本发明涉及使用包括多个电极的引线来控制电刺激脉冲的医疗设备和方法。
背景技术：
在神经调节领域，脊髓刺激(spinalcordstimulation，scs)被应用为针对患有神经性疼痛的患者的疼痛缓解手段。scs在传统上被认为需要知觉障碍(paresthesia)感觉来覆盖病人的疼痛区域，以提供缓解。最近的研究表明，一种疼痛缓解的替代机制是可用的，在该机制中，高频无知觉障碍刺激对患者有效，而不需要术中电极映射的选择。
特别地，电刺激需要电荷平衡来终止可能对组织和电极两者造成危险状况的电化学反应。高频(highfrequency，hf)刺激在定时上受到限制，需要有源平衡相，而不是在传统的40至60hzscs中使用的无源平衡相。在10000hz(10khz)时，刺激相和平衡相之间的定时(即脉冲间间隔)非常短，造成平衡相幅度影响由刺激相产生的期望的效果。这意味着需要更高的能量，进而意味着频繁的设备充电和大的可植入设备尺寸来适应更大的电池以支持连续不断的刺激。
此外，目前通过在单个双极电极对或类似的少量电极上的刺激来减轻高能量需求。随着时间的推移，患者的疼痛区域扩大，这可能会导致治疗效果的失败，还会导致额外的随访就诊，以重新编程尝试覆盖更大的疼痛区。
这些缺点与以下各项相关联：更高的患者充电和旅行负担、不舒适的可植入设备袋放置或由于其大尺寸而通过皮肤进行设备侵蚀的机会增加、减少的服务时间需要患者更频繁地进行翻修手术以用于设备更换、以及植入体的效果和患者的满意度总体降低。
美国专利2017/001,014a1描述了一种使用电极的刺激方法，其中电荷平衡脉冲分布在多于一个的电极上。
此外，具有刺激占空比和所谓的突发治疗(大多数患者无知觉障碍)的10khz无知觉障碍治疗在现有技术中是已知的。
具有占空比的10khz治疗允许在给定刺激幅度的情况下使用更低的电荷，这是因为刺激关闭时的时间间隔在刺激开启的时间间隔之间反复引入。然而，这种方法的问题在于，由于治疗剂量总体减少，这也可能减少对患者的总体疼痛缓解。
此外，突发治疗虽然比10khz治疗需要更低的能量，但疼痛缓解性能更差，这可以从所报告的下背疼痛和腿部疼痛患者的响应率和减少的疼痛缓解的水平得到证明。
此外，多个电极“电流舵”同时驱动多个电极上的刺激脉冲，并且已经发现，对于到达作为治疗目标的脊髓背角区域来说，其可能是无效的。此外，通常需要复杂的电子产品来驱动多个分部分的(fractionated)电流源，虽然它们对于知觉障碍治疗指导可能是理想的，但这种复杂性对于靶向高频刺激是不理想的。
技术实现要素：
基于以上所述，因此，本发明的目的是提供一种用于控制电刺激脉冲的设备和方法，其能够减少患者负担、扩大治疗覆盖范围、提高治疗效果、特别是减小设备尺寸。
根据权利要求1，公开了一种用于产生对患者的电刺激(尤其是脊髓刺激)的医疗设备，包括：
脉冲发生器，其被配置成产生用于对患者进行电刺激的电流脉冲，以及
至少一个电极引线，其被配置成连接到脉冲发生器，并且包括用于将所述电流脉冲传递到患者的组织的多个电极触头，
其中，脉冲发生器被配置成以1hz至100khz范围内的速率产生所述电流脉冲，并且其中单独的电流脉冲的脉冲宽度在10μs至10ms的范围内。
根据实施例，每个单独的电极触头可以产生所述速率的电流脉冲。
此外，根据实施例，速率在50hz至1470hz的范围内，并且其中脉冲宽度在30μs至1000μs的范围内。
此外，根据实施例，相应的电流脉冲的幅度在0.01ma至20ma的范围内，优选地在0.1ma至10ma的范围内。
此外，根据实施例，脉冲发生器被配置成在所述多个电极触头中的两个电极触头之间传递电流脉冲，并且在传递或允许所述两个电极触头之间的电荷平衡电流之前，在所述多个电极触头中的两个另外的电极触头之间传递随后的电流脉冲。
特别地，在实施例中，脉冲发生器被配置成使用至少四个电极触头来传递电流脉冲。
根据另一实施例，所述速率为1470hz，脉冲宽度为90μs，其中特别地，脉冲发生器被配置成使用至少四个电极触头来传递电流脉冲。
此外，根据实施例，所述速率为625hz，脉冲宽度为200μs，其中特别地，脉冲发生器被配置成使用至少四个电极触头来传递电流脉冲。
此外，在实施例中，所述速率为1470hz，脉冲宽度为60μs，其中特别地，脉冲发生器被配置成使用至少四个电极触头来传递电流脉冲。
特别地，在实施例中，所述速率为1470hz，脉冲宽度是120μs，其中特别地，脉冲发生器被配置成使用至少四个电极触头来传递电流脉冲。
此外，根据实施例，脉冲发生器被配置成经由不同的电极触头连续传递电流脉冲，其中对于每个电流脉冲，至少两个电荷平衡电流脉冲经由相应的电极触头随后被传递以达到电荷平衡状态，其中特别地，相应的电荷平衡电流脉冲与经由不同的电极触头中的一个传递的刺激电流脉冲同时传递。
此外，根据实施例，所述速率为300hz，脉冲宽度为300μs，其中特别地，脉冲发生器被配置成使用至少3个电极触头来传递电流脉冲。
此外，根据实施例，所述速率为556hz，脉冲宽度为300μs，其中特别地，脉冲发生器被配置成使用至少3个电极触头来传递电流脉冲。
特别地，根据实施例，所述速率为556hz，脉冲宽度为90μs，其中特别地，脉冲发生器被配置成使用至少三个电极触头来传递电流脉冲。
特别地，在实施例中，所述速率为300hz，脉冲宽度为90μs，其中特别地，脉冲发生器被配置成使用至少三个电极触头来传递电流脉冲。
特别地，在实施例中，所述速率为50hz，脉冲宽度为300μs，其中特别地，脉冲发生器被配置成使用至少三个电极触头来传递电流脉冲。
