特許 6730185 脳神経電位のモニタリング

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】特許公報(B2)

(11)【特許番号】6730185

(24)【登録日】2020年7月6日

(45)【発行日】2020年7月29日

(54)【発明の名称】脳神経電位のモニタリング

(51)【国際特許分類】

   A61B 5/05 20060101AFI20200716BHJP

   A61N 1/372 20060101ALI20200716BHJP

   A61N 1/36 20060101ALI20200716BHJP

   A61B 5/0478 20060101ALI20200716BHJP

   A61B 5/0492 20060101ALI20200716BHJP

【ＦＩ】

   A61B5/05 NZDM

   A61N1/372

   A61N1/36

   A61B5/04 300H

【請求項の数】20

【全頁数】23

(21)【出願番号】特願2016-531046(P2016-531046)

(86)(22)【出願日】2014年11月14日

(65)【公表番号】特表2017-500912(P2017-500912A)

(43)【公表日】2017年1月12日

(86)【国際出願番号】AU2014001049

(87)【国際公開番号】WO2015070281

(87)【国際公開日】20150521

【審査請求日】2017年10月26日

(31)【優先権主張番号】2013904434

(32)【優先日】2013年11月15日

(33)【優先権主張国】AU

(31)【優先権主張番号】2014901076

(32)【優先日】2014年3月26日

(33)【優先権主張国】AU

(31)【優先権主張番号】2014904271

(32)【優先日】2014年10月24日

(33)【優先権主張国】AU

(73)【特許権者】

【識別番号】513144730

【氏名又は名称】サルーダ・メディカル・ピーティーワイ・リミテッド

(74)【代理人】

【識別番号】100108453

【弁理士】

【氏名又は名称】村山 靖彦

(74)【代理人】

【識別番号】100110364

【弁理士】

【氏名又は名称】実広 信哉

(74)【代理人】

【識別番号】100133400

【弁理士】

【氏名又は名称】阿部 達彦

(72)【発明者】

【氏名】ジョン・ルイス・パーカー

(72)【発明者】

【氏名】ゲリット・エデュアルド・ジーメル

【審査官】 九鬼 一慶

(56)【参考文献】

【文献】 特表２０１３−５２７７８４（ＪＰ，Ａ）

【文献】 米国特許出願公開第２０１１／０２６４１６５（ＵＳ，Ａ１）

【文献】 特表２０１３−５２１９７９（ＪＰ，Ａ）

【文献】 米国特許出願公開第２０１３／００３５７４５（ＵＳ，Ａ１）

【文献】 米国特許第０６４６３３２８（ＵＳ，Ｂ１）

【文献】 国際公開第２０１２／１５５１８３（ＷＯ，Ａ１）

【文献】 特表２０１４−５２２２６１（ＪＰ，Ａ）

(58)【調査した分野】（Int.Cl.，ＤＢ名）

Ａ６１Ｂ ５／０４−５／０５３

Ａ６１Ｎ １／３６

Ａ６１Ｎ １／３７２

(57)【特許請求の範囲】

【請求項1】

刺激から生じる脳における神経活動を移植可能デバイスがモニタするための方法であって、前記方法は、前記デバイスが実行する、
前記脳の標的構造に刺激を印加するために刺激電極に電流を発生させるステップと、
前記標的構造と接触して移植された少なくとも１つの電極から神経測定を得るステップであって、前記神経測定が、前記標的構造で生じるいかなる遅発反応の測定値も捕捉するように構成される時間を包含し、前記遅発反応は、前記刺激によって前記標的構造で誘発される誘発複合活動電位（ECAPs）とは異なる神経反応と、前記ECAPsの後に現れる前記遅発反応と、を含む、ステップと
を含む、方法。

【請求項2】

前記神経測定が、刺激開始から１．５〜４ｍｓ後に始まる時間を包含する、請求項１に記載の方法。

【請求項3】

前記神経測定が、前記刺激開始から２〜３ｍｓ後に始まる時間を包含する、請求項２に記載の方法。

【請求項4】

前記神経測定が、前記刺激開始から５〜１０ｍｓ後に終わる時間を包含する、請求項１〜３のいずれか一項に記載の方法。

【請求項5】

前記神経測定が、前記刺激開始から５．５〜８ｍｓ後に終わる時間を包含する、請求項４に記載の方法。

【請求項6】

前記神経測定が、前記刺激開始から６．５〜７．５ｍｓ後に終わる時間を包含する、請求項５に記載の方法。

【請求項7】

前記標的構造が視床下核である、請求項１〜６のいずれか一項に記載の方法。

【請求項8】

前記神経測定が、前記遅発反応の前に、前記刺激から直接生じるいかなる複合活動電位の測定値も捕捉するようにも構成された時間を包含する、請求項１〜７のいずれか一項に記載の方法。

【請求項9】

前記デバイスが実行する、病状を診断するために前記遅発反応の特徴を健全な範囲と比較するステップをさらに含む、請求項１〜８のいずれか一項に記載の方法。

【請求項10】

病状を診断するために、経時的な変化に対して前記遅発反応の特徴をモニタするステップをさらに含む、請求項１〜９のいずれか一項に記載の方法。

【請求項11】

前記遅発反応の前記特徴が、前記遅発反応の存在、振幅、形態およびレイテンシのうちの１つまたは複数である、請求項９または１０に記載の方法。

【請求項12】

前記いかなる遅発反応の測定値も、前記刺激の治療効果を判断するために使用される、請求項１〜１１のいずれか一項に記載の方法。

【請求項13】

前記いかなる遅発反応の測定値も、薬の治療効果を判断するために使用される、請求項１〜１２のいずれか一項に記載の方法。

【請求項14】

前記デバイスが実行する、前記診断に基づいて治療反応の順序付け、要求または投与を行うステップをさらに含む、請求項９〜１３のいずれか一項に記載の方法。

【請求項15】

前記治療反応が、標的レベルまたは標的プロファイルに神経活動を規制するためのものである、請求項１４に記載の方法。

【請求項16】

前記遅発反応が、ユーザによって服用される薬の効力を判断するために使用され、前記治療反応が、薬の効果がなくなるにつれて経時的に刺激パラダイムを調整するためのものである、請求項１３および１４に記載の方法。

【請求項17】

前記遅発反応から判断された前記治療効果が、理想的な場所または向きで電極を移植する上で外科医を支援するために手術中に前記デバイスによって使用される、請求項１〜１６のいずれか一項に記載の方法。

【請求項18】

前記遅発反応の前記測定に影響を及ぼすベータ帯域振動を評価するために、前記遅発反応の複数の測定をモニタするステップをさらに含む、請求項１〜１７のいずれか一項に記載の方法。

