神經電極的制作方法
【專利摘要】一種神經監視系統便于監視神經的完整性。
【專利說明】神經電極
[0001]本申請是國家申請號為200980156295.9的發明專利申請的分案申請，該發明專利申請的國際申請日為2009年11月24日，國際申請號為PCT/US2009/065625，發明名稱為“神經電極”。

【技術領域】
[0002]本公開涉及神經刺激和記錄系統。特別地，它涉及適于刺激神經或者記錄神經性(neurogenic)響應的電極。

【背景技術】
[0003]在很多侵入式醫療操作(procedure)中，在對目標組織執行該操作時采取了步驟以保護健康的周圍組織。在一個實例中，在涉及頭部和頸部的外科手術中，在切除其它組織諸如腫瘤時，外科醫生應該提防對周圍神經的意外損傷。可能由直接外傷(例如切開)或者“盲(blind)”外傷諸如拉伸、扭轉、壓縮、缺血、熱損傷、電損傷或者其它外科手術操控引起這種損傷。盲損傷尤其引起顧慮，因為損傷可能在外科手術的進程上累積，但是在外科手術期間可能是外科醫生不可辨識的。
[0004]保護神經的一項傳統技術包括外科醫生周期性地在神經處應用刺激探針并且同時地經由肌電描記術或者其它技術測量來自相關聯的神經支配肌肉的神經性響應。因此，每次外科醫生期望檢查神經的健康或者完整性時，外科醫生均將操縱探針接觸神經，并且施加刺激信號。在測量和觀察對刺激的響應之后，外科醫生從與神經的接觸移除探針。
[0005]不幸的是，這項傳統技術能夠導致很多不一致性。例如，因為每次它被應用時，刺激探針均被置放在稍微不同的位置中，從而對神經導致稍微不同的刺激，所以難以建立關于未受損害的神經的響應的準確信息。在施加刺激時的這種接觸可變性導致稍微不同的響應圖案(pattern)。因此，稍微不同的刺激位置趨向于使神經支配肌肉(當神經未被損害時)的正常或者典型響應的確認是不明朗的并且還使對應于神經的損害或者干擾的響應信號的識別是不明朗的。而且，因為刺激探針被間歇地應用，所以關于響應信號是在神經正被損害時測量的還是在神經未正被損害時測量的無任何把握。
[0006]因此，在醫療操作期間使用以監視神經健康的傳統技術達不到為在外科手術期間可靠地確認神經完整性而將期望的一致性和準確度。
[0007]

【專利附圖】

【附圖說明】
圖1A是神經狀態監視系統的概略示意并且包括根據本公開原理的神經監視器的框圖；
圖1B是根據本公開原理的神經監視器的響應模塊的框圖；
圖1C是根據本公開原理的神經監視器的基線模塊的框圖；
圖1D是根據本公開原理的神經監視器的損害分類器的框圖；
圖1E和IF是概略地示意根據本公開原理的、評價神經支配肌肉的神經性響應的方法的一系列曲線圖；圖2A是根據本公開原理的神經電極的透視圖；
圖2B是根據本公開原理的電極接頭(contact)的局部截面圖；
圖2C是根據本公開原理的神經電極的接觸部分的局部平面圖；
圖3是根據本公開原理的、圖2A的神經電極的另一透視圖；
圖4是根據本公開原理的、圖2A的神經電極的前平面圖；
圖5是根據本公開原理的、沿著圖3的線5-5截取的神經電極的截面圖；
圖6是根據本公開原理的神經電極的側平面圖；
圖7是根據本公開原理的、部署神經電極的方法的概略示意；
圖8是根據本公開原理的、監視神經的方法的流程圖；
圖9是根據本公開原理的神經電極的透視圖；
圖10是根據本公開原理的神經電極的側平面圖；
圖11是根據本公開原理的、圖9-10的神經電極的局部截面圖；
圖12是根據本公開原理的神經電極的透視圖；
圖13是根據本公開原理的、沿著圖12的線13-13截取的截面圖；并且圖14是根據本公開原理的、可釋放地接合在鞘內的神經的神經電極的概略示意。

【具體實施方式】
[0008]本公開的實施例涉及在對神經附近的目標組織的外科手術操作期間電監視神經。一般地說，該方法包括圍繞鄰近于目標組織的神經可移除地緊固袖套(cuff )電極并且然后通過經由袖套電極向神經施加一系列刺激信號而建立基線神經性響應。在某些實施例中，經由肌電描記術在神經支配肌肉處記錄(例如，測量)神經性響應，而在其它實施例中，作為直接神經電位在神經處記錄神經性響應。在又一些實施例中，采用其它已知神經監視技術來測量和記錄神經性刺激的結果或者測量和記錄身體組織上的響應。例如，在一個非限制實例中，經由基于化學的計量生物學測量和記錄神經性響應，諸如跟蹤指示神經是否受到損害的胃酸、排汗或者氯化物水平。在另一非限制實例中，通過經由其它計量生物學測量和記錄神經性響應而監視神經的潛在損害，諸如監視用于通過消化道移動內容物的、平滑肌的節律性收縮(通常被稱作蠕動)。
[0009]在一個方面中，這個基線響應一般對應于在與外科手術操作有關的任何潛在損害之前的神經狀態。因此，在建立這個基線響應圖案之后，在以周期間隔利用刺激信號(經由袖套電極)自動地刺激神經時對目標組織執行外科手術操作。在相對于基線神經性響應圖案比較測量的神經性響應與周期性刺激信號時，能夠確定神經健康是否受到損害。
[0010]記住這點，在某些實施例中，術語神經性指的是由自然神經過程引發的神經相關響應或者活動，而在其它實施例在中，術語神經性指的是由外部刺激諸如但是不限于誘發電位刺激引發的神經相關響應或者活動。在又一些實施例中，術語神經性指的是由自然神經過程和外部刺激兩者引起的神經相關響應或者活動。在某些實施例中，術語神經指的是一般的神經結構或者某種特定的神經結構，包括(但是不限于)完整神經、神經纖維、多根神經纖維、軸突、軸突的空間分組、或者在神經內的軸突的功能分組中的一種或者多種。
[0011] 在外科手術操作期間自動地監視神經的一個非限制實例包括在頭部和/或頸部的外科手術期間監視迷走神經。例如，在影響甲狀腺的外科手術中，本公開的一個實施例包括圍繞神經諸如迷走神經或者它的分支如喉返神經和喉上神經可移除地緊固袖套電極。特別地，袖套電極被圍繞在頸動脈鞘內的迷走神經置放，其中袖套電極(相對于腦干)接近或者鄰近于外科手術操作(例如，腫瘤切除)的遠側部位進行定位。另外，在某些實施例中，基于EMG的氣管內的管電極或者另一種類型的可插入測量電極(一個或者多個)鄰近聲帶和/或由待被監視的神經進行神經支配的其它肌肉而被可移除地插入。在其它實施例中，監視電極諸如袖套電極在被與在此處施加刺激的位置隔開的點處被圍繞神經置放。
[0012]當袖套電極緊固地圍繞神經定位時，監視器自動地以周期性間隔(例如，從小于一秒到大于60秒和在它們之間)刺激神經并且監視器跟蹤神經性響應。在一個方面中，外科醫生能夠選擇用于刺激神經的間隔頻率并且周期性間隔的調節能夠基于監視的緊迫性。周期性間隔選擇的控制包括緩慢刺激速率(例如，每60秒或者通常更小)、快速刺激速率(例如，每秒或者通常更大)、以及在緩慢速率和快速速率之間的中間速率。在一個非限制實例中，在其中對于神經結構而言存在更大風險的外科手術時段期間使用更快的刺激速率并且在造成較小風險的外科手術時段期間使用更慢的刺激速率。利用這種布置，施加不大于必要的對神經的刺激以便避免潛在的神經或者肌肉疲勞。
[0013]在一個方面中，由不同于基線神經性響應圖案的一個測量的神經性響應或者一系列測量的神經性響應來識別可能的神經損害(例如，由于拉伸或者操控)。這些差別被跟蹤，并且當已超過極限時經由圖形報警信息(例如，趨勢圖案、閾值等)和/或可聽報警信息自動地通知外科醫生。在一個方面中，可聽報警包括分級報警，其中報警的音量與測量的神經性響應與基線神經性響應圖案的偏差水平成比例。當然，在任何時間，即使當無任何報警已被觸發時，外科醫生也能夠選擇視覺地監視圖形信息。在一個實例中，從基線響應起超過預定或者用戶限定的極限(或者準則)的幅度降低(或者降低趨勢)和/或等待時間增加可以指示降低的迷走神經質量，并且在向外科醫生提供自動通知時，使得外科醫生能夠采取行動來減輕神經損害。
[0014]在某些實施例中，通過觀察神經性響應波形，潛在的神經損害被自動地識別，而不用參考基線響應圖案。在這些實施例中，神經性響應的總體形態圖案、同步圖案、幅度或者等待時間包括指示神經損害的、可辨識的不規則性。例如，在同步圖案的背景下，在預期一個或者很少的峰部或者隆起的情況下這種不規則性可觀察作為具有很多峰部或者隆起的響應波形。在另一非限制實例中，其它不規則性包括替代基本類似的峰值或者替代基本協調的峰值而具有基本不同的峰值的幾個峰部或者隆起。這些受到破壞的同步波形圖案將指示由神經的各種軸突或者運動單元的、紊亂的響應并且因此指示神經損害。因此，通過辨識指示神經功能紊亂的特定簽名圖案，這些實施例能夠自動地識別神經損害而不用參考在受到監視的神經上測量的基線響應圖案。
[0015]理解到本公開的實施例不限于監視迷走神經，而是適用于其它顱神經、脊神經或者外圍神經。這種監視能夠被應用于針對軀體和自主神經系統的運動(傳出)神經、感覺(傳入)神經、和/或混合神經纖維情形。而且，雖然以上在外科手術操作期間神經的誘發電位監視的背景下描述了電極，但是理解到在某些實施例中，本公開的電極還可由可移植刺激器采用，以提供與刺激包括但是不限于迷走神經的其它目標神經相關聯的療法。
[0016] 在某些實施例中，在監視神經時采用的袖套電極包括細長本體和袖套部分。袖套電極被配置為被可移除地緊固到神經以使得袖套電極能夠在外科手術操作期間穩定定位。在一個實施例中，該袖套部分包括以并排關系可滑動地可接合的一對大體彎曲的指部。特別地，指部被配置為在關閉位置中可釋放地相互接合以限定自動地自行調節為適當尺寸以環繞神經的內腔。該袖套部分還在指部的基部處配置有鉸鏈機構，使得在鄰近鉸鏈部分的翼片(相對于細長本體)上的擠壓或者壓擠力的施加引起指部相互分離開(其中它們的遠側頂端隔開)，從而導致袖套部分的打開位置。當處于這個打開位置中時，袖套部分被容易安裝到神經上或者被容易從神經移除。
