颅内深部电极和医疗器械的制作方法

本发明涉及医疗器械设备技术领域，尤其是涉及一种颅内深部电极和医疗器械。

背景技术：

在相关技术中，颅内深部电极不仅可以检测脑皮质的电生理信号，同时可以深入到脑深部，获取大脑内部各不同区域的电生理信号，从而被广泛的应用于癫痫病及神经外科的诊断中。在通过颅内深部电极观察触点以确定各个脑区位置时，需要结合置入电极后ct图像与置入电极前mr图像进行软件隔合来间接实现。然而，上述通过颅内深部电极确定各个脑区位置的方法会受不同的软件隔合的精确度影响，并且还会受到手术后患者各个区域脑组织较手术前mr是否有轻微的移位的影响。这也导致了所认为的电极位置非电极的实际位置，从而影响手术切除病灶的准确性。

技术实现要素：

本发明旨在至少解决相关技术中存在的技术问题之一。为此，本发明需要提供一种颅内深部电极和医疗器械。

本发明实施方式的颅内深部电极包括呈绝缘的支撑体、间隔分布在所述颅内深部电极的前端的多个电极触点、导电的端头及电磁感应元件，所述端头连接所述支撑体，所述端头位于所述支撑体的前端，所述电磁感应元件设置在所述端头内，所述电磁感应元件用于标示所述端头的位置信息。

在本发明实施方式的颅内深部电极中，由于在端头内设置有用于标示端头的位置信息的电磁感应元件，这样端头的位置信息可通过电磁感应元件反馈至外部设备，从而使得颅内深部电极的路径可示踪，从而可提高通过颅内深部电极确定各个脑区位置的精确度，从而提高了手术切除病灶(例如癫痫病灶)的准确性。

在某些实施方式中，所述颅内深部电极内部设置有光纤，所述光纤的头部位于所述端头内，所述光纤用于外部连接光纤导航设备。

在某些实施方式中所述颅内深部电极包括导线组及接头，所述导线组包括多个导线及包裹所述导线的绝缘层，所述多个导线包括第一导线、第二导线及第三导线，所述第一导线连接所述电极触点及所述接头，所述第二导线连接所述电磁感应元件及所述接头，所述第三导线连接所述端头和所述接头，所述接头呈梳状。

在某些实施方式中，所述颅内深部电极包括内芯，所述内芯设置在所述支撑体内以使得所述多个电极触点呈直线型。

在某些实施方式中每个所述电极触点的轴向由对应的所述第一导线准直。

在某些实施方式中所述第一导线可由铂材料、铱材料、铂依合金材料或非磁性的不锈钢材料中的一种或多种构成，所述第二导线可由铂材料、铱材料、铂依合金材料或非磁性的不锈钢材料中的一种或多种构成，所述第三导线可由铂材料、铱材料、铂依合金材料或非磁性的不锈钢材料中的一种或多种构成。

在某些实施方式中所述多个电极触点包括位于所述支撑体中的多个第一电极触点及形成在所述端头中的第二电极触点，所述第二电极触点与所述电磁感应元件隔开，所述第二电极触点的长度大于或等于2mm。

在某些实施方式中所述支撑体包括多个第一柔性部及第二柔性子部，相邻的两个所述第一电极触点由对应的所述第一柔性子部隔开，所述第二柔性子部隔开所述第一电极触点与所述第二电极触点。

在某些实施方式中所述第一电极触点为设置在所述支撑体上的环状的导电环。

在某些实施方式中所述第一电极触点由铂材料、铱材料、铂铱合金材料、碳材料或导电聚合物中的一种或几种构成，所述第二电极触点由铂材料、铱材料、铂铱合金材料、碳材料或导电聚合物中的一种或几种构成。

