(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
神経線維の近傍に配置される電極を中に有し神経の一部を受け入れるように構成された少なくとも１つの神経カフと、制御装置と有する、完全埋め込み可能な神経刺激システムであって、前記制御装置が、
電源、
プロセッサ、
前記神経線維からの信号を受け入れるために前記少なくとも１つの神経カフの電極に接続される少なくとも１つの信号調整回路、及び、
前記神経線維に刺激パルスを送出するために前記少なくとも１つの神経カフの電極に接続される少なくとも１つの刺激回路、を含み、
前記プロセッサは、少なくとも１つの歩行相遷移イベントを検出するために前記少なくとも１つの信号調整回路を選択的に作動させ、該少なくとも１つの歩行相遷移イベントの検出に応答して前記少なくとも１つの刺激回路を作動させるように構成されていることを特徴とする埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項２】
前記少なくとも１つの信号調整回路が、
低入力電流増幅器、
整流器回路、および
積分器回路を含む、請求項1に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項３】
前記神経刺激システムが下垂足を治療するために神経線維を刺激し、前記歩行相遷移イベントが踵接地または足趾離地イベントの発生を含む、請求項2に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項４】
前記プロセッサが、前記足趾離地イベントの検出に応答して前記少なくとも１つの信号調整回路を作動させるように構成された、請求項3に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項５】
前記プロセッサが、前記少なくとも１つの刺激回路が作動している時間のうち少なくともある期間、前記少なくとも１つの信号調整回路をディスエーブルする、請求項3に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項６】
前記プロセッサが、前記１つまたは複数の信号調整回路から生成された出力信号をフィルタ処理し、且つ、フィルタ処理した出力信号を未フィルタ処理の出力信号と比較することによって、出力信号の上昇または下降ランプを検出し、それによって踵接地または足趾離地イベントの発生を検出するように構成されており、
前記プロセッサが、前記足趾離地イベントを検出したとき、少なくとも１つの刺激パルスが前記神経線維に送出されるように、前記少なくとも１つの刺激回路を作動させるように構成された、請求項3に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項７】
前記制御装置が、前記プロセッサと通信する大腿姿勢判定回路を含み、前記大腿姿勢判定回路が患者の大腿角度を示す信号を生成し、
前記プロセッサが、前記患者の大腿角度に応じて前記刺激回路によって送出された刺激パルスを調節するように構成された、請求項6に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項８】
患者の大腿角度を示す信号によって患者が水平な面を歩行していることを示す場合、前記プロセッサが、踵接地イベントを検出したとき、前記少なくとも１つの刺激回路の作動を終了するように構成されている、請求項7に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項９】
前記患者の大腿角度を示す信号によって患者が階段上で歩行していることを示す場合、前記プロセッサが、第２の足趾離地イベントを検出したとき、前記少なくとも１つの刺激回路の作動を終了するように構成されている、請求項7に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項１０】
前記患者の大腿角度を示す信号によって患者が階段を昇段していることを示す場合、前記プロセッサが、前記刺激回路によって送出される刺激信号の大きさを増加させるように構成されている、請求項7に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項１１】
前記患者の大腿角度を示す信号によって患者が階段を降段していることを示す場合、前記プロセッサが、前記刺激回路によって送出される刺激信号の大きさを減少させるように構成されている、請求項7に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項１２】
前記患者の大腿角度を示す信号によって患者が立位にないことを示す場合、前記プロセッサが、前記電源から引き込む電力を減少させるように構成されている、請求項7に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項１３】
前記患者の大腿角度を示す信号によって患者の大腿が水平にあることを示す場合、前記プロセッサが、前記少なくとも１つの信号調整回路を周期的にイネーブルするように構成されている、請求項7に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項１４】
前記患者の大腿角度を示す信号によって患者の大腿が垂直にあることを示す場合、前記プロセッサが、前記少なくとも１つの信号調整回路をより頻繁にイネーブルするように構成されている、請求項7に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項１５】
前記大腿姿勢判定回路が、加速度計回路を含む、請求項7に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項１６】
前記加速度計回路が互いに直交するように配置された１対の加速度計を含む、請求項15に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項１７】
前記少なくとも１つの神経カフが、脛骨神経の一部を受け入れるように構成された第１の神経カフおよび総腓骨神経の一部を受け入れるように構成された第２の神経カフを含む、請求項6に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項１８】
前記少なくとも１つの神経カフが、総腓骨神経の一部を受け入れるように構成された神経カフを含む、請求項6に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項１９】
前記少なくとも１つの神経カフが、坐骨神経の一部を受け入れるように構成された神経カフを含む、請求項6に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項２０】
前記制御装置が、患者の大腿角度を示す信号を生成する大腿姿勢判定回路を含み、
前記プロセッサが、前記患者の大腿角度に応じて前記電源から引き出された電力を調節するように構成された、請求項3に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項２１】
前記プロセッサが、前記患者の大腿角度に応じて前記電極に送出される刺激パルスを調節するように構成された、請求項20に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項２２】
前記プロセッサが、前記患者の大腿角度を示す信号に部分的に依存する複数のモードにて作動するように構成された、請求項20に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項２３】
前記患者の大腿角度を示す信号によって患者の大腿が水平にあることを示す場合、前記プロセッサが、前記電源から引き出される電力を減少するように構成された、請求項22に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項２４】
前記患者の大腿角度を示す信号によって患者が立位にあることを示す場合、前記プロセッサが、前記少なくとも１つの調整回路によって生成された出力信号から、踵接地または足趾離地イベントを検出するように構成された、請求項22に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項２５】
前記プロセッサが、前記少なくとも１つの調整回路によって生成された出力信号をフィルタ処理された信号と未フィルタ処理の信号から、踵接地または足趾離地イベントを検出するように構成された、請求項24に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項２６】
前記フィルタ処理された出力信号は、モフォロジカルフィルタでフィルタ処理されている、請求項25に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項２７】
前記プロセッサが、前記送出される刺激パルスを、患者の大腿角度を示す信号の関数として調節する、請求項22に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項２８】
刺激パルスが前記神経カフのうちの１つの神経カフの電極に送出されているとき、前記プロセッサが、前記少なくとも１つの信号調整回路をディスエーブルするように構成されている、請求項22に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項２９】
患者の大腿角度を示す信号によって患者の大腿角度が水平であることが示す場合、前記プロセッサが、前記少なくとも１つの信号調整回路を周期的にイネーブルするように構成された、請求項22に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項３０】
前記大腿姿勢判定回路が、加速度計回路を含む、請求項20に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項３１】
前記加速度計回路が互いに直交するように配置された１対の加速度計を含む、請求項30に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項３２】
前記制御装置が、前記少なくとも１つの信号調整回路のうちの１つの信号調整回路を前記少なくとも１つの信号調整回路のうちの１つの信号調整回路の電極に選択的に接続するために前記プロセッサによって制御されるプログラム可能なスイッチを含む、請求項3に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項３３】
前記制御装置が、前記プロセッサと通信する大腿姿勢判定回路を含み、前記大腿姿勢判定回路が患者の大腿角度を示す信号を生成し、
患者の大腿角度を示す信号によって患者の大腿が水平であることが示された場合、前記プロセッサが、前記制御装置の構成部をディスエーブルするように構成された、請求項1に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項３４】
前記プロセッサが、前記送出される刺激パルスを、患者の大腿角度の関数として調節する、請求項33に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項３５】
前記大腿姿勢判定回路が加速度計回路を含む、請求項33に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項３６】
前記加速度計回路が互いに直交するように配置された１対の加速度計を含む、請求項35に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項３７】
前記電気電源が電池である、請求項1に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項３８】
前記電池が充電式である、請求項3７に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項３９】
前記制御装置が、前記プロセッサの動作を調整するように外部プログラマと通信する通信回路をさらに含む、請求項1に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項４０】
前記外部プログラマが、前記少なくとも１つの信号調整回路を接続する電極がどの電極か、および刺激パルスを受け取る電極がどの電極かを調整することができる、請求項39に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項４１】
前記神経刺激システムが患者の筋肉を刺激するように構成され、前記プロセッサが、ユーザが開始した運動モードに従って作動し、それによって前記少なくとも１つの刺激回路が、前記患者の筋肉を運動させるための選択された期間、作動される、請求項1に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項４２】
前記プロセッサが、前記電源の寿命を延ばすために、前記少なくとも１つの信号調整回路、および前記少なくとも１つの刺激回路を選択的にイネーブルする、請求項1に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項４３】
前記プロセッサが患者の歩行相を判定するために前記少なくとも１つの歩行相遷移イベントを処理し、該患者の歩行相に応じて前記少なくとも１つの刺激回路を作動させるように構成されている、請求項1に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項４４】
神経線維の近傍に配置された電極を中に有し神経の一部を受け入れるように構成された少なくとも１つの神経カフと、制御装置と有する、完全埋め込み可能な神経刺激システムであって、前記制御装置が、
