TWI696448B - 植入式電極裝置及其製造方法 - Google Patents

植入式電極裝置及其製造方法 Download PDF

Info

Publication number
TWI696448B
TWI696448B TW104134346A TW104134346A TWI696448B TW I696448 B TWI696448 B TW I696448B TW 104134346 A TW104134346 A TW 104134346A TW 104134346 A TW104134346 A TW 104134346A TW I696448 B TWI696448 B TW I696448B
Authority
TW
Taiwan
Prior art keywords
electrode
electrode device
carrier
contact surface
implantable
Prior art date
Application number
TW104134346A
Other languages
English (en)
Other versions
TW201632144A (zh
Inventor
卡崔娜 溫道米托拉傑
Original Assignee
芬蘭商腦部關懷公司
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 芬蘭商腦部關懷公司 filed Critical 芬蘭商腦部關懷公司
Publication of TW201632144A publication Critical patent/TW201632144A/zh
Application granted granted Critical
Publication of TWI696448B publication Critical patent/TWI696448B/zh

Links

Images

Classifications

    • 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
    • A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
    • A61B5/279—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses
    • A61B5/291—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses for electroencephalography [EEG]
    • A61B5/293—Invasive
    • 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
    • A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
    • A61B5/279—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses
    • A61B5/291—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses for electroencephalography [EEG]
    • 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
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
    • A61B2562/0209—Special features of electrodes classified in A61B5/24, A61B5/25, A61B5/283, A61B5/291, A61B5/296, A61B5/053
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
    • A61B2562/028—Microscale sensors, e.g. electromechanical sensors [MEMS]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/12—Manufacturing methods specially adapted for producing sensors for in-vivo measurements
    • A61B2562/125—Manufacturing methods specially adapted for producing sensors for in-vivo measurements characterised by the manufacture of electrodes
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01L—SEMICONDUCTOR DEVICES NOT COVERED BY CLASS H10
    • H01L2924/00—Indexing scheme for arrangements or methods for connecting or disconnecting semiconductor or solid-state bodies as covered by H01L24/00
    • H01L2924/0001—Technical content checked by a classifier
    • H01L2924/0002—Not covered by any one of groups H01L24/00, H01L24/00 and H01L2224/00

Abstract

本發明關於一種植入式電極裝置，包含：載體，由聚合物材料所製成，其中該載體為撓性及電隔離、至少一個測量電極，由位於該載體上的導電墊所形成，其中該導電墊具有接觸表面、至少一個導電走線及至少一個導電終端，其中該走線電連接該測量電極與該終端。此類型的植入式電極裝置不適合長時間保持植入。為了提供一種可留在患者的身體中的植入式電極裝置，本發明建議進一步發展該植入式電極，使得該植入式電極裝置進一步包含：阻障層，藉由覆蓋其所有表面來圍繞該載體，其中該導電墊的該接觸表面被暴露至外部環境，及其中該電極裝置在該測量電極所座落之側上的表面具有介於該測量電極的該接觸表面與排除該測量電極的該電極裝置之該表面的中心線之最大谷深度或最大尖峰高度為等於或小於60微米或者其中該電極裝置在該測量電極所座落之側上的表面具有介於該測量電極的該接觸表面與排除該測量電極的該電極裝 置之該表面的中心線之最大谷深度或最大尖峰高度為大於60微米且其中該接觸表面的最大線性延伸為等於或小於100微米。

