CN104703653A - 微电极记录引导的方向性导线的植入 - Google Patents

Abstract

本发明提供了把导线植入到患者脑部组织中的方法，其中导线包括在导线远端上的径向分段电极组。该方法包括通过脑部组织中分别多个记录道执行多个微电极记录；基于微电极记录生成脑部结构的三维映射；在脑部结构的映射上定位径向分段电极的图表以生成导线在脑部组织中期望的深度和期望的径向定向的图形化描述；以及根据期望的深度和期望的径向定向把导线植入到脑部组织中。用于确定导线径向定向的设备，包括径向方向性标尺和指示哪个电极与标尺形成接触的指示器。

Description

微电极记录引导的方向性导线的植入

技术领域

本发明涉及组织刺激系统，更特别地，涉及植入具有径向分段电极的导线的系统和方法。

背景技术

深部脑刺激(DBS)以及其他涉及向脑部植入导线和导管的有关手术越来越多地用来治疗像帕金森症、肌张力障碍、特发性震颤、癫痫、肥胖、抑郁、运动控制障碍，及其他使人衰弱的疾病这样的状况。在这些手术中，策略地把导管、导线、或其他医疗器件放置在脑部的目标部位。在脑部定位深部脑刺激的“最佳”或最优部位可能是辛苦的过程。

植入用于深部脑刺激的导线通常涉及用微电极记录单个细胞的活动来初步确定有希望的脑部位。微电极记录通常由微电极记录(MER)系统完成，该系统包括小直径电极，其具有记录单个细胞活动最优的相对较小的表面面积。微电极，其本质可以是至少具有非绝缘的远部以接收电信号的绝缘线，微电极起探针的作用来定位脑部中用于深部脑刺激的最优部位。由微电极检测到的活动然后由微电极记录系统记录。微电极记录的输出沿路径前进通过脑部被称为记录道。

微电极通过脑部不同区域产生了各个区域独特的电信号。例如，丘脑底核(sub-thalamic nucleus，STN)中神经元活动的模式不同于黑质中神经元活动的模式。基于这些独特的模式，微电极记录可用来勾画出不同脑部结构(例如，丘脑底核)的准确边界以帮助确定永久性刺激电极最有效的位置。在当前技术中，随着微电极前进，电生理学家在纸上将丘脑底核的长度标记为沿轴线的彩色线(轴线上的刻度线代表距目标的距离)。线的长度由微电极同时记录的测量结果决定。然后代表深部脑刺激导线电极的尖点可放置在彩色线上以确定导线应当插入到脑部中的深度，以及导线上的什么电极可被激活作为治疗干预的一部分。这种方法对映射丘脑底核的一个尺寸(例如，深度)是有效的，于是使用那个信息引导把导线放置在那个尺寸。

虽然这种技术对非方向性深部脑刺激导线设计是很有用的，在使用径向方向性深部脑刺激导线设计(其可包括径向分段电极)的情况下，可能需要映射不止一个尺寸。特别地，针对这些导线设计，知道分段电极的径向定向以及他们在脑部中的深度是可取的。这样，仍然需要一种使用微电极记录数据来引导深部脑刺激导线定向以及深度的方法。

发明内容

根据本发明的一个方面，提供了把导线植入到患者脑部组织中的方法。该导线包括至少一组在导线远端上的径向分段电极。该方法包括通过脑部组织中分别多个记录道执行多个微电极记录；基于微电极记录生成脑部结构(例如，丘脑底核)在脑部组织中的三维映射；以及将至少一组径向分段电极的图表定位在脑部结构的映射上，以生成导线在脑部组织中期望的深度和期望的径向定向的图形化描述。至少一组径向分段电极的图表可以是至少一组径向分段电极的二维图表。该方法还包括根据期望的深度和期望的径向定向把导线植入到脑部组织中。

该方法还可包括在植入导线之前使用径向方向性设备来确定导线的实际径向定向。径向方向性设备可包括径向方向性标尺，其基于径向分段电极组中的电极与导线近端上的触点之间的电气接续性确定导线的实际径向定向。径向分段电极组可包括至少两个电极，并且径向方向性标尺可包括远侧触点。该方法还可包括连接导线至径向方向性标尺，使得径向分段电极组中其中一个电极电连接至径向方向性标尺上的远侧触点，其中径向方向性标尺包括指示器，其用于指示哪一个电极与径向方向性标尺形成接触。

