。

本解决方案的能植入的组件能够有利地实施用于在地点上选择性地检测神经电信号以及选择性地电刺激至少一个神经纤维的方法，这些信号沿人类或动物的活着的组织的至少一个包含在神经纤维束中的神经纤维来传播。尤其在电刺激传入神经纤维、即神经电信号沿其通向大脑的神经纤维的情况下，本解决方案的电刺激不引起对大脑功能的刺激或明显刺激，因为大脑不能区分自然神经电信号与电刺激信号。本解决方案的方法的特征在于以下方法步骤：

首先在地点上选择性地检测沿神经纤维传播的神经电信号，以影响这些信号。该步骤能够借助已知的电极组件来进行。基于检测出的自然神经电信号产生“人工”的电信号，其信号时长和时间上的幅度变化过程相应于检测出的自然神经电信号。根据治疗学的目标预给定，例如血压降低或升高，以下述方式改变“人工”产生的电信号：在该电信号中，幅度至少在电信号信号时长的时间部分区域内被升高或降低。优选，电信号的时间上的幅度变化过程全部、即在电信号的整个信号时长上统一地被提高或降低。通过这些措施获得在时间上的阶段中借助神经电信号被应用到神经纤维上的电刺激信号。这意味着，自然神经电信号在时间上相干地、即相应于其在时间上的信号时长和在时间上的顺序沿神经纤维借助各一个电刺激信号被覆写。通过进行在时间上相干的覆写过程，包含自然神经电信号的信息由人工产生的、记录电刺激信号的信息取代。

因为电刺激信号沿传入神经纤维以与原始神经信号相同的时间顺序和相同的在时间上的信号时长传播，所以在大脑中不可能区别神经电信号和电刺激信号。

为了避免施加到对应的神经纤维上的电刺激信号沿该神经纤维双向地传播，设置优选的补充方案，即时间上在将相应的电刺激信号应用到神经纤维上之前和/或期间，电抑制信号被这样施加到该神经纤维上，使得电刺激信号仅能够单向地沿该神经纤维传播。对沿不希望的神经纤维方向的信号传播的抑制优选借助独立于用于电刺激信号的电应用的电极组件的附加的电极组件来进行，该附加的电极组件与沿神经纤维施加所述电刺激信号的地点间隔开地并且背离电刺激信号的传播方向地被安装。

此外参照附图阐述以有利的方式构造能植入组件的所有其它特征。

附图说明

在后面在不限制普遍发明构思的情况下根据实施例参照附图示例性地描述本发明。附图示出：

图1用于示出本发明的能植入组件的全部组件的方框图表，

图2a,b根据现有技术的能植入的电极组件，

图3用于示出EKG信号和与血压相关的神经时间信号的时间曲线图，

图4用于阐述由n个单个脉冲组成的刺激信号以及用于阐述单个脉冲的图示，

图5用于血压调节的能植入组件的两个替代运行方式的图示，

图6能植入的电极组件的示意性俯视图，具有用于抑制可选的神经纤维的第三电极组件，

图7a具有开口的电极条的图示，

图7b集成到承载基底中的电极条的细节图示，

图7c结构元件的替代构造，

图8a-f附加增强能植入的电极组件的环套的图示，

图9能植入的电极组件的液压应用结构，

图10用于实施对神经纤维的电刺激的流程图表。

具体实施方式

图1示出方框图，该方框图示出能植入组件的各个构件，它们大多分别通过双向电通讯路径(参见连接箭头图示)相互连接。各个通讯路径能够以有线连接导线或无线连接导线的形式来实现，通过这些连接导线能双向传递用于信息数据传递以及电能传递的电信号。

能植入组件的主要构件涉及能植入的电极组件E、分析处理/控制单元A/S、与分析处理/控制单元A/S电连接的第一比较器单元K1、同样与分析处理/控制单元A/S连接的第一函数发生器F1、以及既与第一函数发生器F1间接或直接连接又与能植入的电极组件E电连接的第一信号-电流转换器SSW1。

在第一实施方式中，能植入的电极组件E相当于如在图2a、2b中所示的已知的电极组件，该电极组件能环套形地围绕神经纤维束地应用，其中，为了选择性地探测电神经时间信号，设置优选构造成三极组件的第一电极结构3，这些电极结构分别在轴向上在两侧被在植入状态下呈环形的第一电极条5限界，为此参见图2a、2b。

附加地，能植入的电极组件E设置至少一个用于检测EKG信号的电极，这种EKG信号截取例如能借助根据图2a中说明的能植入的电极组件的参考电极12进行。

借助电极组件E探测出的电信息时间分辨地被输送给分析处理/控制单元A/S，用于进一步分析评价，所述电信息既涉及EKG信号又涉及与血压相关的神经电时间信号。优选，定时单元T用于时间分辨地检测电信号和向分析处理/控制单元A/S传递电信号。为了进一步更好地理解能植入组件的功能方式，联系图3示出借助在颈动脉区域中围绕迷走神经应用的第二电极组件检测的EKG信号(参见A)、穿过主动脉(参见B)的自然脉冲波或者说血压波PW、以及由神经电信号推导出的与血压相关的神经时间信号ZS(参见C)之间在时间上的关系，所述自然脉冲波或者说血压波例如借助在主动脉内部安装的血压传感器能直接靠近心脏检测。

通过机械脉冲波PW刺激主动脉壁中的压力接收器，由此，压力接收器频率编码地根据脉冲波PW的强度发出神经电信号。几百个压力接收器的同步刺激合起来产生神经电信号，该神经电信号能够通过围绕迷走神经应用的环套电极被截取。

然而，对于为了治疗动机的对沿迷走神经指向大脑的自然神经电信号的信号覆写而技术刺激迷走神经而言，需要考虑至少两个时间滞后效应，这些时间滞后效在技术刺激时应被考虑或者说被补偿，尤其是该刺激应尽可能自然地进行，以便避免大脑通过技术信号干预被持久地刺激：

一方面这涉及EKG信号的开始或者说EKG信号的R尖角(参见图3A)和在主动脉中的血压波PW的上升(参见图3B中的点P1)之间的时间错位ZV。另一方面这涉及压力接收器的刺激和转换与神经电时间信号ZS之间时间错位ZV*，直至该时间信号已经到达环套电极E应覆写自然血压信号的区域。该时间错位ZV*典型地在点P1和神经电时间信号ZS的第一最大值M之间进行选择。

神经电时间信号ZS能够不同地出现，大体上这些时间信号具有所谓的“墨西哥帽”形状并且因此由多个“振动”组成。这首先看起来令人吃惊，尤其脉冲波信号PW并非被压力接收器以“波形”编码。对此的原因在于第一电极组件的三极构型。因此，“单峰”的自然神经电脉冲波信号沿迷走神经在纵向方向上在第一电极组件的三个电极结构旁经过并且能够使这三个电极结构在时间上先后极化。以该方式，单极神经电信号被转换成多极神经电时间信号ZS。

此外，推导出的多极神经电时间信号ZS在时间上始终处于脉冲波PW的特征上升沿点P1和特征下降沿点P2之间，即，在相应于脉冲波PW的时长的时间窗口T1之内。

在考虑上述时间错位ZV和ZV*的情况下，必须在时间窗口ZF之内(参见图3D)产生电刺激信号并且通过第一电极组件将该电刺激信号应用到迷走神经上，用于选择性地刺激至少一个压力感受的神经纤维。

