用于在脑与数据处理装置之间传输数据的探针的制作方法

专利名称：用于在脑与数据处理装置之间传输数据的探针的制作方法
用于在脑与数据处理装置之间传输数据的探针
本发明涉及一种用于在脑与输出处理装置之间传输数据的探针以及这种 探针的制造方法。此外，本发明还涉及一种具有探针的设备或一种用于在脑与 数据处理装置之间传输 的方法。
在测量存活的动物或者人的脑中神经细胞活动时，存在如下问题 组 织没有损伤的情况下很难获得空间上和时间上良好分辩的活动图案。其中测量
电极可以保持在头部表面上的颅骨外部的方法的使用可能性(脑电图法EEG)
限于对较大的神经细胞总数的活动进行空间上^D批较差的测量。
借助侵入脑组织中的并且因此达到待导出的神经细胞的直接的附近中的 电极获得了精确的活动数据。然而，电极的侵入必然损伤神经细胞组织并且破
坏神经连接。由于神经细胞的高度网络化，由此始终与如下风险相联系重要 的神经细胞的功能受到限制。对于动物的科学工作还能容忍损伤。但是后来在 对人脑进行治疗时面对这样的窘境必须在由电极附带的损伤与治疗之间进行 权衡。
部分解决办法(Tdlausweg)是代替插入神经细胞组织中的电极而使用如
下电极，这种电极尽管要求对颅骨开口但在那里仅仅置于脑的表面上。在此， 脑组织本身不受损伤。通过这样的方式，测量到的神经细胞组的信号在外部脑 表面的直接的附近中占有优势。
该部分方-法的缺点已经提及:脑的并非直接出于外部表面上的区域仅仅部
分能够达到。由此尽管相对于传统的在颅骨外部进行测量的方法增大了应用可 能性，但是还是受限的。
除了通过测量由神经细胞活动产生的电压而导出神经细胞活动之外，用电
脉冲激励神经细胞的相反方^^是感兴趣的。上述的基本问题同样在于 ] 电极如导出电极一样必须直接到达所涉及的神经细胞的附近，以便尽可能特定 鹏行激励。
神经细胞的活动的精确了解起作用的一种重要应用领域是，首先最近形成 的运动的神经修复。该应用领域针对瘫痪的患者，其中组织的恢复不再可能，尽管皮层或者至少运动皮层作为对意向的运动的控制重要的区域至少还部分 完好，但是肌肉组织的神经连接中断。重要的并且总体上非常常见的对这种瘫 痪的原因是肌肉萎縮的脑* 或者内脑的出血("中风")。
特别严重的情况是所谓的对变化不敏感的患者，他们由于骨骼肌完全瘫痪 而没有任何运动可能性。这种患者在对其状态完全知觉的情况下注定单纯消 极。同样，也可以考虑如下患者，这些患者失去了四肢或者是截瘫的。瘫痪或 者障碍妨碍了患者进行想要的运动。
运动的神经细胞修复实现了借助各自的脑信号通过有意地驱动假肢来产 生、再生或者改善运动能力。对此，精确了解神经细胞的活动，特别是在，
运动区中的神经细胞活动，是基本frii^j牛。同样地，可以考虑相反的情况， 其中瘫痪的身体部分传感的信号如接触不再到达脑。于是，主管的脑区域(例 如躯体传感的皮层)的神经细胞的激励可以替代中断的身体本身的信号传输。
在所有描述的情况下，传统的方法限制了预测的精确性，或者传统的方法 在一定程度上损伤完好脑组织，使得在动物试验中这样的使用影响了知识获得 或者在人的情况下受限地或者完全妨碍治疗。
因此，本发明的任务在避免脑组织损伤的情况下會嫩实现精确地到达大数 量的神经细胞。
该任务ttt根据权利要求1所述的探针或者将其使用在根据权利要求9所 述的装置或者根据权禾腰求23戶腿的方t妹解决。根据本发明的用于探针的 制造方法在权利要求16中予以说明。在此，本发明的解决方案基于以下原理， 利用脑的形态并且匹配测獻激励电极，而不是如通常那样通过侵入式手术迫使 组织与电极的构型匹配并M"组织Jt成伤害。
本发明也提供了一种用于在脑(2)与数据处理设备(5)之间传输数据的 探针，其中该探针具有支承体(la)，该支承体带有施加到其上的电极(lc， ld)， 所述电极能够与脑(2)的神经细胞电磁相互作用，以便检测神经细胞活动和/ 或传输麵，并且这些电极兽的多与M处理设备(5)耦合，其中支承体(la) 在其形状上能够与脑(2)的内表面匹配，使得该支承体會,^ffi在脑(2)的 鮍沟(2c)的内部空间中，其中^^c体(la)柔性地构建并且具有两个彼lJ:[^t 置的表面，其中在所述表面中的至少一个上安装有至少一组电极(lc， ld)， 其中电极(lc， ld)构建为接触面，使得戶;M—组电极(lc)可以与铍沟(2c)的至少一个侧壁(2a)电磁相互作用，其中电极(lc， id)在其布置上會,与 戶;M至少一个侧壁(2a)的形态相匹配。
电极是平面地或者点状地构建的。以这样的方式，探针可以到达两个侧壁 的神经细胞并且按照激励菊繊或者导出神经细胞。由此探针能够实现达至鹏 别大数目的位于鮍沟两侧的神经细胞。这借助侵入的电极只能以高开销和相应 的组织损伤来实现，借助表面电极甚至不能实现。
该解决方案具有如下优点电极和探针會,不损伤脑。由此也减小了在手 术中使用电极的各种危险。同时，长期相容性良好(不希望的电极的替换极少 是可能的)，因为支承体形成铍沟的形状并且因此与各个脑刍皮沟或者脑回匹配、 可以紧靠并且原位不动。由此，信号保持稳定，因为相邻的神经细胞始终相同， 并且此外几乎不存在f斜啲纖或者尖端，在曾经出现的史承体替换中(例如 由于在事故中特殊的突然的运动)这些边缘或尖端会引起伤害。即使在正常的
运动中，这样的伤害在传统的外皮层植入的电极的情况下不能有效;tK免。最
后，通过该解决方案能到CT于下面所描述的应用情况感兴趣或者甚至不必要 的脑部区域，尤其是皮层。
