CN113713259B

CN113713259B - 植入电极及植入电刺激系统

Info

Publication number: CN113713259B
Application number: CN202111285661.XA
Authority: CN
Inventors: 吕依蔓; 唐龙军; 徐永强; 张明
Original assignee: Shanghai Shenyi Medical Technology Co ltd
Current assignee: Shanghai Shenyi Medical Technology Co ltd
Priority date: 2021-11-02
Filing date: 2021-11-02
Publication date: 2022-03-18
Anticipated expiration: 2041-11-02
Also published as: CN113713259A; WO2023077829A1

Abstract

本发明提供一种植入电极及植入电刺激系统，植入电极包括：基体及电极刺激件；基体呈管状或柱状，在基体的同一轴向处沿基体周向设有至少两个安装槽，且安装槽的轴向两端处的基体的内壁上均设有导向槽；至少两个电极刺激件分别对应设于安装槽中；电极刺激件包括电极片和与电极片连接的锚结构；电极片位于安装槽中，且电极片的外表面裸露在基体之外，至少部分锚结构位于导向槽中且两者配合，使电极片的外表面中心线与基体的轴线平行。如此配置，植入电极通过锚结构与导向槽的配合实现电极片与基体固定前的初定位，以此确保电极片的外表面中心线与基体的轴线平行，便于加工时定向和定位，避免后续固定加工过程中电极片产生转动错位而影响成品率。

Description

植入电极及植入电刺激系统

技术领域

本发明涉及医疗器械技术领域，特别涉及一种植入电极及植入电刺激系统。

背景技术

植入式有源医疗器械现已广泛用于治疗多种病症，尤其是在对生理、心理的疾病治疗上，这种治疗方式相对于许多传统治疗方式有着更出色、直接的疗效。其中一种植入式有源医疗器械为神经电刺激器，其通过植入电极向神经组织传递脉冲信号，以改善人体的正常技能运作，如：植入式脑深部神经刺激电极（Deep Brain Stimulation, DBS）能有效改善帕金森病（Parkinson’s Disease, PD）患者的肢体控制及协调能力。

帕金森病是一种常见的神经系统变性疾病，药物治疗是其初期及中期的主要治疗方式。随着干预药物剂量的逐步增加和病症的发展，药物发生副作用的风险、患者的心理负担及患者对药物的耐药性也随之增大。在帕金森病的中晚期、晚期，手术治疗是药物治疗的一种有效补充。现手术治疗主要有两种，神经核毁损术和脑深部神经电刺激术。其中脑深部神经电刺激术因其微创、安全、有效，以作为手术治疗的首选。通过脑深部神经电刺激手术的患者可显著改善其肢体控制及协调能力，并减少药物的服用剂量。

脑深部电刺激系统分为体内植入部分和体外程控部分。如图1a和图1b所示，体内植入部分包括三个部分：植入式脉冲发生器1（以下简称IPG），电极延伸导线2，和植入电极3。IPG 用于给植入电极3提供电刺激脉冲信号；电极延伸导线2用于连接植入电极3与IPG ；植入电极3用于植入人体脑组织，刺激脑组织中预定治疗靶点区域。植入人体后，植入电极3的电极远端32被放置于患者预定治疗靶点区域；通过颅骨固定装置4对植入电极3在颅骨表面进行固定；植入电极3近端的连接器38与电极延伸导线2的导线远端27连接；电极延伸导线2通过皮下隧道延伸至锁骨附近；电极延伸导线2的导线近端28与IPG 相连。

植入电极3的电极远端32具有多个刺激触点，其可以为4个、8个、16个、32个等。其植入于颅内脑组织中，主要功能为向治疗靶点输出电信号，达到神经调节的作用。目前已上市的电极远端32的刺激触点多为环形触点，其刺激范围为360°环状刺激，易导致非治疗靶点区域被刺激，产生较大的副作用，并增加不必要的功耗。为降低刺激产生的副作用以及产品功耗，方向性电极更为先进，方向性电极是指将刺激触点围绕电极远端32设置为非连续成环地分布，也就是360°周向上刺激方向可根据电极植入位置相对于治疗靶点位置可调节。为实现刺激方向可调功能。

