JP2017530806A - インプラント可能な電極デバイス - Google Patents

Abstract

神経線維束に内包されている少なくとも一本の神経線維に沿って伝播するニューロンの電気信号の位置選択的な捕捉及び少なくとも一本の神経線維の選択的な電気刺激のための、生体適合性支持土台（１）を備えたインプラント可能な電極デバイスを記載しており、生体適合性支持土台（１）は、少なくとも一つの支持土台領域を有しており、この支持土台領域が、神経線維束の周りにマンシェット状に当てがうことができ、且つインプラントした状態では神経線維束に向かって方向づけられており真っ直ぐな円筒形である支持土台表面（１’）を有しており、支持土台表面（１’）が、軸方向（ａ）及び周方向（Ｕ）に方向づけられた広がりを有しており、支持土台表面（１’）に第１の電極デバイス（２）が取り付けられており、第１の電極デバイス（２）が、それぞれ周方向に配置された少なくとも二つの第１の電極面（４）を備えた、軸方向の並びでは少なくとも三つの第１の電極構造（３）と、互いに軸方向に離隔しており、周方向に延びており、それぞれリング形状になる少なくとも二つの第１の電極帯（５）とを含んでおり、第１の電極帯（５）が、少なくとも三つの電極構造を軸方向の両側で挟んでおり、且つ第１の電極デバイス（２）が、信号検出及び生成器（６）と接続可能であるか又は接続されている。本発明は、神経線維束に向かっており真っ直ぐな円筒形である支持土台表面（１’）上で、軸方向の並びでは第１の電極デバイス（２）の軸方向の隣に、少なくとも一つの第２の電極デバイス（７）が配置されており、第２の電極デバイス（７）が、互いに軸方向に離隔しており、周方向（Ｕ）に延びており、それぞれリング形状になる少なくとも二つの第２の電極帯（８）と、少なくとも二つの第２の電極帯（８）の軸方向の間で、周方向（Ｕ）に同じように分散して配置されたそれぞれ少なくとも二つの第２の電極面（９）を含んでいる少なくとも一つの第２の電極構造（１３）とを含んでおり、且つ第２の電極デバイス（７）が、少なくとも信号生成器（６）又はさらなる信号生成器（６’）と接続されていることを特色とする。【選択図】 図１

Description

本発明は、神経線維束に内包されている少なくとも一本の神経線維に沿って伝播するニューロンの電気信号の位置選択的な捕捉及び少なくとも一本の選択した神経線維の選択的な電気刺激のための、生体適合性支持土台を備えたインプラント可能な電極デバイスに関し、この生体適合性支持土台は、少なくとも一つの支持土台領域を有しており、この支持土台領域は、神経線維束の周りにマンシェット状に当てがうことができ、且つインプラントした状態では神経線維束に向かって方向づけられており真っ直ぐな円筒形である支持土台表面を有しており、この支持土台表面は、軸方向及び周方向に方向づけられた広がりを有しており、支持土台表面に第１の電極デバイスが取り付けられている。第１の電極デバイスは、それぞれ周方向に分散して配置された少なくとも二つの第１の電極面を備えた、軸方向の並びではそれぞれ互いに離隔した少なくとも三つの第１の電極構造と、互いに軸方向に離隔しており、周方向に延びており、それぞれリング形状になる少なくとも二つの第１の電極帯とを含んでおり、第１の電極帯は、少なくとも三つの電極構造を軸方向の両側で挟んでいる。第１の電極デバイスは信号検出及び生成器と接続可能であり、つまりこの電極デバイスは信号検出及び生成器と、例えばプラグユニットの形態での取り外し可能な電気インターフェイスを介して接続されているか、又は直接的に、つまり取り外し不能に接続されている。

動脈性高血圧は、世界的に広まった典型的な生活習慣病であり、何百万人もの患者の生命を脅かしていると同時に健康保険制度の大きな負担となっている。これまでに知られている治療措置は、例えばＡＣＥ阻害薬、ベータブロッカーなどのような血圧を下げる医薬品の投与に基づいており、しかしながらこれらの医薬品には、所望の血圧低下作用だけでなく、例えば心拍緩徐、心臓機能不全、喘息発作などのような注目すべき副作用がある。さらに、新規の血圧低下性薬剤が開発されているにもかかわらず、相応の投薬法での全患者の最大３０％は、妥当な目標血圧に達することができないという事情が出てきている。エイチ． アール． ブラック（Ｈ． Ｒ． Ｂｌａｃｋ）らの寄稿論文、「Ｐｒｉｎｃｉｐａｌ ｒｅｓｕｌｔｓ ｏｆ ｔｈｅ ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｄ ｏｎｓｅｔ Ｖｅｒａｐａｍｉｌ ｉｎｖｅｓｔｉｇａｔｉｏｎ ｏｆ ｃａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒ ｅｎｄ ｐｏｉｎｔｓ （Ｃｏｎｖｉｎｃｅ）， ＴＲＩＡＬ． Ｊａｍａ、２８９ （１６）、２０７３〜２０８２頁）、２００３を参照。

高血圧に対処するための別の治療アプローチを追及しているのが、デニス ティー． ティー． プラフタ（Ｄｅｎｎｉｓ Ｔ． Ｔ． Ｐｌａｃｈｔａ）、オスカー コタ（Ｏｓｃａｒ Ｃｏｔａ）、トーマス シュティークリッツ（Ｔｈｏｍａｓ Ｓｔｉｅｇｌｉｔｚ）、モーティマー ギールトミューレン（Ｍｏｒｔｉｍｅｒ Ｇｉｅｒｔｈｍｕｅｈｌｅｎ）の論文「Ｓｅｌｅｋｔｉｖｅ Ａｂｌｅｉｔｕｎｇ ｕｎｄ Ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ ｆｕｅｒ ｅｉｎ ｂｌｕｔｄｒｕｃｋｓｅｎｋｅｎｄｅｓ Ｉｍｐｌａｎｔａｔ ｕｎｔｅｒ Ｖｅｒｗｅｎｄｕｎｇ ｖｏｎ Ｖｉｅｌｋａｎａｌ−Ｃｕｆｆ−Ｅｌｅｋｔｒｏｄｅｎ」、ｔｍ − Ｔｅｃｈｎｉｓｃｈｅｓ Ｍｅｓｓｅｎ、２０１３、Ｖｏｌ．８０ （５）、１６３〜１７２頁で公表された本願出願人による研究である。ラットに実施した動物実験に基づいて得られた知見は、迷走神経の神経線維束の一区間にインプラントした電極デバイスを用い、神経線維束のその区間から、ニューロンの電気信号を位置分解して検出し、且つ選択した神経線維に、技術的に血圧低下を起こさせる目的で刺激するために電気信号を適用するという可能性の根拠となっている。したがってこのような迷走神経刺激は、基本的に治療不応性の血圧を処置するための代替策として確立される潜在能力を有している。

選択的な迷走神経刺激のコンセプトは、何年も前から適用及び確立されている重度のてんかんの神経変調療法の経験に依拠しており、この療法では、てんかん発作が始まりかけているときに、少なくとも強さ及び継続時間の程度を和らげるため、インプラントした電極デバイスを用いて迷走神経を全体的に電気刺激する。これについては、エフ． スィディキ（Ｆ． Ｓｉｄｉｑｕｉ）ら、「Ｃｕｍｕｌａｔｉｖｅ ｅｆｆｅｃｔ ｏｆ Ｖａｇｕｓ ｎｅｒｖｅ ｓｔｉｍｕｌａｔｏｒｓ ｏｎ ｉｎｔｒａｃｔａｂｌｅ ｓｅｉｚｕｒｅｓ ｏｂｓｅｒｖｅｄ ｏｖｅｒ ａ ｐｅｒｉｏｄ ｏｆ ３ ｙｅａｒｓ」、Ｅｐｉｌｅｐｓｙ ａｎｄ Ｂｅｈａｖｉｏｒ、１８（３）、２９９〜３０２頁、２０１０及びティー． シュティークリッツ（Ｔ． Ｓｔｉｅｇｌｉｔｚ）、「Ｎｅｕｒｏｐｒｏｔｈｅｔｉｋ ｕｎｄ Ｎｅｕｒｏｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ − Ｆｏｒｓｃｈｕｎｇｓａｎｓａｅｔｚｅ ｕｎｄ ｋｌｉｎｉｓｃｈｅ Ｐｒａｘｉｓ ｂｅｉ Ｔｈｅｒａｐｉｅ ｕｎｄ Ｒｅｈａｂｉｌｉｔａｔｉｏｎ」、連邦健康官報 − Ｇｅｓｕｎｄｈｅｉｔｓｆｏｒｓｃｈｕｎｇ − Ｇｅｓｕｎｄｈｅｉｔｓｓｃｈｕｔｚ、５３（８）、７８３〜７９０頁、２０１０を参照。