有利的是，神经细胞属于脑的不同功能区域的第一和第二侧壁。在这样的
情况下，铍沟分成两个功能区域。由此，探针的^H则可以响应各自的不同的
功能区域。
在有利的扩展方案中，第一侧壁的神经细胞属于皮层运动区，而第二侧壁 的神经细胞属于躯体传感的皮层。皮层运动区是典型的面向输出的区域，而身区 体传感的皮层相反是面向输入的区域。在该扩展方案中，同样的支承体可以用 于运动的导出以厕区体传感的激励。
4，地，第一组是导出电极，且第二组是激励电极。当导出电极与输出定 向的区域关联而激励电极与输入定向的区域关联时，这样的布置是特别有利 的。然而，这种划分不必是唯一的，因为输出定向的区域的激励或者输出定向 的区域的导出者阿以是有意义的。
{，地，支承体具有聚StM胺或者硅树脂。,这样的材料证明是好处理的、
生物相容的或者生物兼容的和长期稳定的。
ttil地，多个密度在每平方厘米一个电极触点到一千个电极触点之间的电
极施加在支承体上。显而易见地，每平方厘米一千个电极触点的上限的限制是可以被提高的，只要选择相应的技术和并需要这种应用。因此，按照感兴趣的 神经细胞数量，可以选择在一方面空间分辨率与另一方面计算复杂度以及电 极的灵每力芰之间的平衡。
tt^地，电极具有金、钼、金属合金、导电的塑料或者半导#^料。由于 良好的测獻激励结果禾唭长期稳定性和兼容性，金属特别适用。导电的塑料或 者半导体可以特别良好地与柔韧的支承体一起处理。
具有本发明探针的 传输设备有利地构建为，借助输入信号的读取将第 一部分电极用作导出电极，而借助输出信号的输送将第二部分电极用作激励电 极，从而能够实现双向的类爐交换。由此利用探针的如下可能性，即在两个方 向中之一上操作电极。每个电极不仅可以测量神经细胞的活动而且发出电脉 冲。在操作时，电极可以按照需要起其中一个作用。因此，该设备不仅涉及一 个传输路径，而且涉及两个传输路径。传统上，对此必须使用大数目的侵入电 极，以致可能怀疑其整体利用率。达到激励和导出不同功能区域的整体表面电 极更是难于想象的，电极必须至少两部分的，从而避免过大的尺寸。这自然又 使操作、定位和长期稳定^^隹。
{雄地，分析设备附加地构建为可连接的效应器的效应激空帝拼且在包含 输入信号的情况下计算效应器的效应器控制信号和/或在包含效应器的效应器 状态信号的情况下计算激励信号。神经细胞的电磁信号于是不仅仅被记录下 来，而且可以直接用于效应器的控制。相反，效应器可以以这样的方式来受控 地影响神经细胞的活动。
<雄地，该设备构造为，使得
一效应器是假肢；
一输入信号是运动皮层中的神经细胞的信号和躯体传感的皮层中的神经 细胞的溜励信号；
—效应器控制信号影响假肢的运动参数，以及
一效应劉犬态信号是其他传感器、如压力传感器、接触传感器、距离传感 器或者纟鹏传繊的位置参数、运动参数和/劍犬态参数，
使得脑可以控制假肢的运动并且获得关于运动以及假肢的周围环境的直 接的躯体传感的回报。
以这样的方式不仅離多实现患者任意地控制假肢。此外，患 获得了传感的反馈信号，即其所替代的身体部分的感受。 替换地，该设备构造为，使得 一效应器是生物的身体部分；
—输入信号是运动皮层中的神经细胞的信号和躯体传感的皮层中的神经 细胞的激励信号；
一效应器信号影响身体部分的运动神经细胞或者肌纤维，以及 一效应器状态信号是接收器的信号或者身体部分的接收器神经细胞和/或
效应器状^l言号是其他传感器、如压力传感器、接触传 、距离传/i^或者
温度传感器的位置参数、运动参数和/或状态参数，
使得脑可以控制身体部分的运动并且获得关于运动以及身体部分的周围 环境的直接的躯体传感的回报。
通过这样的方式，iiil身体部分或者在其运动方面以及在其感受方面返回
这样的控制。
替换地，该设备构造为，使得
效应器是具有计算机，尤其是具有显示器的计算机；
输入信号是运动皮层中的神经细胞的信号和躯体传感的皮层中的神经细 胞的激励信号；
效应器控制信号虚拟地尤其影响在显示器上显示的运动或者计算机中的 功能，以及
分析设备在包含虚J,动或者功能的情况下计算效应器状^f言号。 虚拟效应器具有如下的大优点在其功能性方面极其可变、在此低成本和 实际不受限地可供使用并且可以自由配置以及解决了任何形式的机械问题。甚 至在导出的信号的质量较低的情况下在此还可以触发非常有用的功能并且促 成其反馈。
有利地，设置有放大器，该放大器构建为用于将输入信号放大并且滤波为 预处理的输入信号和/或将输出信号放大和滤波成M信号。在对电极导出的神 经细胞的信号可开始其分析之前，这些信号通常需要处理。相反，当然也必须 ^^寸神经细胞可处理的特性的激励信号。
在本发明的探针的制造方法中，有利的是，鮍沟的几何形状iM成像方法 的分析来检测。这要算上计算机X光断层摄影术(CT)和磁共振X光断层摄影术(MRT)以及功能磁共振X光断层摄影术(MRT)以及类似在研究中公 知的方法。优点是， 一方面在探针的稍后的实际使用之前不要求患^t一步手 术，并且另一方面避免了，延长手术或者降低探针的质量，因为在时间压力下 在使用期间必须进行成形。此外，当然ffi31根据成像方法良好了解的几何结构 能够实现特别精确匹配的形状。
4腿地，电极以与内部空间的形态相匹配的方法设置在^f〈体上。由此， 不仅支7異体本身与脑中的要求相匹配，而且实际信息载体也与脑中的要求相匹 配。这不仅可以涉及几何形状，而且可以涉及其他形态要求，例如神经元密度 或者大小、其网络的程度、其电磁场的强度等等，该要求于是可以以电极布置、 电极大小、电极敏感度等等来模仿。