然而现有的方向性电极的刺激触点与电极远端32之本体的连接主要靠粘接和内部导线连接，在安装时容易使刺激触点与电极远端32之本体产生转动错位，不易定向和定位而影响成品率。此外基于电极远端32长期植入于颅内脑组织中，其一旦植入，难以取出，且颅内颅压及脑组织均具有一定的活动性和侵蚀性，其植入后，长期受颅内脑组织活动或脑脊液等液体侵蚀，易发生粘接失效或导线断裂等风险。

发明内容

本发明的目的在于提供一种植入电极及植入电刺激系统，以解决现有植入电极安装时不易定向和定位而导致成品率低，以及在保证植入电极的径向内部空间的前提下，提高电极刺激件连接可靠性的问题。

为解决上述技术问题，本发明提供一种植入电极，其包括：基体及电极刺激件；

所述基体呈管状或柱状，在基体的同一轴向处沿基体周向设有至少两个安装槽，且所述安装槽的轴向两端处的所述基体的内壁上均设有导向槽；

至少两个所述电极刺激件分别对应设于所述安装槽中；所述电极刺激件包括电极片和与所述电极片连接的锚结构；所述电极片位于所述安装槽中，且所述电极片的外表面裸露在所述基体之外，至少部分所述锚结构位于所述导向槽中且两者配合，使所述电极片的外表面中心线与所述基体的轴线平行。

可选的，所述锚结构沿所述基体的轴向延伸；或者，所述锚结构同时沿所述基体的轴向和周向延伸。

可选的，所述锚结构与所述电极片在所述基体的径向上形成高低差。

可选的，所述锚结构呈相对电极片对称的两翼形状，所述锚结构呈环绕所述电极片一周的环设形状。

可选的，所述电极片的外表面与所述基体的外表面相平齐。

可选的，所述锚结构被所述基体和/或所述导向槽覆盖而不裸露。

可选的，所述锚结构与所述电极片一体成型。

可选的，所述基体上沿轴向间隔设有至少两个安装槽组，每个所述安装槽组包括处于所述基体的同一轴向处的所有所述安装槽，且每个所述安装槽内设有一个所述电极刺激件。

可选的，所述电极片的周向轮廓线由多根边线围成，至少两根所述边线相连处通过过渡段衔接。

可选的，所述电极片的周向轮廓线由四根所述边线围成，相间隔的两根所述边线相互平行，相邻的两根所述边线均通过所述过渡段衔接。

可选的，所述基体包括带长槽的长管以及套设在所述长管上的至少两个套环，两个所述套环间的所述长槽形成所述安装槽，所述套环对应所述长槽的内壁上设有所述导向槽。

为解决上述技术问题，本发明还提供一种植入电刺激系统，其包括如上所述的植入电极、植入式脉冲发生器和电极延伸导线，所述植入电极、所述电极延伸导线和所述植入式脉冲发生器依次连接。

综上所述，本发明提供的植入电极及植入电刺激系统中，所述植入电极包括：基体及电极刺激件；所述基体呈管状或柱状，在基体的同一轴向处沿基体周向设有至少两个安装槽，且所述安装槽的轴向两端处的所述基体的内壁上均设有导向槽；至少两个所述电极刺激件分别对应设于所述安装槽中；所述电极刺激件包括电极片和与所述电极片连接的锚结构；所述电极片位于所述安装槽中，且所述电极片的外表面裸露在所述基体之外，至少部分所述锚结构位于所述导向槽中且两者配合，使所述电极片的外表面中心线与所述基体的轴线平行。

如此配置，植入电极通过锚结构与导向槽的配合实现电极片与基体固定前的初定位，以此确保电极片的外表面中心线与基体的轴线平行，便于加工时定向和定位，避免后续固定加工过程中电极片产生转动错位而影响成品率。此外由于导向槽开设在基体沿轴向的内壁上，不会侵入基体的径向的内部空间，有利于基体内部空间的充分利用。进一步的，电极片通过锚结构与基体和/或导向槽的连接在后续固定加工后为机械结构连接，植入后，不会受颅内脑组织活动或脑脊液等液体侵蚀而产生变化，提高了连接可靠性。

