JP2012508640A - 脳深部刺激装置のプローブにおけるらせん状ワイヤ - Google Patents

Abstract

本発明は、全インピーダンスは高いが、全抵抗は低い脳深部刺激（ＤＢＳ）のためのプローブに関する。これは、このプローブが少なくとも２つの相互接続されるらせんを有する構造体を有し、前記２つの相互接続されるらせんは異なる回転方向を持っているので達成される。前記プローブ、電源及び電極を有する脳深部刺激のためのシステムも開示される。

Description

本発明は、脳深部刺激（ＤＢＳ）のためのプローブに関する。特に、本発明は、強い外部磁場の影響下でさえも使用するのに適したプローブに関する。

神経科学(neurotechnology)の分野において、脳深部刺激（ＤＢＳ）は、脳深部刺激装置と呼ばれる医用装置の埋め込みを含む外科治療であり、この刺激装置は、脳の特定の部位に電気インパルスを送る。ある脳領域におけるＤＢＳは、例えば慢性的な痛み、パーキンソン病、腫瘍及びジストニアのような、他の方法で治療の利かない疾患に対し素晴らしい治療効果を提供する。ＤＢＳの長い歴史にもかかわらず、その基本原理及びメカニズムは依然として明らかではない。ＤＢＳは、制御された方法で脳の活動を直接変更する。リージョニング(lesioning)技術とは異なり、その効果は可逆的である。さらに、ＤＢＳは、盲検研究を可能にするごくわずかの脳神経外科方法の１つである。

図１は、従来技術によるＤＢＳシステム１０の一例を説明している。原則的に、このＤＢＳシステムは、図１に説明される２つの構成要素、埋め込み型のパルス発生器（ＩＧＰ）１１及びプローブ１２を有する。このＩＰＧ１１は、標的部位での神経活動を妨げるために脳に電気パルスを送るバッテリー駆動型の神経刺激装置である。ＩＰＧ１１は一般的に例えばチタンのハウジングに閉じ込められている。ワイヤがＩＰＧをプローブの遠位端に置かれている電極１３に接続する。ＩＰＧは、神経学者、看護師又は訓練を受けた技術者によりキャリブレーションが行われ、症状の抑制を最適化し、副作用を制御する。

ＤＢＳプローブは、対処されるべき症状の種類に応じて脳内に置かれる。全ての構成要素は、外科手術により体内に埋め込まれる。一般的な手順は、局所麻酔下で行われ、ここでドリルで頭蓋骨に穴が開けられ、最適配置に対する患者からのフィードバックを備える電極が挿入される。脳の右側は、身体の左側にある症状に対処するために刺激され、その逆も行われる。図２は、ＤＢＳシステム１０が人間２１の脳内にどのように位置決められるかを説明している。図３は、人間３１の身体の両側を刺激するために、２つのＤＢＳシステム１０が人間３１の脳にどのように位置決められるかを説明している。

ＤＢＳプローブを備える人間は、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）による検査を受けるとき、プローブと同一の空間を占める電磁場の結果として、プローブの端の近くに強い電場が生じることがある。この電場が脳組織を加熱する電流を誘導する。過度の加熱は、脳組織を破壊することがある。例えば、絶縁された２０ｃｍ長の真っ直ぐなワイヤにとって、周囲組織の温度は１．５ＴのＭＲＩシステムの通常の動作モードにおいて４８℃まで上昇することがあることが示されている。その一方、温度上昇が１℃未満であることだけが安全と考えられる。

誘導電流の問題及びそれ故に人間の組織の望ましくない加熱の問題を解決するために、高いインピーンダンスのプローブが提案されている。プローブの全インピーダンスは、オームの法則に従って、十分に低くすべき電流に対し、少なくとも１ｋΩであるべきことをシミュレーションは示している。