【請求項19】

刺激から生じる脳における神経活動をモニタするための移植可能デバイスであって、
１つまたは複数の刺激電極から前記脳の標的構造に送るべき刺激を提供するための刺激源と、
前記標的構造と接触する検知電極から神経測定を得るための測定回路であって、前記神経測定が、前記標的構造で生じるいかなる遅発反応の測定値も捕捉するように構成される時間を包含し、前記遅発反応は、前記刺激によって前記標的構造で誘発される誘発複合活動電位（ECAPs）とは異なる神経反応と、前記ECAPsの後に現れる前記遅発反応と、を含む、測定回路と
を備える、デバイス。

【請求項20】

刺激から生じる脳における神経活動をモニタするための非一時的なコンピュータ可読媒体であって、１つまたは複数のプロセッサによって実行されると、以下の性能、すなわち、
前記脳の標的構造に刺激を印加する性能と、
前記標的構造と接触して移植された少なくとも１つの電極から神経測定を得る性能であって、前記神経測定が、前記標的構造で生じるいかなる遅発反応の測定値も捕捉するように構成される時間を包含し、前記遅発反応は、前記刺激によって前記標的構造で誘発される誘発複合活動電位（ECAPs）とは異なる神経反応と、前記ECAPsの後に現れる前記遅発反応と、を含む、性能と
をもたらす命令を含む、コンピュータ可読媒体。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

関連出願の相互参照
この出願は、２０１３年１１月１５日に出願された豪州仮特許出願第２０１３９０４４３４号明細書、２０１４年３月２６日に出願された豪州仮特許出願第２０１４９０１０７６号明細書および２０１４年１０月２４日に出願された豪州仮特許出願第２０１４９０４２７１号明細書の利益を主張し、その各々は、参照により本明細書に組み込まれる。

【0002】

本発明は、脳における神経変調に関し、具体的には、刺激の治療効果をモニタするため、薬の治療効果をモニタするため、または、病状をモニタするために、刺激から生じる脳における活動の神経測定をモニタするための方法に関する。

【背景技術】

【0003】

神経変調は、治療効果を生み出すために、電気刺激を生体組織に印加することを伴う。神経変調は、経皮的電気神経刺激（ＴＥＮＳ）、経頭蓋磁気刺激（ＴＭＳ）によるものなど、非侵襲性のものでも、脳深部刺激（ＤＢＳ）の事例で見られるような１つまたは複数の電極および制御刺激子の移植を必要とする際は侵襲性が高いものでもあり得る。ＤＢＳは、末期のパーキンソン病に対する最も効果的な治療となったが、皮質下核深くへの２つのリードの移植や、胸に移植される１つまたは複数のパルス発生器への接続を必要とする侵襲性が高い療法である。多種多様な病気を治療するために、多くのＤＢＳ電極標的構造が研究されてきており、電極の好ましい場所は、治療されている病気によって異なる。パーキンソン病の事例では、好ましい標的は、淡蒼球（ＧＰｉ）および視床下核（ＳＴＮ）の内部区分である。ＧＰｉは、ハンチントン病およびトゥレット症候群の標的ともされてきており、側坐核は、慢性鬱病およびアルコール依存症の標的とされ、円蓋は、アルツハイマー病に対する試用が行われている。

【発明の概要】

【発明が解決しようとする課題】

【0004】

パーキンソン病は、黒質のドーパミン放出細胞に影響を及ぼす変性疾患である。大脳基底核の機能や、この変性がパーキンソン病にどのように関連するかについて説明する多くの理論が提案されてきたが、そのような理論はすべて、パーキンソン病のすべての態様の説明においてかなり不十分な点を有し、ＤＢＳのメカニズムを理解するために、いまだ相当な量の研究に集中的に取り組み続けている。

【0005】

ＤＢＳおよび大脳基底核のメカニズムについての理解不足の主な理由は、刺激に対する神経組織の直接反応の測定が困難であるためである。研究結果のほとんどは、遠心性構造に関する単細胞測定に基づき、刺激場所の近くを記録する際は、大きなアーチファクト（電気および電極アーチファクト）が組織反応を隠す傾向にあるため、最近まで、標的構造の直接複合反応を適切に測定することは不可能であった。

【0006】

本明細書に含まれている文書、行為、材料、デバイス、物品または同様のものについての論考は、単に、本発明のための文脈を提供するためのものである。これらの事項のいずれかまたはすべてが、先行技術基盤の一部を形成するか、あるいは、この出願の各請求項の優先日前に存在していたために、本発明に関連する分野において共通の一般的な知識であったことの承認として受け取ってはならない。

【0007】

この明細書全体を通じて、「備える、含む（ｃｏｍｐｒｉｓｅ）」という用語または「備える、含む（ｃｏｍｐｒｉｓｅｓ）または（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」などのその変形語は、述べられる要素、整数もしくはステップ、または、要素、整数もしくはステップ群の包含を含意するが、他の任意の要素、整数もしくはステップ、または、要素、整数もしくはステップ群の除外は含意しないと理解されよう。

【0008】

この明細書では、要素がオプションのリスト「の少なくとも１つ」であり得るという言明は、要素が、リストされるオプションのいずれか１つでも、リストされるオプションのうちの２つ以上の任意の組合せでもあり得ると理解されたい。

【課題を解決するための手段】

【0009】

第１の態様によれば、本発明は、刺激から生じる脳における神経活動をモニタするための方法であって、
脳の標的構造に刺激を印加するステップと、
標的構造と接触して移植された少なくとも１つの電極から神経測定を得るステップであって、神経測定が、標的構造で生じるいかなる遅発反応の測定値も捕捉するように構成される、ステップと
を含む方法を提供する。

【0010】

第２の態様によれば、本発明は、刺激から生じる脳における神経活動をモニタするための移植可能デバイスであって、
１つまたは複数の刺激電極から脳の標的構造に送るべき刺激を提供するための刺激源と、
標的構造と接触する検知電極から神経測定を得るための測定回路であって、神経測定が、標的構造で生じるいかなる遅発反応の測定値も捕捉するように構成される、測定回路と
を備えるデバイスを提供する。

【0011】

いくつかの実施形態における遅発反応の測定値は、遅発反応の実質的な総持続時間の記録を含む。視床下核の事例では、いくつかの実施形態における遅発反応の測定値は、刺激開始から１〜５ｍｓ後に始まる時間、より好ましくは、刺激から１．５〜４ｍｓ後に始まる時間、より好ましくは、刺激から２〜３ｍｓ後に始まる時間を包含し得る。視床下核の事例では、いくつかの実施形態における遅発反応の測定値は、刺激から５〜１０ｍｓ後に終わる時間、より好ましくは、刺激から５．５〜８ｍｓ後に終わる時間、より好ましくは、刺激開始から６．５〜７．５ｍｓ後に終わる時間を包含し得る。本明細書で言及される遅発反応は複数の神経反応を含み得、その結果、遅発反応の測定値は複数の極大値および極小値を含み得ることに留意されたい。