该制造方法在接着的从属权利要求中说明性但非限制性地记载了与上面 所描述的探针的特征和优点相似的其他优点和特征。
本发明的用于传输数据的具有插入铍沟中的探针的方法也在接着的从属 权禾腰求中说吸性但非限制性地描述了类似的和另外的特征和优点。
下面也在另外的特征和优点方面参照所附的附图详细地描述了本发明。附
图示出
图la以俯视图示出了插入脑中的本发明的实施形式；
图lb示出了沿着图la中的虚线的根据图la的实施形式的横截面图lc示出了本发明的可替换的实施形式的横截面图2a示出了根据

图1的实施形式的前面的支承体表面和电极的侧视图2b示出了根据图1的实施形式的后面的支承体表面和电极的侧视图3示出了根据图2的支承体的咅腼图4示出了^7承体的透视图5示出了所使用的本发明的实施形式和有利的周边设备的概要图； 图6示出了作为效应器的例子的假臂的图，该效应器可以被本发明的实施 形式驱动；
图7示出了用于本发明的实施形式的信号传输接口的示意图； 图8示出了将神经细胞的信号换算成效应器的控制信号的示例性示意图； 图9示出了将效应器的反馈类 换算成电极的激励信号的示例性示意图； 图IO示出了根据本发明的制造方法的流程图。人脑的大脑皮层(大脑的皮层)具有强烈您壳的开娥，在铍沟(Furchen) 中各个脑回(Himwindungen)彼此分离。重点强调的是，尽管医学应用首先集 中于人。但是，本发明并不限于人脑，而是可应用于各领域，其中动物脑也具 有多脑回的形态(即具有铍沟和脑回)。这不必(不仅)针对治病的，而是可 以针对神经科学目的的。
图la至lc以俯视图或者剖面图示出了所使用的本发明的实施形式和其相 对于脑的布置。带有由柔韧的或者弹性的材料构成的支承体la的多电极1嵌 入到铍沟2c中，该铍沟由相邻的脑回2a、 2b的两个侧H^成边界。多电极1 因此是皮形(corticomoiphe)电极，该电极与脑表面的形状匹配或者可以与脑 表面匹配。
支承体la因此在其形状方面精确地与脑回的表面形状匹配，使得该支承 体可以良好地紧贴。由于稳定性原因，可以建议的是，支孝"樹菌至铍沟2c的 底部。但当要接触在较高处的侧表丽^f淋la的高度对于该侧表面并不足 够时，这并非是一定的。聚EM胺或者硅树脂由于其兼容性、易处理性和不敏 感性而适于作为支承体la的材料。但是，具有所需柔韧性和生物相容性的每 种其他材料同样也^ig合的。此外，该材料自然应是不导电的。以简单的方式 能够实现为支承体给出其各自的形状，艮刚如容易切割g。最后，^f〈体必 须是弹性的并且足够薄，通常厚度为《lcm。为了不损伤组织，该支承体具有 倒圆的边。
一系列电极lc、 ld位于支承体上，这些电极分别各与线缆lb相连，通过 该线缆可以将信号向外或者AA^卜部传导。电极lc、 ld在支承体la和线路连接 上的精确结构在下面还将更为详细地予以表示。由于支承体la的紧贴的构型， 设置在该支承体上的电极lc、 ld直接与脑表面2a、 2b撤虫，并且因此可以良 好地与邻近的组织2a、 2b的神经细胞出现电磁交换作用。通常，脑组织2a、 2b在一个信号方向上通过电流激励或者在另一方向上通过电压来测量活动。但 是这并不意味着，本发明限于此。因此，本发明也包括通过电压刺W]、测 量电流或者测量或影响任意其他电参量或者磁参量。重要的是，每个电极lc、 1 d根据驱动而观糧神经细胞的活动或者可以借助电磁脉冲漏该活动。
探针的一种特别的实施形式针对在初細区体传感的皮层2a与初级皮层运 动区2b之间的中心铍沟2c来确定。在这样的情况下，电极lc、 ld的作用被分配为与初级皮层运动区2b的表面接触的电极1C用作测量或者导出电极1C， 而与初纟划区体传感的皮层2a的表面接触的电极ld用作激励电极ld。这样的布
置与躯体传感的皮层2a的任务相匹配，该皮层在完好的脑中处理预先进入的 信息，而另一方面初级皮层运动区2b主管运动规划和执行，并且因此在功能 上观察时将输出信号传输给设置在后面的脑髓部分(Gehimsteile)与Wff部分 (Rueckenmarksteile)。完全可以想象的是，电极lc、 ld的严格导入不同;tM行 并且例如也在初级腿运动区2b中激励。可以想象的是，例如通逾繊来分 辨、测试或者支持^^大在初级皮层运动区2b中的例如功能神经细胞活动图 案。艮口，这是控制和应用的问题，本发明并不限于所描述的类型的严格导入。
尽管在躯体传感的皮层2a和初级皮层运动区2b上的使用在此作为重要的 应用例子进行了特别全面地描述，但是本发明并不限于此。原理上，根据本发 明的探针适于任何铍沟，并且弧状电极也可以与脑回相匹配以及因此从铍沟伸 入所观察的铍沟。这样的情况示意性地示出在图lc中类似图lb的横截面中， 在图lb中支承体被表示为插入唯一的铍沟中。
插入支7承体la的手术需要特定的外利手术前的诊断和OP *贴1」。最重要 的方面之一是，确定移植的精确的目标区域，该目标区域由于人脑的神经解剖 学的个体差异非常大而不能够预先确定。仅仅在例外的情况下，会希望IOT在 事先未单独确定的位置上。尽管了解脑的通常的脑电图并且因此知道确定的功 能区在哪里。在廳运动区禾口躯体传感的皮层的特定的例子中，甚至局部复制 了人的人体结构并且将各个身体部分在空间上与皮层的独特的区i或相关。对于 各患者而言，该基本知识至少还太粗略。
