СИСТЕМА ЭЛЕКТРОДОВ ДЛЯ ГЛУБОКОЙ СТИМУЛЯЦИИ ГОЛОВНОГО МОЗГА
SYSTEM OF ELECTRODES FOR DEEP STIMULATION OF BRAIN

Изобретение относится к системе электродов для глубокой стимуляции головного мозга, содержащей удлиненный корпус зонда со множеством стимулирующих электродов.
Электростимуляция участков головного мозга с помощью имплантированных электродов является возможным способом лечения некоторых нервных заболеваний. Патент US 6343226 раскрывает систему электродов для такой глубокой стимуляции головного мозга, которая содержит гибкий, вытянутый по оси корпус зонда с несколькими кольцевыми стимулирующими электродами, размещенными на равном расстоянии вдоль корпуса зонда, и подвижный в осевом направлении тонкий зонд, который может быть выдвинут вперед из наконечника корпуса зонда в ткань и который служит в качестве электрода для регистрации физиологических потенциалов. Документ не содержит подробностей, касающихся размеров этих электродов.
Патентная заявка US 2005/004627 А1 раскрывает матрицу электродов для имплантации в нижний холмик среднего мозга для обеспечения его электростимуляцией, которая представляет собой звуковые сигналы. Матрица электродов содержит удлиненный элемент со множеством кольцевых электродов.
Патент US 5843148 А раскрывает провод для стимуляции головного мозга, который содержит множество электродов, расположенных диагонально вокруг удлиненного стержня.
Патентная заявка WO 2005/004978 А описывает изготовление электрода для кохлеарной имплантации. Процедура заключается в размещении структуры, имеющей электрические проводящие слои, разделении в структуре электродных пластин и проводов, изгибании электродных пластин с получением трехмерной формы и нанесении биосовместимого силиконового материала на эту подготовленную заранее структуру.
На основании этого предшествующего уровня техники целью настоящего изобретения является обеспечение средства для улучшения лечебного эффекта глубокой стимуляции головного мозга и подобных электрофизиологических вмешательств.
Эта цель достигается с помощью системы электродов согласно пункту 1 и способа согласно пункту 10 формулы изобретения. Предпочтительные варианты осуществления раскрыты в зависимых пунктах формулы изобретения.
Согласно первому аспекту изобретение относится к системе электродов, которая особенно подходит для глубокой стимуляции головного мозга (то есть в качестве "системы глубокой стимуляции головного мозга"), хотя оно также подходит для использования в различных других применениях. Система электродов содержит следующие компоненты:
a) Вытянутый по оси "корпус зонда", то есть корпус типично удлиненной или нитевидной формы, в котором направление удлинения его формы является по определению "осью" корпуса зонда. Корпус зонда обычно выполнен от гибкого, физиологически совместимого и электрически изолирующего материала, например, из полиимида, или полиуретанов и силикон-уретановых сополимеров.
b) По меньшей мере три электрода, которые распределены по оси корпуса зонда, причем в настоящем документе эти электроды, с целью ссылки и для указания их обычной функции, то есть стимуляции нервной ткани, также называют "стимулирующими электродами". Стимулирующие электроды обычно имеют одинаковую форму и размер и расположены в осевом направлении на равном расстоянии, хотя изобретение предусматривает также использование электродов разной формы и/или размера, расположенных на различных расстояниях друг от друга. Кроме того, стимулирующие электроды обычно имеют форму кольца или диска.
Диаметр 2r стимулирующих электродов (где r является радиусом электродов) должен быть равен или больше, чем протяженность по оси h электродов. В виде формулы это равносильно утверждению, что "соотношение размеров" составляет h/2r≤1 (следует, однако, отметить, что формулы, подобные этой, не должны обозначать резкую границу для объема формулы изобретения, как, например, соотношения размеров немного больше 1 все еще будут, конечно, обеспечивать положительные результаты изобретения). По определению "диаметр" стимулирующих электродов измеряется перпендикулярно оси корпуса зонда, тогда как "протяженность по оси", разумеется, измеряется в направлении указанной оси. Если контур электродов не круглый, то диаметр должен быть определен соответственно, например, как максимально возможное расстояние между двумя точками, лежащими на контуре электрода.
