CN105263570A - 生物可植入电极组件 - Google Patents

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Abstract

公开了用于神经刺激电极、包括该神经刺激电极的电极组件以及用于神经刺激的装置的碳材料。根据本发明的用于神经刺激电极的碳材料由碳纤维组成，其中，该碳纤维的厚度为1～1000μm，该碳纤维的线密度为0.01～5.00g/cm，并且该碳纤维的纵横比为100～1,000,000。具体地，根据本发明的碳纤维材料可以通过以下的方式来获得：对碳纳米管进行干纺，然后使碳纳米管经受基于流体的致密化。本发明的用于神经刺激电极的碳材料可以被用于诸如深部脑刺激和脊髓刺激这样的领域。

Description

生物可植入电极组件
技术领域
本发明涉及生物可植入电极组件。更具体地，本发明涉及能够在磁场中安全地操作并且具有优异的机械性质的生物可植入电极组件、以及包括该生物可植入电极组件的神经刺激装置。
背景技术
当今，生物可植入医学装置被用来治疗各种疾病。生物可植入医学装置中的一些基于神经刺激作为治疗原理，并且能够被用于诸如疼痛、便秘、睡眠障碍、帕金森病、癫痫、手颤和肌张力障碍这样的疾病的治疗和处理(management)。这些神经刺激装置的代表示例包括脊髓刺激(SCS)系统和深部脑刺激(DBS)系统。
图1是深部脑刺激系统的示意图，并且示出了神经刺激电极将神经刺激施加到丘脑的状态。诸如SCS或DBS装置这样的基于神经刺激的生物可植入医学装置本质上包括：神经刺激器，其适合于生成用于电神经刺激的脉冲信号；以及至少一个电极，其插入到需要治疗的神经部位(nervesite)中，并且通过所述至少一个电极将神经刺激信号施加到该神经部位(参见图1)。图1中例示的DBS装置的神经刺激电极穿入头盖(cranium)，然而要理解的是，该神经刺激电极也可以被插入或植入到脊髓、周围神经系统或大脑的任何特定神经部位中。例如，SCS装置的生物可植入电极可以被插入以便穿入患者的较大的胸肌、腹部或臀部。在基于神经刺激的生物可植入装置中，至少一个电极通常连接到长引线，如图1中所示。引线负责电极和神经刺激器之间的电连接。该装置的电极通常被插入到患者的皮下组织层中。然而，在许多实际情况下，与电极接触的神经位于体内中的更深处。因此，设置连接器以使神经刺激器连接到引线。在许多情况下，神经刺激器和连接器被定位在身体外部。
这种可植入或可插入电极被用于神经刺激，但是不应该在尺寸上被减小低于预定限度，以便有效地导电。因此，在没有相对大的手术切口的情况下，电极不能被插入到身体中。例如，DBS治疗需要患者的头皮和头盖的大切口。该切口应该在全身麻醉下进行，并且导致患者的极大不便。
诸如金、不锈钢、钨和铂铱合金这样的高弹性的金属和合金当前被用来生产用于神经刺激的电极，但是它们在生物亲和性方面不令人满意。当这种高弹性的金属或合金被用作电极材料时，它倾向于与身体流体发生反应。该反应造成电极材料在身体内的腐蚀，这导致电极的有限的服务寿命。另外，由于被腐蚀的电极，患者可能经受疼痛和发炎。由于其相对大的尺寸，电极将刺激递送至大范围的部位以及脑皮层中的目标部位，并且应当施加强刺激以获得期望水平的刺激。另外，生产电极需要根据电极的尺寸和形状来构造模具和处理变化，这是相当麻烦的问题。