しかしながら、このような高いインピーダンスは、かなり限られたバッテリー寿命となる。らせん形状を持つ、多数の並列するリード線(electrically conducting lead)を備えるプローブを形成することにより、このようなプローブの全インピーダンスは、例えば並列する導電ワイヤのような相互接続するリード線全てのインピーダンスの合計であるため、バッテリーの寿命は増大する。例えば、個々に１ｋΩのインピーダンスを持つ５０本の並列するリード線の全インピーダンスは、２０Ωである。

図４は、従来技術によるプローブ１２の内部ビューを示し、ここで多数のリード線４１は、このプローブの第１の端部４２から、このプローブの遠位端に置かれる電極１３まで伸びている。使用時、プローブ４０は、第１の端部４２において、前記リード線４１を通り電極１３に電流を流すことを可能にする電源及び電子機器、例えばＩＰＧに接続される。

しかしながら、これらリード線４１がらせん形状であるため、プローブが外部磁場にさらされているとき、例えばＭＲＩを行っているとき、これらリード線に高い電圧及び/又は電流が生じる。それ故に、らせん状のリード線が外部磁場にさらされているとき、これらリード線４１に接続されているＩＰＧの電子機器が破損する危険性が存在している。

それ故に、柔軟性の増加、費用対効果、十分に長いバッテリー寿命、電子機器の安全な動作及びＭＲＩ検査中の組織の過度の加熱の防止を可能にする改善されたＤＢＳプローブが有利である。

それに応じて、本発明は好ましくは、上記の技術的欠点及び不利益の１つ以上を、１つずつ若しくは幾つか組み合わせて軽減、緩和又は削減しようとし、少なくとも上述した問題を例えば脳深部刺激（ＤＢＳ）のためのプローブを提供することにより解決する。

ある態様において、プローブは、ある構造体を形成する多数のリード線を有する。この構造体は、少なくとも２つの相互接続されたらせんを有し、これら２つのらせんは異なる回転方向を有する。

これは、周囲の組織を過度に加熱せずに、プローブが極性変化を伴う外部磁場と共に使用される利点を与える。これららせんの異なる回転の方向も、プローブが外部磁場にさらされるとき、例えばＭＲＩを行っているとき、リード線に高い電圧及び/又は電流の発生を防ぐ。これにより、プローブに接続される電子機器の安全な動作が達成される。さらに、それは柔軟性の増加、費用対効果及び十分に長いバッテリー寿命を可能にする。

他の態様において、前記プローブを有する脳深部刺激のためのシステムが提供される。

さらに他の態様において、前記プローブを有するペースメーカーシステムが提供される。

他の態様において、前記プローブを有する筋肉刺激システムが提供される。

さらに他の態様において、前記プローブを有する胃腸刺激のためのシステムが提供される。

さらに他の実施例において、脳深部刺激のためのプローブの使用が提供される。

他の実施例及び利点は、以下においてさらに詳細に説明される。

従来技術によるＤＢＳシステムの一例の説明図。 従来技術によるＤＢＳシステムが人間の脳にどのように位置決められるかの説明図。 人間の身体の両側を刺激するために、２つのＤＢＳシステムが人間の脳にどのように位置決められるかの説明図。 従来技術によるプローブの内部ビューの説明図。 実施例によるプローブの内部ビューの説明図。 実施例によるプローブの一部における回転の内部説明図。 埋込型刺激発生器（ＩＰＧ）に接続される、本発明によるプローブの説明図。 ある実施例による回転を示す説明図。 ある実施例による回転を示す説明図。 ある実施例によるプローブの断面の説明図。

本発明が可能であるこれら及び他の態様、特徴及び利点は、付随する図面を参照して、本発明の実施例の以下の記述から明らかであり、これら記述により説明される。

本発明の幾つかの実施例は、当業者が本発明を行うことができるようにするために、付随する図面を参照して以下により詳細に説明される。しかしながら、本発明は、多くの異なる形式で具現化されてもよいし、ここに述べた実施例に限定されると解釈されるべきではない。むしろ、これら実施例は、この開示を完璧及び完全なものにするために設けられ、本発明の範囲を当業者に十分伝えるだろう。これら実施例は本発明を限定するのではなく、本発明は、添付される特許請求の範囲によってのみ限定される。さらに、付随する図面に説明される特定の実施例の詳細な説明に用いられる専門用語は、本発明を限定することを意図していない。

