CN111132726A - 用于感测和/或刺激组织的血管内设备 - Google Patents
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Abstract
用于通过位于动物的血管中的设备传输信号以用于刺激和/或感测在设备附近的媒介的活动的设备、方法和系统，其中媒介包括组织和/或流体。
Description
相关申请的交叉引用
本申请要求于2017年4月18日提交的第62/486,851号美国临时专利申请的优先权，出于所有的目的该临时专利申请通过引用以其整体并入本文。
本发明的技术领域
本发明涉及一种用于植入到动物的血管内的医疗设备。
发明背景
在本说明书中的文档、设备、动作或知识的任何讨论被包括以解释本发明的上下文。这不应被视为对任何材料在本公开的优先权日时或之前在澳大利亚或其他地方形成现有技术基础或相关技术中的公知常识的一部分的承认以及本文的广泛一致性声明。
仅在美国，就有将近200万人患有对四肢的控制严重受损的各种神经肌肉疾病。然而,在这些患者的很多中，大脑的负责运动的部分保持完整，且它是对限制活动性、功能和独立性的脊髓、神经和肌肉的疾病和创伤。对于这些人，甚至在最初水平时恢复失去的控制的能力可能导致极大地提高的生活质量。
目前，存在用于恢复功能的两个主要选择。一个选择是增加剩余路径的能力，用在自主控制下的肌肉替代瘫痪或切除的肌肉。虽然这种方法通过使前臂神经重新分布于控制仿生手臂的腹部肌肉中而对切肢者是非常成功的，但所恢复的功能极大地取决于损伤或疾病的部位，被脑干或高度颈部损伤瘫痪的人只能够实现较小的功能改善。第二选择是给大脑提供新的交流和控制渠道以向外部世界传递信息。目前，这些脑控制接口(BCI)通过手术植入的硬膜外、硬膜下、和皮质内电极来测量脑电图或其他电生理活动。虽然使用放置在头皮上的电极执行的皮质测量实现非侵入性神经元测量，但它们需要日常应用并且容易产生噪声和与运动相关的人为现象。在颅骨切开术之后直接植入到皮质区域的表面上的穿透和非穿透颅内电极具有好得多的信噪比(相对于头皮电极)，并且已经显示实现基本的假手操作。然而，这些方法需要侵入性手术，并且具有相对高的并发症风险，这可能涉及感染和出血。此外，颅骨切开术在进入中枢神经系统方面受到限制，许多运动皮层和感觉皮层区域在皮层褶皱内被隐藏且是难接近的。这些方法在位置上受到限制，且一旦被植入就不能重新定位，并且由于围绕穿透电极的神经胶质瘢痕形成而受到信号恶化。
因此，依然存在对以最低限度地侵入性的方法从皮质组织进行记录和刺激同时还确保所记录和诱导的信号的持久和功效的需要。
通过使用血管作为通向大脑的导管，与颅骨切开术相关的风险和在患者的颅骨中的钻孔的侵入性创建被消除，同时也消除了当前的噪声和用非侵入性头皮电极观察到的与运动相关的人为现象。尽管有由这些类型的手术提供的最低限度地侵入的益处，但防止由通过血管的血流的阻塞引起的血栓形成是优选的。输送到电极的电能尽可能高效也是优选的，这将减少被置于电路上的负担。旨在将功率和数据直接通过身体发送到植入的设备的无线遥测技术的优化将增强设备功能，并消除通过在血管和外部环境之间创建直接通道的引导线引起的感染的风险。在血管内植入线圈的能力将类似地降低与穿孔脉管系统相关的手术风险。
因此，依然存在对提供能够更有效地在血管和外部电路之间传输和接收电能同时最小化血流的阻塞的改进的血管内电极、遥测电路和植入位置的需要。
克服或改善一个或更多个上面提到的困难或者至少提供有用的备选方案通常是合乎需要的。
发明概述
根据本发明，提供了一种用于植入到动物的血管内的医疗设备，其包括：(a)支架，其是可以在用于插入到所述血管内的塌缩使用状态和用于弹性地靠在所述血管的壁上的膨胀使用状态之间移动的；(b)一个或更多个电极，所述一个或更多个电极耦合到支架，以用于刺激和/或感测在设备附近的媒介的活动，其中媒介包括组织和/或流体。术语支架意味着包括在组织和/或流体中保持、携带、支撑或合并一个或更多个电极的任何支撑结构。术语支架可以包括照惯例设计的医疗支架，可选地，术语支架可以包括将电极元件定位在例如血管的体腔内并且便于电极元件到导丝或其他导电结构的电耦合的任何机械框架或支撑架。在某些变形中，支撑结构本身的部分可以用作电极。
根据本发明，还提供了一种使用上述设备来记录来自患者的上矢状窦或分支皮质静脉的神经元的神经信息或刺激的方法，其包括以下步骤：(a)将该设备植入上矢状窦或分支皮质静脉中；(b)接收活动；以及(c)生成表示所述活动的数据；以及(d)将所述数据传输到控制单元。
根据本发明，还提供了一种用于使用上述设备来进行刺激和记录来自患者的视皮层的神经元的神经信息或刺激的方法，该方法包括以下步骤：(a)将该设备植入患者的视皮层中的血管中；以及(b)根据接收到的刺激数据来记录与血管或刺激神经元相关的神经信息。
根据本发明，还提供了一种用于控制耦合到动物或人的装置的使用的系统，其包括：(a)上述设备，所述设备适合于放置在动物或人的血管内以刺激和/或感测在设备附近的媒介的活动；(b)控制单元，所述控制单元适合于与设备通信；(c)可耦合到动物或人的装置，所述装置适合于与控制单元通信，其中控制单元适合于执行以下步骤：(i)从设备接收表示在设备附近的媒介的活动的数据；(ii)生成关于装置的控制信号；以及(iii)向所述装置发送所述控制信号。
根据本发明，还提供了一种用于控制耦合到动物或人的装置的操作的控制单元，所述控制单元适合于执行以下步骤：(a)从上述设备接收数据，所述数据表示在其中放置该设备的血管附近的媒介的活动；(b)生成用于关于控制装置的操作的控制信号；以及(c)将所述控制信号发送到装置。
本公开还包括一种在具有腔的管状体内使用的医疗设备，该医疗设备包括：形成多个支柱的框架结构，其中框架结构是可以在减小的剖面和扩大的剖面之间移动的，在扩大的剖面中框架结构的直径增加；其中，形成框架结构的多个支柱中的至少一个支柱包括在支撑材料上的导电材料，该导电材料沿着支柱的至少一部分延伸并且用非导电材料覆盖；至少一个电极，该至少一个电极由在支柱的一部分上的非导电材料中的开口形成；以及导丝，该导丝位于框架结构的一端处并被配置成与导电部分电通信，所述导丝从框架结构延伸。
医疗设备还可以包括被配置为将医疗设备电耦合到外部设备的连接器块，其中导丝从框架结构延伸到连接器块。
在另一变形中，本公开包括一种记录患者的神经元的神经信息或刺激的方法，该方法包括：从被定位于患者的血管中的设备接收表示神经活动的信号；使用该信号来生成表示所述活动的数据；以及将所述数据传输到控制单元；从控制单元生成控制信号；以及将控制信号传输到耦合到患者的装置。
本公开还包括用于控制耦合到动物或人的装置的系统。在一个示例中，该系统包括：设备，该设备适合于放置在动物或人的血管内以刺激和/或感测在该设备附近的媒介的活动；控制单元，该控制单元适合于与设备通信，其中控制单元适合于：(i)从设备接收表示在设备附近的媒介的活动的数据；(ii)生成控制信号；以及(iii)将控制信号传输到所述装置。
该系统可以包括选自下列项中的一个或更多个的装置：外骨骼；假肢；轮椅；计算机；和/或电气或机电设备。
附图的简要说明
下文仅通过非限制性示例的方式参考附图来描述本发明的变形。在附图中的相同的参考数字始终指示相同的或在功能上相似的特征/元件。
图1是用于控制对耦合到动物或人的装置的使用的系统的示意图。
图2A是示出图1所示的系统的部分的示意图。
图2B是包括两个或更多个支架的系统的额外变形的示意图。
图3是示出图1所示的系统的部分的示意图。
图4是图1所示的系统的控制单元的示意图。
图5A是图1所示的系统的医疗设备的示意图。
图5B是通过图5a所示的设备的线A-A的横截面视图。
图5C是无线芯片的示意图。
图5D是图1所示的系统的医疗设备的示意图。
图6是位于血管中的医疗设备的示意图。
图7A至图7E是图1所示的系统的医疗设备的示意图。
图8A是示出图1所示的系统的医疗设备的电极安装平台的示意图。
图8B是示出图1所示的系统的医疗设备的放置的示意图。
图9示出不同电极配置的示意图。
图10示出不同电极配置的示意图。
图11是图1所示的系统的医疗设备的示意图。
图12示出不同电极配置的示意图。
图13a是示出导线附着到电极的示意图。
图13b是示出被缠绕在轴周围并被覆盖在绝缘体中形成导线束或线缆的电极引导线的示意图。
图14至图20是示出支架的不同实施例的示意图。
图21a至图21c是示出设备的不同实施例的部署的示意图。
图21d和图21e示出关于螺旋导丝114的额外信息。
图22至图24是图1所示的系统的控制单元的示意图。
图25和图26是示出该设备的部署的不同阶段的示意图。
图27和图28是控制单元的示意图，该控制单元具有附着到其的接地电极。
图29是示出具有多个设备的多个容器的示意图。
图30是示出具有多个设备的单个容器的示意图。
图31是无线电极系统的示意图。
图32是用于使用该设备从患者的上矢状窦(SSS)或分支皮质静脉记录神经元的神经信息或刺激的系统的示意图。
图33示出人脑(眼睛面向左)的图像重建，其展示在运动皮层(红色)和感觉皮层(黄色)附近的上矢状窦和分支皮质静脉。
图34是示出用于使用该设备来刺激和记录来自患者的视皮层的神经元的神经信息或刺激的方法的示意图。
图35是示出在人手臂中的血管和肌肉的示意图。
图36是人手的图示，其示出了实现神经刺激或测量的可能的植入位置。
图37是C形接地电极的照片。
图38A-38D示出具有围绕支架主体布置的多个电极的支架或支撑架的示例。
图39A-39C示出集成或嵌入式电极的示例。
图40A-40B示出被制造成具有尺寸变化以将特定特性赋予支架的支架结构的示例。
图41A-41E示出连接器的变形。
图42示出电耦合到控制面板和连接器的支架的变形。
图43A-43G示出连接面板的变形的各种视图。
图44A-44D示出覆盖层的变形。
图45A和图45B示出覆盖层的变形。
图46A-46F示出具有各种电极配置的支架的变形。
图47A-47F示出具有各种电极配置的支架的变形。
图48A-48D示出支架的变形。
图49A-49C示出支架的变形。
图50A-50C示出支架的变形。
图51A和图51B示出支架的变形。
图52A-52C示出支架的变形。
图53A-53D示出支架的变形。
图54A和图54B示出支架的变形。
图55A和图55B示出支架的变形。
图56A-56D示出具有各种电极配置的支架的变形。
图57示出支架网格结构的变形。
图58A-58D示出支架的变形。
图59A-59C示出具有蛇形和横档配置的遥测单元导丝。
图60A-60D示出具有与外部装置通信的支架的系统的变形。
图61A示出神经环带(nerve cuff)的变形。
图61B示出围绕神经部署的图61A的神经环带。
图62A示出支架和线缆连接的变形。
图62B示出支架和线缆连接的变形。
图62C示出图62B的部分62C-62C的特写的变形。
图62D示出支架和线缆连接的变形。
图62E示出支架和线缆连接的变形。
图62F示出图62E的横截面62-62的变形。
图62G示出图62E的横截面62-62的变形。
图62H示出支架和线缆连接的变形。
图63A-63K示出具有各种支架、电极和电极轨道配置的支架的变形。
详细描述
图1至图4所示的系统10包括：1)医疗设备100，其被设计成放置在动物或人110的血管103内以刺激和/或感测在设备100附近(相邻于设备100或接触设备100)的媒介(组织和流体)的活动，无论这位于血管103内还是血管103外；2)适合于与设备通信的控制单元12(也被称为连接器块和遥测系统)；3)用于便于在设备100和控制单元12之间的通信的通信导管14；以及4)可耦合到动物或人110的装置16，装置16适合于与控制单元通信。
控制单元12可以适合于执行以下步骤：(a)从设备100接收表示在设备100附近的媒介的活动的数据；(b)生成关于装置16的控制信号；以及(c)向装置16发送控制信号。在一些变形中，该系统包括连接器块(由元件12示出)，该连接器块用作连接器并充当通信导管的延伸部分。在系统的各种变形中，控制单元/连接器块：是密闭地密封的并使从设备到控制单元的导丝绝缘；可以使用零接触力附件或不需要过大的力来插入的附件(即，使用balseal弹簧触头)被插入；具有用于操纵连接器和插入到连接器内的由更硬的硅树脂或类似材料制成的导丝的一部分。该设备的变形可以包括标志器以识别较硬(并且可以被操纵)的导丝的部分以与不能被操纵的导丝区分开。这种标志器可以包括线条样式标志器、不同颜色或其他指示器以清楚地识别区域。连接器块的变形可以具有配件(例如扣钩)，使得多个连接器可以被插入(即，对于16个电极支架导丝有两个接触连接器(均具有8个触头))。该配件可确保触头的固定、对准和防止进水。
当医疗设备100以如图2A、图2B、和图3所示的方式相邻于运动皮层被插入时，系统10可以用于例如以图1所示的方式控制外骨骼和/或假肢的操作。
该设备100被植入到血管103内，它将从血管103利用安装在自膨胀构件101上的电极来记录或刺激邻近组织。信息将通过在血管103内部的通信导管14从电极传递到遥测系统12或被传递到电极，遥测系统12又将信息传递到外部装置16或从外部装置16传递信息(使用线或无线地)，外部装置16包括(但不限于)下列项中的一个或更多个：
(a)外骨骼；(b)轮椅；(c)计算机；和/或(d)其他电气或机电设备。
因此，在一个特定的应用中，植入的医疗设备100具有使瘫痪患者110能够直接使用他们的思想来命令和控制步态辅助设备(例如外骨骼或机器人腿16)的能力。
植入式医疗设备100的其他应用包括(但不限于)：(a)疾病发作的检测和预防；(b)对不自觉的肌肉或神经控制的检测和预防(例如，以缓解与下列项相关的症状：(i)多发性硬化症；(ii)肌肉萎缩症；(iii)大脑性麻痹；(iv)瘫痪和(v)帕金森病；(c)诸如以下项的神经疾病的检测和治疗缓解：(i)创伤后应激障碍、(ii)强迫症、(iii)抑郁症、以及(iv)肥胖；(d)诸如以下项的计算机和装备的直接大脑控制：(i)车辆、(ii)轮椅、(iii)步态辅助设备、机器人肢体；(e)针对以下项的感官刺激的直接输入：(i)失明(与相机的连接)、(ii)聋症(与麦克风的连接)、(iii)本体感受(与触敏机器人和计算机系统的连接)；(f)个人健康和幸福的内部评估：(i)心率、(ii)呼吸率、(iii)温度、(iv)环境条件、(v)血糖水平、以及(vi)其他生化和神经标记；(g)在利用用于信息传输、听觉、视觉和本体感受反馈的设备的被植入的人群体之间的内部交流(心灵感应)(例如，被植入者看到或听到的东西的实时交流)；以及(h)肌肉骨骼控制和灵巧(用于性能增强或康复)的加强和优化。
图2B示出两支架101系统。为了说明的目的，支架被定位于单个血管中。然而，支架可以被配置成使得它们可以被定位于单独的血管中。支架101可以通过非导电材料联接以形成功率接收机和发射天线。可选地，支架可以通过一根或更多根线或导电元件耦合。此外，该系统可以包括在支架101之间的有源电子器件。
