发明领域
本发明涉及用于电气地刺激脊髓的设备和方法。说得更具体些，本发明涉及 通过改变以线电极横向地加到脊髓轴的至少两个分开的电压或电流受控源的脉 冲参数来改变的脊髓刺激强度和位置的设备和方法。
背景技术
在硬膜外脊髓刺激(epidural spinal cord stimulation，ESCS)中，两个主要 的实际问题降低了此疗法的功效。一是很难把刺激引起的感觉异常引向所需的 皮肤区域，另一个是对刺激的运动响应问题，它减少了刺激的幅度范围。一般认 为在ESCS中，对于长期的疼痛感觉异常应覆盖整个疼痛区域。用现有的刺激方 法和设备，只有非常熟练和有经验的外科医生才能如此放置引线，从而在经过一 段时间达到所需的重叠并获得所需的结果。很难在外科手术中把刺激集中在所 需的区域，即使通过选择不同的接触组合、脉冲速率、脉冲宽度或电压可进行一 些小的再调节，用单道方法在后来也不可能再把刺激集中。
特别是非常希望在外科手术后可再集中感觉异常，因为即使在外科手术中 感觉异常完全覆盖了疼痛区，但在术后所需的感觉异常图形也常会改变。这可由 引线的迁移或组织的变化(诸如在电极周围生长出连接组织)之类的情况引起。 在第5,121,754号美国专利中已提出使用可变形末端形状的引线解决引线放置 问题。
使用数学模型，我们已发现由多个脉冲发生器和连接的电极产生的同步刺 激引起的势场叠加将导致被刺激脊髓区的大小和形状发生明显的变化。这意味 着由脉冲发生器输出中选择性的参数变化可获得刺激场的手术后变化。被刺激 的脊髓区中的这些变化将不仅提高疼痛抑制力而且还将减少或消除不想要的运 动响应。
第3,379,462号美国专利提出了多个电极，但没有提及手术后场的变化，也 没有提及多道刺激引起的叠加场。
第3,646,940号美国专利提出了电气装置，用于使用几个脉冲发生器(电气 地连接到多个相隔的电极)局部地刺激电气刺激易兴奋组织的物质。提出的问题 包括膀胱排空，其中电脉冲将收缩膀胱，但同时也收缩括约肌而阻止膀胱排空。 使用第二个时间偏移的电脉冲阻止括约肌的响应来克服此问题。使用分离的双 极电极以刺激多个位置处的神经的方法不能解决相应于脊髓偏移刺激场所必需 的场叠加的问题。这是因为依据此做法的刺激位置分隔得如此远，从而势场不重 叠，这样即使脉冲同步地加到两个双极电极上也不能由线性叠加给出另一个场。 此外，外科植入分离的电极对不能获得建立所需和已知的场叠加所必需的双极 电极相互精确和稳定的定位。因此，该专利没有提出使用变化的叠加场来改变复 原的神经纤维的数目。
由现存的设备和方法没有解决把感觉异常产生的刺激引向所需的皮肤区 域、不想要的对刺激的运动响应、对引线的迁移或在外科手术中的不正确定位的 修正、以及形成手术后场的明显变化等问题。
发明内容
本发明的设备提供了一些由电流产生的用于硬膜外脊髓刺激的叠加电场。 此设备使用多道神经脉冲发生器，它提供被独立控制的电压或电流脉冲。连到脉 冲发生器的引线在其远端具有相应于通道数的电极。植入的引线离脊髓有几个 毫米，电极阵列横向并面对脊髓。由刺激器通道给出的脉冲的时间可选择为同步 的或错开的，幅度可选择为相等的或不等的，或两者兼而有之。这些能力可使电 场在植入后发生偏移，以优化感觉异常的效果或消除不想要的运动响应。与单个 电场相比，使用由电极的横向组合产生的多个叠加势场导致不同和可变的被刺 激脊髓区，这样提供了更好的可控感觉异常的效果。对手术后偏移和改变被刺激 脊椎区(不论单独使用或结合使用)提供的不同手段可使被刺激区适合个人特殊 的脊髓位置。
附图概述
图1是植入了使用本发明的神经刺激系统的病人的示意图。
图2是示出植入本发明绝缘引线的脊髓的剖面图。
图3是用于计算机模拟的脊髓的中颈部剖面的简化的几何模型。
图4A是三个排齐的电极以及它们连到两个脉冲发生器的示意图。
图4B是刺激阴极电极和相隔的阳极电极以及它们连到一个用于单极刺激 的脉冲发生器的示意图。
图5示出来自两个脉冲发生器的同步脉冲。
图6示出来自两个脉冲发生器的时间上错开的脉冲。
图7示出当把图4B的电路产生的图5的单个脉冲序列加到此模型时获得 的电势场，此势场由等势线代表。