径向方向性设备可包括激光，并且导线的实际径向定向可通过使用光学方法确定。例如，导线可包括与径向分段电极组中其中一个电极对准的激光标记，并且径向方向性设备可包括指示器，其用于指示激光标记何时与激光对准。在另一示例中，导线可包括光学不透明开窗，径向方向性设备可包括发射器-检测器。确定导线的实际径向定向包括使导线绕它的纵轴旋转以及使用发射器-检测器对开窗进行计数。

该方法还可包括使用计算机来生成脑部结构的映射并定位至少一组径向分段电极的图表。定位至少一组径向分段电极的图表可包括使用定位设备来拖拽和释放至少一组径向分段电极的图表。

根据本发明另一方面，提供了用于确定导线的径向定向的设备。导线包括至少一组在导线远端上的径向分段电极，以及至少两个在导线近端上的触点。径向分段电极组中的各电极连接至在导线近端上的其中一个触点。

设备包括具有远侧触点和至少两个近侧触点的径向方向性标尺，和用于指示径向分段电极组中哪个电极与径向方向性标尺形成接触的指示器。径向方向性标尺配置成接触导线使得标尺的远侧触点连接至径向分段电极组中其中一个电极，并且标尺的近侧触点连接至导线的近侧触点，因此在连接至标尺的远侧触点的其中一个电极与对应于该其中一个电极的导线近侧触点之间形成闭合电路。指示器配置成指示电极的哪一个近侧触点处于闭合电路中。

径向分段电极组可包括三个电极，并且径向方向性标尺可包括三个近侧触点。径向方向性标尺可包括至少两个开路，其中各开路包括远侧触点和其中一个近侧触点。径向方向性标尺可配置成附装至立体定向架。

根据本发明又一方面，提供了用于规划待植入到患者脑部组织中的导线的深度和径向定向的外部控制设备。导线包括至少一组在导线远端上的径向分段电极。外部控制设备包括配置成接收微电极记录系统的输入并接收用户的输入的用户界面，其中微电极记录系统的输入包括与通过脑部组织中分别多个记录道的多个微电极记录有关的信息，其中用户的输入包括与导线相对于脑部组织期望的位置有关的信息。外部控制设备还包括控制电路，其配置成响应微电极记录的输入生成脑部结构在脑部组织中的三维映射，以及响应用户的输入在脑部结构的映射上定位至少一组径向分段电极的图表以生成导线在脑部组织中期望的深度和期望的径向定向的图形化描述。至少一组径向分段电极的图表可以是至少一组径向分段电极的二维图表。

控制电路可配置成在脑部结构的映射上拖拽和释放至少一组径向分段电极的图表。控制电路可配置成：通过连接定位设备至至少一组径向分段电极的图表来选择至少一组径向分段电极的图表；通过移动定位设备来拖拽至少一组径向分段电极的图表；以及通过分开定位设备与拖拽的至少一组径向分段电极的图表来释放至少一组径向分段电极的图表。

通过阅读以下优选实施方式的详细说明，其旨在说明而并非限制本发明，本发明其他的以及更多的方面和特征是显而易见的。

附图说明

附图说明了本发明优选实施方式的设计和效用，其中相似的元件由共同的附图标记指代。为了更好地理解上述以及本发明的其他优点和目的是如何获得的，参照附图表示的具体实施方式，描绘了以上简述的本发明更加详细的说明。认识到，这些附图仅描绘了本发明典型的实施方式，因此并不认为其限制了本发明的范围，通过使用附图，用附加的具体说明和细节描述并说明了本发明，其中：

