具有支架状锚的神经刺激导线的制作方法

专利名称：具有支架状锚的神经刺激导线的制作方法
技术领域：
本发明涉及用于神经或肌肉刺激的医用电导线及其结构。本发明尤其涉及 使得导线稳定在邻近待刺激神经的血管内位置的医用电导线结构。
髓紗
现今已对包括左右迷走神经、交感神经和副交感神经、膈神经、骶神经及 海绵体神经在内的多种神经的直接或非直接刺激有了相当多的研究，以治疗多 种医学、精神病学及神经学上的失调或病症。最近，已提出将迷走神经的刺激 作为对多种包括心衰在内的多种心脏疾病的治疗方法。
过去，神经刺激电极一般套在待刺激神经上与之直接接触。很少采用创伤 法来使用血管内导线经由邻近的静脉来剌激神经。包括一或多个电极的导线插 入患者的脉管系统并且被传递至邻近待刺激神经的血管内的位置。然而，在静 脉内没有用于稳定导线的其他装置的情况下，导线会移动及/或旋转，导致电极 离开剌激位置。
由此，需要开发一种使导线移动和旋转最小化，并且能够可靠进行长期治 疗机构。

发明内容
根据本发明的一实施例， 一种用于刺激神经的医用电导线，所述导线包括 导电的导线体，其具有适于连接至脉冲生成器的近侧端；包括至少一个电极的 远侧部，所述电极适于穿过血管壁传递电脉冲；及导线锚。所述导线锚适于从 收縮形态膨胀至预形成的膨胀形态，其中，在所述膨胀形态中，所述远侧部的 有效长度基本等于收縮的所述导线锚的有效长度。所述远侧部这样连接至所述 导线锚的外部，即在所述膨胀形态中所述导线锚将所述导线的所述远侧部按压 抵靠在所述导线在其中展开的血管的至少一个管壁，从而固定及稳定所述血管 内的所述导线的远侧部。
根据本发明的另一实施例，-种从相邻血管内部刺激神经的医用电导线包 括适于连接至脉冲生成器的近侧端；包括至少一个电极的远侧部，所述电极 适于穿过血管壁传递电脉冲；及适于从收縮形态膨胀至预形成的膨胀形态的导 线锚。所述远侧部连接至所述导线锚的外部。
根据本发明的另一实施例， 一种用于固定及稳定血管内导线的导线锚组件，所述导线锚组件包括导线锚，所述导线锚包括固定至导线体的第一端以及 多个从所述固定于导线体的第一端延伸至第二端的、 一体形成的支撑柱。所述 导线锚可以由超弹性材料的激光切割管制成。
还描述了一种在相邻血管内部刺激神经的方法。根据本发明的一实施例， 该方法包括设置包括导线锚组件的医用电导线。所述导线的远侧部安装至所述 锚的外部。所述导线锚包括至少一个固定至导线的第一端以及多个从所述第一 端延伸至第二端的柱杆，并且所述导线锚适于从收縮形态膨胀至预形成的膨胀 形态，从而将所述导线的远侧部向上按压抵靠着所述血管的壁。此外，所述方 法包括使得所述导线通过患者的脉管系统前进至所述血管内的刺激位置；部分 地展开所述导线锚组件以使所述至少一个电极暴露；使用所述部分展开的导线 锚组件暂时剌激所述神经；并且判定最优刺激阈值。所述方法还包括完全展开 所述导线锚组件并且从所述血管内的刺激位置对相邻的神经进行长期刺激。
尽管业已揭露了多个实施例，本技术领域的技术人员通过下文描述本发明 示范实施例的详细描述可清楚本发明的其它实施例。因此，这些附图和详述应 认为是说明性的而非用于限制。


图1和2为根据本发明一实施例的、展开在患者的颈内静脉中靠近迷走神 经的位置的导线的示意图3A 3D为根据本发明多个实施例的、包括导线锚的导线的远侧部的示 意图，所述导线锚包括布置在血管中的锥形近侧端和远侧端；
图4A 4C为根据本发明多个实施例的、包括导线锚的导线的远侧部的示 意图，所述导线锚包括布置在血管中的单个锥形端；
图5A 5C为根据本发明实施例的、在血管内传递和展开期间的包括导线 锚的导线的局部剖视图。
尽管可将本发明修改为多种变化和代替形式，下文通过附图中的例子示出
并且详细描述了具体实施方式
。然而，本发明并不限于所描述的具体实施方式
。 相反，本发明意欲覆盖所有落入所附权利要求范围内的修改、等同物及替换。
具体实施例方式