これとは違い高血圧の慢性処置に関しては、血圧に関連する線維を測定技術により最初に位置特定することが重要であり、その後、その線維を適切なやり方で選択的に電気刺激する。インプラントによる電極デバイス適用措置により迷走神経にできるだけ負担がかからないように、及び迷走神経の神経鞘をできるだけ興奮させないように、引用したデニス ティー． ティー． プラフタ（Ｄｅｎｎｉｓ Ｔ． Ｔ． Ｐｌａｃｈｔａ）らの寄稿論文では、神経の外側で迷走神経に取り付けることができるいわゆるカフ電極の使用が提案されている。これには、迷走神経に沿ったカフ電極の位置決めが比較的容易という利点があり、それだけでなく患者に対して外科手術を低侵襲性に、つまり負担をかけずに速く実施することができる。

自然の血圧調節には圧反射が用いられており、圧反射とは、恒常性の自己調節メカニズムであり、血圧が高くなると反射的に種々の効果器を活性化する。この場合は血圧を下げるために、なかでも脈拍数を減少させ、さらに動脈の血管を広げる。低血圧の場合には圧反射が抑制され、これにより脈拍数が上昇し、血管が狭まり、よって血圧が再び上昇する。圧反射のための感覚入力部は、なかでも大動脈弓の壁に存在しているいわゆる圧受容器である。そこから、以下に圧受容性線維と言う血圧に関連する神経線維に沿って、血圧情報が単シナプス性に脳幹に運ばれる。血圧に関する閾値を上回ると、圧反射が交感神経線維の阻害を作動させ、これが血圧の直接的な低下を生じさせる。図２ａ、ｂとの関連で示しており、英語の文献ではしばしばカフ電極と呼ばれるマンシェット電極を用いて、脳幹に送られる圧力情報を選択的に検出し、同様に選択的に「上書き」し、こうすることで著しく高くなった血圧状況を脳幹に示唆し、これにより自然の有意な血圧低下を起こさせることにより、この圧反射メカニズムを利用することができる。

図２ａは、既知のマンシェット電極ＣＥを、平坦に広げた状態の平面的な上面図で示している。図２ｂは、インプラントした状態のマンシェット電極ＣＥを示しており、インプラントした状態では、マンシェット電極ＣＥの領域Ｂ１、Ｂ２が省スペース形態の目的で互いに折り畳まれており、それだけでなくマンシェット電極ＣＥのうち第１の電極デバイス２を備えた支持土台領域１Ｂが、マンシェット状に神経線維束ＮＦＢの一領域を抱持している。

マンシェット電極ＣＥは、柔軟な生体適合性支持土台１から成っており、支持土台１は、実現された実施形態では約１１μｍ厚のポリイミドフィルムであり、このフィルムのうち、図２ａの図平面に面している支持土台上面には、ニューロンの電気信号を位置分解して捕捉し、さらに神経線維束ＮＦＢ内を走る個々の神経線維ＮＦを選択的に電気刺激する目的で、多数の個々の電極から構成される電極デバイス２が取り付けられている。図２ｂで明らかであるように、支持土台領域１Ｂ内の支持土台１は、機械的なフィルム予応力を相応に付与しておくことで自発的に、神経線維束ＮＦＢに向かって方向づけられており真っ直ぐな円筒形である支持土台表面１’を形成しながら巻き付くので、電極デバイス２の個々の電極は、神経線維束ＮＦＢの神経鞘Ｅと直接的に表面接触する。こうして電極デバイス２の個々の電極は、神経線維束ＮＦＢの周りに周方向Ｕに湾曲したリング状の空間形状になる。

ニューロンの電気信号の位置選択的な捕捉のためにも、少なくとも一本の神経線維ＮＦの選択的な電気刺激のためにも、軸方向にそれぞれ互いに同じように離隔して配置された三つの第１の電極構造３が用いられ、第１の電極構造３は、周方向Ｕに少なくとも二つの、図２ａ、ｂに基づく図解した例示的実施形態ではそれぞれ八つの第１の電極面４を含んでいる。第１の電極構造３に属するそれぞれ八つの第１の電極面４は、周方向Ｕに同じように分散しており、つまり４５°の角距離をあけて配置されている。これは、検査すべき神経線維束ＮＦＢからニューロンの電気信号を位置選択的に捕捉するための、周方向に八区間に分かれた位置選択性を可能にする。この三つの第１の電極構造３の軸方向の両隣にそれぞれ配置されており、神経線維束ＮＦＢを完全にリング状に抱持する第１の電極帯５は、ニューロンの電気信号の位置選択的な捕捉の場合には接地電位として働き、これに対し神経線維束ＮＦＢ内の選択的に選ばれた神経線維ＮＦを電気刺激する場合には、この第１の電極帯５はそれぞれ陽極又は異極性として働く。

それぞれ第１の電極面４を介し、単極でニューロンの電気信号を捕捉するか、又は位置選択的な刺激の目的で電気信号を放出することができるそれぞれ第１の電極構造３の、トリプル又は三極のデバイスは、金属の電極面４での組織増殖に基づくインピーダンス変化を確認して、評価技術によって除去することができ、他方では、対応する神経線維ＮＦの軸方向に沿って三極デバイスを時間的に少しずれて走り抜ける、血圧に関連するニューロンの信号を、適切な三極増幅によって検出することができる。図２ａでは図平面に面している支持土台表面１’に一緒に取り付けられており、相応に電気導体路Ｌを介して中枢側では接続構造Ｖで終端している上述の第１の電極構造３及びそれぞれリング形状になる第１の電極帯５だけでなく、支持土台１の裏面には参照電極１２が存在しており、参照電極１２は一方では、信号評価の基礎となる体内の電気的な背景バルク信号又はノイズレベルの捕捉に用いられ、他方では、マンシェット電極ＣＥを用いて心電図信号を捕捉する可能性を開く。マンシェット電極ＣＥとしてインプラント可能な電極デバイスは、電気的接続構造Ｖを介して、同様にインプラントとして形成されており密閉カプセル化された信号検出及び生成器６と接続することができる。

既知のインプラント可能な電極デバイスを用い、ラットでの動物実験の枠内で証明できたことは、神経線維束ＮＦＢの周りに同じように分散して三極に配置された全部で二十四個の第１の電極面により、以下に圧受容性信号と言う血圧と相関関係にあるニューロンの電気的時間信号を捕捉することができ、それだけでなく第１の電極面は、その周方向に依存する信号レベルに関連して、圧受容性神経線維の位置測定に用いられるということである。刺激は、三極それぞれで、三極デバイスの真ん中に配置された第１の電極構造３のうち検出の際に圧受容性信号のそれぞれ最大の信号レベルを捕捉した一つ以上の電極面４を用いて行った。証明できたのは、圧受容性神経線維を選択的に刺激することにより、血圧を高い信頼性で明らかに下げられるということであり、これに関しては、非常に弱い心拍緩徐（１分間に六十回未満の脈拍低下）及びほとんど言うに値しない緩徐呼吸（１分間に二十回未満の呼吸低下）しか生じなかった。

