JP6639490B2 - インプラント可能なデバイス - Google Patents

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神経線維の選択的な電気刺激のためのインプラント可能なデバイスに関する。このインプラント可能なデバイスは、神経線維束の周りにマンシェット状に当てがえるインプラント可能な電極デバイスを含んでおり、この電極デバイスにより、神経線維束内の選択した神経線維に電気信号を印加することができる。電気刺激は、動物又はヒトの患者で、とりわけ血圧に狙い通りの影響を及ぼすために行われる。

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Ｅ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Ｅ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Ｅ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Ｅ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Ｅ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第１の電極デバイス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、第１の電極デバイス２の個々の電極は、神経線維束ＮＦＢの神経鞘ＥＰＩと直接的に表面接触する。こうして第１の電極デバイス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の裏面には第２の電極デバイスが参照電極１２の形態で存在しており、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Ｅ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Ｅ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、固定的に設定された刺激パラメータの或る特定の組合せに基づく電気刺激信号を、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。これに関し刺激信号は、電気刺激現象の形態で、自由に選択可能な間隔をあけて、選択した神経線維に適用され、例えば２０秒ごとに、百個の単一パルスから構成される電気刺激を、それぞれ選択した電極面を介して神経線維束に適用した。この各々の単一パルスは、刺激パルス長が０．６ｍｓ、陽極側及び陰極側の刺激振幅がそれぞれ０．８ｍＡであり、これにより電極の分極化が可能である。単一パルスの繰返し率、いわゆる刺激周波数が４０Ｈｚで、単一の電気刺激の全体の長さは１００×２５ｍｓ、つまり２．５秒であった。実施したラットでの刺激実験では、それぞれ固定的に設定された様々な刺激パラメータを使用し、つまりそれぞれ３０〜５０Ｈｚの刺激周波数、０．１ｍｓ〜０．５ｍｓの刺激パルス長、及び０．３ｍＡ〜１．５ｍＡの刺激振幅を使用した。

これまでの動物実験の枠内で得られた知見は、圧受容性神経線維を選択的に電気刺激することで血圧に影響を及ぼすことに大いに期待がもてると思われるにもかかわらず、電気刺激現象と、有機的な調節メカニズムに基づいて起こる血圧低下の形態での生物学的応答との間の、少なくとも量的な関連性はまだほとんど理解されていない。とりわけ、これまで動物実験で用いてきたラットより大きな動物の場合、又はましてやヒトの場合には、より多くのことが事前に明白な状態で、その有機的にもたらされる調節結果が量的に決定された許容範囲内になるような調節性刺激を行うことが重要である。

本発明の基礎となる課題は、上で説明した電極デバイスによる、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インプラント可能なデバイスを、血圧に影響を及ぼす目的での、自律神経系の特定の領域、とりわけ迷走神経への刺激による影響が、有意により高精度で行えるようにさらに発展させることである。相応の調節措置を、ラットより大きな生物、なかでもヒトに対して行う場合、目指されるニューロンの生理学的及び／又は有機的な状態が、少なくとも予測可能に定量化できる許容範囲内で生じることが保障されていなければならない。加えて、このために必要なすべての措置が、望ましくない生物学的副作用を生じさせないべきである。基本的にこのデバイスは、血圧への影響を目指すだけでなく、その代わりに又はそれと組み合わせて、任意にその他の自律的な状態変数及び感覚運動の状態変数にも、目的にかなった影響を及ぼす能力があるべきである。

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発展させる特徴は、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。

刺激パラメータ、つまり刺激パルス長、刺激振幅、及び刺激周波数をそれぞれ固定的に設定して、少なくとも一本の選択した神経線維を電気刺激する、上で説明した手順に反して、本解決策により形成されるインプラント可能なデバイスは、自然の血圧信号のパルス波形に、形状、つまり時間的振幅軌道がほぼ合わせられており、さらに自然の血圧信号と時間的に重なって圧受容性神経線維に適用される電気刺激信号の生成を可能にし、これにより圧受容器から圧受容性神経線維に沿って脳幹に伝達される自然の血圧信号が、基準に従って上書きされる。したがって本解決策による刺激は、これまでのように脈動的な「オン−オフ−オン−オフ」型で行われるのではなく、圧受容性神経線維に沿って適用される技術的な電気刺激信号が、自然の信号リズムに適合した刺激周波数で、つまり、それぞれ脳幹が自然の血圧信号を予期する自然の時間窓内で、脳幹に伝送される。

圧受容野を通って大動脈弓内を走るパルス波の自然の形状は、パルス長が典型的には１秒未満であり、それだけでなく、パルス波の強くて早くて非線形の上昇とそれに続くゆっくりで同様に非線形の降下によって特徴づけられている。この機械的なパルス波は、圧受容器によりニューロンの電気信号の形態に変換される。このニューロンの電気信号は、迷走神経を介して脳幹に伝送され、機械的なパルス波の強さ及び長さに関する情報を内包している。インプラント可能なデバイスを用いて技術的に起こされる、自然の有機的な調節メカニズムへの影響は、この自然のニューロンの電気信号形状に適合させて、少なくとも一本の選択した圧受容性神経線維に適用する技術的な電気刺激信号で、自然のニューロンの電気的時間信号を時間的にコヒーレントに上書きすることによって行われ、この電気刺激信号の振幅レベルは、目指す治療目標に応じ、自然のニューロンの電気的時間信号より高く又は低くされている。こうすることで、自然の有機的な血圧調節メカニズムをまったく又は有意に興奮させることがなく、つまり、技術的に操作された電気刺激信号を受ける脳幹は、自然のニューロンの電気的時間信号との違いを認識できない。これにより、或る特定の予期し得る血圧値調整の形態を特色とする調節結果を完全に自然に生じさせる自然の有機的な調節メカニズムが活性化される。

さらに、本解決策によるインプラント可能なデバイスは、自主的にチェックする血圧値監視の可能性を提供し、つまり、血圧基準値からの有意な逸脱が確認される場合にだけ、自然の有機的な調節メカニズムを活性化する。さらに有利なのは、インプラント可能なデバイスを、自己チェックにより、つまり閉ループ機能の方式で動作させ得ることであり、閉ループ機能では、電気刺激に基づいて引き起こされる有機的な調節結果を捕捉し、評価し、且つ必要な場合は相応に再調節する。

このために、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、好ましくは圧受容性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本解決策によるインプラント可能なデバイスは、以下のコンポーネントを特色とする。

以下では、包括的な発明思想を制限することなく、生理学的パラメータとしての血圧に影響を及ぼす例に関連して本解決策によるデバイスを説明する。もちろんこのインプラント可能なデバイスは他の生理学的パラメータ、例えば呼吸数、心拍数、体温などに影響を及ぼすために、又は他の病状、例えば自己免疫疾患、心拍リズム障害、重度の憂鬱、てんかんなどの場合にも、用いることができる。このインプラント可能なデバイスは、代替的な身体機能を治療するために、他の末梢神経に対し又は中枢神経系若しくは自律神経系の神経に対しても同様に用いることができる。一例として、脊髄又は脳が傷害した場合の中枢性麻痺後の運動神経機能代替の分野を挙げておく。これらの場合には、圧力及び姿勢の受容器、例えば手の感覚信号を選択的に、インプラント可能なデバイスによって受け取って、目標値設定に応じてグリップ力を自発的に調節することができる。ニューロモデュレーションの分野では、インプラント可能なデバイスを用いた、卒中発作及び片側不全麻痺後のリハビリテーションにも期待がもてる。この場合、リハビリテーションの成果を改善するため、感覚信号を増幅してカップリングすることができる。さらに考えられるのは、横隔膜での横隔神経を介したインプラント可能なデバイスによる呼吸刺激器の調節、交感神経幹での交感神経系の変調、又は高度選択的な末梢神経刺激による効率的な疼痛治療である。

神経線維束内の選択した神経線維に沿ったニューロンの電気信号の位置選択的な捕捉及びまた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に、神経線維束の周りにマンシェット状に当てがえる生体適合性支持土台上に取り付けたインプラント可能な電極デバイスが提供されており、この支持土台は、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いる。これに加え、この生体適合性支持土台には、心臓の働きを表す心電図信号を捕捉するための第２の電極デバイスが配置されている。第２の電極デバイスは、必ずしも支持土台のうち上記の第１の電極デバイスと同じ支持土台表面に取り付けられていなくてよい。

このインプラント可能な電極デバイス、詳しくは少なくとも第１及び第２の電極デバイスを含んでいるインプラント可能な電極デバイスは、評価／制御ユニットと電気的に接続されているか、又は評価／制御ユニットと接続可能に形成されており、評価／制御ユニットでは、位置選択的に捕捉されたニューロンの電気信号及びまた心電図信号を時間分解して評価することができ、これにより、血圧に対して相関関係にあるニューロンの時間信号を算出することができる。デジタル信号プロセッサー又はマイクロコントローラとして形成された評価／制御ユニットは、信号データを加工して制御信号を生成することができる。

評価／制御ユニットと接続された第１の比較ユニットは、測定技術によって捕捉される心電図信号と、血圧と相関関係にあるニューロンの時間信号との間の特徴的で相対的な時間的ずれを確定するために用いられる。

