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Timestamp: 2018-07-18 05:18:25
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JP2009545402A - Lead and method for monitoring and modulating the brain - Google Patents
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JP2009545402A
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ベデンボー，パービス
クレイニアル・メディカル・システムズ・インコーポレーテッド
組織をモジュレートおよびモニタする装置、システム、および方法が、近位端および遠位端を有する細長い部材と、その細長い部材に沿って軸方向に並べられた複数の環状の刺激電極とを有する。 Organization system to modulate and monitor, system, and method has an elongate member having a proximal end and a distal end, and a plurality of annular stimulating electrodes arranged in the axial direction along the elongate member. それらの刺激電極は、遠位端の付近に配置され、電流を組織内に流すようになされる。 These stimulation electrodes disposed near the distal end, is made to flow currents in the tissue. それらの環状の刺激電極の少なくとも１つが、その電極に少なくとも３つの独立の刺激点（刺激部位）を有する。 At least one of those annular stimulating electrodes, but having at least three independent stimulation points (stimulation site) to the electrode. この装置はまた、局所的な組織の電位を測定するようになされた複数の記録電極と、それらの記録電極と刺激電極とに接続された複数の導電体とを備える。 The apparatus also includes a plurality of recording electrodes adapted to measure the potential of the local tissue, and a plurality of electrical conductors connected to the those of the recording electrode stimulation electrode. オプションの多接点接続端子を導電体と接続することができ、その多接点接続端子は、細長い部材の近位端の付近に配置される。 It can be connected to multiple contact connecting terminal options conductor and its multi-contact connection terminal is disposed near the proximal end of the elongate member.
本発明は、一般には医療装置および方法に関し、より具体的には、脳の組織を電気的および／または化学的にモジュレート（調節）およびモニタ（監視）するために使用されるリードに関する。 The present invention relates generally to medical devices and methods, and more particularly, to a lead that is used to electrically and / or chemically modulate (regulation) and monitor (monitor) the brain tissue.
プローブまたはリードなどの医療デバイスを頭蓋骨の中に埋め込むことは、パーキンソン病、本態性振顫、およびジストニアなどの病気の治療に関する手法として、ますます重要になっている。 Embedding a medical device such as a probe or leads into the skull, Parkinson's disease, essential tremor, and as a method for the treatment of diseases such as dystonia, it has become increasingly important. うつ病、癲癇、ジストニア、強迫神経症、肥満、および慢性的疼痛などの数多くの疾患を治療するために、インプラントが使用できる。 Depression, epilepsy, dystonia, obsessive compulsive disorder, obesity, and for treating a number of diseases such as chronic pain, implants can be used. これらのデバイスのほとんどは、電極によって電流を加えることによって脳と相互に連絡する。 Most of these devices are interconnected with the brain by the application of current by the electrode. さらに、慢性的に埋め込まれたリードを通して薬物を注入することが、とりわけアルツハイマー病やパーキンソン病を患う患者で、主な治療または電気刺激への補助的な治療として医療文献で提案されてきた。 Furthermore, injecting the drug through the lead embedded in the chronic was especially in patients suffering from Alzheimer's disease and Parkinson's disease, it has been proposed in the medical literature as adjunctive therapy to the main treatment or electrical stimulation.
現在の埋め込み可能なプローブは一般に、遠位先端付近の数個の周縁部の金属リングおよび電気的に受動的な中央の軸方向管腔を備える、小さな直径の円筒または管として構成される。 In general current implantable probe comprises several peripheral portion of the metal ring and electrically passive central axial lumen near the distal tip, constructed as a cylinder or tube of small diameter. 金属リングは電気刺激を与えるために使用され、中央の軸方向の管腔は、埋込み処置の間にガイドワイヤまたはスタイレットの上にプローブを送るために使用できる。 The metal ring is used to provide electrical stimulation, the lumen of the central axial direction can be used to send the probe over the guide wire or stylet during the implantation procedure.
ほとんどの治療プロトコルでは、連続した電気パルスがプローブの１つまたは複数の電導リングに加えられる。 Most treatment protocols, electrical pulses consecutive is applied to one or more conductive rings of the probe. 一般に、電導リングの単極または双極の刺激が用いられる。 In general, stimulation of the monopolar or bipolar conducting ring is used. 単極の刺激では、電流用の戻り経路がバッテリーパックまたは制御モジュールなどの遠隔の部位にある、単一の円周状リングが、電荷平衡(charge balanced) したバイフェイズ電気パルスによって刺激される。 The stimulation of monopolar return path for current is at a remote site such as a battery pack or the control module, a single circumferential ring is stimulated by bi-phase electrical pulses charge balance (charge balanced) were. 双極の刺激では、反対の極性の、電荷平衡したバイフェイズ電気パルスを使用して、リングの組合せが刺激される。 The bipolar stimulation, the opposite polarity, using a bi-phase electrical pulses charge balance, the combination of the ring is stimulated. 隣接する中性または脳の組織の電気的な特性での異方性のため、ある程度の非対称性が生じるが、電導リングの刺激により、プローブの周りにある程度対照的である、作用の場が生み出される。 For anisotropic electrical properties of the tissue adjacent neutral or brain, although some degree of asymmetry is caused by the stimulation of conducting rings are somewhat opposed around the probe, it produced the field of action It is.
プローブ軸の周りの対称的な電場は、必ずしも望ましいものではない。 Symmetrical electric field around the probe shaft is not always desirable. 例えば、それはプローブがモジュレートする標的の中心に埋め込まれていない、または脳の標的の形状が非対称または不規則である場合である。 For example, it is the case the probe is not embedded in the center of the target to modulate, or shape of a target in the brain is asymmetric or irregular. さらに、標的域の付近にはしばしば、モジュレートされるべきではない神経細胞領域がある。 Further, in the vicinity of the target area there is often a neuron areas should not be modulated. 非標的域をモジュレートすると、とりわけ体性感覚、不随意運動、および視覚障害を含む望ましくない副作用を招くおそれがある。 When the non-target area to modulate, especially somatosensory, involuntary movements, and can lead to undesirable side effects, including visual impairment.
脳活動をモジュレートするだけでなく、それを生理学上および病態生理学上の状態と共にモニタすることも望ましい。 Brain activity not only modulate, it is also desirable to monitor with physiological and pathophysiological states it. モニタにより、電場電位および細胞外で記録された活動電位を含む、刺激部位の付近での神経細胞の活動に関する情報が得られる。 Monitored by, including field potentials and recorded action potential in the extracellular, information is obtained on the activities of the nerve cells in the vicinity of the stimulation site. そのような電位は、治療用の電気刺激の過程中に、ならびに個人の脳および脳から電極インターフェースへアクセスするように設計された特別な刺激および応答経験の過程中に、進行中ベースで観測できる。 Such potential, during the course of electrical stimulation for the treatment, as well as during the course of a particular stimulus and response experience designed to access individual brain and brain to the electrode interface, can be observed on an ongoing basis . 間隔を置いたモニタから得られる情報は、進行中の日単位ベースで患者によって、または医療従事者への継続調査訪問で、治療を制御および調整するために使用できる。 Information obtained from the monitor at intervals, depending on the patient in daily basis in progress, or a continuous survey visits to medical personnel, can be used to control and adjust the treatment. モニタから得られた情報は、自動化された制御システムまたは制御アルゴリズムによる、および制御器のパラメータを更新することによって、治療を動的に調整するためにも使用できる。 Information obtained from the monitor by updating the parameters by automated control system or control algorithm, and a controller, can also be used to dynamically adjust the therapy.
間隔を置いてモニタすることは、刺激の大きさの関数として刺激に対する脳の応答での変化を追うために使用できる。 Be monitored at intervals can be used to track changes in the response of the brain to the stimulus as a function of the magnitude of the stimulus. 臨床意思決定は、応答をかろうじて生成する閾値刺激レベル、および観測された応答をちょうど飽和する刺激レベルなどの推定パラメータに基づくことができる。 Clinical decision may be based on the estimated parameters, such as level of stimulation to the saturation threshold level of stimulation to generate barely a response, and observed the response just. 刺激応答関数の形状は、例えば、下に凸、上に凸、または直線であり、治療に対する調整を知らせることもできる。 Shape of the stimulus response function, for example, convex downward is convex upward or linear, may also be informed of the adjustments to therapy. 刺激部位の付近で測定された飽和に対する閾値からのダイナミックレンジは、臨床的な効果のダイナミックレンジに直接的に対応することができ、またはそれと関係付けることができる。 Dynamic range from the threshold to the measured saturation near the stimulation location is directly may correspond to the dynamic range of clinical effects, or to be able to relate. いずれの場合にも、局所的に測定されたダイナミックレンジは、最初の取付けを促進し、治療プロトコルで進行中の調整を案内することができる情報を与えることができる。 In either case, locally measured dynamic range facilitates initial installation, can provide information that can guide the adjustment of ongoing treatment protocol. 治療に応答した脳の可塑性は、ダイナミックレンジの変化によって追うことができる。 Brain plasticity in response to treatment may be followed by a change in dynamic range.
パーキンソン病の治療に対して、間隔を置いてモニタする用途を考えてみよう。 For the treatment of Parkinson's disease, consider the applications that monitor at intervals. パーキンソン病患者に対する電気刺激の有益な効果は、刺激プロトコルが開始した後に数分または数時間の間現れないことがよく知られている。 The beneficial effects of electrical stimulation for Parkinson's patients, it is well known that do not appear for several minutes or hours after starting stimulation protocol is. プロトコルが睡眠中に中断され、起床時に再開される場合、治療の有益な効果は何時間もの間、再び現れることができない。 Protocol is interrupted during sleep, when it is resumed on awakening, for many hours beneficial effects of treatment, can not appear again. 間隔を置いてモニタすることは、有益な効果をもたらすための１つのプロトコル中に、および有益な効果を単に維持するための別のより保守的なプロトコルの下で刺激を加えることができるように、刺激に応答した変化を追うための機会を提供する。 It is monitored at intervals, during a single protocol for a beneficial effect, and the beneficial effects just like can be added stimulation under another more conservative protocol for maintaining , to provide an opportunity to track changes in response to stimulation. そのような戦略は、バッテリーの電力を節約することになり、副作用を低減させることもできる。 Such a strategy is, will want to conserve battery power, it is also possible to reduce the side effects.
瞬間ごとに観測することによって、モジュレート性の治療を、観測された病理学上のまたは通常の生理学上の状態に基づいて自然の脳のリズムと動的に同期させることができ、あるいは自動化された制御システムまたは制御アルゴリズムによって制御することもできる。 By observing each moment, the treatment of modulating properties, can be dynamically synchronized with the rhythm of natural brain based on the state or the normal physiology of the observed pathology, or automated It can also be controlled by a control system or control algorithms.
現在行われているほとんどの処置は、電気的に刺激するプローブの部位から離れた部位で患者の動き、挙動、または脳活動をモニタし、この情報が脳刺激パラメータをモジュレートするために使用される。 Most treatments that are currently practiced, electrically stimulating the patient's motion at a site distant from the site of the probe to monitor the behavior or brain activity, this information is used brain stimulation parameters to modulate that. パラメータは、望ましい効果を生み出し、副作用を最小限に抑えるために短時間のスケールで調整され、脳の可塑性に配慮するためにより長時間のスケールで調整される。 Parameter produces the desired effect, be adjusted in a short time scale to minimize side effects, it is adjusted in a long time scale by for conscious brain plasticity. 脳の可塑性は、脳によって介入に対して適応応答することによるものであり、モジュレート治療などの介入に対する脳による進行中の応答はしばしば最初の応答とは異なることがよく知られている。 Brain plasticity is due to adaptive response against intervention by the brain, the response ongoing by the brain for the intervention, such as modulating treatment is often well known differ from the first response. 有用な情報は、電気刺激の部位の付近の電位をモニタすることにより得ることもでき、したがって電気刺激の部位で脳活動をモニタすることが望ましい。 Useful information can also be obtained by monitoring the potential near the site of electrical stimulation, it is therefore desirable to monitor brain activity at the site of electrical stimulation. モニタは、病気の経過および治療過程を様々な治療のオプションに関する予測に沿って測定できるようにする。 Monitor, so that the course and treatment course of the disease can be measured along the projections of various therapeutic options.
こうした理由ならびにその他の理由で、脳などの組織をモジュレートおよびモニタする改善されたプローブを提供することが望ましい。 For these reasons and other reasons, it is desirable to provide an improved probe for modulating and monitor tissue such as the brain. 意図される標的に向かって、および／またはその他の脳の領域から離れる方向に導くことができる向きのある電場を生成する効率的な設計を提供することが特に望ましい。 Towards the intended target, and / or to provide an efficient design for generating an electric field with a direction that can be guided away from the region of the other brain particularly desirable. 電気的な記録と、刺激またはモジュレートの可能性の両方を統合する、効率的な数および寸法の電極、ならびにコネクタ・リードを有するプローブを提供することも望ましく、その場合に記録からの情報が、治療部位に近接して得られ、刺激プロトコルを定義するために使用できる。 And electric recording, to integrate both possibilities of stimulating or modulating, it is also desirable to provide a probe having efficient number and dimensions of the electrodes, and a connector lead, the information from the recording when the , obtained in proximity to the treatment site, it can be used to define the stimulation protocol. 次いでプロトコルを静的または動的に適合することができ、病気の状態が変化すると、治療も調整できる。 Then it is possible to adapt the protocol statically or dynamically, the disease state is changed, the treatment can be adjusted. 脳の電気的な活動を記録およびモニタすることが、いつ刺激プロトコルが適用され、またはより効果的な時のために保留されるべきかどうか決定するためにも使用され、それによって電力を節約するのを補助する。 To record and monitor the electrical activity of the brain, when the stimulation protocol applied, or even be used to determine whether to be held from for efficient when, thereby saving power to assist in.
