專利名稱：用于將植入式電極耦合到神經組織的設備和方法
技術領域：
本發(fā)明總體上涉及從植入式器件延伸的拓撲結構，該器件用于 對生物組織進行電刺激和/或檢測。具體而言，本發(fā)明涉及從可植入 醫(yī)療裝置的電極延伸、以改善神經元-電極耦合的納米級拓撲結構。
背景技術：
將電極長期植入人體之內來剌激神經和肌肉組織。例如，這種 長期植入的電極被用在起搏器中，用于帕金森病的深度腦刺激，以 及用于癱瘓者的功能性電刺激。類似的長期植入電極也可以通過記 錄動作電位或場電位來記錄神經或肌肉活動(例如，用于控制假體和用于深度腦刺激(DBS)的閉環(huán)系統(tǒng))。由于在電極植入過程中會造成外傷，因此通常電極周圍的組織 會有急性炎癥反應。在大約幾天或幾周后急性炎癥消退之后，免疫 系統(tǒng)做出反應，在外來物(例如植入的電極)周圍形成包被組織層。 該包被組織層防止了電極和周圍神經組織之間的直接接觸。沒有直 接接觸對于記錄電極來說非常相關，因為來自神經元的信號非常微 弱，而在幾周到幾個月之后，包被層可能會導致電極和神經組織之 間的接觸不良。刺激電極不會受這樣大的影響，因為可以提高刺激 的幅度來補償耦合效率的降低。不過，提高刺激幅度導致成本增加， 因為能耗增大且所植入的電池壽命縮短。電池壽命縮短還意味著要 更頻繁地更換電池，從而必須要進行更多次外科手術來更換電池。 此外，提高刺激信號的幅度可能會降低刺激的空間分辨率(作用于更 大的體積，由于組織的異質性導致可控刺激更少)，對于諸如用于恢 復視力的視網膜植入或用于恢復癱瘓者肢體運動的功能性電刺激 (FES)的應用，這一點尤其重要。更好的空間分辨率還減少了在例 如DBS的應用中的副作用。此外，還設想讓很多將來的可植入醫(yī)療裝置將包括記錄功能，以便給出反饋，用于像在閉環(huán)系統(tǒng)中那樣控 制刺激，于是需要減少或完全抑制包被組織層的形成。即使能夠完全防止形成包被組織層，電極和目標細胞仍然無法 彼此直接物理接觸。從細胞膜突出出來的長糖蛋白鏈(多糖包被(glycocalix)，例如由昆布氨酸和纖連蛋白構成)充當著圍繞細胞的 襯墊(cushion),并形成細胞和電極表面之間的裂隙。對細胞培養(yǎng)進 行的熒光干涉差顯微(FLIC)測量發(fā)現(xiàn)，神經元和Si02表面(例如 電極襯底)之間有50-100nm的間隙，這依賴于襯底表面上的涂層(例 如，聚-L-賴氨酸、昆布氨酸)。僅僅對于人工脂囊泡(例如純的脂 質雙層，無多糖包被)來說，該間隙可以減小到幾乎為Onm，但對 于天然細胞不行。圖1示出了向電容CE表示的電容性電極進行非侵入細胞外耦合的等效電路圖(點接觸模型)。圖1中的神經元由Hodgkin-Huxley膜 電路模型表示。細胞膜將細胞內部與細胞外液體隔開并起到電容器 的作用。向細胞膜中引入無源、電壓柵控的離子溝道，容許(特定) 離子通過。它們用具有恒定電導(無源溝道)和可變電導(有源溝 道)的電阻器表示。由于激活例子通過細胞膜遷移(例如離子泵)， 細胞內部的離子濃度與細胞外液體中的離子濃度不同。針對每種離 子(例如，在Hodgkin-Huxley模型中Na、 K和泄漏是相關的)，用 電池表示由離子濃度差異產生的能斯脫(Nemst)電位。刺激神經元 (大于發(fā)放閾的去極化刺激)導致電壓柵控的離子溝道(受溝道動 力學支配)瞬間打開并導致膜電位的短時(1到幾毫秒)增大(大約 100mV)(稱為動作電位)。對于金屬電極來說，由電容和電阻的并聯(lián)電路取代電容CE。 VM為細胞內電壓，gj為細胞和電極表面之間的縫隙的區(qū)域電導。W為 電極和細胞間裂隙(接合點)中的電壓，并通過g;被連接到接地槽。 神經元由電阻的并聯(lián)電路表示，該電路與根據Hodgkin-Huxley模型 的對應電壓源和電容串聯(lián)。神經元由這些電路中的兩個表示， 一個 用于黏著膜， 一個用于自由腠。