[0017]在另一實施例中，該神經電極包括細長本體和袖套部分。在一個方面中，該袖套部分包括細長本體的、大體弓形的神經接觸部分和從細長本體延伸的單一柔性的彈性臂。在打開位置中，該臂自由地在神經的下面和圍繞神經可滑動地操縱，使得(細長本體的)神經接觸部分和臂的近側部分限定環繞神經的內腔。在進一步的方面中，臂的遠側部分可滑動地前進到電極本體的凹部中以相對于細長本體的神經接觸部分在關閉位置中可移除地緊固該臂的近側部分。
[0018]通過相對于目標神經可移除地緊固(本公開的實施例之一的)神經電極并且監視接著發生的神經性響應，外科醫生能夠在外科手術操作期間以可靠地一致的方式實現并且維持對神經的健康和完整性的、無需用手的自動連續(或者基本連續的)監視。
[0019]與圖1A-14相結合地更加充分地描述了這些實施例和其它實施例。
[0020]根據本公開的原理，神經監視系統10在圖1A中示出，并且包括刺激電極20、響應電極30、以及至少包括刺激模塊40和響應模塊60的監視器12。一般地說，監視器12的刺激模塊40經由刺激電極20向神經22施加刺激信號，而監視器12的響應模塊60經由測量電極30測量在肌肉32處(或者利用類似于電極20并且與電極20隔開的第二袖套電極經由測量直接作用電位而在神經22處)的神經性響應信號。該響應經由監視器12的用戶接口 90而被傳達到外科醫生。因此，通過使用監視器12，外科醫生能夠通過刺激該神經并且在肌肉32處或者在神經20處測量相應的神經性響應而推論性地確定神經的相對健康和功倉泛。
[0021]在記住以上系統10的一般構造的情況下，進一步描述了神經刺激監視器12。這樣，理解到監視器12的特征和構件能夠以很多不同的形式和分組進行布置，并且因此監視器12不被嚴格地限制于在圖1A中示意的功能的具體布置或者分組。盡管如此，在所示意的實施例中，監視器12另外地包括控制器50、存儲器52和在前述及的用戶接口 90。
[0022]在一個方面中，監視器12的用戶接口 90包括圖形用戶接口或者其它提供電子控制觸摸板特征的顯示器，并且照此，監視器12提供結合圖1A描述的監視器12的模塊(例如，刺激模塊40、響應模塊60等)、功能和特征的同時顯示和/或激活。在其它實施例中，用戶接口 90包括用于實現神經監視系統10的一個或者多個功能的一個或者多個指輪、按鈕或者其它機電控制機構。在某些實施例中，系統10包括遠程控制54，該遠程控制54與監視器12進行有線或者無線通信并且使得用戶能夠控制正常經由用戶接口 90但是在與監視器12隔開的距離處可控制的模塊、功能和/或特征中的至少某些。
[0023] 在某些實施例中，用戶接口 90包括使得用戶能夠選擇他們將通過其接收關于潛在神經損害的信息的優選格式(例如，圖形、可聽、混合)的通知功能92。在一個方面中，通知功能92根據經由將與圖1A的響應模塊60相結合地在以后更加詳細地描述的識別功能66跟蹤的一個或者多個特定的參數來傳達信息。在某些實施例中，經由視覺功能96，通知功能92提供神經性響應信號的參數的趨勢的圖形報告以使得用戶(例如，外科醫生)能夠識別潛在神經損害依賴于在外科手術操作期間采取的具體行動是正在增加還是正在降低。在某些實施例中，或者除視覺功能96之外或者與之相組合，用戶接口 90包括被配置為向由監視器12提供的一個或者多個不同的報告提供可聽提醒的音頻功能94。除了其它報告功能之外，當響應模塊60已識別受到監視的神經的潛在損害時，音頻功能94提供可聽提醒。在一個實施例中，基于測量的神經性響應，音頻功能94提供用于指示受到監視的神經的損害的可能性增加的、較快速率或者較高音量的、可聽聲音和用于指示受到監視的神經的損害的可能性降低的、較低速率或者較低音量的可聽聲音。以此方式，監視器12的通知功能92向外科醫生提供關于他們當前的動作進程是正在改進還是正在損害神經健康的直接的、正在進行的反饋。
[0024]在一個方面中，音頻功能94提供有別于并且獨立于經由肌電描記術報告的傳統聲學反饋信號的信息。在其它實施例中，除了上面在前描述的自動音頻或者圖形通知的類型之外，經由音頻功能94而使得這個聲學反饋信號選擇性地可用。
[0025]在一個實施例中，控制器50包括一個或者多個處理單元和相關聯的存儲器，其被配置為產生指導系統10的監視器12的操作的控制信號。特別地，響應于或者基于經由用戶接口 90接收的命令和/或在與控制器50相關聯的存儲器52中包含的指令，控制器50產生指導刺激模塊40和/或響應模塊60的操作的控制信號。
[0026]對本申請來說，關于控制器50，術語“處理單元”應意味著執行在存儲器中包含的指令序列的、目前研制或者將來研制的處理單元。指令序列的執行引起處理單元執行諸如產生控制信號的步驟。可以從如由存儲器52代表的只讀存儲器(ROM)、大容量儲存器件或者某種其它持久儲存器在隨機訪問存儲器(RAM)中加載指令以由處理單元執行。在其它實施例中，可以替代軟件指令地或者與之相組合地使用硬接線電路以實現所描述的功能。例如，可以作為一個或者多個專用集成電路(ASIC)的一部分體現控制器50。除非特別地另行指出，控制器不限于硬件電路和軟件的任何特定組合，也不限于用于由處理單元執行的指令的任何具體源。
[0027] 在一個實施例中，監視器12至少包括與在由此通過引用而被以其整體并入的、題目為“ INTRAOPERATIVE NEUR0ELECTR0PHYS1LOGICAL MONITOR” 的受讓人的美國專利6，334，068中描述和示意的神經完整性監視器(NM)基本相同的特征和屬性。
[0028]再次參考圖1A，監視器12的刺激模塊40包括頻率功能42、幅度功能44、脈沖寬度功能45和電極功能46。在一個方面中，頻率功能42、幅度功能44和脈沖寬度功能45使得用戶能夠分別選擇和跟蹤刺激信號的頻率、幅度和脈沖寬度。在另一個方面中，電極功能46使得用戶能夠經由神經電極20選擇和跟蹤神經22的刺激。在一個實施例中，神經電極20包括如概略地在圖1A中示意的袖套型電極。與圖2-7和9-14相結合地更加詳細地描述和示意了神經電極20的更加特定的實施例。
[0029]如在圖1A中所示意的，監視器12的響應模塊60包括幅度功能62、等待時間功能64、其它響應參數功能65、識別功能66、基線功能68、RF輸入功能69、EMG功能70、直接神經測量功能71、電極功能72、基于化學的計量生物學功能73、基于組織的計量生物學功能74和損害分類器75中的一個或者多個。
[0030]在一個方面中，EMG功能70使得用戶能夠對經由肌電描記術測量肌肉的響應進行控制。在另一個方面中，經由直接功能71，作為直接作用電位在受到刺激的神經處測量響應。與EMG功能70相配合，電極功能72控制經由測量電極30測量肌肉32的響應。在一個實施例中，測量電極30包括經由虛線30概略地在圖1A中示意的、典型的EMG電極(例如，氣管內的管電極)。在一個方面中，與EMG功能70相配合，幅度功能62和等待時間功能64使得能夠經由EMG功能70分別跟蹤在肌肉32處測量的響應信號的幅度和等待時間。
[0031 ] 在某些實施例中，監視器12包括RF輸入功能69，一般地說，該RF輸入功能69被配置為接收與在鄰近受監視神經的外科手術操作中使用的單極或者雙極電烙術器件相關聯的射頻輸入。在外科手術操作期間，電烙術器件能夠經由局部加熱效果而間接地損傷鄰近的神經。另外，直接電烙術將切斷并且破壞組織。因此，當電烙術器件接觸它的目標組織時，鄰近神經的加熱程度的變化能夠引起各種水平的神經損傷。因此，對何時正在使用電烙術器件進行跟蹤有助于確定神經的損害是否由鄰近受監視神經的組織的電烙術引起。如果確定電烙術器件很可能引起損害，則外科醫生能夠更改它們的操作以避免進一步損害神經。
[0032]記住這點，當操作電烙術器件時，它發射能夠被跟蹤并且指示何時并且如何使用電烙術器件的射頻信號。因此，在這一個實施例中，RF輸入功能69接收與電烙術器件的活動相關聯的RF信號。在某些實施例中，當監視器12包括具有與在前識別的美國專利6，334，068基本相同的特征和屬性的監視器的一個或者多個特征和屬性時，經由監視器12的無噪聲探測器特征獲得RF信號。在該實例中，無噪聲探測器機構被感應地夾持到電烙術探針并且因此無噪聲探測器機構捕捉代表電烙術器件的活動的RF信號。以此方式，與電烙術器件的活動相關聯的RF信號被提供給監視器12的RF輸入功能69。
[0033] 在經由RF輸入功能69可獲得RF信號時，當電烙術器件靠近神經時，監視器12基本連續地檢查以察看探測到的對受監視神經的損害是否正在與提高的電烙術器件活動同步(即，與之同時)發生。因此，與RF輸入功能69正在跟蹤電烙術活動同時，使用用于測量(對誘發電位或者刺激信號的)神經性響應的、在這里描述的其它機構來探測損害是否正在發生。例如，在某些實施例中，如在這里與圖1A相結合地進一步描述的，通過經由肌電描記術測量在神經支配肌肉處的神經性響應、經由基于化學的計量生物學或者經由平滑肌監視而測量在神經處的作為直接神經電位的神經性響應，而探測損害。
