JP5224478B2 - 患者の活動を計測する神経刺激システム - Google Patents

Description

本発明は、組織刺激システムに関し、特に、組織刺激システムが植え込まれた患者の身体活動を計測するシステムに関する。

植え込み型神経刺激システムは、多種多様な病気及び障害において治療効果があることが判明している。ペースメーカ及び植え込み型除細動器（ＩＣＤ）は、多くの心臓病態（例えば、不整脈）の治療において非常に効果的であることが判明している。脊髄電気刺激（ＳＣＳ）システムは、慢性疼痛症候群の治療に関して治療様式として長く認められており、組織刺激の利用分野は、追加の利用分野、例えば狭心症や失禁まで広がり始めた。深部脳刺激（ＤＢＳ）も又、１０年間を優に超える期間にわたり不応性慢性疼痛症候群の治療にとって治療効果があるように利用されており、ＤＢＳは又、最近、追加の領域、例えば癲癇にも利用されている。さらに、最近の研究では、末梢神経刺激（ＰＮＳ）システムは、慢性疼痛症候群及び失禁の治療にあたって効果的であることを実証しており、多くの追加の利用分野が、現在研究中である。さらに、機能的電気刺激（ＦＥＳ）システム、例えばニューロコントロール（NeuroControl）社（オハイオ州クリーブランド所在）製のフリーハンド（Freehand）システムが、脊髄損傷患者の麻痺体肢に幾分かの機能性を回復させるよう利用されている。

これら植え込み型神経刺激システムの各々は、典型的には、所望の刺激部位のところに植え込まれる電極リードと、刺激部位から見て遠くのところに植え込まれるが、電極リードに直接的か或いはリード延長部を介して電極リードに間接的にかのいずれかの状態で結合される植え込み型パルス発生器（ＩＰＧ）とを有する。かくして、電気パルスをＩＰＧから電極リードに送って組織を刺激し、患者に所望の効果的な治療を施すことができる。

或る特定のシナリオでは、植え込み型神経刺激システムを受け入れた患者の身体活動（例えば、活動レベル又は体の操作具合）を追跡することが望ましい場合があり、それにより、刺激システムにより提供される治療の効果又は有効度の指標が提供され、即ち、治療が効果的であればあるほど、患者の昼行性活動がそれだけ一層活発になる。かくして、治療用刺激を患者に施す期間にわたる患者の身体活動についての知識は、外科医又は臨床医によって用いられ、それにより薬剤を処方し、ＩＰＧを再プログラムし又はアップグレードし、或いは他の治療方式（例えば、物理療法又は作業療法）を実施し又は変更することができる。患者の身体活動についての知識は又、刺激システムにより提供された治療をリアルタイムで適合させるために使用でき、その結果、刺激が有効レベル及び（又は）快適なレベルで患者に終始一貫して提供されるようになる。

かくして、神経刺激システムが植え込まれた患者の身体活動を判定する改良型システムが要望され続けている。

本発明の一実施形態によれば、本発明を一層良く理解する目的で、治療を患者に施す方法が提供される。この方法は、植え込まれた組織刺激システムからの電気エネルギーを所与の期間にわたり患者の組織中に送るステップを有する。組織刺激装置から送られた電気エネルギーは、治療を患者に施すことができ又は治療とは関係のない電気エネルギーとなることができる。この方法は、患者の組織中に送られた電気エネルギーに基づいて電気的パラメータデータ（例えば、インピーダンスデータ及び（又は）外界電位データ）を測定するステップを更に有し、電気的パラメータデータを患者の身体活動に応答して調整して時間変化信号（例えば、振動性信号）を発生させる。

この方法は、時間変化信号を分析するステップを更に有する。オプションとしての一方法では、時間変化信号の分析は、例えば時間変化信号の最高最低振幅値を検出し又は時間変化信号のエネルギーを検出することによって時間変化信号の振幅を測定することを含む。オプションとしての別の方法では、時間変化信号の分析は、例えは時間変化信号の包絡線を検出することによって時間変化信号の形態学的特徴を決定することを含む。この方法は、分析したノイズに基づいて患者の身体活動（例えば患者の身体活動レベル又は患者により行われた身体的出来事）を所与の期間中追跡するステップを更に有する。オプションとしての方法は、追跡した身体活動に基づいて刺激装置により患者に施された治療を変更するステップを有する。

本発明の別の実施形態によれば、組織刺激システムが提供される。組織刺激システムは、植え込み型電極リードと、電極リードに結合されるよう構成された植え込み型電気刺激装置とを有する。電気刺激装置は、電極リードからの電気エネルギーを所与の期間にわたり患者の組織中に送るよう構成されている。電極リードから送られた電気エネルギーは、治療を患者に提供することができ又は電気エネルギーを治療とは無関係に送ることができる。電気刺激装置は又、患者の組織中に送られた電気エネルギーに基づいて電気的パラメータデータを測定するよう構成され、電気的パラメータデータは、患者の身体活動に応答して調整されて時間変化信号が生じる。

このシステムは、時間変化信号を分析し、分析した時間変化信号に基づいて所与の期間中、患者の身体活動（例えば患者の身体活動レベル又は患者により行われた身体的出来事）を追跡するよう構成された処理装置を更に有する。一実施形態では、処理装置は、刺激装置である。別の実施形態では、処理装置は、刺激装置と通信可能に構成された外部プログラマである。電極リードから送られた電気エネルギーは、治療を患者に施すことができ又はかかる電気エネルギーを治療とは無関係に送ることができる。

