JP6758290B2 - 電極設置治療システムおよびこれを用いる方法 - Google Patents

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＜関連出願＞
本特許出願は、２０１４年１２月５日に出願された米国仮特許出願６２／０８８，１７０号の出願日の優先権を主張する。同文献の内容は、参照により本願に組み込まれる。

本発明は全体として、脳腫瘍またはてんかん発作状態を治療するシステムおよび方法に関するものである。本方法の実施形態は、深部電極および／またはナノトランスポンダを患者の脳内にインプラントする最適位置を判定するステップを有する。インプラントされると、電極またはトランスポンダを用いて、腫瘍またはてんかん発作状態を治療するのに効果的な大きさの電荷を届けることができる。

てんかんは、世界において最も古く認識された病状の１つである。世界保健機関（ＷＨＯ）は、世界中で約５千万人がてんかんを患っていると推定している。ＷＨＯファクトシートＮｏ．９９９（２００９年１月）参照。てんかんは、脳電荷が急激に（通常は一過的に）損なわれることにより生じる。その症状は、一時的な意識喪失からより長く深刻なけいれんにまで及ぶ。

ＥＥＧ（脳波図）は、てんかん発作の診断において依然として不可欠なものである。ＥＥＧは、脳波や脳内の電気的活動を検出する検査である。頭皮に対して検出電極を配置して、脳を伝搬する電荷をピックアップする。これら電荷を記憶装置またはコンピュータスクリーン上でマッピングする。マッピングされた電気的活動を解釈して、発作のタイプと位置を識別することを補助する。

ただし、てんかん発作の根本原因を発見するのが難しい場合もある。頭皮表面上の電極を用いる通常のＥＥＧが患者の発作発生箇所を特定できない場合、脳外科手術を用いてより侵襲的に観察する必要がある。頭蓋内に電極を設置することは、脳の表面上に対して電極を直接設置する外科技術であり、これによりＥＥＧ観察を非常に正確かつ効果的に実施できる。頭蓋内ＥＥＧ観察を用いて、脳のてんかん領域を正確にマッピングすることができる。この技術により、発作を生じさせている領域を非常に正確にマッピングできるのみならず、外科医が脳の重要部位を識別しマッピングことを補助できる。例えば会話や動作を制御する部位であり、手術中に回避すべき部位である。

てんかんを患う多くの患者において、発作は適切な投薬により良好に制御できる。ただし現在の推定によれば、転換を患う患者の２０〜３０％は、あらゆる薬剤治療が効かないことが示唆されている。多くの人は、そのような医学的に治療し難い（すなわち外科手段が最小限しかない、または存在していない）てんかんによって影響を受ける。この場合、１つの代替治療としては、神経刺激電極を脳内にインプラントして、発作につながる活動が検出されたとき電気刺激パルスを印加することが挙げられる。この刺激により、発作の影響を防ぎまたは減少させることができる。

このようなデバイスは、深部電極を脳内にインプラントして、脳内の電気的活動をＥＥＧ観察できるようにするとともに、電気パルスを印加できるようにすることが必要である。深部電極は、脳を覆う頭蓋骨に形成した小径穴を介して脳の特定領域に対して挿入されるプローブである。挿入は通常、例えば磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）技術を用いて、脳内の特定領域をターゲットとして定位的にガイドされる。侵入点、軌道、および深さをコンピュータによって計算して、電極を正確に設置できるようにする。

米国食品医薬品局（ＦＤＡ）が協賛した治験的神経刺激実験から得られた結果は、期待できるものであった。ただしこの研究に参加したほぼ全ての患者は、抑制不能発作を発症し続けている。これら研究においては、比較的分厚い頭蓋内電極が利用されている。サイズが大きいと、インプラントできる電極個数が制限される。電極設置の正確さに対する制約により、治療の有効性に対して制約が生じる。

さらに、分厚い電極を多数インプラントすると、脳組織が損傷する可能性がある。てんかんネットワークは複雑であり、インプラントした頭蓋内電極を超えて広がっている可能性がある。脳組織の刺激を最適化するため、複数のナノデバイスを単独または従来の深部電極と組み合わせて利用して、脳損傷の可能性を最小化しつつ特定脳細胞をターゲットにすることができる。

例えば、複数のカーボンナノチューブから製造することができるカーボンナノチューブトランスポンダを、オプション的に少なくとも１つの生体分子リガンドに取り付け、オプション的にナノキャパシタに取り付ける。細胞組織に配置して複数の疾患を治療することができるエネルギー放射カーボンナノチューブトランスポンダは、同時係属のＰＣＴ／ＵＳ２０１０／０４８９５６に開示されている。その内容は参照により本願に対して組み込まれる。

脳癌において、中枢神経系（ＣＮＳ）内の浸潤性高悪性度新生細胞は、従来の化学療法および放射線療法に対して耐性がある場合がある。ＣＮＳ内部と血液脳関門外部に対して施される化学療法と放射線療法は、密集した悪性細胞に届かない場合があり、さらに病変切除することになる場合がある。また従来の化学療法薬は、効果が限られる場合がある。この要因は、全身毒性から薬物輸送障害まである。これに続いて、腫瘍細胞核の血管新生が減少し、Ｐ糖たんぱく質が媒介して薬物流出となる。従来療法のこれら制約により、実験的ナノテクノロジーアプローチが着想されるに至った。

１側面において本発明は、患者の脳におけるてんかん発作を治療する方法を提供する。１実施形態において前記方法は、発作間撮像プロファイルと発作後撮像プロファイルを前記患者の前記脳から取得するステップを有する。これらプロファイルを比較し、発作伝搬経路をこの比較に基づき判定する。

複数の仮想電極配置位置を前記発作伝搬経路に基づき決定する。皮質活性化領域を、前記発作伝搬経路と前記仮想電極配置位置に基づき、各仮想配置位置について決定する。前記電極のインプラント位置は、前記インプラント位置における皮質活性化領域とこの位置にインプラントされた前記電極に基づき、複数の仮想電極配置位置から選択される。前記てんかん発作を少なくとも減少させる効果のある大きさの電気パルスを、前記電極から細胞組織に対して、前記皮質活性化領域内で印加する。

１実施形態において前記方法は、複数のエネルギー放射カーボンナノチューブトランスポンダを、前記患者の前記脳の領域に対して搬送するステップ、および前記複数のエネルギー放射カーボンナノチューブトランスポンダからの電荷を放電するステップを有する。前記エネルギー放射カーボンナノチューブトランスポンダは、前記発作伝搬経路に依拠する位置において、前記細胞組織に対して伝搬される。

実施形態において、前記エネルギー放射カーボンナノチューブトランスポンダは、第１端部に接続するナノキャパシタを有する少なくとも１つのカーボンナノチューブを備える。１実施形態において、前記ナノキャパシタは所定量の電気エネルギーを格納し、前記電気エネルギーを平均電荷密度約１．２×１０^−５から約２．４×１０^−５クーロン／ｃｍ^２の範囲で放射することができる。別実施形態において、前記少なくとも１つのカーボンナノチューブは、前記ナノキャパシタを接続し、前記ナノチューブトランスポンダの環境が変化したことに対する応答として前記細胞組織に対して前記所定量の電気エネルギーを放射する、電気エネルギーナノスイッチとして動作する。前記複数のナノチューブトランスポンダは、生体を破壊しない電荷を、約４から約２０マイクロクーロン／ｃｍ^２の範囲で、前記細胞組織に対して放射することができる。

１実施形態において、前記発作間撮像プロファイルを取得するステップは、発作間拡散テンソル撮像ＭＲＩデータセットを取得するステップを有し、発作後撮像プロファイルを取得するステップは、発作後拡散テンソル撮像プロファイルＭＲＩデータセットを取得するステップを有する。他実施形態において、前記発作伝搬経路を判定するステップは、前記発作間拡散テンソル撮像ＭＲＩデータセットと前記発作後拡散テンソル撮像ＭＲＩデータセットにおける異方性比率を判定するステップを有する。前記発作間および発作後撮像プロファイルを取得するステップは、発作間および発作後単一光子放射断層撮影データセットをそれぞれ取得するステップを有することができる。１実施形態において、前記複数の仮想電極配置位置それぞれにおける皮質活性化領域を判定するステップは、均質媒質における前記電極の刺激によって生成された電位に基づき活性化機能を判定するステップを有する。別実施形態において、前記複数の仮想電極配置位置それぞれにおける皮質活性化領域を判定するステップは、異方性媒体における前記電極の刺激によって生成された電位に基づき活性化機能を判定するステップを有する。