電源、
プロセッサ、
前記神経線維からの信号を受け入れるために前記少なくとも１つの神経カフの電極に接続された少なくとも１つの信号調整回路、及び、
前記神経線維に刺激パルスを送出するために前記少なくとも１つの神経カフの電極に接続された少なくとも１つの刺激回路、を含み、
前記プロセッサは、前記少なくとも１つの信号調整回路を選択的に作動させ、第１の値と第２の値の間の持続時間と第１の閾値より大きいピーク-ベースライン間の差分を有する正のランプと第３の値と第４の値の間の持続時間と第２の閾値より大きいピーク-ベースライン間の差分を有する負のランプのいずれかを検出するために、前記少なくとも１つの信号調整回路によって受け入れた信号を分析し、前記正のランプと前記負のランプのいずれかの検出に応答して前記少なくとも１つの刺激回路を作動させるように構成された埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項４５】
前記第１の値は50msであり、前記第２の値は150msであることを特徴とする請求項44に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項４６】
前記第３の値は150msであり、前記第４の値は300msであることを特徴とする請求項44に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項４７】
神経線維の近傍に配置された電極を中に有し神経の一部を受け入れるように構成された少なくとも１つの神経カフと、制御装置と有する、完全埋め込み可能な神経刺激システムであって、前記制御装置が、
電源、
プロセッサ、
患者の大腿角度を示す信号を生成する大腿姿勢判定回路、
前記神経線維からの信号を受け入れるために前記少なくとも１つの神経カフの電極に接続された少なくとも１つの信号調整回路、及び、
前記神経線維に刺激パルスを送出するために前記少なくとも１つの神経カフの電極に接続された少なくとも１つの刺激回路、を含み、
前記プロセッサが、生理学的イベント信号を検出するために前記少なくとも１つの信号調整回路を作動し、前記生理学的イベント信号の検出に応答して前記少なくとも１つの刺激回路を作動し、患者の大腿角度を示す信号に応答して前記少なくとも１つの刺激回路の出力を調節するように構成された、埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項４８】
前記少なくとも１つの信号調整回路が、
低入力電流増幅器、
整流器回路、および
積分器回路を含む、請求項47に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項４９】
前記神経刺激システムが下垂足を治療するために神経線維を刺激し、前記歩行相遷移イベントが踵接地または足趾離地イベントの発生を含む、請求項48に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項５０】
前記プロセッサが、前記足趾離地イベントの検出に応答して前記少なくとも１つの信号調整回路を作動させるように構成された、請求項49に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項５１】
前記プロセッサが、前記少なくとも１つの刺激回路が作動している時間のうち少なくともある期間、前記少なくとも１つの信号調整回路をディスエーブルする、請求項50に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項５２】
患者の大腿角度を示す信号によって前記患者の大腿が水平であることが示された場合、前記プロセッサが、前記制御装置のコンポーネントをディスエーブルする、請求項47に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項５３】
前記プロセッサが、前記送出される刺激パルスを前記患者の大腿の角度の関数として調整する、請求項52に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項５４】
前記プロセッサが、前記１つまたは複数の信号調整回路から生成された出力信号をフィルタ処理し、且つ、フィルタ処理した出力信号を未フィルタ処理の出力信号と比較することによって、出力信号の上昇または下降ランプを検出し、それによって踵接地または足趾離地イベントの発生を検出するように構成されており、
前記プロセッサが、前記足趾離地イベントを検出したとき、少なくとも１つの刺激パルスが前記神経線維に送出されるように、前記少なくとも１つの刺激回路を作動させるように構成された、請求項49に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項５５】
前記大腿姿勢判定回路が、加速度計回路を含む、請求項47に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項５６】
前記加速度計回路が互いに直交するように配置された１対の加速度計を含む、請求項55に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項５７】
患者の大腿角度を示す信号によって患者が水平な面を歩行していることを示す場合、前記プロセッサが、踵接地イベントを検出したとき、前記少なくとも１つの刺激回路の作動を終了するように構成されている、請求項49に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項５８】
前記患者の大腿角度を示す信号によって患者が階段上で歩行していることを示す場合、前記プロセッサが、第２の足趾離地イベントを検出したとき、前記少なくとも１つの刺激回路の作動を終了するように構成されている、請求項49に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項５９】
前記患者の大腿角度を示す信号によって患者が階段を昇段していることを示す場合、前記プロセッサが、前記刺激回路によって送出される刺激信号の大きさを増加させるように構成されている、請求項49に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項６０】
前記患者の大腿角度を示す信号によって患者が階段を降段していることを示す場合、前記プロセッサが、前記刺激回路によって送出される刺激信号の大きさを減少させるように構成されている、請求項49に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項６１】
前記患者の大腿角度を示す信号によって患者が立位にないことを示す場合、前記プロセッサが、前記電源から引き込む電力を減少させるように構成されている、請求項49に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項６２】
前記少なくとも１つの神経カフが、脛骨神経の一部を受け入れるように構成された第１の神経カフおよび総腓骨神経の一部を受け入れるように構成された第２の神経カフを含む、請求項49に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項６３】
前記少なくとも１つの神経カフが、総腓骨神経の一部を受け入れるように構成された神経カフを含む、請求項49に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項６４】
前記少なくとも１つの神経カフが、坐骨神経の一部を受け入れるように構成された神経カフを含む、請求項49に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項６５】
前記患者の大腿角度を示す信号によって、前記プロセッサが、前記電源から引き出される電力を調節するように構成された、請求項49に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項６６】
前記制御装置が、前記少なくとも１つの信号調整回路のうちの１つの信号調整回路を前記少なくとも１つの信号調整回路のうちの１つの信号調整回路の電極に選択的に接続するために前記プロセッサによって制御されるプログラム可能なスイッチを含む、請求項49に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項６７】
前記患者の大腿角度を示す信号によって患者の大腿が水平にあることを示す場合、前記プロセッサが、前記少なくとも１つの信号調整回路を周期的にイネーブルするように構成されている、請求項49に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項６８】
前記患者の大腿角度を示す信号によって患者の大腿が垂直にあることを示す場合、前記プロセッサが、前記少なくとも１つの信号調整回路をより頻繁にイネーブルするように構成されている、請求項49に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項６９】
前記プロセッサが、前記患者の大腿角度を示す信号に部分的に依存する複数のモードにて作動するように構成された、請求項49に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項７０】
前記患者の大腿角度を示す信号によって患者の大腿が水平にあることを示す場合、前記プロセッサが、前記電源から引き出される電力を減少するように構成された、請求項69に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項７１】
前記患者の大腿角度を示す信号によって患者が立位にあることを示す場合、前記プロセッサが、前記少なくとも１つの調整回路によって生成された出力信号から、踵接地または足趾離地イベントを検出するように構成された、請求項69に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項７２】
前記プロセッサが、前記少なくとも１つの調整回路によって生成された出力信号をフィルタ処理された信号と未フィルタ処理の信号から、踵接地または足趾離地イベントを検出するように構成された、請求項71に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項７３】
前記フィルタ処理された出力信号は、モフォロジカルフィルタでフィルタ処理されている、請求項72に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項７４】
前記電気電源が電池である、請求項47に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項７５】
前記電池が充電式である、請求項74に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項７６】
前記制御装置が、前記プロセッサの動作を調整するように外部プログラマと通信する通信回路をさらに含む、請求項47に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項７７】
前記外部プログラマが、前記少なくとも１つの信号調整回路を接続する電極がどの電極か、および刺激パルスを受け取る電極がどの電極かを調整することができる、請求項76に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項７８】
刺激パルスが前記神経カフのうちの１つの神経カフの電極に送出されているとき、前記プロセッサが、前記少なくとも１つの信号調整回路をディスエーブルするように構成されている、請求項69に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項７９】
患者の大腿角度を示す信号によって患者の大腿角度が水平であることが示す場合、前記プロセッサが、前記少なくとも１つの信号調整回路を周期的にイネーブルするように構成された、請求項69に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項８０】
前記神経刺激システムが患者の筋肉を刺激するように構成され、前記プロセッサが、ユーザが開始した運動モードに従って作動し、それによって前記少なくとも１つの刺激回路が、前記患者の筋肉を運動させるための選択された期間、作動される、請求項47に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【請求項８１】
前記プロセッサが、前記電源の寿命を延ばすために、前記少なくとも１つの信号調整回路、および前記少なくとも１つの刺激回路を選択的にイネーブルする、請求項47に記載の埋め込み可能な神経刺激システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は一般に医療用デバイスに関し、特に神経刺激デバイスに関する。
【背景技術】
【０００２】
下垂足は、一般に、脳卒中、多発性硬化症、脳腫瘍、外傷性脳損傷、不完全脊髄損傷、または脳性麻痺などに伴って発生することのある、脳血管障害または大脳皮質、脳幹、および/または脊髄の中枢神経損傷の結果として起こる重度の機能障害状態である。その結果、足関節背屈筋の完全麻痺または不全麻痺になり、そのため患足を持ち上げることができず、歩行中に足を引きずり、足趾がつまずく。下垂足の原因が中枢神経損傷である場合、総腓骨神経を経由する足関節の背屈筋系および周辺の神経支配は生理学的に無傷である。しかし、完全麻痺または不全麻痺の結果として、廃用、代償歩行、ならびに股関節の円運動および膝関節の過伸展を含む姿勢異常が原因で、足関節の伸筋痙縮、クローヌス、および過伸展、股関節および膝関節の屈筋の筋力低下、足関節背屈筋の著しい萎縮などを含む複合的な病理学的続発症が起こり、歩行および姿勢異常から疼痛および慢性関節疾患がしばしば発生する。