従来技術の説明 脳モジュレート・プローブおよび方法を説明する従来の特許および公報には、次の特許文献が含まれる。 The prior patent and publications describing described brain modulate probes and methods of the prior art include the following patent documents.
米国特許公報第２００６／００４７３２５号 U.S. Patent Publication No. 2006/0047325 米国特許公報第２００６／０００４４２２号 U.S. Patent Publication No. 2006/0004422 米国特許公報第２００５／００１５１３０号 U.S. Patent Publication No. 2005/0015130 米国特許公報第２００４／００３９４３４号 U.S. Patent Publication No. 2004/0039434 米国特許第７，０５１，４１９号 US Pat. No. 7,051,419 米国特許第７，０４７，０８２号 US Pat. No. 7,047,082 米国特許第７，００６，８７２号 US Pat. No. 7,006,872 米国特許第６，０９４，５９８号 US Pat. No. 6,094,598 米国特許第６，０３８，４８０号 US Pat. No. 6,038,480 米国特許第６，０１１，９９６号 US Pat. No. 6,011,996 米国特許第５，８４３，１４８号 US Pat. No. 5,843,148 米国特許第５，７１６，３７７号 US Pat. No. 5,716,377
本発明は一般に、組織をモジュレートまたは刺激し、モジュレートの結果として局所的な組織応答を測定および記録することが可能な埋込み可能なプローブまたはリードを提供する。 The present invention generally tissue modulate or stimulate, provide local tissue response measured and recorded implantable probe or lead that can be as a result of modulated.
用語「モジュレートする(modulating)」および「刺激する(stimulating)」 は、入れ替え可能に使用され、組織内の活動を鼓舞(incite)または抑制(suppress)する刺激を提供することを指称するために使用される。 The term "modulate (Modulating)" and "stimulating (stimulating)" are replaceable are used, the activity in the tissue inspire (INCITE) or suppressed to provide (the suppress) stimulated to refer finger used. 用語「プローブ」および「リード」は、同じく入れ替え可能に使用され、組織をモジュレートし、および／または局所的な組織応答を測定および記録するための任意のデバイスを指すために使用される。 The term "probe" and "lead" is likewise replaceable use, tissue modulate, and / or are used to refer to any device for measuring and recording local tissue responses. 組織のモジュレートは、組織の電気的および／または化学的な刺激、ならびに組織の活動の抑制を含むことができる。 Organization of modulating the tissue electrical and / or chemical stimuli, and may include the suppression of the organization's activities. 組織応答を測定および記録することは、刺激に応答した局所的な組織の電位を測定することをしばしば必要とするが、内生的な組織の電位ならびに組織内の化学的な活動を測定および記録することも含むことができる。 Measuring and recording the tissue response is often required to measure the potential of the local tissue in response to stimulation, measuring chemical activity potentials and the organization of the endogenous tissue and recording it can also include the. しばしば、プローブは一般には深い脳の構造、または大脳もしくは小脳に埋め込まれて、脳の組織に使用される。 Often, the probe is generally embedded in the deep structure of the brain or cerebral or cerebellum, are used brain tissue.
本発明は、効率が改善され、望ましくない副作用が最小限に抑えられた神経構造などの組織内に治療的なモジュレートを送ることができる方法も提供する。 The present invention improves efficiency also provides a method of unwanted side effects can send therapeutic modulate in tissues such suppressed to neural structures to a minimum. 本発明は、治療的な介入が、その効果を改善し、試薬または電荷などの限られた資源を節約するためにモジュレートできるように、組織の活動を電気的および／または化学的に組織の活動をモニタする方法も含む。 The present invention, therapeutic intervention to improve the effect, so that it can modulate to save limited resources, such as reagents or charge, electrical and / or chemical tissue organization's activities also includes a method to monitor the activity.
プローブは、脳などの組織を刺激し、および／または局所的な組織の電位を測定することによって組織の活動を記録するための電極を有する。 The probe has an electrode for recording activities of tissue by measuring the potential of stimulating the tissue such as the brain, and / or local tissue. 刺激電極は、個々に、または組み合わせて作動できるように配置される。 Stimulating electrodes are disposed so as to be actuated individually, or in combination. それらは、あるいは刺激された脳の組織を形作り、刺激された脳での活動の大きさおよびタイミングをモジュレートするために、同時または順次の連係で作動できる。 They, or shape the tissue stimulated brain, the size and timing of the activities in stimulated brain to modulate, can be operated simultaneously or sequentially linkage. プローブはしばしば、プローブに沿って軸方向に並べられた、複数の環状の刺激電極を有する。 Probes are often aligned axially along the probe, with the stimulation electrodes of a plurality of annular. 効果的なプローブの１例では、環状の各電極は、その位置に配置された独立の３つの刺激部位を有するものであるが、環状の領域ごとにより多くの数の刺激部位を使用することもできる。 In one example of an effective probe, the electrodes of the annular is one having three stimulation sites independent arranged in its position, also possible to use a greater number of stimulation sites by each annular region it can. 「独立の刺激部位」によって、一般には１２０°円弧の環状の電極に配置された３つの別個の領域に電極を分離可能であり、外部またはその他のエネルギー源から独立に各領域にエネルギー供給できることを意味する。 By "independent stimulation sites", typically a separable electrodes into three separate regions which are arranged on the electrode of 120 ° arc of cyclic, it can be energized in each region independently from the outside or other sources of energy means.
本発明の第１の態様において、脳の組織を刺激およびモニタする装置は、近位端および遠位端を有する細長い部材と、その細長い部材に軸方向に沿って並べられ且つ遠位端付近に配置される（尚、他の軸方向の位置に配置することも可）複数の環状の刺激電極とを備える。 In a first aspect of the present invention, stimulation and monitoring an apparatus for brain tissue, proximal and an elongate member having a end and a distal end, near and distal ends arranged along the axial direction to the elongate member It is arranged (Note, also acceptable to place the positions of the other axial direction) and a stimulation electrode of the plurality of annular. その細長い部材の部分は、近位端の付近で可撓性であることが可能であるが、遠位端の付近では、しばしば剛性を有することもできる。 Portion of the elongated member, but can be a flexible near the proximal end, in the vicinity of the distal end, it can also often have stiffness. 環状の刺激電極は、電流を組織に流すようになされ、環状の刺激電極のうちの少なくとも１つは、少なくとも３つの独立の刺激領域または点を有する。 Annular stimulation electrodes adapted to flow a current into the tissue, at least one of the annular stimulating electrodes has at least three independent stimulation region or point. この装置は通常、刺激電極に隣接して配置された複数の測定電極または記録電極をさらに備え（ただし、これは必須ではない）、記録電極のうちのいくつかは、環状の刺激電極の間に配置することができ、記録電極は、局所的な組織の電位を測定するようになされる。 The apparatus typically further comprises a plurality of measuring electrodes or recording electrodes disposed adjacent to the stimulating electrode (although this is not essential), some of the recording electrodes, between the annular stimulation electrodes It can be placed, the recording electrode is adapted to measure the potential of the local tissue. 記録電極は、細長い部材の周囲の周縁上に配置することができ、円形の表面を有することもある。 Recording electrodes may be disposed on the periphery of the circumference of the elongated member may also have a circular surface. この装置の先端またはその付近に、記録および／または刺激用の表面があることも可能である。 The tip or near the device, it is also possible to have the recording and / or surfaces for stimulation. この装置は通常、環状の刺激電極および環状の記録電極のうちの少なくともいくつかと接続された複数の導電体を備え、オプションの多接点接続端子を細長い部材の近位端の付近に配置することができ、その端子は導電体と接続される。 The devices typically be placed near the proximal end of comprising a plurality of conductors connected to at least some of the annular stimulating electrodes and cyclic recording electrodes, the elongated multi-contact connection terminals of an optional member can, the terminal is connected to the conductor. この装置は、刺激領域当たりに１つの導電体、および／または記録領域当たりに１つの導電体を有することができる。 The apparatus may have one electrical conductor on one conductor, and / or the recording area per per stimulation region. この装置はしばしば、近位端と遠位端の間に軸方向に配置された管腔も有し、管腔はガイドワイヤまたはスタイレットを受けるようになされることもある。 The device often, lumens disposed axially between the proximal and distal ends may have, the lumen may also be adapted to receive a guidewire or stylet.
しばしば、治療される組織は脳組織であるが、その他の組織も本発明の方法およびシステムによって治療できる。 Often, the tissue to be treated is a brain tissue, other tissues may be treated by the method and system of the present invention. さらにこの装置は、しばしば細長い部材に沿って、またはその中に軸方向に配置された管腔も有する。 The apparatus further includes frequently along the elongated member, or lumens disposed axially therein. いくつかの場合には、管腔はガイドワイヤまたはスタイレットを受けるようになされ、それは細長い部材の遠位端の付近のポートから管腔を通過するようになされる。 In some cases, the lumen adapted to receive a guidewire or stylet, it is made to pass through the lumen from the port near the distal end of the elongate member. その他の場合には、管腔と連通する１つまたは複数のポートが、細長い部材の遠位端の付近に配置され、治療薬剤またはその他の物質を組織へ送り、および／または組織から化学物質を受けるようになされる。 Otherwise, one or more ports communicating with the lumen, is disposed near the distal end of the elongated member, a therapeutic agent or other material sent to the tissue, and / or chemicals from the tissue It is made as to receive. いくつかの場合には、ポートは環状の刺激電極の間に配置され、別の場合にはポートのうちの少なくとも１つが、細長い部材の遠位端に配置される。 In some cases, the port is disposed between the annular stimulating electrodes, in other cases at least one of the ports, are disposed at the distal end of the elongated member. いくつかの実施形態では、ポートは、その選択的な動作可能性を可能にするようになされたゲート部材を備えることができる。 In some embodiments, the port may comprise a gate member adapted to allow their selective operability. ゲート部材は、半透明の薄膜であることができ、ゲート部材が化学的に反応性のヒドロゲルである場合などに化学的に制御できる。 The gate member may be a semi-transparent film, the gate member can be chemically controlled such as when it is chemically reactive hydrogel.
いくつかの実施形態では、さらなる刺激電極を管腔に配置でき、しばしばこの追加の電極はワイヤである。 In some embodiments, the additional stimulation electrodes can be placed in the lumen, often this additional electrode is wire. 治療薬剤は、管腔を通して送ることもできる。 Therapeutic agents may also be sent through the lumen. 別の実施形態では、追加の刺激電極が細長い部材の遠位端に配置でき、この電極は電流を組織に送ることも可能である。 In another embodiment, additional stimulating electrode can be positioned at the distal end of the elongate member, the electrode is also possible to send a current to the tissue. 治療薬剤も、この実施形態または本明細書に説明されたその他の実施形態の場合に使用できる。 Therapeutic agents may also be used in the case of this embodiment or other embodiments described herein. しばしば、導電体は細長い部材に沿って螺旋状に巻かれる。 Often, the conductor is wound helically along the elongate member. 第１の組の導電体が刺激電極と接続でき、第２の組の導電体が記録電極と接続できる。 The first set of conductors can be connected to the stimulation electrode, the second set of conductors can be connected to the recording electrode. 第１の組の導電体は、第１のピッチを有する螺旋状に巻くことができ、第２の組の導電体は第２のピッチを有する螺旋状に巻くことができる。 The first set of conductors, it can be wound helically with a first pitch, a second set of conductors can be wound helically with a second pitch. いくつかの場合には、第１のピッチは第２のピッチと異なる。 In some cases, the first pitch is different from the second pitch. 導電体はしばしば、ステンレス鋼、ＭＰ３５Ｎ、またはタングステンからなり、その理由は、それらが生体適合性を有し、ＭＲＩ撮影システムと適合性を有するからであるが、白金イリジウム合金などの他の材料も使用可能である。 Conductors are often made of stainless steel, MP35N, or tungsten, the reason is that they have a biocompatible, but because compatible with MRI imaging systems, other materials such as platinum iridium alloy it is possible to use. 一般に、複数の環状の刺激電極ならびに記録電極も、磁気共鳴映像（ＭＲＩ）と適合性を有することができる。 In general, stimulation electrodes and recording electrodes of a plurality of annular can also compatible with magnetic resonance imaging (MRI). 物体は、それが画質を大幅に歪ませ、加熱によって組織を損傷させ、磁界の存在の下で移動しない場合に、ＭＲＩと適合性を有する。 Object, it distorts significantly the image quality, to damage the tissue by heating, if not move in the presence of a magnetic field, compatible with MRI.