別実施形態において前記方法は、前記電極から前記電気パルスを印加した後に単一光子放射断層撮影データセットによって活性化した刺激を取得するステップ；このデータセットを前記インプラント位置における前記皮質活性化領域と比較するステップ；前記比較に基づき前記インプラント位置における前記皮質活性化領域を検証するステップ；を有する。

本発明の別側面は、患者の脳における腫瘍を治療する方法を提供する。前記方法の１実施形態は、前記患者の前記脳からベースライン拡散テンソル撮像ＭＲＩデータセットを取得するステップ；このデータセットに基づき腫瘍位置を判定するステップ；を有する。この実施形態において、前記腫瘍位置および各前記配置位置において判定した皮質活性化領域に基づき、複数の仮想電極配置位置を判定する。

前記電極のインプラント位置は、前記インプラント位置における前記皮質活性化領域およびこの位置にインプラントされた前記電極に基づき、前記複数の仮想電極配置位置から選択される。前記腫瘍組織を効果的に治療する大きさの電気パルスを、前記電極から腫瘍組織に対して前記皮質活性化領域内で印加する。前記方法は、複数のエネルギー放射カーボンナノチューブトランスポンダを前記患者の前記脳の領域に対して搬送するステップ；前記トランスポンダから電荷を放射するステップ；を有する。前記複数のエネルギー放射カーボンナノチューブトランスポンダパルスからの前記電荷は、前記腫瘍組織を効果的に治療できる大きさである。

深部電極配置計画システムにおけるステップの１実施形態を示すフロー図である。

ｘ方向に向いた軸索が存在する集中モデルの概略図である。各コンパートメントは、膜抵抗（ｒＭ）に対して並列接続された膜容量（ｃＭ）によって構成されているとみなされる。コンパートメントは、細胞外の抵抗（ｒＥ）と細胞内空間の抵抗（ｒｉ）を介して互いに接続されている。膜貫通電圧（ＶＭ）は、細胞外液と細胞内液との間の電位差（ＶＭ＝ＶＥ−Ｖｉ）として定義される。図面において、Δｘはコンパートメントの長さである。

ＭＲＩ ３Ｄ計算モデルを示す。（Ａ）構造的ＭＲＩを用いて、患者から３Ｄ計算モデルを生成した。（Ｂ）被験者のＭＲＩデータセットを、色マスクを用いて手動でセグメント化した。（青（ライトグレイ）＝ＣＳＦ、グレイ＝灰白質、白＝白質）

ＣＡＤ電極モデルを示す。（Ａ）ＣＡＤ電極モデルは、絶縁体（シリンダ中点間１０ｍｍ）によって隔離された４つの導体シリンダ（直径１．２７ｍｍ×高さ０．２ｍｍ）を有する。図面内の数字は、前方から後方までの深部電極導体を示す。（ＢおよびＣ）Ｓｉｍｐｌｅｗａｒｅ ＋ＣＡＤモジュールを用いて、電極を側頭葉白質に配置した。

長さ５０〜２００ｎｍの単一壁カーボンナノチューブ（金属性および準導体）を用いて周辺電場振幅を増幅する様子を示す。電場によって破壊された癌細胞を示す。比較のため、カーボンナノチューブベースのナノ電極がない電場と電場なしを示す。

エネルギー放射カーボンナノチューブトランスポンダの１実施形態の図である。

原金属タイプカーボンナノチューブの側面図（左）と軸方向図（中央）である。機能化プロセスにおいて長さゼロのアミドブリッジを介してフルオレセインイソチオシアネート（ＦＩＴＣ）に対して交差結合したカーボンナノチューブを示す（右）。 全反射測定法（ＡＴＲ）を用いたフーリエ変換赤外分光分析（ＦＴＩＲ）による様々な純度のカーボンナノチューブの特性評価を示す。 全反射測定法（ＡＴＲ）を用いたフーリエ変換赤外分光分析（ＦＴＩＲ）による様々な純度のカーボンナノチューブの特性評価を示す。 全反射測定法（ＡＴＲ）を用いたフーリエ変換赤外分光分析（ＦＴＩＲ）による様々な純度のカーボンナノチューブの特性評価を示す。

カーボンナノチューブの細胞毒性インビトロテストの結果を示すグラフである。

Ｒｏｗｅｔｔラットの左海馬体に対して定位的に注入された純度９９％ＦＩＴＣ機能化ＣＮＴの影響を観察するための免疫蛍光染色を示す。図９Ａにおいて、右海馬体に対して蒸留ＰＢＳを注入した。 Ｒｏｗｅｔｔラットの左海馬体に対して定位的に注入された純度９９％ＦＩＴＣ機能化ＣＮＴの影響を観察するための免疫蛍光染色を示す。図９Ｂにおいて、歯状回における左海馬体に対して２５ｎｇ／ｍＬ 純度９９％ＦＩＴＣ機能化ＣＮＴを１μＬ注入した。 図９Ａの１００倍拡大部分図である。 図９Ｂの１００倍拡大部分図である。

１００ＨＺ非対称電荷バランス＋１０Ｖ、−２．５Ｖ信号波形を示す。 図１０Ａの信号波形を印加したアガロースゲル脳ファントムである。 ０．２５ｎｇ／ｍＬ 純度９５％のＦＩＴＣ機能化金属タイプカーボンナノチューブ１μＬ５つの概念図である。 ０．００５”３１６Ｌステンレス鋼で形成された記録電極を示す。

有限要素法（ＦＥＭ）メッシュの構築を示す。 図１１Ａに示す深部リードを図１１Ｂに示すメッシュの基準として用いた。

０．６％アガロースゲルファントムに対して５つの１μＬ ２５ｎｇ／ｍＬ ９５％ＦＩＴＣ機能化ＣＮＴを注入する直前にベースライン電圧降下を測定した結果を示すグラフである。下グラフにおいてＴ＝０である。上グラフにおいてｔ＝６０分である。 アガロースゲルファントム内における電圧降下のＦＥＭシミュレーションを示すグラフである。下グラフはベースライン、上グラフは３Ｓ／ｍ ＣＮＴ、中グラフは０．２Ｓ／ｍ ＣＮＴである。

カーボンナノチューブの電位に対する影響を示す。図１３Ａは、ＵＶトランスイルミネータによって撮影したアガロースゲルファントムを示す。 カーボンナノチューブの電位に対する影響を示す。図１３Ｂは、ベースラインプロファイル（左）をＣＮＴ−Ｍ調節した導電率モデル（右）と比較するＦＥＭシミュレーションを示す。

構造的ＭＲＩ画像から構築された３Ｄ計算脳モデルを示す。図１４Ａは仮想電極が海馬体の隣の白質内に配置されていることを示す。 構造的ＭＲＩ画像から構築された３Ｄ計算脳モデルを示す。図１４Ｂはガウスプロファイルに準じる導電率の球形状を示す。 構造的ＭＲＩ画像から構築された３Ｄ計算脳モデルを示す。図１４ＣはベースラインプロファイルのＦＥＭシミュレーションを示す。 構造的ＭＲＩ画像から構築された３Ｄ計算脳モデルを示す。図１４ＤはＣＮＴ−Ｍ調節した導電率プロファイルのＦＥＭシミュレーションを示す。図１４Ｃと図１４Ｄの比較により、ＣＮＴ−Ｍ調節したモデルは導電率が増加した領域内において均一な電位を維持していることが分かる。この等電位挙動により、高導電領域内においてゼロに近づく電場が生じる。 ベースラインプロファイルの境界において電場が急上昇していることを示す。 ＣＮＴ−Ｍプロファイルの境界において電場が急上昇していることを示す。 図１４Ｇに示すように、この機能は、深部リードを介して活性化される軸索束をマッピングするモジュレーテッドサーキットトラクトグラフィ（ＭＣＴ）を生成するシードとしての役割を有する。

