专利名称：电极的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种适合用作在人等动物的脑内等测量神经动作或刺激神经细胞的 电极。
背景技术：
自由行动中的动物的单一神经动作的测定对脑功能的阐明十分重要。但是上述测 定不容易进行，是无效的。神经动作电位的测定中一直以来使用的微电极如下制备用绝缘涂料被覆粗细为 20 80μπι左右的金属线的外周，将所得物用剪刀等切断使金属线的端部露出。通常情况 下，将多根微电极制成束可以用作多通道电极(multi-channel electrode)。将现有的微电 极多通道化在神经细胞群中进行测定时，能记录神经动作的微电极的比例较小(例如8根 微电极中只有1 3根能记录神经动作)。另外，被记录的活动电位的波形的振幅较小，为 背景噪声(100 200微伏)振幅的数倍左右。作为与本发明相关的专利文献，给出了专利文献1及非专利文献1。专利文献1日本特开2006-212133号公报非专利文献 1 Umeda et. al，Electrochimica Acta，48 (2003) 1367-1374
发明内容
本发明的目的在于提供一种微电极，所述微电极能够以相对于背景噪声为较大振 幅波形的形式记录神经细胞的活动电位。本发明的目的还在于提供一种能够形成多通道化电极的微电极，所述微电极在将 多根捆扎进行多通道化时，微电极间的性能差小，在大部分的、优选在全部的微电极中均能 记录神经动作电位。一直以来，通常通过用剪刀等切断由导电性芯材和覆盖导电性芯材的 绝缘性被膜组成的电线来制备具有露出导电性芯材的前端部分的微电极。使用上述现有方 法制备的微电极存在下述问题，即，每个微电极的前端部分的形状不固定，检测灵敏度存在 差异。因此，即使使现有的微电极多通道化，但也存在能够记录神经动作电位的微电极仅限 于一部分、大部分不能记录活动电位的问题。因此，考虑到不良率，需要增加电极的数量至 必要量以上。本发明的目的在于解决上述现有技术的问题点。本发明人等惊讶地发现通过以下构成能够解决上述课题。(1) 一种电极，其特征在于，包括导电性的线状芯材；被覆上述线状芯材外周的绝缘性的被覆层；和延伸部，所述延伸部如下形成，S卩，将上述被覆层的在上述线状芯材的一侧的前端 侧的端部在上述线状芯材的长度方向上延伸至超出上述前端而形成，并且在内侧形成有在 延伸方向上开放的空腔。(2)如⑴所述的电极，用于测量神经动作或刺激神经细胞。
(3)如(1)或⑵所述的电极，其中，上述延伸部的延伸方向端，位于与上述线状芯 材的轴心垂直的一个平面上，并且，以上述延伸部的延伸方向端部的外径在延伸方向上缩 小的方式而形成。(4)如(1)或⑵所述的电极，其中，上述延伸部的延伸方向端部形成为尖锐形状。(5)如⑴ (4)中任一项所述的电极，其中，上述延伸部的内侧表面的、延伸方向 的最短长度为上述线状芯材粗细的0. 1 10倍。(6)如(1) (5)中任一项所述的电极，其中，上述线状芯材的粗细为5 80 μ m。(7)如⑵所述的电极，其中，用于测量神经动作或刺激神经细胞时，位于上述空 腔外的神经细胞与上述空腔内的线状芯材的前端通过电解质溶液建立联系。(8) 一种多通道电极，由多个(1) (7)中任一项所述的电极组合而成。(9) 一种神经动作测量装置，具有至少一个(1) (7)中任一项所述的电极作为用 于测量神经动作的元件。(10) 一种神经细胞刺激装置，具有至少一个(1) (7)中任一项所述的电极作为 用于刺激神经细胞的元件。本发明的微电极能够以大振幅波形的形式记录神经细胞的活动电位。另外，虽然存在在组合多个现有的微电极进行多通道化时只有一部分微电极能够 记录活动电位、剩余微电极不能记录活动电位的问题，但将本发明的微电极多通道化时，能 够记录活动电位的微电极的比例提高。实际上在实施例1中，将本发明的微电极多通道化 时，全部的电极均能记录神经细胞活动电位。因此，如上所述将本发明的微电极多通道化进 行神经动作电位的测定时，测定效率显著提高。本说明书包含作为本申请优先权基础的日本国专利申请2008-161995号的说明 书及/或附图中记载的内容。