本発明の第２の態様では、組織を治療する方法が組織にプローブを埋め込むステップを含む。 In a second aspect of the present invention, comprising the steps of a method of treating a tissue embedding probe to the tissue. プローブも、磁気共鳴映像と適合性を有することができ、通常複数の環状の刺激電極ならびに複数の記録電極を有する。 Probe can also have compatible with magnetic resonance imaging, usually having a stimulation electrode and a plurality of recording electrodes of the plurality of annular. 少なくとも１つの環状の刺激電極が、その上に少なくとも３つの独立の刺激点または領域を有する。 At least one annular stimulating electrodes, having at least three independent stimulation points or regions thereon. 次いで、組織は環状の刺激電極から治療電流を使用して刺激することができ、局所的な組織の電位が、一般に記録電極を使用した刺激に応答して測定できる。 Then, the tissue may be stimulated using therapeutic current an annular stimulation electrodes, the potential of the local tissue, can generally be measured in response to stimulation using the recording electrode. 刺激の効果に基づいてフィードバックを提供するために、組織からの化学物質も収集することができ、これはプローブに配置された１つまたは複数のポートを選択的に開閉するようにゲート部材を制御するステップを含むことができる。 To provide feedback based on the effect of stimulation, chemicals from the tissue can also be collected, which controls the gate member so as to selectively open and close one or more ports disposed in the probe It may include the step of. ポートは、組織への治療薬剤の配分、および／または組織から受け取った化学物質の送出を制御するようになされてもよい。 Ports, the distribution of the therapeutic agent to the tissue, and / or may be adapted to control the delivery of chemicals received from the tissue. 測定された局所的な組織の電位は、刺激の効果に関するフィードバックを行うために分析でき、次いで、刺激はフィードバックに応答して調整できる。 The potential of the measured local tissue can analyzed to provide feedback on the effects of stimulation, then stimulation can be adjusted in response to feedback. 治療されている組織はしばしば脳組織であり、方法は、さらに治療薬剤によって組織を刺激するステップを含む。 Tissue being treated are often brain tissue, the method comprising the step of stimulating tissue by further therapeutic agent. 方法は、アンカーによって、組織にプローブを解放可能に連結するステップも含むことができる。 Method, the anchor can also include the step of releasably connecting the probe to the tissue.
本発明の第３の態様では、組織を治療するシステムは、磁気共鳴映像と適合性があり、通常、複数の環状の刺激電極ならびに局所的な組織の電位を測定するようになされた複数の記録電極を有する組織プローブを備える。 In a third aspect of the present invention, a system for treating tissue is compatible with magnetic resonance imaging, usually a plurality of recording has been made to measure the potential of the plurality of annular stimulating electrodes and local tissue It comprises a tissue probe having an electrode. 環状の刺激電極のうちの少なくとも１つは、少なくとも３つの独立の刺激点または領域を有し、その領域は電流を組織に流すようになされる。 At least one of the annular stimulating electrodes has at least three independent stimulation points or regions, the region is made to flow a current to the tissue. システムは、記録電極および刺激電極と接続された多接点コネクタ、および多接点コネクタを介して組織プローブに電気的な刺激を与えるようになされた埋込み可能かつ制御可能なパルス発生器も備えることができる。 The system may also include a recording electrode and is connected to the stimulation electrode was multi-contact connectors, and multi-contact connectors implantable been made to provide electrical stimulation to the tissue probe via and controllable pulse generator . 一般に、治療されている組織は脳組織であり、システムはしばしば、定着デバイス(anchoring device)を備えることができる。 In general, the tissue being treated is brain tissue, systems often can comprise a fixing device (anchoring device). 定着デバイスは、患者の頭に組織プローブを取外し可能に固定するようになされる。 Fixing device is adapted to fix removably the tissue probe to the patient's head. システムは一般に、パルス発生器を制御するようになされた患者プログラマ(patient programmer)も備える。 Systems typically patient adapted to control the pulse generator programmer (patient programmer) also comprises.
これらの、およびその他の実施形態が、添付の図面に関連付けられた以下の説明にさらに詳細に示される。 These and other embodiments are shown in more detail in the following description taken in conjunction with the accompanying drawings.
組織のモニタおよびモジュレート用リードの１つの実施形態を示す。 It illustrates one embodiment of a tissue monitoring and modulation lead. 組織のモニタおよびモジュレート用リードの別の実施形態を示す。 It shows another embodiment of a tissue monitoring and modulation lead. 組織のモニタおよびモジュレート用リードの別の実施形態を示す。 It shows another embodiment of a tissue monitoring and modulation lead. 組織のモニタおよびモジュレート用リードの別の実施形態を示す。 It shows another embodiment of a tissue monitoring and modulation lead. 組織のモニタおよびモジュレート用リードの断面図を示す。 It shows a cross-sectional view of a tissue monitoring and modulation lead. モニタおよびモジュレート用リードの別の実施形態の断面図を示す。 It shows a cross-sectional view of another embodiment of a monitoring and modulation lead. モニタおよびモジュレート用リードの別の実施形態の断面図を示す。 It shows a cross-sectional view of another embodiment of a monitoring and modulation lead. モニタおよびモジュレート用リードの別の実施形態の断面図を示す。 It shows a cross-sectional view of another embodiment of a monitoring and modulation lead. モニタおよびモジュレート用リードの別の実施形態の別の断面図を示す。 It shows another cross-sectional view of another embodiment of a monitoring and modulation lead. モニタおよびモジュレート用リードの実施形態の別の断面図を示す。 It shows another cross-sectional view of an embodiment of a monitoring and modulation lead. モニタおよびモジュレート用リードの別の実施形態の別の断面図を示す。 It shows another cross-sectional view of another embodiment of a monitoring and modulation lead. モニタおよびモジュレート用リードの別の実施形態の別の断面図を示す。 It shows another cross-sectional view of another embodiment of a monitoring and modulation lead. モニタおよびモジュレート用リードの例示の実施形態の記録および刺激領域を強調して示す。 It is shown to emphasize the recording and stimulation region of the exemplary embodiment of a monitoring and modulation lead. モニタおよびモジュレート用リードの例示の実施形態の記録および刺激領域を強調して示す。 It is shown to emphasize the recording and stimulation region of the exemplary embodiment of a monitoring and modulation lead. モニタおよびモジュレート用リードの例示の実施形態の記録および刺激領域を強調して示す。 It is shown to emphasize the recording and stimulation region of the exemplary embodiment of a monitoring and modulation lead. ９０°で分けられた４つの刺激部位によって生成された双極子の大きさのモデルを示す。 It shows four size models of the dipole generated by stimulation sites separated by 90 °. 図１４のモデルと比較して１２０°で分けられた３つの刺激部位によって生成された双極子の大きさのモデルを示す。 Compared with the model of FIG. 14 shows three size models of the dipole generated by stimulation sites separated by 120 °. 脳のモニタおよびモジュレート用リードの実施形態の斜視図を示す。 It shows a perspective view of an embodiment of a brain monitoring and modulating lead. 患者の頭部に埋め込まれた脳のモニタおよびモジュレート・リードを示す。 It shows a monitoring and modulation lead for brain embedded in the patient's head. ２つの記録電極からの脳電位のサンプル記録を示す。 It shows a sample recording of EEG from the two recording electrodes. ２つの記録電極からの脳電位のサンプル記録を示す。 It shows a sample recording of EEG from the two recording electrodes. ２つの記録電極からの脳電位のサンプル記録を示す。 It shows a sample recording of EEG from the two recording electrodes. ２つの記録電極からの脳電位の追加のサンプル記録を示す。 Shows additional samples recorded brain potentials from the two recording electrodes. ２つの記録電極からの脳電位の追加のサンプル記録を示す。 Shows additional samples recorded brain potentials from the two recording electrodes. ２つの記録電極からの脳電位の追加のサンプル記録を示す。 Shows additional samples recorded brain potentials from the two recording electrodes.
図面では、同様の番号が実質的に同様の構成要素を示す。 In the drawings, like numerals indicate substantially similar components. プローブは、しばしば、その遠位端に環状の電極を有する。 Probe often has an annular electrode at its distal end. ２つの刺激部位に分割された電極では、双極子（ダイポール）を単一軸に向けることのみが可能である。 The electrodes divided into two stimulation sites, it is only possible to direct dipoles (dipole) in a single axis. 環状の電極が３つの刺激部位に分割されて構成される場合には、双極子を平面上で任意の方向に向けて生成できる。 When annular electrode is formed is divided into three stimulation sites, the dipoles can be generated in any direction on a plane. したがって、環状の電極当たりの３つの刺激部位は、双極子を平面上の任意の方向に沿って向けるために必要な電極当たりの最小限の数の刺激部位になっているものとして有利である。 Thus, three stimulation sites per annular electrode is advantageous as being made to a minimum number of stimulation sites per electrode necessary for directing along any direction in the plane of the dipole. 最小限の数の刺激部位を使用することは、プローブを通過しなければならない導電体の数を最小限に抑え、脳組織をモジュレートするための任意の記録部位を通る最大電流密度を可能にするので、同様に有利である。 The use of minimal number of stimulation sites, minimizing the number of conductors that must pass through the probe, to allow maximum current density through the arbitrary recording region for modulating brain tissue since, it is likewise advantageous.
電流密度が脳組織の耐性によって制限される場合に、刺激部位の切断されたリングが、いくつかの方向に他よりも多くの刺激を送ることができる。 If the current density is limited by the tolerance of brain tissue, cut rings stimulation site, but some can be sent more than other stimuli direction. 例えば、４つの刺激部位であって、２つの部位が横軸（Ｘ）と整列し、他の２つの部位が垂直軸（Ｙ）と整列した４つの刺激部位として、円筒形のプローブの周囲に切断されたリングとして配置されている４つの刺激部位を、ここで考察する。 For example, a four stimulation sites, aligned two sites horizontal axis (X), as four stimulation sites other two sites are aligned with the vertical axis (Y), the periphery of the cylindrical probe four stimulation sites that are located as cut rings discussed here. この構成は、対抗する対の刺激部位の間に電流を流すことから生じる２つの双極子の線形和によって、刺激部位の平面内で任意の方向の電気双極子を生成できる。 This arrangement, by two linear sum of dipoles resulting from passing a current between the stimulation site pairs against, can be generated in an arbitrary direction of the electric dipoles in the plane of the stimulation site. 軸（Ｘ）に対して向きθで大きさ（ｍ）の双極子の生成のためには、大きさ（ｍ／ｄ）ｃｏｓθの電流が、（Ｘ）に整列した刺激部位を通して流され、且つ、大きさ（ｍ／ｄ）ｓｉｎθの電流が （Ｙ）に整列した刺激部位を通って流される（ただしｄは原点からの距離である）。 For the production of dipoles in the direction θ size (m) with respect to the axis (X), the current magnitude (m / d) cosθ is flowed through stimulation site aligned with (X), and flowed through the current magnitude (m / d) sin [theta is aligned to the (Y) stimulation site (where d is the distance from the origin). θが変化すると、双極子の大きさが円を描く。 If θ is changed, the size of the dipole is draw a circle. 何れの単一の電極での電流密度も、熱またはその他の望ましくない刺激の副作用を抑えることができるように、ある最大値未満に制限することが望ましい。 Any current density at a single electrode as well, so it is possible to suppress heat or other undesirable stimulation side effects, it is desirable to limit to less than a certain maximum value. そのような制約によって、角度θの関数として４つの刺激部位の切断されたリングによって生成できる最大の双極子が、図１４で分かるように正方形２４３を描く。 Such constraints, the maximum dipoles can be generated by the cut ring of the four stimulation sites as a function of the angle θ is, draw a square 243 as seen in FIG. 14. 最大の双極子の大きさは、両方の対の刺激部位が最大の許容電流を伝えるので、正方形の角の、軸（Ｘ）と（Ｙ）の間の中間の向きになる。 The size of the largest dipole, since stimulation site both pairs convey the maximum allowable current, the intermediate orientation between the square corner, the axis (X) (Y). 最小の双極子の大きさは、１対の刺激部位のみが非０電流を伝えるので、軸（Ｘ）および（Ｙ）に沿った向きになる。 The size of the smallest dipole, only stimulation site pair because convey non-zero current, in a direction along the axis (X) and (Y).
円筒形のプローブの周囲に切断されたリングまたは環になって配置された３つの刺激部位を備える実施形態と上記のシナリオを比較する。 Compare embodiment and the scenario with three stimulation sites arranged turned ring or rings cut into the periphery of the cylindrical probe. 電極リングの軸方向の広がりおよび最大電流密度が上記の実施例と同じ場合、任意の電極を通る電流の最大の大きさは、１／３大きい。 If axial extent and the maximum current density of the electrode ring is the same as the above embodiment, the maximum magnitude of the current through any of the electrodes 1/3 larger. 最大電流が１つの電極を通って流された場合、帰還電流がその他の２つの電極の間の様々な部分に分割される。 If the maximum current is flowed through one of the electrodes, the feedback current is divided into different parts between the other two electrodes. θの関数として３つの電極のリングによって生成できる最大の双極子は、図１５に示されるものと同様の六角形２４６を描く。 Maximum dipole that can be generated by the ring of the three electrodes as a function of θ depicts the same hexagon 246 as shown in FIG. 15. 刺激域のほとんどの向きに関して、３つの刺激部位の切断されたリングによって生成された最大の双極子の大きさは、図１５に重ね合わされた図１４からの正方形２４３によって分かるように、４つの刺激部位の切断されたリングによって生成される双極子よりも大きい。 For most orientations of the stimulation zone, the maximum magnitude of the dipole created by the cut ring three stimulation sites, as seen by the square 243 of FIGS. 14 superimposed in Figure 15, four stimulation greater than the dipole generated by the cut ring sites.