以下の記述は、脳深部刺激に応用可能な実施例に焦点を当てている。

図５による実施例において、脳深部刺激のためのプローブ５０が設けられている。このプローブ５０は、構造体５１を形成する多数のリード線を有する。この構造体５１は、少なくとも２つの相互接続されるらせん５２、５３を有し、ここで前記少なくとも２つのらせん５２、５３は、異なる回転方向を持つ。この実施例の利点は、埋め込み型のＢＤＳプローブを備える人間が極性変化を伴う外部の磁場にさらされるとき、例えば磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）を行っているとき、この構造体が人間の組織の望ましくない加熱を減少させることである。

図６は、図５のプローブ５０において、少なくとも２つのらせん５２、５３が実施例に従ってどのように相互接続されるかをより詳細に説明している。

構造体５１及びらせん５２、５３の機械的安定性は、幾つかのやり方で実現される。ある実施例において、前記構造体５１は、例えばこれららせん５２、５３に電流を流すことにより得られるような加熱による粘着接合を形成する熱可塑性層で覆われている一方、これららせん５２、５３は、熱可塑性材料と接している。この熱可塑材料は、このらせんの熱で融解し、この材料が冷めるとき、これららせん５２、５３の周りに層を形成し、それ故にこの構造体５１に安定性を加える。

図７による実施例において、プローブ５０は、電流がリード線を通りこのプローブ５０の電極７２に流れることを可能にするための埋め込み型のパルス発生器（ＩＰＧ）に接続されている。この実施例の利点は、プローブが外部磁場にさらされるとき、例えば磁気共鳴撮像を行っているとき、ＩＰＧにある電極が損傷する危険性が劇的に減少することである。この構造体の形状により、外部磁場に起因するリード線に生じる高い電圧及び/又は電流が最小化される。

シングルの誘電子（インダクタ）が動磁場を捉えるのに対し、反対に巻かれたループを持つダブルの誘電子は、動磁場を捉えない。従って、極性変化を伴う外部磁場から、ＩＰＧの電子機器を壊す強い電流は発生しない。

ある実施例において、前記構造体の回転方向は中間点で変化する。

ある実施例において、前記構造体の回転方向は数回変化する。

ある実施例において、リード線の数は、組織を刺激するのに使用される実際のリード線の数よりも大きい。これにより、使用するためのリード線のサブセットが選択され、プローブの電極に接続される。ある実施例において、リード線の数は６４であり、ＤＢＳプローブの電極に接続するために８本のリード線が選択される。これは、プローブが刺激をするのに最良な脳内領域を空間的に扱う利点を持つ。

図８による実施例において、構造体５１を形成するリード線は、１ｍｍ未満の厚さを持つ薄箔のようなフォイル上のトラックである。図８Ａは、フォイルを平坦形状で示し、図８Ｂは、相互接続されるらせん５１、５２として構成されるフォイルを示し、ここでらせん５１、５２は異なる回転方向を持つ。

フォイルの特性は、以下にさらに詳細に説明される。この実施例の利点は、異なる回転方向を簡単に達成することである。さらに、フォイルを使用するとき、必要な巻き数は、少なくてもよい。

他の実施例によれば、リード線はワイヤである。これらワイヤは、個別及び絶縁されてもよい。ワイヤの特性はさらに以下に説明される。個別の及び絶縁したワイヤを使用する利点は、これらワイヤが例えば約２５μｍのように薄く、それ故に低いＤＣ抵抗を提供することである。

図９による実施例において、個別の円形のワイヤ９１がどのように単一のケーブル９２内に組み込まれているかを示している。これは、らせん状に若しくは回転したケーブルの断面である。形状は高密度パッキングとなり、これは組み合わされたワイヤの外部寸法が比較的小さくなる。