根据期望的结果，本文描述的设备可以被定位于大脑结构的任何数量的区域中。例如，如在Teplitzky、Benjamin A.等人的“Computational modeling of anendovascular approach to deep brain stimulation”(Journal of NeuralEngineering 11.2(2014)：026011)中所讨论的，支架可以如下被定位：针对抑郁症和强迫症(OCD)的内囊；针对癫痫(E)、帕金森病、特发性震颤、抽动秽语综合征、意识障碍、慢性疼痛、强迫行为的丘脑；针对阿尔茨海默病的穹窿；针对肌张力障碍、抑郁症、抽动秽语综合征的苍白球内侧；针对癫痫的海马；针对肥胖、厌食症的下丘脑；针对抑郁症和强迫症的下丘脑：针对抑郁症、肥胖、厌食症的外侧缰核；针对抑郁症、强迫症、成瘾、肥胖、厌食症的伏隔核；针对慢性疼痛的水管周围/脑室旁；针对抑郁症的扣带回白质；针对帕金森病、肌张力障碍、抑郁症、强迫症、癫痫的丘脑底核；以及针对强迫症的腹囊。
1.医疗设备
如图5a、图5b、图5d和图6所示，医疗设备100通常包括：a、可塌缩和可膨胀支架101；b、耦合到支架101的多个电极131；c、电耦合到电极131的电极引导线141；d、用于防止在植入期间的血管的穿孔的通过橄榄状线114耦合到支架101的橄榄状物112；e、植入的芯片；f、触头151，其耦合到引导线141以实现在设备100到控制单元12之间的通信；以及g、支架轴121，其用于部署设备100。
电极引导线141可以电连接到至少一个电极，并将缠绕在支架支柱网格108周围，使得机械压缩和伸展不受干扰。电极线141可以缠绕在支架轴121周围，穿过通管针轴，或者可以直接形成支架轴的一部分。引导线141将形成与在支架轴的与支架相对的端部上的电极触头151的连接，由此，连接器块机构12的电触头实现与外部装备16的连接路径，外部装备16包括但不限于计算机、轮椅、外骨骼、机器人假体、相机、车辆和其他电刺激、诊断和测量硬件和软件。
术语电极131在本说明书中用于指用于与在血管103中和/或周围的媒介接触的任何电导体。
下面叙述这些部件中的每个部件的操作的详细描述。
支架
支架101包括通过支柱交联109耦合在一起的多个支柱108。
在图7a所示的布置中，设备100包括在线性图样中耦合到支架101的九个电极。如所示，支架101看起来是扁平的。支架101的顶部可以直接联接到支架101的底部，或者将环绕以与支架101的底部相接(没有永久附接)。
可选地，设备100包括具有以任何合适的配置布置的任何合适数量的电极131的支架。例如，电极可以被配置如下：图7b所示的电极131的正弦布置；图7c所示的电极131的螺旋布置，其一旦展开就实现电极与血管壁的360度接触；为了增加的覆盖同时仍然确保一个支架在每个垂直段处的图7d所示的电极131的振幅减小的正弦布置；以及为了增加的覆盖的图7e所示的电极的密集布置。支架101被激光切割或被编织，使得存在额外的材料或标志器，其中电极131将被放置以有助于电极的附着和电极位置的均匀性。例如，如果支架101是通过从圆柱形管(支架的原始形式)激光切割掉材料而被制造的并且例如电极将以5mm间隔位于一个轴上，那么电极安装平台107、108可以通过不从管切割这些区域来被创建。类似地，如果支架是通过线缠绕而制成的，那么额外的材料107、108可以被焊接或附着到支架线，提供电极附着至其的平台。可选地，可以使用薄膜技术来制造支架，由此，材料(镍钛诺和/或铂和/或其他材料或其组合)沉积在特定位置以生长或构建支架结构和/或电极阵列。
电极
如在图8a中特别示出的，设备100包括耦合到支柱交联109的电极放置107。该放置107用于将电极131耦合到支架。在图8b中示出了放置106的可选的实施例。在该实施例中，该放置是圆形的。
如所示，电极131位于支架交联109上或在支架交联109处。将电极定位在这些位置上允许支架101的形状的改变(即膨胀和塌缩)而不会显著影响电极的完整性。可选地，也可以位于支架支柱交联(未描绘)之间。
图9描绘了不同的电极几何形状，其包括但不限于：平圆盘161；圆柱体或环162；半圆柱体或环163；球体、圆顶或半球164；双曲线抛物面165；以及双电极或电极——由此它们沿着一个轴166更长。
如图10所示，电极131可以包括形状记忆材料，且因此电极131可以是设备100的非绝缘部分。如所示，电极131在患者体内，血管104是通畅的。在形状记忆的激活后，电极131适合于更好地配合血管壁103。
为了增强设备100的接触和功能，电极131包括额外材料(形状记忆合金或其他导电材料)通过焊接、熔接、化学沉积和其他附着方法到支架101的附着，包括但不限于：直接在支架支柱108上或在支架支柱108之间；使引导线14从电极131穿过到无线遥测链路或电路；以及直接到放置在设备100的远侧方位上的橄榄状物112或到支架轴。
为了进一步增强设备100的性能，可以有每丝股141一个或更多个电极131，并且每个设备100可以有一个或更多个股141被利用。这些股141可以被分组以形成束144，束144可以以图11所示的方式在围绕支架支柱108的交替的正弦路径中被编织。类似地，可以有被指定到每个电极131的一个或更多个线141，且因此每设备100可以有一个或更多个电极131。因此，可以同时使用多个电极131。
为了优化电极131从媒介(包括但不限于神经组织、血管组织、血液、骨、肌肉、脑脊髓液)进行刺激或记录的能力，电极131可以基于目标血管103的直径以预定的间隔被定位以允许每个电极131在相同的定向(即，在附着时所有电极面向左血管壁并与左血管壁接触)上与血管103接触。电极131可以被安装成使得记录或刺激可以同时指向血管的所有360度。类似地，为了增强电极131的记录和刺激参数，电极尺寸可以变化，较大的电极131用于评估邻近媒介的较大面积，较小的电极131用于具体定位。
可选地，电极131由导电材料制成并附着到一个或更多个支架，形成设备100并考虑到多个位置。在该实施例中，电极131由普通的电活性材料(例如铂、铂铱、镍钴合金或金)制成，并且可以通过焊接、熔接、化学沉积和其他附着方法附着到一个或更多个引导线141，该一个或更多个引导线141可以直接附着到形状记忆轴。电极131可以是在绝缘的引导线141上的一个或更多个暴露部分，并且电极引导线可以缠绕在一个或更多个形状记忆主干周围。可以有一个或更多个电极和缠绕在单个形状记忆主干周围的引导线，并且在一个设备中使用多个形状记忆主干的情况下，主干可以具有不同的初始插入和次级沉积位置。因此，它们可以用于同时以多个血管为目标。
如图12所示，电极131可以被设计成使得它们是物质134和溶液(例如治疗药物，包括但不限于抗血栓形成药物)以及材料的载体。在该实施例中，电极131被设计成被动地通过扩散或者通过由植入的电钟控制或者手动地通过电极131的电刺激来释放药物。在该实施例中，电极131由具有电极131的不导电的部分的材料制成。
药物134可以在定时、自然、电或其他方式的激活时释放到血管104中，或者释放到血管壁103中。
电极线
电极线141以图13a所示的方式电耦合到相应的电极。如所示，电气附件135和电极的背面在非导电物质136中被覆盖。
引导线141可以在支架101周围并沿着轴121缠绕。
如图5a、5b和13b所示，电极引导线141缠绕在轴121周围并被覆盖在绝缘体122中，形成线束或线缆。套管153在触头151的位置处缠绕在线束周围，由此，至少一个线141缠绕在套管153周围并在连接焊点152处连接到触头151。包覆模制件154确保在触头之间存在均匀的直径。
套管153覆盖线束142，线141的暴露部分152附着到触头151。
远侧电极和/或标志器和/或缓冲物也被描绘为112，通过线114附着到支架101。轴121在附着/分离区115处附着在支架的端部处，并且被示为穿过套管142和电极触头151以在后面经过连接器固定点155而退出。
引导线141被示为在套管142内，其中它们缠绕在轴121周围，在轴121处它们在触头焊接152处与电极触头151电接触。保护层154被示出为确保在触头之间的设备的均匀直径。轴121可以在分离区115处被分离，并在血管中部署后被移除。
如图13b所示，引导线141连接到电极触头151。电极引导线141最初缠绕在轴121周围，被覆盖在绝缘体122中，形成线束或线缆。套管153在触头的位置处放置在线束周围，由此，至少一个线141缠绕在套管周围并在连接焊点152处连接到触头151。包覆模制件154可用于确保在触头之间存在均匀的直径。
如在图5b中特别示出的，支架轴121在绝缘层122中被覆盖，具有绝缘143的多个线141，并在缠绕在它周围的绝缘束142中被分组。套管153覆盖线束142，线141的暴露部分附着152到触头141。
线141由导电材料(包括但不限于铂、铂/钨、不锈钢、镍钛诺、铂/铱、镍钴合金、或其他导电和生物相容性材料)制成。
线141是在10um和100um之间厚(直径)的多股绞合电缆或单丝，并将电极131连接到触头151。可选地，线141将电极131连接到在支架或轴上保持的无线电路。
线141用非导电材料(即特氟隆或聚酰亚胺)绝缘。如图11所示，线141在正弦图样中缠绕在支架支柱周围。可选地，线141被缠绕在螺旋管或线束或线缆中，线或束的直径(厚度)在300um和2mm之间。
线141使用线缠绕、导电环氧树脂、焊接、或其他导电粘合或连接手段连接到触头151。
橄榄状物
在图5a所示的实施例中，设备100包括安装在远侧顶端处的橄榄状物112以降低穿孔的风险并在植入和沉积阶段期间提高设备100的安全性。在这个布置中，橄榄状物112直接连接到设备100的前部并充当缓冲物，其是在部署期间与部署导管或血管接触的设备的第一方面。橄榄状物112可以此外用作不透射线的远侧标志器。橄榄状物112可以在许多不同的形式中被配置和附着到支架101，这些形式包括但不限于下列项：
i.软线
如图5a所示，橄榄状物112放置在离支架101的前部一定距离处，通过软线114与支架101连接。
ii.有弹簧的橄榄状物
图14描绘了放置在支架101的远端上的橄榄状物，由此，橄榄状物由缓冲物组成，该缓冲物可以或可以不是电活性的，并且起通过柔性弹簧或螺旋缠绕线111连接到支架101的电极112的作用。
iii.多个橄榄状物
图15描绘了放置在支架101的远端上的多个橄榄状物，由此，橄榄状物由多个缓冲物组成，这些缓冲物可以或可以不是电活性的，并且起电极113的作用。
iv.短橄榄状物
图16描绘了放置在支架101的远端上的橄榄状物，由此，橄榄状物直接连接到支架的端部，支架的端部可以或可以不是电活性的，并且起电极112的作用。
v.所成形的金属丝橄榄状物
图17描绘了放置在支架101的远端上的橄榄状物，由此，橄榄状物是柔性线，其可以或可以不是电活性的，并且起电极的作用，并且可以或可以不被成形如牧羊杖(shepherds crook)114。
vi.金属丝橄榄状物
图18描绘了放置在支架101的远端上的橄榄状物，由此，橄榄状物由缓冲物组成，该缓冲物可以或可以不是电活性的，并且起通过柔性线114连接到支架101的电极112的作用。
vii.具有分离区的橄榄状物
图19描绘了放置在支架101的远端上的橄榄状物，由此，橄榄状物由缓冲物组成，该缓冲物可以或可以不是电活性的，并且起通过柔性线114连接到支架101的电极112的作用。该图还描绘了通过附着和/或分离区115连接到支架101的轴121。
图20还描绘了通过附着和/或分离区115从支架101分离的轴121。
柔性线114包括但不限于导电和电绝缘线、弹簧、螺旋导丝和可以具有在前部处的缓冲物的管。可选地，缓冲物是导电的，并起包括安装在支架上的电极的所有特征的电极的作用。
植入的芯片
植入的电路(芯片)可用于控制电极131的刺激和测量。芯片可以代替电极(或安装在支架上的其他地方)被植入，其中芯片具有传输信号的能力。该芯片包括用于(a)信号放大、(b)信号多路复用、以及(c)功率和数据的传输的电路。
电极131附着到一个或更多个电气芯片(由此，芯片被定义为电气电路以及芯片被构建于其上的基底)。微型芯片以与电极131相似的方式和位置被安装在支架101上。
可选地，这些芯片可以附着在离神经记录或刺激部位(例如颈部或胸部区域)一定距离处，或者芯片可以直接连接到外部硬件，例如电流源、记录装备或假体。
芯片可以包括用于刺激神经组织的电路(电流和/或电压源、电池和/或电容器或电荷/能量存储部件和开关矩阵等)和用于记录神经活动(放大器、电源、开关矩阵等)和血液成分(例如pH计、盐和盐水成分、葡萄糖等)的电路。
此外，芯片可以具有通过遥测线圈和自监测硬件(例如热传感器)传输功率和数据所需的电路。
无线芯片195的描绘在图5c中被示出，由此示出了微处理器191以及其他部件193(例如，电容器、复用器、时钟、无线发射机、接收机等)。该描绘具有可用于功率和数据的传输和接收的两个线圈，其被示为大线圈192和小线圈194。
芯片本身可以包含用于传输和接收功率和数据的遥测线圈，并且可以包含磁体以使实现与相邻芯片和遥测线圈的对准，或者可以附着到形状记忆合金或遥测线圈被包含在其中的其他材料。
芯片可以是柔性的，并且可以预先弯曲到血管的直径以允许芯片在血管内沉积。因此，芯片可以包含形状记忆合金或聚合物以使芯片在沉积阶段期间符合血管的曲率。芯片也可以安装在生物可吸收或生物可降解的基底上以允许集成在血管内。可以同时使用多个芯片。
f.触头
如在图5a和5b中特别示出的，在不使用无线电路的情况下，需要电极触头151来实现设备100到外部装备的连接。电极触头151可以由与电极使用的材料相似的材料制成，并且将具有相似的直径。触头151彼此电绝缘，并且将通过(但不限于)导电环氧树脂、激光或电阻熔接、焊接、卷曲和/或线缠绕连接到电极引导线141。
触头151是铂环或其他导电、生物相容材料的环。触头可以由磁性材料(即Neodinium)制成或包含磁性材料。
触头151可以是：(a)在直径上在500um至2mm之间；(b)在长度上在500um至5mm之间；以及(c)在厚度上在10um和100um之间。
触头151被成形为圆盘、管、抛物面或类似于用于电极131的那些形状的其它形状。
触头放置在非导电套管(包括但不限于硅树脂管、热收缩管、聚合物涂层)上以有助于其他引导线及电极和支架线的电绝缘，并有助于保持管状形状，同时允许一些柔性。
触头151可以具有在100um和10um之间(例如在1.0mm和3.0mm之间(例如2mm或2.46mm))的触头间间距。也或多或少地认识到其它触头间距尺寸以及更窄或更宽的其它范围。
触头151通过线141的线缠绕而形成。
至少一个触头151可以是虚设连接器(dummy connector)(包括但不限于金属环、磁环、塑料管)。虚设连接器在这个实例中是不与电极电接触的连接器，替代地，目的是在期望位置上实现到设备的连接点或固定点(即，通过螺钉端子)，并且使得触头(连接到电极)不被损坏。
触头151由非导电套管(包括但不限于硅树脂管、热收缩、聚合物涂层)分离以减少电噪声并防止在表面引导线141之间的接触。
g.轴
如图21a所示，为了实现部署，柔性轴121连接到设备100。在图21a所示的示例中，轴121连接在设备100的远端处，使得它起作用来从前部拉设备100。
在图21b所示的可选实施例中，轴121附着到设备100的近端，使得轴121从支架101的后部推设备100。在该实施例中，医疗设备100包括安装到支架101的多个电极131，电极引导线141缠绕在支架101和轴121周围，并在套管142中被覆盖。远侧电极和/或标志器和/或缓冲物也被描绘为113，如作为支架分离区105。