為了記錄細胞外活動，電極測量Vj, Vj源于沿電導gj的(在動作電位的發(fā)放期間從神經元釋放的)離子電流造成的電壓降。該電 壓降隨著gj降低而增大表明電極處更大的信號。例如，為了刺激神 經活動，向調制V;的電容器CE (或用于金屬電極的恒定電流)施加 電壓脈沖。再次，利用gj的更小值增大了耦合效率，因為g,為電阻 的倒數(shù)，1/Rj。根據g產d/Pj，電導gj由裂隙的電解質電阻率Pj和 厚度d決定。根據以上關系，可以通過減小d(例如，減小裂隙的寬度)，或 者通過增大電解質電阻率P j來提高刺激和記錄的耦合效率。神經元和電容性電極之間的對接的更詳細介紹可參見p. Fromherz. Neuroelectronic Interfacing, In R. Waser， ed.， iVawoe/ec/ram'as /"/o/w""'o" rec/wo/ogv， Wiley-VCH, Berlin (2003)， 783-810和R, Schaetzthauer 與 P. Fromherz, Neuron-silicon junction with voltage-gated ionic currents,Afewrosc/. 10 (1998), 1956-1962，在 此將兩篇文獻均全文弓I入以作參考。于是，需要一種用于通過局部地減小細胞和電極表面之間的裂 隙的電導率來提高神經元和電極之間的電耦合的設備和方法。發(fā)明內容本發(fā)明提供了一種用于提高電極和生物組織的目標生物細胞之 間的電耦合的設備。在一個實施例中，該設備包括支撐結構；布置 于支撐結構中或上的電極陣列；以及多個從對應電極延伸的柱結構。 柱的尺寸設計在納米尺度，以防止多糖包被襯墊將細胞與柱的末端 分隔開，從而提高了電極和目標生物細胞之間的電耦合。本發(fā)明還提供了一種用于提高電極和生物組織的目標生物細胞 之間的電耦合的方法。在一個實施例中，該方法包括在支撐結構 中或上布置電極陣列；以及將多個柱結構的尺寸形成在納米尺度， 以從對應的電極延伸。納米尺度的柱結構防止了多糖包被襯墊將細 胞與限定每個柱的末端分隔開，從而提高了電極和目標生物細胞之 間的電耦合。


從以下的詳細描述，尤其是在結合附圖考慮時，與所公開的設 備和方法相關的其他特征、功能和優(yōu)點將變得顯而易見。為了輔助本領域的普通技術人員制造和使用所公開的設備和方法，參考附圖，其中圖1為點接觸模型的示意性電路圖，示出了神經細胞和緊密靠近的電容性電極的電耦合，神經元由Hodgkin-Huxley模型表示； 圖2為組織中的現(xiàn)有技術植入式電極器件的截面圖； 圖3為圖2中圓的放大圖，示出了組織的神經元的細胞膜和植入電極器件之間的間隙；圖4為根據本發(fā)明示范性實施例的植入式電極器件的截面圖，其示出柱從設置于植入式電極器件的襯底上的個體電極延伸并與細胞膜電接觸；圖5為根據本發(fā)明備選示范性實施例的植入式電極的截面圖， 其示出柱從設置于植入式電極器件的襯底上的電極延伸并延伸穿過 細胞膜；圖6為限定嵌入式襯底的頂層的nm柱結構的密集陣列和從神 經元延伸的多糖包被襯墊的截面圖，其示出間隙以及由于密集陣列 而無法與細胞膜接觸；圖7為與圖6相比更大的柱結構的較不密集陣列的截面圖，其 示出無法與具有從其延伸的多糖包被襯墊的細胞膜接觸；圖8為根據本發(fā)明示范性實施例的限定電極襯底頂層的pm拓 撲結構和從神經元延伸的多糖包被襯墊的組合的截面圖，其示出從 對應電極延伸的多個nm柱結構，該柱結構或者與神經元細胞膜鄰 接接觸，或者穿透神經元細胞膜；圖9為圖8所示圓的放大圖；以及圖10為圖8和圖9的嵌入式襯底的頂視平面圖，其示出根據本 發(fā)明示范性實施例的具有不規(guī)則電極分布的拓撲結構陣列。
具體實施方式