与检测和测量技术上利用EKG信号不同，对与血压相关的神经电时间信号ZS(参见图3C)的求取需要特定的信号处理或者说信号传播，尤其是由于在测量技术上检测出的与血压相关的时间信号ZS的信号级不能与包围的电噪声级区别。在此，借助能植入的电极组件获得的神经电信号优选以EKG信号为触发器经受相干平均，其中，所有这种信号部分都经历附加放大，该附加放大能重复地跟踪血压。为此，其它细节能够从开始引述的文献(Dennis T.T.Plachta，Oscar Cota，Thomas Stieglitz，Mortimer Gierthmuehlen“在使用多管-克拉夫-电极的情况下针对降压植入物进行可选择推导出和刺激，TechnischesMessen，2013，Vol.80(5)，163-172页”的文章中已经发表(Selektive Ableitung undStimulation für ein blutdrucksenkendes Implantat unter Verwendung vonVielkanal-Cuff-Elektroden"，tm-Technisches Messen，2013，Vol.80(5)，pp.163-172)。)中获得。

借助这样获得的与血压相关的神经电时间信号ZS(在图3C中以其时间上变化的幅度变化过程被示出)，可求取相对于EKG信号的时间错位ZV(参见图3A)。在此要提出，借助能植入组件能求取的与血压相关的神经电时间信号ZS仅相应于一个相对的血压值，即，电势随着血压上升和下降，然而，时间信号最大值不表示单位为mmHg的绝对血压。因此，为了确定绝对血压值需要设置一个附加的外部或内部参考传感器，借助该参考传感器能检测绝对血压。优选同样能植入的技术上的血压传感器、例如本身已知的尖导管或一个能安置在人外部部的血压测量套适合于校准借助能植入的电极组件获得的时间信号ZS。为此，在图1中参考血压传感器SB是不必构造成能植入单元的其它构件。优选，借助参考血压传感器SB求出的绝对血压值同样时间分辨地输送给分析处理/控制单元A/S。与参考血压传感器SB处于数据交换的时钟UH适用于相应的时间检测。

为了在被能植入的电极组件E环套形包围的神经束内部以针对有效率的血压治疗所需要的方式电刺激压力感受神经纤维，需要对EKG信号以及与血压相关的神经电信号进行分析。与此相关的分析处理在分析处理/控制单元A/S中以准确检测以下时间点为目的来进行，在所述时间点上，大脑期待通过压力感受神经纤维传递的压力感受信号。此外，对传递血压信号的神经纤维在技术上的电刺激应与自然血压信号输入在时间点、时长以及定性的时间上地改变的信号形式方面一致。作为计时器或者说触发信号，EKG信号例如通过参考电极12(参见图2a)被检测为人工伤害，并且作为时间信号向分析处理/控制单元A/S传递。此外，在分析处理/控制单元A/S中，EKG信号和自然脉冲波PW之间的时间错位ZV被确定。EKG信号的R尖角和沿血压波PW的上升开始沿的特征信号沿点P1之间的时间差尤其用于此。该时间错位ZV在具有正常脉搏(65BPM)的人类的情况下将处于小于200ms(图3A，参见单位为秒的时间轴)。此外，在分析处理/控制单元A/S范围内测量脉冲波的特征脉冲时长T1，该脉冲时长通过沿下降信号沿的第一信号沿点P1以及第二信号沿点P2的时间间隔来给定。

此外，在分析处理/控制单元A/S内部在考虑取决生物的滞后，例如由于将机械事件(脉冲波)转换成生物电信号造成的和/或通过将机械电流信号转换成生物神经电势造成的和/或通过特征传导速度沿神经纤维引起的时间滞后造成的时间滞后，的情况下求取经更正的时间错位ZV*，该经更正的时间错位在产生刺激信号时被考虑。

因此要对至少一个压力感受神经纤维在确定的时间窗口ZF之内进行电刺激，该时间窗口相对于检测出的EKG信号处于限定的时间错位ZV+ZV*中。这借助函数发生器F1来进行，该函数发生器产生由n个单个脉冲组成的且以相位和时间上的幅度变化过程匹配于与自然血压相关的神经电信号SN(参见图4A)的刺激信号SSI。相关联地应提及，沿压力感受神经纤维传播的自然神经电信号Sn在时长T_SN和幅度形状方面与血压或者说脉冲波PW的形状和脉冲时长相等。

函数发生器F1在此改变n个单个脉冲EP(在图4中刺激信号SSI由13个单个脉冲EP组成，实际上100至200个单个脉冲产生一个刺激信号)的幅度并且因此近似反映借助能植入的电极组件E检测出的在刺激信号SSI中的生物压力变化过程，作为包裹功能。与血压相关的时间信号ZS的脉冲时长T1以及其最大幅度A_max用于确定刺激信号SSI在时间上变化的幅度变化过程，即，用于确定单个脉冲EP在刺激信号内部相互调谐的幅度。以有利的方式，脉冲时长T1以及最大幅度A_max在第一比较器单元K1中被求取。

每个单个脉冲EP具有特征特性值，该特征特性值能从图4B中获得。因此，每个单个脉冲EP具有阴极信号部分KT和阳极信号部分AT。每个单个脉冲EP的阳极信号部分AT具有单位为安培的阳极幅度E1以及阳极脉冲宽度E4。同样阴极信号部分KT具有单位为安培的阴极幅度E2以及阴极脉冲宽度E3。重复率E5以Hz来测量。该重复率E5不必相应于固定频率，而是已证明，神经系统、即神经纤维最好能够在外部电激活跟随或相应于神经活性的自然典型样本、即符合分布函数、优选泊松分布时被刺激。由n个单个脉冲EP组成的刺激信号SSI的产生借助第一函数发生器F1优选这样来进行，即每个单个脉冲EP的两个相位、即阳极信号部分AT和阴极信号部分KT是相等的，其原因是，否则电极接触、即，至少三极电极结构3的电极面4(参见附图2)会极化，由此后续电刺激仅能以明显较小的效果应用于在神经纤维束内部的至少一个选出的神经纤维。此外，当直流电势通过极化被建立并且该直流电势超过水窗口的边界时，载荷不平均性可能导致由于氧化还原反应引起的腐蚀。各个单个脉冲EP的各个阳极和阴极信号部分AT，KT通过第一函数发生器F1以矩形形状的部分信号来产生。

此外已证明有利的是，每个单个脉冲EP的信号沿的一定“倒圆”以有利的方式在减小在能植入的电极组件的各个电极的金属接触上出现的腐蚀效应方面起作用，由此能够改善其使用寿命。这种技术上的信号沿倒圆、尤其重新极化沿E6(在示意图中在图4B中在左下边被说明)除了上述改善的电化学特性外也在电刺激至少一个选出的神经纤维时的生物有效性方面有利地起作用。为此，第一调制器M1直接连接在第一函数发生器F1后面，参见图1。第一调制器M1首先能够时间上相对于极化的信号部分KT来延长矩形形状的重新极化的信号部分AT或者说使其平滑，其中，两个信号部分AT，KT具有统一的、即相同的信号强度，以便能够完全重新极化电极面。替代地或与至少重新极化的信号部分AT的倒圆的上述措施组合地，第一调制器M1对由第一函数发生器F1产生的每个单个脉冲EP上的另一有利的影响措施设置通过时间间歇E7使阴极信号部分KT和阳极信号部分AT之间进行时间脱耦(参见图4，右下视图)。由此避免了阴极信号部分和阳极信号部分KT，AT之间的极长的信号沿，由此能够排除不希望的神经刺激的人为伤害。当然还能够改变间歇E7的时间长度。