圧受容性神経線維を選択的に電気刺激するために、それぞれ刺激周波数が３０〜５０Ｈｚの間で、刺激長が０．１〜０．５ｍｓｅｃで、刺激振幅が０．４〜１．５ｍＡの電気刺激信号を、真ん中に配置された電極構造のそれぞれ選択した電極面４に適用した。これに関し電気刺激は、圧受容性神経線維に沿って、等方性に、つまり規定の信号伝播方向を設定せずに行われ、したがって電気刺激信号は、求心性神経線維に沿っても遠心性神経線維に沿っても伝播され得た。遠心性神経線維は、心臓の働きに直接的で制御されていない影響を及ぼす可能性があり、これは、とりわけラットより大きな生物の場合、望ましくない副作用を生じさせ得る。

本発明の基礎となる課題は、請求項１のプリアンブルの特徴を備えた、神経線維束に内包された少なくとも一本の神経線維に沿って拡張するニューロンの電気信号の位置選択的な捕捉及び少なくとも一本の神経線維の選択的な電気刺激のための上述の種類のインプラント可能な電極デバイスを、圧受容性神経線維に選択的にカップリングされた電気刺激信号の制御されていない信号伝播効果に起因する副作用の可能性をできるだけ完全に排除する予防措置が講じられるように、さらに発展させることである。とりわけ、神経線維束内の非圧受容性の求心性及び遠心性の神経線維に有意に持続する影響を及ぼすことなく、遠心性神経線維に沿った電気刺激信号の伝播を阻止するという予防措置を講じることが重要である。

本発明の基礎となる課題の解決策は請求項１に提示されている。本解決思想を有利にさらに改善する特徴は、従属請求項の対象及び例示的実施形態に関連する以下の説明から明らかである。

請求項１のプリアンブルの特徴に基づく本解決策によるインプラント可能な電極デバイスは、神経線維束に向かっており真っ直ぐな円筒形である支持土台表面上で、軸方向の並びでは第１の電極デバイスの軸方向の隣に、少なくとも一つの第２の電極デバイスが配置されており、第２の電極デバイスは、互いに軸方向に離隔しており、周方向に延びており、それぞれリング形状になる少なくとも二つの第２の電極帯と、少なくとも二つの第２の電極帯の軸方向の間で、周方向に同じように分散して配置されたそれぞれ少なくとも二つの第２の電極面を含んでいる少なくとも一つの第２の電極構造とを含んでおり、この第２の電極デバイスが、少なくとも上記の信号生成器又はさらなる信号生成器と接続されていることを特色とする。

冒頭で説明し、図２ａ及びｂを参照しながら説明したようなマンシェット電極として形成されたインプラント可能な電極デバイスに、本解決策により、神経線維束内の少なくとも一本の選択した神経線維に沿った一方向の電気信号伝達を阻害するために形成された少なくとも一つの第２の電極デバイスが付け加えられた。

第１の電極デバイスと同じ一体的につながって形成された支持土台の同じ支持土台表面に同様に取り付けられた第２の電極デバイスは、神経線維束内の圧受容性神経線維を位置選択的に捕捉し、それだけでなく選択的に電気刺激することができる第１の電極デバイス、とりわけ少なくとも三つの第１の電極構造の第１の電極面に対して、空間的に固定の割当てで存在している。第２の電極デバイスは、位置特定した圧受容性神経線維を把握したうえで、遠心性の、つまり心臓に至る神経線維に沿った電気刺激信号の転送を抑制するために、圧受容性神経線維を選択的に阻害する目的で利用することができる。このために、少なくとも一つの第２の電極構造の少なくとも二つの、好ましくは四つ以上の第２の電極面が用いられ、第２の電極面は、少なくとも三つの第１の電極構造の一つの第１の電極面と同様に、神経線維束に向かって方向づけられており真っ直ぐな円筒形に形成されている支持土台表面の周方向に、同じように分散して配置されている。位置特定した遠心性の圧受容性神経線維を阻害する目的で、第２の電極構造の第２の電極面の少なくとも一つを電気的に活性化し、これにより当該の遠心性神経線維が、狙い通りに時間的に制限されて選択的に阻害される。この場合、それぞれ少なくとも一つの活性化された第２の電極面から、電気分極場が神経線維束に入り、主として、阻害すべき神経線維と相互作用する。阻害中に神経線維束内を伝播する電気分極場を軸方向で制限するために、第２の電極構造に対してそれぞれ軸方向の両側に取り付けられた第２の電極帯が用いられ、第２の電極帯は、インプラントした状態のマンシェット電極では神経線維束を完全に包囲しているリング電極である。

本解決策により形成されたインプラント可能な電極デバイスは、選択した遠心性神経線維を阻害する目的で、本解決策により設けられた第２の電極デバイスが神経線維束に沿って心臓又は圧受容性受容器に向かって、つまり尾側に方向づけられるように、且つニューロンの電気信号の選択的な捕捉及びまた位置特定した神経線維の電気刺激を行う第１の電極デバイスが、脳、つまり吻側に向かって方向づけられるように、神経線維束に適用することができる。

第２の電極デバイスを用い、いわゆる陽極ブロックによってか又は周波数がキロヘルツ範囲の正弦信号を適用することによってかのいずれかで、阻害を実現することができる。陽極ブロックの場合は、第２の電極面の少なくとも一つを陽極に分極し、これにより、遠心性神経線維の場所で支配的な電位を生成し、この電位により、対応する神経線維の活性化刺激が抑制される。高周波信号の適用によっても阻害を達成することができ、高周波信号を適用する場合は、少なくとも一つの選択した第２の電極面に高周波の電気的阻害信号を印加し、これにより、遠心性神経線維に沿った電気信号伝達メカニズムが一時的に停止する。

両方の場合に、本解決策により設けられた第２の電極デバイスは、空間的に軸方向で制限されて作用し、この制限は、両方の第２の電極帯の軸方向の距離によって与えられており、第３の電極帯は第１の電極構造に対して空間的に近いのではあるが、ともかく、インプラント可能な電極デバイスが４ｃｍの軸方向の長さを超えずに、阻害すべき遠心性神経線維に沿って軸方向に空間的に制限されることが望ましく、これにより、神経線維束に沿って脳側に配置された第１の電極デバイスは、阻害メカニズムによって影響されずに、それぞれ位置特定した求心性神経線維に、脳に至る電気刺激信号をカップリングすることができる。こうすることで、心臓に至る、つまり遠心性神経線維の方向で、直接的な刺激の可能性に起因するあらゆる副作用を排除することができる。

第２の電極構造の第２の電極面は、インプラントした状態のマンシェット電極では仮想輪状線に沿って同じように分散して配置されていることが有利であり、こうすると、神経線維束の周縁に対して位置特定した遠心性神経線維が、選択的及び効果的に阻害される。

ただし有利な形態で、第２の電極面の形状及びサイズは必ずしも互いに同一に形成されてはおらず、これに関しては、第２の電極面の軸方向の広がりがそれぞれ、第１の三つの電極構造の第１の電極面の軸方向の広がりと同一に選択されている。それぞれ第３の電極面の周方向に方向づけられた広がりは、第１の電極面の周方向に方向づけられた広がりより大きく選択されている。したがって第２の電極面は、第１の電極面より大きな面積を有することが好ましく、これにより、第２の電極面が特定の遠心性神経線維を電気分極できる位置選択性は、第１の電極面が位置特定した神経線維を電気刺激できる位置選択性より小さい。代替策として、第２の電極面を矩形の代わりに円形面として形成してもよい。これは局所的な、エッジ又は角に起因する電位場先端が形成されないという利点を有している。

第２の電極デバイスは、三極の電極デバイスの形態で形成されるのが好ましく、つまり第２の電極構造は、軸方向の両側で、それぞれ一つのリング状に形成された第２の電極帯によって制限されており、これに関し、両方の第２の電極帯の間の支持土台に沿った軸方向の距離は、好ましくは０．５ｃｍ〜３ｃｍの間、とりわけ０．７５ｃｍ〜１．２５ｃｍの間で選択されている。リング状に形成された第２の電極帯の軸方向の広がりは、１μｍ〜５ｍｍの間、好ましくは１００μｍ〜４０００μｍの間であることが好ましい。

第２の電極構造の第２の電極面は、両方の第２の電極帯の間で軸方向の真ん中に配置されており、且つ第２の電極帯に対するそれぞれ軸方向の距離が第２の電極面自体の軸方向の広がりより大きくなるような軸方向の広がりを有している。