Предпочтительным является количество электродов по меньшей мере 2r/(h+d), или даже 2r/h, где d является (средним) расстоянием между соседними электродами. Это гарантирует, что электроды распределены по осевой длине H, которая является сравнимой с диаметром корпуса зонда.
с) контроллер для выборочного генерирования конфигураций электрических потенциалов, отличающихся друг от друга тем, что они смещены в осевом направлении относительно стимулирующих электродов. Конфигурации включают в себя приложение одинаковых электрических потенциалов (например, 3 В) к группе n (n=2; 3; 4; …) стимулирующих электродов, где n меньше общего количества М стимулирующих электродов и где электроды являются соседними по отношению друг к другу; наиболее предпочтительно остальные стимулирующие электроды (M-n) присоединены к другому неподвижному потенциалу (например, 0 В) или являются плавающими. В этом случае, чтобы привести в действие контроллер, достаточно генератора одиночных импульсов.
Контроллер может произвольно выборочно действовать на стимулирующие электроды, то есть подавать индивидуальный потенциал к каждому стимулирующему электроду, тогда объем активации может регулироваться в больших пределах его положения и размера.
Как будет более подробно показано на фигурах, предложенное соотношение h/2r≤1 размеров стимулирующих электродов имеет преимущество в отношении объема активации, которая стимулируется в нервной ткани электрическими потенциалами, приложенными к электродам. Ограниченная высота по оси h электродов по отношению к их диаметру 2r обеспечивает, в частности, тот результат, что объем активации является сравнительно небольшим и четко ограниченным в осевом направлении. Кроме того, контроллер может выборочно перемещать объем активации в окружающей нервной ткани в осевом направлении системы электродов пошагово на (небольшие) расстояния между двумя стимулирующими электродами. Таким образом, возможно подвести электростимуляцию системы электродов точно к требуемой области головного мозга.
Предпочтительно диаметр 2r стимулирующих электродов по меньшей мере в два раза больше их протяженности по оси, то есть 2r≥2h, и наиболее предпочтительно он даже в четыре раза больше протяженности по оси, то есть 2r≥4h.
В другом частном варианте осуществления изобретения по меньшей мере два соседних стимулирующих электрода находятся друг от друга по оси на расстоянии d, которое меньше, чем их протяженность по оси h, то есть d≤h. Более предпочтительно может использоваться еще меньший межэлектродный интервал, например, d≤h/2. Предпочтительно все стимулирующие электроды системы электродов удовлетворяют такому условию. Если протяженность по оси h неодинакова для всех электродов, условие относится к максимальной протяженности по оси рассматриваемых двух соседних стимулирующих электродов. Преимущество такого относительно плотного размещения электродов в том, (i) что электрическая стимуляция нервной ткани может быть очень точно локализована путем перемещения активирующих конфигураций от одного электрода к следующему и (ii), что полное электрическое сопротивление системы ткань-электроды не слишком высоко из-за относительно большой площади поверхности электрода при использовании относительно небольшого межэлектродного интервала.
Стимулирующие электроды предпочтительно распределены по осевой области на длину H, которая по меньшей мере равна диаметру 2r стимулирующих электродов, то есть H≥2r, предпочтительно по меньшей мере в два раза превышает указанный диаметр, то есть H≥2·2r, наиболее предпочтительно по меньшей мере в пять раз превышает указанный диаметр, то есть H≥5·2r. В альтернативном варианте требуется, чтобы указанная длина H была по меньшей мере в десять раз больше протяженности по оси h электродов, то есть H≥10·h. Это гарантирует, что есть достаточно большое расстояние, по которому может быть распределена стимуляция электродами и по которому центр тяжести стимуляции может регулироваться электрически, без физического перемещения системы электродов. В типичных случаях H составляет от 1 мм до 20 мм.
Контроллер предпочтительно содержит генератор одиночных импульсов, который может генерировать импульсы напряжения с желательной (регулируемой) частотой и уровнем напряжения. Выборочно распределяя эти импульсы стимулирующим электродам, могут быть генерированы различные активирующие конфигурации и, следовательно, объемы активации. В этом состоит значительное преимущество и упрощение конструкции системы, в которой для создания легко изменяемого объема стимуляции достаточно генератора одиночных импульсов.
