用于感测和或刺激组织的医疗设备

摘要

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。

权利要求

1.一种控制与脑机接口通信的装置的方法，所述方法包括：测量在第一神经区域中的第一神经活动，其中所述第一神经活动与控制所述装置的第一意图相关联，其中测量所述第一神经活动包括使用所述脑机接口的第一传感器；

使用所述脑机接口的第二传感器测量在第二神经区域中的第二神经活动；

经由与所述脑机接口有线通信或无线通信的处理器，接收所述第一神经活动和所述第二神经活动；

经由所述处理器，处理所接收的第一神经活动和所述第二神经活动；

经由所述处理器，在将所述第二神经活动与所述第一神经活动进行比较并基于该比较确认所述第二神经活动与所述第一意图相关联时，创建一个或更多个第一控制信号并将所述一个或更多个第一控制信号输送到所述装置；

经由所述处理器，根据从所述装置的传感器接收的信号确定所述装置的期望参数；

经由所述处理器，计算在所测量的第一神经活动与所述期望参数之间的控制相关性；

以及

经由所述处理器，在确定所述控制相关性低于预定误差时，调整所述装置的脑机接口控制百分比和所述装置的装置控制百分比，其中，所述脑机接口控制百分比是所述装置的经由通过所述脑机接口的所述第一传感器和第二传感器检测的信号的百分比控制，以及其中，所述装置的所述装置控制百分比是所述装置的经由通过所述装置的传感器检测的信号的百分比控制，以及

其中，调整包括在确定所述控制相关性低于所述预定误差时增加所述脑机接口控制百分比并减少所述装置控制百分比，和/或，其中在确定所述控制相关性高于所述预定误差时减少所述脑机接口控制百分比并增加所述装置控制百分比。

2.根据权利要求1所述的方法，还包括：经由所述处理器，从所测量的第一神经活动解码所述第一意图；和经由所述处理器，从所测量的第二神经活动解码第二意图，其中，输送包括在确认所述第二意图与所述第一意图相关联时，将所述一个或更多个第一控制信号输送到所述装置。

3.根据权利要求2所述的方法，其中，解码所述第一意图和第二意图包括参考存储在存储器中的先前测量的神经活动。

4.根据权利要求1所述的方法，还包括重复测量，直到所述一个或更多个第一控制信号中的至少一个被输送到所述装置。

5.根据权利要求1所述的方法，其中，输送包括将所述一个或更多个第一控制信号输送到所述装置以控制所述装置的第一参数和/或第二参数。

6.根据权利要求1所述的方法，其中，所述第一传感器接近第一神经区域或在第一神经区域中，并且其中，所述第二传感器接近第二神经区域或在第二神经区域中。

7.根据权利要求6所述的方法，其中，所述第一神经区域和所述第二神经区域在大脑中。

8.根据权利要求1所述的方法，其中，所述脑机接口控制百分比最初为0％至25％，并且所述装置控制百分比最初为75％至100％，所述方法还包括将所述脑机接口控制百分比从

0％到25％的初始百分比递增至75％到100％的最终百分比。

9.根据权利要求1所述的方法，其中，所述装置的所述脑机接口控制百分比与使用所述脑机接口的所述装置的用户相关联，使得所述脑机接口被配置为当所述用户试图控制所述装置时经由所述第一传感器和第二传感器记录所述用户的大脑活动，以及其中，所述装置的所述装置控制百分比与所述装置相关联，使得所述装置经由装置处理器确定对所述装置的第一参数的估计。

说明书

用于感测和或刺激组织的医疗设备

[0001] 相关申请的交叉引用

[0002] 本申请要求于2017年8月3日提交的美国临时专利申请第62/540,997号的优先权和于2017年8月15日提交的美国临时专利申请第62/545,875号的优先权，其各自通过引用
以其整体并入本文以用于各种目的。

[0003] 发明的技术领域

[0004] 本发明涉及一种用于植入到动物的血管内的医疗设备。

[0005] 发明背景

[0006] 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。

[0007] 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、机能和
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。

[0008] 目前，存在用于恢复机能的两个主要选择。一个选择是增加剩余通路的能力，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被截肢者是非常成功的，但所恢复的功能极大地取决于损伤或
疾病的部位，脑干或高位颈部损伤而瘫痪的人只能够实现较小的机能改善。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消息。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伪影。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。

[0009] 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。

[0010] 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
运动相关的伪影。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。

[0011] 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。

[0012] 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。

[0013] 发明概述

[0014] 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
用状态之间可移动；(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。
在某些变型中，支撑结构本身的部分可以用作电极。

[0015] 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。

[0016] 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。

[0017] 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。

[0018] 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。

[0019] 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，其中框架结构在减小的剖面和扩大的剖面之间可移动，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。

[0020] 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。

[0021] 在另一变型中，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。

[0022] 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。

[0023] 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。

[0024] 附图简述

[0025] 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型。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。附图中所示的所有尺寸都是示
例性的。

[0026] 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。

[0027] 图2A是示出图1所示的系统的部分的示意图。

[0028] 图2B是示出包括两个或更多个支架的系统的额外变型的示意图。

[0029] 图3是示出图1所示的系统的部分的示意图。

[0030] 图4是图1所示的系统的控制单元的示意图。

[0031] 图5A是图1所示的系统的医疗设备的示意图。

[0032] 图5B是通过图5A所示的设备的线A‑A的横截面视图。

[0033] 图5C是无线芯片的示意图。

[0034] 图5D是图1所示的系统的医疗设备的示意图。

[0035] 图6是位于血管中的医疗设备的示意图。

[0036] 图7A至图7E是图1所示的系统的医疗设备的示意图。

[0037] 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。

[0038] 图8B是示出图1所示的系统的医疗设备的放置的示意图。

[0039] 图9示出不同电极配置的示意图。

[0040] 图10示出不同电极配置的示意图。

[0041] 图11是图1所示的系统的医疗设备的示意图。

[0042] 图12示出不同电极配置的示意图。

[0043] 图13a是示出导线附着到电极的示意图。

[0044] 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。

[0045] 图13C和图13D示出了耦合到设备的导丝的变型，且其被配置用于导丝或设备的重新定位。

[0046] 图14至图20是示出支架的不同实施例的示意图。

[0047] 图21a至图21c是示出设备的不同实施例的展开的示意图。

[0048] 图21d和图21e示出关于螺旋导丝114的额外信息。

[0049] 图22至图24是图1所示的系统的控制单元的示意图。

[0050] 图25和图26是示出该设备的展开的不同阶段的示意图。

[0051] 图27和图28是控制单元的示意图，该控制单元具有与其附接的接地电极。

[0052] 图29是示出多个血管与多个设备的示意图。

[0053] 图30是示出单个血管与多个设备的示意图。

[0054] 图31是无线电极系统的示意图。

[0055] 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。

[0056] 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。

[0057] 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。

[0058] 图35是示出在人手臂中的血管和肌肉的示意图。

[0059] 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。

[0060] 图37是C形接地电极的照片。

[0061] 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。

[0062] 图39A‑39C示出集成或嵌入式电极的示例。

[0063] 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。

[0064] 图41A‑41E示出连接器的变型。

[0065] 图42示出电耦合到控制面板和连接器的支架的变型。

[0066] 图43A‑43G示出连接面板的变型的各种视图。

[0067] 图44A‑44D示出覆盖层的变型。

[0068] 图45A和图45B示出覆盖层的变型。

[0069] 图46A‑46F示出具有各种电极配置的支架的变型。

[0070] 图47A‑47F示出具有各种电极配置的支架的变型。

[0071] 图48A‑48D示出支架的变型。

[0072] 图49A‑49C示出支架的变型。

[0073] 图50A‑50C示出支架的变型。

[0074] 图51A和图51B示出支架的变型。

[0075] 图52A‑52C示出支架的变型。

[0076] 图53A‑53D示出支架的变型。

[0077] 图54A和图54B示出支架的变型。

[0078] 图55A和图55B示出支架的变型。

[0079] 图56A‑56D示出具有各种电极配置的支架的变型。

[0080] 图57示出支架网格结构的变型。

[0081] 图58A‑58D示出支架的变型。

[0082] 图59A‑59C示出具有蛇形和横档配置的遥测单元导丝。

[0083] 图60A‑60D示出具有与外部装置通信的支架的系统的变型。

[0084] 图61A‑61B示出了具有开口横截面以及支架的第一部分具有第一半径以及支架的第二部分具有第二半径的横截面的支架设计的横截面视图。

[0085] 图62A‑62B示出了一种改进的电极设计，其圆角边逐渐向支柱逐渐变细。

[0086] 图63示出了具有支架轴的支架设备的变型，该支架轴具有沟槽(grooves)或凹槽(pockets)，以帮助将轴联接到导丝。

[0087] 图64示出了支架设备的一种变型的平面视图，其中电极被特别设计成限制每个支柱的轨道数量。

[0088] 图65示出了可植入遥测单元的一种变型，该可植入遥测单元通过以蛇形方式布置的延长导丝耦合到连接器。

[0089] 图66示出了用于处理来自两个或更多个神经区域的神经信号的算法的变型。

[0090] 图67示出了用于处理来自两个或更多个神经区域的神经信号的算法的变型。

[0091] 图68显示了一种自适应控制算法的变型。

[0092] 图69A‑69E示出了向目标位置输送刺激的支架设备的示意性变型。

[0093] 图70A‑70H示出了被植入大脑中各个位置中向各个目标位置输送各种类型的刺激的支架设备的示意性变型。

[0094] 图70I(a)‑70I(g)示出了被植入血管中向各个目标位置输送各种类型的刺激的支架设备的示意性变型。

[0095] 图71A和图71B示出了刺激热图的变型。

[0096] 详细描述

[0097] 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。

[0098] 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
些变型中，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。在系统的各种变型中，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。该设备的变型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。连接器块的变型可以具有配件(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。

[0099] 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。

[0100] 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(使用线或无线地)传递到外部装置16或从外部
装置16传递信息，外部装置16包括(但不限于)下列项中的一个或更多个：

[0101] (a)外骨骼；(b)轮椅；(c)计算机；和/或(d)其他电气或机电设备。

[0102] 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。

[0103] 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)、(iiii)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。

[0104] 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。

[0105] 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 an 
endovascular approach to deep  brain stimulation”(Journal of Neural 
Engineering 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丘脑
下脚(inferior thalamic pduncle)：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；针对抑郁症的颊
下扣带白质；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。

[0106] 1.医疗设备

[0107] 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，其用于展开设备100。

[0108] 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。

[0109] 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。

[0110] 下面叙述这些部件中的每个部件的操作的详细描述。

[0111] 支架

[0112] 支架101包括通过支柱交联109耦合在一起的多个支柱108。

[0113] 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)。

[0114] 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；为了在仍然确保每个垂直段处仅一
个支架的同时增加覆盖范围的图7d所示的电极131的振幅减小的正弦布置；以及为了增加
的覆盖范围的图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。

[0115] 电极

[0116] 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。

[0117] 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。

[0118] 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166，由此它们
沿着一个轴更长。

[0119] 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
适合于更好地符合血管壁103。

[0120] 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141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。