此外，根据实施例，相应的电流脉冲是阴极电流脉冲，和/或其中相应的电荷平衡电流脉冲是阳极电流脉冲。
此外，根据实施例，脉冲发生器被配置成将电流脉冲传递到患者的中枢神经系统，使得不在患者中诱发知觉障碍。
可替换地，根据实施例，脉冲发生器被配置成将电流脉冲传递到患者的中枢神经系统，使得在患者中诱发知觉障碍。
此外，根据实施例，至少一个电极引线被配置成沿着患者的脊髓植入，并将所述电流脉冲传递到脊髓的纵向区域，该纵向区域大于患者的一个椎骨体。换句话说，有源电极触头紧挨着大于一个椎骨体的组织跨度。
此外，根据实施例，电极引线的相邻的电极触头和/或同时有源的电极触头被分开7mm至14mm范围内的距离。根据实施例，从电极触头的中心到相邻的电极触头的中心进行测量，电极引线的相邻的电极触头和/或同时有源的电极触头被分开6mm至6.5mm范围内的距离。
此外，根据实施例，医疗设备被配置成以交替的方式在接通时段(on-period)期间传递电流脉冲、并且在断开时段(off-period)期间暂停电流脉冲的传递，其中在接通时段期间由脉冲发生器实际传递电流脉冲的时间跨度的长度对应于接通时段的长度的10％至100％，特别地对应于接通时段的长度的25％至100％，特别地对应于接通时段的长度的30％至100％，特别地对应于接通时段的长度的10％至60％。该百分比值也称为占空比值。
本发明的另一方面涉及一种使用根据前述权利要求中的一项的医疗设备来控制电刺激脉冲的方法，其中该方法包括以下步骤：
经由每个电极触头连续传递电流脉冲，其中对于每个电流脉冲，至少一个电荷平衡电流脉冲随后经由相应的电极触头被传递以达到电荷平衡状态，并且其中
所述电流脉冲以1hz至100khz范围内的速率传递，并且其中单独的电流脉冲的脉冲宽度在10μs至10ms的范围内。
此外，根据本发明的又一方面，公开了一种用于产生对患者的电刺激(特别是以脊髓刺激的形式)的医疗设备，包括：
脉冲发生器，其被配置成产生用于对患者进行电刺激的电流脉冲，
至少一个电极引线，其被配置成连接到脉冲发生器，并且包括用于将所述电流脉冲传递到患者的组织的多个电极触头(其中，特别地，根据实施例，所述组织包括脊髓)，其中脉冲发生器被配置成在形成第一组电极触头的(所述多个电极触头中的)至少两个电极之间重复传递电流脉冲，其中所述脉冲发生器还被配置成在每个电流脉冲之后传递电荷平衡电流脉冲，使得相应的电流脉冲与后续的电荷平衡电流脉冲分开一脉冲间间隔，其中相应的电流脉冲的幅度具有与后续的电荷平衡电流脉冲相同的绝对幅度，但具有与其相反的极性，并且其中脉冲发生器被配置成在每个电流脉冲和后续的电荷平衡电流脉冲之间传递在形成第二组电极触头的(所述多个电极触头中的)至少两个另外的电极触头之间传递的电流脉冲。
根据实施例，每个单独的电极触头可以产生所述速率的电流脉冲。优选地，针对阴极刺激脉冲应用该速率。
根据医疗设备的实施例，脉冲发生器还被配置成在第二组电极之间传递的每个电流脉冲之后，在所述第二组电极之间传送电荷平衡电流脉冲，其中在所述第二组电极之间传递的相应电流脉冲的幅度具有与在所述第二组电极之间传递的后续电荷平衡电流脉冲相同的绝对幅度，但具有与其相反的符号。
此外，根据医疗设备的实施例，相应的电流脉冲是由形成阴极的电触头传递的阴极电流脉冲(即，对应于阴极相)，和/或其中相应的电荷平衡电流脉冲是由形成阳极的电触头传递的阳极电荷平衡电流脉冲(即，对应于阳极相)。
此外，根据医疗设备的实施例，两组电极触头在电极引线的纵向延伸方向上一个接一个地布置，其中脉冲发生器被配置成以顺序方式将所述电流脉冲作为阴极电流脉冲传递(即，所谓的顺序阴极串)，使得两组电极触头的每个电极触头在先前电极触头的阴极电流脉冲之后并且在先前电极触头的阳极电荷平衡电流脉冲之前传递阴极电流脉冲。
根据实施例，脉冲发生器被配置成以包括时间和/或空间上的变化的顺序方式传递阴极电流脉冲，该时间和/或空间上的变化即用于传递脉冲的脉冲定时和/或电极触头的选择(或刺激位置)的变化。
特别地，所述电极触头的组包括在电极引线的所述纵向延伸方向上一个接一个布置的(所述多个电极触头中的)第一、第二、第三和第四电极触头，其中第一组电极触头包括第一和第三电极触头，并且其中第二组电极触头包括第二和第四电极触头，使得两个组交叠(即，第二组的第二电极触头布置在第一组的第一和第三电极触头之间，并且第一组的第三电极触头布置在第二组的第二和第四电极触头之间)。
此外，根据实施例，医疗设备是可植入的医疗设备。特别地，脉冲发生器是可植入的脉冲发生器。此外，特别地，电极引线是可植入的电极引线。
基于根据本发明的医疗设备的另一实施例，医疗设备的脉冲发生器被配置成产生用于脊髓刺激的电流脉冲，即医疗设备是脊髓刺激器。
根据医疗设备的另一实施例，沿着电极引线布置的所述多个电极触头总共为八个电极触头。各个电极触头可以是在电极引线的纵向方向上延伸的圆柱形电极触头或在电极引线的圆周方向上延伸的环形电极触头，其中每两个相邻的电极触头分别由形成电极引线的外表面的一部分的电绝缘材料分开。
特别地，基于根据本发明的设备的优选实施例，脉冲发生器被配置成传递电流脉冲，而不会在接收电流脉冲的患者中诱发知觉障碍。
此外，根据医疗设备的实施例，脉冲发生器被配置成传递频率在200hz至100khz范围内的电流脉冲。
此外，根据实施例，电极引线的所述多个电极触头中只有一个电极触头布置在第一组的两个电极触头之间的电极引线上，和/或其中所述多个电极触头中只有一个电极触头布置在第二组的两个电极触头之间的电极引线上。