另外，神经刺激治疗与通过磁共振成像(MRI)的诊断的组合正被越来越多地用于观察神经刺激的治疗效果。MRI是提供高分辨率三维图像的非入侵性诊断工具。然而，患者在MRI期间被暴露于相当强的电磁场。电磁场的强度随着MRI系统的分辨率的增加而增加。MRI系统发射静磁场、梯度磁场、以及从扫描仪的发射器产生的射频磁场。也就是说，MRI系统发射三个磁场分量的总和。静磁场具有约0.2至约3.0特斯拉(T)的强度。3.0T相当于比地球的磁场大约60,000倍。梯度磁场的强度随时间而改变。0至5kHz能够产生40mT/m的梯度磁场。射频磁场比例大，并且在1.5T的静电场下在64MHz的情况下能够输出最大20,000W的能量(相当于烤箱的20倍或更多)。MRI系统的磁场不利地影响神经刺激装置。例如，静磁场将力施加到被放置在MRI系统的扫描仪中的神经刺激装置。结果，可以给神经刺激装置加压力。射频磁场对神经刺激装置的金属部件进行加热。另外，按时间的梯度磁场引起感应电流，导致对神经刺激装置的损坏以及成像干扰。磁场的最严重的负面影响在于神经刺激装置的引线可能由于射频磁场而过热。一些研究结果揭示该引线的温度上升至25℃或更高。能够例如在Rezai等人的JournalofMagneticResonanceImaging,Vol.15(2002),pp.241～250中找到MRI系统的磁场对神经刺激装置的负面效果。
在本领域中存在对能够在MRI系统的磁场中安全地操作、具有优异的机械性质、足够薄并且能够替换金属材料的电极材料的需要，然而这种需求仍然未得到满足。
发明内容
技术问题
本发明的一个目的在于提供在具有优异的机械性质的同时比金属电极薄的生物可植入电极材料，因此适合用于生物可植入电极。本发明的另一个目的在于提供具有高导电率的生物可植入电极材料，该生物可植入电极材料在高磁场环境下释放减少量的热。
技术解决方案
本发明的多个方面提供了用于神经刺激电极的碳纤维材料以及包括该碳纤维材料的生物可植入电极。该碳纤维材料由厚度为1至1000μm、线密度(lineardensity)为0.01至5.00g/cm以及纵横比为100至1,000,000的碳纤维组成。在本发明的一个实施方式中，该碳纤维是碳纳米管的细纱。在本发明的一个特定实施方式中，通过以下的方式来获得该碳纳米管的细纱：将碳纳米管作为原材料干纺成低密度纳米管的细纱，然后进行基于流体的致密化(densification)。在本发明的一个特定实施方式中，该碳纳米管的细纱具有10至100,000MPa的范围内的拉伸强度。
在本发明的另一个方面中，提供了一种生物可植入电极组件，该生物可植入电极组件包括：电极，所述电极插入到身体中，以向期望的神经部位递送电信号；在所述电极的表面上包围的绝缘体涂层，所述绝缘体涂层使所述电极的至少一些部分暴露；以及神经刺激部，所述神经刺激部由所述电极的暴露部分限定，所述电信号通过所述神经刺激部与所述神经部位的接触被施加到所述神经部位，其中，所述电极由碳纤维组成。
在本发明的另一方面中，提供了一种神经刺激装置，该神经刺激装置包括：上述生物可植入电极组件；神经刺激器，所述神经刺激器适合于生成脉冲信号；以及连接器，所述电极组件通过所述连接器有线地或无线地连接到所述神经刺激器。
有益效果
本发明的碳材料在具有足够的机械强度的同时比金属电极材料薄，因此适合用于生物可植入电极。由于这些优点，本发明的电极组件和生物可植入神经刺激装置能够被精确地引导到要刺激的神经部位。另外，本发明的碳材料具有高导电率，并且能够使在诸如磁共振成像系统这样的高磁场环境下产生的感应电流以及由磁损耗产生的热最小化。
附图说明
图1是示出一般深部脑刺激系统处于使用中的状态的示意图。
图2是根据本发明的一个实施方式的电极组件的示意图。
图3是根据本发明的另一个实施方式的电极组件的示意图。
图4示出了用于制备根据本发明的一个实施方式的碳纳米管的细纱的方法以及揭示在处理的各个步骤中获得的实验结果的电子显微镜图像。图4(a)示出了用于从碳纳米管的纳米森林(nanoforest)制备纳米管的细纱的方法的示意图。图4(b)是示出了从纳米森林纺碳纳米管的方向的扫描电子显微镜图像。图4(c)是示出了低密度的碳纳米管的细纱的扫描电子显微镜图像。图4(d)是示出了通过低密度的细纱的致密化制备的细纱的电子显微镜图像。
