具有支架狀錨的神經刺激導線的製作方法

2023-09-15 04:16:10

專利名稱：具有支架狀錨的神經刺激導線的製作方法
技術領域：
本發明涉及用於神經或肌肉刺激的醫用電導線及其結構。本發明尤其涉及 使得導線穩定在鄰近待刺激神經的血管內位置的醫用電導線結構。
髓紗
現今已對包括左右迷走神經、交感神經和副交感神經、膈神經、骶神經及 海綿體神經在內的多種神經的直接或非直接刺激有了相當多的研究，以治療多 種醫學、精神病學及神經學上的失調或病症。最近，已提出將迷走神經的刺激 作為對多種包括心衰在內的多種心臟疾病的治療方法。
過去，神經刺激電極一般套在待刺激神經上與之直接接觸。很少採用創傷 法來使用血管內導線經由鄰近的靜脈來剌激神經。包括一或多個電極的導線插 入患者的脈管系統並且被傳遞至鄰近待刺激神經的血管內的位置。然而，在靜 脈內沒有用於穩定導線的其他裝置的情況下，導線會移動及/或旋轉，導致電極 離開剌激位置。
由此，需要開發一種使導線移動和旋轉最小化，並且能夠可靠進行長期治 療機構。

發明內容
根據本發明的一實施例， 一種用於刺激神經的醫用電導線，所述導線包括 導電的導線體，其具有適於連接至脈衝生成器的近側端；包括至少一個電極的 遠側部，所述電極適於穿過血管壁傳遞電脈衝；及導線錨。所述導線錨適於從 收縮形態膨脹至預形成的膨脹形態，其中，在所述膨脹形態中，所述遠側部的 有效長度基本等於收縮的所述導線錨的有效長度。所述遠側部這樣連接至所述 導線錨的外部，即在所述膨脹形態中所述導線錨將所述導線的所述遠側部按壓 抵靠在所述導線在其中展開的血管的至少一個管壁，從而固定及穩定所述血管 內的所述導線的遠側部。
根據本發明的另一實施例，-種從相鄰血管內部刺激神經的醫用電導線包 括適於連接至脈衝生成器的近側端；包括至少一個電極的遠側部，所述電極 適於穿過血管壁傳遞電脈衝；及適於從收縮形態膨脹至預形成的膨脹形態的導 線錨。所述遠側部連接至所述導線錨的外部。
根據本發明的另一實施例， 一種用於固定及穩定血管內導線的導線錨組件，所述導線錨組件包括導線錨，所述導線錨包括固定至導線體的第一端以及 多個從所述固定於導線體的第一端延伸至第二端的、 一體形成的支撐柱。所述 導線錨可以由超彈性材料的雷射切割管制成。
還描述了一種在相鄰血管內部刺激神經的方法。根據本發明的一實施例， 該方法包括設置包括導線錨組件的醫用電導線。所述導線的遠側部安裝至所述 錨的外部。所述導線錨包括至少一個固定至導線的第一端以及多個從所述第一 端延伸至第二端的柱杆，並且所述導線錨適於從收縮形態膨脹至預形成的膨脹 形態，從而將所述導線的遠側部向上按壓抵靠著所述血管的壁。此外，所述方 法包括使得所述導線通過患者的脈管系統前進至所述血管內的刺激位置；部分 地展開所述導線錨組件以使所述至少一個電極暴露；使用所述部分展開的導線 錨組件暫時剌激所述神經；並且判定最優刺激閾值。所述方法還包括完全展開 所述導線錨組件並且從所述血管內的刺激位置對相鄰的神經進行長期刺激。
儘管業已揭露了多個實施例，本技術領域的技術人員通過下文描述本發明 示範實施例的詳細描述可清楚本發明的其它實施例。因此，這些附圖和詳述應 認為是說明性的而非用於限制。


圖1和2為根據本發明一實施例的、展開在患者的頸內靜脈中靠近迷走神 經的位置的導線的示意圖3A 3D為根據本發明多個實施例的、包括導線錨的導線的遠側部的示 意圖，所述導線錨包括布置在血管中的錐形近側端和遠側端；
