神经刺激系统的制作方法

本申请是申请人“西蒙·弗雷瑟大学”于2013年3月4日提交的、发明名称为“经血管神经刺激设备及方法”的发明专利申请201380023357.5(国际申请号：pct/ca2013/050159)的分案申请。

相关申请的交叉引用

本申请要求2012年3月5日提交的美国申请no.61/606,899的优先权。就美国而言，本申请按照美国法典第35篇第119条(35u.s.c.§119)要求2012年3月5日提交的标题为“transvascularnervestimulationapparatusandmethods(经血管神经刺激设备及方法)”的美国临时申请no.61/606,899的优先权，上述申请的全部内容通过参引的方式合并到本文中。

本发明涉及神经生理学，并且具体涉及用于穿过血管壁刺激神经的设备和方法。非限制性实施方式包括神经刺激设备、电极结构、电极和相关方法。

背景技术：

神经刺激能够应用于治疗多种身体状况。神经刺激可以应用于控制肌肉活动或者生成感官信号。可以通过在神经中或神经附近手术性植入电极并且由植入电源或者外部电源驱动电极来刺激神经。

膈神经通常携带引起呼吸所需的横膈膜收缩的信号。多种身体状况能够阻止合适的信号传送至膈神经。这些身体状况包括：

●脊髓或脑干的慢性或急性损伤；

●肌萎缩侧索硬化症(als)；

●影响脊髓或脑干的疾病；以及

●日间或夜间通气驱动下降(例如，中枢型睡眠呼吸暂停、ondine呼吸困扰(気症候群))。

这些身体状况影响了很多人。

机械通气(mv)可以用于帮助患者呼吸。一些患者需要长期机械通气，而更多患者需要暂时机械通气。机械通气可以挽救生命，但是具有许多显著问题和/或副作用。机械通气：

●易于使肺部排气不足。这能够导致流体在肺部中累积以及容易感染和患肺炎。

●需要不便于携带的设备。

●因为肺部被正向加压(positivelypressurized)，所以会对静脉回流产生不利影响。

●妨碍进食和说话。

●需要昂贵的维修和耗材。

●易于造成正压呼吸机所致肺损伤(vili)和呼吸机相关性肺炎(vap)。

依赖机械通气的患者束缚于呼吸机，并且不独立呼吸。这能够导致膈肌萎缩(呼吸机所致膈肌功能障碍；vidd)和健康的整体下降。肌肉萎缩可以非常快速地发生并且会是严重的问题。在依赖机械通气的患者中，横膈膜的中枢呼吸驱动受到抑制。膈肌的不活动性引起快速的废用性萎缩。根据已发表的研究报告(levine等人，newenglandjournalofmedicine(新英格兰医学杂志),358:1327-1335,2008)，在仅18至69小时的机械通气和镇静状态之后，膈肌可以萎缩52％至57％。呼吸机所致横膈膜萎缩能够使患者变得呼吸机性依赖。在重症监护病房(icu)中变得依赖于机械通气(mv)的患者患并发症如呼吸机获得性肺炎(vap)和院内感染的风险很高，并且是未患并发症的在icu中死亡的可能性的七倍。据报道，在2008年，美国每年有1,580,000名icu患者需要mv，其中20％到30％(大约400,000名机械通气患者)难以脱离呼吸机并且存在成为呼吸机依赖的风险。

三种方法已经用于通过刺激膈神经来逆转或减缓废用性膈肌的萎缩，这三种方法在下文中讨论。

方法1：膈神经起搏(pacing)使用植入胸部的电极来直接刺激膈神经。从美国纽约康马克(commack)的averybiomedicaldevices公司可购买的markiv型呼吸起搏器系统是横膈膜或膈神经刺激器，其具有通过植入的接收器上所佩戴的天线来与外部发射器匹配的手术植入的接收器和电极。用于膈神经起搏的植入电极和其他可植入部件需要进行重大手术。由于膈神经很细(直径约为2mm)并且很脆弱的事实，所以手术风险高且复杂。手术涉及很高的费用。

方法2：由凯斯西储大学的生物医学工程师和医师研究人员开发的腹腔镜横膈膜起搏是用于控制呼吸的另一技术。腹腔镜横膈膜起搏涉及在横膈膜的运动点处放置电极。

方法3：joaquinandreshoffer开发了使用血管内植入的电极来刺激神经的方法，标题为“transvascularnervestimulationapparatusandmethods(经血管神经刺激设备及方法)”的美国专利申请no.12/524,571(2010年2月11日公布为us2010/00336451)中描述了该方法，所述申请的全部内容通过参引的方式合并到本文中。

方法3相对于方法1和方法2具有优势，因为其不需要通常会在全身麻醉下执行的侵入性手术。另外，icu患者通常不适宜使用方法1和方法2。

仍然需要一种成本有效、实用性强、手术简单且侵入性小的用于神经刺激的设备和方法。还需要一种用于帮助依赖mv的患者更自然地呼吸且脱离mv的设备和方法。还需要一种成本有效、实用性强的用于安装和/或移除神经刺激设备的设备和方法。

技术实现要素：

本发明具有多个方面。本发明的方面包括：经血管电极的设计；电极结构；神经刺激设备；包括电极以及用于引入和支撑电极的结构的血管内设备；配备有电极的导管；用于神经刺激的方法；以及用于测量电极结构在血管内相对于目标神经的位置的方法。虽然这些和其他方面可以一起应用，但是各个方面也可以单独应用，以及以其他组合的方式和在其它情况下应用。例如，如本文中所描述的电极结构可以与现有技术中已知的各种实施系统结合来应用于各种诊断和/或治疗应用。

本发明的方面可以应用于恢复呼吸，治疗疾病如肌肉萎缩、慢性疼痛以及涉及神经刺激的其他使用。本发明的方面可以应用于急性或慢性疾病的治疗。本发明的方面可以应用于方便地在患者体内部署和去除电极结构。

本发明的一个方面涉及神经的经血管刺激。在经血管刺激中，一个或更多个电极的适当的装置定位在靠近待刺激的神经通过的血管中。电流从电极流出穿过血管壁来刺激目标神经。

本发明的一个方面涉及人或其他哺乳动物(例如，猪)的颈部和胸部中的神经的经血管刺激。图1a示出了人的颈部和胸部中所选择的神经和血管的解剖结构，具体地，示出了左膈神经和右膈神经(phn)、迷走神经(vn)、颈内静脉(ijv)、头臂静脉(bcv)、上腔静脉(svc)和左锁骨下静脉(lsv)的相对位置。

在附图中示出了和/或在本说明书的正文中描述了和/或在本文中描述了本发明的其他方面和示例实施方式的特征。

附图说明

附图示出了本发明的非限制性示例实施方式。

图1a示出了人的颈部和躯干上部中的所选择的神经和血管的解剖结构。

图2a至图2d是根据本发明的示例实施方式的神经刺激设备的示意图。

图3a至图3c示出了神经刺激设备的操作。

图4a示出了包括一对附接管的轴部。

图4b示出了包括伸缩管的轴部。

图5a和图5b是根据本发明的示例实施方式的神经刺激设备的示意图。

图6a和图6b是根据本发明的另一示例实施方式的神经刺激设备的示意图。

图7a和图7b是根据本发明的另一示例实施方式的神经刺激设备的示意图。

图8示意性地示出了根据本发明的另一示例实施方式的神经刺激设备。

图9示意性地示出了根据本发明的另一示例实施方式的神经刺激设备。

图10a是根据本发明的另一示例实施方式的神经刺激设备的侧视图。图10b是与导引器和集线器组合在一起的图10a的设备的等轴视图。图10c和图10d是图10a的设备的替代性截面图的示例。

图11a和图11b示出了根据本发明的示例实施方式的与导引器和集线器组合在一起的神经刺激设备。图11c和图11d分别是沿着图11b中示出的线b-b和a-a截取的神经刺激设备的截面图。