[0121] 为了进一步增强设备100的性能，可以有每线股141一个或更多个电极131，并且每设备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。

[0122] 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，在安置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。

[0123] 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安置位置。因
此，它们可以用于同时以多个血管为目标。

[0124] 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。

[0125] 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。

[0126] 在该设备的变型中，在镍钛基底和电极(如，铂、二氧化硅)之间的绝缘层包括碳化硅或其他绝缘材料。可选地，可以提供一层碳化硅以防止氧化硅层的降解和腐蚀。

[0127] 电极线

[0128] 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。

[0129] 引导线141可以在支架101周围并沿着轴121缠绕。

[0130] 如图5A、图5B和图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。

[0131] 套管153覆盖线束142，线141的暴露部分152附着到触头151。

[0132] 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。

[0133] 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，并在血管中展开后被移除。

[0134] 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。

[0135] 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151。

[0136] 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。

[0137] 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。

[0138] 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。

[0139] 线141使用绕接(wire wrapping)、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。

[0140] 图13C示出了耦合到设备100的导丝114的变型。在某些情况下，在次最佳放置之后，可能需要收回设备以重新定位设备。图13C示出了导丝114的一种变型，其具有将现有导
丝连接到延伸导丝212的螺纹螺钉端子202。导丝包括内螺纹部分202，其与延伸导丝上的外
螺纹部分204相配。将螺纹部分放置在导丝的内部降低了外螺纹部分损坏弹簧触头的风险，
在延伸导丝被移除之后，设备100的导丝配合到该弹簧触头中。

[0141] 图13D示出了图13C所示螺旋端子设计的替代方案。在该变型中，导丝114包括锁定机构208。锁定机构的变型可以基于压力，其中导丝的选定部分上的压力将使得闩锁208能
够打开或关闭。这样做的好处是减少了在输送过程中由于过早分离而造成设备的任意扭曲
的可能性。在该变型中，延伸导丝212上的闩锁210锁定在导丝114中。当延伸部上的区域被
推动(红色箭头)时，闩锁210从导丝114释放，并且可以被推动到导丝中(以附接)或者被从
引线拉出(以释放)。将围绕延伸部114导丝的圆周放置多个闩锁，但是这里出于说明的目的
示出了一个闩锁。

[0142] 橄榄状物

[0143] 在图5A所示的实施例中，设备100包括安装在远侧尖端处的橄榄状物112以降低穿孔的风险并在植入和安置阶段期间提高设备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，其是在展开期间与展开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：

[0144] i.软线

[0145] 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。

[0146] ii.有弹簧的橄榄状物

[0147] 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。

[0148] iii.多个橄榄状物

[0149] 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。

[0150] iv.短橄榄状物

[0151] 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。

[0152] v.成形的线橄榄状物(Shaped Wire Olive)

[0153] 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。

[0154] vi.线橄榄状物

[0155] 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。

[0156] vii.具有分离区的橄榄状物

[0157] 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。

[0158] 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。

[0159] 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。

[0160] 植入的芯片

[0161] 植入的电气电路(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。

[0162] 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。

[0163] 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。

[0164] 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。

[0165] 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。

[0166] 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发
射和接收的两个线圈，其被示为大线圈192和小线圈194。

[0167] 芯片本身可以包含用于发射和接收功率和数据的遥测线圈，并且可以包含磁体以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。

[0168] 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安置。因此，芯片可以包含形状记忆合金或聚合物以使芯片在安置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。

[0169] f.触头

[0170] 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、卷边和/或绕接连接到电极引导线141。

[0171] 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，钕)制成或包含磁性材料。

[0172] 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。

[0173] 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。

[0174] 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。

[0175] 触头151可以具有在100um和10mm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。

[0176] 触头151通过线141的绕接而形成。

[0177] 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。

[0178] 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。

[0179] g.轴

[0180] 如图21a所示，为了实现展开，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。

[0181] 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。

[0182] 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。

[0183] 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。

[0184] 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的支架轴上。

[0185] 支架轴121可以是在设备100的植入和安置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。

[0186] 线141可以穿过通管针套管的中间。

[0187] 线141可以缠绕在支架轴或通管针套管周围。

[0188] 在另一个实施例中，将电极131连接到触头151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，并且在展开之后被移除。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。

[0189] 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。

[0190] 控制单元

[0191] 图2A和2B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。

[0192] 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
较粗的线束，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装备。

[0193] 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)，所以连接器块实现较大的物品到薄设备100的附着。

[0194] 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。

[0195] 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。

[0196] 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。

[0197] 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。

[0198] 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(或其他材料)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)到连接器块线179，其可以形成硅树脂或
其他材料181包封的束181以终止于无线或直接电连接端183。

[0199] 使用该系统的方法

[0200] 设备100是在图25所示的插入位置和图26所示的安置或支撑架位置之间可移动的。

[0201] 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安置点(例如运动皮层)。

[0202] 当布置在安置或支撑架位置上时，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，该安置位置被设计成使得它对通过安置有设备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
展开的轴以外)。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。

[0203] 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在安置位置处的稳定性。

[0204] 在血管中(在展开之后)的设备

[0205] 图6描绘了在膨胀或安置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中展开的支架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(设备被在其中展开的血管和
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。

[0206] 在血管预展开中的设备

[0207] 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。

[0208] 在血管中的在展开之后的设备

[0209] 图26描绘了在膨胀或安置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和通过安置导管102在血管104
中展开的支架分离区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(设备被在其中展开的血管和其他所连接的血管)的血流。

[0210] 接地电极

[0211] 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。

[0212] 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。

[0213] 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。

[0214] 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。

[0215] 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。

[0216] 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已经被展开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。

[0217] 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。

[0218] 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。

[0219] 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。

[0220] 如在图35中特别示出的，设备100通过在肌肉中安置的血管104被输送，以用于直接肌肉刺激或记录。

[0221] 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。

[0222] 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。

[0223] 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。

[0224] 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。在所示的变型中，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。

[0225] 图38A还示出可以被制造的支架101的变型，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。

[0226] 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处耦合到支架的导电层。可选地，图38C和图38D示
出支架101的变型，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。

[0227] 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边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。

[0228] 在某些变型中，连接焊盘应该能够馈通导管。此外，连接焊盘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。

[0229] 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，可以被插入通过足够小的导
管，并且可以根据需要具有内部通管针)。

[0230] 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
那些变型中，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
一些变型中，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，设备的变型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，在某些变型中，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。

[0231] 电极以特定的图样的放置(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，该设备的变型将是合乎需要的，以具有在输送时面向大脑的期望区域的电极
图样。

[0232] 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)的电流的量)。尺寸也应足以允许通
过导管系统的输送。

[0233] 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)技术来安置和构造薄膜设备以制造支架结构的制造技术的一
种变型，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。

[0234] 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 x 
200‑500nm)可以小于传统的电极线(50‑100μm)。

[0235] 可以通过使用牺牲层(58)作为初步支撑结构在特定图样(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。

[0236] 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。

[0237] 在基座结构54包括超弹性和形状记忆材料(即镍钛诺)的某些变型中，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。

[0238] 图40A是沿图40B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的额外变型，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，在所示的变型中，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。

[0239] 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的正弦部分62。这种配置允许支架设备穿过导管被推动，
而不是传统要求的被拔出护套(其中护套在支架上方被拉回)。传统支架由镍钛诺钻石或室
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型
在本公开的范围内。

[0240] 图41A‑41E示出连接器200的变型的各种方面，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。

[0241] 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，可被插入通过足够小的导管，并可根据
需要具有内部通管针)。

[0242] 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
可以是可位于第一线圈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)。

[0243] 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。

[0244] 尽管在图41A中未示出，但外轴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。

[0245] 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。

[0246] 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。

[0247] 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。

[0248] 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，
另一个线圈可以位于第一线圈201的腔中和/或在第二线圈202的外部上。

[0249] 图41B示出沿着线41B‑41B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以匹配或以其他方式接近第二线圈202的直径。逐渐增加部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部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)。

[0250] 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
加部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的后8根导丝(second 8leads)151。前8根导丝151可以更靠近连接器200的第
一端部210a，以及后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。

[0251] 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。

[0252] 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。

[0253] 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可以以交替的图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)。

[0254] 如上所述，连接器200可以插入插座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)。为了做到这一点，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。

[0255] 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
以在1cm半径上环绕。或多或少的其他环半径也是被理解的。

[0256] 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。

[0257] 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的一束或更多束
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
有尾端部。16个有尾端部可以是直的和/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
和一束或更多束线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
内的某个维度上和/或在连接器200的其余部分内的某个维度上被解开/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。

[0258] 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。

[0259] 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
用于将第一面板电连接到第二面板。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。

[0260] 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被推动穿过输送系统(例如，导管)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。

[0261] 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。

[0262] 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。

[0263] 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
减少由于肌肉伪影引起的噪声。

[0264] 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))连接到导丝体中的导体。

[0265] 图43A‑43F示出连接面板220的一部分的变型的各种视图。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上的焊盘对齐或以其他方式放置在焊盘上。
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)。

[0266] 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226和窗口228的任何合适的图样是被理解的。图43G示出了
焊盘226和开口228的变型。例如，焊盘226可以具有焊盘第一尺寸和焊盘第二尺寸。焊盘第
一尺寸可以是焊盘长度，而焊盘第二尺寸可以是焊盘宽度。焊盘第一尺寸可以大于、小于或
等于焊盘第二尺寸。例如，图43G示出了焊盘第一尺寸可以大于焊盘第二尺寸。例如，焊盘第
一尺寸可以是约0.05mm至约1.00mm、小于10.00mm，包括在这些范围内每0.01mm的增量(例
如0.50mm)。例如，焊盘第二尺寸可以是约0.04mm至约1.00mm、小于10.00mm，包括在这些范
围内每0.01mm的增量(例如0.13mm)。例如，开口228可以具有开口第一尺寸和开口第二尺
寸。开口第一尺寸可以是开口长度，而开口第二尺寸可以是开口宽度。开口第一尺寸可以大
于、小于或等于开口第二尺寸。例如，图43G示出了开口第一尺寸可以大于开口第二尺寸。例
如，开口第一尺寸可以是约0.05mm至约1.00mm、小于10.00mm，包括在这些范围内每0.01mm
的增量(例如0.24mm)。例如，开口第二尺寸可以是约0.04mm至约1.00mm、小于10.00mm，包括
这些范围内的每0.01mm的增量(例如0.08mm)。

[0267] 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是在部分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。

[0268] 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是在部分43F‑43F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。

[0269] 图44A‑44D示出用于线焊到支架101的覆盖层222的变型。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226和开口228的图样是不同的并且开口228是更大的以外。图44C是在部分44C‑44C处
的图44A的焊盘226之一的放大视图。图44D是在部分44D‑44D处的图44A的开口228的放大视
图。焊盘226和开口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实现通过1mm内径导管的部署。

[0270] 图45A和图45B示出用于线焊到支架101的覆盖层222的变型。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226和开口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。

[0271] 图43A‑45B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。

[0272] 图46A‑46F示出具有各种电极131的配置的支架101的变型。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。

[0273] 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(例如钻石形、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展
开支架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更长(L>W)的一些室和比它们的长度更宽(W>L)的一些室。这种
室变型可以有利地适应各种血管生理学。

