CN112867532A - 用于刺激脊髓的经硬膜电极装置 - Google Patents

Abstract

本发明的脊髓刺激装置被配置成用于植入患者体内，以便跨越围绕脊髓的硬膜。将装置放置在此位置使电极与靠近脊髓的脑脊液(CSF)直接接触。装置具有硬膜内部分和硬膜外部分，其将硬膜按压并密封在它们之间，从而将装置固定就位并防止CSF泄漏。它由植入的脉冲发生器以电子方式供电，该脉冲发生器产生一系列信号，以中断或以其他方式减弱疼痛介导神经信号通过脊髓的传输。一旦装置被植入患者体内，它就提供与目前可用的技术相比改善的刺激效率、降低的功率需求以及潜在改善的临床效果。

Description

用于刺激脊髓的经硬膜电极装置

引用在先申请

该国际申请要求2018年7月13日提交的美国专利临时申请62/697,641和2018年6月1日提交的美国专利临时申请62/679,515的优先权。上述优先权申请通过引用整体并入本文以用于所有目的。

技术领域

本发明总体上涉及用于管控病症的医疗装置领域，所述病症至少部分地是由于经由脊髓的神经冲动的有害传输而引起的。特别地，它提供了改善的装置及其在对脊髓施加电刺激方面的用途。

背景技术

顽固性疼痛和脊髓损伤都是主要的公共卫生问题。疼痛可能是背部手术失败、复杂的局部疼痛综合征、神经退行性病变和外伤的结果。仅在美国，超出一百万的患者就没有得到适当的治疗，中线脊柱疼痛是美国人失业和残疾的主要原因。几乎300,000名患者受到脊髓损伤(SCI)的影响，包括部分或全部丧失运动、感觉和自主神经(autonomic)机能。这些临床病症给患者及其家人以及整个社会造成了巨大的经济、临床和情感负担。

有一些装置被设计用于从硬膜(dura)内部进行脊髓刺激(SCS)。美国专利9,364,660和9,486,621提供了一种能够直接抵靠脊髓而植入的电极阵列。美国专利9,254,379和9,572,976描述了如何通过固定在椎骨上的组件将这种SCS装置固定就位。美国专利9,403,008和9,950,165以及授权前公开(pre-grant publication)US 2018/0369577 A1描述了如何能够使用这些装置递送(deliver)高频刺激，从而引起脊髓内介导疼痛感的动作电位模式(action potential patterns)的传播。美国专利10,071,240描述了接合并适应脊髓运动的浮动电极，以及硬膜内SCS装置的其他方面和配置。

Nevro Corp.(加利福尼亚州红木城)开发了从硬膜外腔提供高频刺激的SCS装置。Nevro装置的各方面在美国专利8,170,675、8,359,102、8,712,533、8,838,248和8,892,209中进行了描述。它们以商标

和

进行商业分销。

早期公开US 2013/0274846 A1(Lad)涉及用于刺激脊髓的方法和装置。美国专利6,319,241(King)涉及用于将治疗递送元件定位在脊髓或大脑内的技术。早期公开US2006/0173522 A1(Osorio)考虑到了大脑或脊髓的硬膜附近的医疗装置部件的锚。美国专利3,724,467(Avery)提出了一种用于脊髓的神经刺激的电极植入物。在无关的工作中，US2010/0057115 A1(Rao)提出了一种用于修复硬膜或血管壁缺损的外科方法和夹持装置。

早期公开US 2006/0052835 A1(Kim)提出了刺激脊髓和神经系统的方法。美国专利9,630,012(Carroll)提出了利用推断电流进行脊髓刺激的技术。美国专利9,937,349(Grandhe)概述了用于对神经调节系统进行编程的系统。美国专利9,937,348(Bradley)提出了一种用于为植入的脉冲发生器选择低功率有效信号递送参数的系统。美国专利6,999,820(Jordan)提出了一种用于脊髓刺激的翼状电极体。美国专利8,2224,453(De Ridder)和早期公开US 2005/0055065 A1讨论了脊髓刺激以治疗疼痛。

其他先前的出版物包含美国专利4,633,889(Talalla)、美国专利7,107,104(Keravel)、美国专利7,333,857(Campbell)、美国专利7,697,995(Cross)、美国专利7,962,218(Balzer)、美国专利8,346,366(Arle)、U.S.9,179,875(Hua)、U.S.9,386,934(Parker)、U.S.10,278,600(Parker)、US 2007/0010862 A1(Osypka)和US 9,586,039 A1(Bornzin)。

当前在临床上用于治疗背痛，运动障碍，脊髓损伤和痉挛的医学和外科疗法是次佳的。许多患者无法使用当前可用的医疗装置对脊髓刺激(SCS)做出反应，无法完全缓解，或只能暂时做出反应又回到痛苦、虚弱或无法活动的状况。引入新的安全有效的治疗手段和方法是重要的医学、伦理和经济的迫切需求。

发明内容

本发明的电极装置被配置成用于植入包围脊髓的硬膜(硬膜)中。将该装置放置在此位置使电极与靠近脊髓的脑脊液(CSF)直接接触。该装置具有硬膜内部分和硬膜外部分，其将硬膜按压并密封在它们之间，从而将该装置固定就位并防止CSF泄漏。该装置能够由植入的脉冲发生器提供动力，该脉冲发生器产生一系列信号，以中断或以其它方式减弱疼痛介导神经信号通过脊髓的传输。任选地，该装置被配置成感测响应于刺激而发生的内源性神经活动和/或诱发电位。能够对该装置进行编程，以通过以下方式响应这种神经活动：递送一定剂量的刺激、刺激的等分、连续刺激或刺激脉冲，并与参数进行任何合适的组合，该参数包含频率、宽度、振幅、占空比、极性、电荷平衡、啁啾(chirp)和/或突发(burst)，有或没有直流偏移。刺激可以自动递送，而无需临床干预，从而提供取决于个体患者反应的定制刺激模式。能够利用微创手术(MIS)，任选地采用机器人辅助或利用基于现实的成像来植入该装置。

本发明的某些特征在所附权利要求中提及。其他特征在以下描述中被提及。能够选择本公开中描述的特征以便以任何可操作的组合来使用根据本发明的装置或系统。

附图说明

图1和图2示出了根据本发明的示例性SCS装置，其具有硬膜内组件6，经硬膜部分11和12，硬膜外组件7、8和10以及将硬膜内组件和硬膜外组件夹持在脊髓的硬膜18上的锁紧螺母14。

图3示出了物理上耦合到该装置(下文)的定位工具，其用于将SCS装置通过手术植入脊髓的硬膜上。

图4示出了耦合到SCS装置的硬膜外组件7、8和10的定位工具的下部5、9的细节。

图5A(侧视图)和图5B(头尾视图)示出了用于将植入物的硬膜外元件固定在患者体内的机械稳定设备的特写。

图6示出了安装在硬膜内按压板6的远端侧上的示例性硬膜内电极阵列20的T形几何形状。

图7示出了组合的刺激系统，该组合的刺激系统用于实现脊髓的扩展覆盖，同时具有对关键结构的改善的靶向并避开非靶标结构。硬膜内阵列20被示出为在通过本发明的手段悬于脊髓20上方的硬膜18内部的适当位置。该装置被配置成通过硬膜内组件5上的电极提供硬膜内刺激。同时地或者替代地，该装置还能够通过位于硬膜外组件的基板10上并且面向外的电极来提供硬膜外刺激。

图8A、8B、9和10分别示出了定位工具、硬膜外组件和硬膜内组件的合适尺寸。

图11A、11B和11C示出了根据本发明的另一SCS装置，其具有硬膜内组件11、经硬膜部分31和硬膜外组件21。硬膜内组件具有可在硬膜下展开的凸缘15。凸缘抵靠着硬膜外衬垫22的夹持表面23夹持，从而将该装置固定到硬膜上并使其稳定以便长期使用。

图12A至12E示出了使用插入工具40将图11A所示的装置插入和夹持到脊髓的硬膜上。

图13A至图13C单独示出了电极装置插入工具。

图14示出了通过定位杆44结合到插入工具的根据图11A的装置。

图15A至图15C示出了插入工具将装置从打开位置转换到夹持位置的操作。

图16A和图16B示出了根据本发明的SCS装置，其带有长的凸缘臂15b，该凸缘臂15b具有电极14a、14b和14c的线性阵列。

图17A至图17C示出了具有三个长的凸缘臂的装置，该长的凸缘臂提供了七个电极的二维阵列。

图18A、18B和18C示出了根据本发明的具有椭圆体(oblong shaped)硬膜内和硬膜外组件的SCS装置，该椭圆形硬膜内和硬膜外组件被设计为夹持在一起以便密封用于将硬膜内组件插入穿过硬膜的切口。

图19A至图19D以及图20A至20D提供了将椭圆体装置插入并固定到硬膜的过程。

图21A、21B、22A、22B、23A和23B示出了具有硬膜内组件11的根据本发明的另一SCS装置，该硬膜内组件11成形为空心圆，以便于通过硬膜中的狭窄切口插入。硬膜外组件22是圆形的，具有互补的夹持表面。

图24示出了通过非常窄的切口插入该装置。

图25及图26A至图26F描绘了外科手术过程，其中，暴露受试者的脊髓并且将根据本发明的SCS装置通过硬膜中的切口插入并固定就位以进行SCS治疗。

图27A至图27F示出了设计为用作端口的本公开的电模拟装置。该装置包含与CSF和硬膜外腔流体连接的一个或多个开口，从而允许液体从硬膜外腔转移到CSF。

图28示出了具有一个(或多个)辅助硬膜外引线的硬膜内刺激系统的示意图。

图29A和29B分别是硬膜内刺激器植入工具以及插入之前植入工具远端上的T形硬膜内电极阵列的原型的三维图示。

图30示出了在下文实施例2中描述的建模研究中使用的脊髓和T形电极阵列的几何配置和电参数。

图31A是当从下方观察时作为跨脊髓的白质和灰质的横截面时白质的软脑膜(pia)覆盖物的表示。示出了由于位于硬膜内腔中，T阵列交叉处六个电极上的电流驱动而产生的电位，这些电位针对电极位点本身(下标尺)，并投影在软脑膜表面和白质横截面上(上标尺)。在该示例中，这些电位的最大和最小电压在每个情况下分别显示在标尺的右侧和左侧。穿过白质所画的五条线表示采样脑实质内电压的位置。

图31B是沿图31A中所示的五个位置采样线的位置，以毫伏为单位的刺激电位相对于沿脊髓的轴向距离的图。这些电位由图31A所示的硬膜内T阵列交叉处的6个电极驱动的电流产生，该T阵列定位成使得电极表面在硬膜的下侧下方突出大致0.3mm。这些空间波形的负峰值表示正的二阶空间导数或被较小的负的空间二阶导数包围的差。这些是硬膜内脊髓刺激的有限元建模所产生的计算结果的示例。

图32提供了由硬膜内脊髓刺激的有限元建模产生的计算结果。左侧的顶部示出了硬膜内阵列的12个电极的T形布置。TC表示T的交叉点上的“顶端”电极。同样，CC表示T的交叉点上的“中心”电极，而BC表示T的垂直分量上的“底部”电极。左侧示出了白质内激发的神经纤维尺寸的灰度范围。右侧示出了由刺激参数产生的弯曲等电位线的四个示例(其中每个电位的强度以mV标记)，针对每种情况的刺激参数的大小都仅显示在每个曲线图(plot)的左侧。这些刺激参数是从TC、CC和BC位点驱动的电流，以及由此产生的功耗。曲线图示出了等电位线的深度与横向位置(均以mm为单位)的对比情况，并揭示了它们的形状局限于位于背角灰质边界内的白质区域。等电位之间的灰度点示出了在白质中一些位置，在该位置中，按照左侧底部示出的尺寸的灰度范围，激发不同尺寸的纤维。这些示例示出了对白质内刺激深度的精确控制，对非靶标灰质的刺激极少甚至没有。

图33提供了由硬膜内脊髓刺激的有限元建模产生的计算结果。左侧的顶部示出了T阵列的电极，并给出了由T形交叉处的那些电极驱动的电流变化的示例。中心两个电极的电流在0和-3mA之间变化，而其他四个电极中的那些同时在0和1.4mA之间变化。为了该示例的目的，箭头指示从正到负或从负到正的电流变化的方向。右边示出了等电位线的曲线图，其中每个等电位线的强度以mV表示，并且示出了随着示例性的电极电流在其从一个极点到另一个极点的范围内以五个相等的阶跃变化时，它们在白质中的位置。在白质内激发的神经纤维的尺寸的灰度范围与图32中定义的那些相同。在每个曲线图的旁边示出了五种情况中的每种情况下所产生的功耗(以μW为单位)。曲线图示出了等电位线的深度与横向位置(均以mm为单位)的对比情况，并揭示了在背角灰质边界内的白质内，其周向刺激模式能够以基本线性的方式控制。这些示例示出了对白质内刺激的周向进程的精确控制，对非靶标灰质的刺激极少甚至没有。