Согласно дальнейшему развитию изобретения система электродов содержит по меньшей мере один микроэлектрод, выступающий из корпуса зонда, то есть берущий начало от поверхности корпуса зонда и находящийся по меньшей мере в некоторой точке на большем радиальном расстоянии от корпуса зонда, чем его начальная точка. Микроэлектрод может, в частности, быть вытянут - по меньшей мере одним своим компонентом - в радиальном направлении. Термин "микроэлектрод" используется здесь для отличия этого электрода от стимулирующих электродов. Кроме того, термин указывает, что этот электрод обычно меньше стимулирующих электродов, что является следствием того, что стимулирующие электроды используются для электростимуляции областей со множеством нейронов, тогда как микроэлектрод обычно используется для записи электрических потенциалов только от нескольких нейронов или даже от одного нейрона. Микроэлектрод обычно располагается где-нибудь между точкой, находящейся на оси непосредственно перед первым стимулирующим электродом, и точкой, находящейся на оси непосредственно за последним стимулирующим электродом. Кроме того, микроэлектрод обычно находится на некотором расстоянии от корпуса зонда (например, во время введения в окружающую нервную ткань), указанное расстояние составляет предпочтительно порядка 100 микрометров или более, чтобы минимизировать вредное влияние на качество регистрируемых нервных сигналов рубцовой ткани, которая образуется вокруг корпуса зонда при длительном внедрении в нервную ткани. Описанная система электродов с микроэлектродом имеет то преимущество, что его микроэлектрод заходит непосредственно в нервную ткань, которая электрически стимулируется стимулирующими электродами, давая таким образом возможность непосредственного наблюдения стимулирующих эффектов.
В системах электродов, содержащих микроэлектрод, этот микроэлектрод предпочтительно имеет электрическую изоляцию повсюду, кроме его наконечника. Это гарантирует, что только наконечник микроэлектрода чувствителен к электрофизиологическим потенциалам, при этом указанный наконечник может быть расположен достаточно далеко от корпуса зонда, чтобы не допустить помех от электрических потенциалов стимулирующих электродов и чтобы минимизировать инкапсуляцию при длительной имплантации.
Микроэлектрод, выступающий из корпуса зонда, вообще может брать начало из любого участка боковой поверхности корпуса зонда. Он может, в частности, брать начало из места между двумя стимулирующими электродами или, альтернативно, в пределах области стимулирующего электрода. В последнем случае место отхождения микроэлектрода обычно окружается изолирующим материалом, таким образом безопасно отделяя микроэлектрод от соответствующего стимулирующего электрода.
Хотя в вышеприведенном описании рассматривался только тот случай, когда имеется только один микроэлектрод, система электродов предпочтительно содержит множество микроэлектродов, которые выступают из корпуса зонда в различных направлениях. В этом случае электрофизиологические потенциалы могут восприниматься в различных направлениях вокруг удлиненной системы электродов.
В еще одном варианте осуществления изобретения система электродов с микроэлектродом содержит регистрирующий блок для восприятия электрических потенциалов с помощью микроэлектрода. Таким образом, например, возможно контролировать эффекты электростимуляции, генерируемой в нервной ткани стимулирующими электродами.
Изобретение, кроме того, относится к способу изготовления системы электродов с микроэлектродом описанного выше вида, упомянутый способ содержит следующие этапы:
a) предварительное изготовление листа изоляционного материала по меньшей мере с одним встроенным электрическим проводом, причем в изоляционном материале путем U-образного разреза высвобождена полоса, содержащая свободный конец провода;
b) обертывание упомянутого листа вокруг заранее изготовленного корпуса зонда, вышеупомянутые полосы могут быть затем отогнуты от плоскости листа, чтобы они выступали из корпуса зонда.
Эти и другие аспекты изобретения будут очевидны и объяснены в отношении варианта(ов) осуществления, описанных далее. Эти варианты осуществления будут описаны посредством примера с помощью сопровождающих чертежей, на которых:
на фиг.1 схематично показано приложение системы электродов для глубокой стимуляции головного мозга согласно настоящему изобретению;
на фиг.2 показан первый вариант осуществления системы электродов согласно настоящему изобретению;
фиг.3 иллюстрирует различные объемы нервной активации, которая может генерироваться с помощью системы электродов, подобной фиг.2, при использовании различного числа и/или положений активных электродов;
на фиг.4 показан вариант осуществления системы электродов согласно настоящему изобретению, содержащей микропровода, несущие микроэлектроды;
на фиг.5 показан вариант осуществления системы электродов согласно настоящему изобретению, содержащей микроструктуры, несущие микроэлектроды;
на фиг.6 показан вариант осуществления системы электродов согласно настоящему изобретению, содержащей микроструктуры, несущие микроэлектроды, которые берут начало внутри стимулирующих электродов;
фиг.7 иллюстрирует способ изготовления системы электродов с микроэлектродами.