图12示出了根据本发明的示例实施方式的神经刺激设备。

图13a示出了根据本发明的示例实施方式的神经刺激设备，其提供了五腔导管。图13b至图13e示出了沿图13a中的线a-a处截取的图13a的设备的一些可能的截面。

图14a示出了神经刺激设备的另一实施方式。图14b和图14c示出了图14a的设备的管状构件的一些可能的截面。

图15示出了神经刺激设备。

图16示出了神经刺激设备。

图17示出了神经刺激设备。

图18a、图18b示出了根据本发明的示例实施方式的电极结构。图18a是电极结构的俯视平面图。图18b是电极结构的仰视立体图。

图19a示出了根据本发明的一种示例实施方式的电极结构的截面的示意图。图19b示出了图19a的电极结构的电极的细节。

图20a和图20b是根据一种示例实施方式的电极保持线的立体图和侧视图。

图21a、图21b是电极结构的俯视立体图和仰视立体图。

图22示出了根据一种示例实施方式的电极结构。

图23a至图23e示出了示例电极结构可以如何卷起以及收回到管状构件中。

图24a至图24e示出了示例电极结构可以如何卷起、展开以及收回至管状构件中。

图25和图26示出了两种示例电极结构。

图27a至图27e示意性地示出了根据另一实施方式的神经刺激设备。

图28a、图28b示出了用于将电极结构定位在血管v中以刺激目标神经的示例方法。

图29a至图30h示出了可以与本文中描述的神经刺激设备一起使用及在其他背景下使用的各种传感器。

图31a至31e示出了可以与本文中描述的神经刺激设备一起使用及在其他背景下使用的示例护罩设计。

具体实施方式

在以下描述中，为了提供对本发明更彻底的理解而给出了具体细节。然而，可以在没有这些具体细节的情况下实现本发明。在其他情况下，没有详细地示出或描述众所周知的元件，以避免使本发明出现不必要的模糊。因此，说明书和附图应当被认为是示意性的，而不是限制性的。

根据一些实施方式的设备提供了包括支撑在长形的具有弹性的柔性支撑构件上的一个或更多个电极的血管内电极系统。支撑构件可以用于将电极引入到血管中。随着将支撑构件引入到血管中，支撑构件弯曲以遵循血管的路径。由于支撑构件的弹性而产生的回复力将一个或更多个电极以抵靠血管壁的方式保持在适当的位置。电极结构可以包括柔性的电绝缘垫，其隔离电极以使电极不与血管的主通道中的血液直接接触。

在一些实施方式中，设备在沿支撑构件间隔开的位置处包括两个或更多个电极。可以选择电极之间的间距以使得电极能够定位成靠近解剖结构，例如靠近在血管附近通过的神经。在示例实施方式中，电极在支撑结构上间隔开并且定向成使得血管内电极系统可以安置有如下电极，该电极定位成刺激患者的左膈神经和右膈神经。电极可以可选地相对于支撑结构的纵向中心线具有不同的圆周方向。

在一些实施方式中，支撑构件在一个方向上比在另一方向上更具柔性。这在将电极系统引入到血管中时能够有助于保持电极的期望取向。

在一些实施方式中，电极系统包括具有一个或更多个腔的导管。例如，导管可以提供在重症监护病房中通常使用的类型的中心导管的功能。这样的实施方式提供以下优点：电极可以在与可以在任何情况下所必需的中心导管相同的成套设备中用于例如刺激神经(例如，进行横膈膜起搏)和/或监测患者身体内的电活动。在一些实施方式中，导管还用作如上文所述的支撑结构。

一些实施方式包括具有电极和不对称电绝缘背衬板的电极结构。背衬板能够使电极与血管的腔中的血液电绝缘，从而使得能够更有效地刺激血管外结构，例如附近的神经。背衬板的不对称布置使得背衬板能够卷成紧凑构型以将电极结构插入到血管中同时提供能够向两个或更多个电极提供电绝缘的背衬板。在一些实施方式中，背衬板具有大致梯形构型。背衬板可以形成为使得其趋向于从卷起构型展开。背衬板可以形成有类似于抵靠地设置有背衬板的血管壁的自然曲率的自然曲率。背衬板可以是但不需要是完全电绝缘的。这样的背衬板可以是具有优势的，只要背衬板向电流提供的阻抗远大于在没有背衬板的情况下由血管中的血液提供的阻抗即可。这样的电极结构可以应用于多种血管内应用。

一些实施方式提供了包括将背衬板保持在适当位置的保持器的电极结构。保持器可以包括例如延伸通过背衬板中的孔口的形成的一段线。在一些实施方式中，保持器包括各自穿过背衬板中的孔口的可大致平行的一对线部段。线部段的远端可以进行连接。线部段可以是连续的线的一部分。线部段的远端可以在背衬板上弯曲折回。在一些实施方式中，保持器是导电的，并且可以用作一个电极，例如用于电测量的参考电极和/或用于传送刺激的两个或更多个电极中的一个。可以将背衬板围绕保持器卷起，从而引入到血管中。这样的电极结构可以应用于多种应用。

一些实施方式提供如下电极结构，在该电极结构中，由可膨胀结构的壁来提供用于一个或更多个电极的背衬板。可以使该结构膨胀以保持电极抵靠血管壁。该结构可以例如定位在导管或其他支撑构件的一侧。在一些实施方式中，可膨胀结构的膨胀促使承载一个或更多个电极的背衬构件移向血管壁以形成接合。

一些实施方式提供如下血管内电极结构，在该血管内电极结构上，一个或更多个电极支撑在包括集成位置测量换能器的支撑构件上，该集成位置测量换能器用于测量电极沿着插有该电极的血管的位移。包括位置测量换能器的设备可意于在单次使用后被丢弃。下文描述了能够以适当的形式因子提供准确位置测量和/或可以以低成本制造的示例位置测量换能器的各种实施方式。

以下说明内容描述了适于适用于神经刺激中的神经刺激设备和部件的示例。在一些情况下，所给出的示例适用于刺激人或其他哺乳动物的膈神经。本文中所描述的神经刺激设备具有多个特征，该多个特征在彼此组合的情况下尤其具有优势，但是这些特征也可以单独使用，以其他组合方式进行使用或者与us2010/00336451中描述的特征组合来使用。

图2a至图2c是根据本发明的示例实施方式的神经刺激设备10的示意图。神经刺激设备10包括电极结构12a、12b(统称为12)。神经刺激设备10还包括管状构件24。管状构件24可以是导管型或插管型管状构件。例如，管状构件24可以是中心静脉导管。管状构件24能够插入到血管腔中。

管状构件24具有远端26、近端28、从远端26延伸至近端28的外壁或外壳30。管状构件24可以包括一个或更多个内腔(在图2a至图2c中未具体表示——这样的腔的示例在其他图中示出)。例如，管状构件24可以是多腔式导管。

在示例实施方式中，至少一个腔纵向地从近端28延伸至远端26。腔可以在管状构件24的壁30上具有离去开口。这些开口可以沿管状构件24的长度间隔开。腔可以用于移除血液样品、插入药物、输送流体或营养物、测量血液中的化学或物理参数如ph值或温度等。例如，可以通过开口中的一个或更多个开口来施用药剂以防止在电极结构12上形成凝结块。在图2a中，示出了示例开口34，其向电极结构12b提供了离去开口。开口34可以相对于设置有神经刺激设备10的血管中的血流方向位于电极结构12b的上游。

管状构件24可以是柔性的。多种材料可以用于构造管状构件24，这些材料包括聚硅酮、聚氨酯或其他适当的聚合物、不锈钢等。管状构件24可以具有用于确定长度的标记。在一些实施方式中，管状构件24在一个弯曲方向上比在另一弯曲方向上更具柔性。在一些实施方式中，管状构件24的不同部段具有不同程度的柔性。例如，与管状构件24的近端部分相比，管状构件24的远端部分可以更具柔性。

电极结构12a定位在管状构件24的远端26处或其附近。电极结构12b定位在管状构件24的中部处。电极结构12a、12b可以在收回位置(即，容置在管状构件24中)与伸展位置(即，延伸出管状构件24)之间移动。当电极结构12a、12b处于收回位置时，电极结构12a、12b位于管状构件24内或大部分位于管状构件24内(图2a)。当电极结构12a、12b处于伸展位置时，电极结构12a延伸出管状构件24的远端开口，而电极结构12b从壁30上的开口34延伸出管状构件24(图2b和图2c)。通常，电极结构12定尺寸成使得当在血管内处于伸展位置时，其可以在围绕血管壁的路径上延伸约45°至60°，但是这并不是强制性的。

在图2a至图2c中，每个电极结构12均示出了代表性的电极20。然而，应注意的是，每个电极结构12可以包括多个电极。例如，一个或更多个电极可以用于刺激目标神经，而一个或更多个另外的电极可以用于心电图(ecg)监测。在一些实施方式中，一个电极可以用作阴极而另一电极可以用作阳极。电极结构20还包括绝缘垫42。