此外，藉由两组电极触头进行的上述交错电刺激对于多于两对或两组电极也是可行的。
本发明的另一方面涉及一种用于控制电刺激脉冲的方法，其中特别地该方法使用根据本发明的医疗设备(特别是脊髓刺激器)，其中该方法包括以下步骤：
a)在形成第一组电极触头的至少两个电极触头之间传递电流脉冲，此后
b)在第一组的所述电极之间传递电荷平衡电流脉冲，使得电荷平衡电流脉冲的幅度具有与前一电流脉冲的幅度相同的绝对幅度，但具有与其相反的符号，以执行电荷平衡，以及
c)在电流脉冲之后和电荷平衡电流脉冲之前，在形成第二组电极触头的至少两个电极触头之间传递另一电流脉冲。
根据实施例，该方法包括另外的步骤d)，根据该步骤，在所述另外的电流脉冲之后并且在第一组电极触头的电荷平衡脉冲之后，在第二组的所述电极之间传递另外的电荷平衡电流脉冲，其中该另外的电荷平衡电流脉冲的幅度具有与该另外的电流脉冲相同的绝对幅度，但具有与其相反的极性，以执行电荷平衡。
根据该方法的另一实施例，该方法的步骤a)至d)从步骤a)开始重复。
此外，根据该方法的实施例，电流脉冲(即，相应的电流脉冲和相应的另外的电流脉冲)以空间和时间上顺序的方式作为阴极电流脉冲被传递(即，作为所谓的顺序阴极串)，使得两组电极触头中的每个电极触头(作为阴极)在先前电极触头的阴极电流脉冲之后并且在先前电极触头的阳极电荷平衡电流脉冲之前传递阴极电流脉冲。
换句话说，刺激优选地导致顺序的阴极串，其中邻近的电极触头在先前邻近的阴极的阴极刺激之后并且在先前阴极传递其阳极电荷平衡相之前传递阴极刺激。
此外，根据该方法的实施例，电极触头的组沿着包括电极触头的电极引线的纵向延伸方向交叠(例如，参见上文)。
基于根据本发明的方法的另一实施例，电流脉冲以200hz至100khz范围内的频率传递。
此外，根据该方法的实施例，电流脉冲优选地适于执行脊髓刺激(scs)。
基于根据本发明的方法的另一实施例，电刺激/电流脉冲被提供而不诱发知觉障碍(特别是在scs的情况下)。
基于根据本发明的方法的另一实施例，电刺激藉由电流脉冲被提供，以在脊髓中诱发频率从200hz到100khz变化的电场。
根据该方法的另一实施例，在第一组的两个电极触头之间的电极引线上仅布置一个另外的电极触头。此外，特别地，在第二组的两个电极触头之间的电极引线上仅布置一个另外的电极触头。
当然，同样关于根据本发明的方法，上述交错刺激对于多于两对或两组的电极触头也是可行的(参见上文)。
本发明的另一方面涉及使用根据本发明的方法来配置或操作脊髓刺激器。
附图说明
在以下实施例中，将参照附图描述本发明的进一步的特征，其中：
图1示出了根据本发明的医疗设备的实施例，其形式为具有可以植入患者的硬膜外腔的电极引线的脊髓刺激设备；
图2示出了根据本发明的医疗设备的实施例的示意图，其中脉冲发生器被配置用于双偶极脊髓刺激；
图3示出了根据本发明的医疗设备的实施例的示意图，其中脉冲发生器被配置用于双偶极脊髓刺激；
图4示出了可以由根据本发明的医疗设备使用的占空比的原理的示意图；
图5a至图5d示出了根据本发明的医疗设备的实施例的电极引线，其形式为具有四个有源电极触头(称为e1至e4)的8触头scs引线，其中深灰色和浅灰色触头分别是给定电极组的有源阴极和阳极；图5a：第一相，第一组g1，阴极在上。图5b：第二相，第二组g2，阴极在上。图5c：第三相，第一组g1，阴极在下。图5d：最后的相，第二组g2，阴极在下。没有传递刺激的脉冲间的相不被显示。
图6示出了两个电极触头之间的传统的高频刺激波形的图；ap表示阳极相，cp表示阴极相，w表示脉冲宽度，ii表示脉冲间间隔。
图7示出了根据本发明实施例的两个电极触头(分别为g1中的e1、e3和g2中的e2、e4)的组(g1和g2)之间的次知觉(sub-perception)刺激波形图。ap表示阳极相，cp表示阴极相，w表示脉冲宽度，ii表示脉冲间间隔。
图8a至图8d显示了在研究benefit-01中发现的脊柱募集效率(dorsalcolumnrecruitmentefficiency)。图8a：被测试的电极配置；图8b：每个配置的归一化知觉障碍阈值幅度；图8c：每个配置的阻抗；图8d：经由每个配置的脊柱募集达到知觉障碍阈值所需的平均功率；
图9显示了用于scs刺激的脊髓模型的横截面(a)，以及最表层的1、10、100和200dc纤维的募集区的轮廓(b)；和
图10a至图10b示出了在不同电极配置的情况下，激活最表层(最背侧)1、10、100和200μm深dc纤维所需的刺激幅度(图10a)和电功率(图10b)；和
图11是示出在阴极优先的情况下，在三(3)个电极之间的新颖的刺激波形的一个实施例的图；
图12是示出在阴极优先的情况下，在四(4)个电极之间的新颖的刺激波形的另一实施例的图；
图13是示出在阳极优先的情况下，在四(4)个电极之间的新颖的刺激波形的另一实施例的图；
图14是示出在阴极优先的情况下，在三(3)个电极之间的新颖的刺激波形的另一实施例的图；
图15是示出在阴极优先的情况下，在三(3)个电极之间的新颖的刺激波形的另一实施例的图。
具体实施方式
传统的基于知觉障碍的脊髓刺激(scs)治疗利用脊柱轴突募集来诱发与伤害性感受区域交叠的刺痛感觉，从而减少疼痛的知觉和体验。其效果在几分钟内开始，并且患者通常忍受知觉障碍感觉以用于持续减少他们对疼痛的知觉。患者可以使用患者遥控器将刺激幅度调节到更大的水平，以在疼痛加剧期间增强其疼痛缓解，并且可以在放松、疼痛减轻或不同的身体位置(影响引线位置相对于脊髓的位置)期间减少知觉障碍的幅度和感觉。由于知觉障碍是一种不自然的感觉，病人通常更喜欢使用这种控制来使它最小化。
