WO2007096268A1 - Sonde zur datenübertragung zwischen einem gehirn und einer datenverarbeitungsvorrichtung - Google Patents

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WO2007096268A1
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electrodes
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neurons
brain
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Jörn RICKERT
Carsten Mehring
Tonio Ball
Ad Aertsen
Andreas Schulze-Bonhage
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Albert-Ludwigs-Universität Freiburg
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    • 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
    • A61N1/0526—Head electrodes
    • A61N1/0529—Electrodes for brain stimulation
    • A61N1/0531—Brain cortex electrodes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/50—Prostheses not implantable in the body
    • A61F2/68—Operating or control means
    • A61F2/70—Operating or control means electrical
    • A61F2/72—Bioelectric control, e.g. myoelectric

Definitions

  • the invention relates to a probe for data transmission between a brain and a data processing device and a manufacturing method for such a probe.
  • the invention further relates to a device having a probe or a method for data transmission between a brain of a living being and a data processing device.
  • EEG electroencephalography
  • the reverse path may also be of interest. It stimulates neurons with electrical impulses.
  • the basic problem described above exists here in the same way:
  • the stimulation electrode like the lead-off electrode, must reach the immediate vicinity of the relevant neuron in order to stimulate it as specifically as possible.
  • the goal of motor neuro-prosthetics is to create, restore or improve the ability to move by intentionally controlling a prosthesis using its own brain signals.
  • a precise knowledge of the neural activity, here in the motor cortex is a basic requirement.
  • sensory signals from the paralyzed parts of the body such as a touch, no longer reach the brain.
  • a stimulation of neurons of the responsible brain area - for example the somatosensory cortex - can replace the interrupted endogenous signal transmission.
  • An inventive method for producing a probe is specified in claim 16.
  • the inventive solution is based on the principle take advantage of the brain's morphology and adjust the measurement / stimulation electrode instead of imparting the shape of the electrode and resulting injury to the tissue, as is usually the case in reverse by invasive surgery by the measurement / stimulation.
  • a probe for data transmission between a brain (2) and a data processing device (5), wherein the probe has a carrier (Ia) with electrodes (Ic, Id) mounted thereon for detecting neuronal activity and / or transmission of stimuli can be brought into electromagnetic interaction with neurons of the brain (2) and coupled to the data processing device (5), wherein the carrier (Ia) is adaptable in shape to an inner surface of the brain (2) such that it in an interior of a sulcus (2c) of the brain (2) can be used, wherein the support (Ia) is flexible and has two opposing surfaces, wherein at least one group of electrodes (Ic, Id) attached to at least one of the surfaces is, wherein the electrodes (Ic, Id) are designed as contact surfaces, such that the at least one group of electrodes (Ic) m neurons of at least one side wall (2a) of the sulcus (2c) can come into electromagnetic interaction, the electrodes (Ic, Id) being adaptable in their
  • the electrodes are thus designed flat or punctiform.
  • the probe can reach neurons of both sidewalls and stimulate or derive them depending on the drive. This allows the probe to reach a particularly large number of neurons located on either side of the sulcus. This would only be possible with an invasive electrode with great effort and corresponding tissue injury, with a surface electrode not possible at all.
  • the solution has the advantage that the electrodes and the probe can leave the brain unhurt. However, this also reduces various risks in an operation for using the electrodes.
  • the neurons of the first and second sidewalls belong to different functional areas of the brain.
  • the sulcus separates two functional areas. This means that each side of the probe can be used to address its own functional area.
  • the neurons of the first side wall belong to the motor cortex and the neurons of the second side wall to the somatosensory cortex.
  • the motor cortex is a typical output-oriented area, while the somatosensory cortex is an input-oriented area.
  • One and the same carrier can serve in this development both the motor derivative as the somatosensory stimulation.
  • the first group preferably has lead-off electrodes and the second group has stimulation electrodes. This assignment is particularly advantageous when
  • Ableitelektroden an output-oriented area and stimulation electrodes assigned to an input-oriented area Nevertheless, the division does not have to be exclusive, because the stimulation of an expenditure-oriented area or the derivation of an expenditure-oriented area can also make sense.
  • the carrier comprises polyimide or silicone. These materials have proven to be easy to process, biocompatible or biocompatible and long-term stable.
  • the plurality of electrodes are applied with a density between one and 1000 electrode contacts per cm 2 on the support.
  • Limitation of the upper limit of 1000 electrode contacts per cm can of course be increased, provided the appropriate technique is selected and the application requires it. Depending on the interest
  • Neuron population can thus be chosen the balance between spatial resolution on the one hand and computational complexity as well as sensitivity of the electrodes on the other hand.
  • the electrodes comprise gold, platinum, a metallic alloy, conductive plastic or semiconductor materials.
  • the metals are well suited for good measurement / stimulation results and their long-term stability and tolerability.
  • Conductive plastics or semiconductors can be processed particularly well with the flexible carrier.
  • the device for data transmission which has a probe according to the invention, is advantageously designed to control a first part of the electrodes by reading the input signals as lead electrodes and a second part of the electrodes by supplying the output signals as stimulation electrodes, so that bidirectional data exchange is possible.
  • the possibility of the probe is used to drive the electrodes in one of the two directions.
  • Each electrode can measure both neuronal activity and deliver electrical impulses.
  • the Electrodes are assigned to one of these roles as needed.
  • the device thus allows not only a transmission path, but both. Traditionally, such a large number of invasive electrodes would have to be used that the total benefit may be doubted.
  • a single surface electrode that reaches different functional areas for stimulation and conduction is also difficult to imagine; it should at least be in two parts, if you want to avoid excessive size. Of course, this complicates surgery, positioning and long-term stability.
  • the evaluation device is additionally designed as effector control of a connectable effector and calculates the input signals effector control signals for the effector and / or incorporating effector state signals of the effector, the stimulation signals.
  • the electromagnetic signals from the neurons are thus not only recorded, but can be used directly for the control of an effector.
  • the effector in this way can influence the neuronal activity in a controlled manner.
  • the device is designed such that - the effector is a prosthesis; the input signals are those of neurons in the motor cortex and the stimulation signals for neurons in the somatosensory cortex; the effector control signals affect movement parameters of the prosthesis, and the effector status signals are position, motion and / or state parameters of other sensors such as pressure, touch, distance or temperature sensors so that the brain can control the movement of the prosthesis and provide immediate somatosensory feedback about the movement and the environment of the prosthesis receives.
  • the patient is not only the deliberate control of the prosthesis allows. He also receives back sensory feedback, so a feeling of his replaced body part.
  • the device is designed such that the effector is a body part of the living being; the input signals are those of neurons in the motor cortex and the stimulation signals for neurons in the somatosensory cortex; the effector control signals affect motor neurons or muscle fibers of the body part and the effector state signals are signals from receptors or receptor neurons of the body part and / or position, motion and / or state parameters of other sensors such as pressure, touch, distance or temperature sensors, so that the brain Movement of the body part can control and receives immediate somatosensory feedback on the movement as well as the environment of the body part.
  • the device is designed such that the effector is a computer, in particular with a display; the input signals are those of neurons in the motor cortex and the stimulation signals for neurons in the somatosensory cortex; the effector control signals influence virtual movements or functions, in particular on the display, in the computer, and the evaluation device calculates the effector status signals, taking into account the virtual movement or the function.
  • the virtual effector has the great advantage of being highly variable in its functionality, cost-effective and virtually unlimited available and freely configurable and free from mechanical problems of any kind. Even in the case of lower quality of the derived signals, a very useful function can be triggered and its feedback conveyed.
  • an amplifier which is designed for the amplification and filtering of the input signals to preprocessed input signals and / or from the output signals to the stimulation signals.
  • the neural signals which derive the electrodes often require treatment before they can be started with their evaluation.
  • the stimulation signals must also be of processable quality for the neuron.
  • the geometry of the sulcus is advantageously detected by evaluating noninvasive imaging methods. These include computed tomography (CT) and magnetic resonance imaging (MRI) as well as the functional
  • Magnetic Resonance Imaging fMRI and similar methods known from research.
  • the advantage is that, on the one hand, the patient does not have to be given any further intervention before the actual insertion of the probe and, on the other hand, it is avoided that the procedure is prolonged or the quality of the probe is reduced because the shaping must be carried out under time pressure during this insertion , Incidentally, of course, a particularly accurate shape is made possible by the geometry well known by the imaging method.
  • the electrodes on the support in a to the morphology of
  • Interior adapted manner arranged This not only adapts the wearer himself, but also the actual information carriers to the requirements in the brain. That can be both the geometry as such as well as others pertain to morphological requirements, such as neuron density or size, of their degree of cross-linking, strength of their electromagnetic fields or the like, which can then be replicated in the electrode arrangement, size, sensitivity, etc.
  • the inventive method for data transmission which has a probe according to the invention inserted into a sulcus, shows similar and further features and advantages as are described by way of example, but not exclusively, in the subsequent subclaims.
  • Fig. Ia shows an embodiment of the invention inserted in the brain in plan view
  • FIG. 1b shows a cross-sectional view of the embodiment according to FIG. 1a along the dashed line in FIG. 1a;
  • Fig. Ic is a cross-sectional view of an alternative embodiment of the invention.
  • Fig. 2a is a side view of the front support surface and electrodes of the embodiment of Fig. 1;
  • FIG. 2b shows a side view of the rear support surface and electrodes of the embodiment according to FIG. 1;
  • FIG. 3 is a sectional view of the carrier according to FIG. 2; FIG.
  • Fig. 4 is a perspective view of the carrier
  • Fig. 5 is an overview of an embodiment of the invention used and advantageous peripherals
  • Fig. 6 is an illustration of an arm prosthesis as an example of an effector which can be controlled by an embodiment of the invention
  • Fig. 7 is a schematic representation of the signal transmission cut parts for an embodiment of the invention.
  • FIG. 8 shows an exemplary schematic representation of the conversion of neuronal signals data into control signals for an effector
  • FIG. 10 is a diagram of the manufacturing method according to the invention.
  • the cerebral cortex (cerebral cortex) of the human brain has a strongly tortuous shape in which sulci (furrows) separate the individual gyri (cerebral convolutions). It is important to emphasize that while medical applications will initially focus on humans.
  • the invention is not limited to the human brain, but is applicable wherever a brain of an animal also has a gyrencephalic shape (i.e., it has furrows and cerebral convolutions). This need not be (exclusively) therapeutic, but may be (also) for neuroscientific purposes.
  • FIGS. 1 a to 1 c show an inserted embodiment of the invention and its arrangement with respect to the brain in plan view and in cross section, respectively.
  • a multi-electrode 1 with a carrier Ia made of flexible or elastic material is embedded in a sulcus 2c, which of two lateral surfaces of the adjacent
  • the multi-electrode 1 is thus a cortico-morphe electrode, which can be adapted to the shape of the brain surface or this can adapt itself.
  • the carrier Ia is therefore adapted in shape exactly to the surface shape of the brain coils, so that it can nestle well. For reasons of stability, it may be advisable to use the carrier Ia to the bottom of the sulcus 2c. However, this is not mandatory if higher lateral surfaces are to be touched, for which the height of the carrier Ia is insufficient.
  • the material of the carrier Ia polyimide or silicone are suitable because of their compatibility, ease of processing and insensitivity. However, any other material that has the required flexibility and biocompatibility is equally suitable.
  • the material should not be conductive. It should allow in a simple way to give the wearer its individual shape, so for example to be easily cut to size. Finally, the wearer must be elastic and thin enough, usually with a thickness. In order not to injure tissue, the wearer has rounded edges.
  • Electrodes Ic, Id On the carrier are a number of electrodes Ic, Id, which are each individually connected to a cable Ib, can be passed through the signals to the outside or from the outside.
  • the exact structure of the electrodes Ic, Id on the carrier Ia and the line connections will be shown in more detail below. Because of the conforming shape of the carrier Ia, the electrodes Ic, Id arranged on its surface come directly into contact with the brain surface 2a, 2b and can thus interact well with neurons of the adjacent brain tissue 2a, 2b.
  • the brain tissue 2a, 2b is stimulated in one signal direction by electrical currents or whose activity in the other direction is measured via the electrical voltage. This does not mean that the invention is limited thereto.
  • the invention also includes stimulating voltage, measuring currents, or measuring or influencing any other electrical or magnetic quantities. It is important that each electrode Ic, Id can measure the activity of the neurons or stimulate them by means of electromagnetic pulses, depending on the activation.
  • a particular embodiment of the probe is intended for the central sulcus 2c between the primary somatosensory cortex 2a and the primary motor cortex 2b.
  • the rollers for the electrodes Ic, Id are distributed such that those electrodes Ic are driven in contact with the surface of the primary motor cortex 2b as measuring or discharging electrodes Ic, while those of the electrodes Id are in contact with the surface of the somatosensory cortex 2a are driven as stimulation electrodes Id.