これに関しては、心電図時間信号のＲ波と、血圧波と相関関係にあり測定技術により捕捉される時間信号のプラスに強く上昇している信号勾配に沿った信号勾配点との間の時間間隔を確定することが有利である。パルス波又は血圧と相関関係にあり測定技術によって捕捉されるニューロンの時間信号は、第１の電極デバイスの形態に応じ、たいていは多相の信号形状を特色とし、この信号形状に、特徴的な信号勾配点を割り当てることができ、この信号勾配点が、時間的にすぐ前を走る心電図信号に対する時間的ずれを確定するために用いられる。心電図信号と、血圧波又はパルス波又は血圧波と相関関係にあり測定技術によって捕捉される時間信号との間の確定された時間的ずれは、その後、技術的な刺激信号の生成を、圧受容性神経線維に沿って伝播する自然のニューロンの電気信号に時間的に厳密に適合させるために用いられる。

さらに評価／制御ユニットは、血圧と相関関係にあるニューロンの時間信号が或る特定の振幅レベルより上にある時間窓を確定し、つまりこの時間窓は血圧波のパルス長に相当する。目標は、血圧に影響を及ぼす目的で、評価／制御ユニットによって確定されたこの時間窓内で、少なくとも一本の選択した圧受容性神経線維に技術的な電気刺激信号を適用することであり、これにより脳は、自然のパルス波の長さに適合した信号長さの電気刺激信号を、脳が普通の、つまり自然の血圧信号を予期する時点で得ることになる。

さらに評価／制御ユニットは第１のファンクションジェネレータと電気的に接続されており、第１のファンクションジェネレータは、それぞれ評価／制御ユニットによって確定され、心電図信号に対する確定された相対的な時間的ずれを有する時間窓内で、ｎ個の多数の単一パルスから構成される電気刺激信号を生成し、この電気刺激信号の位相及び時間的振幅軌道は、生理学的パラメータ、好ましくは血圧と相関関係にある算出されたニューロンの時間信号の位相及び振幅軌道に適合されている。電気刺激信号は、時間で変化する振幅レベルだけが異なっていることが好ましく、この振幅レベルは、高血圧治療の場合には、自然の血圧と相関関係にあるニューロンの時間信号の振幅レベルより大きく又は高く選択されている。したがって脳は、強く高められた血圧についての情報を取得し、この強く高められた血圧に対して相応の自然の有機的な調節メカニズムが活性化される。

ｎ個の多数の単一パルスから構成される電流信号の形態の電気刺激信号に変換して転送するために、インプラント可能な電極デバイスの第１のファンクションジェネレータと第１の電極デバイスも、第１の信号−電流変換器を介して間接的又は直接的に接続されており、第１の信号−電流変換器は、少なくとも一本の神経線維を選択的に電気刺激するための電気刺激信号を、第１の電極デバイスに伝送する。

第１の電極デバイスが神経線維束の神経鞘と身体的に、つまり電気的に接触するインプラント可能な電極デバイスを除いて、インプラント可能なデバイスの残りすべてのコンポーネント、つまり評価／制御ユニット、第１の比較ユニット、第１のファンクションジェネレータ、及びまた第１の信号−電流変換器は、インプラント可能なモジュール内に組み込まれており、つまり生体適合性材料から成るカプセルにより、流体を通さないように取り囲まれており、この場合、インプラント可能なモジュール内にまとめられたコンポーネントを、インプラント可能な電極デバイスと電気的に接触させるために、少なくとも一つの電気的接続構造が設けられている。

選択的な電気刺激と、選択した圧受容性神経線維に沿った自然のニューロンの電気信号の伝達とが時間的にコヒーレントに合致しており、且つ刺激信号の信号長さ及び信号形状が、自然の圧受容性ニューロンの信号に適合していることにより、違いは、時間で変化する振幅レベルが、自然の圧受容性信号よりたいていは高められ、つまりより高いことだけに反映されている。もちろん、本解決策によるインプラント可能なデバイスを用いて、少なくとも一本の選択した神経線維により低い振幅レベルを適用することもできる。振幅レベルの技術的な引き上げ又は引き下げの程度を量的に規定するために、インプラント可能なデバイスは、評価／制御ユニットと電気的に接続された少なくとも一つの第２の比較ユニットを備えており、第２の比較ユニットは、血圧と相関関係にあるニューロンの時間信号に割り当てられている少なくとも一つの信号レベルを、少なくとも一つの参照信号と比較し、それによりレベル差値を生成する。その後、評価／制御ユニットが、少なくともこの確定したレベル差値を基礎として、刺激信号の少なくとも時間的振幅軌道を規定し、つまり、インプラント可能なデバイスを用いて測定技術により検出され血圧と相関関係にあるニューロンの時間信号を、所定の参照信号から有意に逸脱させ、こうして調節要求に応じ、電気刺激信号の時間で変化する振幅レベルを、測定技術により捕捉され血圧と相関関係にあるニューロンの時間信号より高く又は低くする。高血圧治療の場合はたいてい、時間で変化する振幅レベルを有意に高くすることが重要であり、こうすることで、高められた血圧についての情報が脳に送られ、脳はその後、確認した引き上げられた血圧レベルを、自然の有機的又は生物学的な調節メカニズムの枠内で下げようとする。

図２ａ及びｂで図解したマンシェット電極デバイスを用いて行われる上で説明した電気刺激は、圧受容性神経線維に沿って、等方性の信号方向カップリングにより、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る。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、つまり心臓へ方向づけられた電気刺激信号の信号伝播を阻止するには、図２で説明した電極デバイスを改変したマンシェット電極デバイスが適しており、このマンシェット電極デバイスには、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３の電極デバイスが付け加えられている。

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３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３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３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３の電極構造の第３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３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３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。

この改変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、追加的に設けた第３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３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３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３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３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３の電極構造の第３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３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３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３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３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３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３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３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３の電極帯によって制限されており、これに関し、両方の第３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３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３の電極構造の第３の電極面は、両方の第３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３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３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３の電極帯の間に、軸方向に離隔した三つの第３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３の電極構造もそれぞれの第１及び第３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３の電極構造を設けることができるであろう。

好ましい一つの例示的実施形態では、一つの第３の電極構造が四つの第３の電極面を含んでおり、この第３の電極面の電極面積はそれぞれ、それぞれ一つの第３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３の電極デバイスに設けられた第１又は第３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３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３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３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定できる。

さらに、第３の電極デバイスのすべての電極、つまり第３の電極面及び第３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３の電極面及び第３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３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３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３の電極構造の第３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３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改変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３の電極デバイスを備えており、この二つ目の第３の電極デバイスは、第１の電極デバイスの軸方向の、第３の電極デバイスとは反対側の隣に取り付けられている。

さらに、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３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３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３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。

本解決策によるインプラント可能なデバイスは、ヒト又は動物の生体の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方法を実施できることが有利である。とりわけ、求心性神経線維、つまりニューロンの電気信号を脳へ伝達する神経線維の電気刺激の場合、ことに、脳内では自然のニューロンの電気信号と電気刺激信号の区別ができないので、本解決策による電気刺激は、脳機能の興奮をまったく又は有意には引き起こさない。本解決策による方法は、以下のプロセスステップを特色とする。

最初に、影響を及ぼすべき神経線維に沿って伝播するニューロンの電気信号を、位置選択的に捕捉することが重要である。このステップは、それ自体で知られている電極デバイスによって行うことができる。捕捉した自然のニューロンの電気信号を基礎として、信号長さ及び時間的振幅軌道が捕捉した自然のニューロンの電気信号に対応している「人工的」な電気信号を生成する。治療の目標設定、例えば血圧低下又は血圧上昇に応じて、「人工的」に生成した電気信号を、電気信号の信号長さの少なくとも時間的部分領域内では振幅を高く又は低くすることによって、改変する。好ましいのは、電気信号の時間的振幅軌道を全体的に、つまり電気信号の信号長さ全体にわたって均一に高く又は低くすることである。この措置により、ニューロンの電気信号による時間的位相で神経線維に適用される電気刺激信号が得られる。これは、自然のニューロンの電気信号がそれぞれ一つの電気刺激信号により、時間的にコヒーレントに、つまり自然のニューロンの電気信号の時間的な信号長さ及び神経線維に沿った時間的な順番に対応して、上書きされることを意味している。この時間的にコヒーレントな上書きの工程により、自然のニューロンの電気信号に内在する情報が、人工的に生成された電気刺激信号に刻印された情報と置き換えられる。

電気刺激信号は求心性神経線維に沿って、元々のニューロンの信号と同じ時間的な順番及び同じ時間的な信号長さで伝播するので、脳内ではニューロンの電気信号と電気刺激信号の区別はできない。

それぞれの神経線維に適用される電気刺激信号が、神経線維に沿って双方向に伝播することを避けるため、それぞれ一つの電気刺激信号を神経線維に適用する時間的に前及び／又は最中に、電気刺激信号が神経線維に沿って一方向にしか伝播できないように電気的阻害信号を神経線維に適用することを追加するのが好ましい。望ましくない神経線維方向への信号伝播の抑制は、電気刺激信号を電気的に適用するのに用いる電極デバイスとは別個の追加的な電極デバイスによって行われるのが好ましく、この追加的な電極デバイスは、電気刺激信号を適用する場所に対して神経線維に沿って隣接して、電気刺激信号の伝播方向とは反対側に取り付けられる。

以下では、インプラント可能なデバイスを有利に形成するすべてのさらなる特徴を、図を参照しながら説明する。

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例に即して説明する。

本解決策によるインプラント可能なデバイスのすべてのコンポーネントを図解するためのブロック図である。 現況技術に基づくインプラント可能な電極デバイスを示す図である。 現況技術に基づくインプラント可能な電極デバイスを示す図である。 心電図信号及び血圧と相関関係にあるニューロンの時間信号を図解するためのタイミング図である。 ｎ個の単一パルスから構成される刺激信号の説明及び一つの単一パルスの説明のための図である。 血圧調節のためのインプラント可能なデバイスの二つの代替的な動作モードを示す図である。 選択的な神経線維を阻害するための第３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。 ７ａは、開口部を有する電極帯を示す図であり、７ｂは、支持土台内に組み込まれた電極帯の詳細図であり、７ｃ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。 神経線維の電気刺激を実施するためのフロー図である。