На фигурах похожие номера позиций или номера, отличающиеся на целое число сотен, относятся к одинаковым или подобным компонентам.
Полезные лечебные эффекты применения малых электрических стимулов для ткани центральной нервной системы были обнаружены Benabid и сотрудниками (Гренобль) в конце 1980-х. Применение так называемой высокочастотной электростимуляции (типичные параметры стимуляции 130 Гц, 3В, 60 мкс) к таламическим структурам могло уменьшить тремор как у пациентов с болезнью Паркинсона (PD), так и у пациентов с эссенциальным дрожанием (ET). В последующие года были выявлены другие объекты, подходящие для глубокой стимуляции головного мозга (DBS)(например, внутренней доли бледного шара, GPi, и субталамического ядра, STN), что привело к заметному улучшению качества жизни пациентов с PD. Кроме того, исследуется использование глубокой стимуляции головного мозга для других неврологических заболеваний, таких как эпилепсия и депрессия.
Типичная конфигурация системы DBS показана на фиг.1 и состоит из:
- имплантированного генератора 11 импульсов, который имплантирован хирургическим путем ниже ключицы и подает необходимые импульсы напряжения,
- удлинительного шнура 12, соединенного с генератором 11 импульсов и проходящего по шее к черепу, где он заканчивается разъемом, и
- зонда для DBS 100, имплантированного в ткань головного мозга через трепанационное отверстие в черепе.
Из практики лечения с помощью DBS известно, что успешность клинического результата сильно зависит от точности расположения электрода в пределах области объекта, например субталамического ядра. Чтобы гарантировать точное расположение постоянных стимулирующих электродов, выполняется тщательное хирургическое планирование и определение местоположения на основании полученных до операции данных отображения области объекта в головном мозге пациента. Впоследствии, до имплантации постоянного стимулирующего электрода, во время хирургической операции при DBS бригада врачей выполняет электрофизиологическое исследование области объекта, используя регистрирующие микроэлектроды, и впоследствии использует короткую пробную стимуляцию, чтобы исследовать влияние стимуляции на симптомы болезни. Эти процедуры выполняются для более точного определения оптимального положения для постоянной стимуляции.
Несмотря на тщательно проводимые хирургические, нейрофизиологические и неврологические процедуры, неизбежно, что постоянный стимулирующий электрод обычно располагается не наилучшим для терапии при DBS образом. Погрешность расположения может, например, являться результатом погрешности предоперационных данных отображения, механической неточности системы позиционирования, механических помех при фиксации зонда и механических смещений ткани головного мозга во время хирургического вмешательства и/или процедуры имплантации.
Другая проблема связана с тем фактом, что существуют различия между пациентами в детальной анатомической морфологии. Точная локализация, так же как размеры и формы структур головного мозга (включая объекты DBS, такие как STN или GPi), не являются полностью идентичными у различных людей. Следовательно, требуемое оптимальное расположение поля стимуляции несколько отличается у разных пациентов, и в целом оптимальная форма полей стимуляции заранее неизвестна.
Поэтому необходима гибкость при формировании полей стимуляции, чтобы постоперативно исправить неточности/ошибки в расположении зонда относительно идеального объекта и чтобы преодолеть неопределенность в требованиях к полю стимуляции, на основе подробной локальной анатомической морфологии пациентов.
По отношению к размеру анатомических объектов (несколько мм) и необходимой точности расположения поля стимуляции (<1 мм) стандартные зонды для DBS, используемые сегодня для постоянной стимуляции, слишком грубы, чтобы создавать поля стимуляции с такой точностью.