[0034]因此，使用RF輸入功能69和探測到的損害兩者，監視器12確定給定的損害是否很可能由電烙術器件引起。
[0035]在某些實施例中，替代經由無噪聲探測器捕捉RF信號，經由被連接到監視器12的其它患者引線獲得RF信號，所述患者引線適合于拾取RF信號并且一般跟蹤電烙術器件的活動。
[0036]在以后與圖1A的言語功能98相結合地并且與圖1D的評價模塊110相結合地更加詳細地描述了識別由電烙術活動引起的神經損害的進一步描述。
[0037]然而，在測量目標神經在外科手術操作期間的神經性響應之前，用戶采用響應模塊60的基線功能68來經由在神經支配肌肉32處或者在刺激神經22時在神經22處采取的測量而確定基線神經性響應圖案。換言之，在嘗試確定目標神經的完整性是否正在受到損害之前，采用基線功能68來確定正常在外科手術操作期間在不存在潛在的神經沖擊時發生的響應信號或者圖案(經由幅度功能62、等待時間功能64、或者在以后與其它響應功能65相結合地進一步描述的其它參數)。
[0038]在某些實施例中，響應模塊60采用響應模塊60的識別功能66和用戶接口 90的通知功能92以當測量的響應信號的參數(例如，幅度)不同于預定極限，諸如基線響應信號的預設百分比(例如，25%、50%、75%)或者用戶限定的某個其它設置、準則或者數值時使得監視器12能夠自動地通知用戶。
[0039]例如，在某些實施例中，識別功能66相對于基線響應圖案跟蹤并且識別測量的響應信號的參數改變。經由識別功能66跟蹤的這些參數改變包括但是不限于以下中的一個或者多個:(1)幅度的一個或者多個降低；(2)等待時間的一個或者多個增加；或者(3)測量的響應曲線的、基于幅度的能量(即，面積)的降低。
[0040]進一步關于圖1，在某些實施例中，響應模塊60還包括被配置為經由基于的化學計量生物學諸如跟蹤指示具體神經是否正在受到損害的胃酸、排汗或者氯化物的水平而測量神經性響應(響應于目標神經的刺激)的、基于化學的計量生物學功能73。在某些實施例中，響應模塊60還包括被配置為經由基于組織的計量生物學(或者基于平滑肌的計量生物學)諸如監視用于通過消化道移動內容物的平滑肌的節律性收縮(通常被稱作蠕動)而測量神經性響應(響應于目標神經的刺激)的、基于組織或者基于平滑肌的計量生物學功能74。
[0041]進一步關于圖1，在某些實施例中，識別功能66根據與幅度功能62、等待時間功能64和/或能量參數(作為幅度功能62的一部分)相分離或者與之相組合的其它響應參數功能65來跟蹤并且識別測量的響應信號的參數改變(相對于基線響應圖案)。例如，如在圖1B中概略地示意的，經由識別功能66跟蹤的這些參數改變包括但是不限于以下中的一個或者多個:(I)被配置為識別神經恢復不應期(refractory)波形的一個或者多個改變的神經不應期恢復參數77 (如在下面更加詳細地解釋的);(2)被配置為識別神經傳導速率函數的一個或者多個改變的神經傳導速率參數76 ；(3)被配置為識別神經刺激閾值(例如，神經開始產生可觀察到的神經性響應所處的刺激量)的一個或者多個改變的神經刺激閾值參數78 ;或者(4)被配置為識別神經刺激飽和閾值(例如，神經響應信號并不隨著刺激水平的進一步增加而進一步增加所處的點)的一個或者多個改變的神經刺激飽和參數79。
[0042]在某些實施例中，神經不應期恢復參數77通過監視神經對向軸突(或者限定神經的一組軸突)施加由固定的時間延遲所分離的一對相同刺激信號的配對刺激(還被稱作配對差異刺激或者t測試刺激)的響應而識別潛在的神經損害。在一個方面中，因為神經元損傷而使用這種監視方法來在測量神經性響應屬性時提供增加的敏感性。
[0043]在某些實施例中,監視對這種配對刺激方案的神經性響應包括觀察或者測量總體響應波形形態77A、同步波形圖案77B、雙重響應時間77C (例如，在相繼響應之間的時間)、幅度77D、或者自身和/或相對于對第一刺激的響應的、對第二刺激的響應的等待時間77E中的至少一種的改變。在某些實施例中，這種方法包括施加其中初始時間延遲(在第一刺激脈沖和第二刺激脈沖之間)等于或者大于自然不應期恢復周期(在施加第二刺激之前使神經完全地恢復所花費的時間)的、一系列的配對刺激。此后，隨著在相繼的第一和第二刺激之間的時間延遲逐漸地降低(在配對刺激的每一次連續施加中)為小于自然不應期恢復周期，神經的監視被不斷地執行。通過驅使時間延遲至越來越低的數值，監視器12能夠基于神經如何響應于降低的、在相繼的脈沖之間的時間延遲而確定神經的健康。
[0044] 在一個方面中，在施加配對刺激的背景下，總體響應波形形態77A基于基本不同于用于該神經類型的已知響應波形圖案的波形形態的一個或者多個部分(例如，響應脈沖寬度、響應脈沖峰值、到脈沖峰值的增加速率、多個峰值、不存在相當大的峰值等)而示意并且識別某種形式的神經損害已發生或者正在發生的程度。在辨識這個經更改或者異常的形態時，不應期恢復參數77指示神經損害的可能性。
[0045]在另一個方面中，在施加配對刺激的背景下，同步波形圖案77B示意并且識別神經的軸突或者運動單元以組織的方式或者協同方式一起地作出響應的程度。換言之，如本領域技術人員將會理解的，在不存在神經損害時，神經性響應的波形將具有對應于正常神經功能的、可辨識的圖案。然而，當神經受到損害時，神經的軸突將以紊亂的方式(例如，非同步的方式)作出響應，從而產生指示各種軸突相互分離地作出響應的、顯著的不規則性，其中某些軸突根本沒有作出響應、某些軸突以較弱的響應信號作出響應、某些軸突在錯誤的時間作出響應等。因此，同步波形圖案77B被配置為經由自動地辨識其中否則將預期基本平滑的或者可預測的波形的、包括多個擾動或者不穩定特性(例如，很多較小的隆起而不是單一一體隆起)的神經性響應圖案的至少一部分而指示神經損害。
[0046]在某些實施例中，神經不應期恢復功能77的操作包括在分段的基礎上監視不應期恢復周期的改變。換言之，在單一神經性響應波形內的相繼片段被相互比較以觀察將指示神經損害的從片段到片段的波形形態、同步波形圖案、幅度或者等待時間的改變。
[0047]在某些實施例中，如由配對差異參數77F代表的，神經不應期恢復參數77被配置為執行對第一刺激的神經性響應相對于對配對刺激(在相繼的刺激脈沖之間具有固定的時間延遲)的第二刺激的神經性響應的比較。在這個比較中，執行代數減法，其中第二響應波形(即，對第二刺激的響應)相對于第一響應波形(即，對第一刺激的響應)倒轉并且然后從第一響應波形執行第二響應波形的相應的數據點的減法。當基于這個代數減法觀察到很小或者無任何差異時，則存在潛在的神經損害的很小或者無任何可能性。然而，如果經由代數減法的比較導致一個或者多個大的、觀察到的差異或者導致很多較小的、可觀察到的顯著差異，則存在潛在的神經損害的可能性。因此，這個比較提供導出的響應圖案并且可以被稱作配對差異響應(PDR)。
[0048]在一個方面中，根據如上所述的神經不應期恢復參數77的操作而觀察到的神經元響應的改變向外科醫生提供指示一個或者多個類型的神經損害正在發生的反饋信息。這些類型的損害包括但是不限于壓縮、牽引(即，拉伸)、熱損傷或者合成損害。在一個方面中，經由觀察到的形態波形、同步波形圖案、幅度、等待時間或者逝去時間(如上所述)的改變來辨別損害的類型或者程度，其中所觀察到的改變與在神經的直徑內同心布置的軸突的各種子群和/或軸突元件的髓鞘化程度相關聯。
[0049]在一個方面中，與功能65相關聯的這些其它響應參數76-79提供探測(否則經由跟蹤更加傳統的響應參數而可能未被辨識的)神經性響應的更加微小的改變的能力，這進而可以早早地在它在外科手術操作期間經由傳統的神經完整性監視而變得顯而易見之前探測潛在神經損害的發展。例如，在另一個方面中，這些其它的響應參數(根據其它響應參數功能65)提供否則將經由來自神經支配肌肉的傳統聲學反饋可獲得的、更加區分性信息，并且由此使得能夠更加快速和更加有效地探測潛在神經損害。在某些實施例中，根據如概略地在圖1C中示意的排除功能80，經由基線功能68跟蹤的基線響應圖案基于(在不存在潛在沖擊時測量的)神經性響應的以下篩選參數中的一個或者多個(或者從其導出)。這些參數包括但是不限于:(I)被配置為基于多個響應的可變性程度而應用多個誘發神經性響應中的某些響應的選擇性排除的可變性參數81 ；(2)被配置為應用多個誘發神經性響應中的最大數值和/或最小數值的選擇性排除的最大/最小參數82 ;或者(3)被配置為應用人工產物(諸如任何非誘發神經性響應或者未指示誘發神經性響應的其它人工產物)的選擇性排除的非誘發參數83。
[0050]在某些實施例中，根據如概略地在圖1C中示意的包含功能84，經由基線功能68跟蹤的基線響應圖案基于(在不存在潛在沖擊時測量的)神經性響應的以下篩選參數中的一個或者多個(或者從其導出)。這些參數包括但是不限于:(1)被配置為使得能夠選擇性地使用單一誘發響應或者多個誘發響應的單一響應參數85 ; (2)被配置為使用多個誘發神經性響應的統計平均值的統計平均參數86 ; (3)被配置為使用多個誘發神經性響應的方差測量(例如，標準偏差)的方差測量參數87 ; (4)被配置為使用一系列誘發神經性響應的改變速率的速率改變參數88 ;或者(5)被配置為使用誘發神經性響應的連續序列(或者滾動窗口)的滾動窗口參數89。在一個方面中,滾動窗口參數89監視大體恒定數目的誘發神經性響應(例如，5、10或者15個)并且不斷地在從集合或者窗口移除最舊的一個或者多個響應時向集合或者窗口添加一個或者多個新的響應。以此方式，最近的響應集合(例如，5、10或者15個)總是處于監視窗口中。在某些實施例中，該監視窗口包括一系列的響應以幫助觀察趨勢，而在其它實施例中，該監視窗口包括更加類似于滾動平均值的、窗口中的響應的平均值。