本発明の他の実施形態によれば、患者の体内に植え込み可能な電気刺激装置が提供される。刺激装置は、１つ又は２つ以上の電極に結合可能に構成された１つ又は２つ以上の電気接点と、電気エネルギーを所与の期間にわたり１つ又は２つ以上の電気接点に送るよう構成された制御回路とを有する。刺激装置は、患者の組織中に送られた電気エネルギーに基づいて電気的パラメータデータを測定するよう構成されたモニタ回路を更に有し、電気的パラメータデータは、患者の身体活動に応答して調整されて時間変化信号が発生する。電極接点に送られた電気エネルギーは、治療を患者に施すことができ又はかかる電気エネルギーを、電気エネルギーを提供する治療とは無関係に送ることができる。刺激装置は、時間変化信号を分析し、分析したノイズに基づいて患者の身体活動（例えば患者の身体活動レベル又は患者により行われた身体的出来事）を所与の期間中追跡するよう構成された処理回路を有する。時間変化信号の分析を上述したのと同一の仕方で行うことができる。

図面は、本発明の実施形態の設計及び有用性を示しており、図中、同一の要素は、共通の参照符号で示されている。

本発明に従って構成された脊髄電気刺激（ＳＣＳ）システムの一実施形態の平面図である。 図１のＳＣＳシステムで用いられる植え込み型パルス発生器（ＩＰＧ）の外形図である。 患者に使用されている状態の図１のＳＣＳシステムの平面図である。 図２のＩＰＧの内部コンポーネントのブロック図である。 小さな量の患者の活動に応答して組織に対して小さな量動いている状態で示された図１のＳＣＳシステムの電極の平面図である。 大きな量の患者の活動に応答して組織に対して大きな量動いている状態で示された図１のＳＣＳシステムの電極の平面図である。 患者の行った種々の身体活動に応答して図１のＳＣＳシステムにより測定された経時的な電気的パラメータデータのプロット図である。 患者の概日性の昼行性／夜行性パターンに応答して図１のＳＣＳシステムにより測定された経時的な電気的パラメータデータのプロット図である。 患者の迷走性の昼行性／夜行性パターンに応答して図１のＳＣＳシステムにより測定された経時的な電気的パラメータデータのプロット図である。

先ず最初に、本発明は、植え込み型パルス発生器（ＩＰＧ）、高周波（ＲＦ）伝送器又は多種多様な刺激システムのコンポーネントとして使用できる類似の電気刺激器と共に利用できることが注目される。以下の説明は、脊髄電気刺激（ＳＣＳ）システムに関する。しかしながら、本発明は、ＳＣＳにおける分野に向いているが、本発明は、その最も広い観点では、これに限定されることはないことは注目されるべきである。さらに適切に言えば、本発明は、組織を刺激するために用いられる任意形式の植え込み型電気回路と共に利用できる。例えば、本発明は、ペースメーカ、除細動器、蝸牛刺激器、網膜刺激器、調和体肢運動を生じさせるよう構成された刺激器、大脳皮質及び深部脳刺激器、末梢神経刺激器又は尿失禁、睡眠時無呼吸、肩関節亜脱臼等を治療するよう構成された任意他の神経刺激器の一部として利用できる。

先ず最初に図１及び図２を参照すると、例示のＳＣＳシステム１０は、主要構成要素として、図１及び図２の植え込み型神経刺激リード１２，１４、植え込み型パルス発生器（ＩＰＧ）１６及び外部（植え込まれることはない）プログラマ１８を有している。図示の実施形態では、リード１２，１４は、経皮リードであり、この目的のため、リードの両方は、可撓性本体２２上に支持された複数個の直列の電極２０を有している。変形例として、リード１２，１４に代えて、単一のパドル電極リードを用いても良い。図示の実施形態では、第１のリード１２は、８つの電極２０（Ｅ１〜Ｅ８と表示されている）を有し、第２のリード１４は、８つの電極２０（Ｅ９〜Ｅ１６と表示されている）を有する。リード及び電極の実際の数は、当然のことながら、意図した用途に応じて様々であろう。

ＩＰＧ１６は、電気刺激エネルギーを電極２０の各々に差し向けることができる。この目的のため、第１のリード１２の電極２０は、それぞれの信号線２４（これらのうちの幾つかは示されていない）によりＩＰＧ１６に電気的に接続されており、これら信号線は、関連の可撓性リード本体２２を貫通し又はこの中に埋め込まれている。同様に、第２のリード１４の電極２０は、それぞれの線２６（これらのうちの幾つかは示されていない）によりＩＰＧ１６に電気的に接続されている。信号線２４，２６は、インタフェース２８を介してＩＰＧ１６に接続されている。インタフェース２８は、リード１２，１４を取り外し可能に又は永続的にＩＰＧ１６に電気的に接続することができる任意適当な装置であって良い。かかるインタフェースは、例えば、ＩＰＧ１６内に設けられたリードコネクタ３０ａ，３０ｂを含む電気機械的コネクタ装置であるのが良く、かかるリードコネクタは、対応のリード１２，１４に設けられている対応のコネクタ（コネクタ３２ａだけが示されている）と嵌合するよう構成されている。変形例として、リード１２，１４は、ＩＰＧ１６に設けられた対応のコネクタと嵌合する単一のコネクタを共有しても良い。例示のコネクタ装置は、米国特許第６，６０９，０２９号明細書及び同第６，７４１，８９２号明細書に開示されている。ＩＰＧ１６は、導電性且つ生体適合性材料、例えばチタンで作られた外側ケース３４を有し、場合によっては、電極として機能する。ケース３４は、気密封止コンパートメントを形成し、かかるコンパートメント内において、電子コンポーネント又は部品及び他のコンポーネント又は部品（以下に更に詳細に説明する）が体液及び流体から保護される。