とりわけ消極措置の実施の可能性に関し、一つの第２の電極構造の代わりに、第１の電極デバイス内のそれぞれ第１の電極構造の形成のごとく、第２の電極帯の間に、軸方向に離隔した三つの第２の電極構造を配置することが考えられる。完璧を期すためにのみ、三つより多い第１及び第２の電極構造もそれぞれの第１及び第２の電極帯の間に配置することが同様に考えられるであろうことに言及しておく。つまり、三つ、五つ、七つ以上の奇数の第１及び／又は第２の電極構造を設けることができるであろう。

図示の好ましい例示的実施形態では、一つの第２の電極構造が四つの第２の電極面を含んでおり、この第２の電極面の電極面積はそれぞれ、それぞれ一つの第２の電極帯の面積の四分の一より小さく選択されている。第１及び第２の電極デバイスに設けられた第１又は第２の電極帯は、それぞれ接地極又は反対極として、それぞれ第１又は第２の電極構造の分極に用いられるので、電荷対称的な関係の理由から、第１及び第２の電極帯の面積はそれぞれ同一に選択されている。しかしながら第１及び第２の電極帯の形成においては、個別に独立した面積選択も想像できる。

さらに、第２の電極デバイスのすべての電極、つまり第２の電極面及び第２の電極帯は、第１の電極デバイスの第１の電極面を成す電極材料より小さな電荷移動容量を有する電気伝導性材料から作製することが有利と分かった。電荷移動容量が特に高い、特に適した材料として酸化イリジウムが、第１の電極デバイスのそれぞれ第１の電極面の形成に使用され、これに対して第２の電極面及び第２の電極帯の材料は、白金又は電気伝導可能なポリマーから成っている。

第１及び第２の電極デバイスのすべての電極面は、好ましくは支持土台の支持土台表面と同一平面に揃って形成されているか、又は支持土台表面より沈んで配置されており、したがって電極面は支持土台表面から突き出ておらず、神経線維束の神経鞘に可能な限り負担をかけずに表面接触する。非侵襲性の表面接触により、インプラント可能な電極デバイスは手術で容易に、神経線維束に沿って適用及び位置決めすることができ、その際、神経鞘をごくわずかしか乃至まったく興奮させない。

さらに、インプラントすることに起因する組織興奮及び炎症反応に対処するため、生体適合性ポリマーから成る支持土台が、少なくとも神経線維束と直接的に表面接触する領域内では、炎症反応を阻害する作用物質を有することを提案する。マンシェット状のマンシェット電極との表面接触によって発生し得る神経線維束の機械的な興奮を低減させるためのさらなる措置は、神経線維束を包囲する支持土台の軸方向の境界エッジに丸みをつけることに関し、詳しくは、生体適合性支持土台が、神経線維束に向かって方向づけられており真っ直ぐな円筒形である支持土台表面の領域内で、支持土台の土台厚がその他の支持土台領域より大きいそれぞれ軸方向で向かい合っている縁領域を有しており、この縁領域が、丸みのついた縁エッジを有している。

さらなる好ましい一実施形態は、位置特定した神経線維の電気的阻害に用いられる第２の電極デバイスの領域内で、少なくとも一つの、好ましくは複数の光導波口又はアパーチャを備えており、この光導波口又はアパーチャを介し、神経線維束の神経鞘を通して光を適用又はカップリングすることができる。光導波口は、両方の第２の電極帯に対して軸方向に隣接して配置されており、形状、サイズ、及び分散は第２の電極構造の第２の電極面に対応して模倣していることが好ましい。空間的に分離した複数の光導波体を、支持土台表面では神経線維束の方に通じるように設けることにより、神経線維束内でニューロンのオプトジェネティック反応を光活性化する目的で、神経線維束内に、均一な又は異なる光信号を異なる波長で適用することができる。こうして、多数の適切に配置された光波出射口又はアパーチャにより、神経線維束内でニューロンの活性化反応又は阻害反応を位置選択的に作動させることができ、これらの反応は、電極面を介して引き起こされるニューロンプロセスの代わりに又は付け加えて行うことができる。

既に言及したように、本解決策により形成されたインプラント可能な電極デバイスは、第２の電極デバイスが神経線維束に沿って心臓方向の方にあるようになるよう、神経線維束に沿って適用することが重要である。こうすることで、遠心性神経線維を阻害することができ、これに対して神経線維束に沿って脳に向かって方向づけられた第１の電極デバイスは、位置特定した求心性の、つまり脳に至る神経線維を選択的に刺激する目的で用い得ることが保証されている。求心性神経線維を選択的に阻害する必要がある場合、神経線維束に沿って逆に方向づけられた本解決策により形成されたインプラント可能な電極デバイスをインプラントすることができる。さらなる可能な一実施形態は、二つ目の阻害性の第２の電極デバイスを備えており、二つ目の第２の電極デバイスは、第１の電極デバイスの軸方向の、第２の電極デバイスとは反対側の隣に取り付けられている。

支持土台上に取り付けられたすべての電極面及び電極帯の、制御並びに電気信号供給及びエネルギー供給のために、少なくとも一つの信号検出及び生成器が設けられており、信号検出及び生成器は電気エネルギー供給ユニットと一緒に、支持土台とは別個にカプセル状のハウジングに密閉されて囲まれているか、又は支持土台の一体化した構成要素として設けられている。信号検出及び生成器を別個に形成する場合、信号検出及び生成器は、対応する電気的及び場合によっては光学的なインターフェイスを介して、本解決策により形成されたインプラント可能な電極デバイスと接続可能である。

これに加え、神経線維束をマンシェット状に取り囲む電極デバイスを体内にインプラントすることは、ポリイミド支持土台上に取り付けた電極帯及び電極面が、絶えず湿った環境に曝されるという基本的な問題に直面し、これにより、とりわけ電極面とポリイミド支持土台の間の平面的な結合部で劣化現象が生じる可能性があり、この劣化現象は、局所的な剥離及びそれに伴い少なくとも接触劣化を引き起こし、それにより最終的には、電極デバイスの電気効率が低下する。環境に起因する金属電極面とポリイミド支持土台の間のこの剥離現象に対処するため、好ましい一実施形態では、少なくとも第１及び第２の電極帯がそれぞれ少なくとも一つの局所的な開口部を有しており、この第１及び第２の電極帯は、支持土台を成すポリマー又はポリイミドが少なくとも一つの開口部を少なくとも部分的に貫通するように、支持土台又は支持土台表面と平面的に結合している。これにより、それぞれの電極帯と支持土台との機械的な係止が改善される。

電極面又は電極帯と、支持土台の生体適合性のポリイミド又はポリマー材料との間の長期安定的な結合のためのさらなる可能性は、電極面又は電極帯の特殊な一形成形態及びそれによって可能な電極の支持土台内への特殊な組込みに反映されている。このために、とりわけ第１及び第２の電極帯がそれぞれ金属基板を有しており、この金属基板は、平らな上面及び下面を有し、基板の上面に垂直に局所的に突き出ている少なくとも一つの、好ましくは多数の構造要素を備えており、この構造要素は、柱状、リブ状、スリーブ状、又は桁状に形成されるのが好ましい。金属基板は、少なくとも一つの構造要素のうち、支持土台表面に向かって方向づけられており、且つ支持土台表面から突き出ていない第１の表面領域を除いて、支持土台の生体適合性ポリマーによって完全に包囲されている。これにより、支持土台表面で自由にアクセス可能な電極接触面は減少するが、基板の密閉包囲及び基板に一体的に結合した構造要素に基づき、支持土台表面に向かって方向づけられた表面領域以外は、支持土台の生体適合性ポリマーによって完全に包囲される。電極帯と支持土台の生体適合性ポリマーとの間の、環境に起因する液体又は湿気の浸入はかなり困難になり、これにより劣化現象をほぼ排除することができる。さらなる好ましい一実施形態では、好ましくは金属基板の下面と支持土台の生体適合性ポリマーとの間に、湿気に起因する剥離現象の可能性に対抗する付着媒介層又は付着媒介層構成が取り付けられている。