[0274] 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85μ
m)。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和血管壁之间的并置。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)内展开的能力。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。

[0275] 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108和电极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。室和电极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。

[0276] 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。

[0277] 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，更大或更小的其他长度以及或多或少的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。

[0278] 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。

[0279] 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。

[0280] 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)。

[0281] 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。

[0282] 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可以以多个对被使
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。

[0283] 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。

[0284] 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附接。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。

[0285] 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。

[0286] 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。

[0287] 图47A‑47F示出具有各种电极131配置的支架101的变型。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使支架101更容易膨胀。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，形成各种钻石形和直
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。

[0288] 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。

[0289] 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的更容易展开(例如膨胀)和缩回(例如压缩)。

[0290] 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”的阶梯样式中。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
地帮助输送通过血管曲折，并且实现血管索的导航，同时确保电极并置和自膨胀。

[0291] 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阶梯图案也是被理解的。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。

[0292] 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。

[0293] 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图案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、缩回和展开的分叉角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。

[0294] 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49B‑49C、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。

[0295] 图48A‑48D示出支架101的变型。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在部分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在部分48D‑48D
处的放大视图。

[0296] 图49A‑49C示出具有如所示布置的七个电极131的支架101的变型。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。

[0297] 图50A‑50C示出连接到连接面板220的支架101的变型的前透视图、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。

[0298] 图51A和图51B示出具有如所示布置的八个电极131的支架101的变型。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。

[0299] 图52A‑52C示出具有如所示布置的十六个电极131的支架101的变型。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。

[0300] 图53A‑53D示出具有如所示布置的十六个电极131的支架101的变型。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53A和图53B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。

[0301] 图54A和图54B示出支架101的变型。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。

[0302] 图55A和图55B示出支架101的变型。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。

[0303] 图56A‑56D示出没有电极轨道的支架101的各种变型。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。

[0304] 图57示出支架101的网格结构的变型。

[0305] 图58A‑58C示出具有如所示布置的十六个电极131的支架101的变型。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)。

[0306] 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。

[0307] 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。

[0308] 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，或以其他方式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。

[0309] 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。

[0310] 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/药的治疗剂量的输入。

[0311] 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可以容纳可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可以无线地被访问，
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)刺激来记录和输送治疗以实
现癫痫发作终止。

[0312] 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。

[0313] 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。

[0314] 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的变型。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。

[0315] 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。

[0316] 如图60A‑60D(以及图1‑2B)所示，一个或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/或胸部上的放置，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
运动而引起的伪影和噪声，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。

[0317] 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。

[0318] 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，这些区域通过开放性
脑手术是不可到达的，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
定位目标。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。

[0319] 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可以实现对靶向脑组织的刺激。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。

[0320] 图61A示出了整个支架结构的变型。在该变型中，支架结构101包括单半径R，但是支架结构是间隔开的或连续的。这种配置允许支架结构容纳更大尺寸范围的血管。图61B示
出了具有第一部分(例如一半)的支架结构101，该第一部分的半径R2大于另一部分(或另一
半)的半径R。这种配置允许结构101优先在一个方向上卷曲自身，这被预期为：减小缩回到
导管中的力；降低电极或支柱卡住的可能性；和/或允许更大的直径(增加的径向力)，而不
需要增加整体物理支架尺寸或支架的过大尺寸。

[0321] 图62A‑62B示出了对电极131的改进，电极131被配置有一个或更多个从电极过渡到相邻支柱108的圆角边缘116。图62A和图62B分别示出了电极单侧和电极两侧上的相应圆
角边缘。圆角边缘116可以被配置为从支柱向电极逐渐增厚，从而移除尖角并在支柱和电极
之间产生较慢、较浅的过渡。支柱过渡部分116的增厚和产生“平滑的拐角”降低了线或其他
物品被卡在电极附近的交叉点的机会。

[0322] 在该装置的一些变型中，圆角边缘116可以添加到电极的导电表面。然而，在边缘116的主要用途是防止电极卡在替代支架支柱或其他结构上的那些应用中，圆角边缘116可
以是不导电的。

[0323] 图63示出了具有支架轴121的支架设备100的变型，支架轴121具有沟槽或凹槽125(例如，轴121的被移除的区域)。沟槽或凹槽125允许环氧树脂/粘合剂，以减少在多个平面
中的运动(即，左/右和前/后)。齿状图案在附接到导丝上时增加了抓地力，因为环氧树脂/
粘合剂可以沉积在齿之间。这使得导丝的附接得更加安全和稳定，同时保持现有的几何外
形和宽度。

[0324] 图64示出了支架设备100的变型的平面视图，其中电极131被特别设计成限制每支柱108的轨道的数量。限制每支柱108的轨道的数量降低了因为平行轨道/由平行轨道引起
的潜在串扰和噪声，并且还减小了支撑多个轨道所需的支柱的宽度。在某些变型中，轨道/
支柱以单向布置的方式放置/定位，以：减少由大角度转弯生成的热量，并降低在弯曲/延伸
期间引起的疲劳。轨道厚度可进行优化，以最小化电阻/阻抗(其中大轨道更好)以及最小化
整体支柱厚度(其中小轨道更好)。

[0325] 图65示出了通过延长导丝14耦合到连接器的可植入遥测单元12。在该变型中，导丝14以蛇形方式布置，由薄(可能是聚合物)层连接，在每个导丝通路上具有较厚的“桥”17。
这允许外科医生从ITU体内拉出所需长度的导丝，而不会有由于导丝摩擦而导致疲劳的风
险，并且最小化植入该设备所需的手术袋(surgical pocket)的深度。

[0326] 其他应用

[0327] 本文描述的方法、设备和系统是在就控制计算机、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方面来讨论的。然而，这些方法、系统和设备
的特定应用可以提供语言通信器/翻译器、游戏和(室内)设备控制器、对应用智能和记忆的
增强、睡眠修改、集成通信设备以及增强的认知输出设备。

[0328] 在一些变型中，植入物记录神经活动，其将代表神经活动的信号传输到另一个源(无论是外部的还是内部的)。接下来，向患者/用户提供反馈。在一个基本变型中，代表神经
活动的信号可以被传输到包括先前确定的活动的数据库的处理单元。其中处理单元识别记
录的神经活动或将记录的神经活动与先前确定的活动的数据库进行比较，并生成信号来控
制或触发外部设备。

[0329] 在上面讨论的变型中，可以在不同区域的大脑区域中监测神经活动，不同区域的大脑区域被记录为指示可以从大脑获取信息(即，与语音、运动、视线(sight)、视觉
(vision)、记忆、情感、触摸相关的信号)的不同方式。

[0330] 将信号传输到源可以包括将包含在信号中的信息输送到有用的外部源。这可以是一个假肢，或者也可以更先进(如由信息组成的数据库，或语言翻译等)。在一些变型中，信
号的传输可以包括最后一步(如用于语音翻译或用于记录记忆、梦或先前视觉信息的初级
假体，如轮椅)。

[0331] 向患者/用户发送反馈的各种示例可以基于具体应用而变化。例如，复杂的假体可以向大脑中的感觉皮层提供触觉反馈形式的信息。可选地，用于治疗情绪、抑郁或创伤后应
激障碍的系统提供反馈，该反馈刺激大脑中提供幸福感的区域。反馈也可以以听觉线索的
形式出现(即，刺激可以被输送回人，其被解释为左、右、正前方等)。类似地，对于视觉反馈，
箭头形式的方向可以呈现给视觉皮层，以告知采取哪个方向，或者对于其他应用(例如记
忆)可以提供你需要回忆的完整的(或接近完整的)场景(你住在哪里，你的车停在哪里，购
物清单上有什么等等)。生成低分辨率图像(例如，大约1500像素)的信号(其可用于拼写提
供期望的反馈/其他有用线索的单词或大致形状)可被输送以将电刺激识别为视觉反馈
(即，闪烁数字或表示数字的符号)。显然，本文描述的系统可以应用于医疗应用以及非医疗
应用。

[0332] 通用翻译器

[0333] 一个或更多个神经植入物的应用可以通过实现语音或其他通信的直接大脑控制来帮助那些不能口头交流的人。在这种情况下，上述植入物可以与提供通用翻译器能力(例
如，使有语音障碍的人能够通过计算机发出声音)的设备一起工作。可选地，或者结合起来，
通用翻译器可以感测神经活动，并引起对个体自身的肌肉的刺激来实现通信。本文描述的
植入物可以记录特定于语音的大脑活动或信号，将这种活动转送到外部设备，该外部设备
使用信号来控制计算机语音处理器、扬声器、用户自身的肌肉，或者甚至在不同的个体中引
起不同植入物的直接刺激。例如，该系统可以允许某些神经活动的信号被传输到另一个人
的听觉皮层(例如，助听器、耳蜗植入物等)，使得第一个体的神经活动可以被第二个体接
收，而不需要传统的声音/语音。

[0334] 此外，通过在两种或更多种不同语言之间进行翻译，对该信息的处理可以实现任何语言的通信。众所周知，大脑生成的神经命令控制用于语音的肌肉(舌头、嘴唇、嘴巴等)。
放置在特定皮质位置中的植入物可以记录大脑发送给这些肌肉的信号。不同的肌肉有大量
但有限数量的不同组合，这意味着有限数量的命令可以驱动语音或直接控制肌肉。

[0335] 这种系统可以包括针对是哑巴或有语音困难(口吃、口齿不清)的人、抑制不想要的语音(图雷特氏症)、不同语言之间的通用翻译器的应用。

[0336] 游戏和设备控制器

[0337] 本公开的系统、方法和设备还可以接收在高强度游戏期间控制肌肉的神经活动。这种神经活动可以被处理以控制外部游戏设备或各种家用电器和设备(例如，灯开关、电
器、锁、恒温器、安全系统、车库门、窗户、窗帘等)。而且，植入物将会检测特定于操作这些设
备的动作的大脑信号。该系统然后可以生成信号来控制一个或更多个联网的外部设备，以
允许对这些设备进行神经控制。

[0338] 记忆辅助系统

[0339] 本文描述的系统还可以帮助回忆过去的活动。例如，一个或更多个电极设备可以被植入大脑中接收眼睛发送到视皮层的信息的区域。通过眼睛或在睡眠期间生成的神经信
号可以在视皮层内被获取。视皮层是视网膜局部映射的(即，眼睛的视野具有特定的皮层位
置)。常规电极阵列无法进入视皮层的主要区域，因为它隐藏在大血管下面。本文所述的感
觉设备可以进入常规电极阵列以其他方式无法进入的一个或更多个区域。这些神经信号可
以转送到记录设备。稍后，记录的信号则可以在大脑的各个位置被重新刺激，以重放视觉或
其他输入。这种记录和重放方法可以被应用于除视觉以外的任何感觉输入。在系统记录多
个感觉输入的变型中，该系统可以稍后单独地或与其他感觉记录相结合地转送感觉记录。
此外，视觉信息可以通过刺激视觉皮层或其他附属区域而被输送给人。这将使得能够用作
盲人的恢复性视觉植入物，或者使人们能够可视化预先开发的场景(即，能够看到并沉浸在
不同位置的电影或场景中)。

