JP2006509557A - 治療信号を直接送信する外部作動の神経インプラント - Google Patents

Abstract

治療信号を直接送信する外部作動神経インプラントを提供する。神経系の電気刺激を行う移植可能な装置である。基本的に２つのコイルからなる。その装置の内部には電子部品がない。皮膚の下に移植された受動コイルが脊髄の硬膜上腔にある電極と接続される。能動コイルは前記受動コイルを覆う皮膚に設置される。身体の外側の送信機により生成される治療信号が患者の皮膚を横切る誘導結合により直接送信される。

Description

本発明は治療信号を直接送信する外部作動の神経インプラントに関する。このような装置は関連医療文献では神経インプラントと呼ばれている。神経インプラントは神経系を電子的に刺激する装置である。神経刺激は、病気や精神的外傷の結果それらの機能を部分的に失っている神経を再生するために人工電気パルスを使用して刺激する手順である（１）。この目的で使用される電気信号は、人間の神経生理学の自然活動と一致していなければならない［（２），（３），（４），（５）］。

移植電気刺激器は１９６７年に最初に使用された。それらは主に慢性痛みを治療するために開発された（６）。永続性と拡張性のある痛み、特に一般に薬が効かない神経性の痛みの場合、径皮刺激は多数の電極を設置する必要があるうえ皮膚インピーダンスが増加するため適切ではない。痛み領域をさらに有効的に覆うために、移植可能な電極システムを介しての脊髄の直接刺激が必要である（７）。この分野のさらなる臨床的研究により、切断や部分的運動問題がある運動障害に至る下肢の末梢血管疾患のような他の条件で、その方法の治療効果が観察された［（８），（９）］。

現在、大部分のインプラントはアメリカで製造され、主に西側諸国、例えばアメリカ、イギリス、ドイツ、フランス、スペイン、イタリア、オランダ、ベルギー、スウェーデンで使用されている。既存の脊柱刺激器は一般に無線周波数（RF）送信を使用して動作する（７）。これらの装置は、４つの要素すなわち、送信機、アンテナ、受信機及び電極を有する。送信機及びアンテナは外部要素であり、受信機及び電極は外科医によって身体に移植される内部要素である。送信機は、９ボルトのバッテリーによって給電され、ＲＦ信号を発生し、それにより電気衝撃が搬送される。搬送波は約２ＭＨzであり、電子レンジ、振幅変調（ＡＭ）及び周波数変調（ＦＭ）放射線を含む外部線源（outside sources）からの干渉の可能性を最小化するように選択される。これらの電波は外部アンテナを経て、皮膚を通って受信機に中継される。受動受信機はこれらの信号を電気衝撃に変換し、フレキシブルな絶縁ステンレス鋼製ワイヤを介して背角上の電極に供給する（１０）（１１）（１２）。長時間バッテリーを備えた全体的に移植可能なシステムがあるが、結局約５年の間隔で他の外科手順に置き換えられる（７）。

脊髄刺激を成功させるために基本的に必要なことは、脊髄の適切な部分に有効な刺激を供給して維持することである。刺激感覚異常は目標神経の領域を完全に覆わなければならないし、望まれない部分の感覚を誘発してはならない。神経移植の使用の成功については多くの報告があるが、移植された刺激器の性能については不満があり、そのいくつかは外科技術に関する。現在の移植可能な刺激器システムが遭遇する問題は、次のように分類することができる（１３）。１）電子部品の故障。既存のシステムは電子部品を含む受信機回路の移植に依存している。部品の破損は分からないので、患者は欠陥受信機を取り替える外科手術をうける。２）固定された電気パラメータ。既存のシステムの大部分は一旦移植されると、製造者によってプリセットされた固定電気出力を生成する。刺激モードは製造者によってプリセットされた一定周波数を有するパルスからなる従来のタイプである（図９）。最も複雑化されたシステムのいくつかはいくつかのパラメータの変動を認めているが、この設備は限定され高価である。３）電極位置。手術中、電極が置き違えられるかもしれないし、手術後に電極が移動するかもしれないので、刺激の効率が減少する［（１４），（１５）］。この問題を解決するために最近多接点電極が製造された（１６）。４）高価な装備。現在のインプラントのコストが高いことによりこの臨床認可された方法の広範な使用を制限する。

