專利名稱：深度腦部刺激器探針中的螺旋形導(dǎo)線的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及用于深度腦部刺激(DBS)的探針。更具體地，本發(fā)明涉及即使在強(qiáng)外部磁場影響下仍然適用的探針。
背景技術(shù)：
在神經(jīng)技術(shù)領(lǐng)域中，深度腦部刺激(DBS)是涉及植入稱作深度腦部刺激器的醫(yī)療裝置的外科手術(shù)療法，該刺激器向腦部的特定部位發(fā)送電脈沖。某些腦部區(qū)域中的DBS已經(jīng)為諸如慢性疼痛、帕金森氏癥、震顫和肌張力失常那樣的其它方法難治的疾病提供了顯著療效。盡管DBS有較長的歷史，但其潛在原理和機(jī)理仍不清楚。DBS以控制的方式直接改變腦部活動。與損毀技術(shù)不同，它的效果是可逆的。此外，DBS是極少數(shù)允許參與者不知情的研究的神經(jīng)外科手術(shù)方法之一。圖1說明了根據(jù)現(xiàn)有技術(shù)的DBS系統(tǒng)10的例子。原理上，DBS系統(tǒng)包括兩個由圖 1說明的組件植入式脈沖發(fā)生器(IPG) 11，以及探針12。IPGll是由電池供電的向腦部發(fā)送電脈沖以在目標(biāo)部位處干擾神經(jīng)活動的神經(jīng)刺激器。IPGll通常被裝在例如鈦殼體內(nèi)。 探針12由大約10-15cm長的導(dǎo)線和多個電極組成。導(dǎo)線把IPG連接到位于探針遠(yuǎn)端處的電極13。IPG可以被神經(jīng)學(xué)家、護(hù)士或者受過訓(xùn)練的技師校準(zhǔn)，以優(yōu)化癥狀抑制和控制副作用。根據(jù)要解決的癥狀類型在腦中放置DBS探針。所有組件都是以外科手術(shù)的方式植入體內(nèi)的。通常的操作過程是在局部麻醉下執(zhí)行的，其中為了最佳布置，根據(jù)來自患者的反饋，在頭骨中鉆孔并插入電極。刺激腦部右側(cè)以解決身體左側(cè)的癥狀，反之亦然。圖2說明的是可以怎樣在人21的腦部定位一 DBS系統(tǒng)10。圖3說明了可以怎樣在人31的腦中定位兩個DBS系統(tǒng)10，以刺激人31的身體的左右兩側(cè)。當(dāng)帶有DBS探針的人經(jīng)受帶有磁共振成像(MRI)的檢查時，由于與探針一致的電磁場的緣故，可以在探針的末端附近產(chǎn)生強(qiáng)電場。這個電場感生了加熱腦組織的電流。過度加熱可能破壞腦組織。例如，已經(jīng)證明，在1. 5TMRI系統(tǒng)的正常工作模式中，對于絕緣的、 20cm的長直導(dǎo)線，周圍組織的溫度可以增加到48°C。相比之下，只有小于1°C的溫度增加才被認(rèn)為是安全的。為了解決感生電流的問題及由此對人體組織造成的不期望的加熱的問題，已經(jīng)建議使用高阻抗探針。仿真指出，根據(jù)歐姆定律，為了讓電流足夠低，探針的總阻抗應(yīng)當(dāng)至少是 IkQ。然而，這種高阻抗導(dǎo)致電池壽命非常有限。通過配置帶有多個具有螺旋形式的平行導(dǎo)電引線的探針，可以增加電池壽命，因?yàn)檫@種探針的總阻抗是所有相互連接的引線，例如，平行的導(dǎo)電導(dǎo)線的阻抗之和。例如，50個帶有各自阻抗是IkQ的平行引線的總阻抗是 20 Ω。圖4顯示的是根據(jù)現(xiàn)有技術(shù)的探針12的內(nèi)部視圖，其中多根導(dǎo)電引線41從所述探針的第一末端42延伸到電極13，該電極位于探針的遠(yuǎn)端。在使用中，在第一末端42將探針40連接到電源和諸如IPG的電子設(shè)備，使得電流能夠流過所述導(dǎo)電引線41到達(dá)電極 13。