上述的并且能从图4中获取的全部单个脉冲特性E1至E7都能够借助第一调制器M1相互独立地进行调谐并且调节。

能植入的组件能够根据为了使血压平稳而提出的个体化的调节要求自主地决定，是否、什么时候并且以多大强度和时长将电刺激信号SSI应用于至少一个压力感受的神经纤维。为此，根据图1的能植入组件设置至少一个与分析处理/控制单元A/S电连接的第二比较组件K2。能够结构上与第一比较器单元K1合并地构造的第二比较组件K2将与血压有关的神经时间信号ZS的至少一个特征信号级与参考信号比较，该参考信号优选存储在查找表格LT中，该查找表格既与分析处理/控制单元A/S又与比较器单元K2连接，并且产生特征的级差，基于该级差，分析处理/控制单元A/S至少确定时间上的幅度变化过程，即确定刺激信号SSI在时间上变化的幅度级。最后以有利的方式能够基于至少一个产生的级差值相互变化地调谐全部刺激参数E1至E7，使得能够个体化地选择全部单个脉冲形状，以便组合要应用于至少一个压力感受神经纤维的刺激信号SSI。

当然，除在查找表格LT中存储的参考信号外，以有利的方式还能够存储特征化对应的病人的生理状态的其它信息，用于电刺激至少一个压力感受纤维，例如特征化病人运动状态的信息、级值差、检测出的绝对血压等。

因此，在一个有利的实施方式中，能植入的组件具有加速度传感器BS，该加速度传感器优选集成在能植入模块中，分析处理/控制单元A/S、第一和第二比较器单元K1，K2、第一函数发生器F1以及第一信号-电流转换器SSW1合并在该能植入模式中。加速度传感器BS与分析处理/控制单元A/S电连接并且因此能够提供用于分析处理/控制单元A/S的进一步分析评价的产生出的加速度信息。同样能够利用安装在病人外部上的加速度传感器，其加速度信息无线地、例如通过感应数据耦合能输送给分析处理/控制单元A/S。至少一个、优选三轴加速度或者说运动传感器BS因此能够检测对应病人的身体活性，使得取决于运动的血压上升能够被考虑，这些血压上升从能植入组件的侧面被识别为这样的组件并且不导致至少一个压力感受神经纤维的起减小血压作用的相应刺激。

除了能够外部构造和安装三轴加速度传感器或者说运动传感器外，以有利的方式也能够设置其它外部单元，例如能量源ES、存储模块SM以及信号和能量供给单元SES。基于感应的无线信号和能量传递技术用于传递全部电信号以及也适用于传递电能。

向分析处理/控制单元A/S输送的全部信息、尤其与体内检测到的血压相关的神经时间信号ZS以及外部输送的全部信息能够存储在查找表格中并且相应地被更新，使得基于能植入组件的调节机理总是能够使用更新过的信息。例如，以该方式能够借助实时的绝对血压值校准在借助电极组件E截取的血压方面相关的仅代表相对的血压信号的神经时间信号ZS，这些血压值能借助体内或外部血压测量系统SB被检测。此外，根据本解决方案构造的能植入组件能够自调节地监控应用于至少一个压力感受神经纤维的刺激信号，其方式是：借助电极组件E能检测已进行的刺激的器官上的反馈，使得所谓的闭环调节功能能被实现。替代地或与上述查找表格组合地也能够设置用于保存信息的另一存储区域，使得当例如用于调节的状态评估器/卡曼过滤器被使用并且之前的信号应随着影响用于调节的调整值时，信号也能够被存储。

此外，参照图5阐述两个不同的血压调节模式，借助这些血压调节模式，能植入组件能进行血压影响。在图5中示出的两个曲线图中，各个上方的图形示出沿时间轴t的血压。在两个曲线图中下方的各个图形示意性示出各一个刺激信号SSI的刺激幅度。在图5上方示出的血压调节的情况下可看到，在刺激和应用具有刺激幅度A3的刺激信号SSI后的瞬间引起明显减小血压的凹部。如果刺激信号SSI以时间上的重复率t1来重复，那么这导致快速的血压下降，直至达到希望的血压值。

与此相对，在下方图表中说明的血压调节模式B导致自然生物血压调节的另一回应。在该情况下，刺激信号SSI以远比在前述调节模式A中的刺激幅度A3的情况小得多的刺激幅度A4被激活并且被应用。通过这样小的刺激信号幅度A4，在血压之中不会实现剧烈的凹部DE。如果各个刺激信号SSI之间的时间间隔在调节模式B的情况下合适地大地被选择(参见单位为分钟的时间轴)，即远比在模式A的情况下大的多，则这导致非常缓慢但持续的血压下降，如这能够从在调节模式B的情况下的血压功能中获取的那样。相比被称为“初级效应”的调节模式A，通过该也称为“次级效应”的调节模式B能够节省许多用于运行能植入组件的能量。此外，对于神经组织以及对于电极的负荷明显较小，此外能够谨慎地调节血压。刺激幅度A4和时间重复率t2都能够个体化地进行选择，用于调节希望的减小的血压。被称为调节模式B的做法优选适合于治疗慢性高血压，然而被称为初级效应的调节模式A应在出现高血压危险的情况下被使用。

根据本解决方案的能植入组件能够自动地根据出现的确定的血压情况而定地在运行中在两个调节模式之间切换，即，如果要尽可能快地减小血压峰值，则调节模式A适合，与此相对，如果要缓慢地修正血压，则使用调节机理B。为了决定，使用这两种调节机理中的哪一个，可使用在查找表格中实时监测到的以及输送到分析处理/控制单元A/S中的全部信息。

如结合图4已经阐述的那样，n个单个脉冲EP由一个阴极和一个阳极信号部分KT和AT组成，使得两个极化信号面相互抵消(载荷抵消的刺激，英文：charge balancedstimulation)，由此，分别有助于刺激的电极的剩余极化被避免。尽管存在这些措施，但仍可能的是：不能始终排除在电极上的剩余极化(即使该剩余极化很小)，由此可能既在脉冲形状方面又在脉冲强度方面损害后续的刺激单个脉冲。这些不希望的由剩余极化引起的效应应被排除。

为此，根据本解决方案构造的能植入组件的另一优选实施方式设置了电极阻抗测量单元EM(参见图1)，该电极阻抗测量单元是能植入模块的一部分或者布置在承载基底1上并且与电极组件E以及与分析处理/控制单元A/S电连接。电极阻抗测量单元EM这样构造，使得其在n个单个脉冲EP中的每个之间至少在第一电极组件的电极上进行阻抗测量并且因此测量其极化。电极阻抗测量单元EM还与第一去极化单元EE1连接，该去极化单元EE1同样是能植入模块的一部分并且安装在承载基底1上。第一去极化单元EE1能够在通过电极阻抗测量单元EM确定在各个电极上的剩余极化的情况下使这些电极去极化，其方式是：电极阻抗测量单元EM借助施加电信号选择性地暂时激活相应的电极。此外，第一去极化单元EE1不仅能够在每个单个电极之间检测并且相应地克服在参与刺激的电极上的可能的剩余极化，而是也在每个单个刺激信号SSI之后进行相应的极化测量和相应的主动去极化。其结果是，全部单个脉冲EP能够没有极化效应或至少很大程度没有极化效应地产生，使得每个单个刺激信号SSI在相同电情况的情况下借助电极组件被产生。以该方式能够排除，电极信号以时间顺序建立隶属的直流电势。

在一个有利的实施方式中，根据本解决方案构造的能植入组件设置了相对于在图2a，2b中示出的能植入的电极组件E改型的电极组件E，该改型的电极组件E在图6中示出，在后面说明，并且该改型的电极组件E能够主动抑制不希望的、借助上述电极组件沿心脏方向的压力感受神经纤维进行的可能信号传播。