图21c所示的另一个实施例包括双锥形支架101，所安装的电极131和支架轴121在支架附着/分离区105处附着到支架101。在支架101的前部处的另一附着/分离区115将支架101连接到橄榄状线114和通管针套管124，可移除通管针123穿过通管针套管124被放置。电极线141被示为缠绕在通管针套管123的外部周围，或者通过中心被装填。
可以有同时具有推和拉能力的多个线。支架轴121可以永久地被植入，或者可以被设计成被分离和移除。在该实施例中，附着/分离区将位于支架轴121和支架101的接合处。分离方法包括但不限于电化学分离、机械分离和热电分离。
支架轴121可以用作电极引导线141的主干，当电极引导线141从电极131横穿到电极触头时有助于电极引导线141的稳定性。在该实施例中，电极线141在聚合物142(包括但不限于收缩性薄膜、热收缩、聚对二甲苯基、硅树脂、特氟隆等)中以提供额外的机械支撑，有助于保水并使涂层能够沉积到存在线存在的支架轴上。
支架轴121可以是在设备100的植入和沉积之后被移除的通管针。在该实施例中，支架轴121可以是圆柱形管，使得通管针123可以通过管121的中心被装填。
线141可以穿过通管针套管的中间。
线141可以缠绕在支架轴或通管针套管周围。
在另一个实施例中，将电极131连接到触头152的电极线141被缠绕在线束144中，并且以螺旋形式缠绕在内腔管145周围，使得存在内腔147，由此，可移除通管针148可以在插入期间被穿过，并且在部署之后被移除。该实施例实现通管针148的可移除性和在外部管146中被外包覆的线束144的柔性。
图21d和图21e示出关于螺旋导丝114的额外信息。如所描绘的，螺旋导丝114包括缠绕在内腔管145周围的线束144。通过内腔147，可移除通管针148可以在输送期间被穿过，并在设备放置之后被移除。
控制部件
图2所示的控制单元12是通过皮肤无线地转送信息和功率的无线控制器。
在图22、图23、和图24中的连接器块12是无源设备(即无电路)。本质上，它起在设备100和外部装备之间的中间连接的作用。设备100被插入到连接器块12中，由此，设备100的触头与被包含在连接器块12中的内部触头电接触。然后，连接器块12的这些内部触头形成较厚的线束，该线束穿过皮肤(连接器块的其余部分被植入)并且可以连接到外部设备。
本质上，因为我们在空间上是有限的(整个设备必须穿过导管，因为在植入之后导管需要在设备上被移除)，连接器块实现较大的物品到薄设备100的附着。
图22、图23、和图24所示的实施例是相同的，但是只有图24示出穿过皮肤的线。
图22所示的控制单元12被成形为接收导丝14并与导丝14电连接。控制单元包括安装在内部上的接触环。在这里，连接器块12通过硅树脂和/或缝线在有槽端处的附着而被固定并确保防水。
直接在支架上植入的无线系统基本上与图2中的无线系统12(尽管是小型化版本)相同。
如图23所示，电极导丝14被插入，且硅树脂垫圈用于后面的防水密封。
图24描绘了连接器块，由此，电极导丝14穿过连接开口172，由此，触头与在连接器块主体173内的导电连接器175连接。通过硅树脂(或以其他方式)分离器174来增加分离和电绝缘以及不透水性。触头175焊接(或以其他方式)到连接器阻挡线179，其可以形成硅树脂或以其他方式181包住的束181以终止于无线或直接电连接端183。
使用该系统的方法
设备100是可在图25所示的插入位置和图26所示的沉积或支撑架位置之间移动的。
在插入位置中，设备100收缩，且因此是足够薄的以从导管内从入口点(即颈静脉)穿过脉管系统路径到达沉积点(例如运动皮层)。
当布置在沉积或支撑架位置上时，设备100在膨胀状态中，其中支撑架电极在压住血管壁时安装在支架101的外部上。该膨胀位置将设备100锚定在它在血管103内的位置上。此外，该沉积位置被设计成使得它对通过沉积有设备100的血管103的血流完整性有最小的影响。支撑架位置可以与弹簧、线圈或螺旋股是同义的，由此，设备100仅与血管壁接触，减少了对血流的影响。电极131也可以安装在支架101的内部上，使得来自流过膨胀支架101的流体的信息可以被测量。对于待移除或重新定位的支架101，需要额外的轴(除了用于初始部署的轴以外)。这些在本发明的上下文中被解释，单锥形和双锥形设计都被使用。
为了使设备100能够布置在多个位置上，所使用的材料使得多种状态是可能的。这些材料包括但不限于镍钛诺和其他形状记忆合金和聚合物。此外，为了增强设备100的长期生物相容性，聚合物可以是生物可吸收的或生物可降解的，降解的时间类似于纤维化在设备100上出现的时间。因此，电极131(其优选地不被设计成降解，并且可以由镍钛诺、形状记忆合金、导电聚合物、其他非形状记忆合金以及惰性和生物相容性金属(例如铂、铱、不锈钢和金)制成)将是初始设备100的所有剩余部分，并且将嵌在血管103内部，进一步增强设备100在沉积位置处的稳定性。
在血管中(在部署之后)的设备
图6描绘了在膨胀或沉积或支撑架位置上的医疗设备100。设备100包括支架101、远侧橄榄状物和/或近侧标志器112、将支架101附着到橄榄状物112的线114、多个电极131、和附着/分离区115，由此，轴连接到在血管104中部署的支架101。安装在支架101上的电极131与血管壁131直接并置，并且被描绘为不中断到任何血管(设备被部署于的血管和其他所连接的血管)的血流。在这里，橄榄状物112可以用于将医疗设备引导到期望血管104中。
在血管预部署中的设备
图25描绘了在植入(外科手术部署阶段)期间的医疗设备100，此时其在导管102内穿过血管104。示出了支架101、电极131、支架分离区105和支架远侧标志器/电极/缓冲物113，也示出了血管壁103。在这里，导管102用于选择和将设备引导到期望血管104内。
在血管中的在部署之后的设备
图26描绘了在膨胀或沉积或支撑架位置上的医疗设备100，其包括支架101、远侧橄榄状物和/或接近度标志器113、多个电极131、引导线141和通过沉积导管102部署在血管104中的支架分离区105。安装在支架101上的电极131与血管壁103直接并置，并且被描绘为不中断到任何血管(设备被部署在其中的血管和其他所连接的血管)的血流。
接地电极
该系统可以包括以图27所示的方式配置的接地电极167，该接地电极167用于帮助和改善所记录的信号的质量，或者为刺激应用提供电返回路径。在这里，只要它被植入，接地电极可以放置在连接器块上。接地电极167可以直接附着到无线控制器12的外部。
在图28中示出接地电极167的可选实施例。接地电极167在控制器12的外部上。
图37所示的铂C形接地电极167嵌在硅树脂181中，红色螺旋引导线141附着到标准电气端子169。涤纶网用于帮助将电极和线固定到组织。
图29示出血管，其中多个设备100被插在不同的血管104中以进入不同的区域。
图30示出单个血管104，其中多个设备100被植入以覆盖更大的区域。
图31是无线电极系统1000，其示出在覆盖人体中的运动皮层的血管104内的支架101上安装的电极，其拾取神经信息并将该信息转送到位于支架101上的无线发射机1002。注意，支架101已经被部署并且通管针已经被移除(即，仅支架101、电极、电极线和无线系统1002保留)。信息通过颅骨无线地传输到放置在头部上的无线接收机1004，无线接收机1004又对所获取的神经信息解码并将所获取的神经信息传输到假肢16。
如图32所示，设备100可用于使用设备100来记录来自患者的上矢状窦(SSS)或分支皮质静脉的神经元的神经信息或刺激，包括以下步骤：(a)将该设备植入上矢状窦或分支皮质静脉中；(b)接收活动；以及(c)生成表示所述活动的数据；以及(d)将所述数据传输到控制单元。在运动皮层上的SSS中植入的支架101获取(即接收)通过线馈送到外部装备12的信号。
图33示出人脑(眼睛面向左)的图像重建，其展示在运动皮层(红色)和感觉皮层(黄色)附近的上矢状窦和分支皮质静脉。
图34示出用于使用设备100来刺激和记录来自患者的视皮层的神经元的神经信息或刺激的方法，其包括以下步骤：(a)将该设备植入患者的视皮层的血管中；以及(b)根据接收到的刺激数据来记录与血管或刺激神经元相关的神经信息。
如在图35中特别示出的，设备100通过在肌肉中放置的血管104被输送，以用于直接肌肉刺激或记录。
设备100可以通过相邻于(例如在图35中所示的)周围神经的血管被输送，以用于刺激或记录。
该设备通过相邻于交感神经或副交感神经的血管被输送，以用于刺激或消融。
如图36所示，周围神经(在本例中为正中神经)的一个示例示出实现神经刺激或测量的可能的植入位置。
图38A示出具有布置在支架101的主体周围的多个电极131的支架或支撑架101的另一个示例。为了说明的目的，支架101被示为没有将电极电耦合到导丝的任何连接结构或者如上所述允许在电极和控制单元之间的电通信的其他这种结构。在所示的变形中，电极131散置在支架101的主体周围，并且位于联接支柱108的接合处或顶点。在这种配置中，其中不是有钻石状的室(cell)，室被成形为“V”形。这种配置可以增强在电极131和组织或血管壁之间的并置。
图38A还示出可以被制造的支架101的变形，其中支架结构包括穿过支架支柱108的一部分或更多部分延伸的集成导电层，并且其中电极131穿过集成导电层的暴露部分而被形成。如下面详细描述的，这种支架配置允许支架101的电极131组件，其将电极和导电电极轨道嵌入到支架网格或支柱本身内。这种配置减少或消除了使用固定方法(即粘合剂、胶水、紧固件、焊接等)将电极安装到支架的主体的需要。这种配置进一步减少或消除了将电极进一步焊接或电连接到线的需要。另一个好处是传统的线连接的电极需要将线配合在支架支柱周围并穿过支架的主体。
图38B示出具有集成电极131的支架结构101，其中支架结构在远端146处耦合到轴121。如本文所述，轴可以将电极131电耦合到如本文所述的一个或更多个控制单元(未示出)。在一个示例中，轴121可以包括导向线、将线推到其他管状结构，该管状结构包含在其中延伸的线或导电构件，并且在远端146处连接到支架的导电层。可选地，图38C和图38D示出支架101的变形，支架101可以被制造成使得轴121是支架结构的一部分或与支架结构成一整体，其中导电层穿过支架的一部分或全部延伸到轴121。这种构造进一步消除了对在支架的工作端处将轴联接到支架结构的需要。替代地，支架结构(形成轴)与分立轴的联接可以沿着设备在近侧移动。这种构造允许支架的工作端和轴保持柔性。如图38C和图38D所示的支架结构也可以包括如上面所讨论的可选的加强部分62。图38C进一步示出中空轴121，其允许通管针123穿过其插入以帮助设备的定位，或者允许线或其他导电构件穿过其耦合。此外，轴121可以包括提高穿过脉管系统的轴的柔性或可推动性的任何数量的特征119。
电极131与穿过该设备延伸的导丝的电连接可以通过一个或更多个连接焊盘(在构造上类似于下面描述的电极)的构造来实现，其中焊盘的尺寸确保与线/导丝的充分接触，焊盘的类型确保坚韧性并减少在被卷曲和附着时的轨道疲劳。包含焊盘的部分可以在例如远侧部分146处被压缩成管以实现线缆121的插入。
在某些变形中，连接焊盘应该能够穿过导管被装填。此外，连接焊盘132可以包括实现焊盘与在导丝上的触头对准的视觉确认的一个或更多个孔或开口。这些孔/开口还实现(在管121内部的)接触导丝和(在穿过孔跨越到外部的管的内部上的)接触焊盘的直接/激光焊接或粘附。
在一个示例中，同轴八丝线缆(即，位于具有8根线的外部线缆内部的具有8根线的内部线缆)用于增强抗疲劳性，并确保线可在约束内配合(即，可以通过足够小的导管被插入，并且可以根据需要具有内部通管针)。
图39A-39C示出用嵌入式电极和导电路径构造的支架结构101的一个示例。图39A仅为了说明的目的示出在具有在线性布置中的电极138的平面配置中的支架结构101的示例。显然，电极的任何配置都在本公开的范围内。特别地，在对神经应用有用的支架结构的那些变形中，支架结构可以包括传统上大于现有神经支架的直径。由于支架结构被永久地植入且同时需要电极靠着血管/组织壁的并置，这样的增加的直径可能是有用的。此外，在一些变形中，这种支架结构的长度可以包括高达且大于20mm的长度以适应沿着人运动皮层的期望放置。例如，设备的变形需要长到足以覆盖运动皮层和周围皮质区域的支架结构。这种长度通常对于旨在恢复血流或处理动脉瘤或其他医学疾病的现有介入设备不是需要的。此外，在某些变形中，在某些电极之间的电路径可以被隔离。在这种情况下，导电材料50可以从某些支架支柱中被省略以形成允许电极具有到接触焊盘或其他导电元件的导电路径的图样，但是导电路径与具有它自己的第二导电路径的第二电极电隔离。
将电极放置在特定的图样(例如，螺旋形配置或从彼此定向120度的三条线状(或螺旋形定向的)线的配置)可以确保使电极指向大脑的所部署的电极定向。一旦被植入，定向就在外科手术上是不可能的(即，该设备将被植入并且旋转起来将是困难的(如果不是不可能))。因此，该设备的变形将是合乎需要的，以具有在输送时面向大脑的期望区域的电极图样。
电极定型应具有足够的尺寸以确保高质量记录，并给出足够大的电荷注入限制(在刺激期间可通过电极而不损坏电极(这又损坏组织)的电流的数量)。尺寸也应足以允许通过导管系统的输送。
图39B和图39C示出沿线39B-39B截取的图39A的支架结构的横截面视图，以进一步示出使用MEMS(微机电系统)技术来沉积和构造薄膜设备以制造支架结构的制造技术的一种变形，其中电极和导电路径被嵌入到支架网格或支柱中。仅仅为了说明的目的，图39B和图39C中的支柱的间距被压缩。
如上面所讨论的，嵌入式电极和导电路径在设备的机械性能方面呈现优势。此外，电极的嵌入提供了增加安装在结构上的电极的数量的能力，使得导电路径(30-50μm x200-500nm)可以小于传统的电极线(50-100μm)。
可以通过使用牺牲层(58)作为初步支撑结构的特定图样(56)中通过磁控溅射沉积镍钛诺或其他超弹性和形状记忆材料(或用于沉积电极和触头的其他材料(包括但不限于金、铂、氧化铱))来执行薄膜支架的制造。支撑结构(54)的移除使薄膜能够使用UV光刻术进一步被构造，并且结构可以被设计成具有与使电极靠着血管壁固定所需的径向力相对应的厚度。
电极的电绝缘通过RF溅射和非导电层(52)(例如SiO)到薄膜结构(54)上的沉积来实现。电极和电极轨道(50)被溅射沉积到非导电层上(使用导电的和在生物医学上可接受的材料，包括金、Pt、Ti、NiTi、PtIr)，额外的非导电层沉积在导电轨道上用于进一步的电隔离和绝缘。如所示，导电路径50保持被暴露以形成电极138(类似地，接触焊盘区域可以保持被暴露)。最后，牺牲层56和基底被移除，留下支架结构101，如图39C所示。
在基座结构54包括超弹性和形状记忆材料(即镍钛诺)的某些变形中，支架结构101可以在高真空室中被退火以避免在退火过程期间的氧化。在热处理期间，无定形镍钛诺结构54结晶以获得超弹性，并且可以根据需要同时成形为圆柱形或其他形状。然后可以对结构101进行热处理。