図１は、インプラント可能なデバイスの個々のコンポーネントを示すブロック図であり、これらのコンポーネントはそれぞれ、たいていは双方向性の電気通信路を介して（接続矢印の表示を参照）相互に接続されている。個々の通信路は、有線又は無線の接続経路の形態で実現することができ、これらの接続経路を介して、インフォーマルデータ伝達及びまた電気エネルギー伝達のために電気信号を双方向に伝達可能である。

インプラント可能なデバイスの主コンポーネントに該当するのは、インプラント可能な電極デバイスＥ、評価／制御ユニットＡ／Ｓ、評価／制御ユニットＡ／Ｓと電気的に接続された第１の比較ユニットＫ１、同様に評価／制御ユニットＡ／Ｓと接続された第１のファンクションジェネレータＦ１、並びに第１のファンクションジェネレータＦ１とも間接的又は直接的に、及びインプラント可能な電極デバイスＥとも電気的に接続された第１の信号−電流変換器ＳＳＷ１である。

第１の実施形態では、インプラント可能な電極デバイスＥは、神経線維束の周りにマンシェット状に適用可能で図２ａ、図２ｂで図解しているようなそれ自体で知られた電極デバイスに対応しており、これに関しては電気的なニューロンの時間信号を選択的に検出する目的で、好ましくは三極デバイスとして形成された第１の電極構造３が設けられており、この第１の電極構造３はそれぞれ軸方向の両側で、インプラントした状態ではリング状の第１の電極帯５によって制限されている（これについては図２ａ、図２ｂを参照）。

インプラント可能な電極デバイスＥはこれに加え、心電図信号を捕捉するための少なくとも一つの電極を備えており、このような心電図信号ピックアップは例えば図２ａに図解したインプラント可能な電極デバイスに基づく参照電極１２によって可能である。

電極デバイスＥによって検出された、心電図信号にも血圧と相関関係にあるニューロンの電気的時間信号にも関連する電気的情報は、時間分解されて、さらなる評価のために評価／制御ユニットＡ／Ｓに送られる。タイマーユニットＴが、電気信号を時間分解して捕捉して評価／制御ユニットＡ／Ｓに伝達するのに用いられることが好ましい。インプラント可能なデバイスの機能方式をさらにより良く理解するため、図３に関して、頸動脈の領域内で迷走神経の周りに適用した第２の電極デバイスによって捕捉される心電図信号（Ａを参照）と、例えば心臓間近の大動脈内の専用の血圧センサーによって捕捉可能な、大動脈による自然のパルス波又は血圧波ＰＷ（Ｂを参照）と、ニューロンの電気信号から算出され血圧と相関関係にあるニューロンの時間信号ＺＳ（Ｃを参照）との間の時間関係を示しておく。

機械的なパルス波ＰＷにより、大動脈壁内の圧受容器が興奮し、それにより圧受容器が、パルス波ＰＷの強さに応じて周波数コード化して、ニューロンの電気信号を発信する。何百もの圧受容器のこの同期した興奮が全部合わさってニューロンの電気信号が生成され、この電気信号は、迷走神経の周りに適用したマンシェット電極を介してピックアップすることができる。

しかしながら、迷走神経に沿って脳へ方向づけられている自然のニューロンの電気信号を治療のために信号上書きする目的で迷走神経を技術的に刺激するには、少なくとも二つの時間的遅滞効果を考慮する必要があり、ことに、脳がこの技術的な信号介入により持続的に興奮し続けることを避けるため、刺激をできるだけ自然に行うべきなので、この時間的遅滞効果を技術的な刺激の際に考慮又は補償することが重要である。

これは一方では、心電図信号又は心電図信号のＲ波の始まり（図３Ａを参照）と、大動脈での血圧波ＰＷの上昇（図３Ｂの点Ｐ１を参照）との間の時間的ずれＺＶに関する。他方でこれは、圧受容器の興奮及び変換と、マンシェット電極Ｅが自然の血圧信号を上書きすべき領域に達するまでのニューロンの電気的時間信号ＺＳとの間の時間的ずれＺＶ＊に関する。この時間的ずれＺＶ＊は、典型的には点Ｐ１とニューロンの電気的時間信号ＺＳの最初の極大Ｍとの間を選択する。

ニューロンの電気的時間信号ＺＳは様々に出現する可能性があり、一般的にはいわゆる「メキシカンハット」形であり、したがって複数の「揺れ」から成っている。これはことに、パルス波信号ＰＷは圧受容器により「波形」にはコード化されないので、初めは不思議に思われる。これに関する理由は、第１の電極デバイスの三極の形態にある。つまり、「単峰形」の自然のニューロンの電気パルス波信号は、迷走神経に沿って長手方向に、第１の電極デバイスの三つの電極構造を通り過ぎ、三つの電極構造を時間的に次々と分極することができる。こうして単相のニューロンの電気信号が、多相のニューロンの電気的時間信号ＺＳに転換される。

算出された多相のニューロンの電気的時間信号ＺＳはこれに加え、時間的には、パルス波ＰＷの特徴的な勾配上昇点Ｐ１と勾配降下点Ｐ２の間に、つまりパルス波ＰＷの継続時間に相当する時間窓Ｔ１内に常にある。

上で説明した時間的ずれＺＶ及びＺＶ＊を考慮して、時間窓ＺＦ（図３Ｄを参照）内で、電気刺激信号を生成して、少なくとも一つの圧受容性神経線維を選択的に刺激する目的で第１の電極デバイスを介して迷走神経に適用することが重要である。

血圧と相関関係にあるニューロンの電気的時間信号ＺＳ（図３Ｃを参照）の確定は、心電図信号の捕捉及び測定技術的利用とは異なり、測定技術的に捕捉され血圧と相関関係にある時間信号ＺＳの信号レベルを周囲の電気的ノイズレベルから際立たせることができないので、特殊な信号加工又は信号処理を必要とする。これに関し、インプラント可能な電極デバイスによって得られたニューロンの電気信号を、好ましくはトリガーとしての心電図信号とコヒーレントに平均化することが好ましく、このとき、再現可能に血圧に追従するすべての信号成分が、追加的に増幅される。これに関するさらなる詳細は、冒頭に引用したデニス 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）の寄稿論文「Ｓｅｌｅｋｔｉｖｅ Ａｂｌｅｉｔｕｎｇ ｕｎｄ Ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ ｆｕｅｒ ｅｉｎ ｂｌｕｔｄｒｕｃｋｓｅｎｋｅｎｄｅｓ Ｉｍｐｌａｎｔａｔ ｕｎｔｅｒ Ｖｅｒｗｅｎｄｕｎｇ ｖｏｎ Ｖｉｅｌｋａｎａｌ−Ｃｕｆｆ−Ｅｌｅｋｔｒｏｄｅｎ」、ｔｍ − Ｔｅｃｈｎｉｓｃｈｅｓ Ｍｅｓｓｅｎ、２０１３、Ｖｏｌ．８０ （５）、１６３〜１７２頁から明らかである。

こうして得られた、図３Ｃでは時間で変化する振幅軌道で示されており血圧と相関関係にあるニューロンの電気的時間信号ＺＳを用い、心電図信号（図３Ａを参照）に対する時間的ずれＺＶを確定することができる。ここで、インプラント可能なデバイスによって確定可能な、血圧と相関関係にあるニューロンの電気的時間信号ＺＳは、相対的血圧値に相当するにすぎず、つまり電位が血圧と共に上昇及び降下しているのであって、その一方で時間信号極大は単位がｍｍＨｇの絶対的血圧ではないことを書き記しておく。したがって絶対的血圧値を決定するには、絶対的血圧を捕捉可能な追加的な外部又は内部の参照センサーを設ける必要がある。インプラント可能な電極デバイスによって得られた時間信号ＺＳを較正する目的では、同様にインプラント可能な技術的な血圧センサー、例えばそれ自体で知られているチップカテーテル、又は体外に当てがえる血圧マンシェットが適していることが好ましい。図１では、このために参照血圧センサーＳＢがさらなるコンポーネントとして示されており、このさらなるコンポーネントは必ずしもインプラント可能なユニットとして形成されていなくてよい。参照血圧センサーＳＢによって確定された絶対的血圧値も、時間分解されて評価／制御ユニットＡ／Ｓに伝達されることが好ましい。対応する時間捕捉には、参照血圧センサーＳＢとデータ交換している時計ＵＨが用いられる。

インプラント可能な電極デバイスＥによってマンシェット状に抱持された神経束内の圧受容性神経線維を、効率的な血圧治療に必要なように電気刺激するには、心電図信号及び血圧と相関関係にあるニューロンの電気的時間信号の分析が必要である。これに関する評価は、脳が圧受容性神経線維を介して伝達される圧受容性信号を予期する時点を厳密に確定することを目標として、評価／制御ユニットＡ／Ｓで行われる。これに加え、血圧信号を伝達する神経線維の技術的な電気刺激は、送られる自然の血圧信号と、時点、継続時間、及びまた質的に時間で変化する信号形状が合致するべきである。タイマー信号又はトリガー信号として、例えば参照電極１２（図２ａを参照）を介して心電図信号を単極でアーチファクトとして捕捉し、時間信号として評価／制御ユニットＡ／Ｓに伝達する。その後、評価／制御ユニットＡ／Ｓでは、心電図信号と自然のパルス波ＰＷの間の時間的ずれＺＶを決定する。このために、とりわけ心電図信号のＲ波と、血圧波ＰＷの上昇する最初の勾配に沿った特徴的な信号勾配点Ｐ１との間の時間差を用いる。時間的ずれＺＶは、通常の脈拍（６５ＢＰＭ）でのヒトの場合＜ ２００ｍｓである（図３Ａ、秒単位の時間軸を参照）。さらに評価／制御ユニットＡ／Ｓの枠内では、パルス波ＰＷの特徴的なパルス長Ｔ１を測定し、パルス長Ｔ１は、第１の信号勾配点Ｐ１と、降下している信号勾配に沿った第２の信号勾配点Ｐ２との時間間隔によって与えられている。