  • This assignment fits in with the task of the somatosensory cortex 2a, which primarily processes incoming information in the intact brain, while the primary motor cortex 2b is responsible for motion planning and execution, and therefore transmits output signals to downstream parts of the brain and spinal cord when viewed functionally. It is quite conceivable to carry out this strict division of the electrodes Ic, Id differently and also to stimulate it in the primary motor cortex 2b. It would be conceivable, for. For example, trigger, test or assist or enhance functional neural activity patterns in the primary motor cortex 2b by stimulation. So this is a question of control and application, the invention is not limited to a strict classification of the type described.
  • the invention is not limited thereto.
  • the probe according to the invention is suitable for every sulcus, and arcuate electrodes can also be adapted to a cerebral convolution and thus reach from one sulcus into an adjacent sulcus. This case is shown schematically in one of Fig. Ib, where the carrier is shown inserted into a single sulcus, analogous cross-section in Fig. Ic.
  • An operation with which the carrier Ia is used requires specific preoperative diagnostics and surgical planning.
  • One of the most important aspects te is to determine the exact target area for implantation that can not be determined a priori due to the strong inter-individual neuroanatomical variability of the human brain. Only in exceptional cases would it be desirable to insert it at a location that was not previously determined individually.
  • general mappings of the brain and therefore knows, where certain functional areas are to be found.
  • the anatomy of humans is replicated locally and individual body parts are assigned to spatially distinct areas of the cortex. For the individual patient, however, this prior knowledge is for the most part still too crude.
  • An exact localization of the target areas for an individual patient is therefore carried out preoperatively by using fMRI.
  • site-specific activation of the brain is measured while the patient attempts to control the effector, imagine or observed, and so the implantation site can be determined with high spatial accuracy.
  • an EEG measurement with subsequent source reconstruction during the same motor paradigms can be performed.
  • the three-dimensional geometry of the sulcus 2c is measured and the support Ia is brought into a shape that fits exactly into the gap space or interior of the sulcus, making it stable against head movements after implantation and in good contact with the side walls 2a, 2b brings.
  • Some fault tolerance is given by the flexibility of the brain tissue.
  • FIG. 2a shows the front and Fig. 2b, the back of the carrier Ia.
  • the figures relate to the embodiment in which a surface of the support Ia is connected to one to be stimulated and the other with a brain area to be measured.
  • this is not limited to the arrangement of the electrodes Ic, Id and their compounds.
  • the carrier Ia is shown in a rough approximation rectangular. Sometimes this may be enough in the application.
  • the carrier may be designed, for example, as a single or double foil.
  • the substrate is modeled to take the shape of the boundaries of the sulcus 2c. The dimensions are to be considered; the sulcus 2c allows only a very small thickness of the support Ib.
  • the carrier Ia is usually made of a flexible material. If the carrier Ia is correspondingly premodeled, other materials may also be considered, provided they do not complicate the insertion into the sulcus 2c too much. In any case, the material should be biocompatible, so the brain tissue as possible even in long-term use does not affect. Polyimide or silicone is a suitable carrier material for this purpose, without the invention being limited to this material.
  • the electrodes Ic, Id are arranged in matrix form as contact points or contact surfaces.
  • the surface of the carrier Ia with the contact points or contact surfaces is substantially planar. Tracks Ie inside the
  • Beam Ib connect each electrode Ic, Id individually and without overlapping their respective tracks Ie with the cable Ib for the signal exchange.
  • the cable Ib is designed at least in two parts, wherein a measuring line IbI transmits signals of the measuring electrodes Ic to the outside and a stimulation line Ib2 signals for the stimulation electrodes. It is also conceivable to use a one-piece cable Ib, which is used in each case at different time intervals for the transmission of measured data to the outside and of stimulation data to the inside.
  • the production possibilities of such printed conductors Ie and possibilities of their arrangement are known to the person skilled in the art.
  • Electrodes can be made of different materials, in particular gold, platinum, a metallic alloy or also of conductive plastics and semiconductor materials.
  • the support 1a may take on a size of less than one to more than ten centimeters.
  • the electrode contacts are designed with a typical density of 1 to more than 10,000 electrode contacts per cm 2 . A higher density of electrode contacts improves the signal resolution, but of course increases the cost not only of the preparation of the electrodes Ic, Id, but also the gain and the computational complexity of the control.
  • the two groups of electrodes do not have to be arranged symmetrically to a sectional plane through the carrier 1 a, for example. Rather, the electrodes of one surface may be offset from the electrodes of the other surface or any other arrangements according to the results of the fMRI evaluation. Also, a surface of the carrier Ic may be completely or partially free of electrodes, as illustrated, for example, in FIG. 1c. It is particularly advantageous that this carrier does not injure the brain tissue, in contrast to penetrating electrodes. This also achieves better long-term stability of the signal acquisition, because electrodes penetrating the brain tissue can lead to local tissue destruction and thus the extinction of local neuronal activity. Depending on the application, the carrier Ia with the electrodes Ic, Id can also be very small ( «gru). In this case, the operation with which the wearer Ia is used to the patient, with very little effort and very little impairment of the patient is possible.
  • Fig. 3 shows the carrier in a sectional view, ie in profile. As can be seen, the carrier has two flat surfaces.
  • Fig. 4 illustrates the carrier Ia in a perspective view.
  • the probes are made by the technical process described below, i. individually tailored to the patient's brain.
  • Tl-weighted MR images are used, since they can be obtained without exposure to ionizing radiation.
  • functional imaging techniques can provide information about the location of areas of the brain that control voluntary movements.
  • methods of functional MR imaging (fMRI) are advantageous here because of their high spatial resolution.
  • Information from structural and / or functional imaging methods can be used to adapt the following properties of the electrodes to be implanted as precisely as possible to the brain of the individual patient to be treated, cf. see also Fig. 10: - size of the probe;
  • Shape of the probe Arrangement of the individual contact surfaces on the support Ia of the probe; Number of total probes to be implanted;
  • the basis is a high-resolution structural image data set of the brain, preferably with a resolution of lmm x lmm x lmm or better. Furthermore, functional image data are recorded during a test battery of movement tasks that are able to cover the repertoire of natural motion tasks that are ultimately to be controlled by the BMI as far as possible.
  • the structural image data set is evaluated to determine the geometry of the sulcus (step 1010).
  • the functional image data is used to determine the neural activity of the sulcus (step 1020), in particular with some or all of the following: correction of head movement effects during the measurement, artifact removal, normalization to a standard coordinate system, spatial filtering, temporal filtering, statistical evaluation based on parametric or non-parametric methods.
  • the brain region (s) are then determined which allow the highest motion information to be expected.
  • an optimal implantation is designed, the highest possible movement information with as few probes to be implanted or the smallest possible total area of the probes to be implanted. In this step you can do all the above mentioned parameters.
  • the data on parameters of the individual carriers are used for the individual preparation of the carriers to be implanted, cf. Step 1030.
  • the contact surfaces are positioned on the support Ia so that they correspond to the sites of significant neuronal activity in that region of the sulcus where the support Ia is to be positioned according to the results of steps 1010 and 1020, cf. Step 1040.
  • the manufacturing method thus provides a probe with carrier Ia with specific geometry shape and specifically arranged contact points.
  • the data from the implantation optimized in the previous step are transferred to a neuronavigation device and the brain's probe positioning is computer-assisted.
  • the multi-electrode 1 for deriving the neuronal activity or stimulation is inserted into the skull of the patient as described above in a sulcus 2c.
  • the multi-electrode 1 measures the neural activity and forwards it via a signal interface 3 to be described as electromagnetic input signals to an amplifier 4, which is preferably designed as a multi-channel amplifier.
  • an amplifier 4 in addition to a gain, high, low, or bandpass filters may be used (for example Savitzky-Golay, Butterworth or Chebychev filters).
  • a high temporal resolution for real-time transmission is advantageous, ideally the sampling rate is more than 200 Hz, but lower values are not excluded.
  • the amplifier amplifies and filters the electromagnetic input signals and forwards the thus preprocessed signals in real time to an evaluation chip, a Computer or similar system 5 for signal processing on.
  • the goal is already reached: the neuronal activity has been measured and can be evaluated in the system 5 as desired.
  • 5 stimulation signals are generated in the system, which are supplied via the amplifier 4 and the signal interface 3 of the multi-electrode 1, where individual electrodes Id deliver corresponding stimulation pulses.
  • system 5 transmits effector control signals to an effector 6.
  • the effector 6 may return effector condition signals to the system 5.
  • connection to the effector control can be bidirectional, but the effector can also be unidirectionally initiated exclusively for actions or transmitted on one side only (as a pure sensor) state signals.
  • connection between the system 5 and the multi-electrode 1 may be bidirectional or in one of the two directions depending on the application.
  • the bidirectional connection is preferred, since the inventive arrangement of the multi-electrode 1 within a sulcus 2c can best be exploited.
  • the invention also includes the ability to stimulate and / or divert any other brain area.
  • a mechanical device such as a robot, robotic arm or prosthesis, a separate body part or an electrical device controlled by a virtual command of a computer, such as a computer, a mobile device, a household appliance or the like. same.
  • an effector input line 6a 1 Via an effector input line 6a 1, the effector control signals are transmitted from the system 5 to the effector 6.
  • the prosthesis has a rotation system 6b 1 for rotating the hand. Control of a motor of the rotation system 6b 1 rotates the prosthesis in accordance with the effector control signals.
  • the prosthesis has a gripping system 6b2 with motor and control that performs the effector control signals corresponding opening and closing movements of a finger part of the hand. It should be noted that it is not expedient to attempt to determine all control details from the neural data. Instead, system 5 could also predict only the type of movement intended and then independently determine the required individual steps.
  • a hand prosthesis is not limited to opening and closing here, but with more advanced prostheses in the context of the invention, the implementation of more complex movements is possible.
  • an arm / hand prosthesis in this way to allow all natural movements of an arm and / or a hand and with the help of suitable sensors such as motion, distance or temperature sensors both the Lüempfindung (or proprioception, ie the knowledge of Position of the arm even with closed eyes) as well as the sense of touch, the heat sensation etc. of the arm to restore.
  • suitable sensors such as motion, distance or temperature sensors both the Lüempfindung (or proprioception, ie the knowledge of Position of the arm even with closed eyes) as well as the sense of touch, the heat sensation etc. of the arm to restore.
  • own body parts are activated via functional electrostimulation as effector 6, provided that only the neuronal connection between the brain and the body part is interrupted. Either intact nerve cells of the body part or directly the muscle fibers are stimulated. Feedback may also be provided either via still intact endogenous pressure, strain, etc. Receptors or, in a hybrid manner, by means of supporting sensors, as described above for the case of the prosthesis control. Likewise, in the case of incomplete paralysis, where there is still a (weak) residual mobility, it is conceivable to support these residual movements by mechanical devices driven by motors.
  • the third group of "virtual" effectors 6 is particularly large. Thus, a computer cursor or a menu selection, but also the switching on of the light, the sending of an emergency call, etc. are controlled. Conceivable feedback would be the hitting a cursor at the end of a line or page or an error message of any kind.
  • a body part is displayed three-dimensionally on a screen and by neuronal
  • Controlled activity of the patient or subjects By interacting with a viral In the present environment, the prosthesis may also bump or heat up. Such events are reported back by neural stimulation. Overall, this allows a prosthesis to train and calibrate. Feedback by stimulation or by observation of the effector, which is valid for calibration by means of the virtual as well as that of a physical prosthesis, can greatly improve the driving due to the learning and adaptability of neuronal activities (the neuronal plasticity).
  • Fig. 7 shows a preferred embodiment of the signal interface 3.
  • a data transmission by cable as it is used by default in neurosurgical diagnostics.
  • a permanent cable connection through the body surface carries an increased risk of infection and is also cosmetic and practical not very attractive.
  • the signal transmission between the electrode and the amplifier takes place by inductive energy transmission without a transcutaneous cable connection.
  • the wireless signal transmission system 3 is divided into two parts each above and below the skin surface 3a. From the outer transmitting / receiving unit outside the body, that is shown here above the skin surface 3a, only a representative coil 3b is shown. Whether this external transceiver unit merely transmits data to the amplifier 4 or the computer system 5 wirelessly or via direct cable connection or even contains amplifiers 4 and / or computer system 5 partially or completely in a mobile chip sitting on the cranial surface is essentially a matter of complexity the application. At present, at least one compact transmitting / receiving unit to an external amplifier 4 or a computer system 5 via almost any distance (mobile radio, Bluetooth, WLAN) is technically possible without any problem.
  • the mentioned transmission paths can also be used for the data exchange with the effector 6.
  • a further bipartite signal transmission interface similar to that described here can be used in the respective body part. Since the external transceiver unit is easily accessible, it can also be adapted or replaced according to the advancing technology, without the need for a renewed surgical intervention.
  • a multi-functional chip 3c As the inner transceiver unit.
  • This multi-functional chip 3c has a receiver unit 3c 1, a transmitter unit 3c2 and optionally a battery unit 3c3.
  • the signals from and to the electrodes Ic, Id of the carrier Ia are fed to the transmitter unit 3c2 or the receiver unit 3c 1 via the cable 1b.