然而，由于導(dǎo)電引線41的螺旋形式，當(dāng)探針經(jīng)受諸如在執(zhí)行MRI時的外部磁場時， 導(dǎo)電引線中產(chǎn)生了高電壓和/或電流。因此，存在這樣的風(fēng)險(xiǎn)當(dāng)螺旋形的導(dǎo)電引線41經(jīng)受外部磁場時，連接到導(dǎo)電引線41的IPG的電子設(shè)備被損壞了。因此，將增強(qiáng)的靈活性、高性價(jià)比、足夠長的電池壽命、電子設(shè)備的安全工作以及在防止MRI檢查期間對組織的過度加熱考慮在內(nèi)的改進(jìn)的DBS探針將是有利的。

發(fā)明內(nèi)容
因此，本發(fā)明優(yōu)選單獨(dú)地或任意組合地尋求緩解、減輕或者消除現(xiàn)有技術(shù)中上述缺陷和不足的一個或多個，并且例如通過提供用于深度腦部刺激(DBS)的探針來解決至少上面提到的問題。在一個方面，探針包括形成一種結(jié)構(gòu)的多根導(dǎo)電引線。該結(jié)構(gòu)包括至少兩根相互連接的螺線，其中所述兩根螺線具有不同的旋轉(zhuǎn)方向。這給出了這樣的優(yōu)點(diǎn)可以把探針與帶有交變極性的外部磁場一起使用，而不會過度加熱周圍組織。當(dāng)探針經(jīng)受諸如在執(zhí)行MRI時的外部磁場時，螺線的不同旋轉(zhuǎn)方向也防止了導(dǎo)電引線的高電壓和/或電流的發(fā)生。因此實(shí)現(xiàn)了連接到探針的電子設(shè)備的安全工作。此外，它實(shí)現(xiàn)了增強(qiáng)的靈活度、高性價(jià)比，以及足夠長的電池壽命。在另一方面，提供了包括該探針的用于深度腦部刺激的系統(tǒng)。在又一方面，提供了包括該探針的起搏器系統(tǒng)。在另一方面，提供了包括該探針的肌肉刺激系統(tǒng)。在又一方面，提供了包括帶有多個所述探針的胃腸刺激系統(tǒng)。在另一實(shí)施例中，提供了所述探針用于深度腦部刺激的用途。下面將進(jìn)一步詳細(xì)地解釋其他實(shí)施例和優(yōu)點(diǎn)。


從下面的本發(fā)明實(shí)施例的描述中，使本發(fā)明的這些和其他方面、特征和優(yōu)點(diǎn)將能變得清楚且顯而易見，附圖帶有參考標(biāo)記，其中；
圖1是根據(jù)現(xiàn)有技術(shù)的DBS系統(tǒng)的例子的說明；
圖2是可以怎樣在人腦中定位根據(jù)現(xiàn)有技術(shù)的DBS系統(tǒng)的說明；
圖3是可以怎樣在人腦中定位兩個DBS系統(tǒng)以刺激人體的左和右兩側(cè)的說明；
圖4是根據(jù)現(xiàn)有技術(shù)的探針的內(nèi)部視圖的說明；
圖5是根據(jù)一實(shí)施例的探針的內(nèi)部視圖的說明；
圖6是根據(jù)一實(shí)施例的探針的一部分中的旋轉(zhuǎn)的內(nèi)部說明；
圖7是被連接到植入式脈沖發(fā)生器(IPG)的根據(jù)一實(shí)施例的探針的說明；
圖8是顯示根據(jù)一實(shí)施例的旋轉(zhuǎn)的說明；以及
圖9是根據(jù)一實(shí)施例的探針的截面圖的說明。
具體實(shí)施例方式
4