Description

植入式電極裝置及其製造方法
本發明關於一種植入式電極裝置，包含：載體，由聚合物材料所製成，其中該載體為撓性及電隔離；至少一個測量電極，由位於該載體上的導電墊所形成，其中該導電墊具有接觸表面；至少一個導電走線；及至少一個導電終端，其中該走線電連接該測量電極與該終端。
本發明進一步關於一種製造此種植入式電極裝置的方法。
此外，本發明關於一種植入此種植入式電極裝置的方法。
像是癲癇的神經系統疾病影響全世界數百萬人。花在預防、早期診斷及治療尤其是腦部疾病的神經系統疾病上的費用促成總保健費用的巨大金額。
有關於在預防、早期診斷及治療諸如癲癇的腦部疾病之領域中的研究和創新的主要技術障礙是基於事實上可靠、長期、及連續的監測仍仰賴由患者所記錄的手 記發作日誌。這些日誌易於因為各種原因而不完整。
因此，想要讓患者在腦電圖(EEG)裝置的長期和連續監測之下。有可能將電極裝備於患者的外部表面上，即他的頭部的皮膚且在長期基礎上於可攜式資料紀錄器中收集資料。然而，此結果是就美感方面及穿著舒適性而言嚴重局限該患者的生活品質。
因此本發明之目的為提供一種可植入至患者的身體的電極裝置，尤其在患者他的頭部的皮膚之下，其可保持植入經過長時間以便提供該患者的腦部活動的可靠、長期及連續監測。
以上目的之至少一者藉由一種植入式電極加以解決，包含：由聚合物材料所製成之載體，其中該載體為撓性及電隔離；至少一個測量電極，由位於該載體上的導電墊所形成，其中該導電墊具有接觸表面；至少一個導電走線；及至少一個導電終端，其中該走線電連接該測量電極與該終端，其中該植入式電極裝置進一步包含阻障層，藉由覆蓋其所有表面來圍繞該載體，其中該導電墊的該接觸表面被暴露至外部環境，及其中該電極裝置在該測量電極所座落之側上的表面具有介於該測量電極的該接觸表面與排除該測量電極的該電極裝置之該表面的中心線之最大谷深度或最大尖峰高度為等於或小於60微米，或其中該電極裝置在該測量電極所座落之側上的表面具有介於 該測量電極的該接觸表面與排除該測量電極的該電極裝置之該表面的中心線之最大谷深度或最大尖峰高度為大於60微米且其中該接觸表面的最大線性延伸為等於或小於100微米。
為了是植入式，電極裝置必須具有一種是撓性以接受患者身體的一部份(例如，頭蓋骨)的形狀之載體。此外由導電材料所形成的實際測量電極必須由該載體材料所支持，需要該載體也是電隔離，尤其在其中複數個測量電極位於單一載體上的情況中。
在同時，將該測量電極的導電材料機械性穩定地安裝於該載體上必須被提供，即使在其中該載體於植入或將它從患者的身體取回時被彎曲的條件之下。
最後但同樣重要的是，電極裝置為了是植入式必須滿足有關於患者安全的某些要求。這些要求的一者在於該裝置必須是安全不易在該患者的身體中破碎，以便保證沒有部件或物質在取回該裝置時留在該身體中。此外，所使用的所有材料必須為生物安全，例如，無毒性。
使用作為長期植入物的電極裝置必須是長時間穩定且即使在已經植入經過長時間以後是可收回而該電極裝置在將它拉出該患者的身體時沒有碎裂成部件。
可被使用於設計植入式電極裝置時的實施例中的典型載體材料為例如矽基的有機聚合物，較佳為聚二甲基矽氧烷(PDMS)。用於該載體的替代材料為例如聚醯亞胺。這些材料具有充分撓性且為電隔離。
然而，可用於該載體的材料之缺點在於它們通常具有它們的表面與其上所施加之其他材料間的相當低的結合力。一旦該載體的表面以水或任何其他液體加以潤濕，這些結合力被進一步降低。這是將會停留在患者的身體於含液體環境中經過長時間的植入式電極裝置的特有問題。
因此依據本發明，該植入式電極裝置包含阻障層，圍繞該載體的所有表面，避免任何液體沿著該載體的表面與結合至該載體的該表面的任何其他材料間的介面進入。
因此該阻障層形成一種用於包含該載體及該導電材料的結構的密封，其中僅該測量電極的該接觸表面及一旦適用的該終端的接觸表面被暴露至外部環境。
密封該載體的該阻障層的重要性質在於該阻障層為電隔離及液體不可滲透。
結合至該載體的該表面的材料在實施例中為形成該測量電極、該導電走線及該導電終端的該導電材料。
然而，在實施例中結合至該載體的該表面上的材料也可為該阻障層本身。替代地，在實施例中結合於該載體的該表面上的材料可為任何中間層。
在本發明的實施例中，形成該測量電極及/或該導電走線及/或該導電終端的該導電材料由金屬所提供。在實施例中，為了形成該導電材料所使用的金屬為由 下列所組成的群組的一者：鉑、金、鉻、鈦、銥、鎢、鉑/銥合金、及不鏽鋼或其組合。替代地，諸如碳奈米管(CNT)的其他導電材料可被使用。
在實施例中，該測量電極的該接觸表面具有四邊形形狀、多邊形形狀、圓形形狀或橢圓形形狀。
在本發明的實施例中，形成該導電墊及/或該導電走線及/或該導電終端的該導電材料具有在100奈米至250奈米的範圍中的厚度，且較佳具有200奈米的厚度。
儘管在此說明中實施例已經針對一個測量電極、一個終端、及連接該測量電極與該終端的一個走線之詳細設計加以描述，有其中複數個測量電極、走線及終端被提供在該電極裝置的較佳實施例。
在本發明的實施例中，該阻障層的表面形成該電極裝置的外表面，在該電極裝置在該測量電極所座落之側上。由於該植入式電極裝置的要求在於該測量電極的該接觸表面被暴露至外部環境，該接觸表面未被該阻障層覆蓋。在另外的實施例中該終端的接觸表面未被該阻障層覆蓋，但被暴露至外部環境以便電接觸該終端。
在依據本發明的植入式電極的實施例中，該阻障層由聚對二甲苯所製成。聚對二甲苯為使用作為水分及介電阻障層的各種化學汽相沈積的聚對二甲苯聚合物的商品名。聚一氯對二甲苯為聚對二甲苯的一個實例。在本發明的實施例中，鹵化烴被使用作為聚對二甲苯。
聚對二甲苯具有低摩擦、為撓性且具有無針孔表面，因此容易移除塗佈有聚對二甲苯的電極裝置。該聚對二甲苯的表面性質降低密封生長。聚對二甲苯還很堅固在於，它可承受高張力以便承受該電極裝置從病患的身體收回時的移除程序。
聚對二甲苯具有另外的優點，因為它是對大多數液體的阻障層且為電絕緣。此外，聚對二甲苯被視為生物相容性。
聚對二甲苯的另一特性在於它提供用於該導電材料的黏著性促進層，尤其用於例如鉑的金屬化層，而在同時具有介於金屬(尤其是鉑)與使用於該載體的聚合物材料(尤其是PDMS)的熱膨脹係數。
在本發明的實施例中，該阻障層覆蓋該載體的前側、後側及側表面，使得它形成包圍且密封該載體的緊密包封。該阻障層覆蓋該載體的該表面的表達方式不必然意指該阻障層處於與該載體的該表面直接接觸，但中間層或底塗層(undercoating)可被配置於該載體與該阻障層之間。