【0012】

いくつかの実施形態における神経測定は、遅発反応の前に、刺激から直接生じるいかなる複合活動電位（ＣＡＰ）の測定値も捕捉するようにも構成される。そのような実施形態では、遅発反応を含む時間は、刺激に対してそのような時間を定義するよりむしろ、ＣＡＰの１つまたは複数の特徴（ＣＡＰ Ｐ２ピークなど）を参照することによって定義することができる。

【0013】

神経測定は、好ましくは、その内容が参照により本明細書に組み込まれる、本出願人による国際公開第２０１２／１５５１８３号パンフレットの教示に従って得られる。

【0014】

別の態様によれば、本発明は、刺激から生じる脳における神経活動をモニタするための非一時的なコンピュータ可読媒体であって、１つまたは複数のプロセッサによって実行されると、以下の性能、すなわち、
脳の標的構造に刺激を印加する性能と、
標的構造と接触して移植された少なくとも１つの電極から神経測定を得る性能であって、神経測定が、標的構造で生じるいかなる遅発反応の測定値も捕捉するように構成される、性能と
をもたらす命令を含むコンピュータ可読媒体を提供する。

【0015】

標的構造で生じるいかなる遅発反応の測定値も捕捉することにより、本発明のいくつかの実施形態は、診断方法を届けることができる。遅発反応の存在、振幅、形態および／またはレイテンシは、病状を診断するために、健康な範囲と比較することおよび／または経時的な変化に対してモニタすることができる。本発明の方法は、刺激の治療効果を判断するため、薬の治療効果を判断するため、および／または、病状をモニタするために、いくつかの実施形態において適用することができる。治療反応は、その後、診断に基づいて、順序付け、要求および／または投与を行うことができる。

【0016】

本発明のいくつかの実施形態は、特に、視床下核の刺激に関連して適用することができる。しかし、刺激に反応して早発神経反応が線形式に生じ、その後、非線形の遅発反応が生じる（早発反応とは別々にモニタすることができる）脳の他の部分への刺激の印加に関連して、代替の実施形態を適用することができる。

【0017】

遅発反応から判断された治療効果は、標的レベルまたは標的プロファイルに神経活動を規制するために、いくつかの実施形態において使用することができる。

【0018】

遅発反応から判断された治療効果は、理想的な場所または向きで電極を移植する上で外科医を支援するための手術中のツールとしていくつかの実施形態において使用することができる。例えば、治療用のおよび最も低い電力消費量の場所、向きおよび刺激パラダイムを見出すため、ならびに／あるいは、有害な副作用をモニタするために、遅発反応を見ながら、移植全体を通じて刺激パラメータ空間を繰り返し調査することによって。てんかんの事例では、他の領域と比較して遅発反応の早期開始によって示されるような興奮性が高められた神経領域は、焦点性発作の推定焦点として特定することができる。

【0019】

さらなる実施形態では、遅発反応は、ユーザによって服用される薬の効力を明らかにすることができ、薬の効果がなくなるにつれて経時的に刺激パラダイムを調整するために使用することができる。その上、数週間、数カ月間または数年間にわたる経時的な薬の効力の低減または経時的な病気の進行のモニタリングは、本発明のいくつかの実施形態によってモニタすることができる。

【0020】

神経測定が得られる少なくとも１つの電極は、標的構造と電気的に接触して移植されるが、必ずしも標的構造と物理的に接触するとは限らないことを理解されたい。例えば、ＳＴＮに刺激が印加される場合は、神経測定が得られる少なくとも１つの電極は、不確帯内にまたはＳＴＮ近くの別の構造に部分的にまたは全体的に移植することができる。

【0021】

本発明のいくつかの実施形態は、遅発反応を参照することによる局所場周期信号のモニタリングにさらに備えることができる。例えば、遅発反応の頂点間振幅は、患者の心拍によって変調することができ、従って、脳深部刺激子は、いくつかの実施形態では、遅発反応の複数の測定の頂点間振幅の０．５〜３Ｈｚ変調を参照することによって患者の心拍数をモニタするように構成することができ、従って、別個の心拍数モニタを提供する必要性を除去し、刺激を遮断する必要もない。これらのおよび／または他の実施形態は、ＰＤにおける主要な観察可能な電気生理学的変化のうちの１つであり得る、遅発反応の測定に影響を及ぼすベータ帯域振動をさらに評価することができる。