因此在外禾样术前，通过应用MRT 各个患者的目标区i，行精确定 位。在这样的情况下，测量脑的特定位置的活化，而患者尝试、想M者观察 效应器的控制，并且因此可以高空间精度地确定移植位置。补充地，为了改进
定位，在同样的运动范型(对效应^j空制的尝试、想m^者观察)期间通过接
着的源重构 行EEG测量。
根据解剖的MRT图像集，测M沟2c的三维几何形状并且借助其形 承体la的形状，该形状在刍皮沟的缝隙空间或者内部空间上精确匹配，使之在 移植之后对头部运动稳定并且与侧壁2a、 2b形成良好接触。某些容差fflil脑 组织的柔韧性来提供。显而易见地，在这样的应用中，在不使用复杂的预备方法的情况下随时使
用该支7 淋la。这甚至允许在动ta離中，更自然iW"患者极少是最佳的。但， 本发明决不排P総。仅仅支承体la的糊犬的某种匹配是纟叙寸必要的，但这并
非一定必须基于该^f〈体插入其中的个体的测量，而例如也可以基于预料、原 理上的预测或者经验数据。
在参照图2a和2b的情况下现在将阐述支承体la的构型以及电极lc、 ld 的布置以及连接。在此，图2a示出了支承体la的前侧而图2b示出了支承体 la的后侦ij。这些图涉及如下实施例，在这些实施例中支承体la的表面与待激 励的脑区域相连而另一表面与待观糧的脑区i斜目连。然而，本发明并不限于电 极lc、 ld的其他布置和其他连接。
支承体la以粗略近tU也示出为矩形。有时，这在应用中就足够了。该支 承体例如可以设计为单膜或者设计为双膜。但在与鮍沟2c匹配的实施形式中， 支承体材料被模制，使得该;^7刺材才料采用驶沟2c的边界的构型。在此，要 注意如下尺寸铍沟2c只允许支承体lb的厚度非常小。
支承体la通常由柔性的材料构成。当支承体la相应地预模制时，也考虑 其他材料，只要这些材f射爾A^皮沟2c中不是非常困难。在{對可情况下，该材 料应是生物相容的，即在长时间使用的情况下也不会损伤脑组织。聚酉tt胺或 者硅树脂对此是魏的支承4材才料，而本发明并不限于该材料。
电极lc、 ld矩阵形式地设置成接触点或者接触面。^^体la具有接触点 或者接触面的表面基本上平坦地构建。在支承体lb内的印制导线le将每个电 极lc、 ld单独连接并且其相应的印制导线le不与信号交换的线缆lb重叠。线 缆lb至少两部分地设计，其中测量线路lbl将测量电极的信号向外传输并且 激励线路lb2为激励电极传输信号。也可以考虑一体式的线缆lb，该线缆分别 以不同的时间间隔来向夕卜传输测量信号并且向内传输激励数据。技术人员了解 这种印制导线的制造可能性和其布置的可能性。
电极也可以由不同的材料制造，尤其是金、铂、金属合金或者也可以由导 电的塑料以及半导体材料制造。支承体la可以采用小于一厘米至大于十厘米 的大小。电极触点设计具有的典型密度为每平方厘米1个电极触点至多于 10,000个电极触点。电极触点的更高的密度改进了信号分辨率，但是自然提高 了成本，不仅提高了电极lc、 ld的帝隨的成本而且提高了控制的方法和计算成本。
显而易见地，该布置可以根据需要不同于在此所示的彼此偏移的排列。在
此，实际上，点 表面上的任意布置都是可能的。如例如图lb和lc所示，
这两组电极例如并非与通过^7承体la的剖切平面)^tf尔地设置。更为确切地说，
一个表面的电极可以相对于另一表面的电极偏移，或者根据iMRT分析的结果 的任意其他的布置。支承体lc的表面也可以完全或者部分地没有电极，如例 如图lc所示。
特别有利的是，该支承体与侵入的电极相比不损伤脑组织。由此也实现了 信号检测的更好的长时间稳定，因为侵入脑组织中的电极会导致局部组织损毁 并且由此导致局部神经活动的消亡。根据应用，具有电极lc、 ld的支承体也 可以是非常小的(《lcm)。在这样的情况下，伴随期每支承体la用于患者的 手术以非常小的开销并且对患者非常低的损害是可能的。
图3以截面图即以剖面图示出了支承体。如可以看到的那样，支承体具有 两个平的表面。
图4以透视视图示出了^f"本la。该探ffM过以下所描述的技术过程来制 造，即各自与患者的脑相一致。
通过使用结构的成像方法来获取关于大脑的皮层的精确的解剖信息。对 此，有禾啲是4顿Tl加权的MRT照片，因为这些照片可以在没有负载盼瞎况 下通过离子束来获取。此外，可以通过功能的成像方法获取关于脑区域的定位 的信息，该脑区i淑空制意向的运动。在此，尤其是功能的MRT成像(MRT) 的方法由于其高空间分辨率而是有利的。
可以使用来自结构和/或功能的成像方法的信息以便尽可能精确地使待植 入的电极的如下特性与各待治疗的患者的脑相匹配，对此参见图10:
一探针的大小；
—探针的开娥；
—各个接触面在探针的支承体la上的布置；
一所有待置入的探针的数目；
—探针在皮层上的j立置。
基础是脑的高^f,的结构的图像数据记录，i雄具有lmmxlmmxlmm或 者更好的分辨率。此外，在运动训练的测试电池(Testbatterie)期间记录功能
16尽可能广泛地覆盖自然运动训练的全部技能，这 些运动训练最后应M BM控制。
在根据本发明的制造方法中实施如下步骤
分析结构的图像数据记录以确定鮍沟的几何形状(步骤1010)。
功能的图像数据被考虑以确定铍沟的神经活动(步骤1020)，尤其是具有
以下步骤中的几个或者所有步骤校正在测量中头部运动效应、消除人为伤害、 在标准坐标系中标准化、空间滤波、时间滤波、基于参数或者非参数的方法统 计分析。
