本发明涉及根据权利要求1的前序部分的可植入电极引线，以及用于生产可植入电极引线的方法。
背景技术
这种类型的可植入电极引线可以连接到有源电气装置，例如起搏器或神经刺激器，并且可以被植入，例如，作为心脏中的心脏电极引线或者作为脊髓中的神经电极引线，或者甚至进入患者的大脑中。用于刺激的电信号可以通过这样的电极引线和连接到其的有源装置传递给患者。
这种类型的可植入电极引线包括至少一个电极柱和多个电导体，其中至少一个电导体电连接到至少一个电极柱。
这种电极引线被设计成在植入后通常在患者体内保持相对长的时间。这种电极引线旨在允许对患者进行检查，特别是MRI(磁共振成像)检查，这意味着在MRI检查期间产生的电磁场不得导致电极引线的导体或电极柱处可能对患者有害的发热。
在某些情况下，植入患者体内的电极引线发热可能是由电磁场的耦合引起的。电极引线与MR断层扫描仪(其产生具有取决于磁场强度的激励频率的激励场；在1.5特斯拉时，例如，大约为64MHz)的电磁场的耦合取决于电极引线的导体的有效引线长度，电极引线例如用作电极柱的馈线。如果电极引线的有效线长在电磁场的(串联)谐振频率范围内，电磁场可能耦合到电极引线中并在电极引线处引起发热，如果可能的话应当避免。
电极引线通常应该很细，特别是用于神经刺激。还有关于馈线长度和最大欧姆电阻的说明。
从专利US2009/0259281A1已知一种可植入电极引线，其具有第一内导体和延伸到内导体外部的外导体。
在从专利US2015/0170792A1已知的电极装置中，导体螺旋排列。在这种情况下，内部导体电连接到电极柱。
在从专利US2008/0147155A1已知的电极引线中，包括聚合物线的电导体彼此连接以形成编织物。在这种情况下，电导体以共同的旋转方向螺旋缠绕。
在从专利US2009/0099441A1已知的电极引线中，初始状态的导体与可生物降解的纤维交织，当植入电极引线时，可生物降解的纤维溶解。
一般来说，电极引线的电导体的有效电长度可以通过所谓的分叉线(spur line)来改变，使得电磁能量不再能够在特定的MR激励频率下有效地耦合到电极引线中，因此在MR检查期间不会在电极引线的电导体处发生过度发热。然而，应当注意的是，这种分叉线需要空间来改变一个或多个电导体的有效电长度，并且这在电极引线内可能不容易获得。
总体需要一种电极引线，其在设计方面易于制造，并且可以在电极引线中或上的电导体的路线方面以及在MRI兼容性方面以多种方式使用。
技术实现要素：
本发明的目的是提供一种可植入电极引线以及一种用于生产可植入电极引线的方法，其以简单的构造方式使得能够以节省空间的方式安装电导体，并且在MRI兼容性方面具有灵活的适应性。
该目的通过具有权利要求1的特征的物体来实现。
因此，在可植入电极引线中，多个导体相互连接以形成沿纵向轴线延伸的编织物，其中多个导体中的至少一个第一导体在第一旋转方向上围绕纵向轴线螺旋缠绕，并且多个导体中的至少一个第二导体在与第一旋转方向相反的第二旋转方向上围绕纵向轴线螺旋缠绕。
电极引线具有多个电导体，这些电导体一起形成沿着电极引线延伸的编织物，例如沿着电极引线的内管延伸。例如，每个电导体具有芯部和周围的电绝缘件，使得电导体可以承载电流，但是相邻的导体彼此电绝缘。
例如，编织物可以具有沿着纵向轴线延伸的管状的基本形式，纵向轴线对应于电极引线的中心纵向轴线，并且编织物因此围绕电极引线的中心内腔延伸。然而，可选地，编织物也可以沿着电极引线的偏心第二内腔延伸，并且围绕与该第二内腔相关联的纵向轴线周向延伸。编织物是沿电极引线的长度延伸的周向封闭的中空体，并且由电极引线的交织导体形成。或者，编织物也可以设计成没有内腔的辫状物。
通过连接导体以形成编织物主体，产生了柔性的、可弯曲的导体股线，其可以柔性地适用于特定的电极引线。原则上，任何数量的导体可以在编织物内编织在一起。例如，可用的编织机能够同时编织数百根(导电的)线或(不导电的)纤维，并且导体可以在一个编织平面中或者在一个在另一个之上的多个平面中编织成两层。