さらに評価／制御ユニットＡ／Ｓ内では、生物学的に条件づけられた遅滞、例えば、機械的事象（パルス波）の生体電気信号への変換、及び／又は技術的な電流信号の生体電気的なニューロンの電位への変換、及び／又はニューロン線維に沿った特徴的な伝送速度に起因して引き起こされる時間的遅滞を考慮して、補正した時間的ずれＺＶ＊を確定し、この時間的ずれＺＶ＊を、刺激信号を生成する際に考慮する。

こうして、捕捉した心電図信号に対し、定められた時間的ずれＺＶ ＋ ＺＶ＊をもつ特定の時間窓ＺＦ内で、少なくとも一つの圧受容性神経線維を電気刺激することが重要である。これはファンクションジェネレータＦ１によって行われ、ファンクションジェネレータＦ１は、ｎ個の多数の単一パルスから構成されており、位相及び時間的振幅軌道を自然の血圧と相関関係にあるニューロンの電気信号ＳＮ（図４Ａを参照）に適合させた刺激信号ＳＳＩを生成する。これに関連して、圧受容性神経線維に沿って伝播する自然のニューロンの電気信号Ｓｎの継続時間Ｔ_ＳＮ及び振幅形状は、血圧波又はパルス波ＰＷの形状及びパルス長と同様であることを言及しておく。

このファンクションジェネレータＦ１は、ｎ個の単一パルスＥＰ（図４Ａでは刺激信号ＳＳＩは十三個の単一パルスＥＰから構成されており、実際には百〜二百個の単一パルスが一つの刺激信号となる）の振幅を変調し、これにより刺激信号ＳＳＩにおいて、インプラント可能な電極デバイスＥによって捕捉された生物学的な圧力軌道をラッパー関数としておおよそで形成する。刺激信号ＳＳＩの時間で変化する振幅軌道、つまり一つの刺激信号内の単一パルスＥＰの互いに同調した振幅を規定するために、血圧と相関関係にある時間信号ＺＳのパルス長Ｔ１及び時間信号ＺＳの最大振幅Ａ_ｍａｘを用いる。パルス長Ｔ１及び最大振幅Ａ_ｍａｘは第１の比較ユニットＫ１内で確定することが有利である。

各々の単一パルスＥＰは、図４Ｂから明らかである特徴的な固有値を有している。つまり、各々の単一インパルスＥＰは、陰極側の信号部分ＫＴ及び陽極側の信号部分ＡＴを有している。各々の単一インパルスＥＰの陽極側の信号部分ＡＴは、アンペアの陽極側振幅Ｅ１及び陽極側パルス幅Ｅ４を有している。陰極側の信号部分ＫＴも、アンペアの陰極側振幅Ｅ２及び陰極側パルス幅Ｅ３を有している。繰返し率Ｅ５はＨｚで測定される。繰返し率Ｅ５は、必ずしも固定の周波数に対応していなくてよく、むしろ、外部からの電気的活性化が、ニューロンによる活性の自然の典型的なパターンに倣って又は対応している場合に、つまり分布関数、好ましくはポアソン分布に支配されている場合に、ニューロン系を、つまりニューロン神経線維を最も良好に刺激できることが分かった。ｎ個の多数の単一パルスＥＰから構成される刺激信号ＳＳＩの生成は、第１のファンクションジェネレータＦ１により、各々の単一パルスＥＰの両方の相が、つまり陽極側の信号部分ＡＴと陰極側の信号部分ＫＴの面積が同じであるように行われるのが好ましい。なぜならそうでなければ、電極接触部、つまり三極の電極構造３の少なくとも電極面４（図２を参照）が分極し、これにより後の電気刺激が有意により低い有効性で、神経線維束内の少なくとも一本の選択した神経線維に適用され得るであろうからである。さらに分極化により直流電位が発生し、この直流電位が水の窓の境を超えると、電荷不均衡が酸化還元反応による腐食を生じさせ得る。各々の単一パルスＥＰの個々の陽極側及び陰極側の信号部分ＡＴ、ＫＴは、第１のファンクションジェネレータＦ１により、矩形の部分信号の形態で生成される。

加えて、各々の単一インパルスＥＰの信号勾配にある程度の「丸み」があることが、インプラント可能な電極デバイスの個々の電極の金属接触部で生じる腐食効果の低減に有利に影響を及ぼし、これによりインプラント可能な電極デバイスの寿命を改善できることが有利と分かった。とりわけ図４Ｂの概略図で左下に図解している再分極勾配Ｅ６のこのような技術的な信号勾配丸みは、上で説明した電気化学的特性を改善するだけでなく、少なくとも一本の選択した神経線維を電気刺激する際の生物学的有効性に関してもより好影響をもたらす。このために、第１のファンクションジェネレータＦ１の直後に第１の変調器Ｍ１が接続されている（図１を参照）。変調器Ｍ１はとりわけ、矩形の再分極性信号部分ＡＴを、分極性信号部分ＫＴに対して時間的に長く又は平滑にすることができ、この両方の信号部分ＡＴ、ＫＴは、電極面が完全に再分極できるよう信号が均一であり、つまり信号の強さが同じである。少なくとも再分極性信号部分ＡＴを丸める上述の措置の代わりに又はそれと組み合わせて、第１のファンクションジェネレータＦ１によって生成された個々の単一パルスＥＰの各々への第１の変調器Ｍ１のさらなる有利な影響は、時間的中断Ｅ７により、陰極側の信号部分ＫＴと陽極側の信号部分ＡＴの間を時間的に切り離すことである（図４、右下の表示を参照）。これにより、陰極側と陽極側の信号部分ＫＴ、ＡＴの間の極端に長い信号勾配が避けられ、それにより、望ましくない神経刺激性アーチファクトを排除することができる。もちろんこれに加え、中断Ｅ７の時間的長さを変調することができる。

上述の、及び図４から明らかである単一パルス特徴Ｅ１〜Ｅ７のすべては、第１の変調器Ｍ１により、個別に互いに同調及び調整することができる。

インプラント可能なデバイスは、血圧を平準化する目的で、個別の調節要件に応じ、電気刺激信号ＳＳＩをいつ、並びにどの強さ及び長さで、少なくとも一本の圧受容性神経線維に適用するべきかを自主的に決定することができる。このために、図１に基づくインプラント可能なデバイスは、評価／制御ユニットＡ／Ｓと電気的に接続された少なくとも一つの第２の比較デバイスＫ２を設けている。第１の比較ユニットＫ１と構造上はまとめて形成され得る第２の比較デバイスＫ２は、血圧と相関関係にあるニューロンの時間信号ＺＳの少なくとも一つの特徴的な信号レベルを、評価／制御ユニットＡ／Ｓとも比較ユニットＫ２とも接続されたロックアップテーブルＬＴ内にファイルされているのが好ましい参照信号と比較し、特徴的なレベル差を生成し、このレベル差を基礎として評価／制御ユニットＡ／Ｓが、少なくとも刺激信号ＳＳＩの時間的振幅軌道、つまり時間で変化する振幅レベルを規定する。最終的には、少なくともこの生成されたレベル差値を基礎として、すべての刺激パラメータＥ１〜Ｅ７を互いに可変に同調させ得ることが有利であり、したがって、少なくとも一本の圧受容性神経線維に適用すべき刺激信号ＳＳＩを構成するために、すべての単一パルス形状を個別に選択することができる。

もちろん、ロックアップテーブルＬＴ内に保存された参照信号だけでなく、それぞれの患者の生理学的状態を特徴づけるさらなる情報を、少なくとも一本の圧受容性線維を電気刺激する目的で保存できることが有利であり、例えば、患者の運動状態を特徴づける情報、レベル差値、捕捉した絶対的血圧などである。

したがってインプラント可能なデバイスは、有利な一実施形態では加速度センサーＢＳを備えており、加速度センサーＢＳはインプラント可能なモジュール内に組み込まれていることが好ましく、このインプラント可能なモジュール内には、評価／制御ユニットＡ／Ｓ、第１及び第２の比較ユニットＫ１、Ｋ２、第１のファンクションジェネレータＦ１、並びに第１の信号−電流変換器ＳＳＷ１がまとめられている。加速度センサーＢＳは、評価／制御ユニットＡ／Ｓと電気的に接続されており、したがって生成した加速度情報をさらなる評価のために評価／制御ユニットＡ／Ｓに伝達することができる。患者の体外に取り付けられる加速度センサーを利用してもよく、この加速度センサーの加速度情報は、無線で、例えば誘導性データカップリングにより、評価／制御ユニットＡ／Ｓに送ることができる。よって、少なくとも一つの好ましくは三軸の加速度又は運動センサーＢＳが、それぞれの患者の身体活動を捕捉することができ、これにより、運動に起因する血圧上昇を考慮することができ、この運動に起因する血圧上昇は、インプラント可能なデバイス自体の側から認識され、少なくとも一本の圧受容性神経線維の対応する血圧低下性刺激には至らない。