尽管本文描述的实施例主要涉及通过左或右锁骨下静脉将导线放入右颈 内静脉，下文所述的本发明的多种实施例可在患者脉管系统内的多个位置进 行。任何有可能从刺激获益的神经、肌肉或脑组织附近的血管内位置为剌激的 可能位置。术语"血管"包括循环系统的所有静脉和动脉。此外，该术语"血管" 包括淋巴系统的多种结构，包括淋巴结、淋巴管、毛细淋巴管、淋巴道。类似地，如文中所用的，该术语"血管，，还包括肠胃系统的多种管状结构。在此使用 的表述"神经"或"神经纤维"包括单神经元、神经、神经末梢，或神经束。术语"血 管内"表示在静脉或动脉循环系统之内，包括各种类型和种类的血管。当在本发 明实施例的描述中称为"血管内刺激"时，系指来自循环系统内部的、导致受益 神经、肌肉或组织的(经血管的)刺激的刺激。术语"经血管的"系指穿过血管 或血管壁。"刺激"系指通常为电的刺激，这一刺激导致例如通过流入细胞的钙 和钠、或者细胞两端膜电位变化测得的一个细胞或多个细胞或一个细胞的一部 分的去极化、收縮、激励。
已知其相邻处或附近有神经延伸的、直径足够让导管进入的血管可作为合 适的候选可能刺激位置。位置的例子包括但不限于左右颈内静脉、奇静脉、 头臂(无名)静脉、锁骨下静脉、上腔静脉、肺动脉、心脏支血管。其它可能 的刺激位置包括但不限于胸导管、胆管、沿上胃肠道及下胃肠道的位置。待 刺激神经的例子包括但不限于左右迷走神经、膈神经、副交感神经、交感神经 及骶神经。
图l示出了患者的脉管系统2的立体图，导线6展开在系统2中。图2为
展开在系统2中的导线6的放大示意图。 一般地，如图所示，脉管系统2包括 右颈外静脉10和左颈外静脉14、右颈内静脉18和左颈内静脉22、右锁骨下 静脉26和左锁骨下静脉30，这些血管的一部分与右迷走神经34和左迷走神经 38大致对齐。如图1和2所示，导线6通过左锁骨下静脉30插入患者的脉管 系统，并且插入右颈内静脉18。导线6定位在靠近右迷走神经34的右颈内静 脉18中。或者，导线6可经由右锁骨下静脉26插入并前进至右颈内静脉18 中的刺激位置。
导线6包括具有近侧端和远侧部50的导线体42。 一个或多个电极56沿导 线体42设置，具体地，电极56位于导线6的远侧部50。该导线的近侧端适于 与脉冲生成器或其它可植入医疗装置连接。导线体42为挠性，且其截面形状 一般为圆形。
根据本发明的一实施例，导线体42包括多个传导件，所述传导件包括线、 线圈、线缆。这些传导件可经绝缘处理与诸如硅、聚氨酯、乙烯四氟乙烯之类 的绝缘体或其它生物相容绝缘聚合物在适当位置成型在--起。在本发明的-一实 施例中，导线体42为共径(co-radial)的设计。这一实施例中，各单独的传导 件单独进行绝缘处理，然后将这些绝缘线圈平行巻绕在一起以形成单个的线 圈。在另一实施例中，导线体42为共轴。根据本发明的再一实施例，各传导 件适于以"一对一 (one-to-one)"的方式连接至单个电极56，以使得可对各电 极56进行独立的编址。本方面的另一实施例中，导线体42包括适于容纳导丝、 或通管丝之类导向件的内腔。导线6还包括远侧部50。远侧部50的构造可与导线体42相同或不同。根 据本发明的一实施例，导线6的远侧部50的刚性大于导线体42。名称为"具有 近侧张力减缓的经血管导线"的、经共同转让的第11/669,039号美国共同未决 专利申请揭露了这一结构的示范实施例，通过引用将其合并在此。根据本发明 的另一实施例，远侧部50包括这样的材料，即使得该远侧部50具有可将导线 6的远侧部50锚定或固定在血管中。该材料的例子包括镍钛诺和其它本领域公 知的材料。
远侧部50包括导线锚60。如图3A 4C所示，导线6的远侧部50安装至 导线锚60的外部64。远侧部50使用包括粘合、焊接、缝合等多种方法将远侧 部50结合至导线锚60。