【0022】

ここでは、添付の図面を参照して、本発明の例を説明する。

【図面の簡単な説明】

【0023】

【図1】シミュレーションされた単一の線維の活動電位プロファイルを示す。

【図2a】刺激場所に近い距離の電極上で測定された誘発複合活動電位（ＥＣＡＰ）を示す。

【図2b】送られた二相性刺激を示す。

【図3】トランケーションが施されたおよびトランケーションが施されていないＥＣＡＰに対するＰ２−Ｎ１振幅の成長曲線を示す。

【図4】様々な刺激電流に対する遅発反応を示す。

【図5】３つの異なる状態を通じて非線形に進行する遅発反応を示す。

【図6】電極３および４の各々におけるＮ１ピークとＰ２ピークとの間のレイテンシを示す。

【図7】電極３および４の各々において測定された、刺激電流の増加に対する、遅発反応の第２のピークの成長曲線を示す。

【図8】ローカルフィードバックを有する脳深部刺激子の概略図である。

【図9】簡単なチューニングメカニズムを介するローカルフィードバックを有する脳深部刺激子の概略図である。

【図10】ハイブリッドフィードバックシステムを示す。

【図11a】薬の服用の下ではＥＣＡＰの振幅は顕著に減少することを示す。

【図11b】薬の服用の下ではＥＣＡＰの振幅は顕著に減少することを示す。

【図12】薬を服用しているおよび服用していない患者における様々な刺激電流に対する遅発反応を示す。

【図13】視床中間腹側核の脳深部刺激で治療されている患者から得られた神経反応測定を示す。

【図14a】ＳＴＮ ＤＢＳで治療されている患者の左半球の電極３および４から得られたデータを示し、各電極からの神経反応測定を示す。

【図14b】ＳＴＮ ＤＢＳで治療されている患者の左半球の電極３および４から得られたデータを示し、刺激電流に対する遅発反応レイテンシのプロットである。

【図14c】ＳＴＮ ＤＢＳで治療されている患者の左半球の電極３および４から得られたデータを示し、刺激電流に対する遅発反応振幅のプロットである。

【図15a】図１４と同じ患者からの萎縮した右半球の電極７および８から得られたデータを示し、各電極からの神経反応測定を示す。

【図15b】図１４と同じ患者からの萎縮した右半球の電極７および８から得られたデータを示し、刺激電流に対する遅発反応レイテンシのプロットである。

【図15c】図１４と同じ患者からの萎縮した右半球の電極７および８から得られたデータを示し、刺激電流に対する遅発反応振幅のプロットである。

【図16a】図１４および１５と同じ患者からの右半球の電極５および６から得られたデータを示し、各電極からの神経反応測定を示す。

【図16b】図１４および１５と同じ患者からの右半球の電極５および６から得られたデータを示し、刺激電流に対する遅発反応レイテンシのプロットである。

【図17a】一定の刺激振幅だが変動周波数に対する、図１４〜１６と同じ患者の健康な組織で記録された遅発反応を示す。

【図17b】刺激周波数に対する遅発反応ピークのうちの１つのレイテンシのプロットである。

【図18】ＳＴＮ ＤＢＳを受けている別の患者に関して得られた遅発反応測定を示す。

【発明を実施するための形態】

【0024】

以下は、視床下核（ＳＴＮ）の刺激から生じる複合活動電位の測定を利用する多くの実施形態、および、療法を改善するためになど、これらの測定が有し得る多くのアプリケーションについて説明する。以下の実施形態は、パーキンソン病のためのＳＴＮ刺激に関連するが、本発明の他の実施形態を脳深部刺激の他のアプリケーションに適用できることを理解されたい。

【0025】

電気刺激に対する神経組織の組み合わされた反応は、一般的に、誘発複合活動電位（ＥＣＡＰ）の形態を取る。例示目的のために、図１は、脊髄モデルから単一の線維をシミュレーションする際に生じる誘発活動電位を示す。活動電位の特徴である３つのピーク（それぞれ、Ｐ１、Ｎ１およびＰ２ピークと呼ばれる）がはっきり見える。複数の線維のまとまった典型的な反応（すなわち、複合活動電位（ＣＡＰ））は、一般的に、図１に示される単一の線維の活動電位プロファイルよりも、より円滑でより広がりがあるが、それにもかかわらず、特徴的な３つのピークは依然としてＣＡＰに存在する。

【0026】

本実施形態で使用される測定技法の詳細については、国際公開第２０１２／１５５１８３号パンフレットで説明されており、フィードバックループにおけるそのアプリケーションは、その内容が参照により本明細書に組み込まれる、本出願人による国際公開第２０１２／１５５１８８号パンフレットで説明されている。

【0027】

ＤＢＳの事例で見られるような脳の標的構造における刺激から生じる神経反応の測定を求める際は、このアプリケーションは、刺激場所と記録場所との間の非常に短い距離（例えば、ＳＴＮの場合は約５〜９ミリメートル以下）を必要とすることが述べられており、本実施形態では、電極３は、刺激場所から約１．５ｍｍ離れたところに位置付けられ、これは、電極間間隔である。伝播速度や、アーチファクトを回避するために電極から測定増幅器を切り離されなければならない一定の最小ブランキング時間の必要性を考慮すると、この距離で電極上で測定されたＥＣＡＰには、図２ａの両方のプロットで見られるように、図２の両方のプロットにおける刺激の開始から約１．２ｍｓ経過前の時間においてトランケーションが施される（刺激はｔ＝０で開始されず、測定設定の性質により、第１の刺激パルスの前の測定トレースの開始時に何らかの遅延が生じることに留意されたい）。しかし、完全なＥＣＡＰが使用されるであろう方法（仮にそれが利用可能である場合）と同様に、分析およびフィードバックの目的のために、約ｔ＝１．２ｍｓ後に（すなわち、刺激の完了から約０．３ｍｓ後から）残留信号の使用が可能である。

【0028】

図２〜６は、脳深部刺激子の移植を受けている患者の視床下核（ＳＴＮ）において手術中に測定された誘発活動電位（ＥＣＡＰ）および遅発反応（ＬＲ）の記録を提示する。これらの図では、ｔ＝０から約０．７９ｍｓ後に刺激開始が起こった。図２ａは、ＤＢＳ電極アレイの電極１および２（図２ｂでは、それぞれ、２０１および２０２と示される）上の１３０Ｈｚおよび９０μｓパルス幅での二相性双極刺激から得られたＥＣＡＰ、ならびに、アレイの電極３（上方のプロット）および電極４（図２ａの下方のプロット）（図２ｂでは、それぞれ、２０３および２０４と示される）上で測定されたＥＣＡＰを示す。３つのピークを有する反応は、脊髄刺激の間に観察されるＥＣＡＰに似ている。測定デバイスのブランキング時間は、刺激場所に最も近い電極である電極３上の第１のＰ１ピークを隠す。また、ピークＮ１は部分的にトランケーションが施される。図２ａの上方のプロットは、刺激電流の変動振幅での、刺激場所に近い電極３上の測定されたＥＣＡＰを示す。信号は、３．５ｍＡ刺激に対して数ミリボルトの強力なものであり、刺激場所から離れたところへ伝播する。図２ａの下方のプロットは、刺激電流の同じ変動振幅での、電極３と比較して刺激場所からさらにわずかに遠くの距離のところにある電極４上の測定されたＥＣＡＰを示す。この場合もやはり、ピークＰ１はトランケーションによって取り除かれるが、Ｎ１はほぼ無傷である。チャネル３は、より多くのトランケーションを受けているが、チャネル４より約４倍大きい振幅の信号を受信し、２つのプロットにおける異なるｙ軸スケールについて述べている。図２ａは、ＳＴＮにおける刺激によって誘発された複合活動電位は、刺激電流と共に上昇し、活動電位が刺激場所から離れたところへ伝播するため、刺激の開始から約１．７ｍｓ以内に終えることを示す。

【0029】

図２ｂは、二相性刺激の第１のパルスの極性が各インパルスと共に変化する交互極性パターンで、電極１（２０１）および電極２（２０２）上で送られる二相性刺激を示す。

【0030】

図３は、同じ患者におけるトランケーションが施されたおよびトランケーションが施されていないピークに対するＰ２−Ｎ１振幅の成長曲線を示す。これは、線形性がうまく保存され、それにより、容易な較正が可能になり、フィードバック設計がＥＣＡＰ振幅を制御できることを示す。チャネル３のトランケーションにもかかわらず、刺激場所により近い電極は、刺激場所からさらに離れたところにある電極４と比較して、｜Ｐ２−Ｎ１｜として測定された際、より大きな反応を表示している。従って、トランケーションにもかかわらず、刺激から遠ざかる反応としてのフェーディングおよびスミアリングの一般的な特徴が保存される。分かり易くするため、本文では、「ＥＣＡＰ」という用語を使用して、完全なＥＣＡＰとトランケーションが施されたものの両方を言及する。トランケーションが施されたＥＣＡＰの事例では、Ｎ１−Ｐ２振幅は、図２ａにおいて示されるように受け取られる。