为此，能植入的电极组件在“在植入状态下面向神经纤维束取向的正圆柱形的承载基底表面上”设置用于抑制从单向地沿神经纤维束传播的神经电信号的第三电极组件7。在后面详细描述的第三电极组件7仅仅或首先结合电刺激激活至少一个压力感受神经纤维。为此设置第二函数发生器F2，该第二函数发生器F2同样集成在能植入模块中并且在时间上在求取的时间窗口T1之前和/或在求取其期间(参见图4)产生所谓的电封锁或抑制信号。第二函数发生器F2(参见图1)还间接或直接与第二信号-电流转换器SSW2连接，该第二信号-电流转换器SSW2向第三电极组件7输送电抑制信号。与第一函数发生器F1相同，第二函数发生器F也能够产生单个脉冲，这些单个脉冲分别由一个极化的矩形形状的部分信号和一个重新极化的矩形形状的部分信号组成。在该情况下，两个部分信号也在其极化面方面相互抵消，使得在每个单个脉冲之后在对应的电极面9上尽可能不留下剩余极化。

此外，在第二函数发生器F2和第二信号-电流转换器SSW2之间接入一个第二调制器M2，该第二调制器M2在时间上相对于极化部分信号KT地放大配属于矩形脉冲形状的重新极化的部分信号AT的信号沿变化过程并且使其平滑并且使配属于这两个部分信号的信号强度统一。结合第二调制器M2的措施出于与第一调制器M1相同的原因实施。除了第二函数发生器F2外，第二调制器M2也集成在能植入模块中。在第二调制器M2的情况下也可选地可能的是，在每个单个脉冲中，将极化的部分信号在时间上通过能在第二调制器M2中产生的零信号级与重新极化的部分信号分开。以该方式避免了在两个部分信号之间的长的大坡度下降的信号沿，该信号沿可能导致处于外部的电极下方的刺激的抑制效应或神经纤维的附加刺激(所谓的阳极开口激励，英文：anodic break excitation)。

借助第三电极组件7，所述抑制或者能够以所谓的阳极封锁的方式或者能够通过应用正弦形式的具有千赫兹频率范围的信号、即所谓的HF封锁来实现。在阳极封锁的情况下，第三电极面中的至少一个被极化为阳极，由此产生在传出神经纤维的地点上占主导地位的电势，通过该电势抑制了对相应神经纤维的有效刺激。在该情况下，不需要借助第二调制器M2进行附加调制。同样能够以高频信号应用的形式实现抑制，在该高频信号应用中，高频电抑制信号被施加于至少一个选出的第三电极面上，由此，沿传出神经纤维的电信号传递机理被暂时压制。

用于有目的地抑制单向地(优选沿心脏方向)沿至少一个可选的压力感受神经纤维传播的刺激信号的第三电极组件7同样与电极阻抗测量单元EM连接，以便检测在属于第三电极组件7的电极面9，8上的可能的剩余极化。同样，第二去极化装置EE2负责可能剩余极化的相应去极化，该第二去极化装置EE2能够借助对各个电极的配量的电激活来克服在单个脉冲之间以及在可能的相继的抑制信号之间的剩余极化。

为了在EMP保护以及通过MRT磁性耦合方面电保护能植入组件，相应的单元EMP被集成在能植入模块内部。该单元监控电极的输入并且在外部引起的电势波动的情况下允许去耦合。附加地，EMP单元具有磁场传感器，该磁场传感器在检测强DC场时激活暂时的自保护程序。

图6示出优选构造的能植入环套电极E的示意性俯视图，除了用于在地点上选择性地探测神经电信号以及用于选择性地电刺激单个神经纤维的第一电极组件2之外，用于抑制至少一个选出的神经纤维的第三电极组件7也被安置在该环套电极E的优选由聚酰亚胺组成的承载基底1上。为了避免重复，对第一电极组件2以及第二电极组件12的各个电极阐述参见图2a和2b的上述描述。

用于抑制沿在这里通向心脏H的传出神经纤维的信号传播的第三电极组件7包括两个轴向间隔的第三电极条8，在它们中间居中地设置了第三电极结构13，该第三电极结构由四个独立于彼此布置的第三电极面9组成。第三电极组件2的全部电极8，13通过安置在承载基底1上或集成到该承载基底中的电导轨L与或者说能与分析处理/控制单元A/S连接。电导轨L能够可选地具有能分开的连接结构V。

选择性地，第三电极组件2包括光波导体组件10，该光波导体组件分别包括4个在周向U上分布地布置的独立的光波导体开口11。通向单个光波导体开口或者说孔11的光波导体LI在承载基底1内部延伸并且能够在近端与统一光源LQ或与不同光波长度的独立光源LQ组合，以便光学发生地选择性地引起被激活的刺激和/或被光学激活的和可选的沿确定的神经纤维进行的抑制。

各个电极、即第一和第三电极条5，8以及第一和第三电极面4，9的几何形状和大小选择能够原则上个体化地相互调谐地进行并且尤其视神经纤维束的直径而定，以便能施加能植入的环套电极E。因此，第一和第三电极结构和电极条以及必要时光波导体组件10的在周向U上取向的延伸尺度优选相应于要用环套电极E缠绕的神经纤维束的周缘的长度。三极电极组件的轴向间距优选匹配到在要激励的神经纤维的有骨髓的神经纤维中的所谓的兰氏结的直径和由此引起的间距。在图6中示出的实施例中，电极表示为矩形形状的电极面。以有利的方式，尤其为了避免在电极矩形棱边上出现的场线变厚，提供至少构造有倒圆的棱角的电极面。

因此，在人类的情况下会抑制或激活确定的大的有骨髓的纤维。这仅在沿神经纤维的以下部位上是可能的，在这些部位上，这些纤维没有骨髓，即，在所谓的兰氏环上。随着神经纤维的增大的直径，兰氏环之间的间隔即轴向间距更大，相应地与环的轴向间距几乎等长或稍微更大地选择两个轴向间距的第一电极条5之间的轴向间距，以便足够大的概率实现纤维非常大的兰氏环。优选对于第三电极条8的轴向间隔也是如此。

整个环套电极E的轴向总延伸尺度应匹配于对应神经纤维束的体内尺寸比例并且通常不应超过4cm。

安装在承载基底1背侧的参考电极面12适用于检测EKG信号并且根据要求地检测体内能检测到的噪声级。

附加地，承载基底1具有至少一个、优选两个或三个由金属环结构增强的开口14，这些开口适用于将植入的电极组件CF固定在神经纤维束上。该固定借助外科纱线进行，所述外科纱线分别至少一次缝纫穿过开口14并且被缝在包围神经纤维束的组织中。与承载基底的卷成正圆柱的区域1B不同，连接到承载基底区域1B上的承载基底1以平面旗帜的方式侧向地从神经纤维束立起并且伸入到包围的组织中，在所述区域上安置第一和第二电极组件2和7。金属环结构14可有助于机械地可靠地接收沿外科纱线作用的固定力并且抑制在承载基底上的切入损伤。

为了围绕未进一步示出的神经纤维束环套形地缠绕能植入的电极组件E，第三电极组件7应被布置到沿神经纤维束向心脏引导的侧H上。适合于选择性地探测以及选择性地刺激已定位的神经纤维的第一电极组件2沿神经纤维束在大脑侧G被安装。

优选，第一和第三电极条5，8以及第一和第三电极面4，9被汽化渗镀或喷涂到承载基底上，电镀增强也可设想。激光结构化薄金属膜作为技术也是可能的。为了将尤其第一和第三电极条5，8持久接合在承载基底1上，电极条具有局部开口15(参见图7a)，通过这些开口，承载基底1的聚合材料至少部分地穿出去或者说伸出去。各个第一和第三电极条5，8的电极表面16此外与承载基底上侧1‘齐平地布置并且直接接触神经纤维束的表面。