これらの問題を克服するために、誘導結合原理に基づく新たなインプラントシステムが開発された［（１），（１７）］。それは基本的に２つのコイルからなる。システムの内部には電子部品はない（図２）。したがって、部品の故障による故障は期待されない。このため患者は生涯システムを使用することができる。

新しいシステムは用途が広く、臨床痛み症候群を治療するのに最も有効であると知られている従来の刺激、実験的爆発、周波数変調刺激パターンを含む任意の形の電子治療信号を送信するのに使用することができる（図９、図１０、図１１）［（１８），（１９），（２０）］。

新システムのコイルは、サイズが小さい（能動コイル：径２９ｍｍ、高さ９ｍｍ、受動コイル：径２１ｍｍ、高さ６．５ｍｍ）（図１２）。それらの２つ又は３つは受信コイルアレイを形成するために一緒に使用することができる（図２６）と（図２７）。患者がすることは、受信機コイルアレイの上で一つの送信機コイルを移動して、多接触電極の最も有効なチャンネルを選択することだけである。コイルアレイは、多くの局部（site）の間での電気刺激の切り替えを容易にすることができ、設置、目標設定及び調節の困難性のいくつかを解消する。

新システムの送信機回路は、市販の装置、まして経皮的電気神経刺激器（ＴＥＮＳ）よりも電子部品の数が少ない。したがって、安価で安全な携帯装置であり、たいていの市販の装置には存在しない３つの異なる刺激モード（従来の一定、爆発、周波数変調）提供する。ＲＦインプラントは小型電波送信機を含むので、複雑な構造を有する。新型送信機は、ＴＥＮＳ装置よりも数が少ない電子部品を含むが、アナログデータの直接送信に基づいている（図４）（図５）。

前述した既存のシステムの問題を解決することに加えて、新型インプラントシステムにより与えられる利点は次の通りである。商業的に入手可能な無線周波数脊柱刺激器により送信される信号は、単一相の性質を有し（図１９）（図２０）、それは直流（ＤＣ）を含むことを意味する。極性から生じる電解（electrolysis）は考慮すべき要因である。新しいシステムにより誘導されるパルスは、２相に見えるＤＣ自由信号であり（図１６,１７）、それはリード線の破損と組織壊死を生じる望まれない電解現象を最小化するのに有益である（３）。

これらの要因は、新しいインプラントシステムのコストを減少し、安全と信頼性の追加の利点をもたらす。新しいインプラントは、その単純性のために、既存のシステムより信頼性があることがわかる。革新性を以下に説明する。この装置は本質的に送信コイルと受信コイルの２つの電磁コイルであり、これら通して、患者の皮膚を横切る誘導結合により、神経刺激用の電気信号が送信される［（１），（１７）］。皮膚の下に移植される受動コイルは脊髄の硬膜外空間で電極と接続される（図２）。能動コイルは受動コイルを覆う皮膚の上に設置される（図２）。両コイルは、食品グレードのアセタール、デルリン（delrin）から作られた特殊ボビンに４２Ｓ．Ｗ．Ｇ．（標準ワイヤゲージ）エナメル銅線を１１００回巻くことによって形成されている。能動コイルの巻数は１１００回であり、受動コイルの巻数は１０００回である。ボビンは円形フェライトポットコアに収容されている。次に、試作の受信機コイルを約２ｍｍの壁厚を有する室温効果医療グレードシリコンエラストマーに封入した。普通のＴＥＮＳ装置よりも部品の数が少ない簡単な送信機装置によって生成された治療信号は、電波を使用することなく患者に直接送信される（図４）と（図５）。