图1表示本发明的电极的前端附近的沿长轴方向的截面。图2表示本发明的电极的制备步骤。图3为实施例中制备使用的、具有多根(8根)微电极的多通道电极微调装置的前 端部分的截面模式图。图4为多通道电极微调装置的立体图，所述多通道电极微调装置具有实施例中制 备使用的、多根(8本)微电极、并含有用于自由调节微电极的突出长度的位置调节工具。图5表示组合本发明的8根电极时的每个电极的神经动作电位的测定结果。图6表示组合8根现有类型的神经动作测量用电极时的每个电极的神经动作电位 的测定结果。图7表示本发明的电极的前端附近的立体图(a)及沿长轴方向的截面(b)。图8模式化地表示使用本发明的电极进行神经动作的测量或神经细胞的刺激时 的状态。图9表示具有本发明的电极的神经动作测量装置的实施方案之一。图10表示具有本发明的电极的神经细胞刺激装置的实施方案之一。图11表示具有本发明的电极的神经动作测量/神经细胞刺激装置的实施方案之
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图12表示通过阻抗测定对本发明的电极的电极特性进行测定所得的结果。图12A 表示在各频率时作为复数求出的阻抗的实数部。图12B表示其虚数部。图12C表示在各频 率时由复平面上的实数部和虚数部形成的相位角。图12D为尼奎斯特线图，是将在各频率 求出的实数部及虚数部两者均为200kΩ以下的点进行制图而得到的。(图中数据系列的说 明。Cut —次电极、File 二次电极、3min 本发明的电极(电解时间为3分钟)、15min 本 发明的电极(电解时间为15分钟)、20min 本发明的电极(电解时间为20分钟)、30min 本发明的电极(电解时间为30分钟)、50min 本发明的电极(电解时间为50分钟))符号说明
1，701…电极
2，702…线状芯材
3，…初期被覆层
3a，703a…被覆层
3b,703b…延伸部
4…锥面
5·..锥面
6，706…空腔
101…一次电极
102…二次电极
10. 多通道电极微调装置
11. 微电极
11，…微电极的突出部分
11，…微电极的后端部分
12. 内侧套管
13. 外侧套管
14. 内侧套管的前端开口
15. 外侧套管的前端开口
16. 内侧套管的侧壁开口
17. 粘合剂
21. 第一支撑板
22. 第二支撑板
23. 螺栓
24. 螺栓头部固定用螺母
25. 弹簧支撑用螺母
26. 作用弹簧
80. 电解质溶液
81. 神经组织
900…神经动作测量装置
1000…神经细胞刺激装置
1100…神经动作测量/神经细胞刺激装置901，1001，1101 …电极902，1102...增幅器903，1103…前置增幅器904，1104…主增幅器905，1005，1105…演算处理装置906，1006，1106 …显示装置907，1007，1107 …储存装置908，1008，1108 …输入装置950，1050，1150 …神经组织1010，1110…电刺激信号添加装置
具体实施例方式以下参照附图对本发明的电极进行说明。图1表示电极1的前端附近的沿长轴方 向的截面。本发明的电极1包括导电性的线状芯材2、被覆线状芯材2的外周的整体的绝缘性 的被覆层3a、和前端部的延伸部3b。延伸部3b为筒状体，在线状芯材的长度方向上将被覆 层3a的在线状芯材2的一侧的前端侧的整个端部延伸至超过该前端而形成，且在内侧形成 有在延伸方向上开放的空腔6。在本发明的实施方案之一中，为了使被覆层3a和延伸部3b 形成一体，两者由相同的材料形成、并且具有相同的内径及外径。延伸部3b的内径与线状芯材2的外径相同。延伸部3b的外径优选形成如下结构， 即，在延伸方向端部沿着延伸方向缩小，形成锥面4。