以下の図に関しては、電極帯の形態の可能性に関連するさらなる好ましい実施形態に基づいて説明している。

以下に本発明を、包括的な発明思想を制限することなく、例示的実施形態に基づいて図面を参照しながら具体的に説明する。

選択的な神経線維を阻害するための第２の電極デバイスを備えたインプラント可能な電極デバイスの概略的な平面図である。 ニューロンの電気信号の位置選択的な捕捉及び個々の神経線維の選択的な電気刺激のためのそれ自体で知られたインプラント可能な電極デバイスを示す図である。 ニューロンの電気信号の位置選択的な捕捉及び個々の神経線維の選択的な電気刺激のためのそれ自体で知られたインプラント可能な電極デバイスを示す図である。 ３ａは、開口部を有する電極帯を示す図であり、３ｂは、支持土台内に組み込まれた電極帯の詳細図であり、３ｃは、構造要素の代替的な形成を示す図である。 インプラント可能な電極デバイスを追加的に強化するマンシェットを示す図である。 インプラント可能な電極デバイスを追加的に強化するマンシェットを示す図である。 インプラント可能な電極デバイスを追加的に強化するマンシェットを示す図である。 インプラント可能な電極デバイスを追加的に強化するマンシェットを示す図である。 インプラント可能な電極デバイスを追加的に強化するマンシェットを示す図である。 インプラント可能な電極デバイスを追加的に強化するマンシェットを示す図である。 インプラント可能な電極デバイスの液圧式適用構造を示す図である。

図１は、本解決策により形成されたインプラント可能なマンシェット電極ＣＥの概略的な平面図を示しており、マンシェット電極ＣＥの好ましくはポリイミドから成る支持土台１上には、ニューロンの電気信号の位置選択的な検出及び個々の神経線維の選択的な電気刺激のために設けられた第１の電極デバイス２の隣で、少なくとも一本の選択した神経線維の阻害に用いられる第２の電極デバイス７が取り付けられている。繰り返しを避けるため、第１の電極デバイス２の個々の電極の説明は、図２ａ及びｂの上述の説明を参照されたい。

遠心性の、ここでは心臓Ｈに至る神経線維に沿った信号伝播を阻害する第２の電極デバイス７は、軸方向に離隔した二つの第２の電極帯８を含んでおり、第２の電極帯８の間には、真ん中に第２の電極構造１３が設けられており、第２の電極構造１３は、互いに分離して配置された四つの第２の電極面９から成っている。第２の電極デバイス２のすべての電極８、１３は、支持土台１上に取り付けられているか又は支持土台１内に組み込まれている電気導体路Ｌを介し、信号生成器６’と接続されているか又は接続可能であり、信号生成器６’は、信号検出及び生成器６並びにエネルギー源と一緒に、別個にカプセル化されたインプラント可能なユニット内に組み込まれている。電気導体路Ｌは、任意選択で、取り外し可能な接続構造Ｖを備えることができる。

第２の電極デバイス２は任意選択で、光学的な光導波デバイス１０を含んでおり、光導波デバイス１０は、それぞれ周方向Ｕに分散して配置された四つの分離した光導波口１１を含んでいる。個々の光導波口又はアパーチャ１１への光導波体ＬＩは、支持土台１内を走っており、且つ特定の神経線維に沿って、オプトジェネティクスにより選択的に活性化される刺激及び／又は光活性される選択的な阻害を引き起こすため、中枢側で一つの均一な光源ＬＱ又は光波長の異なる分離した光源ＬＱと組み合わせることができる。

個々の電極、つまり第１及び第２の電極帯５、８並びに第１及び第２の電極面４、９の幾何形状及びサイズの選択は、基本的に個別に互いに同調させて行うことができ、とりわけ、インプラント可能なマンシェット電極ＣＦを周りに当てがえる神経線維束の直径に基づいて決まる。つまり、第１及び第２の電極構造及び電極帯並びに場合によっては光学的な光導波デバイス１０の周方向Ｕに方向づけられた広がりは、マンシェット電極ＣＥを巻き付ける神経線維束の周縁に相当するのが好ましい。三極の電極デバイスの軸方向の距離は、好ましくは、興奮させるべき神経線維の髄鞘化した神経線維でのいわゆるランヴィエ絞輪の直径及びその結果として生じる距離に適合されるのが望ましい。図１に示した例示的実施形態では、電極は矩形の電極面として表示されている。有利なやり方で、つまりとりわけ電極の矩形エッジで生じる力線緻密化を避ける目的で、電極面を、少なくとも角に丸みをつけて形成することを提案する。

したがってヒトの場合に重要なのは、特定の大きさの髄鞘化した線維を阻害又は活性化することである。これは、神経線維に沿って、この線維が髄鞘化されていない、つまりいわゆるランヴィエの輪の部位でのみ可能である。神経線維の直径が大きくなるにつれ、ランヴィエの輪の間隔、つまり軸方向の距離はより大きくなり、これに対応して、非常に大きな線維のランヴィエの輪にも十分に高い統計的確率で達するには、軸方向に離隔した両方の第１の電極帯５の間の軸方向の距離を、輪の軸方向の距離とほぼ同じ長さに又は少しより大きく選択することが重要である。これに対応することが、第２の電極帯８の軸方向の離隔にも適用されるのが好ましい。

マンシェット電極ＣＥ全体の軸方向の全体的な広がりは、それぞれの神経線維束の体内のサイズ比に適合されており、典型的には４ｃｍを超えないことが望ましい。

支持土台１の裏面に取り付けられた追加的な参照電極面１２は、体内で捕捉されるノイズレベルの捕捉に用いられ、したがって必要に応じて心電図信号の捕捉に用いられる。

これに加え、支持土台１は、金属リング構造によって強化された少なくとも一つの、好ましくは二つ又は三つの開口部１４を有しており、これらの開口部１４は、インプラントした電極デバイスＣＦを神経線維束に固定するために用いられる。この固定は、外科用の糸を用いて行われ、この外科用の糸をそれぞれ少なくとも一回は開口部１４に通し、この外科用の糸で、神経線維束を取り囲む組織を縫い合わせる。支持土台のうち、第１及び第２の電極デバイス２及び７が取り付けられており、したがってインプラントした状態ではこれらの電極デバイスが神経線維束の神経鞘の表面に接触する、真っ直ぐな円筒形へと巻かれる領域１Ｂとは異なり、支持土台領域１Ｂと隣り合う支持土台１は、平らな旗のように神経線維束から横に張り出して、周辺の組織に突っ込んでいる。金属リング構造１４は、外科用の糸に沿って作用する固定力を機械的に確実に受け止めること、及び支持土台が損傷して切れるのを防止することを補助する。

インプラント可能な電極デバイスＣＦを、さらには表示していない神経線維束の周りにマンシェット状に巻き付けつけるため、第２の電極構造７は、神経線維束に沿って心臓に至る側Ｈに配置されなければならない。位置特定した神経線維の選択的な検出及びまた選択的な刺激に用いられる第２の電極デバイス２は、神経線維束に沿って脳側Ｇに取り付けられている。

第１及び第２の電極帯５、８並びに第１及び第２の電極面４、９は、支持土台に蒸着又はスパッタリングされているのが好ましく、ガルバニック処理による強化が考えられる。薄い金属フィルムのレーザ構造化もテクノロジーとして可能である。とりわけ第１及び第２の電極帯５、８が支持土台１に永続的に接合するために、電極帯は局所的な開口部１５を有しており（図３ａを参照）、この開口部を支持土台１のポリマー材料が少なくとも部分的に通り抜け又は開口部に突き出ている。それぞれ第１及び第２の電極帯５、８の電極表面１６はその他では支持土台上面１’と同一平面に揃って配置されており、神経線維束の表面に直接的に接触する。

電極帯５、８の接合を永続的に改善するために、好ましい一つの例示的実施形態では、電極帯を、以下のように広範囲で支持土台内に組み込むことを提案している（これについては図３ｂを参照）。