[0340] 这些系统可以帮助难以回忆过去活动的人，例如患有阿尔茨海默氏症或痴呆症的人，经历导致记忆丧失的身体或心理创伤的人。此外，这种记忆辅助系统可以临时使用，其
中设备仅被植入短时间。

[0341] 智能增强系统

[0342] 本公开中描述的系统的另一应用包括在大脑和数据库、服务器和/或互联网站点之间建立连接。该系统可以包括使用现有的联网设备，例如访问信息的蜂窝电话和/或联网
设备。如同本文描述的其他系统一样，电极设备可以被定位在大脑的区域中以感测神经活
动并确定神经活动的意图(例如通过将神经活动与先前确定的动作进行比较)，这允许类似
于口头命令的系统控制。然后，该系统可以根据用于应用的数据库、服务器和/或互联网网
站点提供的信息直接刺激大脑，应用包括：增强智能、非口头通信等。在这种变型中，有两种
通信方式，信息或请求来自位于大脑中的传感器，通过计算机、数据库或服务器发送，然后
信息被反馈到大脑中(潜在地反馈到不同的目标(即视线、嗅觉、味觉、记忆、视觉等)。例如，
个人可以向声音激活/识别计算机界面提问。然后，计算机将使用地图或指向最近的地方的
方向的视觉(即指向视皮层的箭头)或听觉(关于左、右、直等的音调或完整命令)呈现/描述
来提供反馈。

[0343] 本文描述的网络可以包括常规的计算机网络，该计算机网络包括为了共享资源而连接在一起的一组计算机。可选地或组合地，网络可以包括直接附接的装备(即，机器人肢
体可以提供信息来告诉用户他们正在触摸某物)。此外，还存在可能需要被访问的数据库
(即地图或一般知识)。

[0344] 睡眠刺激/抑制系统

[0345] 本公开中描述的系统的另一个应用包括在大脑的睡眠中心内植入设备以刺激或帮助加速神经重构，其中刺激和神经重构减少了睡眠所需的时间。可选地，该系统可用于在
需要的地方保持人们清醒。

[0346] 集成通信系统

[0347] 本文描述的系统也可以用作集成通信系统。所公开和预期的系统可以增强那些不能通信的人的通信，可以增强那些能够正常通信的人的通信，可以增强那些能够通信但能
力下降的人的通信，或者它们的任意组合。例如，该设备(例如，支架100)可以记录与呼叫相
关联的运动皮层中的神经活动。然后，神经活动可以被转送到连接到网络并发出所需的呼
叫的有线或无线电路。通过设置命令(即，从运动皮层获得的一个问候动作、一个再见动作)
生成的语音命令或声音激活可以被获取并被发送到接收器。和前面的描述一样，线上另一
端的声音然后可以直接(通过电极)将单词转送回听觉或视皮层。

[0348] 如另一个示例，该设备(例如，支架100)可以记录与电子设备(例如，计算机、数据库、服务器(例如，web服务器、互联网服务器、云服务器)或其任意组合)以及一般与互联网
(包括网页、网站、搜索引擎或其任意组合)通信相关联的运动皮层中的神经活动。设备100
可以记录与存储在一个或多个电子设备上(例如，计算机上、云中)的软件通信相关联的运
动皮层中的神经活动。例如，对于要与互联网通信和/或导航互联网的受试者，设备100可以
与和互联网通信的中间设备(例如，电子设备)通信。设备100可以与电子设备进行有线或无
线通信。电子设备可以是远程电子设备。然而，不管是否接近受试者，电子设备可以是设备
100可以与之通信的辅助设备(也称为脑机接口)和/或可以是辅助技术，例如设备100可以
与之通信的辅助软件。可以在设备100和设备100被配置为与之通信的计算机和/或辅助软
件之间形成封闭的通信回路。

[0349] 受试者可以通过控制诸如光标的可移动控件来与电子设备和软件通信。设备100可以记录与这种控制相关联的运动皮层中的神经活动。例如，具有设备100的受试者可以通
过想要进行(willing)光标移动(例如，通过想要进行鼠标光标移动)和通过想要进行光标
选择(例如，通过想要进行鼠标点击，包括鼠标左键点击功能、鼠标右键点击功能、鼠标滚轮
功能、用于滚动的鼠标滚轮功能、点击和拖动功能或其任意组合)来与电子设备和软件通
信。以这种方式，设备100可以使受试者通过他们的思维能力在电子显示器(例如，计算机屏
幕)上移动光标，以通过光标或其任意组合在电子显示器上进行选择。受试者可以用光标进
行选择，例如，通过“点击”选择，通过悬停在选择项上阈值时间段(例如5秒)，通过点击且然
后用选择形状(例如，选择框)包围选择项，或者它们的任意组合。电子显示器可以是计算机
的屏幕，例如智能手机、平板电脑、膝上型电脑、台式监视器、电视、虚拟现实系统、增强现实
系统、图形显示护目镜、图形显示眼镜、图形用户界面、或其任意组合的屏幕。设备100可以
记录神经信号，使得受试者可以移动一个或多个光标，并且可以做出一个或多个选择(也称
为决策)。当受试者控制多个光标时，受试者可以相对于彼此顺序或同时移动多个光标。当
受试者作出多个决策时，受试者可以相对于彼此顺序地或同时地作出这样的决策。

[0350] 受试者的与设备100记录在他们的运动皮层中的神经活动相关联的决策可以包括没有设备100的人在与计算机或互联网交互(例如，选择链接、打开和关闭文档、打开和关闭
电子邮件、浏览网站、选择网站上的链接、打开和关闭软件程序、使用软件程序(例如，图形
程序，例如图形文字处理程序、互联网浏览器、电子邮件程序、视频游戏)、发起和终止互联
网连接、或其任何组合)时可以做出的任何决策。以这种方式，具有设备100的受试者可以控
制电子设备，例如，以浏览互联网和使用软件程序。

[0351] 受试者可以通过设备100与之交互的软件程序的示例是通信软件，例如拼写器。具有设备100的受试者可以在显示器上移动光标，以在拼写器中进行字母和单词选择，从而通
过一个或多个电子设备(例如，使用具有字母、单词和/或绘图特征的程序(例如，文字处理
程序))进行拼写并与其他人通信。拼写软件可以在屏幕上显示字母，且受试者可以想要在
屏幕上移动光标来选择他们想要的字母。

[0352] 设备100可以是单向的(仅记录或仅刺激)或可以是双向的(记录和刺激)。一旦设备100记录了神经活动，所记录的神经活动则可以被有线或无线地转送到直接或间接连接
到电子设备或者首先连接到包括先前确定的活动的数据库的处理单元的电路。处理单元识
别记录的神经活动或将其与先前确定的活动的数据库进行比较，并生成控制或触发外部设
备的信号。对于与电子设备的通信，反馈可以(例如，当使用双向设备100时)或可以不(例
如，当使用单向设备100或当使用双向设备100时)被发送回大脑。当受试者通过设备100与
电子设备通信时，可以在电子设备的电子显示器上提供视觉反馈，从而不需要对大脑的反
馈。

[0353] 增强认知输出

[0354] 本文所述的系统可用于增强认知输出，以改善学习、记忆、训练、运动任务等领域。经颅直流电刺激(TDCS)和经颅磁刺激(TMS)已被证明在改善注意力、学习和运动输出方面
有潜在的应用。将血管内刺激设备植入适当的区域，由于增加了对感兴趣区域的进入和接
近，因此可以潜在地用较少的能量对认知输出产生更可靠的长期改善。

[0355] 神经信号处理

[0356] 本文描述的系统和植入物可以记录和处理神经活动，以通过脑机接口控制用户身体内部和/或外部的设备。这种处理可以用一个或更多个处理器或微处理器来完成，所述一
个或更多个处理器或微处理器例如与一个或更多个支架设备100和/或与遥测单元12集成
或以其他方式通信。处理器可以被编程或者能够调用各种控制算法来处理从大脑和/或从
身体的其他地方接收的神经信号。这包括从交感神经和/或副交感神经通路接收的神经信
号。例如，电极阵列(例如，基于支架的电极阵列100)可以感测皮层和/或皮层下神经活动，
并且可以将这种活动转送给处理器以控制脑机接口。脑机接口可以链接到内部和/或外部
设备。皮层和皮层下位置可以包括例如初级运动皮层(M1)、辅助运动区(SMA)、后顶叶皮层
(PPC)、初级体感皮层(S1)、小脑、丘脑和脑干。大脑以外区域的神经活动，例如，来自脊髓、
肌肉和器官，如心脏、肺、胃、肾和胰腺的神经活动也可以被感测和处理。控制算法可以处理
由系统感测或记录的神经活动，以生成控制信号。生成的控制信号可以允许对一个或多个
外部设备、内部设备、身体部位或其任意组合进行神经控制。例如，该算法可以产生致动设
备的某些部分和/或刺激组织的控制信号。

[0357] 该算法可以处理来自一个或更多个神经区域的感测到的神经活动，以确定例如用户是否打算采取行动，以及如果打算采取行动那有多少行动。如果感测到的神经信号对应
于预期动作，则脑机接口可以生成控制信号，该控制信号致动与预期动作相关联的设备。例
如，当用户有一个链接到脑机接口的假体臂时，用户可以考虑举起他们的手臂，且系统可以
通过处理与这个动作相关联的神经信号来检测这个意图。该系统可以将该检测到的意图变
换成控制信号，以根据用户的预期动作举起假肢臂。

[0358] 各种算法可以被用于解码或以其他方式确定用户的意图，以及确定所感测或解码的意图是否对应于用户的预期动作。例如，当用户在精神上形成意图(例如，运动意图)时，
该系统可以感测来自多个大脑区域的信号以依赖并检测多个大脑区域之间存在的自然协
同作用。这种意图确定算法依赖于以下事实：任何给定的意图都将在大脑的多个区域中被
复制并且以附加信息进行补充。例如，当确定意图时，该系统可以检测和使用自然皮层和/
或皮层下协同作用来通知脑机接口的输出端。在这种情况下，系统可以通过处理来自两个
或更多个神经区域的神经信号并且然后在生成输出信号之前确定两组或更多组神经信号
是否相互关联，来确定用户的意图。感测和分析神经协同作用可以降低意外激活与脑机接
口通信的设备的风险，因为这种解码过程依赖于大脑的多个区域，而不是仅仅一个区域，并
且利用了自然产生的神经冗余或其缺失。因此，利用这种协同作用可以实现对人的意图的
更准确和可靠地识别。这反过来可以允许生成更准确和可靠的控制信号，并给用户对该设
备注入更大的信心。该系统还可以在不依赖神经协同作用的情况下确定用户的意图，例如，
通过处理来自单个区域的神经信号，而不将该信号与来自其他神经区域的信号进行关联或
比较。

[0359] 图66示出了用于处理例如从一个或更多个支架设备100接收的来自两个或更多个神经区域的神经信号的算法350的变型。算法350可以处理接收到的神经信号，以确定这些
信号是否对应于用户的预期动作。在块352处开始时，算法350可以记录来自多个神经位置
的脑信号354，从记录的信号中解码意图356，并对解码的意图执行相关分析358。例如，图66
示出了算法350可以记录来自第一位置354a和第二位置354b的脑信号354。不同区域中的神
经活动可以相对于记录在一个或更多个其他区域中的活动被同时或顺序地记录(例如，第
二位置354b处的信号可以与第一位置354a处的信号同时或稍后被记录)。