图1是根据本发明一实施方式构建的深部脑刺激(DBS)系统的平面图；

图2是图1的DBS系统中使用的可植入脉冲发生器(IPG)和神经刺激导线的剖视图；

图3是图2中其中一个神经刺激导线沿线3-3的剖面图；

图4是患者头部的剖视图，示出图1中DBS系统的刺激导线及IPG的植入；

图5是脑部结构映射的图表；

图6是图2中其中一个神经刺激导线上的电极阵列的二维展开表示；

图7是定位在图5脑部结构映射上的图6电极阵列的图表；

图8是外部控制设备组件的框图，外部控制设备用于规划图2中其中一个神经刺激导线植入到脑部组织中的深度和径向定向；

图9是根据本发明一实施方式与图2中的神经刺激导线一起使用的径向方向性设备的主视图；

图10是根据本发明另一实施方式与图2中的神经刺激导线一起使用的径向方向性设备的主视图；

图11是径向方向性设备与立体定向设备一起使用以把神经刺激导线引入到患者脑部中的立体图。

具体实施方式

随后的说明涉及深部脑刺激(DBS)系统。然而，需要了解的是，虽然本发明适于应用在深部脑刺激中，但在其最宽泛的方面，本发明并不这样限制。相反，本发明可以与任何类型的用于刺激组织的可植入电路一起使用。例如，本发明可用作起搏器、除颤器、耳蜗刺激器、视网膜刺激器，配置成产生协调的肢体运动的刺激器、大脑皮层刺激器、脊髓刺激器、外围神经刺激器、微刺激器、或者任何其他的配置成治疗尿失禁、睡眠呼吸暂停、肩关节半脱位、头疼等的神经刺激器的一部分。

首先看图1，示范的DBS神经刺激系统10通常包括至少一个可植入的刺激导线12(在这个实例中，是两个)、可植入脉冲发生器(IPG)14形式的神经刺激器、外部远程控制器RC16、临床医师的程序编制器(CP)18、外部试验刺激器(ETS)20、以及外部充电器22。

IPG14经由一个或多个经皮导线延长线24物理连接至神经刺激导线12，神经刺激导线12带有多个设置成阵列的电极26。在示出的实施方式中，神经刺激导线12是经皮导线，为了这个目的，电极26可沿神经刺激导线12设置成直线。以下将进一步详细描述，IPG14包括脉冲产生电路，其根据刺激参数组把脉冲电波形式(即，电脉冲的时间序列)的电刺激能量递送至电极阵列26。

ETS20也可经由经皮导线延长线28和外部电缆30物理连接至神经刺激导线12。ETS20，其具有类似于IPG14的脉冲产生电路，也根据刺激参数组把脉冲电波形式的电刺激能量递送至电极阵列26。ETS20和IPG14之间的主要差异在于ETS20是非植入设备，其在植入神经刺激导线12之后且在植入IPG14之前试行以测试对所提供的刺激的反应性。这样，本文描述的有关IPG14的任何功能可同样地对ETS20执行。

RC16经由双向RF通讯链路32可遥控ETS20。一旦植入IPG14和刺激导线12，RC16可经由双向RF通讯链路34来遥控IPG14。这种控制允许IPG14打开或关闭，以及编程具有不同的刺激参数组。也可操作IPG14来修改编排好的刺激参数以主动控制IPG14的电刺激能量输出特性。以下将进一步详细说明，在手术室及随诊期，CP18提供临床医师详细的刺激参数以对IPG14和ETS20编程。

CP18可经由IR通讯链路36，通过RC16与IPG14或ETS20间接通讯来执行这个功能。或者，CP18可经由RF通讯链路(未示出)直接与IPG14或ETS20通讯。由CP18提供的临床医师详细的刺激参数还用来对RC16编程，以便刺激参数随后可通过处于单机模式(即，没有CP18的辅助)的RC16的操作而修改。

外部充电器22是经由电感连接38对IPG14经皮充电的便携设备。为了简洁的目的，本文没有描述外部充电器22的细节。外部充电器示范实施方式的细节在美国专利第6,895,280号中公开。一旦IPG14被编程，它的电源就会被外部充电器22充电或者补充，IPG14可以程控，而无需RC16或CP18在场。

参照图2，IPG14包括用于容纳电子及其他组件(以下将进一步详细描述)的外壳40，以及连接器42，神经刺激导线12的近端以电极26电连接至外壳40中的内部电子线路(以下将进一步详细说明)的方式与连接器42匹配。外壳40由导电的生物相容性材料组成，诸如钛，并形成密封的隔间，其中内部电子线路得到保护而不受身体组织和流体的影响。在一些情况下，外壳40可以作为电极。

