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QUERVERWEIS AUF ANDERE ANMELDUNG
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Priorität
wird beansprucht aus US-Patentanmeldung 11/821 678, eingereicht
am 25. Juni 2007, die hiermit durch Hinweis einbezogen ist.
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ALLGEMEINER STAND DER TECHNIK
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Ausführungsformen
der Erfindung beziehen sich allgemein auf Systeme und Verfahren
zum Anschließen von Zellsubstanz, insbesondere auf Systeme
und Verfahren, welche die Signalkommunikation zwischen Vorrichtungen
zum Verbinden von Zellsubstanz und externen Systemen erleichtern.
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KURZE BESCHREIBUNG
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Zu
den vielfältigen medizinischen Zuständen, unter
denen Menschen leiden können, gehören Störungen
und/oder Krankheiten eines oder mehr neurologischer Systeme im Körper
des Menschen. Solche Störungen können eine Lähmung
aufgrund einer Rückenmarksverletzung, Zerebralparese, Kinderlähmung,
Verlust der Sinneswahrnehmung, Schlafapnoe, akuter Schmerz und so
weiter sein. Ein kennzeichnendes Merkmal der vorgenannten Störungen
und/oder Krankheiten kann beispielsweise die Unfähigkeit
des Gehirns sein, mit im ganzen Körper verteilten neurologischen
Systemen auf neurologischem Weg zu kommunizieren. Dies kann auf
physische Unterbrechungen innerhalb des neurologischen Systems des
Körpers zurückzuführen sein und/oder
auf chemische Ungleichgewichte, welche die Fähigkeit des
neurologischen Systems ändern können, elektrische
Signale wie etwa diejenigen, die zwischen Neuronen übertragen
werden, zu empfangen und/oder zu senden.
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Fortschritte
in der Medizin haben Verfahrensweisen hervorgebracht, deren Ziel
es ist, neurologische Defizite, die zu einigen der oben genannten Zustände
führen, bis zu einem gewissen Grad rückgängig
zu machen oder zu rehabilitieren. Ferner kann das typische Ziel
solcher Verfahrensweisen die Behandlung der zentralen Nervensysteme
sein, wodurch sie durchaus invasiven Charakter haben. Hierzu können
zum Beispiel das Implantieren von Vorrichtungen wie Elektroden in
das Gehirn und das physische Verbinden dieser Vorrichtungen über
Drähte mit externen System gehören, die angepasst
sind, Signale zu oder aus den implantierten Vorrichtungen zu senden
und/oder zu empfangen. Zusätzlich kann das Einbringen von
fremden Stoffen und/oder Gegenständen in den Körper
des Menschen zu diversen physiologischen Komplikationen führen,
sodass die Umsetzung solcher Verfahrensweisen sehr anspruchsvoll
ist. Zum Beispiel können die Größe und die
Ausdehnung der implantierten Vorrichtungen und der daraus herausragenden
Drähte die Bewegung des Patienten deutlich einschränken.
Zudem können unvermeidliche Bewegungen des Patienten dazu führen,
dass die implantierte Vorrichtung in dem anatomischen Teil, in dem
sie implantiert ist, ihre Lage verändert. Daraus können
körperliche Beschwerden für den Patienten resultieren,
und es kann dazu führen, dass die implantierte Vorrichtung
nicht funktioniert, wodurch dem Patienten eine Behandlung verwehrt
bleibt. Infolgedessen kann es nötig sein, durch korrigierende
chirurgische Eingriffe die Vorrichtung in die frühere Lage
innerhalb des Körpers zu bringen, was die Risiken einer
Infektion und/oder sonstiger Komplikationen erhöht. Zusätzlich
erfordert eine implantierte Vorrichtung typischerweise eine eingebaute Batterie,
um arbeiten zu können. Soll die Vorrichtung für
längere Zeiträume im Körper bleiben,
so werden solche Batterien häufig ausgetauscht, was zusätzliche
chirurgische Eingriffe erfordert, die zu noch mehr Komplikationen
führen könnten.
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Es
besteht also ein Bedarf nach implantierbaren Vorrichtungen, die
mit Systemen und/oder Verfahren, die angepasst sind, den vorgenannten
Unzulänglichkeiten entgegenzuwirken, verwendet werden.
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ZEICHNUNGEN
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Diese
und weitere Merkmale, Aspekte und Vorteile der vorliegenden Erfindung
werden besser verständlich, wenn die folgende ausführliche
Beschreibung unter Bezug auf die begleitenden Zeichnungen gelesen
wird, in denen gleiche Zeichen durchgängig gleiche Teile
repräsentieren; es zeigen:
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1 eine
Vielzahl gerillter Elektroden, die im Körper eines Menschen
implantiert sind, gemäß einer Ausführungsform
der vorliegenden Technik;
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2 eine
perspektivische Ansicht einer gerillten Elektrode gemäß einer
Ausführungsform der vorliegenden Technik;
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3 eine
Vorderansicht eines Teils der in 2 gezeigten,
gerillten Elektrode im Querschnitt gemäß einer
Ausführungsform der vorliegenden Technik;
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4 eine
perspektivische Explosionsansicht einer gerillten Elektrode mit
einem angebauten Neuromikrotransponder gemäß einer
Ausführungsform der vorliegenden Technik;
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5 ein
Schaltkreisschema des Neuromikrotransponders gemäß einer
Ausführungsform der vorliegenden Technik;
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6 ein
schematisches Diagramm, das die Funktionsweise des Neuromikrotransponders
gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden
Technik illustriert;
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7 eine
perspektivische Ansicht einer weiteren Ausführungsform
gerillter Elektroden gemäß der vorliegenden Technik;
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8 eine
Vorderansicht der in 7 gezeigten, gerillten Elektroden;
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9 eine
perspektivische Ansicht einer anderen Konfiguration, die gerillte
Elektroden zeigt, gemäß einer Ausführungsform
der vorliegenden Technik;
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10 eine
Vorderansicht der in 9 gezeigten Konfiguration gemäß einer
Ausführungsform der vorliegenden Technik;
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11 ein
Blockschema eines Verfahrens zum Anschließen von Zellsubstanz
gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden
Technik;
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12 eine konstruktive Schemazeichnung der
auf SU-8 basierenden, neuralen Mikrosonde;
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13 einen
Prozess zur Fertigung der Mikrosonde;
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14 Tests
des elektrochemischen Impedanzspektrums der Goldrillenelektroden;
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15 einen
Biokompatibilitätstest der Mikrosonden unter Verwendung
von Zellen aus gezüchteten Zelllinien;
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16 optische
Darstellungen der Interaktionen zwischen Mikrosonden und primären
Kulturen explantierter Nervenzellen;
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17 ein
schematisches Diagramm von Mikrosonden beim Einsetzen in einen Biodegradable Nerve
Regeneration Guide-Kanal;
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18 ein
Schema mit aufgezeichneten Spikesignalen aus Nervenfasern; und
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19 einen
Querschnitt durch die SU-8-Mikrosonden, rückgewonnen aus
regenerierten, peripheren Nerven.
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AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG
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In
dieser Offenbarung werden die Begriffe Mikrotransponder, Transponder,
Neurotransponder, Neuromikrotransponder austauschbar verwendet.
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In 1 ist
eine gerillte Elektrode 10, wie sie im Körper
eines Menschen implantiert ist, gemäß einer Ausführungsform
der vorliegenden Technik dargestellt; Wie unten näher beschrieben,
ist die gerillte Elektrode 10 für die Implantation
innerhalb des Körpers 12 zum Anschließen
von Zellsubstanz angepasst. In einer beispielhaften Ausführungsform
kann die gerillte Elektrode 10 innerhalb des Nervensystems
des Körpers 12, genauer gesagt innerhalb peripherer
Nerven des Nervensystems, eingesetzt werden. Ein peripherer Nerv
kann aus mehreren Nervenfasern zusammengesetzt sein, wobei jede
Faser ein Axon besitzt. Dementsprechend kann die gerillte Elektrode 10 biokompatible
Materialien und/oder Komponenten aufweisen, die es der gerillten
Elektrode 10 ermöglichen, sich zu assimilieren
und über längere Zeiträume Teil der Axonen
des peripheren Nervensystems zu werden. Zusätzlich kann
die gerillte Elektrode 10 physikalisch und/oder chemisch
dazu ausgelegt werden, das Wachstum von Zellsubstanz, beispielsweise
Axonen von peripheren Nerven, entlang von Teilen der gerillten Elektrode 10 und/oder
in ihrer Nachbarschaft zu fördern. Dies ermöglicht
es der gerillten Elektrode 10, sich besser mit der Zellsubstanz,
d. h. peripheren Nerven, zu verzahnen, wodurch es Komponenten der
gerillten Elektrode 10 möglich ist, mit der Zellsubstanz
optimal zu interagieren. Ferner kann die gerillte Elektrode 10 dank
ihrer Anpassbarkeit an periphere Nerven durch minimalinvasive Verfahren
innerhalb des Körpers 12 implantiert werden, wodurch
die Risiken von Infektionen und/oder sonstiger Komplikationen reduziert
werden.
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Die
gerillte Elektrode 10 kann einen drahtlosen Neuromikrotransponder
(4) besitzen, der so konfiguriert ist, dass er
mit bestimmten Teilen des peripheren Nervensystems interagiert.
Wie unten diskutiert werden wird, ist der innerhalb der gerillten Elektrode 10 eingesetzte,
drahtlose Neuromikrotransponder angepasst, Signale wie etwa neurologische
Signale in den Körper 12 des Menschen oder heraus
zu übertragen. Hierbei können Systeme außerhalb
des Körpers 12 die gerillte Elektrode 10 als Schnittstelle
verwenden, wobei die Schnittstelle zum Detektieren, Senden oder
zum sonstigen Erleichtern der Übertragung elektrischer
Signale, die durch verschiedene physiologische Prozesse, die zwischen verschiedenen
anatomischen Strukturen stattfinden, induziert werden, dient oder
die Schnittstelle der Übertragung von Signalen dient, um
biomechanische Vorrichtungen zu betätigen, verwenden.
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Zum
Beispiel kann die gerillte Elektrode 10 zusammen mit Prothesen
verwendet werden, um eine neurale Schnittstelle zwischen Teilen
des Körpers 12, die von Natur aus anatomisch sind,
und Teilen des Körpers 12, die künstlich
sein können, herzustellen. In 1 kann der
Arm 14 einen natürlichen, d. h. nicht prothetischen,
Teil 16 haben, der an einen prothetischen Teil 17 angeschlossen
ist, der angepasst ist, als künstliche Verlängerung
des Arms 14 zu dienen. Wie ferner dargestellt, kann eine
Vielzahl von gerillten Elektroden 10 auf allen Teilen 16 des
Arms 14 und im Schulterbereich des Körpers 12 angeordnet
werden. Wie unten weiter diskutiert, können die gerillten
Elektroden 10 dazu verwendet werden, neurologische Bahnen
zwischen dem Gehirn und/oder natürlichen anatomischen Strukturen
wie etwa zwischen Teil 16 und der Prothese 17 auf
drahtlose Weise zu eröffnen. Die Prothese 17 kann
biomechanische Vorrichtungen 18 aufweisen, die für
das Empfangen von Signalen, die von peripheren Nerven innerhalb
des Teils 16 des Arms 14 erzeugt werden, angepasst
sind. Die biomechanischen Vorrichtungen 18 können
elektromechanische Vorrichtungen besitzen, von denen einige der
gerillten Elektrode 10 ähnlich sein können.