電位のパラメータ分析を示す。図１５Ａは、ＣＮＴ調節導電率領域を通じた経中隔線における電位の分析結果を示す。左ピークは比較のためのＣＮＴ−Ｍがないベースラインプロファイルである。 調節導電率部分を通じた経中隔線における電場のパラメータ分析を示す。ＣＮＴがないベースラインプロファイルと比較される。 導電ＣＮＴ−Ｍ領域が提供する拡張表面領域を示す。５．１２μＣ／ｐｈａｓｅを印加したときの電荷密度が１．６３μＣ／ｐｈａｓｅ×ｃｍ^−２まで減少した。これはダメージ閾値よりも小さい。

定義
別の定義をしない限り、本明細書において用いる全ての技術用語および科学用語は、本発明が関連する当業者が共通的に理解する同じ意味を有している。競合する場合は、定義を含む本明細書が優先する。以下に望ましい方法および材質を記載する。ただし本明細書が記載するものと同様または等価な方法と材質を、本発明の実施または試験において用いることができる。

明示的に示すかあるいは文脈上矛盾しない限り、本発明を説明する文脈における語句“ａ”、“ａｎ”、“ｔｈｅ”、および同様の語句は（特に特許請求範囲の文脈において）、単数形および複数形をともにカバーするものとして理解されたい。本明細書において明示しない限り、本明細書における値範囲の列挙は、その範囲内に含まれる個々の値について個別に言及することの短縮を意図しているに過ぎない。各値は、本明細書において個別に列挙したのと同様に、本明細書に組み込まれる。本明細書において明示するかあるいは文脈上矛盾しない限り、本明細書が記載する全ての方法は、任意の順序で実施することができる。本明細書における全ての例または例示的語句（例：“などの”、“例えば”）は、本発明をより明確にすることを意図しているに過ぎず、特許請求範囲において明示しない限り本発明の範囲を限定するものではない。本明細書における語句は、特許請求範囲に記載していない要素が本発明を実施するに際して必須であることを示していると理解すべきではない。

脳の疾患または状態を治療するシステムおよび方法
本発明の原理の理解を促進するため、実施形態について説明する。実施形態のうちいくつかは図面に示されている。これらを説明するために特定の用語を用いる。ただしこれにより本発明の範囲を限定することが意図されていると理解すべきではない。実施形態の変形や変更、および本明細書が記載する本発明の原理のさらなる応用は、本発明が関連する当業者にとって通常のものとして理解される。以下の説明において、方法の特徴または選択、分析方法、その他側面について開示する。開示する各特徴を一般的要素と組み合わせることにより、本発明の実施形態を形成できることを理解されたい。

本発明の側面は、電極配置計画方法およびシステム、ならびに人間もしくは動物患者の脳の疾患または状態を治療する方法またはシステムを用いる方法を提供する。以下では単一深部電極を参照しながら、システムと方法について説明する。ただし患者の脳内に複数の深部電極を配置する場合においても、本システムと方法を適用することができることを理解されたい。一般に少なくとも２つの深部電極を患者の脳内に配置する。

１実施形態において、システムおよび方法は、直接神経刺激治療の間に電極から遠位てんかん組織に対して電流を伝搬させる。他実施形態においてシステムは、電極から電流を伝搬させることにより、例えば脳癌などのような脳の病的状態の治療を提供する。本発明の方法は、電極から脳領域に対して電流を伝搬させる治療中における電極の最適配置を提供する。これら実施形態において、電流はてんかん状態を治療し、または癌細胞を殺すのに充分な強度を有する。

実施形態において本方法は、ナノ電極の配送と最適配置を含む。接続されたナノキャパシタが存在する場合もあるし存在しない場合もある。ナノ電極の例は、米国特許公開第２０１２−０２０９３４４号に開示されている。発明の名称“ＥＮＥＲＧＹ−ＲＥＬＥＡＳＩＮＧ ＣＡＲＢＯＮ ＮＡＮＯＴＵＢＥ ＴＲＡＮＳＰＯＮＤＥＲ ＡＮＤ ＭＥＴＨＯＤ ＯＦ ＵＳＩＮＧ ＳＡＭＥ”、公開日２０１２年８月１６日である。同文献の内容は参照により本願に組み込まれる。

本方法により、ナノ電極を例えば注入によって、最適インプラント箇所まであるいは１以上の重要脳領域まで、配送し最適配置することができる。ターゲットは例えば脳腫瘍細胞などの病変組織である。てんかんの場合、このようなターゲット脳組織は、てんかん回路における重要ノードである場合がある。ナノ電極を配送することにより脳表面をコートし、および／または、ナノ電極を脳実質そのものの内部へ配送することができる。本方法は、電気回路基板のリソグラフィーと同様に、病変組織をブリッジすることを含む。実施形態において、インプラント電極から供給される電場により、脳組織を通じてナノ電極をガイドまたは操作することができる。このような方法は、ＰＣＴ出願ＰＣＴ／ＵＳ２０１０／０４８９５６号に開示されており、その内容は参照により本願に組み込まれる。鉄ナノ分子をカーボンナノチューブに対して挿入して、外部磁場ガイドシステムを用いた複合体のガイド機能を提供することができる。この操作の精度は、本明細書が記載する配置計画システムを用いることにより、最適化することができる。

鉄ナノ分子を含むカーボンナノチューブを挿入することにより、多孔質を通じた複合体のガイド機能を提供し、外部磁場を用いて生体脳内で複合体をガイドする機能を提供することができる。電極配置は、アガロースゲルとハイブリッドマイクロ流体深部マイクロ電極アレイを用いて、実験的にモデル化することができる。例えば、ミシガン州Ａｎｎ ＡｒｂｏｒのＮｅｕｒｏＮｅｘｕｓ社から入手できるものであり、最適磁場強度を印加して磁気ナノ粒子ナノチューブ複合体を生体内で操作するために用いられるものである。この機能により、ナノキャパシタカーボンナノチューブ複合体を媒質に対して挿入する病原巣に対して従来の深部電極をインプラントした後に、皮質活性化領域を形成するナノキャパシタカーボンナノチューブ複合体の汎用性を強化することができる。蛍光ラベル（例：ＦＩＴＣタグ）と成長因子などの薬剤分子によりこれら複合体を接続またはリンクすることができる。具体的には、神経可塑性に影響を与えるための脳由来神経栄養因子（ＢＤＮＦ）は、周辺の複合体を変化させる。

ナノ電極は、治療中に深部電極が生成する電場の有効範囲を増やすことにより、治療効果を増強することができる。１実施形態において、深部電極およびナノ電極周辺の電場の有効範囲は、インプラント電極周辺の皮質活性化領域（ＶＯＣＡ）を判定することにより定量化される。

配置方法の１実施形態は、頭蓋内深部電極を利用して、脳を通じて電場を生成しナノデバイスを操作するとともに、病変組織（例：腫瘍細胞、および／またはてんかんネットワーク）に対する治療を提供する。このような治療により、関心組織を軽減し、またはてんかん回路を調節することができる。すなわち、高活性てんかん回路の場合、てんかん回路を非病的安定状態にすることができる。

てんかん状態を治療する際に、配置方法の１つのゴールは、インプラント前において大脳白質内の最適電極配置を予測して、ナノ電極が存在する場合と存在しない場合におけるてんかん回路の最大サイズに影響を与えることである。配置方法の１実施形態のワークフローを図１に示す。この方法は、腫瘍またはてんかん領域を有する患者内の反応神経刺激電極配置を判定する３つの基本技術を含む。例えば左右独立側頭葉てんかん発作領域である。

本方法は、インプラント前有限要素モデリングを実施して、“活性化機能”を用いて電極周辺のＶＯＣＡを予測することを含む。ＶＯＣＡは、インプラント前の隣接する活性電極周辺の神経組織に対して影響する電場範囲の推定結果である。計算過程は、電極の予測刺激パラメータを含む。例えば電極に対して配送する電荷である。ＶＯＣＡは通常、インプラント深部電極から約４ｍｍ延伸する。ただしＶＯＣＡの延伸は、深部電極周辺の局所環境に依拠して変化する。例えば白質、灰白質、および脳脊髄液のサイズと位置である。ＶＯＣＡのサイズは、脳内にインプラントしたナノ電極によって伸長する場合がある。