每个神经刺激导线12包括细长的圆柱状导线体43，以及绕导线体43周向及轴向放置表现为环形电极或分段电极形式的电极26。作为非限制性的示例，进一步参照图3，一个神经刺激导线12可带有八个电极，设置成1-3-3-1配置，两组径向分段电极放置在两个环形电极之间。在这个实施方式中，每组径向分段电极包括三个电极。最远侧的电极是环形电极E1。邻近环形电极E1的是第一组的三个径向分段电极E2-E4。邻近第一组径向分段电极的是第二组的三个径向分段电极E5-E7。最近侧的电极是环形电极E8。应当了解的是，电极26在导线12上的布局可以以任何期望的配置。导线12带有至少一组径向分段电极，并且可以仅带有径向分段电极，或者是环形电极和径向分段电极的任何组合。每组径向分段电极可包括两个、三个、四个、或者更多的电极。

美国专利第8,019,439号和7,650,184号中公开了描述经皮刺激导线的结构及其制造方法的更多细节。

以下将更加详细的说明，IPG14包括电池和脉冲产生电路，脉冲产生电路根据编程到IPG14中的刺激参数组把脉冲电波形式的电刺激能量递送至电极阵列26。这种刺激参数可包括电极组合，其限定被激活为阳极(正的)，阴极(负的)，和关闭(零)的电极，分配至各电极(细分的电极配置)的刺激能量百分比，以及电脉冲参数，该参数限定脉冲振幅(取决于IPG14是否向电极阵列26供给恒定电流或恒定电压，以毫安或伏特测量)，脉冲持续时间(以微秒测量)，脉冲频率(以每秒的脉冲数测量)，以及猝发率(以刺激打开的持续时间X和刺激关闭的持续时间Y测量)。IPG14可通过多个通道或者仅通过单一通道递送刺激能量至阵列26。

电刺激会在两个(或多个)被激活的电极之间出现，其中一个电极可以是IPG壳。刺激能量可以以单极或多极(例如，双极，三极等)的样式传递至组织。当导线电极26中选定的一个电极连同IPG14的壳被激活时，单极刺激出现，所以刺激能量在选定的电极26与壳之间传递。当导线电极26中的两个电极被激活作为阳极和阴极时，双极刺激出现，所以刺激能量在选定的电极26之间传递。当导线电极26中至少三个电极被激活时，例如，两个作为阳极，剩下的一个作为阴极，或者两个作为阴极，剩下的一个作为阳极，多极刺激出现。

在示出的实施方式中，IPG14可个别控制流过每个电极26的电流的幅度。在这种情况下，优选地，使用电流发生器，其中针对每个电极可有选择地从独立电流源产生单个电流可调的幅度。尽管这个系统对利用本发明而言是最优的，本发明可使用的其他刺激器包括具有电压可调输出的刺激器。虽然可个别编程的电极幅度对实现精细控制而言是最优的，也可使用接通整个电极的单一输出源，尽管其对编程的精细控制较少。本发明也可使用混合的电流和电压可调设备。

在美国专利第6,516,227号和6,993,384号中更充分地描述了讨论IPG详细结构和功能的更多细节。

如图4所示，两个经皮神经刺激导线12通过在患者44的颅骨48上形成的钻孔46(或者，分别两个钻孔)引入，然后以传统方式引入到患者44脑部49的软组织中，使得电极26邻近目标组织区域，刺激该区域将治疗功能障碍(例如，腹外侧丘脑，苍白球内段，黑质网状部，丘脑底核，或苍白球外段)。这样，刺激能量可从电极26输送至目标组织区域从而改变功能障碍的状况。由于缺少靠近神经刺激导线12退出钻孔46的位置处的空间，IPG14通常植入在胸部或腹部中手术制作的手术袋中。当然，IPG14也可以植入在患者身体的其他位置处。导线延长线24有利于把IPG14设置在远离神经刺激导线12的退出点的位置处。

在把神经刺激导线12植入到患者脑部组织之前，执行微电极记录(MER)以确定导线12的最优位置。这样，把导线植入到患者脑部组织中的方法包括通过脑部组织中多个记录道分别执行多个微电极记录的步骤。具有多个(例如，五个)并行通道，诸如Ben-Gun的电极引导工具可用于把微电极引导到脑部组织中的多个不同位置处。微电极通过各记录道向前进时，由微电极记录的神经活动模式表明了微电极正在通过哪个脑部结构。各脑部结构具有独特的神经活动模式。如此，MER可用来确定目标脑部结构的边界。例如，如果目标脑部结构是丘脑底核(STN)，可基于记录道中遇到独特于STN的神经活动模式的部分确定STN的边界。