这种编织物的使用使得电极引线具有灵活的适应性，例如在MRI兼容性方面。例如，单独的导体可以用于将位于电极引线远端的电极柱连接到位于电极引线近端的电接触元件，以便将电极引线连接到有源装置，例如起搏器或神经刺激装置。另一方面，其他导体可以用作所谓的分叉线，以延长用于将接触元件连接到相关电极柱的导体的有效电长度。在这种情况下，导体可以以期望的方式彼此接触，或者可以电分离，从而可以通过调整编织来在电极引线上形成可灵活配置的导体布置。
在一个实施例中，编织物具有限定的长度，大多数导体沿着编织物的长度延伸。因此，形成编织物的导体具有对应于电极引线上使用的编织物的整个长度的共同的、均匀的长度。因此，用于将电极柱连接到相关接触元件的导体具有基本相同的长度，这对于MRI兼容性可能是有利的。
为了形成编织物，导体被编织在一起，并且编织物可以在电极引线的长度上具有恒定的网格宽度或可变的网格宽度。通过选择网格宽度，电极引线的导体长度可以以这样的方式指定，即如果可能的话，在预定的MR激励频率下电磁能量的耦合减少，并且电极引线因此具有有利的MRI兼容性。
在一个实施例中，大多数导体布置在内管上并缠绕在内管周围。为了生产电极引线，导体例如可以围绕布置有内管的芯部编织，从而在内管上形成管状编织物。
内管限定了电极引线的内腔。内管在这里可以任意地设计。例如，内管可以具有亲水涂层。例如，在一个实施例中，内管具有由不同材料层组成的多层结构。
从外部看，编织物可以被穿过外管的导体包围。例如，导体的编织物可以用塑料材料包覆成型。或者，可以通过所谓的回流工艺生产外部护套，其中，管部分被推到布置在内管上的编织物上，并通过熔化接合在一起。
编织物由电极引线的导体形成，使得导体形成编织物主体，该主体在其基本形式上是管状的并且沿着电极引线的长度延伸。电导体在这里围绕编织物沿其延伸的纵向轴线以不同的旋转方向螺旋缠绕，并且编织在一起以形成连贯的编织物主体。第一导体在第一旋转方向上螺旋延伸。另一方面，第二导体在与第一旋转方向相反的第二旋转方向上螺旋延伸，导体交替地一个置于另一个之上，一个置于另一个之下，从而形成连贯的编织物。
在一个实施例中，围绕纵向轴线在第一旋转方向上延伸的至少一个第一导体在第一连接点处电连接到至少一个电极柱。因此，这种导体代表电极柱的电馈线。
在一个实施例中，在第二连接点处，相比之下，至少一个第一导体连接到至少一个第二导体。第二导体在与第一导体相反的旋转方向上沿第二旋转方向围绕纵向轴线缠绕，可以以这种方式实现用于延伸相关联的第一导体的有效电长度的分叉线，使得用作馈线的第一导体的有效电长度可以被适配，从而减少在预定MR激励频率下电磁能量的耦合，并且由此防止在MRI检查期间电极引线处的过度发热。
通过将用作馈线的第一导体电连接到用作分叉线的第二导体，馈线的电长度可以加倍，也可以将第二导体连接到也用作分叉线的第一导体，从而能够额外延长馈线的电长度。
原则上，预定的MR激励频率的电磁场在导体中的耦合在对应于串联谐振的有效线路长度处最大，例如在MR磁场强度为1.5特斯拉时约为64MHz、在MR磁场强度为3特斯拉时约为128MHz。在这样的串联谐振下，阻抗的幅度最小，并且由于电磁场的最大耦合，可能出现场升，从而在电极引线处出现相对较大的发热。相反，如果导体的有效线路长度对应于并联谐振，则导体处的阻抗值最大，并且电磁场的耦合相应地被抑制。因此，希望设置导体的有效线路长度，使其对应于并联谐振。
在预定的MR激励频率下，例如64MHz或128MHz，可以通过计算机模拟或使用合适的测试系列进行计量来确定何时发生并联谐振。例如，当通过盐溶液模拟人体组织时，不同线路长度的阻抗谱可以使用导体的反射系数来计量地确定。这可以用于确定在预定MR激励频率下对应于并联谐振的有利有效线路长度。基于以这种方式确定的有效线路长度，然后可以选择用作馈线的导体的分叉线长度，使得分叉线长度和馈线长度的总和对应于期望的有效线路长度。