每个电极结构12可以联接至在管状构件24内延伸的长形的柔性轴部14。轴部14在图2a至图2c中并不直接可见，但是图2d示意性地示出了在没有管状构件24的情况下的联接至电极12a的轴部14。在图2d中，长形的柔性轴部14具有远端16和近端18。电极结构12a联接至轴部14的远端16。轴部14可以包括例如单个线或管或者多个线或管。轴部14可以包括可以将一个或更多个电极20电联接至设备从而通过电极20来监测电活动和/或传送电刺激的一个或更多个适当的引线(在图2d中未具体表示，因为引线可以隐藏在轴部14内)。引线和电极20可以以一对一关系电联接使得每个电极20可独立实施。在一些实施方式中，很多两个或更多个电极20组成的组连接至同一引线。这些引线可以承载在轴部14中或者沿轴部14承载。

在平衡状态下，轴部14可以具有直的或弯曲的构型。轴部14可以具有比可引入有神经刺激设备10的左头臂静脉(bcv)和上腔静脉(svc)的曲率半径更大的初始曲率半径。轴部14可以是弹性的并且趋向于返回其原构型；因此，当从身体的左侧将神经刺激设备10插入患者时(例如，从lsv进入bcv和svc)，轴部14的远端16趋向于弹向上腔静脉(svc)的远端壁。这是方便的，因为右膈神经通常在该点处沿上腔静脉(svc)的远端壁行进。

在一些实施方式中，轴部14在一个方向上比在另一方向上更具柔性。例如，轴部14可以定向成使得与向侧向相比其更易于向下弯曲。这便于轴部14插入并定位在从bcv向下延伸的svc中。

在一些实施方式中，轴部14的不同部分具有不同程度的柔性。例如，与轴部14的近端相比，轴部14的远端可以更具柔性。在一些实施方式中，轴部的柔性可以沿轴部的长度变化。轴部14可以由不锈钢或其他适当的材料(例如，镍钛合金、高密度塑料、弹性体等)制成。在一些实施方式中，轴部14包括例如通过焊接附接在一起的一对柔性不锈钢管。

图3a至图3c中示意性地示出了神经刺激设备10的操作。神经刺激设备10可以通过如下方式插入到人的锁骨下静脉和svc中。电极结构12a、12b最初位于管状构件24内。对患者的lsv进行经皮穿刺。然后将管状构件24通过穿刺插入到lsv中。可以在局部麻醉下进行这样的插入。通常不需要全身麻醉。然后推动神经刺激设备10的管状构件24进入患者的左bcv中并且最终进入到svc中。应注意不使管状构件24进入心脏的右心房。当管状构件24的远端部分到达svc时，管状构件24的远端部分向下弯曲。电极结构12a、12b从收回位置(图3b)移动至伸展位置(图3c)。电极结构12a、12b定位成靠近左膈神经和右膈神经。如下文所述，在插入期间可以执行监测以对能够最有效地刺激膈神经的电极位置进行定位。

在伸展位置，电极结构12a、12b延伸出管状构件24。电极20被按压抵靠血管壁，而电极结构12a、12b的绝缘垫42防止电极20与流过血管的大部分血液紧密电接触。神经刺激设备10的曲率可以适应患者的左bcv和svc的曲率。两个电极结构12a、12b可以布置成关于神经刺激设备10的纵向轴线彼此大致呈90°，其中，电极结构12a定向成朝向右膈神经而电极结构12b定向成朝向左膈神经。

可以进行测试以将电极结构12a、12b相对于左膈神经和右膈神经定位在期望位置处。在本文中，下文描述了用于相对于目标神经来定位电极结构的方法(参见图28a、图28b)。还可以进行测量来确定包括多个电极的电极结构的哪个电极或哪些电极最有效地刺激了目标神经。

一旦已经如上所述将神经刺激设备10适当地插入到患者体内，则将电极20电联接至刺激装置(例如，可以可选地位于体外的脉冲发生器)以将电流施加至膈神经，从而使膈肌收缩。膈肌的收缩使空气吸入到肺部中。当停止膈神经的电刺激时，膈肌放松并且进行呼气。这使得患者能够更自然地呼吸。神经刺激设备10可以与控制单元(例如，病床旁控制单元)组合使用。

可以从患者身体移除神经刺激设备10。在移除期间，可以首先将电极结构12a、12b从伸展构型(图3c)移动至收回构型(图3b)。一旦将电极结构12a、12b收回到管状构件24中，就可以将整个神经刺激设备10从患者身体内抽出。替代性地，移除可以不要求将电极结构收回到管状构件中。用于从患者身体内收回神经刺激设备10的优选方法具有多个优点，其包括以下方面中的一个或更多个：(1)为了更换或者在例如当移动或转移患者时电极相对于目标神经移动的情况下，能够容易地对神经刺激设备10重新定位；(2)神经刺激设备的定期移除防止色斑块的聚集或感染或由于在血管中植入神经刺激设备而引起的其他不期望的生理或病理后果；(3)当不再需要神经刺激治疗时，能够方便地从患者内移除神经刺激设备10。

轴部14可以采取多种不同的构型。在图4a中示出的实施方式中，轴部14a包括平行地连接在一起的一对管14a1、14a2。可以在某些间隔开的点处或者沿其长度连续地将管14a1、14a2焊接或者以另一适当的方式附接在一起。管14a1、14a2可以由不锈钢或其他适当的材料制成。图4a中的双管构型使得与于双管的平面内弯曲相比，轴部14a能够更容易地于在双管之间延伸的平面内弯曲。

在图4b中示出的实施方式中，轴部14b包括以同轴方式联接在一起的一对管14b1、14b2。管14b1的直径小于管14b2的直径，并且管14b1能够插入到管14b2中并可以在管14b2中移动。管14b1位于管14b2的远端。管14b1可以比管14b2更具柔性。

图5a和图5b是根据本发明的示例实施方式的神经刺激设备10c的示意图(它们分别处于伸展构型和收回构型)。在图5a和图5b的实施方式中，电极结构12ac联接至轴部14c的远端，并且电极结构12bc联接至轴部14c的中部。电极结构12b与轴部14c之间的联接可以包括弹簧机构35c。电极结构12ac可以通过管状构件24c的远端开口收回以及伸出。电极结构12bc可以通过管状构件24c的侧开口34c收回以及伸出。

图6a和图6b是根据本发明的另一示例实施方式的神经刺激设备10d的示意图。在图6a和图6b中示出的实施方式中，神经刺激设备10d包括第一管状构件24d和第二管状构件36d。电极结构12ad联接至轴部14d的远端。然而，电极结构12bd设置在第一管状构件24d上。此外，第一管状构件24d穿过第二管状构件36d，并且电极结构12bd可收回到第二管状构件36d中。第一管状构件24d和第二管状构件36d可以以伸缩的方式进行组装。第二管状构件36d的直径大于第一管状构件24d的直径。第二管状构件36d通常比第一管状构件24d短。可以分别通过轴部14d和管状构件24d来彼此独立地控制电极结构12ad、12bd的位置。

图7a和图7b是根据本发明的另一示例实施方式的神经刺激设备10e的示意图。在图7a和图7b的实施方式中，电极结构12ae联接至轴部14e1，而电极结构12be设置在与轴部14e1分开的轴部14e2上。轴部14e2在结构上可以与轴部14e1不同。可以独立地控制轴部14e1、14e2来分别使电极结构12ae、12be伸展或收回。此外，第一管状构件24e穿过第二管状构件36e。电极结构12ae可收回到第一管状构件24e中。电极结构12be可收回到第二管状构件36e中。第二管状构件36e的直径大于第一管状构件24e的直径。第二管状构件36e通常比第一管状构件24e短。

图8示意性地示出了根据本发明的另一示例实施方式的神经刺激设备10f。在图8的实施方式中，电极结构12af联接至轴部14f1，而电极结构12bf设置在与轴部14f1分开的轴部14f2上。轴部14f2可以在结构上与轴部14f1不同。可以独立地控制轴部14f1、14f2来分别使电极结构12af、12bf伸展或收回。管状构件24f包括单个腔32f。轴部14f1和轴部14f2二者都在腔32f内延伸。电极结构12af可以延伸出腔32f的远端开口。电极结构12bf可以延伸出管状构件24f的侧开口34f。