图40A是沿图41B的线40A-40A截取的局部截面图，其示出了通过MEMS技术制造的支架结构101的额外变形，其中一个或更多个支架支柱108可以在尺寸上被改变以赋予支架结构101期望的结构或其他方面。例如，在所示的变形中，某些支架支柱108在尺寸上被改变，使得支撑材料60比相邻支架结构108具有更大的厚度。然而，这种尺寸变化不限于厚度，还可以包括宽度、形状等。
图40B示出从在尺寸上改变的支柱产生的支架结构101，导致包括(由增加的厚度产生的)更大刚度的支架结构101的正弦截面62。这种配置允许支架设备穿过导管被推动，而不是传统的要求被拔出(其中护套被在支架上方拉回)。传统支架由镍钛诺钻石或室(cell)的细网格制成。该正弦部分62可以像主干一样起作用，并且给设备提供向前的推动强度而不限制超弹性和支架压缩和膨胀能力。显然，在尺寸上改变的支柱部分的任何数量的变形在本公开的范围内。
图41A-41E示出连接器200的变形的各种方面，连接器200可以与支架(例如支架101)和插座(例如控制单元12)电通信。为了说明的目的，连接器200被示为与支架101和插座12隔离。如上所述，连接器200可以允许在电极和控制单元之间的电通信。
图41A示出连接器200可以具有双八丝线缆(也被称为同轴八丝线缆)。双八丝线缆可以具有第一线圈201(例如，内部线圈)和第二线圈202(例如，外部线圈)。第一线圈201和第二线圈202可以每个具有8根线141。或多或少地具有其他数量的线也是被理解的。第一线圈201可以被定位于第二线圈202的腔中。第一线圈可以被定位于内管145的腔中。第一线圈201和/或第二线圈202可以被定位于外管146的腔中。第一线圈201和第二线圈202可以是缠绕线圈。第一线圈201和第二线圈202可以是螺旋线圈。例如，第一线圈201可以沿着内管145的内表面缠绕，以及第二线圈202可以沿着内管145的外表面缠绕。如上所述，双八丝配置可用于增强抗疲劳性，并确保线可在约束内配合(即，可通过足够小的导管被插入，并可根据需要具有内部通管针)。
绝缘体(例如聚氨酯)可以覆盖线圈201、202的一个或更多个线141(即线141可以是绝缘的)。绝缘体(例如聚氨酯)可以位于第一线圈201和第二线圈202之间。例如，内管145可以是位于第一线圈201和第二线圈202之间的绝缘体。绝缘体(例如聚氨酯)可以覆盖第一线圈201和/或第二线圈202(即，第一线圈201和第二线圈202可以是绝缘的)。
第一线圈201可以具有小于、大于、或等于第二线圈202的长度的长度。例如，第一线圈201可以比第二线圈202长。第一线圈201可以具有小于、大于、或等于第二线圈202的直径的直径。第一线圈201和/或第二线圈202可以均具有一个或更多个直径。例如，第一线圈201可以具有两个直径，以及第二线圈202可以具有一个直径。第一线圈201可以具有第一直径和第二直径。第一直径可以对应于第一线圈201位于第二线圈202内的情况，以及第二直径可以对应于第一线圈201不位于第二线圈202内的情况(例如，其中它经过第一线圈201延伸)。其他布置也是被理解的。
尽管在图41A中未示出，但外部轴146可以包括触头151和间隔件174(例如绝缘体)。间隔件174可以被定位在触头151旁边以保持触头151彼此电绝缘。第一线圈201和第二线圈202中的线141可以电连接到触头151。例如，第一线圈201的8根线141和第二线圈202的8根线141均可以被电耦合到相对应的触头151。
第一线圈201可以允许通管针148(未示出)穿过它行进。例如，第一线圈201可以限定允许通管针148穿过第一线圈201的腔。第一线圈201的内表面可以是绝缘的和/或不绝缘的。
第一线圈201和第二线圈202可以具有缠绕部分和未缠绕部分。例如，第一线圈201和第二线圈202可以从缠绕部分过渡到未缠绕部分。缠绕部分具有螺旋线，而未缠绕部分可以具有直的、弯曲的(例如，具有一个或更多个弯曲部)和/或成角度的(例如，具有一个或更多个弯曲部)线。缠绕和未缠绕部分可以是柔性和/或刚性的。例如，缠绕部分可以是柔性的，以及未缠绕部分可以是刚性的。
第一线圈201和第二线圈202可以具有螺旋部分和非螺旋部分。例如，第一线圈201和第二线圈202可以从螺旋部分(例如，其中线141限定螺旋状物)过渡到非螺旋部分(例如，其中线141不限定螺旋状物)。例如，在非螺旋部分中的线141可以被解开以不再形成线圈。在非螺旋部分中的线141可以是直的、弯曲的(例如，具有一个或更多个弯曲部)和/或成角度的(例如，具有一个或更多个弯曲部)。螺旋和非螺旋部分可以是柔性和/或刚性的。例如，螺旋部分可以是柔性的，而非螺旋部分可以是刚性的。
第一线圈201和第二线圈202均可以具有一个或更多个通道。例如，第一线圈201和第二线圈202均可以具有8个通道。或多或少的其他数量的通道(例如，9至16个通道或更多)也是被理解的。其他数量的线圈，例如3个或更多个线圈，也是被理解的。例如，要理解的是，另一个线圈可以被位于第一线圈201的腔中和/或在第二线圈202的外部上。
图41B示出沿着线41A-41A截取的图41A所示的连接器200的横截面视图，以进一步示出双八丝线圈配置的第一线圈201和第二线圈202。图41B还示出第一线圈201可以在直径上逐渐增加203以匹配或否则接近第二线圈202的直径。逐渐增加203可以出现在沿着第一线圈201的长度的某处和沿着第二线圈202的长度的某处。例如，第一线圈201可以在第一线圈201的大约中点处和在第二线圈202的一端(例如，末尾端部)处逐渐增加203。例如，第一线圈201可以逐渐增加203以接触导丝151，例如使得尺寸均匀的导丝151可以被使用。第一线圈201可以逐渐增加203以附着到导丝151。然而，要理解的是，导丝151可以具有一个或更多个尺寸。在有或没有逐渐增加203的情况下，插座12可以在它里面具有梯级，使得插座12的触头175可以与接触第一线圈201的触头151接触。双八丝线缆的各种部件可以具有所示的各种尺寸(以英寸为单位)。
图41C示出图41A的连接器200的另一透视图，但是为了说明的目的使外轴146变得透明。如上所述，第二线圈202可以缠绕在内轴145周围，并且第一线圈201可以具有逐渐增加203。图41C示出第一线圈201和第二线圈202的8根线141可以具有末尾端部207。如所示，第二线圈202的线141可以首先终止，后面是第一线圈201的线141。第二线圈202的末尾端部207可以附着到连接器200的前8根导丝151，并且第一线圈201的末尾端部207可以附着到连接器200的第二8根导丝151。前8根导丝151可以更靠近连接器200的第一端部210a，以及第二8根导丝151可以更靠近连接器200的第二端部210b。任何连接顺序是被理解的，包括例如如所示从近侧到远侧(例如，从第一端部210a到第二端部210b)，从远侧到近侧，交替等的连接。末尾端部207可以如上所述电耦合到触头151(例如，通过焊接)。末尾端部207可以暴露于触头151以在导丝151和电极131、138之间建立电路径。
图41C还示出第二线圈202的螺旋角可以例如在位置204处改变。第二线圈202的螺旋角可以增加或减小。例如，螺旋角可以在第二线圈202与第一触头151接触的位置附近增加。第二线圈202的螺旋角的其他数量的或多或少的变化(例如，包括零变化到两个或更多个变化)，也是被理解的。
图41D示出图41A的连接器200的另一透视图，但是为了说明的目的使内轴145和外轴146变得透明。图41D示出第一线圈201的螺旋角可以例如在位置205处改变。第一线圈201的螺旋角可以增加或减小。例如，螺旋角可以在第二线圈202的最后一个末尾端部207与第八触头151电接触的位置附近增加。第一线圈16的螺旋角的其他数量的或多或少的变化(例如，包括零变化到两个或更多个变化)，也是被理解的。
图41E示出图41A的连接器200，其中导丝151和间隔件174被示出。导丝151和间隔件174可以以交替的模样相对于彼此被定位。如上所述，第一线圈201和第二线圈202的每根线141终止于触头151。线/丝状物141被暴露并附着(例如焊接)到导丝151的内表面(例如内径)。
如上所述，连接器200可以插入导插座12内和/或附着到插座12。如上所述，连接器200可以插入到插座12内。图41E示出连接器200可以具有可以与插座12接合和/或附着到插座12的保持构件206(例如，保持环206)。为了实现此，保持构件206可以形成环或环状结构，但是其他形状也是被理解的。例如，插座12可以被拧到保持构件206上。保持构件206可以具有内螺纹和/或外螺纹。例如，保持构件206可以包括定位螺钉。保持构件206可以具有比触头151之一更长的纵向尺寸。
保持构件206可以是刚性的，以在植入之前、期间和之后为连接器200提供结构支撑。连接器200的其他部分可以是柔性的，使得连接器200可以导航或以其他方式符合血管的弯曲度。例如，连接器200的在保持构件206和连接器200的第二端部210b之间的部分可以是柔性的(该部分在此也被称为导丝体)。连接器200的导丝体可以围绕6mm半径弯曲90度。或多或少的其他角度和半径，也是被理解的。连接器200(例如，连接器200的第二端部210b)可以围绕0.5mm的半径弯曲45度。或多或少的其他角度和半径，也是被理解的。连接器200可以环绕在1cm半径周围。或多或少的其他环半径也是被理解的。
在连接器200的导丝体部分中，线圈201、202可以被允许浮动，使得它们不嵌入绝缘体中。线圈201、202可以被嵌入在保持构件206内和/或导丝主体部分内的绝缘体中。间隔件174可以被包覆成型以确保在触头之间存在均匀的直径。
图41E示出引导线141可以延伸出连接器200的第一端部210a之外。延伸出连接器200的第一端部210a之外的引导线141可以被解开(例如展开)，使得每根线141可以单独连接到连接面板(例如下面描述的连接面板220)，或者以其他方式以线141的一束或多束144连接到连接面板。例如，引导线141可以从盘绕配置过渡到可以连接到连接面板的16个有尾端内。16个有尾端可以是直的和/或弯曲的。连接面板可以将连接器200电耦合到电极131、138。例如，图41E示出第一线圈201和第二线圈202可以被解开并分组成引导线141的三束144。或多或少的其他数量的束也是被理解的。来自第一线圈201和第二线圈202的线可以与第一线圈201的线141和/或第二线圈202的线141捆扎在一起。应理解的是，各根线141和一束或多束线144可以从连接器200延伸以与连接面板连接。线141可以在保持构件206内的某个维上和/或在连接器200的其余部分内的某个维上被解开/展开。从连接器朝着支架101延伸的线141和/或束144可以是刚性的和/或柔性的。
线141可以例如用激光焊接直接连接到支架101。例如，线141可以直接连接到支架101上的焊盘。线141可以例如用线焊间接地连接到支架101。例如，线141可以通过与中间焊盘的连接而间接地连接到支架101上的焊盘。支架101上的焊盘可以例如用跳线来线焊到中间焊盘。
图42示出图41A-41E的连接器200可以通过连接面板220电耦合到支架101的电极131、138。图42示出连接器200的线141可以通过连接面板220间接地连接到支架101。连接面板220可以具有电耦合在一起的第一面板(例如覆盖层)和第二面板(例如电极支架面板)。第一面板和第二面板均可以具有一个或更多个连接焊盘。焊盘可以由铂或其他导电材料制成。连接器200的线141可以电连接到第一面板的一个或更多个焊盘，以及支架101的导电路径(也被称为电极轨道)可以电连接到第二面板的一个或更多个焊盘。一个或更多个跳线可用于将第一面板焊盘电连接到第二面板焊盘。例如，一个或更多个跳线可以将第一面板焊盘电连接到第二面板焊盘。一个或更多个跳线可以将第一面板的焊盘电连接到第二面板的焊盘，从而将连接器200的导丝151电连接到支架101的电极131、138。将线/丝状物141附着到第一面板可以有利地提供比将线/丝状物141直接附着到电极支架焊盘(例如到第二面板焊盘)更稳定和可靠的连接。第一面板和/或第二面板可以例如通过焊接或其他附着方法附着到连接器200。第一面板和第二面板均可以具有16个焊盘。或多或少的其它数量的焊盘(例如，1个焊盘到32个或更多个焊盘)，也是被理解的。绝缘材料(例如环氧树脂)可以覆盖连接面板220。
可以使用多于一个连接面板220。例如，可以使用两个连接面板220。相对于仅仅使用一个连接面板220，对两个连接面板220的使用可以有利地使连接更容易并为线管理提供更多空间，因为当两个连接面板被使用时，不是所有16根线141都连接到相同的区域。当电极支架被推出输送系统时，多个连接面板的使用可以帮助向连接面板区域提供结构支撑。例如，多个连接面板的使用可以帮助分配当系统穿过输送系统(例如，导管)被推动时施加的力/轴向载荷。从处理和抗疲劳立场看，多个连接面板的使用也是有利的。
一个或更多个连接面板220可以与支架101的主干对齐。例如，一个或更多个连接面板220可以与支柱108、较厚的支柱108和/或与加强部分62对齐。
从双线圈201、202到朝着面板220延伸的导丝141的过渡可以包括如上所述解开/展开第一线圈201和第二线圈202。
连接器200(也被称为血管内可植入导丝)可以被配置成将神经接口传感器数据传输到可植入遥测单元(例如，控制单元12)。双八丝线圈201、202可以有利地经得起长期重复运动和由于颈部运动连同其他运动而造成的创伤。双八丝线圈201、202的使用可以有利地减少由于肌肉人为现象引起的噪声。
在支架上的焊盘可以通过多种方法(包括但不限于电阻焊接、激光焊接(每个都涉及在电极支架上的焊盘和导丝之间的直接接触)和/或线焊(在电极支架和导丝之间通过中间焊盘的连接))连接到导体主体中的导体。
图43A-43F示出连接面板220的一部分的变形的各种视图。如所示，连接面板220可以具有附着到支架101的一部分(例如第二面板224)的第一面板222(例如，覆盖层)。第二面板224可以是连接桨。第二面板224可以与支架101集成或附着到支架101。第二面板224可以具有多个焊盘(未示出)和多个电极轨道236。电极轨道236可以电连接到第二面板224的焊盘。第一面板222可以具有多个焊盘226和多个开口228(也被称为窗口或孔)。焊盘可以由铂或其他导电材料制成。开口228可以与支架101上的焊盘对齐或否则放置在焊盘上。第一面板222可以具有相同数量或不同数量的焊盘226和开口228。例如，第一面板222可以具有16个焊盘226和16个开口228，但是或多或少的其他数量的焊盘和开口(例如，1至32个或更多个焊盘和开口)也是被理解的。作为另一个示例，第一面板222可以具有比开口228更多的焊盘226。作为又一示例，第一面板222可以具有比开口228更少的焊盘226。支架101可以具有与在第一面板222中的开口228的数量相同或不同数量的焊盘。例如，支架101可以具有16个焊盘，以及第一面板222可以具有16个开口228。作为另一个示例，支架101可以具有16个焊盘，以及第一面板222可以具有少于16个开口228(例如，4个或8个开口)。
