RU2467773C2 - Система электродов для глубокой стимуляции головного мозга - Google Patents
Система электродов для глубокой стимуляции головного мозга Download PDFInfo
- Publication number
- RU2467773C2 RU2467773C2 RU2009136435/14A RU2009136435A RU2467773C2 RU 2467773 C2 RU2467773 C2 RU 2467773C2 RU 2009136435/14 A RU2009136435/14 A RU 2009136435/14A RU 2009136435 A RU2009136435 A RU 2009136435A RU 2467773 C2 RU2467773 C2 RU 2467773C2
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- electrodes
- stimulating
- probe
- axis
- microelectrode
- Prior art date
Links
- 230000000638 stimulation Effects 0.000 title claims abstract description 52
- 210000004556 brain Anatomy 0.000 title claims abstract description 20
- 239000000523 sample Substances 0.000 claims abstract description 75
- 230000004936 stimulating effect Effects 0.000 claims abstract description 58
- 230000004913 activation Effects 0.000 claims abstract description 18
- 238000009826 distribution Methods 0.000 claims abstract description 11
- 239000011810 insulating material Substances 0.000 claims abstract description 11
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 claims abstract description 8
- 238000010292 electrical insulation Methods 0.000 claims description 2
- 238000006073 displacement reaction Methods 0.000 abstract description 5
- 230000000694 effects Effects 0.000 abstract description 3
- 239000003814 drug Substances 0.000 abstract 1
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract 1
- 238000000034 method Methods 0.000 description 18
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 14
- 230000001537 neural effect Effects 0.000 description 13
- 210000002569 neuron Anatomy 0.000 description 12
- 238000013461 design Methods 0.000 description 9
- 238000002513 implantation Methods 0.000 description 6
- 230000008569 process Effects 0.000 description 6
- 230000036982 action potential Effects 0.000 description 4
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 4
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 4
- 230000005284 excitation Effects 0.000 description 4
- 208000018737 Parkinson disease Diseases 0.000 description 3
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 3
- 230000006870 function Effects 0.000 description 3
- 230000007774 longterm Effects 0.000 description 3
- 210000005036 nerve Anatomy 0.000 description 3
- 210000000944 nerve tissue Anatomy 0.000 description 3
- 239000004642 Polyimide Substances 0.000 description 2
- 230000003213 activating effect Effects 0.000 description 2
- 210000005013 brain tissue Anatomy 0.000 description 2
- 210000004027 cell Anatomy 0.000 description 2
- 238000011161 development Methods 0.000 description 2
- 230000018109 developmental process Effects 0.000 description 2
- 208000037265 diseases, disorders, signs and symptoms Diseases 0.000 description 2
- 201000006517 essential tremor Diseases 0.000 description 2
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 2
- 239000012528 membrane Substances 0.000 description 2
- 210000003061 neural cell Anatomy 0.000 description 2
- BASFCYQUMIYNBI-UHFFFAOYSA-N platinum Chemical compound [Pt] BASFCYQUMIYNBI-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 229920001721 polyimide Polymers 0.000 description 2
- 230000002035 prolonged effect Effects 0.000 description 2
- 230000009257 reactivity Effects 0.000 description 2
- 230000001105 regulatory effect Effects 0.000 description 2
- 230000004044 response Effects 0.000 description 2
- 231100000241 scar Toxicity 0.000 description 2
- 210000003625 skull Anatomy 0.000 description 2
- 210000004281 subthalamic nucleus Anatomy 0.000 description 2
- 238000001356 surgical procedure Methods 0.000 description 2
- 208000012902 Nervous system disease Diseases 0.000 description 1
- 208000025966 Neurological disease Diseases 0.000 description 1
- 229910000566 Platinum-iridium alloy Inorganic materials 0.000 description 1
- 206010044565 Tremor Diseases 0.000 description 1
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 1
- 230000004323 axial length Effects 0.000 description 1
- 238000005452 bending Methods 0.000 description 1
- 230000009286 beneficial effect Effects 0.000 description 1
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 1
- 230000001413 cellular effect Effects 0.000 description 1
- 230000036755 cellular response Effects 0.000 description 1
- 210000003169 central nervous system Anatomy 0.000 description 1
- 230000008859 change Effects 0.000 description 1
- 210000003109 clavicle Anatomy 0.000 description 1
- 238000000576 coating method Methods 0.000 description 1
- 238000005094 computer simulation Methods 0.000 description 1
- 229920001940 conductive polymer Polymers 0.000 description 1
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 1
- 229920001577 copolymer Polymers 0.000 description 1
- 230000001054 cortical effect Effects 0.000 description 1
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 description 1
- 201000010099 disease Diseases 0.000 description 1
- 230000005684 electric field Effects 0.000 description 1
- 239000012777 electrically insulating material Substances 0.000 description 1
- 238000005538 encapsulation Methods 0.000 description 1
- 206010015037 epilepsy Diseases 0.000 description 1
- 239000004744 fabric Substances 0.000 description 1
- -1 for example Substances 0.000 description 1
- 230000005484 gravity Effects 0.000 description 1
- 230000009931 harmful effect Effects 0.000 description 1
- 230000035876 healing Effects 0.000 description 1
- 239000000017 hydrogel Substances 0.000 description 1
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 1
- 230000006872 improvement Effects 0.000 description 1
- 238000003780 insertion Methods 0.000 description 1
- 230000037431 insertion Effects 0.000 description 1
- 238000009434 installation Methods 0.000 description 1
- 230000003585 interneuronal effect Effects 0.000 description 1
- 229910052741 iridium Inorganic materials 0.000 description 1
- GKOZUEZYRPOHIO-UHFFFAOYSA-N iridium atom Chemical compound [Ir] GKOZUEZYRPOHIO-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000004807 localization Effects 0.000 description 1
- 239000000463 material Substances 0.000 description 1
- 210000001259 mesencephalon Anatomy 0.000 description 1
- 229910052751 metal Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000002184 metal Substances 0.000 description 1
- 150000002739 metals Chemical class 0.000 description 1
- 210000000274 microglia Anatomy 0.000 description 1
- 230000000926 neurological effect Effects 0.000 description 1
- 229910052697 platinum Inorganic materials 0.000 description 1
- HWLDNSXPUQTBOD-UHFFFAOYSA-N platinum-iridium alloy Chemical class [Ir].[Pt] HWLDNSXPUQTBOD-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229920001296 polysiloxane Polymers 0.000 description 1
- 239000004814 polyurethane Substances 0.000 description 1
- 229920002635 polyurethane Polymers 0.000 description 1
- 239000007787 solid Substances 0.000 description 1
- 230000005236 sound signal Effects 0.000 description 1
- 208000024891 symptom Diseases 0.000 description 1
- 230000000542 thalamic effect Effects 0.000 description 1
- 230000001225 therapeutic effect Effects 0.000 description 1
- 238000002560 therapeutic procedure Methods 0.000 description 1
- WFKWXMTUELFFGS-UHFFFAOYSA-N tungsten Chemical compound [W] WFKWXMTUELFFGS-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229910052721 tungsten Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000010937 tungsten Substances 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/02—Details
- A61N1/04—Electrodes
- A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
- A61N1/0526—Head electrodes
- A61N1/0529—Electrodes for brain stimulation
- A61N1/0534—Electrodes for deep brain stimulation
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
- A61B5/6846—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive
- A61B5/6867—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive specially adapted to be attached or implanted in a specific body part
- A61B5/6868—Brain
-
- Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
- Y10T—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER US CLASSIFICATION
- Y10T29/00—Metal working
- Y10T29/49—Method of mechanical manufacture
- Y10T29/49002—Electrical device making
- Y10T29/49117—Conductor or circuit manufacturing
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Neurosurgery (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Public Health (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Neurology (AREA)
- Psychology (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Electrotherapy Devices (AREA)
Abstract
Изобретение относится к системе электродов для глубокой стимуляции головного мозга, содержащей удлиненный корпус зонда со множеством стимулирующих электродов. Стимулирующие электроды распределены по оси корпуса зонда так, что их диаметр 2r равен или больше их протяженности по оси h. Также система содержит контроллер для выборочного генерирования конфигураций электрических потенциалов, которые смещены в осевом направлении относительно стимулирующих электродов. Система электродов выполнена с возможностью постепенного смещения распределения стимулирующего поля вдоль зонда ступенчатым образом между последовательными группами электродов и тем самым обеспечивает возможность плавной регулировки формы объема активации путем изменения числа активированных электродов. Способ изготовления указанной системы электродов включает изготовление листа изоляционного материала, по меньшей мере, с одним встроенным электрическим проводом, причем в изоляционном материале вырезана полоса, содержащая свободный конец провода, и обертывание листа вокруг корпуса зонда. Применение изобретения позволит обеспечить высокую точность регулировки распределения стимулирующего поля за счет смещения распределения стимулирующего поля вдоль зонда ступенчатым образом между последовательными группами электродов, а также обеспечит возможность плавной регулировки формы объема активации путем изменения числа активированных электродов. 2 н. и 8 з.п.ф-лы, 7 ил.