在某些实施方式中所述支撑体的外表面标示有用于指示所述颅内深部电极插入深度的刻度。

在某些实施方式中，所述颅内深部电极的外表面形成有字符标识。

本发明实施方式的一种医疗器械包括上述任一实施方式所述的颅内深部电极。

在本发明实施方式的医疗器械中，由于在端头内设置有用于标示端头的位置信息的电磁感应元件，这样端头的位置信息可通过电磁感应元件反馈至外部设备，从而使得颅内深部电极的路径可示踪，从而可提高通过颅内深部电极确定各个脑区位置的精确度，从而提高了手术切除病灶(例如癫痫病灶)的准确性。

本发明实施方式的附加方面和优点将在下面的描述中部分给出，部分将从下面的描述中变得明显，或通过本发明的实践了解到。

附图说明

本发明的上述和/或附加的方面和优点从结合下面附图对实施方式的描述中将变得明显和容易理解，其中：

图1是本发明实施方式的颅内深部电极的结构示意图。

主要元件符号说明：

颅内深部电极10；

支撑体11、刻度101、第一柔性部111、第二柔性子部112、电极触点12、第一电极触点121、第二电极触点122、端头13、导线组14、接头15、标识16。

具体实施方式

下面详细描述本发明的实施方式，所述实施方式的示例在附图中示出，其中自始至终相同或类似的标号表示相同或类似的元件或具有相同或类似功能的元件。下面通过参考附图描述的实施方式是示例性的，仅用于解释本发明，而不能理解为对本发明的限制。

在本发明的描述中，需要理解的是，术语“中心”、“纵向”、“横向”、“长度”、“宽度”、“厚度”、“上”、“下”、“前”、“后”、“左”、“右”、“竖直”、“水平”、“顶”、“底”、“内”、“外”、“顺时针”、“逆时针”等指示的方位或位置关系为基于附图所示的方位或位置关系，仅是为了便于描述本发明和简化描述，而不是指示或暗示所指的装置或元件必须具有特定的方位、以特定的方位构造和操作，因此不能理解为对本发明的限制。此外，术语“第一”、“第二”仅用于描述目的，而不能理解为指示或暗示相对重要性或者隐含指明所指示的技术特征的数量。由此，限定有“第一”、“第二”的特征可以明示或者隐含地包括一个或者更多个所述特征。在本发明的描述中，“多个”的含义是两个或两个以上，除非另有明确具体的限定。

在本发明的描述中，需要说明的是，除非另有明确的规定和限定，术语“安装”、“相连”、“连接”应做广义理解，例如，可以是固定连接，也可以是可拆卸连接，或一体地连接。可以是机械连接，也可以是电连接。可以是直接相连，也可以通过中间媒介间接相连，可以是两个元件内部的连通或两个元件的相互作用关系。对于本领域的普通技术人员而言，可以根据具体情况理解上述术语在本发明中的具体含义。

请参阅图1，本发明实施方式的颅内深部电极10包括呈绝缘的支撑体11、间隔分布在颅内深部电极10的前端的多个电极触点12、导电的端头13及电磁感应元件。端头13连接支撑体11。端头13位于支撑体11的前端。电磁感应元件设置在端头13内。电磁感应元件用于标示端头13的位置信息。

在本发明实施方式的颅内深部电极10中，由于在端头13内设置有用于标示端头13的位置信息的电磁感应元件，这样端头13的位置信息可通过电磁感应元件反馈至外部设备，从而使得颅内深部电极10的路径可示踪，从而可提高通过颅内深部电极10确定各个脑区位置的精确度，从而提高了手术切除病灶(例如癫痫病灶)的准确性。

需要说明是，颅内深部电极10不仅可通过多个电极触点12采集颅内电信号，还可通过多个电极触点12接收信号(来自外部仪器)并放出至脑内目标区域。另外，电磁感应元件不会影响电极触点12的信号采集。