图43A和图43B示出窗口228可以具有相对于焊盘226的横截面积减小的横截面积。这可以有利地增加/优化在第一面板222上用于线管理的操作空间。焊盘226和窗口228可以布置在各种图样中以增加/优化在第一面板上用于线管理的操作空间。图43A和图43B所示的图样是非限制性的，因为焊盘和窗口226、228的任何合适的图样是被理解的。焊盘226和开口228可以具有例如在图43G中(在与图43A和图43B相同的图上)所示的各种尺寸(以毫米为单位)。
图43C和图43D示出可以在支架101上的焊盘和覆盖层222上的焊盘226之间形成线焊230。图43D是在截面43D-43D处的图43C的线焊230的放大视图。一根或更多根线232可以穿过每个窗口228。例如，在图43C和图43D中示出穿过两个不同窗口228的两根线232。
图43E和图43F示出线141可以附着(例如焊接)到在覆盖层222上的焊盘226。图43F是在截面43E-43E处附着到图43E的焊盘226的线141的放大视图。绝缘材料234(例如环氧树脂)可以覆盖线141的至少一部分。
图44A-44D示出用于线焊到支架101的覆盖层222的变形。覆盖层222可以具有所示的各种尺寸(以英寸为单位)。图44A-44D的覆盖层222类似于图43A-43F的覆盖层222，除了焊盘和开口226、228的图样是不同的并且开口228是更大的以外。图44C是在截面43C-43C处的图44A的焊盘226之一的放大视图。图44D是在截面44D-44D处的图44A的开口228的放大视图。焊盘和开口226、228可以具有所示的各种尺寸(以英寸为单位)。线焊焊盘可以被放置在特定的位置上以使所有16个电极轨道都能够以足够的间隔在900μm宽度内配合，使得不需要的电连接被避免。覆盖层222可以具有相似的宽度以使实现通过1mm内径导管的部署。
图45A和图45D示出用于线焊到支架101的覆盖层222的变形。图45A示出覆盖层222的俯视图，以及图45B示出覆盖层222可以被放置在支架101的具有焊盘的部分上。支架的焊盘可以通过电极轨道236电连接到电极131(未示出)。焊盘和开口226、228可以具有所示的各种尺寸。这个设计以及对在支架101上的焊盘的类似变化可以有利地允许焊盘226到线焊孔228的线性附着，这可以使制造连接面板220比例如与图44A-44D相关联的连接面板变得更容易。
图43A-45D示出线141可以例如用线焊间接地连接到支架101。线141可以通过到在覆盖层222上的中间焊盘226的连接来间接地连接到在支架101上的焊盘。这种中间连接方法可以有利地允许更粗/更强的线141被使用来将导丝200连接到覆盖层222。从覆盖层222到支架101的焊接可以克服对具有要焊接的少量铂的支架101的限制。这相对于例如激光焊接是有利的，因为激光焊接通常需要更多的材料，其在焊接期间熔化以形成池。使用少量材料，熔化的池可以使轨道材料被向上吸进池内，使轨道在制造期间断裂。
图46A-46F示出具有各种电极131的配置的支架101的变形。这些支架101中的每一个都可以有利地定位电极131，使得不管支架101被输送到血管中的方式如何，在从压缩配置膨胀时，总是有指向大脑的信息丰富区域(例如运动皮层、感觉皮层，等等)的足够的电极131。为了说明的目的，支架101被示为没有将电极131电耦合到导丝的任何连接结构或者如上所述允许在电极131和控制单元12之间的电通信的其他这种结构。
如所示，电极131可以在各种位置上散置在支架101的主体周围。图46A-46F示出支架101可以具有一个或更多个室尺寸(cell sizes)和/或形状(例如菱形、V形，等等)。例如，支架101可以具有比它们的宽度更长(L>W)的室。这可以有利地允许更大的压缩，并减小将支架101缩回到输送器械(例如，通管针或输送导管)中所需的力，并减小从输送器械内部署支架101所需的力。支架101可以具有比它们的长度更宽(W>L)的一个或更多个室。支架101可以具有比它们的宽度(L>W)更长的一些室和一些比它们的长度(W>L)更宽的室。这种室变形可以有利地适应各种血管生理学。
如上所述，一个或更多个电极131可以附着到支架101、嵌入支架101内、和/或以其他方式与支架101集成。例如，支架101可以具有一个或更多个集成导电层(也被称为电极轨道和电气轨道)。电极轨道可以具有从大约200μm到大约1000μm的厚度。或多或少的其他轨道厚度以及更窄或更宽的其他范围，也是被理解的。具有这些厚度的电极轨道可以有利地降低电极轨道的电阻，并提供用于焊接的更多的材料(在连接端处)。在图46A-46F中，电极轨道厚度是进入页面内的尺寸(即，不是宽度或长度，其可以保持恒定以减小电极支架支柱的总厚度，其中存在多个轨道，例如在图的最左边上的叉302)。支柱108的厚度(即在绝缘层和电气轨道下面的材料)可以从大约50μm到大约100μm，例如50μm、85μm或100μm。或多或少的其他支柱厚度以及更窄或更宽的其他范围，也是被理解的。支柱108的厚度可以沿着支架101逐渐地或以逐步方式增加或减少(例如，从50μm逐渐增加到85μm或从50μm逐步增加到85μm)。相对于较薄的支柱，较厚的支柱可以具有较大的径向和轴向力。因此，较厚的支柱可以有利地增加在支架101和血管壁之间的附着。因此，较厚的支柱可以增加支架101向前被推动和从输送器械(例如，导管)内部署的能力。支架101可以在支架101的近端上的叉302附近是最厚的，并且可以在支架101的远端处是最薄的。支架101可以从近端到远端变得更薄。支架101可以具有任何合适的厚度，包括恒定的厚度。
当支架108处于它们的膨胀配置时，图46A-46F所示的支柱108和室的配置可以增强在电极131和组织或血管壁之间的并置。支柱和电极配置108、131可以有利地允许支架101被压缩到导管中。支柱和电极配置108、131可以有利地允许支架101在导管中被压缩之后膨胀。室(例如，它们的尺寸和/或形状)和电极131的位置可以允许支架101压缩和/或膨胀，使得支柱和电极108、131物理上不干扰支架101的压缩和/或膨胀。例如，室和电极131的相对位置可以允许支架101压缩和/或膨胀而不在部分压缩配置或部分膨胀配置中被卡住。室和电极131的位置可以有助于防止电极131和支柱108在支架101的压缩或膨胀期间变得彼此绊住。单元和电极131的相对位置可以便于支架101的膨胀和/或压缩。支柱可以是弯曲的和/或直的。限定室的支柱可以是弯曲的和/或直的。
为了减少从支架101到外部装备的导丝/线的数量，可以使用多路复用单元(未示出)。多路复用单元可以放置在支架101的连接面板/桨状物(例如，第二面板224)上。多路复用单元可以放置在支架101上，例如支柱108上。可以使用一个或更多个多路复用器。多路复用单元可以足够小，从而它不阻碍支架101的径向力和柔性。多路复用可以减少所需的线的数量。一个或更多个线可以与多路复用器一起使用来根据需要在电极131之间供电和切换。支架101可以无线地被供电。
图46A-58D示出支架室(stent cells)的各种布置，但任何开室(open cell)配置被认识到。此外，尽管未示出，一个或更多个支架室可以是闭合的，使得在室中没有开口。为了说明的目的，图46A-58D所示的支架101被示为具有各种长度和各种数量的电极131。然而，或多或少地更大或更小的其他长度以及其他数量的电极，也是被理解的。图46A-58D所示的支架长度不是限制性的。可以例如通过在纵向上包括更多的支架来增加支架101的长度。例如，可以通过增加室的数量和/或通过增加室的长度和/或宽度来增加支架101的长度。类似地，可以例如通过在纵向方向上有更少的支架来减小支架101的长度。例如，可以通过减少室的数量和/或通过减少室的长度和/或宽度来减小支架101的长度。图46A-58D中的开室设计也仅为了说明目的。所示的室布置可以被重复、改变、和/或修改以实现支架101的期望长度和/或期望的开室设计。图46A-58D示出各种室形状和尺寸，但支架101的任何开室配置被认识到。例如，在图46A-58D中的任何室可以彼此组合以形成支架(例如支架101)。可以根据需要增加或减少在图46A-58D中的电极的数量。例如，在图46A-58D中的支架101可以具有在1和32之间的或更多的电极131(在图中的电极131的数量仅是示例性的)。以这种方式，支架101可以有利地适应各种血管生理学，并且在一个或更多个位置上感测和/或刺激各种组织。
支架101可以具有电极131的一个或更多个部分。一个或更多个部分可以由支柱108的有或没有电极的一个或更多个部分间隔开。
如上所述，在本文公开和设想的支架101(例如在图46A-56D中所示的支架101)可以刺激和/或感测媒介(例如，组织和/或流体)的各种活动。例如，支架101可以刺激和/或感测在血管的腔内的流体的活动、血管本身的活动、和/或在血管外的媒介(例如，组织和/或流体)(例如大脑的运动皮层和/或感觉皮层)的活动。
图46A示出支架101可以具有如所示布置的七个电极131。或多或少的其他数量的电极(例如，在1个和32个之间的或更多的电极)，也是被理解的。七个电极131可以径向地跨越血管的长度而没有电极重叠。例如，七个电极131可以径向地跨越8mm血管的长度而没有电极重叠。七个电极131可以在沿着支架101的长度的不同的径向位置处，使得当支架101在血管中膨胀时，不存在电极131的重叠。七个电极131可以在沿着支架101的长度的不同的周界位置处，使得当支架101在血管中膨胀时，不存在电极131的重叠。如上所述，这可以有利地确保支架101具有足够数量的电极131，其在从压缩配置膨胀时指向大脑的信息丰富区域(例如，运动皮层、感觉皮层，等等)。
图46A示出支架101可以具有大室和小室。小室可以在大室内。支柱108可以限定室。一些支柱108可以限定小室的至少一部分和大室的至少一部分。一些支柱108可以限定小室的至少一部分或者大室的至少一部分。电极131可以位于小室和/或大室上。例如，电极131可以与小室集成。电极131可以位于小室上的任何位置。例如，电极131可以位于小室的顶点处。电极131可以位于支柱108上的任何位置。如所示，电极131可以位于小室的远侧纵向顶点处。虽然未示出，但电极131可以位于远离远侧纵向顶点(包括例如横向顶点和近侧顶点)的小室的一部分上。电极131可以间接地耦合到大室。小室可以为了有利的电极放置而在大室内部，并有助于电极-血管壁并置。支架101可以具有在顶部上的一整套小闭合室，用于支架重叠(例如，图46A中的顶行小闭合室)。小室可以具有室长度L和室宽度W。支架101可以具有总长度TL和总宽度TW。图46A中的配置可以增强在电极131和血管壁的组织之间的并置。
图46B示出支架101可以具有如所示布置的十六个电极131。或多或少的其他数量的电极，也是被理解的。为了神经记录和刺激效率，电极131可以以双极对被定位。双极对布置可以有利地实现从一个电极到另一个电极(例如，在任两个电极131之间)的直接刺激或记录。这可以从在形成双极对的电极131之间的区域(与电极131和远处的地相对，第二或返回电极放置在支架之外)中的大脑的焦点区域引出响应或记录信号。电极131可以彼此独立。电极131可以被成对地使用。例如通过在电极131之间切换，电极131可以多对被使用。电极131可以成对地被使用，并且可以彼此独立。图46B中的配置可以增强在电极131和血管壁的组织之间的并置。
图46C示出支架101可以具有如所示布置的14个电极131。或多或少的其他数量的电极，也是被理解的。电极131可以以双极对被定位。图46C的支架101类似于图46B的支架101，不同之处在于双极电极对被构造成一个电极安装在开室上而另一个电极以开室形式安装到该电极以增强电极并置，同时确保在电极之间的已知距离。
图46D示出支架101可以具有如所示布置的16个电极131。或多或少的其他数量的电极，也是被理解的。电极131可以以双极对被定位。图46D示出支架101可以具有直的单支柱双极对开室设计。电极131可以被安装在开室支柱的内部，双极对电极131与单个线性支柱108连接。这可以减少所需的材料的数量(例如，与图46C所示的支架101所需的材料的数量相比)。图46D中的配置可以增强在电极131和血管壁的组织之间的并置。
图46E示出支架101可以具有如所示布置的16个电极131。或多或少的其他数量的电极，也是被理解的。电极131可以以双极对被定位。支架101的室可以具有所示的形状。电极可以具有所示的位置，但是在支柱108上的限定室的任何位置是被理解的。支架101可以是柔性的，并且比图46A-46D所示的支架101需要更少的材料。图46E中的配置可以增强在电极131和血管壁的组织之间的并置。例如，图46E中的配置可以将血管壁并置在保持超弹性的血管索(vascular chordae)周围，至少部分地为大开室设计。
图46F示出支架101可以具有如所示布置的十六个电极131。或多或少的其他数量的电极，也是被理解的。图46F的支架101类似于图46A的支架101，不同之处在于图46F的支架101可以具有更大的长度并且被示为具有更多的电极131。
图47A-47F示出具有各种电极131配置的支架101的变形。图47A-47F的支架101类似于图46A-46F的支架101，不同之处在于不同的室配置和电极131的位置。图47A-47F示出支架101可以具有彼此偏移(例如偏移角度304)的支柱交联109。偏移交联109可以有利地允许支架101被压缩而没有任何支架重叠。这又可以有利地允许通过防止或以其他方式减小当支架101膨胀时室和/或电极131变得彼此缠住或绊住的风险而更使支架101容易膨胀。为了说明的目的，图47A-47E中的支架101用线性地布置的支柱108示出，形成各种菱形和直线形的室。然而，支架101的室可以如图47A-47F的左下插图中所示的成形，这类似于图46A-46F的小室，不同之处在于上述偏移角度304。偏移角度可以是例如101度(例如101.3度)，但是或多或少的其他偏移角度(例如80度至120度，或更窄或更宽的范围)，也是被理解的。
图47A-47F示出室的长宽比可以是7:5。7:5的比有助于确保支架101能够压缩和膨胀。
图47A-47F示出支架101可以具有分叉角302。图47A示出支架101可以具有第一分叉角302F和第二分叉角302S。第一分叉角302F和第二分叉角302S可以彼此相同或不同。如所示，可以例如在中心轴和从连接面板224延伸的第一支柱和第二支柱(未单独地标记)之间测量第一分叉角302F和第二分叉角302S。第一分叉角302F和第二分叉角302S可以每个是从大约30度到大约50度。例如，第一分叉角302F可以是大约41.5度，以及第二分叉角302S可以是大约35.5度。或多或少的其他分叉角以及更窄或更宽的其他分叉角范围，也是被理解的。分叉角302可以有利地允许支架101的更容易部署(例如膨胀)和缩回(例如压缩)。
图47B示出支架101可以具有如所示布置的十六个电极131。或多或少的其他数量的电极，也是被理解的。十六个电极可以布置在具有两个或更多个“横档”的梯子样式中。例如，16个电极可以布置在具有2-4-4-5-1图案的电极131的五个横档中。支架101可以具有任何数量的横档和在每个横档中的任何数量的电极131，包括具有2-4-5-5电极图案的四个横档。作为另一个示例，图47C示出支架101可以具有布置在具有1-3-3-4-5电极图案的5个阶梯横档中的16个电极。图47C的1-3-3-4-5图案相对于较短的阶梯配置(例如图47B的2-4-5-5图案)可以有利地提供额外的电评估长度(例如，刺激和/或记录长度)。阶梯样式可以有利地帮助输送直通血管扭曲，并且实现血管索的导航，同时确保电极并置和自膨胀。