另外，在本发明的实施方案之一中，线状芯材2的前端部的外径也形成如下结构， 即，沿着前端方向缩小而形成锥面5。在本发明的其他实施方案(图中未示出)中，线状芯 材的外径形成如下结构，即，在其前端部不缩小外径，前端面平坦。图1涉及一个实施方案，形成如下结构延伸部的延伸方向端位于与上述线状芯 材的轴心垂直的一个平面上，但不限于此。在本发明的其他实施方案中，上述延伸部的延伸方向端部可以形成尖锐形状。基 于图7对本实施方案的电极前端部的构造的例子之一进行说明。图7(a)表示电极701的 前端附近的立体图、图7(b)表示前端附近的截面图。延伸部703b具有筒形状并且一端被 相对于线状芯材702的轴心倾斜的平面切断。只要没有特别说明，本说明书的说明可以适用于图1的实施方式和图7的实施方 式两者。上述延伸部3b、703b的内侧表面(即空腔6、706侧的表面)的在延伸方向上的最 短长度相对于线状芯材2、702的粗细优选为0. 1 10倍，更优选为0. 5 8倍。延伸方向 的最短长度不同时，前端部的空腔内的容积不同。因此，使用时由填满空腔内的电解质溶液 引起的阻抗根据上述比率的不同而不同。延伸部的内表面的延伸方向的最短长度相对于线 状芯材的粗细在上述特定的范围内时，本发明的电极中的阻抗变化导致测定灵敏度上升。构成线状芯材2，702的材料只要为导电性材料即可，没有特殊限定，但典型地可以举出镍铬合金、钨、不锈钢、钼铱等。作为线状芯材的粗细，例如可以举出5 80μπι。线 状芯材2，702的长度可以根据测定部位等适当改变，只要为电极的前端能够到达期望进行 神经动作的测量或神经细胞的刺激的部位的长度即可，典型地为数IOcm左右，例如为10 20cm。所谓“线状”是指长度相对于粗细非常大的(例如为10倍以上、典型地为50倍以 上)、细长的形状。线状芯材可以具有任意的截面形状，但典型地使用截面为正圆形或椭圆 形的圆形、或四边形等多边形的线状芯材。所谓线状芯材的粗细，是指在与线状芯材的长度 方向轴垂直的横截面上的最大尺寸。作为线状芯材的粗细的值，可以采用横截面的整个周 围被绝缘性的被覆层覆盖的线状芯材的部分的粗细的值，且所述部分位于在长度方向上的 最前端侧(延伸部形成侧)。例如，关于延伸部3b、703b的内侧表面的延伸方向的最短长 度与线状芯材的粗细的上述比，可以以下述值为基准算出，即，横截面的整个周围被被覆层 3^703&覆盖的线状芯材2、702的位于在长度方向上的最前端侧的那部分的粗细的值。构成被覆层3a、703a及延伸部3b、703b的材料只要是绝缘性材料即可，没有特殊 限定，但优选使用环氧树脂等在插入脑等神经组织时能形成具有不破损或不变形的强度的 膜的树脂。优选被覆层3a、703a及延伸部3b、703b的厚度为3 20 μ m。只要前端部具有本发明所述的微电极的上述特征，则任何形式的电极均包含在本 发明的范围内。例如，导电性部分只要至少在前端侧具有上述线状形状的部分即可，为了提 高机械强度、除了含有前端侧的线状形状的部分之外还含有直径增大的部分。可以组合多个本发明的电极1、701进行多通道化。以下有时将本发明的电极1、 701称为“微电极”、将多根微电极的组合称为“多通道电极”。组合多根微电极时的微电极 的配置形式及方法没有特殊限定，可以根据目的进行选择。多个微电极例如可以以相邻的微电极的侧面间形成间隙的方式进行配置，可以以 相邻微电极的侧面间密接的方式进行配置，也可以组合上述二种配置形式。以相邻的微电 极的侧面间形成间隙的方式进行配置的实施方案的例子，可以举出下述例子将多个微电 极以相互平行、侧面间不接触且空出间隔、并且前端朝向同一方向的方式立设在一个平面 上，配置成剑山状(needles of a pinholder)(例如参见美国专利第5215088号)。在以相 邻的微电极的侧面间密接的方式进行配置的实施方案中，包括平行地捆扎多个微电极的方 案、和捻合多个微电极的方案，在该实施方式中微电极间也可以进一步相互粘结。