图34A是在来自硬膜内电极阵列的刺激脉冲靶向的神经元的节点处产生的动作电位的集合的示例的毫伏对毫秒的曲线图。在该曲线图下的迹线中，在此示例情况下，“刺激”区段构成了该阶段的≈200μs阴极去极化分量，而“恢复”区段则构成了该阶段的≈750μs阳极分量。各个动作电位如神经元的电生理所管控的在指定的时间范围内发生。

图34B是变化刺激的毫秒数对毫伏数的曲线图，其中T阵列的中心电极递送≈200μs的阳极第一分量，以展示获得避免刺激脱靶组织所需的聚焦效应的能力。它构成了一种精心设计的脉冲的示例，该脉冲不引起脱靶动作电位，如该阶段的恢复部分中峰的低振幅所示，因此不刺激脱靶神经元。图34C是毫伏对毫秒的曲线图，其展示了，如果跟随阳极第一区段的恢复(阴极)区段具有相同的脉冲区域，但振幅较大，则在非靶标组织中可能发生意外放电和传播，如由该阶段的恢复分量之后发生的高振幅动作电位指示的那样。这些是硬膜内脊髓刺激的有限元建模产生的计算结果的进一步示例。

图35A是在圆形电极位点处的刺激驱动电压和平均接口电压的毫伏对时间毫秒的曲线图，该位点的面积为≈1.8mm²，并由200μs的2mA阴极脉冲驱动，接着是50μs停顿和400μs的1mA电荷平衡阶段。驱动和接口电压在脉冲开始处示出一个阶跃，然后逐渐降低直到阴极脉冲结束。平均接口电压增加，因为脉冲后期的电流分配效率较低。驱动电压和接口电压之间的差异是由在电极位点表面上积累的电荷和随着阶段进行的电流分布差异引起的。

图35B是从恰好阴极脉冲开始之前到恰好其结束之前，接口电流(mA)的分布对跨电极位点的径向距离(mm)的曲线图。在脉冲开始时，该位点边缘处的电流(即，0.7到0.8mm的径向距离处)突增到远高于电极中心的水平。随着时间的流逝，该电流分布将变得更加均匀。图35C是在与图35B相同的时间内，接口电压(mV)的分布对比跨电极位点的径向距离(mm)的曲线图。可见该负电位在量级上增加，但由于积累的电荷在边缘处也较低。

图36是脊髓的空间模型的图，其示出了在开始≈200μs的阴极刺激阶段的瞬间在白质的电极位点和软脑膜表面上的电流分布。相对于平均电流，电极位点边缘(上比例尺)上的电流密度非常大，但是这随着位点充电的进行而很快消失。由于脑脊液的分流作用，进出白质的电流(下比例尺)远小于电极位点处的电流。在该示例中，阴极位点的总电流总计为4mA，而进入白质的总电流仅为0.13mA或3.25％。电流密度的最大值和最小值分别显示在比例尺的右侧和左侧。

具体实施方式

本发明提供了一种通过以破坏、干扰和/或抑制有害或不希望的感觉输入的传输的方式刺激脊髓来管控疼痛和其他病症的新技术。这种刺激缓解了疼痛的症状和体征，同时抑制或最小化了诸如感觉异常等副作用的风险，并潜在地将对基本神经系统过程(如运动神经元传输和本体感觉)的任何副作用最小化。

本公开中提供的技术能够用于对患者有益的任何类型的脊髓刺激(SCS)。本装置适用于在低频以及高频下施用SCS。如本文所述，本装置能够配置成以闭环方式感测动作电位并递送定制剂量的刺激。所公开的装置的尺寸和易于植入使得该装置能够用于多种治疗应用中。这些特征允许在个体患者中制造多个植入物，每个植入物潜在地包括具有各种配置的电极阵列。以下描述或要求保护的任何装置都可以配置成放置在硬膜内，使得电极与CSF直接接触，但不与脊髓本身直接接触。

与高频刺激相关的优势之一是患者通常不经历感觉异常。当使用高频SCS时，刺激电极在脊柱管的硬膜外腔内的特定位置在其对临床疗效的影响方面可能不太重要。这与标准SCS方法和装置显著不同，在标准SCS方法和装置中，由于需要聚焦或对准电流，因此电极在硬膜外腔内的位置至关重要。标准SCS方法的显著局限性在于，由于例如锚定机制的失败，所植入的硬膜外引线的意外运动通常导致后续刺激的临床疗效降低或没有。

本文描述的装置和方法的优势包含能够通过与CSF直接接触来提供刺激，这避免了由于在硬膜外腔内提供刺激而引起的问题。例如，为了从硬膜外腔对脊髓提供有效量的刺激，必须使用足够强的电流，并且在某些情况下，这种电流会引起不希望有的脱靶刺激。如本文所述，该装置和方法能够将例如约2-10kHz的高频或例如小于2kHz、小于1kHz或小于500Hz的低频刺激递送到CSF。

这里描述和要求保护的发明通过使得有可能在特定靶标位置刺激脊髓深处的神经结构而不刺激诸如背小根(dorsal rootlet)之类的非靶标结构，克服了硬膜外放置的电极的许多限制。

本发明的其他优势

现在市售的SCS系统的缺点是由于高功率需求而需要频繁的电池充电。这不仅限制了它们的使用，还限制了它们的有效性。我们相信，促成这种大功率需求的主要因素是从硬膜外腔递送刺激必须穿过硬膜的电阻屏障，以便驱动治疗水平的电流密度通过CSF并进入脊髓的靶标区域。我们估计刺激电极和CSF层之间存在硬膜将功率需求提高了五到十倍。

本公开中描述的新的硬膜内SCS装置被设计为通过在硬膜内部放置一个或多个SCS电极来克服该限制，而基本上不增加与硬膜外SCS相关的复杂性、持续时间或风险。临床医生能够使用本发明的装置将电极放置在脊柱管的硬膜内腔内的稳定位置，从而与CSF直接电接触。电极的放置能够用于控制从电极到脊髓本身的相对距离，并且在某些应用中，将电极定位在距脊髓表面约0.05-3mm或约3-8mm的位置很有用。

取决于实现方式，该方法的主要优势是潜在地将功率需求降低了5至10倍或更多。反过来，这减少了电池充电需求，从而导致在需要更换电池之前的时间间隔更加宽裕。此外，由于电极与CSF之间的良好电耦合，以及邻近脊髓，因此也有望提高临床疗效。其他优势包含减少脱靶刺激[例如对周围组织(例如背小根)的不良刺激]的发生。

本发明的另一个优势是神经外科医生可以很容易地将该装置植入受试者体内的有效位置，从而使由装置的手术或操作引起的损坏的风险最小化，由此提高了患者安全性。脊髓硬膜的背表面以与目前用于将SCS装置植入硬膜外腔的方式相似的方式暴露。硬膜暴露后，通过只需几分钟的微创手术(MIS)过程将装置通过硬膜中的切口放置。然后将电极引线连接到脉冲发生器，该脉冲发生器使用标准的手术方法植入患者体内的其他位置。

本发明的SCS装置降低了引线迁移的风险，这对于放置在硬膜外部的装置的引线来说会是一个实质性的问题。由于引线束远端的电极固定在硬膜(spinal dura mater)的内壁上，因此它们不会从植入它们的解剖位置附近漂移或移动。本发明的SCS装置还避免了由大型硬膜外装置引起的硬膜外质量效应，该硬膜外质量效应会限制CSF填充空间的厚度，限制CSF的自然流动，并潜在地束缚脊髓的软脑膜表面。

本发明的技术的其他优势在本公开的其他地方详述，并且当在临床中使用时对于读者将是显而易见的。所有这些优势相结合，为被治疗的受试者提供了优越的、更集中的和持久的治疗效果。

技术平台

概括而言，本发明提供了一种用于脊髓刺激的装置，其被配置成用于固定至受试者的脊髓的硬膜。它包含一个或多个电极以及将该装置固定到硬膜的设备，使得电极与脊髓管内的脑脊髓液直接接触，但不与脊髓本身直接接触。

固定设备可以穿过硬膜，将该装置夹持到硬膜。替代地或附加地，该装置可以固定到硬膜之外的另一个解剖结构上，固定在硬膜的内表面上，或者以其他方式将电极牢固地悬于与脑脊髓液直接电接触的脊髓上方。通常，固定设备以足够的持久性将电极组件固定在期望的位置，使得其通常在慢性长期的基础上(至少数周、数月或数年)可靠地保持就位。

当该装置被配置成用于跨越并固定到受试者的脊髓周围的硬膜时，该装置可以包含经硬膜部分、硬膜内组件、硬膜外组件以及在经硬膜部分和/或硬膜内组件上的一个或多个电极。为了有助于将该装置固定到硬膜上，通常可将其从“打开”位置转换为“夹持”位置。在打开位置，将该装置通过硬膜中的切口插入，从而将硬膜内部分放置在硬膜内。通过将硬膜夹持在硬膜内组件和硬膜外组件之间，该装置以无泄漏的方式固定到硬膜上，其中电极与脑脊液直接接触。

更详细地，经硬膜部分可以包含外表面和竖直或纵向轴线，其在植入后垂直于硬膜的表面定位。硬膜内组件通常与硬膜的内表面对齐并贴合(conform to)。它被固定或可滑动或可旋转地连接至经硬膜部分。它具有夹持部分，该夹持部分延伸或可延伸到径向超出经硬膜部分的外表面。这意味着，在植入时，夹持部分沿垂直于纵向轴线的一个或多个方向延伸，要么沿前后轴线线性地延伸，要么沿头尾轴线(rostral caudal axis)弯曲地延伸，以便与硬膜的内表面贴合，或者两者兼备，使得硬膜内部分的夹持表面与硬膜的内表面接触。

类似地，硬膜外组件与硬膜的外表面贴合，其中硬膜外组件固定或可滑动地或可旋转地连接至经硬膜部分。硬膜外组件的夹持部分延伸或可延伸至径向超出经硬膜部分的外表面的位置。这意味着，在植入时，夹持部分沿垂直于纵向轴线的一个或多个方向延伸，要么沿前后轴线线性地延伸，要么沿头尾轴线弯曲地延伸，以便与硬膜的外表面贴合，或者两者兼备，使得硬膜外部分的一个(或多个)夹持表面与硬膜的外表面接触。另外，在经硬膜部分、硬膜内组件或它们的组合中包含一个或多个电极。

为了使硬膜内组件和硬膜外组件能够闭合在一起，其一个或两者会包含与经硬膜部分的外表面互补并将其包围的孔。这将相应的组件配置成在经硬膜部分的外表面上方或周围滑动，使得硬膜内组件和硬膜外组件之间的间隔能够从打开位置向夹持位置变窄。通常，硬膜内组件被配置成在该装置处于打开位置时穿过围绕脊髓的硬膜中的短切口，从而将硬膜外组件留在硬膜外，然后使硬膜外组件和/或硬膜内组件在经硬膜部分的外表面上方或周围滑动或旋转以使其间的距离变窄并且将硬膜内和硬膜外组件固定在夹持位置具有将硬膜夹持在硬膜内和硬膜外组件的夹持部分之间的有益效果。

作为说明，图1和图2所示的装置具有固定到经硬膜部分11和12上的硬膜内组件6。硬膜外组件7、8和10被配置成在经硬膜部分11和12的外表面上朝着硬膜内组件6滑动。围绕纵向轴线的经硬膜部分的外表面能够是圆柱形的，或者是允许硬膜外组件朝向硬膜内组件并在夹持位置固定到经硬膜部分的任何其他形状。在该图示中，经硬膜部分12的一部分具有螺纹以容纳和保持锁紧螺母14。

在本发明的一些实现方式中(在图1、2、8A和8B中示例)，硬膜内组件6的基板和硬膜外组件10的基板的形状为椭圆形(oval)、椭球形(ellipsoidal)、矩形或椭圆体。当装置处于夹持位置时，在该装置的植入期间进行的外科手术切口被阻塞在硬膜内和硬膜外组件之间。可以沿硬膜内组件的椭圆体的长轴线布置多个电极。在本发明的其他实现方式中(在图11A和11B中示例)，硬膜内组件的形状为螺旋形或空心圆形，以便可通过狭窄的切口旋转地插入。硬膜外组件是圆形的，并且具有与硬膜内组件的外围对准的外围，使得它们可以将硬膜夹持在它们之间。在本发明的各种实现方式中，存在的电极的数量可以是沿硬膜内组件、经硬膜部分、凸缘臂或其组合以一维，二维或三维阵列布置的至少一个、两个、四个、七个或十个或更多个。