電極帯５、８はそれぞれ、上面１８及び下面１９をもつ金属基板１７を有している。上面１８に、好ましくは上面全体に、平面的に分散し、垂直にそびえている好ましくは柱状、リブ状、桁状、又はスリーブ状の突起の形態の構造要素２０が、基板１７の上面１８と一体的に設けられており、構造要素２０は、支持土台表面１’に面した表面領域２１を有しており、表面領域２１は、神経線維束の神経鞘に直接的に当てがうことができる。これに加え、少なくとも下面１９と、基板１７を取り囲む支持土台１のポリマー材料との間に、付着媒介層２２を設けることが有利である。付着媒介層２２は、加えて上面１８上にも取り付けることができる。特に適した付着媒介層は、炭化ケイ素（ＳｉＣ）及びダイヤモンドライクカーボン（ＤＬＣ）から成っている。好ましいのは、電極帯５、８が、最高の電荷移動容量を有する材料の一つと見なし得る酸化イリジウムから作製されることである。

基板１７の上面に分散して取り付けられた構造要素２０を形成するためのさらなる一改善形式を図３ｃに図解している。図３ｃは、金属基板１７の上面１８に対して垂直に方向づけられた長手の延びＬＡを有する構造要素２０の長手断面を示しており、この長手の延びＬＡに沿って、構造要素２０は少なくとも一つの第２の表面領域２３を有しており、この第２の表面領域２３は、金属基板１７の上面１８に平行に方向づけられており、またこの第２の表面領域２３上には付着媒介層２２又は付着媒介層構成２２’が取り付けられている。第２の表面領域２３は、第１の表面領域１８から離隔して配置されており、付着媒介層（２２）又は付着媒介層構成（２２’）によって隔てられて、生体適合性ポリマーによって完全に取り囲まれている。第２の表面領域は、図３ｃから明らかであるように、基板１７の上面１８に向かって方向づけられている。もちろんこれに加えて、第２の表面領域２３に対向する第３の表面領域２４でも、並びに／又は基板１７の上面及び／若しくは下面１８、１９でも、付着媒介層２２又は付着媒介層構成２２’を設けることが可能であり、且つ有利である。

個々の構造要素２０の数及びまた配置は、任意に選択できるが、好ましくは、図３ｂから明らかであるような幾何学的に整列した位置関係ＫＯ、例えば正方形の、五角形の、六角形の、又はより多角の配置パターンが適している。

支持土台１内での基板３の一つの好ましい配置では、基板１７は、支持土台１内の真ん中に存在しており、つまり基板１７の下面１９と境を接し合う生体適合性ポリマー層の厚さが、基板１７の上面１８と境を接し合うポリマー層の厚さにほぼ一致することが望ましい。基板１７のこのような配置と結びつくのは、基板１７に作用する材料内在性の応力が補償し合うという、実験により証明可能な利点であり、この応力は熱処理プロセス中に形成される。熱処理プロセスは、インプラント可能なマンシェット電極を自発的に神経線維束の周りに巻き付かせ得る材料予応力を支持土台に付与するために必要である。

図４ａ〜図４ｆでは、インプラント可能なマンシェット電極ＣＥの支持土台１を部分的に抱持しているマンシェットＭを示しており、このマンシェットＭは、支持土台１のうち、支持土台領域１Ｂに直接的に隣り合っており、支持土台領域１Ｂとは異なり材料に内在する機械的な予応力によって自発的に真っ直ぐな円筒形には変形せず、こうしてインプラントした状態では同一平面に揃って神経線維束の神経鞘に当てがわれる領域を、その下面でも上面でも抱持している。

マンシェットＭは第一に、支持土台の非常に小さな厚さ及び支持土台表面に取り付けられた繊細な電極デバイスに基づき、手術者に特に細心の取扱いを要求するインプラント可能なマンシェット電極ＣＥの取扱いを改善するために用いられる。マンシェットＭは、単一構造で形成されるのが好ましく、マンシェット下部Ｍｕ及びマンシェット上部Ｍｏを有しており、この両方は、フィルムヒンジ継手２５を介して関節接合により結合されている（これについては図４ｂ及び図４ｃを参照）。マンシェット下部Ｍｕは、支持土台１を包埋する凹部２６を有しており、この凹部２６内に支持土台１を嵌め込むことができる。嵌め込んだ状態では、マンシェット下部Ｍｕが図４ｂから明らかである縁どるようなやり方で支持土台１を抱持し、つまりマンシェット下部ＭＵが支持土台１の下で脇から突き出ている。

ヒンジ継手２５を介してマンシェット下部Ｍｕと一体的に結合したマンシェット上部Ｍｏは、形状及びサイズがマンシェット下部Ｍｕに適合しており、マンシェット下部Ｍｕと同様に支持土台１を包埋する凹部２７を有しており、したがって閉じた状態のマンシェットＭでは、図４ａに示したように支持土台１を密閉して抱持し、その際、支持土台領域１ＢだけがマンシェットＭからはみ出ている。

マンシェットＭは、取扱いを改善するだけでなく、とりわけマンシェット電極ＣＥを神経線維束に対して、より良好に留めるためにも用いられる。このために、マンシェット上側及び下側Ｍｏ、Ｍｕはそれぞれ固定開口部１４’を有しており（図４ａ、図４ｂ、図４ｄを参照）、これらの固定開口部１４’は、折り畳んだ状態のマンシェットＭでは、支持土台１内に取り付けられた固定開口部１４とぴったり合っている。こうすることで、マンシェットＭによって抱持されたマンシェット電極ＣＥの開口部１４、１４’に外科用の糸２８を通すことができる。これにより、マンシェット電極ＣＥの金属リングが被せられた固定開口部１４の負荷を、マンシェットＭ内に取り付けた固定開口部１４’によって軽減することができる。マンシェットＭは、安定的なプラスチック材料、例えばパリレンから作製されるのが好ましい。強度をさらに高めるため、Ｍｏ及びＭｕがポリマーハイブリッドから成っていてもよい（例えばパリレン（内側）及びシリコーンゴム 外側）。このハイブリッドは、パリレンの安定性とシリコーンの引裂強度が組み合わさるという利点を有している。好ましい一実施形態では、マンシェットＭ内の固定開口部１４’が、相応の材料増厚により強化されて実施されている。

マンシェット上部Ｍｏには、参照電極面１２への自由なアクセスを保証する開口窓２９が取り付けられている。図４ｅでは、これに関するマンシェットＭによって抱持された支持土台１の短手断面を示しており、この支持土台１の上面には参照電極面１２が取り付けられており、参照電極面１２は、マンシェット上部Ｍｏ内に取り付けられた開口窓２９により、自由にアクセス可能なままである。開口窓２９は、斜めに落ちている境界勾配２９’で参照電極面１２を抱持することが好ましく、これにより参照電極面２９は全面的に周辺組織と身体接触可能になっている。

マンシェットＭが閉じた状態にあり続けることを保証するため、マンシェット上部と下部Ｍｏ、Ｍｕの間に、例えばピン３０と、対向して配置された凹部３１とから成るラッチロック構造Ｖを配置している（図４ｃ及び図４ｆを参照）。マンシェット上部と下部を折り畳むと、ピン３０に力が加わって対応する凹部３１に嵌まり、凹部３１内でピン３１はそれぞれ摩擦結合により永続的に保持される。図４ｆでは、ラッチロック構造Ｖの閉じた状態を図解している。この場合、マンシェット上部Ｍｏに取り付けられたピン３０が、支持土台１に取り付けられた対応する開口部を突き抜けて、端部側でマンシェット下部Ｍｕの凹部３１内に達している。もちろん、ラッチロック構造の代替形態を考えることができ、例えば適切に形成されたロックメカニズムの形態である。

図５では、本解決策により形成されたマンシェット電極ＣＥの容易なインプラントを可能にするさらなる一実施形態を図解している。支持土台１内に流体路系３２が組み込まれており、この流体路系３２は完全に支持土台１に抱持されている。流体路系３２は実質的に、材料に内在する予応力に基づいて外部からの力の影響なく自主的な自己巻付きによって真っ直ぐな円筒形の形になる支持土台領域１Ｂの領域内に延びている。これに対し、流体路系３２を流体、好ましくは水で満たすと、流体路系３２に沿って形成される水圧が、支持土台領域１ｂを、材料に内在する巻付き力に反して平らに張ることができる。このために流体路系３２は、自発的に形成される真っ直ぐな円筒形の外被面の周方向に走る流体路枝部３３を有しており、これらの流体路枝部３３は、満たされた状態では、支持土台領域１Ｂに、必要な伸張を強制する。