圖4A 4C為根據本發明多個實施例的、包括導線錨的導線的遠側部的示 意圖，所述導線錨包括布置在血管中的單個錐形端；
圖5A 5C為根據本發明實施例的、在血管內傳遞和展開期間的包括導線 錨的導線的局部剖視圖。
儘管可將本發明修改為多種變化和代替形式，下文通過附圖中的例子示出
並且詳細描述了具體實施方式
。然而，本發明並不限於所描述的具體實施方式
。 相反，本發明意欲覆蓋所有落入所附權利要求範圍內的修改、等同物及替換。
具體實施例方式
儘管本文描述的實施例主要涉及通過左或右鎖骨下靜脈將導線放入右頸 內靜脈，下文所述的本發明的多種實施例可在患者脈管系統內的多個位置進 行。任何有可能從刺激獲益的神經、肌肉或腦組織附近的血管內位置為剌激的 可能位置。術語"血管"包括循環系統的所有靜脈和動脈。此外，該術語"血管" 包括淋巴系統的多種結構，包括淋巴結、淋巴管、毛細淋巴管、淋巴道。類似地，如文中所用的，該術語"血管，，還包括腸胃系統的多種管狀結構。在此使用 的表述"神經"或"神經纖維"包括單神經元、神經、神經末梢，或神經束。術語"血 管內"表示在靜脈或動脈循環系統之內，包括各種類型和種類的血管。當在本發 明實施例的描述中稱為"血管內刺激"時，係指來自循環系統內部的、導致受益 神經、肌肉或組織的(經血管的)刺激的刺激。術語"經血管的"係指穿過血管 或血管壁。"刺激"係指通常為電的刺激，這一刺激導致例如通過流入細胞的鈣 和鈉、或者細胞兩端膜電位變化測得的一個細胞或多個細胞或一個細胞的一部 分的去極化、收縮、激勵。
已知其相鄰處或附近有神經延伸的、直徑足夠讓導管進入的血管可作為合 適的候選可能刺激位置。位置的例子包括但不限於左右頸內靜脈、奇靜脈、 頭臂(無名)靜脈、鎖骨下靜脈、上腔靜脈、肺動脈、心臟支血管。其它可能 的刺激位置包括但不限於胸導管、膽管、沿上胃腸道及下胃腸道的位置。待 刺激神經的例子包括但不限於左右迷走神經、膈神經、副交感神經、交感神經 及骶神經。
圖l示出了患者的脈管系統2的立體圖，導線6展開在系統2中。圖2為
展開在系統2中的導線6的放大示意圖。 一般地，如圖所示，脈管系統2包括 右頸外靜脈10和左頸外靜脈14、右頸內靜脈18和左頸內靜脈22、右鎖骨下 靜脈26和左鎖骨下靜脈30，這些血管的一部分與右迷走神經34和左迷走神經 38大致對齊。如圖1和2所示，導線6通過左鎖骨下靜脈30插入患者的脈管 系統，並且插入右頸內靜脈18。導線6定位在靠近右迷走神經34的右頸內靜 脈18中。或者，導線6可經由右鎖骨下靜脈26插入並前進至右頸內靜脈18 中的刺激位置。
導線6包括具有近側端和遠側部50的導線體42。 一個或多個電極56沿導 線體42設置，具體地，電極56位於導線6的遠側部50。該導線的近側端適於 與脈衝生成器或其它可植入醫療裝置連接。導線體42為撓性，且其截面形狀 一般為圓形。
根據本發明的一實施例，導線體42包括多個傳導件，所述傳導件包括線、 線圈、線纜。這些傳導件可經絕緣處理與諸如矽、聚氨酯、乙烯四氟乙烯之類 的絕緣體或其它生物相容絕緣聚合物在適當位置成型在--起。在本發明的-一實 施例中，導線體42為共徑(co-radial)的設計。這一實施例中，各單獨的傳導 件單獨進行絕緣處理，然後將這些絕緣線圈平行巻繞在一起以形成單個的線 圈。在另一實施例中，導線體42為共軸。