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Auf
diese Weise kann die Prothese 17 mit ausreichender Kraft,
Geschicklichkeit und Empfindlichkeit betätigt werden, wodurch
es einer Person möglich ist, die Prothese 17 zu
steuern, als wäre die Prothese eine natürliche
Extremität des menschlichen Körpers. Es sollte
beachtet werden, dass die dargestellte Ausführungsform
zwar die gerillten Elektroden 10 als innerhalb des Arms 14 zum
Aufnehmen von Bewegungen der Prothese angeordnet zeigt, andere Ausführungsformen
aber die gerillten Elektroden 10 in anderen Teilen des
Körper 12 zu anderen Zwecken aufweisen können.
Zum Beispiel kann die gerillte Elektrode 10 verwendet werden,
um Patienten zu behandeln, die an obstruktiver Schlafapnoe leiden.
In solchen Fällen können die gerillten Elektroden 10 innerhalb
des Kopfes des Körpers 12 implantiert werden,
genau gesagt innerhalb der Nerven, die Muskeln des weichen Gaumens,
die die Zungenbasis umgeben, steuern. Zum Beispiel kann die gerillte Elektrode 10 dazu
verwendet werden, einen Unterzungennerv elektrisch so zu stimulieren,
dass die vorgenannten Muskeln daran gehindert werden, die Atemwege
des Patienten zu versperren. In noch weiteren Fällen können
die gerillten Elektroden 10 dazu verwendet werden, Patienten,
die an anhaltendem und/oder akutem Schmerz leiden, durch Stimulierung der
peripheren Nerven zu behandeln, um eine Parästhesie eines
Bereichs, in dem Schmerz gefühlt wird, herbeizuführen.
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Wie
erwähnt, kann die Vielzahl gerillter Elektroden 10 wie
etwa diejenigen, die innerhalb des Teils 16 des Arms 14 angeordnet
sind, als eine neurologische Schnittstelle verwendet werden, die
es ermöglicht, neurologische Signale durch ganze anatomische
Regionen des Körpers 12 zu übertragen,
dessen neurologischen Bahnen beeinträchtigt sind oder anderweitig
fehlen. Für die Optimierung der gerillten Elektrode 10 zur
Verwendung innerhalb des Nervensystems des Körpers 12 werden
Fachleute erkennen, wie wichtig die Wahl geeigneter Gewebestellen ist,
innerhalb deren die gerillte Elektrode 10 eingesetzt werden
soll. Zum Beispiel können periphere Nerven Faserbahnen
besitzen, die beim Übertragen neurologischer Signale wie
etwa denen, die für die Steuerung des prothetischen Teils 17 des
Arms 14 benötigt werden, eine wichtige Rolle spielen.
Um solchen Eigenschaften Rechnung zu tragen, können gerillte
Elektroden 10 eigens so ausgelegt und konfiguriert werden,
dass sie eine mechanische und elektrische Schnittstelle zu solchen
peripheren Nerven bilden. Zum Beispiel kann jede der gerillten Elektroden 10 kleiner
als 1 Millimeter sein, und jede von ihnen kann angepasst sein, axonale
Spikesignale, die in Größenordnungen von nur 10
Mikrovolt liegen, zu detektieren. Um solche Kleinstsignale zu detektieren, kann
die gerillte Elektrode 10 zum Beispiel biosynthetische
Nervenleitschienen mit Nanorohren aus elektrisch empfindlichem Kohlenstoff
besitzen, die so angepasst werden können, dass sie schwache
elektrische Spikesignale aufnehmen, die von Axonen einzelner peripherer
Nerven erzeugt werden. Ferner kann die gerillte Elektrode 10 neurotrophe
Faktoren besitzen, die angepasst sind für die Förderung
des Wachstums und der Verschmelzung von Axonen innerhalb eines Maschensiebs
aus Kohlenstoff-Nanorohren, die innerhalb einer zu Komponenten der
gerillten Elektrode führenden Nervenleitschiene angeordnet
sind.
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Um
drahtlose neurologische Bahnen herzustellen, besitzt jede der gerillten
Elektroden (10) einen drahtlosen Neuronenmikrotransponder,
der es jeder der gerillten Elektroden 10 ermöglicht,
Signale zum Körper 12 zu senden oder daraus zu
empfangen. In der dargestellten Ausführungsform kann eine Spule 19 um
Teile des Körpers 12 angeordnet werden, insbesondere
um die Teile, in denen die gerillten Elektroden implantiert werden,
um die drahtlose Übertragung zwischen der gerillten Elektrode 10 und externen
Systemen zu erleichtern. Die Spule 19 ist für
das Erzeugen elektromagnetischer Signale wie etwa Hochfrequenzsignale
(HF), die von verschiedenen Schaltkreiskomponenten des Transponders
erfasst werden können, angepasst. Wie unten weiter diskutiert,
sind solche Schaltkreiskomponenten angepasst, die empfangenen HF-Signale
als Reaktion auf die elektrischen Signale, die von den peripheren Nerven
erzeugt und von der gerillten Elektrode 10 detektiert werden,
zu modulieren. Mit anderen Worten, die elektrischen Interaktionen
zwischen dem Transponder und den peripheren Nerven zeigen sich als eindeutige
Modulationen in den von der Spule 19 erzeugten HF-Signalen.
Diese Modulationen werden von der Spule 19 detektiert,
und danach findet eine weitere Signalverarbeitung statt, um das
Ausmaß und den Ort der neurologischen Aktivität
innerhalb der Teile des Körpers zu 12 erkennen,
in denen die gerillten Elektroden 10 implantiert sind.
In einer beispielhaften Ausführungsform können
die gerillten Elektroden 10 neurologische Signale erfassen
wie etwa diejenigen, die vom Gehirn über die Hand 14 übertragen
werden mit dem Ziel, die Prothese 17 zu bewegen. Dementsprechend
erfasst der Transponder solche Signale und moduliert hierbei die
von der Spule 19 erzeugten HF-Signale. Die Spule 19 empfängt
die modulierten HF-Signale, die dann analysiert werden können,
um die Art der gewünschten Bewegung zu bestimmen. Anschließend
kann die Spule 19 HF-Signale zum Betätigen der
biomechanischen Vorrichtungen 18 erzeugen, wodurch die
Prothese 17 in die Lage versetzt wird, sich entsprechend
den gewünschten Bewegungen zu bewegen.
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Ferner
sind die von der Spule 19 erzeugten HF-Signale angepasst,
den Transponder der gerillten Elektrode 10 mit Energie
zu versorgen, wodurch sich der Einbau von Energieversorgungen, d.
h. Batterien, innerhalb der gerillten Elektrode 10 erübrigt.
Dies kann die elektrische Schaltung des Transponders vereinfachen,
was die Miniaturisierung der gerillten Elektrode 10 und
ihrer Komponenten fördern könnte. Damit können
Kliniker in die Lage versetzt werden, die gerillte Elektrode 10 mit
relativer Leichtigkeit und Genauigkeit innerhalb des Körpers 12 zu
implantieren. Zusätzlich ist es dank der Fähigkeit,
die gerillte Elektrode 10 über Hochfrequenz mit
Energie zu versorgen, möglich, Patienten wiederholte chirurgische Eingriffe,
die für das Austauschen von Batterien wie denjenigen, die
in bestehenden Systemen verwendet werden, nötig sind, zu
ersparen.
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Somit
kann jede der gerillten Elektroden 10 eine einzelne, selbstständige,
drahtlose Gruppe bilden, die angepasst ist, mit peripheren Nerven
sowie mit anderen gerillten Elektroden und/oder anderen in ihrer
Nachbarschaft angeordneten Systemen unabhängig zu interagieren.
Gerillte Elektroden 10 ohne Drähte können an
die Stelle von drahtgekoppelten Systemen treten, wodurch die Bewegungsfreiheit des
Patienten nicht mehr eingeschränkt wird.
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2 zeigt
eine perspektivische Ansicht der gerillten Elektrode 10 gemäß einer
Ausführungsform der vorliegenden Technik. In der dargestellten Ausführungsform
hat die gerillte Elektrode 10 einen verlängerten,
rechtwinkligen Hohlkörper 20, der eine Umhüllung
bildet, durch die elektronische Komponenten eingeführt
und eingehaust werden können. Der Körper 20 hat
Rillen 22, die in Längsrichtung über
den ganzen Körper 20 verlaufen. Die Rillen 22 sind
angepasst, das Wachstum von Zellsubstanz, d. h. von peripheren Nerven,
um die äußeren Teile der gerillten Elektrode 10 zu
erleichtern. Um ein optimales Zellenwachstum zu erleichtern, kann
die gerillte Elektrode 10 mit bestimmten geometrischen
Merkmalen und Charakteristika entsprechend den anatomischen Teilen,
in welche die gerillte Elektrode 10 implantiert wird, geformt
sein. Um zum Beispiel das Wachstum peripherer Nerven zu erleichtern,
kann die gerillte Elektrode 10 mit einer Länge
von weniger als zwei Millimetern geformt werden, während
ihre Breite und Höhe viel kleiner als ihre Länge
sind. Solche Größenmerkmale der gerillten Elektrode 10 können der
Länge einer aktiven Stromzone entsprechen, die während
einer Spitzenspikephase einer aktiven Nervenfaser erzeugt wird,
wie von Fachleuten erkannt werden dürfte. Gemäß der
vorliegenden Technik wird damit die gerillte Elektrode 10 zu
ausreichendem Kontakt mit Fasern peripherer Nerven, die entlang der
gerillten Elektrode 10 wachsen, befähigt, wodurch
während der Spitzenimpulsphase der Nerven robuste Signalabtasteigenschaften
erzielt werden. Es sollte gewürdigt werden, dass die gerillte
Elektrode 10 andere als in 1 dargestellte
Formen und Größen annehmen kann, etwa solche,
die eine Implantation der Rillenelektrode durch verschiedene Teile
des Körpers 12 (1) ermöglichen.
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Ferner
kann der Körper 20 der gerillten Elektrode 10 aus
einem biokompatiblen Polymer gebildet werden, das für das
Abdichten und Isolieren von Komponenten und/oder Vorrichtungen,
d. h. eines innerhalb des Körpers 20 umhüllten
Transponders (4), angepasst ist. Zu einem
solchen Polymer können FDA-zugelassene Polymermaterialien
gehören wie Polymethylmethacrylat (PMMA), Polydimethylsiloxan
(PDMS), Polytetrafluorethylen (PTFE), Parylen sowie biokompatible
Formen von Polyurethan oder Polycarbonat. Diese und weitere vorgesehene
Materialien, aus denen der Körper 20 hergestellt
werden kann, sind angepasst, das Wachstum und die Verschmelzung
von Axonen entlang den äußeren Teilen der gerillten
Elektrode 10 zu fördern.
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Wie
weiter dargestellt, besitzt die gerillte Elektrode 10 eine Öffnung 24 an
einem Ende des Körpers 20, durch die der Mikrotransponder
(4) eingesetzt wird. Sobald Fasern peripherer Nerven
in Längsrichtung entlang den Rillen 22 wachsen,
entsteht eine Konfiguration, durch welche die peripheren Nerven
den im Körper 20 angeordneten Transponder umhüllen.
