JPH09508553A - ヒト大脳皮質神経補てつ物 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 患者の一次聴覚皮質への神経補てつ装置は前記一次聴覚皮質に装着されて処理済み電気信号に従って電気放電を出力する複数の電気接点を有する支持部材を含む。本装置はある種の聴覚障害患者を聴こえるようにすることができる。本装置の１バージョンは無線式とすることができる。無線式とするまたは無線式としない神経補てつ装置は耳鳴の影響を低減または排除するように変更することもできる。変化において、カテーテルで異常な神経活動を抑圧または除去する薬剤を微量注入する。

Description

【発明の詳細な説明】 ヒト大脳皮質神経補てつ物 発明の背景 １．発明の分野 本発明は一般に蝸牛移植(cochler implant)により聴覚が回復不可能な難聴ま たは聴覚障害患者(deaf patient)を治療するための装置および方法に関し、さら に詳しくは電気信号を患者の一次聴覚皮質(primary auditory cortex)に供給す るためのヒト大脳皮質神経補てつ物に関する。 本発明は一般に耳鳴を治療するための装置ならびに方法、さらに詳しくはジオ メトリ的に分散した電気信号を患者の一次聴覚皮質におよび／またはヒト大脳皮 質に供給するためのヒト大脳皮質神経補てつ物または患者の一次聴覚皮質または 視床へ薬剤のジオメトリ的に分散した一部を微量注入(microinfuse)するための 患者の視床神経補てつ物に関する。 該補てつ物は無線式とすることができ、特定のニューロンまたはニューロン群 に対して局在する電気接点を有する電極を含むことができる。この無線補てつ物 は蝸牛インプラント(cochlear implant)により聴覚が回復不可能な難聴または聴 覚障害患者の治療に使用することができ、本発明のこの実施例は特に患者の一次 聴覚皮質へ電気信号を供給するための無線ヒト大脳皮質神経補てつ物に関する。２．関連技術の背景 １９世紀以前には、医師や科学者は大脳が容量全体に機能的特質が等しく分散 した臓器だと信じていた。大脳の部分領域での特定機能の局在が最初に示された のは１８００年代で、現代の神経科学および神経外科の全てについて基本的な概 念の枠組を提供した。大脳部分領域が四肢の運動や触覚等の特定機能に用いられ ることが明らかになるにつれ、これらの大脳領域表面への直接的電気刺激に よってこのような機能の部分的再現(reproduction)が行なわれることも留意され るようになった。Morgan，J．P.，"The first reported case of electrical si mulation of the human brain," 「ヒトの脳の電気的刺激の最初に報告された症 例」，J．History of Medicine，January 1982:51-63，1982;Walker，A．E.，"T he development of the concept of cerebral localization in the nineteenth century," 「１９世紀における大脳局在の概念の発展」，Bull．Hist．Med.，3 1:99-121，1957． ヒト大脳表面の電気刺激「マッピング(mapping)」に関する最も大きな業績は 、モントリオール神経学研究所の神経外科医で生理学者のワイルダー・ペンフィ ールド博士(Dr．Wilder Penfield)によって数十年にわたって行なわれており、 その多くは１９００年代初頭に行なわれた。同博士は難治性癲癇により脳手術を 覚醒状態で受けた数百名の患者の皮質を刺激した場合の正確な観察記録を残した 。同博士の多くの知見の中でも、大脳視覚皮質および聴覚皮質の刺激によって患 者に視覚的および聴覚的な現象を再現性をもって惹起することができたと注意し ている。Penfield，W．et al.，"Somatic motor and sensory representation i n the cerebral cortex of man as studied by elecrical stimulation," 「電 気的刺激により研究されたヒトの大脳皮質における身体運動と知覚表現」，Brai n 60:389-443，1937; Penfield，W．et al.，Epilepsy and the Functional Ana tomy of the Human Brain ，London:Churchill，1954;Penfield，W．et al.，"Th e brain's record of auditory and visual experience," Brain，86:595-696， 1963． 初期のヒト大脳マッピング研究の結果によると、逸失した機能を回復するため の知覚大脳部(sensory brain regions)の電気刺激は論理的治療的外挿法(logica l therapeutic extrapolation)である。ケンブリッジ大学のブラインドレイ(Bri ndley)とルウィン(Lewin)両博士は視覚皮質神経補てつ装置を患者に移植するこ とによってこの概念を実践に移した最初のものだった。Brindley,G．S．et al. ，"The sensations produced by electrical stimulation of the visual corte x," 「視覚皮質の電気刺激により生じた感覚」，J．Physiol.196:479-493，1968 .同博士らの装置は視覚皮質の表面に配置した細く平坦な電 極のアレイから構成してあった。電極はラジオ信号で遠隔的に制御していた。同 様のシステムがユタ大学のドベル(Dobelle)博士とその同僚らによって後に検証 された。Dobelle，W．H．et al.，"Artificial vision for the blind:stimulat ion of the visual cortex offers hope for a functional prosthesis,"「盲人 のための人工視覚：視覚皮質の刺激は機能的補てつ物への望みを提供する。」，Science ，183:440-444，1974． これらの初期の英国ならびに米国での研究の知見は一致していた。患者は電気 刺激の時間中に光のフラッシュ（Phosphenes：眼内閃光）を確実に認識しており 、また複数の接点を同時に刺激することによって簡単な閃光パターンを生成でき た。これらの知見は皮質視覚補てつ装置の最終的な実現可能性を強く示唆するも のであったが、その時点では多くの重要な設計上の問題を克服することができな かった。 特に、眼内閃光を誘導するための高刺激電流の条件である、大脳の非常に小さ な容積を正確に刺激することはできず、大きな表面電極のアレイを使用して患者 の全ての「視覚空間(visual space)」に到達することもできなかった。さらに、 視覚画像を超高速で複雑な電気刺激シーケンスに変換する能力を有する超小型ビ デオカメラと小型かつ強力な計算機が、その時点では存在しなかった。 ユタ大学は視覚皮質補てつ物の研究を中止した。しかしＮＩＰにおいて概念が 引き継がれて有意なさらなる進歩が行なわれた。同研究所での今日までの最も重 要な発見は、平坦な表面刺激電極の代わりに針状の貫通深部電極(needle shaped penetrating depth electrodes)を使用することに関係する。Bak，M.，et al. ，"Visual sensations produced by intracortical microstimulation of the h uman occipital cortex,"「ヒト後頭皮質の皮質内微小刺激により生じた視覚」 ，Med．Biol．Eng．Comput.，28:257-259，1990.貫通電極は主要な設計上の改良 を表わしている。電極は大脳組織それ自体の内部に配置されるので、刺激の標的 とする大脳の要素との最適な表面接触が得られる。その結果、患者は表面電極を 使用した場合に必要とされた刺激電流のほぼ１／１０００の電流で視覚的眼内閃 光を認識している。これで大脳の非常に小さい独立した容積で安全かつ永続的に 刺激が行なえるようになる。 さらに、貫通電極は過去において２次元インプラント(implant)- 脳インタフ ェースだったもの（脳の表面上の平板電極）を３次元インタフェース（脳表面か ら脳本体(brain substance)内に延出する平行な複数の針状電極）に変更し、こ れにより表面下の刺激目標への装置の到達を大幅に向上している。テレビ画面の 比喩を用いると、２次元表面電極アレイは約１００個の独立したドット（「画素 」）から構成される「画面」上で画像を生成する能力を有しているが、一方で３ 次元アレイは数千ドットの画像を生成する能力があることになる。画像解像度の 大きな可能性の増加は過去に使用されていた刺激電流の極く一部を用いて実現さ れる。 貫通電極は、画質と刺激方法の安全性の両面で顕著な向上の可能性を有してい る。ヒトでの実験的な研究はＮＩＨ学内で継続されている。ＮＩＨ学外の知見も 神経補てつ用途に最適化された貫通電極に関する工学的研究を支持する方向に向 かっている。たとえば、ミシガン大学はコンピュータ・チップ製造技術を用いて 高精密小型電極アレイを合成している。これらの装置のエッチング電気接点は非 常に小さく、隣の接点との間の距離は２個の神経細胞本体の直径にほぼ等しい５ ０マイクロメータ程度とすることができる。Drake，K．L．et al.，"Performanc e of planar multisite microprobes in recording extracellular single-unit intracortical activity,"「細胞外の単一ユニット皮質内機能を記録する平面 多重サイト・マイクロプローブの性能」，IEEE Trans．BME，35:719-732，1988 ． １９７０年代にはユタ大学での神経補てつ学グループが視覚皮質神経補てつ装 置の実現性を開発しただけでなく、聴覚皮質刺激についての実験も行なった。ド ベル博士のグループは適当な実験対象が見つかった場合に全米の手術センターに 出向する移動研究グループを組織した。実験対象としたのは腫瘍除去または難治 性癲癇の治療のために側頭葉の手術が必要で実験プロトコルへの参加に同意した 患者である。Dobelle，W．H．et al.，"A prosthesis for the deaf based on c ortical stimulation,"「皮質刺激に基づく難聴者のための補てつ物」，Ann．Ot ol ，82:445-463，1973． ヒト大脳の１次聴覚部はシルビウス溝(sylvian fissure)の奥深くに埋没して いる。脳表からは見えずその正確な局在は人によってわずかに異なる。ＭＲＩや ＣＴスキャナはドベル博士の実験の時代には発明されていなかったので患者の聴 覚皮質の解剖学的構造を手術前に研究することができず、また手術室で困難を伴 いながらシルビウス溝を外科的に切開したあとでしか見ることができなかった。 隠れていた聴覚皮質が露出したなら、表面刺激電極を聴覚皮質であると思われる 領域に用手的に配置して、眼内閃光を生成するために使用したのと同様の方法で 脳を刺激した。 被験者では再現性のある聴覚が生成された。これらの予見は助長的だったもの の、ある範囲の制約がこのグループによるさらなる業績の妨げとなった。ユタ・ グループが直面した圧倒的な問題の最たるものは、実験のために適当な患者を募 集することと、実験的な表面電極から良好な刺激特性を得ることだった。聴覚を もたらすための最小限の刺激閾値は６ミリアンペアであると分かったが、これは 長期的に被検者が耐えられない程大きいものであり、挿入電極を用いて視覚皮質 に眼内閃光を生成するのに必要であると後で分かった電流に比べて１０００倍も 大きい。 最近ではＭＲＩとコンピュータ技術の進歩によって現在ではヒト聴覚皮質の詳 細な術前イメージングが可能になった。 ドベル博士の初期の実験の時代以降に開発されたもう１つの大きな技術的進歩 は蝸牛インプラント(cochlear implant)である。蝸牛インプラント技術の重要な 態様のうち現在高度に洗練されているのは音を複雑な電気刺激シーケンスに変換 することである。この過去２０年にわたって開発された技術的知識の大きな体系 は聴覚皮質補てつ装置に直接応用することができる上、研究開発に図り知れない 助けとなる。 正常な聴覚 ヒト聴覚の機構を簡単に説明して聴覚神経補てつ装置の議論のための枠組を提 供する。聴覚系は神経線維束で広範囲に接続された多くの構造要素から構成され ている。聴覚系全体としての機能は環境中の音からヒトが利用できる情報を抽出 できるようにすることである。音響信号を脳で処理することのできる電気信号に 変換することによって、ヒトは広範囲の音を高精度で識別することができる。 図１Ａおよび図１Ｂは聴覚処理に関係する領域の側面および正面図である。特 に、音波から電気信号への通常の変換は側頭骨（図示していない）内部に局在す る内耳(inner ear)の一部である蝸牛１１０で行なわれる。蝸牛１１０は胞体状( tonotopically)に構成されているので蝸牛１１０の異なる部分が異なるトーンに 対して最適に応答できる。蝸牛１１０の一端は高周波トーンに最もよく応答し、 他端は低周波トーンに対して最もよく応答する。蝸牛１１０はトーンを電気信号 に変換し、これが蝸牛神経核１１６に受け入れられる。