图5是示出根据本发明的一个实施方式的由碳纳米管的细纱组成的碳纤维的导电率的曲线图。
图6是将根据本发明的一个实施方式的碳纤维与用于在磁共振成像系统中进行深部脑刺激的商用电极的热释放曲线进行比较的曲线图。
图7是根据本发明的一个实施方式的用于电极的碳纤维的应变-强度曲线，测量该应变-强度曲线以对碳纤维的拉伸强度和弹性模量进行评估。
具体实施方式
现在将详细地描述本发明。在详细地描述本发明之前，应当理解的是，在本说明书和权利要求中使用的术语和单词不应被理解为具有通常的含义和字典的含义，而应考虑到发明人能够适当地限定所述术语和单词的原理被理解为具有与本发明的精神对应的含义和概念，以便用最好的方法来描述其发明。
如本文中使用的，术语“碳纳米管”是指具有细长管的形状的大分子，其直径为1至200nm的量级，并且其长度为数微米至数毫米的量级。如有必要，在本文中使用术语“碳纳米管”以意指存在小量的诸如导电率改进剂的添加剂。如有必要，在本文中使用术语“碳纳米管”以旨在包括在合成之后用表面改性剂改进其表面的碳纳米管。在本发明的上下文中，本文中使用的术语“碳纳米管”可以是指单壁纳米管(SWNT)或多壁纳米管(MWNT)。术语“碳纳米管”可以是指在无需被切割的情况下延伸的碳纳米管的一个独立串或者通过对碳纤维进行交织而构造的细纱的一部分(细丝或串)。
碳纳米管具有非常高的纵横比(长度/直径)。例如，纵横比可以在100至1,000的范围内，通常在80至300的范围内。碳纳米管没有金刚石和石墨密集，但是碳纳米管具有高强度合金的几十倍的机械强度。碳纳米管的导电率比铜的导电率高。碳纳米管具有比金刚石的热导率高约2倍的热导率。碳纳米管在高温(约750℃)下稳定。除了这些理想的特性以外，碳纳米管与金属材料相比还更少地被电磁场加热，这被认为是因为与金属的自由电子不同，碳纳米管的电子被限制在sp2杂化轨道中。
当大量生产的碳纳米管被简单地用作散装材料时，难以获得各个碳纳米管在微观水平下的优异的导电率。这是因为在大块聚集体(aggregate)中的相邻的纳米管串之间产生接触电阻，导致纳米管的导电率的降低。
作为对找出与使大块纳米管聚集体的性能恶化的接触电阻关联的问题的技术解决方案的广泛研究的结果，发明人已经通过使纳米管聚集体致密化成功开发出具有优异纳米管特性的基于碳纤维的电极材料，并且最终完成了本发明。
本发明的一个方面提供了碳纤维作为用于神经刺激装置的电极材料。该碳纤维具有1至1000μm的厚度、0.01至5.00g/cm的线密度、以及100至1,000,000的纵横比。该碳纤维可以被单独地用来生产用于神经刺激装置的电极。
由于本发明的碳纤维在以上限定的相应的范围内具有小的厚度和线密度，因此其具有优异的机械强度、弹性和导电率。被公认为最出色的用于神经刺激的商用电极的铂铱电极的厚度在1.27mm的量级。与之相比，本发明的电极材料即使在20μm的厚度下也可容易操作，使得能够显著地保护神经部位免受不必要的刺激。在本发明的一个特定实施方式中，该电极材料具有10至100,000MPa的拉伸强度。因此，本发明的电极材料能够被用来生产具有比铂铱电极高得多的拉伸强度的电极，所述铂铱电极的拉伸强度位于1000至1200MPa的范围内。另外，使用根据本发明的电极材料能够生产展现出诸如强度这样的大范围的物理性质的电极。
在本发明的一个实施方式中，作为用于神经刺激的电极材料的碳纤维是碳纳米管的细纱。在一个实施方式中，该纳米管的细纱可以被扭曲。在另外的实施方式中，该纳米管的细纱是通过没有扭曲的自旋(spin)而获得的纳米管的细纱。在更具体的实施方式中，该碳纳米管的细纱是通过基于流体的致密化而获得的碳纳米管的细纱。