基于多个微电极记录，生成了脑部结构(例如，STN)在脑部组织中的三维映射。该映射可生成在纸上或者可电生成。虽然映射可以以三维实现，但是脑部结构映射的表示可以容易地二维可视化。例如，图5描绘了STN映射102的二维表示，这里STN由通过电极引导工具的通道1而接近的部分在引导插管的远端之下延伸大约3mm到8mm，STN由通过电极引导工具的通道2而接近的部分在引导插管的远端之下延伸大约1mm到9mm等。记录道可设置成圆柱模式，映射102可以是圆柱“展开”或“打开”的表示，记录道绕该圆柱设置。虽然图5中示出的示范映射102可以是STN的映射，应当了解到，使用与上述大致类似的方法也可以映射其他的脑部结构(例如，腹外侧丘脑，苍白球内段，黑质网状物，或者苍白球外段)。

在生成如图5所示的映射102之后，在脑部结构的映射102上定位至少一个径向分段电极的图表以生成导线在脑部组织中期望的厚度和期望的径向定向的图形化描述。导线12的电极26的图表104在图6中表示为电极26“展开”或“打开”的二维表示，其按照脑部结构的映射102的比例决定。电极26的图表104可定位在脑部结构的映射102上，如图7所示。通过把电极26的图表104定位在映射102上，可确定导线12期望的深度。除了期望的深度之外，可确定径向分段电极26期望的定向。例如，如图7所示，导线12期望的定向是使电极E2和E5面向记录道1的组织，电极E3和E6面向记录道2和3的组织，并且电极E4和E7面向记录道4和5的组织。产生并叠加脑部结构映射102和电极26的图表104的方法可以电子形式或非电子形式地执行。

如果该方法以电子形式执行，可使用电子定位设备(例如，鼠标光标，或触摸屏上的手指或定位笔)选择电极26的图表104，并把它拖拽到映射102上期望的位置处。通过点击电极可重新将电极26排序，使得最右侧电极变成最左侧电极，或者相反的，并且其余的电极跟着这个次序。对电极26的二维表示104进行这样的点击意味着使导线12旋转。

该方法可使用外部控制设备以电子形式执行，诸如图8中描绘的。外部控制设备200包括用户界面202和控制电路204。用户界面202可包括用户输入设备(例如，鼠标，键盘，触摸屏等)以及显示器。用户界面202接收微电极记录系统206的输入。微电极记录系统206的输入可包括与多个微电极记录(多个微电极记录在脑部组织的分别多个记录道中执行)有关的信息。为了响应微电极记录系统206的输入，控制电路204生成脑部结构在脑部组织中的三维映射。三维映射可在用户界面202上显示为二维表示，诸如图5中描绘的映射102。用户界面202还配置成接收用户的输入，诸如与导线12相对于脑部组织期望位置有关的信息。为了响应用户的输入，控制电路204把径向分段电极的图表(诸如图6中描绘的图表104)定位在脑部结构的映射上以生成导线12在脑部组织中期望的深度和期望的径向定向的图形化描述。期望的深度和期望的径向定向的图形化描述可大致类似于图7中示出的，并且可以通过用户界面202显示。

如上简述，控制电路204可配置成在脑部结构的映射102上拖拽和释放径向分段电极组的图表104。例如，控制电路204可配置成通过连接定位设备(例如，鼠标光标，手指，定位笔等)至径向分段电极组的图表104来选择径向分段电极组的图表104。然后可通过移动定位设备来拖拽径向分段电极组的图表104。控制电路204还可配置成通过解除定位设备和被拖拽的径向分段电极组的图表104之间的连接来释放径向分段电极组的图表104。

如果该方法不是以电子形式执行的，映射102可画在纸上，使用贴纸代表电极26，可将电极26的图表104定位在映射102上。或者，电极26可画在脑部结构的映射102上，或者映射102和/或电极26的图表104可画在用作覆盖物的透明或半透明衬底上。