在本發明的實施例中，形成該終端及/或該走線及/或該測量電極的該導電墊的該導電材料被形成於施加至該載體的塗層上。
在特定實施例中，此塗層由形成該阻障層的相同材料所提供。
因此在特定實施例中，該塗層被施加於載體 的該表面上，其中該導電墊及/或該走線及/或終端的該導電材料被形成於該塗層上且該阻障層圍繞該載體，該塗層以及該導電材料僅留下被暴露至外部環境的該接觸表面。
在特定實施例中，額外底塗層被提供於該載體的該表面與該塗層之間及/或該塗層與該阻障層之間。
在特定實施例中，該底塗層由矽烷所製成。此尤其適用於其中該阻障層及/或該塗層由聚對二甲苯所形成的實施例。
依據本發明的植入式電極的主要問題在於，它可藉由在其一個端拉動該電極裝置通過患者皮膚中的微小切口將它拉出而從該患者的身體收回。這將只在下列條件下是有可能的，其中最佳是它們兩者被同時滿足：
該植入式電極裝置的完整性必須即使在被植入長時間以後不受它的環境影響。此藉由圍繞該載體的該阻障層充分保證。此外，該電極裝置必須具有容許將該裝置拉出該患者的身體的機械穩定性。
後者要求可藉由二個替代方式加以滿足，即在一方面藉由降低密封生長以及在另一方面藉由使該電極裝置較剛硬。儘管在本發明的實施例中兩個方面皆可依據所有實施例加以同時解決，該電極裝置在該測量電極所座落之側上的該表面被設計成使得密封生長被降低。
為了這樣做，該電極裝置在該測量電極所座落之側上的該表面具有介於該測量電極的該接觸表面與該電極裝置排除該測量電極的該表面的中心線之最大谷深度 或最大尖峰高度為等於或小於60微米。
令人意外地，已經被表明的是，介於該接觸表面與該電極排除該測量電極的該表面的該中心線之最大谷深度或最大尖峰高度愈小，則發生較少的密封生長。此外，介於該測量電極的該接觸表面與該電極裝置排除該測量電極的該表面的該中心線之最大谷深度或最大尖峰高度愈小，則在密封生長發生以後將該植入式電極保持在正確位置的力愈小。由密封生長所施加的這些力抵消在將該電極裝置從該患者拉出時施加於該植入式電極裝置上的任何力。
替代地，該電極裝置在該測量電極所座落之側上的該表面可被設計成使得它具有介於該測量電極的該接觸表面與該電極裝置排除該測量電極的該表面的中心線之最大谷深度或最大尖峰高度為大於60微米且其中同時該接觸表面的最大線性延伸為等於或小於100微米。
已經被發現的是，該接觸表面的該最大線性延伸愈小，則在密封生長發生以後將該電極裝置保持在正確位置的力愈小。該接觸表面的該最大線性延伸在該接觸表面為圓形形狀時為它的直徑或者在該接觸表面為四邊形時它是其最長側的長度。在其中該電極具有橢圓形形狀的實施例中，該最大線性延伸為該橢圓的長軸(也表示為橫徑)。
在特定實施例中，其中介於該測量電極的該接觸表面與該電極裝置排除該測量電極的該表面的中心線 之最大谷深度或最大尖峰高度為大於60微米，該接觸表面的該最大線性延伸為等於或小於90微米，較佳小於80微米且最佳等於或小於70微米。
依據本申請書，該電極裝置的該表面的該中心線為直線，按照它的數學定義其相交於該電極裝置的該表面的實際輪廓，使得該中心線與該實際輪廓的所有偏差之總和被降到最低。顯然的是，該中心線藉由該電極裝置排除一個或複數個測量電極的該表面加以界定。
在本發明的特定實施例中，該電極裝置在該測量電極所座落之側上的該表面具有介於該測量電極的該接觸表面與該電極裝置排除該測量電極的該表面的中心線之最大谷深度或最大尖峰高度為等於或小於50微米，較佳等於或小於30微米。
在本發明的另一實施例中，該電極裝置在該測量電極所座落之側上的該表面具有介於該測量電極的該接觸表面與該電極裝置排除該測量電極的該表面的中心線之最大谷深度或最大尖峰高度為等於或大於5微米，較佳等於或大於10微米，且最佳等於或大於12微米。
在本發明的實施例中，該電極裝置具有條狀形狀，容易插入或從該患者的身體移除。在特定實施例中，具有實質四邊形佔用面積的電極裝置的長邊為直線以便增強從患者的身體收回該電極裝置的可能性。
在本發明的實施例中，該電極裝置具有長形，具有在從4cm至25cm的範圍中的長度，較佳在從 10cm至20cm的範圍中。以此方式電極可被提供，其覆蓋患者的頭蓋骨的整個半球。
為了避免該電極裝置在將它從患者的身體收回時破裂，該載具及該阻障層在實施例中具有承受從該患者的身體完整地移除的極限拉伸強度，使得實際值取決於該裝置上存在的電極的大小及眾多程度。
此外，為了提供該電極裝置對抗破裂的所需強度，該電極裝置具有在從200微米至2,500微米的範圍中的厚度，較佳在從800微米至1,500微米的範圍中。
該電極裝置的此總厚度藉由該載體的厚度、該導電材料的厚度以及該阻障層與一旦適用的任何中間層(像是該塗層)的厚度加以促成。
在特定實施例中，該載體具有在從800微米至1,200微米的範圍中的厚度，尤其是1,000微米的厚度。
在另外的實施例中，該阻障層具有在從5微米至20微米的範圍中的厚度，較佳在從8微米至15微米的範圍中且最佳具有約10微米的厚度。
在本發明的另一實施例中，該載體與該導電材料之間所施加的該塗層具有在從5微米至10微米的範圍中的厚度，較佳具有約7微米的厚度。
較佳是金屬的該導電材料在本發明的實施例中具有在從80奈米至250奈米的範圍中的厚度，且較佳具有200奈米的厚度。
在選擇依據本發明實施例之植入式電極的不同層或組件的厚度時，這些厚度並非彼此獨立地加以選擇。
設計植入式電極裝置的主要邊界條件的一個在於該電極裝置必須為撓性，即可被彎曲以具有彎曲的形狀來符合該患者的身體。同時地，該導電材料(尤其是金屬化層)對底層材料(尤其是對該載體或者對施加至該載體的該塗層)的結合必須穩定。在實施例中，此可在該導電材料處於在平面中與該底層材料接觸時被達成，其中在該電極裝置的機械彎曲下的應力及應變彼此抵消。此平面為所謂的機械中性平面(也稱為中性層或中性表面)，其中施加於該導電材料的一側上的所有應力由施加於該導電材料的另一側上的應變加以補償。
該導電材料之下的材料的厚度d below 以及該導電材料之上的材料的厚度d above 必須滿足下列的簡化關係：Y below d below =Y above d above
其中Y below 為該導電材料之下的材料的楊氏模數且Y above 為該導電材料之上的材料的楊氏模數。
此簡化等式假設施加於該金屬化層上方的所有材料為單一類型的材料，如同該導電材料被施加於其上的材料。一旦該載體相較於該塗層很厚或者沒有塗層被施加並且該阻障層在該載體相對於該金屬化層的表面上的厚度相較於該載體的厚度也很薄時，此尤其適用。