有效线路长度在这里可以调整到阻抗谱中的第一并联谐振。然而，通过将分叉线长度延长半个波长(或半个波长的倍数)，将有效线路长度调整到更高阶的并联谐振也是可以想象和可能的。
编织物的导体可以任意连接，也可以局部分离。因此，由导体形成的编织物可以适于生产特别适于有利的MR兼容性的导体结构。例如，至少一个第一导体和/或至少一个第二导体可以在相关联的中断点处被电中断，使得围绕纵向轴线螺旋延伸的导体在一个点处被切割。
例如，激光切割工艺可以用于切割导体。在初始状态下，导体的编织物是连续的，每个导体沿着编织物的整个长度延伸，因此具有(大约)与其他导体相同的长度。对于电极引线的配置，特别是关于在特定MR激励频率下的MR兼容性，单个导体可以电互连，并且单个导体可以被中断，使得电极的馈线可以连接到分叉线，以适应馈线的有效电长度。
在一个实施例中，至少一个电极柱是环形的，并且围绕编织物围绕纵向轴线周向延伸。电极柱可以被推到编织物上以生产电极引线，并且电极柱可以与在它下方延伸的电导体电接触，例如通过产生焊接或钎焊接头，以便将电极柱连接到形成馈线的相关导体。如果有多个电极柱，每个电极柱连接到用作馈线的相关导体，每个用作馈线的导体又可能连接到用作分叉线的另一个导体，用于调节有效电长度。
在一个实施例中，电极引线的多个导体中的至少一些导体各自与至少一个伴随纤维相关联，该伴随纤维平行于特定导体延伸。伴随纤维可以永久地连接到相关联的导体，从而产生由导体和伴随纤维形成的螺旋缠绕的线串。
每个导体可以与单个伴随纤维相关联。然而，也可以设想并且可能的是，导体被封装在两个相关联的伴随纤维之间，其中(沿纵向轴线看)在导体的每一侧布置有一个伴随纤维，并且该伴随纤维例如连接到导体。
导体的伴随纤维优选地由电绝缘材料制成。然而，这种伴随纤维也可以是导电的，或者具有被绝缘体包围的导电芯部，例如以提供电屏蔽。
在一个实施例中，相对于纵向轴线径向测量，每个导体具有第一厚度，而与导体相关联的伴随纤维具有第二厚度，第二厚度大于第一厚度。因此，伴随纤维比相关联的导体更厚，这使得伴随纤维为导体提供间隔物，并且特别是防止编织物的导体直接相互贴靠并且相互施加压力。伴随纤维可以将编织物的单股相互支撑，从而防止导体之间的直接接触。因此，伴随纤维为电极引线的电导体提供机械保护。
导体可以是彩色编码的，以便编织物的各个导体可以相互区分。附加地或替代地，导体的伴随纤维可以用颜色标记，使得编织物的各个导体可以通过伴随纤维彼此区分。
在一个实施例中，可植入电极引线具有至少一个电接触元件，用于将可植入电极引线电连接到有源装置。例如，这种有源装置可以被设计为起搏器、CRT装置、除颤器或者电生理装置。在这种情况下，电极引线——用作心脏电极引线——将特别地植入患者的心脏。然而，电极引线也可以用作神经电极引线，用于脊髓或大脑中的神经刺激(即所谓的脊髓刺激或深部脑刺激)。
在植入位置，具有电极柱的电极引线位于患者的刺激部位，例如在人的心脏区域或脊髓区域。有源装置也可以作为可植入装置(例如以起搏器的形式)植入患者体内。然而，有源装置也可以位于患者体外。
虽然接触元件，例如用于连接到有源装置的电极引线的插头上的接触元件，优选地布置在电极引线的近端，但是相关联的电极柱通常布置在电极引线的远端，以例如植入刺激部位。由导体形成的编织物从电极引线的近端延伸到远端，编织物的导体电连接到近端区域中的相关接触元件和远端区域中的相关电极柱，以形成馈线。
该目的还通过一种用于生产可植入电极引线的方法来实现，该方法包括以下步骤：提供至少一个电极柱；提供多个电导体，其中至少一个电导体电连接到至少一个电极柱，多个导体彼此连接以形成沿着纵向轴线延伸的编织物，多个导体中的至少一个第一导体在第一旋转方向上围绕纵向轴线螺旋缠绕，并且多个导体中的至少一个第二导体在与第一旋转方向相反的第二旋转方向上围绕纵向轴线螺旋缠绕；以及将至少一个电极柱连接到多个导体中的至少一个导体。
上述电极引线的优点和有利实施例也可类似地应用于该方法，因此也应参考上述说明。