图47D示出支架101可以具有如所示布置的十个电极131。十个电极131被显示在1-2-2-2-3五横档阶梯图案中，但是具有十个电极的任何梯子图案也是被理解的。支架101可以具有类似于上面参考图46A描述的大室和小室的相对室尺寸。
图47E示出支架101可以具有如所示布置的十六个电极131。图47E示出支架101可以具有在支架101的边界(例如，周界)上的更大的室和更靠近支架101的中心(例如，在中心中)的更密集的室。室和电极131的这个布置可以有利地提供更靠近支架101中心的用于记录或刺激的增强区域。如所示，电极131可以布置在八横档1-2-3-2-3-2-1-2阶梯图案中，但是具有十六个电极131的任何阶梯图案是被理解的。
图47F示出支架101可以具有布置在具有2-1-4-2-2-3-2电极图案的7个阶梯横档中的16个电极。图47F的2-1-4-2-2-3-2模式可以相对于较短阶梯配置(例如相对于图47B-47D的阶梯图案)有利地提供额外的电评估长度(例如，刺激和/或记录长度)。图47F示出有助于输送、缩回和部署的分叉角302F、302S、用于提高输送能力和减少重叠的倾斜电极位置、用于重叠和径向力的交错室、用于输送能力和自膨胀的室纵横比。
为了说明的目的，在上面描述的图46A-47F和下面描述的图48A-48B、图46B-46C、图51B、图52B、图53B-53C、图54A-57和图58C中的支架101被示为扁平的，使得室、支柱108、电极131、和/或电极轨道236可以容易被看到。然而，支架101实际上是弯曲的(例如，当在压缩和/或膨胀配置中时)。支架101的顶部可以直接连接到支架101的底部(如图46A-47F所示的顶部和底部)以形成可以对血管壁施加径向向外的力的圆柱形管状支架结构。支架101的顶部可以在周围弯曲以与支架101的底部相遇(在有或没有永久附着的情况下)。支架101的顶部和底部的一部分可以重叠或者在其之间可以有间隙。
图48A-48D示出支架101的变形。图48A示出支架101可以具有如所示布置的八个电极131。支架101可以具有近端250和远端260。近端250可以包括如上所述的第二面板224。第二面板224可以具有支架焊盘238。图48B示出具有电极轨道236的图48A的支柱108。为了说明的目的，支架101在图48A和图48B中示出为扁平的，但可以如上所述是弯曲的。图48C是图48A的支架101的近端250在截面48C-48C处的放大视图，并示出电连接到支架焊盘238的电极轨道236。覆盖层222可以放置在支架焊盘238上。图48D是图48A的电极131在截面48D-48D处的放大视图。
图49A-49C示出具有如所示布置的七个电极131的支架101的变形。图49A-49C的支架101类似于图46A的支架101。图49A示出在膨胀配置中的具有弯曲剖面的支架101的透视图。图49B示出在扁平配置中的支架101。图49C示出具有电极轨道236的图49A和图49B的支柱108。图49B和图49C示出支柱108可以从远端260到近端250变得更厚，例如以在多个电极轨道236合并到公共支柱内时容纳它们和/或增加支架101的轴向和径向力/弹性。在公共支柱上的多个电极轨道236可以彼此平行。
图50A-50C示出连接到连接面板220的支架101的变形的前透视图、后透视图和俯视图。支架101可以具有如所示布置的八个电极131。
图51A和图51B示出具有如所示布置的八个电极131的支架101的变形。图51A示出在膨胀配置中的具有弯曲剖面的支架101的透视图，而图51B示出在扁平配置中的支架101。支架101可以具有加强部分62。如所示，来自每个电极131的电极轨道236可以合并到加强部分62中。在加强部分62中的多个电极轨道236可以彼此平行。一些支柱108和/或加强部分62可以从远端260到近端250变得更厚。支架焊盘238可以直接连接到连接器200(未示出)的引导线141。支架焊盘238可以间接地连接到连接器200(未示出)的引导线141。
图52A-52C示出具有如所示布置的十六个电极131的支架101的变形。近端250可以包括如上所述的第二面板224。第二面板224可以具有支架焊盘238。图52A示出在膨胀配置中的具有弯曲剖面的支架101的透视图，以及图52B示出在扁平配置中的支架101。支架101可以具有加强部分62。图52B示出一些电极轨道236可以合并到顶部、底部、或中间支柱108、或任何其他支柱中。中间支柱108可以是加强部分62。一些支柱108和/或加强部分62可以从远端260到近端250变得更厚。图52C是图52A和图52B的支架101的近端250的放大视图，并示出电连接到支架焊盘238的电极轨道236。覆盖层222可以被放置在支架焊盘238上。支架焊盘238可以直接连接到连接器200(未示出)的引导线141。支架焊盘238可以间接地连接到连接器200(未示出)的引导线141。
图53A-53D示出具有如所示布置的十六个电极131的支架101的变形。图53A示出在膨胀配置中的具有弯曲剖面的支架101的透视图。图53B示出在扁平配置中的支架101。图53C示出具有电极轨道236的图53A和图53B的支柱108。图53C示出一些电极轨道236可以合并到顶部支柱中，并且一些电极轨道236可以合并到底部支柱中。图53D是图52A和图52B的支架101的近端250的放大视图，并且示出电连接到支架焊盘238的电极轨道236。
图54A和图54B示出支架101的变形。图54A示出支架101可以具有如所示布置的八个电极131。或多或少的其他数量的电极也是被理解的。图54B示出具有电极轨道236的图54A的支柱108。图54B示出一些电极轨道236可以合并到顶部支柱中，并且一些电极轨道236可以合并到底部支柱中。
图55A和图55B示出支架101的变形。图55A和图55B的支架101类似于图54A和图54B的支架101，不同之处在于图55A中的室具有均匀的尺寸。
图56A-56D示出没有电极轨道的支架101的各种变形。支架101可以具有如所示布置的电极131。或多或少的其他数量的电极也是被理解的。图56C示出支柱108可以分别具有第一部分108i、第二部分108ii、第三部分108iii、和第四部分108iv，其中支柱第一部分108i的厚度大于支柱第二部分108ii，其中支柱第二部分108ii的厚度大于支柱第三部分108iii，其中支柱第三部分108iii的厚度大于支柱第四部分108iv、或其中支柱108具有或多或少的部分的任意组合。例如，第一部分108i、第二部分108ii、第三部分108iii、和第四部分108iv可以分别具有例如大约0.33mm、大约0.29mm、大约0.21mm、大约0.13mm的厚度。
图57示出支架101的网格结构的变形。
图58A-58C示出具有如所示布置的十六个电极131的支架101的变形。图58A-58C的支架101类似于图47F的支架101。图58A和图58B示出在膨胀配置中的具有弯曲剖面的支架101的透视图和侧视图。弯曲剖面可以具有间隙240。图58C示出在扁平配置中的支架101。支架101可以具有图58C所示的各种尺寸(以毫米为单位)。
在本文公开和/或设想的任何支架101可以是无线支架(也被称为无线电极系统)。支架101可以具有一个或更多个无线发射机(例如，图31的无线发射机1002)。无线发射机可以附着到支架101或者与支架101集成在一起。无线发射机可以是单独的设备和/或可以是支架101的一个或更多个电极131的布置。例如，一个或更多个电极131的布置可以形成可以发送和/或接收信息的无线天线。电极131可以记录或拾取神经信息，并将该信息转送到无线发射机。这个所记录的信息可以通过颅骨无线地传输到无线接收机(例如，图31的无线接收机1004)。无线接收机可以对所获取的神经信息解码并向设备例如假肢或视觉假体传输所获取的神经信息。
无线支架(例如支架101)可以被配置成传输功率和数据。功率可以无线地传输到无线支架以操作支架的电路，并且数据可以从无线支架无线的传输到例如控制单元(例如控制单元12)。除了无线功率之外或代替无线功率，支架可以由压电能量发电机进行供电，该压电能量发电机由血流和/或由血管收缩和扩张生成能量。
无线支架系统可以是完全或部分地无线的。完全无线意味着没有支架(例如支架101)的部分(包括电极131和无线电路)在植入之后延伸出血管壁之外。半无线意味着支架(例如支架101)的至少一部分、电极131和/或无线电路在植入后延伸出血管壁之外。图31的支架101是完全无线支架系统的一个示例。如图31所示，整个设备(支架和电子设备)可以在血管内，或否则随着时间的推移变得嵌在血管内。图2A的支架101是半无线系统的一个示例，其中无线电子设备位于在胸部区域中的血管外部。图2A的系统类似于例如起搏器，其中无线系统位于血管外部。半无线系统可以具有从血管内部传到血管外部的线。
如上所述，支架101可用于抵靠血管壁支撑电极131。无线支架系统可以具有一个或更多个支架(例如，支架101)，例如在一个和十个支架之间(例如，1个、2个、或3个或更多个支架101)。或多或少的其他数量的支架以及更窄或更宽的范围，也是被理解到的。如果无线电子设备不能安装在具有电极131的第一支架101上或与具有电极131的第一支架101集成(例如，由于空间或功能要求)，则无线电子设备可以安装在第二支架101(例如，其可以具有与第一支架101相同或不同数量的电极，或者没有电极)上或与第二支架101集成。这种多支架系统(例如，双支架系统)可以有利地将电路从血管的中心带走，其中电路具有引起闭塞或阻塞的机会。双支架系统的第一支架和第二支架可以有利地形成偶极天线，这可以改善系统的无线传输。第二支架可以在颅骨下直接(但不是电气地)连接到第一支架，或者可以放置在颈部中，系到第一支架。其他布置(例如，第一支架和第二支架可以电连接到彼此)也是被理解到的。将第二支架放置在颈部中的好处包括到身体表面的距离的减小。在颈部中的放置也被预期对神经信号的采集和放大造成较小的干扰。
该系统(例如，系统10)可以具有与遥测单元(例如，控制单元12)有线和/或无线通信的一个或更多个支架101。例如，该系统可以是用于癫痫的诊断、预测和治疗的血管内遥测和闭环皮质记录和/或刺激系统。用于癫痫的血管内遥测系统(也被称为癫痫护理系统)可以有利地24小时/天、7天/周记录大脑活动。这个24/7监测向医生和患者以同样的方式提供关键的优势，因为在传统上治疗医生确定患者正遭受的癫痫发作的次数的能力取决于患者记录癫痫发作日记，其可能并且众所周知地是不准确的。了解在患者中出现的癫痫发作的次数和性质在确定医生对抗癫痫治疗的正确剂量时很关键，这是血管内遥测系统提供的。癫痫护理系统可以接收可以调节药物/药治疗剂量的输入。
为了记录遥测数据，支架101可以被植入皮质静脉目标(包括横窦)中以为了癫痫发作检测而实现对感兴趣皮质区域(包括颞叶)的接近。支架101可以是可植入遥测单元(ITU)或可以是遥测单元的一部分。ITU可以容纳24/7收集大脑记录的数据单元。ITU可以被用户或医生无线地访问以便查看感兴趣的时间段内的神经信息。ITU可以无线地被接近，以用于对神经信息的实时评估。例如，在较高风险的时期中(包括患者不舒服或必须做出对他们的治疗方案的修改时)，医生能够实时地评估神经信号。由ITU收集的神经数据可以流入允许各种实时功能的一系列应用内。例如，所收集的神经数据可以被传送到应用神经数据的软件分析的第三方应用(包括用于癫痫发作预测)。以这种方式，所收集的数据可以对第三方用户变得可用以在使用所收集的数据时对患者生成信息或调制信息。癫痫护理系统可以有闭环反馈。例如，所收集的数据可以在输入回路中被利用到治疗输送系统(包括迷走神经刺激器、药物输送系统)内，以基于包含实时癫痫发作检测的数据来实现精确的剂量确定。癫痫护理系统可以执行神经调节。例如，响应性神经刺激可以通过本文描述的具有支架101的血管内系统来实现。这可以有利地通过利用支架系统来实现闭环系统以通过横越血管壁(例如，从一个或更多个支架101的一个或更多个电极131)记录和刺激来输送治疗以实现癫痫发作终止。
图59A-59C示出具有连接到遥测设备12的蛇形和横档设计的遥测单元导丝400。例如，如果导丝太长，蛇形和横档设计可以有利地减少缩短导丝400所需的手术操纵。通常，通过将导丝缠绕在自身上来缩短导丝；然而，这种缠绕可能引起疲劳，因为导丝在自身上摩擦并磨损，和/或可能在手术期间需要在肌肉内的更大的切口。蛇形和横档设计防止/避免了这些风险。如图59A-59C所示，遥测单元导丝400可以是被卷曲成由一个或更多个横档402连接的蛇形状404的设定总尺寸(例如，总长度)。横档402可以由硅树脂或具有一些伸缩性的其他生物相容性材料制成。如果更长的导丝是需要的，则一个或更多个横档402可以被分离(例如，通过外科切割或其他方式)，使得导丝长度可以被增加。以这种方式，通用遥测单元导丝400的长度可以对于患者和在手术期间的遥测设备12的手术放置被裁制/定制。例如，图59A-59C示出可以例如在手术期间通过分离四个横档402来将导丝长度从L1增加到L2。一个或更多个横档402(例如，一个、两个、或三个或更多个)可以被放置在导丝400的蛇形部分404的中心或在左边缘和/或右边缘上，或者在其之间的某处。
如上所述，遥测单元(例如，控制单元12)可以往来于外部装置16传送信息(使用电线或无线地)，外部装置16可以包括(但不限于)下列项中的一个或更多个：(a)外骨骼；(b)轮椅；(c)计算机；和/或(d)其他电气或机电设备。
例如，图60a-60d示出具有被植入人脑的血管(例如横穿人的上矢状窦的血管)中的支架101的系统10的变形。图60a示出系统10，以及图60b-60c示出如所示的系统10的三个放大视图。支架101可以例如经由颈静脉被植入覆盖初级运动皮层的上矢状窦(SSS)内，以被动地记录脑信号和/或刺激组织。支架101可以记录和解释与移动的意图相关联的脑信号，使得由于神经损伤或疾病而瘫痪的人能够交流、提高移动性并且通过辅助技术(例如计算机软件和/或装置16(例如机器人上肢假体、电动轮椅，等等))的直接脑控制来潜在地实现独立。如贯穿本公开所述的支架101的其他应用也是被理解到的。
系统10可以具有一个或更多个遥测单元。系统10可以具有一个或更多个内部和/或外部遥测单元。图60a和图60d示出该系统可以具有与外部遥测单元15有线或无线通信的内部遥测单元(例如，控制单元12)。例如，外部遥测单元15可以越过用户的皮肤无线地连接到内部遥测单元12。内部遥测单元12可以与支架101无线或有线通信。例如，图60a-60d示出支架101可以通过通信导管14电连接到内部控制单元12。通信导管14可以是支架导丝。如图60c所示，支架导丝可以从支架101延伸，穿过颈静脉的壁，并在皮肤下隧穿到锁骨下囊。以这种方式，通信导管14可以便于在支架101和内部控制单元12之间的通信。