基于知觉障碍的刺激的作用机理如下：scs电极引线在脊髓的脊柱上方产生的电场在轴向定向的大脊柱轴突中诱发动作电位，该动作电位与向大脑传导感觉信息相关。这些动作电位传播到大脑，诱发知觉障碍感觉，并逆行进入脊髓灰质的背角网络。动作电位的这种逆行传播到达并刺激抑制性中间神经元，所述抑制性中间神经元的激发促进了对疼痛中继神经元的抑制。
高频scs治疗利用1khz至100khz之间的刺激频率来实现神经调节效果，而无需募集与知觉障碍相关联的脊柱纤维。研究表明，这种治疗方式减少了负责将疼痛感觉从外周中继到中枢神经系统的背角中间神经元的致敏反应。与这种刺激相关联的疼痛缓解可能需要几个小时到一天才能生效。
图6示出了图示两个电极e1、e2之间的传统高频刺激波形的图。刺激以宽度为w的阴极相cp开始，包含脉冲间间隔ii，以宽度为w的阳极(电荷平衡)相ap结束，并重复。返回电极e2通过相同但相反的电流。附加的电极可以共享不同的电流量，但是具有相同的定时和波形。
这种治疗模式的作用机理仍在争论中；然而，流行的理论如下。高频scs刺激对在低频治疗中促进知觉障碍的脊柱轴突几乎没有影响，相反，这种刺激被认为直接诱发脊髓背角中的椎板i神经元上的增强变化。这种增强变化触发了细胞内信令反应的级联，这诱发对背角中的神经性疼痛中继神经元的敏化的直接禁止和对其活性的抑制。
这种方法在频率上类似于已经使用了几十年的高频经皮脊髓电疼痛缓解(transcutaneousspinalelectroanalgesia，tse)。高频tse和高频scs之间疼痛缓解作用的潜在机理和部位是否相同仍有待确定。
在最近的临床研究中(参见图8a至图8d)，测试了几种常见的刺激触头的组合，以利用固定的刺激波形参数集来确定它们的知觉障碍阈值电流。还测量了这些触头之间的阻抗，以便允许计算每个电极触头组合的知觉障碍阈值功率。研究的这一部分发现，与间隔开的双极或三极(ec606，ec607)相比，双极邻近电极触头对和具有多个阴极的电极触头组合(ec603，ec605，ec608)是相对无效的刺激技术。除了交错延迟的电荷平衡之外，还通过利用电极触头之间的间隔来将这些发现以用于本文公开的发明。
特别地，本发明因此提供了一种scs刺激方法，该方法被设计成与现有方法相比，减少了能量需求，同时提供等同或改善的疼痛缓解以及对疼痛的皮肤区域更广泛的治疗覆盖。
特别地，本发明可以与可植入脊髓刺激器一起使用，可植入脊髓刺激器包括植入在患者的脊椎腔中的硬脑膜上空间(supra-duralspace)中的经皮电极或桨状引线。使用这种引线，本发明特别允许通过在电荷平衡之前施加时间延迟以允许在刺激电极触头的电荷平衡(极性反转)之前单个脉冲对神经元跨膜电位的影响最大化地生效，从而向患者提供脊髓刺激。同时，所公开的刺激通过在该延迟时间期间将相同极性的脉冲传递到邻近电极触头上而使刺激脉冲的治疗效果最大化。特别地，这种方法不同于传统的神经调节刺激，其中每个刺激脉冲及其电荷平衡相发生在另一组电极上的刺激之前。
图1结合图2示出了用于产生对患者p的电刺激的医疗设备1的实施例，医疗设备1包括被配置成产生用于对患者p进行电刺激的电流脉冲的脉冲发生器2以及至少一个电极引线3，该至少一个电极引线3被配置成连接到脉冲发生器2并且包括用于将所述电流脉冲传递到患者p的组织s的多个电极触头e1，…，e8，其中脉冲发生器2被配置成以1hz至100khz范围内的速率产生所述电流脉冲，并且其中单独的电流脉冲的脉冲宽度在10μs至10ms的范围内。
特别地，如图2所示，医疗设备1的脉冲发生器2被配置成在所述多个电极触头中的两个电极触头e1、e3之间传递电流脉冲cp，并且在所述两个电极触头e1、e3之间传递电荷平衡电流脉冲ap以达到电荷平衡状态之前，在所述多个电极触头中的两个另外的电极触头e2、e4之间传递随后的电流脉冲cp。
这样，根据本发明的医疗设备1实现了用于功率有效刺激的空间和时间模式。这个模式的基本概念如图2所示。特别地，在每个刺激周期(t＝1/频率)期间，阴极电流脉冲cp以连续模式从每个有源电极触头e1，…，e4传递。这允许在每个刺激周期经由e1，…，e4的每个有源电极触头(这里是四个电极触头)提供治疗(阴极)电流脉冲传递。这增加了治疗调节的空间范围。
此外，为了产生有效的治疗刺激，从一个电极触头的中心到相邻电极触头的中心测量，电极触头e1，…，e4优选地彼此间隔约14mm。已经发现，与现有技术相比，这种电极触头间隔允许以更低的电流幅度来调节脊髓中更深的组织。
此外，图2中所示的所谓的双偶极刺激包括在每个电极触头e1，…，e4上的治疗电流脉冲cp的延迟平衡。
尽管需要安全地避免组织中的电化学反应，但是相应的阳极电荷平衡相ap可能会降低先前阴极相cp的治疗、调节效果。通过延迟阳极电荷平衡相ap，减少了其影响治疗效果的可能性。
在以两倍频率工作的标准“高密度”治疗中，因此需要大约相同的能量(参见图6)，治疗影响大约局限于活动电极触头e1、e2之间的区域。其次，有源电极e1、e2的紧密接近减少了治疗调节对脊髓的穿透深度。最后，阴极调节相cp被随后的平衡相ap迅速抵消。这有可能减少治疗效果。
根据图2的双偶极脊髓刺激已经显示出使用例如四个有源电极触头e1，…，e4特别有效，其中电流脉冲cp的速率和脉冲宽度如下：