Description
Изобретение относится к системе электродов для глубокой стимуляции головного мозга, содержащей удлиненный корпус зонда со множеством стимулирующих электродов.
Электростимуляция участков головного мозга с помощью имплантированных электродов является возможным способом лечения некоторых нервных заболеваний. Патент US 6343226 раскрывает систему электродов для такой глубокой стимуляции головного мозга, которая содержит гибкий, вытянутый по оси корпус зонда с несколькими кольцевыми стимулирующими электродами, размещенными на равном расстоянии вдоль корпуса зонда, и подвижный в осевом направлении тонкий зонд, который может быть выдвинут вперед из наконечника корпуса зонда в ткань и который служит в качестве электрода для регистрации физиологических потенциалов. Документ не содержит подробностей, касающихся размеров этих электродов.
Патентная заявка US 2005/004627 А1 раскрывает матрицу электродов для имплантации в нижний холмик среднего мозга для обеспечения его электростимуляцией, которая представляет собой звуковые сигналы. Матрица электродов содержит удлиненный элемент со множеством кольцевых электродов.
Патент US 5843148 А раскрывает провод для стимуляции головного мозга, который содержит множество электродов, расположенных диагонально вокруг удлиненного стержня.
Патентная заявка WO 2005/004978 А описывает изготовление электрода для кохлеарной имплантации. Процедура заключается в размещении структуры, имеющей электрические проводящие слои, разделении в структуре электродных пластин и проводов, изгибании электродных пластин с получением трехмерной формы и нанесении биосовместимого силиконового материала на эту подготовленную заранее структуру.
На основании этого предшествующего уровня техники целью настоящего изобретения является обеспечение средства для улучшения лечебного эффекта глубокой стимуляции головного мозга и подобных электрофизиологических вмешательств.
Эта цель достигается с помощью системы электродов согласно пункту 1 и способа согласно пункту 10 формулы изобретения. Предпочтительные варианты осуществления раскрыты в зависимых пунктах формулы изобретения.
Согласно первому аспекту изобретение относится к системе электродов, которая особенно подходит для глубокой стимуляции головного мозга (то есть в качестве "системы глубокой стимуляции головного мозга"), хотя оно также подходит для использования в различных других применениях. Система электродов содержит следующие компоненты:
a) Вытянутый по оси "корпус зонда", то есть корпус типично удлиненной или нитевидной формы, в котором направление удлинения его формы является по определению "осью" корпуса зонда. Корпус зонда обычно выполнен от гибкого, физиологически совместимого и электрически изолирующего материала, например, из полиимида, или полиуретанов и силикон-уретановых сополимеров.
b) По меньшей мере три электрода, которые распределены по оси корпуса зонда, причем в настоящем документе эти электроды, с целью ссылки и для указания их обычной функции, то есть стимуляции нервной ткани, также называют "стимулирующими электродами". Стимулирующие электроды обычно имеют одинаковую форму и размер и расположены в осевом направлении на равном расстоянии, хотя изобретение предусматривает также использование электродов разной формы и/или размера, расположенных на различных расстояниях друг от друга. Кроме того, стимулирующие электроды обычно имеют форму кольца или диска.
Диаметр 2r стимулирующих электродов (где r является радиусом электродов) должен быть равен или больше, чем протяженность по оси h электродов. В виде формулы это равносильно утверждению, что "соотношение размеров" составляет h/2r≤1 (следует, однако, отметить, что формулы, подобные этой, не должны обозначать резкую границу для объема формулы изобретения, как, например, соотношения размеров немного больше 1 все еще будут, конечно, обеспечивать положительные результаты изобретения). По определению "диаметр" стимулирующих электродов измеряется перпендикулярно оси корпуса зонда, тогда как "протяженность по оси", разумеется, измеряется в направлении указанной оси. Если контур электродов не круглый, то диаметр должен быть определен соответственно, например, как максимально возможное расстояние между двумя точками, лежащими на контуре электрода.
Предпочтительным является количество электродов по меньшей мере 2r/(h+d), или даже 2r/h, где d является (средним) расстоянием между соседними электродами. Это гарантирует, что электроды распределены по осевой длине H, которая является сравнимой с диаметром корпуса зонда.
с) контроллер для выборочного генерирования конфигураций электрических потенциалов, отличающихся друг от друга тем, что они смещены в осевом направлении относительно стимулирующих электродов. Конфигурации включают в себя приложение одинаковых электрических потенциалов (например, 3 В) к группе n (n=2; 3; 4; …) стимулирующих электродов, где n меньше общего количества М стимулирующих электродов и где электроды являются соседними по отношению друг к другу; наиболее предпочтительно остальные стимулирующие электроды (M-n) присоединены к другому неподвижному потенциалу (например, 0 В) или являются плавающими. В этом случае, чтобы привести в действие контроллер, достаточно генератора одиночных импульсов.
Контроллер может произвольно выборочно действовать на стимулирующие электроды, то есть подавать индивидуальный потенциал к каждому стимулирующему электроду, тогда объем активации может регулироваться в больших пределах его положения и размера.
Как будет более подробно показано на фигурах, предложенное соотношение h/2r≤1 размеров стимулирующих электродов имеет преимущество в отношении объема активации, которая стимулируется в нервной ткани электрическими потенциалами, приложенными к электродам. Ограниченная высота по оси h электродов по отношению к их диаметру 2r обеспечивает, в частности, тот результат, что объем активации является сравнительно небольшим и четко ограниченным в осевом направлении. Кроме того, контроллер может выборочно перемещать объем активации в окружающей нервной ткани в осевом направлении системы электродов пошагово на (небольшие) расстояния между двумя стимулирующими электродами. Таким образом, возможно подвести электростимуляцию системы электродов точно к требуемой области головного мозга.
Предпочтительно диаметр 2r стимулирующих электродов по меньшей мере в два раза больше их протяженности по оси, то есть 2r≥2h, и наиболее предпочтительно он даже в четыре раза больше протяженности по оси, то есть 2r≥4h.
В другом частном варианте осуществления изобретения по меньшей мере два соседних стимулирующих электрода находятся друг от друга по оси на расстоянии d, которое меньше, чем их протяженность по оси h, то есть d≤h. Более предпочтительно может использоваться еще меньший межэлектродный интервал, например, d≤h/2. Предпочтительно все стимулирующие электроды системы электродов удовлетворяют такому условию. Если протяженность по оси h неодинакова для всех электродов, условие относится к максимальной протяженности по оси рассматриваемых двух соседних стимулирующих электродов. Преимущество такого относительно плотного размещения электродов в том, (i) что электрическая стимуляция нервной ткани может быть очень точно локализована путем перемещения активирующих конфигураций от одного электрода к следующему и (ii), что полное электрическое сопротивление системы ткань-электроды не слишком высоко из-за относительно большой площади поверхности электрода при использовании относительно небольшого межэлектродного интервала.
Стимулирующие электроды предпочтительно распределены по осевой области на длину H, которая по меньшей мере равна диаметру 2r стимулирующих электродов, то есть H≥2r, предпочтительно по меньшей мере в два раза превышает указанный диаметр, то есть H≥2·2r, наиболее предпочтительно по меньшей мере в пять раз превышает указанный диаметр, то есть H≥5·2r. В альтернативном варианте требуется, чтобы указанная длина H была по меньшей мере в десять раз больше протяженности по оси h электродов, то есть H≥10·h. Это гарантирует, что есть достаточно большое расстояние, по которому может быть распределена стимуляция электродами и по которому центр тяжести стимуляции может регулироваться электрически, без физического перемещения системы электродов. В типичных случаях H составляет от 1 мм до 20 мм.