根據本發明的再一實施例，各傳導 件適於以"一對一 (one-to-one)"的方式連接至單個電極56，以使得可對各電 極56進行獨立的編址。本方面的另一實施例中，導線體42包括適於容納導絲、 或通管絲之類導向件的內腔。導線6還包括遠側部50。遠側部50的構造可與導線體42相同或不同。根 據本發明的一實施例，導線6的遠側部50的剛性大於導線體42。名稱為"具有 近側張力減緩的經血管導線"的、經共同轉讓的第11/669,039號美國共同未決 專利申請揭露了這一結構的示範實施例，通過引用將其合併在此。根據本發明 的另一實施例，遠側部50包括這樣的材料，即使得該遠側部50具有可將導線 6的遠側部50錨定或固定在血管中。該材料的例子包括鎳鈦諾和其它本領域公 知的材料。
遠側部50包括導線錨60。如圖3A 4C所示，導線6的遠側部50安裝至 導線錨60的外部64。遠側部50使用包括粘合、焊接、縫合等多種方法將遠側 部50結合至導線錨60。
遠側部50這樣安裝至導線錨60，即其隨著形成錨60的柱杆的曲率延伸， 如圖3A、 3C、 4A和4B所示。或者，遠側部50可這樣安裝，即其沿著錨60 的長度基本筆直地延伸，如圖3B和4C所示。根據本發明的另一實施例，導線 6的遠側部50這樣安裝至導線錨60的外部64，即導線6的遠側部50的第一 端68與第二端72大致對齊(如圖3A 3C所示)。更具體地，這些實施例中， 導線的遠側部50這樣安裝至導線錨60的外部64，即第一端68與第二端72徑 向對齊。或者，導線6的遠側部50這樣安裝至導線錨60的外部64，即導線6 的遠側部50的第一端68徑向偏離第二端72，如圖3D所示。
根據另一示範實施例，遠側部50分叉。分叉的遠側部50包括第一細長部 件和第二細長部件。分叉遠側部的各細長部件安裝至導線錨60的外部。各細 長部件可隨著形成錨60的柱杆的曲率延伸。或者，可這樣安裝細長部件，即 這些細長部件沿著錨的長度大致筆直地延伸。根據再一實施例，其中一個細長 部件隨著柱杆延伸而另一個細長部件安裝為沿錨60的長度大致筆直地延伸。
根據本發明的另一實施例，遠側部50可包括一個或多個在導線體42的外 層中的凹陷。這些凹陷適於容納導線錨60的一部分或全部。這些凹陷使得遠 側部50在導線錨60上保持不突出的形態，並且提供更穩固的安裝。
遠側部50還包括一個或多個電極56。電極56的結構可為業界中公知的結 構。名稱為"經血管神經刺激的電極結構"的、共同轉讓的第11/668,957號美國 共同未決專利申請揭露了這種類型電極的例子，通過引用將其合併在此。本發 明的多種實施例中，電極56可為環形電極或部分環形電極，並且可包括靠近 電極56的藥物洗脫環58。至少一個電極56適於將電脈衝經血管地傳遞至待刺 激的神經或肌肉。根據本發明的一實施例，遠側部50包括多個沿遠側部50互 相等距地設置的電極56。電極56可具有相同或不同的極性。此外，可通過導 線體42將電極56連接至多個單獨的傳導件以使所述電極可單獨編址。單獨編 址的電極使得可靈活選擇電極，以對刺激的電流場和方向進行更佳的控制並且容許刺激和感測可有多種選擇。根據本發明的一實施例，導線錨60可由超彈