三軸の加速度又は運動センサーの体外での形成及び取付けが可能なだけでなく、例えばエネルギー源ＥＳ、メモリモジュールＳＭ、並びに信号及びエネルギー供給ユニットＳＥＳのようなさらなる体外ユニットを設けられることが有利である。すべての電気信号の伝達及びまた電気エネルギーの伝達には、無線の誘導に基づく信号及びエネルギー伝達技術が用いられる。

評価／制御ユニットＡ／Ｓに伝送されるすべての情報、つまり、とりわけ体内で捕捉され血圧と相関関係にあるニューロンの時間信号ＺＳ及びまたすべての体外から送られた情報は、ロックアップテーブルＬＴ内に保存し、相応に更新することができ、したがってインプラント可能なデバイスの基礎となっている調節メカニズムは、常に更新された情報を取り出すことができる。こうすることで例えば、相対的血圧信号を表すにすぎない、電極デバイスＥによってピックアップされ血圧と相関関係にあるニューロンの時間信号ＺＳを、体内又は体外の血圧測定システムＳＢによって捕捉可能な最新の絶対的血圧値によって較正することができる。さらに、本解決策により形成されたインプラント可能なデバイスは、電極デバイスＥを用いて、行われた刺激の有機的フィードバックを捕捉することができ、したがっていわゆる「閉ループ調節機能」を実現できることにより、少なくとも一本の圧受容性神経線維に適用される刺激信号を、自己調節式に監視することができる。上で言及したルックアップテーブルの代わりに又はそれと組み合わせて、情報又は信号を供与するためのさらなるメモリ領域を設けてもよく、したがって、例えば状態推定器／カルマンフィルターが調節に利用され、時間的に前にある信号が調節のための操作変数に一緒に影響を及ぼすべき場合には、信号自体も格納することができる。

以下では図５を参照しながら、インプラント可能なデバイスが血圧に影響を及ぼし得る二つの異なる血圧調節モードを説明する。図５に示した両方の図表では、それぞれ上側のグラフが、時間軸ｔに沿った血圧を示している。両方の図表でそれぞれ下側にあるグラフは、それぞれ一つの刺激信号ＳＳＩの刺激振幅を概略的に示している。図５で上部に示した血圧調節の場合には、刺激振幅Ａ３を有する刺激信号ＳＳＩを活性化及び適用した直後に、血圧を有意に下げる窪みＤＥが引き起こされることを認識できる。刺激信号ＳＳＩを時間的反復ｔ１で繰り返す場合、これは、所望の血圧値に達するまで、血圧を速く低下させる。

これに対して下部の図表で図解した血圧調節モードＢは、もう一つの自然の生理学的な血圧調節の応答をもたらす。そうしてこの場合には、刺激信号ＳＳＩが、上で説明した調節モードＡでの刺激振幅Ａ３の場合よりかなり小さな刺激振幅Ａ４で活性化及び適用される。このように小さな刺激信号振幅Ａ４によっては、血圧値の急性の窪みＤＥは達成されない。これに加え調節モードＢの場合に、個々の刺激信号ＳＳＩの時間間隔を適切に大きく、つまりモードＡの場合よりかなり大きく選択すると（分単位の時間軸を参照）、これは、調節モードＢの場合の血圧関数から明らかであるように、非常にゆっくりの、しかし絶え間ない血圧低下を生じさせる。「一次的効果」と呼ばれる調節モードＡとの比較で「二次的効果」とも言うこの調節モードＢにより、インプラント可能なデバイスの動作のためのエネルギーを多く節減することができる。さらに、神経組織及びまた電極に対する負荷が著しく少なく、これに加え、血圧を慎重に調節することができる。刺激振幅Ａ４も時間的な繰返し率ｔ２も、所望の血圧低下を調整するために個別に選択することができる。調節モードＢと呼ばれるやり方は、慢性高血圧の治療に適していることが好ましく、これに対し一次的効果と呼ばれる調節モードＡは、高血圧クリーゼの場合に適用されるのが望ましい。

本解決策によるインプラント可能なデバイスは、特定の血圧状況の発生に応じ、動作を両方の調節モードの間で自主的に切り替えることができ、つまり、できるだけ速く血圧ピークを下げることが重要な場合には調節モードＡが適しており、これに対して徐々に血圧補正を行うことが重要な場合には調節メカニズムＢが適用される。両方の調節メカニズムのどちらを適用するかを決定するため、ロックアップテーブルに捕捉された最新情報及び評価／制御ユニットＡ／Ｓに送られた情報のすべてを使用することができる。

既に図４との関連で説明したように、ｎ個の単一パルスＥＰは、陰極側及び陽極側の信号部分ＫＴ及びＡＴから構成されており、したがって両方の分極信号面は相互に完全に相殺し合い（電荷平衡刺激、ｃｈａｒｇｅ ｂａｌａｎｃｅｄ ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ）、これにより、それぞれ刺激に寄与する電極の残留分極が避けられる。この措置にもかかわらず、たとえ少しだけであっても電極での残留分極を常に排除することはできず、これによりその後の刺激単一パルスのパルス形状もパルス強さも損なわれる可能性がある。この残量分極によって引き起こされる望ましくない効果を排除することが重要である。

このために、本解決策により形成されたインプラント可能なデバイスのさらなる好ましい一実施形態は、電極インピーダンス測定ユニットＥＭを備えており（図１を参照）、電極インピーダンス測定ユニットＥＭは、インプラント可能なモジュールの一部であるか又は支持土台１に配置されており、電極デバイスＥ及び評価／制御ユニットＡ／Ｓと電気的に接続されている。電極インピーダンス測定ユニットＥＭは、ｎ個の単一パルスＥＰの各々の間で、少なくとも第１の電極デバイスの電極に関してインピーダンス測定を行い、これにより電極の分極を測定するように形成されている。電極インピーダンス測定ユニットＥＭはさらに第１の脱分極ユニットＥＥ１と接続されており、第１の脱分極ユニットＥＥ１も、インプラント可能なモジュールの一部であるか又は支持土台１に取り付けられている。第１の脱分極ユニットＥＥ１は、電極インピーダンス測定ユニットＥＭにより個々の電極での残留分極が確認された場合に、対応する電極を選択的に、電気信号印加により一時的に活性化することで残留分極を脱分極することができる。それだけでなく第１の脱分極機構ＥＥ１は、各々の単一パルスの間で、刺激に関与した電極での有り得る残留分極を捕捉して相応に取り除くことができるだけでなく、むしろすべての個々の刺激信号ＳＳＩの後にも、相応の分極測定及び相応の能動的な脱分極を行う。結果的に、すべての単一パルスＥＰをまったく又は少なくともほとんど分極効果なく生成することができ、これによりすべての個々の刺激信号ＳＳＩは、この電極デバイスにより同じ電気的状況下で生成される。こうすることで、刺激信号が時間的な順番において、直流電位支配を発生させるのを排除することができる。

本解決策により形成されたインプラント可能なデバイスは、好ましい一実施形態では、図２ａ、図２ｂで図解したインプラント可能な電極デバイスＥに対して改変された電極デバイスＥを備えており、この改変された電極デバイスＥは、図６で図解し、さらに下で論じており、望ましくはないが上で述べた電極デバイスでは有り得る心臓方向への圧受容性神経線維に沿った信号伝播を、能動的に抑制することができる。

このために、このインプラント可能な電極デバイスは、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に、一方向で神経線維束に沿って伝播するニューロンの電気信号を阻害するための第３の電極デバイス７を備えている。以下で詳細に言及する第３の電極デバイス７は、専ら又はとりわけ、少なくとも一本の圧受容性神経線維の電気刺激に関連して活性化される。このために第２のファンクションジェネレータＦ２が設けられており、第２のファンクションジェネレータＦ２も、インプラント可能なモジュール内に組み込まれており、且つ確定された時間窓Ｔ１（図４を参照）の時間的に前及び／又は最中に、電気的ないわゆるブロック信号又は阻害信号を生成する。第２のファンクションジェネレータＦ２（図１を参照）はさらに、間接的又は直接的に第２の信号−電流変換器ＳＳＷ２と接続されており、第２の信号−電流変換器ＳＳＷ２は、電気的阻害信号を第３の電極デバイス７に送る。第１のファンクションジェネレータＦ１のごとく第２のファンクションジェネレータＦ２も、それぞれ分極性及び再分極性の矩形の部分信号から構成される単一パルスを生成することができる。この場合にも、両方の部分信号の極性面は中性化し合っており、したがって各々の単一パルスの後に、それぞれの電極面９での残留分極を可能な限り残さない。

さらに、第２のファンクションジェネレータＦ２と第２の信号−電流変換器ＳＳＷ２の間に第２の変調器Ｍ２が接続されており、第２の変調器Ｍ２は、矩形パルス状の再分極性部分信号ＡＴに割り当てられた信号勾配軌道を、分極性部分信号ＫＴに対して時間的に拡大及び平滑化し、且つ両方の部分信号に割り当てられた信号強さを均一にする。第２の変調器Ｍ２と結びついた措置は、第１の変調器Ｍ１に対して上で説明したことと同じ理由から実行される。第２のファンクションジェネレータＦ２だけでなく第２の変調器Ｍ２もインプラント可能なモジュール内に組み込まれている。第２の変調器Ｍ２の場合にも、任意選択で追加的に、各々の単一パルスで分極性部分信号を、第２の変調器Ｍ２で生成可能なゼロ信号レベルにより再分極性部分信号から時間的に隔てることができる。こうすることで、両方の部分信号の間の長くて急傾斜の信号勾配を避け、この長くて急傾斜の信号勾配は、無関係の電極下での阻害効果の興奮又は神経線維の追加的な刺激（いわゆる陽極開放興奮 − ａｎｏｄｉｃ ｂｒｅａｋ ｅｘｃｉｔａｔｉｏｎ）を引き起こす恐れがある。