電気刺激治療の伝搬は、患者の脳から取得した拡散テンソル撮影（ＤＴＩ）スキャンに配置したＶＯＣＡモデルを用いて、インプラント前にシミュレートすることができる。ＤＴＩは、磁気共鳴撮影法（ＭＲＩ）であり、これにより生体組織内の分子（主に水）の拡散過程を、非侵襲的にマッピングすることができる。一般に組織内の拡散は自由ではないが、例えばマクロ分子、ファイバ、膜などとの相互作用を反映している。したがって水分子拡散パターンは、正常状態と病的状態のいずれにおいても、組織構造についての微視的な詳細を明らかにすることができる。この撮像データを発作後に判定し、発作間ＤＴＩと２つのデータセットを比較する。この技術を、サブトラクション発作後ＤＴＩ（ｓｐｉＤＴＩ）と呼ぶ。

患者のＭＲＩとともに記録した（ＲＩＳＣＯＭ）発作頻度単一光子放射断層撮影（ＳＰＥＣＴ）を用いて、深部電極が対面する活性てんかん回路を視覚化することができる。この技術により、脳内の血流を視覚化することができる。この画像は、各点におけるベースライン画像に対する発作頻度を計算することにより作成される。発作画像内の各ボクセルは、ベースライン血流画像内の対応するボクセルによって、そのボクセル内のベースライン活性が大きい場合に分割される。ＲＩＳＣＯＭボクセル値は、重み係数を含む。例えば重み係数は以下のように計算される：重み係数＝（発作＋ベースラインボクセル）／（Ｍａｘ（発作＋ベースライン））。ＳＩＳＣＯＭ（減算発作ＳＰＥＣＴ ＣＯ−ｒｅｇｉｓｔｅｒｅｄ ｔｏ ＭＲＩ）を用いて、活性てんかん回路を視覚化することもできる。各点において、ベースラインデータが発作時データから差し引かれる。

予測した刺激解剖ターゲットの検証は、刺激活性ＳＰＥＣＴ（ＳＡＳ）を用いてインプラント後に判定することができる。例えば皮質応答神経刺激（ＲＮＳ）（カリフォルニア州Ｍｏｕｎｔａｉｎ ＶｉｅｗのＮｅｕｒｏＰａｃｅ社）電極である。この深部電極インプラントは、インプラント前神経回路モデルによってガイドされ、これによりてんかん回路の最大拡がりの調節を最大化する。有髄軸索を利用して刺激源から離れた電流を伝搬させるように、白質経路をターゲットとする。この仮説を、関連する白質深部電極を実際に活性化させて、ＲＮＳ後インプラントでテストする。刺激活性ＳＰＥＣＴ（ＳＡＳ）を用いて血流変化をキャプチャする間に、ＲＮＳ電流が“注入”される。

ＳＡＳ取得および処理は、ＲＮＳ深部電極をインプラントした後に、４〜１８か月実施される。深部接触部の両極性刺激を実施すると同時に、周辺の静脈に９９Ｔｃ−ＨＭＰＡＯまたは９９ｍＴｃ−ＥＣＤを投与する。放射線トレーサの注入は、６〜１２高頻度刺激（１００〜２００Ｈｚ）を０．５Ｈｚ（刺激強度＝４．５〜６ｍＡ、パルス幅＝１６０マイクロ秒、バースト期間＝１００ｍｓｅｃ）で実施する間に生じる。刺激電流の配送は、その後の放電（発作）を記録せずに実施される。３６〜４８時間後のベースラインＳＰＥＣＴは、正規化され、差し引かれ、患者の３Ｄ ＳＰＧＲ ＭＲＩとともに記録される。

遠位局所血流の適合変化は、ＮｅｕｒｏＰａｃｅ ＲＮＳ深部電極をインプラントした患者において見られる。これら脳低潅流の神経解剖学的な遠位局所領域は、白質における連続両極性深部接触部の繰り返し刺激と対応している。てんかん回路全体にわたる局所脳低潅流は、刺激による皮質興奮が妨げられていることを示す。この情報は、大脳皮質に配置された特定の電極接触配置と方向により与えられる、所与の刺激パラメータセットについての皮質活性化の最大範囲を表す。ＳＡＳは、手術前の発作発生ゾーンのマッピングを検証する技術として用いることができる。軸索経路を用いた手術前計画により拡散電流を個別の遠位てんかん源へ向かわせることにより、利用が限られる頭蓋内電極セットを用いた外科的アプローチを簡易化することができる。

手術前にモデリングシステムを用いて、大脳白質の接続性と刺激治療の副作用を予測することができる。インプラント後にＳＡＳは、インプラント前に予測した特定脳領域の局所血流変化を検証することができる。ワークフローにより特定の大脳白質電極配置計画の実効性を実証し、てんかん回路を通じた電流の伝搬を予測する。

深部電極計画システムおよび方法の１応用例は、直接刺激治療を適用する範囲を実施前に予測することである。これは例えば、ＲＮＳ（登録商標）Ｎｅｕｒｏｓｔｉｍｕｌａｔｏｒを用いてなされる。直接神経刺激（ＲＮＳ）の間に刺激は病変白質を伝搬する。これはナノ電極によって増幅されたものを含む。例えばカーボンナノチューブベースナノ電極である。手術前モデルを生成して、電極インプラント候補におけるＶＯＣＡを計算することができる。このモデルは繰り返し計算プロセスを含み、これにより両極深部電極の利用可能な刺激パラメータをテストする。このモデルは、ＶＯＣＡにより過分極や脱分極の可能性がある領域を計算する方法、および“活性化機能”を用いてナノ電極により増幅された神経活性化の範囲を計算する方法を含む。

例えばＳＰＧＲ ＭＲＩシーケンス、発作間拡散テンソル撮像（ＤＴＩ）データセット、および発作後ＤＴＩを、特定の患者について取得することができる。１実施形態においてＤＴＩシーケンスは、１．５Ｔ高磁石強度ＭＲＩスキャナにより取得できる。これは薄スライスを用い、拡散測定を少なくとも６０個の非共線方向において実施するものである。６以上の非拡散重み（ｂ値）を所与の繰り返し時間で用いることができる。発作伝搬経路は、減算発作後拡散テンソル撮像（ｓｐｉＤＴＩ）を用いて判定される（図１参照）。この技術は、発作間および発作後シーケンスにおける異方性比率（ＦＡ）を計算し、その結果を差し引くことによって、実施される。所与の閾値を用いてＦＡの実質的な変化を区別することができる。

仮想電極配置の繰り返しプロセス、および場合によってはナノ電極配置は、以下のようにモデル化することができる：１番目に、仮想モデルにおいて、深部電極をｓｐｉＤＴＩ信号の近傍に配置する。配置場所は、ＭＲＩスキャンにしたがって生成した３Ｄ分割メッシュである。２番目に、電気刺激によって予測した細胞外電位（ＥＰ）を、同種の均質等方性媒体または異方性媒体において有限要素法を用いて計算する。等方性モデルにおいて、個々の導電率値が、白質、灰白質、および脳脊髄液に対して割り当てられる。ただし導電率はこれら３つのカテゴリ内において一定であるとみなした。

異方性モデルにおいて、個々の導電率をＤＴＩデータセットの各ボクセルに対して割り当てる。したがって導電率値は、３つのカテゴリ内で変化する。実施形態において導電率値は、ＤＴＩデータセットの各ボクセルについて拡散テンソルマトリクスから導電率マトリクスを計算することにより、決定される。ボクセルは適正な空間座標に配置され、ボクセル内に配置された仮想ナノ電極の影響を考慮して導電率値を改定する。したがって異方性モデルにより、病変部位の存在とマイクロおよびナノデバイスの影響を考慮することができる。例えば本明細書が開示するナノ電極である。