性材料製成。超彈性材料的例子包括鎳鈦諾、MP35N和本領域其它公知的材料。 根據本發明的一實施例，使用本領域中公知的技術從雷射切割鎳鈦諾管形成導 線錨60。用雷射來切割鎳鈦諾管以去除材料，從而留下至少一個直徑與原始管 徑相同的套環、和一個或多個一體形成的可膨脹柱杆。可連接柱杆以形成一或 多個網格。此外，柱杆可為編織或非編織結構。根據本發明的代替實施例，導 線錨60可由一或多個超彈性線形成。與一體形成的柱杆類似，可連接這些線 以形成一或多個網格。隨著網格數量的增加，該錨的外觀可類似於籠狀或籃狀。 此外，這些線可為麻花狀或非麻花狀結構。此外，可使這些線為螺旋形、傾斜、 弧形，並且這些線可為適於使得這些線上的張力為最小的多種結構。
根據本發明的一實施例，導線錨60包括至少一個固定在導線6的遠側部 的一端的套環76。如圖3A 3D所示，導線錨60包括固定至導線6的遠側部 50的第一端68的近側套環76和固定至第二端72的遠側套環80。至少一個可 膨脹柱杆84從近側套環76延伸至遠側套環80。可膨脹柱杆84這樣形成，即 其適於抵靠著遠側部50展開其中的血管的血管壁偏壓包括電極的遠側部。根 據本發明的另一實施例，導線錨60包括多個從近側套環76延伸至遠側套環80 的可膨脹柱杆84。根據本發明的另一實施例，如圖3A 3D所示，形成導線錨 60的可膨脹柱杆84包括連接至近側套環76的近側錐形區88和連接至遠側套 環80的遠側錐形區92。錐形區88和92有助於導線6的遠側部50的傳遞和回 縮。
根據本發明的代替實施例，如圖4A 4C所示，導線錨60包括附接至遠側 部50的第一端68的單個近側套環76。如圖4A 4C所示，導線錨60包括多 個從近側套環76朝向遠側部50的遠側端72延伸的可膨脹柱杆84。可膨脹柱 杆84包括在一端連接至套環76的錐形近側區域88。導線錨60的遠側端95不 包括套環，錨60的遠側端95由此保持在末端開口。
根據本發明的另一實施例，導線錨60包括生物相容性塗覆物。根據多種 實施例，該塗層包括聚氨酯、矽膠、EFTE、 PTFE或者其它本領域公知的生物 相容性材料。根據本發明的另一實施例，可使用生物相容性塗覆物單獨地對多 個柱杆84進行塗布。根據本發明的再一實施例，也可採用覆蓋支架狀的錨60 的聚合物套(polymer sleeve)。
根據本發明的另一實施例，如圖3A 4C所示，導線錨60適於從收縮形態 膨脹至膨脹形態。該膨脹形態中，導線錨60將導線6的遠側部及其電極56向 上按壓抵靠著遠側部50展開在其中的血管100的血管壁。導線錨60以足夠的 徑向力而膨脹，以有效地使得包括其電極56在內的遠側部50旋轉及偏移離開 目標刺激位置的程度為最小，由此固定及穩定血管100中的導線6的遠側部50。力沿著錨60膨脹後的長度分布，從而提供了更有效且更穩定的錨定機構。根 據本發明的一個實施例，導線錨60將足夠的徑向膨脹力施加在該血管壁上，
以使遠側部50偏出血管壁96的原始邊界並且移向待刺激神經34，但不對血管 壁96造成損害。從而，任何遠側部50上的電極56更靠近神經34。根據本發 明的一實施例，電極56與待剌激神經34之間的距離約小於2mm。
遠側部50偏出血管壁96的原始邊界不會造成血管壁96的損壞，也不會 使得螺旋蝕穿血管壁96。經過一段較長時間後，遠側部50上形成組織鞘，這 樣其變得被封在血管壁96之內。血管100的外幾何形狀改變，使得位於血管 100內部的導線6的遠側部50的外輪廓可見。