以相邻的 微电极的侧面间形成间隙的方式进行配置的实施方案和以相邻的微电极的侧面间密接的 方式进行配置的实施方案的组合的例子，可以举出如图3(a)所示的方案。图3(a)的实施 方案中，在前端部分中微电极的侧面间形成间隙，在其他部分中微电极间相互密接。另外，多通道化的多个微电极的前端的配置也可以根据目的进行确定。例如，可以 将多个微电极中的至少一个前端配置在与其他微电极的前端相比为微电极的集合体的轴 方向的不同位置处(例如图3(a))，也可以将多个微电极的前端配置在微电极的集合体的 轴方向的同一位置处(例如图3(b))。进而，可以以相邻的微电极的前端的侧面间产生间隙 的方式配置各前端(例如图3(a))，也可以以使相邻的微电极的前端的侧面间相互密接的 方式配置各前端。构成微电极的线状芯材的粗细，可以根据在多通道化情况下插入试样的微电极前 端的配置进行确定。例如，如实施例1所述，插入试样时的微电极的前端之间存在间隙时， 微电极的线状芯材的粗细优选为15 80μπι。另一方面，例如，如实施例2所述，在插入试样时的微电极的多个前端被捻合或被粘结时，微电极的线状芯材的粗细优选为5 30 μ m。例如，如实施例1及2所述，被多通道化的多个微电极可以电独立，从各个微电极 独立地输入或输出电信号。本发明的微电极可以以大振幅波形的形式记录神经细胞的动作电位。推测该效果 是由在本发明的微电极的前端部分形成的空腔引起的。图8模式化地表示将本发明的微电 极1用于测量神经动作或刺激神经细胞时的状态。形成位于空腔6之外的含有神经细胞的 神经组织81和空腔6内部的线状芯材2的前端通过电解质溶液80相互建立联系的状态。 电解质溶液80可以为神经组织中的细胞外液、或配制的人工脑脊髓液。在本发明的微电极 的使用状态中，形成电解质溶液80从绝缘性的延伸部的延伸方向端部(相当于空腔6的开 口 )浸入空腔6内、空腔6内充满了电解质溶液80的状态，另外浸入的空腔6内的电解质 溶液80只在空腔6的开口处与微电极周围的电解质溶液80相接。此时，神经动作引起的 在主体电解质溶液80中产生的离子密度变化，通过延伸方向端部使空腔6内的电解质溶液 80产生离子密度变化。因空腔外周的绝缘性的被覆层的存在使空腔6内与电极周围隔离，因此该空腔6 内的电解质溶液80的离子密度变化不受电极周围的影响，另外也不对周围造成影响，因此 可以在电极表面检测。进而，使用多根本发明的微电极用作多通道电极的情况下，如果使各微电极的前 端部分的形状均一化，则在各电极间能够各自发挥同等的性能，显著地提高测定效率。本发明的微电极的前端部的结构呈现出与现有的电化学测定用电极类似的结构 (例如参见 Umeda et. al，Electrochimica Acta，48 (2003) 1367_1374Fig. 1)。但是，该现 有电极的前端部通过用碳糊等导电性物质或催化剂填充前端部的空腔来用于测定。另一方 面，本发明的微电极中的延伸部内侧的空腔中不含有催化剂或导电性物质等其他的要素， 在使用时作为用于容纳电解质溶液的空间而发挥功能。使用现有类型电化学测定用电极进 行的各种测定，是捕捉在所充填的导电性物质等与电解质的界面所发生的反应，因此，可以 说是在技术特征上与使用本发明的微电极的测定状态不同。需要说明的是，一般认为现有 类型电化学测定用电极的测定状态，与使用下述微电极进行的测定状态相似，所述微电极 是目前为止使用的具有导电性芯材露出的前端部分的微电极。本发明的电极可以优选用作用于测量神经动作或刺激神经细胞的电极。本发明的 电极不仅作为神经动作测量用电极是有用的，而且也可以用作用于刺激神经细胞的刺激电 极。图9表示神经动作测量装置的实施方式之一的结构，该神经动作测量装置具有至 少一个本发明的微电极作为用于测量神经动作的元件。神经动作测量装置900至少包括至 少1个本发明的微电极901和增幅器902。插入神经组织950中的微电极901将由神经动 作引起的电信号(即，神经动作电位)导出至增幅器902中。增幅器902可以由前置增幅 器903和主增幅器904构成。来自增幅器902的输出信号输入到演算处理装置905中。演 算处理装置905基于输入的信号进行波形的解析等解析，将解析结果输出到显示装置906 上。进而，根据需要，演算处理装置905可以将解析结果输出到储存装置907中进行储存。 另外，根据需要也可以含有键盘等输入装置908。在将多个微电极901组合、作为多通道电 极使用的实施方式中，演算处理装置905可以独立地解析从各微电极导出的、通过增幅器