第３の電極デバイス７により、いわゆる陽極ブロックによってか、又はキロヘルツ範囲の周波数の正弦信号の適用、いわゆるＨＦブロック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には、第３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刺激活性が抑制される。この場合、第２の変調器Ｍ２による追加的な変調は必要ない。同様に高周波信号の適用によって阻害を達成することができ、高周波信号の適用では、少なくとも一つの選択した第３の電極面で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。

少なくとも一本の選択的な圧受容性神経線維に沿って一方向に、好ましくは心臓方向に伝播する刺激信号を狙い通りに阻害するための第３の電極デバイス７も、第３の電極デバイス７に属する電極面９、８での有り得る残留分極を捕捉するために、電極インピーダンス測定ユニットＥＭと接続されている。有り得る残留分極の相応の脱分極は、同様に第２の脱分極機構ＥＥ２によってもたらされ、第２の脱分極機構ＥＥ２は、単一パルスの間の残留分極も、有り得る連続する阻害信号の間の残留分極も、個々の電極の電気活性の配量によって取り除くことができる。

ＥＭＰ保護及びＭＲＴによる磁気カップリングに関し、インプラント可能なデバイスを電気的に保護する目的で、対応するユニットＥＭＰがインプラント可能なモジュール内に組み込まれている。このユニットは、電極の入力部を監視し、外部から電位変動が喚起された場合に切り離しを許可する。ＥＭＰユニットはこれに加え磁場センサーを備えており、磁場センサーは、強いＤＣ場を捕捉すると臨時の自己保護プログラムを活性化する。

図６は、好ましく形成されたインプラント可能なマンシェット電極Ｅの概略的な平面図を示しており、マンシェット電極Ｅ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３の電極デバイス７が取り付けられている。繰返しを避けるため、第１の電極デバイス２の個々の電極及び第２の電極デバイス１２の説明は、図２ａ及び図２ｂ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３の電極デバイス７は、軸方向に離隔した二つの第３の電極帯８を含んでおり、第３の電極帯８の間には、真ん中に第３の電極構造１３が設けられており、第３の電極構造１３は、互いに分離して配置された四つの第３の電極面９から成っている。第３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、評価／制御ユニットＡ／Ｓと接続されているか又は接続可能である。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３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、この光導波デバイス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３の電極帯５、８並びに第１及び第３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Ｅ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３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Ｅを巻き付ける神経線維束の周縁の長さ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６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３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Ｅ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参照電極面１２は、心電図信号及び必要に応じて体内で捕捉されるノイズレベル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Ｅ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３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１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３の電極帯５、８並びに第１及び第３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３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７ａ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３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７ｂ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７ｃに図解している。図７ｃ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７ｃ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７ｂ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。

図８ａ〜図８ｆ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８ｂ及び図８ｃ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８ｂ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８ａ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８ａ、図８ｂ、図８ｄ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８ｅ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８ｃ及び図８ｆ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８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９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。

図１０は、神経線維を選択的に電気刺激することによる血圧への影響又は血圧調節に関して個々のステップ措置の順番を明らかにできるフロー図を示している。刺激の目的で、図６で図解した阻害機能が可能な電極デバイスを迷走神経の周りに局所的に適用していると仮定する。阻害しなくてよい場合は、言うなれば図２ａに基づく電極デバイスが適している。以下の説明は同時に、本解決策によるインプラント可能なデバイスＥの図１に示したコンポーネントに関連する。繰返しを避けるため、ｙで表した決定点は「はい」、ｎで表した決定点は「いいえ」に相当することを前もって述べておく。

Ｉ） スタート：インプラント可能なデバイスＥの手動又は自動のいずれかでの活性化。このために、マイクロコントローラの形態の評価／制御ユニットを起動する（Ａ／Ｓ、図１）。

ＩＩ） マンシェット電極Ｅの電極１２（図６を参照）による心電図信号の捕捉。この場合、評価／制御ユニットＡ／ＳがＲ波を認証し、万一のＥＭＰエラーを信号から分離し、このとき、複数のサイクルがモニタリングされる。これに関し評価／制御ユニットＡ／Ｓは信頼性を決定し、この信頼性と共にＲ波を認識する。最後に、評価／制御ユニットＡ／Ｓが心拍数を確定する。

ＩＩＩ） マンシェット電極Ｅの第１の電極面４、第１の電極帯５、及び心電図電極面１２による血圧信号ＳＮの捕捉。これは、予め確定した心電図信号の上昇勾配によってトリガーされ、第１の電極面４の真ん中の列の信号をコヒーレントに平均化することによって行う。

ＩＶ） 血圧変化が存在するかどうかを決定。

ＩＶａ） これに関し評価／制御ユニットＡ／Ｓが最新の参照血圧（ＳＢ）を照会し、参照信号の振幅を血圧信号ＳＮと比較又は較正する。

ＩＶｂ） 血圧変化が存在する場合、血圧及び刺激位置を認証する（ｙを参照）。評価／制御ユニットＡ／Ｓが、既にこの患者のためにファイルされている血圧信号値ＳＮ並びに時間間隔ＺＶ及びＺＶ＊をルックアップテーブルＬＴに問い合わせ、それらを、平均化の過程で捕捉した血圧信号ＳＮと比較する。評価／制御ユニットＡ／Ｓが電極の「ベスト」なＳＮを確定し、その電極をその後の刺激電極としてワーキングメモリ内にマーキングする。

Ｖ） 心電図信号と血圧参照信号の間の時間的ずれＺＶを決定する。この場合、比較ユニットＫ１が、Ｒ波と上昇閾値と参照血圧との時間的ずれＺＶを確定する。
比較ユニットＫ２が、参照信号の上昇閾値と、電極を介して捕捉されたニューロンの血圧信号との時間的ずれＺＶ＊を確定する（図３のＺＳ及び図４のＳＮを参照）。参照血圧から、パルス波ＰＷの始まりＰ１及び終わりＰ２を決定する。この間隔をＴ１とする（図３Ｂ及び図３Ｃも参照）。間隔Ｔ１を、時間的ずれＺＶ ＋ ＺＶ＊だけずらし、間隔ＺＦとする。（図３を参照）

ＶＩ） 刺激の決定及び刺激パラメータの選択
評価／制御ユニットＡ／Ｓが、時刻ＵＨ並びに患者の最新の姿勢及び運動を加速度センサー（ＢＳ）によって確定する。評価／制御ユニットＡ／Ｓはさらに、刺激間インピーダンス検出器を介して刺激電極のインピーダンスを確定する。評価／制御ユニットＡ／Ｓは、刺激を行うべきかどうか、はい（ｙ）又はいいえ（ｎ）を、上昇した血圧値、心拍数、患者の活動度に基づいて、及び例えば無線通信モジュール（ＳＥＳ）による外部からの信号、インプラントのコンポーネント（例えば刺激側のＩＣ）の故障信号、又は強い静磁場（ＥＭＰ）の検出などによって作動される相いれない制御コマンドが出されていないことに基づいて決定する。

ＶＩａ） 刺激参照値。評価／制御ユニットＡ／Ｓが、上昇したパラメータと、ルックアップテーブルＬＴ及びメモリモジュールＳＭ内の既にメモリされているパラメータとを比較して、適当な刺激パラメータを選択する（適当とは、血圧をｘ％下げるために、どのくらい「強く」及びどのくらい「長く」刺激しなければならないかを意味する）。
（ＺＦ、パルスの数及び形状のような刺激座標を、「活性」ファンクションジェネレータＦ１（バイナリ）に通知する。並行して選択的に阻害しなければならない場合は、選択的な阻害のための適当な刺激パラメータを、ファンクションジェネレータＦ２（バイナリ）に伝える。

ＶＩＩａ） 評価／制御ユニットＡ／Ｓが、阻害方法（ＨＦブロック又は陽極ブロック）について決定する。

ＶＩＩｂ） 評価／制御ユニットＡ／Ｓが、刺激モードＡ又はＢ（図５を参照）について決定する。

ＶＩＩＩｂ） モードＡに基づく活性刺激パラメータの準備／変調
速い介入のためにＡモードが選択されると、定められた数の単一パルスによる固定的な刺激スイープが準備され（長さはＺＦ間隔と相関関係にあるのではなく、テーブルから明らかである）、この刺激スイープは予め定められた中断と共に繰り返される（図５モードＡを参照）。
評価／制御ユニットＡ／Ｓがテンプレートを第１のファンクションジェネレータＦ１に渡し、第１のファンクションジェネレータＦ１が電圧信号を生成し、この電圧信号を変調器Ｍ１に伝達する。

ＶＩＩＩｃ） モードＢに基づく活性刺激パラメータの準備／変調
Ｂモードが選択されると、単一パルスをさらに最適化しなければならない。第１のファンクションジェネレータＦ１が、刺激間隔（ＳＳＩ）の類似のテンプレートを作成し、定められた数の個々の二相パルスを間隔ＺＦにぴったり嵌め込む。この場合、刺激信号を生物学的信号に適合させる。参照血圧軌道をラッパー関数として単一パルスの振幅に被せる（図４Ａを参照）。第１のファンクションジェネレータＦ１が、準備した刺激スイープを有するテーブルを変調器Ｍ１に渡す。

ＩＸ） スイープの単一パルスの相の適合
変調器Ｍ１は、両方のモードを管轄しており、個別の患者のために理想的な単一パルス形状を作成するため、すべての個々のパルスの両方の相に変化をつける（図４Ｂを参照）。変調器Ｍ１は、スイープの形態での「完成した」電圧信号を信号−電流変換器（ＳＳＷ１）に渡す。