如本文所述，本發(fā)明的設備和方法通過局部地減小神經細胞和 電極表面之間的裂隙而有利地提高了神經元-電極耦合效率。禾'j用從 電極表面突出出來的柱狀結構減小神經細胞和電極表面之間的裂 隙，以在(例如)可植入神經剌激醫(yī)療器件中允許并促進神經組織的對接(interfacing)?？梢詫⒈景l(fā)明拓展到為了感測或刺激細胞而 需要電耦合到單個或多個細胞的任何應用。更具體而言，本發(fā)明建 議使用表面積非常小的柱(例如小直徑的柱)，以避免多糖包被分子 附著在末端或頂部，這種附著會防止柱和細胞膜之間的直接接觸。 此外，本發(fā)明建議使用總體密度小的柱(例如，在神經元與電極的 接觸區(qū)域下方少于10個柱)。否則，多糖包被可能會由于熵效應而 在柱頂形成襯墊，從而妨礙柱發(fā)揮作用。利用這種方法，可以實現(xiàn)對空間分辨率、選擇性、信噪比和功 耗方面的顯著改善。而且，本發(fā)明的設備需要更少的電子器件、更 小且成本更低的電子器件，且依靠主流IC制造技術，這使得它具有 成本效益。參考圖2，其示出在生物組織12中植入了電極器件10。圖3為 圖2中的圓14的放大圖。圖3示出組織12的神經細胞或神經元20， 其具有從細胞膜24突出出來的長糖蛋白鏈(多糖包被)22，其充當著 圍繞細胞20的襯墊，在細胞20和器件10的電極表面28之間形成 裂隙26。圖示的植入器件10被插入到組織12中而沒有包被層，而 通過由形成裂隙26的多個糖蛋白鏈22限定的多糖包被襯墊將神經 元20與植入表面分開。圖2和圖3都把器件10示為具有電極(未 示出)的植入式平面襯底16，電極用于和細胞膜24耦合。不過，由 多糖包被22形成的間隙或裂隙26阻止了它們之間的實際接觸，造 成器件10的電極所產生或接收的任何信號幅度都很小。圖4示出了嵌入了電極30、 32的襯底16。電極30包括單個納 米尺度的柱結構36，其一端機械地和電地耦合到電極30，而相對端 經由與細胞膜24鄰接接合而電耦合到細胞膜24。電極32包括多個 納米尺度的柱結構36，每個柱結構的一端機械地和電地耦合到電極 32，而相對端經由與細胞膜24鄰接接合而電耦合到細胞膜24。每個納米尺度的柱結構36都足夠長，以銜接由多糖包被22在細胞膜24 和電極表面28之間產生的間隙，從而改善其間的神經元-電極耦合。 在示范性實施例中，每個柱結構的直徑小于大約50nm，其中下 限由結構36的機械穩(wěn)定性限定。如圖4所示的每個柱結構36的高 度在大約50nm到大約100nm之間，其中柱結構36與細胞膜24鄰 接接觸。圖5示出了嵌入有一對電極30的襯底16。每個電極30包括單 個納米尺度的柱結構36，其一端機械地和電地耦合到電極30，而相 對端刺入神經元20。圖5示出了第二種構造，其中每個柱結構36 暴露的末端穿過細胞膜并延伸到限定細胞20的細胞內空間中。圖5 的每個柱結構的高度在大約100nm和大約300nm之間。通過這種方 式，圖5的結構36提供了與細胞20的侵入式接觸，而圖4的結構 36提供了與細胞20的非侵入式接觸。不過，圖5的細胞20的細胞 膜24如果不移動的話，可以不破裂且很好地黏著到結構36的表面， 這提供了非常穩(wěn)定的構造。在圖4和圖5所示的兩個示范性實施例中，柱結構的兩種構造 的長寬比都大于2。換言之，長度(或高度)與直徑之比大于2。柱結構36可以由金屬或其他導電材料制造。在其他實施例中， 柱結構包括覆蓋了電介質的導電芯，類似于電容性電極。柱結構36可以單個地或分成小組(例如2-3個柱)連接到電極。 在任何情況下，每個電極應當有較少(例如不到IO個)柱結構，以保 持較小的總體密度并防止多糖包被在柱結構36的密集陣列上形成襯 墊40 (如圖6所示)。例如，電極30、 32可以實現(xiàn)為如圖4或圖5 所示的金屬焊盤或者晶體管，使得柱結構自身就是電極或電極的主 要部分。此外，應當指出，柱結構36是剛性的，以便刺穿細胞膜24，而 (例如)由柔性聚合物或用作柱的單個聚合物鏈形成的柱結構36將不利于這種對細胞膜的刺穿。此外，可以在明確的位置并以明確的 "濃度"來沉積本發(fā)明的結構36，允許將單個柱結構36連接到電子電路。