以上關係進一步假設該導電材料夠薄，使得 它的剛性或楊氏模數不會對在視為整體結構時該植入式電極裝置的機械性質有顯著貢獻。
在本發明另外的實施例中，該植入式電極裝置進一步包含電耦合至該終端的介面設備。此種介面設備在實施例中包含無線通訊手段，容許將該測量電極所獲取的測量資料無線通訊至位於該患者的身體外部的資料處理器。尤其在實施例中，該介面設備如同該植入式電極裝置的其餘部份是植入式的。
以上目的之至少一者也藉由資料處理器與如之前已經描述之植入式電極裝置的組合加以解決，其中該資料處理器包含在使用時與該植入式電極裝置的該介面設備通訊的介面設備。
此資料處理器可為EEG裝置的處理單元，其可處理、評估及/或顯示由該植入式電極裝置所收集的資料。
以上目的之至少一者也藉由一種製造植入式電極裝置的方法加以解決，包含下列步驟：提供基板；施加液體聚合物材料至該基板上，約束該液體聚合物材料以界定所需高度；固化該液體聚合物材料以形成固體、撓性及電隔離的聚合物材料而提供載體；沈積導電材料於該載體上；建造該導電材料以便界定由具有接觸表面的導電墊所形成的至少一個測量電極、至少一個導電走線、及至少一個導電終端，其中該走線電連接該測量電極與該終端；移除該基板；塗佈阻障層至包含該載體及該導電材料的結 構上，使得該阻障層藉由覆蓋其所有表面來圍繞該結構，其中該電極裝置在該測量電極所座落之側上的表面具有介於該測量電極的該接觸表面與該電極裝置排除該測量電極的該表面的中心線之最大谷深度或最大尖峰高度為等於或小於60微米或者其中該電極裝置在該測量電極所座落之側上的表面具有介於該測量電極的該接觸表面與該電極裝置排除該測量電極的該表面的中心線之最大谷深度或最大尖峰高度為大於60微米且其中該接觸表面的最大線性延伸為等於或小於100微米；及打開該測量電極的該接觸表面之上的阻障層，使得該接觸表面被暴露至外部環境。
顯然的是此方法被使用以便處理或製造一種如在各種以上實施例中已經描述的電極裝置。
就以上已經描述之植入式電極裝置的態樣中，它們也適用於製造如此處被描述的植入式電極裝置且反之亦然。
被使用以便提供表面用於該植入式電極裝置的處理的基板為一種用於該製造程序的工具，但不是完成及結束的電極裝置的一部份。因此，該基板在處理的最後步驟被實行以前例如藉由蝕刻或研磨(lapping)加以移除。
在本發明的實施例中，該基板包含下列材料的一者：例如PMMA的塑膠材料、玻璃、例如矽的半導體材料、或其任意組合。
在該實施例中，該液體聚合物材料被倒至該 基板上，則間隔物被放置於該基板上以便界定該載體的高度。接著第二基板被降低至該間隔物上使得該液體聚合物材料呈現由該間隔物所界定的厚度。在固化以後，作為載體的固態聚合物材料被形成於該基板上。
在實施例中，底塗層被提供於該載體的上方以便提供導電層或者該阻障層或者另一塗層對該載體的更好黏著性。
在其中該載體由PDMS所製成且該阻障層由聚對二甲苯所製成的特定實施例中，所處理的底塗層為矽烷。
為了在實施例中形成矽烷的底塗層，包含該載體及該導電材料的該結構首先被清洗且接著放置於矽烷溶液中經過預定時間。在從該矽烷溶液移除該結構以後，該結構被風乾且接著再次沖洗或清洗。
在其中該阻障層由聚對二甲苯所製成的實施例中，該阻障層由化學汽相沈積加以施加。
在其中該導電材料由金屬所製成的實施例中，該金屬被濺鍍或蒸鍍至該載體上或至該載體上所提供的塗層上。
該導電材料的建造可例如藉由雷射濺鍍(laser ablation)加以達成。然而，傳統蝕刻方法也可被施加以便建造該導電材料。
最後阻障層圍繞作為水分阻障層的包含該載體及該導電材料的該結構，使得水分無法或只能難以進入 該裝置。然而，至少在該最後電極裝置的電極的接觸表面必須被暴露至外部環境。因此該測量電極的該接觸表面之上的該阻障層在另外的處理步驟中被打開，即拿走。此打開可例如藉由雷射濺鍍加以達成。在本發明的實施例中，該導電材料的該終端也可在最後步驟中被打開以便致能該終端的接觸。
在另一實施例中，數個植入式電極裝置被製造於單一基板上，使得在施加該最後阻障層於該電極裝置各者的所有表面上以前，該不同的電極裝置必須被彼此切開。
切割該載體使得多個電極裝置被分離的步驟可在移除該基板以前或者以後被實行。
此外，以上目的之一者也藉由一種植入如以上已經描述的植入式電極裝置至人體或動物體中的方法加以解決，其中該電極裝置被插入於患者的皮膚之下，較佳在二個皮層之間。
在特定實施例中，該電極裝置被植入在該患者的頭部介於皮膚與頭蓋骨之間或者介於二個皮層之間。
本發明的另外的優點、特徵及應用將從實施例的下列說明及所附圖而變得顯而易見。
1‧‧‧電極裝置
2‧‧‧測量電極
3‧‧‧走線
4‧‧‧終端
5‧‧‧導電墊
6‧‧‧接觸表面
7‧‧‧塗層
8‧‧‧聚對二甲苯阻障層
9‧‧‧側
10‧‧‧中心線
11‧‧‧最大谷深度
12‧‧‧第一PMMA基板
13‧‧‧第二基板
14‧‧‧矽烷底塗層
15‧‧‧聚對二甲苯塗層
16‧‧‧鉑
17‧‧‧最大線性延伸
18‧‧‧載體
19‧‧‧矽烷底塗層
20‧‧‧聚對二甲苯塗層
21‧‧‧矽烷底塗層
22‧‧‧聚對二甲苯阻障層
第1圖顯示依據本發明的電極裝置的示意俯視圖。
第2a)及b)圖顯示依據本發明的電極裝置的替代實施例之示意俯視圖及仰視圖。
第3圖顯示通過電極裝置沿著第1圖的A-A線的示意橫剖面圖。
第4a)至i)圖顯示依據本發明在其製造期間的電極裝置的另一實施例的一系列示意橫剖面圖。
在該圖中，相同元件已經藉由相同元件符號加以表示，即使在不同實施例中。該圖式僅為示意圖且非依比例。
在第1圖中，電極裝置1上的俯視圖被示意性描繪。依據第1圖，電極裝置1包含二個測量電極2，其中測量電極2的各者經由導電走線3連接至終端4。
在第1圖中，為了簡明該電極裝置1的頂層已經透明顯示，使得形成測量電極5、走線3及終端4的金屬化層為可見。進一步而言測量電極的數量被限於二個。各個測量電極2由具有接觸表面6的導電墊5所組成。
對比地，第2圖的實施例顯示具有導電墊5的複數個測量電極，其中在第2a)圖的俯視圖中僅測量電極5的暴露接觸表面6為可見，而該走線由電極裝置1的頂層所覆蓋。進一步而言，由該走線電連接至該測量電極5的終端4為可見，因為它們的接觸表面也被暴露且未 被覆蓋。
測量電極裝置1為植入式，即在使用時它將被植入於患者中。在本實施例中，該植入式電極裝置被認為是植入於患者的頭部中介於皮膚與頭蓋骨之間。因此第1及2a)圖中所示之電極裝置1的側在使用時面對該患者的頭蓋骨，而第2b)圖中所示之電極裝置1的側背對該頭蓋骨。