【0031】

図２は、様々な刺激強度に対して２つの別個のチャネル上で測定されたトランケーションが施されたＥＣＡＰを示す。チャネル４のみが完全なＮ１ピークを表示していることが分かる。チャネル３のみのトランケーションにもかかわらず、｜Ｎ１−Ｐ２｜振幅は両方とも、非常に低い刺激強度で何らかの閾値挙動を伴う線形成長曲線を有することが示されている。

【0032】

図３は、様々な刺激電流に対する｜Ｎ１−Ｐ２｜振幅の成長曲線を示す。ＣＨ３は、刺激場所に最も近い電極で、Ｎ１ピークにトランケーションが施されており、ＣＨ４は、刺激場所から最も遠く離れたところにある電極で、無傷のＮ１ピークを有する。成長曲線は、０．５ｍＡを下回る刺激において閾値挙動を表示し、線形レジームに円滑に移行している。刺激電流１．５ｍＡ以上に対し、Ｅ３では、傾きは、１．７ｍＶ／ｍＡ（Ｒ^２＞０．９９）であり、Ｅ４では、傾きは、０．３７ｍＶ／ｍＡ（Ｒ^２＞０．９９）である。

【0033】

図２ａに示されるように、刺激から直接生じ、刺激から約１．７ｍｓ以内に終えるＥＣＡＰに加えて、本発明は、遅発反応が、ＥＣＡＰに続いて起こり、重要な情報を伝えることをさらに認識している。理論によって制限されることを望むことなく、それにもかかわらず、遅発反応（ＬＲ）は、ＥＣＡＰ（本明細書では、早発反応とも呼ばれる）とは異なり、組織の直接反応ではないが、むしろ、皮質およびＳＴＮに突き出ている他の皮質下構造からのシステム反応として現れることが述べられている。メカニズムとは無関係に、本発明は、遅発反応の存在、ならびに、その測定から生じる使用およびアプリケーションの範囲を認識している。

【0034】

遅発反応は、通常、早期のＥＣＡＰよりはるかに小さな振幅のものであり、通常、線形成長曲線を有さない。１３０Ｈｚ刺激（最大効力に対する標準周波数）では、２つの遅発反応を観察することができ、１つは、早発反応の終了後間もなく起こり、１つは、第１の遅発反応から大体２〜３ミリ秒後に起こる。従って、本明細書は、単数形で遅発反応を説明する際は、ＥＣＡＰの後に神経測定において現れる複数の反応を包含し得る。

【0035】

本発明のいくつかの実施形態は、ＳＴＮの事例では、図５に示されるように、刺激電流が増加するにつれて、遅発反応が３つの異なる状態を通じて非線形に進行することをさらに認識している。
ａ．刺激電流が約０．６ｍＡを下回る閾値下状態（ｓｕｂｔｈｒｅｓｈｏｌｄ ｓｔａｔｅ）５０２であり、非常に小さな遅発反応のみが起こるかまたは反応が全く起こらない。
ｂ．刺激電流が約０．６ｍＡ〜約２．５ｍＡである際の非治療域内状態（ｎｏｎ−ｔｈｅｒａｐｅｕｔｉｃ ｓｔａｔｅ）５０４であり、図５の時間スケールにおける４．５〜７ｍｓの間に遅発反応がはっきりと観察することができるが、刺激が患者に対する治療効果を未だ有さない。
ｃ．刺激電流が約２．５ｍＡを上回る治療域内状態（ｔｈｅｒａｐｅｕｔｉｃ ｓｔａｔｅ）５０６であり、刺激の治療レベルに相当する。
従って、閾値下状態から、非治療域内状態へ、次いで、治療域内状態への移行は、この患者のＳＴＮでは急激なものであり、図５では、２つの移行点を過ぎて刺激電流が増加する際、マーク付けされた境界を観察することができる。遅発反応の同様の非線形状態は、同様に、例示的なものであり、脳の他の標的構造において役立てることができる。

【0036】

非治療域内状態から治療域内状態への移行は、非治療域内状態における時間のその場所に対する第２の遅発反応のピークの１．５ｍｓ近くのマーク付けされた時間シフトによって特徴付けられる（図４および図５を参照）。図４は、様々な刺激電流に対する遅発反応を示す。太線は各々が、システムがそうあり得る状態のうちの１つを表す。遅発反応は、ＥＣＡＰより１桁小さく、ＥＣＡＰの終了から大体約１ｍｓおよび３ｍｓ後にピークを有する。例えば、図４の下方のプロットでは、第２の遅発反応は、刺激電流が１．５ｍＡである際は約５．５ｍｓでピークを有するが、刺激電流が３．５ｍＡである際は実質的に後の約７ｍｓでピークを有する。従って、治療刺激は、０．５〜１．５ｍｓ近くの遅発反応の時間シフトと相関される。また、移行が行われる際は、第１の遅発反応もわずかにシフトするが（約３ｍｓ〜約３．５ｍｓ）、このシフトはより小さいものであり、従って、臨床背景および雑音環境における使用が難しいものであり得る。従って、第２の遅発反応のシフトと同様に第１の遅発反応のシフトを使用できるとしても、遅発反応の第２の部分は、より区別可能な特徴を提示し、従って、本実施形態の焦点である。それにもかかわらず、他の実施形態は、それに加えてまたはその代替として、遅発反応の第１の部分に対処することができる。

【0037】

図６は、電極３および４の各々におけるＮ１ピークとＰ２ピークとの間のレイテンシを示す。これは、図２ａのＥＣＡＰが、刺激電流の増加と共に広がらないことを示す。Ｅ４の変動は、十分にサンプリング誤差（ｆ_{ｓａｍｐｌｅ}＝３０ＫＨｚ）の範囲内である。Ｅ３では、変動は、主に、信号のトランケーションおよびアーチファクトに起因する。