[0051]在某些實施例中，如在以后與在圖1D中的工具模塊相結合地進一步描述的，經由Poisson (泊松)分布來識別基線功能68的一個或者多個參數。
[0052]在一個方面中，使用基線響應圖案功能68的這些篩選參數來建立與不帶經由一個或者多個識別的篩選參數而使能的分類過程地將被以其它方式確認的相比更加指示典型基線神經性響應的基線響應圖案。換言之，這些篩選參數幫助確保測量的響應信號(相對于基線響應圖案)的合理差異得以識別，因為篩選參數使得能夠從基線響應圖案移除在多個誘發響應的樣本內非典型的組分。
[0053] 再次參考圖1A并且記住經由基線功能68和經由識別功能66跟蹤的參數，在一個實例中，使用識別功能66來設定相對于基線響應圖案的報警極限。在這個布置中，小于報警極限的、測量的響應信號(在外科手術操作期間)的幅度將觸發經由通知功能92的潛在神經損害的通知。同樣地，在另一個實例中，使用識別功能66來設定相對于基線響應信號或者圖案的等待時間極限，使得超過等待時間極限的、測量的響應信號(在外科手術操作期間)的等待時間將觸發經由通知功能92的潛在神經損害的通知。在又一些實例中，類似的極限被布置成基于根據識別功能66的、在前識別的參數中的任何一個或者多個而設定的極限(例如，準則、閾值、數值)來觸發通知功能92。
[0054]在一個方面中，如在前描述的，這個通知圖形地經由用戶接口 90的視覺功能96和/或可聽地經由其音頻功能94而經由用戶接口 90被傳達到用戶。在某些實施例中，音頻功能94包括音調功能97和/或言語功能98。僅僅作為一個實例，監視器12的音頻功能94使得能夠就潛在的目標神經沖擊通知外科醫生而不要求外科醫生從他們的操作轉移目光。這個可聽通知信號向外科醫生提供即刻的“不用目視”的反饋，由此增強他們對外科手術操作的注意力而不是因監視神經的傳統技術而分心。而且，因為電極20被圍繞神經22緊固，所以通知功能96的視覺功能96或者音頻功能94使得外科醫生能夠以無需用手的方式監視目標神經，由此進一步增強他們對目標組織執行主要操作的自由度。在某些實施例中，經由(音頻功能94的)音調功能97提供的報警被配置為發射幾種不同類型的音調，使得每一種不同類型的音調均對應于測量的神經性響應與基線神經性響應圖案的相對偏差程度。換言之，不同的音調代表與基線神經性圖案的不同偏差量。
[0055]在某些實施例中，音頻功能94包括被配置為向外科醫生提供形式為言語表達諸如已知單詞的通知以就神經狀態諸如“正常”、“損害”等通知他們的言語功能98。在某些實施例中，這個言語功能98被配置為通過使用單詞諸如“拉伸”、“壓縮”等而可聽地識別正在發生的損害類型。在某些實施例中，言語功能98被配置為通過使用單詞諸如“低”、“適度”和“嚴重”而識別損害的強度。在以后與和圖1D相結合地示意和描述的損害分類器75相配合地更加詳細地描述了言語功能98的操作。
[0056]進一步關于圖1A，在某些實施例中，經由音頻功能94或者視覺功能96提供的報警包括其中報警(可聽或者圖形)的音量與測量的神經性響應與基線神經性響應圖案的偏差程度成比例的分級報警功能97。
[0057]在某些實施例中，響應模塊60包括進一步在圖1D中示意的損害分類器75。如在圖1D中所示的，損害分類器75包括評價模塊102和報告模塊104。
[0058]一般地說，報告模塊104與用戶接口 90的通知功能92相配合地操作并且被配置為向外科醫生報告受監視神經的狀態。在某些實施例中，報告模塊104包括類型功能124和強度功能125。一般地說，類型功能124指示經由微分器功能112識別的損傷類型，諸如神經是否正在經歷微小刺激、拉伸、壓縮、拉伸和壓縮兩者的合成損害、或者直接地或者間接地由電烙術引起的損害(如在前與在圖1A中的RF輸入功能69相結合地描述的)。
[0059]因此，當存在受監視神經的某種損害時，則在外科手術期間損害類型作為一個或者多個言語表達(例如，如拉伸、壓縮等的單詞)經由言語功能98而被實時地傳達給外科醫生。
[0060]一般地說，報告模塊104的強度模塊125被配置為向外科醫生提供神經損害的相對強度的指示(經由在圖1中的通知功能92的言語功能98)。在一個實施例中，強度模塊125包括低功能126、適度功能127和嚴重功能128。因此，當存在受監視神經的某種損害時，則在外科手術期間任何的這種損害均作為言語表達而經由言語功能98被實時地傳達給外科醫生。在一個方面中，這種言語表達包括但是不限于單詞低、適度或者嚴重或者其它類似含義的指示強度的相對程度的單詞。此外，在某些實施例中，強度功能125提供并且傳達至少兩種不同水平的強度。
[0061 ] 在某些實施例中，損害分類器75的評價模塊102包括工具模塊104和微分器模塊112。一般地說，工具模塊110被配置為應用不同形式的統計分析和/或其它過濾器以分類一個或者多個測量的神經性響應的數據。與微分器112相配合，工具模塊110在變換數據時移除噪聲以更加準確地識別神經功能的改變，其中這種改變包括幅度、等待時間或者在前與在圖1中的識別功能66相結合地描述的神經功能的其它列舉方面的改變。通過多個響應辨識從響應到響應或者隨著時間的這些改變提供對神經的損害的類型或者程度的指示。
[0062]在一個實施例中，工具模塊110包括分布功能114、相關功能116、小波功能117和傅里葉功能118。
[0063]在一個實施例中，分布功能114被配置為辨識哪種統計分布類型最好表征從刺激脈沖產生的神經性響應(例如，EMG響應)。在一個實例中，神經性響應在Poisson分布內最好擬合并且因此關于神經性響應信息的觀測是根據Poisson分布計算的。然而，并不排除其它分布。在幾個非限制實例中，通過使用Poisson分布，所接收的數據的均值提供平均延遲的測量，而標準偏差提供響應無規律的程度的測量。作為另一實例，在該分布中辨識的延遲和信號擴展的改變指示可能的神經損害。在另一個方面中，使用Poisson分布來忽視作為自發活動的某些數據。例如，能夠使用這個分布來忽視在Poisson分布的下部尾端的遠側端處出現的或者在該分布的上部尾端的遠側端處出現的EMG響應，因為存在這種響應真正地指示神經狀態的很低可能性。
[0064]在某些實施例中，如在前與圖1A相結合地描述的，與響應模塊60的基線功能68相配合地或者作為它的一部分地使用這個分布工具114。
[0065]工具模塊110的其它功能一般地涉及利用包括但是不限于相關功能116、小波功能117和傅里葉功能118的這種功能來分類測量的神經性響應信號的不同特征。一般地說，使用EMG響應的擴展或者變窄以及EMG響應的響應幅度和總體形狀來識別損壞或者受到應力的神經。此外，使用經由工具模塊110提供的這些分類方法來將響應波形分類成識別損害類型和/或程度的不同范疇。在一個方面中，這些方法被用于加強目前的方法或者被采用作為分類響應方面以指示神經損害的程度或者類型的單獨方法。
[0066]在某些實施例中，相關功能116被配置為提供自相關和或互相關技術，其被用于作為可辨識的刺激響應來識別EMG響應波形，使得響應信號的、并不遵循這種圖案的其它方面能夠被忽略。在一個方面中，所接收的神經性響應數據被相對于所存儲的、不同類型的響應波形進行相關以將響應分類。在一個非限制實例中，所存儲的第一響應波形指示神經上的壓縮，而所存儲的第二響應波形指示神經上的過量拉伸。當在所接收的數據中的波形匹配所存儲的、這些相應的第一或者第二響應波形之一時，則相關功能116提供關于神經上的損害是壓縮還是拉伸的指示。在某些實施例中，神經性響應波形還被相對于目標神經的基線響應圖案進行相關以評價神經響應與在外科手術之前發生的響應相比的改變。
[0067]在某些實施例中，小波功能117提供用于分類響應數據以辨識指示神經損害的類型或者程度的圖案的另一機制。同樣地在某些實施例中，經由傅里葉功能118向響應數據應用傅里葉分析以識別信號的頻率內容從而增強對神經功能的改變的識別和/或辨識隨著時間的改變。在以后與圖1E和圖1F相結合地更加詳細地描述了傅里葉功能118的一個應用實例。
[0068] 一般地說，微分器112進一步分類從工具模塊110獲得的結果以將測量的神經性響應置放于不同的范疇中，所述范疇向外科醫生傳達對受監視神經正在進行的外傷的類型。在一個實施例中，微分器112包括刺激參數120、拉伸參數121、壓縮參數122、合成參數123，或者電烙術參數129。
[0069]在某些實施例中，微分器112還有助于識別或者區分受神經損害影響的神經纖維的尺寸。例如，使用響應等待時間來根據神經纖維的尺寸而對外科手術損傷加以區分。
[0070]特別地，刺激響應傳播的神經傳導速率與神經軸突的直徑并且與髓鞘的存在或不存在或者狀態有關。例如，增加的神經傳導速率與髓鞘的存在相關聯并且與更大的神經軸突相關聯，從而導致相對較短的響應等待時間。在一個方面中，對髓鞘的損傷將降低傳導速率，并且增加響應等待時間。在另一個方面中，通過跟蹤響應等待時間，能夠相對于神經纖維的尺寸而對外科手術損傷加以區分。例如，更大軸突將更快地移動信號，并且由此產生最短等待時間。另一可觀察到的特征包括針對神經支配神經肌肉接點并且因此激活更大數目的運動神經單元的更大軸突的、更大肌電描記術響應。