ＩＰＧ１６は、典型的には、外部プログラマ１８の使用によりプログラムされ又は制御される。外部プログラマ１８は、適当な通信リンク（矢印３６で表されている）によりＩＰＧ１６に結合され、この通信リンクは、患者の皮膚３８を貫通している。適当なリンクとしては、高周波（ＲＦ）リンク、誘導性リンク、光リンク及び磁気リンクが挙げられるが、これらには限定されない。プログラム１８又は他の外部装置は又、ＩＰＧ１６を作動させ又はＩＰＧ１６内に設けられている電力、例えば充電式電池を補給する目的で、電力をＩＰＧ１６中に結合するのにも使用できる。ＩＰＧ１６をいったんプログラムし、その電源を充電し又は違ったやり方で補充すると、ＩＰＧ１６は、外部プログラマ１８が存在していない場合でもプログラムされたままの状態で機能することができる。

ＳＣＳシステム１０の作動中に提供される刺激パターンに関し、刺激エネルギーを送り又は受け取るよう選択された電極を本明細書では「アクティブな状態にある」と称し、刺激エネルギーを送り又は受け取るようには選択されていない電極を本明細書では「非アクティブな状態にある」と称する。電気刺激は、２つ（又は３つ以上）の電極相互間で生じ、これら電極のうちの一方は、ＩＰＧケース３４であるのが良く、その結果、刺激と関連した電流は、ＩＰＧケース３４内に納められたエネルギー源から組織への経路を有すると共に組織からケース３４内に納められたエネルギー源への戻り経路を有する。刺激エネルギーを単極又は多極（例えば、二極、三極等）方式で組織に送ることができる。

単極刺激は、リード電極２０のうちの選択された１つがケース３４と共にアクティブな状態になったときに生じ、その結果、刺激エネルギーが選択された電極２０とケース３４との間で送られるようになる。二極刺激は、リード電極２０のうちの２つがアノード及びカソードとしてアクティブな状態になったときに生じ、その結果、刺激エネルギーが選択された電極２０相互間で送られるようになる。例えば第１のリード１２上の電極Ｅ３をアノードとしてアクティブな状態にすることができ、それと同時に、第２のリード１４上の電極Ｅ１１をカソードとしてアクティブな状態にする。三極刺激は、リード電極２０のうちの３つをアクティブな状態にしたときに生じ、２つの電極がアノードとして、残りの１つがカソードとしてアクティブな状態にされ、又は、２つの電極がカソードとして、残りの１つがアノードとしてアクティブな状態にされる。例えば、第１のリード１２上の電極Ｅ４，Ｅ５をアノードとしてアクティブな状態にすることができ、それと同時に、第２のリード１４上の電極Ｅ１２をカソードとしてアクティブな状態にする。

図３に示されているように、神経刺激リード１２，１４（リード１２しか示されていない）は、脊髄４２に密接して位置するよう経皮針又は他の従来技術の利用により患者の脊髄硬膜外腔４０内に植え込まれている。電極２０をいったん定位置に配置するとこれら電極を用いて刺激エネルギーを脊髄４２又は神経根に供給することができる。リード１２，１４の好ましい配置は、電極２０が刺激されるべき神経野に隣接し、即ち、この上に載るようなものである。リード１２，１４が脊髄硬膜外腔４０を出る場所の近くにはスペースがないので、ＩＰＧ１６は、腹部内か臀部の上方かのいずれかに外科的に作られたポケット内に植え込まれる。ＩＰＧ１６は、当然のことながら、患者の体の他の場所にも植え込み可能である。リード延長部４４が、ＩＰＧ１６をリード１２，１４の出口箇所から遠くに位置決めするのを容易にすることができる。

次に図４を参照して以下においてＩＰＧ１６の主要な内部コンポーネントについて説明する。ＩＰＧ１６は、データバス５４による制御論理５２の制御下で指定された振幅の電気刺激パルスを電極２０（Ｅ１〜Ｅ１６）のところのキャパシタＣ１〜Ｃ１６を介して個々に発生させることができるアナログ出力回路５０を有している。電気刺激の持続時間（即ち、刺激パルスの幅）は、タイマ論理回路５６により制御される。アナログ出力回路５０は、指定され且つ既知のアンペア数の刺激パルスを電極２０に又は電極２０から提供する独立制御型電流源か、指定され且つ既知の電圧の刺激パルスを電極２０のところに提供する独立制御型電圧源かのいずれかを有するのが良い。規定された振幅及び幅の刺激パルスを発生させる同一機能を実行する適当な出力回路の変形実施形態を含むこのアナログ出力回路の動作原理は、米国特許第６，５１６，２２７号明細書及び同第６，９９３，３８４号明細書に十分に記載されている。