流体路系３２を満たすため、支持土台１内に少なくとも二つの流路口３４が設けられており、流路口３４のサイズ及び配置は、流路口３４が、流体を漏らさないように、マンシェットＭ内を走る流体引込管又は排出管３５、３６の入口及び出口に通じるように決められている。マンシェットＭ内を走る引込管又は排出管３５、３６は、手術者によって作動可能な流体制御システム３７と流体によって接続されている。

インプラントする場合には、流体路系３２を流体で満たし、これにより支持土台領域１Ｂを伸張させる。この状態で、手術者は神経束に沿った所定の部位に厳密にマンシェット電極ＣＥを配置する。その後、手術者が流体路系３２を空にし、これにより、支持土台領域１Ｂは自発的に神経線維束の周りに巻き付く。最後のステップとして、マンシェットに設けた固定開口部１４’により、マンシェット電極ＣＥを外科用の糸で周辺組織に留める。

上述の流体路系３２の有利な一形態では、流体路系３２を、形状記憶金属 − 形状記憶ポリマーで満たすことが考えられる。流路口３４が、活性化の目的で、金属被覆された接触部を備えており、インプラント可能な電極デバイスＣＥを展開するために、相応に改変された制御機器３７によりこの接触部を介して、電極が最終的に配置されるまで引込管３５、３６に沿って電圧を印加することができる。

１ 支持土台
１’ 支持土台表面
１Ｂ 支持土台領域
２ 第１の電極デバイス
３ 第１の電極構造
４ 第１の電極面
４ａ 第１の電極面の軸方向の広がり
４Ｕ 第１の電極面の周方向に方向づけられた広がり
５ 第１の電極帯
６、６’ 信号検出及び生成器
７ 第２の電極デバイス
８ 第２の電極帯
９ 第２の電極面
９ａ 第２の電極面の軸方向の広がり
９Ｕ 第２の電極面の周方向に方向づけられた広がり
１０ 光導波デバイス
１１ 光導波口
１２ 参照電極面、心電図電極面
１３ 第２の電極構造
１４ 固定開口部
１４’ 固定開口部
１５ 開口部
１６ 電極帯表面
１７ 基板
１８ 上面
１９ 下面
２０ 構造要素
２１ 表面領域
２２ 付着媒介層
２２’ 付着媒介層構成
２３ 第２の表面領域
２４ 第３の表面領域
２５ フィルムヒンジ継手
２６ 凹部
２７ 凹部
２８ 外科用の糸
２９ 開口窓
２９’ 境界勾配
３０ ピン
３１ 凹部
３２ 流体路系
３３ 流体路枝部
３４ 流路口
３５ マンシェット内の引込管
３６ マンシェット内の排出管
３７ 流体制御システム
ＣＥ マンシェット電極
Ｌ 導体路
Ｖ 接続構造
Ｕ 周方向
Ａ 軸方向
Ｍ マンシェット
Ｍｏ マンシェット上部
Ｍｕ マンシェット下部
ＮＦ 神経線維
ＮＦＢ 神経線維束
Ｇ 脳
Ｈ 心臓
ＬＩ 光導波体
ＬＱ 光源
ＬＡ 構造要素の長手軸
ＫＯ 幾何学的な位置関係
Ｖ ラッチロック構造

Claims (30)