8增幅的信号。图10表示神经细胞刺激装置的实施方式之一的结构，该神经细胞刺激装置具有 至少一个本发明的微电极作为用于刺激神经细胞的元件。神经细胞刺激装置1000至少包 括至少1个本发明的微电极1001、和电刺激信号添加装置1010。由电刺激信号添加装置 1010添加的电刺激信号通过微电极1001传播到神经组织1050中。演算处理装置1005基 于由输入装置1008输入的信息，将控制电刺激信号输出的控制信号输出到电刺激信号添 加装置1002中。演算处理装置1005根据需要可以具有显示装置1006和储存装置1007。图11表示将上述的神经动作测量装置和神经细胞刺激装置一体化的神经动作测 量/神经细胞刺激装置1100的实施方式。图11中的各构成元件具有与基于图9及10说 明的相同名称的构成元件相同的功能，所以省略上述元件的说明。接下来基于图2对本发明的电极1的制备方法进行说明。首先，在线状芯材2的外周形成初期被覆层3’(最终变为被覆层3a及延伸部3b)。 例如在镍铬合金线等线状芯材2的表面涂布环氧树脂等绝缘材料，室温下使其干燥，在烘 箱中加热，根据需要反复进行上述工序，由此在线状芯材2的外周形成初期被覆层3’。用剪 刀等切断具有初期被覆层3’的线状芯材2，形成端部。如上所述得到的一次电极101 (图 2 (a)) 一直以来被用作神经动作测量用电极。通过切断产生的端部不平滑，形成因各电极而 异的不均一结构。使用电锉等机械性地研磨一次电极101的前端部，得到具有外径朝前端方向缩小 的锥状结构的二次电极102(图2(b))。然后，通过电解使二次电极102的线状芯材2从前端部洗脱，由此使前端后退至初 期被覆层3’的内侧，结果形成了具有与线状芯材2的外径相同的内径、并在内侧形成有空 腔(内腔)6的筒状的延伸部3b。如上所述，制备本发明的电极1。作为电解的方法，可以 如下进行，即，将二次电极102的前端部与作为对电极的银线均浸入食盐水等中，将恒流装 置的正极侧连接到二次电极102上，将负极侧连接到银线上，进行通电。通电的条件可以根 据芯材的粗细、构成材料适当地确定。例如，将直径为40 μ m的镍铬合金线用作芯材的情况 下，优选以5微安培进行1 60分钟的通电条件。另外，尖锐形状的本发明的电极701也可以按照与图2相同的顺序制备。但是，在 使用电锉等进行机械性研磨的工序中，以在前端部形成相对于线状芯材的轴心倾斜的一个 平面的方式进行研磨加工，在这一点上与图2所示的方法不同。实施例1以下给出对本发明的电极1进行实际制备、并与现有类型的电极(一次电极101) 进行比较的实施例。1.电极的制备1. 1.环氧树脂被膜的制备将直径40 μ m的镍铬合金线切成15厘米，在最下部悬挂重量并垂直悬挂。其与含 有环氧树脂的刷子接触，将镍铬合金线向下移动所需的长度后移走刷子。将方向改变180 度再进行一次同样的操作。在室温下干燥5分钟左右后，放入烘箱中在100°C下加热20分 钟，然后在180°C下加热30分钟。重复10次上述操作(涂布 加温)。如上所述得到的环 氧树脂被膜的厚度为12 μ m。用剪刀切断一端，制成一次电极。需要说明的是，本实施例中使用的镍铬合金线的横截面基本为正圆形。1. 2.机械研磨使固定在小型电机轴前端的金刚石粉高速旋转，使其与上述1. 1中得到的一次电 极的前端接触。使小型电机与电极的立体位置关系略微错开，由此得到前端为锥状的二次 电极。1.3.电解将1. 