  • the coil 3b transmits energy and stimulation signals inductively to the receiving unit 3c via high-frequency signals.
  • the multifunction chip 3c determines the modulated stimulation signals in a manner known from communications engineering and forwards them via the cable 1b to the electrodes Id of the carrier Ia.
  • the energy for the required arithmetic operations of control units in the multi-functional chip 3c is obtained from the high-frequency signals.
  • battery 3c3 or an accumulator can be inductively charged via the high-frequency signals, so that the energy supply is decoupled in time from the transmission at the interface.
  • it is necessary to distinguish between charging and stimulation signals for example by time windows or by separate frequency bands.
  • signals of the measuring electrodes Ic are transmitted via the cable Ib to the transmitter unit 3c2 and there, preferably in the signal band 402-405 MHz of the MICS (Medical Implantable Service Band), on the coil 3b or designed for the reception counterpart of only representative represented Transfer coil 3b.
  • MICS Medical Implantable Service Band
  • the transmission interface has been described so that the transmission power of the transmitting unit 3c2 extends only to the coil 3b of the external transmitting / receiving unit.
  • the transmitting unit 3c2 could also send directly to the amplifier 4, which may not even be seated on the skull surface.
  • the energy supply of the multi-functional chip 3c either by long-lasting batteries (currently not technically satisfactory) or a Aufla- possibility to ensure approximately in the manner described by induction.
  • FIG. 8 shows an exemplary schematic representation of the conversion of neural signals into effector control signals.
  • Three voltage curves of three electrodes Ic are shown by way of example on the left side. These voltage signals are first amplified and filtered as input signals in the amplifier 4.
  • the filter functionality may also be located in the system 5. As an example The filter method (others are mentioned above in connection with the amplifier 4), the voltage signals are filtered in a bandpass, then averaged over small time windows and divided into short time windows.
  • the activity is then evaluated by means of mathematical methods, typically by: (1) preprocessing the signals, for example a) filtering (eg lowpass or bandpass), b) time-frequency analysis (eg Fourier transformation or multi-tapering) and / or c ) Ainning and averaging in the time domain; (2) decoding of preprocessed signals, for example discriminant analysis (linear, quadratic or regularized) or support vector machine (linear or radial basis function).
  • preprocessing for example a) filtering (eg lowpass or bandpass), b) time-frequency analysis (eg Fourier transformation or multi-tapering) and / or c ) Ainning and averaging in the time domain
  • decoding of preprocessed signals for example discriminant analysis (linear, quadratic or regularized) or support vector machine (linear or radial basis function).
  • discriminant analysis linear, quadratic or regularized
  • support vector machine linear or radial basis function
  • FIG. 9 shows the reverse data path in an exemplary schematic representation of the conversion of feedback data of an effector into stimulation signals for the electrodes.
  • activation intensities of various pressure sensors and motors are plotted against time. These activation intensities are transferred to the system 5 as effector state signals.
  • tonic pressure signals or motor activation are converted into phasic-tonic high-frequency stimulation signals.
  • These stimulation signals as on the right as temporal Voltage curves shown are each transmitted to one or more electrodes Id, which are in electromagnetic interaction with the adjacent and because of the targeted insertion of the carrier Ia responsible for the stimulus neurons or stimulate them.
  • the cooperation of the patient who expresses his sensations when stimulated by different groups of electrodes, is helpful.
  • the development is in constant flux with improvement.
  • An electrode implanted here also has the advantage that the primary somatosensory cortex (which receives and processes proprioceptive signals and thus contributes to the perception of movement) is located directly opposite the motor cortex, with the same somatotopic arrangement (ie the area responsible for the movement execution). for example, the hand, is opposite, possibly with a shift, responsible for the corresponding perception of the movement of the hand area).
  • a motor prosthesis which is controlled by an intrasulcally implanted electrode here, thus additionally enables sensory feedback via the same electrode. This makes it possible in a simple and for a patient very gentle and tolerable way even the prerequisite for bidirectional communication.

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Abstract

Sonde zur Datenübertragung zwischen einem Gehirn und einer Datenverarbeitungsvorrichtung. Die Sonde weist einen Träger mit darauf angebrachten Elektroden auf, die zur Erfassung von neuronaler Aktivität und/oder Übertragung von Stimuli in elektromagnetische Wechselwirkung mit Neuronen des Gehirns gebracht werden können und die mit der Datenverarbeitungseinrichtung koppelbar sind. Der Träger ist in seiner Form an eine innere Oberfläche des Gehirns derart anpassbar, dass er in einem Innenraum eines Sulcus des Gehirns eingesetzt werden kann.

Description

Albert- Ludwigs-Universität Freiburg
Sonde zur Datenübertragung zwischen einem Gehirn und einer
Datenverarbeitungsvorrichtung
Die Erfindung betrifft eine Sonde zur Datenübertragung zwischen einem Gehirn und einer Datenverarbeitungsvorrichtung sowie ein Herstellungsverfahren für eine derartige Sonde. Die Erfindung betrifft ferner eine eine Sonde aufweisende Einrichtung bzw. ein Verfahren zur Datenübertragung zwischen einem Gehirn eines Lebewesens und einer Datenverarbeitungs Vorrichtung.
Bei der Messung neuronaler Aktivität im Gehirn eines lebenden Tieres oder des Menschen ergibt sich das Problem, dass räumlich und zeitlich gut aufgelöste Aktivitätsmuster nur sehr schwer ohne Verletzung des Gewebes zu erhalten sind. Die Einsatzmöglichkeit von Verfahren, bei denen Messelektroden außerhalb des Schädels an der Kopfoberfläche bleiben können (Elektroenzephalographie, EEG), sind auf eine räumlich vergleichsweise schlecht aufgelöste Messung der Aktivität größerer Neuronenpopulationen beschränkt.
Die präzisesten Aktivitäts daten erhält man mit Elektroden, die in das Hirngewebe eindringen und somit in unmittelbare Nähe der abzuleitenden Neuronen gelangen. Allerdings wird durch das Eindringen der Elektroden unweigerlich Nervengewebe verletzt und werden Nervenverbindungen zerstört. Aufgrund der hochgradigen Vernetzung der Neuronen ist damit immer ein Risiko verbunden, dass wichtige neuronale Funktionen eingeschränkt werden. Für wissenschaftliches Arbeiten an Tieren mag man diese Verletzung noch hinnehmen. Spätestens beim therapeutischen Einsatz am menschlichen Gehirn steht man aber vor dem Dilemma, zwischen den durch die Elektroden zugefügten Verletzungen und dem Nutzen der Therapie abwägen zu müssen. Ein Teilausweg ist, statt in das Nervengewebe eingesetzter Elektroden solche E- lektroden zu verwenden, die zwar eine Öffnung des Schädels erfordern, dort aber lediglich auf die Oberfläche des Gehirns aufgesetzt werden. Dabei bleibt das Hirngewebe selbst unverletzt. Auf diese Weise werden die gemessenen Signale von Neuronengruppen in unmittelbarer Nähe der äußeren Gehirnoberfläche dominiert.
Der Nachteil dieses Teilauswegs ist schon genannt: Bereiche des Gehirns, die nicht direkt an den äußeren Oberflächen liegen, bleiben nur teilweise erreichbar. Damit sind die Einsatzmöglichkeiten zwar gegenüber den herkömmlichen Verfahren, die außerhalb des Schädels messen, vergrößert, bleiben aber dennoch beschränkt.
Neben der Ableitung von Neuronenaktivität, bei der die aus der Aktivität der Neuronen resultierende elektrische Spannung gemessen wird, kann auch der umgekehrte Weg von Interesse sein. Dabei werden Neuronen mit elektrischen Impulsen stimuliert. Das oben geschilderte Grundproblem besteht hier in gleicher Weise: Die Stimulationselektrode muss ebenso wie die Ableitelektrode in die unmittelba- re Nähe der betreffenden Neuronen gelangen, um möglichst spezifisch zu stimulieren.
Ein wichtiges Anwendungsgebiet, bei dem die genaue Kenntnis der neuronalen Aktivität eine Rolle spielt, ist die erst in jüngster Zeit entstehende motorische Neuroprothetik. Sie zielt auf Patienten mit Lähmungen, bei denen eine organische Heilung nicht mehr möglich ist, obwohl der Kortex oder zumindest der Motorkortex als derjenige Bereich, der für die Kontrolle willkürlicher Bewegungen wesentlich ist, wenigstens noch teilweise intakt ist, die Nervenverbindungen zur Muskulatur aber unterbrochen sind. Die wichtigste und insgesamt sehr häufige Ursache für solche Lähmungen sind ischämische Hirninfarkte bzw. intrazerebrale Blutungen („Schlaganfall"). Ein besonders schwerwiegender Fall sind die so genannten locked-in-Patienten, denen durch eine vollständige Lähmung der Skelettmuskulatur jegliche willkürliche Bewegungsmöglichkeit genommen ist. Solche Patienten sind bei vollem Be- wusstsein ihrer Lage zur reinen Passivität verurteilt. Genauso kann man aber auch an Patienten denken, die eine Extremität verloren haben oder die querschnitts gelähmt sind. Die Lähmung oder Behinderung hindert diese Patienten, intendierte Bewegungen auszuführen.
Die motorische Neuroprothetik hat zum Ziel, die Bewegungsfähigkeit durch willentliche Ansteuerung einer Prothese mittels eigener Hirnsignale herzustellen, wiederherzustellen oder zu verbessern. Dazu ist eine genaue Kenntnis der neuronalen Aktivität, hier im Motorkortex, eine Grundvoraussetzung. Ebenso mag man aber auch an den umgekehrten Fall denken, bei dem sensorische Signale der ge- lähmten Körperteile, wie etwa eine Berührung, das Gehirn nicht mehr erreichen. Dann kann eine Stimulation von Neuronen des zuständigen Hirnareals - beispielsweise des somatosensorischen Kortex - die unterbrochene körpereigene Signalübertragung ersetzen.
In allen beschriebenen Fällen erschweren die herkömmlichen Methoden entweder die Präzision der Vorhersage, oder sie verletzen intaktes Hirngewebe in einem Maße, dass der Einsatz entweder, im Tierversuch, den Erkenntnisgewinn beeinträchtigt oder, beim Menschen, die Therapie einschränkt oder gar verhindert wird.
Daher ist es Aufgabe der Erfindung, bei Vermeidung von Hirngewebeverletzung präzisen Zugang zu einer großen Zahl von Neuronen zu ermöglichen.
Diese Aufgabe wird durch eine Sonde gemäß Anspruch 1 bzw. deren Einsatz in einer Vorrichtung gemäß Anspruch 9 oder einem Verfahren gemäß Anspruch 23 gelöst. Ein erfindungsgemäßes Herstellungsverfahren für eine Sonde ist in Anspruch 16 angegeben. Dabei geht die erfinderische Lösung von dem Prinzip aus, die Morphologie des Gehirns auszunutzen und die Messungs-/Stimulations- elektrode anzupassen, statt wie sonst üblich in Umkehrung per invasivem Eingriff durch die Messung/Stimulation dem Gewebe die Gestalt der Elektrode und eine resultierende Verletzung aufzuzwingen.
Erfindungsgemäß bereitgestellt wird also eine Sonde zur Datenübertragung zwischen einem Gehirn (2) und einer Datenverarbeitungsvorrichtung (5), wobei die Sonde einen Träger (Ia) mit darauf angebrachten Elektroden (Ic, Id) aufweist, die zur Erfassung von neuronaler Aktivität und/oder Übertragung von Stimuli in elektromagnetische Wechselwirkung mit Neuronen des Gehirns (2) gebracht werden können und die mit der Datenverarbeitungseinrichtung (5) koppelbar sind, wobei der Träger (Ia) in seiner Form an eine innere Oberfläche des Gehirns (2) derart anpassbar ist, dass er in einem Innenraum eines Sulcus (2c) des Gehirns (2) eingesetzt werden kann, wobei der Träger (Ia) flexibel ausgestaltet ist und zwei einander gegenüberliegende Oberflächen aufweist, wobei an zumindest einer der Oberflächen zumindest eine Gruppe von Elektroden (Ic, Id) angebracht ist, wobei die Elektroden (Ic, Id) als Kontaktflächen ausgestaltet sind, derart, dass die zumindest eine Gruppe von Elektroden (Ic) mit Neuronen zumindest einer Seitenwand (2a) des Sulcus (2c) in elektromagnetische Wechselwirkung kommen kann, wobei die Elektroden (Ic, Id) in ihrer Anordnung an die Morphologie der zumindest einen Seitenwand (2a) anpassbar sind.