図１４および１５は、３のような素数の刺激部位を使用する利点を明らかにする簡素化されたモデルを示す。 14 and 15 show a prime simplified model reveals the advantages of using the stimulation site, such as 3. 図１の好ましい実施形態での切断されたリングに３つの刺激部位がある。 The cut ring in the preferred embodiment of Figure 1 there are three stimulation sites. 図１４は、円２３０の周囲の点に配置された４つの電気単極子（モノポール）２３４ａ、２３４ｂ、２３４ｃ、および２３４ｄの場合を示す。 Figure 14 shows four electrical monopoles (monopole) 234a disposed at a point around the circle 230, 234b, 234c, and 234d in the case of. 単極子２３４ａおaよび２３４ｃは、等しくかつ反対に帯電され、単極子２３４ｂおよび２３４ｄを生成すると双極子を生成する。 Monopole 234a us a and 234c is equal and oppositely charged to produce a dipole when generating a monopole 234b and 234d. 正方形２３４上の点の径方向部位は、単極子上の最大電荷が大きさ１である制約に従って、２つの双極子２３４ａ、２３４ｃ、および２３４ｂ、２３４ｄの合計によって形成できる最大の正味双極子を表す。 Radial portion of the points on the square 234 represents according to the maximum charge is size 1 constraints monopole, the two dipole 234a, 234c, and 234b, the maximum net dipole can be formed by the sum of 234d . ４つの単極子の電荷の合計は０である。 The sum of the charge of four of the monopole is 0.
図１５は、円２３０の周囲の点に配置された３つの電気単極子（モノポール）２３５ａ、２３５ｂ、および２３５ｃの場合を示す。 Figure 15 illustrates three electrical monopoles (monopole) 235a disposed at a point around the circle 230, 235b, and 235c in the case of. 図１５の最大の正味双極子の正方形２４３が、ここに参照のために重ね合わされる。 Maximum net dipole square 243 in FIG. 15 is superimposed for reference. ３つの電気単極子は、最大の正味双極子の六角形によって図示されるように、より効果的に向きを付けられた双極子を生成する。 Three electrical monopoles, as illustrated by hexagonal maximum net dipole, generates a dipole attached more effectively orientation. ２つの双極子は、１つの極性の１つの単極子および２つの反対または０電荷の単極子によって生成される。 Two dipoles is generated by one polarity of one monopole and two opposite or 0 charge of monopole. ３つすべての単極子の電荷の合計は０である。 The sum of the charge of all of the monopole three is 0. 六角形２４６の点の径方向部位は、２つの双極子の合計によって生成できる最大の正味双極子を表し、どの単極子の最大電荷が大きさ１．２を超えることができない制約に従う。 Radial site points of the hexagon 246, represents the maximum net dipole that can be generated by the sum of the two dipoles, maximum charge of which monopoles are subject to constraints that can not exceed the size of 1.2. 各部分が円周の１／４を占める場合よりも各部分が円周の１／３を占める場合に固定された軸方向長さの各刺激部位の表面積がより大きくなるので、ここでより大きな最大電荷の制約が使用される。 Since each portion becomes larger the surface area of ​​the stimulation site fixed axial length when even occupy 1/3 each part of the circumference than when occupying 1/4 of the circumference, large more here constraints of the maximum charge is used. 電極２３５ａ、２３５ｂ、２３５ｃに最も近い六角形の辺は、制約する電極が正の極性を有し、これらと反対側にある六角形の辺は、制約する電極が負の極性を有する場合の状況で生成される。 Electrodes 235a, 235b, closest hexagon sides to 235c, have electrodes that constraint a positive polarity, the hexagonal sides in these opposite situation when the electrode to constrain has negative polarity in is generated. 六角形２４６の径方向の部位が、原点からのほとんどの方向で、正方形２４３よりも原点から離れていることが理解できる。 Radial portions of the hexagon 246, in most directions from the origin, it can be seen that apart from the origin than the square 243. 切断されたリングの固定された軸の範囲に関して、３つの刺激部位が、４つの刺激部位と比べてより大きな効果的な刺激を送ることができる。 As to the scope of the fixed shaft of the cut ring, 3 stimulus sites can send a greater effective stimulation compared to the four stimulation sites. あるいは、固定された効果的な刺激に関して、３つの刺激部位の切断されたリングの軸方向の長さは、４つの刺激部位の切断されたリングに関するよりも短いものであることができる。 Alternatively, for a fixed effective stimulation, the axial length of the cut ring three stimulation sites can be those shorter than about severed ring of the four stimulation sites. 本発明の好ましい実施形態は、最大の電流密度が制約される状態に関する電流のよりよい誘導可能性を補助する別のプローブに勝る利点を有する。 A preferred embodiment of the present invention has advantages over other probe to aid a better navigability of the current over states the maximum current density is limited. 本発明のこの説明は、異なる切断されたリングの刺激部位が同時または連携して刺激される刺激プロトコルを使用することを除外しない。 This description of the present invention does not exclude the use of a stimulus protocol stimulation site different cut rings are stimulated simultaneously or coordination.
６つ（または任意のその他の３の倍数）の刺激部位の切断されたリングを有する刺激プローブが、本発明の利点を得る様式で使用できることが当分野の技術者には明らかである。 Stimulation probe having a six cut rings stimulation site (or any other multiple of 3) is, it will be apparent to those skilled in the art that can be used in a manner to obtain the advantages of the present invention. これは、それぞれが１対の隣接する刺激部位からなる３つの刺激部位として、６つの刺激部位のリングを制御することによって達成できる。 This is a three stimulation sites, each of adjacent stimulation site-to-one, can be achieved by controlling the six stimulation sites ring.
したがって、任意の軸方向部位で、刺激部位の数は素数である。 Thus, at any axial portion, the number of stimulation sites is a prime number. 素数は、異なる刺激の向きを得るために、電極のすべての表面を同時に使用するためのより多くの組合せの可能性を生み出す。 Prime, in order to obtain a different stimulus orientation creates the possibility of more combinations to use all of the surface of the electrodes at the same time. すべての電極表面を使用することにより、電流密度が可能な限り低く保たれる。 The use of all the electrode surface, is kept as low as possible current density. 好ましい実施形態では、刺激部位の数は３である。 In a preferred embodiment, the number of stimulation sites is three. 別の実施形態では、刺激部位の数は５である。 In another embodiment, the number of stimulation sites is 5. ２つ、５つ、または７つの刺激部位による構成も、本発明が達成しようとする電流密度の利点を得ることができるが、より少ない程度しか得られない。 Two, five, or even constituted by seven stimulation sites, but can take advantage of the current density to be achieved by the present invention, not only obtained a lesser extent.
図１を参照すると、組織のモジュレートおよびモニタプローブが示されている。 Referring to FIG. 1, the organization of modulating and monitoring probe is illustrated. 図１は、プローブの好ましい実施形態を示す。 Figure 1 shows a preferred embodiment of a probe. それは、可撓性プローブ本体１０およびオプションの多接点接続端子２０ａを備える円筒形のプローブである。 It is a cylindrical probe with a flexible probe body 10 and optional multi-contact connection terminals 20a. 多接点接続端子のさらなる詳細は、米国仮特許出願第６０／８２０，９１４号に記載され、その全体の内容が本明細書に参照によって組み込まれる。 Further details of the multi-contact connection terminals is described in US Provisional Patent Application No. 60 / 820,914, the entire contents of which are incorporated by reference herein. その他のコネクタが使用でき、当分野でよく知られている。 Other connectors can be used, it is well known in the art. プローブ３０ａの遠位端に、１つまたは複数の刺激部位の切断された環状のリングがある。 The distal end of the probe 30a, there are one or truncated annular ring of a plurality of stimulation sites. 刺激部位はすべてのリングの適合する角度部位と部位合わせすることができ、または異なるリングで異なる角度部位にずらすことができる。 Stimulation site can be shifted in different angles sites compatible angle portion and can be combined site or different rings, all rings. 局所的な電場電位を記録するのに適した１つまたは複数の周縁の電極バンド（electrode bands ）、および最遠位点またはその付近にある記録電極もある。 Local one suitable for the field potentials are recorded or periphery of the electrode band (electrode bands), and some recording electrodes in the most distal point or near. この好ましい実施形態では、多接点端子２０ａの最大直径は可撓性のプローブ本体１０の直径に等しい。 In this preferred embodiment, the maximum diameter of the multi-contact terminal 20a is equal to the diameter of the flexible probe body 10.
この実施形態では、３つの刺激部位３３ａ、３３ｂ、３３ｃ、３４ａ、３４ｂ、３４ｃ、３５ａ、３５ｂ、３５ｃ、３６ａ、３６ｂ、３６ｃが、４つの軸方向部位に、総計で１２の刺激部位に関して切断されたリングとして配置される。 In this embodiment, three stimulation sites 33a, 33b, 33c, 34a, 34b, 34c, 35a, 35b, 35c, 36a, 36b, 36c are, in the four axial sites are cleaved respect stimulation site a total of 12 and it is arranged as a ring. これらは、図５〜１２の断面図でよりよく理解できる。 These can be better understood in a cross-sectional view of FIG. 5-12. また、この実施形態には、切断されたリングの間の間隙に配置される３つの記録バンド３７、３８、３９がある。 Further, in this embodiment, there are three recording bands 37, 38, 39 disposed in the gap between the cut ring. 記録部位の大きさは、局所的な電場電位を記録するのに適しており、露出した領域が約０．０００５ｍｍ 2から約０．５ｍｍ 2の範囲にあるが、その領域は約０．８ｍｍ 2までになることもできる。 The size of the recording site is suitable for recording local field potentials, but the exposed area is in the range of about 0.0005 mm 2 to about 0.5 mm 2, the area is about 0.8 mm 2 it is also possible to be up to. いくつかの実施形態は、活動電位の細胞外の記録を改善するより小さな記録部位を有する。 Some embodiments have a smaller recording sites than improving the extracellular recording of action potential. 露出された領域のそのような記録部位は、約１．９×１０ -5 ｍｍ 2から約０．００２ｍｍ 2の範囲にあることができるが、それらは約０．１ｍｍ 2程度の大きさであることもできる。 Such recording sites of exposed regions can be in the range of about 1.9 × 10 -5 mm 2 to about 0.002 mm 2, they are about 0.1 mm 2 approximately of the size it is also possible. 記録部位の型式は、絶縁されたワイヤのむき出しの端部、薄膜、金属パッド、またはデバイスの壁の中で導電体を露出するために除去される絶縁の部分を有する絶縁された領域であることができる。 Type of recording site, bare ends of the insulated wire, thin film, it is isolated regions having a portion of the insulation is removed to expose a conductor in a metal pad or device wall, can. 別の実施形態は、記録リングをまったく有することができず、またはより多くの記録リングを有することができる。 Another embodiment may have can not completely have a recording ring, or a number of recording ring from. さらなる記録リングまたは点電極がプローブ本体１０に沿って、またはプローブ先端３２に配置できる。 Additional recording ring or point electrodes along the probe body 10, or can be placed on the probe tip 32. 本実施形態は、刺激部位に対する記録電極（バンドおよび／または点）の部位合わせを制限しない。 This embodiment does not limit the site registration of the recording electrode relative to the stimulation site (band and / or points).
短絡化を低減し、記録された信号の絶縁を向上させるために、刺激面と記録面の間および記録面の間に少なくとも１００μｍの非伝導性の隔たりがなければならない。 Reduce shunting, in order to improve the insulation of the recorded signal, the non-conductive gap of at least 100μm must be between and during the recording surface of the stimulation surface and the recording surface. プローブを通って移動する電気信号は、互いに干渉しないことが望ましい。 Electrical signals traveling through the probe, it is desirable not to interfere with each other. 高いレベルの電気刺激信号が低レベルの記録信号と干渉しないことが特に望ましい。 It is particularly desirable high level electrical stimulation signals do not interfere with low-level recording signals. したがって、記録信号を運ぶ導電体が内側の螺旋に配設されることが望ましく、刺激信号を運ぶ導電体が外側の螺旋に配設されることが好ましい。 Therefore, it is desirable that a conductor carrying a recording signal is disposed inside the spiral, the conductor carrying the stimulus signal is preferably disposed on the outside of the spiral. 刺激導電体および記録導電体の対が、感知できる距離に対して、隣接する経路をまったく横切らないように、２つの螺旋のピッチは、同じまたは異なることができる。 Stimulating conductors and recording conductor pair, with respect to the distance that can be sensed, so as not to cross the adjacent path at all, the pitch of the two spiral may be the same or different. これは、刺激導電体と任意の記録導電体の間の容量性結合を最小限に抑える。 This minimizes the capacitive coupling between the stimulation conductor and any recording conductor. その他の実施形態では、導電性の被覆を記録導電体の螺旋の外側に施すことができる。 In other embodiments, it is possible to apply a coating of electrically conductive outside the helix of recording electrical conductor. これは、２つのタイプの導電体の間の電磁干渉を低下させるために接地できる。 This can be ground to reduce the electromagnetic interference between the two types of conductors. 別の実施形態では、接地できる金属箔が内側の螺旋と外側の螺旋の間に巻かれる。 In another embodiment, the metal foil can be grounded is wound between the inner spiral and outer spiral.