Ferner sind Elektrodenleiter 26, die entlang den Rillen 22 angeordnet
sind, angepasst, Axonen der peripheren Nerven, die entlang den Rillen 22 wachsen,
mit dem innerhalb des Körpers 20 umhüllten
Transponder elektrisch zu verbinden.
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Auf
diese Weise kann der Transponder eine Schnittstelle bilden, die
fähig ist, die in der direkten Nachbarschaft der Rillenelektrode 10 angeordneten Axonen
abzufühlen oder zu stimulieren. Zusätzlich kann
die gerillte Elektrode 10 an Drahtleiter 30 angeschlossen
werden, um die gerillte Elektrode 10 an externe Geräte
wie etwa weitere gerillte Elektroden elektrisch zu koppeln. Dementsprechend
können die Drahtleiter 30 für das Zuführen
von Energie zu Komponenten, die innerhalb der gerillten Elektrode
angeordnet sind, angepasst sein. Die Drahtleiter 30 sind auch
für das Übertragen elektrischer Signale angepasst
wie etwa denjenigen, die von Neuronen erzeugt werden, oder denjenigen,
die für die Stimulierung der Neuronen eines peripheren
Nervs verwendet werden. In weiteren beispielhaften Ausführungsformen
könnten die vorgenannten Funktionseigenschaften auch durch
die Anwendung drahtloser Verfahren, wie unten näher erläutert,
erzielt werden. Um die Schnittstelle zwischen den peripheren Nerven und
Komponenten, die innerhalb der gerillten Elektrode 10 angeordnet
sind, zu optimieren, können die Rillen 22 durch
vier Kanten der gerillten Elektrode 10 hindurch eingeschnitten
werden. Wie in 3 gezeigt – sie stellt
eine Vorderansicht des Querschnitts entlang der Linie 3-3 in 2 dar –,
schließen jede der Rillen 22 und der Körper 20 den
Elektrodenleiter 26 ein, der in Längsrichtung
entlang den Rillen 22 verläuft. Wie ferner dargestellt,
kann der Elektrodenleiter 26 innerhalb des Körpers 20 so
eingebettet sein, dass ein Teil der Elektrode 26 vom Körper 20 vollständig
umschlossen sein kann, während ein restlicher Teil des
Elektrodenleiters 26 zu einer Öffnung, die von
der Rille 22 gebildet wird, frei liegt. Die Elektrodenleiter 26 sind
für den Kontakt mit den entlang der Öffnung der
Rillen 22 wachsenden Axonen 28 angepasst, wodurch
sie eine elektrische Verbindung zwischen den Axonen und den Berührungsleitern
eines neuralen Mikrotransponders, der innerhalb der gerillten Elektrode 10 angeordnet
ist, herstellen. Diese elektrische Verbindung erlaubt einen Stromfluss
zwischen den neuralen Axonen 28 und dem Transponder, wie
er zum Beispiel während der Detektierung von Spikesignalen
auftritt. In einer beispielhaften Ausführungsform können
Elektrodenleiter 26 aus Nanorohr- oder sonstigen Strukturen
im Nanomaßstab aus leitfähigem Kohlenstoff, die
neurotrophe Eigenschaften besitzen, hergestellt sein. In weiteren
Ausführungsformen können Elektrodenleiter 26 aus
elektrisch leitfähigen, biokompatiblen und korrosionsbeständigen
Materialien einschließlich metallischen Legierungen wie
nicht rostendem, medizinischem Stahl, Gold, Platin und/oder einer
Kombination daraus hergestellt sein. Weitere geeignete Materialien,
aus denen die Elektrodenleiter 26 gebildet sein können,
sind inerte, nicht metallische Leiter wie Grafit- oder Polymerverbundwerkstoffe.
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Wie
in 3 dargestellt, sind die Rillen 22 entlang
dem Körper 20 so eingeschnitten, dass sie ein
einwandfreies Wachstum der Axonen 28 in Längsrichtung
innerhalb der Rille entlang den äußeren Teilen
der gerillten Elektrode 10 erlauben. Um geeignete elektrische
Kontakte zwischen den Axonen 28 und den Elektrodenleitern 26 zu
fördern, können die Rillen 22 zusätzlich
so geformt werden, dass sie bestimmte Maßeigenschaften
besitzen. Zum Beispiel können die Rillen 22 so
eingeschnitten werden, dass sie die gesunde Reifung mindestens einer
Nervenfaser erlauben. Gleichzeitig können die Rillen 22 in
einer so geringen Größe eingeschnitten werden,
dass die Zahl der zum Elektrodenleiter 26 freiliegenden Fasern
minimiert wird. In einer beispielhaften Ausführungsform
können die vorgenannten Eigenschaften dadurch erzielt werden,
dass die Rillen 22 etwa 10 Mikrometer tief und breit ausgeführt
werden.
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Wie
in 3 ferner dargestellt, kann die Öffnung,
die von jeder der Rillen 22 definiert wird, zu einem einzigen
Profil geformt werden. Zum Beispiel kann die Öffnung der
Rille 22 als U-, V- oder rechteckiges Profil geformt sein.
Das dargestellte V-Profil kann zum Beispiel eine etwa 15 Mikrometer
breite Öffnung jeder der Rillen 22 ergeben und
sich an der freiliegenden Elektrodenoberfläche am Boden
oder Grund der Rille auf etwa 5 Mikrometer verengen. Es sollte beachtet
werden, dass die Öffnungen der Rillen 22 entsprechend
variierenden Notwendigkeiten geformt sein können, wie durch
physiologische, anatomische und/oder klinische Zwänge bedingt.
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Ferner
kann gemäß den oben erwähnten Eigenschaften
und Profilen der Rillen 22 die gerillte Elektrode 10 so
konfiguriert werden, dass sie einzelne Nervenfasern, die entlang
den Rillen 22 wachsen, optimal berührt und stimuliert.
Insbesondere ist die oben erwähnte Formgebung der Rillen 22 angepasst, ein
uneingeschränktes Faserwachstum zu erlauben, wodurch Risiken
einer Langzeitschädigung der Fasern wie etwa diejenigen
in Verbindung mit bestehenden „Sieb”-Formen beseitigt
werden. Ferner sind die Rillen 22 für das Isolieren
von weniger Fasern angepasst, die mit jedem einzelnen Elektrodenleiter 26 in Berührung
kommen, wodurch eine feinere Reizauflösung und eine diskretere
Detektierung von Faseraktivität herbeigeführt
wird. Zusätzlich kann die Rille mit neurotrophen Faktoren
oder sonstigen biochemischen Substanzen 28, die das Faserwachstum
leiten oder auf sonstige Weise erleichtern, in direkter Berührung
mit der leitfähigen Elektrodenoberfläche 26 entlang
vertiefter Teile, die den Boden der Rille bilden, gefüllt
sein.
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4 ist
eine perspektivische Explosionsansicht der gerillten Elektrode 10 mit
einem drahtlosen Neuromikrotransponder 40 gemäß einer
Ausführungsform der vorliegenden Technik. Wie dargestellt, ist
der Transponder 40 angepasst, durch die Öffnung 24 in
die gerillte Elektrode 10 eingefügt zu werden. Der
Transponder 40 kann zusammen mit langsam freisetzenden
neurotrophen Substanzen und entzündungshemmenden Gels zur
Minimierung von Abstoßreaktionen des Gewebes und zur Förderung
der einwandfreien Implantation der gerillten Elektrode 10 innerhalb
des Körpers in die gerillte Elektrode 10 eingesetzt
werden. Auf diese Weise bilden die gerillte Elektrode 10 und
der Transponder 40 ein Modul, das für eine physikalische,
elektrische und chemische Interaktion mit peripheren Nerven, die
sich in der Nachbarschaft der gerillten Elektrode 10 befinden,
angepasst ist. Genau gesagt können Axonen von peripheren
Nerven, die entlang äußeren Teilen der gerillten Elektrode 10 wachsen,
wie durch die Rillen 22 erleichtert, über die Elektrodenleiter 26 elektrisch
an den Transponder 40 angeschlossen werden. Diese Konfiguration
erlaubt es, dass Signale zwischen dem Transponder 40 und
peripheren Nerven übertragen werden. Der Transponder 40 besitzt
ferner drahtlose Komponenten, die für die Kommunikation
mit Systemen außerhalb des Körpers angepasst sind,
wodurch solche Systeme Signale zu oder aus den peripheren Nerven
innerhalb des Körpers, in dem die gerillte Elektrode implantiert
ist, senden und empfangen können.
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Der
Transponder 40 hat einen magnetischen Kern 42,
um den Mikrospulen 44 gewickelt sind. Die Mikrospulen 44 bilden
eine Induktivität, die für eine magnetische Interaktion
mit elektromagnetischen Feldern wie denjenigen, die von Quellen
außerhalb der gerillten Elektrode 10 ausgehen,
angepasst ist. Auf diese Weise versetzen die Mikrospulen 44 den Transponder 40 in
die Lage, Signale aus oder zu den externen Systemen, mit den denen
der Transponder 40 kommuniziert, zu empfangen und/oder
zu senden. Zusätzlich sind die Mikrospulen 44 angepasst,
den Transponder 40 durch Induktion mit Energie zu versorgen.
Mit anderen Worten, die Mikrospulen 44 sind angepasst,
HF-Signale zu empfangen und diejenigen in elektrische Signale umzuwandeln,
die der Versorgung von Komponenten des Transponders 40 mit elektrischer
Energie dienen. Auf diese Weise kann der Transponder 40 arbeiten
und ist doch über längere Zeiträume batteriefrei.
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Die
Spulenkerne 42 können aus nanokristallinen magnetischen
Legierungen, die für das Erzielen einer hohen Induktivität
(L) bei Hochfrequenzen angepasst sind, hergestellt sein. In der
dargestellten Ausführungsform können die Spulen 44 einen
um vier Größenordnungen höheren L-Wert
als die L-Werte haben, die von Induktoren aus konventionellen Materialien
erzielt werden. Ferner kann jede der Spulen 44 mit einem
Durchmesser hergestellt werden, der nur 100 Mikrometer beträgt,
wodurch sie eine Induktivität von etwa 10 Nano-Henry erzeugt. Die
Spulenkerne 42 können unter Anwendung von Laserbearbeitungsverfahren
aus nanokristallinen Materialien wie etwa Kobalt hergestellt werden.
Bei der Herstellung der Spulen 44 können auch
Verfahren zum Einsatz kommen, die bei der Produktion von mikroelektromechanischen
Systemen (MEMS) und nanoelektromechanischen Systemen (NEMS) angewandt
werden.
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Der
Transponder 40 besitzt ferner einen Teil 46, der
für die Einkapselung der Schaltungsanordnung des Mikrotransponders
angepasst ist. Der Teil 46 enthält außerdem
Berührungsleiter als Verbindung zwischen der Schaltungsanordnung
und den gerillten Elektroden 10. Wie unten ausführlicher
diskutiert, enthält die im Teil 46 eingekapselte
Schaltungsanordnung elektrische Komponenten, die für das
Abfühlen und/oder Stimulieren der peripheren Nerven, die
an die gerillte Elektrode 10 angeschlossen sind, angepasst
sind. Zum Beispiel enthält die Schaltungsanordnung 46 eine
Kennungsschaltungsanordnung (ID), die für das Erzeugen
eindeutiger HF-Signale als Reaktion auf die neuralen Spikesignale,
die von den peripheren Nerven erzeugt werden, angepasst ist. Diese
RFID-Fähigkeit des Transponders 40 ist so ausgelegt,
dass durch sie neurologische Aktivität, die innerhalb des
Körpers stattfindet, zu Systemen außerhalb des
Körpers weitergeleitet wird. Die ID-Information kann auch
verwendet werden, um zwischen einer Vielzahl von Transpondern zu
unterscheiden, die gleichzeitig HF-Signale von ihren jeweiligen
gerillten Elektroden, die innerhalb des Körpers 12 implantiert
sind, aussenden, wie in 1 gezeigt.