2中得到的二次电极的前端部和作为对电极的银线均浸在食盐水等中，将恒 流装置的正极侧与二次电极连接、负极侧与银线连接，进行通电。以5微安培进行12分钟 的通电。由此在如上所述得到的本发明的电极的前端形成110微米深的内腔(空腔)。2.神经细胞的动作电位的测定使用上述1中得到的本发明的电极和上述1. 1结束时的一次电极测定神经细胞的 动作电位。以下有时将本发明的电极及一次电极总称为微电极。基于图3及图4对本实验中使用的、含有8根微电极11的多通道电极微调装置10 的结构及功能进行说明。多通道电极微调装置10至少包括多根(本实施例中为8根)微电极11、内侧套管 12、外侧套管13。内侧套管12为一端具有前端开口 14的中空管状构件。外侧套管13是一 端具有前端开口 15的中空管状构件。外侧套管13的内径与内侧套管12的外径相同或比 内侧套管12的外径稍大。外侧套管13的长度比内侧套管12短。内侧套管12的前端开口 14侧的一部分(以下简称为“内侧套管的前端部分”)以前端开口 14和前端开口 15朝向 同一方向、且能够在长度方向上往复运动的方式插入外侧套管13内。在内侧套管12的与 内侧套管12的前端开口 14不同的端的一侧的部分(以下简称为“内侧套管的后端部分”) 的侧壁上，形成有连接内侧套管12的内部空间和外部的侧壁开口 16。多根微电极11如下 配置，即，以经过上述1的处理的前端从前端开口 14突出(以下将突出部分称作“突出部分 11’”)、另一端(以下称作“微电极的后端部分11””)从侧壁开口 16处开始露出在外部的 方式固定在内侧套管12的内部空间内。此时，多个微电极11，按照各个突出部分11’以不 足90°的角度范围朝向相对于前端开口 14的开口方向不同的方向的方式，在内侧套管12 的前端开口 14的附近弯曲。通过从侧壁开口 16注入粘合剂17使微电极11固定在内侧套 管12上。进而，虽然由于与微电极11重合而未在图中示出，但也可以从前端开口 14将粘 合剂注入到插入有微电极11的内侧套管12的内部，在前端开口 14的附近，微电极11也被 固定在内侧套管12上。在外侧套管13的开口 15侧端(外侧套管前端)与内侧套管12的 开口 14侧端(内侧套管前端)相比在内侧套管长度方向上更靠近前端侧的情况下，当从内 侧套管前端到外侧套管前端的距离L小于线状电极突出部分11’的长度时，电极突出部分 11’的前端的一部分露出在外部。当外侧套管前端和内侧套管前端在内侧套管长度方向上 位于同一位置时，或者外侧套管前端与内侧套管前端相比在内侧套管长度方向上更靠近后 端侧时，电极突出部分11’的整体露出在外部。图3(a)表示外侧套管前端和内侧套管前端 在内侧套管长度方向上位于同一位置的情况。图3(b)表示外侧套管前端与内侧套管前端 相比在内侧套管长度方向上更靠近前端侧时，距离L与突出部分11’的长度相同的情况。此 时，线状电极突出部分11’被收纳在外侧套管13的内部，不露出在外部。基于图4对含有位置调节工具的多通道电极微调装置10的整体结构进行说明，所述位置调节工具通过自由地调节内侧套管12相对于外侧套管13的位置来自由地调节微电 极11的突出长度。第一支撑板21垂直地固定安装在内侧套管12的后端部分，第二支撑板 22垂直地固定安装在外侧套管13上。第一支撑板21及第二支撑板22上均具有2个螺栓 轴插通孔，当第一支撑板21与第二支撑板22对置时形成于正对的位置。2根螺栓23、23通 过上述螺栓轴插通孔平行地配置，使各头部位于第二支撑板22侧、各轴部位于第一支撑板 21侧。通过在第二支撑板22侧拧紧螺栓头部固定用螺母对、24，将螺栓23、23的头部固定 在第二支撑板22上。在螺栓23、23的比螺栓头部固定用螺母MJ4更靠近轴端侧的位置 进一步螺合支撑下述作用弹簧26、26的一端的弹簧支撑用螺母25、25。在弹簧支撑用螺母 25,25的螺栓轴端侧的面与第一支撑板21的螺栓头部侧的面之间配置作用弹簧沈、26。作 用弹簧沈、沈均沿着螺栓轴端方向对第一支撑板21作用。