为了持续改善电极条5，8的接合，在一个优选实施例中提出，电极条以下面的方式大程度地集成到承载基底中(为此参见图7b)：

电极条5，8具有各一个金属基板17，该金属基板设置了上侧18和下侧19。与基板17的上侧18一体地、平面地分布到上侧18、优选到整个上侧地设置正交突出的结构元件20，优选呈柱状、肋状、桥状或套状突起的形式，所述结构元件具有面向承载基底表面1‘的表面区域21，该表面区域能够与神经纤维束的神经外膜直接贴靠。附加地，以有利的方式至少在下侧19和承载基底1的包围基板17的聚合材料之间设置增附剂层22。增附剂层22此外也能够被安置在上侧18上。特别合适的增附剂层由碳化硅(SiC)以及类金刚石碳(DLC)组成。优选，电极条5，8由氧化铱制成，该氧化铱属于具有最高载荷传递能力的那类材料。

用于构造结构元件20的另一改进变型方案在图7c中被说明，这些结构元件分布地被安置在基板17的上侧。图7c示出结构元件20的纵截面，该结构元件具有与金属基板17的上侧18正交地取向的纵延伸尺度LA，沿该纵延伸尺度，结构原件20设置至少一个第二表面区域23，该表面区域平行于金属基板17的上侧18地取向，并且增附剂层22或增附剂层组件22‘被安置在该表面区域上。第二表面区域23与第一表面区域18间隔开地布置并且由增附剂层22或者说增附剂层组件22‘分开地完全被生物兼容的聚合物包围。第二表面区域(如从图7c中获知的那样)面向基板17的上侧18地取向。当然，附加地可能并且有利的是，增附剂层22或者说增附剂层组件22‘设置在与第二表面区域23对置的第三表面区域24上和/或设置在基板17的上侧和/或下侧18，19上。

各个结构元件20的数量以及组件能够被任意选择，然而优选几何形状整齐排列的布局KO是合适的，例如如这从图7b中可看到的方形的、五边形的、六边形的或更多变形的布置图案。

在图8a至8f中示出部分地包围能植入环套电极CE的承载基底1的环套M，该环套包括承载基底1的下侧和上侧的以下区域，所述区域直接连接到承载基底区域1B上并且与承载基底区域1B不同地不以材料内在的机械预紧力的方式自动地正圆柱形地变形并且以该方式齐平地贴靠到在植入状态下的神经纤维束的神经外膜上。

环套M首先适用于对能植入环套电极CE的改进操纵，该环套电极由于其非常小的承载基底厚度以及放到承载基底表面的精致的电极组件被操作人员要求特别小心的操作。环套M优选一件式构造并且具有环套下部分Mu以环套上部分Mo，它们通过薄膜关节25铰链地连接，为此参见图8b和8c。环套下部分Mu具有嵌入承载基底1的凹进部26，承载基底1能放置到该凹进部中。在使用状态下，环套下部分Mu以能从图8b中获知的方式包围承载基底1，即，环套下部分MU在侧面在承载基底1下方伸出来。

与环套下部分Mu一体地通过关节25连接的环套上部分Mo在形状和大小方面匹配于环套下部分Mu并且与环套下部分Mu一样具有嵌入承载基底1的凹进部27，使得在闭合状态下，环套M以在图8a中示出的方式密封地包围承载基底1，其中，仅承载基底区域1B从环套M中伸出来。

除改进的操纵外，环套M尤其也适用于环套电极CE相对于神经纤维束的改进的固定。为此，环套的上侧和下侧Mo，Mu分别设置固定开口14‘(参见图8a，8b，8d)，它们与置入承载基底1内的固定开口14在环套M的叠合状态下全等。以该方式能够引导外壳纱线28穿过由环套M包围的环套电极CE的开口14，14‘。由此，环套电极CE的包裹金属环的固定开口14能够通过安置在环套M内部的固定开口14‘被卸载。优选，环套M由稳定的塑料材料制成，例如聚对二甲苯。为了继续提高强度，Mo和Mu也能够由聚合物混合体组成(例如聚对二甲苯(内部)和硅胶(外部))。该混合体具有这样的优点，即聚对二甲苯的稳定性与硅的耐磨性组合。在一个优选实施方式中，在环套M内部的固定开口14‘通过相应的材料增厚被增强地实施。

在环套上部分Mo安置有开口窗29，这些开口窗确保自由地触及参考电极面12。在图8e中示出由环套M包围的承载基底1的与此相关的横截面，参考电极面12安置在该承载基底的上侧上，这些参考电极面能通过安置在环套上部分Mo内的开口窗29保持可自由触及。优选，开口窗29包括具有斜下降的边界沿29‘的参考电极面12，使得有助于参考电极面29能够整面地与周围的组织进行体接触。

为了保证环套M留在闭合状态下，在环套上部分和下部分Mo，Mu之间布置有锁止结构V，这些锁止结构例如由销30和相对置地布置的凹进部31组成，参见图8c和8f。在环套上部分和下部分折叠在一起的情况下，销30力加载地接合到相应的凹进部31中，销31分别形状锁合地持续地被保持在该凹进部中。在图48中示出了锁止结构V的闭合状态。在此，安装在环套上部分Mo的销30从相应的在承载基底1中放入的开口穿出并且在端侧通入环套下部分Mu的凹进部31内部。当然能考虑锁止结构的替代构型方式，例如以合适构造的卡锁机构的方式。

在图9中示出能够容易地植入根据本解决方案构造的环套电极CE的另一实施方式。在承载基底1内部加入流体通道系统32，该流体通道系统完全被承载基底1包围。流体通道系统32基本在承载基底区域1B的区域中延伸，该承载基底区域由于材料内在的预紧力在没有外部力作用的情况下自主自卷起的方式形成正圆柱的构型。而如果流体通道系统32被流体、优选被水充注，那么沿流体通道系统32构造的水压能够将承载基底区域1b抵抗材料内在的缠绕力地平整地展开。为此，流体通道系统32具有在独立构造的正圆柱的外周面的周向上走向的流体通道分支33，这些流体通道分支在充注的状态下迫使承载基底区域1B进行需要的伸展。

为了充注流体通道系统32，在承载基底1中设置至少两个通道开口34，这样确定其大小和布置，使得它们流体密封地通入环套M内部走向的流体输入管道或输出管道35，36。在环套M内部延伸的输入或输出管道35，36与流体控制系统37通流连接，该流体控制系统能由操作人员来操作。

在植入的情况下，流体通道系统32用流体充注，由此，承载基底区域1B被伸展。在该状态下，操作者将环套电极CE准确地放置在沿神经束的预给定部位上。接下来，由操作者进行流体通道系统32的排空，由此，承载基底区域1B自发地围绕神经纤维束缠绕。作为最后的步骤，环套电极CE被用外科纱线将穿过设置在环套中的固定开口14‘固定在毗邻的组织上。

在上述流体通道系统32的有利构型中可考虑，该流体通道系统被充注以形状记忆金属、即形状记忆聚合物。为了激活，通道开口34设有金属触头，通过所述金属触头能施加沿着输入导线35，36的电压，用于通过相应地改型的控制器37来展开能植入的电极组件CE，直至电极最后被定位。

在图10中说明了一种流程图，从该流程图中能够获知用于通过选择性地电刺激神经纤维实现的血压影响或者说调节的各个步骤措施。假设，为了刺激，在图6中说明的电极组件局部地围绕迷走神经被应用，借助该电极组件能够实现抑制功能。如果能够放弃抑制，那么根据图2a的电极组件同样适合。进一步的阐述同时参考本解决方案的能植入组件E的在图1中示出的构件。为了避免重复应先说明，用y标明的决定点相应于“是”，而用n标明的决定点相应于“否”。