如上所述，可以將柱結構形成為金屬/導電結構或具有用于電容性耦合的電介質表面的導電結構(后者防止了感應電流流過電極-電解質界面)?？梢酝ㄟ^標準處理技術，例如包括掩蔽和各向異性蝕刻，將本發(fā)明所述的高長寬比柱結構加工到平面襯底16上，然后可以繼之以 進一步的各向同性蝕刻，以進一步減細結構36?；蛘?，也可以通過 擇優(yōu)生長技術(例如，類似于納米線的生長)制造柱結構。圖6示出了多個柱結構36，每個柱結構都具有適當?shù)拈L寬比， 不過設置成過于密集的陣列。在這種情況下，多糖包被22在細胞膜 24和襯底16的表面28之間形成襯墊40，阻止了與細胞膜接觸。于 是，襯墊40阻止了它們之間的有效耦合，使得對于用于連接到柱結 構36的電極和細胞膜24之間的任何信號而言，信噪比都低。圖7示出了一對柱結構36，每個柱結構都具有低長寬比，或結 構具有過大的直徑。在這種情況下，如圖6的密集陣列情況那樣， 多糖包被22形成細胞膜24和襯底16的表面28之間的襯墊40，阻 止了與細胞膜接觸。于是，襯墊40阻止了它們之間的有效耦合，使 得對于用于連接到柱結構36的電極和細胞膜24之間的任何信號而 言，信噪比都低。圖8-10示出了非平面襯底116，其具有從限定襯底116的表面 128延伸的pm見方柱體150的陣列。通過這種方式，具有從其延伸 的柱體150的襯底116限定了三維(3-D)拓撲結構表面，如最容易參 考圖10看出的，該表面具有設置成不規(guī)則圖案的電極130。圖8-10 示出了在襯底116的表面128上位于柱體150和緊鄰柱體150頂部 的電極130。如最容易從圖9看出的，可以將柱結構136設置在正方 形柱體150的頂部和/或表面128處，用于和細胞膜24電耦合。圖9 為圖8中的圓152的放大圖。如圖9所示，柱結構136之一刺穿細 胞膜24并延伸到細胞20的細胞內部分之中，而其余的結構136緊 靠細胞膜而不將其刺穿。應當指出，盡管將柱體150描述為正方形柱體，但本發(fā)明不限 于此，可以構思其他幾何形狀，例如包括圓形和橢圓形柱。此外， 還構思了電極130的規(guī)則的分布，但不限于圖示的規(guī)則分布。從原理上講，也可以在限定從表面128延伸的拓撲柱體150的垂直壁上 設置電極130?？梢酝ㄟ^標準的處理技術(例如掩蔽和蝕刻)將具有 3-D拓撲結構的表面加工到平面襯底中?；蛘撸部梢酝ㄟ^對適當 的聚合物進行壓紋或注模來制造具有3-D拓撲結構的表面。本發(fā)明的主要關注點不是抑制包被組織層的形成，而是利用極 小密度且具有高長寬比的導電結構克服將細胞與電極表面分開的多 糖包被襯墊，從而直接接觸細胞。不過，相關領域的技術人員應當 認識到，僅當沒有包被組織層時這才是可能的。在體外試驗(例如 細胞培養(yǎng))中已經表明，諸如圖8-10所示的拓撲形態(tài)可能會影響細 胞的形態(tài)和生長，這還會減少或完全防止通常包圍植入式電極形成 的包被組織層的形成。諸如圖8-10所公開的對電極表面進行的pm 尺度的3D構圖可能適于抑制疤痕組織和神經膠細胞的生長，并促進 神經細胞的生長?？梢詫⒈景l(fā)明所述的拓撲結構應用于所有可植入醫(yī)療電極，尤 其是用于需要高空間分辨率和低功耗的器件的電極，這些器件例如 是視網膜植入體、深度腦刺激(DBS)電極、用于記錄(例如皮層運動 區(qū)和假體控制)和刺激腦部活動(例如體覺皮層或從相機提供感官 輸入)的電極。在本發(fā)明的一個方面中，公開了一種在治療疾病時使用的神經 調制系統(tǒng)，其提供可以變化的刺激強度。該刺激可以是激活、抑制 以及激活和抑制組合的至少一種，該疾病為神經疾病和精神病的至 少一種。例如，神經疾病可以包括帕金森病、亨廷頓病、巴金森氏 神經機能障礙、強直、偏側投擲癥、舞蹈手足徐動癥、肌張力障礙、 運動不能癥、運動徐緩、運動過度、其他運動失調、或癲癇發(fā)作。 