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Ferner
kann der Teil 46 mit leitfähigen Materialien wie
etwa Gold oder sonstigen biokompatiblen Leitern überzogen
sein, um die elektrische Verbindung zwischen der im Teil 46 eingekapselten
Schaltungsanordnung und den innerhalb der Rillen 22 der gerillten
Elektrode 10 angeordneten Elektrodenleitern 26 zu
herzustellen. Der Transponder 40 besitzt ferner einen Kondensator 48,
der am hinteren Teil des Transponders 40 angeordnet ist.
Der Kondensator 48 kann aus einer Vielzahl von Nanorohr-Superkondensatoren
hergestellt sein, die angepasst sind, die elektrische Kapazität
(C) des Transponders 40 zu erhöhen. Der Kondensator 48 und
die Induktivität 44 bilden einen LC-Schaltkreis,
der für das Modulieren von empfangenen HF-Signalen angepasst
ist, um das RFID-Signal des Transponders 40 zu erzeugen.
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5 ist
ein Schema eines Schaltkreises (60), der innerhalb des
Neuromikrotransponders 40 angeordnet ist, gemäß einer
Ausführungsform der vorliegenden Technik. Der Schaltkreis 60 besitzt elektrische
Komponenten, die angepasst sind, an Neuronen peripherer Nerven elektrisch
angeschlossen zu werden wie etwa diejenigen, die entlang den Rillen 22 der
gerillten Elektrode 10 angeordnet sind, wie oben in Verbindung
mit den 2–3 diskutiert.
Der Schaltkreis 60 besitzt ferner elektrische Komponenten,
die es dem Transponder 40 ermöglichen, mit Systemen
außerhalb des Transponders 40 drahtlos zu interagieren.
Solche Systeme können weitere Transponder, die innerhalb
des Körpers implantiert sind, oder externe Spulen und/oder
einen Empfänger besitzen wie diejenigen, die in den 1 bzw. 6 gezeigt
werden. Durch die drahtlose Eigenschaft des Schaltkreises 60 ist
es möglich, elektrische Signale zu oder von den peripheren
Nerven zu übertragen. Zu ihnen gehören elektrische
Signale, die auf neurale Spikesignale und/oder Signale zum Zweck
der Stimulierung der peripheren Nerven hindeuten.
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Dementsprechend
besitzt der Schaltkreis 60 Spulen 44, die um eine
Mittenachse 62 gewickelt sind. Die Spule 44 ist
parallel zu einem Kondensator 61 und einem Reizauslösedemodulator 63 geschaltet,
der seinerseits über einen Schalter 65 an einen HF-Kennungsmodulator 67 angeschlossen
ist. Ferner ist der HF-Kennungsmodulator 67 an einen Gleichrichter 64 angeschlossen,
der seinerseits an einen Spikesensor 66 und eine Reizansteuerung 70 angeschlossen
ist. Sowohl der Gleichrichter 64 als auch der Spikesensor 66 sind
parallel an einen Kondensator 48 angeschlossen. Zusätzlich
ist der Spikesensor 66 an Berührungsleiter 68 angeschlossen, wodurch
der Spikesensor 66 elektrisch mit dem Axon 28 verbunden
ist. Ähnlich verbindet der Berührungsleiter 71 die
Reizansteuerung 70 mit dem Neuron 28. Der Spikesensor 66 setzt
sich aus einem oder mehr Feldeffekttransistoren (FET) zusammen.
Wer über durchschnittliches Fachwissen verfügt,
wird erkennen, dass der FET 12 Feldeffekttransistoren mit
Metalloxid-Halbleiteraufbau (MOSFETs) besitzen kann wie diejenigen,
die mit normalem niedrigem oder sehr hohem Integrationsgrad (VLSI)
hergestellt werden. Ferner ist der Spikesensor 66 an den
HF-Kennungsmodulator 67 angeschlossen, der für
das Modulieren eines ankommenden/HF-Trägersignals als Reaktion auf
neurale Spikesignale, die vom Spikesensor 66 detektiert
werden, angepasst ist. Die Berührungsleiter 68 und 71,
mit denen der Sensor 66 bzw. die Reizansteuerung 70 verbunden
ist, können zum Teil 46 (4) gehören
und sind angepasst, an das Axon 28 des peripheren Nervs,
das entlang der gerillten Elektrode 10 (2)
angeordnet ist, angeschlossen zu werden.
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Eine
Konfiguration der obigen Komponenten, die in 5 zu sehen
ist, ermöglicht es, dass der Neuromikrotransponder 40 als
eine selbstständige, drahtlose Einheit arbeitet, die fähig
ist, von peripheren Nerven erzeugte Spikesignale zu detektieren und
solche Signale an externe Empfänger zur Weiterverarbeitung
weiterzugeben. Es sollte beachtet werden, dass der Transponder 40 solche
Funktionen durchführt, während er durch die externen
HF-Signale mit Energie versorgt wird. Die oben erwähnten
Eigenschaften werden dadurch begünstigt, dass Magnetfelder
nicht leicht durch menschliches Körpergewebe geschwächt
werden. Daher sind die HF-Signale in der Lage, den Körper
des Menschen so weit zu durchdringen, dass Signale vom Transponder 40 empfangen
und/oder gesendet werden können. Mit anderen Worten, die
Mikrospulen 44 sind angepasst, mit dem HF-Feld, dessen
magnetischer Fluss innerhalb des von den Spulen 44 eingeschlossenen Raums
fluktuiert, magnetisch zu interagieren. Da die Spulen 44 ein
Induktor sind, wandeln sie die Fluktuationen des magnetischen Flusses
des externen HF-Feldes in einen elektrischen Wechselstrom um, der
zwischen den Spulen 44 und dem Schaltkreis 60 fließt.
Der Wechselstrom wird zum Beispiel über die Spulen 44 in
den Gleichrichter 64, der für das Umwandeln des
Wechselstroms in Gleichstrom angepasst ist, geleitet. Der Gleichstrom
kann dann verwendet werden, um den Kondensator 48 zu laden, wodurch
eine Potenzialdifferenz durch den FET des Sensorauslösers 66 entsteht.
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In
einer beispielhaften Ausführungsform kann ein Gate des
FET 66 über einen Berührungsleiter 68 an
das Neuron 28 angeschlossen sein. Das Gate des FET kann
mit einer Schwellenspannung gewählt werden, die innerhalb
eines Spannungsbereichs der Signale liegt, die von den neuralen
Axonen erzeugt werden. Auf diese Weise wird während der Spikephasen
der neuralen Axonen das Gate des FET 66 geöffnet,
wodurch der Schaltkreis 60 geschlossen wird. Sobald der
Schaltkreis 60 schließt, induzieren das externe
HF-Feld, der Induktor 44 und der Kondensator 48 eine
LC-Antwort, was das externe HF-Feld mit einer eindeutigen Modulationsfrequenz moduliert.
Die LC-Eigenschaft des Schaltkreises 60 ebenso wie die
Schwellenspannung des Gates des FET 66 können
zum Bestimmen der eindeutigen Modulation gewählt werden,
wodurch ein gewünschtes ID-Signal für den Transponder 40 geliefert
wird. Dementsprechend liefert der FET 66 dem HF- Kennungsmodulator 67 ein
Auslösesignal zum Erzeugen des gewünschten HF-Signals.
Das ID-Signal kann auf die Art der neuralen Aktivität in
der Nachbarschaft des Transponders 40 sowie auf den Ort
der neuralen Aktivität innerhalb des Körpers hindeuten.
Es sollte beachtet werden, dass die HF-Fähigkeiten, wie
oben in Bezug auf den Schaltkreis 60 diskutiert, den Neuromikrotransponder
zu einer passiven Vorrichtung machen, die auf ankommende HF-Trägersignale
reagiert. Das bedeutet, der Schaltkreis 60 sendet nicht aktiv
Signale aus, sondern er reflektiert und/oder streut die elektromagnetischen
Signale der HF-Trägerwelle, um Signale zu liefern, die
eine spezifische Modulation haben. Hierbei zieht der Schaltkreis 60 Energie
aus der HF-Trägerwelle, um die elektrischen Komponenten,
die den Schaltkreis 60 bilden, mit Energie zu versorgen.
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Während
die oben erwähnten Komponenten, die in 5 dargestellt
sind, zum Empfangen von Signalen aus dem Transponder 40 (4)
als Reaktion auf Spikesignale, die von peripheren Nerven erzeugt
werden, verwendet werden können, können andere
Komponenten des Schaltkreises 60 des Transponders 40 Komponenten
zum Stimulieren der peripheren Nerven unter Verwendung der externen HF-Signale
haben. Zum Beispiel können die von den Spulen 44 empfangenen
HF-Signale über den Reizauslösemodulator 63 in
elektrische Signale umgewandelt werden, um ausreichend Strom und
Spannung zum Stimulieren der peripheren Nerven zu liefern. Somit
leitet der Reizauslösedemodulator 63 Energie aus
einem HF-Trägersignal ab, um die Reizansteuerung 70,
die elektrische Signale liefert, die für die Stimulierung
der Axonen 28 geeignet sind, mit Energie zu versorgen.
Dies kann dazu verwendet werden, Nerven zu behandeln, die beschädigt
oder auf sonstige Weise physiologisch unzulänglich sind.
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6 ist
ein Schema eines Systems 80 zum Anschließen von
Zellsubstanz gemäß einer Ausführungsform
der vorliegenden Technik. Das System 80 ist angepasst,
drahtlos an Zellsubstanz wie etwa periphere Nerven angeschlossen
zu werden. Das System 80 ist ferner angepasst, Signale
wie etwa neurale Spikesignale, die von den peripheren Nerven erzeugt
werden, zu empfangen und jene Signale zu analysieren, um eine Rückkopplung
und/oder eine Behandlung zu anderen biologischen und/oder biomechanischen
Systemen herbeizuführen, an die das System 80 zusätzlich
angeschlossen ist. In der dargestellten Ausführungsform
besitzt das System 80 den Neuromikrotransponder 40,
der an Zellsubstanz wie etwa das Neuron 28 eines peripheren
Nervs angeschlossen ist, und zwar in einer Weise, die oben beschrieben
und dargestellt wurde und in den 1–5 gezeigt
wird. Die vorliegenden beispielhaften Ausführungsformen
zeigen zwar den einzelnen Transponder 40 an das Neuron 28 angeschlossen,
doch kann der Transponder 40 in anderen Ausführungsformen
an mehr als ein Neuron und/oder an eine Vielzahl von Transpondern,
die an eine Vielzahl von Neuronen angeschlossen sind, von denen einige
in großer Nähe zueinander sein können
oder nicht, angeschlossen sein.