编织物在初始状态下与待生产的电极引线的电极柱分离，并且被编织在例如内管上，使得编织物围绕电极引线的内管延伸。为了将编织物的导体连接到电极柱，优选为环形的电极柱可以被推到编织物上，并在预定位置连接到编织物的相关电导体，该预定位置特别地由电极柱之间的预定距离限定。
例如，可以通过焊接或钎焊连接将电极柱连接到用作电极柱馈线的相关电导体。
例如，电极柱可以在其环形侧面具有开口，通过该开口可以产生到位于电极柱下方的电导体的焊接连接。例如，为此目的，在去除导体的绝缘件后，开口的边缘可能会熔化，因此熔化的材料从电极柱流入开口区域，并与导体建立电接触。
然而，此外，对于电极柱到相关导体的电连接，非常不同的连接方法是可能的，例如激光焊接方法、电阻焊接方法、焊接方法或者甚至通过夹具的连接。
编织物优选地由相同长度的导体形成。因此，导体在初始状态下沿着编织物的整个长度延伸，并且可以电连接到相关联的电极柱和接触元件和/或彼此电连接，以生产电极引线。从初始状态下由均匀长度的导体形成的编织物，可以因此为电极柱创建柔性可适应的导体结构，用于连接到相关联的接触元件和用于适应性，特别是关于MR兼容性。
为此，编织物的单个导体也可以电分离，从而例如可以在馈线上产生期望长度的分叉线。导体可以在一个或多个中断点处被电切割，使得导体被电中断并且产生较短长度的线路部分。
在编织物的导体构造之后，编织物的导体优选地被包覆，其中编织物可能被例如塑料材料包覆成型，或者外部护套可能使用回流工艺形成。
为了通过回流工艺生产外部护套，例如，可以将管部分推到布置在内管上的编织物上，以便然后通过熔化将这些管部分彼此连接，从而为电极引线产生连续的护套。在一个实施例中，各个部分可以具有不同的刚度，使得电极引线可以以柔性方式在一个或多个部分中弯曲，而在其他部分中，它可以尽可能地刚性。
附图说明
下面将参照附图中所示的示例性实施例更详细地解释本发明的基本概念，其中：
图1示出了具有编织成编织物的电导体的电极引线的示例性实施例的视图；
图2示出了根据图1的细节X的放大剖视图；
图3示出了电极引线的示例性实施例的视图，该电极引线具有布置在内管上的导体编织物；
图4示出了根据图3的沿线A-A的剖视图；
图5示出了电极引线的另一示例性实施例的视图，该电极引线具有布置在内管上的导体编织物；
图6示出了根据图5的沿线B-B的剖视图；
图7示出了具有导体编织物的电极引线的另一示例性实施例的视图；和
图8示出了电极引线的示意图。
具体实施方式
图1示出了电极引线1的示例性实施例的视图，该电极引线1将在近端101连接到有源装置2，并且将远端100植入组织G中，例如人体心脏中，以例如在期望的刺激部位实现刺激。
这种电极引线1可以用作例如植入人体心脏的心脏电极引线。然而，这种电极引线1也可以设计为神经电极引线，因此可以植入患者的脊髓或大脑。
当用作心脏电极引线时，有源装置2可以被设计为例如起搏器、CRT装置、除颤器或电生理装置，例如用于导管消融。在一个实施例中，有源装置2也可以被植入。替代地，有源装置2也可以在人体外部操作，因此可以连接到人体外部的电极引线1。
当用作神经电极引线时，有源装置2被设计用于脊髓或人脑中的神经刺激(称为脊髓刺激或深部脑刺激)。
电极引线1具有布置在远端100的区域中的多个电极柱130，这些电极柱形成电极柱布置13，并且通过这些电极柱可以发射刺激脉冲和检测信号。相反，具有接触元件140的接触装置14布置在电极引线1的近端101，以形成用于电连接到相关有源装置2的插头(例如根据IS4/DF4标准设计)。
在由外部护套形成的外管10内，电导体被包封，电导体用于将接触元件140电连接到电极柱130，并且为此目的，电导体沿着外管10内的电极引线1的长度延伸。
在根据图1的示例性实施例的电极引线1中，电导体121-124交织形成编织物12，如图2至4中的视图所示。第一电导体121、122在此处围绕纵向轴线A在第一旋转方向D1(见图3)上螺旋延伸，电极引线1沿着纵向轴线A延伸。相反，第二导体123、124以相反的旋转方向D2围绕纵向轴线A螺旋缠绕，导体123、124交替地一个置于另一个之上，一个置于另一个之下，因此在电极引线1的内管11上形成两层编织物12。