この変換された情報は蝸 牛１１０から聴神経に沿って、さらに詳しくは第VIII頭蓋神経（図示していない ）に沿って伝達される電気信号として脳幹１１４へ伝えられる。 次に遭遇する重要な聴覚構造は脳幹１１４内の蝸牛神経核１１６である。聴神 経は側頭骨から出て頭蓋腔(skull cavity)１２２に入ると、脳幹１１４に貫通し 、符号化した信号を、これも胞体状に構成されている蝸牛神経核１１６に中継す る。多くの線維−路(tract)相互接続と中継（図示していない）を通り、音響信 号が脳幹１１４と視床１２６全体の各所で分析される。最終的な信号分析部位は 側頭葉１５６に存在する聴覚皮質１５０である。 これら各種構造の機能の機構も広範囲に研究されてきた。蝸牛１１０の機能は 最もよく理解されており聴覚皮質１５０の機能が最も分かっていない。たとえば 、蝸牛１１０の除去により耳１６０は完全な聴覚障害になるが、一側の聴覚皮質 １５０の除去で生ずる不自由は最小限である。聴覚系の他の構成要素との広範囲 な神経接続にも関わらず、聴覚皮質１５０は多くの聴覚機能にとって必要である とは思われない。 蝸牛インプラント 蝸牛インプラントは蝸牛の音響変換機構の逸失の結果として聴覚障害者となっ た患者に向けて設計された。移植候補は中耳(middle ear)から脳幹に電気信号を 伝送する能力のある健全な聴神経を有していなければならない。この装置は音波 を電気信号に変換し、多接点刺激電極を介して該電気信号を供給するものである 。刺激電極は耳鼻咽喉科医が損傷蝸牛へ外科的に挿入する。接点の賦活が、正常 なら蝸牛伝音機構(sound transduction mechanism)によって賦活されるべき聴神 経末端を刺激する。患者は中耳から聴神経によって脳へと符号化された電気信号 が伝達されるとこれを音として知覚する。Cohen，N．L．et al.，"A prospectiv e，randomized sutdy of cochlear implants," 「蝸牛移植の将来のランダム化 された研究」，N．Engl．J．Med.，328:233-7，1993． 蝸牛レベルでの機能不全に起因する聴覚逸失を有する患者では、聴覚の回復に 蝸牛インプラントは顕著な効果がある。たとえば、それまで聴覚障害があったあ る程度の患者では蝸牛インプラントの挿入後に電話の会話を理解できるようにな る。 蝸牛インプラントは側頭骨に位置する中耳へ外科的に装着する。すでに聴覚障 害になっている患者では蝸牛インプラントの装着に起因する何らかの障害が発生 する可能性は非常に少いことから、非常に安全な装置である。蝸牛インプラント の装着に伴う健康上の危険度が低いことから、初期の開発段階において被験者を 取得するのは難しくなかった。この局面では設計の改良が急速に行なわれた。 蝸牛神経核インプラント 患者の聴覚逸失が蝸牛以外の聴覚部における損傷の結果だとすれば患者は蝸牛 インプラントの候補にはならない。蝸牛と聴神経から「下流側(downstream)」に ある１次聴覚中継ステーションが脳幹蝸牛神経核であることから、この構造が移 植部位として考慮すべき論理的候補である。このアプローチはHouse Ear Instit ute で最初に開発された。Eisenberg，L．S．etal.，"Electrical stimulation of the auditory brainstem structure in deafened adults,"「難聴成人におけ る聴覚脳幹構造の電気的刺激」，J．Rehab．Res．24:9-22，1987;Hitselberger ，W．E．et al.，"Cochlear nucleus implant," 「蝸牛神経核インプラント」，Otolaryngol．Head Neck Surg. ，92:52-54，1984．蝸牛インプラントを行なう症 例では、音波は複雑な電気符号Ｆに変換される。インプラントの刺 激端子は蝸牛神経核に対して配置され、患者はシステムが賦活されると音を認識 する。 比較的少数の患者がこの装置で試験を受けているだけなので効きめについての データは限られたものである。しかし初期の知見によると、ある程度の有効な聴 覚がこの装置を用いることで回復したと記載されている。ドアのノックや電話の ベル音などの環境音は蝸牛神経核インプラントを行なった患者が検出しており、 この改善された聴覚機能が患者の自活能力を向上させている。 視覚皮質における業績では中枢神経系の貫通電極が表面電極より有意に有効で あると示してはいるが、蝸牛神経核内での貫通電極の使用は後述するような安全 面での理由から中断された。 幾つかの理由があるが、蝸牛神経核インプラントに関しては蝸牛インプラント より有意に危険性が高い。蝸牛神経核は脳幹内に存在しており、非常に感受性が 高い生体構造である。神経外科的な脳幹への手術は現在行なわれる最も困難で危 険な手術である。脳幹本体内部の浸潤性腫瘍は、たとえば、外科的に手術不可能 であると通常考えられる。脳幹要素の外科的操作または損傷は、正常な嚥下機能 の喪失、眼球運動の調節能力の喪失、マヒ、昏睡、および死亡を含む荒廃的な合 併症を招くことがある。 国際的に著名な聴神経腫の診療により、House Ear Institute の医師は脳幹表 面に達する外科的治療において世界で最も経験豊富な執刀医である。聴神経腫は 聴神経の支持細胞から発生する腫瘍である。聴神経腫が増大すると、腫瘍が頭蓋 腔内に拡大し脳幹に向かって圧迫する。患者は典型的に聴覚の逸失を示し、耳鼻 咽喉科医や神経外科医によりこれらの病巣(lesions)を除去する多数の外科的ア プローチが開発されてきた。 House Ear Institute の外科医は聴神経腫手術において先駆者的役割を果して おり現在では日常的に施術しており、術中に腫瘍が安全に摘除されると脳幹表面 が露出する。彼らは、両側聴神経の機能が失われておりかつ聴神経腫摘除を受け る聴覚障害患者に対して蝸牛神経核インプラントを装着した。これは医学的に必 要とされる手術中に脳幹表面まで到達できることを表わしている。 最初の蝸牛神経核インプラントは貫通電極が使用された。挿入電極は初期的に は良好に機能したが，２か月以内に脳幹内深くへ移動してしまい、隣接する線維 路が不注意に刺激されてしまったことから患者には殿部の刺痛感が発生した。こ のシステムは除去され、その時以来、蝸牛神経核インプラントとしては表面電極 が使用されるようになった。蝸牛神経核装置を移植する危険性とは、何らかのほ かの、通常なら生命を脅かすような理由があって、脳幹のその部位に施術が必須 とされる場合に限り患者を移植候補とし得るといったものである。 蝸牛神経核インプラントを移植して試験するために好適な症例を見つけるのは 困難である。最も考えられそうな候補は神経線維腫症のまれな形状と両側の聴神 経の聴神経腫とを有している患者である。Martuza，R．L．et al.，"Neurofibro matosis 2(Bilateral Acoustic Neurofibromatosis)," 「神経線維腫症２（両側 性聴覚神経線維腫症）」，N．Engl．J．Med.，318:684-688，1988.これらの患者 の少数のものはHouse Ear Institute などの施設へ紹介されるのが普通である。 しかし多くの大学の医療センターでは１年間で１人の好適な候補を見出すことも できない。House Institute において当初の臨床応用以来１４年にわたって蝸牛 神経核インプラントの使用と試験は全く制限されたままだった（Eisenberg，L． S．et al.,"Electrical stimulation of the auditory brainstem structure in deafened adults,"「難聴成人における聴覚脳幹構造の電気的刺激」，J．Rehab ．Res. 24:9-22，1987に報告されている年代の間毎年平均して２インプラント以 下）。 聴覚障害の治療 聴覚障害を治療するために設計された装置は聴覚障害の基礎原因を考慮する必 要がある。たとえば、欠損を受けている蝸牛(defective)１１０を有するが聴神 経機能をまだ有している患者は人工蝸牛（蝸牛インプラント）の恩恵を受けるこ とができる。しかし聴神経が損傷を受け電気信号を伝達することができないなら 、蝸牛インプラントを有効とするには、問題は「もっと下流(downstream)」の信 号処理シーケンスにある。この状況では、人工的信号が脳幹１１４または聴覚皮 質１５０どちらかの「ブロックのむこう側の」聴覚系に入力されなければなら ない。 耳鳴の治療 耳鳴は外部刺激がないときに患者が頭のなかに音の知覚を経験する（「耳のな かで何かがなっている」）疾患である。この制御不可能な鳴りは極めて不快なこ とがあり重篤な能力障害を招くことがある。耳鳴は米国国立衛生研究所(Nationa l Institutes for Health)の１９８９年度米国計画的研究プラン(National Stra tegic Research Plan)によれば米国人口の推定１５％に見られる非常に一般的な 疾患である。つまり約９００万人のアメリカ人が臨床的に有意な耳鳴を有し、そ のうち２００万人は疾病による重篤な能力障害が見られる。 多種多様な治療法が試みられているものの一貫して耳鳴を除去する現在利用可 能な治療法は見当らない。これの広範に試みられている治療は現在の耳鳴治療の 不十分な状態を証明している。さらに一般的な幾つかの試みについてはさらに後 述する。 １つのアプローチとしては、各種鎮痙性剤で聴神経系内部の異常な神経活動を 抑制することが挙げられる。このような鎮痙性剤の例には、静脈内に投与するキ シロカイン(Xylocaine)やリドカイン(Lidocaine)を含む。さらに、耳鳴の臨床的 インパクトは患者の心理状態に顕著に影響されるので、抗うつ剤、鎮静剤、バイ オフィードバック、またカウンセリング等も用いられている。これらの方法のど れも一貫して有効であると示されていない。 耳鳴の治療に広く用いられている別のアプローチは、外部の音響発生器を用い て患者に別の音を提示することにより、望ましくない音の認識を「マスキングす る(masking)」ことが挙げられる。特に、外部音響発生器を患者の耳に（ちょう ど補聴器と同様に）取り付けて発生器から患者の耳に音響を出力する。この方法 は中程度の成功を収めているものの、幾つかの有意な欠点を有している。第１に 、このような方法では外部音響発生器を使用する患者の耳が聴覚障害ではないこ とが必要である。即ち、外部音響発生器は続発的に耳鳴を発症した聴覚障害の耳 に対して効果的に音響をマスキングできない。第２に、外部音響発生器は使用 が不便なことがあり、健康な耳では聴覚の鋭敏さが失われることがある。 さらに別のアプローチは聴神経それ自体の外科的な切除がある。このアプロー チはさらに危険で、患者が大型の聴神経腫と耳鳴に苦しんでいる場合に限って試 みられるのが普通である。この状況では、聴神経は耳鳴の除去と言う特定の目的 で切除されるのではなく、大型腫瘍の摘出においてほとんど不可避的な合併とし て取り去られるものである。聴神経切除の外科手術を受けた耳鳴を有する多くの 患者において、わずか４０％が改善し、１０％が改善し、５０％は実際に増悪し た。 別のさらにいくらか有効なアプローチは蝸牛の電気刺激によるものである。耳 鳴を有し蝸牛インプラントを受けた患者において、半分程度が移植術後に耳鳴の 改善を報告している。蝸牛窓(round window)刺激も限られた患者での耳鳴の改善 に有効だった。しかし、このアプローチの成功率も比較的低いままに留まってい る。 発明の要約 したがって本発明の目的は大脳皮質に装着して微小刺激を用いることにより大 脳への感覚器入力を再構成できるような無線補てつ物を提供することである。 本発明の別の目的は脳内に装置されてヒト脳で処理されるトーン周波数全範囲 にアクセスするような無線補てつ物を提供することである。 本発明の別の目的は医学的に難治性の癲癇で手術を受ける患者において神経補 てつ電極のロケーションと機能を医師が生理学的に試験することのできる無線補 てつ物を提供することである。 本発明の別の目的は患者の大脳皮質の１つにまたは患者の視床に配置して耳鳴 の影響を減少することができるような無線補てつ装置を提供することである。 本発明の別の目的は皮質または視床内でジオメトリ的に分散したロケーション に電気放電を正確に供給できるように脳内に装着される無線補てつ装置を提供す ることである。 本発明の別の目的は患者の大脳皮質の１つにまたは患者の視床に配置して耳鳴 の影響を減少することができるような補てつ装置を提供することである。 本発明の別の目的は皮質または視床内でジオメトリ的に分散したロケーション に電気放電を正確に供給できるように脳内に装着される補てつ装置を提供するこ とである。 本発明の別の目的は患者の耳鳴を軽減または除去するために神経補てつ電極の ロケーションと機能を医師が生理学的に試験できるような補てつ物を提供するこ とである。 本発明の別の目的は耳鳴による異常な神経活動を低減する薬剤の微量注入が患 者の皮質または視床内のジオメトリ的に分散したロケーションに投与できるよう に脳内に配置される補てつ装置を提供することである。 本発明の別の目的は薬剤貯蔵室を支持して微量注入の持続的投与ができるよう にする補てつ装置を提供することである。 本発明の別の目的は大脳皮質に装着して微小刺激を用いることで脳への感覚器 入力を再構成できるような補てつ物を提供することである。 