ある実施例において、前記ワイヤは、プローブに沿ってらせん状になる前に、互いにより合わされ、これらワイヤの局所的部分が空間において互いに同じ相対位置を持つことを防ぐ。これらワイヤのより合わせによるこの相対位置の変化は、例えばＭＲＩのＲＦ場のような外部磁場を捉えることを減少させる。他の実施例は、以下の限定しない例に開示される。

例
以下の例は、フォイルを用いた実施例又は個別のワイヤを用いた実施例の何れか一方を用いて行われている。しかしながら、これは、決して限定をしているとみなすべきではない。

ＭＲＩ周波数、通例４０−１２８ＭＨｚでは、らせん状のプローブは、高い自己インダクタンスの結果として、十分に高いインピーダンスを持つ一方、ＤＢＳ刺激周波数、通例数ｋＨｚよりも下の周波数では、前記インピーダンスは、ＤＣ抵抗により決められ、この抵抗は電力損失を制限するのに十分な低さである。

ある実施例によれば、ＭＲＩ周波数での全てのプローブのインピーダンスは、１ｋΩよりも上であり、一方、実効ＤＣ抵抗は１００Ωよりも下である。

ある実施例によれば、ＭＲＩ周波数での全てのプローブのインピーダンスは、１ｋΩよりも上であり、一方、各リード線のＤＣ抵抗は数ｋΩ、例えば５ｋΩよりも下である。

らせん状導体のインピーダンスの絶対値Ｚは、以下の等式

により与えられる。ここでＲ＝らせん状導体の（ＤＣ）抵抗、ｆ＝（１．５ＴのＭＲＩシステムに対し６４ＭＨｚである）周波数、及びＬ＝らせん状導体のインダクタンス、である。

ＭＲＩ周波数で必要とされるインピーダンスは１ｋΩより上であり、抵抗は１００Ωより下である場合、このらせん状導体の全てのインピーダンスは、前記インダクタンスのインピーダンスに略等しく、これは以下の式

により与えられる。

円形ワイヤで作られる半径ｒ及び長さｌの薄壁の有限長ソレノイドのインダクタンスＬは、以下の等式

により概算され、ここでＮ＝巻き数、μ_０＝真空の透磁率＝４π・１０^−７Ｈ／ｍ、ｒ＝ソレノイドの半径、ｌ＝ソレノイドの長さ、である。

結果的に、インピーダンスＺを達成するのに必要とされる巻き数Ｎは、以下の等式

により与えられる。

ある実施例によれば、ここでＺ＝１ｋΩ、ｒ＝０．６ｍ、ｌ＝１０ｃｍ及びｆ＝６４ＭＨｚの場合、Ｎ＝４２０という結果になる。

しかしながら、ＤＢＳプローブを用いて作業するときを含む小さい寸法のために、非常に細いリード線、例えば約０．１μｍを使用するのが通常である。これは、上述したような簡単な式を用いてインピーダンスを概算することをさらに複雑にさせる。結果として、３Ｄ電磁シミュレーションは、長さ１０ｃｍのソレノイドの変化する巻き数を用いて実行されている。以下に詳細に説明されるシミュレーションは、平坦ならせん状の導線に対し約２５０巻きが十分であることを示している。