编织物12的导体121-124每个都具有被绝缘护套包裹的导电芯部，使得导体121-124彼此电绝缘。
即使电极引线1被植入，医疗检查特别是MRI检查也应当是可能的，而不限制患者，如果必要的话，甚至在植入范围内进行检查以验证电极引线1的位置也应当是可能的。为了避免对患者造成伤害，必须避免MRI检查中由于电磁场耦合而导致的过度发热。
在图1至4所示的示例性实施例中，总共四个导体121-124连接在一起以形成编织物12，并且围绕内管11螺旋缠绕。在所示的示例性实施例中，导体121-124将电极引线1的近端101处的接触装置14的接触元件140连接到电极引线1的远端100处的电极柱布置13的电极柱130。通过选择螺旋缠绕的导体121-124的节距，并因此通过选择编织物12的网格间距，可以调节导体121-124的长度，从而在预定的MR激励频率下有效地防止电磁激励。
导体121-124沿着电极引线1的长度延伸，并且可以优选地具有相同的长度。
在所示的示例性实施例中，如图1和2所示，电极柱130可以在特定的轴向位置连接到相关联的导体121，例如通过在电极柱130和导体121之间产生焊接连接。这可以例如通过所谓的封孔焊接来完成，在此过程中——在去除导体121的绝缘件之后——电极柱130的开口131的边缘被熔化，并且电极柱130的熔融材料由此流入导体121的区域，从而建立电接触，如图2所示。
电极柱130是环形的并且用于形成编织物12的导体121-124围绕内管11螺旋延伸的事实允许电极柱130的精确轴向定位，特别是为了设定和保持电极柱130彼此之间的预定轴向距离。为此目的，电极柱130以这样的方式定位和缠绕在编织物12上，使得电极柱130的特定开口131与下方的相关导体121-124对准，并且因此可以产生到导体121-124的连接。
编织物12可以具有另外的导体，这些导体不(直接)连接到电极柱130或接触元件140，而是用作分叉线，以延长用作馈线并与电极柱130接触的导体的电长度。
这在图8中示意性地示出。以这种方式，编织物12可以由导体121、123形成(螺旋延伸，但是为了简化表示，在图8中由直线示出)，导体121、123以相反的旋转方向D1、D2围绕电极引线1的纵向轴线A缠绕，其中例如，在第一旋转方向D1上缠绕的第一导体121分别在相关连接点132处与相关电极柱130电接触，而在相反的第二旋转方向D2上缠绕的第二导体123分别在相关连接点128处与相关联的第一导体121电连接。
导体121在连接点132处连接到相关电极柱130，并延伸超过该连接点到达电极引线1的远端100。在近端101的区域中，导体121连接到相关联的接触元件140，但是也延伸超过接触元件140至电极引线1的端部。不需要切割用作馈线的导体121，因此用作馈线的所有导体121在对应于电极引线1的总长度的相同长度L上延伸。
在所示的示例中，第二导体123可以在一个或多个中断点127处被电切割，从而产生较短长度的线路部分。
应当注意的是，可以创建用作馈线的导体和用作分叉线的导体的基本不同的构造。特别地，在第一旋转方向D1上缠绕的第一导体121和/或在第二旋转方向D2上缠绕的第二导体123可以用作馈线，并且相应地，在第二旋转方向D2上缠绕的第二导体123和/或在第一旋转方向D1上缠绕的第一导体121可以用作分叉线。
通过使用沿着电极引线1的整个长度L延伸的导体121、123作为馈线或分叉线，并且通过将用作馈线的导体电连接到用作分叉线的另一导体，馈线的电长度可以加倍，还可以设想并且可能将多于两个的导体彼此连接，使得馈线的有效电长度也可以延伸超过电极引线1的长度的两倍。