1. 神経線維束に内包されている少なくとも一本の神経線維に沿って伝播するニューロンの電気信号の位置選択的な捕捉及び前記少なくとも一本の神経線維の選択的な電気刺激のための、生体適合性支持土台（１）を備えたインプラント可能な電極デバイスであって、前記生体適合性支持土台（１）が、少なくとも一つの支持土台領域を有しており、前記支持土台領域が、前記神経線維束の周りにマンシェット状に当てがうことができ、且つインプラントした状態では前記神経線維束に向かって方向づけられており真っ直ぐな円筒形である支持土台表面（１’）を有しており、前記支持土台表面（１’）が、軸方向（ａ）及び周方向（Ｕ）に方向づけられた広がりを有しており、前記支持土台表面（１’）に第１の電極デバイス（２）が取り付けられており、前記第１の電極デバイス（２）が、
   − それぞれ周方向に配置された少なくとも二つの第１の電極面（４）を備えた、軸方向の並びでは少なくとも三つの第１の電極構造（３）と、
   − 互いに軸方向に離隔しており、周方向に延びており、それぞれリング形状になる少なくとも二つの第１の電極帯（５）とを含んでおり、前記第１の電極帯（５）が、前記少なくとも三つの電極構造を軸方向の両側で挟んでおり、且つ前記第１の電極デバイス（２）が、信号検出及び生成器（６）と接続可能であるか又は接続されているインプラント可能な電極デバイスにおいて、前記神経線維束に向かっており真っ直ぐな円筒形である前記支持土台表面（１’）上で、軸方向の並びでは前記第１の電極デバイス（２）の軸方向の隣に、少なくとも一つの第２の電極デバイス（７）が配置されており、前記第２の電極デバイス（７）が、
   − 互いに軸方向に離隔しており、周方向（Ｕ）に延びており、それぞれリング形状になる少なくとも二つの第２の電極帯（８）と、
   − 前記少なくとも二つの第２の電極帯（８）の軸方向の間で、周方向（Ｕ）に同じように分散して配置されたそれぞれ少なくとも二つの第２の電極面（９）を含んでいる少なくとも一つの第２の電極構造（１３）とを含んでおり、且つ
   前記第２の電極デバイス（７）が、少なくとも前記信号生成器（６）又はさらなる信号生成器（６’）と接続されていることを特徴とするインプラント可能な電極デバイス。
2. インプラントした状態では前記第１及び第２の電極面（４、９）が、周方向（Ｕ）にそれぞれ仮想輪状線に沿って同じように分散して配置されていることを特徴とする請求項１に記載の電極デバイス。
3. 前記第１及び第２の電極面（４、９）がそれぞれ軸方向（４ａ、９ａ）及び周方向（４Ｕ、９Ｕ）に方向づけられた広がりを有し、
   前記第１の電極面（４）の前記広がり（４ａ、４Ｕ）がそれぞれ同一であり、
   前記第２の電極面（９）の前記広がり（９ａ、９Ｕ）がそれぞれ同一であり、並びに
   前記第２の電極面（９）の周方向に方向づけられた前記広がり（９Ｕ）が、前記第１の電極面（４）の周方向に方向づけられた前記広がり（４Ｕ）より大きいことを特徴とする請求項１又は２に記載の電極デバイス。
4. 前記第１及び第２の電極面（４、９）の前記軸方向の広がり（４ａ、４Ｕ）が同じであることを特徴とする請求項３に記載の電極デバイス。
5. 前記第１及び第２の電極デバイス（２、７）が取り付けられている前記支持土台表面（１’）が、一体的につながって、つまり断絶なく形成されていることを特徴とする請求項１から４のいずれか一項に記載の電極デバイス。
6. 前記第１の電極帯（５）の間の軸方向の距離が、前記第２の電極帯（８）の間の軸方向の距離以上に選択されており、及び
   前記第２の電極帯の間の軸方向の距離が、０．５ｃｍ〜３ｃｍの間、好ましくは０．７５ｃｍ〜１．２５ｃｍの間であることを特徴とする請求項１から５のいずれか一項に記載の電極デバイス。
7. 前記第１及び第２の電極帯（５、８）の形状及びサイズが同一であり、並びに
   それぞれ前記第１及び第２の電極面（４、９）の面積が、それぞれ前記第１及び第２の電極帯（５、８）の面積より小さく、好ましくは前記第１及び第２の電極帯（５、８）の面積の四分の一より小さいことを特徴とする請求項１から６のいずれか一項に記載の電極デバイス。
8. 前記第１の電極面（４）が、金属材料から成っており、前記金属材料が、前記第２の電極面（９）を成している材料より高い電荷移動容量を有することを特徴とする請求項１から７のいずれか一項に記載の電極デバイス。
9. 前記第１の電極面（４）の前記金属材料が酸化イリジウムであり、及び／又は
   前記第２の電極面（９）の前記材料が金属材料、好ましくは白金、若しくは導電性ポリマーであることを特徴とする請求項８に記載の電極デバイス。
10. 前記第１及び第２の電極デバイス（２、７）がそれぞれ、三極の電極デバイスとして動作可能であり、つまり前記第１及び第２の電極帯（５、８）がそれぞれ、前記第１及び第２の電極構造（３、１３）に対して逆極性に分極可能であることを特徴とする請求項１から９のいずれか一項に記載の電極デバイス。
11. 前記第２の電極デバイス（７）の領域内で、少なくとも一つの光学的な光導波デバイス（１０）が設けられており、前記光学的な光導波デバイス（１０）が、周方向（Ｕ）に分散して配置された少なくとも二つの分離した光導波口（１１）を含んでいることを特徴とする請求項１から１０のいずれか一項に記載の電極デバイス。
12. 前記少なくとも二つの分離した光導波口（１１）が、仮想輪状線に沿って同じように分散して配置されており、並びに
    前記光導波口（１１）がそれぞれ、軸方向（１１ａ）及び周方向（１１Ｕ）に方向づけられた広がりを有しており、前記広がりが、前記第２の電極面（９）のその広がり（９ａ、９Ｕ）に対応していることを特徴とする請求項１１に記載の電極デバイス。
13. 前記第１の電極デバイス（２）の前記第１の電極面（４）及び前記第１の電極帯（５）並びに前記第２の電極デバイス（７）の前記第２の電極面（９）及び前記第２の電極帯（８）がそれぞれ、前記支持土台表面（１’）から突き出ないように、前記支持土台表面（１’）に取り付けられていることを特徴とする請求項１から１２のいずれか一項に記載の電極デバイス。
14. 前記支持土台（１）が、少なくとも一種の生体適合性ポリマーから作製されており、且つ前記神経線維束に向かっており真っ直ぐな円筒形である前記支持土台表面（１’）の少なくとも一部分で、炎症反応を阻害する作用物質を有していることを特徴とする請求項１から１３のいずれか一項に記載の電極デバイス。
15. 少なくとも前記信号検出及び生成器（６）、任意選択で設けられた第２の信号検出器（６’）、並びに／又は電気エネルギー供給ユニットが、前記支持土台（１）とは別個にカプセル状のハウジングに密閉されて囲まれているか、又は前記支持土台（１）の一体化した構成要素であることを特徴とする請求項１から１４のいずれか一項に記載の電極デバイス。
16. 前記支持土台（１）が、生体適合性ポリマーを含有することを特徴とする請求項１から１５のいずれか一項に記載の電極デバイス。
17. 前記第１及び／又は第２の電極帯（５、８）がそれぞれ少なくとも一つの局所的な開口部を有し、並びに前記第１及び／又は第２の電極帯（５、８）が、前記ポリマーが前記少なくとも一つの開口部を少なくとも部分的に貫通するように、前記支持土台表面（１’）と平面的に結合していることを特徴とする請求項１６に記載の電極デバイス。
18. 前記支持土台表面（１’）の裏面で、前記支持土台（１）に少なくとも二つの参照電極面（１２）が取り付けられていることを特徴とする請求項１から１７のいずれか一項に記載の電極デバイス。
19. 前記生体適合性支持土台（１）が、前記神経線維束に向かって方向づけられており真っ直ぐな円筒形である前記支持土台表面（１’）の領域内で、前記支持土台（１）の土台厚がその他の支持土台領域より大きいそれぞれ軸方向で向かい合っている縁領域を有すること、及び
    前記縁領域が、丸みのついた縁エッジを有することを特徴とする請求項１から１８のいずれか一項に記載の電極デバイス。
20. 前記生体適合性支持土台（１）が、前記神経線維束の周りにマンシェット状に当てがえない支持土台領域内で、前記支持土台を完全に貫く少なくとも一つの固定開口部（１４）を有することを特徴とする請求項１から１９のいずれか一項に記載の電極デバイス。
21. 前記少なくとも一つの固定開口部（１４）が、少なくとも部分的に金属材料で被覆されていることを特徴とする請求項２０に記載の電極デバイス。
22. 前記第１及び／又は第２の電極帯（５、８）がそれぞれ、平らな上面（１８）及び下面（１９）をもち、前記上面（１８）に垂直に局所的に突き出ている少なくとも一つの構造要素（２０）をもつ金属基板（１７）を有し、
    前記金属基板（１７）の前記平らな表面（１８）が、前記支持土台表面（１’）に平行に方向づけられており、並びに
    前記金属基板（１７）が、前記少なくとも一つの構造要素（２０）のうち、前記支持土台表面（１’）に向かって方向づけられており、且つ前記支持土台表面（１’）から突き出ていない第１の表面領域（２１）を除いて、前記生体適合性ポリマーによって間接的及び／又は直接的に完全に包囲されていることを特徴とする請求項１６に記載の電極デバイス。
23. 少なくとも前記金属基板（１７）の前記下面（１９）と前記支持土台（１）の前記生体適合性ポリマーとの間に、付着媒介層（２２）又は付着媒介層構成（２２’）が取り付けられていることを特徴とする請求項２２に記載の電極デバイス。
24. 前記少なくとも一つの構造要素（２０）の前記第１の表面領域（２１）又は前記第１の表面領域（２１）に面した平面（Ｅ）が、前記支持土台表面（１’）に対して平行に方向づけられており、前記第１の表面領域（２１）が、前記支持土台表面（１’）の側から自由にアクセス可能に配置されており、及び前記少なくとも一つの構造要素（２０）が、前記金属基板（１７）と一体的に結合していることを特徴とする請求項２２又は２３に記載の電極デバイス。
25. 前記金属基板（１７）の前記上面（１８）で幾何学的なパターン（ＫＯ）に基づいて配置されており、且つ同一に形成されている多数の構造要素（２０）が設けられていることを特徴とする請求項２２から２４のいずれか一項に記載の電極デバイス。
26. 前記少なくとも一つの構造要素（２０）が、柱状、リブ状、スリーブ状、又は桁状に形成されていることを特徴とする請求項２２から２５のいずれか一項に記載の電極デバイス。
27. 前記少なくとも一つの構造要素（２０）が、前記金属基板（１７）の前記上面に対して垂直に方向づけられた長手の延び（ＬＡ）を有しており、前記長手の延び（ＬＡ）に沿って、前記構造要素（２０）が少なくとも一つの第２の表面領域（２３）を有しており、前記第２の表面領域（２３）が、前記金属基板（１７）の前記上面（１８）に平行に方向づけられており、前記第２の表面領域（２３）上には前記付着媒介層（２２）又は付着媒介層構成（２２’）が取り付けられており、及び
    前記第２の表面領域（２３）が、前記第１の表面領域（１８）から離隔して配置されており、間接的に前記生体適合性ポリマーによって完全に取り囲まれていることを特徴とする請求項２３から２５のいずれか一項に記載の電極デバイス。
28. 少なくとも、前記支持土台（１）のうち前記支持土台表面（１’）を内包していない部分領域内では、前記支持土台（１）がマンシェット（Ｍ）によって抱持されていることを特徴とする請求項１から２７のいずれか一項に記載の電極デバイス。
29. 前記マンシェット（１）が、関節接合により一体的に相互に結合されたマンシェット上側（Ｍｏ）及び下側（Ｍｕ）を有し、並びに
    前記マンシェット上側（Ｍｏ）及び下側（Ｍｕ）がそれぞれ固定開口部（１４’）を有しており、前記固定開口部（１４’）が、前記マンシェット（Ｍ）が前記支持土台（１）を抱持している状態では前記支持土台（１）の前記固定開口部（１４）にぴったり合うように配置されていることを特徴とする請求項２８、２０又は２１に記載の電極デバイス。
30. 前記支持土台（１）が、前記支持土台表面（１’）に対して垂直に方向づけられた土台厚を有し、及び前記基板（１７）が、前記土台厚に対して真ん中に配置されていることを特徴とする請求項１６から２９のいずれか一項に記載の電極デバイス。