[0071]記住這點，刺激參數120識別由微小拉伸引起的對受監視神經的一般刺激并且通過響應等待時間的增加和誘發響應幅度的增加而得以探測。拉伸參數121識別由過度拉伸引起的損害并且通過響應等待時間的增加和誘發響應幅度的降低而得以探測。特別地，這個過度拉伸通常損傷髓鞘，由此增加響應等待時間，而幅度的降低是因損傷大的神經軸突而引起的。
[0072]壓縮參數122識別由于在神經上的過量壓縮而引起的損害并且在等待時間無顯著改變時通過誘發響應幅度的降低而得以探測。特別地，這個壓縮與導致激活數目降低的運動單元從而導致測量的幅度降低的、對神經的損傷相關聯。因為這種壓縮一般并不在顯著的距離上顯著地影響髓鞘，所以等待時間沒有任何重大改變。
[0073]合成參數123識別由多于一種類型的損害(諸如壓縮和拉伸兩者)引起的損害。
[0074]在某些實施例中，電烙術參數129識別至少部分地由影響神經的電烙術事件引起的損害并且經由在外科手術操作期間與電烙術事件或者活動同時地或者同步地發生在前描述類型的神經損害之一而得以探測。例如，微分器功能112的電烙術參數129經由如在前與圖1A相結合地描述的監視器12的RF輸入功能69而基本連續地監視用于電烙術事件波形的RF信號。當損害類型(刺激、拉伸、壓縮、合成)之一經由測量的神經性響應信號而被分離地識別時，微分器112的電烙術參數129進行檢查以察看所識別的損害是否與電烙術事件或者可辨識的電烙術活動同步地(與之同時地)發生。如果是這樣，則電烙術參數129指示電烙術損害很可能已發生。這項信息能夠指導外科醫生更改它們的外科手術操作以在電烙術器件的使用期間避免對神經的任何進一步影響。
[0075]因此，與通知功能92 (圖1A)的言語功能98相配合，微分器112向外科醫生提供在受監視神經上發生的損害的類型諸如刺激、拉伸、壓縮、合成或者電烙術損害的、作為言語表達的實時可聽指示。在聽到這種通知時，外科醫生能夠即刻地更改或者調節他們的技術以減輕和/或避免進一步地損害鄰近于他們的主要外科手術目標定位的受監視神經。然而，理解到其它言語表達(即除了刺激、拉伸、壓縮、合成或者電烙術之外的單詞)是可選擇的或者可編程的從而被可聽地傳達以代表潛在的相應的一般刺激、拉伸損害、壓縮損害、合成損害或者電烙術損害。
[0076]以此方式，損害分類器75的評價模塊102和報告模塊104進一步使得能夠在外科手術期間實現無需用手的和無需注視的神經監視。
[0077]圖1E提供作為基線響應圖案和作為在受監視神經的損傷之后的響應信號在時域和頻域兩者中概略地示意肌電描記術(EMG)響應的、一系列的曲線圖130、132、134、136。一般地說，通過向這項信號信息應用快速傅里葉變換，能夠準確地識別由于損害引起的神經功能的改變，同時排除并不指示這種改變的數據。記住這點，曲線圖130經由具有峰值幅度13IB的信號13IA示意基線EMG響應，而曲線圖132示意在應用傅里葉變換之后的基線EMG響應。如在曲線圖132中所示意的，經變換的信號133A包括第一峰值133B、第二峰值133C和第三峰值133D。 第一峰值133B指示大約13的響應幅度，而其它峰值133C、133D示意在頻域中顯著更低的幅度。
[0078]如以上與圖1E相結合地示意和描述的，在識別指示神經狀態的基線響應圖案的一個或者多個信號特征(諸如但是不限于幅度)的方法中應用傅里葉變換。因此，這種方法至少包括相對于如在時域中表達的相同基線響應圖案比較如在頻域中表達的基線響應圖案。
[0079]與曲線圖130相比，曲線圖134示意在神經損害之后或者期間的EMG響應。如在曲線圖134中所示的，響應信號135A包括具有顯著地低于在曲線圖134中示出的幅度的峰值135B(即，受監視神經的基線響應)。然而為了確保關于神經狀態的任何改變作出準確觀察，傅里葉變換被應用于信號135A (在曲線圖134中)，這導致在曲線圖136中示意的信號137A。通過觀察經由曲線圖136提供的在頻域中的、在損害之后或者期間的響應，對應于響應幅度的單一峰值137B是清楚可辨別的并且區別于響應信號的其它方面。通過比較在曲線圖136中的經變換的信號137A和在曲線圖132中的經變換的信號133A，工具模塊110的傅里葉功能118識別在損傷之后響應幅度的顯著改變。特別地，曲線圖132示意在損傷之前的、大約13的響應幅度，而曲線圖136示意在損傷之后的、大約5的響應幅度。因此，通過使用傅里葉功能118， 提供了如由對刺激脈沖的響應幅度的改變所探測到的、更改的神經狀態的清楚指示。
[0080]如以上與圖1E相結合地示意和描述的，在識別指示神經狀態的一個或者多個信號特征(諸如但是不限于幅度)的方法中，傅里葉變換被應用于測量的神經性響應信號。因此，這種方法至少包括相對于與在時域中表達的相同的測量的神經性響應信號比較如在頻域中表達的測量的神經性響應信號。
[0081]圖1F提供向EMG響應信號應用傅里葉功能118的進一步的概略示意。特別地，圖1F提供在信號中存在噪聲的情況下指示在神經損害之后或者期間的測量的EMG響應信號141A的曲線圖140。如在曲線圖140中所示的，信號141A示意第一響應峰值141B和預期由噪聲引起的一系列的峰值141C。同時，曲線圖142示意代表在經由傅里葉功能118應用快速傅里葉變換之后曲線圖140的測量的EMG響應信號141A的信號143A。如在曲線圖142中所示的，神經性響應信號清楚可辨別作為峰值143B (基于它與前期神經性響應的幅度波形的類似性)，而當在頻域中表達時噪聲并不匹配響應信號的波形并且可從峰值143B排除。在一個方面中，虛線N-N代表響應信號波形(包括峰值143B)與在虛線右側出現且由指示符144代表的噪聲的劃界。
[0082]如與圖1F相結合地示意和描述的，在識別指示神經狀態的一個或者多個信號特征(包括但是不限于幅度)的方法中，傅里葉變換被應用于測量的神經性響應信號。因此，這種方法包括在頻域中分析測量的神經性響應信號以區分測量的神經性響應信號的信號特征與噪聲。在一個方面中，通過將噪聲辨識為在頻域中的測量的神經性響應信號中具有基本不同于在頻域中的基線響應圖案的圖案或者基本不同于不帶噪聲的一個或者多個前期測量的神經性響應信號(在頻域中)的圖案的圖案，執行這種區分。
[0083]因此，如經由損害分類器75提供的、不同的分類工具和報告工具提供有用的機構來分類和評價一個或者多個神經性響應，這進而增強了探測和分類不同類型的神經損害的能力。
[0084]圖2-7是示意能夠可用于刺激神經或者記錄在神經處的響應的、根據本公開的原理的神經電極150的不同視圖。如在圖2和3的透視圖中所示意的，電極150包括細長本體152和袖套部分160。神經電極150包括近側端156和遠側端157。在一個方面中，細長本體152包括鄰近袖套部分204的遠側部分158并且從遠側部分158延伸到電極150的近側端156。在某些實施例中，細長本體152在細長本體152的兩個相對端面167中的每一個上均包括帶有肋條的表面154和光滑表面165。在另一個方面中，細長本體152包括在某些實施例中為大體光滑的、相對的側邊緣169。
[0085]進一步關于圖2-4,每一個相應的端面167均具有基本大于每一個相應的側邊緣169的平均寬度(在圖6中的W2)的寬度(在圖4中的W1)。在另一個方面中，如在圖5中所示意的，細長本體152具有基本大于袖套部分160的內徑(Dl)的長度(LI)。在一個非限制實例中，長度LI至少是內徑Dl的兩倍大，并且高達內徑Dl的十倍大。在另一個方面中，細長本體152 (圖5)的端面167的寬度(Wl)基本上大于側邊緣169的寬度(在圖6中的W2)。在一個非限制實例中，寬度Wl至少是寬度W2的兩倍大，并且高達寬度W2的十倍大。
[0086]因此，因為細長本體152基本上比袖套部分160 (和內腔185)的直徑更長并且具有相當大的寬度(W1)，所以細長本體152提供能夠朝著(against)其使用鑷子來朝向和朝著細長本體152移動翼片162的堅固支撐件或者錨固件，如在以后與圖7相結合地進一步描述和示意的。在一個方面中，細長本體152的相當大的寬度提供鑷子的遠側頂端能夠握持的充足目標，而細長本體的相當大的長度(LI)提供更好的可達性(reach)以便于圍繞神經22推進袖套部分160。記住這些特征，細長本體152有時在這里被稱作梁或者主干。
[0087]再次參考圖2-4，袖套部分160直接地從細長本體152的遠側部分158向遠側延伸。在一個實施例中，袖套部分160包括被以并排關系布置(圖2-5)并且從基礎部分177延伸的第一指部172和第二指部174。如在圖5-6中最好看到的，每一個指部172、174均限定大體弓形的截面形狀。在一個方面中，基礎部分177限定在細長本體152和翼片162之間接點并且支撐這兩者。如在以后進一步描述的，細長本體152和翼片62還充當致動器機構的一對成組部件，而基礎部分177還用作可由致動器機構控制以使得第一指部172和第二指部174能夠遠離彼此地進行旋轉運動的鉸鏈，如在圖7中所示意的。特別地，基礎部分177包括大致在主干152和翼片12之間的中途處的中央彎曲區域或者中央鉸鏈區域(經由虛線178代表)使得主干152相對于這個中央鉸鏈區域178是離軸的。換句話說，中央鉸鏈區域178相對于主干152的縱向軸線(由如在圖6中所示的線Z代表)橫向地偏移(B卩，并不與其相對準)。