Die Elektroden sind also flächig bzw. punktförmig ausgestaltet. Auf diese Weise kann die Sonde Neuronen beider Seitenwände erreichen und sie je nach Ansteuerung stimulieren oder ableiten. Damit ermöglicht die Sonde, eine besonders große Zahl von Neuronen zu erreichen, die zu beiden Seiten des Sulcus liegen. Das wäre mit einer invasiven Elektrode nur mit hohem Aufwand und entsprechender Ge webe Verletzung, mit einer Oberflächenelektrode gar nicht möglich. Die Lösung hat den Vorteil, dass die Elektroden und die Sonde das Gehirn unverletzt lassen können. Damit sind aber auch diverse Risiken bei einer Operation zum Einsatz der Elektroden vermindert. Gleichzeitig ist die Langzeitverträglichkeit gut - ein ungewolltes Verschieben der Elektroden ist kaum möglich, weil der Träger in die Form des Sulcus gebracht und somit an individuelle Hirnfurchen bzw. -Windungen angepasst ist, sich anschmiegen kann und so an Ort und Stelle gehalten wird. Somit bleiben die Signale stabil, weil die benachbarten Neuronen stets dieselben sind, und außerdem sind keinerlei scharfe Kanten oder Spitzen vorhanden, die bei doch einmal auftretendem Verschieben des Trägers - etwa durch be- sonders ruckartige Bewegungen bei einem Unfall - Verletzungen hervorrufen könnten. Schon bei normalen Bewegungen lassen sich solche Verletzungen bei herkömmlichen intrakortikal implantierten Elektroden nicht wirksam verhindern. Schließlich werden durch diese Lösung dennoch Areale des Gehirns und insbesondere des Kortex zugänglich gemacht, die für die unten beschriebenen Anwen- dungsfälle interessant oder gar notwendig sind.
Vorteilhafterweise gehören die Neuronen der ersten und der zweiten Seitenwand unterschiedlichen funktionellen Arealen des Gehirns zu. In diesem Fall trennt der Sulcus zwei funktionelle Areale. Damit kann von jeder Seite der Sonde ein eige- nes funktionelles Areal angesprochen werden.
In vorteilhafter Weiterbildung gehören die Neuronen der ersten Seitenwand dem Motorkortex und die Neuronen der zweiten Seitenwand dem somatosensorischen Kortex zu. Der Motorkortex ist ein typisches ausgabeorientiertes Areal, der somatosensorische Kortex umgekehrt ist ein eingabeorientiertes Areal. Ein und derselbe Träger kann in dieser Weiterbildung sowohl der motorischen Ableitung wie der somatosensorischen Stimulation dienen.
Bevorzugt weist die erste Gruppe Ableitelektroden und die zweite Gruppe Stimulationselektroden auf. Diese Zuordnung ist besonders vorteilhaft, wenn
Ableitelektroden einem ausgabeorientierten Areal und Stimulationselektroden einem eingabeorientierten Areal zugeordnet sind. Dennoch muss die Aufteilung keine ausschließliche sein, weil auch die Stimulation eines ausgabeorientierten Areals oder die Ableitung von einem ausgabeorientieren Areal sinnvoll sein kann.
Bevorzugt weist der Träger Polyimid oder Silikon auf. Diese Materialien haben sich als gut verarbeitbar, biokompatibel oder biologisch verträglich und langzeit- stabil erwiesen.
Bevorzugt sind die Vielzahl von Elektroden mit einer Dichte zwischen einem und 1000 Elektrodenkontakten pro cm2 auf dem Träger aufgebracht. Die
Einschränkung der oberen Grenze von 1000 Elektrodenkontakten pro cm kann selbstverständlich angehoben werden, sofern die entsprechende Technik gewählt wird und die Anwendung es erfordert. Je nach der interessierenden
Neuronenpopulation kann somit die Balance zwischen räumlicher Auflösung auf der einen Seite und Rechenkomplexität sowie Empfindlichkeit der Elektroden auf der anderen Seite gewählt werden.
Bevorzugt weisen die Elektroden Gold, Platin, eine metallische Legierung, leitenden Kunststoff oder Halbleitermaterialien auf. Insbesondere die Metalle eignen sich gut wegen guter Mess-/Stimulationsergebnisse und ihrer Langzeitstabilität und Verträglichkeit. Leitende Kunststoffe oder Halbleiter lassen sich besonders gut mit dem flexiblen Träger verarbeiten.
Die Einrichtung zur Datenübertragung, welche eine erfindungsgemäße Sonde aufweist, ist vorteilhafterweise dafür ausgebildet, einen ersten Teil der Elektroden mittels Auslesen der Eingangssignale als Ableitelektroden und einen zweiten Teil der Elektroden mittels Zuführen der Ausgangssignale als Stimulationselektroden anzusteuern, so dass ein bidirektionaler Datenaustausch ermöglicht ist. Damit wird die Möglichkeit der Sonde ausgenutzt, die Elektroden in einer der beiden Richtungen anzusteuern. Jede Elektrode kann sowohl neuronale Aktivität messen als auch elektrische Impulse abgegeben. Bei dieser Ansteuerung kann den Elektroden je nach Bedarf eine dieser Rollen zugewiesen werden. Die Einrichtung ermöglicht somit nicht nur einen Übertragungsweg, sondern beide. Herkömmlich müsste dazu eine so große Zahl invasiver Elektroden eingesetzt werden, dass der Gesamtnutzen bezweifelt werden darf. Eine einzige Oberflächenelektrode, die verschiedene funktionale Areale zur Stimulation und Ableitung erreicht, ist ebenfalls schwer vorzustellen; sie müsste zumindest zweiteilig sein, will man übermäßige Größe vermeiden. Das erschwert natürlich wiederum die Operation, Positionierung und Langzeitstabilität.
Bevorzugt ist die Auswerteeinrichtung zusätzlich als Effektorsteuerung eines anschließbaren Effektors ausgebildet und berechnet unter Einbeziehung der Eingangssignale Effektorsteuersignale für den Effektor und/oder unter Einbeziehung von Effektorzustandsignalen des Effektors die Stimulationssignale. Die elektromagnetischen Signale von den Neuronen werden also nicht lediglich aufgezeichnet, sondern können unmittelbar für die Steuerung eines Effektors verwendet werden. Umgekehrt kann der Effektor auf diese Weise kontrolliert die neuronale Aktivität beeinflussen.
Bevorzugter ist die Einrichtung derart ausgestaltet, dass - der Effektor eine Prothese ist; die Eingangssignale diejenigen von Neuronen im Motorkortex und die Stimulationssignale für Neuronen im somatosensorischen Kortex sind; die Effektorsteuersignale Bewegungsparameter der Prothese beeinflussen und - die Effektorzustandssignale Stellungs-, Bewegungs- und/oder Zustands- parameter weiterer Sensoren wie Druck-, Berührungs-, Abstands- oder Temperatursensoren sind, so dass das Gehirn die Bewegung der Prothese steuern kann und unmittelbare somatosensorische Rückmeldung über die Bewegung sowie die Umgebung der Prothese erhält. Auf diese Weise wird dem Patienten nicht nur die willentliche Steuerung der Prothese ermöglicht. Er erhält darüber hinaus auch sensorische Rückmeldung, also ein Gefühl seines ersetzten Körperteils zurück.
Alternativ ist die Einrichtung derart ausgestaltet, dass der Effektor ein Körperteil des Lebewesens ist; die Eingangssignale diejenigen von Neuronen im Motorkortex und die Stimulationssignale für Neuronen im somatosensorischen Kortex sind; die Effektorsteuersignale Motorneuronen oder Muskelfasern des Körperteils beeinflussen und die Effektorzustandssignale Signale von Rezeptoren oder Rezeptorneuronen des Körperteils und/oder Stellungs-, Bewegungs- und/oder Zustandsparameter weiterer Sensoren wie Druck-, Berührungs-, Abstands- oder Temperatursensoren sind, so dass das Gehirn die Bewegung des Körperteils steuern kann und unmittelbare somatosensorische Rückmeldung über die Bewegung sowie die Umgebung des Körperteils erhält.
Auf diese Weise wird die Kontrolle über das Körperteil sowohl hinsichtlich dessen Bewegung als auch hinsichtlich dessen Gefühls zurückgegeben.
Alternativ ist die Einrichtung derart ausgestaltet, dass der Effektor ein Rechner insbesondere mit einer Anzeige ist; die Eingangssignale diejenigen von Neuronen im Motorkortex und die Stimulationssignale für Neuronen im somatosensorischen Kortex sind; die Effektorsteuersignale virtuelle, insbesondere auf der Anzeige dargestellte Bewegungen oder Funktionen in dem Rechner beeinflussen und die Auswerteeinrichtung unter Einbeziehung der virtuellen Bewegung oder der Funktion die Effektorzustandssignale errechnet. Der virtuelle Effektor hat den großen Vorteil, in seiner Funktionalität äußerst variabel, dabei kostengünstig und praktisch unbegrenzt verfügbar und frei konfigurierbar sowie von mechanischen Problemen jeglicher Art befreit zu sein. Selbst im Falle von geringerer Qualität der abgeleiteten Signale kann hier noch eine sehr nützliche Funktion ausgelöst und deren Feedback vermittelt werden.
Vorteilhafterweise ist ein Verstärker vorgesehen, der für die Verstärkung und Filterung von den Eingangssignalen zu vorverarbeiteten Eingangssignalen und/oder von den Ausgangssignalen zu den Stimulationssignalen ausgebildet ist. Die neuronalen Signale, welche die Elektroden ableiten, bedürfen oftmals einer Aufbereitung, ehe mit ihrer Auswertung begonnen werden kann. Umgekehrt müssen natürlich auch die Stimulationssignale von für das Neuron verarbeitbarer Beschaffenheit sein.
Bei dem erfindungsgemäßen Herstellungsverfahren einer Sonde wird vorteilhafterweise die Geometrie des Sulcus durch Auswertung nichtinvasiver Bildgebungsverfahren erfasst. Dazu zählen Computertomographie (CT) und Magnetresonanztomographie (MRT) sowie die funktionelle
Magnetresonanztomographie (fMRT) und ähnliche aus der Forschung bekannte Verfahren. Der Vorteil ist, dass einerseits dem Patienten vor dem späteren eigentlichen Einsetzen der Sonde kein weiterer Eingriff zugemutet werden muss und dass andererseits vermieden wird, dass sich der Eingriff verlängert oder die Qualität der Sonde verringert, weil die Formgebung unter Zeitdruck während dieses Einsetzens vorgenommen werden muss. Im Übrigen wird natürlich eine besonders genau angepasste Form durch die nach dem Bildgebungsverfahren gut bekannte Geometrie ermöglicht.
Bevorzugt sind die Elektroden auf dem Träger in einer an die Morphologie des
Innenraums angepassten Weise angeordnet. Damit passt sich nicht nur der Träger selbst, sondern auch die eigentlichen Informationsüberträger an die Erfordernisse im Gehirn an. Das kann sowohl die Geometrie als solche wie auch andere morphologische Erfordernisse betreffen, etwa Neuronendichte oder -große, deren Grad an Vernetzung, Stärke ihrer elektromagnetischen Felder oder ähnlichem betreffen, die dann in der Elektrodenanordnung, -große, -empfindlichkeit etc. nachgebildet werden kann.
Das Herstellungsverfahren zeigt in den sich anschließenden Unteransprüchen beispielhaft, aber nicht abschließend noch weitere Merkmale und Vorteile, die denjenigen der oben beschriebenen Sonde selbst ähnlich sind.
Auch das erfinderische Verfahren zur Datenübertragung, welches eine in einen Sulcus eingesetzte erfindungsgemäße Sonde aufweist, zeigt ähnliche und weitere Merkmale und Vorteile, wie sie beispielhaft, aber nicht abschließend, in den sich anschließenden Unteransprüchen beschrieben sind.
Die Erfindung wird nachstehend auch hinsichtlich weiterer Merkmale und Vortei- Ie unter Bezugnahme auf die beigefügte Zeichnung detailliert beschrieben. Die Zeichnung zeigt in:
Fig. Ia eine in das Gehirn eingesetzte Ausführungsform der Erfindung in der Draufsicht;
Fig. Ib eine Querschnittsdarstellung der Ausführungsform gemäß Fig. Ia entlang der Strichlinie in Fig. Ia;
Fig. Ic eine Querschnittsdarstellung einer alternativen Ausführungsform der Erfindung;
Fig. 2a eine Seitenansicht der vorderen Trägeroberfläche und Elektroden der Ausführungsform gemäß Fig. 1;
Fig. 2b eine Seitenansicht der rückwärtigen Trägeroberfläche und Elektroden der Ausführungsform gemäß Fig. 1;
Fig. 3 eine Schnittansicht des Trägers gemäß Fig. 2;
Fig. 4 eine perspektivische Sicht des Trägers;
Fiε. 5 eine Übersichtsdarstellung einer eingesetzten Ausführungsform der Erfindung und vorteilhafte Peripherie; Fig. 6 eine Darstellung einer Armprothese als Beispiel eines Effektors, der von einer Ausführungsform der Erfindung angesteuert werden kann;
Fig. 7 eine schematische Darstellung der Signalübertragungs- schnittsteile für eine Ausführungsform der Erfindung;
Fig. 8 eine beispielhafte Schemadarstellung der Umrechnung von neuronalen Signalen Daten in Steuerungssignale für einen Effektor;
Fig. 9 eine beispielhafte Schemadarstellung der Umrechnung von Feedbackdaten eines Effektors in Stimulationssignale für die
Elektroden; und
Fig. 10 ein Diagramm des erfindungsgemäßen Herstellungsverfahrens.