图9示意性地示出了根据本发明的另一示例实施方式的神经刺激设备10g。除了设备10g的管状构件24g包括两个腔32g1和32g2以外，设备10g类似于设备10f。通过隔板33g来分离两个腔32g1和32g2。轴部14g1在腔32g1中延伸，并且电极结构12ag延伸出腔32g1的远端开口。轴部14g2在腔32g2中延伸，并且电极结构12bg延伸出腔32g2的侧开口34g。

图10a是根据本发明的示例实施方式的神经刺激设备10h的侧视图。图10b是与导引器38h和集线器40h组合在一起的设备10h的等轴视图。图10c和图10d是设备10h的可能的截面图。神经刺激设备10h包括电极结构12ah、12bh以及管状构件24h。

神经刺激设备10h可以联接至导引器38h和集线器40h。这可以在使用过程中进行，以便于神经刺激设备进入到患者的血管中。应注意的是，与图10b中示出的导引器和集线器不同的其他类型的导引器和/或集线器也可以与神经刺激设备10h结合使用。电极结构12ah连接至在管状构件24h内延伸的轴部14h。电极结构12bh设置在第一管状构件24h上。电极结构12ah与电极结构12bh之间的距离可以例如在5cm至10cm的范围内。电极结构12bh与导引器38h的远端之间的距离可以例如在0至5cm的范围内。

管状构件24h部分地容置在导引器38h的管状构件36h内。当将神经刺激设备10应用于患者时，集线器40h和导引器38h的翼部留在患者体外。导引器38h和/或集线器40h可以包括用于缝合的孔洞。在它们处于伸展构型时，电极结构12ah和12bh具有大于管状构件24h的横向尺寸的横向尺寸。设备10h包括热敏电阻64h或其他温度传感器。

管状构件24h可以包括多腔导管。图10c、图10d示出了管状构件24h的可能的截面。管状构件24h可以具有1个、2个、3个、4个、5个或更多个腔32h。轴部14h和引线45h可以在腔32h中的一个或更多个腔内行进。引线45h还可以在轴部14h的孔内行进。

图11a和图11b示出了根据本发明的示例实施方式的与导引器38i和集线器40i组合在一起的神经刺激设备10i。图11c和图11d是分别沿图11b中的线b-b和a-a截取的神经刺激设备10的截面图。神经刺激设备10i包括第一管状构件24i、第二管状构件36i、导引器38i、集线器40i、第一电极结构12ai、第二电极结构12bi、第一轴部14i(不可见)和第二轴部68i(不可见)。电极结构12ai附接至第一轴部14i的远端。第一轴部14i在图11c和图11d中(以截面的形式)可见。电极结构12ai可收回到管状构件24i的远端中。电极结构12bi附接至第二轴部68i。电极结构12bi可延伸出第二管状构件36i的远端并且可收回到管状构件36i的远端中。第二轴部68i在图11c中(以截面的形式)可见。第一管状构件24i比第二管状构件36i长并且穿过第二管状构件36i。第一管状构件24i包括多个腔32i，并且第二管状构件36i包围多腔的第一管状构件24i。因为电极12ai和12bi分别附接至两个分开的轴部14i和68i，所以能够从身体外独立地控制电极结构12ai和12bi。

图12示出了根据本发明的示例实施方式的神经刺激设备10j。设备10j包括管状构件24j。电极结构12aj延伸出管状构件24j的远端，而电极12bj延伸出管状构件24j上的开口34j。电极结构12aj附接至轴部14j，并且电极结构12b附接至轴部68j。轴部14j和68j二者都在管状构件24j内。能够从身体外独立地控制电极结构12aj和12bj。

图13a示出了神经刺激设备10k。在这个实施方式中，管状构件24k具有五个腔32k。图13b至图13e示出了在图13a中的线a-a处截取的管状构件24k的一些可能的截面。三个腔32k可以用于药物输注，并且与位于管状构件24k的近端部分、中部和远端部分的开口62ak、62bk、62ck流体连通。一个腔容纳联接至电极结构12ak的轴部14k。一个腔容纳联接至电极结构12bk的轴部68k。在图13b中，五个腔中的每个腔都具有相同尺寸并且具有圆形截面。在图13c中，腔具有不同尺寸，但是所有腔都具有圆形截面。在图13d中，腔具有不同尺寸并且具有非圆形截面。在图13e中，腔具有不同尺寸，并且呈圆形截面和非圆形截面的混合。

图14a是神经刺激设备10l的另一实施方式。图14b和图14c示出了图14a的实施方式中的管状构件24l的一些可能的截面。在图14a的实施方式中，管状构件24l具有三个腔32l。一个腔32l容纳联接至电极结构12al的轴部14l。一个腔32l容纳联接至电极结构12bl的轴部68l。一个腔可以用于将药物输注于位于管状构件24l的中部的开口62l。在图14b中，三个腔中的每个腔具有相同尺寸并且具有圆形截面。在图14c中，腔具有非圆形截面。

图15示出了神经刺激设备10m。设备10m包括管状构件24m。管状构件24m的近端联接至导引器38m。导引器38m具有侧接口39m。电极结构12am、12bm二者均延伸出管状构件24m的远端开口。电极结构12am联接至轴部14m。电极结构12bm联接至轴部68m。能够独立地控制电极结构12am和12bm。

图16示出了神经刺激设备10n。神经刺激设备10n包括管状构件36n、电极结构12n和轴部14n(不可见)。电极结构12n延伸出管状构件36n的远端开口。轴部14n位于管状构件36n内。管状构件36n可以是套管式或导管式管状构件。管状构件36n的长度足够长以进入血管约1cm，使得当插入到患者的lsv和左bcv中时，神经刺激设备10n适于刺激左膈神经。

图17示出了神经刺激设备10o。神经刺激设备10o包括管状构件24o、电极结构12o和轴部14o(不可见)。电极结构12o附接至轴部14o的远端。轴部14o在图17中不可见，因为轴部14o位于管状构件24o内。管状构件24o可以是导管式管状构件。管状构件24o的长度可以是16cm至20cm，使得当插入到患者的lsv、左bcv且随后进入svc时，神经刺激设备10o适于刺激右膈神经。应注意的是，设备10n、10o可以组合使用以同时刺激左膈神经和右膈神经二者。

图18a、图18b示出了根据本发明的一种示例实施方式的电极结构12p。图18a是电极结构12p的俯视平面图。图18b是电极结构12p的仰视立体图。电极结构12p包括至少一个电极20p和绝缘垫42p。垫42p可以是弹性柔性的。当电极结构12p未限制在管状构件内时，垫42p能够自动弹开以呈现期望的形状。当电极结构12p弹开时，电极结构12p可以具有大于管状构件的横向尺寸的尺寸。为将电极结构12p收回到管状构件中，能够通过拉动联接至电极结构12p的轴部14p来将电极结构19p折叠和/或拉回到管状构件中。电极20p可以支撑在垫42p上，但这不是强制性的。垫42p具有类似花瓣或叶片的形状，不过垫42p可以是任何其他适当的形状。垫42p可以是绝缘垫，从而使电极20p与血管中的血液绝缘。垫42p可以由一种绝缘材料或多种绝缘材料制成。用于制作垫42p的适当的材料包括但不限于聚四氟乙烯(ptef)、聚硅酮、聚对苯二甲酸乙二醇酯(pet)和尼龙。垫42p可以对电流的流动呈现高阻抗并且因此当电极结构12p在血管中伸展时，垫42p减少了流经血液的电流量。

对于垫42p具有极高的电阻抗这一点并不是强制性的。只要垫42对通过垫42p的电流具有的阻抗远大于由血管v中的血液呈现的阻抗就足够了。血液通常具有大约120ωcm至190ωcm的电阻率。在示例实施方式中，血管中的血液可以在紧密间隔的电触点之间提供与血管腔的尺寸成反比的电阻抗。例如，在大血管中，相当紧密相隔的触点之间的纵向电阻抗可以是数百欧姆。垫24p优选地向通过垫42p的厚度的电流的流动提供至少数百欧姆，优选地数千欧姆或更大的电阻抗。垫42p可以具有嵌入其中的导电性构件如引线等或在其内表面上具有导电性电极或其他特征，并且垫42p仍然被认为是“绝缘的”。