再有，在通过颅内深部电极10观察触点以确定各个脑区位置时，可通过电磁感应元件获取端头13的实时位置信息，并可通过导线反馈至外部设备(例如影像工作站)，从而使得颅内深部电极10的实时路径可示踪，这样所获取的颅内深部电极10位置即能够为颅内深部电极10的实际位置，从而可进一步提高通过颅内深部电极10确定各个脑区位置的精确度。在某些实施方式中，电磁感应元件为位置为位置传感器。如此，检测精度较高。

在某些实施方式中，颅内深部电极10内部设置有光纤(图未示出)。光纤的头部位于端头13内。光纤用于外部连接光纤导航设备。

如此，这样可通过光纤获取端头13的实时位置信息，并可通过导线将上述实时位置信息反馈至光纤导航设备，从而确认端头13的位置，从而实现端头13的路径可以示踪。并且，由于光纤靠近检测位置，从而具有较高的精确度。

在一些例子中，端头13形成有透光区域。光源可设置在端头13外，并通过光纤等导光体将光源的光导向透光区域，以使透光区域发光并形成发光部。

在一些例子中，发光部发出的光为近红外光。

在某些实施方式中，支撑体11呈管状。如此，便于电极触点12及导线的设置。

在某些实施方式中，颅内深部电极10包括导线组14及接头15。导线组14包括多个导线及包裹导线的绝缘层。多个导线包括第一导线、第二导线及第三导线。第一导线连接电极触点12及接头15。第二导线连接电磁感应元件及接头15。第三导线连接端头13和接头15。接头15呈梳状。

如此，这样可使得导线组14成束状，从而导线组14使得占用的空间体积较小。另外，绝缘层的设置可有效防止各个导线之间相互影响，从而保证数据传输的稳定性。另外，梳状的接头15能够形成多个独立的连接口，其集成度高，从而便于连接，并且可使得数据传输的稳定性较好。

较佳地，接头15为圆形微连接器或双排接口。如此，便于与导线和外部设备实现连接，并且数据传输的稳定性较好。

在某些实施方式中，颅内深部电极10包括内芯(图未示出)。内芯设置在支撑体11内以使得多个电极触点12呈直线型。

如此，这样可保证多个电极触点12测试的准确性。

在一些例子中，内芯由塑料材料或钛材料构成。如此，这样可使得内芯达到核磁共振兼容。

在某些实施方式中，第一导线可由铂材料、铱材料、铂依合金材料或非磁性的不锈钢材料中的一种或多种构成。第二导线可由铂材料、铱材料、铂依合金材料或非磁性的不锈钢材料中的一种或多种构成。第三导线可由铂材料、铱材料、铂依合金材料或非磁性的不锈钢材料中的一种或多种构成。

如此，第一导线、第二导线和第三导线具有较佳的导电性能，并且不会影响数据信号的传输。

在某些实施方式中，每个电极触点12的轴向由对应的第一导线准直。

如此，这样可保证电极触点12具有较大的接触面积，并可提高电极触点12检查的准确性。

在某些实施方式中，第一导线呈圆柱体状。第一导线的直径的范围在0.1-0.4mm。第二导线呈圆柱体状。第二导线的直径的范围在0.1-0.4mm。第三导线呈圆柱体状。第三导线的直径的范围在0.1-0.4mm。

如此，第一导线、第二导线和第三导线的尺寸适中，并可保证数据传输的准确度。

在一些例子中，第一导线的直径为0.1mm、0.2mm、0.25mm、0.3mm或0.4mm。第二导线的直径为0.1mm、0.2mm、0.25mm、0.3mm或0.4mm。第三导线的直径为0.1mm、0.2mm、0.25mm、0.3mm或0.4mm。可以理解，第一导线、第二导线和第三导线的直径的值并不限于上述所列举的值。

在某些实施方式中，多个电极触点12包括位于支撑体11上的多个第一电极触点121及形成在端头13上的第二电极触点122。第二电极触点122与电磁感应元件隔开。第二电极触点122的长度d1大于或等于2mm。