尚未经受致密化的纳米管的细纱也被称为“低密度纳米管的细纱”。术语“低密度纳米管的细纱”被用于将尚未经受致密化的纳米管的细纱与已经受致密化的纳米管的细纱区分开。低密度纳米管的细纱具有约0.01至5.00g/cm的线密度。作为低密度纳米管的细纱，可以例示通过从垂直定向的碳纳米管的聚集体(例如，纳米森林)拉制纳米管并且使所拉制的碳纳米管自旋而获得的纳米管的细纱。低密度纳米管的细纱可以具有高的接触电阻，这使得其难以充分地确保各个纳米管的高金属强度和导电率。
在本发明的一个特定实施方式中，通过将低密度细纱浸在挥发性溶剂中并且将该溶剂进行蒸发来执行基于流体的致密化。作为基于流体的致密化的结果，使细纱的纹理致密化。当使浸渍有挥发性溶剂的碳纳米管纤维干燥时，纳米管串通过表面张力而变得密集，并且这些串之间的空间减小。在经致密化的纳米管的细纱中，利于组成的碳纳米管串之间的负荷传递，使得能够容易地展示碳纳米管的固有的优异的机械性质。在经致密化的细纱中比在低密度碳纳米管的细纱中存在更小量的电子跳跃路径，有助于改进经致密化的细纱的导电率。总之，已经受致密化的碳纳米管的细纱能够展现与微米至纳米级的各个碳纳米管细丝的电性质、机械性质和热性质接近的优异的电性质、机械性质和热性质。
本发明的另外的方面提供了包括由碳纤维组成的电极以及在该电极上涂覆的绝缘体涂层的电极组件。
图2是根据本发明的一个实施方式的电极组件的示意图。参照图2，电极组件200包括由碳纤维(优选到为碳纳米管的细纱)组成的电极210、以及被涂覆以包围电极210的绝缘体涂层220。绝缘体涂层220作为一个整体包围电极，使得电极的至少一部分暴露在外部。绝缘体涂层220用来防止电极与身体电接触。由电极的暴露部分限定神经刺激部215。当神经刺激部215与期望的神经部位接触时，从神经递质生成的电信号能够通过神经刺激部215被递送至该期望的神经部位。与常规杆状的金属电极不同，韩国专利公开No.10-2010-0065678描述了使用由纳米结构组成的电极尖端(tip)的脑刺激电极。具体地，该脑刺激电极包括金属线形式的支承部以及在该支承部上支承的电极尖端。该电极尖端可以由包括碳纳米管的金属或者半金属材料制成。本发明的电极组件200在结构上与该韩国专利公开中描述的电极结构不同。电极组件200不包括彼此明显地分开的支承部和由纳米结构组成的电极尖端，而是由碳纤维组成为一个整体。根据本发明的电极组件的脑刺激电极不使用金属线，而现有技术的电极经受由于MRI系统的磁场而导致的金属线的过热。
电极组件200的整个长度可以根据期望的用途而改变，并且可以例如为5cm至10000cm。优选地，电极组件200具有在50cm至1000cm的范围内的整个长度。在该范围内，电极组件200能够高效地使热的产生最小化，使得刺激能够从电池递送至脑深部中的目标部位。另一方面，电极210的神经刺激部215的长度为0.01cm至5cm，优选地为0.1至1cm。如果神经刺激部215比上文限定的下限短，则神经刺激部215可能不与目标部位接触，导致目标部位的弱刺激。此外，如果神经刺激部215比上文限定的上限长，则刺激可能不被正确地递送至目标部位。如图2中例示的，电极210的主体的大部分覆盖有绝缘体涂层220，并且绝缘体涂层220的一端可以保持不被覆盖并暴露。在另选的实施方式中，神经刺激部215可以形成在除了电极210的两端以外的位置处。也就是说，可以布置电极210的多个暴露的部分。例如，绝缘体涂层220可以覆盖电极210的整个表面，包括电极210的两个端部，并且可以按均匀的间隔布置电极210的两个至四个暴露的部分215。图3是根据本发明的另外的实施方式的电极组件的示意图。参照图3，电极组件200可以被构造为使得四个神经刺激部215被暴露。