磁気結合原理は多くの神経電磁装置（例えばトランス）で使用されているが、フェライトポットコアに収容された電磁コイルは以前、神経移植では使用されなかった。棒形状のフェライトコアを使用する移植可能な骨治癒刺激器があるが、これらのシステムは無線周波数信号の送信を意図しており、それはトランジスター回路では普通である［（２２）,（２３）］。

誘導結合原理で動作する心臓ペースメーカーは、１９６０年にアブラムス（Abrams）とその同僚によって開発され、１９７１年にアイルランドの心臓病学者ネリガン（Neligan）とマレイ（Malley）によって応用されたが、サイズが大きい（径５５ｍｍ）空芯コイルを必要とする［（２４）,（２５）］。大きなインプラントは外科的に好ましくない。新しいシステムでは、コイルはフェライトポットコアに収容される。これは誘導結合を促進するだけでなく、さらに重要なことは、元の心臓ペースメーカーコイルと比較してサイズが７９％減少する（図２１）と（図２４）（２６）。新しい装置は、データのアナログ送信のためのフェライトポットコアを組み込んでいることにより、多電極システムの小型化及び製造が促進される。

高電圧エネルギー送信ラインを流れる信号は急速に減少することが知られている。したがって、これらのラインでの偶発的な誘導は期待されない。その後、患者の安全に対するシステムの信頼性を保証するために、電気本線、電子レンジ、テレビ、変電所の近くで、６６ｋＶの高電圧エネルギー送信ラインで、一連の環境テストを行った。テスト中、偶発的な誘導も誘導パルスパターンの干渉も観察されなかった（１）。

安全テスト中、誘導信号が体温で変化するか否かを見るために、受動コイルの抵抗の温度依存性も研究した。室温（１８℃）で、受動コイルの抵抗を測定し、１２８Ωを得た。次に、同コイルを通常の体温である３７℃の水を収容する水槽に入れて１５分間保持した。１５分後、コイルの抵抗は１３２Ωであった。次に、送信機コイルを刺激器出力に接続し、水槽内の受信機コイルに設置した。このテストは、体温での受動コイルの抵抗が僅かに増加しても、電子工学の公知の原理により、誘導パルスの形状や振幅は差異を生じないことを示した（図１５）と（図１８）（１）。

シリコンは医療装置産業において広く使用されている。特に粘着シリコンゴムは、強力で耐久性の封止を与える良好な粘着特性を有するため、移植可能な医療電子機器の封入に適していることが分かっている（２９）。医療グレードのシリコンゴムによるインプラントの封入は簡単な成型により達成される。しかし、移植可能なコイルに選ばれる最適形状は、装置をコンパクトにする外科的要求に加えて、電気的結合の品質に影響するこれらの要因を考慮すべきである。０．５ｍｍの医療グレードシリコンシートから作られたフリンジ（fringe）を受信機コイルのベースに使用して、皮膚に縫合することにより、手術後の望まれない移動を回避した（図２６，図２７）。

新しいインプラントを製造するには、電子機器、生体適合材料、保管室、管理室を有する作業場が必要である。システムの移植可能な部品（受動コイルと電極）を滅菌するのにガンマ放射線技術が適している。
神経刺激と神経異色の分野で特に訓練された少なくとも神経外科医、麻酔医、心臓学者、物理療法専門家を雇用する専門センターにより、医療的応用が企図されなければならない。このような装置を患者又は医者に直接販売することは正しくない。認可された資格を有する前述の医療センターのみがこれらの装置を購入できるように権限が与えられなければならない。