Известное решение для более точного позиционирования поля стимуляции заключается в регулировании электрического поля, см., например, патент США 589416. В этом случае устанавливается определенное соотношение между токами (или потенциалами), приложенными к электродам, для смещения поля стимуляции вдоль направления зонда. К сожалению, этот способ имеет некоторые недостатки. Прежде всего, электронная реализация более затруднительна, поскольку каждый электрод требует для себя отдельного стимулятора. Во-вторых, смещение положения объема нейронной активации требует очень точного управления амплитудами токов. В-третьих, смещение положения объема нейронной активации сопровождается существенным изменением его формы: на самом деле, объем активации не смещается плавно вдоль зонда. Вместо этого он "прилипает" к положениям электродов, приводя к тому, что объем активации приобретает грушевидную форму даже при очень точных перераспределениях токов в соотношении 29/30 против 1/30. Ширина такого "грушевидного" объема определяется отношением амплитуд токов на соответствующих электродах. С точки зрения конструкции устройства этот подход нежелателен, поскольку более сложная электроника, требуемая для осуществления способов регулирования поля, препятствует миниатюризации устройства и увеличивает стоимость устройства. С клинической точки зрения способ недостаточно оптимален из-за больших изменений в форме объема (она становится более удлиненной вдоль направления зонда) нейронной активации при попытке сместить его положение вдоль зонда.
В следующих различных вариантах осуществления системы электродов будет предложено, как решить вышеупомянутые проблемы.
На фиг.2 показан первый вариант осуществления "зонда для DBS" или "системы 100 электродов", который может быть применен в установке, показанной на фиг.1. Система 100 электродов содержит:
- удлиненный или нитевидный гибкий корпус 102 зонда, состоящий из изоляционного материала и имеющий цилиндрическую форму с радиусом r;
- комплект стимулирующих электродов 101, которые имеют вид колец с протяженностью вдоль оси h и диаметром 2r, на боковой поверхности корпуса 102 зонда.
Стимулирующие электроды 101 расположены относительно друг друга на расстоянии d, а вся область корпуса 102 зонда, на которой расположены стимулирующие электроды 101, вытянута вдоль оси на длину H. Хотя протяженность по оси h стимулирующих электродов 101 и расстояние d между ними может быть в принципе различным соответственно для каждого электрода или пары электродов, на фиг.2 показан предпочтительный случай, когда все протяженности по оси h и расстояния d являются одинаковыми.
Основной аспект описанной конструкции зонда 100 для DBS состоит в улучшенном распределении электродов 101 по оси зонда. Таким образом, электроды 101 характеризуются соотношением размеров протяженности по оси h и диаметра 2r, которое меньше или равно 1, h/2r≤1, более предпочтительно это соотношение размеров составляет h/2r≤0,5. В частных вариантах осуществления можно выбрать даже h/2r≤0,25. Для расстояния d между электродами предпочтительно устанавливается значение, равное или меньшее протяженности по оси, d/h≤1, более предпочтительно d/h≤0,5. При такой конструкции формой и положением объема нейронной активации (VOA) можно управлять с высокой степенью точности, подключая множество электродов параллельно выходу всего лишь одного генератора импульсов. Это позволяет перемещать VOA по оси, а также вытягивать или сжимать VOA по направлению оси зонда.
Фиг.3 иллюстрирует это с помощью вычислительных моделей глубокой стимуляции головного мозга. Диаграммы показывают пространственное распределение так называемой функции активации AF для волокон, проходящих через зонд для DBS в плоскости, ориентированной радиально относительно зонда (так называемые тангенциальные волокна). На фигуре показано распределение AF для монополярной стимуляции через несколько соседних электродов (обозначенных сплошным черным цветом) зонда для DBS подобно зонду на фиг.2, имеющему 13 электродов с r=0,6 мм, h/2r=0,166; h/d=1. Начерченные линии указывают границу, где AF=+20 мВ, что является типичным значением для возбуждения нейронных волокон. Стимуляция установлена при амплитуде -3,6 В. Конкретные параметры настройки других диаграмм следующие:
(a) -3,6 В подавалось на электроды 4-7;
(b) -3,6 В подавалось на электроды 5-8;
(c) -3,6 В подавалось на электроды 6-9;
(d) -3,6 В подавалось на электроды 4-9.
Диаграммы (a), (b), (c) показывают, что распределение стимулирующего поля может постепенно смещаться вдоль зонда ступенчатым образом между последовательными группами электродов, а диаграмма (d) показывает, что форма объема активации может плавно регулироваться путем изменения числа активированных электродов. Дальнейшие данные моделирования относительно сегментированных систем электродов можно найти в литературе (например, Xuefeng F Wei and Warren M Grill, "Current density distributions, field distributions and impedance analysis of segmented deep brain stimulation electrodes, J.Neural Eng.2 (2005) 139-147).