當膨脹時，導線錨60的長度範圍為約6mm 約120mm。此外，根據本發 明的一實施例，膨脹後的導線錨60的有效外徑的範圍為約3mm 約40mm。 根據本發明的另一實施例，膨脹後的導線錨60的有效外徑的範圍為約10mm 約25mm。導線錨60的外徑選擇為，當處於膨脹形態時，導線錨60的外徑稍 大於其展開在其中的血管100的內徑。根據一實施例，導線錨60的外徑範圍 為大於遠側部50展開在其中的血管100的內徑約5% 40%。根據另一實施例， 導線錨60的尺寸為，其可與適於傳遞至左側心臟以及患者脈管系統中其它位 置的導線一起使用。
圖5A 5C示出了在血管100內傳遞及展開過程中的導線6的遠側部50。 收縮形態中，如圖5A所示，遠側部50的有效長度與導線錨60的有效長度基 本相等。根據本發明的一實施例，包括安裝至其上的遠側部50的收縮導線錨 60的外徑範圍為約lmm 約4mm。根據本發明的一實施例，收縮的導線錨60 的總長度的範圍為約6mm 約200mm。根據本發明的另一實施例，該收縮的 導線錨的總長度的範圍為約10mm 約80mm。
根據本發明的一實施例，如圖5A 5C所示，導線錨60適於容納在導管 110或者其它能夠容納處於收縮形態、用於插入及在患者脈管系統(包括鄰近 待刺激神經的fn何合適l(li管)中傳遞的導線錨60的合適部件中。根據本發明 的另一實施例，導線體42包括內腔，所述內腔適於容納通管絲或導絲之類有 助於將包括導線錨60的遠側部50傳遞至血管內的刺激位置的導向件。根據這 些實施例，使用單獨或者互相組合的通管絲、導絲或導管U0將包括導線錨60 的遠側部50從膨脹形態收縮(完全地或部分地)至收縮形態(完全的或部分 的)，並且將導線6的遠側部50導向通過患者的脈管系統直至位於血管100 內的刺激位置。處於收縮形態時，如圖5A所示，包括安裝至其上的遠側部50 的導線錨60可插入患者的脈管系統並且被導向至血管100內的刺激位置。
根據本發明的另一實施例，如圖5A 5C所示，導管110用於將包括安裝 至其上的遠側部50的導線錨60傳遞至血管內的剌激位置。--旦位於目標血管內部，如圖5B所示，包括遠側部50的導線錨60從導管110部分展開並且旋 轉，或者進行其它操控。位於遠側部50的電極56可用於短暫刺激，並且由此 測試可能的刺激位置。 一旦使用由短暫刺激獲得的信息而選定剌激位置，導管 110可以回縮並且導線錨60完全展開，如圖5C所示，以將導線6的遠側部50 固定及穩定在該血管內的刺激位置，這樣可在該目標刺激位置對相鄰神經或肌 肉產生經血管刺激。
根據本發明的再一實施例，導線錨60為可變地膨脹。即導線錨60適於在 與管壁96卡合併保持摩擦力的同時根據血管100的尺寸和直徑的自然變化而 膨脹。例如，當位於頸內靜脈18和22中，頸內靜脈18和22的內部幾何形狀 (直徑和內部形狀)可隨著血流和血壓變化。類似地，當患者處於直立位置時， 血管100的直徑會小於患者處於仰臥或俯臥位置時的直徑。導線錨60通過膨 脹解決管徑不同的問題，以保持管壁96上的摩擦力，從而將遠側部50保持和 穩定在血管中。
可使用常規技術將根據本發明多種實施例的導線6的遠側部50傳送至靠 近待刺激神經、肌肉或組織的血管內的刺激位置。根據本發明的一實施例，導 線6可通過直接進入患者頸內靜脈的經皮棒插入患者的脈管系統，以對迷走神 經進行治療。根據本發明的另一實施例，其上安裝有遠側部50的導線錨60轉 換至收縮形態且前進通過患者的脈管系統，並且利用導管之類的導向件轉遞至 刺激位置。 一旦到達刺激位置並且該導管回縮，允許導線錨60從其收縮形態 轉換至與導線錨在其中展開的血管的管壁接觸並摩擦卡合的膨脹形態。類似 地，可將通管絲或一或多個導絲插入導線體42的內腔以將導線錨60從其預定 的膨脹形狀轉換至收縮形態。然後將遠側部50通過脈管系統導向至血管內的 刺激位置。 一旦到達刺激位置，取出導絲或通管絲以使得導線錨60回復至其 預定形狀。亦可使用牽拉絲來進一步膨脹血管內的導線錨60，以使形成錨60 的可膨脹柱杆84在管壁上施加附加的徑向力，從而固定及穩定血管內的導線6。