根据得至啲激活数据在不同的运动训练湘(可选地)在附加地包含结构数 据的情况下接着确定脑区域，劍亩区域可以预料到最高的运动信息。通过相应 的算法设计优化的植入，该植入在要植入探针尽可能少或者要植入的探针的整 个面积尽可能小盼瞎况下联系尽可能高的运动信息。在该步骤中，在此所有上
面提及的参数者阿以被包含。关于单个魏体的参数的翻用于待卞IA的支承 体的^4虫制造，参见步骤1030。
将接触面定位在支承体la上，使得其对应于在鮍沟的支承体la根据步骤 1010和1020的结果要定位的区域中的重要的神经活动的位置，参见步骤1040。
该制造方法提供了带有支承体la的探针，该探针具有特定的几何形状禾口 特定设置的接触点。
当在神*^卜科方面需要时，在以前的步骤中优化的IIA的繊被传输给神 经导航设备并且在脑中的探针定位以计算机辅助的方式进行。
图5示出了插入大脑2中的本发明的实施形式和有禾啲周边设备的概要视 图。用于导出神经活动或者 的多电极1插入患者的颅骨中，如前面所描述 的那样插入刍皮沟2c中。多电极1测量神经活动并且将其通MS要描述的信号 接口 3作为电磁输入信号转送给放大器4，该放大器优选构建为多通道放大器。 在放大器4中除了放大之外还可以使用高频、搶波器、低频 虑波器或者带通纟虑波 器(例如萨维茨基-古雷(Saviteky—Golay)滤波器、布脱华施(Butterworth) 虑波器或者切倍切夫(Chebychev)滤波器)。有利地，对实时传输具有高时间 分辨率，理想的是，采样率高于200Hz，然而也不排除较低的值。
放大器放大并且滤波电磁输入信号，并且将这样预先处理的信号实时转送 给分析芯片、计算机或者用于信号处理的對以系统5。在本发明的实施形式中，由此已经实现了如下目的神经，薛力被观糧并且可以在该系统5中如所希望地 迸行分析。
在本发明的另一实施形式中，在该系统5中产生^g]信号，该激励信号通 过放大器4和信号接口 3输送给多电极1，在多电极中各电极ld发送相应的激 励脉冲。
此外，在另一实施形式中，该系统5将效应器控制信号传输给效应器6。 相反，效应器6可以将效应^l犬^f言号回送给系统5。
重要的是要强调所说明的部件的其他的组合是可能的。这样，用于效应
器控制的连接可以以双向方式设置，但是也可以单向仅使该效应器动作或者单
方地(作为单纯的传感器)仅仅传输状态信号。同样地，在系统5与多电极1 之间的连接按照应用是W向的或者在两个方向中的一个方向上是单方的。然而 tti^的是双向连接，因为多电极1在詖沟2c内的本发明的布置可以最好地利用。
代表多个在不同的脑区域中使用多电极l的变形方案，以下描述了妇区体 传感的，2a与初级运动的，2b之间的中心的铍沟2c中的使用。这完全不 能理解为限制性的。本发明也包括如下可能性，激励和/或导出每个任意的其他
脑区域。
对于效应器6，于是基本上视为如下三组机械设备如机器人、机器人手
臂或者作ii支、各自的身体部分或者aM计算机的虚拟指令驱动的电设备如计算
机、移动无线电设备、家用电器等等。
假肢的第一种情况即身体的人工复制品以下参照图6示意性示出的手假 肢更为详细地予以阐述。显而易见地，可以驱动倒可类型的假肢，也可能的是， 先前显得荒谬的驱动，如可以考虑第三臂或者腿。
通过效应器输MI路6al ，系统5将效应器控帝瞻号传输给效应器6。 假肢具有用于转动手的旋转系统6bl。旋转系统6bl的电动机的控制根据 效应器控帝幅号转动假肢。此外，假肢具有带有电动机和控制装置的抓握系统 6b2，该抓握系统根据手的指头部分的张开运动或者闭合运动，行效应器控 制信号。应提及的是，合乎目的地荆一一定尝试根据神经M确定所有控审蜘 节。代替地，该系统5也可以只预测意向运动的类型并且接着独立地确定所需 的各步骤。为了生成至脑的功能反馈而在指头部分安装压力传感器6C。其确定的效应
m态信号il31效应器输出线路6a2回送给系统5。最后，患者还被覆盖物包 围，该覆盖物合乎目的地模仿人手的外观。要注意的是，作M手在此并不限于 张开和闭合，而随着技术发展的在本发明的范围中的假肢也可以执行更为复杂 的运动。
此外，可能的是，借助假肢手臂/手以这样的方式能够实现手臂和/或手的 所有自然的运动并且借助^S的传iitl如运动传感器、距离传自或者^it传 感器不仅可以恢复jiS感觉(本体感受即即使闭上眼睛也知道手臂的位置)而 且恢复手臂的触觉、热感觉。
在第二组可能的具有重要意义的效应器6中，只要在脑与身体部分之间的 神经连接中断，各自的身体部分通过功能的电激励作为效应器6被驱动。在此， 激励身体部分的尚完好的神经单元或者直接激励身体部分的肌纤维。反馈同样 可以通过尚完好的身体特有的压力、伸长或者感受器或者以混合方式借助辅助 传自 行，如上面针对假肢控制盼瞎况所说明的那样。同样在还有(弱) 剩^M动能力的不完全瘫痪的情况下，剩^ii动可以通过由电动机驱动的机械 装置来辅助。
第三组"虚拟"效应器6是特别大的。由此可以驱动计算机光标或者菜单选 择以及光的接通、应急呼叫的发送灯。可考虑的反馈是光标在行端部或者页端 部上的碰撞或者任意类型的故障消息。
特别感兴趣的是虚拟假肢的控制。在此，身体部分三维地显示在显示屏上 并且通过患者的神经活动或者测试员控制。通过与虚拟环境交互，假肢也可以 碰撞或者加热。这样的事件通过神经元激励来回报。总之，由此可以训练并且 校正假肢。通a^,或者通过效应器的回报可以根据神经元，^](神经元的可 塑性)的学习能力和匹配能量极大地改进了驱动，其中该效应器适于借助虚拟 假肢的校正，如使用实体假肢的校正。