精神疾病可以包括，例如抑郁、躁狂抑郁病、其他情感性障礙、焦 慮、恐怖癥、精神分裂癥、多重人格障礙。精神障礙也可以包括濫 用藥品、注意力缺失多動癥、過激行為控制受損、或性行為控制受 損。在本發(fā)明的另一方面中，公開了一種神經控制系統(tǒng)。該神經控制系統(tǒng)調節(jié)至少一種神經系統(tǒng)部分的活動，并包括至少一個剌激電極，每個電極都被構造并設置成向至少一個神經系統(tǒng)部分提供神經調節(jié)信號；至少一個傳感器，每個傳感器都被構造并設置成感測 至少一種參數(shù)，包括但不限于表示疾病狀態(tài)、癥狀等級和對治療的 響應中的至少一種的生理值和神經信號，；以及剌激和記錄單元，其 被構造和設置成基于所述至少一個傳感器響應于此前提供的神經調 節(jié)信號而感測到的神經響應而產生神經調節(jié)信號。公開的設備和方法通過將刺激強度最小化到滿意的水平而優(yōu)化 給予病人的治療中使用的能量效率，以便提供控制疾病癥狀必須的 治療強度水平，而不會提供帶來不必要的過度治療且浪費能量的額 外能量，同時還使副作用最小化。在目前的剌激系統(tǒng)中，在大面積 上提供恒定水平的刺激，在疾病狀態(tài)和癥狀波動時造成以下兩種不 希望情形的任一種(l)治療不足，即，震顫幅度超過期望水平，或 (2)過度治療或過度刺激，即提供了比實際需要的更多的電能。在過 度治療的情況下，電池壽命無謂地減少。以剌激信號的形式向組織 提供的能量代表了植入器件消耗的能量的重要部分；最小化該能量 顯著延長了電池壽命，結果還延長了更換用盡電池的重新手術之間 的時間。此外，通過優(yōu)化耦合效率，可以減小副作用，因為將剌激 很好地局限在目標組織而其他組織不受影響。此外，本發(fā)明的設備 依靠主流IC制造技術，從而為現(xiàn)有技術提供了有成本效率的解決方 案。公開的方法和設備利用細胞外記錄器件提高了記錄神經活動的 信噪比。這意味著，動作電位檢測需要復雜性更低的信號處理，包 括需要更少的電子器件、更低的功耗、更小且更便宜的器件。此外， 可以區(qū)分來自相鄰神經元的活動，允許實現(xiàn)高空間分辨率的記錄?？梢越档陀糜谟|發(fā)動作電位的幅度，從而獲得降低的功耗和植 入物的電池的延長的壽命。此外，由于它們的幅度降低，來自鄰近 電極的剌激不再交迭，還實現(xiàn)了刺激的更高空間分辨率。盡管已經參考其示范性實施例描述了本發(fā)明的方法和設備，但 本發(fā)明不限于這種示范性實施例。相反，可以對這里公開的設備進 行各種修改、改進和/或變化，而不脫離其精神或范圍。因此，本發(fā)明體現(xiàn)并涵蓋這種在所附權利要求的范圍之內的修改、改善和/或變 化。
權利要求
1、一種用于提高電極(30，32)和生物組織(12)的目標生物細胞(20)之間的電耦合的設備，所述設備包括支撐結構(16)；設置在所述支撐結構(16)中或所述支撐結構(16)上的電極(30，32)的陣列；以及從對應的電極(30，32)延伸的多個柱結構(36，136)，將所述柱(36，136)的尺寸形成在納米尺度以克服將所述細胞(20)與所述柱(36，136)的末端分隔開的多糖包被襯墊(26，40)，從而提高所述電極(30，32)和所述目標生物細胞(20)之間的電耦合。
2、 根據權利要求1所述的設備，其中所述電極(30， 32)的陣 列包括感測電極和剌激電極中的至少一個。
3、 根據權利要求1所述的設備，其中與所述生物細胞(20)接 觸的所述柱(36， 136)的密度小于每個電極(30， 32) 10個柱(36， 136)。
4、 根據權利要求1所述的設備，其中每個柱(36， 136)的直 -g小于大約50nm。
5、 根據權利要求1所述的設備，其中每個末端鄰接所述生物細 胞(20)的細胞膜(24)的柱(36， 136)的長度在大約50nm和大 約100nm之間。