【0038】

図３で見られるような早発反応が、観察された範囲におけるプラトー部分のない線形成長曲線を表示するのとは異なり（プラトー状態はより高い刺激強度で起こる可能性があるが）、遅発反応の振幅は、かなり急速にプラトー状態になる。図７は、電極３および４の各々において測定された、刺激電流の増加に対する、遅発反応の第２のピークの成長曲線を示す。線形に成長するＥＣＡＰ（図３）とは異なり、図７の遅発反応の成長曲線は、急速に平らになり、状態依存性であるように思われる。Ｅ４における遅発反応ピークは、治療域内状態に達して新しい状態内で再び成長する際に、振幅が減少する。これは、誘発反応のサイズがより小さな反応のいくつかを隠す可能性があり、早発反応後間もなく興奮性を減少しそうである、刺激場所により近いＥ３よりも、Ｅ４でより顕著である。

【0039】

従って、遅発反応を含む時間を包含する神経測定は、反応が２つの異なる部分から構成されており、１つは周辺の組織からのＥＣＡＰであり、第２の部分は遅発反応であり、それは、大脳基底核に突き出る皮質の電位であり得ることを示す。先行は、刺激電流が増加されると、遅発反応が３つの異なる状態を経験することをさらに立証し、状態は、反応が起こらない閾値下状態と、明確な反応が存在するが、患者に対する治療効果がない非治療域内状態と、刺激の治療レベルの神経科医の評価と一致する治療域内状態である。

【0040】

これらの異なる状態の識別は、いくつかの実施形態では、フィードバック可能脳深部刺激子の設計を容易にするため、ならびに、手術室においておよび療法全体を通じて脳深部刺激の効力を評価するための定量化可能な方法を提供するために、次々と使用することができる。

【0041】

従って、本発明は、測定を行い、そのような遅発反応に対してモニタすることによって、広範な観察が行えることを認識している。ここでは、本発明のそのような多くの実施形態について論じる。以下で提示されるシステムの各々では、各電極は、刺激するものまたは記録するものであり得る。各デバイスは、１つまたは複数のリードを含み、２つ以上の電極が各リード上にある。刺激および記録は、各リード上の任意の所定の電極セット上で行うことができる。これらのシステムの各々は、リードと、制御可能な刺激子と、記録情報を処理し、制御パラメータを相応にセットする処理ユニットとを備える。

【0042】

一実施形態は、パーキンソンのためのＤＢＳに対するパラメータ調整を伴う。図３から、ＥＣＡＰの振幅成長が広範な電流にわたって線形であることが述べられている。成長の傾き、および、最も小さな刺激電流でＥＣＡＰが最初に検出された閾値は両方とも、刺激を受けているＤＢＳ構造の興奮性の測定値を提供し、刺激を受けている標的の神経学的状態に関する長期の継続的な情報も提供する。

【0043】

従って、この実施形態は、刺激パラメータの関数としてのＥＣＡＰ振幅および形状の測定が、パラメータプログラミングに対する有益な情報を提供することを認識している。広範なパルス幅でＥＣＡＰ閾値を測定することによる強度持続時間曲線の測定は、漸増ニューロンに対する時値および基電流の決定を可能にする。これから、最も効率的な刺激パルス幅および電流を決定することができる。効率的なパラメータでの刺激は、電力消費量を低下し、より小さなデバイスの構築を可能にするという有益な効果を有する。

【0044】

神経反応測定は、後のダウンロードのために収集して移植物に格納することができる。データのダウンロードおよびアクセスは、多くの手段を介して達成することができ、例えば、臨床医は、日常のフォローアップ時に情報をダウンロードすることができる。情報は、患者が定期的にワイヤレス無線（好ましくは、ＭＣＳ帯域）を介するシステムを変更する際にダウンロードすることができる。データは、集中データベースなどに転送することができる。

【0045】

別の実施形態は、ローカルフィードバックを有する脳深部刺激子を提供する。神経反応測定は、閉ループフィードバックシステムにおいて使用することができる。図８は、３つの電極および増幅器に対する基準電極のみを使用するそのようなフィードバックシステムの概略図である。最適な刺激設定が評価された時点で、一定の振幅で反応を維持するように刺激が制御される。これは、一時的なまたは慢性の代謝変化に起因する、心拍などのすべての局所的な効果および反応の小さな変化を取り除く。反応は、モニタおよび処理され、刺激が相応に適応される。

【0046】

過多の原因は、組織の反応を刺激に変化させることができ、以下を含めて、図８の実施形態によって対処することができる。
ａ．適応
ｂ．心拍と同期する電極マイクロ環境の変化
ｃ．病状の悪化
ｄ．薬の服用過程
ｅ．患者の現在の全体的な状態（睡眠、安静、動きなど）

【0047】

図８は、刺激および接地電極が両方とも同じ電極リードの一部である双極刺激の例を示す。しかし、他の実施形態では、移植の事例に関するものなど、接地電極が他の場所にある単極刺激もまたオプションである。

【0048】

別の実施形態では、療法の効力および最も良い刺激設定を判断するためのデバイスが提供される。先行で述べられるように、神経測定は、早発反応（１〜３ｍｓ）およびはるかに小さな遅発反応（３〜７ｍｓ）から成り、遅発反応特徴においてマーク付けされた変化がある。分かり易いように、遅発反応を言及する際の「遅延」という用語は、互いに対する遅発反応、ＥＣＡＰまたは刺激の時間の相対位置のいかなる測定値も表示する。

【0049】

これまで、ＤＢＳシステムの移植の間、神経科医は、回内／回外する手の動きなど、他の運動テストに伴う動きに対して患者の腕で感じた抵抗を計測することによって治療の効力を評価し、副作用もまたモニタされる。この以前の技法は、人為的誤差を受け易く、大きな許容誤差を有する。代わりに、本発明の本実施形態の遅発反応の観察は、外科手術の間の治療の効力の評価を可能にする。これは、測定可能な量（すなわち、遅発反応間の遅延または遅発反応の変化）を提示することによって人の判断（および人為的誤差）を取り除くことを含めて、いくつかの利益を有する。

【0050】

その上、外科的電極挿入によって生じた病変は、一時的に、患者の症状を部分的にまたは全体的に抑えることができる。結果として、挿入時にそのような一時的な効果が起こる際は、想像上のおよび観察された副作用のみがリード配置の目安になり得るため、電極配置の効力の評価が難しい可能性がある。従って、本発明に従って遅発反応を観察することは、いくつかの実施形態では、リード配置を支援するために使用することができる。

【0051】

多くの実施形態における遅発反応測定値は、治療の全体的な効力を評価するためにリアルタイムで利用可能な定量化可能な測定値を提示するというさらなる利点をもたらし、高価で主観的なプロセスであるデバイス操作を最適化するために、数週間または数カ月間、臨床医によってデバイス調整が繰り返される長い試用期間の必要性を除去または低減する。別の利益は、最適な刺激電流を決定することであり、それにより、電力消費量を最小限に抑え、従って、デバイスのバッテリ寿命を増大し、慢性の刺激への長時間暴露に起因して組織に損傷を与えるリスクを減少する。