ＩＰＧ１６は、ＩＰＧ１６全体にわたる種々のノード又は他の箇所６０、例えば電源電圧、温度、電池電圧等の状態をモニタするモニタ回路５８を更に有する。モニタ回路５８は又、電気的パラメータデータ（例えば、電極インピーダンス及び（又は）電極外界電位）を測定するよう構成されている。

電極インピーダンスの測定は、植え込まれた電気刺激システムが既知のエネルギーの電気刺激パルスを励起されるべき標的組織に送ることができる装置の安定性に依存しているので重要である。標的組織は、刺激パルスと関連した電気エネルギーが送られるべき既知の電気負荷を表している。インピーダンスが高すぎる場合、このことは、電極２０と接続状態にあるコネクタ３２ａ及び（又は）リード１２，１４が開路し又は開切されているということ示唆している。インピーダンスが低すぎる場合、このことは、コネクタ３２ａ及び（又は）リード１２，１４中のどこかに短絡があることを示唆している。いずれの場合（インピーダンスが高すぎる場合又は低すぎる場合）においても、ＩＰＧ１６は、その意図した機能を実行することができない場合がある。

電気的パラメータデータの測定は又、米国特許第６，９９３，３８４号明細書に記載されているようにリードの移動の検出を容易にする。以下に詳細に説明するように、電気的パラメータデータ測定は、患者の身体活動の追跡を容易にする。この目的のため、モニタ回路５８は、電気的パラメータデータ測定から結果として得られる信号の種々の観点を隔離する追加の濾波回路、例えばピーク検出器、包絡線検出器、積分器等を有するのが良く、これについては以下に詳細に説明する。

種々の手段のうちの任意の１つを用いて電気的パラメータデータを測定することができる。例えば、米国特許出願第１０／３６４，４３６号明細書（発明の名称：Neural Stimulation System Providing Auto Adjustment of Stimulus Output as a Function of Sensed Impedance）において説明されているように、電気刺激パルスを組織に与えている時間の一部分の間又は刺激のすぐ後でサンプル採取方式にて電気的パラメータデータ測定を実施するのが良く、かかる米国特許出願を参照により引用し、その記載内容全体を本明細書の一部とする。変形例として、例えば米国特許第６，５１６，２２７号明細書及び同第６，９９３，３８４号明細書に記載されているように、電気刺激パルスとは無関係に電気的パラメータデータ測定を実施しても良く、これら米国特許を参照により引用し、これらの記載内容を本明細書の一部とする。

ＩＰＧ１６は、データバス６４により制御論理を制御し、データバス６６を介してモニタ回路５８から状態データを得るマイクロコントローラ（μＣ）６２の形態をした処理回路を更に有している。ＩＰＧ１６は、更に、タイマ論理５６を制御する。ＩＰＧ１６は、μＣ６２に結合されたメモリ６８及び発信・クロック回路７０を更に有している。かくして、μＣ６２は、メモリ６８及び発信・クロック回路７０と組み合わさって、マイクロプロセッサシステムを構成し、このマイクロプロセッサシステムは、メモリ６８に記憶されている適当なプログラムに従ってプログラム機能を実行する。変形例として、或る用途の場合、マイクロプロセッサシステムにより提供される機能を適当な状態機械によって行っても良い。

かくして、μＣ６２は、必要な制御及び状態信号を発生し、これら信号により、μＣ６２は、選択された動作プログラム及び刺激パラメータに従ってＩＰＧ１６の作動を制御することができる。ＩＰＧ１６の動作を制御する際、μＣ６２は、制御論理５２及びタイマ論理５６と組み合わさってアナログ出力回路６２を用いて電極２０のところで刺激パルスを個々に発生させることができ、それにより、各電極２０を、単極ケース電極を含む他の電極２０と対にし又はグループ化して極性、振幅、レート、パルス幅及び電流刺激パルスを提供するチャネルを制御することができる。μＣ６２は、メモリ６８内のモニタ回路５８により測定された電気的パラメータデータの記憶を容易にし、更に、かかる電気的パラメータデータを分析すると共に（或いは）患者の活動に関する情報を発生させるのに必要なコンピュータ処理能力を提供する。

ＩＰＧ１６は、外部プログラマ３４からプログラミングデータ（例えば、動作プログラム及び（又は）刺激パラメータ）を適当な被変調搬送信号で受け取る交流（ＡＣ）受け取りコイル７２と、ＡＣ受け取りコイル７２を介して受け取った搬送信号を復調してプログラミングデータを回復するためのチャージング・フォアード遠隔計測回路（charging and forward telemetry circuitry）７４とを更に有し、プログラミングデータは次に、メモリ６８内に又はＩＰＧ１６全体を通じて分散して設けられている他のメモリ要素（図示せず）内に記憶させる。