[0360] 记录来自多个神经区域354的信号使得算法350成为多模态的，并且增强了意图确定过程356以及改进了误差检测358。记录的信号可以例如用一个或更多个传感器(例如一
个或更多个支架设备100的一个或更多个电极131)来测量。例如，第一位置354a中的脑信号
可以用第一传感器记录，而第二位置中的脑信号可以用第一传感器或第二传感器记录。第
一传感器可以接近第一神经区域354a或在第一神经区域354a中，第二传感器可以接近第二
神经区域354b或在第二神经区域354b中。此外，尽管图66示出了第一神经区域354a和第二
神经区域354b在大脑中，但是神经区域354可以在大脑中和/或大脑外部，包括例如皮层、皮
层下、小脑、丘脑、脑干、脊髓、器官、肌肉或其任意组合。第一神经活动354a和第二神经活动
354b可以用相同或不同的植入物来测量，例如，用第一和第二支架设备100。

[0361] 一旦在步骤354中接收到第一信号354a和第二信号354b，算法350可以确定与记录的信号中每一个相关联的意图356。例如，图66示出了可以从第一神经信号354a确定第一意
图356a，并且可以从第二神经信号354b确定第二意图356b。第一意图356a和第二意图356b
可以通过分别解码记录的第一神经活动354a和第二神经活动354b来确定。可选地或组合
地，意图356(例如，第一意图356a和第二意图356b)可以通过参考存储在存储器中的先前测
量的神经活动来确定。存储在存储器中的神经活动可以从用户、另一个人和/或从多人获
得。这样，存储的神经活动可以是用户特定的、对另一个人特定的和/或来自多个用户的数
据的汇编。这样，存储器可以是患者特定的和/或神经数据的全局库。当来自不同于该用户
的一个或更多个其他人的神经数据被存储在存储器上和/或从存储器中引用时，该数据可
以代表基准标准和/或用户在其神经开发和训练的任何阶段的下一个神经目标。存储器可
以被配置成存储新的测量值、清除旧的测量值、组织存储的数据、或任何组合。

[0362] 一旦意图356被确定，算法350可以执行相关性分析358，以确定是致动360还是不致动362与算法350相关联或由算法350可控制的设备。相关性分析358可以查明正在记录的
两个或更多个神经区域之间的误差，例如，两个或更多个测量信号354之间和/或两个或更
多个确定意图356之间的误差。图66示出了如果相关性分析358确定第一意图356a与第二意
图356b相同或基本相同(也称为与第二意图356b相关联或基本相关联)，则处理器可以被编
程为生成被配置为致动360设备的一个或更多个控制信号。同样，如果相关性分析358确定
第一意图356a和第二意图356b彼此不相关联，则处理器可以被编程为不致动362设备。换句
话说，如果算法350确认两个或更多个解码意图356彼此相关联，则一个或更多个控制信号
可以被生成并被输送到设备以致动360设备，之后算法350可以返回到记录步骤354或结束
364。同样，如果算法350不能确认两个或更多个解码意图356彼此相关联(例如，如果在两个
或更多个解码意图356之间检测到误差)，则算法350可以前进到记录步骤354或结束364，而
不致动362设备。

[0363] 例如，相关性分析358可以计算测量的第一活动354a和第二活动354b之间和/或解码的第一意图356a和第二意图356b之间的误差。例如，在确定第一意图356a和第二解码意
图356b之间的计算误差低于预定误差时、在确定计算误差低于多个预定误差时、在确定多
个计算误差低于预定误差时、在确定多个计算误差的平均值低于预定误差时、或者在确定
多个计算误差的平均值低于多个预定误差的平均值时、或者在它们的任意组合时，算法350
可以向设备输送一个或更多个控制信号。例如，可以使用预测类匹配和/或仪表化类匹配
(instrumented class matching)来确定一个或更多个预定误差。例如，预测类别匹配可以
是二进制的(例如，类别可以是类别1‑n，其中每个类别可以激活开关)。例如，如果预期类别
(例如，第一解码意图)＝预测类别(例如，第二解码意图)，则处理器可以生成控制信号并将
其输送到设备。仪表化类匹配也可以是二进制的，但是预期类别可以由外部传感器(例如，
来自接近传感器或其他这样的设备)提供。

[0364] 图66示出了处理器可以被配置为做出“是”和“否”的决策。“是”信号可以提示处理器向设备传输一个或更多个控制信号，以致动360设备。“否”信号可以提示处理器返回到算
法350的步骤354。算法350的步骤354、356、358可以重复，直到至少一个控制信号被输送到
设备。算法350在支架设备100与被控制的设备通信时可以自动开始352，或者可以由用户或
诸如护理提供者的另一方控制。算法350可用于控制设备的一个或更多个参数，例如，第一
参数、第二参数、第三参数或更多个参数。参数可以对应于设备的位置、速度或轨迹(例如，
第一参数可以是设备的位置，第二参数可以是设备的另一位置，以及第三参数可以是设备
的速度)。如上所述，该设备可以是外骨骼、假肢、拼写器、轮椅、计算机、电气设备或机电设
备或其任意组合。附加地或组合地，该设备可以是web浏览器和/或该设备可以与web浏览器
通信。例如，该设备可以是控制web浏览器的处理器，该设备可以具有控制web浏览器的处理
器，该设备可以与控制web浏览器的处理器有线或无线通信，或者它们的任意组合。

[0365] 尽管图66中未示出，算法350可以使用第一传感器和/或第二传感器和/或通过使用一个或更多个其他传感器(例如，3、4、5、6、7、8、9、10、或更多个其他传感器)，在3、4、5、6、
7、8、9、10、或更多个相对应的神经位置中记录多于两个的神经活动，例如，3、4、5、6、7、8、9、
10、或更多个神经活动。算法350可以针对被控制的一个或更多个参数感测特定于一个或更
多个设备的神经信号。

[0366] 例如，算法350可以测量一个或更多个第三神经活动和第四神经活动。在这种情况下，当在相关性分析步骤358中确认第四测量的神经活动中的一个或更多个与至少一个第
一、第二和/或第三意图相关联时、当确认多个第四神经活动与一个或更多个第一、第二和/
或第三意图相关联时、当确认一个或更多个第四神经活动中的至少一个与多个第一、第二
和/或第三意图相关联时、当确认第四神经活动的平均值与第一、第二和/或第三意图的平
均值相关联时、或者当它们的任意组合时，算法350可以提示处理器向设备输送一个或更多
个控制信号。算法350的步骤354、356、358可以针对被记录的每个神经区域被重复，直到至
少一个控制信号被输送到设备为止。

[0367] 图67示出了用于处理例如从一个或更多个支架设备100接收的来自两个或更多个神经区域的神经信号的另一算法350的变型。算法450可以处理接收到的神经信号，以确定
这些信号是否对应于用户的预期动作。在块452处开始后，算法450可以记录来自多个神经
位置的脑信号454，预测至少一个测量的脑信号454的神经活动456，并且执行至少一个测量
的活动和至少一个预测的活动之间的相关性分析458。例如，图67示出了算法450可以记录
来自第一位置454a和第二位置454b的脑信号454。不同区域中的神经活动可以相对于记录
在一个或更多个其他区域中的活动被同时或顺序地记录(例如，第二位置454b处的信号可
以与第一位置454a处的信号同时或稍后被记录)。所记录的信号454可以用一个或多个植入
物上的一个或更多个传感器来测量，可以用相同或不同的植入物(例如，第一和第二支架设
备100)来测量，并且可以记录例如大脑中和/或大脑外部的信号，如上面参考算法350所述。

[0368] 一旦在步骤454中接收到第一信号454a和第二信号454b，算法450可以预测456一个或更多个测量的脑信号454(例如，第一脑信号454a和/或第二脑信号454b)的神经活动。
在预测步骤456中，来自测量的神经区域之一的活动可以用于预测456另一个神经区域中的
活动。可选地或组合地，神经区域之一的多个测量的活动可用于预测456另一个神经区域中
的活动。可选地或组合地，来自多个神经区域的测量的活动可用于预测456一个或多个其他
神经区域中的活动。例如，图67示出了算法450可以使用在第一神经区域454a中测量的活动
来预测456第二位置456b的神经活动。其他信息也可以用于预测神经活动，包括存储在上面
参考算法350描述的在存储器中的神经数据。

[0369] 一旦至少部分地基于在另一个神经区域中测量的活动454和/或存储的神经数据来预测456神经区域之一的活动，算法450则可以执行相关性分析458，以确定是致动460还
是不致动462与算法450相关联的设备或由算法450可控制的设备。相关性分析458可以查明
一个或更多个记录的活动454和一个或更多个预测的活动456之间的误差。例如，相关性分
析458可以计算测量的第一活动454a和预测的第一活动456a之间和/或测量的第二活动
454b和预测的第二活动456b之间的误差。图67中未示出预测的第一活动456a。该活动可以
基于测量的第二活动或基于不同于测量的第一活动的任何其他测量的活动来预测。类似
地，预测的第二活动可以基于测量的第一活动或基于不同于测量的第二活动的任何其他测
量的活动。

[0370] 图67示出了如果相关性分析458确定预测的第二活动456b与测量的第二活动454b相同或基本相同(也称为关联或基本关联)，则处理器可以被编程为确定第一测量的活动
454a和/或第二测量的活动454b的意图459，以确定设备的执行动作。算法450然后可以生成
一个或更多个控制信号，该控制信号被配置为例如在解码步骤459中或者在解码步骤459之
后致动460设备。同样，如果相关性分析358确定测量的第二活动454b和预测的第二活动
456b彼此不相关联，则处理器可以被编程为不致动462设备。换句话说，如果算法450确认测
量的第二活动454b和预测的第二活动456b彼此相关联，则一个或更多个控制信号可以被生
成并被输送到设备以致动460设备，之后算法450可以返回到记录步骤454或结束464。同样，
如果算法450不能确认测量的第二活动和预测的第二活动彼此相关联(例如，如果在它们之
间检测到误差)，则算法450可以前进到记录步骤454或结束464，而不致动462设备。

[0371] 例如，在确定计算误差低于预定误差时、在确定计算误差低于多个预定误差时、在确定多个计算误差低于预定误差时、在确定多个计算误差的平均值低于预定误差时、在确
定多个计算误差的平均值低于多个预定误差的平均值时、或其任意组合时，算法450可确定
测量的活动454的意图459和/或将一个或更多个控制信号输送给设备。例如，可以使用如上
所述的预测类匹配和/或仪表化类匹配来确定一个或更多个预定误差。这里，如果预期类别
(例如，第一次测量的神经活动)＝预测类别(例如，预测的神经活动)，则处理器可以在如上
所述的步骤459中解码一个或更多个相关联的意图。