Контроллер предпочтительно содержит генератор одиночных импульсов, который может генерировать импульсы напряжения с желательной (регулируемой) частотой и уровнем напряжения. Выборочно распределяя эти импульсы стимулирующим электродам, могут быть генерированы различные активирующие конфигурации и, следовательно, объемы активации. В этом состоит значительное преимущество и упрощение конструкции системы, в которой для создания легко изменяемого объема стимуляции достаточно генератора одиночных импульсов.
Согласно дальнейшему развитию изобретения система электродов содержит по меньшей мере один микроэлектрод, выступающий из корпуса зонда, то есть берущий начало от поверхности корпуса зонда и находящийся по меньшей мере в некоторой точке на большем радиальном расстоянии от корпуса зонда, чем его начальная точка. Микроэлектрод может, в частности, быть вытянут - по меньшей мере одним своим компонентом - в радиальном направлении. Термин "микроэлектрод" используется здесь для отличия этого электрода от стимулирующих электродов. Кроме того, термин указывает, что этот электрод обычно меньше стимулирующих электродов, что является следствием того, что стимулирующие электроды используются для электростимуляции областей со множеством нейронов, тогда как микроэлектрод обычно используется для записи электрических потенциалов только от нескольких нейронов или даже от одного нейрона. Микроэлектрод обычно располагается где-нибудь между точкой, находящейся на оси непосредственно перед первым стимулирующим электродом, и точкой, находящейся на оси непосредственно за последним стимулирующим электродом. Кроме того, микроэлектрод обычно находится на некотором расстоянии от корпуса зонда (например, во время введения в окружающую нервную ткань), указанное расстояние составляет предпочтительно порядка 100 микрометров или более, чтобы минимизировать вредное влияние на качество регистрируемых нервных сигналов рубцовой ткани, которая образуется вокруг корпуса зонда при длительном внедрении в нервную ткани. Описанная система электродов с микроэлектродом имеет то преимущество, что его микроэлектрод заходит непосредственно в нервную ткань, которая электрически стимулируется стимулирующими электродами, давая таким образом возможность непосредственного наблюдения стимулирующих эффектов.
В системах электродов, содержащих микроэлектрод, этот микроэлектрод предпочтительно имеет электрическую изоляцию повсюду, кроме его наконечника. Это гарантирует, что только наконечник микроэлектрода чувствителен к электрофизиологическим потенциалам, при этом указанный наконечник может быть расположен достаточно далеко от корпуса зонда, чтобы не допустить помех от электрических потенциалов стимулирующих электродов и чтобы минимизировать инкапсуляцию при длительной имплантации.
Микроэлектрод, выступающий из корпуса зонда, вообще может брать начало из любого участка боковой поверхности корпуса зонда. Он может, в частности, брать начало из места между двумя стимулирующими электродами или, альтернативно, в пределах области стимулирующего электрода. В последнем случае место отхождения микроэлектрода обычно окружается изолирующим материалом, таким образом безопасно отделяя микроэлектрод от соответствующего стимулирующего электрода.
Хотя в вышеприведенном описании рассматривался только тот случай, когда имеется только один микроэлектрод, система электродов предпочтительно содержит множество микроэлектродов, которые выступают из корпуса зонда в различных направлениях. В этом случае электрофизиологические потенциалы могут восприниматься в различных направлениях вокруг удлиненной системы электродов.
В еще одном варианте осуществления изобретения система электродов с микроэлектродом содержит регистрирующий блок для восприятия электрических потенциалов с помощью микроэлектрода. Таким образом, например, возможно контролировать эффекты электростимуляции, генерируемой в нервной ткани стимулирующими электродами.
Изобретение, кроме того, относится к способу изготовления системы электродов с микроэлектродом описанного выше вида, упомянутый способ содержит следующие этапы:
a) предварительное изготовление листа изоляционного материала по меньшей мере с одним встроенным электрическим проводом, причем в изоляционном материале путем U-образного разреза высвобождена полоса, содержащая свободный конец провода;
b) обертывание упомянутого листа вокруг заранее изготовленного корпуса зонда, вышеупомянутые полосы могут быть затем отогнуты от плоскости листа, чтобы они выступали из корпуса зонда.
Эти и другие аспекты изобретения будут очевидны и объяснены в отношении варианта(ов) осуществления, описанных далее. Эти варианты осуществления будут описаны посредством примера с помощью сопровождающих чертежей, на которых:
на фиг.1 схематично показано приложение системы электродов для глубокой стимуляции головного мозга согласно настоящему изобретению;
на фиг.2 показан первый вариант осуществления системы электродов согласно настоящему изобретению;
фиг.3 иллюстрирует различные объемы нервной активации, которая может генерироваться с помощью системы электродов, подобной фиг.2, при использовании различного числа и/или положений активных электродов;
на фиг.4 показан вариант осуществления системы электродов согласно настоящему изобретению, содержащей микропровода, несущие микроэлектроды;
на фиг.5 показан вариант осуществления системы электродов согласно настоящему изобретению, содержащей микроструктуры, несущие микроэлектроды;
на фиг.6 показан вариант осуществления системы электродов согласно настоящему изобретению, содержащей микроструктуры, несущие микроэлектроды, которые берут начало внутри стимулирующих электродов;
фиг.7 иллюстрирует способ изготовления системы электродов с микроэлектродами.
На фигурах похожие номера позиций или номера, отличающиеся на целое число сотен, относятся к одинаковым или подобным компонентам.
Полезные лечебные эффекты применения малых электрических стимулов для ткани центральной нервной системы были обнаружены Benabid и сотрудниками (Гренобль) в конце 1980-х. Применение так называемой высокочастотной электростимуляции (типичные параметры стимуляции 130 Гц, 3В, 60 мкс) к таламическим структурам могло уменьшить тремор как у пациентов с болезнью Паркинсона (PD), так и у пациентов с эссенциальным дрожанием (ET). В последующие года были выявлены другие объекты, подходящие для глубокой стимуляции головного мозга (DBS)(например, внутренней доли бледного шара, GPi, и субталамического ядра, STN), что привело к заметному улучшению качества жизни пациентов с PD. Кроме того, исследуется использование глубокой стимуляции головного мозга для других неврологических заболеваний, таких как эпилепсия и депрессия.
Типичная конфигурация системы DBS показана на фиг.1 и состоит из:
- имплантированного генератора 11 импульсов, который имплантирован хирургическим путем ниже ключицы и подает необходимые импульсы напряжения,
- удлинительного шнура 12, соединенного с генератором 11 импульсов и проходящего по шее к черепу, где он заканчивается разъемом, и
- зонда для DBS 100, имплантированного в ткань головного мозга через трепанационное отверстие в черепе.
Из практики лечения с помощью DBS известно, что успешность клинического результата сильно зависит от точности расположения электрода в пределах области объекта, например субталамического ядра. Чтобы гарантировать точное расположение постоянных стимулирующих электродов, выполняется тщательное хирургическое планирование и определение местоположения на основании полученных до операции данных отображения области объекта в головном мозге пациента. Впоследствии, до имплантации постоянного стимулирующего электрода, во время хирургической операции при DBS бригада врачей выполняет электрофизиологическое исследование области объекта, используя регистрирующие микроэлектроды, и впоследствии использует короткую пробную стимуляцию, чтобы исследовать влияние стимуляции на симптомы болезни. Эти процедуры выполняются для более точного определения оптимального положения для постоянной стимуляции.
Несмотря на тщательно проводимые хирургические, нейрофизиологические и неврологические процедуры, неизбежно, что постоянный стимулирующий электрод обычно располагается не наилучшим для терапии при DBS образом. Погрешность расположения может, например, являться результатом погрешности предоперационных данных отображения, механической неточности системы позиционирования, механических помех при фиксации зонда и механических смещений ткани головного мозга во время хирургического вмешательства и/или процедуры имплантации.
Другая проблема связана с тем фактом, что существуют различия между пациентами в детальной анатомической морфологии. Точная локализация, так же как размеры и формы структур головного мозга (включая объекты DBS, такие как STN или GPi), не являются полностью идентичными у различных людей. Следовательно, требуемое оптимальное расположение поля стимуляции несколько отличается у разных пациентов, и в целом оптимальная форма полей стимуляции заранее неизвестна.