３番目に、ＥＰモデルを用いて、軸索のケーブル数式について活性化機能を推定する（軸索における電場：図１）。実施形態において、これは白質路の方向における２次方向微分を計算することを含む。この方向性は、発作後ＤＴＩから取得するテンソルフィッティングから得られる。４番目に、活性化機能の強度を用いて、電極に隣接する過分極と脱分極の領域を判定する。５番目に、生成した脱分極／過分極領域を用いて、患者固有トラクトグラフィモデルにおいて影響されるトラクトを識別する。ナノ電極を用いる実施形態において、カーボンナノチューブなどの粒子のアリコートを脳組織内で操作し、組織導電率を増幅することができる。

手術前モデルにおいて活性化機能を適用することにより、ＶＯＣＡを生成することができる。これは、隣接電極周辺の非半球重畳領域として定義され、過分極と脱分極を判定する領域である。このデータセットは、動作前電極計画マップを生成して、深部電極とナノ粒子の双方について“最適インプラント”サイトを予測できることを示す。これとともに、カーボンナノ電極導電率ブースタの操作と局所配置を実施する（高度神経膠腫におけるナノ電極の概念実証を示す図５参照）。さらに、活性化機能を適用することは、従前報告されている、電場強度によって生成される活性化領域を改善するものである（Ｒｏｓｓｉ等、“Ｐｒｅｄｉｃｔｉｎｇ ｗｈｉｔｅ ｍａｔｔｅｒ ｔａｒｇｅｔｓ ｆｏｒ ｄｉｒｅｃｔ ｎｅｕｒｏｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ ｔｈｅｒａｐｙ”、Ｅｐｉｌｅｐｓｙ Ｒｅｓｅａｒｃｈ ９１、１７６−１８６（２０１０））。電場の強度を考慮するのみならず、軸索束方向に関連してその方向効果も考慮するからである。

１実施形態において活性化機能は、軸索コンパートメントの集中素子モデルを分析することにより得られる。このモデルにおいて各コンパートメントは、膜キャパシタンスｃＭを有し、これは膜抵抗ｒＭと平行に接続されている。コンパートメントは、細胞外抵抗ｒＥと細胞内空間抵抗ｒｉを介して接続される（図２参照）。空間的拡がりを考慮する場合、ｃＭとｒＭの値は膜の単位面積ごとに変化し、ｒｉは軸索原形質の単位断面積ごとに変化する。したがってｃＭ、ｒＭ、ｒｉの値は、特定の膜キャパシタンスＣＭ［μＦ／ｍｍ^２］、膜抵抗ＲＭ［Ω／ｍｍ^２］、および内部抵抗Ｒｉ［Ω・ｍｍ］に、それぞれ変換される。

非均質偏微分方程式（ＰＤＥ）は、キルヒホッフ電流法則を適用することにより得られる。このＰＤＥは、ケーブル方程式として知られている（式１、２、３）。この方程式の解は、膜貫通電圧（ＶＭ）を時間の関数として表す。活性化機能は細胞外電圧（ＶＥ）の２次微分に比例する。（Ｒａｔｔａｙ，Ｆ．“Ａｎａｌｙｓｉｓ ｏｆ ｍｏｄｅｌｓ ｆｏｒ ｅｘｔｅｒｎａｌ ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ ｏｆ ａｘｏｎｓ”、ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ Ｂｉｏｍｅｄ Ｅｎｇ、１０：９７４−７（１９８６））

式１において、λは長さ定数であり、軸索半径ｒの平方根に比例する。τは膜の時定数である。

コンパートメント長さが非常に小さい場合（Δｘ→０）、式１は下記式４に書き直すことができる。

式４において活性化機能は、ｘ方向に対する細胞外電位の２次偏微分に比例する。

図２に示すモデルにおいて、軸索はｘ方向に向いているとみなされる。したがって細胞外電位の２次微分Δ^２Ｖ_Ｅは、ｘ方向に対して計算される。ただし軸索は、任意の空間的方向をとり得る。したがって２次微分Δ^２Ｖ_Ｅは、軸索方向を考慮して計算すべきである。これは法線ベクトルｎによって表すことができる。したがって活性化機能は、直交座標系の軸索方向における細胞外電位Ｖ_Ｅの２次方向微分に比例する。これは下記式５と式６によって計算できる。

ｆｉｒｓｔ（ｘ，ｙ，ｚ）は、軸索方向における電位の１次方向微分である。ｓｅｃｏｎｄ（ｘ，ｙ，ｚ）は、軸索方向における電位の２次微分である。∇Ｖ_Ｅ（ｘ，ｙ，ｚ）は、細胞外電位の勾配である。ｎ（ｘ，ｙ，ｚ）は、軸索方向を表す法線ベクトル場である。∇Ｖ_Ｅ（ｘ，ｙ，ｚ）・ｎ（ｘ，ｙ，ｚ）は、∇Ｖ_Ｅ（ｘ，ｙ，ｚ）とｎ（ｘ，ｙ，ｚ）との間のスカラ積である。電位の負勾配は電場Ｅであり、したがって２次方向微分はＥの大きさと方向、および軸索方向ｎに依拠する。これは式７と式８で表される。

従来の文献によれば、細胞外原因による神経活性化の定量的予測は細胞外電位の２次微分を計算することにより評価できるとしている（Ｒａｔｔａｙ、１９８６）。脱分極領域は２次微分が正の場所において識別することができ、過分極領域は２次微分が負の場所において識別することができる（ＭｃＩｎｔｙｒｅ等、２００４）。本実施形態において、２次微分に代えて２次方向微分を用いることができる。

細胞外電位を計算するために２つのステップを考慮した：第１ステップは、患者固有有限要素モデル（ＦＥＭ）を生成する。ここに深部電極のＣＡＤモデルを配置した。第２ステップは、偏微分方程式を解いて、第１ステップで取得したＦＥＭモデルを用いてＶ_Ｅを取得する。

構造化ＭＲＩを用いて、ＳｃａｎＩＰ（Ｓｉｍｐｌｅｗａｒｅ Ｌｔｄ ｖ６．０、Ｅｘｅｔｅｒ、英国）により脳組織から３Ｄモデルを生成した。固体色液領域を用いてマスクを生成することにより、ＣＳＦ、灰白質、白質の区分を手動実施した。

構造画像のリサンプリングは、隣接ボクセル間で線形補間法により０．２ｍｍの立体ボクセルを生成することを介して、実施することができる。この手法は、深部電極モデルを用いるために必須である。このモデルは、ＣＡＤプラットフォームのＮｅｕｒｏＰａｃｅ（商標）から得られる座標仕様にしたがって構築した。具体的には、絶縁体（シリンダ中点間隔１０ｍｍ）で分離した４つのプラチナ／イリジウム導体シリンダ（直径１．２７ｍｍ×高さ２ｍｍ）を含む（図４Ａ）（Ｒｏｓｓｉ等、“Ｐｒｅｄｉｃｔｉｎｇ ｗｈｉｔｅ ｍａｔｔｅｒ ｔａｒｇｅｔｓ ｆｏｒ ｄｉｒｅｃｔ ｎｅｕｒｏｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ ｔｈｅｒａｐｙ”、Ｅｐｉｌｅｐｓｙ Ｒｅｓｅａｒｃｈ ９１、１７６−１８６（２０１０））。その後、Ｓｉｍｐｌｅｗａｒｅ ＋ＣＡＤモジュールを用いて、このＣＡＤモデルを灰白質−白質境界から４〜５ｍｍ以内の白質の解剖位置に配置した（図４Ｂ、４Ｃ）。

上述の電極配置方法は、脳の腫瘍の治療のために変形することができる。上述の発作間および発作後データベースを取得することに代えて、ベースライン拡散テンソル撮像ＭＲＩデータセットまたはベースライン単一光子放射断層撮影データセットを、患者の脳から取得し、そのスキャンから腫瘍の位置を判定する。複数の仮想電極配置位置は、腫瘍位置に基づき判定される。ＶＯＣＡは、各仮想電極配置位置において、上記方法を用いて、腫瘍位置と仮想電極配置位置に基づき計算される。当然だが、等方性モデルと異方性モデルを用いることができる。電極のインプラント位置は、インプラント位置におけるＶＯＣＡに基づき、複数の仮想電極配置位置から選択される。インプラント位置を選択して、腫瘍に対して必要な（治療のために有用な）電気パルスを与える。電極は、インプラント位置においてインプラントされ、ＶＯＣＡ内において電流が電極から腫瘍に対して印加される。