如图60a-60d(以及图1-2B)所示，一个或更多个遥测单元可以位于/植入用户的胸部中和/或位于/植入用户的胸部上。然而，遥测单元可以位于任何合适的位置上。例如，遥测单元可以位于/植入用户的耳朵后面。例如，一个或多个遥测单元可以位于/植入用户耳朵后面，或在图60a所示的位置19处，或以其他方式靠近图60a所示的位置19。相对于在胸部中和/或上的放置，将控制单元定位在用户的耳朵后面可以有利地减少由于颈部和肌肉运动而引起的伪像和噪声，例如因为通信导管14(例如支架导丝)不需要位于用户的颈部中。
内部遥测单元12可以连接到一个或多个外部装置16。内部遥测单元12可以连接到一个或多个内部装置(未示出)，例如，部分地或完全植入人的身体内或上的视觉假体和其他可控设备。外部遥测单元15可以连接到一个或多个外部装置16。外部遥测单元15可以连接到一个或多个内部装置(未示出)，例如，部分地或完全植入人的身体内或上的视觉假体和其他可控设备。
如上所述，系统(例如，系统10)可以具有一个或更多个支架101。支架101可以与遥测单元(例如，控制单元12)有线和/或无线通信。支架101可以记录和/或刺激与视觉相关的皮层的区域。例如，该系统可以是具有一个或更多个支架101的血管内视觉假体神经接口。支架101可用于进入枕叶中的皮层(例如初级视皮层)的深折叠区域，这些区域不能通过开放性脑手术到达，并且不能通过当前技术(即直接植入到枕叶的皮层表面上的技术)被瞄准。图34示出用于使用设备100来刺激和记录来自患者的视皮层的神经元的神经信息或刺激的方法，其包括以下步骤：(a)将该设备植入患者的视皮层的血管中；以及(b)根据接收到的刺激数据来记录与血管或刺激神经元相关的神经信息。支架101可以植入上矢状窦和/或横窦内以有利地实现对感兴趣的枕部区域的经血管刺激，但是任何植入位置是被理解到的。来自视觉世界的信息可以在视频捕获中被捕获。该信息可以被转换成刺激算法。转换后的信息可以经由一个或更多个支架101经由刺激被传递到枕叶。视觉假体系统可以包含通过一个或更多个支架101嵌入横窦和上矢状窦的壁内的大量电极。
一个或更多个支架101可用于针对深部脑刺激治疗的血管内神经接口系统。为了导丝的植入，目前的深部脑刺激需要颅骨切开术。颅骨切开术过程与包括出血的各种并发症和风险相关。支架101可以消除对颅骨切开术的需要。支架101可以通过在大脑中的深静脉和动脉血管进入适合作为深部脑刺激的目标的深部结构。导管可用于进入深层血管。支架101可以实现对所瞄准的脑组织的刺激。将血管内导丝植入深部结构内可以实现对脑组织的刺激。本文公开的支架101和系统可以用深度脑刺激治疗一系列病症，包括帕金森氏病、肌张力障碍、强迫症、抑郁症，等等。因此，在不偏离本发明的范围的情况下，许多修改对本领域中的技术人员而言将是明显。
电极阵列神经环带
在本文公开和设想的电极系统的另一种变形包括神经环带电极系统。此外或可选地，在本文描述和设想的系统也可以起神经环带电极系统的作用。例如，对于神经环带电极系统，支架101的电极可以在支架的内侧上，使得它们被配置成当支架101被部署以在神经环带容量中起作用时面向神经或神经束，以用于能量的刺激和/或记录(例如，一个或所有电极可以面向或指向与在上述支架配置中所示的方向相反的方向)。神经可以在身体中的任何地方的血管壁中。神经可以与血管无联系。在实践中，神经环带电极可用于直接记录和/或刺激可接近的神经，并可用于刺激用于运动恢复和触觉反馈的神经，以及用于肠道和副交感神经相互作用和疼痛的内部神经束(例如迷走神经)的刺激，以及用于内部神经元的测量以评估神经元和器官健康。神经可以被暴露，且环带电极可以包裹在它们周围。现有的神经环带电极很难附着和固定，且需要搭扣或附着系统来将电极绑在神经周围。这些搭扣和附着系统当环带电极移动时引起伪像，并且在刺激时可能产生不可靠的信号(例如，在记录时)或电流的损失和随后的亚阈值激活。有利地，支架101不需要搭扣或单独的附着系统，但可以包括它们。
神经环带电极阵列可以是支架电极阵列(例如，具有在相反的方向上(例如朝着支架的中心轴指向)的电极的支架101)。神经环带支架101可以被偏置以围绕一根或多根神经部分地或整个地被部署。例如，神经环带支架101可以被偏置以在神经或神经束周围塌缩或自塌缩。图61A和图61B示出植入具有电极(例如，电极131和/或138)的神经环带电极阵列101的方法的变形。图61A示出支架101可以在开放(例如变平的)配置中被定位在神经和/或血管502上方。一旦支架101在期望的位置上，图61B就示出支架101可以被允许在神经和/或血管502上方(例如，部分地或完全在神经和/或血管502周围)压缩和卷曲。电极可以被通电以激活神经。使用自塌缩支架(例如支架101)作为神经环带有利地提高了有大量电极作为神经环带的一部分的能力，并允许保持位置的手工搭扣或带子的移除。神经环带101可以用薄膜技术制造，因此可以具有非常准确的电极尺寸和位置。电极可以附着到微型轴或销钉、与微型轴或销钉集成、或构建在微型轴或销钉上，使得在支架的内部上的电极具有柱或金字塔形状，并且可以直接压入神经内以接近和记录或刺激在中央被定位到神经束的纤维。这给植入增加了容易、增加了可靠性和制造可重复性以及电极接近表面和更深的神经纤维并与表面和更深的神经纤维相互作用的增强的性能和能力。此外或可选地，本文描述的任何支架和支架状结构可以具有在设备的内部和外部上的电极。
电极线/轨道
可以使用薄膜技术来制成电极引导线，这可以有利地减小在血管中或在身体内其他位置的电通路的厚度。电通路可以是线、(例如，使用薄膜技术制造的)导电轨道、或两者。电通路可以植入血管的腔中、血管的壁中、血管外、或以上任何组合。由于具有比线更小的横截面尺寸，通向和来自电极的导电迹道可以理想地占据比线更小的空间。因为血管腔具有有限的尺寸，与当传统线被使用时相比，减小引导线的横截面尺寸(例如，通过使用薄膜电极轨道)可以增加可用于血流的腔空间的量。例如，与线相比，使用导电电极轨道可以理想地导致往来于在本文描述和设想的任何电极阵列(例如支架101)的更细的电路径。而且，尽管电极引导线和电极薄膜轨道均具有缺点，但本公开并不教导反对实现任一种技术，因为每种技术单独地或与另一种技术组合地都可以用于直接或间接地将本文公开的阵列的电极连接到控制器，无论该控制器是否位于大脑、颈部、胸部中、或在身体内或在身体上的其他地方、或在支架本身上。例如，当线被使用时，每根电极线具有一厚度，并且该厚度可以限制可以被植入设定直径的血管内的电极线的数量。这可以通过选择适当数量和尺寸的线和/或通过除使用线之外还使用电极轨道来有效地进行管理。作为另一个示例，当电极轨道被使用时，与传统线相比，轨道可以具有增加的电阻、脆性、断裂风险、和疲劳。然而，这可以通过选择适当厚度和数量的电极轨道和/或通过除了非线电极轨道的使用之外还使用线来成功地进行管理。
附加地或可选地，电极线和/或轨道可以布置在线圈中，线圈限定内腔，其中内腔可以允许流体(例如血液)流过。线圈可以具有螺旋布置，例如螺旋结构。线圈腔可以小于、大于血管腔或大约是与血管腔相同的尺寸。线圈可以有一个或多个腔。线圈腔的轴向中心可以与血管腔对齐或相对于血管腔偏移。线圈可以附着到血管壁、与血管壁集成、被吸收到血管壁中、或者其任何组合。线圈可以被涂覆有生物可吸收涂层。线圈可以具有被配置为附着到血管壁和/或穿过血管壁延伸的锚。
具有线和/或电极轨道的线圈可以理想地减少在血管内的电通路所需的空间量，留下对血流或其他设备(例如血压传感器)可用的更多的血管腔。因此，与传统技术相比，该电通路的线圈可以阻塞更少的血管腔。例如，可以植入带有允许血液通过的中央腔的大的盘绕的线束。像支架101一样，该线缆可以合并到血管壁中。通过使用薄膜技术，这些线缆可以被制造得非常薄，但是普通带状线缆(或成束的线)也可以被成形设置到血管的尺寸以允许部署和合并。线缆可以定制地被成形设置以与人的独特血管弯曲度相匹配。线缆被盘绕的方法可以确保力足以推动设备用于部署(其对于具有磁性顶端的设备可以被包括但不需要被包括)，同时也允许线圈在血管的较小直径区域中被压缩。在部署期间，线圈可以具有恒定的直径或可以具有横越线圈的长度的多个直径，例如根据外部环境、血管弯曲度、血管尺寸、血管腔尺寸、或这些因素的任何组合。在植入之后，例如取决于外部环境、血管弯曲度、血管尺寸、血管腔尺寸、或这些因素的任何组合，线圈可以具有恒定的直径，或者可以具有横越线圈的长度的多个直径。
电极轨道布置
在本文公开和设想的电极支架(例如支架101)的支柱108可以携带往来于电极的电气轨道。通过有多层导电材料，可以增加轨道的数量(和因而电极的数量)。然而，随着在导体中的每一次增加，也需要绝缘的增加(以及更厚的绝缘以防止电串扰和电容干扰)。作为另一个示例，可以通过减小轨道厚度来增加轨道的数量，以具有每支柱更多轨道。每个支柱可以有一个或更多个电极轨道。每个支柱可以具有一层或多层导电材料。附加地或可选地，可以通过将多个薄膜电极覆盖在彼此的顶部上来增加轨道的数量。这可以允许单独的薄膜设计保持对耐久性和电阻减小所需的厚电极轨道，并且还允许多得多的电极被植入。以这种方式，可以覆盖多个薄膜导电通路以形成分层路径、分层电极、或两者。这种覆盖设计可以理想地克服印刷多个轨道层的当前限制所面临的问题，并且还可以确保每个单独的支架是薄的，有助于合并并且也有助于柔韧性(例如，两个设定厚度可以比双重厚度之一更柔韧)。
支架长度
植入血管内的整个设备或部分可以是支架(例如支架101)，例如管状支架。在这样的变形中，线缆可以从设备移除，但不需要移除。电极轨道可以在支架101的整个长度上在支柱上或通过支柱横穿。支架101可以具有从大约5mm到大约750mm或更大的长度，包括该范围内的每1mm增量(例如，5mm、30mm、100mm、200mm、300mm、400mm、500mm、600mm、700mm)和该范围内的每10mm增量(例如，5mm-15mm、30mm-40mm、100mm-110mm、200mm-210mm、300mm-310mm、400mm-410mm、500mm-510mm、600mm-610mm、700mm-710mm)。支架可以植入一个或多个血管中。当被植入时，支架可以在第一血管和第二血管之间的接合处以及在第一血管和第二血管中的一个或两个中被植入。支架可以具有一个长度，使得第一部分在大脑中，第二部分在颈部中，第三部分在颈部之下的身体(例如胸部)中，或者其任何组合。支架的一个或更多个部分可以独立于支架的一个或更多个其他部分被激励或记录信号。支架长度可以指当支架在未膨胀配置、部分膨胀配置、或完全膨胀配置中时的支架的长度。支架101可以以一个或更多个零件进行制造。例如，支架101可以由单个晶圆制成。具有长的长度的支架101可以具有例如从同一入口点植入一个或多个血管中的能力。具有长的长度的支架101可以例如用支架丝理想地消除在连接之间的误差。
可以使用没有引导线和线缆的支架101。例如，长支架101可以消除对引导线和线缆的需求。移除线缆可以通过减少或消除可能在支架(例如，被合并到血管壁中)和线缆(例如，被定位并结合到血管壁的一侧内)之间的过渡处形成的涡流来有利地减少血管阻塞的风险，因为涡流可能促成血栓或阻塞的形成。移除线缆还可以理想地消除在轨道和线缆之间所需的电连接，这可能具有疲劳的风险，且因而提高连接可靠性、连接直径和几何形状以及导丝合并。
支架和线缆连接
安装或嵌在支架101内的电极可以连接到线缆以将由电极记录的信息(例如，在大脑中)转送到在血管和身体外部的装备或连接器。电极轨道和线缆可以以各种方式被连接。
例如，图62A示出连接的变形，其中凸块粘结229可以将在支架101上的电极焊盘238直接连接到引导线141。引导线141可以穿过在连接面板220中的开口228(也被称为通孔)。附加地或可选地，图62A中的线141可以是最终连接到线141的馈通线，其中从支架上的焊盘粘结到插入机构(例如，连接面板220)上的馈通线的凸块粘结连接到形成导丝或线缆的线141。线141和馈通线可以是扁平的。线141和馈通线可以由软材料制成，该软材料可以在过程期间变平并连接到例如包括铂和氧化铝的金属。对于具有任何长度的支架，图62A所示的连接可以被包括，但对于例如具有长的长度(例如，大约40mm或更长)的支架不是需要的。作为另一个示例，可以使用中间物来允许MP35N(或其他材料)线连接到小的(例如，100×200μm)焊盘。在这个示例中，焊盘可以是粘结到铂线的金(或其他)凸块，且然后线可以卷曲到线缆。作为又一个示例，插入机构也可以用于将线缆连接到焊盘。在这种情况下，从绝缘物质中切割出焊盘的复制品，并钻出覆盖在焊盘的位置上面的孔。这些孔可以用导电材料回填，导电材料可以附着(例如，通过激光焊接、钎焊或其他方法)到线缆上。附加地或可选地，线缆可以在装填之前直接馈送到孔中。被装填的孔可以被研磨，且然后插入机构可以倒装粘结到支架焊盘。倒装粘结可以在线缆的连接之前被进行以增加用机器人自动对齐的可靠性。
图62B示出制造电极支架(例如支架101)的一种变形，支架101对于每个触头具有长的梳状指状物225，其允许线缠绕到或以其他连接方法到支架101上的焊盘238(其也是细长的)。每个指状物225可以具有一个长触头，有更多的区域可附着。线缠绕可以围绕每个指状物225被执行，因为它们足够薄并且分开，使得它们是柔性的并且可以独立地被附着。来自支架叉302的背面的指状物225将允许更容易的操纵，并且可以允许线缆线缠绕以用于将支架连接到线缆(例如，将支架101连接到线141)。图62B进一步示出在相邻指状物之间的间隔227可以是大约5μm至大约50μm，包括在该范围内的每5μm增量(例如10μm)。
图62C示出指状物225的特写，其示出指状物225可以包括轨道225a和触头225b。轨道225a可以是大约50μm轨道，并且可以将指状物225连接到支架焊盘(例如焊盘238)。触头225b可以是例如100μm宽和3mm长，或者与支架10的长度一样长。
图62D示出改善在支架101和线141之间的连接的另一种变形。如所示，电极焊盘(例如，焊盘238、焊盘226)可以被设置到凹槽233中，使得用于连接到焊盘的线141可以容易地被操纵和连接。例如，可以将线放置在凹槽中并然后被焊接，凹槽用于在粘结前定位和保持线。图62D示出编号从1到16的16个凹槽和16个相对应的焊盘。然而，任何数字都是可能的。
图62E示出一种变形，其中支架101被打印成使得在支架和线缆之间的连接是不需要的。在这里，支架本身可以形成线缆的基础。在一个示例中，支架可以打印有相同的几何形状，但是长得多的支架(即10cm-30cm或更长)的支架)也可以被设想。在另一个示例中，支架支撑架可以在叉302的顶点处结束或终止，并且只有电极轨道可以被打印额外的距离。使用3D打印技术，这些轨道可以被打印为在比用于支架的心轴更小的心轴周围的螺旋线缆(例如，支架101可以使用8mm直径心轴被制造，并且导丝可以打印在小于1mm直径的心轴上)。以这种方式，在支架和线缆之间的连接将不是需要的。如图62E所示，靠近支架叉302的支架端235可以被增加而不改变支架网格101，延伸部分235形成导丝(而不需要重新连接到导丝)。在这种变形中，导丝可以比支架更薄。导丝可以被制造成能够连接到叠层和插入叠层内。支架101和支架端部235可以以一个或多个零件进行制造。例如，支架101和支架端部235可以由单个晶圆制成。支架端部235可以是扁平的、弯曲的、或两者都有。支架端部235可以是螺旋线圈。支架101和支架端部235可以整体地形成或分开地形成。例如，图62E所示的设备可以是单个长支架。图62E所示的设备具有例如从同一入口点被植入一个或多个血管中的能力。图62E进一步示出触头151(例如，环)可以合并到该设计中，使得电极支架101的整个制造是自动化的。附加地或可选地，轨道可以被暴露在不同位置上的表面处，圆柱体(例如铂圆柱体)直接焊接到它们上。