【０００３】
下垂足機能不全は、一般に、非対称、患脚の体重支持困難、緩慢で困難な歩行、姿勢および均衡障害などのいくつかの歩行障害、ならびに持久力の低下、疲労しやすさ、および歩行時の代謝コストの上昇を引き起こす。下垂足状態は、移動および独立などの日常生活の活動の妨げとなり、転倒および股関節骨折のリスクが増えることから罹患率が増加する。
【０００４】
現在まで、下垂足患者の治療は主に、足関節を設定角度で固定して可動性を制限するまたはなくす装具である短下肢装具によって行われてきた。このことによって足趾がつまずかなくなるので、下垂足患者の歩行時の助けとなっている。しかし、治療には数多くの問題がある。脚および膝から下の皮膚に持続してかかる圧力によって、疼痛、皮膚創傷、さらには腓骨神経麻痺を引き起こすことがある。装具の使用はまた、廃用性の背屈筋の進行性萎縮の段階および骨粗鬆症の発症を早める。装具は着脱しなければならず、特に子供には整形外科的な装着は不可能である。
【０００５】
下垂足のより高度な治療法では、完全麻痺または不全麻痺の筋肉を適時に電気的に活性化して歩行中に足を持ち上げるようにするために、機能的電気刺激(FES)または機能的神経筋刺激(FNS)としても知られる電気刺激(ES)を腓骨神経に加える。
【０００６】
現在使用可能な下垂足治療のためのFESシステムは、完全に体外式であり、または一部をある部品とともに埋め込み、残りを体外式とするものである。完全体外式の刺激システムは、一般に、総腓骨神経が皮膚のすぐ下を通っている膝より下の領域の皮膚表面に置かれる刺激電極、ならびに電池電源、センサ(一般的には靴の中または下に装着する足接地式電気機械スイッチ、または加速度計ベースの動作センサのいずれか)、および刺激制御回路からなる。完全体外式の刺激システムについての問題には、単一の刺激チャネルによって足の過回外が起こる、電極装着が困難である、電極のずれまたは皮膚伝導性の変化によって結果が変動する、皮膚刺激によって疼痛または不快感が生じる、ならびに日常生活での着脱が必要である、などが挙げられている。機械的スイッチおよび外部ケーブルの頻繁な不調および故障もまた、よく起きている。さらに、このようなシステムは整形外科的に不足している。
【０００７】
歴史的には、1968〜1977年の間にMcNeal、Perry、およびWatersによってカリフォルニア州Rancho Los Amigos Hospitalで開発されたNeuromuscular Assist(NMA)が、最初の部分埋め込み型腓骨神経刺激システムであった。そのシステムは3つの部分からなっていた。外部電源およびRF送信機、腓骨神経の周囲を覆う双極電極に接続された埋め込み型受信機、および靴内部に装着し遊脚相時に刺激を開始する踵スイッチである。このチームは、1971年11月から1974年1月までの間に16人の患者に埋め込みを行い、2年間の追跡調査を行った。16人中、13人の患者に下垂足の矯正が見られた。失敗例は、感染、腓骨麻痺、または使用の中断によるものであった。刺激電圧は6週間後も安定しており、腓骨神経の伝達速度は調査期間中を通して正常であった。背屈筋トルク(過最大刺激)は、手術直後の値を上回ったままであった。しかし、NMAデバイスは実際的でないことが実証された。NMAデバイスの最初の開発者の一人は、デバイスに関して次のような制限があることを報告した。
【０００８】
・機器を日常生活において装着し操作するために、完全な認知度および患者の高いモチベーションが必要であった。
【０００９】
・単一の刺激チャネルで平衡した背屈を行うことが困難であった。
【００１０】
Dr. Watersは、1977年に、下垂足矯正システムが広く普及するためには完全埋め込み型システムが必要になるであろうと述べ、より平衡した背屈を実現するためにマルチチャネルでの腓骨刺激が必要になるであろうと予想した。これまで数多くの他のFESによる下垂足システムが開発されてきたが、本発明以前には完全埋め込み型の下垂足矯正デバイスは開発されていない。
【００１１】
現在まで使用されてきた部分埋め込み型システムでは、埋め込み型部品は一般に、1つまたは複数の刺激電極、埋め込み型受信アンテナ、および場合によってはいくつかの刺激回路を含む。外部部品は一般に電源、センサ、および感知した信号から歩行関連イベントの発生を検出する回路またはコンピュータ、ならびに通信および送電のための外部アンテナを含む。下垂足治療用の部分埋め込み型FESシステムのなかには、外部閉ループ制御装置によって刺激回路をオンライン制御するため、また場合によっては外部センサと外部制御回路の間で通信を行うために、無線周波数による遠隔測定通信を使用するものもある。下垂足治療用の部分埋め込み型FESシステムについての問題には、外部部品の着脱が必要である、オン-オフ制御が不十分である、足スイッチを使用するときに靴を着用していなければならない、などが挙げられる。結局、現在利用可能なシステムは、機械センサまたは外部接続ワイヤが頻繁に故障を起こすこと、および安全に通信し操作するための内部アンテナと外部アンテナの整列に問題があることがよく知られている。
【００１２】
開発中のより高度な部分的埋め込み型システムは、歩行関連であり、末梢神経に置かれた神経カフ電極などの埋め込み型神経感知電極で感知することのできる生理学的信号を検出し、足底に供給するように設計されており、そのようにして感知された信号は、最初にHoffer(1988)によって教示されたように、刺激デバイスを制御するためのフィードバック信号として使用することができる。StrangeおよびHoffer(1999a、1999b)は、神経カフ電極を使用して自然な感覚神経信号を感知し、感知した信号をフィードバックとして使用して、トレッドミル上で歩行中の長掌筋のFESを活性化するタイミングを制御するように設計された、リアルタイムFES状態制御装置をネコの前肢に実施した。したがって、感覚神経信号をフィードバックとして使用して完全麻痺または不全麻痺の筋肉のFESを制御するという原理は、十分に理解されている。しかし、適切な埋め込み可能な回路で神経から感知された信号を増幅し処理すること、および感知された神経信号から必要な歩行関連イベント情報を確実に検出することはできないので、完全埋め込み型の臨床適用可能なFESシステムにおいて神経信号からのフィードバックを実現することは、現在まで不可能であった。
【００１３】
しかし、適切な埋め込み可能な回路では、神経で感知された信号を増幅し処理できず、感知された神経信号から歩行関連イベントを確実に検出できないことから、これまでこの方法を実施可能にすることには制限があった。
【００１４】
既存の下垂足システムに関するこのような問題および制限をかんがみると、下垂足または他の機能不全を制御し、患部の足部、脚部、または体の他の部分に、歩行、姿勢調整、または他の正常な日常生活上の活動に必要となる適切な動作を回復させるための、低電力で完全埋め込み可能なイベントトリガー型閉ループ電気刺激システムが必要とされている。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１５】
上述した問題に対処するため、本発明は、下垂足の緩和など所望する生理学的反応を生成するために、神経線維を選択的に刺激するための、完全埋め込み可能なイベントトリガー型閉ループ電気刺激システムを提供する。
【課題を解決するための手段】
【００１６】
神経刺激システムは、電池駆動の埋め込み可能な感知および電気刺激制御装置、および神経からの信号を検出し刺激を神経に伝達する、多数の電極を中に備えた1つまたは複数の神経カフを含む。閉ループ制御装置は、電極で感知された神経信号を調整する、多数の信号調整回路を含む。処理された神経信号は、イベント検出アルゴリズムを実行する低電力プロセッサまたはマイクロコントローラに送られ、信号から生理学的イベントの発生が検出される。イベントを検出するとプロセッサが作動し、所望の生理学的反応を引き出すため1つまたは複数の刺激パルスを神経に与える。プロセッサはまた、電池電力消費を最小限に抑えて電池の予想寿命を延ばすために、肢部または体の各部の位置を監視するようにプログラムされ、ユーザが立位でないときは回路を遮断する。
【００１７】
以下の詳細な説明を添付の図面と併せて参照することによって、本発明の上記の態様およびそれに付随する多くの利点をより良く理解することができ、これを明らかにすることがより容易になるであろう。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１８】
上述のように、本発明は、歩行関連イベントを感覚神経信号から選択的に感知し、所望の動作または生理反応を行うために神経線維に電気刺激を与えるための、完全埋め込み可能システムである。開示された実施形態では、下垂足の緩和を対象としているが、本発明は、神経信号からの様々な特徴を検出するように、および同じまたは異なる神経線維に刺激を与えるようにデバイスをプログラミングすることによって、例えば膀胱失禁、閉塞性睡眠時無呼吸、横隔神経刺激、義肢の制御など、他の症状を緩和するための使用もできることを理解されたい。
【００１９】
図1Aに示すように、本発明による閉ループ神経刺激システムは、患者の大腿52内に外科的に全体が配置されている、埋め込み型の感知および電気刺激制御装置50を含む。閉ループ制御装置50は、1対の神経カフ54、56の一方または両方の中にある電極から感知された感覚神経の信号を受け取る。感覚神経カフ54は脛骨神経58の周りに配置され、マルチチャネルの神経カフ56は坐骨神経62から分岐している総腓骨神経60の周りに配置される。閉ループ制御装置50は、チタン、あるいは医療用に認められた他の材料で、閉ループ制御装置を体液による損傷を受けずに、または有害な生理反応を起こさずに体内に留置することのできる密封ケース内に収容されている。ヘッダ64によって、閉ループ制御装置50に含まれる回路と神経カフ54、56に含まれる回路が接続されている。ヘッダ64は好ましくは、埋め込み可能な心臓ペースメーカに一般に使用されているのと同様のエポキシ材料で覆われている。
【００２０】
閉ループ制御装置50および神経カフ54、56は、好ましくは患者の膝の近位に全体が埋め込まれており、閉ループ制御装置50を神経カフ54、56に接続するリードは、可能な限り短く、かつ患者のどの関節とも交差しないようになっている。このような配置は、ワイヤが繰返し折り畳まれて足の動作時に絶縁を起こすことによってリードが破損する可能性を最小限に抑えており、神経上の神経カフの機械的安定性を最大に高めている。図1Aに示す実施形態では、脛骨神経58の周りに配置した神経カフ54を使用して、患者の歩行相の遷移を示す、踵接地(HC)および足趾離地(FL)など、患者の歩行イベントを検出する。足趾離地イベントを検出した後、閉ループ制御装置50は、1つまたは複数の刺激パルスを、総腓骨神経60の周りに配置された神経カフ56内の1つまたは複数の電極に送る。刺激パルスによって、歩行遊脚相(SWING PHASE of gait)中の下垂足を緩和するために、脚前側の背屈筋が収縮し足および足趾を持ち上げることができる。続いて起こる踵接地イベントを検出すると、制御装置50は、歩行立脚相(STANCE PHASE of gait)中に足を完全に地面に接地させ患者の体重を支持するために、総腓骨神経60の周りに配置された神経カフ56内の電極に刺激パルスを送ることを停止する。
【００２１】
足の背屈筋を刺激するために使われている同じ神経から、踵接地(HC)および足趾離地(TL)イベントの両方を確実に検出することが可能な場合もある。この場合は、図1Bに示す神経刺激システムを使用することができる。この実施形態では、閉ループ制御装置50は、総腓骨神経60の周りに配設された単一の神経カフ56を有する。神経カフ56の電極を使用して、患者の歩行中、適時に足を動かすように、感知された感覚神経信号から踵接地および足趾離地イベントを検出し、総腓骨神経60に刺激パルスを送る。
【００２２】
坐骨神経62から脛骨神経58および総腓骨神経60へと分かれる分岐点が大腿内で非常に遠位にある患者もおり、そのため医師が分岐部より下方の神経枝の周りに神経カフを配置することが困難になっている。このような場合は、図1Cに示す実施形態を使用することができる。この実施形態では、閉ループ制御装置50を、坐骨神経62全体の周りに配置された単一のマルチチャネル神経カフ66に接続する。患者の歩行中の所望の時間に足を動かすために、神経カフ66内の電極が、踵接地(HC)および足趾離地(TL)イベントを感知し、坐骨神経62内を通る適切な総腓骨神経線維に刺激信号を供給する。
【００２３】
図1A、1B、および1Cに示す各実施形態では、埋め込まれた閉ループ制御装置50は同じである。閉ループ制御装置50の操作は、1つまたは複数の神経カフの正確な向き、および個々の患者の神経解剖学的特徴に応じた1つまたは複数の神経に対する様々な電極の配置に従って、最も適切な感知チャネルおよび刺激チャネルを選択するように、医師または理学療法士が体外でプログラミングすることができる。本発明によれば、チャネルの識別および所望される割当ては、システムを定位置に埋め込んだ後で医師または療法士によって行われるので、外科医は、神経カフを神経に対してどのような特定の向きに応じて設置するかということには関与しなくてよい。
【００２４】