Die Großhirnrinde (Cortex cerebri) des menschlichen Gehirns hat eine stark gewundene Form, bei der Sulci (Furchen) die einzelnen Gyri (Hirnwindungen) voneinander trennen. Es ist wichtig zu betonen, dass zwar die medizinischen Anwendungen zunächst auf den Menschen fokussiert sein werden. Dennoch ist die Erfindung nicht auf das menschliche Gehirn beschränkt, sondern überall da anwend- bar, wo ein Gehirn auch eines Tieres gyrencephale Gestalt hat (d.h. über Furchen und Hirnwindungen verfügt). Dies muss nicht (ausschließlich) zu therapeutischen, sondern kann (auch) zu neurowissenschaftlichen Zwecken erfolgen.
Fig. Ia bis Ic zeigen eine eingesetzte Ausführungsform der Erfindung und ihre Anordnung bezüglich des Gehirns in Draufsicht bzw. im Querschnitt. Eine Multi- elektrode 1 mit einem Träger Ia aus flexiblem oder elastischem Material ist in einen Sulcus 2c eingebettet, der von zwei seitlichen Oberflächen der benachbarten
Hirnwindungen 2a, 2b begrenzt ist. Die Multielektrode 1 ist somit eine cortico- morphe Elektrode, die an die Form der Gehirnoberfläche angepasst werden bzw. sich dieser selbst anpassen kann. Der Träger Ia ist daher in seiner Form genau an die Oberflächenform der Hirnwindungen angepasst, so dass er sich gut anschmiegen kann. Aus Stabilitätsgründen kann es sich empfehlen, den Träger Ia bis zum Boden des Sulcus 2c einzusetzen. Das ist aber nicht zwingend, wenn höher gelegene seitliche Oberflächen be- rührt werden sollen, für welche die Höhe des Trägers Ia nicht hinreicht. Als Material des Trägers Ia bieten sich Polyimid oder Silikon wegen ihrer Verträglichkeit, leichten Verarbeitbarkeit und Unempfindlichkeit an. Genauso ist aber auch jedes andere Material geeignet, das die erforderliche Flexibilität und Biokompatibilität besitzt. Das Material sollte darüber hinaus natürlich nicht leitend sein. Es sollte in einfacher Weise ermöglichen, dem Träger seine individuelle Form zu geben, also beispielsweise leicht zurechtzuschneiden zu sein. Schließlich muss der Träger elastisch und dünn genüg sein, meist bei einer Dicke «lern. Um kein Gewebe zu verletzen, hat der Träger abgerundete Kanten.
Auf dem Träger befinden sich eine Reihe von Elektroden Ic, Id, welche jeweils einzeln mit einem Kabel Ib verbunden sind, über das Signale nach außen oder von außen geleitet werden können. Die genaue Struktur der Elektroden Ic, Id auf dem Träger Ia und der Leitungsverbindungen wird unten noch genauer dargestellt. Wegen der sich anschmiegenden Gestalt des Trägers Ia kommen die auf seiner Oberfläche angeordneten Elektroden Ic, Id unmittelbar in Kontakt mit der Gehirnoberfläche 2a, 2b und können so gut mit Neuronen des angrenzenden Gehirngewebes 2a, 2b in elektromagnetische Wechselwirkung treten. Üblicherweise wird das Gehirngewebe 2a, 2b in der einen Signalrichtung durch elektrische Ströme stimuliert bzw. dessen Aktivität in der anderen Richtung über die elektri- sehe Spannung gemessen. Das bedeutet aber nicht, dass die Erfindung darauf beschränkt ist. So umfasst die Erfindung auch, über die Spannung zu stimulieren, Ströme zu messen oder beliebige andere elektrische oder magnetische Größen zu messen bzw. zu beeinflussen. Wichtig ist, dass jede Elektrode Ic, Id je nach Ansteuerung Aktivität der Neuronen messen oder diese mittels elektromagnetischer Impulse stimulieren kann. Eine besondere Ausführungsform der Sonde ist für den zentralen Sulcus 2c zwischen dem primären somatosensorischen Kortex 2a und dem primären motorischen Kortex 2b bestimmt. In diesem Falle sind die Rollen für die Elektroden Ic, Id so verteilt, dass diejenigen Elektroden Ic in Kontakt mit der Oberfläche des primären motorischen Kortex 2b als Mess- oder Ableitungselektroden Ic angesteuert werden, während diejenigen Elektroden Id in Kontakt mit der Oberfläche des somatosensorischen Kortex 2a als Stimulationselektroden Id angesteuert werden. Diese Zuordnung passt zu der Aufgabe des somatosensorischen Kortex 2a, der im intakten Gehirn vornehmlich eingehende Informationen verarbeitet, wäh- rend andererseits der primäre motorische Kortex 2b für die Bewegungsplanung und Durchführung zuständig ist und demnach bei funktioneller Betrachtung Ausgangssignale an nachgeordnete Gehirn- und Rückenmarksteile überträgt. Es ist durchaus vorstellbar, diese strenge Einteilung der Elektroden Ic, Id anders vorzunehmen und etwa auch im primären motorischen Kortex 2b zu stimulieren. Vor- stellbar wäre, z. B. funktionelle neuronale Aktivitätsmuster im primären motorischen Kortex 2b durch eine Stimulation auszulösen, zu testen oder zu unterstützen bzw. zu verstärken. Dies ist also eine Frage der Ansteuerung und der Anwendung, die Erfindung ist auf eine strenge Einteilung der beschriebenen Art nicht beschränkt.
Obwohl ein Einsatz an dem somatosensorischen Kortex 2a und dem primären motorischen Kortex 2b hier als wichtiges Anwendungsbeispiel besonders gründlich beschrieben wird, ist die Erfindung hierauf nicht beschränkt. Prinzipiell ist die erfindungsgemäße Sonde für jeden Sulcus geeignet, und bogenförmige Elektroden können auch einer Hirnwindung angepasst werden und so von einem Sulcus in einen benachbarten Sulcus reichen. Dieser Fall ist schematisch in einem der Fig. Ib, wo der Träger in einen einzigen Sulcus eingesetzt dargestellt ist, analogen Querschnitt in der Fig. Ic gezeigt.
Eine Operation, mit welcher der Träger Ia eingesetzt wird, bedarf einer spezifischen prächirurgischen Diagnostik und OP-Planung. Einer der wichtigsten Aspek- te ist, das exakte Zielgebiet für eine Implantation zu bestimmen, das aufgrund der starken inter-individuellen neuroanatomischen Variabilität des menschlichen Gehirns nicht a priori festgelegt werden kann. Nur in Ausnahmefällen wäre ein Einsetzen an einer Stelle erwünscht, die nicht zuvor individuell bestimmt wurde. Zwar kennt man allgemeine Kartierungen des Gehirns und weiß daher, wo bestimmte funktionelle Areale zu finden sind. Im spezielleren Beispiel des Motor- und des somatosensorischen Kortex ist sogar die Anatomie des Menschen örtlich nachgebildet und einzelne Körperteile räumlich distinkten Gebieten des Kortex zugeordnet. Für den einzelnen Patienten ist dieses Vorwissen zumeist dennoch zu grob.
Eine exakte Lokalisation der Zielgebiete für einen individuellen Patienten wird daher präoperativ durch Anwendung von fMRT vorgenommen. Hierbei wird ortspezifische Aktivierung des Gehirns gemessen, während der Patient die Steuerung des Effektors versucht, sich vorstellt oder beobachtet, und so der Implantations ort mit hoher räumlicher Genauigkeit bestimmt werden kann. Ergänzend kann, zur Verbesserung der Lokalisation, eine EEG-Messung mit anschließender Quellenrekonstruktion während derselben motorischen Paradigmen (Versuchen, Vorstellen oder Beobachten der Effektorsteuerung) durchgeführt werden.
Anhand eines anatomischen MRT-Bildsatzes wird die dreidimensionale Geometrie des Sulcus 2c vermessen und der Träger Ia mit dessen Hilfe in eine Form gebracht, die genau in den Spaltraum oder Innenraum des Sulcus passt, ihn so nach der Implantation stabil gegen Kopfbewegungen macht und in guten Kontakt mit den Seitenwänden 2a, 2b bringt. Eine gewisse Fehlertoleranz ist durch die Flexibilität des Gehirngewebes gegeben.
Selbstverständlich steht es in der Anwendung frei, den Träger Ia ohne diese aufwändigen Vorverfahren einzusetzen. Das dürfte selbst im Tierversuch, erst recht natürlich für Patienten selten optimal sein. Die Erfindung schließt es aber keineswegs aus. Lediglich eine gewisse Anpassung der Form des Trägers Ia ist unab- dingbar, die aber nicht notwendig auf einer Vermessung des Individuums basieren muss, in das er eingesetzt werden soll, sondern z. B. auch auf Erwartungen, theoretischen Vorhersagen oder Erfahrungsdaten basieren kann.
Unter Bezugnahme auf die Figuren 2a und 2b soll nun die Gestalt des Trägers Ia und Anordnung sowie Verbindungen der Elektroden Ic, Id erläutert werden. Dabei zeigt Fig. 2a die Vorder- und Fig. 2b die Rückseite des Trägers Ia. Die Figuren beziehen sich auf das Ausführungsbeispiel, bei dem eine Oberfläche des Trägers Ia mit einem zu stimulierenden und die andere mit einem zu messenden Hirnareal in Verbindung steht. Darauf ist, bei anderer Anordnung der Elektroden Ic, Id und ihrer Verbindungen, die Erfindung jedoch nicht beschränkt.
Der Träger Ia ist in grober Näherung rechteckig dargestellt. Manchmal kann dies in der Anwendung genügen. Der Träger kann beispielsweise als einfache oder als Doppelfolie ausgelegt sein. In einer an den Sulcus 2c angepassten Ausführungsform ist das Trägermaterial aber so modelliert, dass es die Gestalt der Begrenzungen des Sulcus 2c annimmt. Dabei sind die Dimensionen zu beachten; der Sulcus 2c lässt nur eine sehr geringe Dicke des Trägers Ib zu.
Der Träger Ia besteht gewöhnlich aus einem flexiblen Material. Wenn der Träger Ia entsprechend vormodelliert ist, kommen auch andere Materialien in Betracht, sofern sie das Einsetzen in den Sulcus 2c nicht zu sehr erschweren. In jedem Fall sollte das Material biokompatibel sein, also das Hirngewebe möglichst auch noch bei Langzeiteinsatz nicht beeinträchtigen. Polyimid oder Silikon ist hierfür ein geeignetes Trägermaterial, ohne dass die Erfindung auf dieses Material beschränkt wäre.
Die Elektroden Ic, Id sind als Kontaktpunkte bzw. Kontaktflächen matrixförmig angeordnet. Die Oberfläche des Trägers Ia mit den Kontaktpunkten bzw. Kon- taktflächen ist im Wesentlichen eben ausgestaltet. Leiterbahnen Ie im Inneren des
Trägers Ib verbinden jede Elektrode Ic, Id einzeln und ohne Überlappung ihrer jeweiligen Leiterbahnen Ie mit dem Kabel Ib für den Signalaustausch. Das Kabel Ib ist mindestens zweiteilig ausgelegt, wobei eine Messleitung IbI Signale der Messelektroden Ic nach außen und eine Stimulationsleitung Ib2 Signale für die Stimulationselektroden überträgt. Es ist auch ein einteiliges Kabel Ib vorstellbar, das jeweils in verschiedenen Zeitintervallen für die Übertragung von Messdaten nach außen und von Stimulationsdaten nach innen verwendet wird. Die Herstellungsmöglichkeiten solcher Leiterbahnen Ie und Möglichkeiten ihrer Anordnung kennt der Fachmann.
Auch Elektroden können aus verschiedenem Material hergestellt werden, insbesondere Gold, Platin, einer metallischen Legierung oder auch aus leitenden Kunststoffen sowie Halbleitermaterialien. Der Träger Ia kann eine Größe von weniger als einem bis zu mehr als zehn Zentimetern annehmen. Die Elektrodenkontakte sind mit einer typischen Dichte von 1 bis zu mehr als 10.000 Elektrodenkontakten pro cm2 ausgelegt. Eine höhere Dichte an Elektrodenkontakten verbessert die Signalauflösung, erhöht aber natürlich den Aufwand nicht nur der Herstellung der Elektroden Ic, Id, sondern auch den der Verstärkung und den Rechenaufwand der Ansteuerung.
Selbstverständlich kann die Anordnung je nach Bedarf von der hier dargestellten mit gegeneinander versetzten Reihen abweichen. Hier ist praktisch jede Anordnung einer Punkteschar auf einer (Ober)fläche möglich.