在生成映射102并在映射102上定位电极26的图表104之后，可使用具有电极覆盖物的映射102作为指导来植入导线12。这样，根据期望的深度和期望的径向定向把导线12植入到脑部组织中。

为了以期望的定向植入导线12，可使用用于确定电极26的实际定向的设备(例如，径向方向性设备)。本领域技术人员可想到几种不同的方法和设备来确定电极26的实际定向。以下讨论了这种方法和设备的一些示范实施方式。

在一个实施方式中，在图9中示出，径向方向性设备是使用电气接续性来确定电极26的定向的径向方向性标尺120，以下会更加详细的讨论。导线12远端上的每个电极26连接至不同的近侧环形触点126。导线和电极的配置是标准化的，所以各电极26和与它关联的环形触点126之间的距离是已知且固定的。使用这个已知的距离，径向方向性标尺120包括单个远侧触点128和三个近侧触点130。每个近侧触点130电连接至远侧触点128，如虚线所示。照此，径向方向性标尺120包括三个由虚线表示的开路。径向方向性标尺120上三个近侧触点130和远侧触点128之间的距离与，例如，导线12近端上的触点C5，C6和C7与导线12远端上的电极E5，E6和E7之间的距离相一致。导线12定位成与径向方向性标尺120形成接触使得电极E5，E6和E7中其中一个电极电连接至径向方向性标尺120上的远侧触点128，并且三个触点C5，C6和C7各与径向方向性标尺120上其中一个近侧触点130形成接触。当径向方向性标尺120和导线12之间建立了这种接触时，径向方向性标尺120上其中一个开路是闭合的。在图9示出的示例中，远侧触点128和最远侧的近侧触点130之间的电路由于与导线12上的电极E7和触点C7连接而闭合。诸如LED122的指示器指示触点C5，C6或C7中哪一个是闭合电路的一部分。在图9示出的示例中，当电路闭合时，与触点C7关联的指示器122被激活。因为用户知道哪个电极26与每个触点126连接，LED122指示用户电极E7是与标尺120形成接触的电极。这样，通过使用径向方向性标尺120确定了导线12的实际定向。

尽管图9中描绘的示范径向方向性标尺120配置成与具有1-3-3-1电极配置的导线一起使用，应当认识到，径向方向性标尺可替换地配置成与具有其他电极配置的导线一起使用。例如，径向分段电极组可包括至少两个电极，并且径向方向性标尺可包括至少两个近侧触点。

在使用径向方向性标尺120确定导线12的实际定向后，导线12可通过引导插管以已知的径向定向插入到脑部组织中。例如，通过把标记132放置在导线12的近端上来表明导线12的实际径向定向，其中标记132与已知的电极轴向对准。在图9示出的示例中，导线12上的标记132表明电极E7与标记132轴向对准。

或者，径向方向性标尺120(具有连接其上的导线12)可附装至传统的立体定向架使导线12处于已知的径向定向。然后在把导线12插入到引导插管中时保持导线12已知的径向定向。例如，径向方向性标尺120可包括沿其整个长度的纵向凹槽。凹槽的大小和形状可类似于导线12的大小和形状，以便导线12可紧密地适配在凹槽中。这样防止导线12在其相对于径向方向性标尺120的轴向运动中旋转。

例如，参照图11，径向方向性标尺120'类似于图9中示出的径向方向性标尺120，除了径向方向性标尺120'特别设计成经由一对托架134安装到立体定向架300上，DBS导线插入系统302安装在该立体定向架300上。导线插入系统302包括使用安装结构308连接至立体定向架306上的主基板304。如图所示，引导插管310通过患者颅骨314上形成的钻孔312插入，因此允许导线12进入脑部。径向方向性标尺130包括用于容纳引导插管310的较低凹槽136，以及用于容纳导线12的较高凹槽138。

导线插入系统302还包括调节导线12在脑部中深度的深度调节机构316，以及调节导线12在脑部中纵向位置的纵向调节板318。导线插入系统302还包括引导板320，并且还可提供保持轨322以保持导线12精确的纵向方向。美国专利第7,369,899号中公开了描述导线插入系统302的更多细节。