如此，多个电极触点12相互不会影响，并且电磁感应元件不会影响多个电机触点12的正常检测功能。另外，由于在端头13上设置有第二电极触点122，并且长度d1大于或等于2mm，这样还可通过端头13实现检测功能，提高了颅内深部电极10检测的准确性。

在某些实施方式中，第二电极触点122的长度d1大于或等于5mm。

如此，由于第二电极触点122的长度d1大于或等于5mm，这样可实现颅内深部电极10的第二电极触点122在磁共振下显像清晰，从而可提高通过颅内深部电极10确定各个脑区位置的精确度，从而提高了手术切除病灶(例如癫痫病灶)的准确性。

需要说明的是，可将接头15设置成能够用于连接核磁共振装置的接口，并可通过第三导线连接第二电极触点122及接头15，从而实现颅内深部电极10的第二电极触点122在磁共振下显像。

在一些例子中，长度d1的值为5mm、5.5mm、6mm、6.5mm、7mm、7.5mm或8mm。需要说明的是，长度d1的值并不限于上述所列举的值。

在某些实施方式中，支撑体11包括多个第一柔性部111及第二柔性子部112。相邻的两个第一电极触点121由对应的第一柔性子部111隔开。第二柔性子部112隔开第一电极触点121与第二电极触点122。

如此，多个第一电极触点121为相互隔开，这样可防止各个第一电极触点121之间相互影响，从而保证了各个第一电极触点121测试的准确度。再有，由于第二柔性子部112隔开第一电极触点121与第二电极触点122，这样可防止第一电极触点121与第二电极触点122之间相互影响，从而保证了第二电极触点122测试的准确度。

需要说明的是，第一柔性部111可由柔性材料构成，第二柔性子部112可由柔性材料构成。这样可缓冲第一柔性部111及第二柔性子部112与脑组织之间的相互作用力，从而可避免颅内深部电极10对脑组织产生损害。

在某些实施方式中，支撑体11由硅橡胶材料、聚二甲基硅氧烷材料、聚酰亚胺材料或聚氯代对二甲苯材料中的一种或多种构成。

如此，支撑体11整体具有一定的韧性，并且可保持呈直线型，这样能够充分保证颅内深部电极10进行工作时的稳定性。

另外，在支撑体11由聚酰亚胺材料构成时，支撑体11具有生物相容性。如此，对人体的危害更小。

在某些实施方式中，相邻的两个第一电极触点121之间的距离d2的范围为2-5mm。第一电极触点121与第二电极触点122之间的距离d3的范围在2-5mm。

如此，距离d2的值设置较为适中，这样可进一步有效防止相邻的两个第一电极触点121之间相互影响。另外，距离d3的值设置较为适中，这样可进一步有效防止第一电极触点121与第二电极触点122之间相互影响。

在一些例子中，距离d2的值为2mm、2.5mm、3mm、3.5mm、4mm、4.5mm或5mm。距离d3的值为2mm、2.5mm、3mm、3.5mm、4mm、4.5mm或5mm。需要说明的是，距离d2的值及距离d3的值并不限于上述所列举的值。

在某些实施方式中，每个第一电极触点121沿支撑体11的长度方向延伸(如图1的y轴方向所示)。每个第一电极触点121的长度d4的范围在1.5-3.0mm。

如此，每个第一电极触点121具有充足的延伸长度，从而保证每个第一电极触点121测试的准确性。

在一些例子中，第一电极触点121的长度d4为1.5mm、2mm、2.5mm或3mm。需要说明的是，第一电极触点121的长度的值并不限于上述所列举的值。

在某些实施方式中，第一电极触点121为设置在支撑体11上的环状的导电环。

如此，第一电极触点121具有较大的接触面积，从而可提高第一电极触点121采集信号的准确性。

在某些实施方式中，第一电极触点121的外径的范围在0.6-1.0mm。

如此，这样既能够保证第一电极触点121与脑脊液具有较大的接触面积，同时还能够使得第一电极触点121内可预留较大的空间体积，从而便于第一电极触点121通过导线与外部仪器实现信号连接。