[0372] 图67示出了处理器可以被配置为做出“是”和“否”的决策。“是”信号可以提示处理器解码459所测量的第一活动454a和/或第二活动454b，且然后向设备传输一个或更多个控
制信号以致动460设备。“否”信号可以提示处理器返回到算法450的步骤454。算法450的步
骤454、456、458可以被重复，直到至少一个控制信号被输送到设备为止。算法450在支架设
备100与被控制的设备通信时可以自动开始452，或者可以由用户或诸如护理提供者的另一
方控制。如上文参考算法350所述，算法450可用于控制设备的一个或更多个参数。该设备可
以是外骨骼、假肢、拼写器、轮椅、计算机、电气设备或机电设备或其任意组合。

[0373] 尽管图67中未示出，但是算法450可以使用第一传感器和/或第二传感器和/或通过使用一个或更多个其他传感器(例如，3、4、5、6、7、8、9、10或更多个其他传感器)，在3、4、
5、6、7、8、9、10或更多个相对应的神经位置中记录多于两个的神经活动，例如，3、4、5、6、7、
8、9、10或更多个神经活动。算法450可以感测特定于一个或更多个设备和一个或更多个被
控制的参数的神经信号。例如，算法350可以测量一个或更多个第三和第四神经活动，并确
定一个或更多个意图来控制设备。算法450的步骤454、456、458可以针对被记录的每个神经
区域被重复，直到至少一个控制信号被输送到设备为止。

[0374] 图68示出了自适应控制算法500的变型，其允许通过用户和设备本身对设备进行双重控制。算法500可以使得机器学习和人类学习都能够发生，而不是仅仅一者或另一者。
算法500可以在没有另一种算法的情况下单独使用，或者与另一种算法一起使用，例如与算
法350、算法450或其任意组合一起使用。例如，算法500可以是算法350、450的子程序。

[0375] 如图68所示，算法500可以从块502处开始，且然后建立504计算机控制百分比和用户控制百分比，用户控制百分比随后可以例如基于用户对设备的能力或熟练程度的确定而
增加和/或减少。当算法500最初开始502时，计算机控制百分比可以是大约75％到大约
100％(例如，大约95％)，而用户控制百分比可以是大约0％到大约25％(例如，大约5％)。两
种控制百分比加在一起的总百分比可以约为100％。在使用多个设备或以其他方式与用户
进行神经通信的情况下，可以为每个设备建立504单独的计算机控制百分比。附加地，或者
组合起来，单个计算机控制百分比可以在多个设备当中和/或在与单个设备相关联的多个
控制源当中进行划分。

[0376] 算法500可用于调整用户和计算机对设备的一个或更多个参数的控制。例如，对一个或更多个运动学参数的控制可以由算法500监视和调整，包括对轨迹、速率、速度、位置或
其变化的控制。在块504处设置控制百分比之后，可以记录506与参数相关联的神经信号，并
且可以获得510对参数的估计。估计510可以从用户正在控制或试图控制的设备获得，或者
可以从另一个单独的设备获得。记录的神经活动506和机器估计510可以被用于解码用户的
意图508。

[0377] 一旦用户的意图508被解码，可以通过执行与解码的神经活动508相关联的参数514(例如，运动)来训练滤波器(例如，卡尔曼滤波器)。通过将执行参数514与解码意图508
(也称为解码参数508或预期参数508)进行比较，该滤波器可以被用于计算误差516，例如误
差估计。计算的误差/误差估计516可以至少部分基于解码和估计的参数508、510。计算的误
差可以对应于测量的神经活动506和期望的预期参数510之间的计算的控制相关性(也称为
计算的控制熟练程度)。算法500可以执行误差计算516，以确定是否调整用户和计算机控制
百分比。

[0378] 图68示出了如果误差分析516确定预期参数508与执行参数514相同或基本相同，则处理器可以降低计算机控制百分比518并相应地增加用户控制百分比。类似地，如果误差
分析516确定预期参数508和执行参数510不相同，则处理器可以被编程以获得新的神经信
号，以在块520处重新训练用户和/或增加计算机控制百分比并相应地降低用户控制百分
比。算法500可以在确定计算的控制相关性低于或高于预定误差时，调整用户控制百分比和
计算机控制百分比。例如，当确定计算的控制相关性低于预定值时，处理器可以增加用户控
制百分比并减少计算机控制百分比，在确定计算的控制相关性高于预定误差或另一预定误
差时，减小用户控制百分比并增加计算机控制百分比，反之亦然，或其任意组合。可选地或
组合地，处理器可被编程为在确定控制相关性高于预定误差、高于另一预定误差、低于预定
误差、低于另一预定误差、或其任意组合时不提供对用户控制百分比和计算机控制百分比
的调整。例如，可以使用如上所述的预测类匹配和/或仪表化类匹配来确定一个或更多个预
定误差。

[0379] 自适应训练范例500可以通过训练用户和计算机来逐渐和/或快速调整控制百分比。例如，用户控制百分比和计算机控制百分比可以由处理器以大约1％到大约25％的百分
比增量(例如，1％增量、2％增量、10％增量、25％或更多增量，或者它们的任意组合)来调
整。算法500可以递增地将用户控制百分比从大约0％到大约25％的初始百分比增加到大约
75％到大约100％的最终百分比，计算机控制百分比相应地从大约75％到大约100％的初始
百分比减少到大约0％到大约25％的最终百分比。例如，该算法可以从大约90％的计算机控
制百分比和大约10％的用户控制百分比开始，且然后可以逐渐地和/或快速地增加用户的
控制，导致大约90％或更多的用户控制，例如100％的用户控制。算法500可以从1次迭代到
10，000次或更多次，用于自适应训练以从初始控制百分比过渡到最终控制百分比。在用户
控制百分比的每次变化时，算法500可以被编程为相应地改变其误差/误差估计计算。可以
为每个个体定制训练，从而可以更改算法自适应和用户自适应之间的时间。例如，用户自适
应和算法之间的时间间隔可以基于个体受试者的表现而变化。作为另一个示例，用于自适
应的信号可以变化。例如，通过算法的不正确预测与准确预测的比率可以变化，以优化受试
者或用户对外部设备或与一个或多个植入支架相链接的任何设备或平台的控制的准确性。

[0380] 图66‑68中的算法350、450、500均可以提供对设备的离散和/或连续控制。图68中的自适应算法500可以使用如上所述的一个或更多个支架设备100来增强用户和机器的学
习和可塑性。在算法350、450、500中可以记录神经活动并解码相关意图，例如，如下：(1)记
录神经信号，以约2Hz至约200Hz进行滤波，并去除伪影，(2)获得感兴趣的特征，例如，频带
4Hz至12Hz、13Hz至28Hz、29Hz至45Hz、55Hz至80Hz、81Hz至120Hz、121Hz至180Hz中的功率，
(3)对结果应用线性回归模型，例如，y(t)＝X(t)x A+E(t)，其中A表示线性参数，E(t)是误
差项，X(t)是特征向量以及y(t)期望的输出。

[0381] 双相多极神经刺激

[0382] 本文描述的方法、设备和系统能够向神经组织提供双重多极刺激。在这种变型中，两个多极信号可以相互定相(be phased with one another)，以实现双相多极刺激。除了
传统单极、传统双极和传统多极刺激之外，还可以提供双相多极刺激。双相多极刺激的使用
可以允许神经组织被更准确地靶向，例如，通过允许刺激集中在神经组织的一个或更多个
区域(例如，大脑中的一个或更多个区域)上，而不影响其他相邻区域。通过将一个或更多个
电流聚焦在目标区域上，对目标区域中的一个或更多个电流相加，和/或调整一个或更多个
电流的幅度，可以用双多极刺激来控制刺激的位置、方向和深度。传统刺激技术不允许电流
相加。双多极刺激还可以通过利用多个电流源而不是例如仅一个电流源来减少实现期望刺
激水平所需的刺激电流。输送的总电流可以在多个电流源当中分配，使得仅实现期望的刺
激电流或者期望的刺激电流最集中在目标区域中。例如，代替全强度的单个电流源，两个电
流源可以用在双相极性刺激布置中，其中与单个电流源的电流强度相比，两个电流源中的
每一个具有一半的电流强度(50％和50％)。然而，两个源之间的任何百分比电流分布都是
可以理解的，例如，10％和90％、20％和80％、30％和70％、40％和60％。当系统具有多个电
流源(例如，2至50个或更多个电流源)时，一个或更多个电流源的电流强度可以小于不利用
电流相加的变型的电流强度。电流可以均匀或不均匀地分布在多个电流源中，使得所有电
流源输送具有相同电流强度的电流，或者使得至少两个电流源输送具有彼此不同电流强度
的电流。多个电流源可以彼此独立，和/或一个或更多个电流源可以依赖于一个或更多个其
他电流源。双相多极电流输送的功能可以类似于双相多极超声输送。

[0383] 为了刺激神经组织，一个或更多个支架设备100可以被配置成通过将电流从一个或更多个电流源传递到一个或更多个电流吸收器(one or more current sinks)来将一个
或更多个电流输送到目标区域。每个电流源可以分布在支架设备100的一个或更多个电极
131中。一个或更多个电流源中的一个或更多个电流源的电流可以被导向或以其他方式聚
焦在一个或更多个电流吸收器中的一个或多个上，使得所输送的电流通过一个或多个目标
区域。利用双相多极刺激，目标区域中的电流可以相加以实现期望的刺激水平。例如，图
69A‑69D示出了支架设备100的电极131的示意性变型，其输送图69A中的传统单极刺激
600a，输送图69B中的传统双极刺激600b，输送图69C中的传统多极刺激600c，以及输送图
69D中的双多极刺激600d。图69E示出了输送双多极刺激600e的第一支架设备100a的电极
131a和第二支架设备100b的电极131b的示意性变型。图69A‑69E中所示的刺激600a、600b、
600c、600d、600e的模式和极性是示例性的，并且示出了神经激活的区域(也称为电流扩
散)。刺激的模式和极性可以是静态的或动态的，使得被输送的刺激可以保持恒定或例如基
于用户对刺激的响应性和/或基于与用户的响应性无关的标准(例如，预定刺激时间、预定
刺激序列、预定刺激强度)实时调整。附加地或者结合起来，模式和极性可以是脉冲的或者
具有本质上可变的另一种输送方案。

[0384] 一个或更多个电流可以通过一个或多个目标区域，并且与每个目标区域中同样可以通过一个或多个目标区域的一个或更多个其他电流相加。例如，第一电流和第二电流可
以通过并在目标区域中相加为刺激电流。作为另一个示例，第一电流可以通过第一目标区
域和第二目标区域，第二电流可以与第一目标区域中但不在第二目标区域中的第一电流相
加，而第三电流可以与第二目标区域中但不在第一目标区域中的第一电流相加。第一电流
和第二电流可以相加为第一刺激电流，并且第一电流和第三电流可以相加为等于或不等于
第一刺激电流的第二刺激电流。