在本发明的电极组件200中，电极210用来将用于神经刺激的电信号递送至神经刺激部215，并且用来向分析器发送和递送由神经刺激部215检测的电神经信号。从外部生成用于神经刺激的电信号。本发明的电极组件200可以包括适配器(未示出)，通过该适配器，电极210能够连接到外部的神经刺激器或连接器。
在本发明的电极组件200中，绝缘体涂层220包围电极210的整个表面，并且使电极210与身体电绝缘。绝缘体涂层220可以由有机材料或无机材料(通常为聚合树脂)组成。在一个实施方式中，绝缘体涂层220可以由生物相容性聚合树脂组成。适用于绝缘体涂层220的材料的具体示例包括酚醛树脂、尿素树脂、三聚氰胺甲醛树脂、不饱和聚酯树脂、二芳基邻苯二甲酸酯、环氧树脂、醇酸树脂、聚酰亚胺、聚氨酯、聚乙烯、聚丙烯，聚-4-甲基戊烯、聚甲基丙烯酸甲酯、丙烯腈树脂、聚氯乙烯、聚乙酸乙烯酯、聚乙烯醇、聚乙烯醇缩丁醛、聚偏二氯乙烯、聚苯乙烯、ABS树脂、聚酰胺、聚缩醛、聚碳酸酯、聚对苯二甲酸丁二醇酯、离聚物树脂、聚砜、聚醚砜、聚苯醚、聚苯硫醚、聚醚酰亚胺、聚醚醚酮、芳香族聚酯、热塑氨酯弹性体、氟化橡胶、四氟乙烯树脂、三氟乙烯树脂、聚偏二氟乙烯、聚氟乙烯、硝化纤维、醋酸纤维、乙基纤维、丙烯纤维素和玻璃纤维增强纤维。绝缘体涂层220的厚度可以在0.1mm至30mm的范围内。如果绝缘体涂层220比上文限定的下限薄，则可忽略绝缘体涂层220的绝缘效果。此外，如果绝缘体涂层220比上文限定的上限厚，则绝缘体涂层220的大体积可能导致脑损伤。
在一个特定实施方式中，电极组件的电极被用于深部脑刺激。在更具体的实施方式中，可以使用碳纳米管的细纱来实现包括神经刺激部的电极的整个主体。例如，可以通过使碳纳米管自旋来制备碳纳米管的细纱，如下文的示例1中所描述的。碳纳米管的细纱可以在无需进一步处理的情况下被用作用于电极的材料。可以使用碳纳米管或者具有sp2键的石墨烯材料来生产电极。在这种情况下，可以通过包括基于溶液的处理(例如，真空过滤和喷涂)以及基于电极材料的高分子间π-π键合强度的按压这样的各种处理来按批量形式生产电极。用于生产电极的相同方法可以被应用于生产引线。可以通过聚合树脂以及基于表面张力的自旋处理来使引线牢固地连接到碳纳米管。能够用聚合树脂来合成碳纳米管，并且碳纳米管本身能够被用作用于深部脑刺激的材料。
本发明的另一方面提供了一种生物可植入神经刺激装置，该生物可植入神经刺激装置包括：电极组件；神经刺激器，其适合于生成脉冲信号；以及连接器，电极组件通过该连接器有线地或无线地连接到神经刺激器。
神经刺激器是生成用于神经刺激的电脉冲信号的装置。神经刺激器通过连接器将脉冲信号递送至电极。神经刺激装置的神经刺激器不被特别地限制，并且可以是本领域中通常使用的神经刺激器中的任一种。在一个实施方式中，神经刺激器包括信号分析器，该信号分析器对由电极检测到的神经信号进行分析。在本发明的一个特定实施方式中，神经刺激装置的神经刺激器基于具有信号分析器的反馈控制机构，以根据所检测的神经信号的分析结果适当地对神经刺激脉冲信号进行反馈控制。
连接器不限于任何特定的结构，并且可以是本领域中通常采用的连接器中的任一种。在本发明的一个实施方式中，神经刺激装置的连接器可以采取有线引线的形式，如图1中所示。另选地，连接器可以将电极组件无线地连接到神经刺激器。在这种情况下，连接器可以包括电源单元，该电源单元从神经刺激器无线地发送脉冲信号。例如，该脉冲信号可以具有1kHz至9999GHz的频率。
本发明的另外的方面公开了一种用于将碳纤维制备为电极材料的方法。