-速率＝1470hz，脉冲宽度＝90μs，
-速率＝625hz，脉冲宽度＝200μs，
-速率＝1470hz，脉冲宽度＝60μs，或
-速率＝1470hz，脉冲宽度＝120μs
对于这些速率和脉冲宽度，电流脉冲cp和电荷平衡电流脉冲ap优选地幅度在0.1ma至10ma的范围内。
如图4中进一步示出的，在实施例中，根据本发明的医疗设备1被配置成以交替的方式在接通时段(接通时间)期间传递电流脉冲cp、并且在断开时段(断开时间)期间暂停电流脉冲cp的传递，其中在接通时段(接通时间)中脉冲发生器2实际传递电流脉冲的时间跨度的长度对应于接通时段的长度的10％至100％，特别是对应于接通时段的长度的30％至100％。
换句话说，“占空比”意味着医疗设备1的脉冲发生器2可以被编程为，对于某些相治疗是“接通时间”，而对于某些相治疗是“断开时间”。占空比值定义了治疗在“接通时间”内持续进行的时间(单位为％)。
虽然在图1和图2所示的实施例中，e1、e2、e3、e4的电极触头的数量被限制为四个电极触头，但是有源电极触头的数量优选地在从4到32的范围内。
根据图1和图3所示的替代实施例，脉冲发生器2被配置成经由相关联的电极触头e1、e3、e5连续传递电流脉冲cp，其中对于每个电流脉冲cp，至少两个电荷平衡电流脉冲ap经由相应的电极触头e1、e3、e5随后被传递以达到电荷平衡状态。这里，相应的电荷平衡电流脉冲ap优选地与电流脉冲cp之一同时传递。
图3中所示的配置也被表示为旋转阴极脊髓刺激，并且还实现了用于功率有效刺激的空间和时间刺激模式。这里，在每个刺激周期(t＝1/频率)期间，阴极电流脉冲cp以顺序的方式从每个有源电极触头e1、e3、e5传递。
这允许在每个有源电极触头上在每个刺激周期上提供治疗(阴极)电流脉冲传递(在这个示例中，三个电极触头e1、e2、e3跨越五个电极触头的长度)。这增加了治疗调节的空间范围。此外，在旋转阴极配置中的刺激优选地在有源相邻电极触头e1、e3、e5之间使用约14mm的最佳间距。此外，先前的研究表明，与现有技术相比，这种电极触头间隔允许以更低的电流幅度调节脊髓中更深的组织。
此外，在每个电极触头e1、e3、e5上的治疗电流脉冲cp的延迟平衡虽然是安全避免组织中的电化学反应所必需的，但是会降低先前阴极相的治疗调节效果。通过延迟阳极电荷平衡相ap，减少了其影响治疗效果的可能性，其中阳极电流跨多个电极(即图3中的两个电极)分布。这将增加治疗调节的区域，并减少电极配置的阻抗(从而减少功率需求)。
图3中所示的配置允许跨越更多数量的电极触头(更大的治疗影响区)，并且已经显示出使用长脉冲宽度(例如300μs)和电流脉冲cp的低速率(例如300hz)产生极好的疼痛缓解(参考究benefit-02)。更长的脉冲宽度通常在更低的电流幅度下产生治疗效果。这与低刺激频率相结合，大大减少了功率需求。
特别是，使用例如三个有源电极触头(e1、e3、e5)，下列参数值显示了非常好的结果：
-速率＝300hz，脉冲宽度＝300μs，
-速率＝556hz，脉冲宽度＝300μs，
-速率＝556hz，脉冲宽度＝90μs，
-速率＝300hz，脉冲宽度＝90μs，或
-速率＝50hz，脉冲宽度＝300μs。
特别地，以上参数优选地与数量范围从3到32个、特别是数量范围从3到6个的有源电极触头一起使用。占空比优选地为接通时间的25％-100％的范围内(参见图4)，并且电流脉冲的幅度优选地在0.01ma至20ma的范围内。特别地，有源电极触头之一可以是医疗设备1的罐(外壳)或者组合在一起的其他电极触头的组。
示例
特别地，已经进行了以下测量，以使用根据本发明的医疗设备1/方法来评估疼痛缓解；
示例1：旋转阴极
这里，受试者被植入两个经皮8触头scs引线3，其中第一引线的引线尖端被放置在上部t9，第二引线的引线尖端被放置在下部t9级别。触头覆盖范围在上部t9和中部t11之间。受试者经受下背部疼痛和腿部疼痛，选择的刺激电极为第二引线的e4、e6和e8(最下的触头)。受试者接受300hz和300μs、连续的、幅度为1.1ma的3-相多相治疗。受试者基线疼痛为9/10，治疗后疼痛达到1/10。根据实施例，连续意味着脉冲序列总是接通的，没有占空比。
示例2：双偶极
受试者被植入两个经皮8触头scs引线3，第一引线的尖端位于上部t9，第二引线的尖端位于t9中部。触头覆盖范围在上部t9和上部t11之间。受试者经受下背部疼痛和腿部疼痛，选择的刺激电极是第一引线上的e1(最上的触头)、e2、e3和e4。受试者接收1492hz、90μs、连续的、4.8ma的4-相多相治疗。受试者的基线疼痛为7/10，治疗后疼痛达到2/10。
示例3：旋转阴极
受试者被植入两个经皮8触头scs引线3，其中第一引线的尖端位于下部t7，第二引线的尖端位于中部t8级别。触头覆盖范围在下部t7和下部t10之间。受试者经受下背部疼痛和腿部疼痛，选择的刺激电极是第一引线上的e4、e6和e8(最下的触头)。受试者接受了556hz、300μs、连续的、0.7ma的3-相多相治疗。受试者的基线疼痛为7/10，治疗后疼痛达到2/10。受试者描述了利用多相治疗改善的腿部疼痛，该改善的腿部疼痛是标准的10khz30μs刺激不能达到的。
示例4：双偶极
受试者被植入两个经皮8触头scs引线3，其中第一引线的尖端位于上部t9，第二引线的尖端位于下部t10级别。触头覆盖范围在上部t9和上部t12之间。受试者经受下背部疼痛和腿部疼痛，选择的刺激电极触头为第二引线上的e1(最上的触头)、e2、e3和e4。受试者接受了625hz、200μs、连续的、0.24ma的4-相多相治疗。受试者基线疼痛为9/10，治疗后疼痛达到3/10。