现在描述一种使用径向方向性标尺120'把导线12固定在患者脑部中的示范方法。首先，经由托架134把径向方向性标尺120'安装到立体定向架300的弧上。然后，引导插管310通过深度调节机构316插入，并向前进入到径向方向性标尺120'的较低凹槽136中至深度L。然后，导线12插入到引导插管310中，并把导线12的近端放置在径向方向性标尺120'的较高凹槽138中。接下来，导线12向前进入到较低凹槽136中，超过深度L，使得导线12延伸超过引导插管310的远端。导线12继续向前直至导线12远端上其中一个电极26越过径向方向性标尺120'上的远侧触点128，并且对应于该电极26的近侧触点126越过径向方向性标尺120'上其中一个近侧触点130。这使电路闭合，并点亮了其中一个LED122。点亮的特定LED122表明了哪个电极26朝向远侧触点128。最后，稳固导线12，操作深度调节机构316使引导插管310向前进入到脑部中。此时，由于导线12的定向已知，可去除径向方向性标尺120'，以传统方式进行DBS手术。

在另一实施方式中，径向方向性设备使用光学方法来确定电极26的定向，而不是使用电气连接。例如，这种径向方向性设备可包括激光。导线12上的激光标记，诸如在环形电极E1，E8中其中一个上形成的小狭缝140，如图10所示，可由激光发射器146发出的激光142检测。在环形电极E1或E8上形成的狭缝140可与径向分段电极组中其中一个电极对准(例如，E2和E5，或者E3和E6，或者E4和E7)。在图10示出的示例中，狭缝140在电极E1上形成，并与电极E3和E6对准。导线12相对于激光142旋转，激光142指向具有狭缝140的环形电极E1。指示器144，诸如LED或听得见的警报，可用来表明何时狭缝140，进而与狭缝140对准的电极处于已知的定向(即，面向激光142)。在这个实施方式中，激光发射器146可连接至立体定向架，步进马达可用来旋转导线12直至指示器144被激活，于是电极26处于已知的径向定向。或者，类似于上述方法，可在电极26处于已知的径向定向时标记导线12。

在另一个使用光学方法来确定电极26的定向的实施方式中(未示出)，导线可包含光学不透明开窗，径向方向性设备可包括发射器-检测器。由于导线12绕它的纵轴旋转，由发射器-检测器对开窗进行计数以确定电极26的定向。发射器-检测器可连接至立体定向架，步进马达可用来使导线12绕它的纵轴旋转。或者，类似于上述方法，可在电极26处于已知的径向定向时标记导线12。

在上述实施方式中，步进马达可具有高分辨率以控制导线12的径向定向。步进马达的控制可通过远程界面显示，从而允许用户控制径向定向，而不会影响手术室的无菌环境。步进马达可由计算机自动控制，计算机使用微电极记录数据来帮助指引径向定向。

尽管已示出并描述了本发明的特定实施方式，应当认识到，并不旨在把本发明限制于优选的实施方式，显而易见地，在不脱离本发明实质和范围的情况下，本领域的技术人员可做出各种变化和改型。这样，本发明旨在覆盖可包含在由权利要求限定的本发明实质和范围中的替代方式，改型及等同方式。

Claims (20)

1.把导线植入到患者脑部组织中的方法，其中所述导线包括至少一组在所述导线远端上的径向分段电极，所述方法包括：

分别通过所述脑部组织中多个记录道执行多个微电极记录；

基于所述微电极记录生成所述脑部组织中脑部结构的三维映射；

将所述至少一组径向分段电极的图表定位在所述脑部结构的映射上，以生成所述导线在所述脑部组织中期望的深度和期望的径向定向的图形化描述；以及

根据所述期望的深度和期望的径向定向把所述导线植入到所述脑部组织中。

2.根据权利要求1所述的方法，还包括在植入所述导线之前，使用径向方向性设备来确定所述导线的实际径向定向。

3.根据权利要求2所述的方法，其中所述径向方向性设备包括径向方向性标尺，其基于所述径向分段电极组中的电极与所述导线近端上的触点之间的电气接续性确定所述导线的实际径向定向。