图8示出当把图4A的电路产生的两个等幅同步脉冲序列加到此模型时获 得的的电势场。
图9示出相应于图7所示使用图4B的单个脉冲序列电路的势场的复原区。
图10示出相应于图8所示使用图4A的电路产生的两个等幅同步脉冲序 列的的势场的复原区。
图11示出当把图4A的V2产生的脉冲序列的幅度设定为零时获得的势 场，电极58和60具有相同的负电压并都用作阴极。
图12示出相应于图11的势场的复原区，在电极58和60之间产生的脉冲 序列的幅度为零，从而电极具有相同的负电压。
图13示出当把两个等幅的同步脉冲序列加到此模型时获得的势场(中央电 极偏离脊髓中线1.0mm)。
图14示出相应于图13中具有两个等幅同步脉冲序列且中央电极偏离脊髓 中线1.0mm的势场的复原区。
图15示出当把两个同步脉冲序列加到此模型时获得的势场，在电极56和 58之间的脉冲幅度V1小于电极58和60之间的脉冲幅度V2，中央电极偏离脊 髓中线1.0mm。
图16示出相应于图15中具有两个不等幅同步脉冲序列且中央电极偏离脊 髓中线1.0mm的势场的复原区。
图17示出当把两个等幅的同步脉冲序列加到此模型时的复原区，中央电极 位于脊髓中线的中央。
图18示出当把来自图6的等幅而时间上错开的脉冲序列加到此模型时的 复原区。
图19示出驱动引线的第一实施例的脉冲发生器的示意图。
图20示出驱动引线的第二实施例的脉冲发生器的示意图。
本发明较佳实施方式
图1是一个病人10的示意图，他被植入使用本发明的神经刺激系统，以刺 激病人的脊髓12。较佳的系统使用可植入的脉冲发生器14，以产生一些独立的 刺激脉冲，这些脉冲由绝缘引线16传送到脊髓12并由位于点18的电极连至脊 髓。
可植入的脉冲发生器14最好用从Medtronic有限公司购得的ITREL IIR 可植入脉冲发生器，它具有用于多个脉冲输出的装置(这些脉冲输出可选择同时 输出或在时间上一个脉冲相对于其它脉冲有偏离的输出，以及可选择地单独改 变这些脉冲的幅度)。此较佳的系统使用通过导体22耦合至射频天线24的编程 器20。这允许医护人员在植入后使用射频通信选择不同的脉冲输出。虽然较佳 系统使用完全植入的元件，但使用部分植入的发生器和射频耦合的系统也可实 行本发明。
图2是示出在硬膜空间26内的点18处植入绝缘引线16末端的脊椎的剖 面图。在图中也示出充满脑脊髓液(cfs)的硬膜下的空间28、椎体30、椎弓31和 硬膜32。
研究出了以下的模型，以计算多个叠加场刺激脊髓的效果，特别涉及感觉异 常的覆盖和不想要的运动响应的问题。获得的结果示出使用多个场刺激可把感 觉异常的图形从对称的变到不对称的或相反，从而对所示手术后引线位移引起 的感觉异常图形的变化进行修正，也可减少对支持背柱纤维的背根纤维的触发， 以减少运动向应的产生。在说明了模型后，将描述包括此模型提供的信息的本发 明。
两个辅助的模型对本发明提供了理论基础。一个模型是脊髓和其周围包括 具有相应的电导率和刺激电极的主要宏观解剖结构的三维导体模型。第二模型 代表最大的背柱和背根神经纤维的电特性。这些模型由J.J.Struijk加以详细 描述，见他在荷兰的Twente大学撰写的哲学博士论文“脊髓刺激的直接效果”， 还可见《电气与电子工程师协会生物工程汇刊》(IEEE Trans.on Biomed Engin)和《电气与电子工程师协会修复工程汇刊》(IEEE Trans.on Rehab En- gin)等刊物。
为了估计刺激神经纤维的直接效果，进行两个步骤的过程。第一，计算体导 体模型中的势场。第二，把此场加到神经纤维模型，以确定此刺激使哪些神经兴 奋。这些计算的结果(在以后的图中以等势线和脊髓背柱中的神经纤维复原区示 出)提供了改变不同的刺激参数的效果。
使用图3示出的中颈部脊髓横截面的简化模型搞出了脊柱12的三维导体 模型。也研究了中颈部的类似模型。图3示出的脊髓包括灰质40、白质42、脑脊 髓液(csf)44、硬膜外空间46、椎骨48、由层50代表的周围组织和一层薄的硬脊 膜54。此图也示出电极触点绝缘层52和用于两通道刺激的电触点56、58和60。 电极56、58和60位于靠近硬脊膜54的背硬膜外空间46。