附图说明

本领域的普通技术人员将会理解，提供的附图用于更好地理解本发明，而不对本发明的范围构成任何限定。其中：

图1a和图1b是一种植入电刺激系统及其植入应用场景的示意图；

图2是本发明实施例的植入电极的示意图；

图3是图2的植入电极的远端局部放大图；

图4是本发明实施例的电极刺激件的一个优选实例的示意图；

图5是本发明实施例的电极刺激件的另一个优选实例的正视图；

图6是图5所示的电极刺激件的侧视图；

图7是本发明实施例的电极刺激件与基体装配前的示意图；

图8是本发明实施例的电极刺激件与基体装配后的示意图。

附图中：

1-植入式脉冲发生器；2-电极延伸导线；27-导线远端；28-导线近端；3-植入电极；32-电极远端；38-连接器；4-颅骨固定装置；

10-基体；11-安装槽；12-导向槽；20-电极刺激件；21-电极片；210-中心线；211-边线；212-过渡段；22-锚结构。

具体实施方式

为使本发明的目的、优点和特征更加清楚，以下结合附图和具体实施例对本发明作进一步详细说明。需说明的是，附图均采用非常简化的形式且未按比例绘制，仅用以方便、明晰地辅助说明本发明实施例的目的。此外，附图所展示的结构往往是实际结构的一部分。特别的，各附图需要展示的侧重点不同，有时会采用不同的比例。

如在本发明中所使用的，单数形式“一”、“一个”以及“该”包括复数对象，术语“或”通常是以包括“和/或”的含义而进行使用的，术语“若干”通常是以包括“至少一个”的含义而进行使用的，术语“至少两个”通常是以包括“两个或两个以上”的含义而进行使用的，此外，术语“第一”、“第二”、“第三”仅用于描述目的，而不能理解为指示或暗示相对重要性或者隐含指明所指示的技术特征的数量。由此，限定有“第一”、“第二”、“第三”的特征可以明示或者隐含地包括一个或者至少两个该特征，术语“近端”通常是靠近操作者的一端，术语“远端”通常是靠近患者即靠近病灶的一端，“一端”与“另一端”以及“近端”与“远端”通常是指相对应的两部分，其不仅包括端点，术语“安装”、“相连”、“连接”应做广义理解，例如，可以是固定连接，也可以是可拆卸连接，或成一体；可以是机械连接，也可以是电连接；可以是直接相连，也可以通过中间媒介间接相连，可以是两个元件内部的连通或两个元件的相互作用关系。此外，如在本发明中所使用的，一元件设置于另一元件，通常仅表示两元件之间存在连接、耦合、配合或传动关系，且两元件之间可以是直接的或通过中间元件间接的连接、耦合、配合或传动，而不能理解为指示或暗示两元件之间的空间位置关系，即一元件可以在另一元件的内部、外部、上方、下方或一侧等任意方位，除非内容另外明确指出外。对于本领域的普通技术人员而言，可以根据具体情况理解上述术语在本发明中的具体含义。

下面结合附图进行描述。

请参考图2至图8，其中，图2是本发明实施例的植入电极的示意图；图3是图2的植入电极的远端局部放大图；图4是本发明实施例的电极刺激件的一个优选实例的示意图；图5是本发明实施例的电极刺激件的另一个优选实例的正视图；图6是图5所示的电极刺激件的侧视图；图7是本发明实施例的电极刺激件与基体装配前的示意图；图8是本发明实施例的电极刺激件与基体装配后的示意图。

如图2至图4、图7和图8所示，本发明实施例提供一种植入电极，其包括：基体10及电极刺激件20；所述基体10呈管状或柱状；在基体10的同一轴向处沿基体10周向设有至少两个安装槽11，且所述安装槽11的轴向两端处的所述基体10的内壁上均设有导向槽12；至少两个所述电极刺激件20分别对应设于所述安装槽11中；所述电极刺激件20包括电极片21和与电极片21连接的锚结构22；所述电极片21位于所述安装槽11中，且所述电极片21的外表面裸露在所述基体10之外，至少部分所述锚结构22位于所述导向槽12中且两者配合，使所述电极片21的外表面中心线210与所述基体10的轴线平行。