【0052】

遅発反応において同様の特徴を表示する疾患に対して、他の実施形態を適用できることを理解されたい。ＤＢＳは、ハンチントン病、トゥレット症候群、慢性鬱病、依存症、振戦、アルツハイマー病およびジストニアを含むあらゆる病気に対して使用され、それらの病気はすべて、「病状」につながる正常な神経経路の破壊が原因であると考えられるが、脳深部刺激によって作用させることができる。

【0053】

さらに別の実施形態は、遅発反応（ＬＲ）フィードバックを適用する。遅発反応の記録は、反応のモニタリングおよび反応の変化に対する刺激強度の適応が可能なフィードバックシステムで使用される。姿勢、動き、時間および発症、ならびに、あらゆる種類の他の生理学的および環境的因子の変化は、同じ刺激に対する神経組織の反応を変化させる。従って、この実施形態におけるフィードバックデバイスは、遅発反応の遅延または他の変化を記録し、最小刺激電流で最大治療効果を達成するように刺激強度を適応させる。標的刺激電流は、遅発反応が治療域内状態にある最小電流である。

【0054】

図８に示される回路図は、処理ユニットがコントローラを駆動する方法における違いはあるが、この実施形態にも適用される。

【0055】

図９ａおよび９ｂでは、ローカルフィードバックを有する刺激子は、遅発反応の振幅情報を使用し、それを決定値に固定する。遅発反応を使用するフィードバックシステムは、遅発反応のレイテンシを測定し、刺激強度を相応に適応させる。可能な実装形態の１つは、簡単なチューニングメカニズムの使用であろう。それらのメカニズムは、すべての種類のエレクトロニクスアプリケーションにおいて（特に、可変ＤＣ源において）広く使用される。その最も簡単な形態では、任意の長いワードは、２つの事前にセットされた限度間の電流を定義する。次いで、遅発反応を観察することによって、最適な刺激レベルに近づけるために、ビットが再帰的に修正される。レイテンシが治療域内状態にあてはまる場合は、次のビットが電流を減少し、刺激が治療域以下状態（ｓｕｂ−ｔｈｅｒａｐｅｕｔｉｃ ｓｔａｔｅ）にあることを遅発反応が示す場合は、電流が増加される。従って、システムは、簡単な比較器およびデジタルコントローラを使用する。

【0056】

他の実施形態では、図９の実施形態は、常に遅発反応をモニタする代わりに、時折にしか遅発反応をモニタしないように変更することができる。これにより、刺激電力消費量とプロセッサ電力消費量との間のトレードオフの最適化が可能になる。そのような実施形態では、治療域内状態にとどまる一方で刺激電流を最小限に抑えるために、既存の刺激レベル近くの刺激電流の定期的なまたは時折の掃引を実行することができる。また、遅発反応が非治療域内状態にシフトした場合は、刺激電流は速やかに調整される。

【0057】

図１０には、さらに別の実施形態が示され、ハイブリッドフィードバックシステムを備える。遅発反応は早発反応と比較して非常に小さく、従って、雑音および大きな変動を受けるため、以下を行うことによって刺激強度を最適なレベルに自動的にセットするハイブリッドフィードバックシステムが提案される。
ａ．遅発反応を記録および処理し（平均化には、何らかのメモリが必要である）、最適な刺激強度を見出す。
ｂ．その刺激レベルでＥＣＡＰの振幅を記録する。
ｃ．ＥＣＡＰにおいて閉ループのフィードバックを適用する。

【0058】

図１０のデバイスは、上記で論じられるように、定期的なまたは時折の電流掃引を実行する。

【0059】

図１０ａおよび１０ｂのデバイスは、２段階制御システムを利用し、段階１は、上記で提示される遅発反応フィードバックと同様に、最も良い刺激設定を見出す。設定を見出した時点で、ＥＣＡＰ振幅を使用してローカルフィードバックが適用される。遅発反応は、はるかに小さな振幅を有し、雑音を受け易いため、遅延の正確な特徴付けには、移植物のバッテリ寿命を減少させるメモリおよび演算能力が必要とされる。このハイブリッドフィードバックシステムは、大量の演算を有するタスクを任意に少量にすることができるため、より少ない電力を消費する。

【0060】

さらに別の実施形態では、ドーパミンの濃度および効力が検出される。ドーパミン濃度は、活動電位の形状への影響を有する。図１１ａおよび１１ｂに示されるように、薬を服用している患者では、特に、低刺激電流に対して、ＥＣＡＰの振幅は顕著に減少する。デバイスは、ＥＣＡＰおよび遅発反応の形状（振幅や、Ｐ１、Ｎ１およびＰ２間の距離や、ＥＣＡＰとＬＲとの間の距離）を測定することによって、ＳＴＮにおけるドーパミン濃度を特徴付けるために使用することができる。パーキンソン病の患者の事例では、この情報は、疾患の状態を評価し、レボドパ投与レベルを調整するために使用することができる。

【0061】

パーキンソン病のＤＢＳ患者の大半は、彼らの症状を管理するためにレボドパの継続的な投与を必要とする。ＤＢＳとの組み合わせたレボドパのレベルの調整は、時間を要するものであり得、安定した状態が見出されるまで、何度も臨床医の診察を受けることや、多くの調整を行うことを要し得る。レボドパ投与によるＥＣＡＰおよび遅発反応の変動に関する知識は、患者に対する最適な投与量レベルを決定するために使用することができる。

【0062】

図１１の測定は、現在薬を服用している患者では、特に、低刺激電流に対して、ＥＣＡＰの振幅が顕著に減少することを示す。従って、成長曲線は、レボドパ投与の効果を評価するために使用することができる。この情報は、レボドパの投与量を適応させるために使用することができ、病気の経過をモニタするためにも使用することができる。

【0063】

遅発反応は、薬を服用していようがいまいが、その振幅のいかなる変化も示さない。しかし、遅発反応のレイテンシは、ある事例から別の事例に顕著にシフトする。この情報は、単独でまたはＥＣＡＰデータと併せて、病気の経過およびレボドパ投与の効果を評価するために使用することができる。図１２は、薬を服用しているおよび服用していない患者における様々な刺激電流に対する遅発反応を示す。治療が治療効果のあるものになった時点で、遅発反応は同じ位置にシフトし、従って、上記で提示されるフィードバックシステムを損なうことはない。