ＩＰＧ１６は、逆遠隔計測回路（back telemetry circuitry）７６と、モニタ回路５８を介して検出された情報データを外部プログラマ３４に送る交流（ＡＣ）伝送コイル７８とを更に有する。また、ＩＰＧの遠隔計測特徴により、その状態をチェックすることができる。例えば、外部プログラマ３４がＩＰＧ１６とのプログラミングセッションを開始させると、電池の容量を遠隔計測し、その結果、外部プログラマが推定充電時間を計算することができるようになる。電流刺激パラメータに対して行われる変更は、逆遠隔計測方式により確認し、それによりかかる変化がインプラントシステム内に正確に受け入れられて実行されたことを確かめる。さらに、外部プログラマ１６による問い合わせ時に、ＩＰＧ１６内に記憶されている全てのプログラム可能設定値を外部プログラマ３４にアップロードすることができる。重要なこととして、逆遠隔計測方式特徴により、メモリ６８内にあらかじめ記憶されている生の又は処理済み電気的パラメータデータ及び（又は）患者の活動に関する情報をＩＰＧ１６から外部プログラマ３４にダウンロードすることができ、かかる情報を用いると、患者の身体活動を追跡することができる。

ＩＰＧ１６は、動作電力をＩＰＧ１６に提供する充電式電源８０及び電源回路８２を更に有している。充電式電源８０は、例えば、リチウム‐イオン又はリチウム‐イオンポリマー電池から成るのが良い。充電式電池８０は、無調整電圧を電源回路８２に提供する。電源回路８２は、種々の電圧８４を発生し、ＩＰＧ１６内に設けられている種々の回路の必要性に応じて、これら電圧のうちの幾つかは、調整され、これら電圧のうちの幾つかは、調整されない。従来式電源８０は、ＡＣ受け取りコイル７２により受け取られた整流済みＡＣ電力（他の手段、例えば高効率ＡＣ‐ＤＣ変換器回路（これは、「インバータ回路」とも呼ばれている）を介してＡＣ電力から変換されたＤＣ電力）を用いて充電される。電源８０を充電するため、ＡＣ磁界を発生させる外部充電器（図示せず）が、植え込まれたＩＰＧ１６の上で患者の皮膚に当てて配置され又は違ったやり方でこれに隣接して配置される。外部充電器により放出されたＡＣ磁界は、ＡＣ電流をＡＣ受け取りコイル７２中に誘導して生じさせる。チャージング・フォアード遠隔計測回路７４は、ＡＣ電流を整流してＤＣ電流を生じさせ、かかるＤＣ電流は、電源８０を充電するために用いられる。ＡＣ受け取りコイル７２を通信（例えば、プログラミング及び制御データ）のワイヤレス受け取りと外部装置からのエネルギーの要求の両方を行うために用いられるものとして説明したが、理解されるべきこととして、ＡＣ受け取りコイル７２を専用充電コイルとして構成することができ、別のコイル、例えばコイル７８を双方向遠隔計測に用いることができる。

図４に示されているように、ＩＰＧ１０内に設けられている回路の大部分を単一の特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）８６で実現することができる。これにより、ＩＰＧ１６のサイズ全体を極めて小さくすることができ、それにより適当な気密封止ケース内に容易に収容することができる。変形例として、ＩＰＧ１６内に設けられている回路の大部分を２００５年７月８日に出願された米国特許出願第１１／１７７，５０３号明細書に記載されているように多数のディジタル及びアナログダイ上に配置しても良く、この米国特許出願を参照により引用し、その記載内容全体を本明細書の一部とする。例えば、内臓ソフトウェアにより処理機能を実行するためにプロセッサチップ、例えば用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）を設けるのが良い。ＩＰＧ１６の機能発揮に必要な幾つかの仕事を実行するためにアナログＩＣ（ＡＩＣ）を設けるのが良く、かかる機能としては、電力調整を行うこと、刺激出力を提供すること、インピーダンス測定及びモニタを提供することが挙げられる。プロセッサＩＣにより入力要求された時にアナログＩＣ内の刺激回路により出力された電流の刺激レベル及びシーケンスを制御したり変更したりすることによりプロセッサＩＣとアナログＩＣとの間の主要インタフェースとして機能するディジタルＩＣ（ＤｉｇＩＣ）を設けるのが良い。

図４の線図は、機能図に過ぎず、本発明を限定するものではないことは注目されるべきである。本明細書に説明が提供された場合、当業者であれば、支持すると共に説明した機能を実行する多くの形式のＩＰＧ回路又は均等回路を容易に構成することができるはずであり、かかる機能は、電極の選択されたグループに刺激電流又は電圧を生じさせるだけでなくアクティブな状態又は非アクティブな状態の電極のところの電気的パラメータデータを測定する能力を提供することが挙げられる。以下に詳細に説明するように、かかる測定により、インピーダンスを測定することができ（本発明の第１の実施形態と共に用いられる）又は外界電位を測定することができる（本発明の第２の実施形態と共に用いられる）。

上述のＩＰＧ及び他のＩＰＧに対する追加の詳細は、米国特許第６，５１６，２２７号明細書、米国特許出願公開第２００３／０１３９７８１号明細書及び米国特許出願第１１／１３８，６３２号明細書（発明の名称：Low Power Loss Current Digital-to-Analog Converter Used in an Implantable Pulse Generator）に見いだされ、これら特許文献を参照により引用し、これらの記載内容を本明細書の一部とする。注目されるべきこととして、ＳＣＳシステム１０は、ＩＰＧではなく、変形例として、リード１２，１４に接続された植え込み型受信器型刺激器（図示せず）を利用することができる。この場合、植え込まれた受信器に電力供給する電源、例えば電池並びに受信器型刺激器に指令を出す制御回路は、電磁リンクを介して受信器型刺激器に誘導結合された外部コントローラ内に納められる。データ／電力信号は、植え込まれた受信器型刺激器上に配置されているケーブル接続状態の伝送コイルから経皮的に結合される。植え込まれた受信器型刺激器は、信号を受け取り、制御信号に従って刺激を発生させる。

