高分辨率电刺激引线制造技术

用于提供刺激的系统包括：探头，具有多个电极，每个电极能够向周围组织提供特定电流；生成器，用于向每个电极提供特定电流；控制器，用于对所述生成器进行控制以向电极提供电流而在所述探头周围实现期望电场。

【技术实现步骤摘要】
【国外来华专利技术】
本专利技术涉及一种用于向周围组织提供电刺激的系统，以及一种用于向周围组织提供电刺激的方法。
技术介绍
新的高分辨率神经接ロ允许向目标组织进行治疗刺激的准确空间导引(steering)。这样的高分辨率接ロ通常包括能够传递刺激(例如，电脉冲)的元件(例如,触点或电极)的类似阵列的分布，并且阵列通常位于载体结构(例如，延长的柔性探头)上。图IB表示了用于深度脑刺激治疗用途的用于准确传递电刺激的这样的高分辨率神经接ロ的示例。为了进行比较，在图IA中以相同的尺度提供了用于深度脑刺激治疗的传统的低分辨率神经接ロ。图IA和IB中所示的电极分别也被称作现有技术的DBS引线(lead)和高分辨率DBS阵列。所要注意的是，在组织中这样生成场在诸如组织切除之类的其它应用或甚 至非治疗应用中也会是有用的。DBS引线周围的脑组织中的电势可以使用Edsberg L.的Introductionto Computation and Modeling for Differential Equations, J. Wi ley,Wiley-Interscience: pp. 140-146，2008，ISBN-13 9780470270851 中所公开的有限元法(FEM)进行计算。DBS 电极所生成的电势 V 通过求解 Bronzino J.的 Biomedical EngineeringHandbook 2006，vol. I，section III，chapter 20，pp. 1-3，CRC. 1，ISBN-139780849304613中所公开的泊松方程而获得 = 一VbJ'(I) a 其中マa是Laplace算子，是电流源，且彳是导电率。为了估计DBS激活的量，可以计算激活函数(activating function, AF)0通常，AF 对如 Ratty F.的 The basic mechanism for the electrical stimulation of thenervous system, Neuroscience Vol. 89，No. 2，pp. 335-346，1999 中所公开的用于神经元去极(depolarization)的驱动カ进行量化。如McIntyreC. C.、S. Mori 等人的 Electric field and stimulating influencegenerated by deep brain stimulation of the subthalamic nucleus, ClinicalNeurophysiology Volume 115 Issue 3，pp. 589-595，March 2004 中所公开的，刺激量的估计通过对激活函数的分布进行阈值化(thresholding)而实现，其已经被示出为提供对被激活组织的量的良好初始估计，这利用更为广泛的计算建模来进行计算。激活函数通过取外部电势的离散的ニ阶空间导数(second spatial derivative)而获得。例如，对于以z方向取向的元素，激活函数被计算为AF1 ix,f,z) = V{x,y,z - Az) + V{x,y,z + Az) - 2V{x,y,z),(2) 其中步长Az =0.5 mm是有髓纤维的典型节点间长度。激活在该激活函数跨过特定阈值时发生，也就是说，即其取决于刺激參数(最显著的是脉冲持续时间)、纤维属性和相对纤维-电极取向。在临床实践中，在对于给定刺激配置而言获得不利的副作用时将会考虑刺激场的重新定位。通过对刺激场进行导引使其远离负责这样的副作用的区域，将尝试避免副作用并且同时保持良好的治疗效果。在当前的临床实践中，用于移位(displace)刺激场的常用方法是通过选择不同的触点进行刺激传递。由于这立即将刺激场移位2-3 mm，所以这是ー种十分粗糙的方法。通过电流导引技术和/或高分辨率刺激阵列，能够实现对刺激场移位更为精细的控制。电流导引在本领域中已知为用于移位刺激场的方法。简言之，该方法包括对两个或更多触点之间的电流传递进行平衡。例如，Butson, C. R.和McIntyre C. C.的しurrent steering to control the volume of tissue activated during deep brain stimulation, Brain Stimulation 1(1): pp. 7-15, 2008 论证了可以如何与现有技术的DBS引线一起使用电流导引来对刺激量进行调谐，见图2。在该示例中，总的刺激电流在两个相邻电极上进行分布并且取决于两个电极之间的电流平衡而产生不同的激活曲线(profile)。图2从左到右示出了 DBS电极、从单个电极的激活开始并且以DBS电极的两个相邻电极的激活结束的一系列场等高线(contour )。如从图2所清楚的，对两个触点之间的电流进行平衡允许偏移(shift)激活量。US2007/0203539公开了利用图IB所示出的高分辨率DBS阵列进行电流导引。
技术实现思路
本专利技术的目标是使得能够在具有高分辨率探头的系统中容易地应用场导引。特别地，本专利技术的目标是提供ー种利用高分辨率探头应用电流导引而不会不当地増加消耗功率的系统和方法。本专利技术的第一方面提供了一种如权利要求I中所要求保护的用于向周围组织提供电刺激的系统。本专利技术的第二方面提供了一种如权利要求13中所要求保护的用于利用具有多个电极的探头生成电刺激以便应用于周围组织的方法。有利实施例在从属权利要求中进行限定。依据本专利技术的第一方面的一种用于向周围组织提供电刺激的系统包括具有多个电极的探头。生成器向所述电极提供电信号以获得周围组织中的场分布。对生成器进行控制的控制器在第一状态中向电极提供电信号的第一分布以生成第一场分布，并且在第二状态中向电极提供电信号的第二分布以生成第二场分布。电信号的第一分布与电信号的第二分布相比关于电极更加对称，并且电信号在第二状态中所导致的电刺激电流的总量低于第一状态中所导致的。通过具有这样的电流总量(其在较不对称的分布中较少)，可能防止系统所汲取功率过于大幅地増加。特别地，如果用于系统的功率由电池提供，则过大的功率消耗会导致电池耗损过快。相反，如果电信号的分布被选择为更加对称或者被变为更加对称的分布，则允许増加电流总量而并不会导致电池消耗过快。如果电极的激活彼此相同，例如通过向电极阵列的所有电极提供相同的电流，则获得电信号关于电极最为対称的分布。以这种方式，分布的此对称性能够独立于电极阵列的实际形状进行定义。所产生的场分布的形状取决于阵列的实际形状。只要对电极进行激活的电信号有所不同，电信号的分布就被称作是不对称的。电极激活差异越大，电信号的这种分布就将越不对称，并且所产生的场分布就与电信号的对称分布期间所出现的场偏离越大。以相同的方式，具有(关于电极)対称的场分布在这种背景下意味着在所有电极彼此相同地被激活时所获得的场分布。所产生的场分布具有由电极阵列的形状所确定的形状。如果使用图IB的探头，则如果应用于电极的所有电流都相同，则场将肯定是旋转对称的。通过不彼此相同地对所有电极进行激活，例如通过向至少ー个电极提供不同电本文档来自技高网...