I)开始：或者手动地或者自动地激活能植入组件E，为此，分析处理/控制单元以微处理器的形式被初始化(A/S，图1)。

II)借助环套电极E的电极12检测EKG信号(参见图6)。在此，分析处理/控制单元A/S证实R尖角并且从所述信号分离任何可能的EMP错误，其中，多个流程被监控。分析处理/控制单元A/S在此确定识别R尖角的可靠性。最后，分析处理/控制单元A/S求取心跳率。

III)借助第一电极面4、第一电极条5以及EKG电极面12、环套电极E检测血压信号SN。这通过第一电极面4的中间列的信号的相干平均来进行，第一电极面4通过之前求出的EKG信号的上升沿被触发。

IV)决定是否存在血压改变。

IVa)在此，分析处理/控制单元A/S询问实时的参考血压(SB)并且将参考信号的幅度与血压信号SN比较或者说校准

IVb)如果存在血压改变(参见y)，那么验证血压和刺激位置。分析处理/控制单元A/S询问查找表格LT关于已经针对这些病人存储的血压信号值SN以及时间间隔ZV和ZV*并且将这些与以平均法检测的血压信号SN比较。分析处理/控制单元A/S求取一个电极的“最好”SN，该电极在内存中被标记为到来的刺激电极。

V)确定EKG信号和血压参考信号之间的时间错位ZV。在此，比较器单元K1求取R尖角和上升阈值和参考血压之间的时间错位ZV。

比较器单元K2求取参考信号的上升阈值和通过电极检测出的神经血压信号(参见图3中的ZS和图4中的SN)之间的时间错位ZV*。由参考血压确定脉冲波PW的开始P1和结束P2。该间隔得出T1(也参见图3B和3C)。间隔T1以时间错位ZV+ZV*错置并且产生间隔ZF(参见图3)。

VI)刺激的决定和刺激参数的选择：分析处理/控制单元A/S借助加速度传感器(BS)求取时间UH以及病人的当前位置和运动。分析处理/控制单元A/S还通过内部刺激阻抗探测器求取刺激电极的阻抗。基于提高的血压值、心跳率、病人的活动力和没有获得任何相反的控制指令(例如由无线通讯模式(SES)引起的外部信号所触发的相反的控制指令、植入构件(例如刺激端的IC)的错误功能信号所触发的相反的控制指令或者基于强大静磁场(EMP)的探测所触发的相反的控制指令)，分析处理/控制单元A/S决定，是否应进行刺激，是(y)或否(n)。

VIa)刺激参考值。分析处理/控制单元A/S将提出的参数与已经存储在查找表格LT和存储模式SM中的参数进行比较并且选出合适的刺激参数(合适的意味着必须多“强”和多“长”地被刺激，以便使血压降低x％)。

刺激坐标如ZF、脉冲的数量和形状通知“激活”的函数发生器F1(二进制)。如果必须同时执行可选的抑制，那么用于可选的抑制的合适刺激参数被传给函数发生器F2(二进制)。

VIIa)分析处理/控制单元A/S在抑制方法(HF或阳极封锁)上做决定

VIIb)分析处理/控制单元A/S在刺激模式A或B(参见图5)上做决定

VIIIb)根据模式A准备/调节激活的刺激参数：

如果A模式被选择用于快速干预，那么准备具有限定数量的单个脉冲的固定的刺激扫描(时长与ZF间隔不相关，而是从表格中获取)，该刺激扫描以预给定的间歇重复(参见图5模式A)。

分析处理/控制单元A/S向第一函数发生器F1发送模板，该函数发生器产生被传递到调制器M1上的电压信号。

VIIIc)根据模式B准备/调节激活的刺激参数：

如果选择B模式，那么必须进一步优化单个脉冲。第一函数发生器F1建立刺激间隔(SSI)的模拟模板并且使限定数量的各个双相位脉冲嵌入到间隔ZF中。在此，刺激信号匹配于生物信号。参考血压变化过程作为包裹功能通过单个脉冲的幅度被放置(参见图4A)。第一函数发生器F1向调制器M1传送具有准备的刺激扫描的表格。

IX)匹配扫描的单个脉冲相位：

调制器M1负责两个模式并且每个单个脉冲的两个相位(参见图4B)，以便建立对于个别病人来说理想的单个脉冲形状。调制器M1将具有彻底扫描形式的“准备好的”电压信号传送给信号-电流转换器(SSW1)。

Xb)实施激活的刺激：

信号-电流转换器SSW1等待EKG触发信号并且等待直到达到“用于刺激ZF的主动窗口”并且将刺激扫描传递到之前选出的刺激电极上。在每个单个脉冲之间，刺激接触的阻抗通过电极阻抗测量单元EM来检测。如果借助分析处理/控制单元A/S探测到极化，则该分析处理/控制单元A/S向激活的极化补偿器EE1发出命令，在每个脉冲之间通过刺激接触传导用于补偿的额外电荷。如果该交互刺激抵偿不足够，那么此外在扫描结束后激活交互扫描补偿器并且补偿极化。

VIIIa)准备/调节抑制刺激参数：

分析处理/控制单元向函数发生器F2传送用于抑制的刺激间隔。大体而言，用于抑制的刺激间隔比激活的刺激时间长，即这比激活的刺激稍早开始并且在激活的刺激之后结束。

分析处理/控制单元A/S确定，第二函数发生器F2是否施加阳极封锁，也即是说，仅进行单相位的封锁或是否进行HF封锁。函数发生器2此外相应地建立刺激(电压)模板。在HF封锁的情况下，F2将电压信号传送给调制器M2，以便使各个相位“平滑”。

Xa)执行起抑制作用的刺激：

信号-电流转换器SSW2将信号或者作为F2的阳极封锁或者作为M2的HF封锁转换为电流信号并且将其通过列13的抑制电极9传导，参见图6。电极阻抗测量单元EM监控抑制的电极9的极化并且通过分析处理/控制单元A/S在需要的情况下激活用于补偿的去极化单元EE2。

在HF封锁的情况下能够进行交互刺激和交互扫描，在阳极封锁的情况下仅交互扫描是起作用的。

XI)分析处理该刺激：

分析处理/控制单元A/S求取血压曲线的改变并且引入重复。在B模式下，作为初级刺激参数变化，所述刺激产生的心跳停止次数是可变的。通过该功能对植入体的工作方式进行(针对病人而定的)反馈。

刺激的完成被写入存储器中，以便能够被用于之后的比较。

参考标记列表

Claims (43)

1.用于在地点上选择性地检测神经电信号以及用于选择性地电刺激至少一个神经纤维的能植入组件，所述神经电信号沿至少一个包含在神经纤维束中的神经纤维传播，所述能植入组件包括如下构件：

-能植入的电极组件(E)，该能植入的电极组件布置在能围绕所述神经纤维束环套形地放置的生物兼容的承载基底(1)上，该承载基底具有一个在植入状态中面向所述神经纤维束取向的正圆柱形的承载基底表面(1‘)，在该承载基底表面上布置有用于在地点上选择性地检测所述神经电信号以及用于选择性地电刺激所述至少一个神经纤维的的第一电极组件(2)，并且在该承载基底表面上布置有用于检测EKG信号的第二电极组件(12)，

-与所述能植入的电极组件(E)能导电连接或已导电连接的分析处理/控制单元(A/S)，在该分析处理/控制单元中，在地点上选择性地检测出的神经电信号以及所述EKG信号能时间分辨地以下述方式被分析处理，使得能够推导出与生理参数、优选与血压相关的神经时间信号，