当以计算机处理的形式提微空制数据或者激励数据时，自然由于互联网或 者类似的网络而不再分布在空间上的附近。因此，待^的安M器不必处于直 接空间附a/不必与控制效应器的个体连接。这样，假肢或者机器人可以虚拟地 示出并且控制，作淑或者机器人实际上在另一地点。外科医生远程手术的医疗 中的应用、可以高精度地控制机器人而给人带来危险的应用或者污染的并且不
19能至哒的区域(如核电站、深海)的应用都是可考虑的。也就是说，初看这种 手术和侵入颅骨，这种应用似乎是荒谬的，但通过本发明的特别的并且兼容的 多电极l非常显著地提高了可接受性。今天己经将芯片植入手臂中以便能够实 现日常的事瞎如进AM斯科舞厅。因此将来存在如下应用情形风险权衡/4顿 权衡在没有严敏病的情况下不再排除多电极l的4顿。
图7示出了信号接口 3的一种{，的实施形式。可替换地，作为解决方案 可以通过线纟皿行 传输，如其到目前为止在神经外禾#术诊断中标准化地 !鹏用的那样。当然，通过身体表面的持久的线缆连接导致提高感染危险并且 也在整容和实际的观点下是少吸引力的。在此所描述的,的实施形式中，在 电极与放大器之间fflil电感性的能量传输M行信号传输，而不需要经皮的线 缆连接。
无绳的信号传输系统3 二分成在主表面3a上面的部分和在主表面3a下面 的部分。仅仅替代在身体外面的外部的^l寸/接收单元(即在此在主表面3a外
部所示的)，示出了线圈3b。无论外部的mf/接收单元仅仅将翻无绳地或者
通过直接的线缆连接转发给放大器4或者计^m系统5还是甚至放大器4和/ 或计算机系统5部分地或者完全包含在置于颅骨表面上的移动芯片中，重要的 是应用的复杂性的问题。目前，至少一个紧凑的Mt/接收单^^舰似任意的 距离(移动无线电、蓝牙、维兰(WLAN))在技术上毫不费劲地可以至外部 放大器4或计算机系统5。
所谓的传输路径也可以用于与效应器6进行 交换。在瘫痪的自然的身 体部分的驱动的情况下，另一两部分信号传输接口對以在此所描述的那样使用 在相应的身体部分中。由于外部^l寸/接收单元容易到达，所以该发射/接收单 元也可以与发展的技术相匹配或者被更换，而无需重新手术^直入。
在主表面3a下，作为对外部刻寸/接收单元的对应件将多功能芯片3c作为 内部^l寸/接收单元被使用。该多功能芯片3c具有接收单元3cl 、 ^1寸单元3c2 和可选地具有电磁单元3c3。通过线缆lb，该信号从對寸单元3c2或者接收单 元3cl的支承体la的电极lc、 ld输送和输送给戶/M电极。
在工作中，外部发射/接收单元的线圈3b将能量或者激励信号电感性地通 过高频芯片传输给接收单元3cl。多功能芯片3c以在通信技术中公知的方式确 定了调制的激励信号并且将该激励信号舰线缆lb转送给^g淋la的电极ld。在多功能芯片3C中的控制单元的所需的计算运算的育糧由高频信号取得。
替换地，电池3c3或者蓄电池电感性iM31高频信号来加载，使得能量供给在
衰减上与接口上的传输去耦合。在此，自然可以在加载信号与激励信号之间例 如通过时间窗或者通过隔离频带来隔离。
相反，领糧电极lcM线缆lb樹言号傲毹合刻寸单元3c2，并且在那里 ,在MICS (医疗牛IA月艮务频带)的402MHz—405MHz信号频带中传输到 线圈3b上或者仅仅代表性地示出的线圈3b的为接收而设计的对应件上。
目前，传输接口如下地被描述，使得^l寸单元3c2的^t功率仅仅达到外 部划寸/接收单元的线圈3b。可替换地，激寸单元3c2也直接向放大器4发射， 该放大器可能甚至不在颅骨表面上。在这样的情况下，多功能芯片3c的能量 供纟^I过长寿命的电池(目前技术上不令人满意)或者通过充电可能性例如以 所描述的方式通过电,来保证。
图8示出了将神经元信号换算成效应器控制信号的示例性方案图。在左 侧，例如示出了三个电极lc的电压曲线。电压信号首先作为能量信号在放大 器4中放大并且被滤波。滤波功能也可以定位在系统5中。作为示例性的滤波 方法(其他方法上面与放大器4结合所提及)对带通中的电压信号进行滤波， 借助通过小的时间窗来平均并MU分成短的时间窗。于是借助数学方法分析活 动，典型地通过如下方法(1)预处理信号，例如a)滤波(例如低通或者带 通)，b)时间频率分析(例如傅立叶变换或者多M(tapering))和/或c)在时 间范围中分级(Binnung)和平均；(2)对预处理的信号进行解码或者区分分 析(线性、二次或者规则化)或者支持向量机(线性或者径向基函数)。所述 的方法并非^l^的。尤其是为了对连续的运动进fi^軒马可以与戶，分辩分析 和支持向量机不同使用例如统性滤波器或者卡尔曼滤波器。
该结果是右边所示的效应器控制信号，其中在此示例性it^出了两个效应 器设备、例如两个电动机和根据其皿带施加的功率。
显而易见地，这，析都是不简单的。因此，专业人员了解己4OT的方法， 即使不断地出现新的或者在此改进并且继续发展。在系统5的使用之前也要进 行训练阶段，其中患者学习，禾佣该系统1一6绕开并且相反校正系统5。