在螺栓23、23的比第一支撑板 21更靠近轴端侧的位置螺合位置确定用螺母27、27。通过在拧紧方向上转动位置确定用螺 母27、27，可以将固定在第一支撑板21上的内侧套管12沿着外侧套管13的前端方向送出。 另一方面，通过在松开方向上转动位置确定用螺母27、27，可以使内侧套管12在反方向上 后退。图4(a)为松开位置确定用螺母27、27的状态图，此时，微电极的突出部分11’全部 被收纳在外侧套管13内。图4(a)中前端的内部结构对应于图3(b)。图4(b)为拧紧位置 确定用螺母27、27的状态图，此时，微电极的突出部分11’通过外侧套管13的前端开口 15 露出在外部。图4(b)中前端的内部结构对应于图3(a)。如上所述，通过适当调节位置确定 用螺母27、27的拧紧位置，可以自由地调节微电极的突出部分11’从外侧套管13中的突出 量。需要说明的是，虽然图3及4中省略了图示，但电极后端部分11”与用于测定电位变化 的装置电连接。本实施例中，使用不锈钢制的内径0. 6mm、外径0. 3mm的管作为内侧套管12，使用 不锈钢制的内径0. 9mm、外径0. 6mm的管作为外侧套管13。使用8根上述1中得到的本发 明的电极、或8根一次电极作为微电极11。微电极的突出部分11’的长度为7mm。如果使 用本实施例中使用的装置使微电极的突出部分11’从外侧套管13的前端开口 15处送出的 长度(移动距离)最多为3mm左右，则突出部分11’的束不散开呈放射状。如果移动长度 为上述以上则逐渐散开。首先，在将微电极11完全收纳在外侧套管13的内部的状态(即图4(a)的状态) 下将外侧套管13的前端插入大鼠的脑内。具体而言，用戊巴比妥(50mg/kg)麻醉大鼠，并 固定在脑定位装置上，在前囱后2mm、正中向右0. 5mm的头盖骨上开约2mm的洞，将外侧套管 13的前端插入至距离脑表面5. 5mm的深度，在插入的状态下通过丙烯酸酯类树脂固定。使 外侧套管13的前端位于下丘脑室旁核的上方2mm处。在从麻醉醒来之前，通过连接器将记 录用的前置放大器连接到微电极的后端部分11”上。大鼠充分恢复后，从约3天后，一边在拧紧方向交替地转动2个位置确定用螺母 27、27 —边使微电极前端被送出，一边使微电极前端接近目标部位一边进行记录。将微电极 前端移动3mm的点设为终点。将使用本发明的电极所得的测定结果的例子之一示于图5，将使用一次电极(现 有电极)所得的测定结果的例子之一示于图6。图5及6均将具有一定以上振幅的动作电 位删除，使各电极(#1 #8)叠合。本发明的电极在8根中有6 7根电极能够记录到最大1. 5mV的振幅的活动。在如图5所示的例子中，#3及#7能同时记录到约ImV的活动。除#3及#7之外的6根也能 多次记录到100 200微伏的活动。另外，使8根电极同时在脑内移动3mm的过程中，#3 及#7之外的电极也能记录到ImV级的活动。移动中虽然振幅不断变化但在每个电极中均 能无间歇地记录到神经动作。现有类型的一次电极中，8根中只有1 3根(图6中#3及#4)能记录到100 200微伏左右振幅的波形。另外使用电极微调装置使8根电极同时移动3mm时，只在特定电 极(图6中#3及#4)中能记录到仅仅几次的神经动作。实施例2以下给出使用6. 5 μ m的钨丝制成尖锐形状的微电极701、从脑切片标本中记录细 胞外动作电位的实施例。本实施例中，作为测定对象试样使用下述试样，S卩，将麻醉动物后迅速取出的脑使 用专用切片刀切成400 μ m的薄切片。在用人工脑脊髓液灌流的状态下，一边在显微镜下确 认该试样的表面附近的神经细胞，一边在切片表面轻轻地按压电极进行记录。使用与实施例1的1. 1所述的方法相同的方法在6. 5 μ m的钨丝外周形成环氧树 脂被膜。如上所述得到的环氧树脂被膜的厚度为3 μ m。需要说明的是，本实施例中使用的 钨丝的横截面基本为正圆形。将3根或7根被覆环氧树脂被膜的钨丝捋齐成束并在中央部 用细线系上。