該電極裝置為EEG系統的一部份，其中電極裝置1的終端4被電連接至介面設備(未顯示)，其形成該植入式電極裝置的整體部份且作用以便儲存及轉送由測量電極2所收集的資料至位於該患者頭部外部的資料處理器。
回到第1圖的實施例，電極裝置1具有在平行於走線3的方向中所測量的長度為15cm且寬度為2cm(未依比例繪製)。
為了提供電極裝置1的結構特徵的較好理解，第3圖顯示沿著第1圖的A-A線的橫剖面圖。也被表示為載體18的電極裝置1的核心由具有在垂直於接觸表面6的方向中的厚度為1,000μm之PDMS條所製成。PDMS具有提供撓性非導電材料的優點，其除此之外被核准用於甚至在植入物的醫療用途。
於載體18的上方，聚對二甲苯的塗層7被提供。此聚對二甲苯塗層7用作黏著層以便提供載體18與金屬化層5間的機械穩定接觸。此外，塗層7用來在 PDMS載體與金屬化層5的熱膨脹係數之間調解。
在本實例中，測量電極2的金屬化層5由200奈米的鉑所組成且該聚對二甲苯的熱膨脹係數介於PDMS與鉑的熱膨脹係數。
由載體18、塗層7以及金屬化層5所組成的整個結構由另外的聚對二甲苯層8所密封。
聚對二甲苯層8在本申請書的意義中用作該阻障層。它形成水分阻障層以便防止水分進入該結構中及導致植入式電極裝置1的不同部份或層的剝離或分離。阻障層8在電極裝置1的各側上具有10μm的厚度。阻障層8僅在金屬化層5的接觸表面6之上被移除，使得形成測量電極5的該金屬化層的接觸表面6被暴露至外部環境而沒有任何介電質放置在頂上。此方式測量電極5的接觸表面6可進入與該患者的組織的直接接觸且測量例如腦部的放電。
第3圖中未顯示的是設置於矽烷7的塗層7與載體18間、阻障層8與塗層7間以及阻障層8與載體18間的矽烷底塗層。這些矽烷的底塗層提供聚對二甲苯與PDMS間的黏著層，但也在二層的聚對二甲苯之間。
第3圖的示意圖也非常清楚顯示有關於植入式電極裝置1的表面的要求。為了降低由隨著沿電極裝置1的表面的密封生長所形成之任何組織施加至電極裝置1的力，在從病患移除該裝置時，它在其側9上的表面(其上交替座落測量電極5的導電墊5)滿足下列要求的一 者：
如第3圖中所描繪，一個替代方式為限制介於接觸表面6與電極裝置1的該表面的中心線10之最大谷深度11或最大尖峰高度，使得它等於或小於60μm。
在實施例中，其中該測量電極的導電墊的金屬化層突出於阻障層8之上，此將轉化成介於接觸表面6與阻障層8的中心線表面之最大尖峰高度為等於或小於60μm。
該電極裝置的該表面的中心線10為直線，相交於電極裝置1的該表面的實際輪廓，使得該中心線與該實際輪廓的所有偏差之總和被最小化。明顯的是，該中心線在此情況中排除該測量電極的該表面加以計算，即接觸表面6。第3圖中的最大谷深度由參考編號11加以表示。
替代地一旦介於測量電極1的接觸表面6與電極裝置該電極裝置排除該測量電極的該表面的中心線10之最大谷深度為大於60μm，同時接觸表面6的最大線性延伸必須等於或小於100μm。在第3圖加以觀看時，該接觸表面的該線性延伸為圓形接觸表面6的直徑。第3圖中接觸表面6的該最大線性延伸由參考編號17加以表示。
第4a)至h)圖示意顯示一種用於提供依據本發明之電極裝置1的另外實施例的製造程序。
在第4a)圖中，PMMA基板12上的PDMS載 體18的最初製造被顯示。為了獲得具有所需厚度的PDMS載體18，聚合基底與固化劑間的比例為10：1的PDMS被倒於PMMA壓克力基板12上，其中必須關注的是，該PDMS混合物在其施加以前被完全除氣，使得沒有泡泡存在於該混合物中。
在該基板的角落被放置間隔物，其將PMMA的第二基板1保持在離第一基板12限定距離中且液體PDMS混合物被分佈於二個基板之間，使得它的膜厚度對應於該第一與第二基板間的距離。
在下一步驟中，該PDMS在60℃被固化四小時形成固體、但撓性的基板。在本實例中，PDMS載體18的厚度總計為1000μm。如在第4b)圖中可看見，第二基板13之後被移除。
為了使該PDMS黏著至將被施加的聚對二甲苯層，具有IPA：DI水：A-174矽烷的比例為100：100：1的矽烷溶液混合物被提供。烘爐被預熱至70℃且如第3b圖中所描繪的結構在該矽烷溶液中被沖洗30分鐘。接著該結構被移除及放置於無絨擦布上風乾。接著該結構以IPA再次沖洗15秒且再次風乾。在最後步驟中，該結構在烘爐被烘烤至完全乾燥。
第4c)圖顯示不僅在矽烷底塗層14已經被施加至由PDMS膜6與基板12所組成的結構以後並且具7μm厚度的第一聚對二甲苯塗層表面15藉由化學汽相沈積已經被沈積於矽烷底塗層14上的結構。
聚對二甲苯的塗層15用作第一水分阻障層以及匹配層以便匹配PDMS載體18的熱膨脹係數與施加至聚對二甲苯塗層15的金屬化層的熱膨脹係數。在此實施例中，該聚對二甲苯塗層覆蓋不僅該PDMS載體的頂表面並且它的側表面。進一步聚對二甲苯15形成增強金屬化層對底層結構的機械接觸的接觸層。
在結果被描繪於第4d)圖中的下一步驟中，200nm的鉑16藉由電子束沈積被沈積於聚對二甲苯塗層15上。
接著鉑金屬化層16接著藉由雷射濺鍍鉑膜16的小塊加以建造，使得僅該金屬化層的那些部份留在該結構上，其應形成該電極裝置的導電部份，尤其是該測量電極的導電墊。替代地，該鉑可最少是使得至少該測量電極的個別導電墊以及相關的終端與走線彼此電隔離的結構。該金屬化層此建造的結果被描繪於第4e)圖中。
矽烷底塗層19的進一步施加的結果及聚對二甲苯塗層20的後續處理被顯示於第4f)圖中，其中聚對二甲苯塗層20具有10μm的厚度。
接著整個結構被雷射切割以便分離被形成於單一基板12上的個別電極裝置。此外，該PDMS載體從下PMMA基板12剝離。生成的結構被顯示於第4g)圖中。
接著另一矽烷塗層21及聚對二甲苯塗層22被施加，其如第4h)圖中所描繪密封整個預先製造的結 構，即此層也覆蓋PDMS載體18的底側，其先前已經與PMMA基板12接觸。此最後的聚對二甲苯層22被表示為該阻障層。
最後，該金屬化層的那些小塊(其之後應形成該測量電極的該導電墊的該接觸表面或者用於接觸該電極裝置的終端)被燒製成沒有任何聚對二甲苯及矽烷塗層以便暴露該金屬至外部環境。生成的電極裝置被描繪於第4i)圖中。
1‧‧‧電極裝置
5‧‧‧導電墊
6‧‧‧接觸表面
7‧‧‧塗層
8‧‧‧聚對二甲苯阻障層
9‧‧‧側
10‧‧‧中心線
11‧‧‧最大谷深度
17‧‧‧最大線性延伸
18‧‧‧載體

