阅读说明：本技术 颅内深部电极 (Intracranical deep electrode ) 是由 管西军 莫晓龙 于 2019-07-17 设计创作，主要内容包括：本发明涉及医疗器械技术领域,特别是涉及一种颅内深部电极,包括柔性导线、电极触点、插头及屏蔽套管,所述柔性导线的一端与所述电极触点连接,另一端与所述插头连接,所述屏蔽套管能够套设于所述柔性导线,且所述柔性导线位于所述屏蔽套管外的部分的长度与所述屏蔽套管的长度之和能够改变。当屏蔽套管套设于柔性导线时,柔性导线位于磁共振设备的射频磁场内的长度等效为屏蔽套管的长度与位于屏蔽套管外的柔性导线的长度之和。这样,用户能够根据实际需要改变屏蔽套管的长度及/或柔性导线位于屏蔽套管外的长度,以使得屏蔽套管的长度与位于屏蔽套管外的柔性导线的长度之和偏离柔性导线的共振长度,从而降低柔性导线端部发热的风险。(The present invention relates to the field of medical instrument technology, more particularly to a kind of Intracranical deep electrode, including flexible wire, electrode contacts, plug and shielded tube, one end of the flexible wire is connect with the electrode contacts, the other end is connect with the plug, the shielded tube can be sheathed on the flexible wire, and the flexible wire is located at the sum of the length of the part outside the shielded tube and the length of the shielded tube and can change.When shielded tube is sheathed on flexible wire, flexible wire is located at the length in the RF magnetic field of magnetic resonance equipment and is equivalent to the length of shielded tube and the sum of the length of flexible wire being located at outside shielded tube.In this way, user can change the length of shielded tube according to actual needs and/or flexible wire is located at length outside shielded tube, so that the length of shielded tube deviates the resonant length of flexible wire with the sum of the length of flexible wire being located at outside shielded tube, to reduce the risk of flexible wire end-heating.)

颅内深部电极

技术领域

本发明涉及医疗器械技术领域，特别是涉及一种颅内深部电极。

背景技术

顽固性癫痫患者进行手术之前，需要通过颅内深部电极进行颅内脑电图监测，以确定致痫灶的位置。颅内深部电极一般包括电极触点及插头，电极触点与插头电连接，颅内深部电极设有电极触点的一端能够通过手术植入患者的颅内，插头则能够与脑电图仪连接，以使得电极触点采集到的电生理信号能够传输至脑电图仪内。

电极触点与插头通过柔性导线连接，柔性导线一般为细长结构，在磁共振成像的过程中会吸收磁共振设备的产生的射频磁场能量，并在端部产生能量沉积，从而导致与柔性导线连接的电极触点发热。这样可能会损伤患者的脑组织，甚至危及患者的生命安全。而且，柔性导线的长度越接近共振长度，柔性导线的端部的发热量越大。然而，柔性导线用于不同磁共振设备时的共振长度不同，使得柔性导线难以兼顾不同的磁共振设备。

发明内容

本发明的目的在于提供一种颅内深部电极，旨在解决颅内深部电极的电极触点由于柔性导线产生能量堆积而发热的问题。

为解决上述问题，本发明提供一种颅内深部电极，包括柔性导线、电极触点、插头及屏蔽套管，所述柔性导线的一端与所述电极触点连接，另一端与所述插头连接，所述屏蔽套管能够套设于所述柔性导线，且所述柔性导线位于所述屏蔽套管外的部分的长度与所述屏蔽套管的长度之和能够改变。