Ｘｂ） 活性刺激の実施
信号−電流変換器ＳＳＷ１は、心電図トリガー信号を待ち、そして「刺激のための活性窓ＺＦ」に達するまで待ち、それから予め選択した刺激電極に刺激スイープを伝達する。各々の単一パルスの間で、電極インピーダンス測定ユニットＥＭにより刺激接触部のインピーダンスを捕捉する。評価／制御ユニットＡ／Ｓにより分極が検出されると、評価／制御ユニットＡ／Ｓが能動型の分極補償器ＥＥ１に対し、各々のパルスの間に補償のための少しの追加電荷を刺激接触部により伝送するという命令を与える。この刺激間補償が十分でなければ、これに加えてスイープの終了後にスイープ間補償器を活性化し、分極を相殺する。

ＶＩＩＩａ） 阻害性刺激パラメータの準備／変調
評価／制御ユニットが、ファンクションジェネレータＦ２に阻害用の刺激間隔を渡す。一般的にこれは活性刺激より長く、つまり活性刺激の少し前に始まって活性刺激の後に終わる。
評価／制御ユニットＡ／Ｓは、第２のファンクションジェネレータＦ２が陽極ブロック、つまり単相ブロックだけを施すか、又はＨＦブロックが行われるべきかを規定する。ファンクションジェネレータ２はこれに加え、刺激（電圧）テンプレートを相応に作成する。ＨＦブロックの場合は、個々の相を「平滑」にするため、Ｆ２は電圧信号を変調器Ｍ２に渡す。

Ｘａ） 阻害性刺激の実施
信号−電流変換器ＳＳＷ２は、Ｆ２の陽極ブロックとしてか又はＭ２のＨＦブロックとしてかのいずれかの信号を電流信号に転換し、この電流信号を、列１３の阻害性電極９（図６を参照）を介して伝送する。電極インピーダンス測定ユニットＥＭが、阻害性電極９の分極を監視し、必要な場合には評価／制御ユニットＡ／Ｓを介して、補償のために脱分極ユニットＥＥ２を活性化する。
ＨＦブロックの場合、刺激間及びスイープ間の両方を行うことができ、陽極ブロックの場合はスイープ間補償器だけが活性になる。

ＸＩ） 刺激の評価
評価／制御ユニットＡ／Ｓが、血圧曲線の変化を確定し、反復を開始する。Ｂモードの場合、主要な刺激パラメータとして、どのくらいの心拍で刺激を中断するかを様々に変更することができる。この機能については、インプラントの作用の仕方の（患者固有の）フィードバックを行う。
刺激の成果を、後の比較に利用できるようメモリ内に記入する。

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３の電極デバイス
８ 第３の電極帯
９ 第３の電極面
９ａ 第３の電極面の軸方向の広がり
９Ｕ 第３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 第２の電極デバイス、心電図電極面
１３ 第３の電極構造
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
Ａ 軸方向
Ａ／Ｓ 評価／制御ユニット
Ａ３、Ａ４ 振幅
Ａｍａｘ 最大振幅
ＡＴ 陽極側の信号部分
ＢＳ 加速度センサー
ＤＥ 窪み
Ｅ インプラント可能な電極デバイス、マンシェット電極
Ｅ１ 陽極側振幅
Ｅ２ 陰極側振幅
Ｅ３ 陰極側パルス幅
Ｅ４ 陽極側振幅
Ｅ５ 繰返し率
Ｅ６ 再分極勾配
Ｅ７ 中断、陽極側と陰極側の振幅の間のゼロレベル
ＥＥ１、ＥＥ２ 脱分極ユニット
ＥＫＧ 心電図時間信号
ＥＭ 電極インピーダンス測定ユニット
ＥＭＰ 電磁パルス作用ＥＭＰ／ＭＲＴに対する保護ユニット
ＥＰ 単一パルス
ＥＳ エネルギー貯蔵器／エネルギー源
Ｆ１、Ｆ２ ファンクションジェネレータ
Ｇ 脳
Ｈ 心臓
ＫＯ 幾何学的な位置関係
ＫＴ 陰極側の信号部分
Ｌ 導体路
ＬＡ 構造要素の長手軸
ＬＩ 光導波体
ＬＱ 光源
ＬＴ ルックアップテーブル
Ｍ 極大
Ｍ１、Ｍ２ 変調器
ＮＦ 神経線維
ＮＦＢ 神経線維束
Ｐ１、Ｐ２ 時間信号に沿った特徴的な位相点
ＰＷ パルス波、血圧波
Ｒ 心電図信号のＲ波
ＳＢ 血圧センサー
ＳＥＳ 信号及びエネルギー供給ユニット
ＳＭ メモリモジュール
ＳＮ 自然のニューロンの電気信号
ＳＳＩ 刺激信号
ＳＳＷ１、ＳＳＷ２ 信号−電流変換器
Ｔ タイマーユニット
Ｔ１ パルス波の継続時間
Ｔ_ＳＮ 自然のニューロンの電気信号のパルス長
Ｕ 周方向
ＵＨ 時計
Ｖ 接続構造
ＺＦ 時間窓
ＺＳ 時間信号
ＺＶ、ＺＶ＊ 時間的ずれ

Claims (40)