例如，电极20p可以支撑在垫42p上。垫42p可以卷起以及收回到管状构件中以便于电极结构12p在血管内的插入或收回。当电极结构12p伸展时，垫42p能够弹开以形成具有大致适应血管壁的曲率的形状。这有助于使在垫42p的一侧的电极20p紧紧靠近血管壁。血管中的血流也可以有助于使电极结构12p伸展以及按压垫42p抵靠血管壁。应注意的是，不需要将电极结构20p固定或紧固至血管壁，而是使电极结构20p能够在血管内浮动且抵靠壁。

在图18a、18b的实施方式中，电极结构12p还包括连接至轴部14p的线44p。线44p穿过垫42p中的孔口46p，从而将垫42p保持在适当位置。线44p可以向垫42p提供结构性支撑。另外，线44p可以可选地用作接地电极或参考电极。在图18b中，引线45p从轴部14p中的孔延伸至电极20p的背侧部56p。引线45p可以涂覆有绝缘材料(例如teflon^tm(特氟纶)或其他适当的绝缘材料)。传感器如热敏电阻、氧传感器和/或co2传感器(未示出)可以支撑在电极结构12p上。在一些实施方式中，电极结构12p可以用于体积描记术。

在所示出的实施方式中，电极20p暴露在垫42p的一侧(例如，凸起侧，即朝向血管壁的一侧)。垫42p可以例如包括增强型聚硅酮材料。在一种实施方式中，垫42是涤纶网格增强型聚硅酮垫。该材料能够卷起，具有形状记忆使得其趋向于展开，并且可弹性变形使得其能够适应血管壁。血管中的血流也可以有助于使电极结构12p伸展以及支撑电极结构12p抵靠血管壁。

图19a示出了根据本发明的一种示例实施方式的电极结构12q的截面示意图。在图19a的实施方式中，电极20q包括由适当的生物相容性金属制成的一个或更多个带48q。支撑带48q的垫42q包括两层。朝向血管壁的上层50q具有孔口52q，并且带48q穿过孔口52q使得带48q的一部分暴露出来并且能够接触或紧紧靠近血管壁54q。这在图19b中示意性地示出。朝向血管的中心的下层56q可以由适当的绝缘材料制成。带48q电联接至直接或间接联接至电源(例如，刺激发生器)的引线45q。下层绝缘层56q可以包括薄的材料如teflon^tm、聚氨酯或聚硅酮。

电极20q的材料优选地相对较薄，使得其不使电极结构过硬。例如，电极材料可以包括宽度为0.5mm至1mm或小于0.5mm的金属带48q。在其他实施方式中，电极可以包括印刷在电极结构的绝缘材料上或包含在电极结构的绝缘材料中的导电性聚合物区域。

总体上，通过以下方面来增强对目标神经的电刺激的传送：

-在靠近目标神经的位置处将电极20定位成抵靠血管内壁；

-提供具有能够实现与血管内壁的大面积接触的相对较大的接触面的电极20；

-弯曲电极20的接触面以大致匹配血管的内表面的曲率；和/或

-提供绝缘垫42。

由发明人进行的实验已经表明，使用绝缘电极通过施加与使用非绝缘电极相比仅三分之一的电流就可以实现相似水平的目标神经的刺激。减少的电流能够降低对患者体内组织的损伤以及降低非期望刺激的风险。另外，提高了对目标神经的选择性。对于目标神经的低电流和高选择性是具有优势的，因为其避免了刺激可能在附近的非目标神经。例如，已知在人体内迷走神经通常相对于膈神经在其内侧2cm至3cm处。

图20a和20b是根据一种示例实施方式的线44p的立体图和侧视图。线44p连接至轴部14p。线44p可以形成发卡构型，其在垫42p(在图20a和图20b中未示出)的一侧从轴部14p延伸，穿过垫42p中的孔口46p到垫42p的另一侧，然后沿相反方向延伸。

在轴部14p包括(多个)不锈钢管的情况下，线44p可以例如焊接或以其他方式附接至(多个)不锈钢管。线44可以包括0.010英寸的不锈钢圈(例如elgiloy^tm)。所述圈的线可以穿过如图18a、图18b所示支撑(多个)电极20p的绝缘垫42p中的孔口46p。这牢固地将垫42p保持在适当位置。线44p在附接至轴部14p之前可以穿过孔口46p。在一些实施方式中，线44p提供多个电极中的一个电极，以监测生物电活动和/或传送电刺激。

图21a和图21b是电极结构12r的俯视立体图和仰视立体图。电极结构12r类似于电极结构12p。在图21a和图21b中，垫42r是柔性的并且部分卷起，并且电极20r定位在垫42r的凸起侧。

图22示出了根据一种示例实施方式的电极结构12s。如图22所示，电极结构12s的垫42s是不对称的。这提供了更佳的覆盖性，并且提供了将电极20s放置在血管周围更离散的位置处而仍然能够将电极结构12s紧凑地卷起以便插入和收回的可能性。多个电极20s设置在电极结构12s上。在每个电极结构上设置多个电极20s使得能够选择电极或电极的组合以提供目标神经的最有效的刺激。

图23a至图23e示出了示例电极结构12t可以如何卷起以及收回到管状构件24t中。在图23a至图23e中，电极结构12t的垫42t具有足够的柔性使得能够通过拉动联接至电极结构12t的轴部14t(不可见)来将电极结构12t拉入到管状构件24t中。

图24a至图24e示出了示例电极结构12u可以如何卷起、伸展以及收回到管状构件24u中。如图24a所示，电极结构12u最初可以在管状构件24u内完全卷起(例如，当将神经刺激设备10插入患者的血管时完全卷起)。电极结构12u的垫42u的两个半部可以在同一方向上卷起。

如图24b和图24c所示，当将神经刺激设备10定位在患者的血管中的期望位置时，可以通过将电极结构12u移动出管状构件24u且打开垫42u来使电极结构12u伸展。如图24d和图24e所示，可以通过从身体外转动或旋转轴部14u来卷起垫42u以收回电极结构12u。一旦卷起垫42u，就能够将电极结构12u收回到管状构件24u中。然后能够从患者身体抽出包含电极结构12u的整个管状构件24u。

图25和图26示出了两种示例电极结构12v、12w。图25的电极结构12v具有(在截面上)呈平缓卷曲的垫42v。电极20v定位在垫42v的凸起侧。垫42v包括低刚度弹性线圈70v。在图25中，线圈70v处于其释放的展开构型。线圈70v例如可以由镍钛合金或不锈钢制成。线圈70v可以定位在垫42v的朝向血管中心且与设置有电极20v的面相反的侧面上(例如，垫42v的凹陷面)。替代性地，可以将线圈70v夹在由垫42v的两个绝缘垫层形成的袋中。在垫42v的朝向血管壁的侧面上(例如，垫42v的凸起侧)露出了电极20v。线44v交织且连接至垫42v以向垫42v提供结构性支撑和硬度。可以通过从身体外侧拉动轴部14v来将电极结构12v收回到管状构件24v中。在到达管状构件24v的边缘时，低硬度的可变性弹性线圈70v折叠并且垫42v进入管状构件24v。然后将管状构件24v连同电极结构12v一起从身体抽出。

图26的电极结构12w除了线圈70v由可变形低硬度的弹簧肋状物72w代替以外类似于图25的电极结构12v。可以以与电极结构12v相同的方式来将电极结构12w收回到管状构件24中。

图27a至图27e示意性地示出了根据另一实施方式的神经刺激设备10x。图27a示出了联接至集线器40x的设备10x。图27b示出了在左bcv和svc内的适当位置处的设备10x。设备10x包括电极结构12ax、12bx(统称为12x)。电极结构12ax、12bx可以相同或可以具有不同的尺寸和/或形状。如图27c所示，每个电极结构12x的垫42x包括可膨胀囊58x。可膨胀囊58x可以由适当的聚合物材料(例如，pet、尼龙、聚硅酮)制成。囊58x可以是柔性、半柔性或非柔性的。可以使用流体(例如，盐溶液)来使囊58x膨胀，并且一旦膨胀，囊58x会形成期望的形状。电极20x设置在垫42x的一侧。可以将电极20x印刷或者胶合在囊58x上。设备10x还包括用于将流体注入囊58x的管道，并且流体到囊58x内的注入能够从身体外来进行控制。图27d示出了具有处于收缩状态的囊58x的电极结构12x。图27e示出了具有处于膨胀状态的囊58x的电极结构12x。从包装中取出后，对囊58x进行压折以及折叠来绕轴部14x缠绕。将囊58x放置在设备10x的腔中的一个腔内。为了使电极结构12x伸展，从设备10x的近端推动轴部14x；囊58x弹出管状构件24x的开口然后进行膨胀。为了收回囊58x，首先使囊58x收缩，然后通过轴部14x从设备10x的近端将囊58x拉入到设备10x的腔中的一个腔中。