図2は、本発明の埋め込み可能な閉ループ神経刺激システムで使用される、マルチチャネル神経カフの1つの適切な実施形態を示す。神経カフ70は、その長さに沿って延びる開口72を有する可撓性の管状構造物であって、カフ70は神経の周りを覆うことができるようになっている。開口72は、実矧ぎ連結や、ヒンジピンなど適切な閉鎖用素を中に通して受けることのできる穴を有する一連の噛合閉鎖部材など、多数の機構によって閉鎖可能である。長手方向に延びる一連のリッジ（畝）74によって神経カフ内部が多数の隔離されたチャンバに分割され、各チャンバは神経外側の異なる部分を囲むようになっている。各チャンバ内には、カフを閉じたときに神経線維の近傍にある小さいワイヤを含む多数の電極がある。好ましくは、付近の筋肉で生成されるもっと高い筋電位、およびカフ外部の信号源で発生する他のコモンモードノイズを拒絶しながら、微弱な神経信号を感知するために、各神経カフチャンバ内の電極は均衡のとれた3極構造で接続されており、それぞれ記録電極がカフ中央に配置され、不関電極の対がカフ縁付近に対称に配設され、記録電極と不関電極は別個の誘導リードを有する。したがって、一方のリードはカフの中央に配置された感知電極で終端し、他方のリードは神経カフの同じチャンバ内の感知電極の近位側および遠位側に配置された1対の電極内で終端する。共通のアース電極が、神経カフ外側の近位端および遠位端の一部分の周囲を延びて基準電圧を提供し、神経カフ外部にある筋肉系および他の信号源によって生じるコモンモードノイズをさらに低減している。
【００２５】
本発明の一実施形態による、埋め込み可能な神経刺激システムのブロック図を図3に示す。閉ループ制御装置50は、好ましい実施形態では、Microchipから入手可能な製品番号18C452および16C673など、2つの低電力8ビットPICマイクロコントローラを含む、プログラム可能なプロセッサ150を含む。閉ループ制御装置50は、動作中に最大22.4ミリワットを消費する。プロセッサ150は、ワイヤレス受信機/送信機152、磁石検出器154、 加速度計回路156、および電池監視回路158を含む、多数の他の回路コンポーネントとインターフェースされる。
【００２６】
ワイヤレス受信機/送信機152によって、プロセッサ150は、神経信号感知および刺激システムの動作をプログラムするため、ならびにプログラムされたデータを外部制御装置に送信するために、体外に配置された外部制御装置(図4参照)と通信することが可能である。
【００２７】
磁石検出器154は、ユーザまたは理学療法士が、後述するデバイスの様々な動作モードを選択できるように、患者の皮膚表面に置かれた外部磁石(図4参照)の存在を検出する。
【００２８】
加速度計回路156は、患者の大腿角度を決定するために使用される1対の直交する向きの加速度計から信号を提供する。加速度計回路156からの信号を使用して、患者が立位にあるかどうか、ならびに患者が水平面を歩行中、または階段を昇段/降段中かに応じてどのタイプの刺激信号を筋肉に送るべきかを判断する。
【００２９】
リチウム電池などの長寿命電池160が、プロセッサ150および閉ループ神経刺激システムの他の周辺装置に電力を供給する。電池160は、電池160の予想寿命を示す信号をプロセッサ150に供給する、電池監視回路158に接続されている。閉ループ制御装置50はまた、低電圧電源170および高電圧電源172も含む。低電圧電源170は、プロセッサ150、神経カフ電極で感知された神経信号を増幅し調整する増幅器および信号調整回路のバンク180、ならびに電圧基準回路174に電力供給する。高電圧電源172は、刺激パルスを神経カフ電極に送る刺激回路のバンク184に電力供給する。
【００３０】
N個の信号調整回路があり、うち1つまたは複数が踵接地(HC)および足趾離地(TL)イベントを検出するように選択される。使用される信号調整回路の数、および接続する電極は、医師または理学療法士によってプログラム可能である。
【００３１】
図4は、ワイヤレス受信機/送信機210、外部プログラマ220、およびユーザインターフェース226を含む外部デバイスと通信する、埋め込み可能な閉ループ神経刺激システムを示す。ワイヤレス受信機/送信機210は、経皮的に誘導結合による無線周波数(RF)信号を介して、閉ループ制御装置50内にある対応するワイヤレス受信機/送信機152と通信する。適切なワイヤレス受信機/送信機通信回路をそれぞれの適用に合わせて注文設計し、その使用法は当業者には周知であるとみなす。ワイヤレス受信機/送信機の対152、210は、閉ループ制御装置のチタン容器をほとんど加熱することなくプロセッサ150と外部プログラマ220の間で通信するのに十分な低電力で送信を行う。
【００３２】
医師または理学療法士は、外部プログラマ220およびユーザインターフェース226を使用して、埋め込まれた閉ループ神経刺激システムの動作を調整する。医師または理学療法士が、患者の体内に埋め込まれた後で閉ループ神経刺激システムをプログラムできるようにするために、ワイヤレス受信機/送信機210は電池駆動のラップトップまたは携帯情報端末(PDA)など他のコンピュータ内にある外部プログラマ220およびユーザインターフェース226に接続されている。外部プログラマ220は、神経線維からのイベント信号を検出するために使用する信号調整回路の数、および選択された各信号調整回路に接続する電極などを含む、プログラム可能な多数のパラメータを変更することができる。同様に、刺激パルスを受け取る電極、および刺激パターンを調整して、患者の歩行遊脚相における足の動作をより良く制御することができる。
【００３３】
プロセッサ150の動作を変更するために、磁石230を埋め込まれた閉ループ制御装置50近傍の患者の皮膚表面上に置き、磁石検出器154を作動させることができる。磁石検出器154は、好ましくはリードスイッチ、または磁石230付近を検出する他の磁気駆動コンポーネントを含む。
【００３４】
さらに、詳細は後述するが、閉ループ制御装置50は非常に低電力消費で作動するように設計されており、図3の実施形態では、デバイスに電力供給する1次電池160は交換が必要になるまで平均4〜6カ月間は持つようになっている。電池技術の進歩によって、予想される1次電池寿命はさらに延びることができると思われる。
【００３５】
埋め込み可能な閉ループ神経刺激システムに、充電式電池すなわち2次電池によって電力供給することが望ましい場合もある。図5に示す実施形態では、閉ループ神経刺激デバイスは、リチウムイオン電池などの充電式電池250を含む。電池管理回路252がプロセッサ150に接続され、電池の電力が最低値に近づくとプロセッサに警告を与える。充電式電池250は、好ましくは、埋め込まれた閉ループ制御装置50の上にある皮膚の近くで患者の体外に置かれた外部アンテナ258を経由して、外部電源から誘導式に充電される。電池を充電するために使用されるRF信号の電力は閉ループ制御装置50を収容する金属容器を加熱することがあるので、内部パワーリンクアンテナ259は、好ましくは、閉ループ制御装置を取り囲む金属容器の外部にある別のヘッダ(図示せず)内に配置される。電池250を充電するために、外部誘導エネルギー転送モジュール260によって内部アンテナ259に供給されるRF電力は、電池管理回路252に接続された整流器回路256で整流される。閉ループ制御装置50の容器が最高許容温度を超えないように、デバイスの温度を監視する温度センサ261が、閉ループ制御装置50に設けられる。デバイスの温度が指定値に達すると、プロセッサ150は、温度が安全な値に戻るまで、直ちに電池充電プロセスを停止する。
【００３６】
体外では、外部誘導エネルギー転送モジュール260は、体内にあるパワーリンク受信アンテナ259に隣接して配置されている。誘導エネルギー転送モジュール260によって送られる電磁エネルギーは、外部充電回路262から受け取られ、次いで充電式電池パック264によって電力供給される。したがって、ユーザは、埋め込まれた閉ループ神経刺激システムの電池を、任意の好都合な時間および場所で充電することができる。
【００３７】
信号調整回路180内の各増幅器Aiは、MOSFET入力段を備えたマイクロボルトレベルの差動増幅器である。増幅器は、感知基準電圧174および保護回路198とともに、2001年11月19日に出願された、Implantable Signal Amplifying Circuit for Electroneurographic Recordingという名称の米国特許出願第09/988,112号に記載されており、参照によってその全体を援用するが、完全にするために下記に概要を述べる。各増幅器は、神経および電極ワイヤに流れる電流を制限するために、第1の入力保護回路として働く、非常に低いDC入力電流のMOSFET段を含む。好ましくは並列の抵抗器/コンデンサの組合せを含む保護回路198は、規制要件に従って第2の入力保護を提供し、増幅器Aiのいずれかが故障した場合、すべての増幅器を保護するように働く。このような保護回路198は、信号調整回路180で必要な、高いCMRRを低下させず、埋め込み領域を減少させる。また、MOSFET段の非常に低いDC入力電流によって、刺激を伝達する同一の神経カフ電極を使用して刺激間(in between stimuli)記録が可能になる。
【００３８】
療法士は図4のプログラマ220を使用して、閉ループ制御に使用するために信号調整回路のバンク180内の増幅器Aiを選択しプログラムすることができる。プログラマのワイヤレス受信機/送信機210は、埋め込まれた閉ループ制御装置50のワイヤレス受信機/送信機152を経由して、プロセッサ150にデータを転送する。マルチチャネル神経カフ電極のなかから選択された感知チャネルで受信された信号が、増幅器Aiによって帯域増幅された後、全波整流され、キャパシタ積分器などの集積回路によってbin積分される。療法士によって、bin時間および感知デューティサイクルが選択可能でありプログラム可能であり、それにより電力消費をさらに低減することができる。bin積分された信号がプロセッサ150内のアナログデジタル変換器モジュールに入力される。プロセッサ150は、踵接地(HC)および足趾離地(TL)イベントを検出するために、モフォロジカルフィルタのアルゴリズム(後述)を使用してbin積分された信号を処理し、(図3に示すスイッチ199を経由して)信号調整回路180および感知基準174の作動および接続を制御する。プロセッサ150が信号調整回路180および感知基準174を制御することによって、電力消費が抑えられ、高電圧刺激を送る間に増幅器Aiが飽和するのを防ぎ、マルチチャネル刺激を行っている間に記録電極から不要な刺激が送られるのを防ぐことができる。
【００３９】
信号調整回路180、および閉ループ制御装置50のすべての電力脈動に感知する回路は、低電圧電源170によって電力供給される。低入力電圧、昇圧DC/DC変換器、および超低ドロップアウトレギュレータの縦続接続によって、低電圧電源170が構成されている。プロセッサ150は、低電圧電源170の作動も制御し、電力消費がさらに低減される。
【００４０】
神経カフの2つ以上の電極によるマルチチャネルの周期的刺激は、すべての刺激回路で共用されるプログラム可能な電流基準190によって実行される。刺激回路はまた、低オン抵抗、高電圧スイッチ184、DC電流遮断コンデンサC1aおよびC1b、および高電圧電源172も含む。刺激チャネルの数、刺激電流およびパターン(すなわち、初期ダブレットまたはトリプレット、ランプなど)もまた、療法士によって選択可能でありプログラム可能である。神経に与えられる刺激波形は、好ましくはプログラム可能な幅の矩形パルスであり、指数関数的に充電が回復する。刺激パルスの終了から回復放電の開始までの間の遅延は、好ましくは100μs未満である。
【００４１】
神経刺激では、刺激回路の各スイッチ184が、第1のDC電流遮断コンデンサC1a、選択されたチャネルの電極神経インピーダンス、および第2のDC電流遮断コンデンサC1bの組合せを直列に接続している。2重のコンデンサによって、単一故障時のための冗長化が実現されている。刺激を送るために、高電圧電源172が第1のコンデンサC1aの自由端子に接続され、プログラム可能な電流基準190の端子が第2のコンデンサC1bの自由端子に接続される。充電回復は第1および第2コンデンサの端子間の短絡によって行われる。スイッチ184のこの動作は、プロセッサ150によっても制御される。
【００４２】
プログラム可能な電流基準190はまた、インピーダンスの測定にも使用される。療法士が外部プログラマ220を介してこの測定を要求すると、プロセッサ150は2つ以上の閾値以下の刺激パルスを送り、高電圧電源172とプログラム可能な電流基準190の末端間の電圧降下をパルスごとに測定する。これらの値は再び外部プログラマ220に送られ、測定値を使用して複素インピーダンスが自動的に計算される。インピーダンスを測定するこの方法を使用することにより、従来は神経カフ電極インピーダンスの測定に用いられてきた正弦波信号発生器が閉ループ制御装置50内にあるのと同等の結果が得られ、かつそれを使用する必要がなくなる。
【００４３】
プログラム可能な低入力電圧の昇圧DC/DC変換器は、高電圧電源172を構成する。出力電圧は、筋動員に必要な刺激電流値および電極-神経インターフェースのインピーダンス測定値に基づいて、選択しプログラムすることができる。この特徴によって、刺激時の電力消費が抑えられる。
【００４４】
プロセッサ150はまた、療法士によるプログラムが可能であり、患者が外部磁石230(図5参照)を使用することによって作動/停止することができる、治療的刺激運動プログラムを実行することができる。この治療的刺激運動プログラムでは、患者は歩行する必要なしに、自宅で快適に、埋め込まれた神経カフ電極から遠位にある患部筋肉の筋力を高め、血流を増加させ、運動神経支配系を強化することができる。また、磁石を使用してプロセッサ150をオフ状態にすることもでき、埋め込まれた閉ループ制御装置との通信に故障が起きた場合の安全性の特徴が実現される。
【００４５】
閉ループ制御装置50には、オフとオンの2つの動作状態がある。制御装置50は、オフ状態時には1秒おきに外部プログラマ220と通信を試みるだけである。デフォルトはオフ状態である。一方、オン状態はSLEEP、READY、WALKING、STAIR-ASCENT、STAIR-DESCENT、およびMAGNET OFF/EXERCISEモードにさらに分類される。安全性の特徴として、電池監視回路158で読み取られる電池電圧が、ある所定値を下回ると他のすべてのモードからオフ状態へと切り替わる。オフ状態では、問合せおよびプログラミング命令だけが実行可能である。