上述したように、電極２０のところの測定された電気的パラメータデータ、図示の実施形態では測定された電極間インピーダンス及び（又は）測定された外界電位に基づいて患者の身体活動をシステム１０により追跡することができる。好ましくは、リード１２，１４を組織内に正しく位置決めした後（「正しい」位置決めは、患者によって様々である）であれば、患者の身体活動は、いつでも追跡される。好ましくは、電極間インピーダンス及び（又は）外界電位は、連続方式で（アナログ手段かディジタル手段かのいずれかにより適当なサンプリングレート（例えば２０〜１０００Ｈｚ）で測定される。電気的パラメータデータを測定する電極２０は、好ましくは、患者の動きに最も敏感な電極２０、即ち電気的パラメータデータが評価されるべき活動タイプについて最も大きい変化（勾配）を示す電極２０である。

以下に詳細に説明するように、測定された電気的パラメータデータ（例えば、電極間インピーダンス及び（又は）測定された外界電位）の変化を身体運動に相関させることができる。特に、患者の体内における運動中、患者の組織と密な接触状態にある電極２０の接触面は、組織及び他の電極２０に対して動き、それにより測定された電気的パラメータデータは、全体として身体運動に相関した仕方で瞬時に変化する。例えば、図５に示されているように、電極２０は、患者が例えば横臥している場合、組織に対して非常に僅かな運動（小さな矢印で表されている）しか示すことができず、これに対し、図６に示されているように、電極２０は、患者が例えば歩いている場合、組織に対して大きな運動（大きな矢印で表されている）を示すことができる。したがって、電極２０のところで測定された電気的パラメータデータは、電極２０と組織の相対運動につれて変化し、それにより、患者の身体活動の指標が提供される。注目されるべきこととして、インピーダンス又は外界電位測定を容易にするために２つの電極２０相互間で生じる電気エネルギーは、組織を治療的に刺激するために用いられるエネルギーと同一であっても良く、或いは、かかる電気エネルギーを電気刺激エネルギーとは無関係に発生させても良く、例えば、かかる電気エネルギーは、刺激を生じさせない又はＩＰＧ電池を実質的に消耗させないサブスレッショルド電気エネルギーであっても良い。

電極間インピーダンス法は、電極２０の選択された対相互間で測定されたインピーダンス値として定義される場合のあるインピーダンスベクトルを測定することにより実施される。特に、電極２０は、脊柱の脊髄硬膜外腔内にぴったりと嵌まり込み、組織が導電性等ので、脊髄硬膜外腔と関連していて、これを通って電流がどれほど容易に流れるかを指示するインピーダンスが存在する。電極間インピーダンスを種々の仕方で求めることができる。例えば、既知の電流（アナログ出力回路５０がソーシング電流である場合）を一対の電極２０相互間に流し、電極２０相互間の電圧を測定し、そして電極２０相互間のインピーダンスを測定された電圧と既知の電流の比として計算することができる。また、既知の電圧（アナログ出力回路５０がソーシング電圧である場合）を一対の電極２０相互間に印加し、電流２０相互間の電流を測定し、そして電極２０相互間のインピーダンスを既知の電圧と測定された電流の比として計算することができる。

外界電位法は、電極２０のうちの選択された電極のところに電界を発生させ、リード電極２０のうちの選択された他の電極のところで電界を記録することによって実施される。これは、種々のやり方のうちの１つで達成できる。例えば、電極２０のうちの選択された電極に電気エネルギーを運び、この電気エネルギーをＩＰＧケース３４に戻す電界を発生させるのが良い。変形例として、多極形態（例えば、二極又は三極）をリード電極２０相互間で生じさせても良い。また、患者の体上のどこかに縫合され又は違ったやり方で永続的若しくは一時的に取り付けられた電極（例えば、接着剤を利用し又はゲルを利用した電極）をＩＰＧ外側ケース３４又はリード電極２０に代えて用いても良い。いずれの場合においても、電極２０のうちの選択された電極が電界を発生させるようアクティブな状態になっている間、電極２０のうちの選択された電極（アクティブな状態にある電極とは異なる）が、電界の電圧を記録するよう作動される。

図７に示されているように、電気的パラメータデータ測定値を患者の身体活動により調整して、本来振動性電気ノイズとして説明できる時間変化電気信号を発生させる。というのは、どの組織又はどの電極が変化しているか又はこれらが変化している態様は、厳密に明確であることは滅多にないからである（即ち、逆の問題は、任意特定の患者において解決するのは困難であり又は不可能である）。

「振動性（oscillating ）」又は「オシレータ（oscillator）」という用語は、平均値を中心とした（これよりも上又は下の）ばらつきを意味し、これは、必ずしも、方形波又は正弦波には限定されない。本明細書において「ノイズ」という用語は、単に説明的な用語であり、信号パラメータのばらつきを特徴付けることを意図している。事実、この信号のばらつきは、実際には、患者の活動を推定する所望の情報を含み、かくして、望ましくない情報又は「情報なし」それ自体としての「ノイズ」の定義には合わない。測定された電気的パラメータデータが電気ノイズを発生させるよう調整されることにもかかわらず、電気ノイズの或る特定の特徴を依然として分析すると、患者の身体活動がウォーキング／ランニング（即ち、足取り）を構成するにせよ或いは姿勢の変化（例えば、胴のひねり、曲げ等）を構成するにせよ、いずれにせよ、かかる身体活動を追跡することができる。