此外，图1结合图5a至图5d和图7示出了根据本发明又一方面的医疗设备1的实施例，该医疗设备包括：脉冲发生器2，其被配置成产生用于对患者进行电刺激的电流脉冲；电极引线3，其被配置成连接到脉冲发生器2，并且包括用于将所述电流脉冲传递到患者p的组织(这里，脊髓s)的多个电极触头e1…e8，其中脉冲发生器2被配置成在形成所述多个电极触头的电极触头的第一组g1的两个电极e1、e3之间重复传递电流脉冲cp，并且其中脉冲发生器2还被配置成在第一组的所述电极之间的每个电流脉冲cp之后传递电荷平衡电流脉冲，使得相应的电流脉冲cp与后续的电荷平衡电流脉冲ap分开了脉冲间间隔ii，其中相应的电流脉冲cp的幅度a具有与后续电荷平衡电流脉冲ap相同的绝对幅度a，但具有与其相反的符号，并且其中脉冲发生器2被配置成在每个电流脉冲cp、和在第一组g1的电极之间传递的后续电荷平衡电流脉冲ap之间传递在形成电极的第二组g2的另外两个电极e2、e4之间传递的电流脉冲cp。
特别地，脉冲发生器2还被配置成在第二组g2的所述电极e2、e4之间传递的每个电流脉冲cp之后，在第二组g2的所述电极e2、e4之间传递电荷平衡电流脉冲ap，其中在第二组g2的所述电极e2、e4之间传递的相应电流脉冲cp的幅度b具有与在第二组的所述电极e2、e4之间传递的后续电荷平衡电流脉冲ap相同的绝对幅度，但具有与其相反的极性。
在本实施例中，根据图5a至图5d，使用了4个有源电极触头e1至e4，它们特别地分开7mm(中心到中心)，其中每两个相邻电极触头之间的对应间隙填充有形成引线3的外表面3a的一部分的电绝缘部分30。
特别地，如图5a至图5d所示，电极触头e1…e4的所述组g1、g2包括在电极引线3的纵向延伸方向x上一个接一个布置的第一、第二、第三和第四电极触头e1、e2、e3、e4，其中电极触头的第一组g1包括第一和第三电极触头e1、e3，并且其中电极触头的第二组g2包括第二和第四电极触头e2、e4，使得两个组g1、g2交叠，即第二组g2的第二电极触头e2布置在第一组g1的第一电极触头e1和第三电极触头e3之间，并且第一组g1的第三电极触头e3布置在第二组g2的第二电极触头e2和第四电极触头e4之间。
如图5a至图5d和图7进一步所示，这些电极触头组g1、g2可用于从脉冲发生器2传递刺激，如下所述。这里，两个组g1、g2形成两个独立的刺激通道，其中第一个通过电极触头e1和e3提供刺激，第二个通过电极触头e2和e4提供刺激。每个通道g1、g2以对称的电荷平衡波形提供双极恒流刺激。对于每个电极触头，阴极刺激相(电流脉冲)cp由被延迟半个周期的阳极相(电荷平衡电流脉冲)ap平衡，阴极刺激相cp也作为对成对的电极触头的阴极刺激。特别地，两个通道或组g1、g2以相同的频率提供刺激，但是具有周期时间段的0.25倍的时段延迟。这导致在解剖学上不同的位置每0.25个周期进行一次阴极刺激，从而提供有效的治疗覆盖。
特别地，如图7所示，脉冲发生器2被配置成以顺序方式传递所述阴极电流脉冲cp，即作为顺序阴极串t，使得两个组g1、g2的每个电极触头e1…e4在先前电极触头的阴极电流脉冲cp之后并且在先前电极触头的阳极电荷平衡电流脉冲ap之前传递阴极电流脉冲cp。
优选地，如图5a至图5d(例如g1)中所示的相应的电极触头间隔cs(其被定义为2-20mm，例如2-3mm、7mm、14mm)被选择为足够大以提供脊髓内和沿脊髓的有效电场穿透，以用于完全的治疗覆盖，同时最小化触头之间的神经元跨膜电位变化的空间总和，脉冲间间隔被选择为足够大以减少神经不应期效应，并且交错刺激被设置为具有对称的电荷平衡相。刺激低于阈值，即刺激幅度被设置为感知阈值以下，因此不会产生患者能够感觉到的感觉。
此外，在图7中示出了根据本发明的方法的实施例。据此，刺激(特别是scs)以阴极相cp开始，包含脉冲间间隔ii，并以阳极(电荷平衡)相ap结束，并重复。返回电极通过相同但相反的电流。相应的组g1或g2的刺激发生在前一个组g2或g1的电荷平衡相之间。
具体而言，该方法至少包括以下步骤：
·在第一组g1所包括的至少两个电极e3、e1之间传递幅度为-a的电流脉冲cp，
·在第一组g1的电荷平衡ap之前，在第二组g2所包括的至少两个电极e2、e4之间传递幅度为-b的电流脉冲cp。
此外，特别地，执行以下步骤：
·传递幅度为a的电荷平衡电流脉冲ap接着被传递到第一组g1，
·传递幅度为b的电荷平衡电流ap接着被传递到第二组g2，
·电流脉冲以循环方式重复。
如前所述，电刺激优选地产生图7所示的顺序阴极串t，其中相邻电极触头e1、e2、e3、e4在先前的邻近的阴极的阴极刺激之后并且在先前阴极传递其阳极电荷平衡相ap之前传递阴极刺激cp。
在前面提到的临床研究“benefit-01”中测试的刺激参数在之前的建模研究中进行了评估。该建模研究比较了六种被测试的电极配置的脊柱(dc)轴突的激活阈值(见图5(a)：ec602、ec603、ec605、ec606、ec607、ec608)。dc纤维激活在文献中被广泛认为是低频(lf)scs诱发的疼痛缓解的主要机理[1]，[2]。尽管根据本发明的高频(hf)scs和刺激模式中涉及的机理可能不同于lfscs，但dc纤维反应仍然是刺激诱发的神经元影响的比较指标。