-与所述分析处理/控制单元(A/S)连接的第一比较器单元(K1)，在该第一比较器单元中能求取在所述EKG信号和与所述生理参数相关的神经时间信号之间的特征相对时间错位，

-与所述分析处理/控制单元(A/S)连接的第一函数发生器(F1)，该第一函数发生器在通过所述分析处理/控制单元(A/S)在基于所述相对时间错位的情况下求取的时间窗口之内生成由n个单个脉冲(EP)组成的、并且在相位方面以及在时间上的幅度变化过程方面匹配于推导出的与所述生理参数相关的神经时间信号的刺激信号，以及

-与所述第一函数发生器(F1)和所述第一电极组件(2)间接或直接连接的第一信号-电流转换器(SSW1)，该第一信号-电流转换器将用于选择性地电刺激所述至少一个神经纤维的刺激信号传导给所述第一电极组件(2)，

其中，所述分析处理/控制单元(A/S)、所述第一比较器单元(K1)、所述第一函数发生器(F1)以及所述第一信号-电流转换器(SSW1)组合为能植入模块。

2.根据权利要求1所述的能植入组件，其特征为，

至少一个第二比较器单元(K2)与所述分析处理/控制单元(A/S)连接，

所述第二比较器单元(K2)将至少一个信号级与一个参考信号比较并且生成级值差，所述至少一个信号级配属于与所述生理参数相关的神经时间信号，

所述分析处理/控制单元(A/S)至少基于所述级值差至少确定所述刺激信号在时间上的幅度变化过程。

3.根据权利要求1或2所述的能植入组件，其特征为，所述能植入的电极组件(E)在正圆柱形的承载基底表面(1‘)上包括用于抑制沿所述神经纤维束单向传播的神经电信号的第三电极组件(7)，所述承载基底表面在植入状态中面向所述神经纤维束地取向。

4.根据权利要求1至3中任一项所述的能植入组件，其特征为，所述能植入模块具有电能存储器(ES)和/或具有基于感应的信号和能量供给单元(SES)，所述信号和能量供给单元至少与所述分析处理/控制单元(A/S)电连接。

5.根据权利要求1至4中任一项所述的能植入组件，其特征为，

在所述能植入模块中集成了加速度传感器(BS)，和/或，设置了独立于所述模块的、能植入地构造的加速度传感器(BS‘)；

并且所述加速度传感器(BS，BS‘)生成加速度信息并且与所述分析处理/控制单元(A/S)电连接。

6.根据权利要求1至5中任一项所述的能植入组件，其特征为，

所述第一函数发生器(F1)能够产生单个脉冲，所述单个脉冲分别由矩形脉冲形的极化的部分信号和矩形脉冲形的重新极化的部分信号组成，

并且在所述第一函数发生器(F1)和所述第一信号-电流转换器(SSW)之间接入第一调制器(M1)，该第一调制器在时间上相对于所述极化的部分信号对配属于矩形脉冲形的、重新极化的部分信号的信号沿变化过程进行放大并使其平滑，并且将分别配属于所述两个部分信号的信号强度统一。

7.根据权利要求3至6中任一项所述的能植入组件，其特征为，

设置有与所述分析处理/控制单元(A/S)连接的第二函数发生器(F2)，该第二函数发生器在时间上在所求取的时间窗口之前和/或在其期间产生电封锁信号，

并且所述第二函数发生器(F2)间接或直接与第二信号-电流转换器(SSW2)连接，该信号-电流转换器将所述电封锁信号输送给第三电极组件(7)。

8.根据权利要求7所述的能植入组件，其特征为，

所述第二函数发生器(F2)能够产生单个脉冲，所述单个脉冲分别由矩形脉冲形的极化的部分信号和矩形脉冲形的重新极化的部分信号组成，

并且，在所述第二函数发生器(F2)和所述第二信号-电流转换器(SSW2)之间接入第二调制器(M2)，该第二调制器在时间上相对于所述极化的部分信号对配属于矩形脉冲形的、重新极化的部分信号的信号沿变化过程进行放大并使其平滑，并且将分别配属于这两个部分信号的信号强度统一。

9.根据权利要求8所述的能植入组件，其特征为，所述第二函数发生器(F2)以及所述第二模块(M2)集成在所述能植入模块中。

10.根据权利要求6或8所述的能植入组件，其特征为，所述第一或第二调制器(M1，M2)构造成使得：针对每个单个脉冲，所述极化的部分信号在时间上能通过能由所述第一调制器(M1)产生的零信号级与所述重新极化的部分信号分开。

11.根据权利要求1至10中任一项所述的能植入组件，其特征为，

电极阻抗测量单元(EM)是所述能植入模块的一部分或者布置在所述承载基底(1)上并且与所述电极组件(E)以及与所述分析处理/控制单元(A/S)连接，

并且，所述电极阻抗测量单元(EM)在n个单个脉冲中的每个之间至少在所述第一电极组件(2)的电极上进行阻抗测量。

12.根据权利要求11所述的能植入组件，其特征为，

电去极化装置(EE)是所述能植入模块的一部分或布置在所述承载基底(1)上并且与所述电极组件(E)以及与所述分析处理/控制单元(A/S)电连接，

并且，在通过所述电极阻抗测量单元(EM)确定各个电极上的剩余极化的情况下，所述去极化装置(EE)选择性地借助电信号加载使所述各个电极去极化。

13.根据权利要求4至12中任一项所述的能植入组件，其特征为，

设有单独的血压测量系统(SB)，该血压测量系统检测能通过基于感应的信号和能量供给单元(SES)输送给所述分析处理/控制单元(A/S)的绝对血压值，

并且，所述分析处理/控制单元(A/S)基于所述绝对血压值、所述EKG信号、与所述生理参数相关的所述神经时间信号、以及至少一个参考信号来操控所述第一函数发生器(F1)，用于产生刺激信号。

14.根据权利要求2、5和13所述的能植入组件，其特征为，

设有存储单元，该存储单元优选呈查找表格的形式，该存储单元是所述分析处理/控制单元(A/S)的一部分或者作为单独的单元与该分析处理/控制单元连接，

在所述存储单元中能存储并且提取以下信息中的一个：级值差、加速信息、检测出的绝对血压。

15.根据权利要求1至14中任一项所述的能植入组件，其特征为，面向所述神经纤维束取向的正圆柱形的承载基底表面(1‘)具有轴向(a)延伸尺度以及具有在周向(U)上取向的延伸尺度，并且在所述承载基底表面上安装所述第一电极组件(2)，该第一电极组件包括

-沿轴向顺序的至少三个第一电极结构(3)，其分别具有至少两个在周向上布置的第一电极面(4)，以及

-至少两个在轴向上相互间隔的、在周向上延伸的、并且分别采用环形的第一电极条(5)，所述第一电极条在轴向上在两侧包围至少三个电极结构并且与所述分析处理/控制单元(A/S)能连接或已连接。

16.根据权利要求15以及根据权利要求3至14中任一项所述的能植入组件，其特征为，所述第三电极组件(7)沿轴向顺序在面向所述神经纤维束的正圆柱形的承载基底表面(1‘)上沿轴向布置在所述第一电极组件(2)旁，并且包括：至少两个轴向相互间隔开的、在周向(U)上延伸的并且分别采用环形的第三电极条(8)；以及沿轴向在所述至少两个第三电极条(8)之间包括至少一个第三电极结构(13)，所述第三电极结构相应地包括至少两个在周向上均匀分布地布置的第三电极面(9)。