【００４６】
閉ループ制御装置50がオン状態で作動している間、感知された信号に応じて閉ループ制御で使用される様々な動作モード間で自動的に切替えが行われる。これらの信号は、加速度計156で測定された大腿角度、プロセッサ150および信号調整回路のバンク180によって検出された足接地イベント、磁石検出回路154によって検出される磁石230の存在である。例えば、加速度計モジュール156が患者の大腿が垂直でないことを示すといつでも、閉ループ制御装置50はSLEEPモードに切り替わる。SLEEPモードでは、プロセッサ150は閉ループ制御装置のほとんどの回路を停止し、それにより電力消費が最小限に抑えられる。
【００４７】
加速度計回路156によって大腿位置が垂直になったことが検出されるとすぐに、プロセッサ150が「起動し」、READYモードに入り、足趾離地(TL)イベントなどの生理学的イベントを探し始める。各信号調整回路180は、プラグラム可能なスイッチによって神経カフ電極と選択的に結合し、これらのイベントを示す神経信号をスキャンする。これらのイベントの1つまたは両方を検出するとすぐに、プロセッサ150は、1つまたは複数のスイッチ184を閉じることによって1つまたは複数の刺激回路を選択的にイネーブルにし、患者の歩行時の適正な時間に筋肉を動かすために刺激パルスを神経線維に送る。
【００４８】
SLEEPモードでは、すべての刺激および感知回路はディスエーブルされる。閉ループ制御装置50が磁石の存在を1秒おきに、大腿角度を2秒ごとに検査する。磁石が10秒より長く検出されると、閉ループ制御装置50はEXERCISEモードに切り替わる。磁石が3秒より長く検出されると、OFF(Magnet OFFモード)に切り替わる。大腿角度が垂直のときはREADYモードに切り替わる。
【００４９】
EXERCISEモードでは、制御装置は、プログラムされた運動パターンによる刺激を10分間、または磁石が使用されるまで与える。
【００５０】
READYモードでは、閉ループ制御装置は大腿角度を検査し、垂直でない場合はSLEEPモードに再度切り替わる。感知回路が作動され、選択された神経から足趾離地(TL)イベントを検出するために信号が感知され、上述のイベント検出アルゴリズムを使用して処理される。足趾離地(TL)イベントが感知されると、WALKINGモードSWING PHASE（遊脚相）に切り替わる。2つより多くの連続する足趾離地(TL)イベントが感知されると、デバイスはSTAIR DESCENTモードTRANSFER PHASE（移動相）に切り替わる。
【００５１】
WALKINGモードSWING PHASEでは、閉ループ制御装置50は水平面歩行用にプログラムされた刺激パターンに応じて刺激を与える。感知回路が作動され、選択された神経から踵接地(HC)イベントを検出するために信号が感知され、上述のイベント検出アルゴリズムを使用して処理される。踵接地(HC)イベントが感知されると、閉ループ制御装置はWALKINGモードSTANCE PHASE（立脚相）に切り替わる。踵接地(HC)イベントが感知されない場合、プログラムされたタイムアウトが経過すると再びREADYモードに戻る。大腿角度がプログラムされた昇段角度と一致する場合は、足趾離地(TL)イベントが検出されたとき、またはプログラムされたタイムアウトが経過したとき、STAIR ASCENTモードSUPPORT PHASE（支持相）に切り替わる。
【００５２】
WALKINGモードSTANCE PHASEでは、刺激は停止され、足趾離地(TL)カウンタがリセットされる。足趾離地(TL)イベントが検出された場合は、WALKINGモードSWING PHASEに切り替わる。足趾離地(TL)イベントが検出されず、プログラムされたタイムアウトが経過すると、READYモードに切り替わる。
【００５３】
STAIR DESCENTモードTRANSFER PHASEでは、閉ループ制御装置は降段歩行用にプログラムされた刺激パターンに応じて刺激を与える。選択された神経から踵接地(HC)および足趾離地(TL)イベントを検出するための信号が両方とも感知され、処理される。踵接地(HC)イベントが検出されると、閉ループ制御装置はWALKINGモードSTANCE PHASEに切り替わる。足趾離地(TL)イベントが検出されると、STAIR DESCENTモードSUPPORT PHASEに切り替わる。踵接地(HC)または足趾離地(TL)イベントがどちらも検出されず、プログラムされたタイムアウトが経過すると、閉ループ制御装置は刺激を停止しREADYモードに戻る。
【００５４】
STAIR DESCENTモードSUPPORT PHASEでは、刺激はオフにされる。感知回路が作動され、足趾離地(TL)を検出するために選択された神経からの信号が感知され処理される。足趾離地(TL)イベントが検出されると、閉ループ制御装置はSTAIR DESCENTモードTRANSFER PHASEに切り替わる。足趾離地(TL)イベントが検出されず、プログラムされたタイムアウトが経過すると、READYモードに切り替わる。
【００５５】
STAIR ASCENTモードSUPPORT PHASEでは、刺激はオフにされる。感知回路が作動され、足趾離地(TL)を検出するために選択された神経からの信号が感知され処理される。足趾離地(TL)イベントが検出され、大腿角度がプログラムされた昇段角度と一致すると、閉ループ制御装置は同じ状態を維持する。足趾離地(TL)イベントが検出され、大腿角度がプログラムされた昇段角度と一致しないと、閉ループ制御装置はSTAIR ASCENTモードTRANSFER PHASEに切り替わる。足趾離地(TL)イベントが検出されず、プログラムされたタイムアウトが経過すると、READYモードに切り替わる。
【００５６】
STAIR ASCENTモードTRANSFER PHASEでは、閉ループ制御装置は昇段歩行用にプログラムされた刺激パターンに応じて刺激を与える。踵接地(HC)および足趾離地(TL)イベントを検出するために選択された神経からの信号が両方とも感知され処理される。踵接地(HC)イベントが検出されると、閉ループ制御装置はWALKINGモードSTANCE PHASEに切り替わる。足趾離地(TL)イベントが検出され、大腿角度がプログラムされた昇段角度と一致しない場合、閉ループ制御装置は同じ状態を維持する。足趾離地(TL)イベントが検出され、大腿角度がプログラムされた昇段角度と一致する場合、STAIR ASCENT SUPPORT PHASEに切り替わる。踵接地(HC)または足趾離地(TL)イベントがどちらも検出されず、プログラムされたタイムアウトが経過すると、閉ループ制御装置は刺激を停止し、READYモードに戻る。
【００５７】
図6は、プロセッサが上記を実行するための1つの可能なプログラミング実装の状態図である。上述したように、プロセッサ150は電池の値が所定の最小値を下回ったとき、またはユーザが磁石を使ってデバイスを停止したとき、OFFモード300に入る。プログラムされたON時間になったとき、またはユーザが磁石を使って手動で制御装置を起動させたとき、プロセッサはSLEEPモード302に入る。SLEEPモードでは、304でプロセッサが磁石の存在を周期的に検出する。磁石が検出されると、340で磁石が10秒より長く存在していたかどうかを判断する。存在した場合は、プロセッサは、後で説明するEXERCISEモード344に入る。磁石が10秒未満存在していた場合は、ステップ342で、磁石が3秒より長く定位置にあったかどうか判断する。あった場合は、プロセッサはOFF状態300に戻る。磁石が3秒未満定位置にあった場合は、プロセッサはSLEEPモード302に戻る。
【００５８】
306では、プロセッサは加速度計回路からの信号を検査することによって、大腿の向きが垂直であるかを判断する。垂直である場合は、デバイスはREADYモード308に入る。READYモードでは、プロセッサは、例えば50ミリ秒ごとなど、より高い頻度間隔で大腿の角度を検査する。大腿が垂直である場合、プロセッサは、312で足趾離地イベントの存在を検査する。足趾離地が検出されない場合、プロセッサはREADYモード308に戻る。足趾離地が検出された場合、314で足趾離地時間が2秒より長いか判断する。長い場合は、プロセッサは、後で説明するSTAIR DESCENT TRANSFER PHASE 380に入る。
【００５９】
足趾離地(TL)カウンタが2秒未満の場合、プロセッサはWALKINGモードSWING PHASE316に入り、318で選択された神経線維への刺激を開始する。320では、プロセッサは踵接地イベントがあるか判断する。ない場合は、プロセッサは、334でユーザの大腿角度がユーザが階段歩行中であることを示しているかを判断する。昇段歩行中でない場合は、プロセッサは、336でタイムアウト経過イベントが発生したかを判断する。タイムアウト経過イベントが発生しない場合、プロセッサは次の踵接地イベントを検出するために320に戻る。
【００６０】
320で踵接地イベントが判断されると、プロセッサはWALKINGモードSTANCE PHASE 322に入る。プロセッサは次に、324で足趾離地イベントカウンタをリセットし、326で刺激を停止する。プロセッサは次に、330で足趾離地イベントが起きたかを判断する。起きてない場合は、プロセッサは332に進み、タイムアウト経過が発生したかを判断する。タイムアウト経過が発生した場合、プロセッサはREADY状態308に戻る。タイムアウト経過が発生していない場合、プロセッサは次の足趾離地イベント330を検出する準備をする。足趾離地イベントが330で起こると、プロセッサは、上で説明したWALKINGモードSWING PHASE 316に進む。334で大腿角度がユーザが階段上にいることを示す場合、プロセッサは次に374に進み、足趾離地イベントが発生したか判断する。発生した場合、プロセッサはSTAIR ASCENT SUPPORT PHASE 354に進み、患者が階段上に立っているときに患脚で体重を支持している間、刺激を与えられないようにするために356で刺激を停止する。360で足趾離地イベントが発生したか判断する。発生していない場合、プロセッサは、360で足趾離地イベントが発生するまでに、またはタイムアウト経過が発生するまでに、358でタイムアウト経過が発生したかを判断する。358でタイムアウト経過が発生した場合、プロセッサはREADYモード308に戻る。
【００６１】
360で足趾離地イベントが検出されるとすぐに、プロセッサは、362でユーザの大腿が階段上にあることを示しているか判断する。示している場合、プロセッサは上で説明したSTAIR ASCENTモードSUPPORT PHASE 354に戻る。示していない場合、プロセッサは、STAIR ASCENTモードTRANSFER PHASE 364に入り、368で踵接地イベントが発生するかを判断するまで、366で刺激を与えられる。発生した場合、プロセッサは上で説明したWALKINGモードSTANCE PHASE 322に入る。368で踵接地イベントが検出されない場合、370で足趾離地イベントが発生したか判断する。370で足趾離地が検出されない場合、372でタイマーが切れたか判断する。切れていない場合は、プロセッサは再び368で踵接地イベントが発生するか判断する。372で検査したタイマーが切れた場合、プロセッサはREADYモード308に戻る。370で足趾離地イベントが発生する場合、404で大腿がユーザが階段上に立っていることを示しているか判断する。階段上に立っている場合、プロセッサは、上で説明したSTAIR ASCENT SUPPORT PHASE 354に入る。大腿角度がユーザが階段上に立っていないことを示す場合、プロセッサは、上で説明したSTAIR ASCENT TRANSFER PHASE 364に戻る。
【００６２】
足趾離地カウンタが2秒以上の長さを示す場合、プロセッサは次いでSTAIR DESCENT TRANSFER PHASE 380に入り、382で刺激を与え、プロセッサは384で踵接地イベントが発生するか判断する。踵接地イベントが発生する場合、プロセッサは322でWALKING STANCE PHASEに入る。384で踵接地イベントが検出されない場合、プロセッサは386で足趾離地イベントが発生するか判断する。発生する場合、プロセッサはSTAIR DESCENT SUPPORT PHASE 392に入る。386で足趾離地イベントが検出されない場合、プロセッサは390でタイムアウト経過が発生するか判断する。発生する場合、プロセッサはREADYモードに入る。発生しない場合、プロセッサは384で踵接地イベントを検出するために戻る。390でタイムアウト経過が発生する場合、プロセッサは400で刺激を停止し、402で足趾離地カウンタをゼロにリセットし、READYモード308に戻る。
【００６３】
STAIR DESCENT SUPPORT PHASE 392では、394で刺激を停止し、プロセッサが396で足趾離地イベントが発生するか判断する。発生する場合、プロセッサはSTAIR DESCENT TRANSFER PHASE 380に戻る。発生しない場合、プロセッサは398でタイムアウト経過が発生するか判断する。398でタイムアウト経過が発生する場合、プロセッサは402で足趾離地カウンタをゼロにリセットし、READYモード308に戻る。
【００６４】
上述のように、ユーザは磁石を制御装置の上に10秒より長く置くことによって、神経刺激システムをEXERCISEモードで動作することを望むこともできる。340で検出されると、プロセッサはEXERCISEモード344に入り、346で刺激を開始する。348で磁石の存在が検出される。磁石が検出されない場合、350で刺激が10分間続いたかを判断する。続いていない場合、プロセッサは348に戻り、磁石の存在を検出する。磁石が存在するか刺激が10分間続いた場合、352で刺激を停止し、プロセッサはSLEEPモード302に戻る。