在本发明的一个实施方式中，碳纤维由通过对碳纳米管进行干纺而获得的细纱组成。在一个具体实施方式中，可以通过干纺来获得碳纳米管的细纱，其中，从在基板上垂直对齐的碳纳米管串的聚集体拉制碳纳米管串。在基板上垂直对齐的纳米管的聚集体通常被称为“纳米管森林”或“纳米森林”。垂直对齐的纳米管仅是示例性的，并且也可以基于相同的原理在干纺中使用在不垂直于基板的方向上对齐的纳米管的聚集体。随机定向的纳米管的聚集体也可以被考虑用于干纺。
根据干纺，在与基板的平面平行的方向上(在与垂直对齐方向正交的方向上)从纳米森林拉制纳米管串。此时，也可以通过碳纳米管之间的范德华引力来连续地拉制相邻的碳纳米管细丝，以获得细纱。在与纳米管在基板上的对齐方向正交的方向上拉制碳纳米管是方便的。另选地，可以沿着以相对于基板的平面的角度倾斜的方向从基板拉制碳纳米管。当本领域技术人员考虑到期望的机械强度和导电率来拉制碳纳米管时，可以使碳纳米管扭曲。也就是说，可以以相对于拉制轴线的预定角度拉制纳米管束。该扭曲增大了在碳纳米管串之间的相互作用，结果，利于碳纳米管串之间的负荷传递，导致改进的物理性质。本领域技术人员能够通过重复的实验来容易地确定扭曲角度。在另外的实施方式中，所述纳米管的细纱是通过没有扭曲的自旋而获得的纳米管的细纱。
用于制备纳米管的细纱的纳米森林是通过本领域熟知的适当的方法来获得的，因此将给出该方法的简要说明。能够例如在美国专利No.6361861中找到用于制备垂直地布置在基板上的密集纳米管的均匀聚集体的方法。用于在基板上形成碳纳米管的代表技术是(1)化学气相沉积、(2)碳电弧放电和(3)激光烧蚀。化学气相沉积、特别是等离子体增强化学气相沉积(PECVD)由于其使用便利而被广泛地使用。因为能够独立地控制碳纳米管的类型、长度、直径和线性度，所以例如PECVD的化学气相沉积方便地用于制备碳纳米管作为电极材料。在本发明的一个特定实施方式中，当与金属电极材料的特性相比时，能够通过控制针对化学沉积的反应条件按相对简单的方式来控制所述电极材料的特性。
纳米森林下面的基板可以由选自铝、硅、硅氧化物和铝氧化物的材料制成。基板的厚度不被特别地限制，但是通常为10nm至100nm。
可以在基板上形成加强层。可以使用除了基板材料以外的金属氧化物或金属来形成加强层。用于加强层的适当的材料的示例包括氧化铝、铝和钛氧化物。可以通过溶胶凝胶处理或一般沉积处理来形成加强层。用于形成加强层的沉积处理的特定示例包括化学气相沉积、溅射、蒸发、原子层沉积(ALD)和分子束外延(MBE)。加强层的厚度不被特别地限制，但是优选地为10nm至100nm。
催化剂可以被用于碳纳米管的形成。在基板或者上覆的加强层上设置催化剂。催化剂不被特别地限制，并且可以是本领域中通常使用的催化剂中的任一种。这些催化剂的示例包括铁、钴、镍、铁-钴、铁-镍、钴-镍、铁-钼、钴-钼和镍-钼。也可以使用这些金属的氧化物，但是由于其还原产物的更高的催化活性，优选地使用其还原产物。催化剂可以被形成为薄膜。在这种情况下，催化剂薄膜的厚度可以例如为0.5至2.0nm。更优选地，允许催化剂分子聚集在催化剂层的表面的部分上，以形成用于碳纳米管的生长的点。例如，催化剂层的表面的部分被减小以在其上形成催化剂分子的聚集体。
在本发明中，可以使用所有类型的碳纳米管，包括单壁碳纳米管和多壁碳纳米管。纳米森林中的碳纳米管的高度不被特别地限制，但是优选地为10至500μm。纳米森林中的碳纳米管的线密度优选地为0.5g/cm至2.0g/cm。
通过干纺从纳米森林获得的碳纳米管的细纱具有低的密度，因此需要被致密化。在本发明的一个具体实施方式中，使用基于流体的致密化来使低密度碳纳米管的细纱致密化。通过将低密度细纱浸渍在挥发性溶剂中并且将该溶剂蒸发来执行基于流体的致密化。例如，挥发性溶剂可以选自丙酮、乙醇、甲醇、异丙醇、甲苯、氯仿和氯苯。作为基于流体的致密化的结果，能够将低密度细纱转变为本发明的适合作为电极材料的碳纤维。该碳纤维具有1至1000μm的厚度、0.01至5.00g/cm的线密度、以及100至1,000,000的纵横比。