17.根据权利要求15和16所述的能植入组件，其特征为，所述第一和第三电极面(4，9)在周向(U)上分别沿虚拟圆线均匀分布地布置。

18.根据权利要求15至16所述的能植入组件，其特征为，

所述第一和第三电极面(4，9)分别具有轴向(4a，9a)延伸尺度和一个在周向(4U，9U)上取向的延伸尺度，

所述第一电极表面(4)的所述延伸尺度(4a，4U)分别是一致的，

所述第三电极表面(9)的所述延伸尺度(9a，9U)分别是一致的，

并且，所述第三电极面(9)的在周向上取向的延伸尺度(9U)大于所述第一电极面(4)的在周向上取向的延伸尺度(4U)。

19.根据权利要求18所述的能植入组件，其特征为，所述第一和第三电极面(4，9)的轴向延伸尺度(4a，4U)相同。

20.根据权利要求16至19中任一项所述的能植入组件，其特征为，所述承载基底表面(1‘)一体地连续地、即无间断地构造，所述第一和第三电极组件(2，7)安置在该承载基底表面上。

21.根据权利要求16至20中任一项所述的能植入组件，其特征为，

所述第一电极条(5)之间的轴向间距选择成大于或等于所述第三电极条(8)的间距，

所述第三电极条之间的轴向间距在0.5cm至3cm之间、优选在0.75cm和1.25cm之间。

22.根据权利要求16至21中任一项所述的能植入组件，其特征为，

所述第一和第三电极条(5，8)的形状和大小相同，

所述第一和第三电极面(4，9)各自的面积大小小于所述第一或第三电极条(5，8)各自的面积大小、优选小于所述第一或第三电极条(5，8)的面积大小的四分之一。

23.根据权利要求16至22中任一项所述的能植入组件，其特征为，所述第一电极面(4)由金属材料、优选氧化铱组成，所述金属材料与组成所述第三电极面(9)的材料相比具有更高的载荷传递能力。

24.根据权利要求23所述的能植入组件，其特征为，所述第一电极面(4)的金属材料是氧化铱，和/或所述第三电极面(9)的金属材料是金属材料、优选铂，或是能导电的聚合物。

25.根据权利要求16至24中任一项所述的能植入组件，其特征为，所述第一和第三电极组件(2，7)能分别作为三极电极组件运行，即，所述第一和第三电极条与所述第一和第三电极结构(3，13)能极性相反地被极化。

26.根据权利要求16至25中任一项所述的能植入组件，其特征为，所述第三电极组件(7)设置至少一个光波导体组件(10)，该光波导体组件包括在周向(U)上分布地布置的单独的至少两个光波导体开口(11)。

27.根据权利要求26所述的能植入组件，其特征为，

单独的所述至少两个光波导体开口(11)沿虚拟的圆线均匀分布地布置，

并且，所述光波导体开口(11)分别具有轴向(11a)延伸尺度和沿周向(11U)取向的延伸尺度，所述延伸尺度相应于所述第二电极面(9)的相应的延伸尺度(9a，9U)。

28.根据权利要求16至27中任一项所述的能植入组件，其特征为，所述第一电极组件(2)的第一电极面(4)和第一电极条(5)以及所述第三电极组件(7)的第三电极面(9)和第三电极条(8)分别这样安装在所述承载基底表面(1‘)上，使得它们不超出所述承载基底表面(1‘)。

29.根据权利要求1至28中任一项所述的能植入组件，其特征为，所述承载基底(1)由至少一个生物兼容的聚合物支承并且至少区域地在面向所述神经纤维束的正圆柱形的承载基底表面(1‘)上具有抑制发炎反应的材料。

30.根据权利要求1至29中任一项所述的能植入组件，其特征为，所述承载基底(1)包含生物兼容的聚合物。

31.根据权利要求30以及权利要求16所述的能植入组件，其特征为，

所述第一和/或第三电极条(5，8)分别具有位于局部的至少一个开口，

并且所述第一和/或第三电极条(5，8)这样与所述承载基底表面(1‘)面连接，使得所述聚合物至少部分地穿过所述至少一个开口。

32.根据权利要求1至31中任一项所述的能植入组件，其特征为，在所述承载基底(1)上在所述承载基底表面(1‘)的背侧安装至少两个参考电极面(12)。

33.根据权利要求1至32中任一项所述的能植入组件，其特征为，

所述生物兼容的承载基底(1)在面向所述神经纤维束取向的正圆柱形承载基底表面(1‘)的区域中分别具有轴向对置的边缘区域(14)，在这些边缘区域上所述承载基底(1)与在其余承载基底区域中相比具有更大的基底厚度，

并且，所述边缘区域(14)具有倒圆的边缘棱边。

34.根据权利要求1至33中任一项所述的能植入组件，其特征为，所述生物兼容的承载基底(1)在不能围绕所述神经纤维束环套形放置的承载基底区域中具有完全穿透所述承载基底的至少一个开口(15)。

35.根据权利要求34所述的能植入组件，其特征为，所述至少一个开口(15)至少区域地用金属材料包裹。

36.根据权利要求16和30所述的能植入组件，其特征为，

所述第一和/或第三电极条(5，8)分别具有一个金属的电极条基底，所述金属的电极条基底具有平坦的上侧和下侧，并且具有正交地局部伸出所述上侧的至少一个的结构元件，

所述金属电极条基底的平整的表面平行于所述承载基底表面取向，

并且，除了所述至少一个结构元件的第一表面区域之外，所述电极条基底完全被所述生物兼容的聚合物包围，该第一表面区域面向所述承载基底表面地取向并且不伸出该承载基底表面。

37.根据权利要求36所述的能植入组件，其特征为，至少在所述电极条基底的所述下侧和所述承载基底的所述生物兼容聚合物之间置入有增附剂层或增附剂层组件。

38.根据权利要求36或37所述的能植入组件，其特征为，

所述至少一个结构元件的所述一个表面区域或者一个面向所述表面区域的平面平行于所述承载基底表面取向，使得该表面区域布置成能从所述承载基底表面的侧面自由触及，

并且所述至少一个结构元件与所述电极条基底一体地连接。

39.根据权利要求36至38中任一项所述的能植入组件，其特征为，设有多个结构元件，所述多个结构元件布置成在几何上均匀布置在所述金属电极条基底的上侧上并且构造得相同。

40.根据权利要求36至39中任一项所述的能植入组件，其特征为，所述至少一个结构元件柱状、肋状、套筒状或桥状地构造。

仅针对USA/CA/RU的方法权利要求

41.用于在地点上选择性地检测神经电信号以及用于选择性地电刺激至少一个神经纤维的方法，所述神经电信号沿人或动物的活机体的至少一个包含在神经纤维束中的神经纤维传播，该方法具有以下方法步骤：

-在地点上选择性地检测沿神经纤维传播的神经电信号，

-产生电信号，该电信号的信号时长和时间上的幅度变化过程相应于检测出的神经电信号，

-通过至少在所述电信号的时长的时间上的部分区域内升高或降低幅值来改变所述电信号，

-在具有所述神经电信号的时间阶段中将所述电刺激信号施加到所述神经纤维上。

42.根据权利要求41所述的方法，其特征在于，所述电刺激信号沿着所述神经纤维的施加以下述方式执行，使得所述神经电信号在时间上相干地被覆写，从而在大脑中不能区别神经电信号和电刺激信号。

43.根据权利要求41和42所述的方法，其特征在于，时间上在将各一个电刺激信号施加到所述神经纤维上之前和/或期间，电抑制信号被这样施加到该神经纤维上，使得电刺激信号仅能够单向地沿该神经纤维传播。