4.根据权利要求3所述的方法，其中所述径向分段电极组包括至少两个电极，其中所述径向方向性标尺包括远侧触点，并且其中所述方法还包括：

连接所述导线至所述径向方向性标尺，使得所述径向分段电极组中其中一个电极电连接至所述径向方向性标尺上的远侧触点，其中所述径向方向性标尺包括指示器，其用于指示哪一个电极与所述径向方向性标尺形成接触。

5.根据权利要求2所述的方法，其中所述径向方向性设备包括激光，所述导线的实际径向定向通过使用光学方法确定。

6.根据权利要求5所述的方法，其中所述导线包括与所述径向分段电极组中其中一个电极对准的激光标记，所述径向方向性设备包括指示器，其用于指示所述激光标记何时与所述激光对准。

7.根据权利要求2所述的方法，其中所述导线包括光学不透明开窗，所述径向方向性设备包括发射器-检测器，其中确定所述导线的实际径向定向包括使所述导线绕它的纵轴旋转以及使用所述发射器-检测器对所述开窗进行计数。

8.根据权利要求1所述的方法，其中所述脑部结构是丘脑底核。

9.根据权利要求1所述的方法，其中所述至少一组径向分段电极的图表是所述至少一组径向分段电极的二维图表。

10.根据权利要求1所述的方法，还包括使用计算机来生成所述脑部结构的映射并定位所述至少一组径向分段电极的图表。

11.根据权利要求10所述的方法，其中定位所述至少一组径向分段电极的图表包括使用定位设备来拖拽和释放所述至少一组径向分段电极的图表。

12.确定导线径向定向的设备，其中所述导线包括至少一组在所述导线远端上的径向分段电极，以及至少两个在所述导线近端上的触点，所述径向分段电极组中的各电极连接至所述导线近端上其中一个触点，所述设备包括：

径向方向性标尺，包括远侧触点和至少两个近侧触点；和

指示器，用于指示所述径向分段电极组中哪一个电极与所述径向方向性标尺形成接触，

其中所述径向方向性标尺配置成接触所述导线使得所述标尺的远侧触点连接至所述径向分段电极组中其中一个电极，并且所述标尺的近侧触点连接至所述导线的近侧触点，因此在连接至所述标尺的远侧触点的其中一个电极与对应于该其中一个电极的所述导线近侧触点之间形成闭合电路，并且

其中所述指示器配置成指示所述导线近侧触点中哪一个处于闭合电路中。

13.根据权利要求12所述的设备，其中所述指示器是LED。

14.根据权利要求12所述的设备，其中所述径向分段电极组包括三个电极，并且所述径向方向性标尺包括三个近侧触点。

15.根据权利要求12所述的设备，其中所述径向方向性标尺包括至少两个开路，并且其中各开路包括所述远侧触点和其中一个近侧触点。

16.根据权利要求12所述的设备，其中所述径向方向性标尺配置成附装至立体定向架。

17.外部控制设备，用于规划待植入到患者脑部组织中的导线的深度和径向定向，其中所述导线包括至少一组在所述导线远端上的径向分段电极，所述设备包括：

用户界面，配置成接收微电极记录系统的输入，并接收用户的输入，其中所述微电极记录系统的输入包括与分别通过所述脑部组织中多个记录道的多个微电极记录有关的信息，其中所述用户的输入包括与所述导线相对于所述脑部组织期望的位置有关的信息；和

控制电路，配置成响应所述微电极记录的输入生成脑部结构在所述脑部组织中的三维映射，以及响应所述用户的输入将所述至少一组径向分段电极的图表定位在所述脑部结构的映射上，以生成所述导线在所述脑部组织中期望的深度和期望的径向定向的图形化描述。

18.根据权利要求17所述的外部控制设备，其中所述至少一组径向分段电极的图表是所述至少一组径向分段电极的二维图表。

19.根据权利要求17所述的外部控制设备，其中所述控制电路配置成在所述脑部结构的映射上拖拽和释放所述至少一组径向分段电极的图表。

20.根据权利要求19所述的外部控制设备，其中所述控制电路配置成：

通过连接定位设备至所述至少一组径向分段电极的图表来选择所述至少一组径向分段电极的图表；

通过移动所述定位设备来拖拽所述至少一组径向分段电极的图表；和

通过分开所述定位设备与拖拽的所述至少一组径向分段电极的图表来释放所述至少一组径向分段电极的图表。