Поэтому необходима гибкость при формировании полей стимуляции, чтобы постоперативно исправить неточности/ошибки в расположении зонда относительно идеального объекта и чтобы преодолеть неопределенность в требованиях к полю стимуляции, на основе подробной локальной анатомической морфологии пациентов.
По отношению к размеру анатомических объектов (несколько мм) и необходимой точности расположения поля стимуляции (<1 мм) стандартные зонды для DBS, используемые сегодня для постоянной стимуляции, слишком грубы, чтобы создавать поля стимуляции с такой точностью.
Известное решение для более точного позиционирования поля стимуляции заключается в регулировании электрического поля, см., например, патент США 589416. В этом случае устанавливается определенное соотношение между токами (или потенциалами), приложенными к электродам, для смещения поля стимуляции вдоль направления зонда. К сожалению, этот способ имеет некоторые недостатки. Прежде всего, электронная реализация более затруднительна, поскольку каждый электрод требует для себя отдельного стимулятора. Во-вторых, смещение положения объема нейронной активации требует очень точного управления амплитудами токов. В-третьих, смещение положения объема нейронной активации сопровождается существенным изменением его формы: на самом деле, объем активации не смещается плавно вдоль зонда. Вместо этого он "прилипает" к положениям электродов, приводя к тому, что объем активации приобретает грушевидную форму даже при очень точных перераспределениях токов в соотношении 29/30 против 1/30. Ширина такого "грушевидного" объема определяется отношением амплитуд токов на соответствующих электродах. С точки зрения конструкции устройства этот подход нежелателен, поскольку более сложная электроника, требуемая для осуществления способов регулирования поля, препятствует миниатюризации устройства и увеличивает стоимость устройства. С клинической точки зрения способ недостаточно оптимален из-за больших изменений в форме объема (она становится более удлиненной вдоль направления зонда) нейронной активации при попытке сместить его положение вдоль зонда.
В следующих различных вариантах осуществления системы электродов будет предложено, как решить вышеупомянутые проблемы.
На фиг.2 показан первый вариант осуществления "зонда для DBS" или "системы 100 электродов", который может быть применен в установке, показанной на фиг.1. Система 100 электродов содержит:
- удлиненный или нитевидный гибкий корпус 102 зонда, состоящий из изоляционного материала и имеющий цилиндрическую форму с радиусом r;
- комплект стимулирующих электродов 101, которые имеют вид колец с протяженностью вдоль оси h и диаметром 2r, на боковой поверхности корпуса 102 зонда.
Стимулирующие электроды 101 расположены относительно друг друга на расстоянии d, а вся область корпуса 102 зонда, на которой расположены стимулирующие электроды 101, вытянута вдоль оси на длину H. Хотя протяженность по оси h стимулирующих электродов 101 и расстояние d между ними может быть в принципе различным соответственно для каждого электрода или пары электродов, на фиг.2 показан предпочтительный случай, когда все протяженности по оси h и расстояния d являются одинаковыми.
Основной аспект описанной конструкции зонда 100 для DBS состоит в улучшенном распределении электродов 101 по оси зонда. Таким образом, электроды 101 характеризуются соотношением размеров протяженности по оси h и диаметра 2r, которое меньше или равно 1, h/2r≤1, более предпочтительно это соотношение размеров составляет h/2r≤0,5. В частных вариантах осуществления можно выбрать даже h/2r≤0,25. Для расстояния d между электродами предпочтительно устанавливается значение, равное или меньшее протяженности по оси, d/h≤1, более предпочтительно d/h≤0,5. При такой конструкции формой и положением объема нейронной активации (VOA) можно управлять с высокой степенью точности, подключая множество электродов параллельно выходу всего лишь одного генератора импульсов. Это позволяет перемещать VOA по оси, а также вытягивать или сжимать VOA по направлению оси зонда.
Фиг.3 иллюстрирует это с помощью вычислительных моделей глубокой стимуляции головного мозга. Диаграммы показывают пространственное распределение так называемой функции активации AF для волокон, проходящих через зонд для DBS в плоскости, ориентированной радиально относительно зонда (так называемые тангенциальные волокна). На фигуре показано распределение AF для монополярной стимуляции через несколько соседних электродов (обозначенных сплошным черным цветом) зонда для DBS подобно зонду на фиг.2, имеющему 13 электродов с r=0,6 мм, h/2r=0,166; h/d=1. Начерченные линии указывают границу, где AF=+20 мВ, что является типичным значением для возбуждения нейронных волокон. Стимуляция установлена при амплитуде -3,6 В. Конкретные параметры настройки других диаграмм следующие:
(a) -3,6 В подавалось на электроды 4-7;
(b) -3,6 В подавалось на электроды 5-8;
(c) -3,6 В подавалось на электроды 6-9;
(d) -3,6 В подавалось на электроды 4-9.
Диаграммы (a), (b), (c) показывают, что распределение стимулирующего поля может постепенно смещаться вдоль зонда ступенчатым образом между последовательными группами электродов, а диаграмма (d) показывает, что форма объема активации может плавно регулироваться путем изменения числа активированных электродов. Дальнейшие данные моделирования относительно сегментированных систем электродов можно найти в литературе (например, Xuefeng F Wei and Warren M Grill, "Current density distributions, field distributions and impedance analysis of segmented deep brain stimulation electrodes, J.Neural Eng.2 (2005) 139-147).
На фиг.4-7 показаны другие варианты осуществления систем электродов согласно настоящему изобретению, которые содержат, дополнительно к варианту осуществления 100 на фиг.2, множество микроэлектродов, выступающих радиально от корпуса зонда. Эти конструкции предложены с учетом следующего предшествующего уровня техники:
Электроды для DBS, используемые в настоящее время, содержат только макроскопические стимулирующие электроды (миллиметрового размера) и не позволяют регистрировать сигналы (потенциалы действия) нейронов. Чтобы зарегистрировать такие нервные сигналы, необходимы так называемые микроэлектроды (размером <100 мкм), которые могут улавливать слабые внеклеточные потенциалы, генерированные нейронами. Причина для обращения к использованию микроэлектродов для улавливания сигналов нейронов связана с малой амплитудой сигналов, а также с обычной плотностью размещения нейронов. Как правило, размер нейронных клеток находится в пределах 30-50 мкм. Если регистрирующий электрод будет намного больше по размеру, то он будет усреднять возбуждение множества нейронов, и станет невозможным различить индивидуальные особенности возбуждения. Также из-за малых амплитуд сигнала в идеальном случае электрод должен располагаться очень близко к нейрону, что возможно только для электродов, имеющих тот же размер, что и сам нейрон. Эти амплитуды сигнала можно оценить следующим образом. Стандартные мембранные токи I во время распространения потенциала действия связаны с мембранной емкостью C клетки (10 пФ), и амплитудой потенциала действия U (0,1 В), и длительностью (0,1 мс) следующим образом: I=C·(dU/dt)=10-11·0,1/10-4A=10 нА. Результирующий внеклеточный потенциал можно оценить путем аппроксимации точечных источников, и он равен: U(r)=I/(4πrσ)=2,5 мкВ при расстоянии r=1 мм и потенциале 100 мкВ при обычном межнейронном расстоянии 40 мкм.
Во время хирургического вмешательства при DBS такая микроэлектродная регистрация может использоваться до имплантации постоянных стимулирующих электродов для идентификации электрофизиологических эталонных сигналов объектов стимуляции. Кроме того, было бы выгодно в области DBS иметь возможность долгосрочной (постоянной) регистрации нейронных сигналов, таких как потенциалы действия, поскольку это позволило бы изучать развитие нейронных сигналов на протяжении длительных периодов стимуляции и могло бы даже открыть возможности для стимуляции по типу "замкнутого контура", при которой результирующая стимуляция связана с зарегистрированными схемами возбуждения нейронов. Однако в этом случае существует проблема, заключающаяся в том, что с течением времени регистрирующие микроэлектроды, имеющиеся на имплантированных на длительный срок зондах, утрачивают свою способность улавливать нейронные сигналы. Поэтому существующие микроэлектродные зонды не подходят для долгосрочных применений при DBS, когда требуется функционирование в течение десятков лет. Причиной этого факта является то, что в результате ответной реакции ткани, расположенной около зонда, происходит инкапсуляция зонда с обволакиванием рубцовой тканью, которая имеет толщину приблизительно 100 мкм и которая характеризуется значительно сниженной плотностью нейронных клеток и увеличенной плотностью микроглии. Эта проблема особенно хорошо известна из области микроэлектродных корковых протезов, и она еще более значительна вокруг постоянно имплантированных зондов для DBS, которые имеют миллиметровый размер и которые приводят к сильному механическому смещению ткани. Последствием появления этой инкапсулирующей оболочки является то, что микроэлектроды теряют "физический" контакт с соседними нейронами и нервные сигналы (амплитуда падает ниже 10 мкВ) исчезают в шуме.