На фиг.4-7 показаны другие варианты осуществления систем электродов согласно настоящему изобретению, которые содержат, дополнительно к варианту осуществления 100 на фиг.2, множество микроэлектродов, выступающих радиально от корпуса зонда. Эти конструкции предложены с учетом следующего предшествующего уровня техники:
-11
-4
Электроды для DBS, используемые в настоящее время, содержат только макроскопические стимулирующие электроды (миллиметрового размера) и не позволяют регистрировать сигналы (потенциалы действия) нейронов. Чтобы зарегистрировать такие нервные сигналы, необходимы так называемые микроэлектроды (размером <100 мкм), которые могут улавливать слабые внеклеточные потенциалы, генерированные нейронами. Причина для обращения к использованию микроэлектродов для улавливания сигналов нейронов связана с малой амплитудой сигналов, а также с обычной плотностью размещения нейронов. Как правило, размер нейронных клеток находится в пределах 30-50 мкм. Если регистрирующий электрод будет намного больше по размеру, то он будет усреднять возбуждение множества нейронов, и станет невозможным различить индивидуальные особенности возбуждения. Также из-за малых амплитуд сигнала в идеальном случае электрод должен располагаться очень близко к нейрону, что возможно только для электродов, имеющих тот же размер, что и сам нейрон. Эти амплитуды сигнала можно оценить следующим образом. Стандартные мембранные токи I во время распространения потенциала действия связаны с мембранной емкостью C клетки (10 пФ), и амплитудой потенциала действия U (0,1 В), и длительностью (0,1 мс) следующим образом: I=C·(dU/dt)=10·0,1/10A=10 нА. Результирующий внеклеточный потенциал можно оценить путем аппроксимации точечных источников, и он равен: U(r)=I/(4πrσ)=2,5 мкВ при расстоянии r=1 мм и потенциале 100 мкВ при обычном межнейронном расстоянии 40 мкм.
Во время хирургического вмешательства при DBS такая микроэлектродная регистрация может использоваться до имплантации постоянных стимулирующих электродов для идентификации электрофизиологических эталонных сигналов объектов стимуляции. Кроме того, было бы выгодно в области DBS иметь возможность долгосрочной (постоянной) регистрации нейронных сигналов, таких как потенциалы действия, поскольку это позволило бы изучать развитие нейронных сигналов на протяжении длительных периодов стимуляции и могло бы даже открыть возможности для стимуляции по типу "замкнутого контура", при которой результирующая стимуляция связана с зарегистрированными схемами возбуждения нейронов. Однако в этом случае существует проблема, заключающаяся в том, что с течением времени регистрирующие микроэлектроды, имеющиеся на имплантированных на длительный срок зондах, утрачивают свою способность улавливать нейронные сигналы. Поэтому существующие микроэлектродные зонды не подходят для долгосрочных применений при DBS, когда требуется функционирование в течение десятков лет. Причиной этого факта является то, что в результате ответной реакции ткани, расположенной около зонда, происходит инкапсуляция зонда с обволакиванием рубцовой тканью, которая имеет толщину приблизительно 100 мкм и которая характеризуется значительно сниженной плотностью нейронных клеток и увеличенной плотностью микроглии. Эта проблема особенно хорошо известна из области микроэлектродных корковых протезов, и она еще более значительна вокруг постоянно имплантированных зондов для DBS, которые имеют миллиметровый размер и которые приводят к сильному механическому смещению ткани. Последствием появления этой инкапсулирующей оболочки является то, что микроэлектроды теряют "физический" контакт с соседними нейронами и нервные сигналы (амплитуда падает ниже 10 мкВ) исчезают в шуме.
Предлагаемое в настоящей заявке решение состоит в том, чтобы изготовить микроэлектроды на микропроводных удлинениях, которые выходят из макроскопического зонда для DBS. Поскольку тканевой ответ управляется процессами на клеточном уровне, размеры элементов, меньшие или того же размера, что и элементы клеток, приводят к намного более умеренному клеточному ответу, то есть маленькие устройства или процессы приводят к значительно менее серьезной реактивности ткани. Сниженная реактивность ткани в месте расположения микроэлектрода улучшает электрический контакт и делает возможной длительную нейронную регистрацию при DBS или в любом другом нейростимулирующем устройстве.