本発明の別の目的は脳内におかれてヒト大脳で処理されるトーン周波数全範囲 にアクセスするような補てつ物を提供することである。 本発明の別の目的は医学的に難治性の癲癇で手術を受ける患者において神経補 てつ電極のロケーションと機能を医師が生理学的に試験することのできる補てつ 物を提供することである。 本発明の別の目的は患者の耳鳴を軽減または除去するために神経補てつ電極の ロケーションと機能を医師が生理学的に試験できるような無線補てつ物を提供す ることである。 本発明の１つの利点は、電極を刺激装置または処理装置へ電気的に接続するた めの配線を必ずしも必要としないことである。 本発明の別の利点は、難聴患者の問題がその患者の蝸牛部にあるのではなくも っと「下流側」にある場合であっても難聴患者が聴こえるようになるような接点 を含むことである。 本発明の別の利点は、単一の電極を使用できることである。 本発明の別の利点は、脳に貫通するので聴覚やまたは視床の局部領域を刺激す るために有意に少い電流しか必要としないことである。 本発明の別の利点は、接点どうしが互いに充分接近させて配置されて聴覚皮質 に高解像度の刺激を提供することである。 本発明の別の利点は、耳鳴の影響を軽減または除去するために使用できること である。 本発明の別の利点は、接点どうしが互いに充分接近させて配置されて聴覚皮質 のジオメトリック解像度刺激を提供することである。 本発明の別の利点は、難聴患者の問題がその患者の蝸牛部にあるのではなくも っと「下流側」にある場合であっても難聴患者が聴こえるようになるような接点 を含むことである。 本発明の別の利点は、単一の電極を使用できることである。 本発明の別の利点は、脳に貫通するので聴覚やまたは聴覚皮質の局部領域を刺 激するために有意に少い電流しか必要としないことである。 本発明の別の利点は、接点どうしが互いに充分接近させて配置されて聴覚皮質 に高解像度の刺激を提供することである。 本発明の別の利点は、単一のカテーテルを使用できることである。 本発明の１つの特徴は、長手方向の支持上に複数接点を含むことである。 本発明の別の特徴は、会話処理装置を含むことができることである。 本発明の別の特徴は、それぞれの接点が一次聴覚皮質に別々に放電を導入でき ることである。 本発明の別の特徴は、無線式貫通長手方向支持または電極を含み得ることであ る。 本発明の別の特徴は、シミュレーション装置を含み得ることである。 本発明の別の特徴は、貫通長手方向支持または電極を含み得ることである。 本発明の別の特徴は、長手方向の支持に複数接点を含むことである。 本発明の別の特徴は、会話処理装置を含むことができることである。 本発明の別の特徴は、それぞれの接点が一次聴覚皮質に別々に放電を導入でき ることである。 本発明の別の特徴は、一次聴覚皮質に沿って配置されることである。 本発明の別の特徴は、可撓性(flexible)配線の多接点電極を含むことができる ことである。 本発明の別の特徴は、可撓性配線多接点電極が剛性導入装置(rigid introduce r)を用いて脳内に挿入されることである。 本発明の別の特徴は、長手方向の支持に取り付けられた平坦なプラスチック板 が聴覚皮質内の補てつ物の位置決めを支援することである。平坦なプラスチック 板は接点を会話プロセッサと相互接続するリード線に接続された球体を受け入れ るためのカップを有することである。 本発明の別の特徴は、貫通長手方向支持または電極を含むことである。 本発明の別の特徴は、カテーテルを使用して患者の皮質または視床内の分散し たロケーションに薬剤の微量注入投与を行なうことである。 本発明の別の特徴は、カテーテルが患者の皮質または視床における放電を記録 するための電極を含むことである。 本発明の別の特徴は、薬剤の貯蔵部分を含むための薬剤貯蔵室を使用すること である。 上記のおよびその他の目的、利点、ならびに特徴は、体外装置から処理済み電 気信号を受信するための、患者の脳の標的領域への無線神経補てつ装置の提供に より実現され、該装置は、前記脳の標的領域に配置され複数の電気接点を有する 電極と、前記複数の電気接点に電気的に接続されて前記処理済み電気信号を受信 し前記処理済み電気信号にしたがって前記複数の電気接点へ選択的に電気的放電 を出力するための回路とを含む。 上記のおよびその他の目的、利点、ならびに特徴は、前記無線神経補てつ装置 を挿入する方法の提供によっても実現され、該方法は、定位導入装置プローブを 装着端に取り付けるステップと、前記電極を脳標的領域に挿入する段階と、ガス 、液体、可鍛性固体材料の１つを前記電極の前記装着端に導入する段階と、前記 プローブを前記電極の前記装着端から取り外す段階とを含む。 上記のおよびその他の目的、利点、ならびに特徴は、患者の標的とする脳領域 のための無線神経補てつシステムの提供によっても実現され、該システムは、処 理済み電気信号を出力するためのプロセッサと、複数の電気接点を有し前記標的 とする脳領域に装着される電極であって前記標的とする脳領域に装着されて前記 複数の電気接点のそれぞれが前記処理済み電気信号にしたがって電気放電を出力 する前記電極と、前記複数の電気接点に電気的に接続されて、前記処理済み電気 信号を受信し前記処理済み電気信号にしたがって前記複数の電気接点に電気放電 を出力するための回路とを含む。 上記のおよびその他の目的、利点、ならびに特徴は、患者の一次聴覚皮質への 神経補てつ装置の提供によって実現され、前記装置は、オーディオ情報を受け取 り処理し、処理済み電気信号を出力するための会話処理装置と、複数の電気接点 を有し前記一次聴覚皮質に装着される支持であって、前記一次聴覚皮質に装着さ れて前記複数の電気接点のそれぞれが前記処理済み電気信号に従い独立して電気 放電を出力する前記支持と、前記電気接点を前記会話処理装置へ電気的に接続す るための電気的接続手段とを含む。 上記の目的、利点、ならびに特徴は前述の神経補てつ装置によってさらに実現 され、前記支持は前記一次聴覚皮質に配置され前記複数の電気接点は前記複数の 電気接点が前記一次聴覚皮質とほぼ胞体状に一致するように配置される。 上記のおよびその他の目的、利点、ならびに特徴は、上記の支持を移植する方 法によって実現され、該方法は、患者の脳の３次元ディジタル画像を得て前記３ 次元ディジタル画像をコンピュータのメモリに記憶するステップと、前記３次元 デジタル画像からディジタル的にデータを減算して前記患者の脳における前記一 次聴覚皮質の方向を示す変更した３次元ディジタル画像を作るステップと、前記 変更した３次元ディジタル画像をガイドとして使用して前記一次聴覚皮質に前記 支持を挿入するステップとを含む。 上記のおよびその他の目的、利点、ならびに特徴は、前記複数の電気接点に前 記処理済み電気信号を反復的に出力するステップと、前記患者が前記反復出力ス テップの影響を記述した通りに前記一次聴覚皮質内の前記支持の方向を調節する ステップとによってさらに実現される。 上記のおよびその他の目的、利点、ならびに特徴は、添付の図面を参照しつつ 以下の実施例の説明から一層明らかになろう。 図面の簡単な説明 図１Ａおよび図１Ｂは患者の一次聴覚皮質の、前記患者の蝸牛および蝸牛神経 核に対する方向を示す図である。 図２は本発明の１つの実施例によるヒト大脳神経補てつ物を示す図である。 図３Ａはシルビウス溝を露出した冠状断面に交差する平面Ａの側面図であり、 図３Ｂおよび図３Ｃはシルビウス溝の組織がディジタル的に「剥される」前後の 前記冠状断面である。 図４は支持に電気接点を有する神経補てつ物とその会話処理装置を示す図であ る。 図５は本発明の別の実施例による２本の長手方向の支持を含む補てつ物を示す 図である。 図６は本発明のさらに別の実施例による補てつ物を示す図である。 図７Ａは患者の脳表に向かって下向きの形態の図６の補てつ物を示す図であり 、図７Ｂはカップとリッドを有する停止部材の拡大図であり、および図７Ｃは図 ７Ａに対応し支持が挿入された状態を示す図である。 図８Ａおよび図８Ｂは患者の一次聴覚皮質の、前記患者の蝸牛と蝸牛神経核に 対する方向を示す図である。 図９Ａは本発明の１つの実施例による耳鳴患者に存在する異常な電気活動を阻 止および／またはマスキングするための多接点記録／刺激電極システム１００’ を示す図であり、図９Ｂは本発明の１つの実施例によるヒト大脳神経補てつ物を 示す図である。 図１０Ａはシルビウス溝を露出した冠状断面に交差する平面Ａの側面図であり 、図１０Ｂおよび図１０Ｃはシルビウス溝の組織がディジタル的に「剥される」 前後の前記冠状断面を示す図である。 図１１は支持に電気接点を有する神経補てつ物とその会話処理装置を示す図で ある。 図１２は本発明の別の実施例による２本の長手方向の支持を含む補てつ物を示 す図である。 図１３は本発明のさらに別の実施例による補てつ物を示す図である。 図１４Ａは患者の脳表に向かって下向きのかたちの図１３の補てつ物を示す図 であり、図１４Ｂはカップとリッドを有する停止部材の拡大図であり、図１４Ｃ は図１４Ａに対応し支持が挿入された状態を示す図である。 図１５は本発明の別の実施例による脳内の局所的に標的としたロケーションへ の薬剤注入に関する本発明の別の実施例を示す図である。 図１６はポートまたは開口を有するカテーテルの拡大図である。 図１７Ａと図１７Ｂは患者の一次聴覚皮質の、前記患者の蝸牛と蝸牛神経核に 対する方向を示す図である。 図１８Ａは本発明の１つの実施例による無線ヒト大脳神経補てつシステムを示 す図であり、図１８Ｂは本発明の１つの実施例による無線ヒト大脳神経補てつ電 極（支持）を示す図であり、図１８Ｃは前記電極の送信および受信電子回路の拡 大図を示す図であり、図１８Ｄは無線補てつ支持部材に含まれるマイクロチップ 回路の略ブロック図を示す図である。 図１９Ａはシルビウス溝を露出した冠状断面に交差する平面Ａの側面図であり 、図１９Ｂおよび図１９Ｃはシルビウス溝の組織がディジタル的に「剥される」 前後の前記冠状断面を示す図である。 図２０Ａは本発明の１つの実施例による耳鳴患者に存在する異常な電気活動を 阻止および／またはマスキングするための多接点記録／刺激電極システム１００ ’を示す図であり、図２０Ｂは本発明の１つの実施例によるヒト大脳神経補てつ 物を示す図であり、図２０Ｃは電極の送信および受信電子回路の拡大図である。 図２１は無線電極（または支持）の移植に関する段階を示す図である。 図２２は前記ヒト大脳神経補てつシステム多接点記録／刺激電極システムいず れかのための２本の長手方向の支持を含む補てつ物を示す図である。 好適実施例の詳細な説明 術中の脳定位固定システムと組み合わせた最先端のイメージングにより今では シルビウス溝の切開なしで通常の癲癇手術中に聴覚皮質への挿入電極の装着が可 能になっている。 図１Ａおよび図１Ｂの一次聴覚皮質１５０''は胞状に構成されているので、異 なる領域への刺激は患者に別のトーンを認識させると考えられている。これらの トーンは会話等の複雑な音響減少の構成ブロックを形成する。胞体構造は前述し たように蝸牛ならびに蝸牛神経核の基本的特徴である。しかし聴覚皮質１５０は 大容積の組織（蝸牛神経核１１６の容積の２倍以上）にわたって広がる胞状マッ プを有している。大きな組織容積のため任意の胞体領域について多数の電気接点 が配置できる。これによって信号解像度が増加し聴覚の明瞭度が向上する。最終 的に、解剖学的な相違のため、聴覚皮質１５０は蝸牛神経核へは安全に装着する ことのできないような挿入電極アレイに対応することができる。 図２は本発明の１つの実施例によるヒト大脳神経補てつ物２００を示す。補て つ物２００は長手方向の支持２２６に沿って電気接点２２０を有する。支持２２ ６は数ミリメートル長から数センチメートル長までの何らかの長さとすることが できる。電気接点２２０は第１の端部２０６ａで利用可能なそれぞれの配線２３ ２を経由して個別に電気的に通電できる小さな金属パッドである。配線２３２は 会話処理装置（図示していない）に結合されたリード線２３８を有する。電気接 点２２０は約１０ミクロンから数ミリメートル離してまた好ましくは約５０から １５０ミクロン離して配置してある。第１の端部２０６ａ付近の電気接点２２０ への電圧印加により聴覚皮質１５０に低いトーン（または高いトーン−−問題と する患者によって決定される）の刺激が得られ、第２の端部２０６ｂ付近の電気 接点２２０への電圧印加により聴覚皮質１５０に高いトーン（または低いトーン ）の刺激が得られる。 長手方向の支持２２６は剛性の支持または剛性の導入装置を備えた可撓性配線 とすることができ、患者の脳内に医師が電気接点２２０を導入し続けて前記剛性 の導入装置を抜去することで聴覚皮質１５０に電気接点２２０を露出することが できる。長手方向の支持２２６は、ミシガン大学アンアーバー校、集積センサー 回路センターによる"Possible Multichannnel Recording and Stimulating Elec trode Arrays: A Catalog of Available Designs" （多チャンネル記録兼刺 激電極アレイ：利用可能な設計のカタログ）の図３から図５に図示してあるプロ ーブの１つとすることができ、これの内容は本明細書の参照に含めてある。これ 以外のたとえばPMT Corporation，1500 Park Road，Chanhassen，MN，55317から 入手可能なDepthalon Depth Electrodesなどの電極および相互接続ケーブルを支 持２２６としてまた電気接点２２０と会話処理装置（図４の４１０）の間の電極 カプラーに使用しても良い。 