Предлагаемое в настоящей заявке решение состоит в том, чтобы изготовить микроэлектроды на микропроводных удлинениях, которые выходят из макроскопического зонда для DBS. Поскольку тканевой ответ управляется процессами на клеточном уровне, размеры элементов, меньшие или того же размера, что и элементы клеток, приводят к намного более умеренному клеточному ответу, то есть маленькие устройства или процессы приводят к значительно менее серьезной реактивности ткани. Сниженная реактивность ткани в месте расположения микроэлектрода улучшает электрический контакт и делает возможной длительную нейронную регистрацию при DBS или в любом другом нейростимулирующем устройстве.
Первый частный вариант осуществления описанного решения показан на фиг.4. Подобно зонду 100 на фиг.2, эта система 200 электродов содержит в себе цилиндрический корпус 202 зонда для DBS стандартного диаметра 2r=1 мм, имеющий четыре кольцевых макроскопических стимулирующих электрода 201 высотой h=1 мм, распределенных вдоль длины зонда с интервалом d=0,5 мм. В каждой из трех межэлектродных областей по окружности зонда равномерно распределены четыре микроструктурированных отростка 204. Отростки имеют стандартный диаметр приблизительно 80 мкм и длину приблизительно 120 мкм. В дистальной части этих отростков расположен регистрирующий микроэлектрод 203 (диаметром 20 мкм). Проводящие части регистрирующего микроэлектрода предпочтительно изготовлены из биологически совместимых металлов, таких как платина, иридий, платино-иридиевый сплав или вольфрам. Кроме того, на поверхность микроэлектрода, выступающую в ткань, может быть нанесено покрытие. Такие покрытия на основе, например, гидрогеля или (проводящего) полимера используются для улучшения тканево-электродного контакта. Хотя показано, что микроэлектроды 203 выступают прежде всего в радиальном направлении, альтернативно они могли бы также иметь, по меньшей мере частично, тангенциальное или даже возвратное направление.
На фиг.5 показан второй вариант осуществления системы 300 электродов согласно изобретению. В этой конструкции микроструктуры 304 несущие микроэлектроды 303 отходят от поверхности зонда 302 для DBS, беря свое начало от кольцевых промежутков между или рядом с кольцевыми стимулирующими электродами 301. Микроструктуры 304 несколько короче, и они сделаны более плотными по сравнению с отростками 204 на фиг.4. Помимо этого, их конструкция может быть похожей или идентичной.
Третий вариант осуществления системы 400 электродов показан на фиг.6. Эта система 400 электродов отличается от таковой на фиг.5 тем, что микроструктуры 404 несут микроэлектроды 403, отходящие от поверхности зонда 402 для DBS из областей внутри стимулирующих электродов 401, то есть они вложены в стимулирующие электроды.
Фиг.7 иллюстрирует последовательные этапы примерной процедуры изготовления зонда 500 для DBS с микроэлектродами 503 на микроудлинениях 504. Процедура начинается на этапе (a) получения листа 510 изоляционного материала, содержащего множество идущих параллельно вделанных электрических проводов. В изоляционном материале путем U-образного разреза высвобождена полоса, содержащая свободный конец проводов.
На следующем этапе (b) высвобожденные концы изоляционного материала отгибаются вверх от плоскости листа. На этапе (c) лист свертывают в трубочку и прикрепляют к цилиндрическому корпусу 502 зонда, состоящего, например, из полиимида. Это приводит к завершенной системе 500 электродов с микроудлинениями 504, выступающими радиально из корпуса зонда и несущими свободные микроэлектроды 503 на своих дистальных концах (этап d).
Подводя итоги, была предложена новая конструкция зонда для глубокой стимуляции головного мозга с улучшенным распределением электродов по оси зонда. Согласно одному аспекту этого предложения стимулирующие электроды характеризуются соотношением h/2r≤1 размеров, более предпочтительно h/2r≤0,5, и в некоторых случаях даже h/2r≤0,25, при этом соотношение размеров обычно ограничено снизу значением h/2r≥0,05 и более предпочтительно h/r≥0,10. Расстояние d между электродами - предпочтительно d/h≤1 и более предпочтительно d/h≤0,5. Новая конструкция зонда дает возможность лучше формировать и позиционировать объем нейронной активации вокруг зонда путем присоединения соответствующих групп электродов к выходу стимулятора. В другом аспекте изобретения была предложена конструкция зонда, содержащая микроэлектроды, выступающие из корпуса зонда, который несет стимулирующие электроды.
В конце следует указать, что в настоящей заявке термин "содержащий" не исключает других элементов или этапов, что единственное число не исключает множественного и что отдельный процессор или другой блок могут выполнять функции нескольких средств. Изобретение заключается в каждом новом отличительном признаке и каждом сочетании отличительных признаков. Кроме того, ссылочные номера в формуле не должны рассматриваться как ограничивающие ее объем.
Claims (10)
1. Система (100-500) электродов для глубокой стимуляции головного мозга, содержащая
a) вытянутый по оси корпус (102-502) зонда;
b) по меньшей мере, три стимулирующих электрода (101-501), которые распределены по оси корпуса (102-502) зонда, причем диаметр 2r стимулирующих электродов (101-501) равен или больше их протяженности по оси h: 2r≥h;
c) контроллер (11) для выборочного генерирования конфигураций электрических потенциалов, отличающихся друг от друга тем, что они смещены в осевом направлении относительно стимулирующих электродов, причем система электродов выполнена с возможностью постепенного смещения распределения стимулирующего поля вдоль зонда ступенчатым образом между последовательными группами электродов, и тем самым обеспечивает возможность плавной регулировки формы объема активации путем изменения числа активированных электродов.
a) вытянутый по оси корпус (102-502) зонда;
b) по меньшей мере, три стимулирующих электрода (101-501), которые распределены по оси корпуса (102-502) зонда, причем диаметр 2r стимулирующих электродов (101-501) равен или больше их протяженности по оси h: 2r≥h;
c) контроллер (11) для выборочного генерирования конфигураций электрических потенциалов, отличающихся друг от друга тем, что они смещены в осевом направлении относительно стимулирующих электродов, причем система электродов выполнена с возможностью постепенного смещения распределения стимулирующего поля вдоль зонда ступенчатым образом между последовательными группами электродов, и тем самым обеспечивает возможность плавной регулировки формы объема активации путем изменения числа активированных электродов.
2. Система по п.1, отличающаяся тем, что диаметр 2r стимулирующих электродов (101-501) равен или, по меньшей мере, вдвое больше, чем их протяженность по оси, 2r≥2h, предпочтительно равен или, по меньшей мере, в четыре раза больше их протяженности по оси, 2r≥4h.
3. Система по п.1, отличающаяся тем, что, по меньшей мере, два соседних стимулирующих электрода (101-501) имеют между собой расстояние d, которое равно или меньше, чем протяженность h по оси электродов, соответственно d≤h, предпочтительно d≤0,5·h.
4. Система по п.1, отличающаяся тем, что стимулирующие электроды (101-501) распределены по осевой области на длину Н, которая, по меньшей мере, равна диаметру 2r стимулирующих электродов (101-501) и/или которая равна или, по меньшей мере, в десять раз больше протяженности по оси h электродов: H≥10·h.
5. Система по п.1, отличающаяся тем, что контроллер (11) содержит генератор одиночных импульсов.
6. Система по п.1, отличающаяся тем, что она содержит, по меньшей мере, один микроэлектрод (203-503), выступающий из корпуса (202-502) зонда.
7. Система по п.6, отличающаяся тем, что микроэлектрод (203-503) окружен электроизоляцией (204-504) повсюду, кроме своего наконечника.
8. Система по п.6, отличающаяся тем, что микроэлектрод (203-503) берет начало между двумя стимулирующими электродами (201, 301) или внутри области стимулирующего электрода (401).
9. Система по п.6, отличающаяся тем, что она содержит регистрирующий блок (11) для улавливания электрических потенциалов с помощью микроэлектрода (203-503).