Claims (17)

  1. 一種植入式電極裝置(1)，包含：載體(18)，由聚合物材料所製成，其中該載體(18)為撓性及電隔離，至少一個測量電極(2)，由位於該載體(18)上的導電墊(5)所形成，其中該導電墊(5)具有接觸表面(6)，至少一個導電走線(3)，及至少一個導電終端(4)，其中該走線(3)電連接該測量電極(2)與該終端(4)，特徵在於該植入式電極裝置(1)進一步包含：阻障層(8，22)，藉由覆蓋其所有表面來圍繞該載體(18)，其中該導電墊(5)的該接觸表面(6)被暴露至外部環境，其中該阻障層(8，22)為電隔離及液體不可滲透，其中該電極裝置(1)具有條狀形狀，其中具有實質四邊形佔用面積的該電極裝置(1)的長邊為直線，及其中該電極裝置(1)在該測量電極(2)所座落之側(9)上的表面具有介於該測量電極(2)的該接觸表面(6)與排除該測量電極(2)的該電極裝置(1)之該表面的中心線(10)之最大谷深度(11)或最大尖峰高度為等於或小於60微米， 或其中該電極裝置(1)在該測量電極(2)所座落之側(9)上的表面具有介於該測量電極(2)的該接觸表面(6)與排除該測量電極(2)的該電極裝置(1)之該表面的中心線(10)之最大谷深度(11)或最大尖峰高度為大於60微米且其中該接觸表面的最大線性延伸(17)為等於或小於100微米。
  2. 如申請專利範圍第1項的植入式電極裝置(1)，其中該電極裝置(1)在該測量電極(2)所座落之側(9)上的該表面具有介於該測量電極(2)的該接觸表面(6)與排除該測量電極(2)的該電極裝置(1)之該表面的中心線(10)之最大谷深度(11)或最大尖峰高度為等於或小於50微米。
  3. 如申請專利範圍第1項的植入式電極裝置(1)，其中該電極裝置(1)在該測量電極(2)所座落之側(9)上的該表面具有介於該測量電極(2)的該接觸表面(6)與排除該測量電極(2)的該電極裝置(1)之該表面的中心線(10)之最大谷深度(11)或最大尖峰高度為等於或小於30微米。
  4. 如申請專利範圍第1項的植入式電極裝置(1)，其中該電極裝置(1)在該測量電極(2)所座落之側(9)上的該表面具有介於該測量電極(2)的該接觸表面(6)與排除該測量電極(2)的該電極裝置(1)之該表面的中心線(10)之最大谷深度(11)或最大尖峰高度為 等於或大於5微米。
  5. 如申請專利範圍第1項的植入式電極裝置(1)，其中該電極裝置(1)在該測量電極(2)所座落之側(9)上的該表面具有介於該測量電極(2)的該接觸表面(6)與排除該測量電極(2)的該電極裝置(1)之該表面的中心線(10)之最大谷深度(11)或最大尖峰高度為等於或大於10微米。
  6. 如申請專利範圍第1項的植入式電極裝置(1)，其中該電極裝置(1)在該測量電極(2)所座落之側(9)上的該表面具有介於該測量電極(2)的該接觸表面(6)與排除該測量電極(2)的該電極裝置(1)之該表面的中心線(10)之最大谷深度(11)或最大尖峰高度為等於或大於12微米。
  7. 如申請專利範圍第1項的植入式電極裝置(1)，其中該阻障層(8，22)由聚對二甲苯所製成。
  8. 如申請專利範圍第1項的植入式電極裝置，其中該阻障層覆蓋該載體的前側、後側及該側面。
  9. 如申請專利範圍第1項的植入式電極裝置(1)，其中該載體(18)由矽基的有機聚合物所製成。
  10. 如申請專利範圍第1項的植入式電極裝置(1)，其中該載體(18)由聚二甲基矽氧烷所製成。
  11. 如申請專利範圍第1項的植入式電極裝置(1)，其中該測量電極(2)被形成於該載體(18)上的塗層(7)上。
  12. 如申請專利範圍第11項的植入式電極裝置(1)，其中該阻障層(8，22)被形成於該塗層(7)上。
  13. 如申請專利範圍第1項的植入式電極裝置(1)，其中該電極裝置(1)具有的厚度在從200微米至2500微米的範圍中。
  14. 如申請專利範圍第1項的植入式電極裝置(1)，其中該電極裝置(1)具有的厚度在從800微米至1500微米的範圍中。
  15. 如申請專利範圍第1項的植入式電極裝置(1)，進一步包含電耦合至該終端(4)的介面設備。
  16. 一種資料處理器及如申請專利範圍第15項的植入式電極裝置(1)之組合，該資料處理器包含介面設備，該介面設備在使用時與該植入式電極裝置(1)的該介面設備通訊。
  17. 一種製造植入式電極裝置的方法，包含下列步驟：提供基板，施加液體聚合物材料至該基板上，約束該液體聚合物材料以界定所需高度，固化該液體聚合物材料以形成固體、撓性及電隔離的聚合物材料而提供載體，沈積導電材料於該載體上，建造該導電材料以便界定由具有接觸表面的導電墊所 形成的至少一個測量電極、至少一個導電走線、及至少一個導電終端，其中該走線電連接該測量電極與該終端，移除該基板，塗佈阻障層至包含該載體及該導電材料的結構上，使得該阻障層藉由覆蓋其所有表面來圍繞該結構，其中該阻障層為電隔離及液體不可滲透，其中該電極裝置具有條狀形狀，其中具有實質四邊形佔用面積的該電極裝置的長邊為直線，其中該電極裝置在該測量電極所座落之側上的表面具有介於該測量電極的該接觸表面與排除該測量電極的該電極裝置之該表面的中心線之最大谷深度或最大尖峰高度為等於或小於60微米，或其中該電極裝置在該測量電極所座落之側上的表面具有介於該測量電極的該接觸表面與排除該測量電極的該電極裝置之該表面的中心線之最大谷深度或最大尖峰高度為大於60微米且其中該接觸表面的最大線性延伸為等於或小於100微米，及打開該測量電極的該接觸表面之上的該阻障層，使得該接觸表面被暴露至外部環境。
TW104134346A 2014-11-11 2015-10-20 植入式電極裝置及其製造方法 TWI696448B (zh)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE102014116477.6 2014-11-11
DE102014116477 2014-11-11