別の実施形態では、記録された信号を運ぶ導電体は、電気刺激信号を運ぶ導電体の間に配設される。 In another embodiment, the conductor carrying the recorded signal is disposed between the conductors carrying electrical stimulation signals. この実施形態は、導電体が単一の薄層で配設されよりコンパクトかつより可撓性があることができる利点を有するが、場合によっては、この実施形態は刺激電流が刺激導電体をモジュレートする場合、刺激信号が隣接する記録導電体につながる可能性があるという欠点を有する可能性がある。 This embodiment is a conductor has the advantage that there can be more flexible compact and more disposed in a single thin layer, in some cases, this embodiment is the stimulation current is modulated stimulation conductor If the rate, which may have the disadvantage that may lead to recording conductors stimulus signal it is adjacent. 必ずしもすべての刺激導電体が、任意の瞬間に電流を運ぶことを求められないことに留意されたい。 Not every stimulation conductor should be noted that not required to carry current at any instant. したがって、プローブの多くの用途において、記録導電体のうちのいくつかは、任意の瞬間に作動状態の刺激導電体から十分に分離される。 Therefore, in many applications of the probe, some of the recording conductor is sufficiently separated from the stimulus conductor operating state at any instant. 別の実施形態では、刺激ワイヤおよび記録ワイヤは、螺旋状に導電体の隣接する組として通る。 In another embodiment, the stimulation wire and recording wire through the adjacent pairs of spiral conductors.
ワイヤは機械的な強度を有し、導電性である必要がある。 Wire has a mechanical strength, is required to be electrically conductive. 適切な材料には、合金ＭＰ３５Ｎ（コバルト・クロム合金）、ステンレス鋼、およびタングステンまたは刺激部位との導通、および頭蓋外のコネクタへの導通を向上させるために金メッキされたタングステン合金ワイヤが含まれる。 Suitable materials include alloys MP35N (cobalt-chromium alloy), stainless steel, and conduction between the tungsten or stimulation sites, and a tungsten alloy wire which is gold plated to improve the continuity of the extracranial connector. 材料がＭＲＩ適合性を最大にするために磁性が最小限であることが重要である。 It is important that the material is minimal magnetism in order to maximize the MRI compatibility.
刺激部位は、白金、イリジウム、または白金とイリジウムの合金などの安全な電荷移動を最大にする比較的不活性の材料から作製できる。 Stimulation sites, platinum, iridium, or a safety charge transfer, such as platinum and iridium alloy can be made from relatively inert materials to maximize. プローブの本体は、プローブが頭蓋骨を出る短い曲率半径による曲げを補助する、シリコーンゴムまたはポリウレタンなどの生体適合性ポリマーによって被覆される。 Body of the probe, the probe is to assist bending with a short radius of curvature exiting the skull, are covered by a biocompatible polymer, such as silicone rubber or polyurethane.
図２は、プローブ３０ｂの別の実施形態を示す。 Figure 2 shows another embodiment of a probe 30b. プローブ３０ｂは、化学物質がプローブ管腔に出入りできることを可能にするポート４０を加える点を除いて、図１のプローブ３０ａと同様である。 Probe 30b is chemicals except adding port 40 that allows it out of the probe lumen is similar to the probe 30a in FIG. ポート４０を半透明の薄膜によって覆うことができる。 The port 40 can be covered by a translucent film. あるいは、化学的に反応性のあるヒドロゲルなどの化学的に制御されたゲーティング機構がポートの付近に配置できる。 Alternatively, chemically controlled gating mechanisms such as chemically reactive hydrogel may be disposed in the vicinity of the port. そのようなヒドロゲルは、隣接する媒体の化学組成に基づいて膨張または後退できる。 Such hydrogel can expand or retract based on the chemical composition of the adjacent media. ゲーティング機構は、ポートのかさの膨張および閉塞に基づいて動作することができ、またはヒドロゲルは機械的な付属構造によって形成できる。 Gating mechanism may operate on the basis of the bulk of the expansion and closure of the port, or hydrogel can be formed by mechanical accessory structures. そのような構造の１つの例に、Applied Physics Letters、81(16):3091~3093、2002 に掲載された「Micromechanical Cantilever as an Ultrasensitve pH Microsensor 」にR.Bashir、JZHilt、O.Elibol、A.Gupta、およびNAPeppasによって述べられるようなバイモルフ・ビーム（bimorph beam）が含まれる。 One example of such a structure, Applied Physics Letters, 81 (16): 3091 ~ were published in 3093,2002 "Micromechanical Cantilever as an Ultrasensitve pH Microsensor" in R.Bashir, JZHilt, O.Elibol, A. Gupta, and include bimorph beam (bimorph beam) as discussed by NAPeppas. 別の例には、Sensor and Actuators B、114(l):9~18、2006 に掲載された「A Microstructured Silicon Membrane with Entrapped Hydrogels for Environmentally Sensitive Fluid Gating 」という名称の１つの論文でA.Baldi、M.Lei、Y.Gu、RASiegel、およびB.Ziaie によって開示された、微細ポートによって開口部を付けられた表面カバーが含まれ、別の例には、Journal of Microelectromechanical Systems、12(5):613~621;2003に掲載された「A Hydrogel-Actuated Environmentally Sensitive Microvalve for Active Flow Control」でA.Baldi、Y.Gu、PELoftness、RASiegel、およびB.Ziaie によって述べられるような閉塞性シールを形成するのに適した要素を移動するパッドが含まれる。 Another example, Sensor and Actuators B, 114 (l): 9 ~ was published in 18,2006 "A Microstructured Silicon Membrane with Entrapped Hydrogels for Environmentally Sensitive Fluid Gating" that A.Baldi in one of the paper's name, M.Lei, Y.Gu, RASiegel, and disclosed by B.Ziaie, contain surface cover attached to the opening by fine port to another example, Journal of Microelectromechanical Systems, 12 (5): 613 ~ 621; A.Baldi in 2003 was published in "a Hydrogel-Actuated Environmentally Sensitive Microvalve for Active Flow Control", formed Y.Gu, PELoftness, RASiegel, and occlusive seal as set forth by B.Ziaie It includes pad to move the elements suitable for. これらの参考文献の内容全体が本明細書に参照によって組み込まれる。 The entire contents of these references are incorporated by reference herein.
ヒドロゲルは、その体積が異なる化学的な依存性（chemical dependencies ）を有するように配合できるので、薬物をプローブの所定の部位に選択的に送ることができるように、異なるヒドロゲルをリードの異なる所定の部位にあるポートと関連付けることができる。 Hydrogel, because its volume can be formulated to have different chemical dependencies (Chemical dependencies), drug to be able to send selectively to predetermined portions of the probe, different hydrogels different predetermined lead It may be associated with ports in the site. 同様に、細胞外空間または脳脊髄液（ＣＦＳ）のサンプルをプローブの所定の部位から得ることができる。 Similarly, it is possible to obtain extracellular space or cerebrospinal fluid sample (CFS) from a predetermined portion of the probe. ｐＨによって直接的に制御される化学的なゲーティング機構の例には、上記に「Micromechanical Cantilever as an Ultrasensitve pH Microsensor 」で述べたものが含まれる。 Examples of chemical gating mechanism is directly controlled by the pH, include those described in "Micromechanical Cantilever as an Ultrasensitve pH Microsensor" above. ｐＨとの関係を介して二酸化炭素の存在によって制御されるゲーティング機構には、The Journal of Clinical Monitoring and Computing 21(2):83~90、2007 に掲載された「Assessment of a New Prototype Hydrogel CO2 Sensor;Comparison with Air Tonometry」にR.Steege、H.Sebastiaan、W.Olthuis、P.Bergveld、A.Berg、およびJ.Kolkman によって述べられたものが含まれる。 The gating mechanism controlled by the presence of carbon dioxide through the relationship between pH, The Journal of Clinical Monitoring and Computing 21 (2): has been published in 83 ~ 90,2007 "Assessment of a New Prototype Hydrogel CO2 Sensor; Comparison with R.Steege the Air Tonometry "includes H.Sebastiaan, W.Olthuis, P.Bergveld, A.Berg, and those described by J.Kolkman. グルコースの存在によって制御されるゲーティング機構のその他の例は、米国特許第６，９９７，９２２号にＴｈｅｅｕｗｅｓ等によって開示されている。 Other examples of gating mechanism controlled by the presence of glucose are disclosed by Theeuwes, etc. in U.S. Pat. No. 6,997,922. 上記に挙げた参考文献の内容全体が本明細書に参照によって組み込まれる。 The entire contents of the references cited above are incorporated herein by reference.
図３は、ブローブ３０ｃの別の実施形態を示し、プローブ先端３２ａが導電性であり、追加の刺激部位として機能する。 Figure 3 shows another embodiment of Burobu 30c, the probe tip 32a is electrically conductive and serves as an additional stimulation sites. これは、従来の刺激部位として機能することができ、単極および双極の刺激を補助する。 It can function as a conventional stimulation site to assist in the stimulation of monopolar and bipolar. 刺激部位３６ａ〜ｃの遠位リングと共に、それは３次元で先端の付近の電流の誘導を補助する四面体の頂点に中心を合わせられた刺激部位の組を形成する。 With distal ring of stimulation sites 36A～c, it forms a stimulation site that is centered on the apex of the tetrahedron to assist the induction of currents near the tip of the three-dimensional set. 図３の実施形態は、刺激電極３６ａ〜３６ｃと遠位の刺激電極３２ａとの間に追加の記録電極４２も有する。 The embodiment of FIG. 3 also has additional recording electrode 42 between the stimulating electrode 36a~36c and distal stimulating electrode 32a. また、多接点接続端子２０ｃは、米国仮特許出願第６０／８２０，９１４号にさらに詳しく開示されるような、２つの反円筒形またはＤ字形のコネクタに沿って軸方向に間隔を置いた複数の電気接点を有し、その内容全体は、参照によって本明細書に組み込まれる。 Multiple addition, multi-contact connection terminal 20c is the U.S. Provisional Patent Application No. 60 / 820,914 Patent to as disclosed in greater detail, spaced axially along the two anti-cylindrical or D-shaped connector have electrical contacts, the entire contents of which are incorporated herein by reference.
図４は、プローブ３０ｄの別の実施形態を示し、多接点端子２０ｄがプローブ本体１０と同じ直径を有する必要がないことを示す。 Figure 4 shows another embodiment of a probe 30d, multiple contact terminal 20d indicates that there is no need to have the same diameter as the probe body 10. ここで、接点端子２０ｄは、プローブ３０ｄをモニタおよびモジュレート・システムのその他の部分と接続するための差込み部を備えるより大きな直径の円筒形プラグである。 Here, the contact terminal 20d is a cylindrical plug of larger diameter provided with a spigot for connection with other parts of the monitoring and modulation systems probe 30d. この実施形態は、記録電極の表面が円形である必要がないが、記録点４３として構成できることを示す。 This embodiment has the surface of the recording electrode need not be circular, indicating that can be configured as a recording point 43. 別の実施形態は、複数の記録部位を含むことができ、いくつかはリングとして構成され、その他は点として構成される。 Another embodiment may include a plurality of recording sites, some are configured as a ring, the other is configured as a point. 別の実施形態では、記録電極は、正方形、長方形、または変則的な形を含む、他の形を取ることができる。 In another embodiment, the recording electrodes may take a square, a rectangle or a irregular shape, and other shapes. 別の実施形態では、多接点端子によって、プローブ内の流体通路に管腔または導管を設けることが可能になる。 In another embodiment, the multi-contact terminal, it is possible to provide a lumen or conduit to the fluid passage in the probe. 流体は、１つまたは複数の管腔を通過でき、脳に流入または脳から流出でき、あるいはその両方が可能である。 Fluid can pass through one or more lumens, can flow out from the inflow or brain brain, or both.