新型神経インプラントシステムの全体図。 受動コイルの全体図。 能動コイルの全体図。 皮膚を通しての誘導結合による治療パルスの送信を示す概略図。 能動コイルを駆動する送信機の回路図。回路部品は《図中の部品の説明》の欄で説明している。 送信機の電子部品の配置を示す印刷回路基板（縮尺：１／１）。 部品の位置を示す送信機の拡大印刷回路基板（縮尺：２×１）。 刺激モードにおいて送信機により生成される単一パルス。パルス形状：非対称二相性パルス、パルス幅：２００μs（送信機回路の抵抗Ｒ５を変更することにより５０μsと４００μsの間で選択することができる）、振幅：１ｋΩ（８０ｍＡ）に対して８０Ｖ。 従来の刺激モードに対して設定したときに送信機により生成されるパルスパターン。このモードでは、連続パルスが３０Ｈｚと１００Ｈｚの間の一定周期で繰り返される。 刺激の爆発モードに対して設定したときの送信機より生成されるパルスパターン。このモードでは、８０Ｈｚの内部周波数を有する８０ｍｓの長列のパルスが１秒間に１．３回繰り返され、各列は７パルスからなる。各列のパルス数、内部周波数、列の繰返し率は、送信機回路に関係部品の値を変更することによって望み通りに選択することができる。 周波数変調刺激に対して設定したときに送信機より生成されるパルスパターン。このモードでは、連続パルスは６０ｍｓにわたって、１秒間に１．３回、１１０Ｈｚと５５Ｈｚとの間で変動し、再び速くなる。速いパルスと遅いパルスの周波数は送信機回路の関係部品の値を変更することによって望み通りに選択することができる。 能動及び受動コイルに対して最適なサイズを選択するようにテストされたコイル（左から右に向かって、最初のものは能動コイル、他は受像コイル）。 能動及び受動コイルを使用した垂直距離テストのグラフ表示。 能動及び受動コイルを使用した横距離テストのグラフ表示。 能動コイルが直上に置かれたときの受動コイルの（Ｉ）の出力。 豚皮膚５ｍｍ厚だけ能動コイルから離したときの受動コイル（Ｉ）の出力。 豚皮膚５ｍｍ厚だけ能動コイルから離したときの受動コイル（ＩＩ）の出力。 能動コイルが直上に置かれたときに３７℃で動作する受動コイルの（Ｉ）の出力。 送信機から５ｍｍの垂直距離だけ空中へ離したときの商業的に入手できる脊髄刺激インプラント（Medtronicモデル：３５２１）の出力。「振幅：９ｍＡ、パルス幅：２００μｓ、パルス形状：非対称矩形。この結果、物理療法中に望まれない直流（ＤＣ）成分を含むことを示している。」 送信機から５ｍｍの垂直距離だけ空中へ離したときの商業的に入手できる脊髄刺激インプラント（Averyモデル：３５２１）の出力。「振幅：８ｍＡ、パルス幅：２００μｓ、パルス形状：非対称矩形。この結果、物理療法中に望まれない直流（ＤＣ）成分を含むことを示している。」 能動コイルに使用されるフェライトポットコアの技術図面（平面図と断面図）。 能動コイルに使用されるコイル形成器の技術図面（平面図と断面図）。 能動コイルの封入を示す技術図面（平面図と断面図）。 受動コイルに使用されるフェライトポットコアの技術図面（平面図と断面図）。 受動コイルに使用されるコイル形成器の技術図面（平面図と断面図）。 能動コイル用のコイル形成器の技術図面（平面図と断面図）。 新型インプラントの多接点（４接点／３チャンネル）バージョンの技術図面（平面図と断面図）。