图9示出了将效应器的反馈数据换算成效应器的激励信号的示例性方案 图的相反的数据路径。在左边，纟魏陏不同的压力传 和电动机相对于时间的活性强度。活性强度作为效应 态信号递交给系统5。在那里，激励的压 力信号或者电动机 被换算成相位一;繊高频的激励信号。该激励信号如右 边作为时间电压曲线来示出，分别转发到一个或者多个电极ld上，所述电极 借助相邻的并且由于有目的的支承体la的插入也将负责吸引力的神经元受到 电磁交变作用或者、MJ交变作用。在该系统的校正中，患者的合作是有用的， 该患者在激励的情况下通过不同组的电极 感觉。如已经结合测量信号的换 算所说明的那样，在此也随此持续的改进而发展。 最后，还要简要概J敌也阐述本发明的优点
人皮层的多个区域不是在表面，而是隐藏在鮍沟中。在此没有组织要排挤 地插入其形状相匹配的电极。特别重要的是，这对于一种优选的实施形式中可 以在躯体传感的皮层和运动皮层中，因为初级运动皮层的大部分(其在意向运 动的实施中起到中心作用并且最好地i，其神经元的运动编码)隐藏地在所谓 的中心鮍纹中。以这样的方式，可以至哒隐藏地在各个脑回的深处中的皮层的
部分(包括所谓的布罗德曼(brodmann)区域4的特别重要的部分的对控制的 意向的手运动和手臂运动)。
在此，tA的电t郞b外具有如下优点该电极位于初级躯体传感的皮层(该
皮层接收本体感受的信号并且处理以及因此有助于运动感触)直接针对运动皮
层，更为确切地说，以相同的躯体特定(somatotopisch)布置(即负蔬动感受的 区域或者手臂对置、可能具有偏移，负责相应的手的运动感受的区域)。
由在此内部皱纹植入的电极控制的运动假肢因此能够实现关于相同的电 极的附加的传感的回报。由此，以简单且对于患者非常经济并且兼容的方式甚
至是能够实现双向通信的frJl斜牛。所使用的附图标己
1 多电极
la 支承体
lb 线缆
lc (导出)电极
Id (激励)电极
le 印制导线
2 大脑彼层 2a 躯体传感的皮层 2b 初级运动皮层
3 信号接口 3a 主表面
3b 外U寸器/接收单元的线圈
3c 多功能芯片
3cl 接收单元
3c2 對f单元
3c3 电纟tk/蓄电池
4 放大器
5 用于分析和中射空审啲系统
6 效应器
6al 效应器输入线路
6a2 效应器输出线路
6bl 旋转系统
6b2 抓握系统
6c 压力传,
6d 覆盖物
权利要求
1. 一种用于在脑(2)与数据处理设备(5)之间传输数据的探针，其中该探针具有支承体(1a)，该支承体带有施加到其上的电极(1c，1d)，所述电极能够与神经细胞电磁相互作用，以便检测神经细胞活动和/或传输激励，并且这些电极能够与数据处理设备(5)耦合，其中支承体(1a)在其形状上能够与脑(2)的内表面相匹配，使得该支承体能够使用在脑(2)的皱沟(2c)的内部空间中，其中支承体(1a)柔性地构建并且具有两个彼此对置的表面，其中在所述表面中的至少一个上安装有至少一组电极(1c，1d)，其中电极(1c，1d)构建为接触面，使得所述一组电极(1c)可以与皱沟(2c)的至少一个侧壁(2a)的神经细胞电磁相互作用，其中电极(1c，1d)在其布置上能够与所述至少一个侧壁(2a)的形态相匹配。
2. 根据权利要求1戶腿的探针，其特征在于，^f〈体(la)的两个表面 平面地构建。
3. 根据权利要求1或者权利要求2所述的探针，其中在这两个对置的表 面上安装有第一组电极或者第二组电极，其中第一组电极(lc)會,与铍沟(2c) 的第一侧壁(2a)的神经细胞电磁相互作用，而第二组电极(ld)能够与铍沟 (2c)的第二侧壁(2b)的神经细胞电磁相互作用，其中电极(lc， ld)在 置上能够与第一侧壁(2a)或者第二侧壁(2b)的形态匹配。
4. 根据上述权利要求中任一项所述的探针，其中第一组(lc)具有导出 电极而第二组(ld)具有激励电极。
5. 根据上述权利要求中任一项所述的探针，其中支承体(la)具有聚酰 亚胺或者硅树脂。
6. 根据上述权禾腰求中任一项所述的探针，其中密度在每平方厘米1个 到1000个电极触点的电极(lc， ld)施加在支承体(la)上。
7. 根据上述权利要求中任一项所述的探针，其中电树lc，ld)具有金、销、 金属合金、导电塑料或者半导体材料。
8. —种用于在生物的脑(2)与数据处理装置(5)之间传输 的设备，该设备具有根据上述权利要求中任一项所述的探针和分析设备(5)，该分析设 备构建为将电极(1， lc， Id)的信号转换成对 处理^8 (5)會,处理的神经细胞信号和/顯每数据处理装置(5)的输出信号转换为电极(1， lc， ld)的激励信号。
9. 根据权利要求8所述的设备，其中分析设备(5)构建为，第一部分电 极(lc)借助输入信号的读取用作导出电极，而第二部分电极Od)借助输出 信号的输送用作激励电极，从而能够实现双向的翻交换。
10. 根据权禾腰求8或者9戶腿的设备，其中分析设备(5)附加地构建 为可连接的效应器(6)的效应器控制装置，并且在包含输入信号的情况下计 算效应器(6)的效应器控制信号和/或在包括效应器(6)的效应^l犬^i言号的 情况下计算激励信号。
11. 根据权利要求10戶，的设备，其中 —效应器是假肢(6);一输入信号是运动皮层中的神经细胞的信号和躯体传感的皮层中的神经 细胞的 信号；一效应對6)控制信号影响假肢(6)的运动参数(6bl， 6b2)，以及—效应劉犬态信号是其他传感器、如压力传感器、接触传感器、距离传感器或者温度传感器(6c)的^立置参数、运动参数和/或状态参数，使得脑(2)可以控制假肢(6)的运动并且获得关于运动以及假肢(6)的周围环境的直接的躯体传感的回报。