远侧部50这样安装至导线锚60，即其随着形成锚60的柱杆的曲率延伸， 如图3A、 3C、 4A和4B所示。或者，远侧部50可这样安装，即其沿着锚60 的长度基本笔直地延伸，如图3B和4C所示。根据本发明的另一实施例，导线 6的远侧部50这样安装至导线锚60的外部64，即导线6的远侧部50的第一 端68与第二端72大致对齐(如图3A 3C所示)。更具体地，这些实施例中， 导线的远侧部50这样安装至导线锚60的外部64，即第一端68与第二端72径 向对齐。或者，导线6的远侧部50这样安装至导线锚60的外部64，即导线6 的远侧部50的第一端68径向偏离第二端72，如图3D所示。
根据另一示范实施例，远侧部50分叉。分叉的远侧部50包括第一细长部 件和第二细长部件。分叉远侧部的各细长部件安装至导线锚60的外部。各细 长部件可随着形成锚60的柱杆的曲率延伸。或者，可这样安装细长部件，即 这些细长部件沿着锚的长度大致笔直地延伸。根据再一实施例，其中一个细长 部件随着柱杆延伸而另一个细长部件安装为沿锚60的长度大致笔直地延伸。
根据本发明的另一实施例，远侧部50可包括一个或多个在导线体42的外 层中的凹陷。这些凹陷适于容纳导线锚60的一部分或全部。这些凹陷使得远 侧部50在导线锚60上保持不突出的形态，并且提供更稳固的安装。
远侧部50还包括一个或多个电极56。电极56的结构可为业界中公知的结 构。名称为"经血管神经刺激的电极结构"的、共同转让的第11/668,957号美国 共同未决专利申请揭露了这种类型电极的例子，通过引用将其合并在此。本发 明的多种实施例中，电极56可为环形电极或部分环形电极，并且可包括靠近 电极56的药物洗脱环58。至少一个电极56适于将电脉冲经血管地传递至待刺 激的神经或肌肉。根据本发明的一实施例，远侧部50包括多个沿远侧部50互 相等距地设置的电极56。电极56可具有相同或不同的极性。此外，可通过导 线体42将电极56连接至多个单独的传导件以使所述电极可单独编址。单独编 址的电极使得可灵活选择电极，以对刺激的电流场和方向进行更佳的控制并且容许刺激和感测可有多种选择。根据本发明的一实施例，导线锚60可由超弹
性材料制成。超弹性材料的例子包括镍钛诺、MP35N和本领域其它公知的材料。 根据本发明的一实施例，使用本领域中公知的技术从激光切割镍钛诺管形成导 线锚60。用激光来切割镍钛诺管以去除材料，从而留下至少一个直径与原始管 径相同的套环、和一个或多个一体形成的可膨胀柱杆。可连接柱杆以形成一或 多个网格。此外，柱杆可为编织或非编织结构。根据本发明的代替实施例，导 线锚60可由一或多个超弹性线形成。与一体形成的柱杆类似，可连接这些线 以形成一或多个网格。随着网格数量的增加，该锚的外观可类似于笼状或篮状。 此外，这些线可为麻花状或非麻花状结构。此外，可使这些线为螺旋形、倾斜、 弧形，并且这些线可为适于使得这些线上的张力为最小的多种结构。
根据本发明的一实施例，导线锚60包括至少一个固定在导线6的远侧部 的一端的套环76。如图3A 3D所示，导线锚60包括固定至导线6的远侧部 50的第一端68的近侧套环76和固定至第二端72的远侧套环80。至少一个可 膨胀柱杆84从近侧套环76延伸至远侧套环80。可膨胀柱杆84这样形成，即 其适于抵靠着远侧部50展开其中的血管的血管壁偏压包括电极的远侧部。根 据本发明的另一实施例，导线锚60包括多个从近侧套环76延伸至远侧套环80 的可膨胀柱杆84。根据本发明的另一实施例，如图3A 3D所示，形成导线锚 60的可膨胀柱杆84包括连接至近侧套环76的近侧锥形区88和连接至远侧套 环80的远侧锥形区92。锥形区88和92有助于导线6的远侧部50的传递和回 縮。
根据本发明的代替实施例，如图4A 4C所示，导线锚60包括附接至远侧 部50的第一端68的单个近侧套环76。如图4A 4C所示，导线锚60包括多 个从近侧套环76朝向远侧部50的远侧端72延伸的可膨胀柱杆84。可膨胀柱 杆84包括在一端连接至套环76的锥形近侧区域88。导线锚60的远侧端95不 包括套环，锚60的远侧端95由此保持在末端开口。