図５は、図１の断面線１０１での好ましい実施形態の軸方向断面図を示す。 Figure 5 shows an axial sectional view of a preferred embodiment in cross-section line 101 in FIG. 好ましい実施形態では、中央の管腔７０が、ポリウレタン、シリコーンゴム、またはポリアミドなどの生体適合性ポリマーから作成される管７２によって囲まれる。 In a preferred embodiment, the central lumen 70, polyurethane, surrounded by silicone rubber or tube 72 made from a biocompatible polymer such as polyamide. 別の実施形態では、管腔はポリマー被覆であり、絶縁された記録導電体６０は内部の管腔に配置できる。 In another embodiment, the lumen is a polymer coating, printing conductors 60 that are insulated can be placed inside the lumen. 記録導電体６０は、記録部位から多接点端子２０のその終端まで螺旋状に巻かれる。 Recording conductors 60 is helically wound from the recording site to the end of the multi-contact terminal 20. 同様に、刺激導電体５０は、刺激部位から多接点端子２０のその終端まで螺旋状に巻かれる。 Similarly, stimulation conductor 50 is helically wound from the stimulation site to the end of the multi-contact terminal 20. 好ましい実施形態では、刺激導電体５０は、刺激導電体５０に関して抵抗による損失がより大きな問題であるので記録導電体６０よりも大きな寸法を有するが、別の実施形態では、すべての導電体が同じまたは同様の寸法のものであることができる。 In a preferred embodiment, stimulation conductor 50 is lost due to the resistance with respect to stimulation conductor 50 has a larger dimension than the recording conductors 60 because it is a larger problem, in another embodiment, all of the conductors are the same or it can be of similar dimensions. 好ましい実施形態では、ワイヤ間の平均の容量性結合を低下させるために、記録ワイヤの螺旋および刺激ワイヤの螺旋のピッチは異なる。 In a preferred embodiment, in order to reduce the average capacitive coupling between the wires, the pitch of the helix and stimulation wire helix of recording wires are different. 別の実施形態では、螺旋は同じピッチを有することができる。 In another embodiment, the helix can have the same pitch. ２つの螺旋は、同じまたは反対の向き（一方が時計回り、もう一方が反時計回り）を有することができる。 Two spiral (around one is clockwise and the other counterclockwise) the same or opposite direction can have. 導電体５０、６０は、好ましい実施形態で可撓性のポリマーに埋め込まれ、絶縁されるが、別の実施形態では絶縁のために周囲のポリマーに依存でき、または依存できない。 Conductors 50 and 60 is embedded in the polymer of the flexible preferred embodiment, but is insulated, in another embodiment can depend on the polymer around for insulation, or can not rely. 好ましい実施形態では、導電性材料７４の層が記録導電体と刺激導電体の間に挿入され、それを低インピーダンスの電気的な基準に結び付けることができる。 In a preferred embodiment, layer of conductive material 74 is inserted between the recording conductor and stimulating conductor, it is possible to link it to the electrical standards of the low impedance. 別の実施形態は、層７４または中央の管腔７２の中央のライニングを内側の刺激電極として使用できる。 Another embodiment can use a central lining layer 74 or central lumen 72 as the inner stimulation electrodes. 別の実施形態は、簡単に製造するために、この層７４を省略することができる。 Another embodiment, for easy production, it is possible to omit the layer 74. 刺激部位３３ａ〜ｃをプローブの表面に配置することができ、その間に非導電体材料４１による隔たりがある。 The stimulation site 33a~c can be placed on the surface of the probe, there is a gap due to non-conductive material 41 therebetween. 刺激部位３３ａ〜ｃは、プローブに接着された管の断面の形のものであることができ、導電体５０に溶接またはリベット締めされ、または薄膜技術によって製造できる。 Stimulation site 33a~c, it can be of the form of the cross section of the tube that is bonded to the probe, it is welded or riveted to the conductor 50, or can be prepared by thin-film technology. プローブを製造するために使用できる薄膜技術の例が、例えば米国特許第７，０５１，４１９号、および米国特許第７，０４７，０８２号に記載され、その内容全体が本明細書に参照として組み込まれる。 Examples of thin film technology that can be used to produce probes, for example, U.S. Patent No. 7,051,419, and is described in U.S. Pat. No. 7,047,082, incorporated its entirety by reference herein It is. 図５の導電体５０、６０は、横断方向に切断された丸いワイヤを示すために円形の輪郭を有するものとして示されるが、別の形では、正方形、長方形、または楕円形の断面を有するものなどの成形ワイヤを使用でき、または導電体に薄膜技術が使用できる。 Conductors 50 and 60 of FIG. 5 is shown as having a circular outline in order to show the round wire is cut transversely, in another form, those having square, rectangular or oval cross section, available forming wire such as, or thin film techniques can be used to the conductor. 図５は、好ましい実施形態と一致する１２の刺激導電体５０および３つの記録導電体６０を示すが、別の実施形態では、様々な数の電極を支持するためにより多くまたはより少ない導電体を有することができる。 Figure 5 shows stimulation conductor 50 and three recording conductors 60 of 12 matching the preferred embodiment, in another embodiment, more or fewer conductors by to support different numbers of electrodes it can have.
図６は、刺激導電体５０がプローブの周縁の周囲に均一に間隔を置いて配置されるのではなく組になって配置される別の実施形態を示す。 Figure 6 shows another embodiment stimulation conductor 50 is arranged in pairs rather than being placed uniformly spaced around the periphery of the probe. ４本からなる３つの組が示されるが、その代わりに導電体は３本からなる４つの組に配置することができる。 Three sets of four is shown, the conductors can be arranged in four sets of three instead. そのような実施形態により、中央の管腔７０とプローブの外側との間を連通するポートを設け、または導電体の組の間の壁厚を低下させると共に、プローブの可撓性を改善することが可能になる。 Such an embodiment, a port communicating between the exterior of the central lumen 70 and a probe provided, or with decreasing the wall thickness between the pair of conductors, to improve the flexibility of the probe It becomes possible.
図７は、図１の断面線１０１での別の実施形態の軸方向断面図を示す。 Figure 7 shows an axial cross-sectional view of another embodiment of a cross section line 101 in FIG. この実施形態では、導電体が分離された前の実施形態とは異なり、刺激導電体および記録導電体は、プローブの同じ環状の空間にある。 In this embodiment, unlike the previous embodiment conductors are separated, stimulating conductors and recording conductors, in the same annular space probes. この実施形態は、両方の導電体を同じ管状の空間に配置するので、中央の管腔７０はより大きいものであることができる。 This embodiment, since placing both conductors in a space of the same tubular can central lumen 70 is to be greater. 好ましい実施形態では、刺激導電体５０および記録導電体６０は、螺旋の周囲に交互になるが、別の実施形態では、刺激導電体および記録導電体は別々の組として通ることができる。 In a preferred embodiment, stimulation conductor 50 and the recording conductors 60 is alternating around the helix, in another embodiment, the stimulation conductors and recording conductors can pass as a separate set. 別の実施形態では、刺激導電体５０と記録導電体６０の間に、電気的中性の点に連結できる別の導電体があることができる。 In another embodiment, during the stimulation conductor 50 and the recording conductor 60, there can be another conductor can be connected to a point of electrical neutrality. 別の実施形態では、電気的中性の点に連結できる管７２を導電体材料によって被覆できる。 In another embodiment, it covers the tube 72 that can be connected to a point of electrical neutrality of a conductive material.
図８は、記録導電体６０および刺激導電体５０が組に分けられた別の実施形態を示す。 Figure 8 shows another embodiment of recording conductors 60 and stimulation conductor 50 is divided into pairs. この実施形態は、図７に示される実施形態と比較して刺激導電体と記録導電体の間に望ましくない容量性結合が起こる可能性を低下させる利点があるが、個々の記録導電体の間に望ましくない容量性結合が起こる可能性を増加させる。 This embodiment has the advantage of reducing the undesirable capacitive coupling can occur between as compared to the embodiment shown in FIG. 7 stimulation conductor and recording conductors, between individual recording conductor undesirable capacitive coupling increases the likelihood that occur.
図９は、流体（気体または液体）の物質または薬物の送出またはサンプリング、あるいは液体または揮発性物質のサンプリングを可能にするための、中央管腔７０および管状管腔７１の二重管腔を有する実施形態を示す。 Figure 9 includes a substance or delivery or sampling of a drug or to allow for sampling of liquid or volatile substance, the double lumen central lumen 70 and tubular lumen 71 of the fluid (gas or liquid) It shows an embodiment. 管腔は、図２および１３Ａ〜１３Ｃに４０として示されるポートと連通することができ、そのような連通は、電気的または化学的に開閉制御することができる。 Lumen may be in communication with the port indicated as 40 in FIGS. 2 and 13A - 13C, such communication can be controlled electrically or chemically-off. 管腔の遠位端は、管腔の内容または管腔の内容の一部を排出するために、閉じられ、透過可能であり、選択的に透過可能であり、または開くことができる。 The distal end of the lumen, in order to discharge a portion of the contents of the content or lumen lumen, closed, is permeable, it can be selectively permeable, or opening. ２つの管腔の遠位端は、一方がレボドパなどの薬物を含む液体、あるいは一酸化炭素または一酸化二窒素などの生体活性効果を有する気体の媒体を送出し、もう一方の管腔が１つまたは複数の物質をプローブ内のポート４０またはその他の開口の付近の媒体と交換する機会を得た後に媒体を回収するように、互いに連通することができる。 The distal ends of the two lumens, one sends a gaseous medium having a bioactive effect, such as liquid or carbon monoxide or dinitrogen monoxide, including drugs such as levodopa, it is the other lumen 1 One or a plurality of substances to recover the medium after obtaining the opportunity to replace the medium in the vicinity of the ports 40 or other openings in the probe, it is possible to communicate with each other. 米国特許第６，０９４，５９８号および米国特許第６，２２７，２０３号に開示されるもののような送出できるその他の治療薬剤が当分野でよく知られており、その両方は、その内容が参照によって本明細書に組み込まれ、脳脊髄液（ＣＳＦ）などの細胞外流体がしばしば標本として抜き取られる。 U.S. Patent other therapeutic agents that can be delivered, such as the 6,094,598 and U.S. those disclosed in Patent No. 6,227,203 are well known in the art, both of which references its contents by which are incorporated in extracellular fluids such as cerebrospinal fluid (CSF) is often pulled as a sample. この実施形態では、プローブ内の追加の壁７８によって形成された追加の環７９内に電気刺激および記録用の導電体が共に通る。 In this embodiment, through electric stimulation and conductors for recording both the additional additional endocyclic 79 formed by the wall 78 in the probe.
図１０は、刺激および記録用の導電体が、内部の２つの管腔７０、７１に対して両方とも同心である２つの個別の管状のリング７６および７７を通ることを除いて、図９と同じ構成を示す。 Figure 10 is a conductor for stimulation and recording, both against the interior of the two lumens 70 and 71 except that through two separate tubular rings 76 and 77 are concentric, as in FIG. 9 show the same configuration. 別の実施形態では、３つ以上の管腔があることができ、管腔は同心である必要はない。 In another embodiment, it is possible to have more than two lumens, lumens need not be concentric.
図１１は、単一の管７２があることを除いて、図９のものと同様の構成を示す。 11, except that there is a single tube 72, shows the same structure as that of FIG. さらに、導電体５０および導電体６０は、無作為に向きを付けられ、したがって定められたパターンで導電体を有するプローブと異なり、プローブをより容易に製造可能にすることができる。 Further, the conductor 50 and conductors 60 are randomly attached orientation, unlike the probe having a conductor thus in a defined pattern, it is possible to more easily manufacture the probe.
図１２は、ガイドワイヤまたは物質伝達を補助するための管腔をまったく備えない構成を示す。 Figure 12 shows a configuration without any lumen to aid guidewire or mass transfer. 導電体は、プローブの中心を共に通る。 Conductor passes through both the center of the probe.
図１３Ａ〜１３Ｃは、図２に示される実施形態と同様の、刺激導電体および記録導電体用の構成を示す。 FIG 13A~13C is similar to the embodiment shown in FIG. 2, showing the configuration of the stimulus conductor and recording conductor. 図１３Ａは、刺激電極の４つの領域３６ａ〜３６ｃ、３５ａ〜３５ｃ、３４ａ〜３４ｃ、および３３ａ〜３３ｃを有するプローブを示し、各領域が３つの独立の刺激部位を有する。 13A shows four regions 36a~36c stimulating electrodes, showing a probe having 35 a - 35 c, 34 a - 34 c, and 33a to 33c, each region having three independent stimulation sites. さらに、図１３Ａのプローブは、記録電極３７、３８、および３９、ならびにポート４０を有する。 Furthermore, the probe of FIG. 13A has a recording electrodes 37, 38, and 39, and port 40. 図１３Ａのプローブは図１３Ｂから１３Ｃに示され、導電体の上縁および下縁が互いに実際に導通するように、プローブの周縁部が包まれていない。 Probe of Figure 13A is shown in 13C from 13B, the upper and lower edges of the conductors so as to actually electrically connected to each other, the peripheral portion of the probe is not wrapped. プローブ先端の領域では、導電体が軸方向に通り、回転してプローブ本体に沿って螺旋の巻きを形成する。 In the area of ​​the probe tip, the conductor passes axially rotates to form a winding of the helix along the probe body. 図１３Ｂは、プローブ先端の付近の軸方向に通り、次いで回転してプローブ本体に沿って螺旋状の巻きを形成する記録電極の導電体９０ａ、９０ｂ、および９０ｃを示す。 FIG. 13B, as in the axial direction in the vicinity of the probe tip, then the conductor 90a of the rotating along the probe body by recording electrodes forming a spiral wound, 90b, and shows the 90c. 図１３Ｃは、刺激電極の導電体９２ａ、９２ｂ、９２ｃ、９４ａ、９４ｂ、９４ｃ、９６ａ、９６ｂ、９６ｃ、および９８ａ、９８ｂ、９８ｃ用の同様のパターンを示す。 Figure 13C shows the conductor 92a of the stimulation electrodes, 92b, 92c, 94a, 94b, 94c, 96a, 96b, 96c, and 98a, 98b, a similar pattern for 98c.
図１６は、モニタおよびモジュレート用リードの斜視図を示す。 Figure 16 shows a perspective view of a monitoring and modulation lead. 図１６では、リード上の４つの刺激領域が、それぞれ３つの独立の刺激電極を含む。 In Figure 16, four stimulation area on the lead, each including three independent stimulation electrodes. すべての３つの刺激電極３６ａ、３６ｂ、３６ｃは、最遠位領域でのみ可視である。 All three stimulation electrodes 36a, 36b, 36c are visible only in the most distal regions. ２つの刺激電極は、３５ａ、３５ｂ、３４ａ、３４ｂ、３３ａ、３３ｂを含むリードのその他の領域で可視である。 Two stimulation electrodes are visible 35a, 35b, 34a, 34b, 33a, in other regions of the leads including 33b. さらに、リードは、３つの記録電極３７、３８、および３９、ならびに遠位のリード先端３２の付近に追加の記録電極５２を有する。 Furthermore, lead has three recording electrodes 37, 38 and 39 as well as additional recording electrode 52 in the vicinity of the distal tip of the lead 32,,. 内側のシャフト５３が、リード本体１０内に収容され、本明細書に前述したガイドワイヤ、スタイレット、管腔等を収めるように適合できる。 Inner shaft 53 is accommodated in the lead body 10, the guide wire previously described herein, the stylet can be adapted to fit the tube 腔等.