所有的刺激都是使用耦合到脊髓的3d模型的数学轴突模型进行的，其中一个单个植入的引线参照脊髓背腹侧中线上的硬脑膜定位(见图9)。针对覆盖脊柱区的神经元网格，即脊柱纤维，计算激活阈值。图10a和图10b分别绘出了激活表面脊柱区中的第一个1、10、100和200个神经元(即最靠近电极的纤维)所需的幅度和电功率。
该结果支持了临床发现，即与间隔开的一个阴极的布置相比，邻近双极电极对和多个阴极(ec603、ec605、ec608)是相对无效的配置。这些发现从一个单个的纤维的募集延伸到200个最表面的dc神经元，这表明无论刺激目标是位于脊髓的表层区还是更深的内部，这些相对性能都持续存在。因此，在本发明的实施例中的间隔开的双极电极配置的应用将有助于减少scs能量需求，同时保持等同或改善的性能。
根据本发明，“间隔开的”电极配置应被理解为空间上分开的至少两个电极。电极之间的距离可以是例如2-3mm、7mm、14mm(从电极的中心到中心测量)。
本发明可用于提供一种新颖的scs治疗刺激方法，与现有技术相比，该方法以高的频率、更低的能量需求和更宽的覆盖范围传递疼痛缓解神经调节。
根据本发明的这种刺激模式利用阴极刺激提供了脊髓段级别(沿着脊髓轴)的更广泛的覆盖，这种阴极刺激已知能驱动神经元去极化。由于脊髓中纤维的地形分布，刺激脊髓的更大纵向部分意味着直接或间接连接到更多皮肤区域的神经元件的活动将被刺激所调节。此外，由于与次知觉脊髓刺激相关联的延迟发作时间、和基于次感知和知觉障碍的scs治疗之间的神经靶点的可能差异，引线放置通常不与低频scs诱发的知觉障碍相关，而是相当随意地放置在t9-t10椎骨连接处。通过覆盖脊髓级别的更广泛的部分，这种新的scs治疗将对止痛最佳点的变化不太敏感。
特别地，由于一个给定电极触头的每个脉冲之间的较长时段，可能的脉冲宽度w的范围大于高频刺激模式。利用这种新的刺激模式，编程不同的脉冲宽度w将允许更适应患者之间和患者内部的可变性的治疗，因此将通过使刺激设置适于新发展的疼痛区而在短期内也在长期内增加scs响应的比率。
图11示出了在阴极优先的情况下，在三个(n＝3)治疗电极之间的根据本发明的刺激波形的一个实施例的示意图。该示例性系统/设备包括三(3)个电极(电极1、电极2和电极3)，三(3)个电极中的每一个都经历具有电流幅度为i的阴极相(治疗相，在此也称为治疗电脉冲)和通过治疗相的反向电流幅度的1/2的一系列两(2)个电荷平衡阳极相(电荷平衡相，在此也称为电荷平衡电脉冲)的循环模式。治疗相和电荷平衡相间隔一(1)个相间间隔。当电极1通过幅度为i的治疗相时，电极2和电极3中的每一个都通过幅度为i/2的一(1)个电荷平衡相。当电极2通过幅度为i的治疗相时，电极1和电极3中的每一个都通过幅度为i/2的一(1)个电荷平衡相。当电极3通过幅度为i的治疗相时，电极2和电极1中的每一个都通过幅度为i/2的一(1)个电荷平衡相。在电极3通过一(1)个治疗相之后，循环再次从电极1开始，直到终止。以这种方式，保持任何给定电极上的电荷中性，并且在波形中任何给定时间，离开阴极的电流总和等于进入阳极的电流总和。
图12示出了在阴极优先的情况下，在四(n＝4)个治疗电极之间的根据本发明的刺激波形的另一实施例的示意图。该示例性系统包括四(4)个电极(电极1、电极2、电极3和电极4)，四(4)个电极中的每一个经历具有电流幅值i的阴极相(治疗相，在此也称为治疗电脉冲)和通过治疗相的反向电流幅值的1/3的一系列三(3)个电荷平衡阳极相(电荷平衡相，在此也称为电荷平衡电脉冲)的循环模式。治疗相和电荷平衡相间隔一(1)个相间间隔。当电极1通过幅度为i的治疗相时，电极2、电极3和电极4中的每一个都通过幅度为i/3的一(1)个电荷平衡相。当电极2通过幅度为1的治疗相时，电极1、电极3和电极4中的每一个都通过幅度为i/3的一(1)个电荷平衡相。当电极3通过幅度为i的治疗相时，电极1、电极2和电极4中的每一个都通过幅度为i/3的一(1)个电荷平衡相。当电极4通过幅度为i的治疗相时，电极1、电极2和电极3中的每一个都通过幅度为i/3的一(1)个电荷平衡相。在电极4通过一(1)个治疗相后，循环再次从电极1开始，直到终止。以这种方式，任何给定电极上的电荷保持中性，并且在波形中的任何给定时间，离开阴极的电流总和等于进入阳极的电流总和。
图13示出了在阳极优先的情况下，在四(n＝4)个治疗电极之间的根据本发明的刺激波形的另一实施例的示意图。示例性系统/设备包括四(4)个电极(电极1、电极2、电极3和电极4)，三(3)个电极中的每一个都经历具有电流幅度为i的阳极相(治疗相，在此也称为治疗电脉冲)和通过治疗相的反向电流幅度的1/3的一系列两(2)个电荷平衡阴极相(电荷平衡相，在此也称为电荷平衡电脉冲)的循环模式。治疗相和电荷平衡相间隔一(1)个相间间隔。当电极1通过幅度为i的治疗相时，电极2、电极3和电极4中的每一个都通过幅度为i/3的一(1)个电荷平衡相。当电极2通过幅度为i的治疗相时，电极1、电极3和电极4中的每一个都通过幅度为i/3的一(1)个电荷平衡相。当电极3通过幅度为i的治疗相时，电极1、电极2和电极4中的每一个都通过幅度为i/3的一(1)个电荷平衡相。当电极4通过幅度为i的治疗相时，电极1、电极2和电极3中的每一个都通过幅度为i/3的一(1)个电荷平衡相。在电极4通过一(1)个治疗相之后，循环再次从电极1开始，直到终止。以这种方式，任何给定电极上的电荷保持中性，并且在波形中的任何给定时间，进入阳极的电流总和等于离开阴极的电流总和。