6、 根據權利要求1所述的設備，其中每個末端刺穿細胞膜(24) 并剌入所述生物細胞(20)的細胞內空間的柱(36， 136)的長度在 大約100nm和300nm之間。
7、 根據權利要求1所述的設備，其中每個柱(36， 136)由金 屬或其他導電材料制成。
8、 根據權利要求1所述的設備，其中每個柱(36, 136)包括由電 介質覆蓋的導電芯。
9、 根據權利要求1所述的設備，其中所述支撐結構(16)包括 3-D拓撲結構(150)，每個拓撲結構(150)具有大約lnm到大約20pm 的尺寸。
10、 根據權利要求9所述的設備，其中所述3-D拓撲結構(150) 包括圓形、橢圓形、正方形、矩形、三角形和方形之一的形狀，所 述結構(150)防止在所述電極器件(30， 32)周圍形成包被組織層。
11、 根據權利要求9所述的設備，其中所述3-D拓撲結構(150) 通過如下方式之一形成利用標準半導體處理方法之一加工到平面 襯底中，對適當?shù)木酆衔镞M行壓紋處理，以及對適當?shù)木酆衔镞M行 注模。
12、 根據權利要求1所述的設備，其中所述細胞(20)為神經細胞。
13、 根據權利要求12所述的設備，其中所述電極(30， 32)的 至少一部分用于電耦合，以實現(xiàn)至少一種如下效果記錄動作電位 并刺激動作電位的產生，或阻斷動作電位沿所述神經細胞(20)的 軸突的傳播。
14、 根據權利要求1所述的設備，其中所述電極(30， 32)的 至少一部分為刺激電極(30，32)，其向所述生物組織(12)提供刺激， 用于至少一種如下目的激活、抑制以及激活和抑制的組合。
15、 一種用于提高電極(30， 32)和生物組織(12)的目標生 物細胞(20)之間的電耦合的方法，所述方法包括在支撐結構(16)中或支撐結構(16)上設置電極(30， 32) 的陣列；以及將多個柱結構(36， 136)的尺寸形成在納米尺度以從對應的電 極(30, 32)延伸，所述納米尺度的柱結構(36， 136)克服將所述 細胞(20)與限定每個柱(36， 136)的末端分隔開的多糖包被襯墊 (26， 40)，從而提高所述電極(30， 32)和所述目標生物細胞(20) 之間的電耦合。
16、 根據權利要求15所述的方法，其中與所述生物細胞(20) 接觸的所述柱(36， 136)的密度小于每個電極(30， 32) IO個柱。
17、 根據權利要求15所述的方法，還包括將每個柱(36， 136) 的直徑尺寸形成為小于大約50nm。
18、 根據權利要求15所述的方法，還包括將每個末端鄰接所述 生物細胞(20)的細胞膜(24)的柱(36， 136)的長度尺寸形成在 大約50nm和大約100nm之間。
19、 根據權利要求15所述的方法,還包括將末端刺穿細胞膜(24) 并刺入所述生物細胞(20)的細胞內空間的每個柱(36， 136)的長 度尺寸形成在大約100nm和300nm之間。
20、 根據權利要求15所述的方法，還包括用金屬或其他導電材 料以及覆蓋有電介質的導電芯之一來制造每個柱(36)。
全文摘要
一種用于提高用于記錄或刺激神經活動的植入式器件(10)和周圍組織(12)(例如腦組織、神經纖維等)之間的電接觸的設備和方法。在示范性實施例中，加工納米尺寸的拓撲結構(36，136)(例如納米尺度的柱)用于和植入式器件(10)的對應電極(30，32)電連接。該納米尺度的拓撲結構(36，136)橋接植入式器件(10)和周圍組織(12)之間的裂隙(26)，于是改善了其間的神經-電極耦合。也可以將本發(fā)明拓展到可以通過電容性耦合到單個或多個細胞(20)來對其進行感測和/或刺激的任何應用。
文檔編號A61N1/05GK101222949SQ200680026350
公開日2008年7月16日 申請日期2006年7月11日 優(yōu)先權日2005年7月21日
發(fā)明者M·默茨, R·皮杰寧博格, Y·波諾馬廖夫 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司