图4(a)是示出了用于制备纳米管的细纱的方法的示意图，该方法包括：纳米森林形成→干纺→基于流体的致密化。如图4(b)至图4(d)中所示，在硅/铝基板上设置具有数纳米的尺寸的铁催化剂，通过PECVD在基板上形成纳米森林，该纳米森林被干纺(3(b))以获得低密度碳纳米管纤维(细丝，3(c))，然后进行致密化以获得期望的碳纤维(3(d))。本发明的仅由经致密化的碳纳米管的细纱组成的生物可植入电极具有比一般电极金属材料高得多的导电率。在一个具体实施方式中，本发明的碳纤维具有比金属电极材料的导电率高1000倍的导电率。
本发明的基于碳纤维的电极材料能够使在诸如磁共振成像系统这样的高磁场环境下产生感应的电流以及由磁损耗产生的热最小化，因此适合作为用于神经刺激装置以及深部脑刺激装置的潜在的材料。
[示例]
将参照以下示例更详细地解释本发明。然而，提供这些示例仅用于例示的目的，并且本发明的范围不限于此。
从纳米管生产根据本发明的一个具体实施方式的神经刺激电极，并且对其性能特性进行评估。
<制备示例1>
制备用于纳米森林形成的基板
在该制备示例中，形成作为垂直对齐的碳纳米管的排列的纳米森林。首先，使用在受控的电压和电流条件下的溅射来在硅基板上顺序地沉积铝和铁至均匀的厚度。具体地，首先在625V和0.05A下以6.2nm/min的速率沉积铝，然后在相同的电压和电流下以3.4nm/min的速率沉积铁，直到它们最终的厚度分别达到10nm和5nm为止。通过热处理使经沉积的铁催化剂的表面变粗糙。然后，执行使用感应耦合等离子体(ICP)的等离子体增强化学气相沉积(PECVD)，并且通过氢气使铁催化剂颗粒的表面还原。
<制备示例2>
垂直对齐的碳纳米管的合成
在该制备示例中，在通过在制备示例1中使用ICP的PECVD获得的基板上形成纳米森林。对于化学气相沉积处理，乙烯被用作碳源，氩气和氢气被用作辅助气体，并且氧气被用来使催化剂稳定。在730℃下合成碳纳米管达7分钟。此时，以100℃/min的速率使温度升高。图4示出了纳米森林的扫描电子显微镜(SEM)图像。纳米森林中的纳米管的长度为约200μm。
[示例1]
碳纳米管的自旋
在该示例中，在制备示例2中获得的垂直对齐的碳纳米管被干纺以制备碳纤维。首先，使用电子镊子将在制备示例1中获得的纳米森林连接到自旋体(定制的，ATEC系统要求的)，然后在没有扭曲的情况下在与纳米管的纵向方向垂直的方向上以1cm/min的速率拉制基板上的纳米管(“干纺”)。图4(b)是示出了干纺的方向的图像。图像中的箭头(“自旋”)指示与纳米管的纵向方向垂直的方向。作为干纺的结果，获得“低密度”碳纳米管的细纱。稀疏地堆叠的纤维具有约95μm的厚度(图4(c))以及0.2g/cm的量级的线密度。低密度碳纳米管的细纱的纵横比为约2,000。然后，使低密度碳纳米管的细纱致密化。使用乙醇基于碳纳米管的固有表面张力来执行致密化。图4(d)是经致密化的碳纤维的扫描电子显微镜图像。经致密化的碳纤维具有约18μm的厚度、0.5g/m的量级的线密度、以及约10,000的纵横比。
<测试示例1>
测量碳纤维的导电率
在该测试示例中，对在示例1中制备的碳纤维的导电率进行评估。首先，将碳纤维切割成具有3cm(长度)×18μm(厚度)的尺寸的样本。利用银糊剂来将样本的两个端部固定至用于导电率测量的系统(CMT-SR2000,ChangminTechCo.,Ltd.)的电极。