根据本发明的另一实施例，导线锚60包括生物相容性涂覆物。根据多种 实施例，该涂层包括聚氨酯、硅胶、EFTE、 PTFE或者其它本领域公知的生物 相容性材料。根据本发明的另一实施例，可使用生物相容性涂覆物单独地对多 个柱杆84进行涂布。根据本发明的再一实施例，也可采用覆盖支架状的锚60 的聚合物套(polymer sleeve)。
根据本发明的另一实施例，如图3A 4C所示，导线锚60适于从收縮形态 膨胀至膨胀形态。该膨胀形态中，导线锚60将导线6的远侧部及其电极56向 上按压抵靠着远侧部50展开在其中的血管100的血管壁。导线锚60以足够的 径向力而膨胀，以有效地使得包括其电极56在内的远侧部50旋转及偏移离开 目标刺激位置的程度为最小，由此固定及稳定血管100中的导线6的远侧部50。力沿着锚60膨胀后的长度分布，从而提供了更有效且更稳定的锚定机构。根 据本发明的一个实施例，导线锚60将足够的径向膨胀力施加在该血管壁上，
以使远侧部50偏出血管壁96的原始边界并且移向待刺激神经34，但不对血管 壁96造成损害。从而，任何远侧部50上的电极56更靠近神经34。根据本发 明的一实施例，电极56与待剌激神经34之间的距离约小于2mm。
远侧部50偏出血管壁96的原始边界不会造成血管壁96的损坏，也不会 使得螺旋蚀穿血管壁96。经过一段较长时间后，远侧部50上形成组织鞘，这 样其变得被封在血管壁96之内。血管100的外几何形状改变，使得位于血管 100内部的导线6的远侧部50的外轮廓可见。
当膨胀时，导线锚60的长度范围为约6mm 约120mm。此外，根据本发 明的一实施例，膨胀后的导线锚60的有效外径的范围为约3mm 约40mm。 根据本发明的另一实施例，膨胀后的导线锚60的有效外径的范围为约10mm 约25mm。导线锚60的外径选择为，当处于膨胀形态时，导线锚60的外径稍 大于其展开在其中的血管100的内径。根据一实施例，导线锚60的外径范围 为大于远侧部50展开在其中的血管100的内径约5% 40%。根据另一实施例， 导线锚60的尺寸为，其可与适于传递至左侧心脏以及患者脉管系统中其它位 置的导线一起使用。
图5A 5C示出了在血管100内传递及展开过程中的导线6的远侧部50。 收縮形态中，如图5A所示，远侧部50的有效长度与导线锚60的有效长度基 本相等。根据本发明的一实施例，包括安装至其上的远侧部50的收縮导线锚 60的外径范围为约lmm 约4mm。根据本发明的一实施例，收縮的导线锚60 的总长度的范围为约6mm 约200mm。根据本发明的另一实施例，该收縮的 导线锚的总长度的范围为约10mm 约80mm。
根据本发明的一实施例，如图5A 5C所示，导线锚60适于容纳在导管 110或者其它能够容纳处于收縮形态、用于插入及在患者脉管系统(包括邻近 待刺激神经的fn何合适l(li管)中传递的导线锚60的合适部件中。根据本发明 的另一实施例，导线体42包括内腔，所述内腔适于容纳通管丝或导丝之类有 助于将包括导线锚60的远侧部50传递至血管内的刺激位置的导向件。根据这 些实施例，使用单独或者互相组合的通管丝、导丝或导管U0将包括导线锚60 的远侧部50从膨胀形态收縮(完全地或部分地)至收縮形态(完全的或部分 的)，并且将导线6的远侧部50导向通过患者的脉管系统直至位于血管100 内的刺激位置。处于收縮形态时，如图5A所示，包括安装至其上的远侧部50 的导线锚60可插入患者的脉管系统并且被导向至血管100内的刺激位置。
根据本发明的另一实施例，如图5A 5C所示，导管110用于将包括安装 至其上的远侧部50的导线锚60传递至血管内的剌激位置。--旦位于目标血管内部，如图5B所示，包括远侧部50的导线锚60从导管110部分展开并且旋 转，或者进行其它操控。位于远侧部50的电极56可用于短暂刺激，并且由此 测试可能的刺激位置。 一旦使用由短暂刺激获得的信息而选定剌激位置，导管 110可以回縮并且导线锚60完全展开，如图5C所示，以将导线6的远侧部50 固定及稳定在该血管内的刺激位置，这样可在该目标刺激位置对相邻神经或肌 肉产生经血管刺激。