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Im
System 80 ist ferner die Spule 19 in der Nachbarschaft
des Transponders 40 und des Neurons 28 angeordnet.
Die Spule 19 ist an einen HF-Signalgenerator und -empfänger
(HFGRC) 82 angeschlossen, der an einen Spektrumanalysator 84 angeschlossen
ist. Der Spektrumanalysator 84 ist an einen Prozessor 86 angeschlossen,
der auch an den HFGRC 82 angeschlossen ist. Der HFGRC 82 liefert ein
externes HF-Signal, zum Beispiel 100 MHz, um den Transponder 40 mit
Energie zu versorgen und um den Transponder 40 in die Lage
zu versetzen, das externe HF-Signal zu modulieren, um ein ID-Signal
zu erzeugen. In einer beispielhaften Ausführungsform kann
die vom Transponder 40 erzeugte Modulationsfrequenz zwei
Größenordnungen kleiner sein als das ursprüngliche
HF-Signal, jedoch kann sie je nach Art der angeschlossenen Zellsubstanz und
der Art des eingesetzten Transponders variieren. In Ausführungsformen,
in denen möglicherweise eine Vielzahl von Transpondern
eingesetzt wird, liefert eine Modulationsfrequenz von etwa 1 MHz
eine relativ große Bandbreite für das ID-Signal.
Damit ist das System 80 in der Lage, zwischen relativ großen
Anzahlen von Neuromikrotranspondern, die auf elektrische neurale
Signale reagieren, von denen einige nahe beieinander liegen können,
zu unterscheiden.
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Ferner
empfängt der HFGRC 82 das modulierte HF-Signal
und leitet das Signal zum Spektrumanalysator 84 zur Analyse
weiter. Der Spektrumanalysator ist angepasst, die Modulationsfrequenz
zu bestimmen, welche dann dem Prozessor 86 zugeführt wird,
der angepasst ist, die ID-Signalcharakteristik des vom Transponder 40 detektierten
Spikesignals zu bestimmen. Als Reaktion auf die identifizierten Spikesignale
kann der Prozessor 86 den HFGRC 82 auffordern,
HF-Signale zu erzeugen, die angepasst sind, andere biologische und/oder
biomechanische System zu stimulieren, an die zusätzliche
Transponder angeschlossen sein können. Zum Beispiel kann das
modulierte HF-Signal, das der HFGRC 82 empfängt,
aus neuralen Spikesignalen stammen, die von verletzten oder auf
sonstige Weise beschädigten peripheren Nerven erzeugt werden.
Als Reaktion auf solche Signale kann der Prozessor 86 den
HFGRC 82 auffordern, biomechanische Vorrichtungen wie etwa
solche, die in Prothesen eingebaut sind, zu betätigen und
dadurch Bewegung zu induzieren. Die Fähigkeiten, die das
System 80 für das Anschließen von Zellsubstanz
bietet, erleichtern auch die Behandlung verschiedener neurologischer
Zustände, zu denen unter anderem akuter Schmerz und obstruktive Schlafapnoe
gehören.
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Ferner
kann in einer weiteren Ausführungsform die vom System 80 bereitgestellte
Konfiguration so angepasst werden, dass sie für eine Lastmodulation
im Transponder 40 sorgt, indem sie den Drain-Source-Widerstand
des FET des Schaltkreises 60 schaltet. Hierbei wird der
Schaltkreis 60 konfiguriert, als eine Einheit zu arbeiten,
die dazu ausgelegt ist, das Trägersignal zu detektieren.
Wie oben erwähnt, kann das System 80 in anderen
Ausführungsformen für das Stimulieren der peripheren
Nerven verwendet werden. Daher kann die von der externen Spule 19 ausgesendete
Trägerwelle den Transponder 40 mit Energie zum
Auslösen von Elektroden versorgen, die für das
Liefern elektrischer Signale zu den peripheren Nerven angepasst
sind. Bei dieser Betriebsweise können die Energieversorgung
des Transponders 40 und danach die Stimulierung der peripheren
Nerven in einer periodischen Folge entsprechend einer bestimmten
Frequenz geschehen.
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Die 7 und 8 zeigen
eine perspektivische bzw. Vorderansicht einer weiteren beispielhaften
Ausführungsform gerillter Elektroden gemäß der
vorliegenden Technik. Dementsprechend kann die gerillte Elektrode 100 aus
einem Substrat 102 aufgebaut sein, das zu einem Hohlzylinder
geformt ist, der mit Rillen 104 bestückt ist,
die in Längsrichtung entlang dem Innenteil des Zylinders
verlaufen. Wie in 8 dargestellt, besitzt die gerillte
Elektrode 100 Elektrodenleiter 106, die einen
Durchmesser von weniger als 50 Mikrometer haben und innerhalb der
Rillen 102 [sic] angeordnet sind. Ähnlich den oben
diskutierten Elektrodenleitern 26 sind die Elektroden 106 angepasst,
entlang den Rillen 22 wachsende Axonen zu berühren
und dadurch eine elektrische Verbindung zwischen den Axonen und
neuralen Mikrotranspondern herzustellen, die sich außerhalb der
gerillten Elektrode 100 befinden können. Die Elektrodenleiter 106 können
aus Nanorohren aus leitfähigem Kohlenstoff, die neurotrophe
Eigenschaften haben, oder aus elektrisch leitfähigen, biokompatiblen
und korrosionsbeständigen Materialien einschließlich
metallischen Legierungen hergestellt sein. Zu solchen Legierungen
können nicht rostender, medizinischer Stahl, Gold, Platin
und/oder eine Kombination daraus gehören. Weitere geeignete
Materialien, aus denen die Elektrode 106 gebildet sein kann,
sind inerte, nicht metallische Leiter wie Grafit- oder Polymerverbundwerkstoffe.
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Die
gerillte Elektrode 100 kann aufgebaut werden, indem zunächst
eine Schicht aus den Elektroden 106 in ein vorgefaltetes,
flaches Substrat 102 eingebettet wird, das durch Gießen
eines biokompatiblen Polymers wie Sylgard gebildet wird. Danach werden
die Rillen 104 durch das Substrat 102 eingeschnitten,
wodurch ein Teil jeder der Elektrodenleiter 106 freigelegt
wird, wie in 8 dargestellt. Danach wird das
Substrat 102 in eine zylindrische Struktur gerollt, wobei
die gerillte Elektrode 100 entsteht. Diese Konfiguration
ermöglicht es neuralen Fasern, zu wachsen und mit den Innenteilen
der gerillten Elektrode 100 zu verschmelzen. Damit die
Wahrscheinlichkeit, dass die entlang den Rillen 104 wachsenden Fasern
die Elektrodenleiter 106 einwandfrei berühren,
maximal erhöht wird, können die Rillen 104 mit biochemischen
Faktoren gefüllt werden, die das Faserwachstum entlang
der gerillten Elektrode 100 sowie die Haftung daran fördern.
Die zylindrische Struktur der gerillten Elektrode 100 kann
die Bildung künstlicher Faszikel, die sonst innere Strukturen
von peripheren Nerven bilden, weiter erleichtern, wie Fachleute
erkennen werden.
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Die 9 und 10 zeigen
eine perspektivische bzw. Vorderansicht einer weiteren beispielhaften
Ausführungsform gerillter Elektroden gemäß der
vorliegenden Technik. Dementsprechend ist die gerillte Elektrode 150 der
oben diskutierten gerillten Elektrode 100 insofern ähnlich,
als beide gerillten Elektroden 100, 150 durch
Verwendung ähnlicher Materialien und Verfahren gebildet
werden können. Die gerillte Elektrode 150 wird
so hergestellt, dass sie eine abgeflachte Struktur bildet, die strukturelle
Defekte verhindert, die sonst eventuell aus dem Rollen oder Biegen
des Substrats 102 resultieren. Die abgeflachte Struktur
der gerillten Elektrode 150 kann genutzt werden, um die
Fasern in Faszikeln zu zwingen, in Berührung mit der Elektrode 106 zu
wachsen. Das kann zum Beispiel dadurch geschehen, dass die gerillte
Elektrode 150 auf eine geringere Dicke als diejenige der
Faszikel abgeflacht wird, z. B. < 0,3
Millimeter.
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Ähnlich
können weitere Ausführungsformen gerillte Elektroden
mit verschiedenen Formen und Konfigurationen besitzen, die angepasst
sind, das Wachstum von Zellsubstanz entlang dem Körper
der gerillten Elektroden zu fördern. Anstatt zum Beispiel Elektroden
wie etwa die Elektrode 106 entlang dem Innenvolumen der
gerillten Elektroden (7–10)
anzuordnen, können die Elektroden 106 entlang
den äußeren Teilen der gerillten Elektroden angeordnet
werden. Solche beispielhaften Ausführungsformen können
zum Beispiel durch entsprechendes Falten des Substrats 102 in
der Weise, dass die Rillen 104 nach außen gewandt
sind, erreicht werden. Somit können die Rillen das Wachstum
von peripheren Nerven entlang den äußeren Teilen
der gerillten Elektrode fördern. Zusätzlich kann diese
Konfiguration ausgeführt werden, um gerillte Elektroden
zu erzeugen, die andere geometrische Formen haben wie etwa die gerillten
Elektroden in den 9 und 10. 11 ist
ein Blockschema eines Verfahrens 200 zum Anschließen
von Zellsubstanz gemäß einer Ausführungsform
der vorliegenden Technik. Das Verfahren 200 kann angewandt werden,
um periphere Nerven drahtlos anzuschließen unter Verwendung
von Vorrichtungen wie etwa der gerillten Elektrode 10,
des Transponders 40 und des Systems 80, die oben
diskutiert wurden und in den 2–4 und 6 gezeigt
werden. Dementsprechend beginnt das Verfahren in Schritt 202,
in dem ein HF-Signal außerhalb der Zellsubstanz erzeugt
wird. In Schritt 204 wird das HF-Signal von einem innerhalb
der Zellsubstanz implantierten Transponder empfangen. Das HF-Signal
wird angepasst, den Transponder mit Energie zu versorgen, damit
er elektrisch an die Zellsubstanz angeschlossen werden kann. In
Schritt 206 werden von der Zellsubstanz erzeugte elektrische
Signale von dem mit Energie versorgten Transponder detektiert. Die
von der Zellsubstanz erzeugten elektrischen Signale können
aus neuralen Spikesignalen von peripheren Neuronen stammen, die
an den Transponder angeschlossen sind. Wie oben diskutiert, wird
die Fähigkeit, solche Spikesignale zu detektieren, durch
die Energieversorgung des Transponders über das HF-Signal
begünstigt. Der nächste Verfahrensschritt ist
Schritt 208, in dem das HF-Signal als Reaktion auf die
Detektierung des von den peripheren Nerven erzeugten elektrischen
Signals moduliert wird. Die Modulierung des HF-Signals kann insofern
eindeutig sein, als es die Art des Signals, das von der Zellsubstanz
erzeugt wird, erkennen und/oder seinen Ursprung anzeigen kann. In
Schritt 210 wird das modulierte HF-Signal empfangen, und
anschließend wird in Schritt 212 wird das Signal
analysiert, um seine ID-Charakteristik zu bestimmen. Danach wird
das modulierte Signal verarbeitet, um zu bestimmen, ob zusätzliche
HF-Signale zum Zweck einer zusätzlichen Detektierung oder
Stimulierung der peripheren Nerven erzeugt werden müssen,
wonach das Verfahren 200 zu Schritt 202 zurückkehrt.