腫瘍を治療する方法は、複数のナノ電極を、腫瘍を含む脳領域に対して配送することを含む。ナノ電極が存在しない場合において、ナノ電極により電極のカバー範囲を超えてＶＯＣＡを拡大する。実施形態において、電極が生成した電場により、所望位置に対してナノ電極を操作することができる。腫瘍を治療する際に、例えば電極が生成した電場により、ナノ電極が保持している電荷を放射することができる。

ナノ電極
本明細書が記載しているシステムおよび方法は、任意の適当なナノ粒子と併せて利用することができる。このナノ粒子は、脳内の所望位置へガイドすることができ、および／または、電極のＶＯＣＡを拡張して腫瘍やてんかん状態などの状態を治療することができるものである。ナノ電極の例は、エネルギー放射カーボンナノチューブトランスポンダであり、これは米国公開特許２０１２−０２０９３４４号、発明の名称“ＥＮＥＲＧＹ−ＲＥＬＥＡＳＩＮＧ ＣＡＲＢＯＮ ＮＡＮＯＴＵＢＥ ＴＲＡＮＳＰＯＮＤＥＲ ＡＮＤ ＭＥＴＨＯＤ ＯＦ ＵＳＩＮＧ ＳＡＭＥ”、公開日２０１２年８月１６日、に記載されている。同文献の内容は参照により本願に組み込まれる。

１実施形態において、これらトランスポンダは、ナノキャパシタに接続された少なくとも１つのカーボンナノチューブを備える。オプションとして、少なくとも１つの生体分子リガンドにより、ナノセンサが形成される。このリガンドは、少なくとも１つのカーボンナノチューブの端部に対して共有結合するものである。ナノキャパシタは、少なくとも１つのカーボンナノチューブの反対側端部に接続される。トランスポンダはオプションとして、少なくとも１つの生体適合分子でコートし、生体適合コートを形成することができる。

トランスポンダは、ターゲット細胞に対して生体非侵襲電荷を出射することができる。これに代えて、ターゲット細胞に対して生体侵襲電荷を出射することもできる。一般に生体非侵襲電荷はてんかん治療において用いられ、生体侵襲電荷は腫瘍治療において用いられる。

図６を参照する。この図面は、エネルギー放射カーボンナノチューブトランスポンダの１実施形態を示す。エネルギー放射カーボンナノチューブトランスポンダ１０は、ナノキャパシタ１８に取り付けられた少なくとも１つのカーボンナノチューブ１２を備える。オプションとして、エネルギー放射カーボンナノチューブトランスポンダ１０は、生体分子リガンド１４に取り付けられた少なくとも１つのカーボンナノチューブ１２を備える。これによりナノセンサ１６を形成する。オプションとして、エネルギー放射カーボンナノチューブトランスポンダ１０は、分子ラベル２２に取り付けられた少なくとも１つのカーボンナノチューブ１２を備える。オプションとして、ナノキャパシタ１８の内部に配置したコイルナノワイヤ（２４ａ）、またはこれに代えて外側に位置したコイルナノワイヤ（２４ｂ）により、エネルギー放射カーボンナノチューブトランスポンダ１０が放電した後に再充電することができる。

ナノセンサ１６の応答は、３つの特性を含む；１）生体分子のネット電荷、カーボンナノチューブ、およびバッファの対イオンの間の静電反応；２）生体分子の受容体またはマーカへの移動または移送；３）カーボンナノチューブ１２のコンダクタンスの変化。例えば、生体分子リガンド１４をカーボンナノチューブ１２に対して取り付けることにより形成されたナノセンサ１６を、１以上のてんかん回路に対して導入して、発作活動の間の変化を検出することができる。例えば、神経伝達物質グルタミン酸のフェムトモル濃度の増加は、ナノセンサ１６のカーボンナノチューブ１２の導電率増加と相関している。エネルギー放射カーボンナノチューブトランスポンダ１０の検出閾値を用いて、ナノキャパシタ１８を放電することにより直接刺激治療を実施して、てんかん回路を安定化させることができる。

キャパシタ機能はバッテリとよく似ているが、充放電をより効率的に実施できる。ナノキャパシタ１８は、少なくとも１つのカーボンナノチューブ１２と接続できるだけの大きさを有するナノ構造体である。ナノキャパシタ１８は、印加するのに適した電荷を蓄積する能力を有する。ナノキャパシタ１８を充電する方法は、特定のナノキャパシタ１８の要件による。ナノキャパシタの例としては、ワイオミング州ＭａｄｉｓｏｎのＳｏｌＲａｙｏ Ｉｎｃ．などのナノ技術会社が提供するものが挙げられる。オプションとして、ナノキャパシタ１８の内部に配置したコイルナノワイヤ（２４ａ）、またはこれに代えて外側に位置したコイルナノワイヤ（２４ｂ）により、エネルギー放射カーボンナノチューブトランスポンダ１０が放電した後に再充電することができる。

第１実施形態において、ナノキャパシタ１８とエネルギー放射カーボンナノチューブトランスポンダ１０は、約２１から約３０マイクロクーロン／ｃｍ^２、望ましくは約２３マイクロクーロン／ｃｍ^２の生体侵襲電荷密度を放射する。第２実施形態において、ナノキャパシタ１８とエネルギー放射カーボンナノチューブトランスポンダ１０は、約４から約２１マイクロクーロン／ｃｍ^２の生体非侵襲電荷密度を放射する。

オプションとして、生体適合コート２０がエネルギー放射カーボンナノチューブトランスポンダ１０を覆う。これにより例えば、ターゲット細胞に対するエネルギー放射カーボンナノチューブトランスポンダ１０の生体耐性および／または接着性を向上させることができる。例えば現在開示されているナノトランスポンダを、ナノデバイスの生体適合性を向上させる両親媒性共重合体でコートすることができる。他実施形態において、生体適合コートは、以下から選択された材料である：ＰＥＧ；ポリ乳酸（ＰＬＡ）；ポリグリコール酸（ＰＧＡ）；乳酸−グリコール酸共重合体（ＰＬＧＡ）；キトサン；これら材料の少なくとも２つの組み合わせ。

例１−カーボンナノチューブの特性評価

フルオレセインイソチオシアネート（ＦＩＴＣ）に架橋結合した金属タイプカーボンナノチューブ（ＣＮＴ）（図７Ａに示す）は、フーリエ変換赤外分光分析（ＦＩＴＲ）を通じて様々な不純物の特性評価をすることができる。このとき全反射測定法（ＡＴＲ）を用いる。図７Ｂ〜７Ｄはそれぞれ、９０％金属タイプＣＮＴ＋ＦＩＴＣ（図７Ｂ）、９５％金属タイプＣＮＴ＋ＦＩＴＣ（図７Ｃ）、９９％金属タイプＣＮＴ＋ＦＩＴＣ（図７Ｄ）の特性評価を示す。以下のピークを示している−Ａ：ＣＯＯＨと大気Ｈ_２Ｏからのヒドロキシルピーク。Ｂ：大気ＣＯ_２。Ｃ：カルボキシル酸／誘導体からのＣ＝Ｏ。Ｄ：アルケンからのＣ＝Ｃ。Ｅ：基板固有フィンガープリント領域。

例２−カーボンナノチューブの細胞毒性試験

ＣＮＴを脳内において安全に使用できることを確認するため、大脳皮質から離隔された人間のアストロサイト（ＨＡ）をＳｃｉｅｎＣｅｌｌ Ｒｅｓｅａｒｃｈ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ（Ｃａｒｌｓｂａｄ、カナダ ９２０１１）から入手し、ＡＴＣＣプロトコルにしたがって培養した。ＨＡはそのまま処理し、あるいは化学的機能化した金属タイプＣＮＴ（ＣＮＴ−Ｍ）により処理した。ＣＮＴの純度は、９０（左バー）、９５（中央バー）、９９（右バー）である。アラマーブルーアッセイにより、細胞の生存能力を７２時間後に計測した。両側ｔ検定（α＝０．０５）を実施した結果、ＨＡ生存能力テストにより、２５ｎｇ／ｍＬにおいて、９０％純度金属タイプＣＮＴは９９％純度金属タイプＣＮＴに対してＨＡ生存能力が減少した。ＣＮＴが機能化されると、ＨＡ生存能力の統計的に有意な差異は見られなかった。