在以下的表A中给出了用于这些部分的电导率。从二十六个对象获得的磁 共振成像(MRI)扫描中测量背csf层的厚度。在中颈部和中胸部的模型中，使用 平均厚度分别为2.4mm和5.6mm的背csf层。Holsheimer等人的MRI研究出 现在《美国神经放射学杂志》(Amer J.Neuroradiol)中。
此三维体导体模型由使用有可变网格间距的矩形网格的分立单元构成。模 型的长度是60mm。网格点的数目是57乘57乘57等于185，193。使用有限差 分方法把Laplace控制方程加到分立的单元上。使用带有可变超松弛的Red- Black Gauss-Seidel迭代法解出获得的线性方程组。
用于背柱纤维的纤维模型基于D.R.McNeal’s的“对用于刺激有髓神经的 模型的分析”(见《电气与电子工程师协会生物医学工程汇刊》，第23卷，第329 ～337页，1976年)。在这里使用的模型中，把进入脊髓模型的后角和前角(灰 质)的附属物(collateral)加到21个节的纤维的每个第二郎飞氏(Ranvier)节。这 些附属物的直径是相应的背柱纤维直径(10微米)的三分之一。对于背根纤维， 使用曲线轨迹的电缆模型，其近端连到背柱纤维模型。此背根纤维模型的直径为 10微米。为了估计刺激神经纤维的直接效果，计算体导体模型中的势场，然后把 此势场加到神经纤维模型，以确定由此刺激使哪些纤维兴奋。
表A 体导体部分的电导率
灰质 0.23
白质(纵向) 0.60
白质(横向) 0.083
脑脊髓液 1.70
硬膜外空间 0.040
硬脊膜 0.030
椎骨 0.040
周围层 0.004
电极绝缘体 0.001
使用这些模型以估算由来自单个脉冲发生器的脉冲产生的刺激场和由两个 分立的脉冲源产生的刺激场之间的区别。图4A的电路用于具有电极56、58和 60以及V1电压源64和V2电压源66的两源刺激模型。电极58处于中间位置， 而电极56和60相对于脊髓处于两侧位置。
图4B的电路用于单源单极刺激模型，它具有加到电极59和图3中的脊髓 模型的层50外部之间的电压源65。因为假定来自电压源65正的阳极V3连到 可植入脉冲发生器的外壳(它远离脊髓)，所以层50的外部用于基准连接。在此 模型中使用的电极区的大小大约是12平方毫米，因为该尺寸已获美国食品与药 物管理局认可。触点的间隔大于背csf层的厚度，以减少此良导电层的旁路效 应。触点间隔为背根进入区和脊髓中线之间距离的数量级。在图4A中，阳极触 点56和60比阴极触点58长。这样即使引线在冠状平面稍微旋转(这是引线未 被完全地植入的情况)，也可由外部(阳极)电极提供屏蔽作用。如果外部的阳极 电极56和60比阴极电极58短，则此屏蔽作用将略有减小。
分别由图4A和4B的电压源64、66和65产生的V1、V2和V3脉冲具有 210微秒的脉宽。对两个电压源64和66有两种运行模式。如图5所示的模式一 的具有同时的输出V1和V2。如图6所示的模式二的输出V1和V2在时间上 有偏移。对电压源64和66还有单独的幅度控制，以提供不同的V1和V2的幅 度。
图7示出当把脉冲图4B所示单个阴极59和相隔的阳极50的模型时由等 势线68代表的获得的势场。图8示出当依据图4A的方案把两个等幅脉冲同时 加到模型时获得的等势线。图9示出当对与图7相同的模型采用单个电极59时 直径为10微米的背柱纤维的复原区70。图10示出对与图8中相同的模型采用 的两个等幅同步脉冲的复原区。这些图示出对于具有横向放置的三极的刺激，背 柱纤维的负电势和复原区比单极刺激更多地限制于背柱的中间部分。
当给出带有常规纵向SCS电极阵列的单、双、三或多极刺激时，背柱纤维复 原区的形状不发生明显的变化如Holsheimer等人使用相同的模型所示，(见《神 经外科学实务》(Stereotact.Funct.Neurosurg.)，第56卷，第220～233页， 1991年)。计算也示出当用横向放置的三极刺激时背柱纤维的刺激需要更高的 电压，这将明显减少运动响应的几率。