為了使那些本領(lǐng)域技術(shù)人員能夠?qū)嵤┍景l(fā)明，下面將參考附圖更詳細(xì)地描述本發(fā)明的若干實(shí)施例。然而，本發(fā)明可以以許多不同的形式體現(xiàn)，而不應(yīng)被解釋成是被限制到在此提出的實(shí)施例。相反，提供這些實(shí)施例是為了使本公開變得透徹和完整，并將對那些本領(lǐng)域技術(shù)人員完全傳達(dá)本發(fā)明的范圍。實(shí)施例不限制本發(fā)明，但是本發(fā)明僅被所附專利權(quán)利要求限制。此外，在附圖中說明的特定實(shí)施例的詳細(xì)描述中使用的術(shù)語并不意在限制本發(fā)明。下面的描述集中在適用于深度腦部刺激的實(shí)施例。在根據(jù)圖5的實(shí)施例中，提供了用于深度腦部刺激的探針50。探針50包括多根形成一種結(jié)構(gòu)51的導(dǎo)電引線。結(jié)構(gòu)51包括至少兩根相互連接的螺線52，53，其中該至少兩根螺線52，53具有不同的旋轉(zhuǎn)方向。這個實(shí)施例的優(yōu)點(diǎn)是當(dāng)帶有植入式DBS探針的人暴露于帶有交變極性的外部磁場，諸如當(dāng)執(zhí)行磁共振成像(MRI)的時候，該結(jié)構(gòu)減少了對人體組織的不期望的加熱。圖6更詳細(xì)地說明了圖5的探針50，至少兩根螺線52，53是如何根據(jù)實(shí)施例相互連接的?？梢杂萌舾煞绞綄?shí)現(xiàn)螺線52，53的以及結(jié)構(gòu)51的機(jī)械穩(wěn)定性。在實(shí)施例中，用通過加熱形成內(nèi)聚粘結(jié)的熱塑性層覆蓋結(jié)構(gòu)51，其例如通過使電流通過螺線52，53同時螺線 52，53與熱塑性材料接觸的方式而獲得。熱塑性材料將被螺線的熱度融化，而且當(dāng)它冷卻時，它在螺線52，53周圍形成層，從而使結(jié)構(gòu)51增加了穩(wěn)定性。在根據(jù)圖7的實(shí)施例中，為了使電流能夠流過導(dǎo)電引線到達(dá)探針50的電極72，把探針50連接到植入式脈沖發(fā)生器(IPG) 71。這個實(shí)施例的優(yōu)點(diǎn)是當(dāng)使探針經(jīng)受諸如在執(zhí)行磁共振成像時的外部磁場時，IPG中的電子設(shè)備的損壞風(fēng)險(xiǎn)被極大地降低。由于所述結(jié)構(gòu)的配置的緣故，導(dǎo)電引線中由于外部磁場而產(chǎn)生的高電壓和/或電流被最小化。單個電感器采集動態(tài)磁場，但是帶有反向纏繞線圈的雙電感器卻不采集。因此，不會從帶有交變極性的外部磁場中產(chǎn)生強(qiáng)電流，所述強(qiáng)電流可能破壞IPG的電子設(shè)備。在實(shí)施例中，在中間改變結(jié)構(gòu)的旋轉(zhuǎn)方向。在實(shí)施例中，多次改變結(jié)構(gòu)的旋轉(zhuǎn)方向。在實(shí)施例中，導(dǎo)電引線的數(shù)量要比用于刺激組織的引線的實(shí)際數(shù)量高。因此，選擇供使用的引線的子集并將其連接到探針的電極。在實(shí)施例中，其中導(dǎo)電引線的數(shù)量是64，選擇8根為了連接到DBS探針的電極的引線。這樣做的優(yōu)點(diǎn)在于使探針在空間上定位刺激腦部的最佳區(qū)域。在根據(jù)圖8的實(shí)施例中，形成結(jié)構(gòu)51的導(dǎo)電引線是諸如具有小于Imm厚度的薄箔片那樣的箔片上的軌道。圖8A顯示的是平面配置中的箔片，而圖8B顯示的是被配置為相互連接的螺線51，52的箔片，其中螺線51，52具有不同的旋轉(zhuǎn)方向。下面將進(jìn)一步詳細(xì)地描述箔片的特征。這個實(shí)施例的優(yōu)點(diǎn)是更易于實(shí)現(xiàn)不同的旋轉(zhuǎn)方向。此外，需要的匝數(shù)可能比使用箔片時少。根據(jù)另一個實(shí)施例，導(dǎo)電引線是導(dǎo)線。各導(dǎo)線可以是分隔且絕緣的。