図１７は、固定具１６によって患者１１の頭蓋骨に固定され、脳組織１４に埋め込まれたモニタおよびモジュレート・プローブまたはリード１２を示す。 Figure 17 is secured to the skull of the patient 11 by fasteners 16, showing a monitor embedded in the brain tissue 14 and modulating probe or lead 12. 延長リード１８は、プローブ１２を制御可能なパルス発生器１９と連結する。 Extension lead 18 connected to the pulse generator 19 capable of controlling the probe 12. リードはしばしば、患者の皮膚の下を通るが、通らないことも可能であり、制御可能なパルス発生器１９が埋込みでき、または患者１１の身体の外側に出たままであることができる。 It leads Often, pass under the patient's skin, it is also possible not pass, may be controllable pulse generator 19 can be embedded, or remains out outside the body of the patient 11. プローブを頭蓋骨に固定する固定具のさらなる詳細は、米国仮特許出願第６０／９０８，３６７号に記載され、その全体の内容が本明細書に参照によって組み込まれる。 Further details of the fixture for fixing the probe to the skull, is described in U.S. Provisional Patent Application No. 60 / 908,367, the entire contents of which are incorporated by reference herein.
下記の表１は、環状のリングの周りの異なる刺激部位を刺激することによって異なる機能的な刺激効果が達成できることを実証する集計されたデータを要約したものである。 Table 1 below summarizes the aggregated data demonstrate that functional stimulation effects differ by stimulating different stimulation sites around the annular ring can be achieved. 図１６に示されるものと同様のリードが、麻酔をかけた猫の大脳基底核に挿入された。 Similar leads to that shown in Figure 16, is inserted into the cat basal ganglia anesthetized. 最遠位の環状のリング（３６ａ、３６ｂ、および３６ｃ）の刺激部位が、脳を電気的に刺激するために共に、および独立に通電された。 Stimulation site distal-most annular ring (36a, 36b, and 36c) are both to electrically stimulate the brain, and is energized independently. 接地が側頭筋に配置された。 Ground is located in the temporal muscle. 十分な大きさの電気的刺激が同側または対側、あるいは両方の顔面筋での反応を引き起こした。 Enough electrical stimulation caused the reaction in the ipsilateral or contralateral, or both facial muscles. 刺激の大きさが電圧の段階で送られ、運動反応が順序尺度に基づいて段階評価された（ＮＲ〜反応なし、ＴＨＲ、反応閾値、より大きな数がより高い大きさの閾上反応に対応する）。 The size of the stimulus is sent at the stage of the voltage, motor response was rated based on the ordinal scale (NR～ no response, THR, the response threshold, a larger number corresponding to higher magnitude of supra-threshold reaction ). 部位３６ａのみが刺激された場合、同側の動きに関する反応閾値が対側の動きよりも低かった。 If only part 36a is stimulated, the reaction threshold for ipsilateral movement is lower than the movement of the contralateral. 部位３６ｂのみが刺激された場合、同側の動きおよび対側の動きに関する反応閾値は同じであった。 If only part 36b is stimulated, the reaction threshold for ipsilateral movement and contralateral movement was the same. 部位３６ｃのみが刺激された場合、対側の動きに関する閾値が同側の動きに関するものよりも低かった。 If only part 36c is stimulated, the threshold for contralateral movement was lower than for the same side of the motion. すべての３つの部位が同時に刺激された場合、同側運動に関する閾値は対側運動に関するものよりも低かったが、同側運動および対側運動の両方に関する閾値は、任意の単一の部位の刺激の場合よりも低かった。 If all three sites are stimulated at the same time, the threshold for ipsilateral movement was lower than for the contralateral movement, the threshold for both the ipsilateral motion and contralateral movement, of any single site stimulation It was lower than in the case of. この試験からのデータが下記の表１に概要を示され、この刺激の識別閾値（differential stimulation thresholds ）のパターンにより、環状のリング内の異なる部位を刺激することが電流を脳内で誘導することが実証される。 The data from this study is outlined in Table 1 below, the pattern of the decision threshold of the stimulation (differential stimulation thresholds), the current to stimulate different sites within an annular ring induced in the brain There is demonstrated.
図１８Ａ〜１８Ｃは、リードが電場電位を記録でき、異なる記録部位が異なる電位を記録することを実証する。 FIG 18A~18C may lead can record field potentials, different recording sites demonstrate that record different potentials. 記録は、上記に論じたような図１６に示される同じリードから、同じ配置で得られた。 Recording, from the same lead as shown in Figure 16 as discussed above, was obtained in the same arrangement. 反応は、目の前で閃光を揺らすことによる視覚経路の感覚刺激によって引き起こされた。 The reaction was triggered by sensory stimulation of the visual pathway by rocking the flash in front of the eye. 図１８Ａでは、トレースＴ１が記録部位３８から記録され、図１８Ｂでは、トレースＴ２が記録部位３９から記録される。 In Figure 18A, the trace T1 is recorded from the recording portion 38, in FIG. 18B, trace T2 is recorded from the recording portion 39. これらのトレースのスペクトル分析は、１８０Ｈｚおよび３００Ｈｚでの振動を示し、それは電力網との意図しない結合から生じるものと考えられる。 Spectral analysis of these traces show the vibration at 180Hz and 300 Hz, it is considered to be resulting from unintended binding of the power grid. クリスチャーノ・フィッツジェラルド・フィルタ（Christiano-Fitzgerald filter）がこれらの周波数の付近の信号エネルギーを除去するために加えられ、図１８Ａ〜１８Ｃに示されるようにＴ１ａおよびＴ２ａで表される。 Chris Montepulciano Fitzgerald filter (Christiano-Fitzgerald filter) is applied to remove signal energy near these frequencies, represented by T1a and T2a, as shown in Figure 18A to 18C. 図１８Ｃのトレース△は、差Ｔ１ａ−Ｔ２ａである。 Trace of FIG 18C △ is the difference T1a-T2a. トレースは同様に見えるが、それらが主に電気的なクロストークから生じる場合のように釣り合っていない。 Although traces look similar, not balanced as if they originate from main electrical crosstalk. 位置Ａでは、Ｔ１／Ｔ１ａは、Ｔ２／Ｔ２ａと比較してより持続的な陽性を有する。 In position A, T1 / T1a has a more sustained positive compared to T2 / T2a. 位置Ｂでは、トレースの陽性Ｔ１／Ｔ１ａおよびＴ２／Ｔ２ａがほぼ同一である。 In position B, the positive T1 / T1a and T2 / T2a traces are substantially identical. 位置Ｂと位置Ｃの間の三相波の振幅は、トレースＴ１／Ｔ１ａおよびＴ２／Ｔ２ａにおいて大幅に異なる。 The amplitude of the three-phase waves between the position C and the position B, differ significantly in tracing T1 / T1a and T2 / T2a. この記録された電位の振幅は、リードの位置を反映して、最適に記録された電場電位の振幅に比べて幾分少ない。 The amplitude of the recorded potential, reflecting the position of the lead, somewhat smaller than the amplitude optimally recorded field potentials.
図１９Ａ〜１９Ｃは、灰白質の中心での配置の自発的活動の電場電位の特徴をリードが記録できることを実証する。 FIG 19A~19C the read characteristics of the electric field potential of spontaneous activity of placement in the center of the gray matter demonstrates that can be recorded. 記録は図１８Ａ〜１８Ｃでの記録が得られる部位に対して３ｍｍ背部の部位から得られた。 Recording was obtained from the site of 3mm back against sites of recording in FIG 18A~18C obtained. この記録の振幅は電力網からの干渉の振幅よりもはるかに大きかったので、Ｃｈｒｉｓｔｉａｎｏ−Ｆｉｔｚｇｅｒａｌｄフィルタリングが必要でなかった。 Since the amplitude of the recording was much greater than the amplitude of the interference from the power grid, Christiano-Fitzgerald filtering is not required. 図１９ＡのトレースＴ１は記録部位３８から記録され、図１９ＢのトレースＴ２は記録部位３９から記録される。 Trace T1 in FIG. 19A is recorded from the recording site 38, trace T2 in FIG. 19B is recorded from the recording portion 39. 図１９Ｃのトレース△は、差Ｔ１−Ｔ２である。 Trace of FIG 19C △ is the difference T1-T2. トレースは、電場電位の記録の時間経過および振幅の特徴によって同様に見える。 Trace looks similarly by time and amplitude characteristics of the field potential recordings. 差のトレース△は、活動電位波形の０．５から３．５ｍｓｅｃの継続時間を伴ういくつかの非定常波、および数十ミリボルトの振幅の特徴を有する。 Difference trace △ is non stationary wave from 0.5 to a few involving the duration of 3.5msec of action potential waveform, and a few tens of millivolts amplitude characteristics. 図１８Ａ〜１８Ｃに示される記録と共に、これらのデータは、図１６に示されるようなリードが白質および灰白質からの電場電位を記録でき、適切な信号処理によって活動電位スパイクも記録できることを実証する。 Together with the recording shown in FIG. 18A to 18C, these data demonstrate that a lead as shown in Figure 16 can record field potentials from white and gray matter may also record action potential spikes by appropriate signal processing .
理解を明確にするためおよび例として、例示の実施形態をある程度詳細に説明してきたが、様々な追加の修正、改作、および変更は当業者には明らであることができる。 As and example for purposes of clarity of understanding, although an exemplary embodiment has been described in some detail, it is possible Various additional modifications, are adaptations, and changes to those skilled in the obvious. したがって、本発明の範囲は、添付の特許請求の範囲によってのみ限定される。 Accordingly, the scope of the present invention is limited only by the appended claims.
１０ 可撓性プローブ本体； ２０ａ 多接点接続端子； ３０ａ，３０ｂ プローブ；３３ａ、３３ｂ、３３ｃ、３４ａ、３４ｂ、３４ｃ、３５ａ、３５ｂ、３５ｃ、３６ａ、 10 flexible probe body; 20a multiple contact connecting terminal; 30a, 30b probe; 33a, 33b, 33c, 34a, 34b, 34c, 35a, 35b, 35c, 36a,
３６ｂ、３６ｃ 刺激部位； ３７、３８、３９ 記録バンド； ４０ ポート。 36b, 36c stimulation site; 37, 38, 39 recording band; 40 port.
組織を刺激およびモニタする装置であって、 A stimulation and monitoring an apparatus for tissue,
近位端および遠位端を有する細長い部材と、 An elongate member having a proximal end and a distal end,
前記細長い部材に沿って軸方向に並べられ、前記遠位端の付近に配置された複数の環状の刺激電極にして、組織内に電流を流すようになされ、少なくとも１つの環状の刺激電極が少なくとも３つの独立の刺激点を有する環状の刺激電極と、 The aligned axially along the elongate member, and a plurality of annular stimulating electrodes placed in the vicinity of the distal end, adapted to flow a current into the tissue, at least one annular stimulating electrodes at least an annular stimulation electrodes having three independent stimulation points,
前記刺激電極に隣接して配置された複数の記録電極にして、局所的な組織の電位を測定するようになされた複数の記録電極と、 In the plurality of recording electrodes arranged adjacent to the stimulation electrode, and a plurality of recording electrodes adapted to measure the potential of the local tissue,
前記環状の刺激電極と前記記録電極とに接続された複数の導電体とを備える装置。 Device and a plurality of electrical conductors connected to said recording electrode and the annular stimulating electrodes.
前記近位端の付近の前記細長い部材の部分が可撓性を有する、請求項１に記載の装置。 Wherein the portion of the elongate member near the proximal end is flexible, according to claim 1.
前記遠位端の付近の前記細長い部材の部分が剛性を有する、請求項１に記載の装置。 Portion of the elongated member in the vicinity of the distal end rigid Apparatus according to claim 1.
前記複数の記録電極のうちの少なくともいくつかが環状の刺激電極の間に配置される、請求項１に記載の装置。 Wherein at least some of the plurality of recording electrodes is disposed between the annular stimulating electrodes, according to claim 1.
前記組織が脳組織である、請求項１に記載の装置。 Wherein the tissue is brain tissue, according to claim 1.
前記細長い部材の前記近位端と遠位端の間に軸方向に配置された管腔をさらに備える、請求項１に記載の装置。 Said elongated said member further comprising a lumen disposed axially between the proximal and distal ends, according to claim 1.
前記管腔がガイドワイヤまたはスタイレットを受けるようになされた、請求項６に記載の装置。 The lumen is adapted to receive a guidewire or stylet, apparatus according to claim 6.
前記細長い部材の前記遠位端の付近の１つまたは複数のポートをさらに備え、前記ポートが前記管腔と連通し、治療的な薬剤を組織へ送り、および／または前記組織から化学物質を受けるようになされた、請求項６に記載の装置。 Further comprising one or more ports in the vicinity of said distal end of said elongate member, said port communicating with said lumen, a therapeutic agent feed to the tissue, and / or subjected to chemical from the tissue It was made as apparatus according to claim 6.