例３−定位的に注入した９９％純度ＦＩＴＣ機能化ＣＮＴの影響

自由に動くＲｏｗｅｔｔラットの左海馬体に対して、解剖４週間前に９９％純度ＦＩＴＣ機能化ＣＮＴを定位的に注入し、免疫蛍光染色を実施してその影響を観察した。標準プロトコルにより、新鮮凍結厚さ２０ミクロン部分において、２次抗体を用いてＣｙ５（６４９ｎｍ λ）でＧＦＡＰを介してアストロサイトをラベル付けした。右海馬体（図９Ａ）に蒸留ＰＢＳを注入した（倍率２ｘ）。左海馬体の歯状回（図９Ｂ）に、２５ｎｇ／ｍＬの１μＬ ９９％純度ＦＩＴＣ機能化ＣＮＴを注入した（倍率２ｘ）。図９Ｃと９Ｄは、図９Ａと９Ｂそれぞれの１００倍拡大図である。

例４−信号波形の配送

１００Ｈｚ、非対称、電荷バランス＋１０Ｖ、−２．５Ｖ信号波形（図１０Ａ）を、ＡＭ−Ｓｙｓｔｅｍｓ ３８００スティミュレータにより、直径１．１ｍｍＡＤ−Ｔｅｃｈ深部リードを介して配送した。リードを０．６％タイプＶＩＩアガロースゲル脳ファントムに投入した（図１０Ｂ）。０．２５ｎｇ／ｍＬの９５％純度ＦＩＴＣ機能化金属タイプカーボンナノチューブを５つ１μＬ注入する様子を、模式的に図１０Ｃに示す。記録電極は、０．００５”３１６ステンレス鋼で構成されている（図１０Ｄ）。

例５−有限要素法（ＦＥＭ）メッシュの構築

深部リードの実験セットアップ（図１１Ａ）を、有限要素法（ＦＥＭ）メッシュ（図１１Ｂ）の基礎として用いた。矢印は、ＣＮＴ−Ｍの拡散サンプルの概略導電率値に合致するように調節したメッシュ領域を示す。これは、注入点に向かう導電率のガウス分布にしたがう。この４７６７要素三角メッシュを用いて、ＣＯＭＳＯＬ Ｍｕｌｔｉｐｈｙｓｉｃｓによりポワソン方程式を解き、電位を求めた。

例６−カーボンナノチューブはアガロースゲル内においてベースライン電圧低下を生じさせる

図１２Ａに示すように、０．６％アガロースゲルファントム内におけるベースライン電圧低下が、２５ｎｇ／ｍＬの９５％ＦＩＴＣ機能化ＣＮＴ−Ｍの５つの１μＬ注入を投与する直前に測定された。ＣＮＴ−Ｍを６０分間拡散させた後、電圧低下を再測定して、脳ファントム内におけるＣＮＴ−Ｍの影響を判定した。両側ｔ検定（α＝０．０５）を実施し、脳ファントム内における電圧低下についてＣＮＴ−Ｍが統計的に有意な（ｐ＝０．０２）差を有していることが分かった。この発見は、アガロースゲルファントム内における電圧低下のＦＥＭシミュレーションと計算上合致した（図１２Ｂ）。この計算モデルにより、局所導電率が増えると電圧変化が減ることが分かった。

例７−電位に対するカーボンナノチューブの影響

ＣＮＴ−Ｍを６０分間拡散させた後、ＵＶトランスイルミネータ（Ｖｅｒｎｉｅｒ）によりアガロースゲルファントム（図１３Ａ）を撮影して、ＦＩＴＣ機能化９５％ＣＮＴ−Ｍの拡散を判定した。ベースラインプロファイル（左）をＣＮＴ−Ｍ調節導電率モデル（右）と比較するＦＥＭシミュレーションを、図１３Ｂと１３Ｃに示す。これら計算モデルにより、ＣＮＴ−Ｍ調節導電率領域内において、電位がほぼ一定であることが分かった（図１３Ｂ参照）。導電領域内において電場はほぼゼロであるが、境界において急峻に低下している。これはその場所における活動を示している（図１３Ｃ参照）。

例８−３Ｄ計算脳モデルを構造化ＭＲＩ画像から構築した

仮想電極を白質内に配置した。白質は海馬の隣である。ＣＮＴ−Ｍに起因する導電率増加をモデル化する半球形状を追加した（図１４Ａ参照）。この調節導電率の半球は、ガウスプロファイルにしたがう（図１４Ｂ参照）。ベースラインプロファイルをＣＮＴ−Ｍ調節導電プロファイルと比較するＦＥＭシミュレーションを、電位について数値的に解いた（図１４Ｃと１４Ｄ参照）。この比較により、ＣＮＴ−Ｍ調節モデルは導電率が増加した領域内において均一電位を維持することが分かった。この等電位挙動により、高導電率領域内においてゼロに近づく電場が生じる；ただし境界において、電場の急峻な上昇が見られる（図１４Ｅと１４Ｆ参照）。従前のシミュレーション結果を用いて、活性化機能を計算した（Ｃｅｎｄｅｊａｓ−Ｚａｒａｇｏｚａ等、２０１４；２０１５）。この機能は、軸索の変調回路タクトグラフィ（ＭＣＴ）マッピングを生成する基礎となる。軸索は深部リードによって活性化される（図１４Ｇ参照）。ＣＮＴ−Ｍ調節導電率による皮質活性化は、充分な電流が供給されることを仮定すれば、実質的に大きい。

例９−電位のパラメータ分析

経中隔線における電位のパラメータ分析を、ＣＮＴ−Ｍ調節導電率領域を通じて、ＣＮＴ−Ｍなしのベースラインプロファイルと比較して記載した（図１５Ａ参照）。経中隔線における電場のパラメータ分析を、調節導電率領域を通じて、ＣＮＴなしのベースラインプロファイルと比較して記載した（図１５Ｂ参照）。電流入力を変化させて、拡散ＣＮＴ−Ｍの境界において皮質を活性化させるために必要な電流を判定した。印加電流と電場との間に線形関係が見られた。導電率増加領域を活性化するために３２ｍＡ電流が必要であった。ＣＮＴ−Ｍ導電領域によって提供される拡張表面領域は、５．１２μＣ／ｐｈａｓｅを印加したとき、電荷密度が１．６３μＣ／ｐｈａｓｅ×ｃｍ^−２まで減少した。この印加電流は、ダメージ閾値未満である。図１５Ｃ参照。

例１０−まとめ

人間のアストロサイト生存能力試験により、２５ｎｇ／ｍＬにおいて、９０％純度金属タイプＣＮＴは、９９％純度金属タイプＣＮＴと比較して生存能力が減少した。ＣＮＴが機能化されると、ＨＡ生存能力における統計的に有意な差は見られなかった。機能化ＣＮＴ−Ｍは脳内において生体適合性を有し、神経細胞の生物物理学的特性を実際に変更することができる。ＣＮＴ−Ｍは、ゲル脳ファントムの局所導電率を変化させ、直接刺激治療のための深部リードによる皮質活性化の理論的範囲を拡張することができる。この研究により、細胞レベルで神経調節を強化するための生体適合カーボンベース電荷集束ナノデバイス（米国特許８，７８８，０３３号）を構築する可能性の概念実証が示された。ナノデバイスとして適しているものは、米国特許８，７８８，０３３号、発明の名称“Ｅｎｅｒｇｙ−ｒｅｌｅａｓｉｎｇ ｃａｒｂｏｎ ｎａｎｏｔｕｂｅ ｔｒａｎｓｐｏｎｄｅｒ ａｎｄ ｍｅｔｈｏｄ ｏｆ ｕｓｉｎｇ ｓａｍｅ”が開示している。同文献の内容は参照により本願に組み込まれる。