電気接点２２０は、電極の幾つかのような低インピーダンス接点（数Ωから数 ＫΩ）に対向して、高インピーダンス接点（ＭΩ）として動作する必要がある。 これにより接点は小電流（数ミリアンペアに対向して数マイクロアンペア）を出 力できる。これは患者の一次聴覚皮質に印加される電位をほぼ数百ミクロンの範 囲に限定させる。印加された電荷の局在は神経細胞対の胞状構造間隔に対応する 。 補てつ物２００は聴覚皮質１５０の長手方向に沿って取り付けられる。しかし 、聴覚皮質１５０は横側頭回(transverse temporal gyro)にありシルビウス溝の 奥深くに埋没している。そのため、これの局在は脳の露出表面からの観察だけで 決定することができない。従ってＭＲＩイメージング技術を使用して聴覚皮質１ ５０の正確な方向を描出する必要がある。 ある個人の脳の１枚の冠状断面画像では聴覚皮質１５０の正確な方向の描出は できない。むしろ一連の画像を撮影してこれによる３次元ＭＲＩ画像を構築する 必要がある。このような画像が構築されれば、その画像を形成するデジタルデー タを変換してシルビウス溝の描写を提供することができる。これによって縁堤状 の陰影部として聴覚皮質１５０を描出させる。つまり、デジタル画像の最上部の 組織を「剥し」てシルビウス溝を露出させ、その結果聴覚皮質１５０を画像から 「引き出す」ことができる。この方法は、"Three-dimensional In Vivo Mapping of Brain Lesions in Humans"by Hanna Damasio，MD，Randall Frank に解説さ れており、これの内容は本明細書で参照に含めてある。 図３Ａは冠状断面３１０に交差する平面Ａの側面図ならびにシルビウス溝３１ ６を露出した冠状断面３１０の略図を示す。図３Ｂおよび図３Ｃは組織をデジタ ル的に「剥いて」聴覚皮質１５０を露出させる前後の冠状断面３１０を示 す。１つまたはそれ以上の得られた陰影部３２０が図３Ｃに描写されておりこの 陰影部は図１７Ｂの聴覚皮質１５０に対応するものである。陰影部３２０はシル ビウス溝３１６の下側にある組織を再構成して３次元画像を提供するまで現れな い。 陰影部３２０の正確な局在と方向また結果として聴覚皮質１５０がこのような ３次元ＭＲＩ画像処理技術を用いて決定されたなら、実際の１次聴覚皮質１５０ を外科的に露出させて補てつ物２００を聴覚皮質１５０に正確に挿入することが できる。図４は聴覚皮質１５０への挿入直前の補てつ物２００を示す。さらに、 図４では接続ケーブル４１４でリード線２３８に接続された会話処理装置４１０ も示してある。会話処理装置４１０ようの会話処理装置の例としては、Cochlear Corporation製のNucleus Deviceがある。会話処理装置４１０は小型化して耳４ １６の上で患者の乳様突起に直接装着することもできる。図４にはケーブル４２ ４で補てつ物２００に接続されたオシロスコープ４２０を含むさらなる診断機器 も図示してある。 図５は本発明の別の実施例による２本の長手方向の支持２２６ａおよび２２６ ｂを含む補てつ物５１０を示す。２本の支持が図示してあるが、３本またはそれ 以上のこのような支持を用いても良い。長手方向の支持２２６ａは配線２３２ａ と対応するリード線２３８ａを有し長手方向の支持２２６ｂは配線２３２ｂとリ ード線２３８ｂとを有する。リード線２３８ａと２３８ｂはこれらも図４と同様 に会話処理装置４１０へ接続される。さらに、オシロスコープ４２０を用いて長 手方向の支持２２６ａおよび２２６ｂへ出力される信号を観察することができる 。 図６は本発明のさらに別の実施例による補てつ物６１０を示す。さらに詳しく は、図６では第１の端部６０６ａと第２の端部６０６ｂとを有する長手方向の支 持ロッド２２６が図示してある。図２の第１の端部２０６ａおよび第２の端部２ ０６ｂと同様の方法で、第１の端部６０６ａは低いトーン（または前述したよう に高いトーン）の聴覚皮質１５０の領域に装着され、６０６ｂは高いトーン（ま たは低いトーン）の聴覚皮質１５０領域に装着される。ただしここで長手方向の 支持ロッド２２６は停止部材６１４により停止される球体６１６を有する。 これにより医師が広い角度範囲で長手方向の支持ロッド２２６を挿入できるよう になり、また長手方向の支持ロッド２２６が挿入されたら補てつ物６１０を固定 することができる。 図７Ａは患者の脳表７０４に下向きのかたちで図６の補てつ物６１０を示す。 図７Ｂはカップ７０８とリード線２３２を通すための切り込み７１６のあるリッ ド７１４を有する停止部材６１４の拡大図を示す。図７Ｃは図７Ａに対応し長手 方向の支持ロッド２２６が患者の脳表７０４に挿入され球体６１６がカップ７０ ８に納まっている。図７Ｃは球体６１６が切り込み７１６を被覆し切り込み７１ ６から配線２３２が延出する状態も示している。危険利益率 聴覚神経補てつ装置の臨床的有用性は幾つかの変数に依存しており、そのうち でもっとも重要なものは任意の装置における危険利益率である。理想的な装置は 患者の全身的健康に対する危険なしに聴覚を効果的に回復させるものである。２ 種類の装置の際だった特徴について以下で概説する。 聴覚皮質１５０は側頭葉１５６に位置し、神経外科医は広範な手術中に日常的 に脳のこの部分を露出させている。非優位側側頭葉では、脳幹とは異なり、聴覚 皮質は生命にとって重要な構造に取り囲まれていない。ある患者が非優位側聴覚 皮質の腫瘍侵潤と診断された場合、たとえば、神経外科医はこの組織をほとんど 合併症の危険なしに切除することができる。 別の例は難治性癲癇での側頭葉手術である。この手術を受ける多くの患者は全 身的な健康状態が良好だが頻回の欠神発作に苦しめられている。一般に、慢性癲 癇は生命を脅かすような状態になく、多くの患者は働いて家族を養うことのでき る数十年の間にわたって欠神発作を有している。 癲癇の多くの形態は医学的に「許容される」ので、癲癇の治癒を目指した外科 的処置は、これが著効を奏し罹病率または致死率が非常に低い場合に限って適応 とされる。全身的な健康状態が良好な正しく選択された患者は難治性癲癇につい て選択的非優位側側頭葉切除術に続発する有意な神経学的合併症を発症する可能 性が１％以下、また欠神発作が治癒する確率は７０％である。危険利益率が患者 の利益に強く傾いている。非優位側聴覚皮質への刺激神経補てつ電極の装着を目 的に設計された手術は局部麻酔下で実施することができ手術時間は２時間以下で ある。この術式は標準的な癲癇の切除術よりも医学的危険性が低い。 耳鳴のための補てつ物 患者が耳鳴を知覚するのは中枢聴覚系（聴覚皮質および／または視床の内側膝 状核（ＭＧＮ））内部のニューロンが異常に興奮しているためと推定される。米 国特許出願第０８／１９４，０１７号に記載されており内容が本明細書の参照に 含めてある高度な医用イメージングおよび神経外科技術を用いることで、脳内の 特定領域を標的として刺激電極によりまたは正確に装着した脳カテーテルを介し て供給される薬剤により異常な電気活動をブロックするかまたはマスキングする ことができる。 ヒト大脳の一次聴覚皮質はシルビウス溝の奥深くに埋もれている。これは脳表 からは見えず正確な位置はヒトによってわずかに異なる。ＭＲＩやＣＴスキャナ はドベル博士の実験の時代には発明されていなかったので患者の聴覚皮質の構造 を手術前に研究することができず、また手術室で困難を伴いながらシルビウス溝 を外科的に切除したあとでしか見ることができなかった。隠れていた聴覚皮質が 露出したなら、表面刺激電極を聴覚皮質であると思われる領域に用手的に配置し て、眼内閃光を生成するために使用した方法と同様の方法で脳を刺激した。 被験者では再現性のある聴覚が生成された。これらの予見は助長的だったもの の、ある範囲の制約がこのグループによるさらなる業績の妨げとなった。ユタ・ グループが直面した最も威圧的な問題のなかには実験のために適当な患者を調査 することと実験的な表面電極から良好な刺激特性を得ることがあった。聴覚をも たらすための最小限の刺激閾値は６ミリアンペアであると分かったが、これは長 期的に耐えられない程高いものであり、挿入電極を用いて視覚皮質に眼内閃光を 生成するのに必要とされると後で分かった電流に比べて１０００倍も大きい。 ＭＲＩとコンピュータ技術の最近の進歩によって、現在ではヒト聴覚皮質の詳 細な術前イメージングが可能になった。 現在では高度に洗練されている蝸牛インプラント技術の重要な態様は音を複雑 な電気刺激シーケンスに変換することが関係する。この過去２０年にわたって開 発された技術的知識の大きな体系は聴覚皮質補てつ装置に直接応用することがで きる上、研究開発に図り知れない助けとなる。 通常の聴覚 ヒト聴覚の機構を簡単に説明して、聴覚神経補てつ装置の議論のための枠組を 提供する。聴覚系は神経線維束で広範囲に接続された多くの構造要素から構成さ れている。聴覚系全体の機能は環境中の音からヒトが利用できる情報を抽出でき るようにすることである。音響信号を脳で処理することのできる電気信号に変換 することによって、ヒトは広範囲の音を高い精度で識別することができる。 図８Ａおよび図８Ｂは聴覚処理に関係する領域の側面および正面図である。特 に、音波から電気信号への通常の変換は側頭骨（図示していない）内部に局在す る内耳の一部である蝸牛１１０’で行なわれる。蝸牛１１０’は胞状に構成され ているので蝸牛１１０’の異なる部分が異なるトーンに対して最適に応答できる 。蝸牛１１０の一端は高周波トーンに最もよく応答し、他端は低周波トーンに対 して最もよく応答する。蝸牛１１０’はトーンを電気信号に変換し、これが蝸牛 神経核１１６’に受け入れられる。この変換された情報は蝸牛１１０’から聴神 経に沿って、さらに詳しくは第VIII脳神経（図示していない）に沿って伝達され る電気信号として脳幹１１４’へ伝えられる。 次に遭遇する重要な聴覚構造は脳幹１１４’内の蝸牛神経核１１６’である。 聴神経は側頭骨から出て頭蓋腔１２２’に入ると、脳幹１１４’に進入し符号化 した信号を、これも胞状に構成されている蝸牛神経核１１６’に中継する。多く の線維−軸索相互接続と中継（図示していない）を経由して、音響信号が脳幹１ １４’と視床１２６’全体の各所で分析される。最終的な信号分析部位は側頭葉 １５６’に存在する聴覚皮質１５０’である。 これら各種構造の機能面の機構も広範囲に研究されてきた。蝸牛１１０’の機 能は最もよく理解されており、聴覚皮質１５０’の機能が最も分かっていない。 たとえば、蝸牛１１０’の除去により耳１６０’は完全な聴覚障害になるが、一 側の聴覚皮質１５０’の除去で生ずる不自由は最小限である。聴覚系の他の構成 要素との広範囲な神経接続にも関わらず、聴覚皮質１５０’は聴覚機能の多くに とって必要であるとは思われない。 術中の脳定位固定システムと組み合わせた最先端のイメージングにより今では シルビウス溝の切開なしで通常の癲癇手術中に聴覚皮質への挿入電極の装着が可 能になっている。 図８Ａおよび図８Ｂの一次聴覚皮質１５０’は胞状に構成されているので、異 なる領域への刺激は患者に別のトーンを認識させると思われる。これらのトーン は会話等の複雑な音響減少の構成ブロックを形成する。胞状構造は前述したよう に蝸牛ならびに蝸牛神経核の基本的特徴である。しかし聴覚皮質１５０’は大容 積の組織（蟻牛神経核１１６’の容積の２倍以上）にわたって広がる胞状マップ を有している。大きな組織容積のため任意の胞状領域について多数の電気接点が 配置できる。これによって信号解像度が増加し聴覚の明瞭度が向上する。最終的 に、解剖学的な相違のため、聴覚皮質１５０’は蝸牛神経核へは安全に装着する ことのできないような挿入電極アレイに対応することができる。 図９Ａは本発明の１つの実施例による耳鳴患者に存在する異常な電気活動をブ ロックおよび／またはマスキングするための多接点記録／刺激電極システム１０ ０’を示す。さらに詳しくは、システム１００’はコネクタ１１２’経由でケー ブル１０８’へ接続された多接点刺激／記録電極１０４’を含む。ケーブル１０ ８’は頭蓋骨１１６ａ’のドリル孔開口部１２０’において頭蓋骨１１６ａ’に 入り、脊柱（胸郭または腹腔）の皮下組織に装着した刺激装置４１０’に接続さ れる。 図９Ｂでは電極システム１００’の多接点刺激／記録電極１０４’の拡大図を 示す。多接点刺激／記録電極１０４’は第１の端部２０６ａ’と鈍化してあるま たは円滑に湾曲している第２の端部２０６ｂ’とを有する。電極１０４’は長手 方向の支持２２６’に沿って電気接点２２０’を有する。支持２２６’は数ミリ メートル長から数センチメートル長までの何らかの長さとすることができる。電 気接点２２０’は第１の端部２０６ａ’で利用可能なそれぞれの配線２３２’を 経由して個別に電気的に通電できる小さな金属パッドである。配線２３２’は会 話処理装置（図示していない）に結合されたリード線２３８’を有する。電気接 点２２０’は約１０ミクロンから数ミリメートル離してまた好ましくは約５０か ら１５０ミクロン離して配置してある。第１の端部２０６ａ’付近の電気接点２ ２０’への電圧印加により聴覚皮質１５０’に低いトーン（または高いトーン− −問題とする患者によって決定される）の刺激が得られ、第２の端部２０６ｂ’ 付近の電気接点２２０’への電圧印加により聴覚皮質１５０’に高いトーン（ま たは低いトーン）の刺激が得られる。 電極１０４’は耳鳴のある患者の一次聴覚皮質に脳定位的に装着される。これ は局部麻酔下に標準型脳定位頭部固定フレームを用いて行なうことができる。