下面將進(jìn)一步描述導(dǎo)線的特征。使用分隔且絕緣的導(dǎo)線的優(yōu)點(diǎn)是導(dǎo)線厚度可以是諸如25 μ m左右，并因此提供低的DC電阻。在根據(jù)圖9的實(shí)施例中，顯示了分隔的圓形導(dǎo)線91是如何被組裝在單個電纜92中的。這可以是被盤繞或者旋轉(zhuǎn)的電纜的橫截面。該配置導(dǎo)致緊密的包裝，該包裝導(dǎo)致所述被組合導(dǎo)線的相對小的外部尺寸。在實(shí)施例中，導(dǎo)線在其沿著探針盤繞之前相對彼此纏繞，以防止導(dǎo)線的局部部分在螺線中具有彼此相同的相對位置。這種通過纏繞導(dǎo)線而對相對位置的改變可以減少對諸如MRI RF場的外部磁場的采集。在下面非限制性的例子中描述了其他實(shí)施例。例子
下面的例子是使用帶有箔片的實(shí)施例或者帶分隔的導(dǎo)線的實(shí)施例而進(jìn)行的。然而，這不應(yīng)被看成是在任何方面的限制。在通常是40-128MHZ的MRI頻率處，由于更高的自感量的緣故，螺旋形的探針具有足夠高的阻抗，而在通常是幾kHz以下的DBS刺激頻率處，阻抗是由DC電阻確定的，該DC 電阻低到足以限制功率耗散。根據(jù)一實(shí)施例，在MRI頻率處的總的探針阻抗在IkQ以上，同時有效DC電阻在 100 Ω以下。根據(jù)一實(shí)施例，在MRI頻率處的總的探針阻抗在IkQ以上，同時每根引線的DC電阻在幾Ι Ω以下，諸如5k Ω。螺旋形導(dǎo)體的阻抗的絕對值Z由該等式給出
其中，R=螺旋形導(dǎo)體的(DC)電阻； f=頻率(對于1. 5-T MRI系統(tǒng)，該頻率是64MHz)；以及 L=螺旋形導(dǎo)體的電感量。
如果在MRI頻率處所需的阻抗在IkQ以上且所述電阻在100Ω以下，那么螺旋形導(dǎo)體的總阻抗約等于電感量的阻抗，其由該等式給出
由圓形導(dǎo)線制成的半徑為r且長度為/的薄壁有限長螺線管的電感量L近似由該等式
給出
其中
N=匝數(shù)；
μ ο=真空磁導(dǎo)率=4 π · 10_7H/m ； r=螺線管的半徑； 7=螺線管的長度。
因此，為了達(dá)到阻抗Z的所需匝數(shù)N由該等式給出
根據(jù)實(shí)施例，其中 Z=IkQ ；
6r=0. 6mm ； /=IOcm ；以及 f=64MHz
由此可知，N=420。然而，因?yàn)樵谂cDBS探針工作時涉及到的小尺寸，通常使用非常薄的諸如大約 0. Iym的引線。這使得用如上的簡單公式來估計(jì)阻抗變得更麻煩了。因此，用IOcm長的變匝數(shù)螺線管實(shí)現(xiàn)了 3D電磁仿真。在下面簡要描述的仿真表明對于平面的螺旋形導(dǎo)體，大約 250匝就足夠了。3D電磁仿真是使用來自CST (www. est. com)的3D電磁仿真程序MicroWave Studio，根據(jù)本領(lǐng)域技術(shù)人員公知的方法執(zhí)行的。這個程序基于表示把解析性Maxwell方程組至一系列矩陣方程的一致變換的有限積分技術(shù)。探針被建模成0. Imm寬、IOcm長的螺線管，優(yōu)選地是導(dǎo)電導(dǎo)線。在仿真中，這個探針被定位在帶有表示人腦在MRI頻率處的那些電參數(shù)的電參數(shù)的4cmX4cmX14cm的均勻盒子中。對于64MHz的MRI頻率，相對介電常數(shù)被設(shè)置成100，而導(dǎo)電率被設(shè)置成0. 5S/m。在計(jì)算域的邊際，用平行于探針的軸的電場分量施加了入射平面波電磁場。使用3D仿真程序，計(jì)算了在包圍探針的材料(表示腦組織)中的電流密度。將最大電流密度視作評估標(biāo)準(zhǔn)。如上所述，仿真顯示當(dāng)在IOcm上的匝數(shù)增加到250匝時，最大電流密度被極大降低。用250匝就極大地抑制了探針末端附近的感生電流密度。另一個重要的考慮因素是導(dǎo)線的電阻。在下面的例子中，使用帶有箔片的實(shí)施例說明了這一點(diǎn)。可以根據(jù)下述內(nèi)容估計(jì)導(dǎo)線的電阻。如果導(dǎo)線是螺旋形地包裹在探針附近的箔片形式，并且