[0088]在某些實施例中，每一個指部172、174均包括大體圓形的截面形狀(最好在圖5_6中看到)，而在其它實施例中，每一個指部172、174均包括大體橢圓形的截面形狀。當處于它們的休止、閉合配置中時，大體圓形指部172、174的并排組合限定尺寸和形狀適于接納神經的內腔185。而且，因為沿著內腔的長度(即，在大體平行于將通過內腔185延伸的神經的縱向軸線的方向上)相應的指部172、174處于這種并排關系，所以每一個指部172、174均獨立地限定一段內腔185的至少一部分。
[0089] 而且，在一個方面中，與基礎鉸鏈部分177相組合地，每一個相應的指部172、174均獨立地提供包圍目標神經的周邊的、基本360度的覆蓋范圍。在另一個方面中，與基礎鉸鏈部分177相組合地，一對指部172、174 —起地作用以有效地提供在相應的指部172、174的遠側部分以并排方式交迭的程度上包圍目標神經的周邊的、大于360度(并且高達570度)的覆蓋范圍。
[0090]在又一個方面中，利用單獨的指部172、174包圍神經的、獨立的360度覆蓋范圍還提供用于神經電極150的自動機構以在維持電極接頭180朝著神經的外表面直接擠壓接觸時將它的尺寸自動調節為不同尺寸的神經。這種布置促進了內腔185朝著神經的外表面的密封作用，由此防止流體或者其它物質侵入神經電極接頭界面中，這進而改進了刺激或者記錄信號的可靠性和質量。
[0091]在某些實施例中，如最好在圖6中看到的，在基礎部分177至少從主干152延伸到翼片162時，第一指部172具有大體等于第二指部174的徑向長度的徑向長度，其中第二指部174的頂端214由虛線219代表。然而，理解到在其它實施例中，第一指部172具有基本不同于第二指部174的長度。
[0092]如最好在圖2-4中看到的，第一指部172包括大體筆直的外邊緣200和大體斜向的內邊緣202，所述邊緣會聚以在遠側頂端204處形成彎曲接點。類似地，第二指部174包括大體筆直的外邊緣210和大體斜向的內邊緣212，所述邊緣會聚以在遠側頂端214處形成彎曲接點。在一個方面中，如最好在圖3-4中看到的，第一指部172的、大體斜向的內邊緣202相對于第二指部174的、大體斜向的第一邊緣212形成大體螺旋的關系。換言之，第一指部172的大體斜向的內邊緣202和第二指部174的大體斜向的內邊緣212相對于彼此形成余角(如由在圖4中示意的余角Θ和σ代表的)。
[0093]在一個方面中，在第一指部172的內邊緣202和第二指部174的內邊緣212之間的這種余角關系使得第一指部172和第二指部174能夠以嵌套布置可釋放、可滑動地接觸彼此。在一個方面中，與如果指部的內邊緣只是大體相互平行(沿著大體垂直于內腔的直線或者沿著大體平行于內腔的直線)相比或者與如果指部的遠側端只是以傳統首尾相連的閉合關系相互接觸相比，這種嵌套布置使得斜向的并排指部172、174能夠圍繞神經提供更加耐用的護罩。換言之，指部172、174的斜向的嵌套關系導致指部172、174相對于彼此的可釋放聯鎖，由此有助于防止神經電極150的可能脫位變得從它被圍繞其可移除地緊固的神經脫位。而且，指部172、174的這種可釋放聯鎖特征確保了電極接頭180朝著神經保持穩定和緊密的適配接觸，由此對在經由神經電極150向神經施加刺激信號時的準確度和一致性作出貢獻。
[0094] 在另一個方面中，每一個指部172、174均包括半柔性、基本彈性的部件。利用這種構造，相應的指部172、174 —般在它們的關閉位置(在圖2-6中示出)中和在它們的、在圖7中示出的打開位置中保持它們的大體圓形或者大體弓形的形狀。在另一方面中，當指部172、174從它們的關閉位置移動到它們的、在圖7中示出的打開位置時，基礎鉸鏈部分177(限定在細長本體152和翼片162之間的接點)顯著地撓曲以允許翼片162朝向和朝著細長本體152的遠側部分158旋轉。因此，如在圖7中所示，鉸鏈部分177大體拉直以迫使相應的指部172、174的遠側頂端遠離彼此。然而，一旦鑷子194的擠壓作用被移除，翼片162便由于袖套部分160的基礎鉸鏈部分177的彈性而自動地旋轉回它的休止位置(最好在圖2-3和5中看到)并且由此允許指部172、174返回它們的關閉位置。在一個實施例中，如本領域技術人員將會理解的，基礎鉸鏈部分177包括大體彈性或者彈性的活動鉸鏈。記住這點，梁152和翼片162充當致動器機構的一對相對設置的夾持部件，使得相應的夾持部件的擠壓作用致使基礎鉸鏈部分177彎曲以引起指部172、174遠離彼此地移位到打開位置中并且這些夾持部件的釋放反轉基礎鉸鏈部分177的彎曲以引起指部172、174再一次可釋放地以并排的方式相互接合。在某些實施例中，進一步關于圖2-6，第一指部172包括比第二指部174的基礎部分205 (圖6)基本更大的基礎部分215 (鄰近翼片162)。在一個方面中，從翼片162延伸的第一指部172的大的基礎部分215提供耐用的支撐結構以承受當翼片162朝向細長本體162旋轉(以將指部172、174移動到它們的打開位置)時誘發的應力，如在圖7中所示的。
[0095]在某些實施例中，神經電極150的本體由適合于提供電極150的基礎鉸鏈部分177的彈性性能的模制彈性體材料形成。在一個實施例中，電極150由橡膠材料、由硅樹脂彈性體材料或者其它彈性體材料模制。
[0096]在一個方面中，如最好在圖5的截面圖中看到的，電極引線182通過細長本體152延伸，其中包括電極接頭180的電極引線182的遠側部分在袖套部分160的表面161處暴露。還理解到神經電極150 —般包括引線182并且僅僅為了示意清楚起見從圖2-4和6-7省略了引線182。再次參考圖5，引線182的近側部分從本體152的近側端156向外延伸從而電連接到監視器12并且與監視器12電連通。在一個方面中，電極接頭180是大體圓形形狀的導電材料部件并且一般與梁152的縱向軸線和通過梁152延伸的引線182對準。在一個實施例中，梁152和引線182遍及梁152的全部長度在基本單一方向上延伸。
[0097]在某些實施例中，電極接頭180包括限定第一區域的大體圓形形狀并且包圍該電極接頭180的電極150的接觸部分161限定基本大于第一區域的第二區域。與指部172、174 (維持電極接頭180朝著神經的外表面擠壓接觸)的夾持作用相組合地，袖套部分160的周圍接觸部分161的基本更大的區域進一步密封神經與電極界面以隔離否則能夠通過神經與電極界面干擾在神經上的測量或者刺激的、不希望的流體或者其它材料。
[0098]然而，理解到在某些其它實施例中，利用被布置于袖套部分160和/或指部172、174的接觸部分161上的、隔開的電極接頭的陣列來取代電極接頭180。
[0099]一般地說，神經電極150的電極接頭180被配置為增強生物電接觸界面并且由此增強目標神經的神經性響應的刺激和/或記錄。因此，在某些實施例中，電極接頭180包括由包括(但是不限于)以下材料中的一種或者多種的生物相容金屬(或者貴金屬)制成的接觸材料或者接觸電鍍材料:316不銹鋼、銀、金、鉬、鈀或者銣。在某些實施例中，電極接頭180的接觸材料或者接觸電鍍材料由導電填充的柔性電路、彈性體材料、導電墨水或者蒸汽沉積導體制成。而且，除了結合具體類型的材料，在某些實施例中，如在圖2B中所示意的，電極接頭180被配置為經由不規則的表面185 (諸如起伏表面、有節的表面、拉過絨的表面等)增加接觸表面面積。
[0100]在其它實施例中，電極接頭180被配置為經由電極接頭的燒結或者經由接頭的蝕刻而降低接觸電阻。如進一步在圖2C中示意的，經由在電極接頭180或者接觸部分161的構造期間混合或者模制藥品與相應的導電或者彈性體材料，藥品在神經接合袖套160的電極接頭180和/或接觸部分161中嵌入(如由標記186代表的)。藥品的嵌入使得它們能夠在外科手術期間或者在長期植入期間從神經電極150消除危險。嵌入的藥品包括但是不限于抗炎劑或者用于促進植入物集成和生物相容性的藥品。
[0101]在某些實施例中，硫酸鋇被添加到彈性體材料并且被與彈性體材料混合，使得模制的神經電極150形成在無線電熒光透視下可查看的、明顯無線電不透明的元件。
[0102]在某些實施例中，神經電極150包括形成從袖套部分160的外部部分168向外延伸的突起的翼片162。在一個方面中，翼片162包括壁部分190和唇凸192。在一個方面中，唇凸192在大體與細長本體152相反的方向上延伸并且被配置為往復地接合(B卩，可釋放地卡住)鑷子的遠側頂端，如在以后與圖7相結合地進一步描述的。在另一個方面中，如最好在圖6的側平面圖中看到的，翼片162相對于梁152形成是次直角度(即，小于150度)的角度(如由α代表的)。在某些實施例中，角度(α)相對于梁152在大約30到大約110度之間。然而，在某些實施例中，該銳角是至少大約40并且可以延伸高達大約90度，而在其它實施例中該銳角在大約60到大約70度之間。在一個實施例中，在翼片162和細長本體152之間的銳角是大約67度。