Wie z.B. Fig. Ib und Ic illustrieren, müssen die beiden Gruppen von Elektroden z.B. nicht symmetrisch zu einer Schnittebene durch den Träger Ia angeordnet sein. Vielmehr können die Elektroden der einen Oberfläche versetzt sein gegenüber den Elektroden der anderen Oberfläche oder beliebigen anderen Anordnungen entsprechend den Ergebnissen der fMRT- Auswertung. Auch kann eine Oberfläche des Trägers Ic vollkommen oder abschnittsweise frei von Elektroden sein, wie z.B. Fig. Ic illustriert. Es ist besonders vorteilhaft, dass dieser Träger das Hirngewebe im Gegensatz zu eindringenden Elektroden nicht verletzt. Damit wird auch eine bessere Langzeitstabilität der Signalerfassung erreicht, weil in das Hirngewebe eindringende Elektroden zu einer lokalen Gewebezerstörung und damit dem Erlöschen lokaler neu- ronaler Aktivität führen können. Je nach Anwendung kann der Träger Ia mit den Elektroden Ic, Id auch sehr klein sein («lern). In diesem Fall ist die Operation, mit der der Träger Ia dem Patienten eingesetzt wird, mit sehr geringem Aufwand und sehr geringer Beeinträchtigung des Patienten möglich.
Fig. 3 zeigt den Träger in einer Schnittansicht, also im Profil. Wie zu erkennen ist, weist der Träger zwei flache Oberflächen auf.
Fig. 4 illustriert den Träger Ia in einer perspektivischen Sicht. Die Sonden werden durch den im Folgenden beschriebenen technischen Prozess hergestellt, d.h. individuell auf das Gehirn des Patienten abgestimmt.
Durch Anwendung struktureller bildgebender Verfahren werden Informationen über die exakte Anatomie des Cerebralen Cortex des Gehirns gewonnen. Hierzu werden vorteilhafterweise Tl-gewichtete MRT- Aufnahmen verwendet, da sie ohne eine Belastung durch ionisierende Strahlung gewonnen werden können. Des Weiteren können durch funktionelle bildgebende Verfahren Informationen über die Lokalisation von Gehirnbereichen gewonnen werden, die willkürliche Bewegungen steuern. Hier sind insbesondere Verfahren der funktionellen MR- Bildgebung (fMRT) aufgrund ihrer hohen räumlichen Auflösung vorteilhaft.
Information aus strukturellen und/oder funktionellen bildgebenden Verfahren kann verwendet werden, um folgende Eigenschaften der zu implantierenden E- lektroden möglichst genau an das Gehirn des individuellen zu behandelnden Patienten anzupassen, vgl. hierzu auch Fig. 10: - Größe der Sonde;
Form der Sonde; Anordnung der einzelnen Kontaktflächen auf dem Träger Ia der Sonde; Zahl der insgesamt zu implantierenden Sonden;
Positionierung der Sonde auf dem Cortex.
Basis sind ein hochaufgelöster struktureller Bilddatensatz des Gehirns, vorzugsweise mit einer Auflösung von lmm x lmm x lmm oder besser. Des Weiteren werden funktionelle Bilddaten während einer Testbatterie von Bewegungsaufgaben aufgenommen, die das Repertoire an natürlichen Bewegungsaufgaben, die durch das BMI letztendlich gesteuert werden sollen, möglichst weitgehend abzu- decken in der Lage ist.
Beim Herstellungsverfahren gemäß der Erfindung werden folgende Schritte durchgeführt:
Der strukturelle Bilddatensatz wird ausgewertet, um die Geometrie des Sulcus zu bestimmen (Schritt 1010).
Die funktionellen Bilddaten werden herangezogen, um die neuronalen Aktivitäten des Sulcus zu bestimmen (Schritt 1020), insbesondere mit einigen oder allen der folgenden Schritte: Korrektur von Kopfbewegungseffekten während der Messung, Beseitigung von Artefakten, Normalisierung in ein Standardkoordinatensystem, räumliche Filterung, zeitliche Filterung, statistische Auswertung basierend auf parametrischen oder auch nicht-parametrischen Verfahren.
Aus den resultierenden Aktivierungsdaten während verschiedener Bewegungsaufgaben und - optional - unter zusätzlicher Einbeziehung der strukturellen Daten wird dann der oder die Gehirnbereiche bestimmt, die die höchste Bewegungsinformation erwarten lassen. Durch entsprechende Algorithmen wird eine optimale Implantation entworfen, die möglichst hohe Bewegungsinformation bei möglichst wenigen zu implantierenden Sonden bzw. einer möglichst geringen Gesamtfläche der zu implantieren Sonden verbindet. In diesem Schritt können dabei alle oben genannten Parameter einbezogen werden. Die Daten über Parameter der einzelnen Träger werden für die individuelle Anfertigung der zu implantierenden Träger verwendet, vgl. Schritt 1030.
Die Kontaktflächen werden derart auf dem Träger Ia positioniert, dass sie den Stellen signifikanter neuronaler Aktivität in demjenigen Bereich des Sulcus entsprechen, wo der Träger Ia entsprechend den Ergebnissen der Schritte 1010 und 1020 positioniert werden soll, vgl. Schritt 1040.
Das Herstellungsverfahren liefert also eine Sonde mit Träger Ia mit spezifischer Geometrie Form und spezifisch angeordneten Kontaktpunkten.
Wenn unter neurochirurgischen Aspekten erforderlich, werden die Daten des im vorherigen Schritt optimierten Implantation auf ein Neuronavigationsgerät über- tragen und die Sondenpositionierung im Gehirn so computergestützt durchgeführt.
Fig. 5 zeigt eine Übersichtsdarstellung einer in das Großhirn 2 eingesetzten Ausführungsform der Erfindung und vorteilhafte Peripherie. Die Multielektrode 1 zur Ableitung der neuronalen Aktivität bzw. Stimulation ist in den Schädel des Pati- enten wie zuvor beschrieben in einem Sulcus 2c eingesetzt. Die Multielektrode 1 misst die neuronale Aktivität und leitet sie über eine noch zu beschreibende Signalschnittstelle 3 als elektromagnetische Eingangssignale an einen Verstärker 4 weiter, der vorzugsweise als Mehrkanalverstärker ausgebildet ist. In dem Verstärker 4 können zusätzlich zu einer Verstärkung Hoch-, Tief-, oder Bandpassfilter zum Einsatz kommen (beispielsweise Savitzky-Golay-, Butterworth- oder Cheby- chevfilter). Vorteilhaft ist eine hohe zeitliche Auflösung für Echtzeitübertragung, idealerweise liegt die Abtastrate bei mehr als 200 Hz, geringere Werte sind jedoch nicht ausgeschlossen.
Der Verstärker verstärkt und filtert die elektromagnetischen Eingangssignale und leitet die derart vorverarbeiteten Signale in Echtzeit an einen Auswertechip, einen Computer oder dergleichen System 5 zur Signalverarbeitung weiter. Bei einer Ausführungsform der Erfindung ist damit das Ziel bereits erreicht: die neuronale Aktivität wurde gemessen und kann in dem System 5 wie gewünscht ausgewertet werden.
Bei einer anderen Ausführungsform der Erfindung werden in dem System 5 Stimulationssignale erzeugt, die über den Verstärker 4 und die Signalschnittstelle 3 der Multielektrode 1 zugeführt werden, wo Einzelelektroden Id entsprechende Stimulationsimpulse abgeben.
Wiederum in einer anderen Ausführungsform überträgt das System 5 Effektorsteuersignale an einen Effektor 6. Umgekehrt kann der Effektor 6 Effektor- zustandssignale an das System 5 zurückgeben.
Es ist wichtig zu betonen, dass weitere Kombinationen der angegebenen Komponenten möglich sind. So kann die Verbindung zur Effektorsteuerung bidirektional angelegt sein, der Effektor kann aber auch unidirektional ausschließlich zu Aktionen veranlasst werden oder einseitig (als reiner Sensor) ausschließlich Zustands- signale übertragen. Ebenso kann auch die Verbindung zwischen dem System 5 und der Multielektrode 1 je nach Anwendung bidirektional oder in einer der beiden Richtungen einseitig sein. Bevorzugt ist jedoch die bidirektionale Verbindung, da so die erfinderische Anordnung der Multielektrode 1 innerhalb eines Sulcus 2c am besten ausgenutzt werden kann.
Stellvertretend für die Vielzahl an Anwendungsvarianten, bei denen die Multielektrode 1 an unterschiedlichen Hirnarealen eingesetzt wird, wird im folgenden weiter ein Einsatz im zentralen Sulcus 2c zwischen dem somatosensorischen Kortex 2a und dem primären motorischen Kortex 2b beschrieben. Das ist keineswegs einschränkend zu verstehen. Die Erfindung umfasst auch die Möglichkeit, jedes beliebige andere Gehirnareal zu stimulieren und/oder abzuleiten. Für den Effektor 6 kommen dann im Wesentlichen drei Gruppen in Betracht: ein mechanisches Gerät wie ein Roboter, Roboterarm oder eine Prothese, ein eigenes Körperteil oder ein durch virtuellen Befehl eines Rechners angesteuertes elektrisches Gerät wie ein Computer, ein Mobilfunkgerät, ein Haushaltsgerät oder der- gleichen.
Der erste Fall einer Prothese, also einer künstlichen Nachbildung eines Körperteils, wird im Folgenden anhand einer schematisch in Fig. 6 dargestellten Handprothese näher erläutert. Selbstverständlich kann jede Art von Prothese angesteu- ert werden, es sind auch eher absurd anmutende Ansteuerungen wie die eines dritten Armes oder Beines denkbar.
Über eine Effektoreingangsleitung 6a 1 werden die Effektorsteuerungssignale von dem System 5 an den Effektor 6 übertragen.
Die Prothese weist ein Rotations System 6b 1 zum Drehen der Hand auf. Eine Steuerung eines Motors des Rotationssystems 6b 1 dreht die Prothese entsprechend den Effektorsteuerungssignalen. Außerdem weist die Prothese ein Greifsystem 6b2 mit Motor und Steuerung auf, das den Effektorsteuerungssignalen entsprechende Öffnungs- und Schließbewegungen eines Fingerteils der Hand ausführt. Es sollte erwähnt werden, dass zweckmäßigerweise nicht unbedingt versucht wird, alle Steuerungsdetails aus den neuronalen Daten zu ermitteln. Stattdessen könnte System 5 auch nur die Art der intendierten Bewegung vorhersagen und dann selbstständig die erforderlichen Einzelschritte bestimmen.
Für die Generierung eines funktionellen Feedbacks an das Gehirn sind an dem Fingerteil Drucksensoren 6c angebracht. Deren ermittelte Effektorzustandssignale werden über eine Effektorausgangsleitung 6a2 an das System 5 zurückgegeben. Schließlich ist die Prothese noch von einer Verkleidung umgeben, die zweckmä- ßigerweise das Aussehen einer menschlichen Hand nachahmt. Anzumerken ist, dass eine Handprothese hier nicht auf das Öffnen und Schließen beschränkt ist, sondern mit technisch fortgeschritteneren Prothesen im Rahmen der Erfindung auch die Durchführung komplexerer Bewegungen möglich ist.
Weiter ist es möglich, mit einer Arm-/Handprothese auf diese Weise sämtliche natürliche Bewegungen eines Armes und/oder einer Hand zu ermöglichen und mit Hilfe geeigneter Sensoren wie Bewegungs-, Abstands- oder Temperatursensoren sowohl die Lageempfindung (oder Propriozeption, also die Kenntnis der Lage des Armes auch bei geschlossenen Augen) als auch den Tastsinn, die Wärmeempfindung etc. des Armes wiederherzustellen.
In der zweiten Gruppe möglicher Effektoren 6 mit besonderer Bedeutung werden eigene Körperteile über funktionelle Elektrostimulation als Effektor 6 angesteuert, sofern nur die neuronale Verbindung zwischen Gehirn und dem Körperteil unterbrochen ist. Dabei werden entweder noch intakte Nervenzellen des Körperteils oder unmittelbar dessen Muskelfasern stimuliert. Ein Feedback kann ebenfalls entweder über noch intakte körpereigene Druck-, Dehnungs-, u.a. Rezeptoren oder, in einer Art Hybrid, mittels unterstützender Sensoren erfolgen, wie oben für den Fall der Prothesensteuerung beschrieben. Ebenso ist auch im Falle von unvollständigen Lähmungen, bei denen noch eine (schwache) Restbewegungsfähig- keit vorhanden ist, die Unterstützung dieser residuellen Bewegungen durch von Motoren getriebenen mechanischen Vorrichtungen denkbar.
Die dritte Gruppe der "virtuellen" Effektoren 6 ist besonders groß. Damit kann ein Computercursor oder eine Menüauswahl, aber auch das Einschalten des Lichts, das Absenden eines Notrufes etc. angesteuert werden. Denkbares Feedback wäre das Anschlagen eines Cursors am Zeilen- oder Seitenende oder eine Fehlermeldung jeder Art.