请参考图7和图8，在一个示范例中，安装槽11是开设在基体10上的凹陷区域，在基体10的同一轴向位置处，沿周向环绕分布有至少两个安装槽11。由于安装槽11是凹陷于基体10的外表面，因此基体10于安装槽11处在安装槽的轴向两端均形成一圈轴向止挡部，导向槽12则开设在轴向止挡部的内壁上。进一步的，在图7示出的示范例中，锚结构22沿所述基体10的轴向延伸，呈相对电极片21对称的两翼形状，且锚结构22分布于电极片21沿轴向的两端。电极刺激件20的电极片21的形状优选与安装槽11的形状相适配，电极片21能够装入安装槽11中；进而锚结构22的形状与导向槽12的形状相适配，锚结构22能够插入导向槽12中，使得整个电极刺激件20嵌固于基体10中。此时，由于导向槽12能够限制锚结构22的移动，从而能够保持电极刺激件20与基体10的相对位置关系，使电极片21的外表面中心线210与基体10的轴线平行，即在初步安装时即可确定电极刺激件20在基体10周向和轴向上的位置。关于外表面中心线210，电极片21的外表面优选沿所述基体10的周向弯曲延伸，形成瓦片状，其外表面中心线210可以理解为瓦片状的电极片21外表面的中轴线，可参考图4和图7进行理解。

植入电极在呈管状或柱状的基体10上周向分布至少两个电极刺激件20，即形成方向性电极。如背景技术，方向性电极相比于环形电极，相对于治疗靶点位置在360°周向上刺激方向可调节，效果更好。而本实施例提供的植入电极，尤其适合被配置为方向性电极。具体的，至少两个电极刺激件20通过置入不同的安装槽11和导向槽12，围绕基体10的周向间隔排布，相互之间绝缘，并分别通过独立的导线引出至植入式脉冲发生器IPG。较佳的，在一个圆周上，植入电极包括2~6个安装槽11和电极刺激件20，优选沿周向均匀地分布。受到植入电极尺寸和需求限制，每个电极刺激件20的锚结构22需在有限的尺寸、空间中，保证不与其它电极刺激件20接触，以满足电极刺激件20间相互绝缘的需求。

本实施例提供的植入电极主要用于植入脑深部，其在圆周上环布至少两个电极刺激件20，实现了方向性的控制，即在周向上形成至少两个刺激处，因此在植入时需确定两个刺激处的位置。由于植入时无法直视性的查看刺激处是否与所要刺激的靶点对准，其只能通过调整基部位置来进行调整，因此电极刺激件20与基部10的定向固定尤其重要，若存在偏移则会直接影响使用。

本实施例提供的植入电极通过锚结构22与导向槽12的配合实现电极片21与基体10固定前的初定位，以此确保电极片21的外表面中心线与基体10的轴线平行，便于加工时定向和定位，避免后续固定加工过程中电极片21产生转动错位而影响成品率。此外，由于导向槽12开设在基体10沿轴向的内壁上，不会侵入基体10的径向的内部空间，有利于基体10内部空间的充分利用。

在一个示范例中，基体10呈管状，即大致呈中空的圆柱状，其外径在1.15-1.45mm之间。基体10管状的内腔用于供电极片21的连接导线或其它的导线穿设，电极片21的外表面（即远离基体10的轴线的一面）呈裸露状态是指：电极片21沿所述基体10的外表面未被基体10或其它部件所覆盖而直接暴露，根据电极片21的厚度（指电极片21在基体径向上的尺寸）与安装槽11深度（指安装槽11的底部沿基体10的径向到基体10外表面之间的距离）的关系，电极片21可以凸起或凹陷于基体10的外表面，较佳的，电极片21的外表面也可以与基体10的外表面平齐。电极片21的外表面在使用中被配置为刺激触点，用于与治疗靶点的脑组织直接接触，电极片21的外表面与基体10的外表面平齐时，电极片21仅以其外表面实现放电，电荷释放过程较为均匀。若电极片21凸出于基体10的外表面时，其侧壁于外表面的转角处则容易电荷集中而形成尖端放电，不利于电荷的均匀释放。此外，电极片21的外表面与基体10的外表面平齐布置，整个植入电极的外表面光滑，有利于植入时减小阻力。