可选地，所述屏蔽套管的长度小于所述柔性导线的长度，且所述柔性导线能够折叠于所述屏蔽套管内。

可选地，所述屏蔽套管能够相对所述柔性导线沿所述柔性导线的轴向移动，以改变所述屏蔽套管套设有所述柔性导线的部分的长度。

可选地，所述插头包括外壳及位于所述外壳内的针脚，所述柔性导线、所述针脚及所述电极触点均设有多个，每一所述柔性导线连接每一所述针脚及每一所述电极触点。

可选地，所述柔性导线及所述电极触点的材料均为非磁性材料。

可选地，所述颅内深部电极还包括非弹性套管，所述非弹性套管能够套设于所述柔性导线，且所述非弹性套管的一端能够与所述插头连接，另一端能够与固定于头颅的固定螺母连接，且所述柔性导线位于所述非弹性套管内的部分的长度大于所述非弹性套管的长度。

可选地，所述非弹性套管的材料为透明材料。

可选地，所述非弹性套管的一端套设于所述插头，另一端套设于所述固定螺母。

可选地，所述非弹性套管的材料为非磁性材料。

可选地，所述颅内深部电极还包括连接部，所述连接部的一端与所述电极触点连接，另一端与所述插头连接，且所述连接部位于所述电极触点与所述插头之间的长度小于所述柔性导线位于所述电极触点与所述插头之间的长度。

可选地，所述连接部的材料为抗拉材料。

可选地，所述颅内深部电极还包括套设于所述柔性导线的柔性绝缘管，所述柔性绝缘管的一端与所述电极触点连接，另一端与所述插头连接，所述颅内深部电极还包括刚性支撑杆，所述刚性支撑杆穿设于所述柔性绝缘管，且所述刚性支撑杆位于所述柔性绝缘管连接有所述电极触点的一端。

可选地，所述刚性支撑杆的材料为形状记忆材料。

可选地，所述颅内深部电极还包括端部电极，所述端部电极与所述刚性支撑杆连接，并通过所述柔性导线与所述插头电连接。

可选地，所述电极触点为环状结构。

实施本发明实施例，将具有如下有益效果：

上述颅内深部电极，通过设置屏蔽套管，屏蔽套管能够屏蔽磁共振设备产生的射频电磁波。当屏蔽套管套设于柔性导线时，柔性导线位于磁共振设备的射频磁场内的长度等效为屏蔽套管的长度与位于屏蔽套管外的柔性导线的长度之和。这样，用户能够根据实际需要改变屏蔽套管的长度及/或柔性导线位于屏蔽套管外的长度，以使得屏蔽套管的长度与位于屏蔽套管外的柔性导线的长度之和偏离柔性导线的共振长度，从而降低柔性导线端部发热的风险。

附图说明

为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。

其中：

图1为本发明一实施例的颅内深部电极的部分结构的示意图；

图2为图1中颅内深部电极植入患者头颅内时柔性导线的初始状态的示意图；

图3为图2中颅内深部电极的柔性导线的发热程度与柔性导线长度的关系图；

图4为图2中颅内深部电极调整柔性导线长度后的示意图；

图5为图4中颅内深部电极的柔性导线的发热程度与柔性导线长度的关系图；

图6为另一长度的颅内深部电极植入患者头颅内时柔性导线的初始状态的示意图；

图7为图6中颅内深部电极的柔性导线的发热程度与柔性导线长度的关系图；

图8为图6中颅内深部电极调整柔性导线长度后的另一示意图；

图9为图8中颅内深部电极的柔性导线的发热程度与柔性导线长度的关系图；

图10为图1中颅内深部电极植入患者头颅内的示意图；

图11为图1中颅内深部电极的部分结构的示意图。

说明书中附图标记如下：

100、颅内深部电极；

10、柔性导线；

20、电极触点；

30、插头；

40、屏蔽套管；

50、刚性支撑杆；

60、端部电极；

70、非弹性套管；

80、柔性绝缘管；

200、固定螺母。

具体实施方式

下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有作出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。

本发明一实施例提供一种颅内深部电极100，用于检测患者的深部脑组织的电生理活动。如图1所示，颅内深部电极100包括柔性导线10、电极触点20及插头30。柔性导线10的一端与电极触点20连接，另一端与插头30连接。