治療用刺激を患者に加えてかかる刺激の効能の指標が得られる期間にわたりかかる分析を実施するのが良い。本発明の目的上、治療用刺激を患者に加える期間は、刺激がかかる期間中、連続的に加えられることを必ずしも意味せず、そうではなく、治療用刺激が必要に応じて又は所望に応じてかかる期間中患者に加えられることを意味する。測定された電気的パラメータデータの分析をＩＰＧ１６の内部で（即ち、μＣ６２により）又は測定された電気的パラメータデータをＩＰＧ１６からダウンロードした後、ＩＰＧ１６によって実行されるコンピュータ処理又は分析機能と組み合わせて外部プログラマ１２により若しくは他の外部処理装置により実施することができる。

本発明をより良く理解する目的で、一方法では、患者の身体活動の追跡は、患者の身体活動レベル（エネルギーの消費）の程度を推定することを含む。治療用刺激が加えられる期間の間（即ち、目覚めている時間の間）患者が身体的に活動していればしている程、治療用刺激が有効であるとそれだけ一層推測することができ、これに対し、かかる期間中、患者の身体的活動レベルが低ければ低いほど、治療用刺激が効果的でないことがそれだけ一層推測される。当然のことながら、身体活動レベルと治療用刺激の効能との間の相関は、患者の行う通常の身体活動に強く依存する。したがって、身体活動レベルと治療用刺激の効能との間の相関は、各患者について標準化される必要があろう。

身体活動レベルの程度を推定するために検出できる測定電気的パラメータデータの特徴のうちの１つは、測定される電気的パラメータデータの振幅である。かかる振幅を種々の手法のうちの１つで測定することができる。例えば、測定された電気的パラメータデータの最高最低振幅を検出すると、その大きさを求めることができ、かくして、患者の身体活動レベルの程度を推定することができる。即ち、患者の身体活動レベルが高ければ高いほど、測定電気的パラメータデータの最高最低振幅がそれだけ一層高くなる。かくして、図７に示されているように、最高最低振幅が比較的低いと、患者が横臥しており又は違ったやり方で消費している身体エネルギーが少ないことが分かり、これに対して、最高最低振幅が比較的高いと、患者が歩いており、走っており、又は違ったやり方で多量の身体エネルギーを消費しているということが分かる。

変形例として、最高最低振幅を分析しないで、測定電気的パラメータデータのエネルギー（電気ノイズを積分することにより求められるエネルギー）を検出すると、その大きさを求めることができ、かくして患者の身体活動レベルの程度を推定することができる。かくして、積分されたエネルギーレベルが比較的低いと、患者の消費エネルギーが少ないことが分かり、これに対し、積分されたエネルギーレベルが比較的高いと、患者が消費している身体エネルギーが多量であることが分かる。別の変形例として、測定された電気的パラメータデータの包絡線を検出して患者の活動レベルの程度を推定しても良い。かくしてエンベロープの振幅が比較的低いと、患者の消費エネルギーが少ないことが分かり、これに対し、包絡線の振幅が比較的高いと、患者の放出エネルギーが多量であることが分かる。

また、測定電気的パラメータデータを分析して、患者の身体活動レベルの推定に加えて又はこれに代えて、患者の行った身体的出来事を判定することができる。判定した身体的出来事を用いると、患者に加えられた治療用刺激の効能を判定することができる。例えば、治療用刺激を加えられた期間中、患者が歩いており又は走っていることが判定された場合、治療用刺激が効果的であると見なすことができ、これに対し、患者がかかる期間中、連続して仰臥位置にあることが判定されると、治療用刺激が効果的ではないと見なすことができる。

また、判定した身体的出来事を用いると、患者の行った身体活動が昼行性であるか夜行性であるかを判定することができる。即ち、昼行性身体活動が患者に加えられた治療用刺激の効能と相関していると見なすことができ、他方、夜行性身体活動は、患者に加えられた治療用刺激の効能と逆相関している場合がある。例えば、気まぐれで時々の体の回転は、ベッド内で「寝返りを打ったり向きを変えたり」していることが分かり、その結果、治療用刺激が効果的でないと考えられる。かくして、患者が長期間にわたり仰臥位置にあることが判定された場合、その期間中に行われた身体活動が夜行性であると見なすことができる。