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Während
hier nur bestimmte Merkmale der Erfindung dargestellt und beschrieben
worden sind, werden Fachleute viele Abwandlungen und Änderungen
einfallen. Deshalb sei darauf hingewiesen, dass die angefügten
Ansprüche alle solche Abwandlungen und Änderungen,
die unter den wahren Erfindungsgedanken fallen, erfassen.
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BEISPIELE
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Folgende
Beispiele werden vorgestellt, um Aspekte der Innovation zu illustrieren,
und sind nicht dazu gedacht, den Umfang der Offenbarung in irgendeiner
Weise zu beschränken.
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1. Herstellung einer SU-8-Mikrosonde
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12 zeigt schematisch unsere SU-8-Mikrosonde,
deren Besonderheit bipolare gerillte Elektroden, flexible Zentrier-„Flügel” und
Anschlussplättchen sind, zur Verwendung in einer regenerativen Schnittstelle
zu peripheren Nerven. Die Gesamtlänge und die Gesamtbreite
der Mikrosonde betragen ungefähr 5 mm bzw. 240 μm.
Jede Rillenelektrode an der Spitze der Mikrosonde war 12 μm
breit, 10 μm tief und 500 μm lang (12C).
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12A zeigt die wichtigsten Besonderheiten der Mikrosonde
in der Draufsicht, mit Drahtanschlussplättchen aus Gold
(links), flexiblen Zentrier-„Flügeln” entlang
der Achse der Mikrosonde, und „Rillen”-Elektroden
aus Gold (rechts); 12B zeigt die Kanalstruktur
der gerillten Elektrode im Querschnitt; 12C zeigt
eine gerillte Elektrode von oben; und 12D zeigt
ein Drahtanschlussplättchen aus Gold, das durch einen drahtlosen
Mikrotransponder ersetzt werden kann. Bipolare Goldelektroden entlang
dem Boden der Rillen sind 500 μm lang und 12 μm
breit. Die freiliegende Oberfläche des Goldes wird durch Ätzen
mit Grübchen versehen, um die Haftung der die Elektrode
berührenden Axonfasern zu verstärken.
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Diese
Rillen wurden so ausgelegt, dass sie eine beschränkte Anzahl
von regenerierenden Fasern in ihrem Wachstum entlang der Länge
der Goldelektrode, die den Grund der Rille bedeckt, leiten. Die Rillen
waren 80 μm getrennt, ausreichend weit voneinander, um
die Wahrscheinlichkeit zu begrenzen, dass eine einzelne Faser in
beide Rillen einwächst, und um Crosstalk zu minimieren,
und ausreichend eng beieinander, um die Gesamtbreite der Mikrosonde
zu begrenzen. Die Länge der Rillen war so gewählt,
dass sie nicht größer als die Länge der
Spikespitzen-Stromzone entlang der Länge einer aktiven Faser
war, die näherungsweise als das Produkt aus der Spikespitzendauer
und der Fortleitungsgeschwindigkeit (0,1 ms × 10 m/sec
= 1 mm) angegeben werden kann.
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Die
12 μm breiten Goldelektroden setzen sich fort als Goldspuren
auf der Achse der Mikrosonde, isoliert durch eine Oberflächenschicht
von SU-8, endend am anderen Ende der „J-förmigen” Mikrosonde,
wo die Goldspur frei liegt, um Drahtanschlussplättchen
(80 μm breit und 300 μm lang mit Löchern mit
50 μm im Durchmesser) zu bilden. Flexible „Flügel” sind
entlang der Achse der Mikrosonde vorgesehen, um die Zentrierung
der Sonde innerhalb der Kanäle der unten beschriebenen
Nervregenerierungsleitschiene zu unterstützen.
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Der
Prozess zur Fertigung der Mikrosonde ist in 13 zusammenfassend
dargestellt. 13A zeigt eine durch
Elektroplattierung entstandene Cu-Opferschicht; 13B zeigt
die Schaffung der unteren Schicht des Sondenkörpers; 13C zeigt die Entstehung der Keimschicht
aus Gold durch Sputtering und die Schaffung der Form für
die Goldelektroplattierung; 13D zeigt
die Goldelektroplattierung und das Entfernen von Form und Keimschicht; 13E zeigt die Schaffung des SU-8-Sondenkörpers; 13F zeigt das Herauslösen gefertigter
Sonden unter Verwendung von BOE (Buffered Oxide Etching), gefolgt
vom Ätzen der Cu-Opferschicht.
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Die
Fertigung wurde auf einem 3-Zoll-Siliziumwafer mit einer Dicke von
250 μm durchgeführt. Im ersten Schritt wurde der
Siliziumwafer mit einer Dicke von 5 μm als Opferschicht
oxidiert. Dann wurde die Keimschicht für die Elektroplattierung,
100 Å Chrom und 600 Å Kupfer, unter Verwendung
eines Verdampfers aufgetragen. Positive Tone Photoresist SPR-220 (MicroChem
Corp. Newton, MA) wurde mit einer Dicke von 20 μm auf die
Keimschicht geschleudert. Die Probe wurde dann UV-Licht mit einer
Expositionsdosis von 950 mJ/cm2 ausgesetzt
und entwickelt, um eine Formstruktur für die Elektroplattierung
zu bilden, wie in 13A gezeigt. Bekanntlich
haften regenerierte Axonen vorzugsweise eher an einer rauen Oberfläche
als an einer relativ glatten Oberfläche. Um auf Goldelektroden
eine relativ raue Oberfläche herzustellen und eine 10 μm
tiefe Rillenstruktur zu erzielen, wurde 20 μm dickes Kupfer
elektroplattiert (13A). SPR-220-Elektroplattierform
und Kupferkeimschicht wurden entfernt. Ein 10 μm dicker SU-8-Film
wurde schleuderbeschichtet und mit einem Muster versehen, um Goldspuren
vollständig einzuschließen und den Mikrosondenkörper
und die Anschlussplättchen herzustellen (13E).
Abschließend wurden die Mikrosonden aus dem Substrat aus
oxidiertem Silizium durch Eintauchen in ein Buffered Oxide Etch-Bad
(BOE) herausgelöst (13F).
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2. Vorbereitung der Vorrichtung
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Vor
dem Durchführen biologischer Tests werden die Mikrosonden
vorbehandelt und vorbereitet, indem die herausgelösten
Mikrosonden über einen längeren Zeitraum UV-Flutlicht
bei 1.800 mJ/cm2 ausgesetzt werden, um eine
vollständige Quervernetzung des SU-8-Polymersubstrats sicherzustellen. Zusätzlich
wurden die Mikrosonden etwa 8 Stunden lang in einem 95°C-Konvektionsofen
hartgebacken, um ferner die gründliche Verdampfung von
Lösungsmitteln und sonstigen flüchtigen Resten
von Verarbeitungschemikalien, welche die Mikrosonden verunreinigen
könnten, sicherzustellen. Die Mikrosonden wurden durch
Eintauchen in eine Wasserstoffperoxid-Lösung sterilisiert
und an die sterilen Kulturenschränke übergeben.
Nach diesen Vorbereitungen wurden keine Hinweise auf Verunreinigung
gefunden.
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14 zeigt
Tests des Spektrums der elektrochemischen Impedanz (1 Hz–10
kHz, gemessen in gepufferter physiologischer Kochsalzlösung)
an den bipolaren Goldrillenelektroden in 5 SU-8-Mikrosonden, die
in einem Regenerationsrohr für die Implantation befestigt
waren. Die gemessenen Impedanzen reichten von 20 kΩ bis
200 kΩ bei der Frequenz von 1 kHz, die für die
erfassten neuralen Spikes (vertikale Linie) relevant ist.
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3. In-vitro-Biokompatibilitätstest
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Die
SU-8-Sonden wurden in direkte Berührung mit drei Arten
von in vitro gehaltenen Lebendkulturen gebracht: fibroblastische
Zellen der menschlichen Haut; die Schwann-Zellen, die für
die Myelinisation reifer peripherer Nervenfasern zuständig
sind; und Neuronen aus explantierten Hinterwurzelganglien, aus denen
die sensorischen Fasern in peripheren Nerven hervorgehen.
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Fibroblasten
der menschlichen Haut wurden aus der American Type Culture Collection
(ATCC CRL-2522) gewonnen. Schwann-Zellen wurden aus Ischiasnerven
adulter Ratten gewonnen, gereinigt und transfiziert, um Green Fluorescent
Protein (GFP) nach gebräuchlichen Verfahren zu erzeugen,
siehe Mauritz, C. Grothe und K. Haastert, "Comparative study
of cell culture and purification methods to obtain highly enriched
cultures of proliferating adult rat Schwann cells", J.
Neurosci. Res. Vol. 77, 453–461, 2004; und P.
Galvan-Garcia, E. W. Keefer, F. Yang, M. Zhang, S. Fang, A. A. Zakhidov,
R. H. Baughman und M. I Romero, "Robust cell migration
and neuronal growth on pristine carbon nanotube sheets and yarns",
J. Biomater. Sci. Polymer Edn., vol. 18(10), 1245–1261,
2007.
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Diese
Zellen wurden in durch Serum angereichertem Dulbecco’s
Modified Eagle’s Media (DMEM/10% Serum aus Rinderföten),
ergänzt durch Forskolin, Hypophysenextrakt und Herregulin,
gezüchtet. Die Zellen wurden auf 18-mm-Deckgläsern aufgebracht,
die mit Polyornithin (2 mg/ml; Sigma) oder mit Poly-L-Lysin-Laminin
(10 g/ml; Invitrogen) überzogen waren. Um Primärkulturen
explantierter Neuronen zu präparieren, wurden DRGs (Hinterwurzelganglien)
aus neugeborenen Ratten seziert, von Bindegewebe gereinigt und auf
Deckgläser gelegt, die zuvor mit Poly-L-Lysin-Laminin überzogen
worden waren, um die Haftung zu fördern, zusammen mit den
innerhalb einer extrazellulären Matrix (Matrigel; BD Biosciences)
eingebetteten Mikrosonden, gehalten in Neurobasal/B27/L-Glutamin-Medien.
Die Kulturen wurden 36~38 Stunden lang bei 37°C in einer
befeuchteten Atmosphäre, die 5% CO2 enthielt, bebrütet.
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15 zeigt
typische Beispiele für Kulturen mit gesunden Fibroblasten
und Schwann-Zellen, die mehrere Tage lang in direkter Berührung
mit SU-8-Mikrosonden wuchsen. A. Phasenkontrastaufnahme gezüchteter
Fibroblasten von menschlicher Haut, die ohne Unterbrechung in direkter
Berührung mit einer SU-8-Mikrosonde wuchsen (Kalibrierung 150 μm);
B. Fluoreszenzaufnahme von gereinigten, GFP-transfizierten primären
Schwann-Zellen, die in einer Kultur ohne Unterbrechung in direkter
Berührung mit einer SU-8-Mikrosonde wuchsen; C. Nahaufnahme
von gesunden Schwann-Zellen, die auf der Spitze der SU-8-Mikrosonde
wuchsen (an der durch ein Kästchen eingerahmten Stelle
in B).