10. Способ изготовления системы (200-500) электродов для глубокой стимуляции головного мозга по п.6, содержащий
a) изготовление листа (510) изоляционного материала по меньшей мере с одним встроенным электрическим проводом, причем в изоляционном материале вырезана полоса, содержащая свободный конец провода;
b) обертывание листа (510) вокруг корпуса (502) зонда.
a) изготовление листа (510) изоляционного материала по меньшей мере с одним встроенным электрическим проводом, причем в изоляционном материале вырезана полоса, содержащая свободный конец провода;
b) обертывание листа (510) вокруг корпуса (502) зонда.
Applications Claiming Priority (3)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
EP07103401 | 2007-03-02 | ||
EP07103401.1 | 2007-03-02 | ||
PCT/IB2008/050672 WO2008107815A1 (en) | 2007-03-02 | 2008-02-25 | Electrode system for deep brain stimulation |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
RU2009136435A RU2009136435A (ru) | 2011-04-10 |
RU2467773C2 true RU2467773C2 (ru) | 2012-11-27 |
Family
ID=39469370
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
RU2009136435/14A RU2467773C2 (ru) | 2007-03-02 | 2008-02-25 | Система электродов для глубокой стимуляции головного мозга |
Country Status (6)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US20100100152A1 (ru) |
EP (2) | EP2131916A1 (ru) |
JP (1) | JP2010519949A (ru) |
CN (1) | CN101622029A (ru) |
RU (1) | RU2467773C2 (ru) |
WO (1) | WO2008107815A1 (ru) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
RU2621841C1 (ru) * | 2016-06-08 | 2017-06-07 | Федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего образования "Национальный исследовательский Нижегородский государственный университет им. Н.И. Лобачевского" | Способ стимуляции электровозбудимых нейрональных клеток |
WO2020176015A3 (ru) * | 2019-02-26 | 2020-10-22 | Общество с ограниченной ответственностью "Альматек" | Способ и устройство подачи электрических импульсов при транслингвальной нейростимуляции |
Families Citing this family (88)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US8321025B2 (en) | 2006-07-31 | 2012-11-27 | Cranial Medical Systems, Inc. | Lead and methods for brain monitoring and modulation |
US8043304B2 (en) | 2008-07-24 | 2011-10-25 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Cam lock burr hole plug for securing retainer/plug base |
US8425534B2 (en) | 2008-07-24 | 2013-04-23 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Cam lock burr hole plug for securing stimulation lead |
WO2010014686A1 (en) | 2008-07-30 | 2010-02-04 | Aleva Neurotherapeutics, S.A. | Apparatus and method for optimized stimulation of a neurological target |
EP2783727B1 (en) | 2008-11-12 | 2016-11-09 | Ecole Polytechnique Fédérale de Lausanne | Microfabricated neurostimulation device |
EP2419168B1 (en) | 2009-04-16 | 2019-02-20 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Deep brain stimulation current steering with split electrodes |
US8225504B2 (en) * | 2009-04-24 | 2012-07-24 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | Medical leads with segmented electrodes and methods of fabrication thereof |
US8250755B2 (en) * | 2009-04-24 | 2012-08-28 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | Process for fabricating a medical lead |
US8875391B2 (en) | 2009-07-07 | 2014-11-04 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Methods for making leads with radially-aligned segmented electrodes for electrical stimulation systems |
US8887387B2 (en) | 2009-07-07 | 2014-11-18 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Methods of manufacture of leads with a radially segmented electrode array |
WO2011028809A1 (en) * | 2009-09-01 | 2011-03-10 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | Medical leads with segmented electrodes and methods of fabrication thereof |
US8171621B2 (en) | 2009-09-30 | 2012-05-08 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | Methods of fabrication of a simulation lead |
US20110077699A1 (en) * | 2009-09-30 | 2011-03-31 | John Swanson | Medical leads with segmented electrodes and methods of fabrication thereof |
US9054436B2 (en) * | 2009-09-30 | 2015-06-09 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | Method of fabricating stimulation lead for applying electrical stimulation to tissue of a patient |
US8874232B2 (en) * | 2009-11-30 | 2014-10-28 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Electrode array having concentric split ring electrodes and methods of making the same |
WO2011067297A1 (en) | 2009-12-01 | 2011-06-09 | ECOLE POLYTECHNIQUE FéDéRALE DE LAUSANNE | Microfabricated neurostimulation device and methods of making and using the same |
EP2552536B1 (en) | 2010-04-01 | 2016-06-08 | Ecole Polytechnique Fédérale de Lausanne (EPFL) | Device for interacting with neurological tissue |
EP2389975B1 (de) | 2010-05-26 | 2012-08-22 | Marc Prof. Dr. Possover | Implantierbare Sammelelektrode sowie Neurostimulationssystem |
JP5793190B2 (ja) | 2010-06-18 | 2015-10-14 | ボストン サイエンティフィック ニューロモデュレイション コーポレイション | 脳刺激装置を製造する方法 |
US8583237B2 (en) | 2010-09-13 | 2013-11-12 | Cranial Medical Systems, Inc. | Devices and methods for tissue modulation and monitoring |
JP5808813B2 (ja) * | 2010-09-21 | 2015-11-10 | ボストン サイエンティフィック ニューロモデュレイション コーポレイション | 電気刺激リード及び刺激デバイスのためのリードを形成する方法 |
WO2012087416A1 (en) | 2010-12-23 | 2012-06-28 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Methods for making leads with segmented electrodes for electrical stimulation systems |
US8700179B2 (en) | 2011-02-02 | 2014-04-15 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Leads with spiral of helical segmented electrode arrays and methods of making and using the leads |
US20120203316A1 (en) | 2011-02-08 | 2012-08-09 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Leads with segmented electrodes for electrical stimulation of planar regions and methods of making and using |
WO2012109331A1 (en) | 2011-02-08 | 2012-08-16 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Leads with spirally arranged segmented electrodes and methods of making and using the leads |
TWI442905B (zh) * | 2011-09-30 | 2014-07-01 | Univ Nat Chiao Tung | 刺激目標範圍標定裝置 |
US20140074187A1 (en) * | 2012-04-23 | 2014-03-13 | Medtronic, Inc. | Electrode selection based on current source density analysis |
WO2013191612A1 (en) | 2012-06-21 | 2013-12-27 | Neuronano Ab | Medical microelectrode, method for its manufacture, and use thereof |
US8897891B2 (en) | 2012-08-03 | 2014-11-25 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Leads with electrode carrier for segmented electrodes and methods of making and using |
CA3183802A1 (en) | 2012-11-05 | 2014-05-08 | Autonomix Medical, Inc. | Systems, methods, and devices for monitoring and treatment of tissues within and/or through a lumen wall |
US8874233B2 (en) | 2013-03-05 | 2014-10-28 | The Charles Stark Draper Laboratory, Inc. | Distributed neuro-modulation system with auxiliary stimulation-recording control units |
USD750248S1 (en) * | 2013-04-08 | 2016-02-23 | Medtronic Bakken Research Center B.V. | Apparatus for stimulation of the nervous system |
JP2016519988A (ja) | 2013-05-31 | 2016-07-11 | ボストン サイエンティフィック ニューロモデュレイション コーポレイション | 非垂直脚を有する分割電極を収容するリード及び製造かつ使用する方法 |
US9149630B2 (en) | 2013-05-31 | 2015-10-06 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Segmented electrode leads formed from pre-electrodes with alignment features and methods of making and using the leads |
AU2014274414A1 (en) | 2013-05-31 | 2015-11-19 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Leads with segmented electrodes and methods of making the leads |
JP2016519984A (ja) | 2013-05-31 | 2016-07-11 | ボストン サイエンティフィック ニューロモデュレイション コーポレイション | 凹部又は孔を有するプレ電極から形成されたセグメント電極リード及びその製造方法 |
JP6072986B2 (ja) | 2013-07-12 | 2017-02-01 | ボストン サイエンティフィック ニューロモデュレイション コーポレイション | セグメント電極を備えたリード並びにリードの製造及び使用方法 |
US9566747B2 (en) | 2013-07-22 | 2017-02-14 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Method of making an electrical stimulation lead |