在一些实施例中，所述基体10包括带长槽的长管以及套设在长管上的至少两个套环，两个套环间的长槽形成所述安装槽11，所述套环对应长槽的内壁上设有所述导向槽12。当然在其它的一些实施例中，安装槽11和导向槽12也可以由基体10直接加工形成，本发明对此不限。

本实施例还包括上述植入电极的一制作过程，其具体可为：

1）准备材料，包括基体10、导线和电极刺激件20；

准备管状或柱状的基体10，在基体10上形成有至少两个长槽，所有长槽沿周向均匀间隔分布；制定一套环，在套环的内壁上均匀分布有与长槽个数相等的导向槽12，在基体10上间隔固定两个上述套环，两个上述套环间的长槽部分形成上述安装槽11，以此实现导向槽12与安装槽11的定位；

或者在基体10上，直接加工形成上述安装槽11和导向槽12；

电极刺激件20包括电极片21和锚结构22，电极片21的轴向两端分别设有锚结构22；

2）初步固定；将导线穿入基体10的管状内腔中，电极片21置于安装槽11中且与导线电气相连，具体可为电极片21和导线焊接，且使锚结构22位于导向槽12中，实现电极片21与基体10在轴向和周向的初步固定；

3）将基体10和电极片21通过注塑等工艺实现最终固定。

由于锚结构22与导向槽12相互配合，其除了在初始安装时对电极片21进行初步固定，在最终注塑固定后，还能够使得电极片21与基体10形成机械结构连接，避免电极片21在长期使用中受颅内脑组织活动或脑脊液等液体侵蚀而产生脱落，提高连接可靠性。优选的，锚结构22沿基体10的轴向和/或周向延伸，其一方面便于加工时定向和定位，另一方面不会占用基体10沿径向的内部空间，有利于基体10内部空间的充分利用。具体的，由于基体10的外径在1.15-1.45mm之间，基体10的内部仅有约1mm内径的空间，而实际中，基体10的内部结构较复杂，如包含有支撑性结构、绝缘结构及8股甚至更多导线，故周向和/或轴向延伸的锚结构22更利于操作及未来更多通路电极的设计制造。

优选的，所述锚结构22被所述基体10和/或所述导向槽12覆盖而不裸露，如此即不会对电极片21的刺激面积产生影响。在一些实施例中，锚结构22与电极片21一体成型，两者的连接强度较高，但是两者均能够导电。电极片21的外表面的面积即为刺激面积，其一般可根据实际治疗需求进行设置。倘若可导电的锚结构22裸露，则会对刺激面积产生影响。在图7和图8示出的示范例中，锚结构22分布于电极片21沿轴向的两端，在插入导向槽12后，即被导向槽12所覆盖。进一步的，在对基体10和电极片21通过注塑最终固定后，锚结构22被完全覆盖而不裸露。

可选的，锚结构22与电极片21在基体10的径向上形成高低差。优选的，锚结构22远离基体10的轴线的一端（即外表面）相对于电极片21的外表面更靠近基体10的轴线，即锚结构22在基体10的径向上低于电极片21。锚结构22可以是各种形态的，例如在图4所示出的示范例中，锚结构22沿基体10的轴向延伸，相对于电极片21形成台阶状。此时锚结构22远离基体10的轴线的一端即为台阶状的锚结构22的外表面，其相对于电极片21的外表面更靠近基体10的轴线，亦即锚结构22的外表面低于基体10的外表面，如此配置，便于使锚结构22嵌入导向槽12中。