患者の行った身体的出来事を判定するには、種々の手法のうちの任意の１つで測定された電気的パラメータデータを分析するのが良い。例えば、包絡線の形態学的特徴を分析すると身体的出来事を判定することができる。図７に示されているように、足取りに対応した包絡線のピークを用いると、患者が歩行している時期及び患者がどれほど長く歩行しているかを求めることができる。別の例として、患者の行った或る特定の身体的出来事を測定電気的パラメータデータの大きさに相関させることができる。このリンクを具体化する特定の方法は、相関表（「ルックアップ」テーブル）を発生させることであり、かかる相関表は、例えば互いに異なる身体運動について作成することができる。相関表に含まれる場合のある身体的出来事のタイプは、日中に、例えば、横臥している間、ウォーキング、ジョギング、跳んでいるとき、座っているとき、ひねっているとき等に通常行われる運動である。これら出来事の各々は、患者個人個人について実験室で特徴付けることができ、それにより、身体的出来事を測定電気的パラメータデータに相関させる個人的ルックアップテーブルが得られる。ルックアップテーブルを生じさせたあと、これをＩＰＧ１６のメモリ６８中にダウンロードするのが良い。次に、このルックアップテーブルをＩＰＧ１６内のμＣ６２によって呼び戻して患者が治療的に刺激を受けている期間にわたり患者の行った身体的出来事のヒストグラムを作ることができる。

また、測定電気的パラメータデータの分析以外の手段を用いて患者の行った身体的出来事を判定することができる。例えば、追加のセンサ（インピーダンスセンサ、活動センサ、加速度センサ等）を用いると、患者の身体的出来事を別個独立に検出することができ、その結果、測定電気的パラメータデータの大きさを互いに異なる身体の扱いに相関させることができるようになる。オプションとして、電気的パラメータデータを時間方式で測定することができ、その結果、データをＩＰＧ１６に内蔵されているクロック（図示せず）との関係で分析することができ、かかるクロックは、グリニッジ標準時（ＧＭＴ）に基づくクロック（「リアルタイム」クロック）に同期化されるのが良い。上述の例の場合と同様、クロックにより夜間であることが分かり、しかも気まぐれで時々の体の回転が測定された場合、この場合も又、これら身体的出来事は、ベッド内における「寝返り及び体の向き変え」によるものとされる場合がある。

また、数日間にわたって測定電気的パラメータデータを分析すると、患者の行った身体活動が昼行性であり、かくして健康的であるか或いは夜間性であり、かくして不健康であるかどうかを判定することができる。例えば、図８は、数時間にわたって取られた例示の電気的パラメータデータ測定値を示している。図示のように、測定電気的パラメータデータのパターンが性質上、概日性であり、即ち、電気的パラメータデータの大きさは、一日の或る特定の期間にわたり（この場合、ほぼ午前８時から午後１１時までの間）一貫して増大し、一日の別の期間の間（この場合、ほぼ午後１１時から午前８時までの間）一貫して減少しており、このことにより患者が日中は身体的に活動状態にあり、夜間は安らかな睡眠状態にあることが分かる。これとは対照的に、図９は、数日間にわたって取られた別の例示の電気的パラメータデータ測定値を示している。図示のように、測定電気的パラメータデータのパターンは、気まぐれであって首尾一貫しておらず、このことにより、患者の眠りの質が不足していることが分かる。

Claims (12)

1. 神経刺激システムであって、
   患者の組織内に正しく位置決めした後に前記患者の組織に対して動くことができる構成の複数の電極を含む植え込み型の電極リードを有し、
   前記電極リードに結合されるよう構成された植え込み型の電気刺激装置を有し、前記電気刺激装置は、前記電極リードから患者の組織内に送られた電気エネルギーに基づいて電気的パラメータデータを所与の期間にわたり測定するように構成され、前記電気的パラメータデータは、前記患者の身体活動に応答して調整され、調整された前記電気的パラメータデータは、時間変化信号として測定され、
   さらに、前記時間変化信号を分析し、分析した前記時間変化信号に基づいて前記期間中、前記患者の前記身体活動を追跡するよう構成された処理装置を有し、前記患者の身体活動は、前記患者に施された治療の効能を表す、
   ことを特徴とするシステム。
2. 前記電気的パラメータデータは、電気インピーダンスデータ又は外界電位データのうちの一方又はこれら両方である、請求項１に記載のシステム。
3. 前記処理装置は、前記刺激装置である、請求項１又は２に記載のシステム。
4. 前記処理装置は、前記刺激装置と通信可能に構成された外部プログラマである、請求項１又は２に記載のシステム。
5. 前記時間変化信号の分析は、前記時間変化信号の振幅を測定することを含む、請求項１〜４のうちのいずれか一項に記載のシステム。
6. 前記時間変化信号の振幅測定は、前記時間変化信号の最高最低振幅値を検出し、前記時間変化信号のエネルギーを検出し、又は、前記時間変化信号の包絡線を検出することを含む、請求項５に記載のシステム。
7. 前記時間変化信号の分析は、前記時間変化信号の形態学的特徴を決定することを含む、請求項１〜４のうちのいずれか一項に記載のシステム。
8. 前記時間変化信号の形態学的特徴の決定は、前記時間変化信号の包絡線を検出することを含む、請求項７に記載のシステム。
9. 前記患者の身体活動の追跡は、前記患者の身体活動レベルを追跡することを含む、請求項１〜８のうちのいずれか一項に記載のシステム。
10. 前記患者の身体活動の追跡は、前記患者により行われた身体的出来事を追跡することを含む、請求項１〜８のうちのいずれか一項に記載のシステム。
11. 前記時間変化信号は、振動性信号である、請求項１〜１０のうちのいずれか一項に記載のシステム。
12. 前記身体活動は、足取り、および、姿勢の変化のうちの少なくとも一方を含む、請求項１〜１１のうちのいずれか一項に記載のシステム。

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