图28a、图28b示出了用于在血管v中将电极结构12定位到目标神经n的示例方法。在这个方法中，当电极结构12收回到管状构件24内时将电极结构12插入到血管v中。然后使电极结构12延伸出管状构件24并且定位在位置a处。在该点处，使用适当的装置来测量刺激神经n所需的电流量。这例如可以通过检测由于神经刺激引起的肌肉活动例如检测由于膈神经刺激引起的肌肉活动来完成。然后将电极结构12收回到管状构件24中。然后使管状构件24在血管v中前进一小段距离(例如，0.1mm、0.2mm、0.5mm、1mm、2mm、5mm等)，然后使电极结构12延伸出管状构件24并且将其定位在位置b处。同样地，使用适当的装置来测量刺激神经n所需的电流量。视需要(例如，在位置c、位置d、位置e处)多次重复这些步骤。

通过进行一组这样的测量，能够获得表示刺激神经n所需的电流量如何相对于电极结构12沿着血管v的位置而变化的函数。图28b示出了这样的函数的示意图。在该图中，刺激神经n所需的电流量在位置c处最低。因此，在此描述内容中，与位置a、b、d和e相比，位置c是布置电极结构12的理想位置或最佳位置。可以手动或结合适当的机器——如图形计算器或计算机——来实践该方法。

本发明的一个方面涉及用于检测和/或监测插入血管中的电极结构12的位置的传感器和相关方法。传感器可选地是一次性的。传感器可以布置在患者身体外侧。可以相对于患者身体的参考系固定传感器。当电极结构12在血管中被医务人员推进和/或旋转时，传感器获取位置数据并且还能够将数据传递至控制单元，在控制单元处，同时监测电极位置与刺激参数和刺激结果。控制单元计算电极20的最佳位置，并且能够储存该信息或者实时地或稍后向医务人员提供反馈。

根据本发明的实施方式的神经刺激系统可以包括以下特征：血管内神经刺激设备，其具有能够插入血管、在血管中推进和/或旋转的(多个)柔性管状构件；一个或更多个传感器，其跟踪血管内电极的位置；以及控制单元，其获取位置数据并将位置数据传递给医务人员和/或存储位置数据以便后续使用。通常，传感器联接至神经刺激设备的轴部的近端。传感器可以布置在身体外侧。

图29a示意性地示出了独立于血管内刺激设备10的导引器或管状构件的传感器80a的示例实施方式。图29b示意性地示出了与血管内刺激设备10的导引器或管状构件集成在一起的传感器80b的示例实施方式。

在一些实施方式中，传感器是压敏可变电阻电位计式传感器。这样的传感器适于监测血管内电极在血管内的位置(深度)。传感器提供与电极的位置大致成线性比例的电压输出信号。图29c和图29d以截面图和立体图的方式示出了示例传感器80c。传感器80c包括压敏线性电位计81。在长形的轴部14上固定有低摩擦珠82c(例如，teflon珠)。电位计81、珠82和轴部14的一部分组装在导引腔84c内以形成传感器80c。可以将传感器80c固定至患者或者固定至神经刺激设备的管状构件或导引器。当轴部14前进时，珠82沿电位计81滑动并且向电位计81施加压力，因此改变其阻抗。珠82抵靠电位计81的触点提供了信号，假设在轴部不变弯的情况下，该信号与电极20的血管内位置大致成线性比例。

电位计81的活动区域的长度限制了能够跟踪电极20的深度的距离。在一些实施方式中，市售柔性电位计可应用于6cm长的活动区域，该活动区域足以监测在其目标膈神经附近的电极移动。然而，可以为了该目的生产任意期望长度的电位计。如果轴部14具有圆形截面，并且珠82是球形的且与轴部14同轴，则轴部14能够旋转同时保持与电位计81的接触，以获得轴部14和电极20的角度位置。图29f至图29h示出了传感器80d的另外的示例实施方式，其中，导引腔80d具有大致三角形的截面。

在一些实施方式中，传感器80与神经刺激设备的集线器集成在一起。图29l中示出了示例传感器80g。能够通过结合使用如上文所述的线性电位计加上监测轴部的旋转的圆形电位计来监测血管内电极的深度和角度位置。替代性地，能够通过布置在期望的角度范围(例如，距电极的中心默认角度位置+/-90°的范围)内的适当角度处(例如，每15°或30°一停止点)的一系列“扣合停止点”来控制角度位置，并且能够连接多级电开关来表示每个扣合停止点。为了监测轴部的旋转，靠近线性换能器的轴部能够改进成具有非圆形截面，例如正方形截面，并且能够在轴部穿过的方形孔上结合标度盘。医务人员能够手动地旋转轴部本身或其相关联的标度盘，并且标度盘的旋转运动能够由容置在神经刺激设备的集线器内的集成的传感器检测，或替代性地由具有预先设定的扣合停止点的多级电开关来检测。图29l示出了能够通过标度盘旋转轴部14的实施方式。

图29m示出了传感器80h的实施方式，其中，轴部14通过细绳或其他柔性元件来联接至配装有旋转传感器90的弹簧加载轴。旋转传感器的旋转轴91配装有旋转编码器(在图29m中未示出)，从而能够转换成线性位移测量器。轴部14使用轴环92和线94来附接至旋转传感器90。当轴部14移动时，轴环92滑动通过导引件96，导引件96阻止轴部14在除了旋转传感器90跟踪位置的轴线以外的任何轴线上移动。为了使组件较小，可以通过凭借滑轮或阻挡件98将线94重新定向来将旋转传感器90放置在一定角度上。为了移动轴部14，轴环92可以配装有能够使用户直接移动轴部14的滑块或组件。

图29n和29o是传感器80j的侧视图和正视图，其中，轴部14配装在滚筒100和导引件102之间。当轴部14通过滚筒100时，轴部14使得滚筒100在相同方向上旋转运动。滚筒100的旋转运动然后通过编码器104转换为线性运动。滚筒102和编码器104二者都同轴地设置在旋转轴106上。

图29p示出了传感器80k，其中，轴部14配装有由绝缘材料制成的轴环108。轴环108具有至少一个导电环110。环110滑动通过配装有电触点114的导引件112。当轴环108滑动通过导引件112并且环110接触每一侧的电触点114时，电流通过环110。可以通过使位置与阻抗相关联或通过识别短路接触且使其与校准位置相关联来将电流转换为位置数据。

图29q示出了传感器80l，其中，轴部14配装有在一端相互连接的两个电阻轨道116。两个电阻轨道116都外露，但是连接他们的桥未露出。当轴部14滑入环导引件118时，两个轨道116接触金属环的两个半部。通过一个半部来发送电流，并且通过另一半部来接收电流。电流通过轴部14上的轨道116。在环的半部两端测量的电压降与电流所通过的轨道116的长度成比例。通过校准电阻抗，能够获得位置测量结果。

一个或更多个角度传感器可以与本文中所描述的设备一起使用。图30a(以侧视图的形式)示出了示例角度传感器200，其中，具有非圆形轮廓的引线滑动通过自由旋转的盘。角度传感器200包括接触刷202(图30b)和电位计204(图30c)。当引线旋转时，套管与向圆筒形膜式电位计204施加压力的接触刷202一起旋转。

图30d至图30f示出了示例角度传感器208，其中，具有非圆形轮廓的引线滑动通过自由旋转的套筒210。图30d是传感器208的截面图。图30e是传感器208的侧视图。图30f是传感器208的分解图。当引线旋转时，套筒210与向电位计施加压力的接触刷部分211一起旋转。传感器208包括具有接触刷211的套筒210、导电膜212、间隔层214、电阻轨道216和支撑结构218。