在图5和图6示出的示范例中，锚结构22同时沿基体10的轴向和周向延伸，相对于电极片21形成台阶状。在图5示出的示范例中，锚结构22同时沿基体10的轴向和周向延伸，形成一整层，而电极片21则设置在该锚结构22的外侧（即远离基体10之轴线的一侧），亦形成一整层。电极片21的轮廓略小于锚结构22的面积，使得电极片21与锚结构22两者叠层布置，形成台阶状。在另外的一个示范例中，可通过将一片状件的中心区域冲出形成凸状的电极片21，周边弯折形成锚结构22，也可形成台阶状的电极片21和锚结构22。可选的，锚结构22与电极片21两者可以是一体成型（如冲压、弯折成型），也可以是相互独立成型后通过如焊接等方式固定连接成型。在锚结构22同时沿所述基体10的轴向和周向延伸的实施例中，一部分轴向延伸的锚结构22可插入导向槽12中并与导向槽12形成配合，而另一部分周向延伸的锚结构22则置于安装槽11中。可以理解的，此时安装槽11的形状大于电极片21的外轮廓形状，安装槽11中不仅供电极片21容置，还用于供周向延伸的锚结构22容置。较佳的，在轴向延伸的锚结构22插入导向槽12，使电极刺激件20完成与基体10的初步安装后，可通过注塑或注胶等方式，将周向延伸的锚结构22进行覆盖。

在一个示范例中，如图5和图6所示，锚结构呈环绕电极片21一周的环设形状。需要说明的，两翼形状或环设形状仅为锚结构22的形态的一种示范而非对锚结构22形态的限定，例如锚结构22可以呈沿基体的轴向或周向延伸的柱体、片状体、齿状体或波浪形结构等等，只需其在基体10的径向方向上厚度较小，不占用较多的径向空间为佳。特别的，锚结构22同时沿基体10的轴向和周向延伸亦非限定锚结构呈环设形状，其也可以是如十字形延伸的独立的若干延伸部分组合形成，本领域技术人员可根据实际进行设置。

请参考图3，优选的，在一些实施例中，基体10上沿轴向间隔设有至少两个安装槽组，每个所述安装槽组包括处于所述基体10的同一轴向处的所有所述安装槽11，且每个所述安装槽11内设有一个所述电极刺激件20。一般的，为了提高植入电极的有效性，将至少两个安装槽组和电极刺激件20沿基体10的轴向间隔排布。例如在图3示出的示范例中，在轴向上，基体10设有4个安装槽组，植入电极相应地包括4组电极刺激件20，每组电极刺激件20处于基体的同一轴向处沿周向均匀分布，每组可含2-6个电极刺激件20。在一个可替代的实施例中，植入电极所有电极刺激件20的轴向覆盖长度（指最远端的电极片21的远端至最近端的电极片21的近端的距离）可选在6.5-11.5mm之间，优选为7.5mm、9.0mm或10.5mm，电极片21轴向长度优选为1.5mm。可以理解的，电极刺激件20沿轴向的数量并不限于为4个，本领域技术人员可根据实际进行调整。进一步的，在其它的一些实施例中，植入电极包括多个电极刺激件20，多个电极刺激件20既围绕基体10周向间隔排布，同时又沿基体10轴向间隔排布，形成阵列。

以上描述了植入电极的大致形态，其中的电极片21的周向轮廓形状为矩形、方形或圆角矩形等。可选的，电极片21的周向轮廓线由多根边线211围成，至少两根边线211相连处通过过渡段212衔接。电极片21通过多根边线211围成，相比圆形电极或环状电极，有利于明确指向性，以形成方向性电极。

在一些实施例中，电极片21同时沿基体10的轴向和周向延伸，因此其边线211可根据延伸方向的不同，形成直线形或弧线形。优选的，边线211在平行于基体10的轴向的投影上均呈直线形。在图4示出的示范例中，电极片21的周向轮廓线由两根直线形的纵边和两根弧线形的横边围成，其中的纵边沿基体10的轴向延伸，而横边沿基体10的周向延伸，其垂直于基体10的轴向，使得电极片21形成大致呈矩形的形状。可以理解的，此时横边与纵边在平行于基体10的轴向的投影上均呈直线形。当然在其它的一些实施例中，边线211在平行于基体10的轴向的投影上也不限于为直线形，其也可以是曲率较小的弧线形。在另外的一些实施例中，边线211不限于仅沿基体10的轴向或周向延伸，而是可以同时既沿基体10的轴向延伸又沿周向延伸，即边线211相对于基体10的轴向呈斜向。电极片21的周向轮廓线亦不限于由4根边线211围成，其也可以由如3根、5根、6根或更多边线211围成，本发明对此不限。