图5是示出了碳纤维的电流-电压特性的曲线图。参照图5，碳纤维的电压随着电流的增大而稳定地增大，对应于典型的导电纤维的导电率曲线。基于导电率曲线，计算出碳纤维具有515S/cm的导电率，这对应于用于深部脑刺激的商用电极的最大值的至少1000倍的最大值。
<测试示例2>
在磁共振成像系统中的碳纤维的热释放
首先，按与测试示例1中相同的方式来处理在示例1中制备的碳纤维。对磁共振成像(MRI)系统中的碳纤维的温度升高进行评估。为了对电极被插入到身体中的实际情况进行仿真，测试示例1的碳纳米管(CNT)纤维、碳纳米管片(CNT导电膜，TorayadvancedfilmCo.)和DBS导线(DBSTM3389,MedtronicInc.)各自被插入到琼脂糖凝胶中，该琼脂糖凝胶然后被固定到丙烯酸基板上。将因此制备的样品传送至4.7TMRI系统，以进行动物实验。在MRI系统中执行T1自旋回波扫描约20分钟。此时，使用热光分析器(用于动物的4.7TMRI,Varian)来测量样品中的琼脂糖凝胶的内部温度。在图6中用图表方式提供了结果。
图6示出了碳纳米管纤维、碳纳米管片和商用DBS金属线的温度曲线。参照图6，碳纳米管纤维和碳纳米管片的温度分别增加了0.7℃和1.1℃。商用DBS金属线示出了6℃的温度上升。与金属材料相比，碳纳米管材料释放少量的热。碳纳米管纤维比碳纳米管片释放更少量的热。这些结果被认为是归因于碳纳米管结构的形状方面的差异。
<测试示例3>
测量拉伸强度
使用1cm应变仪(INSTRON8032,InstronCorporation)以0.1mm/min的速率来对在示例1中制备的碳纳米管的细纱的拉伸强度进行评估。图7揭示了碳纳米管纤维具有620MPa的高拉伸强度和1.8GPa的弹性模量。
虽然本文中已经参照上述特定说明和一些实施方式描述了本发明，但是应当注意的是，所述描述和实施方式仅是例示性的，并且被提供用来帮助更好地理解本发明。本发明不限于所例示的实施方式。本领域技术人员将要领会的是，能够对这些实施方式进行各种修改和变型，并且这些修改和变型被包含在本发明的范围和精神内。
因此，上述实施方式、所附的权利要求及其等同物或任何等同改变落入到本发明的范围和精神内。

Claims (8)

1.一种生物可植入电极组件，该生物可植入电极组件包括：
电极，所述电极插入到身体中，以向期望的神经部位递送电信号；
在所述电极的表面上的绝缘体涂层，所述绝缘体涂层使所述电极的至少一些部分暴露；以及
神经刺激部，所述神经刺激部由所述电极的暴露部分限定，所述电信号通过所述神经刺激部与所述神经部位的接触被施加到所述神经部位，其中，所述电极由碳纤维组成。
2.根据权利要求1所述的生物可植入电极组件，其中，所述碳纤维具有1至1000μm的厚度、0.01至5.00g/cm的线密度、以及100至1,000,000的纵横比。
3.根据权利要求1所述的生物可植入电极组件，其中，所述碳纤维是碳纳米管的细纱。
4.根据权利要求3所述的生物可植入电极组件，其中，所述碳纳米管的细纱是通过基于流体的致密化获得的碳纳米管的细纱。
5.根据权利要求3所述的生物可植入电极组件，其中，所述碳纳米管是单壁碳纳米管SWNT、多壁碳纳米管MWNT、或者所述SWNT和所述MWNT的混合物。
6.根据权利要求3所述的生物可植入电极组件，其中，所述碳纳米管的细纱具有10至100,000MPa的拉伸强度。
7.一种神经刺激装置，该神经刺激装置包括：根据权利要求1至6中的任一项的所述生物可植入电极组件；神经刺激器，所述神经刺激器适合于生成脉冲信号；以及连接器，所述电极组件通过所述连接器有线地或无线地连接到所述神经刺激器。
8.根据权利要求7所述的神经刺激装置，其中，所述脉冲信号具有1kHz至9999GHz的频率。
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