使用来自两个非平衡源的同步脉冲导致可控的不对称刺激(它不可能以单 源刺激得到)。图11中示出当图4A的V2设定为零时并加到模型而得到的等势 线68，其中电极58和60具有相同的电势。它示出即使在电极位置完全对称的 情况下，如何仅在横平面内使用具有多个电极的非平衡源获得不对称的刺激。图 12示出使用这些非平衡源在背柱纤维的复原区70中也可获得大的偏移。这里 示出的例子是V2等于零电压的极端情况。
如果外科手术中由横向定位使引线迁移造成引线不位于脊柱中线，或到达 椎管中脊髓的不对称位置，则仍可获得几乎对称的刺激。图13示出获得的等势 线68，而图14示出对于具有等幅同步脉冲V1和V2而电极偏离中线1.0mm 的复原区70。即使电压源相等，复原区也是不对称的。
图15和16示出电极偏离中线1.0mm的结果，并分别把图4A的同步输入 V1和V2设定为2.26伏和4.52伏，以获得不对称的场。这些图示出势场和复 原区的形状由这种非平衡输入而改变，导致在图16的背柱中形成几乎对称的复 原区70。
图17示出由对称放置的横向电极阵列加到模型上的等幅同步脉冲产生的 复原区70，而图18示出把图6的等幅而时间有偏移的脉冲加到模型上的复原 区70，它是两个不对称复原区的合并。
此模拟的结果指出当使用不止一个刺激脊髓的源而不是单个源时，可改变 复原的脊神经纤维的区域，即现在可改变多个参数，以改变被刺激的区域和强 度。明显地，这些参数变化可加以扩展。例如，这里只研究两个源的效果，而如果 使用三、四或更多的独立源也能改变这些相同的参数而获得类似的结果。
已把使用这些模型得出的信息包括在本发明的两个实施例中。图19示出相 对于接地基准80具有正向脉冲输出72、74、76和78的脉冲发生器14。72、74、76 和78处的输出中的每一个都可如图6的V1或V2那样在时间上进行选择，并 且每个输出可独立于其它输出改变幅度或可以电气上断开。引线16具有连到这 些输出的电极38，以电线80A把输出72连到电极38A，电线80B把输出74连 到电极38B，电线80C把输出76连到电极38D，电线80D把输出78连到电极 38E，电线80E把接地基准80连到电极38C。电极38具有不同的尺寸，连到脉 冲发生器14电压输出的电极38A、38B、38D和38E比连到接地基准80的被间 置的电极38C宽。这就提供了先前所述改进的屏蔽效应。
由这些连接以及脉冲发生器14时间和幅度的变量，将在每个连到脉冲发生 器输出的电极和连到脉冲发生器接地基准的被间置的电极之间建立起刺激场。 通过把脉冲发生器14如上所述连到电极38可获得在模拟研究中使用的如图5 和6所示的两种模式的刺激。如果使用电极的数目较少，则要把脉冲发生器14 的未使用输出电气上断开。
图20示出第二实施例，它的脉冲发生器14具有附加输出，而在输出、接地 基准和效力方面的特性与上述实施例相同，它的引线17具有电极39。在此第二 实施例中，引线17具有分别连到脉冲发生器14的输出的电极39，其中电线 80A把输出72连到电极39A，电线80B把输出74连到电极39C，电线80C把输 出76连到电极39D，电线80D把输出78连到电极39F，电极80G把输出82连 到电极39G，电线80H把输出84连到电极39I。把电极39B连到接地基准80的 电线80E、把电极39E连到接地基准80的电线80F和把电极39H连到接地基 准80的电线80I建立了接地连接。电极39B位于驱动电极39A和39C中间。同 样地，接地基准电极39E位于驱动电极39D和39F中间，电极39H位于电极 39G和39I中间。
由此第二实施例，通过使用39A、B和C；39D、E和F；39G、H和I三个组合 中的一个可把刺激加到不同的脊柱高度。此外，要把脉冲发生器14未使用的输 出电气上断开。
此系统可通过使一个场的幅度或定时相对于另一个变化来改变刺激的深度 和位置。如上所述，场的模拟示出，使用连到位于相对脊髓的横向平面中不同电 极的多个脉冲发生器可使结果发生明显的变化。虽然已参考示出的实施例描述 了本发明，但此描述并不构成限定的意思。参考了此描述，将使示出的实施例的 不同变形，以及本发明的其它实施例对本领域内的熟练技术人员变得明显起来。 因此，想以所附的权利要求书覆盖落在本发明实际范围内的任何变形或实施例。