若相邻的边线211直接连接，两者形成尖锐的角部，在刺激时电荷会集中在相邻边线211所形成的角部，产生较高的刺激输出，导致角部的电荷密度超出患者可承受的阈值，造成患者感到不适，而同时，其边线211的中部电荷密度低于刺激需求，进而造成治疗效果不明显的情况。而边线211通过过渡段212连接，可以减缓角部的电荷集中，使电荷相对更均匀地分布在电极片21的表面，避免出现表面电荷密度分布差异过大，导致治疗中可调电参数范围受限的情况。

可选的，过渡段212可以为直线形、折线形或圆弧形，较佳地选择圆弧形，以进一步减少角部的产生，使相邻的边线211形成圆滑地过渡连接。在一个示范例中，圆弧形的过渡段212的半径为0.1mm~0.4mm，可以理解的，过渡段212的半径可根据治疗靶点的区域面积和靶点形状进行调整，使刺激面积能够覆盖靶点区域。

优选的，电极片21的周向轮廓线由四根边线211围成，相间隔的两根边线211相互平行，相邻的两根边线211均通过过渡段212衔接，使得电极片21大致形成矩形或平行四边形的形态。如此配置，有利于电极刺激件20形成阵列排布，有利于在有限的空间内排布更多数量的电极刺激件20，并使得电极刺激件20的方向性得到较好的统一。

基于如上所述的植入电极，本发明实施例还提供一种植入电刺激系统，其包括如上所述的植入电极、植入式脉冲发生器和电极延伸导线，所述植入电极、所述电极延伸导线和所述植入式脉冲发生器依次连接。

需要说明的，上述若干实施例之间可相互组合。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。

Claims

1.一种植入电极，其特征在于，包括：基体及电极刺激件；

至少两个所述电极刺激件分别对应设于所述安装槽中；所述电极刺激件包括电极片和与所述电极片连接的锚结构；所述电极片位于所述安装槽中，且所述电极片的外表面裸露在所述基体之外，至少部分所述锚结构位于所述导向槽中且两者配合，使所述电极片沿轴向的外表面中心线与所述基体的轴线平行。

2.根据权利要求1所述的植入电极，其特征在于，所述锚结构沿所述基体的轴向延伸；或者，所述锚结构同时沿所述基体的轴向和周向延伸。

3.根据权利要求1所述的植入电极，其特征在于，所述锚结构与所述电极片在所述基体的径向上形成高低差。

4.根据权利要求3所述的植入电极，其特征在于，所述锚结构呈相对电极片对称的两翼形状，所述锚结构呈环绕所述电极片一周的环设形状。

5.根据权利要求1至3中任一项所述的植入电极，其特征在于，所述电极片的外表面与所述基体的外表面相平齐。

6.根据权利要求1所述的植入电极，其特征在于，所述锚结构被所述基体和/或所述导向槽覆盖而不裸露。

7.根据权利要求1所述的植入电极，其特征在于，所述锚结构与所述电极片一体成型。

8.根据权利要求1所述的植入电极，其特征在于，所述基体上沿轴向间隔设有至少两个安装槽组，每个所述安装槽组包括处于所述基体的同一轴向处的所有所述安装槽，且每个所述安装槽内设有一个所述电极刺激件。

9.根据权利要求1所述的植入电极，其特征在于，所述电极片的周向轮廓线由多根边线围成，至少两根所述边线相连处通过过渡段衔接。

10.根据权利要求9所述的植入电极，其特征在于，所述电极片的周向轮廓线由四根所述边线围成，相间隔的两根所述边线相互平行，相邻的两根所述边线均通过所述过渡段衔接。

11.据权利要求1所述的植入电极，其特征在于，所述基体包括带长槽的长管以及套设在所述长管上的至少两个套环，两个所述套环间的所述长槽形成所述安装槽，所述套环对应所述长槽的内壁上设有所述导向槽。

12.一种植入电刺激系统，其特征在于，包括根据权利要求1~11中任一项所述的植入电极、植入式脉冲发生器和电极延伸导线，所述植入电极、所述电极延伸导线和所述植入式脉冲发生器依次连接。