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16 zeigt
Beispiele für gedeihende Nervenzellenkulturen, in denen
Mikrosonden in direkte Berührung mit DRG-Explantaten gebracht
wurden. Nahaufnahmen zeigen Nervenfasern, welche die Sonden bedecken
und sich fort von den Explantaten mehrere Millimeter entlang der
Länge der Mikrosonden erstrecken. A. Explantiertes Hinterwurzelganglion
einer 4 Tage alten Ratte, das 14 Tage lang auf zwei separaten SU-8-Mikrosonden
gezüchtet wurde, gezeigt in 8 Uhr- und 2 Uhr-Stellung relativ
zum DRG-Explantat; B. Neurale Fasern, die fort von den DRG-Explantaten
wuchsen und über die gesamte Länge an jeder Oberfläche
der SU-8-Mikrosonden haften, die das Wachstum der Fasern entlang
ihrer Achse (Pfeile) zu leiten scheinen, und ihre flexiblen Flügelverlängerungen;
C. zeigt eine Kalibrierung 75 μm; D. Die Neuronen (Nahaufnahme,
Pfeile) wandern fort von den DRG-Explantaten entlang der Achse der
SU-8-Mikrosonde. In allen Fällen stellten die SU-8-Mikrosonden
ein verträgliches Substrat für die Haftung und
Leitung von wandernden DRG-Zellen und wachsenden Nervenfasern bereit,
ohne dass es Anzeichen einer zellulären Toxizität
gab. Durch die Verwendung der spezifischen Zellarten, die diesen Implantaten
in Zukunft ausgesetzt werden, liefern die positiven Resultate dieser
In-vitro-Tests eine kräftige Unterstützung für
die Nutzung dieser Fertigungsverfahren für SU-8-Mikrosonden
beim Bau von implantierbaren Sonden, die für Anwendungen
zum Anschließen von peripheren Nerven ausgelegt sind.
-
4. Detektieren von neuralen Signalen in
vivo
-
Nachdem
bei In-vitro-Tests nachgewiesen worden war, dass die SU-8-Mikrosonden
mit den empfindlichen Zellen, die in peripheren Nerven zu finden
sind, verträglich waren, wurde die Langzeitbiokompatibilität
der Mikrosonden ferner dadurch beurteilt, dass sie chirurgisch in
die Ischiasnerven von Ratten implantiert wurden, um neurale Spikesignale aus
regenerierten peripheren Nervenfasern zu erfassen. Mikrosonden wurden
präpariert durch Befestigen von Drähten (California
Fine Wire, formvar-isolierter, nicht rostender Stahl, Durchmesser
25 μm) an beiden Anschlussplättchen jeder bipolaren
SU-8-Mikrosonde und Sichern der elektrischen Verbindung mit leitfähigem
Silberepoxid. Mehrere ofengehärtete Überzüge
aus dem bekannten, biokompatiblen Silikonelastomer Sylgard® 184 (Dow Corning Corp., MI) wurden
aufgetragen, um die Drahtanschlussplättchen abzudichten
und elektrisch zu isolieren.
-
Verdrahtete,
bipolare SU-8-Mikrosonden wurden dann in die Agarose-Kanäle
eines unserer besonderen Nervenreparaturrohre (siehe 17), bekannt
als Biodegradable Nerve Regeneration Guide (BNRG), eingesetzt, das
innerhalb eines für die regenerative Tubulisation verwendeten,
konventionellen Polyurethanrohrs (Renathane, Brain Tree Scientific)
eingebaut wurde. Diese Kanäle innerhalb des biologisch
abbaubaren Agarose-Substrats unterstützen die Faserregenerierung
besser als dies bei konventionellen Hohlrohren beobachtet wird;
diese Kanäle bieten anscheinend die strukturelle Unterstützung,
die für das kohärente Wachstum von Fasern in künstliche „Faszikel” hinein
nötig ist. Diese Kanäle tragen auch zur Verbesserung
der Chancen bei, dass die Rillen der Mikrosonde mit Fasern bestückt
werden.
-
Anders
als die „Siebelektrode” zerfallen diese Agarose-Kanäle
unschädlich, bevor Fasern durch die Einschnürung
beschädigt werden können, die sonst eintreten
würde, wenn die Fasern während ihrer Reifung und
Myelinisation dicker werden.
-
Mikrosonden
wurden chirurgisch dadurch implantiert, dass die abgeschnittenen
Enden eines durchtrennten Ischiasnervs in offene Enden des BNRG-Rohrs
eingenäht wurden. Die aus den Mikrosonden im Implantat
führenden Drähte wurden durch subkutane Polyethylenkatheter
zu den Goldstiften eines Miniaturkopfkappenanschlusses geführt,
der mit Cranioplast (Plastics One, Roanoke, VA) an den Schädel
geklebt wurde. Die bemerkenswerte Regenerierung dieser Fasern füllt
das Rohr von 5~10 mm typischerweise in etwa 2 Wochen mit Nervengewebe. In
weniger als 4 Wochen nach der Implantation konnten robuste neurale
Spikesignale aus den neu regenerierten Fasern unter Verwendung der
implantierten Mikrosonden erfasst werden.
-
18 zeigt:
A. Spontane Faserspikes, die mit einer für mehr als 12
Wochen in einen regenerierten Ischiasnerv implantierten, bipolaren
SU-8-Mikrosonde erfasst wurden; B. Resultate der Spikesortierung
unter Verwendung des Plexon-Spikeanalysesystems (Plexon, Inc., Dallas,
TX), um die spezifischen Ausprägungen von Spikewellenformen,
erzeugt durch 3 separate Faser-„Einheiten”, zu
isolieren. Man beachte, dass eine Einheit (rechte Einheit c) eine
ansteigende Spikewellenform aufweist, was darauf hindeutet, dass
sie von der als Minuspol dienenden Elektrode detektiert wurde (voller
Messbereich = 500 μV, Breite des Wellenformfensters = 1,5
ms); C. Deutliche Spikezwischenraumcharakteristik jeder isolierten
Faseraufzeichnung; D. Einzelne Spikeaktivitätsaufzeichnungen
mit relativer Zeitdauer der Spikes, die von jeder isolierten Faser
im Zeitraum von 10 Minuten erzeugt wurden (Spikeraten farblich gekennzeichnet,
rot > 20 Spikes pro
Sekunde).
-
Neurale
Spikesignale mit Rauschabständen (SNR) > 2:1 und Doppelamplituden von 100~500 μV wurden
erfolgreich mindestens 4 Wochen lang nach der chronischen Implantation
in 13 Ratten erfasst, darunter ein Fall, in dem eine robuste Spikeaktivität bis
zu 51 Wochen lang erfasst wurde (Erfassungszeiträume für
alle 13 Ratten: 4, 4, 4, 4, 5, 5, 10, 11, 19, 21, 34, 45, 51 Wochen).
Implantierte Rohre enthielten 4 Mikrosonden in 9 Ratten, 3 Mikrosonden
in 3 Ratten und 5 in einer weiteren, somit insgesamt 50 implantierte
Mikrosonden. Gute Spikesignale wurden aus 39 der 50 implantierten
Mikrosonden (78%) erfasst, wobei beide Rillenelektroden gut für
bipolare Erfassungen aus 29 dieser arbeitenden Mikrosonden (58%)
und nur eine der zwei Rillenelektroden gut für monopolare
Erfassungen aus den anderen 10 arbeitenden Mikrosonden (20%) sind.
Dass die arbeitenden Mikrosonden in jedem Fall letztlich versagten, konnte
gewöhnlich gebrochenen Leiterdrähten zugeschrieben
werden. Die Drähte brachen gewöhnlich an der Stelle
hinter der Kopfkappe, wo die Drähte durch wiederholte Biegung,
hervorgerufen durch jede Kopfbewegung, beansprucht wurden. Ein Versagen der
Mikrosonden selbst konnte gewöhnlich ausgeschlossen werden,
da robuste Spikesignale aus den implantierten Mikrosonden bis zu
dem Zeitpunkt erfasst werden konnten, an dem durch eine Sichtkontrolle
das Versagen den gebrochenen Drähten zugeschrieben werden
konnte.
-
Faserspikesignale
wurde während des ungezwungenen Verhaltens erfasst, indem
der Kopfkappenanschluss des Tiers an mit Gegengewichten versehene
Kabel angeschlossen wurden, die zu einer Reihe von Verstärkern
führten (AM-Systeme, 10000× Verstärkung,
Bandpassfilter 1 Hz–3 kHz). Die Spikesignale wurden digitalisiert
und mit dem Plexon-Recordersystem (Plexon, Inc., Dallas, TX) analysiert.
-
Ein
Beispiel für typische bipolare Spikesignale und die unterschiedlichen
Spikewellenformen, die sortiert sind, um die von separaten Fasern
nahe den Rillenelektroden erzeugte Aktivität zu isolieren,
ist in 18 dargestellt.
-
Zusätzlich
zu den Spikes mit typischen „abfallenden” Wellenformen
liefert diese Abbildung ein Beispiel für die umgekehrte, „ansteigende” Spikewellenform,
die mit solchen bipolaren Elektrodenkonfigurationen erzielt wird.
Die Folgerung, dass solche umgekehrten Spikes durch die als negativer
bipolarer Eingang dienende Elektrode detektiert wurden, wurde bestätigt,
als nur abfallende Wellenformen beobachtet wurden, als jede Rillenelektrode
als positiver Eingang für monopolare Erfassungen relativ
zu einer negativen Referenz außerhalb des Implantatrohrs konfiguriert
war.
-
Jedes
Tier, an dem die Implantation vorgenommen worden war, wurde geopfert,
als keine Spikesignale detektiert werden konnten, und die implantierten
BNRG-Rohre mit den darin enthaltenden Mikrosonden wurden für
eine Post-mortem-Untersuchung des Zustandes des die Mikrosonden
umgebenden Nervengewebes sorgfältig geborgen. An keinem
der 13 Tiere, an denen die Implantation erfolgreich vorgenommen
worden war, ließ sich der Beleg einer Infektion oder einer
offensichtlichen Gewebeentzündung in den hinteren Gliedmaßen
finden. Im Gegenteil, das Gewebe innerhalb und in der Umgebung der
implantierten Rohre war vollständig mit Gefäßen
versorgt und schien gesund und ohne Anzeichen einer Entzündung
zu sein.
-
19.
zeigt eine Querschnittsansicht einer geborgenen SU-8-Mikrosonde,
eingebettet innerhalb eines Faszikels des regenerierten Ischiasnervs mit
dem Volumen der gerillten Faserleitschiene, diese gefüllt
mit Nervengewebe in direkter Berührung mit den Goldelektroden.
-
Es
gab keine Anzeichen dafür, dass die Mikrosonden die Gewebereaktionen
ausgelöst haben, die nach verbreiteter Meinung für
die fibröse Einkapselung, die eine primäre Ursache
des Ausfalls von neuralen Elektroden ist, verantwortlich sind. Da
eine Gewebereizung über lange Zeit, hervorgerufen durch Kleinstbewegungen
des Implantats, wahrscheinlich eine Einkapselung der Elektrode verschlimmert,
dürften die Konstruktion einer gerillten Elektrode und
dieses Verfahren zur Faserregenerierung helfen, diese Reaktion zu
verhindern, indem solche Bewegungen minimiert werden. Angesichts
der Langzeitbiokompatibilität der Mikrosonde innerhalb
der äußerst empfindlichen Gewebe in Nerven liefern
diese Studien eine kräftige Unterstützung für
die Nutzung von Verfahren zur SU-8-Mikrofertigung, um Implantate
für Anwendungen zur neuralen Ankopplung im Besonderen und
allgemeiner für sonstige biomedizinische Vorrichtungen
zu bauen, die typischerweise in weniger empfindliche Gewebe implantiert
werden.