参考文献
１．Ｒｏｓｓｉ ＭＡ等，（２０１０）Ｐｒｅｄｉｃｔｉｎｇ ｗｈｉｔｅ ｍａｔｔｅｒ ｔａｒｇｅｔｓ ｆｏｒ ｄｉｒｅｃｔ ｎｅｕｒｏｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ ｔｈｅｒａｐｙ，Ｅｐｉｌｅｐｓｙ Ｒｅｓ ９１：１７６−１８６

２．Ｃｅｎｄｅｊａｓ−Ｚａｒａｇｏｚａ Ｌ等（２０１４），Ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ ｏｆ ａ ｄｅｐｔｈ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ ｐｌａｃｅｍｅｎｔ ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ ｄｉｒｅｃｔ ｃｏｒｔｉｃａｌ ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ，Ｎｏ．１．０７４，ＡＥＳ ａｂｓｔｒａｃｔ

３．Ｃｅｎｄｅｊａｓ−Ｚａｒａｇｏｚａ Ｌ等（２０１５），Ｎｏｖｅｌ ｄｅｐｔｈ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ ｐｌａｃｅｍｅｎｔ ｐｌａｎｎｉｎｇ ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ ｄｉｒｅｃｔ ｃｏｒｔｉｃａｌ ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ ｔｈｅｒａｐｙ ａｎｄ ｖａｌｉｄａｔｉｏｎ ｕｓｉｎｇ ｓｕｂｔｒａｃｔｅｄ ａｃｔｉｖａｔｅｄ ＳＰＥＣＴ，Ｎｏ．２．０８４，ＡＥＳ Ａｂｓｔｒａｃｔ

本発明を、特定の実施形態を参照して説明したが、本発明が説明した実施形態に限定されることを意図したものではない。当業者は、特許請求範囲が定義する本発明の趣旨から逸脱することなく変形や改変が可能であることを理解するであろう。したがって、そのような変形や改変は、特許請求範囲とその等価物の範囲として本発明に含まれることを意図している。

Claims (16)

1. 患者の脳におけるてんかん発作を処置するために電極の配置を計画する方法であって、 前記患者の前記脳から発作間撮影プロファイルを取得するステップ、
   前記患者の前記脳から発作後撮影プロファイルを取得するステップ、
   前記発作間撮影プロファイルと前記発作後撮影プロファイルを比較するステップ、
   前記比較に基づき発作伝搬経路を判定するステップ、
   前記発作伝搬経路に基づき電極の複数の仮想電極配置位置を判定するステップ、
   各前記仮想電極配置位置における皮質活性領域を判定するステップであって、前記仮想電極配置位置における前記皮質活性領域は、前記発作伝搬経路と前記仮想電極配置位置に基づいている、ステップ、
   前記複数の仮想電極配置位置から前記電極のインプラント位置を選択するステップであって、前記選択は前記インプラント位置における前記皮質活性領域に基づいている、ステップ、
   を有し、
   前記方法はさらに、前記発作伝搬経路に依拠する位置における前記患者の前記脳の細胞組織に対して配送するための複数のエネルギー放射カーボンナノチューブトランスポンダを提供するステップを有し、
   前記複数のエネルギー放射カーボンナノチューブトランスポンダは、前記インプラント位置における前記皮質活性領域を前記電極の皮質活性領域よりも増加させるように構成されている
   ことを特徴とする方法。
2. 発作間撮影プロファイルを取得するステップは、発作間拡散テンソル撮影ＭＲＩデータセットを取得するステップを有し、
   発作後撮影プロファイルを取得するステップは、発作後拡散テンソル撮影ＭＲＩデータセットを取得するステップを有する
   ことを特徴とする請求項１記載の方法。
3. 前記発作伝搬経路を判定するステップは、前記発作間拡散テンソル撮影ＭＲＩデータセットと前記発作後拡散テンソル撮影ＭＲＩデータセットにおける異方性比率を判定するステップを有する
   ことを特徴とする請求項２記載の方法。
4. 発作間撮影プロファイルを取得するステップは、発作間単一光子放射断層撮影データセットを取得するステップを有し、
   発作後撮影プロファイルを取得するステップは、発作後単一光子放射断層撮影データセットを取得するステップを有する
   ことを特徴とする請求項１記載の方法。
5. 各仮想電極配置位置における皮質活性化を判定するステップは、活性化機能を判定するステップを有し、
   前記活性化機能を判定するステップは、均質媒質内または異方性媒質内の前記電極の刺激によって生じた電位を判定するステップを有する
   ことを特徴とする請求項２記載の方法。
6. 各仮想電極配置位置における皮質活性領域を判定するステップは、活性化機能を判定するステップを有し、
   前記活性化機能を判定するステップは、異方性媒体内の前記電極の刺激によって生じた電位を判定するステップを有する
   ことを特徴とする請求項２記載の方法。
7. 前記方法はさらに、白質路の方向における前記電位の２次方向微分を判定するステップを有する
   ことを特徴とする請求項５記載の方法。
8. 前記白質路の方向は、前記発作後拡散テンソル撮影ＭＲＩデータセットから判定される ことを特徴とする請求項７記載の方法。
9. 前記方法はさらに、
   前記インプラント位置において刺激活性化単一光子放射断層撮影データセットを取得するステップ、
   前記刺激活性化単一光子放射断層撮影データセットを、前記インプラント位置における皮質活性化領域と比較するステップ、
   前記比較に基づき前記インプラント位置における前記皮質活性化領域を検証するステップ、
   を有することを特徴とする請求項１記載の方法。
10. 請求項１記載の方法において用いる、発作伝搬経路に依拠する位置において患者の脳の細胞組織に対して伝搬するための前記エネルギー放射カーボンナノチューブトランスポンダであって、
    前記エネルギー放射カーボンナノチューブトランスポンダは、
    （ａ）少なくとも１つのカーボンナノチューブ、
    （ｂ）前記少なくとも１つのカーボンナノチューブの第１端部と接続されたナノキャパシタ、
    を備え、
    前記ナノキャパシタは、所定量の電気エネルギーを蓄積することができるとともに、前記電気エネルギーを約１．２×１０^-5から２．４×１０^-5クーロン／ｃｍ²の範囲内の平均電荷密度の形態で放射することができ、
    前記少なくとも１つのカーボンナノチューブは、前記ナノキャパシタに接続されているとともに、前記ナノチューブトランスポンダの環境変化に応じて前記細胞組織に対して前記所定量の電気エネルギーを放射するナノスイッチとして動作するように構成されており、
    前記ナノチューブトランスポンダは、前記細胞組織に対して約４から約２０マイクロクーロン／ｃｍ²の範囲内の生体非侵襲電荷を放射することができる
    ことを特徴とするカーボンナノチューブトランスポンダ。
11. 前記カーボンナノチューブトランスポンダはさらに、前記ナノキャパシタ内部に配置されたコイルナノワイヤを有する
    ことを特徴とする請求項１０記載のカーボンナノチューブトランスポンダ。
12. 前記カーボンナノチューブトランスポンダはさらに、前記ナノキャパシタ外部に配置されたコイルナノワイヤを有する
    ことを特徴とする請求項１０記載のカーボンナノチューブトランスポンダ。
13. 前記カーボンナノチューブトランスポンダはさらに、前記エネルギー放射カーボンナノチューブトランスポンダの外表面上における生体適合コートを有する
    ことを特徴とする請求項１０記載のカーボンナノチューブトランスポンダ。
14. 前記生体適合コートは、ポリ乳酸（ＰＬＡ）；ポリグリコール酸（ＰＧＡ）；乳酸−グリコール酸共重合体（ＰＬＧＡ）；キトサン；を含むグループからから選択された材料である
    ことを特徴とする請求項１３記載のカーボンナノチューブトランスポンダ。
15. 前記カーボンナノチューブトランスポンダはさらに、前記少なくとも１つのカーボンナノチューブの自由端にリンクされた分子ラベルを有し、
    前記カーボンナノチューブの前記自由端は、前記ナノキャパシタの反対側端部である
    ことを特徴とする請求項１０記載のカーボンナノチューブトランスポンダ。
16. 前記カーボンナノチューブトランスポンダは、前記患者の脳におけるてんかん発作を処置するための電極の皮質活性化領域以上に、前記電極のインプラント位置における皮質活性化領域を増加させる
    ことを特徴とする請求項１０記載のカーボンナノチューブトランスポンダ。

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