【技术保护点】

【技术特征摘要】
【国外来华专利技术】2009.12.23 EP 09180684.41.一种用于向周围组织提供电刺激的系统，包括 具有多个电极(Ei)的探头(PR1; PR2)； 用于向所述电极(Ei)提供电信号(Si)以在周围组织中获得场分布(Fi)的生成器(I); 控制器(2)，被构建为对所述生成器(I)进行控制以 在第一状态中向电极(Ei )提供电信号(Si )的第一分布以便生成第一场分布，并且在第二状态中向电极(Ei)提供电信号(Si)的第二分布以便生成第二场分布，其中所述第一分布与第二分布相比关于所述电极(Ei)更为对称，以及 提供电信号(Si)，以便获得在第二状态中低于第一状态中的提供给探头(PRl; PR2)的电刺激电流(ISi)的总和。2.根据权利要求I的系统，其中所述控制器(2)被构建为对针对电极(Ei)的电信号(Si)进行调整以使得所生成的场分布(Fi)从第一状态中的第一场分布逐渐变为第二状态中的第二场分布，或者相反。3.根据权利要求2的系统，其中所述电信号(Si)是电刺激电流(ISi)，在使用中，其通过电极(Ei)流入周围组织。4.根据权利要求I的系统，其中所述控制器(2)被构建为在从第一状态变为第二状态时减小电刺激电流(ISi)的总和以保持在第一状态中和第二状态中提供给电极(Ei)的总功率基本上恒定。5.根据权利要求3的系统，其中所述控制器(2)被构建为减小电刺激电流(ISi)的总和以将第二状态中的场分布保持在第一状态中的场分布的边界之内。6.根据权利要求5的系统，其中所述控制器(2)被构建为减小电刺激电流(ISi)的总和以将第二状态中的场分布(Fi)的最大值保持为...

【专利技术属性】
技术研发人员：H·C·F·马滕斯，M·M·J·德克里，EC·托亚德，
申请(专利权)人：沙皮恩斯脑部刺激控制有限公司，
类型：发明
国别省市：