可替换地，阳极和阴极优先可以以不同的顺序混合或组合，可替换地，电荷平衡相的幅度对于每个相可以具有不同的值。
图14示出了在阴极优先的情况下，在三(3)个电极之间的新颖的刺激波形的另一实施例的示意图。刺激以阴极相开始，包含相间间隔，以一系列阳极(电荷平衡)相结束，这些阳极相与不同电极的阴极相对齐。在该示例中，每个返回电极(当电极1刺激时，电极2和电极3)通过幅度的1/2和相反的电流作为当前的有源阴极电极，并且第二阳极相被传递有无源平衡，该无源平衡可以持续比相对电极的阴极相更长的时间。以这种方式，任何给定电极上的电荷保持中性，并且在波形中任何给定时间，离开阴极的电流总和等于进入阳极的电流总和。
图15示出了在阴极优先的情况下，在三(3)个电极之间的新颖的刺激波形的另一实施例的示意图。刺激以阴极相开始，包含相间间隔，以一系列阳极(电荷平衡)相结束，这些阳极相与不同电极的阴极相对齐。在该示例中，返回电流不共享相等的电流，但是它们的电流之和等于幅度，并且与当前有源阴极电极的电流相反。以这种方式，任何给定电极上的电荷保持中性，并且在波形中任何给定时间，离开阴极的电流总和等于进入阳极的电流总和。
对于本领域技术人员来说显而易见的是，根据以上教导，所描述的示例和实施例的许多修改和变化是可能的。所公开的示例和实施例仅出于说明的目的而呈现。因此，本发明旨在涵盖所有这些可能落入本发明真实范围内的修改和替代的实施例。
1.用于产生对患者(p)的电刺激的医疗设备(1)，包括：
脉冲发生器(2)，被配置成产生用于对患者(p)进行电刺激的电流脉冲(cp)，以及
至少一个电极引线(3)，被配置成连接到脉冲发生器(2)，并且包括用于将所述电流脉冲(cp)传递到患者(p)的组织(s)的多个电极触头(e1…e8)，
其中，所述脉冲发生器(2)被配置成以1hz至100khz范围内的速率产生所述电流脉冲(cp)，并且其中单独的电流脉冲(cp)的脉冲宽度在10μs至10ms的范围内。
2.根据权利要求1所述的医疗设备，其中所述速率在50hz至1470hz的范围内，并且其中所述脉冲宽度在30μs至1000μs的范围内。
3.根据权利要求1或2所述的医疗设备，其中相应的电流脉冲的幅度在0.01ma至20ma的范围内，优选的在0.1ma至10ma的范围内。
4.根据权利要求1或2所述的医疗设备，其中所述脉冲发生器被配置成在所述多个电极触头中的两个电极触头(e1、e3)之间传递电流脉冲(cp)，并且在所述两个电极触头(e1、e3)之间传递电荷平衡电流脉冲(ap)之前在所述多个电极触头中的两个另外的电极触头(e2、e4)之间传递随后的电流脉冲(cp)。
5.根据前述权利要求中的一项所述的医疗设备，其中所述速率为1470hz，并且所述脉冲宽度为90μs。
6.根据权利要求1至4中的一项所述的医疗设备，其中所述速率为625hz，并且所述脉冲宽度为200μs。
7.根据权利要求1至3中的一项所述的医疗设备，其中所述脉冲发生器(2)被配置成经由不同的电极触头(e1、e3、e5)连续传递电流脉冲(cp)，其中对于每个电流脉冲(cp)，至少两个电荷平衡电流脉冲(ap)与经由不同的电极触头(e1、e3、e5)中的一个传递的刺激电流脉冲同时传递，其中特别地，相应的电荷平衡电流脉冲(ap)与电流脉冲(cp)中的一个同时传递。
8.根据权利要求7所述的医疗设备，其中所述速率为300hz，并且所述脉冲宽度为300μs。
9.根据权利要求7所述的医疗设备，其中，所述至少两个电荷平衡脉冲(ap)在电流脉冲(cp)中的一个结束后的10ms内完成。
10.根据权利要求7所述的医疗设备，其中所述速率为556hz，并且所述脉冲宽度为300μs。
11.根据前述权利要求中的一项所述的医疗设备，其中所述脉冲发生器(2)被配置成将所述电流脉冲(cp)传递到患者(p)的中枢神经系统，使得不在患者(p)中诱发知觉障碍。
12.根据权利要求1至10中的一项所述的医疗设备，其中所述脉冲发生器(2)被配置成将所述电流脉冲(cp)传递到患者(p)的中枢神经系统，使得在患者(p)中诱发知觉障碍。
13.根据前述权利要求中的一项所述的医疗设备，其中所述至少一个电极引线(3)被配置成沿着患者(p)的脊髓植入，并且将所述电流脉冲(cp)传递到脊髓的纵向区域，所述脊髓的纵向区域大于患者的一个椎骨体。
14.根据前述权利要求中的一项所述的医疗设备，其中相邻的电极触头(e1、e2)和/或同时有源的电极触头(e1、e3、e5)相隔7mm至14mm范围内的距离。
15.根据前述权利要求中的一项所述的医疗设备，其中所述医疗设备(1)被配置成以交替方式在接通时段期间传递电流脉冲(cp)、并且在断开时段期间暂停电流脉冲(cp)的传递，其中在相应接通时段中由所述脉冲发生器(2)传递电流脉冲的时间跨度包括对应于相应接通时段的长度的10％至100％，特别地对应于相应接通时段的长度的25％至100％，特别地对应于相应接通时段的长度的30％至100％，特别地对应于相应接通时段的长度的10％至60％。
16.一种使用根据前述权利要求中的一项的医疗设备来控制电刺激脉冲的方法，其中所述方法包括：
经由不同的电极触头(e1、e2、e3、e4；e1、e3、e5)连续传递电流脉冲(cp)，其中对于每个电流脉冲(cp)，至少一个电荷平衡电流脉冲(ap)经由相应的电极触头随后被传递，并且其中
所述电流脉冲(cp)以从1hz到100khz范围内的速率传递，并且其中单独的电流脉冲(cp)的脉冲宽度在10μs到10ms范围内。
技术总结