Publications (2)

Publication Number Publication Date
TW201632144A TW201632144A (zh) 2016-09-16
TWI696448B true TWI696448B (zh) 2020-06-21

Family

ID=54542221

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
TW104134346A TWI696448B (zh) 2014-11-11 2015-10-20 植入式電極裝置及其製造方法

Country Status (10)

Country Link
US (1) US11523763B2 (zh)
EP (1) EP3217868B1 (zh)
JP (1) JP6917891B2 (zh)
KR (1) KR102458146B1 (zh)
CN (2) CN107205680B (zh)
AU (1) AU2015345350B2 (zh)
CA (1) CA2961284C (zh)
IL (1) IL252167B (zh)
TW (1) TWI696448B (zh)
WO (1) WO2016074974A1 (zh)

Families Citing this family (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20170333700A1 (en) * 2016-02-22 2017-11-23 The Charles Stark Draper Laboratory, Inc. Method of manufacturing an implantable neural electrode interface platform
DE102017118687A1 (de) * 2017-08-16 2019-02-21 Aesculap Ag Isolation einer Passivierung
GB2570857B (en) 2017-11-27 2021-04-21 Wootzano Ltd Flexible conductive device
CN107913131B (zh) * 2017-12-18 2023-08-08 深圳先进技术研究院 植入体封装结构及其密封盖
GB2578568A (en) * 2018-09-21 2020-05-20 Hussein Zakareya Compliant conductive device
GB2584826B (en) * 2019-05-08 2022-12-21 Wootzano Ltd Substrates comprising nanowires
US11147978B2 (en) 2019-10-30 2021-10-19 Wyss Center For Bio And Neuro Engineering Feedthrough protective cover

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20100200538A1 (en) * 2009-02-09 2010-08-12 Edwards Lifesciences Corporation Analyte Sensor and Fabrication Methods
US20120112347A1 (en) * 2010-06-11 2012-05-10 Helmut Eckhardt Flexible electronic devices and related methods
US8209023B2 (en) * 2007-06-27 2012-06-26 Second Sight Medical Products, Inc. Flexible circuit electrode array