この３Ｄ電磁シミュレーションは、当業者によく知られる方法に従って、ＣＳＴ（www.sct.com）による３Ｄ電磁シミュレーションのプログラムMicro Wave Studioを用いて行われている。このプログラムは、有限積分技術に基づき、この技術は行列方程式の組への解析的マクスウェルの方程式の整合的変換を示している。プローブは、好ましくは導電ワイヤである、幅０．１ｍｍの長さ１０ｃｍのソレノイドとしてモデル化されている。前記シミュレーションにおいて、このプローブは、ＭＲＩ周波数での人間の脳内にあるパラメタを表す電気パラメタを持つ４ｃｍ×４ｃｍ×１４ｃｍの一様なボックス内に位置決められる。６４ＭＨｚのＭＲＩ周波数に対し、相対的な誘電率は、１００に設定され、導電率は０．５Ｓ／ｍに設定される。計算領域の境界では、入射平面波の電磁場は、プローブの軸に平行な電場成分と共に課される。３Ｄシミュレーションのプログラムの場合、電流密度は、プローブの周囲にある（脳組織を示す）材料において計算される。最大の電流密度が評価基準としてとられる。上述したように、前記シミュレーションは、巻き数が１０ｃｍにわたり２５０巻きに増大したとき、最大の電流密度は大きく減少したこと示している。２５０巻きの場合、プローブの端の近くに誘導される電流密度は十分に抑えられる。

考えるべき重要なもう１つの要因は、ワイヤの抵抗である。これは、フォイルを用いた実施例を用いて、以下の実施例に説明される。このワイヤの抵抗は、以下に従って概算される。これらワイヤがプローブの周りをらせん状に巻かれたフォイルの形状である場合、
ｌ_０＝プローブの長さ、
ｌ＝コイルのフォイルの全長、
ｒ＝プローブの半径（すなわちコイルの半径）、
ｗ＝フォイルの幅、
ｐ＝コイルのピッチ、
Ｎ＝巻き数、
Ｒ＝各ワイヤの抵抗、及び
前記コイルのフォイルの全長が以下の数式

により計算される。

ピッチｐがフォイルの幅ｗに等しい（すなわち全ての巻きが次の巻きの隣にある）場合、

である。

フォイルにある各ワイヤが薄膜の導体であり、その抵抗は

と書かれる。ここでρ＝材料の導電率、ｔ＝薄膜の導体の厚さ、ｎ＝各フォイルにおける導電ワイヤの数、である。

さらに、フォイルがプローブの周りをらせん状以外の方法で巻かれている（ワイヤはプローブに沿って真っ直ぐである）場合、

である。

それ故に、

である。

例えば、ｌ_０＝１５ｃｍ、ｒ＝０．６ｍｍに対しては、表１による結果が達成される。

表１は、フォイルをプローブの周りにらせん状に巻き付けることにより、個々のワイヤの抵抗が巻き数と共に増大していることを示している。巻き数が少ないとき、ＤＣ抵抗の増分は、依然として電力消費要件に対し許容可能である。しかしながら、２５０巻きが必要な場合、ＤＣ抵抗は高くなりすぎる。

ある実施例において、フォイルの相互接続に代わり、６４個の個別の絶縁したワイヤが用いられる。このとき、以下に示されるように、かなり低いＤＣ抵抗が達成される。ワイヤの数が多くなるほど、より多くの個別の電極が対処されることができる。これは、脳組織のどの部分が刺激されるかを医師が上手く決めることを可能にする。それ故に、使用されるワイヤの数は変化するが、それらワイヤは、十分な個別の電極を提供するのに十分な多さにしなければならない一方、同時に低いＤＣ抵抗を供給するのに十分な少なさにしなければならない。

２５０巻きを持つ長さ１５ｃｍのプローブに対し、ピッチは６００μｍである。各個別のワイヤが２５μｍの直径を持つ金のマイクロワイヤである場合、６４本のワイヤは、６００μｍの直径を持つケーブルと簡単に嵌合するだろう。このケーブルは約９５０ｍｍの長さでもよい。各ワイヤのＤＣ抵抗は、以下の数式

を用いて計算され、これは、抵抗要件を満たし、実用的なバッテリーの寿命を達成する。

それに応じて、ある実施例において、前記らせんは６４本の平行なワイヤを有する。これらワイヤは、個別に及び絶縁されている。これらワイヤは、矩形又は円形でもよい。

ある実施例において、８本の平行なワイヤからなる２つのグループだけがＩＰＧにおける２つの回路により電気駆動される。残りのワイヤは、ＩＰＧの接地に受動的に接続され、それ故に電気回路を形成する。ある実施例において、前記残りのワイヤは、抵抗を介して前記ＩＰＧに接続される。