在某些实施方式中，第二电极触点122的形状与端头13的形状相匹配。

如此，这样可使得第二电极触点122与端头13连接的较为紧密，从而可保证第二电极触点122测试的准确性。

在某些实施方式中，第二电极触点122的外径的范围在0.6-1.0mm。

如此，这样既能够保证第二电极触点122与脑脊液具有较大的接触面积，同时还能够使得第二电极触点122内可预留较大的空间体积，从而便于第二电极触点122通过导线与外部仪器实现信号连接。

在某些实施方式中，第一电极触点121由铂材料、铱材料、铂铱合金材料、碳材料或导电聚合物中的一种或几种构成。第二电极触点122由铂材料、铱材料、铂铱合金材料、碳材料或导电聚合物中的一种或几种构成。

如此，各个电极触点具有较佳的导电性能，这样可提高各个电极触点进行信号采集的精确度。

在某些实施方式中，支撑体11的外表面标示有用于指示颅内深部电极10插入深度的刻度101。

如此，在使用时，可通过刻度101及时地掌握颅内深部电极10的插入深度，从而便于用户的使用，提高了颅内深部电极10使用的准确性。

在某些实施方式中，颅内深部电极10的外表面形成有字符标识16。

如此，提高了颅内深部电极10的辨识度，从而便于用户的分类使用。

在一些例子中，字符标识16为数字标识，可以理解，在其它例子中，字符标识16还可为其它类型的标识。

本发明实施方式的一种医疗器械包括上述任一实施方式的颅内深部电极10。

在本发明实施方式的医疗器械中，由于在端头13内设置有用于标示端头13的位置信息的电磁感应元件，这样端头13的位置信息可通过电磁感应元件反馈至外部设备，从而使得颅内深部电极10的路径可示踪，从而可提高通过颅内深部电极10确定各个脑区位置的精确度，从而提高了手术切除病灶(例如癫痫病灶)的准确性。

在本发明中，除非另有明确的规定和限定，第一特征在第二特征之“上”或之“下”可以包括第一和第二特征直接接触，也可以包括第一和第二特征不是直接接触而是通过它们之间的另外的特征接触。而且，第一特征在第二特征“之上”、“上方”和“上面”包括第一特征在第二特征正上方和斜上方，或仅仅表示第一特征水平高度高于第二特征。第一特征在第二特征“之下”、“下方”和“下面”包括第一特征在第二特征正下方和斜下方，或仅仅表示第一特征水平高度小于第二特征。

下文的公开提供了许多不同的实施方式或例子用来实现本发明的不同结构。为了简化本发明的公开，下文中对特定例子的部件和设置进行描述。当然，它们仅仅为示例，并且目的不在于限制本发明。此外，本发明可以在不同例子中重复参考数字和/或参考字母，这种重复是为了简化和清楚的目的，其本身不指示所讨论各种实施方式和/或设置之间的关系。此外，本发明提供了的各种特定的工艺和材料的例子，但是本领域普通技术人员可以意识到其他工艺的应用和/或其他材料的使用。

在本说明书的描述中，参考术语“一个实施方式”、“一些实施方式”、“示意性实施方式”、“示例”、“具体示例”、或“一些示例”等的描述意指结合实施方式或示例描述的具体特征、结构、材料或者特点包含于本发明的至少一个实施方式或示例中。在本说明书中，对上述术语的示意性表述不一定指的是相同的实施方式或示例。而且，描述的具体特征、结构、材料或者特点可以在任何的一个或多个实施方式或示例中以合适的方式结合。

尽管已经示出和描述了本发明的实施方式，本领域的普通技术人员可以理解：在不脱离本发明的原理和宗旨的情况下可以对这些实施方式进行多种变化、修改、替换和变型，本发明的范围由权利要求及其等同物限定。