Besonders interessant ist die Steuerung einer virtuellen Prothese. Dabei wird ein Körperteil dreidimensional auf einem Bildschirm dargestellt und durch neuronale
Aktivität des Patienten oder Probanden gesteuert. Durch Interaktion mit einer vir- tuellen Umgebung kann die Prothese auch anstoßen oder sich erwärmen. Derartige Ereignisse werden per neuronaler Stimulation zurückgemeldet. Insgesamt lässt sich damit eine Prothese trainieren und kalibrieren. Eine Rückmeldung durch Stimulation oder durch Beobachtung des Effektors kann, das gilt für die Kalibrierung mittels der virtuellen wie für diejenige einer physischen Prothese, die Ansteuerung aufgrund der Lern- und Anpassungsfähigkeit neuronaler Aktivitäten (der neuronalen Plastizität) stark verbessern.
Wenn man solche Steuerungs- und Stimulationsdaten einmal in computerverar- beitbarer Form zur Verfügung hat, ist man natürlich dank des Internets oder ähnlicher Netzwerke nicht mehr auf räumliche Nähe angewiesen. Die anzusteuernden Effektoren müssen sich deshalb nicht in unmittelbarer räumlicher Nähe/Verbindung zu dem den Effektor steuernden Individuum befinden. So könnte eine Prothese oder ein Roboter virtuell dargestellt und gesteuert werden, die tat- sächlich an einem anderen Ort stehen. Anwendungen in der Medizin, bei der ein Chirurg aus der Ferne operiert, beim Militär, das Roboter hochpräzise steuern kann, ohne Menschen in Gefahr zu bringen, oder in Verseuchungs- oder sonst unzugänglichen Gebieten wie Kernkraftwerken, der Tiefsee, dem All sind denkbar. Zwar mag auf den ersten Blick die Operation und der Eingriff in den Schädel solche Anwendungen absurd erscheinen lassen. Durch die schonende und verträgliche Multielektrode 1 der Erfindung ist die Akzeptanz aber ganz wesentlich erhöht. Schon heute werden Chips in den Arm implantiert, um so profane Dinge wie den Eintritt in eine Diskothek zu ermöglichen. Es wird deshalb in Zukunft Anwendungsfälle geben, in denen die Risiko/Nutzenabwägung auch ohne eine schwere Krankheit nicht mehr den Einsatz der Multielektrode 1 ausschließt.
Fig. 7 zeigt eine bevorzugte Ausführungsform der Signalschnittstelle 3. Alternativ könnte als Lösung eine Datenübertragung durch Kabel stattfinden, wie sie bisher in der neurochirurgischen Diagnostik standardmäßig angewendet wird. Eine dau- erhafte Kabelverbindung durch die Körperoberfläche birgt allerdings ein erhöhtes Infektionsrisiko und ist auch unter kosmetischen und praktischen Gesichtspunkten wenig attraktiv. Bei der hier beschriebenen bevorzugten Ausführungsform erfolgt die Signalübertragung zwischen Elektrode und Verstärker durch induktive Energieübertragung ohne transkutane Kabel Verbindung.
Das drahtlose Signalübertragungssystem 3 ist zweigeteilt in je einen Anteil oberhalb und unterhalb der Hautoberfläche 3a. Von der äußeren Sende/Empfangseinheit außerhalb des Körpers, also hier oberhalb der Hautoberfläche 3a dargestellt, ist nur stellvertretend eine Spule 3b gezeigt. Ob diese äußere Sende/Empfangseinheit lediglich Daten an den Verstärker 4 oder das Rechnersystem 5 drahtlos oder per direkter Kabelverbindung vermittelt oder selbst Verstärker 4 und/oder Rechnersystem 5 teilweise oder vollständig in einem auf der Schädeloberfläche aufsitzenden mobilen Chip enthält, ist wesentlich eine Frage der Komplexität der Anwendung. Derzeit ist zumindest eine kompakte Sende/Empfangseinheit an einen externen Verstärker 4 bzw. ein Rechnersystem 5 über nahezu beliebige Ent- fernungen (Mobilfunk, Bluetooth, WLAN) technisch ohne weiteres möglich.
Die genannten Übertragungswege können auch für den Datenaustausch mit dem Effektor 6 genutzt werden. Im Falle einer Ansteuerung eines gelähmten natürlichen Körperteils kann eine weitere zweiteilige Signalübertragungsschnittstelle ähnlich der hier beschriebenen in dem jeweiligen Körperteil eingesetzt werden. Da die äußere Sende/Empfangseinheit leicht zugänglich ist, kann sie auch der fortschreitenden Technik angepasst bzw. ausgetauscht werden, ohne dass ein erneuter operativer Eingriff erforderlich wird.
Unterhalb der Hautoberfläche 3 a ist als Gegenstück zu der äußeren Sende/Empfangseinheit ein Multifunktionschip 3c als innere Sende/Empfangseinheit eingesetzt. Dieser Multifunktionschip 3c weist eine Empfängereinheit 3c 1, eine Sendereinheit 3c2 und optional eine Batterieeinheit 3c3 auf. Über das Kabel Ib werden die Signale von und zu den Elektroden Ic, Id des Trägers Ia der Sen- dereinheit 3c2 bzw. der Empfangseinheit 3c 1 zugeführt. Im Betrieb überträgt die Spule 3b der äußeren Sende/Empfangseinheit Energie und Stimulationssignale induktiv über Hochfrequenzsignale an die Empfangseinheit 3c 1. Der Multifunktionschip 3c bestimmt die aufmodulierten Stimulationssignale in aus der Nachrichtentechnik bekannter Weise und leitet sie über das Ka- bei Ib weiter an die Elektroden Id des Trägers Ia. Die Energie für die erforderlichen Rechenoperationen von Steuerungseinheiten in dem Multifunktionschip 3c werden aus den Hochfrequenzsignalen bezogen. Alternativ kann Batterie 3c3 bzw. ein Akkumulator induktiv über die Hochfrequenzsignale aufgeladen werden, so dass die Energieversorgung zeitlich von der Übertragung an der Schnittstelle ent- koppelt ist. Dabei ist natürlich zwischen Auflade- und Stimulationssignalen zu trennen, etwa durch Zeitfenster oder durch getrennte Frequenzbänder.
Umgekehrt werden Signale der Messelektroden Ic über das Kabel Ib an die Sendereinheit 3c2 übertragen und dort, bevorzugt im Signalband von 402-405 MHz des MICS (Medical Implantable Service Band), auf die Spule 3b oder ein für den Empfang ausgelegtes Gegenstück der nur stellvertretend dargestellten Spule 3b übertragen.
Bisher wurde die Übertragungsschnittstelle so beschrieben, dass die Sendeleistung der Sendeeinheit 3c2 nur bis zu der Spule 3b der äußere Sende/Empfangseinheit reicht. Alternativ könnte die Sendeeinheit 3c2 auch direkt an den Verstärker 4 senden, der möglicherweise sogar nicht auf der Schädeloberfläche aufsitzt. In diesem Fall ist die Energieversorgung des Multifunktionschips 3c entweder durch langlebige Batterien (derzeit technisch nicht zufriedenstellend) oder eine Aufla- demöglichkeit etwa in der beschriebenen Weise durch Induktion sicherzustellen.
Fig. 8 zeigt eine beispielhafte Schemadarstellung der Umrechnung von neuronalen Signalen in Effektorsteuerungssignale. Auf der linken Seite sind beispielhaft drei Spannungsverläufe von drei Elektroden Ic gezeigt. Diese Spannungssignale werden zunächst als Eingangssignale im Verstärker 4 verstärkt und gefiltert. Die Filterfunktionalität kann auch in dem System 5 lokalisiert sein. Als eine beispiel- hafte Filtermethode - weitere sind oben im Zusammenhang mit dem Verstärker 4 genannt - werden die Spannungssignale in einem Bandpass gefiltert, anschließend über kleine Zeitfenster gemittelt und in kurze Zeitfenster eingeteilt. Die Aktivität wird dann mittels mathematischer Verfahren ausgewertet, typischerweise durch: (1) Vorverarbeitung der Signale, bspw. a) Filterung (z.B. Tiefpass oder Bandpass), b) Zeit- Frequenzanalyse (z.B. Fourier-Transformation oder Multi-Tapering) und/oder c) Binnung und Mittelung im Zeitbereich; (2) Dekodierung der vorverarbeiteten Signalem bspw. Diskriminantenanalyse (lineare, quadratische oder re- gularisierte) oder Support- Vektor-Maschine (linear oder radial basis function). Die genannten Methoden sind nicht erschöpfend. Insbesondere zur Dekodierung koninuierlicher Bewegungen sind andere als die genannten Diskriminantenanalyse und Support- Vektor-Machine zu verwenden, beispielsweise lineare Filter oder Kaiman-Filter.
Das Ergebnis sind die rechts dargestellten Effektorsteuerungssignale, wobei hier beispielhaft zwei Effektoreinrichtungen, etwa zwei Motoren, und deren aufzubringende Leistung entsprechend ihrer Drehgeschwindigkeit dargestellt sind.
Selbstverständlich ist die Auswertung alles andere als einfach. Dennoch kennt der Fachmann einsatzbereite Verfahren, auch wenn ständig neue hinzukommen oder bestehende verbessert und weiterentwickelt werden. Auch sollte vor dem Einsatz des Systems 5 eine Trainingsphase erfolgen, in welcher der Patient lernt, mit dem System 1-6 umzugehen und umgekehrt das System 5 kalibriert wird.
Fig. 9 zeigt den umgekehrten Datenweg in einer beispielhaften Schemadarstellung der Umrechnung von Feedbackdaten eines Effektors in Stimulationssignale für die Elektroden. Links sind Aktivierungsintensitäten verschiedener Drucksensoren und Motoren gegen die Zeit aufgetragen. Diese Aktivierungsintensitäten werden als Effektorzustandssignale dem System 5 übergeben. Dort werden tonische Drucksignale bzw. Motoraktivierung in phasisch-tonisch hochfrequente Stimulationssignale umgerechnet. Diese Stimulationssignale, wie rechts als zeitliche Spannungsverläufe dargestellt, werden jeweils auf eine oder mehrere Elektroden Id übermittelt, die mit den benachbarten und wegen des gezielten Einsetzens des Trägers Ia auch für den Reiz zuständigen Neuronen in elektromagnetischer Wechselwirkung stehen bzw. diese stimulieren. Bei der Kalibrierung dieses Sys- tems ist die Mitarbeit des Patienten hilfreich, der seine Empfindungen bei Stimulation durch verschiedene Gruppen von Elektroden äußert. Wie bereits im Zusammenhang mit der Umrechnung der Messsignale gesagt, ist auch hier die Entwicklung mit ständiger Verbesserung im Fluss.
Abschließend sollen noch einmal die Vorteile der Erfindung in einer kurzen Zusammenfassung erläutert werden:
Viele Bereiche des menschlichen Kortex liegen nicht an der Oberfläche, sondern sind in Furchen, Sulci, verborgen. In ihrer Form angepasste Elektroden können hier ohne Gewebe zu verdrängen eingeschoben werden. Besonders relevant kann dies für eine bevorzugte Ausführungsform im somatosensorischen Kortex und Motorkortex sein, weil große Teile des primären motorischen Kortex (welcher eine zentrale Rolle bei der Ausführung von Willkürbewegungen spielt und dessen neuronale Bewegungskodierung am besten untersucht ist) im so genannten zentralen Sulcus verborgen liegen. Auf diese Weise werden also Anteile des Kortex, die in der Tiefe der einzelnen Hirnwindungen verborgen liegen (incl. des für die Steuerung willkürlicher Hand- und Armbewegungen besonders wichtigen Anteils des sog. Brodmann Areals 4) erreichbar.
Eine hier implantierte Elektrode besitzt zudem den Vorteil, das sich der primäre somatosensorische Kortex (welcher propriozeptive Signale empfängt und verarbeitet und somit zur Bewegungswahrnehmung beiträgt) direkt gegenüber des motorischen Kortex befindet, und zwar mit der gleichen somatotopischen Anordnung (d.h. dem zur Bewegungsausführung verantwortlichen Bereich, bspw. der Hand, gegenüber liegt, möglicherweise mit einer Verschiebung, der für die entsprechende Wahrnehmung der Bewegung der Hand verantwortliche Bereich). Eine motorische Prothese, die von einer hier intrasulcal implantierten Elektrode gesteuert wird, ermöglicht somit zusätzlich sensorische Rückmeldungen über die gleiche Elektrode. Damit ist auf einfache und für einen Patienten sehr schonende und verträgliche Weise sogar die Voraussetzung für eine bidirektionale Kommunikation ermöglicht.