为了将硬膜外组件在夹持位置固定就位，可以使用任何合适的固定设备，其将硬膜内夹持表面和硬膜外夹持表面保持足够接近以将装置固定到硬膜上。

在图2中示出了用于将硬膜外组件夹持到硬膜内组件的示例性设备。在该配置中，经硬膜部分11和12附接到硬膜内部分6。硬膜外部分10具有开口，该开口外接(circumscribe)经硬膜部分并在其上滑动，从而将硬膜18抵靠硬膜内部分6进行夹持。锁紧螺母14沿经硬膜部分12上的外螺纹旋拧，从而将硬膜外部分紧固到夹持部分中的硬膜内部分，并将其可逆地固定到位。

用于将硬膜外组件夹持到硬膜内组件的其他选择包含一个或多个插脚(prong)或固定卡扣，其从经硬膜部分的周向外周径向向外延伸，任选地是弹簧加载的。这种插脚或卡扣在图14中示为部件34。硬膜外衬垫沿经硬膜部分或者在经硬膜部分上方向下滑动到超出插脚或卡扣的位置，该插脚或卡扣此后防止衬垫从经硬膜部分向上滑动。

另一选择是子母扣(snap button)形式的卡扣，其中在硬膜外衬垫上具有凸形部件，并且在经硬膜部分上具有对应的凹形部件(或者反之亦然)。另一种选择是舌槽系统，例如卡口式连接器(bayonet-style connector)，其中位于硬膜外组件上的舌，以及位于经硬膜部分上的相应的凹槽(或者反之亦然)在硬膜外组件足够靠近硬膜内组件时接合以在夹持表面之间向硬膜施加固定力。例如，硬膜外组件上的舌可以沿经硬膜部分中的凹槽滑动，因此硬膜外组件能够绕经硬膜部分旋转至将硬膜外组件在夹持位置中锁定就位的位置。

另一选择是在硬膜外组件和经硬膜部分上具有互补的螺纹。在这种配置中，硬膜外组件绕着经硬膜部分旋转，以便将其向下拧紧，从而闭合夹持表面之间的距离。因此，经硬膜部分上的固定设备可以包含一种或多种选自以下的元件：插脚、卡扣的凸形或凹形部分、舌槽系统的凸形或凹形部分、棘轮形耦合器，或与硬膜外装置上的相应构件互动的螺纹系统。可以使用合适的润滑剂来促进装置部件的植入，并且可以使用合适的粘合剂来促进装置部件和硬膜密封件的固定。

当该装置被实现为使硬膜内组件可滑动地或可旋转地连接至经硬膜部分时，它可以朝着硬膜外组件移动并使用与硬膜外组件相同的特征进行必要的变型而固定就位。

可展开硬膜内组件

在本发明的一些实现方式中，该装置的硬膜内组件也是可变形的：具体地，从插入位置或缩回位置到展开位置，在该展开位置，硬膜内组件的夹持部分径向延伸超出经硬膜部分的外表面。在硬膜内组件可以这种方式展开的情况下，硬膜内组件能够构造成包含多个凸缘，其中凸缘中的至少一个可从缩回位置或插入位置移动。当硬膜内组件处于插入位置时，凸缘在经硬膜部分的下方或内部，或者彼此平行，因此它们能够彼此在顶部进行堆叠。当它们处于展开位置时，每个凸缘的一部分在不同方向上径向延伸超出经硬膜部分的外表面。

图11B和11C示出了一个示例，其中硬膜内组件包括以下两项：利用径向延伸到经硬膜部分的外表面之外的位置的夹持部分，固定到或连接到经硬膜部分的圆形部件；以及至少三个柔性凸缘，其中凸缘中的至少两个可旋转地可从插入位置(其中凸缘彼此平行)移动到展开位置(其中凸缘中的每一个在不同的方向上远离经硬膜部分延伸)。凸缘中的一个或多个可以包含凸缘臂，该凸缘臂径向延伸超出经硬膜部分至少1cm。凸缘臂中的一个或多个可以包含沿该臂的长度排列的两个或多个分开的电极。

为了便于在植入期间展开柔性凸缘，可旋转地展开的凸缘中的每一个可以连接到轴，该轴在纵向轴线方向上穿过经硬膜部分到达经硬膜部分的相对或面向外的表面，使得从相对表面旋转该轴将凸缘从插入位置移动到展开位置。

附加特征

该装置能够具有定位在纵向轴线上或附近的至少一个电极，使得当将该装置固定至硬膜时，电极在硬膜内部，朝向脊髓定向。替代地或附加地，可以在硬膜内组件上排列一个或多个电极。该装置还可以具有用于将该装置可逆地固定到定位工具的套筒或耦合器(例如，具有螺纹或舌槽锁定系统)，从而能够操纵该装置以将硬膜内组件放置在硬膜内，然后能够从套筒上卸下定位工具。

本发明包含与信号源组合的这样的装置，该信号源通过该装置将电刺激递送至受试者的脊髓。信号源可以包含在该装置本身中，但通常植入受试者的其他位置。功率可以无线地或通过将两者连接的线从信号源传输到该装置。当该装置用于高频刺激时，利用信号源提供的电刺激可能以一定的频率变化或波动，该频率足够高，以引起随机性去极化和/或减少疼痛通过脊髓的传输。这可以是至少约200或500Hz的频率，或者如下面更详细地解释的那样。

通过获得对受试者脊髓周围硬膜的外科手术进入，在硬膜中做短切口，将本发明的装置定位成使得硬膜内组件在硬膜内部，经硬膜部分从硬膜内部穿到硬膜外部，并且硬膜外组件在硬膜外部，将硬膜内组件和硬膜外组件之间的距离缩小到夹持位置，并将硬膜内和/或硬膜外组件固定就位，以便维持夹持位置，从而将该装置稳定地固定在硬膜上，能够使受试者为治疗疼痛、运动障碍、痉挛或其他适应症而做好准备。当硬膜内组件包含在经硬膜部分下方或内部缩回或平行定向的多个凸缘时，该装置的安装包含将凸缘中的至少一个旋转到展开位置，由此在使硬膜内和硬膜外组件之间的距离变窄之前，将每个凸缘沿不同的方向定向。

根据该配置，硬膜内和硬膜外组件的夹持部分可以密封硬膜，以防止脑脊髓液泄漏到硬膜外隔室或硬膜外流出物进入硬膜内隔室。手术外科医生能够使用缝合线、钉合线(staple)、胶水或任何其他合适的闭合材料来修复任何空隙或泄漏。然后，外科医生将该装置连接到经过适当编程和配备的信号源。

本发明还提供了用于将本发明的装置夹持到围绕受试者的脊髓的硬膜上的定位或插入工具的各种配置。该工具的性质和操作将在以下各节中更详细地描述。

用锁紧螺母夹持设备实现本发明

在图1至图10所示的本发明的实现方式中，各部件的通用编号方案如下：

定位工具：

电极组件：

其他部件：

解剖和手术特征：

图1示出了硬膜内组件的按压板6的细节，该按压板6用作被配置成用于定位在硬膜内腔中的电极阵列的衬底。在本发明的该实现方式中，经硬膜部分11和12直接固定到硬膜内组件6上。上部12(远侧基部衬套11的轴向延伸部)具有与锁紧螺母14接合的外螺纹。在该示例中，硬膜内按压板6的轮廓为T形，其中T的横杆位于其对侧(如右所示)。远端衬套11具有侧向和对侧延伸片，每个延伸片均用作确保硬膜外组件的按压板10的对准的位置标记。

这种布置确保了硬膜外按压板10的长轴直接位于硬膜内按压板6的长轴上方，使得在这些板之间存在衬垫材料15的精确重叠。这有助于使夹在其间的硬膜的衬垫覆盖率最大化。远端衬套11、螺柱配件12和中心轴远端13在内部是中空的。这用来容纳在硬膜外按压板6的远端表面上连接至电极阵列的电引线。引线从该连接器延伸穿过组件的长度，并最终在中心轴的近端处离开孔口。除了电极阵列、其连接器和引线以及按压衬垫外，装置部件通常由诸如聚醚醚酮(PEEK)之类的生物相容性聚合物制成。

能够使用粘合剂、机械夹持机构或其组合将衬垫15附接到按压板。在图2中，衬垫15被示为夹在硬膜18与按压板10和6之间的组件的层。在该特定图示中，衬垫在按压板6和10处的尺寸和形状基本相同。任选地，衬垫延伸超出一个或多个按压板或衬垫(其表面积小于按压板的表面积)的边缘。替代地，单层或多层衬垫不粘附到按压板上，而是形成密封件，以防止在植入和将该装置紧固在硬膜周围时CSF的泄漏。为此，衬垫能够由能形成密封件并防止CSF泄漏的生物相容性材料制成。合适的材料可以包含聚氨酯，聚酰胺-聚氨酯，胶原蛋白硬膜，丙交酯与乙交酯共聚物(polylactide-co-glycolide)，聚乙二醇水凝胶，硅橡胶，硅酮填缝料，硅树脂，聚硅氧烷和低硬度弹性体，其组合，以及包含一种或多种这些材料作为成分的组合物。

图2示出了在被旋转地驱动到螺纹调节配件12上就位(这导致硬膜外按压板10在硬膜内按压板6正上方的最佳定位)之后的锁紧螺母14。硬膜内按压板6的轮廓为T形，其中T的横杆位于其对侧(如右所示)。硬膜外组件包含可逆地接合定位工具上的对应槽口机构的对侧互锁槽口机构7和8。

一旦将锁紧螺母14在螺柱上固定就位，就通过定位在硬膜外按压板10的远侧和硬膜内按压板6的近侧之间的衬垫，在近侧和远侧表面上按压存在于按压板之间的硬膜。衬垫确保防水密封，以防止CSF通过硬膜切开术开口或经由鞘内腔与硬膜外腔之间的任何其他路径泄漏。衬垫材料可以是生物可吸收的，以便随着时间的推移与硬膜融合以形成具有与天然硬膜基本相同的生物力学特性的完全重塑(re-approximated)的解剖膜。

除了电极阵列及其连接器和引线以及按压衬垫之外，其他装置部件通常由诸如PEEK之类的生物相容性聚合物制成。可以利用在植入之前施加到衬垫上的组织密封剂膜层，和/或利用辅助缝合线、胶水、粘合剂、血液补丁或其他材料来增强通过按压衬垫获得的密封效果。

图3示出了预展开配置的完整侧面图，其中组合的硬膜内组件6和硬膜外组件附接到定位工具1至5。定位工具是用于将组合的组件在脊髓硬膜上在选定位置处放置并固定就位的外科手术器具。在植入过程期间，使用定位工具将组件从打开位置重新配置到夹持位置，在该夹持位置，通过锁紧螺母将其固定在硬膜中。然后将定位工具从外科手术现场移开，以重复使用或进行处置，从而允许外科医生在电极组件就位的情况下闭合伤口。

定位工具具有近端(顶部)和远端(底部)。它纵向向下延伸穿过该装置，并在远端轮毂组件5内的固定设备内终止。在定位工具的远端来自硬膜内电极阵列6的电引线横穿中心轴的长度并从其近端孔口离开。上部旋转轮毂3用于围绕工具的纵向轴线扭转圆柱形壳体轴4，以便将锁紧螺母拧紧到连接器壳体的螺纹轴上，两者均在远端轮毂组件5的内部。这将硬膜内按压板6和硬膜外按压板10拉动在一起，使得它们之间的衬垫被迫靠在硬膜上并夹在它们之间以形成防水密封，从而防止脑脊液泄漏。

带滚花的上部固定配件2用于以如图所示的轴向顺序保持部件3、4和5，并确保响应于手动施加的对3的扭转而连续旋转4。当配件2松开和卸下时，能够从组件中取出部件3、4和5，仅留下远端硬膜内和硬膜外组件连同经硬膜部分就位。除电极阵列及其连接器和引线以及按压衬垫外，所有装置部件通常都由诸如聚醚醚酮(PEEK)之类的生物相容性聚合物制成。

图4示出了在定位装置的远侧末端处的硬膜外和硬膜内组件。圆柱形壳体轴4进入远端轮毂组件5的近端，该远端轮毂组件5围绕用于硬膜外锁紧螺母14的旋转耦合器9。远端轮毂组件5分别通过侧向和对侧互锁槽口7和8与硬膜外按压板10配合。耦合器9的旋转向上拉动在近侧附接到硬膜内按压板6的螺柱壳体，以便将与10的远端侧和9的近侧一体的衬垫按压到通过螺柱壳体横穿的硬膜上，从而形成无泄漏的密封，防止CSF从鞘囊内进入硬膜外腔。

硬膜内按压板6的轮廓为T形，其中T的横杆位于其对侧(如右所示)。除电极阵列及其连接器和引线以及按压衬垫外，装置部件通常由诸如PEEK之类的生物相容性聚合物制成。衬垫能够由硬膜置换手术中使用的已知材料制成。衬垫的厚度可在0.1mm至0.7mm的范围内，以适合植入物的大小和患者硬膜的厚度。衬垫可以涂覆硬膜密封剂薄膜或隔膜，以帮助实现硬膜的无泄漏闭合。随着时间的推移，通常通过响应于硬膜内部件的存在而形成的瘢痕组织自然地增强密封。