【００６５】
上述のように、閉ループ神経刺激システムの本実施形態は、2つの低電力マイクロコントローラおよび信号調整回路を使用して、患者が立っているか歩行中であるか、およびどのタイプの刺激パターンが神経線維に与えられるべきかの両方を検出し、同時に電池使用を最小限に抑える。足趾離地または踵接地イベントの発生を検出するために、プロセッサは、後述する足趾離地および踵接地検出アルゴリズムを実行する。検出アルゴリズムの目的は、図1Aまたは1Bの実施形態を使用するときは脛骨または総腓骨神経から収集され、あるいは図1Cの実施形態を使用するときは坐骨から収集された、増幅、整流、およびbin積分した神経信号を処理することによって、HCまたはTLイベントを検出することである。
【００６６】
脛骨または総腓骨神経からの、増幅、整流、およびbin積分された神経信号におけるHCまたはTLイベントは、ある持続時間での上昇または下降傾向、および振幅によって特徴付けられる。一方、この信号はまた、検出されるべきイベントより振幅が大きく持続時間が短い、正または負のスパイクからなるノイズも含む。
【００６７】
図7Aおよび7Bは、踵接地(図7A)および足趾離地(図7B)イベントの存在をプロセッサ150によって分析した、代表的な処理済みの神経信号を示す。
【００６８】
踵接地(HC)イベントは次のように特徴付けることができる。
【００６９】
正のランプが所与の最小ランプ時間より長く、所与の最大ランプ時間より短く、かつピーク-ベースライン間の差分が所与の閾値よりも大きい。同時に、所与の最大ノイズ幅より短い負のスパイクが無視される。
【００７０】
または、
負のランプが所与の最小ランプ時間より長く、所与の最大ランプ時間より短く、かつピーク-ベースライン間の差分が所与の閾値よりも大きい。同時に、所与の最大ノイズ幅より短い正のスパイクが無視される。
【００７１】
足趾離地(TL)イベントは次のように特徴付けることができる。
【００７２】
正のランプが所与の最小ランプ時間より長く、所与の最大ランプ時間より短く、かつピーク-ベースライン間の差分が所与の閾値よりも大きい。同時に、所与の最大ノイズ幅より短い負のスパイクが無視される。
【００７３】
または、
負のランプが所与の最小ランプ時間より長く、所与の最大ランプ時間より短く、かつピーク-ベースライン間の差分が所与の閾値よりも大きい。同時に、所与の最大ノイズ幅より短い正のスパイクが無視される。
【００７４】
一般に、踵接地(HC)イベントは、50〜150ミリ秒持続する正のランプによって特徴付けられ、足趾離地(TL)イベントは150から300ミリ秒持続する負のランプによって特徴付けられる。
【００７５】
各イベントについてのイベント検出アルゴリズムのユーザ選択可能/自動パラメータは、以下の通りである。
【００７６】
ランプ時間:{Rising; Falling; OFF}。このパラメータは、イベントを特徴付ける信号トレンドである、上昇ランプまたは下降ランプを定義するために使用される。オフ時には信号は処理されない。
【００７７】
ピーク-ベースライン間の閾値:{1〜64}。イベントを検出するために満たす必要のある信号ピーク-ベースライン間の値。
【００７８】
最小ランプ時間:{(4〜35 samples)*sensing period ms}。イベントを特徴付ける最小上昇時間または下降時間をミリ秒で定義する。
【００７９】
最大ランプ時間:{(5〜255 samples)* sensing period ms}。イベントを特徴付ける最大上昇時間または下降時間をミリ秒で定義する。
【００８０】
ノイズ幅:{(3〜6 samples)* sensing period ms}。ノイズとみなされるスパイクの最大幅を定義する。ノイズスパイクは上昇ランプタイプでは負であり、下降ランプタイプでは正である。
【００８１】
フィルタ次数:3〜6サンプルの、モフォロジカルフィルタのカーネルサイズを定義する。
【００８２】
Bin:{1〜20ms}。Bin積分時間を定義する。
【００８３】
感知周期:{15、20、25、30ms}。
【００８４】
脛骨および総腓骨神経から収集され、増幅、整流、およびbin積分された神経信号は、次の式に従って、プロセッサ150によって実装されたモフォロジカルフィルタによってフィルタ処理される。
【００８５】
Filter (f,B)=γ(φ(f,B),B)                            (1)
式中、
γ(f, B) =δ(ε(f, B), B)                                 (2)
φ(f, B) =ε(δ(f, B), B)                                 (3)
式中、
ε(f, B) = min yεB f(y)                                    (4)
ε(f, B) = max yεB f(y)                                    (5)
式中、
・fは増幅、整流、bin積分された信号
・Bはプログラムされたフィルタ次数値とサイズが等しい、フィルタの構成要素である。
【００８６】
上昇イベントを検索するとき、フィルタ処理される信号(out)は、次式に従ってオリジナル信号(f)と比較される。
【００８７】
out=f-Min(Filter (f,B),f)                               (6)
下降イベントを検索するとき、フィルタ処理される信号は、次式に従って実際の信号(f)と比較される。
【００８８】
out=Max(Filter (f,B),f)-f                                (7)
図7Cは、増幅、整流、bin積分されたオリジナル神経信号、およびモフォロジカルフィルタでフィルタ処理された、対応するフィルタ処理された信号の例を示している。図から明らかなように、フィルタ信号の大きさは、上昇イベント中は一般にフィルタ処理されていない信号よりも小さく、下降イベント中は一般にフィルタ処理されていない信号よりも大きい。
【００８９】
図8Aおよび図8Bに上昇イベントを検出するためのアルゴリズムを示す。上述のように、収集された信号サンプルはそれぞれ式(1)に従ってフィルタ処理され、その結果が式(6)に従ってオリジナル信号と比較される。最小ランプ時間以上の期間、フィルタ処理された信号がオリジナル信号より小さく、且つ、その期間で、最大ピーク-ベースライン間の差分が閾値以上であるとき、アルゴリズムはロジック1を返す。そうでない場合は、ロジック0を返す。同時に、フィルタ処理された信号がオリジナル信号より小さい時間期間中、その持続期間が最大ノイズ幅より短いとき、負のスパイク(オリジナル信号よりも大きい、フィルタ処理された信号)は無視される。ノイズスパイクのいずれかが最大ノイズ幅よりも長い場合、フィルタはリセットされる。
【００９０】
図9Aおよび図9Bに下降イベントを検出するアルゴリズムを示す。上述のように、収集された信号サンプルはそれぞれ式(1)に従ってフィルタ処理され、その結果が式(7)に従ってオリジナル信号と比較される。最小ランプ時間以上の期間で、フィルタ処理された信号がオリジナル信号より大きく、且つ、現在のピーク-ベースライン間の差分が閾値以上であるとき、アルゴリズムはロジック1を返す。そうでない場合は、ロジック0を返す。同時に、フィルタ処理された信号がオリジナル信号より大きい時間期間中、その持続時間が最大ノイズ幅より小さいとき、正のスパイク(オリジナル信号よりも小さい、フィルタ処理された信号)は無視される。ノイズスパイクのいずれかが最大ノイズ幅よりも長い場合、フィルタはリセットされる。
【００９１】
本発明による本実施形態では、このようなフィルタは複雑な演算や高度な計算力を必要としないことからモフォロジカルフィルタを使用する。ただし、平均化フィルタなど、この要件を満たす他のフィルタを使用することもできる。
【００９２】
図10A〜10Fは、本発明による閉ループ神経刺激システムの埋め込み可能な帯域増幅器の、さらに詳細な実施形態を示す。増幅器は、埋め込まれた閉ループ制御装置50内のコンポーネントが故障した場合に神経に損傷を与えないようにする内蔵式保護回路を含む。
【００９３】
図10Aに示すように、保護回路511'は、一連のコンデンサCBと並列の高抵抗器RBを含む。保護回路511'は、プリアンプ513の半導体故障によって起こるDC電流の流入を最小限に抑える。コンデンサCBはRFノイズを最小限にするように選択される。半導体故障が起きた場合、保護回路511'は許容可能な閾値より低いDC電流を低減する。
【００９４】
好ましい実施形態では、帯域増幅器はシングルエンド出力のアーキテクチャである。本発明に関して差動出力を利用することもでき、それにより性能を強化することもできるが、これらの利益を得るためにはかなりの面積とパワーペナルティが必要になる。
【００９５】
利得はプログラム可能であり、図10Bに示すように、R3とR4の比率を変化させるように抵抗器の様々な組合せを選択するスイッチを使用することによって行う。記録帯域のプリアンプ513の利得は一定とすることができ、比率(1+R1/R2)によって設定することができる。好ましい実施形態では、両極の精密性は必要ないので、ハイパスフィルタ段がgm-Cフィルタによって実現される。ローパス増幅器AMP1の閉ループ伝達関数は、(5μVpeak入力神経信号に対して)主要極が9kHzとなるように設定し、必要なさらに高い利得を提供することができる。このようなDC利得は比率(1+R3/R4)によって設定する。DC復元段517は、gmo-Coハイパスフィルタを含むことができ、好ましくは入力線形範囲が0.2Vよりも大きい。この段は帯域増幅回路オフセットの補償のために必要となるだけであるので、やはり精密性は必要ない。最後に、図10Bを見ると、基準電圧522がプリアンプ513および2つのローパス増幅器AMP1の入力として供給されることが分かる。この実施形態では、このような基準電圧は図3〜5に示す感知基準回路147によって提供される。このことによって、後述するように記録帯域の帯域増幅回路のPSRRを改善することができる。
【００９６】
図10Bはプリアンプ513の可能な回路を示す。差動対M1によって、トランスコンダクタンス素子である2段の差動差分増幅器(Differential Difference Amplifier)(DDA)が実現される。電流源M3は、R. Gregorian and G.C. Temes, "Analog MOS Integrated Circuits for Signal Processing," pp. 131-133, John Wiley & Sons, 1986に説明されている、カスコード設計を使用して実装される。これにより、DDAの性能を最適化する上で重要となる2つの入力段の優れた組合せが可能になる。一方、カスコード電流源を使用すると、PMOS閾値電圧VTを動作に必要な供給電圧VDDに加えることになるが、この場合供給電圧VDDは一般に制限要因とはならない。
【００９７】
トランジスタM1によって生成される差動電流は、トランジスタQ5およびカスコードミラーM2を含むカスコード構成によって、シングルエンド電流へと変換される。この構成によって、2段共通ソースのカスコード増幅器の場合よりも優れた周波数応答が得られる。このことは、(低ノイズの実現のために必要な)大容量トランジスタM1によって与えられる寄生キャパシタンスが重要であることから、特にプリアンプ513の場合に当てはまる。トランジスタM10はさらに高い利得をもたらし、M11、M12、Q13、RDによって構成される出力段のバイアスに対応している。プリアンプ513の第2段には単一のトランジスタを含むことができるが、好ましい実施形態では、キャパシタンスCM1およびRMを備えたトランジスタM10を含み、周波数補償を行う。P.R. Gray and R.G. Meyer, "MOS Operational Amplifiers Design - a Tutorial Overview," IEEE Journal of Solid-State Ciucuits, sc-17(6):969-982, December 1982を参照されたい。
【００９８】
最後に、同一のダーリントンpnpトランジスタM12〜Q13によって、第2段から電流が流れることなく、超低出力インピーダンスを得ることができる。A.R. Alvarez, BiCMOS Technology and Applications, pp. 317-318, 2d ed., Kluwer Academics Publishers, 1993を参照されたい。このようにして、プリアンプ513は製造工程での電気的特性による変動に左右されずに、無視可能な系統的オフセットを提供する。このことは特にDDAが正常に動作する上で重要である。
【００９９】