符号の説明

（１）送信機
（２）能動コイル
（３）受動コイル
（４）フェライトポットコア
（５）４２Ｓ．Ｗ．Ｇ（標準ワイヤゲージ）エナメル銅線
（６）磁束
（７）コイル内電流
（８）送信機装置により供給される治療信号
（９）受動コイルの出力に誘導される治療信号
（１０）脊椎の硬膜上腔に移植された小型電極
（１１）能動及び受動コイルの間の皮膚
（１２）ＣＭＯＳ５５６二重タイマ
（１３）ＣＭＯＳ５５５一重タイマ
（１４）二重タイマの低速信号出力
（１５）二重タイマの高速信号出力
（１６）一重タイマのリセットターミナル
（１７）刺激モード選択スイッチの接続部
（１８）Ｒ１（３０ｋ０．２５Ｗ金属膜抵抗）
（１９）Ｒ２（３０ｋ０．２５Ｗ金属膜抵抗）
（２０）Ｒ３（３０ｋ０．２５Ｗ金属膜抵抗）
（２１）Ｒ４（４３ｋ０．２５Ｗ金属膜抵抗）
（２２）Ｒ５（１．８ｋ０．２５Ｗ金属膜抵抗）
（２３）Ｒ６（３３０Ω０．２５Ｗ金属膜抵抗）
（２４）Ｒ７（１０ｋリニアポテンショメータ）
（２５）Ｒ８（１５０Ω０．２５Ｗ金属膜抵抗）
（２６）Ｒ９（１ｋ金属膜抵抗）
（２７）Ｃ１（０．２２μＦ３５Ｖタンタルキャパシタ）
（２８）Ｃ２（１０μＦ１６Ｖタンタルキャパシタ）
（２９）Ｃ３（０．１μＦ３５Ｖタンタルキャパシタ）
（３０）Ｃ４（０．１μＦ３５Ｖタンタルキャパシタ）
（３１）Ｃ５（４７μＦ１６Ｖタンタルキャパシタ）
（３２）Ｃ６（１μＦ１００Ｖタンタルキャパシタ）
（３３）Ｄ１（１Ｎ４１４８ダイオード）
（３４）Ｄ２（１Ｎ４１４８ダイオード）
（３５）Ｄ３（１Ｎ４１４８ダイオード）
（３６）ＴＲＳ（ＺＴＸ６０５ダーリントントランジスタ）
（３７）ＴＲＦ（８×１増幅出力トランス）
（３８）ＭＰＲ（マイクロ電源レギュレータ）
（３９）ＰＰ３モデルバッテリーからの９Ｖ直流（Ｄ．Ｃ．）入力
（４０）送信機装置からの治療信号の出力
（４１）表示ランプ（低電流ＬＥＤ）
（４２）送信機回路のオプション抵抗（神経インプラントに対する短絡回路、経皮刺激に対して５．１Ω、ＴＥＮＳ適用に対して１Ω）
（４３）能動及び受動コイルを用いた垂直距離テストの結果のグラフ
（４４）能動及び受動コイルを用いた垂直距離テストの結果のグラフ
（４５）能動及び受動コイルを用いた垂直距離テストの結果のグラフ
（４６）能動及び受動コイルを用いた垂直距離テストの結果のグラフ
（４７）能動及び受動コイルを用いた垂直距離テストの結果のグラフ
（４８）能動及び受動コイルを用いた横距離テストの結果のグラフ
（４９）能動及び受動コイルを用いた横距離テストの結果のグラフ
（５０）能動コイルの技術図（平面図）
（５１）能動コイルの技術図（断面図）
（５２）フェライトポットコア
（５３）能動コイル
（５４）コネクタの出力
（５５）能動コイルに使用されるコイル形成器の技術図
（５６）能動コイルに使用されるコイル形成器の技術図（断面図）
（５７）１×４ｍｍはんだ付けターミナル
（５８）能動コイルの封入を示す技術図
（５９）能動コイルの封入を示す技術図（断面図）
（６０）ポリウレタンでの封入
（６１）能動コイル
（６２）表面上の保護スプレー（spray）
（６３）受動コイルの技術図（平面図）
（６４）受動コイルの技術図（断面図）
（６５）フェライトコア
（６６）コイル
（６７）コイルの出力
（６８）受動コイル−Ｉに使用されるコイル形成器の技術図（平面図）
（６９）受動コイル−Ｉに使用されるコイル形成器の技術図（断面図）
（７０）受動コイル−ＩＩに使用されるコイル形成器の技術図（平面図）
（７１）受動コイル−ＩＩに使用されるコイル形成器の技術図（断面図）
（７２）受動コイルに使用されるコイル形成器の技術図（平面図）
（７３）コイル形成器
（７４）コイルの出力
（７５）受動コイルの封入の平面を示す技術図
（７６）受動コイルの封入の側面（Ｉ）を示す技術図
（７７）受動コイルの封入の側面（ＩＩ）を示す技術図
（７８）ベース上の０．７５ｍｍ厚シリコンシート
（７９）１ｍｍ厚医療グレードシリコンを備えた封入
（８０）受動コイル
（８１）コイル出力ワイヤ
（８２）径７．５ｍｍのステンレス鋼チューブから作られたコネクタ
（８３）新型インプラントの３チャンネルバージョンの平面図を示す技術図
（８４）新型インプラントの３チャンネルバージョンの正面図を示す技術図
（８５）４２Ｓ．Ｗ．Ｇ「標準ワイヤゲージ」エナメル銅線
（８６）受動コイルの１ｍｍ距離
（８７）１ｍｍ厚医療グレードシリコンを用いた封入
（８８）受動コイル
（８９）径７．５ｍｍのステンレス鋼チューブから作られたコネクタ