[0385] 如上所述，来自一个或更多个电流源中的一个或多个的电流可以被导向一个或更多个电流吸收器中的一个或更多个。导向可以包括利用一个或更多个电流吸收器中的一个
或更多个从一个或更多个电流源中的一个或更多个汲取(pulling)电流，其中每个电流吸
收器可以被配置成从一个或更多个指定电流源汲取电流。指定电流源是被配置为向一个或
更多个特定电流吸收器输送电流的电流源。导向可以包括将电流从一个或更多个电流源中
的一个或更多个推送到一个或更多个电流吸收器中的一个或更多个，其中每个电流源可以
被配置为将电流推送到一个或更多个指定电流吸收器。指定电流吸收器是被配置为从一个
或更多个特定电流源接收电流的电流吸收器。例如，通过将第一电流从第一电流源导向第
一电流吸收器或多个第一电流吸收器，可以将第一电流输送到目标区域。

[0386] 至少两个电流可以通过汲取或推送同时输送到目标区域。例如，至少两个电流中的两个或更多个可被导向目标区域，使得目标区域中的至少两个电流相加为具有足以刺激
目标区域中的神经组织的能量的刺激电流。作为另一个示例，通过将第一电流从第一电流
源导向第一电流吸收器可以将第一电流输送到目标区域，并且通过将第二电流从第二电流
源导向第二电流吸收器同时将第二电流输送到目标区域。

[0387] 一个或更多个电流源可以彼此独立，并且一个或更多个电流吸收器可以彼此独立。

[0388] 本文描述的设备可以具有电流源、电流吸收器和电极的任何布置。例如，一个或更多个植入物(例如，支架设备100)可以具有一个或更多个电流源和电流吸收器，使得电流源
和电流吸收器都在同一植入物上。在该变型中，每个植入物可以具有多个电极(例如，电极
131)，其中每个电流源可以是一个或多个电流源电极，并且每个电流吸收器可以是一个或
多个电流吸收器电极。作为另一个示例，第一植入物(例如，第一支架设备100a)可以具有一
个或更多个电流源，而第二植入物(例如，第二支架设备100b)可以具有一个或更多个电流
吸收器，使得一个或更多个电流源与一个或更多个电流吸收器位于不同的植入物上。在该
变型中，第一植入物可以具有一个或多个电极，并且每个电流源可以是一个或多个电流源
电极。第二植入物同样可以具有一个或多个电极，并且每个电流吸收器可以是一个或多个
电流吸收器电极。作为又一个示例，第一植入物(例如，第一支架设备100a)可以具有至少一
个电流源和至少一个电流吸收器，以及第二植入物(例如，第二支架设备100b)可以具有至
少一个电流源和至少一个电流吸收器，使得第一植入物和第二植入物中的每一个都具有一
个或更多个电流源和一个或更多个电流吸收器。在该变型中，第一植入物和第二植入物均
可以具有电极，其中每个电流源可以是一个或多个电流源电极，并且其中每个电流吸收器
可以是一个或多个电流吸收器电极。

[0389] 通过选择性地激活一个或更多个电流源中的一个或更多个和/或通过选择性地激活一个或更多个电流吸收器中的一个或更多个，本文描述的设备可以选择性地同时或顺序
地靶向一个或更多个目标区域。例如，通过选择性地激活一个或更多个电流源电极中的一
个或多个和/或通过选择性地激活一个或更多个电流吸收器电极中的一个或多个，本文描
述的设备可以选择性地同时或顺序地靶向一个或更多个目标区域。

[0390] 例如，当输送双相多极刺激时，第一电流源可以在第一位置，而第一电流吸收器可以在第二位置。第一位置可以对应于血管第一位置，而第二位置可以对应于血管第二位置。
血管第一位置可以在第一血管中，血管第二位置可以在不同于第一血管的第二血管中。血
管第一位置和血管第二位置可以在穿过目标区域的平面的相对侧上。

[0391] 作为另一个示例，第一电流源可以在第一位置，第二电流源可以在第二位置，以及第一电流吸收器可以在第三位置。第一位置可以对应于血管第一位置，第二位置可以对应
于血管第二位置，以及第三位置可以对应于血管第三位置。血管第一位置、血管第二位置
和/或血管第三位置可以相对于彼此在相同或不同的血管中。血管第一位置和/或血管第二
位置以及血管第三位置可以在穿过目标区域的平面的相对侧上。

[0392] 作为又一个示例，第一电流源可以在第一位置，第二电流源可以在第二位置，第一电流吸收器可以在第三位置，以及第二电流吸收器可以在第四位置。第一位置可以对应于
血管第一位置，第二位置可以对应于血管第二位置，第三位置可以对应于血管第三位置，以
及第四位置可以对应于血管第四位置。血管第一位置、血管第二位置、血管第三位置和/或
血管第四位置可以相对于彼此在相同或不同的血管中。血管第一位置和/或血管第二位置
以及血管第三位置和/或血管第四位置可以在穿过目标区域的平面的相对侧上。血管第一
位置和血管第三位置可以在穿过目标区域的第一平面的相对侧上，以及血管第二位置和血
管第四位置可以在穿过目标区域的第二平面的相对侧上。

[0393] 本文所述的设备可被配置为限制第一电流以限制第一植入物的刺激深度，以及限制第二电流以限制第二植入物的刺激深度。

[0394] 如上所述，本文所述的设备可以调整一个或更多个电流源中的至少一个电流源的强度，以调整刺激强度和/或刺激深度。这种调整可以通过增加和/或减少一个或更多个电
流源中的至少一个电流源的安培数和/或通过增加和/或减少目标区域中相加的电流的数
量来实现。

[0395] 类似于上面所述，通过将电流从一个或多个电流源传递到一个或多个电流吸收器，一个或更多个电流可以被顺序地和/或同时输送到一个或多个目标区域。

[0396] 双相多极刺激可用于靶向体内任何地方的神经组织，例如，大脑内部和/或外部，包括例如皮层、皮层下、小脑、丘脑、脑干、脊髓、器官(例如，心脏、肺、胃、肾和胰腺)、肌肉或
其任意组合。皮层和皮层下位置可以包括例如初级运动皮层(M1)、辅助运动区(SMA)、后顶
叶皮层(PPC)、初级体感皮层(S1)、小脑、丘脑和脑干。

[0397] 尽管前面的描述通篇涉及双相多极刺激，但是任何单个支架和/或多支架n相多极刺激都可以通过例如一个或多个植入物来被提供。除了双相多极刺激之外，可以向一个或
更多个神经目标区域输送3相、4相、5相、6相或n+1相多极刺激。可选地地或组合地，本文所
述的设备可被配置成向一个或多个目标区域输送两个或更多个双相多极刺激。例如，图
70A‑70H示出了植入大脑中不同位置输送不同类型的刺激的支架设备100的示意性变型。图
70A‑70H示出了利用输送神经刺激的支架设备100的各种MRI图像。

[0398] 图70A示出了位于上矢状窦中输送单极刺激700a的支架设备100。还显示了外部返回刺激。

[0399] 图70B示出了位于上矢状窦中输送双极刺激700b的支架设备100。

[0400] 图70C示出了输送多极刺激700c的双支架实现方式。第一支架设备(例如，第一支架100a)被示出位于上矢状窦中，以及第二支架设备(例如，第二支架100b)被示出位于下矢
状窦。

[0401] 图70D示出了输送双多极刺激700d的双支架实现方式。第一支架设备(例如，第一支架100a)被示出位于横窦中且输送刺激700d‑1，以及第二支架设备(例如，第二支架100b)
被示出位于胼胝体周围动脉中且输送刺激700d‑2。第一刺激700d‑1和第二刺激700d‑2可以
在区域700d‑3中两个刺激重叠的地方相加。可以在区域700d‑1、区域700d‑2和/或区域
700d‑3中刺激神经组织。例如，可以在区域700d‑1中刺激神经组织，但是不能在区域700d‑1
和700d‑2的在区域700d‑3中彼此不重叠的部分中刺激神经组织。作为另一个示例，可以在
区域700d‑1中以第一刺激幅度刺激神经组织，在区域700d‑2中以第二刺激幅度刺激神经组
织，并且在区域700d‑3中以第三刺激幅度刺激神经组织。第一刺激幅度和第二刺激幅度可
以彼此相同或不同。第三刺激幅度可以是重叠区域700d‑3中的第一刺激幅度和第二刺激幅
度的相加。由第一支架和第二支架(例如，100a、100b)输送的刺激的强度可以随着与每个相
应支架的距离增加而衰减，例如，由于能量被组织吸收。因此，输送的刺激可以在每个刺激
区域700d‑1、700d‑2、700d‑3内自然变化。区域700d‑3中的刺激可以保持基本恒定或者可以
变化。

[0402] 图70E示出了输送单极刺激700e的双支架实现方式。第一支架设备(例如，第一支架100a)被示出位于上矢状窦中，以及第二支架设备(例如，第二支架100b)被示出位于下矢
状窦中。

[0403] 图70F示出了输送单多极(mono multipolar)刺激700f的双支架实现方式。第一支架设备(例如，第一支架100a)被示出位于上矢状窦中，以及第二支架设备(例如，第二支架
100b)被示出位于下矢状窦中。

[0404] 图70G示出了输送双多极刺激700g的双支架实现方式。第一支架设备(例如，第一支架100a)被示出位于上矢状窦中输送刺激700g‑1，以及第二支架设备(例如，第二支架
100b)被示出位于下矢状窦中输送刺激700g‑2。

[0405] 图70H示出了输送双多极刺激700h的双支架实现方式。第一支架设备(例如，第一支架100a)被示出位于下矢状窦中输送刺激700h‑1，以及第二支架设备(例如，第二支架
100b)被示出位于颈内动脉中输送刺激700h‑2。

[0406] 图70I(a)示出了在具有第一血管壁800aw的第一血管800a中的第一支架设备100a和在具有第二血管壁800bw的第二血管800b中的第二支架设备100b，其中第一支架100a和
第二支架100b被配置为将信号(例如，刺激信号)输送到目标位置802。例如，第一支架100a
可以输送第一支架信号700i‑1，以及第二支架100b可以输送第二支架信号700i‑2到目标位
置802。信号可以是例如电脉冲、超声信号或两者，包括任何其他类型的组织刺激信号。信号
700i‑1和700i‑2可以在信号区域804中相加。信号区域804中的相加信号可以刺激组织。信
号区域804可以是组织激活区域。信号区域804可以是组织可激活区域。例如，当设备(例如，
100a、100b)向目标区域802输送或发射一个或更多个信号时，可激活区域804中的组织可以
被激活。例如，在信号区域804中，当两个信号(例如，700i‑1、700i‑2)加在一起时，组织可以
被激活。信号区域804中的相加的信号可以等于或大于激活目标区域802中的神经元和/或
神经元束所需的神经组织激活阈值。信号区域804可以在期望的目标区域802中的一些或全
部组织中、可以与其重叠、或者可以与其重合。作为另一个示例，信号区域804可以在不期望
的或次优的目标区域802中的一些或全部组织中、可以与该不期望的或次优的目标区域802
中的一些或全部组织重叠、或者可以与该不期望的或次优的目标区域802中的一些或全部
组织重合，例如，在该不期望的或次优的目标区域802中，解剖约束、医学状况(例如，动脉
瘤)、手术并发症或其他缓解因素可以导致将一个或更多个支架(例如，设备100a、100b)放
置在一个或更多个血管中的第二位置、第三位置或计划外位置。