トランジスタのサイズは、F. Silveira, D. Flandre and P. Jespers, "A gm/ID Based Methodology for the Design of CMOS Analog Circuits and Its Application to the Synthesis of a Silicon-On-Insulator Micropower OTA," IEEE Journal of Solid-State Circuits, 31(9):1314-1319, September 1996に述べられている方法によって決定することができる。これらの方法は、基準化した電流(ID/(W/L))に対して、ドレイン電流に対するトランスコンダクタンスの比(gm/ID)の関係に基づいており、MOSFETトランジスタのあらゆる動作領域を統一的に取り扱うことができるようにする。トランジスタのサイジングを行うためには、例えば、この方法および1組のパラメータおよび工程からの測定値を用いたEKVモデルを使用することができる。E.A. Vittoz, Micropower Techniques, Design of Analog Digital VLSI Circuits for Telecommunications and Signal Processing, pp. 53 67, Eds. J.E. Franca and Y.P. Tsividis, Prentice Hall, 1993およびC.C. Enz et al., "An Analytical MOS Transistor Model Valid in All Regions of Operation and Dedicated to Low-Voltage and Low-Power Applications," Analog Integrated Circuits and Signal Processing, 8:83-114, 1995を参照されたい。
【０１００】
プリアンプ513に適用される主要な仕様はノイズレベルである。等価な全入力雑音スペクトル密度Siは次式で表される。
【０１０１】
0004521562.tif 000002
式(1)の係数は次の通りである。
【０１０２】
・SM1は入力トランジスタM1のノイズ寄与を表す。4つのトランジスタが入力ノイズに直接寄与している。プリアンプ513のノイズはこのファクタによって支配される。
【０１０３】
・SR2は入力512を直接通過する抵抗R2のノイズ寄与を表す。
【０１０４】
・Sm2は電流ミラートランジスタM2のノイズ寄与を表す。これらの負荷による寄与は、入力トランジスタM1に対するM2のトランスコンダクタンスの比の2乗によって減少される。
【０１０５】
・SRaは抵抗器Raのノイズ寄与を表す。これらの抵抗器による寄与もまた、各抵抗値と入力トランジスタM1のトランスコンダクタンスの積の2乗によって減少される。
【０１０６】
・S1/gmはgm-Cハイパスフィルタの等価抵抗のノイズを表す。S1/gmは2つのファクタによって減少される。まず、この段はフィルタの前にあるのでプリアンプ513(AcDDA)の利得によって減少され、次に式(1)に述べた周波数とともに減少される。ハイパスフィルタ極FHPFの後のキャパシタンスCは短絡回路とみなすため、この減少は論理的である。これにより等価抵抗1/gmが抵抗R1と並列に置かれる。
【０１０７】
10kHz帯域で約0.6μVrmsを超えない熱源からのノイズレベルを維持するために、全体の等価入力ノイズは√Si=6nV/√Hzとなることを概略計算が示す。適切に設計された増幅器では、入力トランジスタはノイズを支配するので、必要なMOSFETのトランスコンダクタンスの値は弱反転の付近でのみ、達することができる。トランジスタM1のMOSFETタイプの選択は詳細に検討されてきた。強反転ではPMOSトランジスタのフリッカーノイズはNMOSトランジスタのフリッカーノイズよりも低いことがよく知られている。しかし、このようなトランジスタが強反転から弱反転へと移るとき、PMOSトランジスタのフリッカーノイズは著しく増加することが報告されている。D.M. Binkley et al., "A Micropower CMOS, Direct-Conversion, VLF Receiver Chip, for Magnetic-Field Wireless Applications," IEEE Journal of Solid-State Circuits, 33(3): 344-358, March 1998を参照されたい。さらに他にもフリッカーノイズの減少は報告されており、デバイス製造時の詳細によって大きく影響される機構から生じることを示している。本発明による回路のプロトタイプでは、フリッカーノイズの重大な増加は見られなかった。したがって、本発明のいくつかの実施形態では、トランジスタM1はPMOSとすることもできる。帯域増幅回路がNウェル技術を使って製造されている実施形態では、この選択によって回路のPSRRもまた改善される。
【０１０８】
MATLAB(登録商標)において帯域増幅回路の伝達関数および式(1)で与えられたノイズ等式を実行することによって、各ファクタの熱ノイズ値が割り当てられる。この方法によって、(W/L) = 4480に対応する、入力トランジスタM1の(gm/ID) = 16.81 V-1の値が導かれる。トランジスタM1にはコモンセントロイド型交差結合レイアウトを使用することもできる。R.P. Jindal, "Noise Associated with Distributed Resistance of MOSFET Gate Structures in Integrated Circuits," IEEE Transactions on Electron Devices, ed-31(10):1505-1509, October 1984は、いくつかのコモンセントロイド型交差結合レイアウトについて述べている。
【０１０９】
本発明によるプロトタイプ回路における負荷M2は、ノイズを最小限に抑えるために、入力トランジスタのトランスコンダクタンスよりほぼ5倍低いトランスコンダクタンスが選択されたので、著しい強反転が見られた。これにより(W/L) = 74.5が得られた。抵抗器Raの寸法は、バイアス要件、ノイズ最小化、および折返しカスコード要件gM5 Ra >> 1に基づいて決定された。この集積抵抗器は、p+拡散によって形成され、Ω/□(オームパースクエア)の一般的な値が64から96の間である。現在の好ましい実施形態では、Raは2245Ωである。
【０１１０】
図10Bに示すプリアンプ13の実施形態のCMRRは、次のように示すことができる。
【０１１１】
0004521562.tif 000003
式中、RoM3はトランジスタM3によって形成されるカスコード電流源の出力インピーダンスであり、ΔgM1はトランジスタM1のトランスコンダクタンス間のミスマッチであり、μ1はトランジスタM1の電圧利得であり、Δμ1はそのようなトランジスタの電圧利得間のミスマッチである。現在の技術でこれまでに行われたミスマッチ測定によれば、トランジスタM4のサイズは(W/L)=20.3となるように選択することができる。トランジスタM3は、入力トランジスタM1に必要なバイアス電流値をもたらすために少数のトランジスタM4から構成される。このように、式(2)で与えられるCMRRは主に電圧利得μ1におけるミスマッチによって決定される。95dB程度のCMRRを得ることができる。
【０１１２】
M11、M12、Q13、およびRDによって形成される出力段は、出力514で予想される偏位に基づいて設計することができる。神経カフでミスマッチによって発生した増幅されたEMG信号、ならびにプリアンプ513のランダムオフセットを考慮に入れるべきである。
【０１１３】
M9、M10、CM1、およびRMによって構成される第2段は、系統的オフセットの最小化およびプリアンプ513に所望される位相余裕に基づいて設計された。本発明のプロトタイプ回路ではトランジスタQ5〜Q13は6.4 x 9.6μm2のエミッタ領域を有する。
【０１１４】
図10Bに示すように、基準電圧522とトランジスタM2のうち1つのゲートの間にコンデンサCM1を接続することによって、プリアンプ513のPSRRを改善することができる。E. Sackinger et al., "A General Relationship Between Amplifier Parameters, and Its Application to PSRR Improvement," IEEE Transactions on Circuits and Systems 38(10):1173-1181, October 1991で分析されているように、どの種類の増幅器においてもCMRRとPSRRを同時に改善することには制限がある。コンデンサを増幅器入力と、この場合は基準電圧522であるノイズフリー基準の間に接続することによって、シングルエンド増幅器のPSRRを改善することができ、中間周波数域の拒絶を改善することができる。これはコンデンサCM1がプリアンプ513で果たす役割である。
【０１１５】
上述したように、帯域増幅器515は、それぞれgm-Cハイパスフィルタおよびローパス増幅回路からなる2つの高PSRR1次の帯域増幅器をカスケードすることによって実現することができる。図10Cにgm-Cハイパスフィルタを示す。トランスコンダクタンスgmは、能動負荷の基本差動対によってもたらされる。図に示したすべてのトランジスタは中程度の反転領域に置かれている。このことによって本適用例には十分な線形領域が提供される。
【０１１６】
図10Dは増幅器AMP1の好ましい実施形態を示す。これは、低出力インピーダンスをもたらすダーリントン出力段を備えたミラータイプ増幅器である。ダーリントントランジスタQ23は、信号電流も搬送するトランジスタM21およびM22からバイアス電流を得ており、増幅器はABクラスである。これにより、トランジスタQ23にバイアスする追加のトランジスタが不要になるので電力消費量が低下する。抵抗器R3およびR4は閉ループ動作にフィードバックをもたらす。2つの増幅器AMP1は、帯域増幅回路のローパスフィルタ特性を与えるので、カットオフ周波数はこの段の利得によって、かつ帯域増幅回路の高次の極の仕様によって設定される。基準電圧522とトランジスタM17のゲートの間に接続されたコンデンサCM2は、上記でプリアンプ513に関して説明したように、通過帯域でのPSRRを上昇させる。
【０１１７】
最後に、本発明では前述したgmo-Coハイパスフィルタの代わりにRCハイパスフィルタによってDC復元段が実現されている。公称カットオフ周波数は、好ましくは1300Hz周辺である。このことは、刺激電流によって発生することのある過負荷から帯域増幅回路を数ミリ秒以内に回復させながら、またはオン/オフを繰り返しながら、生理学的に発生するノイズを低減するのにさらに役立つ。好ましい実施形態では、増幅器Aiのオン/オフの繰返しは、図10Bおよび10Dのバイアス電流526、527をそれぞれ作動/停止させることによって行う。
【０１１８】
上述の低電力、低ノイズ増幅器Aiのほかに、信号調整回路180は精密な整流器およびbin積分回路も使用する。上述の閉ループ神経刺激回路の信号調整経路内にある増幅器回路Aiの後に続く整流器回路の一実施形態を、図11A〜11Gに示す。整流器は、2003年2月24日に出願された米国特許出願第10/370,490号に詳細に述べられており、参照によってその全体を援用するが、完全にするために以下に説明する。
【０１１９】
図11Aは、本発明による閉ループ埋め込み可能な神経信号検出および刺激システムで使用する連続時間整流回路630の概略図である。回路630では、ソース信号(Vin)を伝達する第1の入力631が、スイッチ回路(SC)の第1入力633および極性判断回路(C)の第1入力636に接続されている。基準信号(Vref)を伝達する第2の入力632が、スイッチ回路(SC)の第2入力634および極性判断回路(C)の第2入力635に接続されている。
【０１２０】
本発明では、基準信号(Vref)は感知基準回路174によってもたらされる。極性判断回路(C)の出力637は、スイッチ回路(SC)の制御入力638に接続されている。スイッチ回路(SC)の第1出力639は、DDAの第1の非反転入力(P1)に接続されている。スイッチ回路(SC)の第2出力640は、DDAの第1の反転入力(P2)に接続されている。第2出力632はまた、DDAの第2の非反転入力(Q1)に接続されている。DDAの出力641は、DDAの第2の反転入力(Q2)に接続されている。
【０１２１】
図11Bおよび11Cは、回路630の様々な動作段階においてDDAの各入力端子に送られる信号を示す。図11Bは、スイッチ回路(SC)が第1状態であって、基準信号(Vref)が第1の非反転入力(P1)に接続され、ソース信号(Vin)がDDAの第1の反転入力(P2)に接続された、第1の接続パターン650を示す。第1および第2の入力(P1、P2)はともに、DDAの第1の差動対を含む。図11Bはさらに、基準信号(Vref)が第2の非反転入力(Q1)に接続され、出力信号(Vout)がDDAの第2の反転入力(Q2)に接続されることも示す。第2の非反転入力(Q1)および第2の反転入力(Q2)は、DDAの第2の差動対を含む。図11Cは、スイッチ回路(SC)が第2状態であって、ソース信号(Vin)がDDAの第1の入力(P1)に接続され、基準信号(Vref)がDDAの第2の入力(P2)に接続された、第2の接続パターン651を示す。第2の差動対(Q1、Q2)との接続は図11Bおよび11Cにおいて同じである。
【０１２２】
スイッチ回路(SC)は、ソース信号(Vin)が基準信号(Vref)より高いまたはより低い正であるかを極性判断回路(C)によって判断し、それに従ってDDA接続パターン650および651を2つの状態の間で交互に実行している。例えば、ソース信号(Vin)が基準信号(Vref)より高い正の電位にある場合、構成パターン650が選択される。ソース信号(Vin)が基準信号(Vref)より負の電位にある場合、構成パターン651が選択される。正の半波整流では、ソース信号(Vin)が基準信号(Vref)より負の電位にある場合、基準信号(Vref)が第1の差動対の入力(P1、P2)に接続される第3の構成パターンを選択することができ、第2の差動対は図11Bおよび11Cで接続されているままとする。
【０１２３】