图5A(侧视图)和图5B(头尾视图)示出了用于将植入物的硬膜外元件固定在患者体内的机械稳定设备的特写。此处显示的装置包含收起的缝合线16，其穿引通过从硬膜外按压板10向近端延伸的侧向和对侧的孔眼17。在使用锁紧螺母14将硬膜外按压板10抵靠硬膜内压板6紧固，从而将硬膜18固定在它们之间之后，如图所示将收起的缝合线16穿引就位。近端直接固定在硬膜外筋膜组织上，从而确保将植入物稳定地悬于脊髓上方，从而为将远端按压板下方的硬膜内电极阵列连接到植入患者身体内部的脉冲发生器的电引线19提供应力释放(stress relief)。

图6示出了安装在硬膜内按压板6的远端侧上的硬膜内电极阵列20的可能的几何形状。在该示例中，阵列20被制造为字母“T”的形状。沿硬膜内按压板6的长(头尾)轴线的电极有助于刺激脊髓背柱中的神经纤维。沿硬膜内按压板6的短(横)轴线的电极有助于引导刺激场，以实现对脊髓内其他位置的靶标结构的选择性激活，而不会无意间激活背神经小根或其他可能引起患者的不适、疼痛或感觉异常的离轴结构。为了生成纳米和微米图案的结构以将其活性表面积增加例如2倍、5倍或更多倍，可以通过激光蚀刻或一些其他合适的方法来处理各个电极，以便在电极-CSF接口处生成电流密度，该电流密度使处理的治疗反应最大化，同时使由于电解作用和过高的电荷密度造成的神经毒性风险最小化。

来自电极阵列的电引线可以附接到该装置的硬膜外组件内部的中间体。这可以提供接口结构，该接口结构用于从薄膜电极阵列引出的非常细的线或导体的应力释放。替代地，来自电极阵列的引线直接连接至引线束，该引线束从该连接点向近端延伸至植入物的硬膜外部件的外部，在该点处，该引线束被固定到身体组织。

图7示出了硬膜内组件与硬膜外组件的组合，以对关键结构的改善的靶向并避免了非靶标结构，实现了脊髓的扩展覆盖。硬膜内阵列20在硬膜18的内部并悬于脊髓20上方。来自硬膜内阵列20的电引线19与可植入脉冲发生器25的一个独立的通道27接口。还示出了标准的圆柱形、低轮廓硬膜外刺激器植入物引线23，其被定位在硬膜内植入物头尾的硬膜外腔中。来自硬膜外刺激器植入物引线23的电连接器24与可植入脉冲发生器25的另一个独立通道26接口。

这种布置允许临床医生使用硬膜外和硬膜内刺激的组合来为患者获得最佳的临床结果，并且还允许对诱发的复合动作电位进行组合的硬膜外和硬膜内感测，以用于闭环刺激算法。例如，可以首先插入硬膜内刺激器阵列，然后将硬膜外引线滑入硬膜内阵列头尾的硬膜外腔。然后将硬膜内和硬膜外植入物的电引线都连接到可植入脉冲发生器25。这种布置允许对关键的神经生理学假设进行详尽而严格的测试。例如，用户可以直接比较同一受试者的硬膜外与硬膜内刺激，并在各种蒙太奇中测试硬膜内和硬膜外接触的组合，目的是识别、植入并实现针对患者需求的装置的最佳配置。

图8A、8B、9和10示出了用于图1至4所示的电极组件和定位工具的可能的几何形状和测量值。硬膜内板10和硬膜外板6的形状为约1.5cm×0.5cm。它们通过1.0cm的套筒附接到长度为18.5cm的定位工具。

硬膜内按压板6是薄的(0.5至1.5mm)，以便使阻碍CSF流动通过该板和下面的脊髓之间的间隙的风险最小化。此处的板示为椭圆形，当平行于脊髓定位时，这有助于密封硬膜中的切口。板的外围边缘通常是光滑的，没有毛刺或其他的可能使硬膜有撕裂或结疤风险的生产人工瑕疵(artifact)。平坦的表面是光滑的，以确保与用于将硬膜抵靠板进行密封的衬垫实现最佳接触。

利用其他夹持设备的本发明的实现方式

在图11A至26F所示的本发明的实现方式中，部件的通用编号方案如下：

硬膜外组件： 21

硬膜外衬垫 22

硬膜外夹持表面 23

图11A、11B和11C示出了使用柔性凸缘臂作为硬膜内组件的部分的装置的实现方式。图11A是侧视图，示出了具有用于连接到信号源(未示出)的引线或引线束32的经硬膜部分31。硬膜内组件11包含一个或多个电极14和具有硬膜内夹持表面13的可转的凸缘15。硬膜外组件21包含具有硬膜外夹持表面23的硬膜外衬垫22。硬膜外组件被配置成沿经硬膜部分31的外表面向下滑动，直到其由固定构件34保持就位为止。这将硬膜外衬垫22固定在与凸缘15相邻的位置处，恰好留有足够的空间将该装置夹持或固定到硬膜。还示出了用于将该装置可逆地固定到定位工具的套筒或容纳构件33。这允许操纵该装置以将硬膜内组件放置在硬膜内部，之后能够从套筒移除定位工具。凸缘转子35从至少一些凸缘中的每一个穿过经硬膜部分，使得凸缘能够从硬膜外部旋转到展开位置。

根据构造和护理的目的，硬膜外组件的直径可以在5至9mm的范围内。在该图示中，凸缘臂的长度在0.5至2cm的范围内，其中厚度为1至2mm。凸缘和凸缘臂能够由柔软的聚合物(如硅树脂)制成，其中加强元件(例如丝线或刚性聚合物材料)可能被插入凸缘臂的内部，以使它们具有轴向刚度，同时仍保持扭转柔度(torsional compliance)，该扭转柔度在凸缘旋转期间适应于硬膜的弯曲表面，而没有破裂、撕裂或擦伤的风险。硬膜外衬垫也能够由柔软的聚合物(例如硅树脂)制成，只要它具有足够的刚性以将在原始切口周围将硬膜保持密封即可。实际的电极本身可以具有任何合适的保持形状和构造，例如小平圆盘、“球形帽”(部分半球)或半月形。它们能够由铂或铂-铱合金制成。每个电极通常具有电引线，该电引线被焊接或以其他方式与其近侧进行永久、牢固、低电阻的欧姆接触。

图11B示出了从经硬膜部分31下方进行基本上平行的定向的凸缘15。这是缩回或插入位置，由此外科医生可以通过在硬膜中的切口将凸缘一起插入。图11C示出了凸缘15，其旋转到展开位置，从而将硬膜内组件锚固在硬膜的下方。

图12A至12E示出了如何能够将该装置固定到受试者的硬膜。在图12A中，使用标准外科手术方法进入硬膜的背表面。使用微创手术(MIS)装置和方法实现的暴露量足以达到此目的。在准备通过硬膜进行小穿刺切口时，使用缝合线或微型钩器械“支起”硬膜(将其进一步抬高至脊髓的表面上方)。定制刀片能够用于创建所需精确长度的硬膜切开术。

图12B示出了用于固定该装置的插入工具40(下面进一步描述)。如图所示，该装置具有：打开位置的硬膜外衬垫，在硬膜内部朝向脊髓定向的电极14，以及插入位置的凸缘15。在植入过程期间，并且为了控制从该装置的底面突出的凸缘15的角度，插入工具能够被配置成使得凸缘15中的一个牢固地固定到经硬膜部分，而没有位置控制器附接到其上。另外两个内部凸缘15的旋转位置各自通过其自己的凸缘转子16进行控制，而该凸缘转子16又使用穿过插入工具主体的凸缘控制杆进行操纵，如下文所描述的那样。

在插入或缩回位置中，凸缘15被定向成彼此基本上平行，每个凸缘的尖端基本上面向相同的方向。这有效地创建了一种薄的直角硬膜分离器(一种用于在神经外科手术过程期间打开硬膜的器械)，从组合的电极&插入工具的下表面沿单个方向突出。这是本发明的另一个优势，因为外科医生能够通过硬膜切开术将平行的凸缘推动进入硬膜下腔而不会使下面的脊髓处于风险中。神经外科医生稍微将硬膜从下面的脊髓上提起，然后在直接观察下切开硬膜。凸缘位于插入位置的装置用作硬膜分离器的刀片，从而允许将其引入硬膜下腔，使凸缘与硬膜齐平，从而向硬膜施加向上的压力，以使膜远离脊髓抬高。

图12C示出了凸缘15，其旋转到展开位置，从而将装置锚固在硬膜下方。外科医生能够使用经硬膜部分中的凸缘转子分别独立地旋转两个凸缘15。外科医生通过从插入工具30的另一端(最靠近外科医生的手的部分)延伸的凸缘控制杆来控制两个凸缘的旋转位置或角度。通过将两个活动凸缘15旋转成展开配置，硬膜开口的整个切开的切口边缘在凸缘上方(表面上)移位。硬膜边缘现在位于凸缘15和硬膜外衬垫22之间的空间内，此处示出处于向上或打开位置。衬垫的夹持表面能够由人造硬膜材料制成。衬垫的外表面和该装置的其余大部分能够由可以是MRI兼容的刚性、生物相容的聚合化合物制成。

图12D示出了通过插入工具40向下压靠在凸缘15上的硬膜外衬垫22。在将该装置适当地定位在硬膜切开术开口内之后，外科医生将硬膜外衬垫按压缸沿组件40向下滑向硬膜，从而推动硬膜外衬垫22通过固定卡扣34以在硬膜上实现紧密的水密闭合。使用人造硬膜型衬底制造衬垫的下表面有利于衬垫与硬膜的快速组织融合：例如，通过在与硬膜的接口处吸收硬膜替代物。固定卡扣34将衬垫锁定在固定位置中。

图12E示出了被固定至膜的电极装置，其中移除了插入工具。硬膜外衬垫组件22抵靠凸缘15夹持硬膜，由此将电极14定位成使得其从硬膜朝着脊髓向下突出。

定位工具

图13A、13B和13C描绘了适用于将本发明的电极装置植入受试者体内的另一种插入器组件或插入工具。在该图示中，插入工具适于操作如图11A、11B和11C所示的具有可移动凸缘臂的装置。电极装置本身未示出。

图13A描绘了侧视图。三个控制元件从该装置的顶部延伸，并由外科医生控制。具体地，两个凸缘控制杆46用于控制和调节作为电极装置的部分的两个可移动凸缘的位置。定位杆44可逆地将插入工具连接到电极装置。硬膜外衬垫按压缸42被示出为在内部壳体41周围的向上位置。示出了四个横截面图像，其描绘了该装置的内部结构。在下面的两个横截面视图中，示出了凹槽45，该凹槽45适于将电引线放置在该装置上。

图13B是插入工具本身的主视图。这提供了容纳引线的凹槽45的视图。图13C是处于向下位置的硬膜外衬垫按压缸42的主视图。要安装没有可旋转凸缘的装置，不需要凸缘控制杆。插入工具的外表面可以符合椭圆形或椭球形，而不是圆形，并且通常与硬膜外组件的外表面互补。

图14示出了与插入工具耦合的电极装置。在该图中，电极装置与插入工具的壳体41对准，这意味着该装置的经硬膜部分31的表面的横截面形状或直径与壳体41基本上相同。通过将定位杆44插入到经硬膜部分的套筒33中而将该装置在壳体的底部保持就位。在该图中，插入工具具有凹槽45以容纳最终将电极14连接到外部信号源的引线32。有控制该装置的两个活动凸缘15的两个凸缘控制杆46。每个凸缘控制杆46在容纳在该装置的经硬膜部分31中的凸缘转子35的顶部处与可逆接口36连接，该凸缘转子35用于旋转相应的凸缘15以调节角度或硬膜内定向。接口36在此被描绘为头部带槽的圆顶。在替代方案中，接口可以是十字形或六边形，从而与插入工具的凸缘控制杆46中的相应图案匹配。

插入工具具有定位杆44，该定位杆44从自该装置中突出的插入器的顶部穿过，向下通过插入工具到达插入工具与电极装置邻接的相对表面。定位杆44与套筒33可逆地互连，其在此示出为具有螺纹接口，从而将电极装置固定到插入工具的底部。在将电极组件在患者体内植入就位之后(在已将硬膜外衬垫22锁定在向下位置之后)，通过旋转将定位杆44从电极装置上拆下，由此将插入工具从电极装置上释放，并且允许将其从手术区域移除。