图30g和图30h示出了角度传感器220，其中，具有非圆形轮廓的引线滑动通过自由旋转的套筒。传感器220包括具有导电带224的套筒222、柔性印刷电路板(pcb)226和支撑结构228。柔性pcb226包括电触点234、测量轨道232和垂直轨道230。当引线旋转时，套筒222旋转并与具有多个触点的柱面板电接触。该部分可以是具有一系列平行暴露的轨道232和一条垂直轨道230的柔性pcb226。然后通过旋转套筒上的导电带来使垂直轨道通电并且使其与其他轨道中的一个短接。控制单元然后遍历所有触点并且寻找通电的轨道以找到位置。使轨道短接的导电部分能够仅使通电轨道与另一轨道或多于一个轨道短接。例如，导电部分能够使除了一个轨道以外的所有轨道短接，使得控制单元可以寻找没有通电的轨道。

图31a至图31d示出了可以与本文中所描述的神经刺激设备的电极结构结合使用以及在其他环境中使用的“眼镜蛇罩”可展开设计。这样的设计可以用于例如向一个或更多个电极提供背衬构件(例如，花瓣状部)。例如，这样的结构可以伸展以刺激左膈神经。图31b是眼镜蛇设计的示意截面图，其中，可展开护罩302处于未展开构型。图31c是眼镜蛇设计的示意截面图，其中，护罩302处于展开构型。图31d是眼镜蛇设计的示意平面图，其中，护罩302处于未展开构型。图31e是眼镜蛇设计的示意平面图，其中，护罩302处于展开构型。

护罩302包括一种材料的面板。该材料是电绝缘的。在一些实施方式中，该材料是可弹性延展的。当护罩302未伸展时，护罩302构造成以未展开构型储存在管状构件306内。在护罩302上方或护罩顶部可以以朝向血管v的内表面的方式设置有一个或更多个电极单元304。

护罩302可以连接至一对柔性构件和/或由一对柔性构件来支撑，该一对柔性构件例如杆或管308在护罩302未伸展时在管状构件306内延伸。柔性构件可以是弹性柔性的。杆或管308可以例如由不锈钢、镍钛合金或一些其他适当的材料制成。杆或管308的远端可以在锚定位置310处锚定或固定至管状构件306。在替代性实施方式中，杆或管308的远端可以沿着管状构件306在一定程度上自由移动。管状构件306包括侧开口312。

可以从身体外侧操作护罩302使其在折叠构型与展开构型之间运动。当用户将杆或管308的近端推向远端时，杆或管308沿着侧开口312的部分凸出并且延伸出管状构件306的侧开口312。这继而使护罩302伸展以打开成展开构型。当护罩302展开时，其形成用于电极304的花瓣状背衬构件。护罩304可以有助于使电极304定位成抵靠血管壁。电绝缘护罩还用作电绝缘背衬板，该电绝缘背衬板有助于使电极304与血管腔中流动的血液绝缘。

为了使护罩302返回至管状构件306中，释放施加至杆或管308的力。杆或管308返回成直线构型并且收回到管状构件306中。这继而使护罩302在管状构件306内变为折叠构型。

可以改变图31a至图31e中示出的“眼镜蛇”设计以产生“半眼镜蛇”设计。在“半眼镜蛇”设计中，护罩302的一个边缘连接至杆或管308和/或由杆或管308支撑；护罩302的另一边缘固定在管状构件306内(例如，固定至管状构件306的内表面)。当杆或管308操作成凸出时，护罩302向一侧展开以形成处于展开构型的“半眼镜蛇”背衬板。装置可以包括并排的两个“半眼镜蛇”护罩，其在操作中共同形成“全眼镜蛇”背衬板。

电极304可以设置在管状构件306上。代替管状构件306上的电极304或除了管状构件306上的电极304以外，电极304可以设在护罩302上。在柔性构件308导电的情况下，可以露出柔性构件308的一部分来提供电极。

本文中所描述的设备和方法的应用不限于膈神经。本文中所描述的设备和方法可以应用于提供用于刺激多种末梢神经或脑神经的手术简单、低风险的解决方案。例如，该方法和设备可以应用于刺激臀部/腹股沟区域中的闭孔神经或头部中的三叉神经。

该设备和方法可以应用于治疗多种疾病，如周围或颅面起端(peripheralorcraniofacialorigin)的疼痛、感官障碍、瘫痪或中枢性麻痹、植物神经紊乱以及能够使用通过对靠近能够设置有神经刺激设备的血管的神经进行电刺激的神经调节来治疗和缓解的任何身体状况。

本申请还提出如下方面：

段落1.一种血管内电极系统，包括支撑在长形的具有可弹性的柔性变形的支撑构件上的一个或更多个电极，其中，所述支撑构件能够用于将所述电极引入到血管中，并且，随着将所述支撑构件被引入到所述血管中，所述支撑构件弯曲以遵循适应所述血管的路径。

段落2.根据段落1所述的系统，其中，由所述支撑构件的弹性产生的回复力将所述一个或更多个电极以抵靠血管壁的方式保持在适当位置。

段落3.根据段落1或段落2所述的系统，其中，电极结构包括柔性电绝缘垫，所述柔性电绝缘垫隔离所述电极以避免所述电极与所述血管的主通道中的血液直接接触。

段落4.根据段落1至3中的任一项所述的系统，其中，所述系统包括位于沿所述支撑构件间隔开的位置处的两个或更多个电极。

段落5.根据4所述的系统，其中，选择所述电极之间的间距以使得所述电极能够定位成靠近解剖学结构。

段落6.根据段落5所述的系统，其中，所述解剖学结构包括在所述血管附近通过的神经。

段落7.根据段落1至6中的任一项所述的系统，其中，所述电极在所述支撑结构上间隔开且定向成使得所述系统能够放置成使所述电极定位成刺激患者的左膈神经和右膈神经。

段落8.根据段落1至7中的任一项所述的系统，其中，所述支撑构件在一个方向上比在另一方向上更具柔性。

段落9.根据段落1至8中的任一项所述的系统，其中，所述系统包括具有一个或更多个腔的导管。

段落10.根据段落9所述的系统，其中，所述导管提供中心静脉导管的功能。

段落11.根据段落1至10中的任一项所述的系统，其中，电极结构包括电极和不对称电绝缘的背衬板。

段落12.根据段落11所述的系统，其中，所述背衬板能够使所述电极与血管腔中的血液电隔离。

段落13.根据段落11或12中的任一项所述的系统，其中，所述背衬板能够卷成紧凑构型，以将所述电极结构插入到血管中，同时提供能够向所述电极提供电绝缘的背衬板。

段落14.根据段落11至13中的任一项所述的系统，其中，所述背衬板形成为具有展开的趋势。

段落15.根据段落11至14中的任一项所述的系统，其中，能够从患者的身体外侧来控制所述背衬板的展开。

段落16.根据段落11至15中的任一项所述的系统，其中，背衬构件包括能够以可控制的方式展开和折叠的护罩构型。

段落17.根据段落11至16中的任一项所述的系统，其中，所述背衬板形成的自然曲率有类似于以抵靠的方式设置有所述背衬板展开时所抵靠的血管壁的自然曲率的自然曲率。

段落18.根据段落11至17中的任一项所述的系统，其中，所述背衬板向电流提供的阻抗远大于在没有所述背衬板的情况下能够由血管中的血液提供的阻抗的阻抗。

段落19.根据段落11至18中的任一项所述的系统，包括将所述背衬板保持在适当位置的保持器。

段落20.根据段落19所述的系统，其中，所述保持器包括延伸通过所述背衬板中的孔口的所形成的一段线。

段落21.根据段落19或20所述的系统，其中，所述保持器包括大致平行的一对线部段，所述一对线部段各自穿过所述背衬板中的孔口的大致平行的一对线部段。

段落22.根据段落21所述的系统，其中，所述线部段的远端被进行连接。

段落23.根据段落19至22中的任一项所述的系统，其中，所述线部段是连续的线的一部分。

段落24.根据段落19至22中的任一项所述的系统，其中，所述线部段的远端在所述背衬板上另一侧往回弯曲折回。

段落25.根据段落19至24中的任一项所述的系统，其中，所述保持器是导电的。

段落26.根据段落25所述的系统，其中，所述保持器用作用于电测量的参考电极。

段落27.根据段落25所述的系统，其中，所述保持器用作用于传送刺激的两个或更多个电极中的一个电极。

段落28.根据段落19至27中的任一项所述的系统，其中，能够将所述背衬板围绕所述保持器卷起，以便引入到血管中。

段落29.根据段落1至28中的任一项所述的系统，其中，由可膨胀结构的壁来提供用于所述一个或更多个电极的背衬板。

段落30.根据段落29所述的系统，其中，能够使所述可膨胀结构膨胀以保持所述电极抵靠血管壁。

段落31.根据段落30所述的系统，其中，所述结构定位在导管或支撑构件或导管的一侧。

段落32.根据段落29至31中的任一项所述的系统，其中，所述可膨胀结构的膨胀促使承载所述一个或更多个电极的所述背衬构件移向与血管壁以形成接合。

段落33.根据段落1至32中的任一项所述的系统，其中，所述一个或更多个电极支撑在包括位置测量装置的所述支撑构件上，所述位置测量装置用于测量电极沿着插入有所述电极的血管的位移。