为了使它们一体化，再次与含有环氧树脂的刷子接触进行涂布，填上束的间 隙，通过100°C下30分钟和180°C下30分钟的加热使其固化。但是注意不要使上述环氧树 脂到达作为电极前端使用的部分，不要使该部分不必要地过粗。固化后，电极的端部相对于旋转磨石倾斜并与其抵接，在端部形成相对于丝轴心 倾斜的一个平面，并将端部加工成尖锐形状。倾斜的角度与将电极用于脑切片的角度相同， 设定为30°。机械研磨结束后，以电流量1 μ A通电5分钟，由此进行电解研磨。由此，得到将数 根如图7所示的尖锐形状的微电极701捆扎成束的电极。将如上得到的由数根捆扎成束的尖锐形状的微小电极装在三维处理程序 (Manipulator)上，轻轻地按压到脑切片的表面，由此确认能够记录细胞外动作电位。实施例3电极特性的确认通过阻抗测定确认了按照与实施例1的上述1的方法相同的步骤得到的本发明的 电极1的电极特性。但是，本实验中，在5微安培的条件下进行3分钟、15分钟、20分钟、30 分钟及50分钟中的任一时间的通电，代替上述1. 3中以5微安培进行12分钟的通电。阻 抗测定如下进行将本发明的电极浸渍在生理盐水中，使频率从IOHz变化至100kHz，同时 使用定电压IOmV的正旋波状的信号(Hioki公司LCR测试仪3522-50)。作为比较，使用上 述1. 1结束时的一次电极及1. 2结束时的二次电极。由于神经细胞活动电位的持续时间为Imsec左右，所以将在频率IkHz下的阻抗值 的比较示于表1。另外，测定结果示于图12。确认了本发明的电极与一次电极相比阻抗大幅减小。另外，通过图12D所示的测 定例，确认了可以根据电解时间(3、15、20、30、50分钟)使电极特性发生变化。此处，考虑 通过上述1. 3的电解产生空腔，上述测定结果强烈地暗示了空腔与电极特性的关系。
表权利要求
1.一种电极，其特征在于，包括导电性的线状芯材；被覆所述线状芯材外周的绝缘性的被覆层；和延伸部，所述延伸部如下形成，即，将所述被覆层的在所述线状芯材的一侧的前端侧的 端部在所述线状芯材的长度方向上延伸至超出所述前端而形成，并且在内侧形成有在延伸 方向上开放的空腔。
2.如权利要求1所述的电极，用于测量神经动作或刺激神经细胞。
3.如权利要求1或2所述的电极，其中，所述延伸部的延伸方向端，位于与所述线状芯 材的轴心垂直的一个平面上，并且，以所述延伸部的延伸方向端部的外径在延伸方向上缩 小的方式形成。
4.如权利要求1或2所述的电极，其中，所述延伸部的延伸方向端部形成为尖锐形状。
5.如权利要求1 4中任一项所述的电极，其中，所述延伸部的内侧表面的、延伸方向 的最短长度为所述线状芯材粗细的0. 1 10倍。
6.如权利要求1 5中任一项所述的电极，其中，所述线状芯材的粗细为5 80μ m。
7.如权利要求2所述的电极，其中，用于测量神经动作或刺激神经细胞时，位于所述空 腔外的神经细胞与所述空腔内的线状芯材的前端通过电解质溶液建立联系。
8.一种多通道电极，是通过组合多个权利要求1 7中任一项所述的电极而形成的。
9.一种神经动作测量装置，具有至少一个权利要求1 7中任一项所述的电极作为用 于测量神经动作的元件。
10.一种神经细胞刺激装置，具有至少一个权利要求1 7中任一项所述的电极作为用 于刺激神经细胞的元件。
全文摘要
本发明的目的在于提供一种能够以大振幅波形的形式记录神经细胞的活动电位、且适用于多通道化的微电极。本发明的电极1的特征在于，包括导电性的线状芯材2、被覆上述线状芯材外周的绝缘性的被覆层3a和延伸部3b，所述延伸部3b如下形成，即，将所述被覆层的在所述线状芯材的一侧的前端侧的端部在所述线状芯材的长度方向上延伸至超出所述前端而形成，并且在内侧形成有在延伸方向上开放的空腔。
文档编号A61B5/0478GK102124323SQ200980132458
公开日2011年7月13日 申请日期2009年6月19日 优先权日2008年6月20日
发明者国武孝人, 河南洋 申请人:国武孝人