US9775988B2 (en) | 2013-12-02 | 2017-10-03 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Electrical stimulation leads with helically arranged electrodes and methods of making and using |
CN103860274B (zh) * | 2014-03-12 | 2016-03-02 | 成都泰盟软件有限公司 | 一种探头定位方法 |
CN110585588A (zh) | 2014-05-16 | 2019-12-20 | 阿莱瓦神经治疗股份有限公司 | 可植入式微电极装置 |
US11311718B2 (en) | 2014-05-16 | 2022-04-26 | Aleva Neurotherapeutics Sa | Device for interacting with neurological tissue and methods of making and using the same |
AU2015274314B2 (en) | 2014-06-13 | 2018-02-15 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Leads with electrode carriers for segmented electrodes and methods of making and using |
EP3180074B1 (en) * | 2014-08-11 | 2018-07-04 | Medtronic, Inc. | Mechanical feedthroughs for implantable medical device |
US9403011B2 (en) | 2014-08-27 | 2016-08-02 | Aleva Neurotherapeutics | Leadless neurostimulator |
US9474894B2 (en) | 2014-08-27 | 2016-10-25 | Aleva Neurotherapeutics | Deep brain stimulation lead |
US9770598B2 (en) | 2014-08-29 | 2017-09-26 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Systems and methods for making and using improved connector contacts for electrical stimulation systems |
US9561362B2 (en) | 2014-11-10 | 2017-02-07 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Systems and methods for making and using improved contact arrays for electrical stimulation systems |
US9604068B2 (en) | 2014-11-10 | 2017-03-28 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Systems and methods for making and using improved connector contacts for electrical stimulation systems |
WO2016126558A1 (en) | 2015-02-06 | 2016-08-11 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Systems with improved contact arrays for electrical stimulation systems |
WO2016164361A1 (en) | 2015-04-10 | 2016-10-13 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Systems and methods for making and using improved contact arrays for electrical stimulation systems |
WO2017011477A1 (en) | 2015-07-16 | 2017-01-19 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Systems and methods for making and using connector contact arrays for electrical stimulation systems |
US10232169B2 (en) | 2015-07-23 | 2019-03-19 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Burr hole plugs for electrical stimulation systems and methods of making and using |
US9956394B2 (en) | 2015-09-10 | 2018-05-01 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Connectors for electrical stimulation systems and methods of making and using |
US10413737B2 (en) | 2015-09-25 | 2019-09-17 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Systems and methods for providing therapy using electrical stimulation to disrupt neuronal activity |
US10342983B2 (en) | 2016-01-14 | 2019-07-09 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Systems and methods for making and using connector contact arrays for electrical stimulation systems |
EP3411111A1 (en) | 2016-02-02 | 2018-12-12 | Aleva Neurotherapeutics SA | Treatment of autoimmune diseases with deep brain stimulation |
CN105727440A (zh) * | 2016-04-07 | 2016-07-06 | 苏州景昱医疗器械有限公司 | 脑深部刺激电极、其制作方法及刺激系统 |
WO2017180482A1 (en) | 2016-04-11 | 2017-10-19 | Paradromics, Inc. | Neural-interface probe and methods of packaging the same |
US10201713B2 (en) | 2016-06-20 | 2019-02-12 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Threaded connector assembly and methods of making and using the same |
US10307602B2 (en) | 2016-07-08 | 2019-06-04 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Threaded connector assembly and methods of making and using the same |
US10543374B2 (en) | 2016-09-30 | 2020-01-28 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Connector assemblies with bending limiters for electrical stimulation systems and methods of making and using same |
AU2017373557B2 (en) * | 2016-12-05 | 2023-05-18 | Neuronano Ab | Microelectrode array comprising connecting microfibers |
US10576269B2 (en) | 2017-01-03 | 2020-03-03 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Force-decoupled and strain relieving lead and methods of making and using |
US10905871B2 (en) | 2017-01-27 | 2021-02-02 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Lead assemblies with arrangements to confirm alignment between terminals and contacts |
US10814136B2 (en) | 2017-02-28 | 2020-10-27 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Toolless connector for latching stimulation leads and methods of making and using |
WO2018183967A1 (en) | 2017-03-30 | 2018-10-04 | Paradromics, Inc. | Patterned microwire bundles and methods of producing the same |
US10603499B2 (en) | 2017-04-07 | 2020-03-31 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Tapered implantable lead and connector interface and methods of making and using |
CN107198522B (zh) * | 2017-07-18 | 2024-05-03 | 中国人民解放军总医院第一附属医院 | 一种用于记录脑深部信号的复合型电极 |
EP3658228A1 (en) | 2017-07-25 | 2020-06-03 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Systems and methods for making and using an enhanced connector of an electrical stimulation system |
CN111629778A (zh) | 2017-09-15 | 2020-09-04 | 波士顿科学神经调制公司 | 手术室线缆组件的偏置引线连接器及其制造和使用方法 |
WO2019055837A1 (en) | 2017-09-15 | 2019-03-21 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | ACTIONABLE WIRE CONNECTOR FOR OPERATING ROOM CABLE ASSEMBLY AND METHODS OF MANUFACTURE AND USE |
US11139603B2 (en) | 2017-10-03 | 2021-10-05 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Connectors with spring contacts for electrical stimulation systems and methods of making and using same |
JP2021502215A (ja) | 2017-11-13 | 2021-01-28 | ボストン サイエンティフィック ニューロモデュレイション コーポレイション | 電気刺激システムのための扁平制御モジュールを製造かつ使用するためのシステム及び方法 |
US11103712B2 (en) | 2018-01-16 | 2021-08-31 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Connector assemblies with novel spacers for electrical stimulation systems and methods of making and using same |
US11497914B2 (en) | 2018-01-16 | 2022-11-15 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Systems and methods for making and using an electrical stimulation system with a case-neutral battery |
US10702692B2 (en) | 2018-03-02 | 2020-07-07 | Aleva Neurotherapeutics | Neurostimulation device |
WO2019173281A1 (en) | 2018-03-09 | 2019-09-12 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Burr hole plugs for electrical stimulation systems |
EP3765142B1 (en) | 2018-03-16 | 2022-05-04 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Kit for securing burr hole plugs for stimulation systems |
US11172959B2 (en) | 2018-05-02 | 2021-11-16 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Long, flexible sheath and lead blank and systems and methods of making and using |
US11052259B2 (en) | 2018-05-11 | 2021-07-06 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Connector assembly for an electrical stimulation system and methods of making and using |
KR20210127912A (ko) | 2018-09-14 | 2021-10-25 | 뉴럴링크 코포레이션 | 카트리지를 사용한 장치 이식 |
JP2022500216A (ja) * | 2018-09-14 | 2022-01-04 | ニューラリンク コーポレーションNeuralink Corp. | コンピュータ視覚技術 |
US11167128B2 (en) | 2018-11-16 | 2021-11-09 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Directional electrical stimulation leads, systems and methods for spinal cord stimulation |
US11357992B2 (en) | 2019-05-03 | 2022-06-14 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Connector assembly for an electrical stimulation system and methods of making and using |
CN110327544B (zh) * | 2019-06-20 | 2020-10-02 | 上海交通大学 | 一种植入式高密度电极点柔性探针电极及制备方法 |
CN110200595B (zh) * | 2019-06-25 | 2021-11-05 | 中国科学院深圳先进技术研究院 | 一种步进式检测装置及系统 |
CN113100774B (zh) * | 2021-04-08 | 2022-12-27 | 诺尔医疗(深圳)有限公司 | 集成了宏微电极的颅内电极 |
Citations (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5843148A (en) * | 1996-09-27 | 1998-12-01 | Medtronic, Inc. | High resolution brain stimulation lead and method of use |
US6343226B1 (en) * | 1999-06-25 | 2002-01-29 | Neurokinetic Aps | Multifunction electrode for neural tissue stimulation |
WO2002068042A1 (en) * | 2001-02-28 | 2002-09-06 | Gill Steven Streatfield | Brain electrode |
US6473653B1 (en) * | 1996-04-04 | 2002-10-29 | Medtronic, Inc. | Selective activation of electrodes within an inplantable lead |