段落34.根据段落33所述的系统，其中，所述位置测量装置包括角度传感器。

段落35.根据段落33所述的系统，其中，所述位置测量装置包括电位器电位计。

段落36.一种神经刺激设备，包括：

管状构件，所述管状构件能够可插入到血管中，所述管状构件具有远端和近端；

至少一个轴部，所述至少一个轴部容置在所述管状构件中并且能够在所述管状构件中行进，所述轴部具有远端和近端，所述轴部是可弹性变形的柔性的；

第一电极结构，所述第一电极结构联接至所述轴部的所述远端，所述电极结构的位置能够可以从所述轴部的所述近端控制；

其中，所述电极结构包括：柔性电绝缘背衬构件；设置在所述背衬构件的一侧的一个或更多个电极；所述背衬构件能够在展开构型与折叠构型之间移动；当所述背衬构件处于所述折叠构型时，所述电极结构能够收回到所述管状构件内；以及

当所述电极结构在所述管状构件外侧时，所述背衬构件能够可移动至所述展开结构。

段落37.根据段落36所述的设备，包括能够从所述轴部的中部延伸的第二电极结构。

段落38.根据段落36或37所述的设备，其中，所述管状构件和所述轴部中的一者或两者能够可弯曲以适应所述血管的曲率。

段落39.根据段落36至38中的任一项所述的设备，其中，所述管状构件和所述轴部中的一者或两者在一个弯曲方向上比在另一弯曲方向上更具柔性。

段落40.根据段落36至39中的任一项所述的设备，其中，所述管状构件的柔性沿所述管状构件的长度而变化。

段落41.根据段落36至40中的任一项所述的设备，其中，所述轴部的柔性沿所述轴部的长度而变化。

段落42.根据段落36至41中的任一项所述的设备，其中，所述管状构件是多腔式管状构件。

段落43.根据段落36至42中的任一项所述的设备，其中，所述神经刺激设备包括两个电极结构和两个轴部，所述电极结构中的每个电极结构单独地联接至所述轴部中的一个轴部。

段落44.根据段落36至43中的任一项所述的设备，其中，两个电极结构间隔开约5cm至10cm的距离。

段落45.根据段落36至44中的任一项所述的设备，其中，两个电极结构间隔开的距离近似等于对象体内的两个间隔开的目标神经的距离。

段落46.根据段落36至45中的任一项所述的设备，其中，两个电极结构间隔开的距离近似等于对象体内的左膈神经与右膈神经的距离。

段落47.根据段落36至46中的任一项所述的设备，其中，所述神经刺激设备包括以伸缩的方式组装的两个管状构件，第一管状构件在第二管状构件前方。

段落48.根据段落36至47中的任一项所述的设备，其中，所述电极结构中的第一者电极结构能够可延伸以及收回到第一管状构件中，所述电极结构中的第二者电极结构可能够延伸以及收回到第二管状构件中。

段落49.根据段落36至48中的任一项所述的设备，其中，所述神经刺激设备包括跟踪所述电极结构在所述血管中的平移位置和/或角度位置的传感器。

段落50.一种用于在经血管内神经刺激中使用的电极结构，所述电极结构包括：

柔性电绝缘背衬构件；

设置在所述背衬构件的一侧的一个或更多个电极；

所述背衬构件能够在展开构型与折叠构型之间移动；

当所述背衬构件处于所述折叠构型时，所述电极结构能够收回到输送管内；以及

当所述电极结构在所述输送管的外部时，所述背衬构件能够可移动至成所述展开构型。

段落51.根据段落50所述的电极结构，其中，当所述电极结构在所述输送管的外部时，所述背衬构件偏置至于所述展开构型。

段落52.根据段落50或51所述的电极结构，其中，当所述电极结构在所述输送管的外部时，所述背衬构件自动展开至成所述展开构型。

段落53.根据段落50至52中的任一项所述的电极结构，其中，当所述电极结构在所述输送管的外部时，所述背衬构件能够膨胀成所述展开构型。

段落54.根据段落50至53中的任一项所述的电极结构，当所述背衬构件处于所述展开构型时，所述背衬构件的尺寸大于所述输送管的尺寸。

段落55.根据段落50至54中的任一项所述的电极结构，当所述背衬构件处于所述展开构型并且插入到血管中时，所述背衬构件的曲率具有大致适应所述血管的曲率的曲率。

段落56.根据段落50至55中的任一项所述的电极结构，当所述背衬构件处于所述展开构型并且插入到血管中时，所述背衬构件使所述一个或更多个电极接触所述血管的壁或紧邻所述血管的壁。

段落57.根据段落50至56中的任一项所述的电极结构，当所述背衬构件处于所述展开构型并且插入到血管中时，所述背衬构件在所述一个或更多个电极与所述血管中的血液之间提供电绝缘屏障。

段落58.根据段落50至57中的任一项所述的电极结构，其中，所述背衬构件在处于所述展开构型时具有类似花瓣或叶片的形状。

段落59.根据段落50至58中的任一项所述的电极结构，当所述背衬构件处于所述展开构型并且插入到血管中时，所述背衬构件覆盖所述血管的壁的三分之一或更大。

段落60.根据段落50至59中的任一项所述的电极结构，当所述背衬构件处于所述展开构型并且插入到血管中时，所述背衬构件覆盖所述血管的壁的45°至60°。

段落61.根据段落50至60中的任一项所述的电极结构，所述背衬构件由电绝缘材料制成。

段落62.根据段落50至61中的任一项所述的电极结构，所述背衬构件由聚四氟乙烯(ptef)、聚硅酮、聚对苯二甲酸乙二醇酯(pet)、尼龙、以及聚氨酯制成。

段落63.根据段落50至62中的任一项所述的电极结构，所述背衬构件由涤纶网格增强型聚硅酮制成。

段落64.根据段落50至63中的任一项所述的电极结构，所述背衬构件由具有形状记忆的材料制成。

段落65.根据段落50至54中的任一项所述的电极结构，所述背衬构件提供至少1000欧姆/cm²的电阻抗。

段落66.根据段落50至65中的任一项所述的电极结构，所述背衬构件提供至少1000000欧姆/cm²的电阻抗。

段落67.根据段落50至66中的任一项所述的电极结构，其中，所述电极结构包括向所述背衬构件提供结构性支撑的线结构。

段落68.根据段落50至67中的任一项所述的电极结构，所述一个或更多个电极以一对一关系电联接至一个或更多个引线导体使得每个电极能够可独立地处理实施。

段落69.根据段落50至68中的任一项所述的电极结构，线由不锈钢制成。

段落70.根据段落50至69中的任一项所述的电极结构，其中，所述背衬构件包括可变形的低硬度线圈。

段落71.根据段落50至70中的任一项所述的电极结构，其中，所述背衬构件包括从所述背衬构件的主杆区域延伸至所述背衬构件的周边周向区域的一个或更多个可变形的低硬度弹簧弹性肋状物。

段落72.一种包括如本文中所描述的和/或在附图中所示出的任何新的及具有创造性的特征、特征的组合或部分特征的子组合的设备或系统或结构。

段落73.一种包括如本文中所描述的和/或在附图中所示出的任何新的以及具有创造性的特征、特征的组合或部分特征的子组合的方法。

可以单独使用、组合使用或以在前述实施方式中未具体讨论的结构布置来使用本发明的各种元件。例如，一个实施方式中描述的元件可以与其他实施方式中描述的元件组合来生成另外的示例实施方式。

本发明的范围不应受到示例中提出的实施方式的限制，而应作为一个整体给予与说明书一致的最广泛的解释。