在图1至图4的示例性实施例中，每个导体121-124与两个伴随纤维125、126相关联，在每种情况下——沿着电极引线1的纵向轴线A观察——纤维125、126布置在相关导体121-124的两侧，从而将特定的导体121-124包围在它们之间。从根据图4的截面图可以看出，伴随纤维125、126各自具有厚度B2(在横向于纵向轴线A的横截面中径向测量)，该厚度大于相关导体121-124的厚度B1。这具有导体121-124彼此不直接机械接触的效果，但是通过伴随纤维125、126相对于彼此被支撑，这保护导体121-124免受损坏。
在每种情况下，伴随纤维125、126可以永久地连接到相关导体121-124。然而，也可以想象并且可能将伴随纤维125、126松散地放置在导体121-124旁边。
为了生产，内管11被推到例如刚性的芯部上，并且导体121-124例如使用编织机围绕内管11编织以形成编织物12。在这种情况下，伴随纤维125、126与导体121-124编织在一起。
在编织编织物12之后，单个导体121-124可以电连接到电极柱布置13的相关电极柱130和接触装置14的接触元件140。此外，单个导体121-124可以彼此接触，以产生分叉线，用于延伸馈线的有效电长度。分叉线长度可以根据需要通过切割单个导体121-124来调整。
在构造用于电极柱130到接触元件140的电连接的编织物12之后，外管10形成在编织物12上。例如，这可以通过包覆成型来实现。可选地，可以使用回流工艺，在回流工艺的范围内，管部分被推到编织物12上，并通过熔化连接以形成外部护套。电极柱130和接触元件140保持能够从外部接近，并且没有被封装。
在图5和图6所示的示例性实施例中，与图1至图4所示的示例性实施例相比，编织物12由导体121-124形成，导体121-124中的每一个仅与一根伴随纤维125、126相关联。另外，根据图5和图6的示例性实施例在功能上与根据图1至图4的示例性实施例相同，因此也应当参考前面的说明。
在图7所示的示例性实施例中，电极引线1的编织物12的导体121-124没有任何伴随纤维。在图7中，将作为馈线连接到导体124的电极柱130显示为虚线。相比之下，导体121可以用作分叉线，并且在中断点127处被电切割。导体121也可以在连接点132处与导体124接触，其中电极柱130与导体124电接触，从而经由连接点132在导体121、124本身之间以及在导体124和电极柱130之间产生电连接。
在所示的示例性实施例中，导体121-124交织成两层以形成编织物12，使得导体121-124在彼此上方和下方交替延伸。编织物12因此在一个编织平面中产生，并且(在其基本形式中)围绕电极引线1的纵向轴线A以管状形式延伸。
在不同的实施例中，还可以设想形成具有多个编织平面的编织物12，每个编织平面通过交替地在彼此上方和下方延伸的导体制成两层。这样，可以增加电极引线1的导体数量。
本发明的基本概念不限于上述示例性实施例，而是也可以在其他变型中实现。
原则上，这里描述的这种类型的电极引线可以与相关联的有源装置一起用于非常不同的应用中，例如可植入的有源装置或者在患者体外使用的有源装置。
由电极引线的导体形成的编织物的使用导致了导体的有利铺设，同时很好地利用了可用的安装空间和电极引线的灵活可配置性，特别是在MRI兼容性方面。
为了生产编织物，多个导体可以以有利的方式同时编织在电极引线的内管上，从而形成管状基本形式，该管状基本形式的形状是柔性的，并且还可以通过将导体连接到电极柱、接触元件并相互连接以及通过局部切割调整导体的长度来进行电配置。
原则上，电极引线可以具有任意数量的导体，例如两个到几百个导体，它们一起形成编织物。
附图标记列表
1 可植入电极
10 外管
100，101 端部
11 内管
110 编织物
121-124 导体
125，126 伴随纤维
127 中断点
128 连接点
13 柱布置
130 电极柱
131 开口
132 连接点
14 接触装置
140 接触元件
2 有源装置
A 纵向轴线
B1，B2 厚度
D1，D2 旋转方向
G 组织
L 长度
本文用于企业家、创业者技术爱好者查询，结果仅供参考。