無論使用何種傳遞方法， 一旦包括安裝至其上的遠側部50的導線錨60到 達鄰近待刺激神經34的血管100中的刺激位置時，導線錨60膨脹，從而推動 安裝至導線錨60外部的遠側部50與包括安裝至其上的遠側部50的導線錨60 在其中展開之血管100的血管壁96接觸且摩擦卡合。導線體42並且導線錨60 由此可在血管100內旋轉以使得電極56朝向刺激目標定向。此外，可進一步 旋轉導線體42或對其定位直至通過管壁96到鄰近待刺激神經或肌肉的、由電 極56進行的電剌激閾值達到最大或最優。然後可對經電極56傳遞的刺激脈衝 進行測量以判定是否已達到最優刺激閾值。
可通過在血管內旋轉導線體42或者將導管110或導絲之類的導向部件重 新導入以使導線錨60收縮(部分或完全)，來重新定位遠側部50。然後，可
10重新定位以及/或者從血管100中取出安裝到導線錨60外部的遠側部50。根據 本發明的另一實施例，遠側部50可從導管110部分地展並以對神經進行短暫 刺激。 一旦使用短暫剌激辨識了合適的刺激位置，導管110可退回並且包括安 裝至其上的遠側部50的導線錨60在該刺激位置處可在該血管內完全展開。
可對所描述的示範實施例作出多種修改和附加而不脫離本發明的範圍。例 如，儘管上述實施例提及具體的特徵，然而本發明的範圍還包括具有不同特徵 組合的實施例和不包括所述特徵的實施例。因此，本發明的範圍意欲涵蓋所有 落入權利要求及其等價物範圍之內的這種代替、修改及變化。
權利要求
1、一種用於刺激神經的醫用電導線，其中所述導線適於傳遞至靠近待刺激神經的血管中的刺激位置，所述導線包括導電的導線體，其具有適於連接至脈衝生成器的近側端；包括至少一個電極的遠側部，所述電極適於穿過血管壁傳遞電脈衝；及適於從收縮形態膨脹至預形成的膨脹形態的導線錨，其中，在所述收縮形態中，所述遠側部的有效長度基本等於收縮的所述導線錨的有效長度，並且其中所述遠側部這樣連接至所述導線錨的外部，即在所述膨脹形態中所述導線錨將所述導線的所述遠側部按壓抵靠在所述導線在其中展開的血管的至少一個管壁，從而固定及穩定所述血管內的所述導線的遠側部。
2、 如權利要求1所述的醫用電導線，其中所述血管選自頸內靜脈、上腔 靜脈和頭臂靜脈，並且所述神經為迷走神經。
3、 如權利要求1所述的醫用電導線，其中所述導線錨包括超彈性材料。
4、 如權利要求1所述的醫用電導線，其中所述導線錨包括至少一個固定 至所述導線的所述遠側部的套環。
5、 如權利要求1所述的醫用電導線，其中所述導線錨由超彈性材料的激 光切割管形成，並且至少包括固定至所述導線體的第一端以及多個從所述第一 端延伸至第二端的一體形成的柱杆。
6、 如權利要求5所述的醫用電導線，其中所述柱杆包括第一錐形區和第二錐形區，所述第一錐形區向下逐漸變細並且與固定至所述導線體的所述錨的 第一端連接，所述第二錐形區向下逐漸變細並且與固定至所述導線體的所述錨 的第二端連接。
7、 如權利要求5所述的醫用電導線，其中所述柱杆包括至少一個向下減 小且與固定至所述導線體的一端連接的錐形區。