[0103]圖7是根據本公開的原理的、安設電極150的方法的概略示意。在這種方法中，外科醫生利用壓擠作用來使用工具諸如鑷子194，使得鑷子194的一個遠側頂端196Α朝著翼片162擠壓并且接合唇凸192。同時，鑷子194的另一遠側頂端196Β朝著細長本體152的帶有肋條的表面154擠壓。在一個方面中，遠側頂端196Β在帶有肋條的表面154的一對肋條之間接合以防止遠側頂端196Β在鑷子194的擠壓作用期間滑移。利用這種擠壓作用，用戶進一步操控鑷子194的臂198以朝向細長本體152壓擠翼片162，由此遠離第二指部174的遠側頂端214地移動第一指部172的遠側頂端204。換言之，翼片162朝向細長本體152的擠壓作用導致基礎鉸鏈部分177的彎曲以及開口 220在第一指部172的遠側頂端204和第二指部174的遠側頂端214之間的形成。
[0104]在袖套部分160處于這個打開位置中時，袖套部分160圍繞目標神經20操縱直至袖套部分160的接觸表面161和電極接頭180兩者接合目標神經20，此時外科醫生釋放翼片162 (經由鑷子194的遠側頂端196的打開)。這個作用允許第一和第二指部172、174被從它們的打開位置釋放到它們的關閉位置，在該關閉位置中第一和第二指部172、174恢復它們的、限定包圍神經20的內腔185的并排、可釋放聯鎖關系(圖2-6)。
[0105] 記住神經電極150的構造，圖8示意根據本公開的原理的、在對目標組織的外科手術操作期間監視神經的方法275。在一個實施例中，使用具有至少與如在前與圖1-7相結合地描述的系統10和袖套電極20、150基本相同的特征和屬性的系統和/或袖套電極來執行方法275。然而，在另一實施例中，使用除了與圖1-7相結合地描述和示意的那些之外的系統和/或電極來執行方法275。
[0106]再次參考圖8，在280處，方法275包括圍繞鄰近于目標組織的神經可移除地緊固袖套電極并且然后通過經由袖套電極刺激神經而建立神經的基線神經性響應圖案，如在282處所示的，其中這個神經性響應是在神經支配肌肉處或者直接地在該神經處測量的。如在284處所示的，在以周期性間隔利用刺激信號自動地刺激(經由袖套電極)神經時，對目標組織執行外科手術操作。方法275還包括相對于基線神經性響應圖案測量對每一個周期性刺激信號的神經性響應(如在286處所示的)并且然后相對于極限來監視在測量的神經性響應和基線神經性響應圖案之間的差異，如在288處所示的。該極限能夠是用戶定義的數值、準則或者其它閾值。如在290處所示的，當超過該極限時，則就可以指示對神經的潛在損害的、任何監視到的差異或者所監視到的差異趨勢(經由圖形手段或者可聽地)自動通知外科醫生。
[0107]因此，因為袖套電極被圍繞神經緊固并且該方法以周期性間隔自動應用刺激信號，所以外科醫生能夠以無需用手的方式監視神經，這允許外科醫生更加專注于對目標組織的外科手術操作。
[0108]圖9-11是示意根據本公開的原理的神經電極300的視圖。如在圖9的透視圖中所示意的，神經電極300包括細長本體302和從細長本體302延伸的袖套部分304。細長本體302包括凹部310和神經接觸部分320。凹部310由細長本體302的指部314和中部312限定，而神經接觸部分320包括第一邊緣322和第二邊緣324。在一個實施例中，如在圖11中所示意的，凹部310包括在與神經接觸部分320的大體彎曲的表面大體相同的方向上定向的口部311。在另一個方面中，如進一步在圖11中示意的，凹部310限定大體平行于細長本體302的縱向軸線并且在相對于神經接觸部分320向近側的方向上延伸的狹槽311。
[0109]如進一步在圖11的局部截面圖中示出的，引線360通過細長本體302延伸并且包括在細長本體302的神經接觸部分320的表面處暴露的接觸電極362。在一個實施例中，弓丨線360和電極接頭362至少包括與在前與圖2-7相結合地分別描述的引線182和電極接頭180基本相同的特征和屬性。
[0110]一般地說，神經接觸部分320形成適于圍繞目標神經的外周邊的一部分包裹的大體弓形形狀。在某些實施例中，神經接觸部分320形成大體半圓形形狀。在其它實施例中，神經接觸部分320形成大體橢圓形形狀。
[0111]在另一個方面中，袖套部分304包括近側部分340和遠側部分342。近側部分340從神經接觸部分320的第一邊緣322 (即，閉合邊緣)直接地延伸并且在由圖11中的虛線A代表的點處相對于第一邊緣322可彎曲。在一個方面中,袖套部分304由大體柔性和彈性的材料形成，使得在適于在以下之間柔性地移動時袖套部分304趨向于維持它的形狀:(1)大體中立配置(圖9和11); (2)打開、插入配置(由在圖11中的虛線350指示)；(3)和可釋放地關閉的配置(圖10)。
[0112]在圖9和11中示出的中立配置中，袖套部分304的遠側部分342獨立于細長本體302自由地延伸。在這個中立配置中，外科醫生能夠鄰近于神經地操縱神經電極300并且將神經電極300操控到圍繞神經的可移除地緊固的位置中。特別地，外科醫生進一步將袖套部分304操控到打開插入配置(由在圖11中的虛線350代表)中并且然后可滑動地將袖套部分304的遠側部分342推進到神經的下面。在圍繞神經拉拽遠側部分342時，這個作用使得細長本體302的神經接觸部分320朝著神經達成擠壓接觸。接著，使用鑷子或者其它工具，外科醫生將袖套部分304的遠側部分342可移除地插入到細長本體302的凹部310中以形成圖10的可釋放地關閉的配置。在可釋放地關閉的配置中，袖套部分304的遠側部分342被可移除地插入到凹部310中，由此相對于神經接觸部分320關閉近側部分340。這個布置進而圍繞神經包圍袖套部分304以迫使電極接頭362朝著神經的外表面達成接觸。圍繞電極接頭362的基本更大表面面積的接觸部分320充當密封件以防止侵入流體或者其它物質干擾神經與電極界面，從而導致它們的刺激信號和或記錄信號。
[0113]在袖套電極300圍繞神經被可移除地緊固時，外科醫生能夠根據執行方法275(圖8)、根據系統10和神經電極150的使用(圖1-7)或者根據適于監視神經完整性的其它方法或者系統而維持該神經的完整性。
[0114] 圖12-14是概略地示意根據本公開的原理的神經電極400的視圖。如在圖12的透視圖和圖13的截面圖中所示意的，神經電極400包括近側端402、遠側端403、形成主干的近側細長本體415、和遠側神經接合部分417。為了示意清楚，在引線體415和遠側神經接合部分417之間的過渡由虛線A-A代表，如在圖13中所示的。
[0115]—般地說，遠側神經接合部分417的至少一部分被配置為可釋放地接合目標神經以在引線430的電極440和相應的目標神經的外表面之間建立電連通。在一個實施例中，如將在以后與圖14相結合地進一步描述的，目標神經包括在頸動脈鞘內的迷走神經。在其它實施例中，目標神經包括并不位于頸動脈鞘內的不同神經。
[0116]在一個實施例中，如最好在圖12-13中看到的，遠側神經接合部分417形成大體Y形的部件。在一個方面中，Y形部件限定被相互隔開并且相對于彼此形成角度(τ )的一對楔形指部或者分支416、418。在一個方面中，這個布置在相應的指部416、418之間提供凹部部分420，其中凹部部分420被配置為可滑動地接合目標神經的外表面，這進而使得電極接頭440與目標神經的外表面以電傳導方式達成緊固接合。在一個實施例中，凹部部分420包括至少部分凹形形狀。在一個實施例中，在指部416、418之間的這個角度(τ )在大約60和大約120度之間，而在其它實施例中，角度(τ )在大約80和100度之間，并且在又一些實施例中，角度(τ )在大約85和105度之間，諸如90度。
[0117]在一個方面中，電極400進一步包括從細長本體415的近側端402向近側延伸的電引線430。如最好在圖13中看到的，電引線430還包括通過細長本體415和神經接合部分417的內腔462并且沿其長度延伸的遠側部分460。在它的遠側端處，電引線430的遠側部分460作為在凹部部分420的表面處暴露的電極接頭440終止。在一個實施例中，引線430和電極接頭440至少包括與在前與圖2-7和9_11相結合地分別描述的引線182、360和電極接頭180、362基本相同的特征和屬性。
[0118]在另一個方面中，如最好在圖13中看到的，每一個楔形指部416、418均包括外側421和內側427。在一個實施例中，外側421包括相對于彼此稍微地傾斜并且在峰部423處融合到一起的第一部分426和第二部分428。在某些其它實施例中，外側421限定基本筆直的部分并且省略了在第一部分426和第二部分428之間的峰部423。
[0119]在某些實施例中，(每一個指部416、418的)內側427和外側421的第二部分428形成大約30度并且至少落入大約15到大約45度的范圍內的角度(β )。選擇這個角度(β )從而在目標神經和圍繞目標神經的鄰近結構(例如神經、靜脈、動脈等)之間實現所期錨固量和/或分尚量。
[0120]在其它實施例中，每一個指部416、418均配置有被用于增加在目標神經和鄰近結構之間的分離量、用于增加在目標神經和鄰近結構之間的錨固程度或者用于占據由相對更小尺寸的目標神經或者鄰近結構產生的更多空間的、相對更大的角度(β )。在一個方面中，這些更大的角度落入在大約25到45度之間的范圍內。在另一方面中，在某些實施例中，每一個指部416、418均配置有被用于降低在目標神經和鄰近結構之間的分離量、用于降低在目標神經和鄰近結構之間的錨固程度或者用于占據由相對更大尺寸的目標神經或者鄰近結構產生的更少空間的、相對更小的角度。在一個方面中，這些更小的角度落入在大約5和15度之間的范圍內。