在本实施例中，插头30包括外壳及位于外壳内的针脚，柔性导线10、针脚及电极触点20均设有多个，每一柔性导线10连接每一针脚及每一电极触点20。插头30内各针脚之间相互独立，集成度高，便于与脑电图仪连接。

如图2所示，颅内深部电极100设有电极触点20的一端能够植入患者的头颅内，以使得电极触点20能够采集患者的深部脑组织的电生理信号。由于柔性导线10为细长结构，柔性导线10会吸收磁共振设备产生的射频磁场能量，并在柔性导线10的端部产生能量沉积，从而导致与柔性导线10连接的电极触点20发热。如图3所示，颅内深部电极100的柔性导线10的发热程度随柔性导线10的长度变化而变化，并有一峰值，与该峰值对应的柔性导线10的长度即为柔性导线10的共振长度。为便于说明，将柔性导线10的共振长度命名为L。由图3可知，柔性导线10的长度偏离共振长度L越远，柔性导线10的发热程度越低。

如图4所示，为了降低柔性导线10的发热程度，本实施例的颅内深部电极100还包括屏蔽套管40，屏蔽套管40能够套设于柔性导线10，以屏蔽磁共振射频磁场的电磁波。通过选用适当的材料，还可以使得屏蔽套管40能够有效屏蔽磁共振射频磁场频段(30MHz～300MHz)的电磁波。而且，屏蔽套管40的长度小于柔性导线10的长度，柔性导线10的部分结构折叠于屏蔽套管40内。通过设置屏蔽套管40，屏蔽套管40能够屏蔽磁共振设备产生的射频电磁波，使得柔性导线10位于磁共振设备的射频磁场内的长度等效为屏蔽套管40的长度与位于屏蔽套管40外的柔性导线10的长度之和。为便于描述，将柔性导线10的实际长度命名为L1，柔性导线10的等效长度命名为L2。此时，如图5所示，柔性导线10的等效长度L2小于柔性导线10的实际长度L1，且L2相对L1偏离柔性导线10的共振长度L。这样，柔性导线10的端部的发热程度降低，能够提高颅内深部电极100的安全性能。为了防止屏蔽套管40套设于柔性导线10时相对柔性导线10移动，屏蔽套管40还可以通过扎带或卡箍等扎紧在柔性导线10上。当然，也可以通过控制屏蔽套管40的内径防止屏蔽套管40能够随意移动。

可以理解地，屏蔽套管40可以采用编织网管或金属镀层软管等形式，方便将屏蔽套管40套设于柔性导线10，且柔性导线10套设有屏蔽套管40后仍具有柔性，方便使用。

如图6及图7所示，在另一实施例中，柔性导线10的实际长度大于柔性导线10的共振长度L。此时，为了减小柔性导线10的发热程度，屏蔽套管40套设于柔性导线10，以使得柔性导线10的等效长度大于柔性导线10的实际长度L。为便于描述，将柔性导线10的实际长度命名为L3，柔性导线10的等效长度命名为L4。如图8所示，屏蔽套管40能够相对柔性导线10沿柔性导线10的轴向移动，以改变屏蔽套管40套设有柔性导线10的部分的长度。此时，如图9所示，柔性导线10的等效长度L4大于柔性导线10的实际长度L3，且L4相对L3偏离柔性导线10的共振长度L。这样，柔性导线10的端部的发热程度降低，能够提高颅内深部电极100的安全性能。

可以理解地，柔性导线10的共振长度L与磁共振设备的参数有关，相同的柔性导线10在不同的磁共振设备内的共振长度L不同，用户可以根据实际需要改变柔性导线10位于屏蔽套管40内的部分的长度，从而使得柔性导线10的等效长度相对柔性导线10的实际长度偏离柔性导线10的共振长度L，以降低柔性导线10端部发热的风险。而且，用户还可以根据实际需要选用不同长度的屏蔽套管40，以改变屏蔽套管40的长度与位于屏蔽套管40外的柔性导线10的长度之和。