图15A、15B和15C描绘了与电极装置组合的插入工具的操作。一旦如图15A所示将组合通过硬膜中的切口插入，外科医生就使用插入工具的凸缘控制杆46控制凸缘15的旋转位置，由此如图15B所示将凸缘15展开到不同的定向，并且将硬膜内组件锚固在硬膜下方。然后，外科医生将按压套42沿插入工具的壳体41向下滑动，由此使衬垫22沿电极装置的经硬膜部分31向下滑动至其被卡扣34固定的位置。结果，硬膜切口的边缘被牢固地按压在衬垫22和凸缘15之间，从而防止了CSF泄漏。然后松开插入工具，从而将电极装置稳定AMD安全地固定到硬膜上。

硬膜内组件上的电极布置

为了获得本发明的一些效率益处，将至少一个阳极和至少一个阴极定位在硬膜内组件或经硬膜部分上或周围，以完成硬膜内腔内的整个电路。由于硬膜内电极的有利位置，通过使用组合的电极阵列或硬膜外和硬膜内电极，也能够在目前可用的SCS系统上获得效率。

根据靶标组织和要解决的临床病症，能够将电极装置设计为在电极之间具有较大的距离。例如，多个电极触点能够以平行于脊髓的长轴的线性配置进行定位。替代地或附加地，多个电极能够沿硬膜的内表面定位，从而使得有可能利用具有空间定向的电极蒙太奇递送刺激，该空间定向相对于脊髓的长轴垂直或成至少45或60度的角度。通过将正电极触点和负电极触点定位在鞘囊内的左侧和右侧位置，靶标神经组织(背小根、背小根进入区和背柱)最佳地位于任一侧上触点之间的空间中。

参照图16A至17C，硬膜内组件的凸缘臂被构造得更长，因此提供了更远的电极间距。旨在至少部分地围绕脊髓抵靠硬膜缠绕的凸缘臂通常由半刚性柔性材料制成，该半刚性柔性材料能够贴合硬膜的内表面而没有破裂、撕裂或擦伤的风险。整个凸缘能够由相同的材料制成，或者凸缘的靠近凸缘转子的部分能够由更具刚性的材料制成，进一步沿其长度与更具柔性的材料连接。每个凸缘臂能够排列有多个电极，这些电极任选地以线性、非线性或分形配置的图案排列，并且具有纳米或微米图案的表面以增加其相对于标称几何面积的有效面积。在插入过程期间，每个凸缘臂上的电极阵列根据需要弯曲并贴合硬膜的内弧。植入后，凸缘臂的柔度适应伴随受试者正常运动的鞘囊(硬膜衬层)的变化。

图16A是电极装置的上斜视图，该电极装置具有沿凸缘臂15之一的电极14的阵列。图16B是电极装置的仰视斜视图。在经硬膜部分31的底部上有一个电极14a；在靠近经硬膜部分31的凸缘臂15a的内部上有第二电极14b；以及在凸缘臂的远端或最外端15b上有第三电极14c。

图17A示出了通过小的硬膜切开术切口插入电极装置。首先将具有最外电极的凸缘臂15b的远端部分插入开口中，之后使近端部分15a在硬膜外部分附近。如这里所描绘的，植入的电极14a、14b和14c形成一维硬膜内阵列。

图17B描绘了另一种形式，其中所有三个凸缘都延伸并且带有电极阵列。在插入位置，三个凸缘平行定向并在彼此的顶部叠置。它们作为束被引入硬膜下腔。在将硬膜内组件合理定位在硬膜开口内并固定到硬膜后，将凸缘中的两个旋转到展开位置。由此使电极沿硬膜的内表面滑回所示位置。

图17C是描绘了电极阵列上的触点的位置的截面示意图，该电极阵列已经沿硬膜的下表面旋转到侧向位置。通过这种配置，有可能选择各种刺激几何形状的蒙太奇：例如，其中包含所有靶标结构的脊髓的背半部分被定位在脊髓任一侧上的两个活动触点之间的空间中。

硬膜内组件的其他配置

本发明的电极装置也可以构造成在硬膜内组件上不具有可旋转的凸缘。作为凸缘的替代或附加方案，存在固定形状的硬膜内衬垫，其具有在经硬膜部分的方向上向上定向的硬膜内夹持表面。能够将以下选项与本公开中其他地方提及的关于装置其他部件的任何特征组合。通过使硬膜内衬垫的外周与硬膜外衬垫基本匹配，围绕硬膜开口的整个圆周的空间间隙被最小化。当硬膜外按压衬垫移动到夹持位置时，围绕植入装置的整个圆周形成了基本上不间断的水密密封。

图18A至图20D示出了不对称线性阵列(ALA)。硬膜内和硬膜外组件以椭圆体或椭球形的方式具有细长的形状，相对于该装置的经硬膜部分偏心，具有长臂和短臂。这种配置是有益的，因为它跨越了植入期间在硬膜上形成的切口，由此提供了优异的密封。

图18A和18B是ALA装置的硬膜内组件和经硬膜部分的图。硬膜内组件的长臂能够具有任何合适的长度，并以线性、二维或分形的阵列容纳任何合适数量的电极。在典型的植入过程中，将长臂11a以一种直角的硬膜分离器用于进入硬膜下腔的方式穿过硬膜开口插入。硬膜内组件的短臂11b从经硬膜部分31延伸足够的距离，以提供足够的夹持面积，以将该装置朝着上方的外部衬垫夹持。

图18C描绘了适于植入ALA装置的插入工具。定位杆44用于将插入工具可逆地附接到该装置。示出按压缸42相对于内部壳体41处于向上位置。为了操作插入工具，外科医生通过向下移动按压缸42，将硬膜外衬垫22推动经过固定卡扣34，将硬膜外衬垫22按压到电极装置组件上。电极引线32被定位在由插入工具的壳体41和按压缸42中的对准的凹槽45形成的空间内。该插入工具不具有凸缘控制杆。如这里所描绘的，壳体41的表面(以横截面观察)为椭圆形而不是圆形，并且按压缸42具有与ALA装置本身基本相同的不对称横截面。在夹持位置，外部按压缸紧密贴合在硬膜内ALA装置的整个表面上—由此将硬膜外组件的夹持表面23固定在硬膜内组件的夹持表面13附近。

图19A至图19D提供了示例性ALA装置插入过程的俯视图或外科医生眼视图。在硬膜中创建一个线性切口。切口的长度足以适于放置硬膜内组件，但不再更长(图19A)。使用直角硬膜分离器解剖技术将硬膜内组件的长臂11a插入硬膜下腔(图19B)。接下来，提起硬膜内衬垫，并拉伸硬膜，以便将硬膜内衬垫的短端11b滑入硬膜下腔内，这类似于将按钮穿过孔眼插入或铆钉的头部穿过其配合部件(图19C)。外科医生将硬膜内组件定位成使得硬膜的切割边缘紧紧邻接短臂11b旁边的经硬膜部分31。这导致硬膜间隙被定位在硬膜内组件的长臂11a上方。在长臂11a上有更大的表面积可用于按压硬膜边缘。在该过程的最后步骤中，外科医生将硬膜外衬垫22沿经硬膜部分31向下滑动，在此处，通过卡扣34将其固定就位。然后，她将插入工具与电极装置断开连接，从而将植入的电极以水密或无泄漏的方式固定到硬膜(图9D)。

图20A至图20D从侧视角度示出了ALA装置植入过程的步骤。线性硬膜切口(图20A)远短于ALA装置的长度。首先插入硬膜内组件的长臂11a(图20B)，然后插入短臂11b。如图20C所示，将装置定位在切口中，使得延伸超出经硬膜部分31的间隙位于硬膜内组件的长臂11a上方。然后使用按压缸42压低硬膜外衬垫22，直到由于卡扣34而将其抵靠硬膜而固定就位。根据情况，在外科医生使用微创外科手术技术暴露了硬膜后，有可能在几分钟或更短的时间内执行该过程的电极植入部分。

图21A至图24示出了标记为W2的装置，该装置包含用于硬膜内组件的另一种可能的形状：具体是螺旋形，或空心圆形或椭圆形。这种形状帮助外科医生通过硬膜中非常狭窄的切口将硬膜内组件插入。

图21A和21B示出了没有硬膜外组件的W2装置的俯视图和仰视图。多个电极14围绕内部组件11排列，其通过经硬膜部分31布线到引线束32。图22A和22B示出了没有硬膜外组件的W2装置的侧视图和斜视图。在图22A中，薄的线性附件36将硬膜内组件11连接至经硬膜部分31。附件36紧密地配合在小的线性硬膜开口中。如前所述，经硬膜部分能够可逆地连接到插入工具，以帮助外科医生将该装置植入受试者体内。插入工具具有与硬膜内组件的改变的形状对应或贴合的形状。

图23A和图23B示出了插入之后的W2装置的配置。在硬膜内组件11和硬膜外衬垫21之间按压硬膜。通过硬膜内组件创建几乎连续的圆周硬膜内按压表面区域。硬膜内组件通常是刚性的，使得在硬膜切口的任一侧上的硬膜内组件的边缘在插入期间保持良好对准。这样确保了跨间隙的硬膜被保持在足够稳定的位置，以在硬膜外衬垫22已经向下移动到夹持位置之后实现水密或无泄漏的闭合。

图24描绘了可能的W2插入过程。在硬膜中做一个小的线性切口，长度刚好足以适于通过将圆形电极阵列连接到电极壳体的细的线性附件功能部件36。使用直角硬膜分离器解剖技术在直接可视化下将硬膜内组件的前端或自由端推动进入硬膜下腔。外科医生不断推动并旋转W2，直到其处于最终的完全插入位置并合理就位。然后将硬膜外衬垫降低到硬膜上，从而实现水密或无泄漏的密封，然后将该装置与插入工具断开连接。

图27A至图27F描绘了被设计为用作端口的装置。该装置包含与CSF和硬膜外腔流体连接的一个或多个开口，从而允许液体从硬膜外腔转移到CSF。一个(或多个)开口能够被定位成与本公开中其他地方所描绘的位置和配置基本相同的各种位置和配置。例如，能够包含开口的阵列，或者替代地，能够包含单个开口。流体导管内能够包含一个或多个阀。一个(或多个)阀能够定位在流体导管系统内的任何位置，例如，在一个或多个开口的位置处或在储液器附近。在一些装置中，一个(或多个)阀是单向的，以防止CSF移出硬膜内腔。

该装置能够用于递送多种物质，例如活性药物成分，例如抗生素、止痛药、癌症治疗剂、生物制剂及其组合。递送能够是被动或主动的。例如，能够使用各种选择性渗透的膜来实现被动的递送，或者能够使用压力差(例如，硬膜外注射器、加压储液器或与主动泵相关联的储液器)来实现主动的递送。

植入过程

本发明的用于植入、测试、调试和使用的外科手术方案可以如下所示。获得被确定为硬膜内脊髓刺激候选者的患者的胸椎的磁共振(MR)扫描。由临床医生审查MR扫描，以确定该装置的植入位点。在标准临床方案下，使用微创外科手术技术进行硬膜切开术，植入并随后固定该装置，使得以无泄漏的方式将电极阵列定位在硬膜的内壁上。电极引线连接到可植入脉冲发生器(IPG)，然后以标准方式关闭外科手术位点。随后使用标准无线技术对IPG进行编程。

以下描述示出了可以如何将根据本发明的电极装置植入受试者体内。这是通过对植入根据图11A至图11C的装置进行举例说明的方式提供的。该过程可以做必要修改进行调节以用于植入本发明的其他工作模型。

植入过程通常在全身麻醉下执行。如图25所示，患者俯卧，并且在要植入的脊椎水平上方的皮肤中做一个约2-3cm的切口。这些图描绘了在T8-T9水平处植入的装置。

图26A和26B示出了外科医生如何使用标准暴露技术获得通向T8-T9椎板的通道。使用标准微创手术(MIS)所获得的通道通常就足够了。在牵引器系统与该椎板齐平就位后，外科医生使用标准的MIS技术移开T8椎板的尾部层面的一部分、T9椎板的头部分和横跨这两个椎板之间的间隙的黄韧带。这导致下方的硬膜暴露。

图26C至图26F继续该过程。在图26C中，外科医生使用锋利的微型解剖器提起硬膜，并使用定制的锋利器械(其确保硬膜开口的大小正确)创建一个小的硬膜切开术开口。在图26D中，外科医生将插入工具41的凸缘控制杆46滑入硬膜开口中。凸缘控制杆处于插入定向，是指彼此平行且齐平，其中刀片全部面向同一方向，对应于该装置本身的插入或缩回配置。外科医生使用与直角硬膜分离器相同的技术来操纵插入工具，以安全进入硬膜内腔。

在图26E中，外科医生使插入工具垂直于脊椎管定向，并且旋转两个凸缘位置控制器以将凸缘臂移动到展开位置。该动作使切开的硬膜边缘紧密地围绕该装置的整个圆周定位。然后，外科医生使硬膜外衬垫按压缸42的手柄43沿插入工具向下滑动，直到衬垫卡入就位，从而将该装置固定到硬膜并基本密封硬膜内腔。在将该装置固定到硬膜之后，外科医生旋转定位杆44，以将电极装置从插入工具上拧下并松开。然后将插入工具抽出并从场地中取出，如图26F所示。