図11Dは本発明の好ましい実施形態による高インピーダンス、連続時間全波整流回路660を示す。回路660では、ソース信号(Vin)を伝達する第1の入力631が第1のFET(M1)を含む第1のスイッチ素子のソース661、第3のFET(M3)を含む第3のスイッチ素子のソース、および極性判断回路(C)の反転入力635に接続されている。基準信号(Vref)を伝達する第2の入力632が第2および第4のFET(M2、M4)を含む第2および第4のスイッチ素子のソース、極性判断回路(C)の非反転入力636、およびDDAの第2の差動対の非反転入力(Q1)に接続されている。DDAの出力信号(VOUT)は、第2の差動対の反転入力(Q1)にフィードバックされる。
【０１２４】
第1のスイッチ素子(M1)のドレイン663および第2のスイッチ素子(M2)のドレインは、DDAの第1の差動対の非反転入力(P1)に接続されている。第3のスイッチ素子(M3)のドレインおよび第4のスイッチ素子(M4)のドレインは、DDAの第1の差動対の反転入力(P2)に接続されている。極性判断回路(C)の出力637は、インバータ(T)の入力664および第2のスイッチ素子(M2)のゲート、および第3のスイッチ素子(M3)のゲートに接続されている。極性判断回路(C)の相補出力665がインバータ(T)によってもたらされ、第1のスイッチ素子(MI)のゲート662および第4のスイッチ素子(M4)のゲートに接続されている。
【０１２５】
図11Dでは、第2のスイッチ素子(M2)および第3のスイッチ素子(M3)がともに、第1のスイッチセット(S1)を構成し、第1のスイッチ素子(M1)および第4のスイッチ素子(M4)が第2のスイッチセット(S2)を構成している。ソース信号(Vin)が基準信号(Vref)より高い正の場合、極性判断回路(C)の出力637の論理値はlowとなる。これにより、第1のスイッチセット(S1)のスイッチがオンになり第2のスイッチセット(S2)のスイッチがオフになる。その結果、基準信号(Vref)がDDAの第1の非反転入力(P1)に接続され、ソース信号(Vin)がDDAの第1の反転入力(P2)に接続される。ソース信号(Vin)の電圧が基準電圧より低い場合、第1のスイッチセット(S1)のスイッチがオフになり、第2のスイッチセット(S2)のスイッチがオンになり、(Vin)と(Vref)が接続されるDDAの入力が逆転する。
【０１２６】
本発明を実施するために使用されるDDA670を図11Eに示す。電源(図示せず)が点675で電力を供給する。アース676によって電流が戻る経路が提供される。電流バイアス(Ibias)の方向を示す。それぞれの異なる対に対する電流源671が、カスコード技術を使用した回路構成を利用して実現されている。R. Gregorian and G.C. Temes, "Analog MOS Integrated Circuits for Signal Processing," John Wiley & Sons, 1986, pp. 131-133を参照されたい。カスコード技術によって第1の差動対(Pl、P2)および第2の差動対(Q1、Q2)がよくつり合っている。このことはDDAの高性能を得る上で望ましい。電流ミラー672が、差動対の差動電流を出力段673へと送られるシングルエンド電流に変換する。
【０１２７】
正の全波整流では、DDAは以下の電圧の出力信号を生成する。
【０１２８】
もし Vin > Vref なら、 Vout = Vin である。
【０１２９】
もし Vin < Vref なら、 Vout = - Vin である。
【０１３０】
負の全波整流では、DDAは以下の電圧の出力信号を生成する。
【０１３１】
もし Vin > Vref なら、 Vout = - Vin である。
【０１３２】
もし If Vin < Vref なら、 Vout = Vin 趾である。
【０１３３】
Vin = Vrefの場合は重要ではないので、大なりイコール条件(≧)は大なり条件(>)に等しく、小なりイコール条件(≦)は小なり条件(<)に等しい。DDAは、任意で、ある程度の利得ファクタによって出力信号を増幅する構成にすることもできる。
【０１３４】
上記のDDA式に示すように、ソース信号(Vin)が基準信号(Vref)より高い正であるとき、出力信号(Vout)はソース信号(Vin)に等しい。ソース信号(Vin)が基準信号(Vref)より負であるとき、上記の対称条件が発生し、出力信号(Vout)がソース信号の負の値(-Vin)に等しい結果となる。したがって、出力信号(Vout)はソース信号(Vin)の正の整流がなされたものとなる。あるいは、負の整流がされた出力を所望する場合は、極性判断回路(C)の入力635、636への接続を逆にして、ソース信号(Vin)が非反転入力636に接続され、基準信号(Vref)が極性判断回路(C)の反転入力635の入力に接続されるようにすることもできる。この代替構成によって、上記のDDA式には負の全波整流についての2組目が成り立つ。
【０１３５】
本発明の好ましい実施形態では、抵抗器やフローティングダイオードを使用する必要がないので、小さいダイ領域しか必要としない。その結果、本発明はCMOS技術のチップ上に完全集積することができる。本発明による回路は、低い閾値電圧によって、例えば神経カフ電極で拾われるような低い生体電気信号を整流するために使用することができる。低い閾値電圧の整流回路を完全集積することによって、埋め込み可能な生体臨床医学デバイスで使用するのに特に適した本発明の実施形態が可能になっている。例えば、本発明による整流回路を搭載したチップは、義肢デバイスを操作するシステムで使用するために、電極で収集された神経信号を整流するための埋め込み可能なデバイスに組み込むことができる。小さいダイ領域しか必要としないことによる他の利点は、本発明のいくつかの整流器回路を、同じ埋め込み可能なデバイス上に、他の回路とともに集積することができることである。例えば、本発明による1つまたは複数の整流回路を、CMOSチップとすることのできる単一の集積回路チップ上で、増幅器やフィルタなど、1つまたは複数の信号調整回路と組み合わせることができる。
【０１３６】
上記の開示に照らして当業者には明らかなように、本発明を実施する上で本発明の精神および範囲から逸脱せずに多くの改変および修正が可能である。例えば、以下のことが挙げられる。
【０１３７】
・図11Dの実施形態の第1および第2のスイッチセット(S1、S2)は、それぞれ2つのスイッチ素子を含むことが示されているが、第1および第2のスイッチセット(S1、S2)は複数のスイッチ素子など、様々な方法で構成することができる。
【０１３８】
・M1、M2、M3、またはM4のFETは、「オン」状態で十分に低い閾値をもたらす、他の適切な電子スイッチに置き換えることができる。
【０１３９】
上記の開示に照らして当業者には明らかなように、本発明を実施する上で本発明の精神および範囲から逸脱せずに多くの改変および修正が可能である。したがって、本発明の範囲は添付の特許請求の範囲で定義される趣旨に従って解釈されるべきである。
【図面の簡単な説明】
【０１４０】
【図１Ａ】図1Aは患者の脛骨および総腓骨神経の周りに配置された神経カフを有する、下垂足を治療するための埋め込み可能な神経感知および電気刺激システムの実施形態が留置されていることを示す図である。
【図１Ｂ】図1Bは患者の総腓骨神経の周りに配置された単一の神経カフを有する、本発明による下垂足を治療するための埋め込み可能な神経信号感知および電気刺激システムの別の実施形態を示す図である。
【図１Ｃ】図1Cは患者の坐骨神経の周りに配置された単一の神経カフを有する、本発明による埋め込み可能な神経感知および電気刺激システムの別の実施形態を示す図である。
【図２】本発明で使用するマルチチャネル神経カフの実施形態を示す図である。
【図３】本発明の一実施形態による、下垂足を治療するための埋め込み可能な閉ループ神経信号感知および電気刺激システムのブロック図である。
【図４】図3に示す埋め込み可能な閉ループ神経信号感知および電気刺激システムを、外部コンポーネントを使用してプログラムする方法を示す図である。
【図５】充電式電池によって電力供給される、本発明による埋め込み可能な閉ループ神経信号感知および電気刺激システムの実施形態を示す図である。
【図６】本発明による閉ループ神経刺激システムの一実施形態の動作を示す状態図である。
【図７Ａ】図7Aは踵接地イベント情報を含む、代表的な処理済みの神経信号を示す図である。
【図７Ｂ】図7Bは足趾離地イベント情報を含む、代表的な処理済みの神経信号を示す図である。
【図７Ｃ】図7Cは処理済みの神経信号およびフィルタ処理済みの神経信号を示す図である。
【図８Ａ】図8Aは本発明による踵接地イベント検出アルゴリズムの一実施形態のフローチャートを示す図である。
【図８Ｂ】図8Bは本発明による踵接地イベント検出アルゴリズムの一実施形態のフローチャートを示す図である。
【図９Ａ】図9Aは本発明による足趾離地イベント検出アルゴリズムの一実施形態のフローチャートを示す図である。
【図９Ｂ】図9Bは本発明による足趾離地イベント検出アルゴリズムの一実施形態のフローチャートを示す図である。
【図１０Ａ】図10Aは本発明の埋め込み可能な閉ループ神経信号感知および電気刺激システムで使用する低電力増幅器回路の一実施形態を示す図である。
【図１０Ｂ】図10Bは本発明の埋め込み可能な閉ループ神経信号感知および電気刺激システムで使用する低電力増幅器回路の一実施形態を示す図である。
【図１０Ｃ】図10Cは本発明の埋め込み可能な閉ループ神経信号感知および電気刺激システムで使用する低電力増幅器回路の一実施形態を示す図である。
【図１０Ｄ】図10Dは本発明の埋め込み可能な閉ループ神経信号感知および電気刺激システムで使用する低電力増幅器回路の一実施形態を示す図である。
【図１１Ａ】図11Aは本発明の閉ループ神経信号感知および電気刺激システムで使用する精密な整流器回路の一実施形態を示す図である。
【図１１Ｂ】図11Bは本発明の閉ループ神経信号感知および電気刺激システムで使用する精密な整流器回路の一実施形態を示す図である。
【図１１Ｃ】図11Cは本発明の閉ループ神経信号感知および電気刺激システムで使用する精密な整流器回路の一実施形態を示す図である。
【図１１Ｄ】図11Dは本発明の閉ループ神経信号感知および電気刺激システムで使用する精密な整流器回路の一実施形態を示す図である。
【図１１Ｅ】図11Eは本発明の閉ループ神経信号感知および電気刺激システムで使用する精密な整流器回路の一実施形態を示す図である。
【符号の説明】
【０１４１】
50…閉ループ制御装置、  52…大腿部、  54…神経カフ、  56…神経カフ、  58…脛骨神経、  60…総腓骨神経、  62…坐骨神経、  64…ヘッダ、  66…神経カフ、  70…神経カフ、  72…開口、  74…リッジ（畝）、  150…プロセッサ、  152…ワイヤレス受信機/送信機、  154…磁石検出器、  156…加速度計回路、  158…電池監視回路、  160…1次電池、  170…低電圧電源、  172…高電圧電源、  174…電圧基準回路、感知基準電圧、  180…増幅器および信号調整回路のバンク、  184…刺激回路のバンク、高電圧スイッチ、  190…電流基準、  198…保護回路、  199…スイッチ、  210…ワイヤレス受信機/送信機、  220…外部プログラマ、  226…ユーザインターフェース、  230…磁石、  250…充電式電池、  252…電池管理回路、  256…整流回路、  258…外部アンテナ、  259…内部アンテナ、  260…外部誘導エネルギー転送モジュール、  261…温度センサ、  262…外部充電回路、  264…充電式電池パック
【図１Ａ】
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【図１Ｂ】
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【図１Ｃ】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７Ａ】
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【図７Ｂ】
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【図７Ｃ】
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【図８Ａ】
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【図８Ｂ】
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【図９Ａ】
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【図９Ｂ】
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【図１０Ａ】
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【図１０Ｂ】
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【図１０Ｃ】
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【図１０Ｄ】
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【図１１Ａ】
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【図１１Ｂ】
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【図１１Ｃ】
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【図１１Ｄ】
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【図１１Ｅ】
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