Claims (5)

1. 治療信号を直接送信する外部作動神経インプラントであって、それは以下により規定される：
   神経系の電気刺激を行う移植可能な装置であり；
   基本的に２つのコイルからなり、その装置の内部には電子部品がなく；
   皮膚の下に移植された受動コイルが脊髄の硬膜上腔にある電極と接続され；
   能動コイルは前記受動コイルを覆う皮膚に設置され；
   身体の外側の送信機により生成される治療信号が患者の皮膚を横切る誘導結合により直接送信される［（１）,（１７）］。
2. 請求項１に述べる革新は、以下により規定される：
   前記両コイルは４２Ｓ．Ｗ．Ｇ．（標準ワイヤゲージ）エナメル銅線を食品グレードのアセタール、デルリンから作られた特殊ボビンに巻き付けることにより形成され；
   前記能動コイルの巻数は１１００であり、前記受動コイルの巻数は１０００であり；
   前記ボビンは円形フェライトポットコアに収容され；
   前記送信機は普通のＴＥＮＳ装置よりも部品の数が少なく；
   アナログデータの直接送信が電波を使用することなく行われる。
3. 請求項１に述べる革新は、以下により規定される：
   高電圧エネルギー送信ラインを流れる信号が急速に減少することが知られており（２７）；
   その後、患者の安全に対するシステムの信頼性を保証するために、電気本線、電子レンジ、テレビ、変電所の近くで、６６ｋＶの高電圧エネルギー送信ラインで、一連の環境テストを行ない、偶発的な誘導も誘導パルスパターンの干渉も観察されなかった（１）。
4. 請求項１に述べる革新は、以下により規定される：
   シリコンは医療装置産業において広く使用され；
   特に粘着シリコンゴムは、強力で耐久性の封止を与える良好な粘着特性を有するため、移植可能な医療電子機器の封入に適していることが分かっており（２９）；
   医療グレードのシリコンゴムによるインプラントの封入は簡単な成型により達成され；
   しかし、移植可能なコイルに選ばれる最適形状は、装置をコンパクトにする外科的要求に加えて、電気的結合の品質に影響するこれらの要因を考慮すべきであり；
   ０．５ｍｍの医療グレードシリコンシート（501-3,ダウコーニング（Dow Corning））から作られたフリンジ（fringe）を受信機コイルのベースに使用して、皮膚に縫合することにより、手術後の望まれない移動を回避した。
5. 請求項１に述べる革新は、以下により規定される：
   新しいシステムの送信機は、従来の刺激、実験的爆発、周波数変調刺激パターンを含む任意の形の電子治療信号を提供する［（１８）,（１９）,（２０）］。

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