机器人系统可以在医疗专业人员远程控制下，用于执行这些外科手术步骤中的一些或全部。

数控信号源

植入之后，该装置连接到电源或信号源，该电源或信号源被配置和编程为通过该装置将电刺激递送至受试者的脊髓。能够使用在电连接到电极时提供所需的刺激强度、频率和持续时间的任何合适的信号源。刺激通常由通常位于信号源组件中的适当编程的数字电路进行控制。

在本公开中提及的“信号源”既是电功率源又是数字设备，其用于调节经由引线馈送到该装置的电极的电功率的波形，以便以所需的频率或模式递送脊髓刺激(SCS)。数字控制设备能够是(例如)微处理器、微控制器、数字信号处理器或适合于此目的的其他电子信号合成和控制装置。

任选地，该装置能够被配置成无线地从电源接收能量。该装置可以包含沿电极组件的背衬设置的接收器。能量能够例如从植入在硬膜外位置处的信号发生器和发射器接收。

作为说明，信号源能够是具有集成的外部可充电电池的可植入且外部可编程的脉冲发生器。能够给受试者一个手持控制单元，该手持控制单元能够通过无线遥测链路对脉冲发生器进行编程并为电池充电。信号源通常位于远离脊髓的位置，例如在下背部的肌肉系统(misculature)中。经硬膜植入物原则上能够无线地或使用电引线束连接到信号源。作为说明，脉冲发生器能够被配置和编程为递送以下任意一种或多种：可调模式(tonicmode)刺激(标准低频<1kHz)、高频刺激(>1kHz)、突发模式刺激(啁啾脉冲序列或频率的组合)、脉冲串、噪声信号、不连续波形(例如方波和三角波)和平滑波形(例如正弦波)、这些项中振幅在10mV或以下到10V或以上范围内的任意一个或多个。

适于通过根据本发明的被配置成植入硬膜中的装置向受试者提供电信号的信号源可以与该装置一起出售，并且单独地或一起植入受试者体内。

植入装置在刺激脊髓和治疗疼痛中的用途

一旦该装置就位，就能够将其用于将电刺激递送到脊髓的靶标区域。电刺激通常包括已经预定或根据经验确定以向患者提供期望益处的电脉冲模式。可以施加刺激物来抑制疼痛感，或抑制患者不希望有的或对其有破坏性的症状或感觉输入，包含由于脊髓损伤或发病引起的痉挛所导致的那些，例如帕金森氏病、多发性硬化、充血性心脏衰竭或内脏疼痛。刺激物可以由该装置基于本构(on a constitutive basis)、对反馈数据自动响应地、通过由管理临床医生进行的远程控制而提供给脊髓，或者它也可以接受患者的自觉控制。

能够出于任何有价值的临床目的而没有限制地进行任何有效形式的电刺激。特别地，通过直接向脊髓施加电刺激物来刺激脊髓以抑制疼痛传输，该电刺激物使感觉神经元对在脊髓内引发的同步动作电位的传输不敏感。这抑制了局部感应的感觉输入引起的疼痛，以及在局部治疗过程中可能诱发的诸如感觉异常之类的副作用。电刺激物被认为促进脊髓内感觉神经元的随机去极化，因而引起神经静止的状态。作为一个示例，刺激可用于通过在脊髓内的突触后背柱途径的靶向可逆神经调节来减轻内脏疼痛。

根据患者的需求，能够使用不同的刺激算法。它们可包含可调(标准低频)刺激、高频刺激、突发模式刺激、随机波形刺激以及使用特殊模式或频率组合的方法。反馈能用于监测靶标神经结构的激发，跟踪患者的生命体征以及综合对患者的姿势和运动活动的测量或观察。设备的状态及其对患者的影响任选地能够由医师或其他医院工作人员或护理人员经由远程医疗技术、将刺激器直接连接到互联网或电话网络(有线或无线)或通过任何其他的适用于单向或双向传送刺激参数和设置以及患者的反应和状况的手段进行监测。

由于刺激引起的神经活动的感觉能够用于，例如经由对诱发的复合动作电位的测量来优化对治疗的反应(美国专利号9,386,934；M.Russo等人,Neuromodulation,21:38-47,2018)。以这种方式获得的数据被记录在硬膜外腔中，因此本质上是远场的。然而，通过按照本发明的手段和方法对电极阵列进行硬膜内放置，对诱发的复合动作电位的感应在本质上变得更近场了。这具有许多潜在的优点，包含靶标神经元的隔离和识别中的不确定性变小，传感电极相对于靶标神经元的移动风险变小，以及信噪比得到改善。

出于优化对患者的治疗益处的目的，进入靶标神经结构的电流密度的治疗剂量能够滴定、升降或以其他方式变得可调。能够使用美国食品药品监督管理局(FDA)批准用于安全有效地递送SCS治疗的任何水平的电流密度。

该装置被配置成使得治疗的临床医生能够根据其选择使用以高频交替的电压施加脊髓刺激。无论电位随时间变化的方式会如何，都可以通过确定每单位时间正负变化的次数来计算频率。有效频率范围取决于电极阵列的解剖放置，阵列的特征，放置该阵列的组织的性质、健康状况和电生理特性，以及治疗目的。总的目的是引起脊髓的难治性，以传输有害信号或局部引发的同步去极化事件。这能够根据经验通过确定神经活动并记录患者经历的症状进行调整。

根据治疗的目的和技术的部署方式，有效的脉冲重复速率或频率可以等于或高于100Hz(每秒脉冲)，200Hz，500Hz，2,000Hz或5,000Hz；约1,000Hz，4,000Hz或10,000Hz的频率；或约500至50,000Hz，1,000至9,000Hz，3,000至8,000Hz，2,000至20,000Hz或5,000至15,000Hz的频率范围。

可以以频率或其他波形参数以及应用方式调节电刺激物，以便使对基本神经系统部分(essential neurological faction)的传输的影响最小化，包含运动神经元活动，以及本体感觉、运动感觉以及认知控制或自主身体功能中所涉及的神经。任选地，可以向临床医生或用户提供输入设备，以根据感知到的症状和实践标准来选择模式，调整频率并调整强度。

电位可以以正弦波形或方波形的规则频率变化。替代地，波形可以是更复杂的电荷平衡模式，其中脉冲根据计算出的、重复的或随机的模式以变化的间隔和强度出现。这样的模式包括脉冲串，该脉冲串在脊髓内生成对神经的基本连续的激活，并且可结合不规则的脉冲间隔、不规则的脉冲振幅、各种波形(例如，单相、双相、矩形、正弦以及不对称或不规则的波形)或其任意组合。在信号源的数字电路中，在适当的计算算法或自动控制程序的影响下，电位还可创建本质上为宽带噪声的脉冲，其以随机或基本上随机的间隔和强度变化。

高频刺激物通过其传送的电极通常排列在柔韧的背景上，该柔韧的背景由一种材料制成并且其形状允许其直接贴合脊髓的形态。任选地，该技术可以配置成通过该装置的不同电极施加不同的刺激物，并主动控制阵列中单个电极的极性。

根据本公开的治疗疼痛能够包含对脊髓施加电刺激物，监测同步动作电位通过脊髓的传输和/或受试者所经历的疼痛，然后调节电刺激物以便进一步抑制或以其他方式调节同步动作电位通过脊髓的传输。目标可能是临床上有价值的任何东西，例如减轻受试者对疼痛(尤其是背部疼痛)的感觉，例如在脊髓损伤、脊髓疾病或劳损、帕金森氏病、骨关节炎或充血性心力衰竭的过程中可能发生的东西。

植入的装置在治疗痉挛中的用途

68％至78％的脊髓损伤患者患有痉挛症—仅在美国就有约200,000人。痉挛也能够由上运动神经元综合征引起，例如多发性硬化症和中风：在美国，这是残疾的主要致因，估计有540万受影响的患者。约50％的经历过中风的患者患有长期残疾并需要护理人员在日常生活中予以协助。每10万人口中就有30至500人有中风病史，其中约三分之一患有下肢痉挛，其中许多人需要医疗干预。

以痉挛为主要特征的病症包含脑瘫、多发性硬化症(MS)、缺血性或出血性中风、脑损伤和脊髓损伤(SCI)。长期痉挛的患者受到疼痛和挛缩的限制，这些疼痛和挛缩干扰日常生活活动并妨碍康复工作。尽管可用药物和手术疗法来减轻症状负担，但是这些疗法既不能治愈也不能恢复，仅提供部分或根本没有选择性。尽管已经进行了利用硬膜外脊髓刺激来治疗痉挛的初步尝试，但由于该技术的局限性，结果尚不明确。

本发明包含直接的SCS作为标准硬膜外脊髓神经调节的替代方法。它优于目前在商业上使用的技术，因为它直接激活了调节脊髓运动神经元的神经回路。通过将电极阵列放置在硬膜内，能够实现神经结构的更大靶向选择性。即使在低得多的刺激振幅下，这也是可能的。本发明的SCS装置能够与脊髓的靶标区域配合(co-opt)并电集成，以调制有限数量的选定运动神经元，例如L3区段周围的那些。刺激干扰范例也可能起作用。一旦在每个患者中确立了治疗效果，治疗医师就可以选择性地切换刺激控制，以首先治疗痉挛，然后利用更复杂的编程进行扩展。

根据本发明的治疗痉挛能够包含对脊髓施加电刺激物，监测通过脊髓的同步动作电位的传输和/或受试者经历的痉挛症状，然后调节电刺激物以便进一步抑制或以其他方式调节导致痉挛症状的同步动作电位和/或过度速度依赖性肌肉收缩信号通过脊髓的传输。在此处建议的这种类型的闭环配置中，将通过刺激器电极阵列的硬膜内位置，还通过采用组合的硬膜外/硬膜内传感方法测量与对刺激的反应相关的诱发的复合动作电位来优化治疗反应。

刺激的剂量

本公开的技术能够用于引起神经束内的轴突或一部分轴突的同步放电(firing)的中断。能够通过增加或减少刺激的频率和/或功率来控制破坏力。高频刺激能够用于引起假性自发放电(通常与非感官刺激状态相关的随机轴突放电)，由此使患者无法感知疼痛。在本文描述的一些方法中，频率能够设置成使得以一定频率提供刺激，该频率不允许神经束中的部分或全部轴突有足够的时间来重新建立其膜电位。

用于提供治疗益处的频率和功率将因患者而异，并且能够使用来自患者或包含的用以识别并随后生成和控制最佳刺激的传感器的反馈来对本文公开的装置进行调整。通过说明的方式，患者能够首先以一种治疗刺激剂量或方案开始，并且随着时间的流逝，当患者适应该剂量时，开出并应用新的剂量或方案。

使用高频刺激的原理

从指导读者的视角提供以下讨论并有助于技术改进。除非明确说明或另外要求，否则不应将其解释为对本发明的实施施加任何限制。读者可以在不理解或证明这里提出的任何现象的情况下实现和改进本发明的装置和方法。

脊髓的高频刺激可通过引起假性自发性轴突放电的状态而使患者受益。认为，感觉轴突束在不传输感觉刺激物时会随机放电。当出现感觉刺激物时，束或路径中的绝大部分轴突以同步方式放电-大约同时进行轴突电位放电。这导致感觉输入沿该束中的轴突传输，使得受试者可以体验到感觉。换句话说，通过束中轴突放电的随机定时来编码感觉的缺失，而通过轴突群体的同步放电来编码感觉感知。

本公开的假设是，患有腿部和背部疼痛的患者具有以同步方式(或某些其他非随机方式)而不是正常的随机放电模式进行自发放电的轴突束。电脉冲伴随轴突放电。递送到轴突束的单个脉冲将导致它们全部同步放电。如果脉冲串中每次电冲击之间的时间间隔长于该束中轴突的不应期，则随后的每次冲击也会同步激活所有轴突，患者会体验到感觉。施加到背部的低频交流电(50Hz)可以有效减轻疼痛的感觉，但是刺激可能产生神经系统副作用，例如不希望有的感觉异常(刺痛或麻木)。

高频电刺激物(例如，约5,000Hz)具有比轴突的不应期短的间隔空隙。单个轴突无法响应于第二次冲击而再次放电，直到其膜电位从第一次冲击的影响中恢复过来，而这需要时间。不同的轴突具有不同的不应期。通过以高频率递送电脉冲，轴突束中单个轴突放电的相对定时几乎是随机的，其中不同的轴突在不同的时间再次变得可激发。

向脊髓施加高频脉冲能够用于恢复穿过脊髓的感觉神经的主动静止状态。这能够抑制不希望有的信号(例如脊髓或四肢中疼痛的感觉，或导致痉挛的过度肌肉收缩信号)通过脊髓的传输。