つ まり、図１０Ａ〜図１０Ｃの前述した３次元コンピュータＭＲＩ再構成法を用い て聴覚皮質１５０’の標的とする領域に脳定位的に電極１０４’を装着する。患 者に一連のトーンを呈示して電極１０４’に沿ってニューロンの胞体ごと応答を マッピングすることにより正しく配置されているかを確認する。 聴覚障害の患者では、このマッピング法は不可能だが、電極１０４’に沿って 各種接点へ供給する微小刺激電流を用いて行なうことはできる。聴覚障害患者は 刺激に付随して認識する音の相対ピッチを表現し、これによって患者の耳なりに もっとも良く適合する電気刺激部位とパラメータを決定する。このアプローチを 視床（ＭＧＮ）に用いることもできるが、好適実施例は皮質における移植につい てのものである。刺激電極１０４’が皮質の正しい領域にまたはＭＧＮの正しい 領域に装着されているか否かとは無関係に、電極１０４’はケーブル１０８’経 由で、さらに詳しくは配線２３２ａ’経由で刺激装置４１０’に結合される。 長手方向の支持２２６’は剛性の支持または剛性の導入装置を備えた可撓性配 線とすることができ、患者の脳内に医師が電極１０４’を導入し続けて前記剛性 の導入装置を抜去することで聴覚皮質１５０’に電気接点２２０’を露出させる ことができる。長手方向の支持２２６’は、ミシガン大学アンアーバー校、集積 センサー回路センターによる"Possible Multichannnel Recording and Stimulat ing Electrode Arrays: A Catalog of Available Designs" （多チャン ネル記録兼刺激電極アレイ：利用可能な設計のカタログ）の図３から図５に図示 してあるプローブの１つとすることができ、これの内容は本明細書の参照に含め てある。これ以外のたとえばPMT Corporation，1500 Park Road，Chanhassen，M N，55317 から入手可能なDepthalon Depth Electrodesなどの電極および相互接 続ケーブルを支持２２６’としてまた電気接点２２０’と会話処理装置（図１１ の４１０’）の間の電極カプラーに使用しても良い。 電気接点２２０’は電極の幾つかのような低インピーダンス接点（数Ωから数 ＫΩ）に対向して高インピーダンス接点（ＭΩ）として動作する必要がある。こ れにより接点は小電流（数ミリアンペアに対向して数マイクロアンペア）を出力 できる。これは患者の一次聴覚皮質に印加される電位をほぼ数百ミクロンの範囲 に限定させる。印加された電荷の局在は神経細胞対の胞状構造間隔に対応する。 補てつ物２００’は聴覚皮質１５０’の長手方向に沿って取り付けられる。し かし聴覚皮質１５０’は横側頭回にありシルビウス溝の奥深くに埋没している。 そのため、これの局在は脳の露出表面からの観察だけで決定することができない 。従ってＭＲＩイメージング技術を使用して聴覚皮質１５０’の正確な方向を描 出する必要がある。 ある個人の脳の１枚の冠状断面画像では聴覚皮質１５０’の正確な方向の描出 はできない。しかし、耳鳴の治療では、標的領域が聴覚皮質かまたは視床かどう かで標的領域の局在について相当良好な推測を標準的な冠状ＭＲＩが提供してい る。しかし、さらに正確な照準が所望される場合、一連の画像を撮影してこれに よる３次元ＭＲＩ画像を構築する必要がある。このような画像が構築されれば、 その画像を形成するデジタルデータを変換してシルビウス溝の描写を提供するこ とができる。これによって縁堤状の陰影部として聴覚皮質１５０’を描出させる 。つまり、デジタル画像の最上部の組織を「剥し」てシルビウス溝を露出させ、 その結果聴覚皮質１５０を画像から「引き出す」ことができる。この方法は、"T hree-dimensional In Vivo Mapping of Brain Lesions in Humans"by Hanna Dam asio，MD，Randall Frankに解説されており、これの内容は本明細書で参照に含 めてある。 図１０Ａは冠状断面３１０’に交差する平面Ａの側面図ならびにシルビウス溝 ３１６’を露出した冠状断面３１０’の略図を示す。図１０Ｂおよび図１０Ｃは 組織をデジタル的に「剥いて」聴覚皮質１５０’を露出させる前後の冠状断面３ １０’を示す。１つまたはそれ以上の得られた陰影部３２０’が図１０Ｃに描写 されておりこの陰影部は図８Ｂの聴覚皮質１５０’に対応するものである。陰影 部３２０’はシルビウス溝３１６’の下側にある組織を再構成して３次元画像を 提供するまで現れない。陰影部３２０’の正確な局在と方向また結果として聴覚 皮質１５０’がこのような３次元ＭＲＩ画像処理技術を用いて決定されたなら、 実際の１次聴覚皮質１５０’を外科的に露出させて電極１０４’を聴覚皮質１５ ０’に正確に挿入することができる。 図１１は聴覚皮質１５０への挿入直前の電極１０４’を示す。さらに、図１１ では接続ケーブル１０８’でリード線２３２’に接続された刺激装置４１０’も 示してある。刺激装置は慢性電気刺激装置である。この刺激装置は充分に試験さ れており広く利用できる。例としては慢性後背痛および四肢痛に用いられるメド トロニクス製の慢性硬膜外刺激装置と脳深部刺激装置、ならびにほとんど全ての 種類の蝸牛インプラントを含む。 前述の耳鳴のための電気移植技術は迅速かつ安全で、たとえばフランス癲癇外 科グループが報告しているような医学的に難治性の欠神発作と診断された患者で １００例以上の聴覚皮質領域電極移植が施術されている。さらに、電極１０４’ は異常な神経電気活動が推定される正確な部位に装着されるので、異常な神経電 気活動を遮断するまたは改変する上でさらに効果的であり、これによって耳鳴を 排除している。さらに、予備試験においては中枢聴覚系内部の電極１０４’の装 着によって患者は音を知覚できるようになり、これは蝸牛移植には反応しない病 因による聴覚障害の患者においても適応になると思われる。また、聴覚皮質での 刺激は良好な聴覚を有している耳鳴患者の聴覚を障害しない。 図１２は本発明の別の実施例による２本の長手方向の支持２２６ａ’および２ ２６ｂ’を含む電極５１０’を示す。２本の支持が図示してあるが、３本または それ以上のこのような支持を用いても良い。長手方向の支持２２６ａはコネクタ １１２ａ’経由で配線２３２ａ’を含むケーブル１０８ａ’に接続され、長手 方向の支持２２６ｂ’はコネクタ１１２ｂ’経由で配線２３２ｂ’を含むケーブ ル１０８ｂ’に接続される。ケーブル１０８ａ’および１０８ｂ’は図１１と同 様に刺激装置４１０’にも接続される。 図１３は本発明のさらに別の実施例による電極６１０’を示す。さらに詳しく は、図１３は第１の端部６０６ａ’と第２の端部６０６ｂ’を有する長手方向の 支持２２６’を示す。端部６０６ａ’は低いトーン（または前述したように高い トーン）の聴覚皮質１５０’の領域に装着され、６０６ｂ’は高いトーン（また は低いトーン）の聴覚皮質１５０’領域に装着される。ただしここで長手方向の 支持ロッド２２６’は停止部材６１４’により停止される球体６１６を有する。 これにより医師が広い角度範囲で長手方向の支持ロッド２２６’を挿入できるよ うになり、また長手方向の支持ロッド２２６が挿入されたら電極６１０’を固定 することができる。 図１４Ａは患者の脳表７０４’に下向きのかたちで図１３に示した電極６１０ ’を示す。図１４Ｂはカップ７０８’とリード線２３２’を通すための切り込み ７１６’のあるリッド７１４’を有する停止部材６１４’の拡大図を示す。図１ ４Ｃは図１４Ａに対応し長手方向の支持ロッド２２６’が患者の脳表７０４’に 挿入され球体６１６’がカップ７０８’に納まっている。図１４Ｃは球体６１６ ’が切り込み７１６’を被覆し切り込み７１６’から配線２３２’が延出する状 態も示している。 図１５は脳内の局所的に標的としたロケーションへの薬剤注入に関する本発明 の別の実施例を示す。薬剤注入治療の別の方針は脳内の局所的に標的とした治療 の同じ原理に基づいているが、異なる効果器を使用して耳鳴を発症する異常な神 経活動を除外している。即ち、小型の薬剤注入用カテーテル８０１を聴覚やまた は視床（ＭＧＮ）いずれかに脳定位的に装着しておき異常な神経活動を阻止する 各種薬剤の微量注入を標的とするロケーションに導入する。さらに詳細に図１５ を参照すると、薬剤注入カテーテル−記録装置８００’が神経外科で広く使用さ れている縫合糸で固定されているコネクタ８０３’経由で注入式（再充填式）薬 剤タンク−ポンプ８０４’に接続してある。ポンプ８０４’は頭皮下で患者の頭 蓋８０８’に固定される。ポンプ８０４’は外部から到達することのできる弁 ８２４’を有しているので患者の頭皮を再切開することなくシリンジ（図示して いない）を用いて追加の薬剤を注入することができる。カテーテル８０１’は多 数のポート８１４’を有しここから標的とする脳領域に薬剤が微量注入される。 図１６はポートまたは開口部８１４’を有するカテーテル８０１の拡大図を示 す。カテーテルは、たとえばラジオニクス、コードマン、およびメドトロニクス から発売されているカテーテル等のようなシラスティック製で良い。カテーテル ８０１’は円形の断面８１７を有していなくとも良く、代わりに薬剤の広範な拡 散を容易にするように平坦、だ円形、または何らかのほかの形状とすることがで きる。カテーテル８０１’は小型の埋め込み式記録−刺激電極８１９’を含むこ とができ、これを刺激装置４１０’へ接続することで正しく装着できるようにす る。この特別なカテーテル電極からの電気生理学的記録データが聴覚皮質内の正 しいカテーテル配置の生理的確認を提供する。ポート（または開口部）８１４’ の直径はおよそ１０ミクロンから数ミリメートルの間とすることができ、好まし くは約４０ミクロンから１ミリメートルの間である。ポート８１４’の中心間距 離も数十ミクロンから数十ミリメートル離すことができ、間隔は一定としなくて も良い。 メドトロニクス社とアルゼット社の製造したポンプは注入式薬剤タンク−ポン プ８０４’として供用することができる。注入され得る薬剤の例としては、ダイ ランチン等の抗痙攣剤やＧＡＢＡ等の神経伝達物質阻害剤とリドカイン等の局麻 薬が含まれる。充分な高濃度では、これらの成分が異常な神経放電をブロックす るはずである。薬剤を特定の中枢神経系の標的に供給することにより、経口的ま たは経静脈的に同一薬剤を単純に全身投与することにより供給され得る濃度と比 較して、有意に高濃度の薬剤が標的とされない周辺組織に曝露されることなく標 的に到達する。結果として、この方針では有毒な副作用を回避しつつ効果面で顕 著な改善が得られるはずである。 薬剤注入の正確な量は薬剤の種類によって異なるが移植術開始時に決定するこ とができる。さらに詳しくは、カテーテル８０１’を前述したような方法で標的 とするロケーションに最初に挿入しておく。薬剤注入量を用手的に調節しながら 耳鳴による音に何らかの顕著な減少が見られるかどうかを患者にたずねる。注入 量は耳鳴を排除するのに必要とされるその量である。量が決定されたら、適当な 慢性注入ポンプ８０４’をカテーテル８０１’に接続して、全ての切開創を閉じ る。注入速度の術後の変更はメドトロニクス等の経皮的無線制御技術を用いて実 行することができる。 前述のように、別の薬剤注入治療方針は図１０Ａ〜図１０Ｃを参照して前述し たのと同じ装着原理によっている。即ち、一連の画像を撮影して得られた３次元 ＭＲＩ画像を再構成する必要がある。画像が再構成されたら、その画像を構成し ているデジタル・データを変換してシルビウス溝の画像を提供することができる 。これによって陰影状の縁堤として聴覚皮質１５０’を描出する。また、デジタ ル画像の最上部の組織を「剥し」てシルビウス溝を露出させ、結果的に聴覚皮質 １５０’を画像から「引き出す」ことができる。 無線補てつ電極 術中の脳定位固定システムと組み合わせた最先端のイメージングにより今では シルビウス溝の切開なしで通常の癲癇手術中に聴覚皮質への挿入電極の装着が可 能になっている。 図１７Ａおよび図１７Ｂの一次聴覚皮質１５０''は胞状に構成されているので 、異なる領域への刺激で患者が別のトーンを認識すると思われる。これらのトー ンは会話等の複雑な音響減少の構成ブロックを形成する。胞体構造は前述したよ うに蝸牛ならびに蝸牛神経核の基本的特徴である。しかし聴覚皮質１５０''は大 容積の組織（蝸牛神経核１１６''の容積の２倍以上）にわたって広がる胞体マッ プを有している。大きな組織容積のため任意の胞体領域について多数の電気接点 が配置できる。これによって信号解像度が増加し聴覚の明瞭度が向上する。最終 的に、解剖学的な相違のため、蝸牛神経核へは安全に装着することのできないよ うな挿入電極アレイにも聴覚皮質１５０''では対応することができる。図１８Ａ は本発明の１つの実施例による無線ヒト大脳皮質神経補てつ物２００''を示す。 図１８Ｂと図１８Ｃは補てつ物２００''と、送信器／受信器ユニット ４０４''を経由して信号を会話処理装置４１０''へ送信しまたここから受信する マイクロチップかいろ２１１''を含む補てつ物２００''の一部の拡大図である。 送信器／受信器ユニット４０４''は処理装置４１０''へ機械的に固定されなくと も良く、処理装置４１０''へ配線（図示していない）を経由して電気的に接続さ れるだけで良い。送信器／受信器ユニット４０４''は後述するような電磁波の送 信器および受信器として機能する。補てつ物２００''は鈍化してあるまたは円滑 に湾曲している第１の端部２０６ａ''と第２の端部２０６ｂ''とを有する。支持 ２２６''は数ミリメートル長から数センチメートル長までの何らかの長さとする ことができる。