US20050004627A1 (en) * | 2001-10-26 | 2005-01-06 | Peter Gibson | Auditory midbrain implant |
WO2005004978A1 (en) * | 2003-07-09 | 2005-01-20 | Cochlear Limited | Conductive elements |
RU2260452C1 (ru) * | 2004-05-26 | 2005-09-20 | Зао "Вниимп-Вита" | Малогабаритный имплантируемый эпидуральный электрод со стилетом и способ его изготовления |
WO2006124697A1 (en) * | 2005-05-16 | 2006-11-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Electronically switching electrode configuration |
Family Cites Families (21)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US589416A (en) | 1897-09-07 | James collinge | ||
US6129685A (en) * | 1994-02-09 | 2000-10-10 | The University Of Iowa Research Foundation | Stereotactic hypothalamic obesity probe |
US5713922A (en) * | 1996-04-25 | 1998-02-03 | Medtronic, Inc. | Techniques for adjusting the locus of excitation of neural tissue in the spinal cord or brain |
US6505078B1 (en) * | 1996-04-04 | 2003-01-07 | Medtronic, Inc. | Technique for adjusting the locus of excitation of electrically excitable tissue |
US5895416A (en) * | 1997-03-12 | 1999-04-20 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for controlling and steering an electric field |
US20010027336A1 (en) * | 1998-01-20 | 2001-10-04 | Medtronic, Inc. | Combined micro-macro brain stimulation system |
US6253109B1 (en) * | 1998-11-05 | 2001-06-26 | Medtronic Inc. | System for optimized brain stimulation |
US6909917B2 (en) * | 1999-01-07 | 2005-06-21 | Advanced Bionics Corporation | Implantable generator having current steering means |
US6353762B1 (en) * | 1999-04-30 | 2002-03-05 | Medtronic, Inc. | Techniques for selective activation of neurons in the brain, spinal cord parenchyma or peripheral nerve |
US6301492B1 (en) * | 2000-01-20 | 2001-10-09 | Electrocore Technologies, Llc | Device for performing microelectrode recordings through the central channel of a deep-brain stimulation electrode |
US6757970B1 (en) * | 2000-11-07 | 2004-07-06 | Advanced Bionics Corporation | Method of making multi-contact electrode array |
WO2002045795A2 (en) * | 2000-12-07 | 2002-06-13 | Medtronic, Inc. | Directional brain stimulation and recording leads |
US7299096B2 (en) * | 2001-03-08 | 2007-11-20 | Northstar Neuroscience, Inc. | System and method for treating Parkinson's Disease and other movement disorders |
IL145700A0 (en) * | 2001-09-30 | 2002-06-30 | Younis Imad | Electrode system for neural applications |
US7047084B2 (en) * | 2002-11-20 | 2006-05-16 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | Apparatus for directionally stimulating nerve tissue |
US7729780B2 (en) * | 2004-10-21 | 2010-06-01 | Vardiman Arnold B | Various apparatus and methods for deep brain stimulating electrodes |
US7519431B2 (en) * | 2005-04-11 | 2009-04-14 | Medtronic, Inc. | Shifting between electrode combinations in electrical stimulation device |
WO2006110206A1 (en) * | 2005-04-11 | 2006-10-19 | Medtronic, Inc. | Shifting between electrode combinations in electrical stimulation device |
US7848802B2 (en) * | 2006-02-24 | 2010-12-07 | Medtronic, Inc. | Programming interface with a concentric axial view of a stimulation lead with complex electrode array geometry |
US8335551B2 (en) * | 2008-09-29 | 2012-12-18 | Chong Il Lee | Method and means for connecting a large number of electrodes to a measuring device |
CN102711903A (zh) * | 2009-12-23 | 2012-10-03 | 沙皮恩斯脑部刺激控制有限公司 | 高分辨率电刺激引线 |
-
2008
- 2008-02-25 US US12/528,848 patent/US20100100152A1/en not_active Abandoned
- 2008-02-25 EP EP08719463A patent/EP2131916A1/en not_active Withdrawn
- 2008-02-25 WO PCT/IB2008/050672 patent/WO2008107815A1/en active Application Filing
- 2008-02-25 RU RU2009136435/14A patent/RU2467773C2/ru not_active IP Right Cessation
- 2008-02-25 EP EP12170063A patent/EP2495011A1/en not_active Withdrawn
- 2008-02-25 CN CN200880006957A patent/CN101622029A/zh active Pending
- 2008-02-25 JP JP2009551295A patent/JP2010519949A/ja active Pending
Patent Citations (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6473653B1 (en) * | 1996-04-04 | 2002-10-29 | Medtronic, Inc. | Selective activation of electrodes within an inplantable lead |
US5843148A (en) * | 1996-09-27 | 1998-12-01 | Medtronic, Inc. | High resolution brain stimulation lead and method of use |
US6343226B1 (en) * | 1999-06-25 | 2002-01-29 | Neurokinetic Aps | Multifunction electrode for neural tissue stimulation |
WO2002068042A1 (en) * | 2001-02-28 | 2002-09-06 | Gill Steven Streatfield | Brain electrode |
US20050004627A1 (en) * | 2001-10-26 | 2005-01-06 | Peter Gibson | Auditory midbrain implant |
WO2005004978A1 (en) * | 2003-07-09 | 2005-01-20 | Cochlear Limited | Conductive elements |
RU2260452C1 (ru) * | 2004-05-26 | 2005-09-20 | Зао "Вниимп-Вита" | Малогабаритный имплантируемый эпидуральный электрод со стилетом и способ его изготовления |
WO2006124697A1 (en) * | 2005-05-16 | 2006-11-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Electronically switching electrode configuration |
Non-Patent Citations (1)
Title |
---|
PRIORI A. et al. Low-frequency subthalamic oscillations increase after deep brain stimulation in Parkinson's disease. Brain Research Bulletin, 71 (1-3), pp.149-154, 2006. * |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
RU2621841C1 (ru) * | 2016-06-08 | 2017-06-07 | Федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего образования "Национальный исследовательский Нижегородский государственный университет им. Н.И. Лобачевского" | Способ стимуляции электровозбудимых нейрональных клеток |
WO2020176015A3 (ru) * | 2019-02-26 | 2020-10-22 | Общество с ограниченной ответственностью "Альматек" | Способ и устройство подачи электрических импульсов при транслингвальной нейростимуляции |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
US20100100152A1 (en) | 2010-04-22 |
EP2131916A1 (en) | 2009-12-16 |
WO2008107815A1 (en) | 2008-09-12 |
CN101622029A (zh) | 2010-01-06 |
EP2495011A1 (en) | 2012-09-05 |
JP2010519949A (ja) | 2010-06-10 |
RU2009136435A (ru) | 2011-04-10 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
RU2467773C2 (ru) | Система электродов для глубокой стимуляции головного мозга | |
US9604055B2 (en) | Microfabricated surface neurostimulation device and methods of making and using the same | |
US9162049B2 (en) | Devices and methods for tissue modulation and monitoring | |
US20180289950A1 (en) | Lead and methods for brain monitoring and modulation | |
WO2008107822A1 (en) | Electrode system for deep brain stimulation | |
Yu et al. | A parylene self-locking cuff electrode for peripheral nerve stimulation and recording | |
BR112018008121B1 (pt) | Dispositivo médico para uso no interior de um corpo tubular tendo um lúmen e sistema para o controle de um equipamento acoplado a um animal ou humano | |
US20130303873A1 (en) | PDMS-Based Stretchable Multi-Electrode and Chemotrode Array for Epidural and Subdural Neuronal Recording, Electrical Stimulation and Drug Delivery | |
US20090143848A1 (en) | Cochlear Stimulation Device | |
US20120277544A1 (en) | Biodegradable insertion guide for the insertion of a medical device | |
Xu et al. | Design, fabrication, and evaluation of a parylene thin-film electrode array for cochlear implants | |
Stieglitz et al. | Microtechnical interfaces to neurons | |
US11497913B1 (en) | Micro-fabricated electrode arrays with flexible substrate for highly charge-efficient and selective stimulation of nerve tissue | |
CN113797441A (zh) | 一种基于mems技术的脑深部刺激电极 | |
Musa et al. | Planar 2D-array neural probe for deep brain stimulation and recording (DBSR) | |
Lee | Advanced MEMS-Based Scalable Minimally-Invasive 1024 Channel Microneedle and Subdural Brain and Spinal Cord Implants | |
Koch | Neural prostheses and biomedical microsystems in neurological rehabilitation | |
Karemaker et al. | Implantable stimulating electrode for baroreceptor afferent nerves in rabbits | |
Rousseau et al. | Microfabrication of new microelectrode arrays equipped with a ground surface configuration for focal neural microstimulation |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20160226 |