定义

本发明的“电极装置”可以被变化地和可互换地称为电极组件或按钮电极组件，并且可以由标记I-Patch^TM或I-Patch 2.0^TM指代。这些术语指的是被配置成在有或没有插入工具的情况下，在打开位置或夹持位置植入受试者的硬膜的医疗装置。凸缘或其他可展开特征(如果存在)可以处于插入位置或处于展开位置。除非另有说明或暗示，否则当单独使用或组合使用时，信号源和插入工具均分别提及并表征。

当存在装置的“硬膜内组件”、“硬膜外组件”和“经硬膜部分”时，是指具有该结构并执行其定义动作的装置的部件。在植入之前或之后，它们不需要位于任何特定的物理空间中。在植入后，除非明确说明或以其他方式要求，否则不要求将硬膜内组件完全定位在硬膜下方，不要求使经硬膜部分完全穿过硬膜，并且不要求将硬膜外组件完全定位在硬膜外部。类似地，仅要求“衬垫”来完成所指示的功能，并且可以由任何合适的材料制成。

术语“定位工具”或装置和“插入工具”或装置可互换地用来指装置或装置的部分，外科医生在将组合的电极组件植入患者体内时使用该装置或装置的部分，然后将其从手术区域中取出以重复使用或处置，留下电极组件就位。根据所要求保护的，定位工具不必与本发明的电极组件一起包含。为了工业实用性，定位工具可以与电极组件组合提供，或者它可以单独提供，并在手术室中与电极组件组合在一起。可以使用本发明的定位工具或外科医生认为合适的任何其他设备来植入本发明的电极组件。

如在本公开中关于轴突束所使用的术语“静止”是指在该束内部的轴突的随机去极化或放电的状态。在自然状态下，神经系统可以主动发出信号，表示整个束都没有要传输的感觉输入。如此处所述，这可以通过以适当的方式应用有效的高频电脉冲模式由伪自发性神经刺激来引起。

当描述本发明的装置或工具的不同部件的形状(例如圆柱形、圆形或椭圆形)或相对于另一部件的位置(例如平行或垂直)，或进行比较(例如具有相同的形状或互补)时，除非另有明确说明，否则此类术语是近似的。在不背离所描述或要求保护的范围的情况下，实际形状或位置可以偏离在配置的功能公差内所提及的确切形状或位置。当以位置方式提及本发明的装置或工具的不同部件(例如垂直或纵向轴线)时，这样做是为了帮助读者定向：当出售或在体内时，这不对装置进行任何特定的位置或定向要求。

实施例

实施例1：测试与硬膜内刺激器一起使用的各种衬垫

为了测试作为密封机构以防止CSF泄漏的衬垫的可使用性，将图1至4所示类型的原型硬膜内刺激器的按压板和壳体植入到模拟硬膜切开术狭缝中，该狭缝已切入仿真鞘囊的

管中。使用一条薄而光滑的聚乙烯条作为替代硬膜，以确保任何泄漏路径仅与衬垫相关联，而与硬膜替代物的孔隙无关。按压板之间的衬垫由作为常用于硬膜切开术闭合和密封的硬膜替代品的

制成。衬垫厚度标称为0.5mm，并且为椭圆形，其长度和宽度与硬膜内板的尺寸匹配，如图10所示的那样。

将注射器连接到

管的一端，并且将另一端封闭。用水填充该管，通过作用在注射器柱塞上的力来手动地控制静水压力。使用压力计监测该管内的静水压力，该静水压力可以增加到超生理水平。在聚乙烯试条上切开一个硬膜切开术狭缝并植入刺激器组件，在该条的任一侧上都放上

衬垫。然后将按压螺母轻轻拧紧，以将硬膜内板和硬膜外板朝向彼此拉动，并产生对硬膜切开术的闭合，然后使用注射器升高静水压力。由衬垫产生的密封在大致250mm Hg的最大施加压力下仍保持无泄漏，这是在姿势改变期间在患者体内所观察到的鞘内峰值压力的几倍。这证明了作为防止潜在的植入后CSF泄漏的密封件的衬垫的可使用性。

另一个关注点与原型密封机制的动态性有关。每个衬垫的表面积A大致为25x10^{- 6}m²，并且根据标准工程模型，我们估计按压螺母施加在衬垫上的闭合张力F大致为1.1N。因此，作用在该组件内的衬垫上的压力P将是P＝F/A＝1.1N/(25x10^-6m²)＝4.4x10⁴Pa≈330mmHg。该压力比在我们的测试中施加在衬垫上的峰值压力大33％，粗略为正常鞘内压力的15倍，因而如在我们的实验中所观察到的那样，进一步了解密封件的无泄漏性能。

实施例2：T形电极建模和选择性纤维刺激

本文所述的建模表明，硬膜内刺激装置能够有效地用于在脊髓内选择性地调节靶标神经元，同时不影响非靶标结构。此外，诸如本实施例2中所述的建模能够用于确定硬膜内刺激电极阵列的能够用于选择性刺激神经结构(例如大纤维、小纤维、中纤维及其组合)的附加配置。在最基本的层面上，这意味着控制或引导由从电极触点递送的电流生成的电场；这通常涉及空间和时间控制属性。场强和梯度的空间分布确定哪些神经元受到影响。通过轴突进入这些场的电流可能易于受到外源触发的去极化作用。场的时间模式也将影响轴突动作电位。从对场强和时间应用的这种综合响应中，出现了对神经活动的“选择性”和期望的调制。

使用COMSOL

(一种可从马萨诸塞州伯灵顿市的COMSOL,Inc.获得的用于对设计、装置和过程进行建模的通用仿真软件)来求解在硬膜深处的脊髓的轴向和横向区段上的电场和电流。导出数据和图形以供基于

的程序进行说明和使用，该程序重建复杂的场并模拟场对背柱内各种大小的轴突的影响。

图28是具有一种(或多种)辅助硬膜外引线的硬膜内刺激系统的示意图。图29A和29B是植入工具和硬膜内刺激器的示例性版本的图示。打开硬膜后，外科医生使用该工具将电极阵列插入鞘囊内。工具的内轴将闭合螺母轻轻地紧固到硬膜外按压板的表面上。这将硬膜夹持在按压板任一侧上的衬垫材料之间，并将电极阵列固定就位。然后旋转植入工具的外轴，使其从硬膜外板上相对的舌槽接头处释放并移除。引线束连接到脉冲发生器的一个通道，并且如图28中示意性所示，将同时植入的辅助硬膜外圆柱形引线连接到另一个通道，从而完成了该过程。

硬膜内电极阵列的尺寸和轮廓与成人脊髓的匹配。例如，能够有凹入侧和凸出侧，并且能够将与CSF接触的电极安装在该凸出侧上，而该凹入侧直接或通过另一层间接与内硬膜邻接。为了计算目的，以几何形状捕获的人类脊髓的特征在图30中示出。对于我们的模拟，这些包含(1)灰质核心，(2)围绕灰质的白质，(3)由脊髓和硬膜界定的CSF层，以及(4)硬膜本身，即模型的外层。同样根据图30，将电导率分配给每个体积以及与外部地面的硬膜接口。除了白质的电导率以外，所有的电导率都是标量，而白质具有不同的纵向和径向电导率。假定每个体积之间具有电气连续性。进一步假设硬膜外部的电活动相对于内部活动较小。在模拟的80mm髓上，髓的横截面保持恒定。拥有十二个位点的衬底被定位在硬膜正下方，并在硬膜下方突出0.3mm。

内部物理和边界条件

模型内部的任何地方都保持用于零电荷创建的连续性条件

髓末端的所有表面都具有零电位(V＝0)，表示硬膜的外部椭球形表面以零参考电压

导通，并且位点是电流源，使得：

电流在每个位点上的实际分布由周围的电环境确定。V是代表内部标量电位电压的因变量，σ是电导率标量或张量，d_s是硬膜厚度，以及J是电流矢量

几何形状和边界条件用于求解电场。这是通过利用四面体网格离散模型的体积，然后采用有限元方法来完成的，这两种方法均在

中实现。

场评估

COMSOL中有几种后处理方法可用于从场解中产生重要的数据乘积。其中就有叠加在几何图形上的场和电流的可视化，在点、线、表面或体积上的分位数(例如最大值、最小值、平均值、积分等)的计算，以及任何乘积的输出。

场重构的基函数法

当在不同驱动条件下对场执行许多串行计算时，使用基础方法来重构由新的边界条件指示的每个新场是方便的。这是通过为每个位点仅用统一电流(1mA)激发而其他位点设置为零的模型求解来完成的。通过叠加由该位点的电流缩放的基本场，能够精确地近似估算出几个具有不同电流的位点生成的复杂场。使用COMSOL外部的MATLAB平台执行诸如神经模拟之类的计算时，使用此方法。模型是线性的事实证明了这种方法的合理性。

神经模型

髓鞘轴突中神经尖峰的传播以及电场电位如何引发神经尖峰的模型有多种变体。最小的构造是一串节点，其由一个电容膜组成，该电容膜由钠和钾的不同压控通道物质的模拟器构成并通过扩散电位保持在平衡电位下。然后，当膜充分去极化时，节点就具备动作电位。当节点通过导电和完全绝缘的轴突内部连接时，则有可能通过动作电位驱动电流使相邻节点去极化，从而将动作电位从一个节点传播到另一个节点。

触发机制如下。电刺激通过节点外部的正第二电位差引起第一动作电位的启动。这将驱动电流，从而在足够强的第二差的影响范围内引起单个节点或一组节点的去极化。因此，场强度和场形状两者对于启动动作电位都是重要的。例如，恒定的场电位或恒定的电位梯度不能启动轴突中的动作电位。图31A是从软脑膜表面下方看的视图。软脑膜和横截面用势场的表示着色。另外，平行于髓轴的线被插入以标记图31B所示的波形样本的位置。这些空间波形清楚地示出正的二阶空间导数或差。

根据此最小复杂度的轴突模型，能够添加提高模拟保真度的几个功能。这些包含更好的髓鞘轴突模型，其通过将分段电缆属性添加到导电区段以及对节点添加更精细的通道群等得到。例如，McIntyre-Richardson-Grill(MRG)模型将膜/髓磷脂集总电路与髓磷脂泄漏和电容串联成膜泄漏和电容(McIntyre CC,等人,J Neurophysiol 2002；87(2):995-1006)。另外，在膜和髓磷脂之间增加了导电空间，并且该网络通常沿节点间分布成多个网络。该模型为每个节点间网络添加了两个微分方程，其可以重复多达十次。

图示

图32示出了其中激发了不同纤维尺寸等级的纤维的白质中的等电位。随着电流从顶部图形到底部增加，并且尖端位点所需的电流比例增加，轮廓线变得更加弯曲，并且轴突激发延伸到更大的深度。

图33示出了在右图中从上到下在图像中看到几乎相同的刺激分布在整个髓上。在顶部，表示了1.4、0、-3、0、1.4、0电流模式。刺激的模式线性进行，直到在底部实现[0、1.4、0、-3、0、1.4]当前程序。显示每种情况的功率(P)。

图34A至图34C示出了在刺激脉冲期间，预期靶标上的电极位点递送了阴极去极化脉冲，从而将神经元的一些节点发送到动作电位中，随后在两个方向上传播了动作电位。在恢复阶段，持续时间较长且振幅减小的阳极脉冲执行所需的电荷平衡。为了获得聚焦效果以避免刺激脱靶组织，将阳极第一脉冲递送到中心电极位点的外围。设计良好的脉冲(b)防止靶标区域的扩散，并且不引起脱靶动作电位。如果阳极第一脉冲的恢复(阴极)部分具有太大的振幅(c)，则可能发生意外的放电和传播。

图35A至35C示出了圆形电极位点，其具有与在所述装置中使用的位点相同的区域，其中利用200μs阴极脉冲，随后是50μs停顿和400μs的电荷平衡阶段来驱动相似的接口阻抗。(a)驱动和接口电压在脉冲开始处显示一个阶跃，然后逐渐减小直到阴极脉冲结束。平均接口电压增加，因为脉冲后期的电流分配效率较低。驱动电压和接口电压之间的差异是由位点表面上积累的电荷和随着阶段进行的电流分布差异引起的。(b)显示的是刚好从阴极脉冲开始之前到其刚好结束之前位点上的电流分布。在脉冲开始时，位点的边缘处的电流峰值上升到远高于位点中心的水平。随着时间的流逝，电流分布变得更加均匀。(c)接口电压的显示时间与(b)相同。如上所阐释，该负电位的量级增加，但由于积累的电荷，其在边缘处也较低。

图36示出了在阴极刺激阶段开始的瞬间针对白质的位点和软脑膜表面的电流分布。相对于平均电流，位点边缘上的电流非常大，但是这随着位点充电的进行而很快消失。由于CSF的分流效应，进出白质的电流远小于位点的电流。虽然阴极位点处的总电流为4mA，进入白质的电流仅为0.13mA或3.25％。