8、 如權利要求1所述的醫用電導線，其中所述導線錨包括與第二端徑向 偏離的第一端。
9、 如權利要求1所述的醫用電導線，其中所述導線錨包括與第二端徑向 對齊的第一端。
10、 如權利要求1所述的醫用電導線，其中所述導線錨包括生物相容性塗層。
11、 如權利要求1所述的醫用電導線，其中所述導線錨包括聚合物套。
12、 如權利要求1所述的醫用電導線，其中在所述膨脹形態中，所述導線 錨的有效外徑的範圍為約3mm 約40mm 。
13、 如權利要求1所述的醫用電導線，其中在所述膨脹形態中，所述導線錨的有效外徑大於所述導線的遠側部在其中展開的所述血管的內徑約5% 40 %。
14、 一種從相鄰血管內部刺激神經的醫用電導線，所述導線包括 適於連接至脈衝生成器的近側端；包括至少一個電極的遠側部，所述電極適於穿過血管壁傳遞電脈衝；及 適於從收縮形態膨脹至預形成的膨脹形態的導線錨，其中所述遠側部連接 至所述導線錨的外部。
15、 如權利要求15所述的醫用電導線，其中當所述導線錨處於所述收縮 形態時，所述遠側部的有效長度基本等於所述導線錨的有效長度。
16、 如權利要求15所述的醫用電導線，其中所述導線錨包括超彈性材料。
17、 如權利要求15所述的醫用電導線，其中所述導線錨包括一個或多個 柱杆，所述柱杆包括第一錐形區和第二錐形區，所述第一錐形區向下逐漸變細 並且與固定至所述導線體的所述錨的第一端連接，所述第二錐形區向下逐漸變 細並且與固定至所述導線體的所述錨的第二端連接。
18、 如權利要求15所述的醫用電導線，其中所述導線錨包括一個或多個 柱杆，所述柱杆包括向下變細且與固定至所述導線體的所述錨的一端連接的第 一錐形區。
19、 如權利要求15所述的醫用電導線，其中所述導線錨包括與第二端徑 向偏離的第一端。
20、 如權利要求15所述的醫用電導線，其中所述導線錨包括與第二端徑 向對齊的第一端。
21、 如權利要求15所述的醫用電導線，其中所述導線錨包括生物相容性 塗層。
22、 如權利要求15所述的醫用電導線，其中所述導線錨包括聚合物套。
23、 如權利要求15所述的醫用電導線，其中在所述膨脹形態中，所述導 線錨的有效外徑的範圍為約3mm 約40mm。
24、 如權利要求15所述的醫用電導線，其中在所述膨脹形態中，所述導 線錨的有效外徑大於所述導線的遠側部在其中展開的所述血管的內徑約5% 40%。
25、 如權利要求15所述的醫用電導線，其中所述血管包括選自頸內靜脈、 上腔靜脈和頭臂靜脈，並且所述神經為迷走神經。
26、 一種用於固定及穩定血管內導線的導線錨組件，所述導線錨組件包括 導線錨，所述導線錨至少包括連接至導線體的遠側部的第一端以及從所述第一 端延伸至第二端的一體形成的多個柱杆，其中所述遠側部連接至所述導線錨的 外部。
全文摘要
描述了具有支架狀錨的神經刺激導線。所述導線的遠側部安裝至導線錨外部。所述支架狀的導線錨由超彈性材料形成，並且適於在血管中展開時從收縮形態轉換至膨脹形態。膨脹形態中，所述導線錨將所述導線按壓抵靠在其中展開的血管的至少一個血管壁，從而固定及穩定所述血管內的所述導線的遠側部。
文檔編號A61N1/05GK101600470SQ200880003479
公開日2009年12月9日 申請日期2008年1月22日 優先權日2007年1月30日
發明者馬克·J·勃萊 申請人:心臟起搏器公司