根据本发明的再一实施例，导线锚60为可变地膨胀。即导线锚60适于在 与管壁96卡合并保持摩擦力的同时根据血管100的尺寸和直径的自然变化而 膨胀。例如，当位于颈内静脉18和22中，颈内静脉18和22的内部几何形状 (直径和内部形状)可随着血流和血压变化。类似地，当患者处于直立位置时， 血管100的直径会小于患者处于仰卧或俯卧位置时的直径。导线锚60通过膨 胀解决管径不同的问题，以保持管壁96上的摩擦力，从而将远侧部50保持和 稳定在血管中。
可使用常规技术将根据本发明多种实施例的导线6的远侧部50传送至靠 近待刺激神经、肌肉或组织的血管内的刺激位置。根据本发明的一实施例，导 线6可通过直接进入患者颈内静脉的经皮棒插入患者的脉管系统，以对迷走神 经进行治疗。根据本发明的另一实施例，其上安装有远侧部50的导线锚60转 换至收縮形态且前进通过患者的脉管系统，并且利用导管之类的导向件转递至 刺激位置。 一旦到达刺激位置并且该导管回縮，允许导线锚60从其收縮形态 转换至与导线锚在其中展开的血管的管壁接触并摩擦卡合的膨胀形态。类似 地，可将通管丝或一或多个导丝插入导线体42的内腔以将导线锚60从其预定 的膨胀形状转换至收缩形态。然后将远侧部50通过脉管系统导向至血管内的 刺激位置。 一旦到达刺激位置，取出导丝或通管丝以使得导线锚60回复至其 预定形状。亦可使用牵拉丝来进一步膨胀血管内的导线锚60，以使形成锚60 的可膨胀柱杆84在管壁上施加附加的径向力，从而固定及稳定血管内的导线6。
无论使用何种传递方法， 一旦包括安装至其上的远侧部50的导线锚60到 达邻近待刺激神经34的血管100中的刺激位置时，导线锚60膨胀，从而推动 安装至导线锚60外部的远侧部50与包括安装至其上的远侧部50的导线锚60 在其中展开之血管100的血管壁96接触且摩擦卡合。导线体42并且导线锚60 由此可在血管100内旋转以使得电极56朝向刺激目标定向。此外，可进一步 旋转导线体42或对其定位直至通过管壁96到邻近待刺激神经或肌肉的、由电 极56进行的电剌激阈值达到最大或最优。然后可对经电极56传递的刺激脉冲 进行测量以判定是否已达到最优刺激阈值。
可通过在血管内旋转导线体42或者将导管110或导丝之类的导向部件重 新导入以使导线锚60收缩(部分或完全)，来重新定位远侧部50。然后，可
10重新定位以及/或者从血管100中取出安装到导线锚60外部的远侧部50。根据 本发明的另一实施例，远侧部50可从导管110部分地展并以对神经进行短暂 刺激。 一旦使用短暂剌激辨识了合适的刺激位置，导管110可退回并且包括安 装至其上的远侧部50的导线锚60在该刺激位置处可在该血管内完全展开。
可对所描述的示范实施例作出多种修改和附加而不脱离本发明的范围。例 如，尽管上述实施例提及具体的特征，然而本发明的范围还包括具有不同特征 组合的实施例和不包括所述特征的实施例。因此，本发明的范围意欲涵盖所有 落入权利要求及其等价物范围之内的这种代替、修改及变化。
权利要求
1、一种用于刺激神经的医用电导线，其中所述导线适于传递至靠近待刺激神经的血管中的刺激位置，所述导线包括导电的导线体，其具有适于连接至脉冲生成器的近侧端；包括至少一个电极的远侧部，所述电极适于穿过血管壁传递电脉冲；及适于从收缩形态膨胀至预形成的膨胀形态的导线锚，其中，在所述收缩形态中，所述远侧部的有效长度基本等于收缩的所述导线锚的有效长度，并且其中所述远侧部这样连接至所述导线锚的外部，即在所述膨胀形态中所述导线锚将所述导线的所述远侧部按压抵靠在所述导线在其中展开的血管的至少一个管壁，从而固定及稳定所述血管内的所述导线的远侧部。
2、 如权利要求1所述的医用电导线，其中所述血管选自颈内静脉、上腔 静脉和头臂静脉，并且所述神经为迷走神经。
3、 如权利要求1所述的医用电导线，其中所述导线锚包括超弹性材料。
4、 如权利要求1所述的医用电导线，其中所述导线锚包括至少一个固定 至所述导线的所述远侧部的套环。