【0064】

ＤＢＳ受容者のさらなる遅発反応のデータが得られた。図１３は、視床中間腹側（ｖｉｍ）核ＤＢＳで本態性振戦の治療を受けているクラインフェルター症候群の患者から得られたデータを示す。手術前および実験中は、患者は薬を服用しなかった。電極１〜４は左側のものであり、電極５〜８は右側のものである。図１３は、刺激の変動に反応して測定された神経反応を示す。視床のそのような刺激レジームに反応した遅発反応は観察されず、これは、先行で論じられるようなＳＴＮに対して得られた結果が単なるアーチファクトではなく、その構造の特定の特徴であることを示し、遅発反応は、脳構造に存在する際は、機能的に意味のあるマーカをモニタに提示することを確認している。

【0065】

図１４〜１６は、図３〜７で反映されている患者と同様に、ＳＴＮ ＤＢＳで治療されているパーキンソン病の患者から得られたデータを示す。図１４は、左半球の健康な組織に位置するＥ３およびＥ４から得られたデータに関連する。図１４ａに示される遅発反応は、刺激電流の増加に伴うレイテンシの増加（図１４ｂ）および刺激電流の増加に伴う非線形振幅成長（図１４ｃ）を呈する。

【0066】

しかし、対照的には、図１４〜１６の対象者である患者は、本明細書ではＥ５と示される最も後腹側の電極（すなわち、最も深いところにある電極）に近い右半球ＳＴＮの画像で見ることができる「穴」または萎縮を有していた。図１５に示されるように、それらの穴の付近を刺激しても効果はなく、このことは、図１５に示されるＥ７およびＥ８で測定される遅発反応のシフトの不在に反映されていた。具体的には、図１５ａに示される遅発反応は、刺激電流の増加に伴うレイテンシの増加（図１５ｂ）を呈さず、これは、この場合もやはり、遅発反応のレイテンシの変化が皮質および他の皮質下構造からの神経システム反応を反映し、単なる局所的な静電気効果または同様のものではなく、従って、「制御」として考慮できることを示す。このことは、図１６に示されるように、Ｅ８において刺激され、Ｅ５およびＥ６において測定される際にさらに示されている。図１６ａで記録された遅発反応のレイテンシのシフトは、図１４の左半球で見られるものよりゆるやかであり、これは、観察された萎縮が正常な遅発反応メカニズムの妨げになることを示唆し得る。図１６ｂは、図１４ｂと比較してより遅い成長を示す、Ｅ８において刺激される際のより遅発の反応レイテンシと刺激電流との関係を示す。その上、Ｅ６における遅発反応（刺激場所により近い）は、Ｅ５における遅発反応（刺激場所からさらに離れたところにある）より後に起こり、これは、図１４の状況の逆である。

【0067】

図１７ａは、一定の刺激振幅だが変動周波数に対する、図１４〜１６と同じ患者の健康な組織で記録された遅発反応を示す。図１７ｂは、刺激周波数の増加に伴う、５．５ｍｓ近くで生じる遅発反応ピークのレイテンシの進行を示す。図１７ｂで見られるように、この特定のピークのレイテンシのシフトは、１３０Ｈｚ近くで起こる。約１６０Ｈｚを上回ると、測定位相の長さは短過ぎて、遅発反応が起こり得る前に次のパルスが起こることが述べられている。

【0068】

また、図１７ａは、１３０Ｈｚにおいて２つの反応（図４など）より多くの遅発反応が観察されたことも示す。図１７ａは、遅発反応が、５．５〜６ｍｓ近くだけではなく、８ｍｓ、１０ｍｓおよび１３ｍｓ近くでも起こることを明らかにするが、後者の３つの反応の振幅は、約５倍小さいかまたはそれ以下であり、従って、より有益なマーカは、６ｍｓ近くで観察された遅発反応であるように思われる。

【0069】

従って、異なる患者における遅発反応の進行の比較は、捜して有益なものが、刺激の変化に伴う遅発反応の変化であることを明らかにし、それは、例えば、より早発の反応またはより遅発の反応であり得る。

【0070】

図１８は、ＳＴＮ ＤＢＳを受けているさらに別のパーキンソン患者に関して得られた遅発反応測定を示す。この場合もやはり、マーク付けされた変化は、刺激振幅の増加と共に、遅発反応で起こるが、この事例では、観察された変化は、図４、１４ｂおよび１６ｂで観察されたレイテンシの増加とは対照的に、遅発反応のレイテンシの低減である。しかし、この場合もやはり、変化が起こったポイント（２ｍＡ刺激）は、患者にとって治療が効果のあるものになったポイントに相当しており、この場合もやはり、遅発反応の変化が有益なバイオマーカであることを示す。変化は、遅発反応のレイテンシ、遅発反応の振幅または遅発反応の形態（図１８で観察されるような遅発反応における追加のピークの出現または測定窓からの遅発反応におけるピークの消失など）をモニタすることによって求めることができる。

【0071】

ＤＢＳによって治療可能な膨大な数の他の病状が存在し、慢性鬱病、幻想痛、依存症、ハンチントン病、トゥレット症候群およびアルツハイマー病を含む。これらのすべての疾患および他のアプリケーションに対し、神経変調および薬投与の組合せは、単独よりも効果的であると証明することができる。ＣＮＳ活性薬理学的物質の大多数は、神経受容体または神経伝達物質の放出または代謝に作用する。これらは、ＥＣＡＰおよび／または遅発反応の測定によって検出することができるニューロンの電気生理学への影響を次々と有する。上記の方法および技法は、それらのすべての事例に適用され、概念は、脳中枢におけるいかなるタイプの神経変調に対しても一般化することができる。

【0072】

従って、本実施形態は、視床下核の刺激に反応して生じる遅発反応の測定に関連して説明してきたが、本発明は、刺激に反応して早発神経反応が線形式に生じ、その後、非線形の遅発反応が生じる（早発反応とは別々にモニタすることができる）脳の他の部分への刺激の印加に関連して適用することもできることを理解されたい。

【0073】

当業者であれば、広範囲にわたって説明される本発明の趣旨または範囲から逸脱することなく、特定の実施形態に示されるように、本発明に対する多くの変形形態および／または変更形態を作成できることが理解されよう。従って、本実施形態は、あらゆる点において、限定的なものではなく、例示的なものと見なすべきである。

【符号の説明】

【0074】

２０１ 電極１
２０２ 電極２
２０３ 電極３
２０４ 電極４

【図1】

【図2a】

【図2b】

【図3】

【図4】

【図5】

【図6】

【図7】

【図8】

【図9a】

【図9b】

【図10a】

【図10b】

【図11a】

【図11b】

【図12a】

【図12b】

【図12c】

【図12d】

【図13】

【図14a】

【図14b】

【図14c】

【図15a】

【図15b】

【図16a】

【図16b】

【図17a】

【図17b】

【図18】