[0407] 信号区域804内部和/或外部的神经组织可以由第一支架第一信号700i‑1、由第二支架信号700i‑2、由第一信号700i‑1和第二信号700i‑2的组合或由其任意组合来刺激。例
如，图70I(a)示出了第一信号和第二信号可以在信号区域804中相加以刺激目标区域802中
的神经组织，但是区域804之外的神经组织可能会(例如，在设备和/或系统第一变型中，例
如，图70I(a)中所示的变型)或者可能不会(例如，在设备和/或系统第一变型和/或在设备
和/或系统第二变型中)在信号区域804之外由第一支架100a和第二支架100b刺激。作为第
一示例，图70I(a)示出了第一信号和第二信号可以在信号区域804中相加以刺激目标区域
802中的神经组织，但是信号区域804之外的神经组织不受第一支架100a和第二支架100b的
刺激。作为第二示例，图70I示出了信号区域804内的神经组织和信号区域804外的神经组织
可以被第一支架100a和第二支架100b刺激，由此信号相加区域804外的神经组织可以例如
以比信号区域804内的组织更小的程度进行刺激。作为第三示例，多个钟形信号或信号尖峰
(例如，信号700i‑1和700i‑2)可以从支架(例如，100a、100b)进行输送以控制信号相加区域
804的形状，以创建多个信号相加区域804(例如，2至50个、2至100个、2至1000个，包括这些
范围内的每1个区域增量)，或者两者，以实现刺激区域804的期望形状和/或数量。

[0408] 第一设备100a和第二设备100b可以具有本文公开、预期和/或示出的任何特征。第一血管800a和第二血管800b可以是相同或不同的血管，并且可以是身体中的任何血管。目
标位置802可以是本文公开、预期和/或示出的任何组织位置。设备100a和100b可以分别从
设备100a和100b向外发射信号，例如，以刺激组织(例如，目标区域802中的组织)，设备100a
和100b可以记录从组织(例如，目标区域802中的组织)接收的信号，或者两者(例如，设备
100a和/或100b可以刺激组织和/或可以记录来自组织的信号)。

[0409] 设备100(例如，设备100a、100b)可以从其自身向外发射信号、朝向自身发射信号、或两者。设备100a可以向其自身发射信号，例如，其中设备(例如，100a、100b)具有纵向曲
率，使得设备100的一个或更多个部分可以被定向或指向为面向其自身。设备100a的纵轴可
以是直的、弯曲的或两者兼有。设备100a可以向其自身发射信号，例如，其中设备100a具有
纵向曲率，使得设备100的一个或更多个第一部分(例如，支柱、电极)被定向或指向为面向
设备100的一个或更多个第二部分(例如，支柱、电极)。设备100的能量发射器(例如，设备
100的电极)可以以远离设备纵轴的任何角度发射能量，其中设备纵轴可以是例如穿过由设
备限定的血流通道的中心轴，或者作为另一示例，可以是穿过一个或更多个支柱的中心轴。
能量发射器(例如，电极)可以以例如约1度至约360度(包括在该范围内的每1度增量(例如，
15度、45度、60度、75度、90度、105度、120度、135度、150度、165度))的发射角沿着远离或朝
向设备纵轴延伸的发射轴发射能量。发射轴可以与设备纵轴相交或不相交。尽管在图70I
(a)中示出了两个设备100a和100b以及两个血管800a和800b，但是设备100b可以是血管
800a中的设备100a的第二部分，使得图70I(a)中的设备100b是设备100a的另一部分，并且
使得血管800b是血管800a的另一部分，例如，其中设备100a在血管800a中弯曲。在这种情况
下，设备第一部分100a可以是设备的第一纵向端或设备100a在设备的第一纵向终端和设备
的第二纵向终端之间的任何部分。设备第二部分(在详细描述的该部分中被示为100b)可以
是设备的第二纵向端或者设备100a的在设备的第一纵向终端和设备的第二纵向终端之间
的任何部分。

[0410] 图70I(a)还示出了一些或所有的信号相加区域804可以与目标区域802重叠。例如，图70I(a)示出了信号区域804可以具有信号区域第一区域804a、信号区域第二区域804b
和信号区域第三区域804c，其中区域804a在目标区域802内部，以及区域804b和804c在目标
区域802外部。

[0411] 图70I(b)示出了所有的目标区域802可以在信号相加区域804内。

[0412] 图70I(c)示出了目标区域802可以具有与信号相加区域804完全相同的形状和尺寸。一个或更多个支架(例如，100a和100b)可以被控制以发射信号，该信号相加以近似目标
区域802的期望形状、尺寸和数量。

[0413] 图70I(d)示出了一个或多个设备(例如，支架100a、100b)可以发射具有不同强度的多个钟形信号、信号尖峰、信号或其任意组合(例如，信号700i‑1和700i‑2)。可以从支架
(例如，100a、100b)输送多个信号，例如，以控制信号相加区域804的尺寸和/或形状，以创建
多个信号相加区域804(例如，2至50个、2至100个、2至1000个，包括这些范围内的每1个区域
增量)，或者两者，以有利地实现刺激区域804的期望大小、形状和/或数量。例如，图70I(d)
示出了第一支架100a可以向目标位置802输送第一支架第一信号700i‑1a和第一支架第二
信号700i‑1b，并且第二支架100b可以向目标位置802输送第二支架第一信号700i‑2a和第
二支架第二信号700i‑2b。信号700i‑1a和700i‑2a可以在第一信号区域804‑1中相加。信号
700i‑1b和700i‑2b可以在第二信号区域804‑2中相加。第一信号区域804‑1可以与第二信号
区域804‑2具有相同或不同的尺寸和形状。第一信号区域804‑1和第二信号区域804‑2可以
刺激相同的组织或不同的组织(例如，相同的大脑区域或不同的大脑区域)。信号区域804‑1
和804‑2中的相加的信号可以刺激这些相应区域中的组织。

[0414] 图70I(e)示出了信号第一区域804‑1和第二区域804‑2可以具有不同的尺寸。例如，第二信号区域804‑2被示为大于第一信号区域804‑1。

[0415] 图70I(f)示出了一个或多个设备(例如支架100a、100b)可以刺激多个目标区域802(例如，2至10个目标区域、2至100个目标区域、2至1000个目标区域，包括这些范围内的
每1个目标区域增量，例如，第一目标)。例如，第一设备100a和第二设备100b可以刺激第一
目标区域802‑1，并且第一设备100a和第二设备100b可以刺激第二目标区域802‑2。例如，第
一设备100a和第二设备100b可以在第一激活区域804‑1和第二激活区域804‑2中相加。

[0416] 图70(g)示出了刺激系统可以包括三个或更多个支架设备，例如支架100a、100b和100c，其中来自第一支架100a的信号可以与来自第二支架100b和/或来自第三支架100c的
信号相加，其中来自第二支架100b的信号可以与来自第一支架100a和/或来自第三支架
100c的信号相加，并且其中来自第三支架100c的信号可以与来自第一支架100a和/或来自
第二支架100b的信号相加。例如，图70I(g)示出了第一支架第一信号700i‑1a可以与第二支
架信号700i‑2相加，并且第一支架第二信号700i‑1b可以与第三支架信号700i‑3相加。

[0417] 尽管在图70I(a)‑70(g)中示出了两个设备100a和100b以及两个血管800a和800b，但是设备100b可以是血管800a中的设备100a的第二部分，使得这些图中的设备100b是设备
100a的另一部分，并且使得血管800b是血管800a的另一部分，例如，其中设备100a在血管
800a中是弯曲的。在这种情况下，设备第一部分100a可以是设备的第一纵向端或设备100a
的在设备的第一纵向终端和设备的第二纵向终端之间的任何部分。设备第二部分(在详细
描述的该部分中被示为100b)可以是设备的第二纵向端或者设备100a的在设备的第一纵向
终端和设备的第二纵向终端之间的任何部分。

[0418] 图70A‑70H中的每个支架设备示意性地显示为四个点，除了图70D中所示的支架设备每个都示意性地显示为三个点。图70A‑70I(g)中所示的各种刺激模式700a‑700h是示例
性的，并且示出了神经激活的区域(也称为电流扩散)。图70A‑70H中阴影区域所示的刺激模
式700a‑700h是由所示支架设备100输送的三维电流扩散的一部分的示例性横截面示意图
变型。图70I(a)‑(g)中的刺激模式同样是示例性的。图70A‑70H示出了一个或多个神经区域
可以被同时靶向。如上所述，刺激的模式和极性可以是静态的或动态的，使得被输送的刺激
可以保持恒定或例如基于用户对刺激的响应性和/或基于与用户的响应性无关的标准(例
如，预定的刺激时间、预定的刺激序列、预定的刺激强度)实时调整。附加地或者结合起来，
模式和极性可以是脉冲的或者具有本质上可变的另一种输送方案。在这些图中，从第一设
备发射的能量可以与从第二设备发射的能量相加，以激活组织(例如，在图70A‑70H所示的
任何配置中)。作为另一示例，从图70A‑70H中所示的设备发射的能量可以激活组织，其中来
自不同能量源(例如，设备100)的发射能量相加或不相加，例如来自多个设备100(例如，第
一设备、第二设备、第三设备或更多设备、或其任意组合)的发射能量相加或不相加。例如，
在存在多个相加区域804的情况下，这些多个区域例如在能量输送周期内可以彼此独立地、
顺序地、同时地或其任意组合地被刺激。

[0419] 图71A示出了当一个或更多个设备(例如，100a、100b)用单极刺激来刺激组织时的示例性热图805a，其中热图805a示出了大电流扩散(例如，较暗的区域)。

[0420] 图71B示出了当一个或更多个设备(例如，100a、100b)用双多极刺激来刺激组织时的示例性热图805b，其中热图805b示出了聚焦电流分布，例如，示出了聚焦电流分布806。例
如，当与图71A的单极刺激热图805a相比时，聚焦电流分布可以有利地允许对受试者进行更
集中的治疗，并且在控制和准确性方面给予受试者更多的粒度。一个或更多个设备(例如，
100a、100b)可以提供的聚焦电流分布可以有利地给予受试者对与其一个或更多个支架(例
如，100a、100b)相链接的外部设备或系统的更多控制和/或更准确的控制。

[0421] 热图805a和805b可以是目标区域802中的热图。热图805a和805b可以是信号相加区域804中的热图。热图805a和805b可以是跨越信号相加区域804内部和外部的目标区域
802的热图。

[0422] 发电

[0423] 本文所述的设备(例如，支架设备100)可由血流、热电、电磁、压电或其任意组合供电。

[0424] 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的。

[0425] 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。

[0426] 在本说明书和接下来的权利要求中，除非另有规定，词“包括(comprise)”及其变型例如“包括(comprises)”和“包括(comprising)”暗示包括所陈述的整体、步骤、或者整体
或步骤的组合，但不排除任何其他整体或步骤或者整体或步骤的组合。

[0427] 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、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。

[0428] 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。属概念元素中的任何类元素可以具有该属的任何其他类元素的特征或元素。为了说明
性清楚的原因，一些元素可能从单独的图中缺乏。用于实现本公开的上述配置、元素或完整
组件和方法及它们的元素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。附图中所示的全部尺寸都是示例性的。