電気接点２２０''はマイクロチップ回路２１1''へ接点２２０'' を接続するそれぞれの配線２３２''を経由して別々に電気放電を行なうことので きる小型の金属パッドである。電気接点２２０''は約１０ミクロンから数ミリメ ートル離してまた好ましくは約５０から１５０ミクロン離して配置される。 会話処理装置４１０''は磁気的または電気器信号（本明細書においては処理装 置信号と称する）を送信器／受信器ユニット４０４''経由で出力しこれらの処理 装置信号は回路２１１''で受信され、ここでこれらの処理装置信号を復調および ／または復号し補てつ物２００''のどの接点２２０''に通電して皮質１５０''の ニューロンを刺激するかを決定する。この場合、ユニット４０４''は処理装置信 号を送信する送信器として機能し、回路２１１''は処理装置信号を受信し復調／ 復号することでどの接点に通電するかを決定するための受信器として機能する。 同様に、接点２２０''は電気的放電の存在を検出するための導通センサーとして 機能することができる。この場合、回路２１１''は配線２３２''経由で接点２２ ０''に電気的に接続されてニューロン放電の時間および局在としての情報を提供 するニューロン活動（ニューロン放電）信号を送信する送信器として機能し、ユ ニット４０４''はこのようなニューロン活動信号を受信して復調／復号する受信 器として機能する。 第１の端部２０６ａ''付近の電気接点２２０''への電圧印加により聴覚皮質１ ５０''（図１７Ａおよび図１７Ｂ参照）に低いトーン（または高いトーン−−問 題とする患者によって決定される）の刺激が得られ、第２の端部２０６ｂ''付近 の電気接点２２０''への電圧印加により聴覚皮質１５０''に高いトーン（または 低いトーン）の刺激が得られる。 メドトロニクス社のIntrel IIシステムは、変更可能で（後述の説明を参照） 処理装置と処理装置４１０''およびユニット４０４''として使用されるような処 理装置と多重プログラマブル神経学的パルス発生器の間において信号を送信し受 信することのできる無線システムの一例である。さらに詳しくは、パルス発生器 は電気接点２２０''で補てつ物２００''の形状に変更され（Intrel IIシステム の接点個数に制限されない）、Intrel IIのパルス発生器の形状より小型計量に することができる。Intrel IIの処理装置は刺激信号（パルスと称する）の振幅 、持続時間、反復速度、その他の制御ができる。図１８Ｃは補てつ物２００''に 埋め込まれたマイクロチップ回路２１１''を示す。図示したマイクロチップ回路 ２１１''は前述したニューロン放電信号を送信器／受信器ユニット４０４''へ送 信し、また前述した処理装置信号を受信する送信／受信アンテナ２５５''を含む ことができる。マイクロチップ回路は第１の端部２０６ａ''の付近に配置できる が第２の端部２０６ｂ''の近くに埋め込むこともできる。しかし回路２１１''を 端部２０６''の近くに有するのが好ましいが、これは端部が頭蓋骨１１６''に近 く、これによって送信器／受信器４０４''との間に良好な接続を提供するためで ある。 図１８Ｄは回路２１１''の略ブロック図を示す。さらに詳しくは、図１８Ｄは 処理装置信号変調器／復調器２６５''に電気的に接続してありここからさらに電 気的に処理装置２７５''へ接続されるアンテナ２５５''が図示してある。アンテ ナ２５５''は患者に対してほとんど或るいは全く障害を与えずに患者頭皮を透過 することのできる電磁搬送波で変調することのできる処理装置信号を受信する。 電磁搬送波の周波数は送信器／受信器４０４''との間で最良のリンクを提供する ような何らかの周波数とすることができる。アンテナ２５５''は電磁波を変調器 ／復調器２６５''へ送信し、ここで電磁波を復調してさらに処理装置２７５''へ 中間処理装置信号を出力する。処理装置２７５''は中間処理装置信号を受信して デジタル化し、デジタル情報を取り出すアナログ−デジタル変換器２６７''を含 むことができる。処理装置２７５''はこのデジタル情報を処理して得られた処理 済み情報を配線２３２''経由で接点２２２''へ接続してある駆動回路／受信器２ ７７''へ出力する。駆動回路／受信器２７７''は処理済み情報にしたがって接点 ２２０''を刺激する。 支持２２６''は内容を本明細書の参照に含めてあるミシガン大学アンアーバー 校、集積センサー回路センターによる"Possible Multichannnel Recording and Stimulating Electrode Arrays: A Catalog of Available Designs" （多チャン ネル記録兼刺激電極アレイ：利用可能な設計のカタログ）の図３から図５に図示 してあるプローブの１つの能動型（オンチップ電子回路２１１''を有する）とす ることができる。これ以外のたとえばPMT Corporation，1500 Park Road，Chanh assen，MN，55317 から入手可能なDepthalon Depth Electrodesなどのオンチッ プ電子回路の別の電極と相互接続ケーブルを支持または電極２２６''として用い ることができる。このような別のオンチップ型としては上記で説明した前述のIt rel IIシステムがある。 電気接点２２０''は、幾つかの電極のような低インピーダンス接点（数Ωから 数ＫΩ）に対向して、高インピーダンス接点（ＭΩ）として動作させる必要があ る。これにより接点は小電流（数ミリアンペアに対向して数マイクロアンペア） を出力でき、これは患者の一次聴覚皮質に印加される電位をほぼ数百ミクロンの 範囲に限定させるのに役立つ。印加された電荷の局在は神経細胞対の胞体構造間 隔に対応する。 補てつ物２００''は聴覚皮質１５０''の長手方向に沿って取り付けられるが、 聴覚皮質１５０''は横側頭回にありシルビウス溝の奥深くに埋没している。その ため、聴覚皮質の局在は脳の露出表面からの観察だけで決定することができない 。従ってＭＲＩイメージング技術を使用して聴覚皮質１５０''の正確な方向を描 出する必要がある。 ある個人の脳の１枚の冠状断面画像だけでは聴覚皮質１５０''の正確な方向の 描出はできない。むしろ一連の画像を撮影してこれによる３次元ＭＲＩ画像を構 築する必要がある。このような画像が構築されれば、その画像を形成するデジタ ルデータを変換してシルビウス溝の描写を提供することができる。これによって 縁堤状の陰影部として聴覚皮質１５０''を描出させる。つまり、デジタル画像の 最上部の組織を「剥し」てシルビウス溝を露出させ、その結果聴覚皮質１５０'' を画像から「引き出す」ことができる。この方法は、"Three-dimensional In Vi vo Mapping of Brain Lesions in Humans"by Hanna Damasio，MD，RandallFrank に解説されており、これの内容は本明細書で参照に含めてある。 図１９Ａは冠状断面３１０''に交差する平面Ａの側面図ならびにシルビウス溝 ３１６''を露出した冠状断面３１０''の略図を示す。図１９Ｂおよび図１９Ｃは 組織をデジタル的に「剥いて」聴覚皮質１５０''を露出させる前後の冠状断面３ １０''を示す。１つまたはそれ以上の得られた陰影部３２０''が図１９Ｃに描写 されておりこの陰影部は図１７Ｂの聴覚皮質１５０''に対応するものである。陰 影部３２０''はシルビウス溝３１６''の下側にある組織を再構成して３次元画像 を提供するまで現れない。 陰影部３２０''の正確な局在と方向また結果として聴覚皮質１５０''がこのよ うな３次元ＭＲＩ画像処理技術を用いて決定されたなら、実際の１次聴覚皮質１ ５０''を外科的に露出させて補てつ物２００''を聴覚皮質１５０''に正確に挿入 することができる。神経補てつ聴覚装置の危険利益率 聴覚神経補てつ装置の臨床的有用性は幾つかの変数に依存しており、そのうち でもっとも重要なものは任意の装置における危険利益率である。理想的な装置は 患者の全身的健康に対する危険なしに聴覚を効果的に回復させるものである。２ 種類の装置の際だった特徴について以下で概説する。 聴覚皮質１５０は側頭葉１５６に位置し、神経外科医は広範な手術中に日常的 に脳のこの部分を露出させている。非優位側側頭葉では、脳幹とは異なり、聴覚 皮質は重要な構造に取り囲まれていない。ある患者が非優位側聴覚皮質の腫瘍侵 潤と診断された場合、たとえば、神経外科医はこの組織をほとんど合併症の危険 なしに切除することができる。 別の例は難治性癲癇での側頭葉手術である。この手術を受ける多くの患者は全 身的な健康状態が良好だが頻回の欠神発作に苦しめられている。一般に、慢性癲 癇は生命を脅かすような状態になく、多くの患者は働き家族を設けることのでき る数十年の間にわたって欠神発作を有している。 癲癇の多くの形態は医学的に「許容される」ので、癲癇の治癒を目指した外科 的処置は、これが著効を奏し罹病率または致死率が非常に低い場合に限って適応 とされる。全身的な健康状態が良好な正しく選択された患者は難治性癲癇につい て選択的非優位側側頭葉切除術に続発する有意な神経学的合併症を発症する可能 性が１％以下、また欠神発作が治癒する確率は７０％である。危険利益率が患者 の利益に強く傾いている。非優位側聴覚皮質への刺激神経補てつ電極の装着を目 的に設計された手術は局部麻酔下で実施することができ手術時間は２時間以下で ある。この術式は標準的な癲癇の切除術よりも医学的危険性が低い。 耳鳴 電極１０４''は耳鳴のある患者の一次聴覚皮質に脳定位的に装着される。これ は局部麻酔下に標準型脳定位頭部固定フレームを用いて行なうことができる。つ まり、図１９Ａ〜図１９Ｃの前述した３次元コンピュータＭＲＩ再構成法を用い て聴覚皮質１５０''の標的とする領域に脳定位的に電極１０４''を装着する。患 者に一連のトーンを呈示して電極１０４''に沿ってニューロンの胞体ごと応答を マッピングすることにより正しく配置されているかを確認する。 聴覚障害の患者では、このマッピング法は不可能だが、電極１０４''に沿って 各種接点へ供給する微小刺激電流を用いて行なうことはできる。聴覚障害患者は 刺激に付随して認識する音の相対ピッチを表現し、これによって患者の耳なりに もっとも良く適合する電気刺激部位とパラメータを決定する。このアプローチを 視床（ＭＧＮ）に用いることもできるが、好適実施例は皮質における移植につい てのものである。刺激電極１０４''が皮質の正しい領域にまたはＭＧＮの正しい 領域に装着されているか否かとは無関係に、電極１０４''はケーブル１０８''経 由で、さらに詳しくは配線２３２ａ''経由で刺激装置４１０''に結合される。 長手方向の支持２２６''は剛性の支持または剛性の導入装置を備えた可撓性配 線とすることができ、患者の脳内に医師が電極１０４''を導入しこれに続けて前 記剛性の導入装置を抜去することで聴覚皮質１５０''に電気接点２２０''を露出 させることができる。長手方向の支持２２６''は、ミシガン大学アンアーバー校 、集積センサー回路センターによる"Possible Multichannnel Recording and St imulating Electrode Arrays: A Catalog of Available Designs" （多チャンネ ル記録兼刺激電極アレイ：利用可能な設計のカタログ）の図３から図５に図示し てあるプローブの１つとすることができ、これの内容は本明細書の参照に含めて ある。これ以外のたとえばPMT Corporation，1500 Park Road，Chanhassen，MN ，55317 から入手可能なDepthalon Depth Electrodesなどの電極および相互接続 ケーブルを支持２２６''としてまた電気接点２２０''と会話処理装置（図２０Ａ の４１０''）の間の電極カプラーに使用しても良い。 電気接点２２０''は電極の幾つかのような低インピーダンス接点（数Ωから数 ＫΩ）に対向して高インピーダンス接点（ＭΩ）として動作する必要がある。こ れにより接点は小電流（数ミリアンペアに対向して数マイクロアンペア）を出力 できる。これは患者の一次聴覚皮質に印加される電位をほぼ数百ミクロンの範囲 に限定させる。印加された電荷の局在は神経細胞対の胞体構造間隔に対応する。 電極１０４''は聴覚皮質１５０''の長手方向に沿って取り付けられる。しかし 聴覚皮質１５０''は横側頭回にありシルビウス溝の奥深くに埋没している。その ため、これの局在は脳の露出表面からの観察だけで決定することができない。従 ってＭＲＩイメージング技術を使用して聴覚皮質１５０''の正確な方向を描出す る必要がある。 ある個人の脳の１枚の冠状断面画像では聴覚皮質１５０''の正確な方向の描出 はできない。むしろ一連の画像を撮影してこれによる３次元ＭＲＩ画像を構築す る必要がある。このような画像が構築されれば、その画像を形成するデジタルデ ータを変換してシルビウス溝の描写を提供することができる。これによって縁堤 状の陰影部として聴覚皮質１５０''を描出させる。つまり、デジタル画像の最 上部の組織を「剥し」てシルビウス溝を露出させ、その結果聴覚皮質１５０''を 画像から「引き出す」ことができる。この方法は、"Three-dimensional In Vivo Mappingof Brain Lesions in Humans"by Hanna Damasio，MD，Randall Frank に解説されており、これの内容は本明細書で参照に含めてある。 図１９Ａは冠状断面３１０''に交差する平面Ａの側面図ならびにシルビウス溝 ３１６''を露出した冠状断面３１０''の略図を示す。