[0121] 在另一個方面中，大體Y形的部件一般對應于其中電極400的凹部部分420大體類似于凹形四邊形的凹形部分的凹形四邊形(或者凹形多邊形)的一般形狀。另外，神經接合部分417的近側區域433大體類似于與凹形四邊形的凹形部分正對的、凹形四邊形的凸形部分。在這個布置中，一般對應于每一個指部416、418的內側427的凹形四邊形的兩側一起地形成電極400的凹部部分420。同時，凹形四邊形的另外兩側中的每一側均一般對應于相應的指部416、418的、相應的外側421并且被布置成接觸在遠側接合部分417的相對側上的周圍組織。利用這種布置，神經接合部分417的大體凹形四邊形形狀有效地將目標神經和另外兩個鄰近結構分成三個部分。在一個方面中，這樣將目標神經和周圍組織分成三個部分確保了在不包圍目標神經的情況下神經接合部分417相對于目標神經的穩定和耐用的錨固，因此易于當期望從目標神經移除電極400時相對于目標神經選擇性地釋放電極400。在一個實施例中，指部416、418兩者均具有基本相同的形狀和尺寸，而在其它實施例中，相應的指部416、418之一具有基本不同(例如更長、更短、更寬、更窄等)于另一相應的指部416、418的尺寸和/或形狀的尺寸和/或形狀。然而，理解到在任一情形中，指部416、418的組合均提供被配置為接合目標神經510的凹部部分420。在一個方面中，不同形狀或者尺寸的指部416、418的實施例被配置為根據那些其它結構的相對尺寸和/或在那些相應的結構和目標神經510之間的相對間隔來加強目標神經510與頸動脈鞘內的其它結構的分離。
[0122]如進一步在圖12中示意的,細長本體415還包括鄰近近側端402的一對孔隙442和遠離第一對孔隙442定位的第二對孔隙4 44。相應的孔隙442和444或者尺寸并且位于細長本體415上并且與神經接合部分417隔開以便相對于圍繞或者鄰近于目標神經的結構縫合或者以其它方式固定細長本體415。
[0123]記住這種布置，圖14概略地示意朝著在鞘502 (諸如頸動脈鞘)內的目標神經510(例如，迷走神經)并且相對于周圍組織512、514 (諸如頸內靜脈和頸總動脈)可釋放地接合電極400的方法500。在鞘502中形成切口之后，神經接合部分417被在經由鞘502包含的內部空間內引入和推進直至凹部部分420可釋放地接合目標神經510并且直至指部416、418從第一周圍組織512 (例如，頸總動脈)和第二周圍組織514 (例如，頸內靜脈)中的每一個分離目標神經510。
[0124]一旦神經電極400被操縱到在圖14中示出的位置中，縫線或者其它生物相容緊固器便被用于錨固電極400的細長本體415。特別地，第一對孔隙442 —般位于鞘502外部并且提供用于將縫線或者其它緊固器緊固到細長本體415上的部位。這些相應的縫線或者緊固器然后被緊固到鞘502或者其它結構。在另一個方面中，第二對孔隙444被以類似的方式使用以相對于鞘502和/或其它周圍結構緊固細長本體415。因此，電極400經由以下途徑而被耐用地、可釋放地緊固以刺激或者監視神經510: (I)作用以在目標神經510和其它組織512、514之間的三分位置中維持神經接合部分417的、在鞘502內的組織的一般壓力；和(2)作用以維持細長本體415的定向的、細長本體415相對于鞘502 (或者其它結構)的縫合，所述維持細長本體415的定向進一步地維持神經接合部分417的三分位置。而且，如從圖14看到的，在一個實施例中，細長本體415具有被配置為當神經接合部分417可釋放地接合目標神經510時確保近側端402 (和至少第一對孔隙442)向外延伸到鞘502外側的長度。
[0125]本公開的實施例使得能夠在對該目標組織進行外科手術操作期間一致地并且準確地監視鄰近于目標組織的神經的完整性或者健康。
[0126]雖然已參考優選實施例描述了本公開，但是本領域技術人員將會認識到，在不偏離本公開的精神和范圍的情況下，能夠在形式和細節方面作出改變。
【權利要求】
1.一種神經電極組件，包括: 電引線； 容納電引線的細長本體，其中所述電引線至少從所述細長本體的近側端向近側延伸，所述細長本體包括: 在所述細長本體的第一側中限定的并且包括背離所述細長本體的近側端的口部的凹部；和 包括與所述電引線連通的電極接頭的遠側接觸部分，其中所述遠側接觸部分相對于所述凹部的所述口部向遠側定位并且形成大體弓形形狀；以及 包括從所述細長本體的所述遠側接觸部分延伸的大體半圓形近側部分和遠側部分的彈性臂，所述臂具有長度，在把所述臂的所述遠側部分可移除地、可滑動地插入到所述凹部中時所述長度足以引起所述遠側部分向近側延伸超過所述細長本體的所述遠側接觸部分并且進入所述凹部中，其中所述臂的所述近側部分和所述細長本體的所述遠側接觸部分的組合限定內腔。
2.根據權利要求1所述的神經電極組件，其中所述凹部大體平行于所述細長本體的第一側延伸，其中所述凹部的所述口部在與所述細長本體的所述遠側接觸部分的大體凹形表面基本相同的方向上定向，并且其中所述凹部限定從所述口部朝向所述細長本體的近側端向近側延伸的狹槽。
3.根據權利要求1所述的神經電極組件，其中所述細長本體包括大體與所述第一側相對的第二側，其中所述 第一側和所述第二側限定具有鄰近所述細長本體的近側端的窄部分和鄰近所述細長本體的遠側接觸部分的更寬部分的大體楔體形狀。
4.根據權利要求1所述的神經電極組件，其中所述臂的所述遠側部分具有是所述臂的所述近側部分的弧長的至少兩倍的長度。
5.根據權利要求1所述的電極組件，其中暴露的電極接頭限定第一區域，并且基礎鉸鏈部分的至少一部分包括包圍所述電極接頭的非導電接觸部分，所述非導電接觸部分限定基本大于所述第一區域的第二區域。
6.根據權利要求5所述的電極組件，其中所述暴露的電極接頭限定大體圓形形狀。
7.根據權利要求1所述的神經電極組件，其中所述細長本體和所述電引線在基本單一方向上延伸貫穿所述細長本體的長度。
8.一種神經電極組件，包括: 電引線；和 至少部分地彈性的、細長的非傳導部件，包括: 容納所述電引線的第一部分，以大體通過第一部分的長度延伸，并且包括: 接合部分；和 包括與所述電引線連通的電極接頭的遠側接觸部分，其中所述遠側接觸部分相對于所述接合部分向遠側定位；以及 第二部分，其從所述遠側接觸部分向遠側延伸并且具有足以至少部分地環繞神經的長度，其中所述第二部分包括相對于所述接合部分能夠選擇性接合的遠側端，并且在這樣的選擇性接合時，所述第二部分的遠側端向近側延伸超過所述第一部分的所述遠側接觸部分，其中所述第一部分的所述遠側接觸部分和所述第二部分的一部分至少部分地限定能夠關閉的內腔。
9.根據權利要求8所述的電極組件，其中所述第二部分具有與所述第一部分基本相同的長度。
10.根據權利要求8所述的電極組件，其中所述第二部分的至少一部分具有與所述第一部分的寬度基本相同的寬度。
11.根據權利要求10所述的電極組件，其中所述第一部分具有至少與第二部分的厚度一樣的厚度。
12.根據權利要求8所述的電極組件，其中所述第二部分的所述遠側端相對于所述接合部分能夠至少部分地插入。
13.根據權利要求12所述的電極組件，其中所述接合部分被配置成根據所述內腔內的神經的直徑來接合所述第二部分的可變長度。
14.根據權利要求13所述的電極組件，其中所述接合部分限定具有背離所述第一部分的近側端的口部的凹部。
15.根據權利要求8所述的電極組件，其中所述遠側接觸部分形成大體弓形形狀。
16.根據權利要求8所述的電極組件，其中暴露的電極接頭限定第一區域，并且其中所述遠側接觸部分包括包圍所述電極接頭并限定基本上大于所述第一區域的第二區域的非導電部分。
17.根據權利要求8所述的電極組件，其中所述電極接頭的尺寸和形狀被制成使得整個電極接頭與所述第一部分的縱向軸線對準并與延伸通過所述第一部分的引線的縱向軸對準。
18.一種神經電極組件，包括: 電引線；和 容納所述電引線的細長本體，其中所述電引線至少從所述細長本體的近側端向近側延伸，所述細長本體包括: 在所述細長本體的第一側中限定的第一接合部分；和 包括與所述電引線連通的電極接頭的遠側接觸部分，其中所述遠側接觸部分相對于所述第一接合部分向遠側定位并且形成大體弓形形狀；以及 包括從所述細長本體的所述遠側接觸部分延伸的大體半圓形近側部分和遠側部分的彈性臂，所述臂具有長度，所述長度足以引起所述遠側部分向近側延伸超過所述細長本體的所述遠側接觸部分并且相對于所述第一接合部分能夠選擇性接合，其中所述臂的所述近側部分和所述細長本體的所述遠側接觸部分的組合限定內腔。
19.根據權利要求18所述的神經電極組件，其中所述第一接合部分包括具有背離所述細長本體的近側端的口部的凹部。
20.根據權利要求18所述的神經電極組件，其中所述細長部件包括設置在所述部件的近側端與遠側端之間的中間接觸部分，其中所述中間接觸部分支撐在內腔的表面處暴露的電極接頭，其中所述暴露的電極接頭限定第一區域，并且其中所述中間接觸部分的至少一部分包括包圍所述暴露的電極接頭以限定基本大于所述第一區域的第二區域的非導電部分。
【文檔編號】A61B5/0492GK104069586SQ201410271754
【公開日】2014年10月1日 申請日期:2009年11月24日 優先權日:2008年12月8日
【發明者】W.C.布魯內特, D.C.哈克, C.A.帕戈托, D.G.格蘭特 申請人:梅德特朗尼克索梅德公司