ある実施例によれば、前記らせんは、６４本の平行なトラックを持つフォイルを有する。これが持つ利点は、前記らせんを製造するのが容易なことである。

ある実施例において、らせんの回転が反転したらせんを形成する多数のリード線を備えるプローブがシステムに有されてもよい。このようなシステムは、例えばＤＢＳ、ペースメーカー、筋肉刺激又は胃腸刺激のためのシステムでもよい。上述した他の実施例による特徴がこのシステムに含まれてもよい。

らせんの回転が反転したらせんを形成する多数のリード線を備える前記プローブは、脳深部刺激に用いられてもよい。さらに、このプローブは、ペースメーカーの刺激、筋肉刺激又は胃腸刺激のために用いられてもよい。

ＤＢＳプローブが個別のリターン電極を用いて構成されるか、又はＩＰＧのハウジングが戻り電流のための脳組織との電気接点として役立つかである。それ故に、ある実施例によるプローブが使用されるとき、電流は、ＩＰＧかららせんを通り、プローブの端にある接点を介して、人間の組織を通り、リターン電極又はＩＰＧハウジングに戻るように流れる。

本発明が特定の実施例を参照して上述したとしても、本発明がここで述べた特定の形式に限定されることを意図しているのではない。むしろ、本発明は、付随する特許請求の範囲によってのみ限定され、上記特定の実施例以外の実施例も同様に、これら添付される特許請求の範囲内において可能である。

請求項において、"有する／含む"という言葉は、それ以外の要素又はステップの存在を排除するものではない。さらに、個々の特徴が異なる請求項に含まれていたとしても、これら特徴が場合によっては有利に組み合われさてもよく、異なる請求項に含むことがこれら特徴の組み合わせが実現可能ではない及び/又は有利ではないことを意味しているのではない。加えて、複数あることを述べないことがそれが複数あることを排除するものではない。"１つの"、"ある"、"第１"、"第２"等の言葉は、複数あることを排除するものではない。請求項における参照符号は、単に明瞭な実施例として設けられているのであり、請求項の範囲を限定すると決して解釈されるべきではない。

Claims (14)

1. 脳深部刺激のためのプローブにおいて、少なくとも２つの相互接続されるらせんを有する構造体を形成する、多数のリード線を有し、前記２つの相互接続されるらせんは異なる回転方向を持っているプローブ。
2. 第１の端部にある少なくとも１つのリード線は、使用中、電流が前記リード線を流れることを可能にする電源に接続されている請求項１に記載のプローブ。
3. 前記構造体の回転方向は、中間点で変化する請求項１に記載のプローブ。
4. 前記構造体の回転方向は、数回変化する請求項１に記載のプローブ。
5. 前記リード線は、フォイル上のトラックである請求項１に記載のプローブ。
6. 前記リード線は、個別のワイヤである請求項１に記載のプローブ。
7. 複数のワイヤは、前記少なくとも２つのらせんを形成するための単一ケーブルに集められている請求項６に記載のプローブ。
8. 前記ワイヤは、前記少なくとも２つのらせんを形成する前に、互いにより合わされている請求項６に記載のプローブ。
9. 前記リード線の数は、組織を刺激するのに使用される実際のリード線の数よりも大きい、請求項１に記載のプローブ。
10. 請求項１に記載のプローブ、電源及び電極を有する脳深部刺激のためのシステム。
11. 請求項１に記載のプローブ、電源及び電極を有するペースメーカーシステム。
12. 請求項１に記載のプローブ、電源及び電極を有する筋肉刺激システム。
13. 請求項１に記載のプローブ、電源及び電極を有する胃腸刺激のためのシステム。
14. 請求項１に記載の脳深部刺激のためのプローブの使用。

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