值得一提的是，在本实施例中，柔性导线10、电极触点20及针脚的材料均为非磁性材料，例如非磁性金属材料、导电高分子材料、碳纳米管或石墨烯材料等。采用非磁性材料能够避免柔性导线10、电极触点20及针脚干扰磁共振设备的磁场环境，从而避免磁共振设备产生伪影。

此外，在本实施例中，如图10所示，颅内深部电极100还包括非弹性套管70，非弹性套管70能够套设于柔性导线10，且非弹性套管70的一端能够与插头30连接，另一端能够与固定于头颅的固定螺母200连接。这样，当颅内深部电极100受到拉拽力时，固定螺母200能够阻碍非弹性套管70移动，从而能够防止颅内深部电极100被拔出。

进一步地，非弹性套管70内的柔性导线10的长度大于非弹性套管70的长度，颅内深部电极100受到拉拽力时，拉拽力由非弹性套管70承受，非弹性套管70内的柔性导线10始终保持松弛状态，不会承受拉拽力而损坏。

进一步地，非弹性套管70的材料为透明材料，方便用户观察非弹性套管70内的柔性导线10的状态。而且，非弹性套管70还可以采用非磁性材料，以避免电生理信号在传输过程中受到射频电磁波的干扰。

进一步地，非弹性套管70的一端套设于插头30，另一端套设于固定螺母200，而且，非弹性套管70可以通过卡箍箍紧在插头30及固定螺母200上。这样，非弹性套管70只有在有需要时才与插头30及固定螺母200连接，且非弹性套管70损坏时可以更换。

值得一提的是，本实施例的颅内深部电极100还包括连接部(图中未示出)，连接部的一端与电极触点20连接，另一端与插头30连接，且连接部位于电极触点20与插头30之间的长度小于柔性导线10位于电极触点20与插头30之间的长度。当颅内深部电极100受到拉拽力时，由于连接部位于电极触点20与插头30之间的长度小于柔性导线10位于电极触点20与插头30之间的长度，该拉拽力由连接部承受，可以增强颅内深部电极100的抗拉强度，避免颅内深部电极100在检测过程中被意外拉断。在本实施例中，连接部的材料为抗拉材料，如玻璃纤维等，取材方便，而且不会影响磁共振设备的射频磁场。当然，在其他实施例中，连接部也可以采用其他抗拉强度较大的材料。

此外，颅内深部电极100还包括套设于柔性导线10的柔性绝缘管80，柔性绝缘管80的一端与电极触点20连接，另一端与外壳连接。可以理解地，柔性绝缘管80使得多根柔性导线10集成为束状，从而使得柔性导线10布置更加规整。还可以避免柔性导线10外露，提高颅内深部电极100的安全性能及使用寿命，并使得数据传输稳定性较好。而且，本实施例的电极触点20为环状结构，电极触点20套设于柔性绝缘管80，可以增大电极触点20与患者的深部脑组织的接触面积。

如图11所示，颅内深部电极100还包括具有一定刚度的刚性支撑杆50，刚性支撑杆50穿设于柔性绝缘管80，以使柔性绝缘管80呈直线型，便于颅内深部电极100连接有电极触点20的一端***至患者的头颅内。而且，本实施例的刚性支撑杆50的材料为形状记忆材料，如形状记忆合金材料或形状记忆陶瓷材料等。这样，刚性支撑杆50受到外力弯折后可以恢复原有的形状，避免颅内深部电极100由于刚性支撑杆50弯折后导致颅内深部电极100整体报废。

进一步地，颅内深部电极100还包括端部电极60，端部电极60与刚性支撑杆50连接，并通过柔性导线10与插头30的针脚电连接，端部电极60能够采集患者的深部脑组织的电生理信号。而且，端部电极60内还可以设置用于标识端部电极60的位置的电磁感应元件，以将端部电极60的位置信息反馈至外部设备。

以上所揭露的仅为本发明较佳实施例而已，当然不能以此来限定本发明之权利范围，因此依本发明权利要求所作的等同变化，仍属本发明所涵盖的范围。