Family Cites Families (29)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6052608A (en) * 1998-03-30 2000-04-18 Johnson & Johnson Professional, Inc. Implantable medical electrode contacts
WO2001072201A2 (en) * 2000-03-29 2001-10-04 Arizona Board Of Regents Device for creating a neural interface and method for making same
US6624510B1 (en) 2000-09-28 2003-09-23 University Of Iowa Research Foundation Electrode array having a thin, flexible substrate
US7127286B2 (en) * 2001-02-28 2006-10-24 Second Sight Medical Products, Inc. Implantable device using ultra-nanocrystalline diamond
US8380326B2 (en) * 2002-08-09 2013-02-19 Second Sight Medical Products, Inc. Insulated implantable electrical circuit
WO2004071737A2 (en) * 2003-02-04 2004-08-26 Arizona Board Of Regents, Acting For And On Behalf Of Arizona State University (Abr/Asu) Using benzocyclobutene as a biocompatible material
US7127301B1 (en) * 2003-04-28 2006-10-24 Sandia Corporation Flexible retinal electrode array
US8195266B2 (en) * 2005-09-29 2012-06-05 Doheny Eye Institute Microelectrode systems for neuro-stimulation and neuro-sensing and microchip packaging and related methods
US20070123963A1 (en) * 2005-11-29 2007-05-31 Peter Krulevitch Method for producing flexible, stretchable, and implantable high-density microelectrode arrays
DE102006008501B3 (de) * 2006-02-23 2007-10-25 Albert-Ludwigs-Universität Freiburg Sonde und Verfahren zur Datenübertragung zwischen einem Gehirn und einer Datenverarbeitungsvorrichtung
AU2007278722B2 (en) 2006-07-28 2010-09-16 Med-El Elektro-Medizinische Gerate Gesellschaft M.B.H. Layered electrode array and cable
WO2009018172A2 (en) * 2007-07-27 2009-02-05 Second Sight Medical Products Implantable device for the brain
US8561292B2 (en) * 2008-11-14 2013-10-22 The Regents Of The University Of Michigan Method for manufacturing an implantable electronic device
US20100145176A1 (en) * 2008-12-04 2010-06-10 Himes David M Universal Electrode Array for Monitoring Brain Activity
ES2332399B2 (es) * 2009-07-09 2010-11-24 Ikerlan S. Coop Microagujas de su-8 para la monitorizacion y la estimulacion neuronal.
US8554340B2 (en) * 2009-08-05 2013-10-08 Stryker Corporation Implantable electrode array assembly including a carrier, superstrates mounted to the carrier and electrodes disposed on the superstrates
US9061134B2 (en) 2009-09-23 2015-06-23 Ripple Llc Systems and methods for flexible electrodes
US8577464B2 (en) * 2009-10-20 2013-11-05 Nyxoah SA Apparatus and methods for feedback-based nerve modulation
EP2582289B1 (en) * 2010-06-15 2016-09-07 Ecole Polytechnique Fédérale de Lausanne (EPFL) Pdms-based stretchable multi-electrode and chemotrode array for epidural and subdural neuronal recording, electrical stimulation and drug delivery
EP2582288B1 (en) * 2010-06-18 2018-02-28 The Regents of The University of Michigan Implantable micro-component electrodes
US8666505B2 (en) * 2010-10-26 2014-03-04 Medtronic, Inc. Wafer-scale package including power source
DE102011078982B4 (de) * 2011-07-11 2015-02-12 Cortec Gmbh Implantierbare Nervenelektrode und Verfahren zur Herstellung einer implantierbaren Nervenelektrode
EP2736587B1 (en) * 2011-07-25 2018-10-03 NeuroNexus Technologies, Inc. Neural device with modular electrode array
US20130296678A1 (en) * 2012-04-24 2013-11-07 Cardiac Pacemakers, Inc. Combination structural porous surfaces for functional electrode stimulation and sensing
US20150335258A1 (en) * 2012-11-30 2015-11-26 The Regent Of The University Of California Silicon microsystems for high-throughput analysis of neural circuit activity, method and process for making the same
KR101417966B1 (ko) * 2012-12-11 2014-07-21 서울대학교산학협력단 신경 자극 및 기록용 전극 어레이 및 이의 제조방법
WO2014126927A1 (en) * 2013-02-13 2014-08-21 The Board Of Trustees Of The University Of Illinois Injectable and implantable cellular-scale electronic devices
US9485873B2 (en) * 2013-03-15 2016-11-01 Lawrence Livermore National Security, Llc Depositing bulk or micro-scale electrodes
CN103446665B (zh) * 2013-08-29 2016-03-30 河南理工大学 植入式柔性生物电极及其制造方法

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8209023B2 (en) * 2007-06-27 2012-06-26 Second Sight Medical Products, Inc. Flexible circuit electrode array
US20100200538A1 (en) * 2009-02-09 2010-08-12 Edwards Lifesciences Corporation Analyte Sensor and Fabrication Methods
US20120112347A1 (en) * 2010-06-11 2012-05-10 Helmut Eckhardt Flexible electronic devices and related methods

Also Published As

Publication number Publication date
AU2015345350B2 (en) 2020-02-20
EP3217868A1 (en) 2017-09-20
KR20170082533A (ko) 2017-07-14
KR102458146B1 (ko) 2022-10-24
CN113827860A (zh) 2021-12-24
JP6917891B2 (ja) 2021-08-11
CN113827860B (zh) 2023-09-19
CN107205680A (zh) 2017-09-26
CN107205680B (zh) 2021-10-15
US11523763B2 (en) 2022-12-13
IL252167B (en) 2021-04-29
AU2015345350A1 (en) 2017-04-13
IL252167A0 (en) 2017-07-31
CA2961284A1 (en) 2016-05-19
WO2016074974A1 (en) 2016-05-19
CA2961284C (en) 2021-10-19
EP3217868B1 (en) 2024-02-28
TW201632144A (zh) 2016-09-16
US20170319092A1 (en) 2017-11-09
JP2017533053A (ja) 2017-11-09

Similar Documents

Publication Publication Date Title
TWI696448B (zh) 植入式電極裝置及其製造方法
US11517238B2 (en) Encapsulated flexible electronics for long-term implantation
US11730953B2 (en) Deep brain stimulation lead
US8738110B2 (en) Rigid spine reinforced polymer microelectrode array probe and method of fabrication
Szostak et al. Neural interfaces for intracortical recording: Requirements, fabrication methods, and characteristics
US20080312726A1 (en) Implantable Hermetically Sealed Structures
CN109998533B (zh) 一种柔性微针电极阵列装置及制备方法
Byun et al. Fabrication of a flexible penetrating microelectrode array for use on curved surfaces of neural tissues
Gwon et al. Fabrication and evaluation of an improved polymer-based cochlear electrode array for atraumatic insertion
CN101365381A (zh) 用于监测和递送的柔性设备和方法
Leber et al. Advances in penetrating multichannel microelectrodes based on the utah array platform
JP2023504499A (ja) 電極アレイと適応性のある基板を備えたインプラント刺激装置
Jang et al. Long-term in-vivo recording performance of flexible penetrating microelectrode arrays
JP2006510416A (ja) 電極支持体ガイド、前記ガイドを備える蝸牛移植体、及び、その製造方法
Leber et al. Novel method of fabricating self-dissolvable and freely floating neural array
US20210170176A1 (en) Implantable stimulator with an electrode array and conformable substrate
US20130006135A1 (en) Process for manufacturing an electrode for medical use and electrode obtained by the implementation of this process
Kuo et al. 3D Parylene sheath probes for reliable, long-term neuroprosthetic recordings
Perna et al. Advancing the interfacing performances of chronically implantable neural probes in the era of CMOS neuroelectronics
Ren et al. A MEMS-based flexible electrode array using composite substrate
Grabiec et al. Electrode array design and fabrication for implantable systems
Wilfinger Fabrication of full soft diamond implants for functional rehabilitation
Berger et al. Sensor technology
Azzazy Fabrication and Characterization of Silicon Microwire Neural Electrode Arrays on Flexible Substrates
Paggi et al. MSc. Nanotechnologies for ICTs department of electronics and telecommunications