Первый частный вариант осуществления описанного решения показан на фиг.4. Подобно зонду 100 на фиг.2, эта система 200 электродов содержит в себе цилиндрический корпус 202 зонда для DBS стандартного диаметра 2r=1 мм, имеющий четыре кольцевых макроскопических стимулирующих электрода 201 высотой h=1 мм, распределенных вдоль длины зонда с интервалом d=0,5 мм. В каждой из трех межэлектродных областей по окружности зонда равномерно распределены четыре микроструктурированных отростка 204. Отростки имеют стандартный диаметр приблизительно 80 мкм и длину приблизительно 120 мкм. В дистальной части этих отростков расположен регистрирующий микроэлектрод 203 (диаметром 20 мкм). Проводящие части регистрирующего микроэлектрода предпочтительно изготовлены из биологически совместимых металлов, таких как платина, иридий, платино-иридиевый сплав или вольфрам. Кроме того, на поверхность микроэлектрода, выступающую в ткань, может быть нанесено покрытие. Такие покрытия на основе, например, гидрогеля или (проводящего) полимера используются для улучшения тканево-электродного контакта. Хотя показано, что микроэлектроды 203 выступают прежде всего в радиальном направлении, альтернативно они могли бы также иметь, по меньшей мере частично, тангенциальное или даже возвратное направление.
На фиг.5 показан второй вариант осуществления системы 300 электродов согласно изобретению. В этой конструкции микроструктуры 304 несущие микроэлектроды 303 отходят от поверхности зонда 302 для DBS, беря свое начало от кольцевых промежутков между или рядом с кольцевыми стимулирующими электродами 301. Микроструктуры 304 несколько короче, и они сделаны более плотными по сравнению с отростками 204 на фиг.4. Помимо этого, их конструкция может быть похожей или идентичной.
Третий вариант осуществления системы 400 электродов показан на фиг.6. Эта система 400 электродов отличается от таковой на фиг.5 тем, что микроструктуры 404 несут микроэлектроды 403, отходящие от поверхности зонда 402 для DBS из областей внутри стимулирующих электродов 401, то есть они вложены в стимулирующие электроды.
Фиг.7 иллюстрирует последовательные этапы примерной процедуры изготовления зонда 500 для DBS с микроэлектродами 503 на микроудлинениях 504. Процедура начинается на этапе (a) получения листа 510 изоляционного материала, содержащего множество идущих параллельно вделанных электрических проводов. В изоляционном материале путем U-образного разреза высвобождена полоса, содержащая свободный конец проводов.
На следующем этапе (b) высвобожденные концы изоляционного материала отгибаются вверх от плоскости листа. На этапе (c) лист свертывают в трубочку и прикрепляют к цилиндрическому корпусу 502 зонда, состоящего, например, из полиимида. Это приводит к завершенной системе 500 электродов с микроудлинениями 504, выступающими радиально из корпуса зонда и несущими свободные микроэлектроды 503 на своих дистальных концах (этап d).
Подводя итоги, была предложена новая конструкция зонда для глубокой стимуляции головного мозга с улучшенным распределением электродов по оси зонда. Согласно одному аспекту этого предложения стимулирующие электроды характеризуются соотношением h/2r≤1 размеров, более предпочтительно h/2r≤0,5, и в некоторых случаях даже h/2r≤0,25, при этом соотношение размеров обычно ограничено снизу значением h/2r≥0,05 и более предпочтительно h/r≥0,10. Расстояние d между электродами - предпочтительно d/h≤1 и более предпочтительно d/h≤0,5. Новая конструкция зонда дает возможность лучше формировать и позиционировать объем нейронной активации вокруг зонда путем присоединения соответствующих групп электродов к выходу стимулятора. В другом аспекте изобретения была предложена конструкция зонда, содержащая микроэлектроды, выступающие из корпуса зонда, который несет стимулирующие электроды.
В конце следует указать, что в настоящей заявке термин "содержащий" не исключает других элементов или этапов, что единственное число не исключает множественного и что отдельный процессор или другой блок могут выполнять функции нескольких средств. Изобретение заключается в каждом новом отличительном признаке и каждом сочетании отличительных признаков. Кроме того, ссылочные номера в формуле не должны рассматриваться как ограничивающие ее объем.