Λ=探針的長度；
7=線圈的箔片的總長度；
r=探針半徑(即，線圈半徑)；
W=箔片的寬度；
P=線圈的節(jié)距；
N=匝數(shù)；
R=每根導(dǎo)線的電阻；那么線圈的箔片的長度由該等式給出
權(quán)利要求
1.一種用于深度腦部刺激的探針(50)，包括形成一種結(jié)構(gòu)(51)的多根導(dǎo)電引線，該結(jié)構(gòu)包括至少兩根相互連接的螺線(52，53)，其中所述兩根相互連接的螺線(52，53)具有不同的旋轉(zhuǎn)方向。
2.根據(jù)權(quán)利要求1的探針(50)，其中將至少一根導(dǎo)電引線在第一末端連接到電源，使得在使用中電流能夠流過所述導(dǎo)電引線。
3.根據(jù)權(quán)利要求1的探針(50)，其中在中間改變所述結(jié)構(gòu)的旋轉(zhuǎn)方向。
4.根據(jù)權(quán)利要求1的探針(50)，其中多次改變所述結(jié)構(gòu)的旋轉(zhuǎn)方向。
5.根據(jù)權(quán)利要求1的探針(50)，其中導(dǎo)電引線是在箔片上的軌道。
6.根據(jù)權(quán)利要求1的探針(50)，其中導(dǎo)電引線是分隔的導(dǎo)線。
7.根據(jù)權(quán)利要求6的探針(50)，其中多根導(dǎo)線被組裝在單個電纜中以形成至少兩根螺線。
8.根據(jù)權(quán)利要求6的探針(50)，其中在形成至少兩根螺線之前彼此相對地纏繞導(dǎo)線。
9.根據(jù)權(quán)利要求1的探針(50)，其中導(dǎo)電引線的數(shù)量要比用于刺激組織的引線的實(shí)際數(shù)量高。
10.一種用于深度腦部刺激的系統(tǒng)(10)，包括根據(jù)權(quán)利要求1的探針(50)、電源以及電極。
11.一種起搏器系統(tǒng)，包括根據(jù)權(quán)利要求1的探針(50)、電源以及電極。
12.一種肌肉刺激系統(tǒng)，包括根據(jù)權(quán)利要求1的探針(50)、電源以及電極。
13.一種胃腸刺激系統(tǒng)，包括根據(jù)權(quán)利要求1的探針(50)、電源以及電極。
14.根據(jù)權(quán)利要求1的探針(50)用于深度腦部刺激的用途。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種用于深度腦部刺激(DBS)的探針，具有高總阻抗，但低總電阻。這是因?yàn)樘结槹ㄒ环N結(jié)構(gòu)而達(dá)到的，該結(jié)構(gòu)包括至少兩根相互連接的螺線，其中所述兩根螺線具有不同的旋轉(zhuǎn)方向。還公開了一種用于深度腦部刺激的系統(tǒng)，包括該探針、電源以及電極。
文檔編號A61N1/05GK102215906SQ200980145345
公開日2011年10月12日 申請日期2009年11月9日 優(yōu)先權(quán)日2008年11月13日
發(fā)明者W. 哈伯茨 D., P. M. 布德澤拉爾 F., C. F. 馬滕斯 H., 王 K. 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司