图62F示出横截面62-62的变形。如所示，导丝可以进行3D打印，其中每个电极轨道被编织在中心心轴周围。这可以给导丝灵活性和可靠性。可以制造多个层(例如，在外部上的8根线缆，在内部上的8根线缆——与上面关于图41A-42描述的用于导丝的双八丝方法相同)。
图62G示出横截面62-62的另一种变形。如所示，导丝可以是平面的(2D)，其中线例如在制造过程期间靠近彼此或在彼此的顶部上。
图62H示出支架101可以具有在焊盘(例如焊盘238、焊盘226)中的谷239，使得线141可以铺设在谷239中。支架表面101a可以具有支架谷101b。焊盘谷239可以在支架谷101b中。在谷的末端处，线141可以终止，并且可以焊接到在谷中、在谷旁边、或两者的焊盘上。例如，图62H示出支架连接面板220的变形，其示出了两个谷(切入到支架101的表面101a中)，其中两根线141铺设在谷中，这有助于将线与在谷内的接触焊盘或者在靠近谷的支架表面上的接触焊盘对齐。
更多支架设计
图63A-63K示出具有所示的网格和电极布置的支架101的变形。
图63A示出支柱可以具有大约30μm至大约90μm的支柱厚度，包括在该范围内的每5μm(例如50μm、70μm)。将支柱108的宽度从例如50μm增加到70μm可以有助于被放置在支柱108的顶部上的轨道层236的对齐。较大的宽度将在铂轨道的放置中给出较大的误差容限，且因此在未被印刷在支柱的顶部上的轨道中将有显著减小(例如，被印刷有在镍钛诺支柱的边界之外的一些轨道，这将导致短路或断裂的轨道)。如上所述，可以特别选择室几何形状和分叉角以适应电极131的部署。图63A示出所有的室可以在形状上是相同的(除了连接叉的室以外)，使得存在已知且一致的电极分离。
图63A进一步示出在图47F的右下角中的室可以被移除，这由图63A中的空白空间603示出。这可以理想地防止右上电极131(例如，在图47F和图63A中)在部署期间与该室纠缠。
图63B示出叉302可以由第一支柱108a、第二支柱108b、一个或多个第三支柱108c、或者其任何组合来限定。第一支柱108a和第二支柱108b可以远离叉302在远侧在厚度上减小。例如，第一支柱108a和第二支柱108b可以朝着叉302在近侧在厚度上增加，例如以容纳更多的电极轨道。第一支柱和第二支柱可以是外支柱，以及一个或多个第三支柱108c可以是内支柱。图63B示出叉302可以具有内叉和外叉。例如，两个第三支柱108c可以限定内叉，而外支柱108a和108b可以限定外叉。
图63B进一步示出支柱108c可以具有增加的长度以增加初始室602的尺寸(例如，长度)。这确保在叉302和第一电极131之间(或者如果这个室内如在其他设计中的情况那样被移除，在叉302和初始室接合处之间)的长度具有相同的长度。使这些长度具有相同的长度有助于防止在支架被缩回时的长度不匹配。这可能是合乎需要的，因为这种不匹配可能在支柱接合处上引起过大的力，这引起设备损坏或断裂。
图63C示出初始内分支108c均可以具有与相邻的第一外分支或第二外分支108a和108b平行或几乎平行的部分。例如，分支角度601可以是从大约1度到大约15度，包括在该范围内的每1度增量。分支108c表现出接近平行(而不是例如在图46A-46F中所示的较小的平行角度)，这使支架支撑架能够塌缩(并且当它在缩回到导管内期间塌缩时，这些支柱现在与导管对齐，而不是与导管成较大角度)。
相对于于图63A所提及的长度，例如，与图47F的支架101相比，图63D和图63E示出的长度增加。例如，图63D和图63E示出与支柱R1相比将初始支柱108ci的长度增加到初始支柱108cii的长度匹配从支柱T1的点A到点B的距离，并且与支柱T2和支柱R2相比匹配从点A到点C的距离。支柱T1、T2、R1、R2、R3可以分别具有大约9.51mm、13.82mm、8.82mm、3.29mm和9.65mm的长度。
图63D进一步示出第一支柱108a和第二支柱108b可以朝着叉302在近侧在厚度上增加，例如以容纳更多的电极轨道236。例如，支柱108a可以具有分别具有8、7和6个电极轨道236的第一、第二和第三支柱区域。图63D进一步示出支柱108d可以具有电极轨道236a，电极轨道236a可以围绕电极131弯曲，并且支柱108e可以具有电极轨道236a和236b。
图63F示出图63D所示的支柱108e可以从支架101移除(也与图47F所示的支架101相比)。这可以理想地防止长度的不匹配出现。支柱108e的移除并不有害地影响展开、缩回、或电极和电极轨道放置。此外，移除不消极地影响电极支架的径向力，因为当电极需要被放置在血管的壁上时，它们不需要额外的力来通过斑块打开(例如，像气囊扩张支架那样)或者需要抓住和拉血凝块(例如，像取回器那样)，但可以使用额外的力(例如，像气囊扩张支架那样)并且可以抓住和拉血凝块(例如，像取回器那样)。在这些支柱中的导电路径236已经通过叉302被重新路由。
图63G示出附着到电极的支柱108可以附接到电极131的外部或者与电极131的外部集成在一起(与在如图47F和图63A-63E所示的中心处的连接相反)。这可以显著减小在接合处的力，因为有使支柱108是水平的(例如，当被展开时平行于导管)所需的较少弯曲。因此，这可以理想地减小导管的输送力。
图63H示出附着到电极131的外表面的支柱108的特写视图。
图63I示出在支架101上的所有连接(例如，电极和非电极连接)可以具有平行部分604。这可以例如，通过减小在这些链接上的力并因此减小在展开和缩回期间的设备的力来改善在支柱108之间以及在支柱和电极108、131之间的联接。当(整个设备的)宽度和长度保持不变时，对于每个室可以有稍微更大的曲率。
图63J示出图63H的支架可以具有图47F的叉302。
图63K示出图63A-63I的初始支柱108c可以被简化为单个支柱F1。支柱F1可以具有正弦曲线(例如，可以具有S形)。这条曲线可以保持电极轨道。如前所述，支柱F1的长度可以被选择成与顶部和基部分叉支柱108a和108b的长度相匹配。例如，支柱F1可以具有大约11.01mm的长度。
为了出于说明的目的，在图63A-63K中的支架101在上面被描述并且被示为扁平的，使得室、支柱108、电极131、和/或电极轨道236可以容易被看到。然而，支架101实际上是弯曲的(例如，当在压缩和/或膨胀配置中时)，如上面对其他附图所述的。
所描述和所示的任何电极131可以是电极138，反之亦然。
所描述和示出的任何线141可以是轨道236，反之亦然。
附图中的所有尺寸都是示例性的。
在图中所示的比例可以指示没有单位的相对尺寸，或者可以对应于mm。
在本说明书中对任何现有技术的提及不是且也不应该被认为是对现有技术形成在澳大利亚的公知常识的一部分的承认或任何形式的暗示。
在本说明书和接下来的权利要求中，除非另有规定，词“包含(comprise)”及其变形例如“包括(comprises)”和“包括(comprising)”暗示包括所陈述的整数、步骤、或者整数或步骤的组合的包括，但不排除任何其他整数或步骤或者整数或步骤的组合。
在本说明书中对任何先前出版物或从任何所述先前出版物得到的信息或任何已知的事物的提及不是并且不应当被视为确认或承认或暗示先前出版物或从这个先前出版物得到的任何信息或已知的事物形成在本说明书涉及的努力领域中的公知常识的一部分。
在本文中被描述为单数的任何元件可以用复数表示(即，被描述为“一个”的任何东西可以是多于一个)。在附图中的相似的参考数字指示相同的或在功能上相似的特征/元件。类概念元件中的任何种类元件可以具有该类的任何其他种类元件的特征或元件。为了说明性清楚的原因，一些元件可能从单独的图中缺乏。用于实现本公开的上述配置、元件或完整组件和方法及它们的元件以及本公开的方面的变化可以以任何组合与彼此组合和进行修改。
Claims (35)
1.一种血管内设备，包括：
支架，所述支架包括具有嵌入式电极和嵌入式导电路径的支柱，其中，所述支架包括塌缩配置和膨胀配置；
连接器，所述连接器包括导丝、第一线圈、和第二线圈，其中，所述第一线圈的一部分被定位于由所述第二线圈限定的腔内；以及
连接面板，所述连接面板包括第一焊盘、第二焊盘、和电连接所述第一焊盘和第二焊盘的跳线器，
其中，所述导丝由包括所述第一线圈和第二线圈、所述连接面板、和所述嵌入式导电路径的导电通路电连接到所述嵌入式电极。
2.根据权利要求1所述的血管内设备，其中，所述嵌入式电极被暴露，并且所述嵌入式导电路径未被暴露或者用非导电材料覆盖。
3.根据权利要求1所述的血管内设备，其中，所述嵌入式电极被配置成直接接触组织，并且其中，所述嵌入式导电路径被配置成与和所述嵌入式电极被配置成直接接触的所述组织绝缘，使得当所述血管内设备被植入血管内时所述嵌入式导电路径不直接接触组织。
4.一种用于在具有腔的管状体内使用的医疗设备，所述医疗设备包括：
框架结构，所述框架结构形成多个支柱，其中，所述框架结构是在减小的剖面和扩大的剖面之间可移动的，在所述扩大的剖面中，所述框架结构的直径增加；
其中，形成所述框架结构的所述多个支柱中的至少一个支柱包括在支撑材料上的导电材料，所述导电材料沿着所述支柱的至少一部分延伸并且用非导电材料覆盖；
至少一个电极，所述至少一个电极通过在所述支柱的一部分上的所述非导电材料中的开口形成；以及
导丝，所述导丝位于所述框架结构的一端处，并被配置成与所述导电部分电通信，所述导丝从所述框架结构延伸。
5.根据权利要求4所述的医疗设备，还包括连接器块，所述连接器块被配置为将所述医疗设备电耦合到外部设备，其中，所述导丝从所述框架结构延伸到所述连接器块。
6.根据权利要求4所述的医疗设备，其中，所述至少一个电极包括比所述支柱的相邻区域更大的表面积。
7.根据权利要求4所述的医疗设备，其中，所述至少一个电极包括多个电极。
8.根据权利要求7所述的医疗设备，其中，所述多个电极在所述框架结构上以线性图样对齐。
9.根据权利要求7所述的医疗设备，其中，所述多个电极包括正弦图样。
10.根据权利要求7所述的医疗设备，其中，所述多个电极包括围绕所述框架结构的周界延伸的图样。
11.根据权利要求7所述的医疗设备，其中，所述多个电极位于每个连接支柱的每个交联处。
12.根据权利要求4所述的医疗设备，还包括至少一个加强支柱，所述至少一个加强支柱具有支撑材料，并具有大于至少第二支柱的宽度或厚度。
13.根据权利要求12所述的医疗设备，其中，所述加强支柱沿着所述框架结构的长度延伸。
14.根据权利要求4所述的医疗设备，其中，所述至少一个支柱包括第一支柱，并且还包括形成所述框架结构的第二支柱，其中，所述第二支柱包括在支撑材料上的导电材料，所述导电材料沿着所述第二支柱的至少一部分延伸并且用非导电材料覆盖，其中，所述第一支柱的所述导电材料与所述第二支柱的所述导电材料电隔离；以及
至少第二电极，所述至少第二电极通过在所述第二支柱的一部分上的所述非导电材料中的开口形成。
15.根据权利要求4所述的医疗设备，其中，所述框架结构是管状的或c形的。
16.根据权利要求4所述的医疗设备，其中，所述框架结构包括在所述框架结构的末端处的橄榄状物、轴或通管针。
17.根据权利要求4至16中的任一项所述的设备，包括非创伤性缓冲物，所述非创伤性缓冲物耦合到所述设备的引导端以用于降低在植入期间的血管穿刺的风险。
18.根据权利要求4所述的设备，还包括电子组件，所述电子组件直接被安装到所述框架结构。
19.根据权利要求18所述的设备，其中，所述电子组件包括：
(a)用于刺激神经组织的电路，所述用于刺激神经组织的电路包括下列项中的一个或更多个：
(i)电流源和/或电压源；
(ii)电池和/或电容器或电荷/能量存储部件；以及
(iii)开关矩阵，和/或
(b)用于记录神经活动的电路，所述用于记录神经活动的电路包括下列项中的一个或更多个：
(i)放大器；
(ii)电源；以及
(iii)开关矩阵。
20.一种记录患者的神经元的神经信息或刺激的方法，所述方法包括：
从被定位于所述患者的血管中的设备接收表示神经活动的信号；
使用所述信号生成表示所述活动的数据；
将所述数据传输到控制单元；
从所述控制单元生成控制信号；以及
将所述控制信号传输到耦合到所述患者的装置。
21.根据权利要求20所述的方法，其中，所述设备被定位于从在上矢状窦中的血管或分支皮质静脉选择的血管中。
22.根据权利要求20所述的方法，其中，所述设备被定位于与患者的视皮层相邻地定位的血管中。
23.根据权利要求20所述的方法，其中，所述血管位于肌肉中，以用于直接肌肉刺激或记录。
24.根据权利要求20所述的方法，其中，所述血管相邻于周围神经以用于刺激或记录。
25.根据权利要求20所述的方法，其中，所述血管相邻于交感或副交感神经。
26.根据权利要求20所述的方法，其中，来自所述设备的信号行进穿过被定位于支撑结构的外表面上的电极，并且其中，所述信号进一步从所述电极行进穿过所述支撑结构的支柱并穿过耦合到所述支撑结构的导丝至所述控制单元。
27.一种用于控制耦合到动物或人的装置的系统，所述系统包括：
设备，所述设备适合于放置在所述动物或人的血管内以刺激和/或感测在所述设备附近的媒介的活动；
控制单元，所述控制单元适合于与所述设备通信，其中，所述控制单元适合于
(i)从所述设备接收表示在设备附近的媒介的活动的数据；
(ii)生成控制信号；以及
(iii)将所述控制信号传输到所述装置。
28.根据权利要求27所述的系统，其中，所述医疗设备包括选自权利要求4-19中的任一项所述的医疗设备。
29.根据权利要求27所述的系统，其中，所述医疗设备包括：
支架，所述支架可在用于插入到所述血管内的塌缩使用状态和用于弹性地靠在所述血管的壁上的膨胀使用状态之间移动；
一个或更多个电极，所述一个或更多个电极在所述支架上并被配置用于刺激和/或感测在所述设备附近的媒介的活动，其中，所述媒介包括组织和/或流体。
30.根据权利要求27所述的系统，其中，所述控制单元适合于嵌入在所述动物或人的皮肤下。
31.根据权利要求27所述的系统，其中，所述装置包括下列项中的一个或更多个：
外骨骼；
假肢；
轮椅；
计算机；和/或
电气或机电设备。
32.根据权利要求27所述的系统，还包括在所述设备和所述控制单元之间传输数据的通信导管。
33.根据权利要求27所述的系统，其中，所述控制单元还适合于生成设备控制信号，并将所述设备控制信号传输到所述设备，使得所述设备能够刺激所述媒介。
34.根据权利要求27所述的系统，其中，所述控制单元包括以至少两个部分形成的外壳。
35.根据权利要求34所述的系统，其中，所述外壳的所述至少两个部分：
被磁性固定；
使用引脚被对齐；以及
包括垫圈以防止进水。
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