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
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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。
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。
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、μ0=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。
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、
l0=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。
l0=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
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)
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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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