-
5. Weitere Beispiele
-
Ein
Peripheral Nerve Interface (PNI) könnte die neuromuskulären
Signale, die Körperbewegungen steuern, externalisieren
und Signale aus externen Sensoren in wahrnehmbare, körperliche
Sinnesempfindungen internalisieren. Ken Horch hat erfolgreich den
Wert eines PNI für die neuroprothetische Steuerung von
Gliedmaßen und die sensorische Rückkopplung unter
Verwendung von „Longitudinal IntraFascicular Electrodes” (LIFE)
nachgewiesen, um neuromuskuläre Spikesignale zu detektieren
und sensorische Fasern zu stimulieren. Er implantierte sein LIFE
PNI in die amputierten peripheren Nerven von Menschen, die jahrzehntelang
ohne Arme gelebt hatten. Das Verfahren und der Prozess sind in G.
S. Dhillon und K. W. Horch, "Direct neural sensory feedback
and control of a prosthetic arm", IEEE Trans. Neural Sys.
Reh. Eng. 13(4), 468–471, 2005, veröffentlicht,
welches somit in seiner Gesamtheit durch Hinweis einbezogen ist.
-
Die
LIFE-Elektroden sind sehr dünne, leitfähige Fasern,
mehrere Millimeter lang und werden in das Ende des amputierten Nervs
eingesetzt, um die „Faszikel”, Bündel
von Fasern innerhalb des Nervs, zu durchdringen, wo sie die zusammengesetzte
Aktivität der sensorischen und motorischen Fasern stimulieren
und detektieren. Seine bahnbrechenden Studien liefern einen ersten
umfassenden Nachweis darüber, dass Amputierte ein PNI verwenden
können, um die Griffstärke von Handprothesen und
die Bewegung von Armprothesen präzise zu steuern. Er hat
ferner nachgewiesen, dass Amputierte Sinnesempfindungen, die durch
Stimulierung von peripheren Nerven hervorgerufen werden, als auf
die Armstellung bezogene Rückkopplung interpretieren. Unglücklicherweise
mangelt es der LIFE-Elektrode allem Anschein nach an der mechanischen
Stabilität, um als Langzeitschnittstelle zu funktionieren,
und sie ist nie als langfristiges Implantat verwendet worden. Zudem
sind anders als die offenliegenden Kontakte der LIFE-Elektrode die „gerillten
Elektroden” der SU-8-Mikrosonden dazu ausgelegt, die Zahl
der Fasern, die der Elektrodenoberfläche ausgesetzt werden,
zugunsten einer gezielteren Stimulierung und einer größeren
Signalauflösung der einzelnen Fasern zu beschränken.
-
ABWANDLUNGEN UND VARIATIONEN
-
Wie
von Fachleuten bemerkt werden wird, können die in der vorliegenden
Anmeldung beschriebenen innovativen Gedanken über ein gewaltiges Spektrum
von Anwendungen hinweg abgewandelt und variiert werden, und dementsprechend
ist der Umfang des patentierten Gegenstands durch keine der spezifischen
beispielhaften Lehren, die erteilt worden sind, beschränkt.
Es ist beabsichtigt, alle solchen Alternativen, Abwandlungen und
Variationen, die unter den Erfindungsgedanken und in den breiten Umfang
der angefügten Ansprüche fallen, einzubeziehen.
-
Die
Elektrode kann mehrere Rillen unterschiedlicher Formen, Längen,
Tiefen und Breiten haben. Die Form einer Rille kann je nach den
unterschiedlichen Typen der Nervenzellen variieren. Die Rillen können
sich sowohl auf den Außen- als auch Innenflächen
einer Mikrosonde befinden. Die Elektrode kann aus Gold hergestellt
sein, und sie kann auch aus Platin oder einem sonstigen für
die In-vivo-Anwendung geeigneten Metall hergestellt sein. Das unterstützende
Material kann SU-8 oder ein sonstiges geeignetes, biokompatibles
Material sein, das keine Immunantwort, Entzündung oder
Gewebeschäden verursacht.
-
Zusätzliche
Hintergrundinformationen, die helfen, Variationen und Realisierungen
zu zeigen, sind in den folgenden Veröffentlichungen zu
finden, die hiermit allesamt durch Hinweis einbezogen sind:
- D.
J. Edell, "A peripheral nerve information transducer for
amputees: Longterm multichannel recordings from rabbit peripheral
nerves", IEEE Trans. Biomed. Eng., vol. BME-33, no. 2,
pp. 203–214, Feb. 1986.
- R. R. Riso, "Strategies for providing upper
extremity amputees with tactile and hand position feedback-Moving
closer to the bionic arm", Technol. Health Care., vol.
7, pp. 401–409, 1999.
- X. Navarro, T. B. Krueger, N. Lago, S. Micera, T. Stieglitz
and P. Darin, "A critical review of interfaces with the
peripheral nervous system for the control of neuroprostheses and
hybrid bionic systems", Journal of the Peripheral Nervous
Systems, vol. 10, no. 3, pp. 229–258, Sep. 2005.
- R. J. Vetter, J. C. Williams, and J. F. Hetke, E. A.
Nunamake, and D. R. Kipke, "Chronic neural recording using
silicon-substrate microelectrode arrays implanted in cerebral cortex",
IEEE Trans. Biomed. Eng., vol. 51, no. 6, pp. 896–904,
June. 2004.
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influencing the biocompatibility of insertable silicon Microshafts
in cerebral cortex", IEEE Trans. Biomed. Eng., vol. 39,
no. 6, pp. 635–643, June. 1992.
- S. Takeuchi, T. Suzuki, K. Mabuchi, and H. Jujita, "3D flexible
multichannel neural probe array", J. Micomech. Microeng.,
vol. 14, no. 1, pp. 104–107, Jan. 2004.
- E. M. Maynard, N. G. Hatsopoulos, C. L. Ojakangas, B.
D. Acuna, J. N. Sanes, R. A. Normann, and J. P. Donoghue, "Neuronal
interactions improve cortical population coding of movement direction",
J. Neurosci., vol. 19, no. 18, pp. 8083–8093, Sept. 1998.
- T. Stieglitz, M. Schuetter and K. P. Koch, "Implantable biomedical
microsystems for neural prostheses", IEEE Eng. in Medicine
and biology Magazine, vol. 24, no. 5, pp. 58–65, Sept.–Oct.
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- N. Lago, E. Udina, A. Ramachandran, and X. Navaro, "Neurobiological
assessment of regenerative electrodes for bidirectional interfacing
injured peripheral nerves", IEEE Trans. Biomed. Eng., vol.
54, no. 6, pp. 1129–1137, June 2007.
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sensory feedback and control of a prosthetic arm", IEEE Trans.
Neural Sys. Reh. Eng. 13(4), 468–471, 2005.
- G. Voskerician, M. Shive, R. Shawgo, H. V. Recum, J.
Anderson, M. Cima, and R. Langer, "Biocompatibility and
biofouling of MEMS drug delivery devices", Biomaterials,
vol. 24, pp. 1959–1967, 2003.
- G. Kotzar, M. Freas, P. Abel, A. Fleischman, S. Roy, C.
Zorman, J. M. Moran and J. Melzak, "Evaluation of MEMS
materials of construction for implantable medical devices",
Biomaterials, vol. 23, no. 13, pp. 2737–2750, July 2002.
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of cell culture and purification methods to obtain highly enriched
cultures of proliferating adult rat Schwann cells", J.
Neurosci. Res. Vol. 77, 453–461, 2004
- P. Galvan-Garcia, E. W. Keefer, F. Yang, M. Zhang, S. Fang,
A. A. Zakhidov, R. H. Baughman and M. I Romero, "Robust
cell migration and neuronal growth on pristine carbon nanotube sheets
and yarns", J. Biomater. Sci. Polymer Edn., vol. 18(10),
1245–1261, 2007.
- M. I. Romero-ortega and P. Galvan-garcia, ”Biomimetic
biosynthetic nerve implant”, US Patent Application 11/418927,
2007.
-
Nichts
in der Beschreibung in der vorliegenden Anmeldung sollte verstanden
werden, als impliziere es, dass ein bestimmtes Element, ein bestimmter
Schritt oder eine bestimmte Funktion ein wesentliches Element sei,
das im Anspruchsumfang eingeschlossen sein muss: DER UMFANG DES
PATENTIERTEN GEGENSTANDS WIRD NUR DURCH DIE GEWÄHRTEN ANSPRÜCHE
DEFINIERT. Zudem ist mit keinem dieser Ansprüche beabsichtigt,
sich auf 35 USC, Absatz sechs, Abschnitt 112 zu berufen, es sei
denn, dem englischen Ausdruck „means for” in genau
diesem Wortlaut folgt ein Partizip.
-
Die
Ansprüche, wie eingereicht, sollen der Absicht gemäß möglichst
umfassend sein, und KEIN Gegenstand wird vorsätzlich abgetreten, überlassen oder
aufgegeben.
-
ZUSAMMENFASSUNG
-
Eine
gerillte Elektrode wird vorgesehen, die für das Anschließen
von Zellsubstanz angepasst ist. Die gerillte Elektrode besitzt Rillen,
die für das elektrische Anschließen der gerillten
Elektrode an Zellsubstanz angepasst sind, die entlang dem Körper
der gerillten Elektrode wächst. Ferner besitzt die gerillte Elektrode
einen drahtlosen Transponder, der angepasst ist, an Zellsubstanz
angeschlossen zu werden und solche Interaktionen über HF-Signale
weiterzugeben. Die durch den drahtlosen Transponder empfangenen
HF-Signale werden als Reaktion auf von der Zellsubstanz erzeugte,
elektrische Signale moduliert, die vom Transponder detektiert werden.
Die gerillte Elektrode kann innerhalb von peripheren Nerven implantiert
werden, um verschiedene neurologische Zustände zu behandeln,
zu denen Nervenrehabilitierung und Prothesenbetätigung,
starker Schmerz, obstruktive Schlafapnoe und so fort gehören.
-
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
-
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erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information
des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen
Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt
keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
-
Zitierte Nicht-Patentliteratur
-
- - Mauritz, C.
Grothe und K. Haastert, ”Comparative study of cell culture
and purification methods to obtain highly enriched cultures of proliferating adult
rat Schwann cells”, J. Neurosci. Res. Vol. 77, 453–461,
2004 [0071]
- - P. Galvan-Garcia, E. W. Keefer, F. Yang, M. Zhang, S. Fang,
A. A. Zakhidov, R. H. Baughman und M. I Romero, ”Robust
cell migration and neuronal growth on pristine carbon nanotube sheets and
yarns”, J. Biomater. Sci. Polymer Edn., vol. 18(10), 1245–1261,
2007 [0071]
- - G. S. Dhillon und K. W. Horch, ”Direct neural sensory
feedback and control of a prosthetic arm”, IEEE Trans.
Neural Sys. Reh. Eng. 13(4), 468–471, 2005 [0087]
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for amputees: Longterm multichannel recordings from rabbit peripheral
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