12. 根据权利要求io戶;M的设备，其中一效应器(6)是生物的身体部分；—输入信号是运动皮层中的神经细胞的信号和躯体传感的皮层中的神经 细胞的激励信号；—效应器信号影响身体部分的运动神经细胞或者UW维，以及一效应器状态信号是接收器的信号或者身体部分的接收器神经细胞和/或 效应器状态信号是其他传感器、如压力传感器、接触传 、距离传自或者 ^Jt传i織(6c)的位置参数、运动参数和/或状态参数，使得脑(2)可以控制身体部分(6)的运动并且获得关于运动以及身体部 分(6)的周围环境的直接的躯体传感的回报。
13. 根据权禾腰求10戶腿的设备，其中 效应器是具有计對几(6)，尤其是具有显示器的计#|几；输入信号是运动皮层中的神经细胞的信号和躯体传感的皮层中的神经细胞的激励信号；效应器控制信号虚拟地尤其影响在显示器上显示的运动或者计算机(6) 中的功能，以及分析设备(5)在输入虚拟运动或者功能的情况下计算效应器状劍言号。
14. 根据权利要求8至13中任--项所述的设备，其中设置有放大器(4)， 该放大器构建用于将输入信号放大和滤波成待预处理的输入信号和/或将输出 信号放大和滤波到W]信号。
15. —种用于制造在脑(2)与 处理设备之间传输 的探针的方法， 该方法具有以下步骤基于脑(2)的结构的图像数据来确定脑(2)的铍沟(2c)的几何结构， 根据确定的几何结构成形支承体(la)，以便能够将支承体(la)插入铍沟(2c) 中，基于脑的功能的图像数据确定自皮沟(2c)的区域中的神经细胞的活动； 根据确定的神经细胞的活动将接触面(lc， ld)设置在支承体(la)上，使 得在支承体(la)上的接触面(lc， ld)能够与具有重要的神经细胞的活动的 鮍沟的区域中的部位关联。
16. 根据权利要求15所述的方法，其中功能的图像数据表征脑(2)的神经细 胞在一系列运动任务中的活动，其中运动任务尤其包括观察和运动。
17. 根据权利要求15或者16戶舰的方法，其中^7承体(la)由柔性的材 料制成。
18. 其中为了双向 交换，第一部分用于读取输入信号的电极(lc)构 建为导出电极，而第二部分用于输送输出信号的电极(ld)构建为激励电极。
19. 根据权利要求15至18中任一项戶，的方法，其中电极(lc， ld)的 用于与第一侧壁(2b)的神经细胞电磁接触的第一组电极(lc)和电极(lc， ld)的用于与第二侧壁(2a)的神经细胞电磁接触的的第二组电极(ld)安装 在支承体上。
20. —种用于在数据处理装置(5)与生物的脑(2)之间传输 的方法，其中将根据权利要求1至7中任一项戶服的探针插在铍沟中，其中该方法具有 以下步骤分别通过与脑(2)的神经细胞电磁相互作用检测神经细胞的活动信号和/或' 神经细胞；将由电极(1， lc， ld)检测到的信号转换为对计^t几系统(5)育,处理 的神经细胞信号和/或将由计算机系统(5)的输出信号转换成电极(1， lc， ld) 的激励信号。
21. 根据权利要求20所述的方法，其中为了所连接的效应器(6)的效应器 控制，在包含输入信号的情况下计算效应器(6)的效应器空制信号和/或在包 含效应器(6)的效应器状态信号盼瞎况下计算^IJ信号。
22. 根据权利要求21所述的方法，其中 一效应器是假肢(6);一输入信号是运动皮层中的神经细胞的信号和躯体传感的皮层中的神经 细胞的激励信号；一效应離帝瞻号影响假肢(6)的运动参数(6bl， 6b2)，以及一效应器状态信号是其他传感器、如压力传感器、接触传感器、距离传感 器或者^it传自(6c)的4M参数、运动参数和/或状态参数，使得脑(2)可以控制假肢(6)的运动并且获得关于运动以及假肢(6) 的周围环境的直接的躯体传感的回报。
23. 根据权利要求20所述的方法，其中 一效应器(6)是生物的身体部分；一输入信号是运动皮层中的神经细胞的信号和躯体传感的皮层中的神经 细胞的激励信号；一效应器信号影响身体部分的运动神经细胞或者肌纤维，以及一效应器状态信号是接收器的信号或者身体部分的接收器神经细胞和/或 效应器状^l言号是其他传自、如压力传 、接触传 、距离传 或者 ^it传自(6c)的位置参数、运动参数和/或状态参数，使得脑(2)可以控制身体部分(6)的运动并且获得关于运动以及身体部 分(6)的周围环境的直接糊区体传感的蹄艮。
24. 根据权禾腰求21所述的方法，其中效应器是具有计^M (6)，尤其是具有显示器的计^n;输入信号是运动皮层中的神经细胞的信号和躯体传感的皮层中的神经细胞的激励信号；效应器控制信号虚拟地尤其影响在显示器上显示的运动或者计算机(6) 中的功能，以及分析设备(5)在包含虚拟运动或者功能的情况下计算效应器状态信号。
25.根据权利要求19至22中任一项阮述的方法，其中通过放大和 虑波将输 入信号转换成待预处理的输入信号和/顯每输出信号转换成鹏信号。
全文摘要
一种用于在脑与数据处理设备之间传输数据的探针。该探针具有支承体，该支承体带有施加到其上的电极，所述电极能够与神经细胞电磁相互作用，以便检测神经细胞活动和/或传输激励，并且这些电极能够与数据处理设备耦合。支承体的形状能够与脑的内表面相匹配，使得该支承体能够使用在脑的皱沟的内部空间中。
文档编号A61N1/05GK101437446SQ200780006022
公开日2009年5月20日 申请日期2007年2月12日 优先权日2006年2月23日
发明者A·舒尔策-波哈格, A·阿尔特森, C·梅瑞格, J·里克特, T·鲍尔 申请人:弗赖堡阿尔伯特-路德维格大学