前記治療薬剤がレボドパを含む、請求項８に記載の装置。 Wherein the therapeutic agent comprises levodopa, apparatus according to claim 8.
前記ポートが前記環状の刺激電極の間に配置される、請求項８に記載の装置。 It said port is disposed between the annular stimulating electrodes, according to claim 8.
前記ポートのうちの少なくとも１つが、前記細長い部材の前記遠位端に配置された、請求項８に記載の装置。 At least one of said ports, said disposed on the distal end of the elongate member, according to claim 8.
前記ポートが、その選択的な動作可能性を可能にするようになされたゲート部材を備える、請求項８に記載の装置。 It said port comprises a gate member adapted to allow their selective operability Apparatus according to claim 8.
前記ゲート部材が半透明の薄膜である、請求項１２に記載の装置。 It said gate member is a translucent film, according to claim 12.
前記ゲート部材が化学的に制御される、請求項１２に記載の装置。 It said gate member is chemically controlled device according to claim 12.
前記ゲーティング機構が化学的に反応性のヒドロゲルである、請求項１４に記載の装置。 It said gating mechanism is chemically reactive hydrogel, according to claim 14.
前記管腔に配置された刺激電極をさらに備える、請求項６に記載の装置。 Further comprising a placement stimulation electrode on the lumen device according to claim 6.
前記管腔に配置された前記刺激電極がワイヤである、請求項１６に記載の装置。 The stimulation electrodes disposed in the lumen is a wire, according to claim 16.
前記細長い部材の前記遠位端に刺激電極をさらに備え、前記刺激電極が前記組織に電流を流すようになされた、請求項１に記載の装置。 Further comprising a stimulation electrode to the distal end of the elongated member, wherein the stimulating electrode is made to flow a current to the tissue, according to claim 1.
前記複数の導電体が前記細長い部材に沿って螺旋状に巻かれた、請求項１に記載の装置。 Wherein the plurality of electrical conductors spirally wound along said elongate member, according to claim 1.
第１の組の前記導電体が刺激電極と接続され、第２の組の前記導電体が前記記録電極と接続され、前記第１の組の導電体が前記第２の組の導電体の周囲に巻かれた第１のピッチを有する螺旋を形成し、前記第２の組の導電体も第２のピッチを有する螺旋を形成する、請求項１に記載の装置。 The conductor of the first set is connected to the stimulation electrode, the periphery of the second set of conductors are connected to said recording electrode, said first set of conductors and the second set of conductors first to form a helix having a pitch wound, the second set of conductors also form a helix having a second pitch, according to claim 1.
前記第１のピッチが前記第２のピッチと異なる、請求項２０に記載の装置。 Wherein the first pitch is different from the second pitch, according to claim 20.
前記導電体が、ステンレス鋼、ＭＰ３５、およびタングステンからなる群から選択される材料からなる、請求項１に記載の装置。 The conductor, stainless steel, MP35, and made from a material selected from the group consisting of tungsten, apparatus according to claim 1.
前記複数の環状の刺激電極が磁気共鳴映像と適合性を有する、請求項１に記載の装置。 Wherein the plurality of annular stimulating electrodes compatible with magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1.
前記複数の導電体のうちの少なくともいくつかと接続され、前記細長い部材の前記近位端の付近に配置された多接点接続端子をさらに備える、請求項１に記載の装置。 Wherein the plurality of being connected to at least some of the conductors, further comprising a multi-contact connection terminal that is disposed on the vicinity of the proximal end of the elongate member, according to claim 1.
前記記録電極が前記細長い部材の周囲に周縁に配置された、請求項１に記載の装置。 The recording electrode is disposed on the periphery around the elongate member, according to claim 1.
前記記録電極が円形の表面を有する、請求項１に記載の装置。 The recording electrode having a circular surface, according to claim 1.
組織を治療する方法であって、 There is provided a method of treating tissue,
組織にプローブを埋込みをするステップにして、前記プローブが複数の記録電極、および複数の環状の刺激電極を有し、前記環状の刺激電極の少なくとも１つが少なくとも３つの独立の刺激点を有するステップと、 Tissue probe in the step of embedding, the probe is a plurality of recording electrodes, and a plurality of annular stimulating electrodes, wherein at least one annular stimulating electrodes comprising the steps of having at least three independent stimulation points ,
前記組織を前記環状の刺激電極からの治療電流によって刺激するステップと、 Comprising the steps of stimulating the tissue by the treatment current from the annular stimulating electrodes,
局所的な組織の電位を前記刺激に応答して前記記録電極によって測定するステップと、 And measuring by said recording electrodes in response to the potential of the local tissue to the stimulus,
前記刺激の効果に関するフィードバックを行うために前記測定された局所的な組織の電位を分析するステップと、 And analyzing the potential of the measured local tissue to provide feedback on the effects of the stimulus,
前記フィードバックに応答して前記刺激を調整するステップと含む方法。 Method comprising the step of adjusting the stimulation in response to the feedback.
前記組織が脳組織である、請求項２７に記載の方法。 Wherein the tissue is brain tissue The method of claim 27.
前記組織を治療薬剤によって刺激するステップをさらに含む、請求項２７に記載の方法。 Further comprising the method of claim 27 the step of stimulating the therapeutic agent to the tissue.
前記プローブをアンカーによって前記組織に解放可能に連結するステップをさらに含む、請求項２７に記載の方法。 Further comprising the method of claim 27 the step of releasably coupled to the tissue the probe by an anchor.
前記プローブが磁気共鳴映像と適合性を有する、請求項２７に記載の方法。 Wherein the probe compatible with magnetic resonance imaging method according to claim 27.
前記刺激の効果に基づいてフィードバックを行うために、前記組織から化学物質を集めるステップをさらに含む、請求項２７に記載の方法。 To provide feedback based on the effect of the stimulus, further comprising the step of collecting the chemical substance from the tissue The method of claim 27.
前記プローブに配置された１つまたは複数のポートを選択的に開閉するために、ゲート部材を制御するステップをさらに含む、請求項２７に記載の方法。 To selectively open and close one or more ports disposed in the probe, further comprising the step of controlling the gate member, The method of claim 27.
前記ポートが、前記組織への治療薬剤の送出を制御し、および／または前記組織から化学物質を受け取るようになされた、請求項２７に記載の方法。 It said port, to control the delivery of the therapeutic agent to the tissue, and / or adapted to receive the chemical substance from the tissue The method of claim 27.
組織を治療するシステムであって、 A system for treating tissue,
局所的な組織の電位を測定するようになされた複数の記録電極、および複数の環状の刺激電極を有する刺激および記録プローブにして、前記環状の刺激電極のうちの少なくとも１つが少なくとも３つの独立の刺激点を有し、前記刺激電極が組織内に電流を流すようになされた刺激および記録プローブと、 In the stimulation and recording probe having a plurality of recording electrodes, and a plurality of annular stimulation electrodes adapted to measure the potential of the local tissue, wherein at least one of the annular stimulating electrodes has at least three independent has a stimulation point, the stimulation electrodes and a stimulating and recording probe was made to flow a current into the tissue,
前記プローブに電気的刺激を与えるようになされた埋込み可能および制御可能なパルス発生器とを備えるシステム。 System comprising an electrical stimulation implantable been made to provide and control pulse generator in the probe.
治療される前記組織が脳組織である、請求項３５に記載のシステム。 The tissue to be treated is a brain tissue, system of claim 35.
前記プローブを患者の頭部に取外し可能に固定するようになされた定着デバイスをさらに備える、請求項３５に記載のシステム。 Further comprising system of claim 35 the fixing device adapted to said probe detachably secured to the head of the patient.
前記パルス発生器を制御するようになされた患者プログラマをさらに備える、請求項３５に記載のシステム。 Further comprising the made patient programmer to control the pulse generator system according to claim 35.
前記記録電極および刺激電極と電気的に接続された多接点コネクタをさらに備える、請求項３５に記載のシステム。 Further comprising a said recording electrodes and stimulating electrodes and electrically connected to the multi-contact connector system of claim 35.
前記組織プローブが磁気共鳴映像と適合性を有する、請求項３５に記載のシステム。 The tissue probe compatible with magnetic resonance imaging system of claim 35.
JP2009522991A 2006-07-31 2007-07-30 Lead and method for monitoring and modulating the brain Pending JP2009545402A (en)
US82091906 true 2006-07-31 2006-07-31
US11828547 US8321025B2 (en) 2006-07-31 2007-07-26 Lead and methods for brain monitoring and modulation
PCT/US2007/074746 WO2008016881A3 (en) 2006-07-31 2007-07-30 Lead and methods for brain monitoring and modulation
JP2009545402A true true JP2009545402A (en) 2009-12-24
ID=38987343
JP2009522991A Pending JP2009545402A (en) 2006-07-31 2007-07-30 Lead and method for monitoring and modulating the brain
US (3) US8321025B2 (en)
EP (1) EP2046441A4 (en)
JP (1) JP2009545402A (en)
CA (1) CA2659022A1 (en)
WO (1) WO2008016881A3 (en)
JP2010200876A (en) * 2009-03-02 2010-09-16 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> Probe for living tissue, method of manufacturing and method of using the same
JP2010200875A (en) * 2009-03-02 2010-09-16 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> Nervous electrode device, method for manufacturing the same, and method for using the same
CN102686273A (en) * 2009-12-30 2012-09-19 心脏起搏器公司 Terminal connector assembly for a medical electrical lead
WO2014054790A1 (en) * 2012-10-05 2014-04-10 大学共同利用機関法人自然科学研究機構 Apparatus for acquiring electrical activity in brain and use thereof
WO2017023036A1 (en) * 2015-07-31 2017-02-09 재단법인 오송첨단의료산업진흥재단 Implantable lead for stimulating complex nerves and manufacturing method therefor
US7819865B2 (en) 2006-09-20 2010-10-26 Covidien Ag Electrosurgical radio frequency energy transmission medium
WO2009111142A3 (en) * 2008-03-06 2009-10-29 Stryker Corporation Foldable, implantable electrode array assembly and tool for implanting same
US20100198281A1 (en) * 2009-01-30 2010-08-05 C.Y. Joseph Chang, MD, PA Methods for treating disorders of perceptual integration by brain modulation
JP2011036360A (en) * 2009-08-10 2011-02-24 Tohoku Univ Multifunctional electrode for nerve
US8843186B2 (en) * 2012-11-21 2014-09-23 Folim G. Halaka Non-invasive reagentless glucose determination
US20170050029A1 (en) * 2014-04-21 2017-02-23 University Of South Florida Magnetic Resonant Imaging Safe Stylus
WO2016195587A1 (en) * 2015-06-05 2016-12-08 Neuronano Ab Method and system for improving stimulation of excitable tissue
US20180008821A1 (en) * 2016-07-05 2018-01-11 Pacesetter, Inc. Implantable thin film devices
US20180028804A1 (en) 2016-07-29 2018-02-01 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Systems and methods for making and using an electrical stimulation system for peripheral nerve stimulation
US6752217B2 (en) * 2000-03-16 2004-06-22 Victaulic Company Of America Dry accelerator for sprinkler system
US7146222B2 (en) * 2002-04-15 2006-12-05 Neurospace, Inc. Reinforced sensing and stimulation leads and use in detection systems
US20050246004A1 (en) * 2004-04-28 2005-11-03 Advanced Neuromodulation Systems, Inc. Combination lead for electrical stimulation and sensing
EP2059294A2 (en) 2006-08-07 2009-05-20 Alpha Omega Engineering Ltd. Cerebral electrodes and methods of operating same
US8019440B2 (en) * 2008-02-12 2011-09-13 Intelect Medical, Inc. Directional lead assembly
JP2013516224A (en) * 2009-12-30 2013-05-13 カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド Terminal connector assembly for a medical electrical lead
JPWO2014054790A1 (en) * 2012-10-05 2016-08-25 大学共同利用機関法人自然科学研究機構 Electrical activity acquisition device and its use in the brain
KR101731231B1 (en) * 2015-07-31 2017-04-28 재단법인 오송첨단의료산업진흥재단 Implantable hybrid lead and a method of manufacturing the same
WO2008016881A3 (en) 2008-10-23 application
CA2659022A1 (en) 2009-01-26 application
US8321025B2 (en) 2012-11-27 grant
WO2008016881A2 (en) 2008-02-07 application
US20080027504A1 (en) 2008-01-31 application
EP2046441A4 (en) 2009-12-30 application
US20130197424A1 (en) 2013-08-01 application
US9314614B2 (en) 2016-04-19 grant
EP2046441A2 (en) 2009-04-15 application
US20140324117A1 (en) 2014-10-30 application
US20060173510A1 (en) 2006-08-03 Medical devices for the detection, prevention and/or treatment of neurological disorders, and methods related thereto
US20100145176A1 (en) 2010-06-10 Universal Electrode Array for Monitoring Brain Activity
US20060276866A1 (en) 2006-12-07 Microelectrode array for chronic deep-brain microstimulation for recording
US7421297B2 (en) 2008-09-02 Monopolar stimulation assembly including at least one remote electrode
US20060200206A1 (en) 2006-09-07 Methods and apparatus for effectuating a lasting change in a neural-function of a patient
Lenarz et al. 2006 The auditory midbrain implant: a new auditory prosthesis for neural deafness-concept and device description
Wei et al. 2005 Current density distributions, field distributions and impedance analysis of segmented deep brain stimulation electrodes