図１９Ｂおよび図１９Ｃは 組織をデジタル的に「剥いて」聴覚皮質１５０''を露出させる前後の冠状断面３ １０''を示す。１つまたはそれ以上の得られた陰影部３２０''が図１９Ｃに描写 されておりこの陰影部は図１７Ｂの聴覚皮質１５０''に対応するものである。陰 影部３２０''はシルビウス溝３１６''の下側にある組織を再構成して３次元画像 を提供するまで現れない。陰影部３２０''の正確な局在と方向また結果として聴 覚皮質１５０''がこのような３次元ＭＲＩ画像処理技術を用いて決定されたなら 、実際の１次聴覚皮質１５０''を外科的に露出させて補てつ物２００''を聴覚皮 質１５０''に正確に挿入することができる。 刺激電極 図２０Ａは本発明の１つの実施例による耳鳴患者に存在する異常な電気活動を ブロックおよび／またはマスキングするための多接点記録／刺激電極システム１ ００''を示す。さらに詳しくは、システム１００''はコネクタ１１２''経由でケ ーブル１０８''へ接続された多接点刺激／記録電極１０４''を含む。ケーブル１ ０８''は頭蓋骨１１６ａ''のドリル孔開口部１２０''において頭蓋骨１１６ａ'' に入り、脊柱（胸郭または腹腔）の皮下組織に装着した刺激装置４１０''に接続 される。 図２０Ｂは電極システム１００''の多接点刺激／記録電極１０４''の拡大図を 示す。多接点刺激／記録電極１０４''は第１の端部２０６ａ''と鈍化してあるま たは円滑に湾曲している第２の端部２０６ｂ''とを有する。電極１０４''は長手 方向の支持２２６''に沿って電気接点２２０''を有する。支持２２６''は数ミリ メートル長から数センチメートル長までの何らかの長さとすることができる。電 気接点２２０''は第１の端部２０６ａ''で利用可能なそれぞれの配線２３２''を 経由して個別に電気的に通電できる小さな金属パッドである。配線２３２''は刺 激装置４１０''（図２０Ａ参照）に結合されたリード線２３８''を有する。電気 接点２２０''は約１０ミクロンから数ミリメートル離してまた好ましくは約５０ から１５０ミクロン離して配置してある。第１の端部２０６ａ''付近の電気接点 ２２０''への電圧印加により聴覚皮質１５０''に低いトーン（または高いトーン −−問題とする患者によって決定される）の刺激が得られ（図１７Ａおよび図１ ７Ｂ参照）、第２の端部２０６ｂ''付近の電気接点２２０''への電圧印加により 聴覚皮質１５０''に高いトーン（または低いトーン）の刺激が得られる。 電極１０４''は耳鳴のある患者の一次聴覚皮質に脳定位的に装着される。これ は局部麻酔下に標準型脳定位頭部固定フレームを用いて行なうことができる。つ まり、図１９Ａ〜図１９Ｃの前述した３次元コンピュータＭＲＩ再構成法を用い て聴覚皮質１５０''の標的とする領域に脳定位的に電極１０４''を装着する。患 者に一連のトーンを呈示して電極１０４''に沿ってニューロンの胞体ごと応答を マッピングすることにより正しく配置されているかを確認する。 聴覚障害の患者では、このマッピング法は不可能だが、電極１０４''に沿って 各種接点へ供給する微小刺激電流を用いて行なうことはできる。聴覚障害患者は 刺激に付随して認識する音の相対ピッチを表現し、これによって患者の耳なりに もっとも良く適合する電気刺激部位とパラメータを決定する。このアプローチを 視床（ＭＧＮ）に用いることもできるが、好適実施例は皮質における移植につい てのものである。刺激電極１０４''が皮質の正しい領域にまたはＭＧＮの正しい 領域に装着されているか否かとは無関係に、電極１０４''はケーブル１０８''経 由で、さらに詳しくは配線２３２ａ''経由で刺激装置４１０''に結合される。 刺激装置４１０''は慢性電気刺激装置である。この刺激装置は充分に試験され ており広く利用できる。例としては慢性後背痛および四肢痛に用いられるメドト ロニクス製の慢性硬膜外刺激装置と脳深部刺激装置、ならびにほとんど全ての種 類の蝸牛インプラントを含む。 図２１は支持２２６''または電極１０４''が患者の脳の標的領域５０３''（聴 覚やまたは視床）にどのように移植されるかを示す。前述したように、脳の標的 領域５０３''は図１９Ａ〜図１９Ｃに関連して前述したような脳定位技術を用い て決定される。標的領域５０３''を決定したら、ステップ１では定位導入プロー ブ５０７''をメスのカプラー弁５２１''を有する装着端５１７''に取り付ける（ 図１８Ｂおよび図２０Ｂ参照）。プローブ５０７''は標準的な定位導入プローブ である。さらに詳しくは、プローブ５０７''を装着端５１７''に取り付けるステ ップ１は挿入チップ５２５''を収縮しているまたは拡張していない脳アンカー１ ２２''内部に含まれるメスのカプラー弁５２１''へ挿入することによる。脳アン カー１２２''はゴム、プラスチック、または患者に何らかの副次的合併症を惹起 することのないような何らかの材料とすることができる。ステップ２は脳の標的 領域５０３''へ支持２２６''または電極１０４''を挿入することによる。ステッ プ３はプローブ５０７''の後端５３１''にガス、液体、または展性のある固体材 料５３５''を導入することにより脳アンカー１２２''を膨らませることである。 最後に、ステップ３が完了しアンカー１２２''が膨らむかまたは拡大したら、ス テップ４は支持２２６''または電極１０４''の装着端５１７''からプローブ５０ ７''を取り外しドリル孔１２０''を塞ぐことである。しかし取り外し前に、医師 は前述したように患者に一連の質問を導入し最適な効果のために支持２２６''ま たは電極１０４''の方向を断続的に調節することができる。これらの質問は支持 ２２６''がほとんど聴こえない患者の標的領域５０３''に導入されているのかま たは電極１０４''が耳鳴患者の標的領域５０３''に導入されているのかによって 異なる。前者の場合の質問方法は支持２２６''に関連して前述したような方法で 行なう。後者の質問方法は前述した通りで後者の質問にはプローブ５０７''を用 いた電極１０４''の位置の反復的な調節と耳鳴の影響が改善されたかまたは悪化 したかを最適な方向が決定されるまで患者に質問することによる。 聴覚のためと耳鳴のための神経補てつ物の前述の移植技術は迅速かつ安全で、 たとえば医学的に難治性の欠神発作と診断された患者で１００以上の聴覚皮質領 域電極移植が施術されている。耳鳴の場合の移植術に関しては、電極１０４''は 異常な神経電気活動が推定される正確な部位に装着されるので、異常な神経電気 活動を遮断するまたは改変する上でさらに効果的であり、これによって耳鳴を排 除している。さらに、予備試験においては中枢聴覚系内部の電極１０４''の装着 によって患者は音を知覚できるようになり、これは蝸牛移植に反応しない原因に よる聴覚障害の患者も適応になると思われる。また、聴覚皮質での刺激は良好な 聴覚を有している耳鳴患者の聴覚を障害しない。 図２２は本発明の別の実施例による２本の長手方向の支持（電極）２２６ａ'' および２２６ｂ''を含む電極システム５１０''を示す。ここで支持はシステム５ １０''が聴力障害患者に適用されるのかまたは耳鳴患者に適用されるのかによっ て、それぞれ図１８Ａの支持２００''または図２０Ａの多接点刺激兼記録電極１ ０４''に対応している−−後者の場合に対応する参照番号は以下では括弧内に示 してある。長手方向の支持２２６ａ''は、支持２００''（多接点電極１０４''） が会話処理装置４１０''（刺激装置４１０''' ）に接続されたのと同じ方法で、 即ち送信器／受信器リンク４０４''（４０４''' ）経由で、送信器／受信器４０ ４''（耳鳴患者では４０４''' ）を経由して会話処理装置４１０''（刺激装置４ １０''' ）に接続される。上記の教示に鑑み本発明の数多くのさらなる変更およ び変化が可能である。したがって本発明は特に請求した以外の方法で実現するこ ともできるものと理解されるべきである。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (31)優先権主張番号 ０８／３３２，７５７ (32)優先日 1994年11月１日 (33)優先権主張国 米国（ＵＳ） (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，Ｍ Ｃ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＡＵ，ＣＡ，ＪＰ (72)発明者 マカロク，ティモシィ，エム. アメリカ合衆国 52246 アイオワ州 ア イオワ シティ エリオット コート 763 (72)発明者 バウア，キャロル，エイ. アメリカ合衆国 77056 テキサス州 ヒ ューストン セイジ ロード 3525 アパ ートメント 1514

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．患者の一次聴覚皮質への神経補てつ装置であって、 オーディオ情報を受け取って処理するためと処理済み電気信号を出力するため の会話処理装置と、 複数の電気接点を有し前記一次聴覚皮質に装着される支持部材であって、前記 支持部材は前記一次聴覚皮質に装着され前記複数の電気接点のそれぞれが前記処 理済み電気信号にしたがって電気放電を出力する支持部材と、 前記電気接点を前記会話処理装置へ電気的に接続するための電気接続手段と を具えたことを特徴とする神経補てつ装置。 ２．前記支持部材は前記一次聴覚皮質に装着され、前記複数の電気接点は前記複 数の電気接点のそれぞれが前記一次聴覚皮質のジオメトリ的に離れたロケーショ ンを刺激するように配置されたことを特徴とする請求項１に記載の神経補てつ装 置。 ３．前記電気接続手段はそれぞれが前記複数の電気接点に接続される複数のリー ド線を含むことを特徴とする請求項１に記載の神経補てつ装置。 ４．前記支持部材を所定位置に保持するための停止部材をさらに具えたことを特 徴とする請求項１に記載の神経補てつ装置。 ５．前記支持部材が棒であることを特徴とする請求項１に記載の神経補てつ装置 。 ６．前記電気接点は前記支持部材に沿ってほぼ等間隔に配置されることを特徴と する請求項１に記載の神経補てつ装置。 ７．前記電気接点はほぼ５０ないし１５０ミクロンの間隔で離間していることを 特徴とする請求項１に記載の神経補てつ装置。 ８．前記支持部材は可撓性支持部材であり、さらに剛性の套管を含み、前記可撓 性支持部材は前記剛性の套管に挿入されて前記一次聴覚皮質において前記支持部 材の挿入を補助するようにしたことを特徴とする請求項１に記載の神経補てつ装 置。 ９．前記一次聴覚皮質に定位的に装着される少くとも１つのさらなる支持部材を さらに含み、前記少くとも１つのさらなる支持部材はさらに複数の電気接点を有 し、前記さらなる複数の電気接点のそれぞれは前記処理済み電気信号にしたがっ てさらなる電気放電を出力し、前記電気接続手段はさらに前記さらなる電気接点 を前記会話処理装置へ電気的に接続したことを特徴とする請求項１に記載の神経 補てつ装置。 １０．患者の一次聴覚皮質への神経補てつ装置であって、 オーディオ情報を受け取って処理するためと処理済み電気信号を出力するため の会話処理装置と、 前記一次聴覚皮質に沿って定位的に装着される支持部材であって、前記支持部 材に沿って約５０ないし１５０ミクロン離れてほぼ等間隔に配置される複数の電 気接点を含み、前記複数の電気接点のそれぞれは前記処理済み電気信号にしたが って独立して電気放電を出力する支持部材と、 前記電気接点を前記会話処理装置へ電気的に接続するための電気接続手段と を具えたことを特徴とする神経補てつ装置。 １１．請求項１に記載の支持部材を移植する方法であって 前記患者の脳の３次元デジタル画像を撮影し前記３次元デジタル画像をコンピ ュータのメモリに記憶するステップと、 前記３次元デジタル画像からデータをデジタル的に減算して前記患者の脳にお ける前記一次聴覚皮質の方向を表わす変更した３次元デジタル画像を取得するス テップと、 前記変更した３次元デジタル画像をガイドとして使用し前記一次聴覚皮質に前 記支持部材を挿入するステップと を具えたことを特徴とする方法。 １２．前記処理済み電気信号を前記複数の電気接点に反復的に出力するステップ と、 前記患者が前記反復的に出力するステップの影響を表現することにより前記一 次聴覚皮質における前記支持部材の方向を調節するステップと をさらに具えたことを特徴とする請求項１１に記載の方法。 １３．前記反復的に出力するステップは、前記一次聴覚皮質が別々の聴覚トーン に対応するジオメトリ的に離れたロケーションで刺激されるような信号を出力す るステップを含むことを特徴とする請求項１２に記載の方法。 １４．前記支持部材を所定位置に保持するための停止部材をさらに含むことを特 徴とする請求項１０に記載の神経補てつ装置。 １５．前記電気接点は前記支持部材に沿ってほぼ均等に配置されることを特徴と する請求項１に記載の神経補てつ装置。 １６．前記電気接続手段に接続された球をさらに含み、前記停止部材は前記球を 保持するためのカップを有することを特徴とする請求項４に記載の神経補てつ装 置。 １７．前記支持部材が前記一次聴覚皮質に挿入されたら前記球を被覆するための リッドをさらに含むことを特徴とする請求項１６に記載の神経補てつ装置。 １８．前記リッドは前記電気接続手段を通すための切り込みを有することを特徴 とする請求項１７に記載の神経補てつ装置。 １９．