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インプラント可能なデバイスにおいて、以下のコンポーネント、すなわち
   − インプラント可能な電極デバイス（Ｅ）であって、前記神経線維束の周りにマンシェット状に当てがえる生体適合性支持土台（１）上に配置されており、前記生体適合性支持土台（１）が、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’）には、前記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第１の電極デバイス（２）が配置されており、前記生体適合性支持土台（１）には、心電図信号を捕捉するための第２の電極デバイス（Ｅ）が配置されている、インプラント可能な電極デバイス（Ｅ）と、
   − 前記インプラント可能な電極デバイス（Ｅ）と電気的に接続可能か又は接続されている評価／制御ユニット（Ａ／Ｓ）であって、位置選択的に捕捉された前記ニューロンの電気信号及び前記心電図信号を、時間分解して、生理学的パラメータに対して相関関係にあるニューロンの時間信号が算出され得るように評価することができる、評価／制御ユニット（Ａ／Ｓ）と、
   − 前記評価／制御ユニット（Ａ／Ｓ）と接続された第１の比較ユニット（Ｋ１）であって、前記心電図信号と、前記生理学的パラメータと相関関係にある前記ニューロンの時間信号との間の特徴的で相対的な時間的ずれを確定することができる、第１の比較ユニット（Ｋ１）と、
   − 前記評価／制御ユニット（Ａ／Ｓ）と接続された第１のファンクションジェネレータ（Ｆ１）であって、前記評価／制御ユニット（Ａ／Ｓ）により前記相対的な時間的ずれに基づいて確定された時間窓内で、ｎ個の多数の単一パルス（ＥＰ）から構成されており、位相及び時間的振幅軌道が、前記生理学的パラメータと相関関係にある算出された前記ニューロンの時間信号に適合された刺激信号を生成する、第１のファンクションジェネレータ（Ｆ１）と、
   − 前記第１のファンクションジェネレータ（Ｆ１）及び前記第１の電極デバイス（２）と間接的又は直接的に接続された第１の信号−電流変換器（ＳＳＷ１）であって、前記少なくとも一本の神経線維を選択的に電気刺激するための前記刺激信号を、前記第１の電極デバイス（２）に伝送する、第１の信号−電流変換器（ＳＳＷ１）と、を含んでおり、 前記評価／制御ユニット（Ａ／Ｓ）、前記第１の比較ユニット（Ｋ１）、前記第１のファンクションジェネレータ（Ｆ１）、及び前記第１の信号−電流変換器（ＳＳＷ１）が、インプラント可能なモジュールとしてまとめられている、インプラント可能なデバイス。
2. 少なくとも一つの第２の比較ユニット（Ｋ２）が、前記評価／制御ユニット（Ａ／Ｓ）と接続されており、
   前記第２の比較ユニット（Ｋ２）が、前記生理学的パラメータと相関関係にある前記ニューロンの時間信号に割り当てられている少なくとも一つの信号レベルを参照信号と比較して、レベル差値を生成し、及び
   前記評価／制御ユニット（Ａ／Ｓ）が、少なくとも前記レベル差値を基礎として、前記刺激信号の少なくとも前記時間的振幅軌道を規定することを特徴とする請求項１に記載のインプラント可能なデバイス。
3. 前記インプラント可能な電極デバイス（Ｅ）が、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前記支持土台表面（１’）に、前記神経線維束に沿って一方向に伝播するニューロンの電気信号を阻害するための第３の電極デバイス（７）を含んでいることを特徴とする請求項１又は２に記載のインプラント可能なデバイス。
4. 前記インプラント可能なモジュールが、電気エネルギー貯蔵器（ＥＳ）並びに／又は誘導に基づく信号及びエネルギー供給ユニット（ＳＥＳ）を備えており、前記誘導に基づく信号及びエネルギー供給ユニット（ＳＥＳ）が、少なくとも前記評価／制御ユニット（Ａ／Ｓ）と電気的に接続されていることを特徴とする請求項１から３のいずれか一項に記載のインプラント可能なデバイス。
5. 前記インプラント可能なモジュール内に加速度センサー（ＢＳ）が組み込まれており、且つ／又は前記モジュールとは別個のインプラント可能に形成された加速度センサー（ＢＳ’）が設けられており、及び
   前記加速度センサー（ＢＳ、ＢＳ’）が、加速度情報を生成し、前記評価／制御ユニット（Ａ／Ｓ）と電気的に接続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インプラント可能なデバイス。
6. 前記第１のファンクションジェネレータ（Ｆ１）が、それぞれ分極性及び再分極性の矩形パルス状の部分信号から構成される単一パルスを生成でき、並びに
   前記第１のファンクションジェネレータ（Ｆ１）と前記第１の信号−電流変換器（ＳＳＷ）の間に第１の変調器（Ｍ１）が接続されており、前記第１の変調器（Ｍ１）が、前記矩形パルス状の再分極性部分信号に割り当てられた信号勾配軌道を、前記分極性部分信号に対して時間的に拡大及び平滑化し、且つそれぞれ両方の部分信号に割り当てられた信号強さを均一にす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インプラント可能なデバイス。
7. 前記評価／制御ユニット（Ａ／Ｓ）と接続された第２のファンクションジェネレータ（Ｆ２）が設けられており、前記第２のファンクションジェネレータ（Ｆ２）が、確定された前記時間窓の時間的に前及び／又は最中に電気的ブロック信号を生成し、並びに
   前記第２のファンクションジェネレータ（Ｆ２）が間接的又は直接的に第２の信号−電流変換器（ＳＳＷ２）と接続されており、前記第２の信号−電流変換器（ＳＳＷ２）が、前記電気的ブロック信号を前記第３の電極デバイス（７）に送ることを特徴とする請求項３に記載のインプラント可能なデバイス。
8. 前記第２のファンクションジェネレータ（Ｆ２）が、それぞれ分極性及び再分極性の矩形パルス状の部分信号から構成される単一パルスを生成でき、並びに
   前記第２のファンクションジェネレータ（Ｆ２）と前記第２の信号−電流変換器（ＳＳＷ２）の間に第２の変調器（Ｍ２）が接続されており、前記第２の変調器（Ｍ２）が、前記矩形パルス状の再分極性部分信号に割り当てられた信号勾配軌道を、前記分極性部分信号に対して時間的に拡大及び平滑化し、且つそれぞれ両方の部分信号に割り当てられた信号強さを均一にすることを特徴とする請求項７に記載のインプラント可能なデバイス。
9. 前記第２のファンクションジェネレータ（Ｆ２）及び前記第２の変調器（Ｍ２）が、前記インプラント可能なモジュール内に組み込まれていることを特徴とする請求項８に記載のインプラント可能なデバイス。
10. 前記第１又は第２の変調器（Ｍ１、Ｍ２）が、各々の単一パルスに対し前記分極性部分信号を、前記第１変調器（Ｍ１）によって生成可能なゼロ信号レベルにより前記再分極性部分信号から時間的に隔て得るように形成されていることを特徴とする請求項６又は８に記載のインプラント可能なデバイス。
11. 電極インピーダンス測定ユニット（ＥＭ）が、前記インプラント可能なモジュールの一部であるか又は前記生体適合性支持土台（１）に配置されており、前記電極デバイス（Ｅ）及び前記評価／制御ユニット（Ａ／Ｓ）と接続されており、並びに、前記電極インピーダンス測定ユニット（ＥＭ）が、ｎ個の前記単一パルスの各々の間で、少なくとも前記第１の電極デバイス（２）の電極に関してインピーダンス測定を行う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インプラント可能なデバイス。
12. 電気的脱分極機構（ＥＥ）が、前記インプラント可能なモジュールの一部であるか又は前記生体適合性支持土台（１）に配置されており、前記電極デバイス（Ｅ）及び前記評価／制御ユニット（Ａ／Ｓ）と接続されており、並びに
    前記脱分極機構（ＥＥ）が、前記電極インピーダンス測定ユニット（ＥＭ）により個々の電極での残留分極が確認された場合に、選択的に、電気信号印加により前記残留分極を脱分極することを特徴とする請求項１１に記載のインプラント可能なデバイス。
13. 絶対的血圧値を捕捉する別個の血圧測定システム（ＳＢ）が設けられており、前記絶対的血圧値が、前記誘導に基づく信号及びエネルギー供給ユニット（ＳＥＳ）を介して前記評価／制御ユニット（Ａ／Ｓ）に送られ、並びに、前記評価／制御ユニット（Ａ／Ｓ）が、前記絶対的血圧値、前記心電図信号、前記生理学的パラメータと相関関係にある前記ニューロンの時間信号、及び少なくとも一つの参照信号を基礎として、前記刺激信号を生成するために前記第１のファンクションジェネレータ（Ｆ１）を制御することを特徴とする請求項４に記載のインプラント可能なデバイス。
14. メモリユニットが、ルックアップテーブルの方式で設けられており、前記メモリユニットが、前記評価／制御ユニット（Ａ／Ｓ）の一部であるか又は別個のユニットとして前記評価／制御ユニット（Ａ／Ｓ）と接続されており、
    前記メモリユニット内では、以下の情報、すなわちレベル差値、加速度情報、捕捉した絶対的血圧の少なくとも一つを保存可能及び呼出し可能であることを特徴とする請求項２、５、及び１３のいずれか一項に記載のインプラント可能なデバイス。
15. 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’）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’）に前記第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、前記評価／制御ユニット（Ａ／Ｓ）と接続可能であるか又は接続されていることを特徴とする請求項３に記載のインプラント可能なデバイス。
16. 前記第３の電極デバイス（７）が、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）の軸方向の隣に配置されており、且つ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３の電極帯（８）と、
    前記少なくとも二つの第３の電極帯（８）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３の電極面（９）を含んでいる少なくとも一つの第３の電極構造（１３）とを含んでいることを特徴とする請求項１５に記載のインプラント可能なデバイス。
17. 前記第１及び第３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１６に記載のインプラント可能なデバイス。
18. 前記第１及び第３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３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３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１６に記載のインプラント可能なデバイス。
19. 前記第１及び第３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１８に記載のインプラント可能なデバイス。
20. 前記第１及び第３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１６から１９のいずれか一項に記載のインプラント可能なデバイス。
21. 前記第１の電極帯（５）の間の軸方向の距離が、前記第３の電極帯（８）の軸方向の距離以上に選択されており、及び
    前記第３の電極帯の間の軸方向の距離が、０．５ｃｍ〜３ｃｍの間を測定することを特徴とする請求項１６に記載のインプラント可能なデバイス。
22. 前記第１及び第３の電極帯（５、８）の形状及びサイズが同一であり、
    それぞれ前記第１及び第３の電極面（４、９）の面積が、それぞれ前記第１又は第３の電極帯（５、８）の面積より小さいことを特徴とする請求項１６に記載のインプラント可能なデバイス。
23. 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３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１６に記載のインプラント可能なデバイス。
24. 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３の電極面（９）の前記材料が白金、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２３に記載のインプラント可能なデバイス。
25. 前記第１及び第３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３の電極帯がそれぞれ、前記第１及び第３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１６に記載のインプラント可能なデバイス。
26. 前記第３の電極デバイス（７）が、少なくとも一つの光学的な光導波デバイス（１０）を備えており、前記少なくとも一つの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１６に記載のインプラント可能なデバイス。
27. 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３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２６に記載のインプラント可能なデバイス。
28. 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３の電極デバイス（７）の前記第３の電極面（９）及び前記第３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１６に記載のインプラント可能なデバイス。
29. 前記生体適合性支持土台（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２８のいずれか一項に記載のインプラント可能なデバイス。
30. 前記生体適合性支持土台（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１６に記載のインプラント可能なデバイス。
31. 前記第１及び／又は第３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３の電極帯（５、８）が、前記生体適合性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３０に記載のインプラント可能なデバイス。
32. 前記支持土台表面（１’）の裏面で、前記生体適合性支持土台（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３１のいずれか一項に記載のインプラント可能なデバイス。
33. 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、前記生体適合性支持土台（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（１４）を有し、及び
    前記縁領域（１４）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３２のいずれか一項に記載のインプラント可能なデバイス。
34. 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開口部（１５）を有することを特徴とする請求項１から３３のいずれか一項に記載のインプラント可能なデバイス。
35. 前記少なくとも一つの開口部（１５）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３４に記載のインプラント可能なデバイス。
36. 前記第１及び／又は第３の電極帯（５、８）がそれぞれ、平らな上面及び下面をもち、前記上面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をもつ金属の電極帯土台を有しており、
    前記金属の電極帯土台の前記平らな表面が、前記支持土台表面に平行に方向づけられており、並びに
    前記電極帯土台が、前記少なくとも一つの構造要素のうち、前記支持土台表面に向かって方向づけられており、且つ前記支持土台表面から突き出ていない表面領域を除いて、前記生体適合性ポリマーによって完全に包囲されていることを特徴とする請求項３０に記載のインプラント可能なデバイス。
37. 少なくとも前記電極帯土台の前記下面と前記支持土台の前記生体適合性ポリマーとの間に、付着媒介層又は付着媒介層構成が取り付けられていることを特徴とする請求項３６に記載のインプラント可能なデバイス。
38. 前記少なくとも一つの構造要素の前記一つの表面領域又は前記表面領域に面した平面が、前記支持土台表面に対して平行に方向づけられており、前記表面領域が、前記支持土台表面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が、前記電極帯土台と一体的に結合していることを特徴とする請求項３６又は３７に記載のインプラント可能なデバイス。
39. 前記金属の電極帯土台の前記上面で幾何学的に同じように分散して配置されており、且つ同一に形成されている多数の構造要素が設けられていることを特徴とする請求項３６から３８のいずれか一項に記載のインプラント可能なデバイス。
40. 前記少なくとも一つの構造要素が、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３６から３９のいずれか一項に記載のインプラント可能なデバイス。

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