5、 如权利要求1所述的医用电导线，其中所述导线锚由超弹性材料的激 光切割管形成，并且至少包括固定至所述导线体的第一端以及多个从所述第一 端延伸至第二端的一体形成的柱杆。
6、 如权利要求5所述的医用电导线，其中所述柱杆包括第一锥形区和第二锥形区，所述第一锥形区向下逐渐变细并且与固定至所述导线体的所述锚的 第一端连接，所述第二锥形区向下逐渐变细并且与固定至所述导线体的所述锚 的第二端连接。
7、 如权利要求5所述的医用电导线，其中所述柱杆包括至少一个向下减 小且与固定至所述导线体的一端连接的锥形区。
8、 如权利要求1所述的医用电导线，其中所述导线锚包括与第二端径向 偏离的第一端。
9、 如权利要求1所述的医用电导线，其中所述导线锚包括与第二端径向 对齐的第一端。
10、 如权利要求1所述的医用电导线，其中所述导线锚包括生物相容性涂层。
11、 如权利要求1所述的医用电导线，其中所述导线锚包括聚合物套。
12、 如权利要求1所述的医用电导线，其中在所述膨胀形态中，所述导线 锚的有效外径的范围为约3mm 约40mm 。
13、 如权利要求1所述的医用电导线，其中在所述膨胀形态中，所述导线锚的有效外径大于所述导线的远侧部在其中展开的所述血管的内径约5% 40 %。
14、 一种从相邻血管内部刺激神经的医用电导线，所述导线包括 适于连接至脉冲生成器的近侧端；包括至少一个电极的远侧部，所述电极适于穿过血管壁传递电脉冲；及 适于从收缩形态膨胀至预形成的膨胀形态的导线锚，其中所述远侧部连接 至所述导线锚的外部。
15、 如权利要求15所述的医用电导线，其中当所述导线锚处于所述收縮 形态时，所述远侧部的有效长度基本等于所述导线锚的有效长度。
16、 如权利要求15所述的医用电导线，其中所述导线锚包括超弹性材料。
17、 如权利要求15所述的医用电导线，其中所述导线锚包括一个或多个 柱杆，所述柱杆包括第一锥形区和第二锥形区，所述第一锥形区向下逐渐变细 并且与固定至所述导线体的所述锚的第一端连接，所述第二锥形区向下逐渐变 细并且与固定至所述导线体的所述锚的第二端连接。
18、 如权利要求15所述的医用电导线，其中所述导线锚包括一个或多个 柱杆，所述柱杆包括向下变细且与固定至所述导线体的所述锚的一端连接的第 一锥形区。
19、 如权利要求15所述的医用电导线，其中所述导线锚包括与第二端径 向偏离的第一端。
20、 如权利要求15所述的医用电导线，其中所述导线锚包括与第二端径 向对齐的第一端。
21、 如权利要求15所述的医用电导线，其中所述导线锚包括生物相容性 涂层。
22、 如权利要求15所述的医用电导线，其中所述导线锚包括聚合物套。
23、 如权利要求15所述的医用电导线，其中在所述膨胀形态中，所述导 线锚的有效外径的范围为约3mm 约40mm。
24、 如权利要求15所述的医用电导线，其中在所述膨胀形态中，所述导 线锚的有效外径大于所述导线的远侧部在其中展开的所述血管的内径约5% 40%。
25、 如权利要求15所述的医用电导线，其中所述血管包括选自颈内静脉、 上腔静脉和头臂静脉，并且所述神经为迷走神经。
26、 一种用于固定及稳定血管内导线的导线锚组件，所述导线锚组件包括 导线锚，所述导线锚至少包括连接至导线体的远侧部的第一端以及从所述第一 端延伸至第二端的一体形成的多个柱杆，其中所述远侧部连接至所述导线锚的 外部。
全文摘要
描述了具有支架状锚的神经刺激导线。所述导线的远侧部安装至导线锚外部。所述支架状的导线锚由超弹性材料形成，并且适于在血管中展开时从收缩形态转换至膨胀形态。膨胀形态中，所述导线锚将所述导线按压抵靠在其中展开的血管的至少一个血管壁，从而固定及稳定所述血管内的所述导线的远侧部。
文档编号A61N1/05GK101600470SQ200880003479
公开日2009年12月9日 申请日期2008年1月22日 优先权日2007年1月30日
发明者马克·J·勃莱 申请人:心脏起搏器公司