Verwendete Bezugszeichen
1 Multielektrode
Ia Träger
Ib Kabel
Ic (Ableit)elektroden
Id (Stimulations)Elektroden Ie Leiterbahnen
2 Großhirn / Kortex
2a somatosensorische Kortex
2b primärer motorischer Kortex Signalschnittstelle 3 a Hautoberfläche
3b Spule der äußeren Sende/Empfangseinheit
3c Multifunktionschip
3c 1 Empfangseinheit
3c2 Sendeeinheit 3c3 Batterie/Akkumulator
4 Verstärker
5 System zur Auswertung und zentralen Steuerung
6 Effektor
6a 1 Effektoreingangsleitung 6a2 Effektorausgangsleitung
6b 1 Rotationssystem
6b2 Greifsystem
6c Drucksensoren
6d Verkleidung

Claims

07. Februar 2007 Albert-Ludwigs-Universität Freiburg U50873PC GSPatentansprüche
1. Sonde zur Datenübertragung zwischen einem Gehirn (2) und einer Datenverarbeitungsvorrichtung (5), wobei die Sonde einen Träger (Ia) mit darauf angebrachten Elektroden (Ic, Id) aufweist, die zur Erfassung von neuronaler Aktivität und/oder Übertragung von Stimuli in elektromagnetische Wechselwirkung mit Neuronen des Gehirns (2) gebracht werden können und die mit der Datenverarbeitungseinrichtung (5) koppelbar sind, wobei der Träger (Ia) in seiner Form an eine innere Oberfläche des Gehirns (2) derart anpassbar ist, dass er in einem Innenraum eines Sulcus (2c) des Gehirns (2) eingesetzt werden kann,
wobei
der Träger (Ia) flexibel ausgestaltet ist und zwei einander gegenüberliegende Oberflächen aufweist, wobei an zumindest einer der Oberflächen zumindest eine Gruppe von Elektroden (Ic, Id) angebracht ist, wobei die Elektroden (Ic, Id) als Kontaktflächen ausgestaltet sind, derart, dass die zumindest eine Gruppe von Elektroden (Ic) mit Neuronen zumindest einer Seitenwand (2a) des Sulcus (2c) in elektromagnetische Wechselwirkung kommen kann, wobei die Elektroden (Ic, Id) in ihrer Anordnung an die Morphologie der zumindest einen Seitenwand (2a) anpassbar sind.
2. Sonde nach Anspruch 1, wobei beide Oberflächen des Trägers (Ia) eben ausgestaltet sind.
3. Sonde gemäß Anspruch 1 oder Anspruch 2, wobei an den zwei gegenüberliegenden Oberflächen eine erste bzw. zweite Gruppe der Elektroden angebracht ist, wobei die erste Gruppe der Elektroden (Ic) mit Neuronen der ersten Seitenwand (2a) des Sulcus (2c) und die zweite Gruppe der Elektroden (Id) mit Neuronen der zweiten Seitenwand (2b) des Sulcus
(2c) in elektromagnetische Wechselwirkung kommen können, wobei die Elektroden (Ic, Id) in ihrer Anordnung an die Morphologie der ersten Seitenwand (2a) bzw. der zweiten Seitenwand (2b) anpassbar sind.
4. Sonde nach einem der vorherigen Ansprüche, wobei die erste Gruppe (Ic) Ableitelektroden und die zweite Gruppe (Id) Stimulationselektroden aufweist.
5. Sonde nach einem der vorherigen Ansprüche, wobei der Träger (Ia) Polyimid oder Silikon aufweist.
6. Sonde nach einem der vorherigen Ansprüche, wobei Elektroden (Ic, Id) mit einer Dichte zwischen einem und 1.000 Elektrodenkontakten pro cm2 auf dem Träger (Ia) aufgebracht sind.
7. Sonde nach einem der vorherigen Ansprüche, wobei Elektroden (Ic, Id) Gold, Platin, eine metallische Legierung, leitenden Kunststoff oder Halbleitermaterialien aufweisen.
8. Einrichtung zur Datenübertragung zwischen einem Gehirn (2) eines Lebewesens und einer Datenverarbeitungsvorrichtung (5), welche zumindest eine Sonde gemäß einem der vorherigen Ansprüche und eine Auswerteeinrichtung (5) aufweist, welche dafür ausgebildet ist, Signale der Elektroden (1, Ic, Id) in für die Datenverarbeitungsvorrichtung (5) verarbeitbare Neuronensignale und/oder Ausgangssignale der Datenverarbeitungsvorrichtung (5) in Stimulationssignale für die Elektroden (1, Ic, Id) umzuwandeln.
9. Einrichtung nach Anspruch 8, wobei die Auswerteeinrichtung (5) dafür ausgebildet ist, einen ersten Teil der Elektroden (Ic) mittels Auslesen der Eingangssignale als Ableitelektroden und einen zweiten Teil der Elektroden
(Id) mittels Zuführen der Ausgangssignale als Stimulationselektroden anzusteuern, so dass ein bidirektionaler Datenaustausch ermöglicht ist.
10. Einrichtung nach Anspruch 8 oder 9, wobei die Auswerteeinrichtung (5) zusätzlich als Effektorsteuerung eines anschließbaren Effektors (6) ausgebildet ist und unter Einbeziehung der Eingangssignale Effektorsteuersignale für den Effektor (6) und/oder unter Einbeziehung von Effektorzustandsignalen des Effektors (6) die Stimulationssignale berechnet.
11. Einrichtung nach Anspruch 10, wobei der Effektor eine Prothese (6) ist; die Eingangssignale diejenigen von Neuronen im Motorkortex und die Stimulationssignale für Neuronen im somatosensorischen Kortex sind; die Effektorsteuersignale Bewegungsparameter (6b 1, 6b2) der Prothese (6) beeinflussen und die Effektorzustandssignale Stellungs-, Bewegungs- und/oder Zustandsparameter weiterer Sensoren wie Druck-, Berührungs-, Abstandsoder Temperatursensoren (6c) sind, so dass das Gehirn (2) die Bewegung der Prothese (6) steuern kann und unmittelbare somatosensorische Rückmeldung über die Bewegung sowie die Umgebung der Prothese (6) erhält.
12. Einrichtung nach Anspruch 10, wobei der Effektor (6) ein Körperteil des Lebewesens ist; - die Eingangssignale diejenigen von Neuronen im Motorkortex und die
Stimulationssignale für Neuronen im somatosensorischen Kortex sind; die Effektorsteuersignale Motorneuronen oder Muskelfasern des Körperteils beeinflussen und die Effektorzustands signale Signale von Rezeptoren oder Rezeptorneuronen des Körperteils und/oder Stellungs-, Bewegungs- und/oder Zustandsparameter weiterer Sensoren wie Druck-, Berührungs-,
Abstands- oder Temperatursensoren sind, so dass das Gehirn (2) die Bewegung des Körperteils (6) steuern kann und unmittelbare somatosensorische Rückmeldung über die Bewegung sowie die Umgebung des Körperteils (6) erhält.
13. Einrichtung nach Anspruch 10, wobei der Effektor ein Rechner (6) insbesondere mit einer Anzeige ist; die Eingangssignale diejenigen von Neuronen im Motorkortex und die Stimulationssignale für Neuronen im somatosensorischen Kortex sind; - die Effektorsteuersignale virtuelle, insbesondere auf der Anzeige dargestellte Bewegungen oder Funktionen in dem Rechner (6) beeinflussen und die Auswerteeinrichtung (5) unter Einbeziehung der virtuellen Bewegung oder der Funktion die Effektorzustands signale errechnet.
14. Einrichtung nach einem der Ansprüche 8 bis 13, wobei ein Verstärker (4) vorgesehen ist, der für die Verstärkung und Filterung von den Eingangssignalen zu vorverarbeiteten Eingangssignalen und/oder von den Ausgangssignalen zu den Stimulationssignalen ausgebildet ist.
15. Verfahren zur Herstellung einer Sonde für eine Datenübertragung zwischen einem Gehirn (2) und einer Datenverarbeitungsvorrichtung, die folgenden Schritte umfassend:
- Bestimmen der Geometrie eines Sulcus (2c) des Gehirns (2) auf der Basis von strukturellen Bilddaten des Gehirns (2), - Formen des Trägers (Ia) gemäß der bestimmten Geometrie, um den Träger
(Ia) in den Sulcus (2c) einsetzbar zu machen,
- Bestimmen der neuronalen Aktivitäten im Bereich des Sulcus (2c) auf der
Basis von funktionellen Bilddaten des Gehirns; - Anordnen von Kontaktflächen (Ic, Id) auf dem Träger (Ia) gemäß den bestimmten neuronalen Aktivitäten, derart, dass die Kontaktflächen (Ic, Id) auf dem Träger (Ia) Stellen im Bereich des Sulcus mit signifikanten neuronalen Aktivitäten zugeordnet werden können.
16. Verfahren nach Anspruch 15, wobei die funktionellen Bilddaten die Aktivitäten von Neuronen des Gehirns (2) bei einer Serie von Bewegungsaufgaben repräsentieren, wobei die Bewegungsaufgaben insbesondere Betrachten und Bewegen umfassen.
17. Verfahren nach Anspruch 15 oder 16, wobei der Träger (Ia) aus einem flexiblen Material gefertigt wird.
18. wobei für einen bidirektionalen Datenaustausch ein erster Teil der Elektroden (Ic) für ein Auslesen von Eingangssignalen als Ableitelektroden und ein zweiter Teil der Elektroden (Id) für ein Zuführen von
Ausgangssignalen als Stimulationselektroden ausgebildet ist.
19. Verfahren nach einem der Ansprüche 15 bis 18, wobei eine erste Gruppe (Ic) der Elektroden (Ic, Id) für den elektromagnetischen Kontakt mit Neuronen einer ersten Seitenwand (2b) und eine zweite Gruppe (Id) der
Elektroden (Ic, Id) für den elektromagnetischen Kontakt mit Neuronen einer zweiten Seitenwand (2a) auf dem Träger angebracht werden.
20. Verfahren zur Datenübertragung zwischen einer Datenverarbeitungs- Vorrichtung (5) und einem Gehirn (2) eines Lebewesens, bei dem eine
Sonde gemäß einem der Ansprüche 1 bis 7 in einem Sulcus eingesetzt ist, wobei das Verfahren folgende Schritte aufweist:
- Erfassen von Aktivitätssignalen und/oder Stimulieren von Neuronen, jeweils durch elektromagnetische Wechselwirkung mit Neuronen des Gehirns (2); - Umwandeln der erfassten Signale von den Elektroden (1, Ic, Id) in für das Rechnersystem (5) verarbeitbare Neuronensignale und/oder von Ausgangssignalen des Rechnersystems (5) in Stimulationssignale für die Elektroden (1, Ic, Id).
21. Verfahren nach Anspruch 20, wobei zur Effektorsteuerung eines angeschlossenen Effektors (6) unter Einbeziehung der Eingangssignale Effektorsteuersignale für den Effektor (6) und/oder unter Einbeziehung von Effektorzustandsignalen des Effektors (6) die Stimulationssignale berechnet werden.
22. Verfahren nach Anspruch 21, wobei der Effektor eine Prothese (6) ist; die Eingangssignale diejenigen von Neuronen im Motorkortex und die Stimulationssignale für Neuronen im somatosensorischen Kortex sind; - die Effektorsteuersignale Bewegungsparameter (6b 1, 6b2) der Prothese
(6) beeinflussen und die Effektorzustandssignale Stellungs-, Bewegungs- und/oder Zustandsparameter weiterer Sensoren wie Druck-, Berührungs-, Abstandsoder Temperatursensoren (6c) sind, so dass das Gehirn (2) die Bewegung der Prothese (6) steuern kann und unmittelbare somatosensorische Rückmeldung über die Bewegung sowie die Umgebung der Prothese (6) erhält.
23. Verfahren nach Anspruch 20, wobei - der Effektor (6) ein Körperteil des Lebewesens ist; die Eingangssignale diejenigen von Neuronen im Motorkortex und die
BERICHTIGTES BLATT(REGEL 91) ISA/EP Stimulationssignale für Neuronen im somatosensorischen Kortex sind; die Effektorsteuersignale Motorneuronen oder Muskelfasern des Körperteils beeinflussen und - die Effektorzustandssignale Signale von Rezeptoren oder Rezeptor- neuronen des Körperteils und/oder Stellungs-, Bewegungs- und/oder
Zustandsparameter weiterer Sensoren wie Druck-, Berührungs-, Abstandsoder Temperatursensoren sind, so dass das Gehirn (2) die Bewegung des Körperteils (6) steuern kann und unmittelbare somatosensorische Rückmeldung über die Bewegung sowie die Umgebung des Körperteils (6) erhält.
24. Verfahren nach Anspruch 21, wobei der Effektor ein Rechner (6) insbesondere mit einer Anzeige ist; die Eingangssignale diejenigen von Neuronen im motorischen Kortex und die Stimulationssignale für Neuronen im somatosensorischen Kortex sind; die Effektorsteuersignale virtuelle, insbesondere auf der Anzeige dargestellte Bewegungen oder Funktionen in dem Rechner (6) beeinflussen und - die Auswerteeinrichtung (5) unter Einbeziehung der virtuellen
Bewegung oder der Funktion die Effektorzustandssignale errechnet.
25. Verfahren nach einem der Ansprüche 19 bis 22, wobei durch Verstärkung und Filterung die Eingangssignale zu vorverarbeiteten Eingangssignalen und/oder die Ausgangssignale zu den Stimulationssignalen umgewandelt werden.
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