耳鳴の患者のための神経補てつ装置であって、 電気信号を出力するための刺激装置と、 患者の大脳皮質と視床の一方に装着され、複数の電気接点を有し、前記刺激装 置へ電気的に接続され、前記複数の電気接点のそれぞれが前記電気信号にしたが って電気放電を出力する電極と を具えたことを特徴とする神経補てつ装置。 ２０．前記電極は前記皮質に装着され前記複数の電気接点は前記複数の電気接点 が前記皮質のジオメトリ的に離れたロケーションを刺激するように装着されたこ とを特徴とする請求項１９に記載の神経補てつ装置。 ２１．前記複数の電気接点を前記刺激装置に電気的に接続するための電気接続手 段をさらに具えたことを特徴とする請求項１９に記載の神経補てつ装置。 ２２．前記電極を所定位置に保持するための停止部材をさらに具えたことを特徴 とする請求項１９に記載の神経補てつ装置。 ２３．前記電極が円筒状であることを特徴とする請求項１９に記載の神経補てつ 装置。 ２４．前記電気接点は前記電極に沿ってほぼ均等に配置されたことを特徴とする 請求項１９に記載の神経補てつ装置。 ２５．前記電気接点は約５０ないし１５０ミクロンの間隔で離間していることを 特徴とする請求項１９に記載の神経補てつ装置。 ２６．前記皮質に定位的に装着される少くとも１つのさらなる電極をさらに含 み、前記少くとも１つのさらなる電極は前記刺激装置へ電気的に接続されたさら に複数の電気接点を有し、前記さらなる複数の電気接点のそれぞれはさらなる電 気信号を出力することを特徴とする請求項１９に記載の神経補てつ装置。 ２７．前記刺激装置は充分な電気出力で電気信号を調節自在に出力して前記患者 の耳鳴の影響を排除できるようにしたことを特徴とする請求項１９に記載の神経 補てつ装置。 ２８．耳鳴患者用神経補てつ装置であって、 電気信号を出力するための刺激装置と、 前記患者の一次聴覚皮質に沿って定位的に装着される電極であって、前記電極 に沿って約５０ないし１５０ミクロンの間隔でほぼ等間隔に配置された複数の電 気接点を有し、前記複数の電気接点のそれぞれは前記電気信号にしたがって電気 放電を独立して出力する電極と、 前記電気接点を前記刺激装置へ電気的に接続するための電気接続手段と を具えたことを特徴とする神経補てつ装置。 ２９．請求項１９に記載の電極を移植する方法であって、 前記患者の脳の３次元デジタル画像を撮影し前記３次元デジタル画像をコンピ ュータのメモリに記憶するステップと、 前記３次元デジタル画像からデータをデジタル的に減算して前記患者の脳にお ける前記皮質の方向を表わす変更した３次元デジタル画像を取得するステップと 、 前記変更した３次元デジタル画像をガイドとして使用し前記電極を前記皮質に 挿入するステップと を具えたことを特徴とする方法。 ３０．前記電気信号を前記複数の電気接点に反復的に出力するステップと、 前記患者が前記反復的に出力するステップの影響を表現することにより前記一 次聴覚皮質における前記支持部材の方向を調節するステップと をさらに具えたことを特徴とする請求項２９に記載の方法。 ３１．前記反復的に出力するステップは、前記一次聴覚皮質が別々の聴覚トーン に対応するジオメトリ的に離れたロケーションで刺激されるような信号を出力す るステップを具えたことを特徴とする請求項３０に記載の方法。 ３２．前記反復的に出力するステップは、前記ジオメトリ的に離れたロケーショ ンにおいて可変出力の信号を反復的に出力するステップを具えたことを特徴とす る請求項２９に記載の方法。 ３３．前記電気接点は前記電極に沿ってほぼ等間隔に配置されていることを特徴 とする請求項１９に記載の神経補てつ装置。 ３４．耳鳴患者用の神経補てつ装置であって、 異常な神経活動を低減する薬剤を入れるための薬剤タンクと、 前記薬剤タンクに接続されており前記患者の皮質と視床の一方に装着され、複 数のポートを有し、前記複数のポートのそれぞれは前記患者の皮質と視床の前記 一方の内部の様々なジオメトリ的ロケーションに前記薬剤を放出する薬剤供給カ テーテルと、 を具えたことを特徴とする神経補てつ装置。 ３５．前記電極は、 電気信号を出力するための刺激装置と、 前記カテーテルに装着され、前記刺激装置へ電気的に接続してある複数の電気 接点を有し、前記複数の電気接点のそれぞれは前記電気信号にしたがって電気放 電を出力し前記患者の皮質と視床の前記一方における電気放電を受け入れる刺激 兼記録電極と、 をさらに具えたことを特徴とする請求項３４に記載の神経補てつ装置。 ３６．請求項３４に記載のカテーテルを移植する方法であって、 前記患者の脳の３次元デジタル画像を撮影し前記３次元デジタル画像をコンピ ュータのメモリに記憶するステップと、 前記３次元デジタル画像からデータをデジタル的に減算して前記患者の脳にお ける前記一次聴覚皮質の方向を表わす変更した３次元デジタル画像を取得するス テップと、 前記変更した３次元デジタル画像をガイドとして使用し前記一次聴覚皮質に前 記カテーテルを挿入するステップと を具えたことを特徴とする方法。 ３７．前記電気信号を前記複数の電気接点に反復的に出力するステップと、 前記患者が前記反復的に出力するステップの影響を表現することにより前記一 次聴覚皮質における前記電極の方向を調節するステップと をさらに具えたことを特徴とする請求項３６に記載の方法。 ３８．前記複数のポートのそれぞれが前記患者の皮質と視床の前記一方の内部の 各種ジオメトリ的ロケーションへ前記薬剤を微量注入することを特徴とする請求 項３４に記載の耳鳴患者用神経補てつ装置。 ３９．前記電気接点は前記患者の皮質と視床の前記一方で発生する電気放電をさ らに検出できるようにしたことを特徴とする請求項１９に記載の神経補てつ装置 。 ４０．前記薬剤は異常な神経活動を排除することを特徴とする請求項３４に記載 の神経補てつ装置。 ４１．前記薬剤は前記異常神経活動を抑圧することにより耳鳴の影響を抑圧する ことを特徴とする請求項３４に記載の神経補てつ装置。 ４２．前記薬剤は神経伝達物質阻害剤を含むことを特徴とする請求項３４に記載 の神経補てつ装置。 ４３．前記薬剤は抗痙攣剤を含むことを特徴とする請求項３４に記載の神経補て つ装置。 ４４．前記薬剤はダイランチンとＧＡＢＡの一方を含むことを特徴とする請求項 ３４に記載の神経補てつ装置。 ４５．外部装置から処理済み電気信号を受信するための患者の脳標的領域への無 線神経補てつ装置であって、 前記脳表的領域に装着され複数の電気接点を有する電極と、 前記複数の電気接点に電気的に接続され、前記処理済み電気信号を受信して前 記処理済み電気信号にしたがって前記複数の電気接点へ選択的に電気放電を出力 するための回路と、 を具えたことを特徴とする無線神経補てつ装置。 ４６．前記複数の電気接点は前記脳標的領域内にジオメトリ的に配置されたこと を特徴とする請求項４５に記載の無線神経補てつ装置。 ４７．前記複数の接点はそれぞれ複数の配線により前記回路に電気的に接続され たことを特徴とする請求項４５に記載の無線神経補てつ装置。 ４８．前記回路は実質的に前記電極内に含まれることを特徴とする請求項４５に 記載の無線神経補てつ装置。 ４９．前記電極は装着端と挿入端とを有し、前記挿入端は全機能に挿入され、前 記回路は前記装着端付近に配置されたことを特徴とする請求項４５に記載の無線 神経補てつ装置。 ５０．前記電極に機械的に取り付けられて脳の拍動があっても前記電極が前記標 的とする脳領域に保定されるようにするための脳アンカーをさらに具えたことを 特徴とする請求項４５に記載の無線神経補てつ装置。 ５１．前記脳アンカーは膨張自在な脳アンカーを具えたことを特徴とする請求項 ５０に記載の無線神経補てつ装置。 ５２．請求項５０に記載の無線神経補てつ装置を挿入する方法であって、 脳定位導入用プローブを前記装着端に取り付けるステップと、 前記脳の標的領域に前記電極を挿入するステップと、 ガス、液体、および展性の固体材料を前記電極の前記装着端に導入するステッ プと、 前記プローブを前記電極の前記装着端から取り外すステップと を具えたことを特徴とする方法。 ５３．前記取り付けステップは拡張していない脳アンカー内部に含まれるカプラ ー弁に前記プローブの挿入チップを挿入するステップを具えたことを特徴とする 請求項５２に記載の方法。 ５４．前記患者に対して反復的に一連の質問を行なって前記電極の方向を間歇的 に調節するステップをさらに具えたことを特徴とする請求項５２に記載の方法。 ５５．前記脳アンカーはゴムとプラスチックの少くとも一方を含むことを特徴と する請求項５０に記載の装置。 ５６．患者の標的脳領域への無線神経補てつシステムであって、 処理済み電気信号を出力するための処理装置と、 前記標的脳領域に装着され、複数の電気接点を有する電極であって、前記電極 は前記標的脳領域に装着されて前記複数の電気接点のそれぞれが前記処理済み電 気信号にしたがって電気放電を出力する電極と、 前記複数の電気接点に接続されて、前記処理済み電気信号を受信し前記処理済 み電気信号に従い前記複数の電気接点に電気放電を出力するための回路と を具えたことを特徴とする無線神経補てつシステム。 ５７．患者の一次聴覚皮質への神経補てつ装置であって、 オーディオ情報を受信し処理するためと処理済み電気信号を出力するための会 話処理装置と、 前記一次聴覚皮質に装着され、複数の電気接点を有する電極であって、前記電 極は前記一次聴覚皮質に装着されて前記複数の電気接点のそれぞれが前記処理済 み電気信号に従って電気放電を出力する電極と、 前記複数の電気接点に電気的に接続されて前記処理済み電気信号を受信し前記 処理済み電気信号に従って前記複数の電気接点へ電気放電を出力するための回路 と を具えたことを特徴とする神経補てつ装置。 ５８．前記電極は前記一次聴覚皮質に装着され、前記複数の電気接点は前記複数 の電気接点のそれぞれが前記一次聴覚皮質のジオメトリ的に別のロケーションを 刺激するように装着されたことを特徴とする請求項５７に記載の神経補てつ装置 。 ５９．前記電気接点は前記電極に沿ってほぼ等間隔に配置されたことを特徴とす る請求項５７に記載の神経補てつ装置。 ６０．前記電気接点は約５０ないし１５０ミクロンの間隔で離間していることを 特徴とする請求項５７に記載の神経補てつ装置。 ６１．耳鳴患者用の神経補てつ装置であって、 電気信号を出力するための刺激装置と、 患者の大脳皮質と視床の一方に装着され、複数の電気接点を有し、前記刺激装 置へ電気的に接続され、前記複数の電気接点のそれぞれが前記電気信号にしたが って電気放電を選択的に出力する電極と を具えたことを特徴とする神経補てつ装置。 ６２．前記一次聴覚皮質と視床の一方に定位的に装着される少くとも１つのさら なる電極をさらに含み、前記少くとも１つのさらなる電極は前記刺激装置に電気 的に接続されたさらに複数の電気接点を有し、前記さらなる複数の電気接点のそ れぞれは前記処理済み電気信号にしたがってさらなる電気放電を出力するように したことを特徴とする請求項５８に記載の神経補てつ装置。 ６３．患者の一次聴覚皮質への神経補てつ装置であって、 オーディオ情報を受け取って処理するためと処理済み電気信号を出力するため の会話処理装置と、 前記一次聴覚皮質に沿って定位的に装着される電極であって、前記電極に沿っ て約５０ないし１５０ミクロン離れてほぼ等間隔に配置される複数の電気接点を 有し、前記複数の電気接点のそれぞれは前記処理済み電気信号にしたがって独立 して電気放電を出力する電極と、 前記複数の電気接点に電気的に接続されて前記処理済み電気信号を受信し前記 処理済み電気信号に従って前記複数の電気接点に電気放電を出力するための回路 と を具えたことを特徴とする神経補てつ装置。 ６４．請求項６３に記載の電極を移植する方法であって、 前記患者の脳の３次元デジタル画像を撮影し前記３次元デジタル画像をコンピ ュータのメモリに記憶するステップと、 前記３次元デジタル画像からデータをデジタル的に減算して前記患者の脳にお ける前記一次聴覚皮質の方向を表わす変更した３次元デジタル画像を取得するス テップと、 前記変更した３次元デジタル画像をガイドとして使用し前記一次聴覚皮質に前 記電極を挿入するステップと を具えたことを特徴とする方法。 ６５．前記処理済み電気信号を前記複数の電気接点に反復的に出力するステップ と、 前記患者が前記反復的に出力するステップの影響を表現することにより前記一 次聴覚皮質における前記電極の方向を調節するステップと をさらに具えたことを特徴とする請求項６４に記載の方法。 ６６．前記反復的に出力するステップは、前記一次聴覚皮質が別々の聴覚トーン に対応するジオメトリ的に離れたロケーションで刺激されるような信号を出力す るステップを具えたことを特徴とする請求項６５に記載の方法。 ６７．前記回路は前記処理済み電気信号を受信するための受信アンテナを具えた ことを特徴とする請求項４５に記載の装置。 ６８．前記回路に接続された送信アンテナをさらに含み、前記回路は前記複数の 電気接点から神経活動信号を受信して前記神経活動信号を変調した電磁波へ前記 神経活動信号変換し前記送信アンテナが前記電磁波を送信するようにしたことを 特徴とする請求項４５に記載の装置。 ６９．前記回路に接続された送信アンテナをさらに含み、前記回路は前記複数の 電気接点から神経活動信号を受信して前記神経活動信号を変調した電磁波へ前記 神経活動信号変換し前記送信アンテナが前記電磁波を送信するようにしたことを 特徴とする請求項５６に記載の装置。 ７０．前記処理装置に接続され前記電磁波を前記処理装置へ送受信するための処 理装置アンテナをさらに具えたことを特徴とする請求項６９に記載の装置。 ７１．前記処理装置は前記電磁波を復調することによって前記神経活動に対応す る信号を発生するようにしたことを特徴とする請求項７０に記載の装置。