结果：组织靶向和选择性

来自植入物上任何单个位点的电流将优先在CSF中扩散，因为它具有模型中任何介质的最高电导率，例如，为白质电导率张量的侧向分量的～20倍。在脊髓的灰质和白质中所见的等电位线往往是直线，因此不仅横切了白质，而且横切了灰质，从而导致对灰质中的细胞的意外刺激。本文中所称的T电极或T是指具有阵列的电极，其中该阵列包含能够以如图29B所示的T形使用的电极。解决方案是利用阴极电位激发植入物的中心位点，同时利用阳极电位激发T尖端的侧向位点。这限制了阴极电位从侧向扩散，从而使灰质的背角缺失。图32示出了针对T的中心两个位点中的四个不同电流水平的情况。对于更大的中心阴极电流，需要来自尖端位点的更大比例的阳极电流，从而导致功耗近似成平方增加。

随着获得更大的刺激深度，能够操纵来自T上的位点的电流以使有效刺激区域在整个髓上水平移动。图33示出了跨越T的电流源的扫掠如何能够以高空间分辨率定位刺激的中心。示出了四个步骤，但是能够将更多实例放置在进度中，从而创建更高的位置分辨率。通过脱离示例中所实践的蒙太奇的对称性，用于实现刺激中心跨过髓的进展的线性步进方法能够显著多样化以获得更大的深度，并且可能获得更大的偏态模式。

当对刺激场进行成形时，我们会将阴极脉冲约束到靶标区域，但是电极位点的电化学要求具有将净刺激电荷平衡为零的刺激物波形的恢复阶段。这意味着未包含在靶标中的组织体积将在恢复阶段接受可能激发非预期体积的神经元的阴极电流。通常使用的方法使恢复电流在更长的时间内远小于刺激阶段。在某些情况下，刺激物设计中对此因素的要求可能限制深度和选择性策略。图34A至图34C示出了这一挑战。

由于相对于硬膜下结构的阻抗较大，硬膜电旁路因此节省75％的大量电能。此功能能够延长电池寿命。此外，硬膜下装置略微伸入CSF空间，使电极位点更靠近白质的可激发元件，因此电流在CSF内的扩散较小。这种更好的接近度提高了引导或聚焦白质中电位的能力。与获得选择性和改善深度所需的等电位的降低的阻抗势垒和改善的邻近曲线无关。图32示出了通过使更多的电流流过T交叉的中心位点和尖端位点而改善的深度。为了改善从无尖端涉入到最大尖端涉入所获得的深度，功率增加了1800％，这将应力施加在位点电化学上以及软脑膜正下方的组织中。为了确定极限，需要进行安全性分析：组织对电流密度和每个脉冲相位的总电荷的耐受性，并防止电极故障。

位点腐蚀会导致装置故障和靶标组织中毒。在IP 2.0中使用的电极位点按背柱刺激装置的标准很小。这通过位点与靶标组织的接近以及不存在硬膜提出的阻抗和距离壁垒来证明。这些位点的面积为1.72mm²，每相位铂的接受的安全电荷递送量为50μC/cm²，得出T阵列位点每相位的电荷极限为0.86μC。50μC/cm₂的值是指神经系统组织损伤发作的阈值。因此，对于200μs脉冲，允许的最大电流为4.3mA。还假定位点表面的电容为0.45F/m²，尽管可以假定具有较高有效电容的材料也可以用于此应用。

由2mA的200μs阴极相，随后由1mA处的400μs阳极相位组成的示例脉冲序列使用该位点的约一半容量。针对全髓模型中使用的相同位点区域的圆形位点，在图35A中示出执行该电荷平衡脉冲序列所需的电压。当序列开始时，平均接口电压和驱动电压相等，但随着该位点被充电而相异。在阴离子相位中，当达到电荷平衡时，曲线再次收敛。电极电流和电荷分布如何随时间和半径变化的细节在图35B和35C中示出。随着序列开始，驱动电压跃升以克服扩展电阻，然后由于(1)整个位点上平均电荷的增加，以及(2)外围电荷增加而导致的电荷转移效率降低而逐渐减小。

如图35B所示，位点边缘处的这种电荷快速累积是由于此处的电流增加导致的。如果位点和脉冲方案未设计为控制边缘电流，则会发生位点腐蚀。在脉冲的最初几微秒期间，中心和边缘电流之间的不平衡会有些极端，但是随着时间的推移，整个位点的电流密度变得更加均匀。在阴极相位结束时，由于边缘处的额外电荷而引起的电位差约为100mV。脉冲开始时的边缘电流的大小能够通过几种方式减小。(1)保持位点周边的曲率最小是很重要的。圆形位点在单独使用时效率最高。(2)将脉冲的前缘成形为具有更长的上升时间允许电荷积聚得更慢，由此降低了该缘处的最大电流密度。(3)防止相邻的位点具有极端的极性差异，将防止大电流直接在位点之间流动。相邻位点的平行边缘促进电流的均匀性。这是靶标选择性的另一个代价。(4)在位点上增加一个电阻层迫使电流流动，由此使分布更均匀，但是由于电阻性电压降和流入介质的电流效率较低，因此以增加功率为代价。

图36示出了在阴极刺激阶段的瞬间白质的位点和软脑膜表面的电流分布的示例。由于位点和靶之间的间隙，在电荷注入脉冲上，软脑膜表面电流密度分布变化最小，但是如上所述，位点上的电流分布变化很大。

本实施例2中使用的示例均未超出50μC/cm²的极限。同样，神经组织能够容忍的电流密度具有极限。在我们最大激发深度图中所见的最大电流密度为1.33mA/cm²，对于200μs脉冲，电流密度为0.266μC/cm²，远低于30μC/cm²的可接受边界。

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现有的美国专利9,364,660,9,486,621,9,254,379,9,572,976,9,403,008和9,950,165通过引用整体并入本文以用于所有目的，包括但不限于在本文描述和要求保护的SCS装置的任何实施方式及其用途中可包含或排除在外的SCS装置部件的描述和详细说明。

本公开中引用的每个出版物和专利文献通过引用整体并入本文以用于所有目的，其程度与好像每个此类出版物或文献被具体地和单独地指示通过引用并入本文的程度相同。

尽管已经参考特定示例和说明描述了本发明，但是出于常规开发和优化的考虑并且在本领域普通技术人员的能力范围内，能够在不脱离要求保护的范围的情况下进行改变并且能够替换等同物以适应特定上下文或预期用途，从而获得本发明的益处。

Claims (40)

1.一种配置成固定到受试者的脊髓周围的硬膜的用于脊髓刺激的装置，所述装置包含以下部件：

多个电极；

引线，其配置成将所述电极电连接到所述硬膜外的信号源；以及

将所述装置固定到所述硬膜的设备，使得所述电极与硬膜下腔内的脑脊液(CSF)直接接触，但不与所述脊髓本身直接接触。

2.一种配置成跨越并固定到受试者的脊髓周围的硬膜的用于脊髓刺激的装置，所述装置包含以下组件：

经硬膜部分；

硬膜内组件；

硬膜外组件；

在所述经硬膜部分和/或所述硬膜内组件上的多个电极；以及

穿过所述经硬膜部分连接到所述电极的引线；

所述装置能从打开位置转换到夹持位置；

其中，所述打开位置将所述装置配置成通过所述硬膜中的切口插入，从而将所述硬膜内部分放置在所述硬膜内；

其中，所述夹持位置通过将所述硬膜夹持在所述硬膜内组件和所述硬膜外组件之间而将所述装置固定到所述硬膜，其中所述电极直接与所述脑脊髓液接触。

3.一种配置成用于跨越并固定到受试者的脊髓周围的硬膜的用于脊髓刺激的装置，所述装置包括：

包含外表面和纵向轴线的经硬膜部分；

贴合所述硬膜的内表面的硬膜内组件，其中，所述硬膜内组件固定或可滑动或可旋转地连接至所述经硬膜部分，并具有延伸或可延伸至径向超出所述经硬膜部分的所述外表面的位置的夹持部分；

贴合所述硬膜的外表面的硬膜外组件，其中，所述硬膜外组件固定或可滑动或可旋转地连接至所述经硬膜部分，并具有延伸或可延伸至径向超出所述经硬膜部分的所述外表面的位置的夹持部分；以及

在所述经硬膜部分和/或所述硬膜内组件中包含的一个或多个电极；

其中，所述硬膜内和/或硬膜外组件包含孔口，所述孔口与所述经硬膜部分的所述外表面互补并将其包围，从而将相应的所述组件配置成在所述经硬膜部分的所述外表面上方或周围滑动，使得所述硬膜内组件和所述硬膜外组件之间的间隔能够从打开位置变窄为夹持位置；

其中，当在所述装置中处于所述打开位置时，所述硬膜内组件被配置成穿过围绕所述脊髓的所述硬膜中的短切口，从而将所述硬膜外组件留在所述硬膜外部，然后使所述硬膜外组件和/或所述硬膜内组件在所述经硬膜部分的所述外表面上或周围滑动或旋转，以使其间的距离变窄，以及将所述硬膜内组件和所述硬膜外组件固定在所述夹持位置具有将所述硬膜夹持在所述硬膜内组件和所述硬膜外组件的所述夹持部分之间的作用。

4.根据权利要求2或权利要求3所述的装置，其中，所述硬膜内组件被固定到所述经硬膜部分，并且所述硬膜外组件被配置成朝向所述硬膜内组件越过所述经硬膜部分的所述外表面。

5.根据权利要求2至4中任一项所述的装置，其中，围绕所述纵向轴线的所述经硬膜部分的所述外表面是圆柱形的。

6.根据权利要求4或权利要求5所述的装置，其中，所述经硬膜部分具有被配置成容纳锁紧螺母的外螺纹，所述锁紧螺母拧紧所述经硬膜部分，从而将所述硬膜外组件固定至所述硬膜内组件。

7.根据权利要求6所述的装置，其中，所述锁紧螺母是所述装置的与所述经硬膜部分或所述硬膜外部分分开的部件。

8.根据权利要求2至5中的任一项所述的装置，其包括固定构件，所述固定构件从所述经硬膜部分径向地延伸并且被弹簧加载，以防止一旦所述硬膜外组件处于所述夹持位置，所述硬膜外组件从所述硬膜内组件滑离。

9.根据权利要求2至5中的任一项所述的装置，其包括卡扣紧固件，所述卡扣紧固件被配置成将所述硬膜外组件紧固到所述经硬膜部分，从而将所述装置固定在所述夹持位置。

10.根据权利要求2至9中的任一项所述的装置，其中，所述硬膜内组件能从缩回位置或插入位置操作到展开位置，在所述展开位置中，所述硬膜内组件的夹持部分径向地延伸超出所述经硬膜部分的所述外表面。

11.根据权利要求2至10中任一项所述的装置，其中，所述硬膜内组件包括多个凸缘，其中，所述凸缘中的至少一个能从插入位置移动到展开位置：

在所述插入位置中，所述凸缘位于所述经硬膜部分的下方或内部，或彼此平行地定向；

在所述展开位置中，所述凸缘中的每一个的部分在不同方向上径向延伸超出所述经硬膜部分的所述外表面。

12.根据权利要求2至10中任一项所述的装置，其中，所述硬膜内组件包括以下两者：

圆形部件，其利用夹持部分固定或连接到所述经硬膜部分，所述夹持部分径向延伸到超出所述经硬膜部分的所述外表面的位置；以及

至少三个凸缘，其中所述凸缘中的至少两个能旋转地能从插入位置移动到展开位置，在所述插入位置中，所述凸缘彼此平行，在所述展开位置中，所述凸缘中的每一个在不同的方向上远离所述经硬膜部分延伸。

13.根据权利要求2至12中任一项所述的装置，其中，所述硬膜内组件和所述硬膜外组件是椭圆形、椭球形、矩形或椭圆体，以便当所述装置处于所述夹持位置时遮盖它们之间的所述切口并形成水密性闭合。

14.根据权利要求2至13中的任一项所述的装置，其包括至少一个电极，所述至少一个电极被定位在所述纵向轴线上或附近，使得当所述装置被固定至所述硬膜时，所述电极朝向所述脊髓定向地位于所述硬膜内部。

15.根据权利要求2至14中任一项所述的装置，其中，所述硬膜内组件具有长轴线，其中，沿所述长轴线布置多个电极。

16.根据权利要求2至15中任一项所述的装置，其中，所述硬膜内组件是“T”形的，电极沿每个臂或所述“T”布置。

17.根据权利要求2至16中的任一项所述的装置，其包括多个引线，所述引线通过所述经硬膜部分连接到所述电极。

18.根据权利要求2至17中的任一项所述的装置，其中，所述硬膜外组件还包含一个或多个电极，从而将所述装置配置成既在硬膜内又在硬膜外提供电刺激。

19.根据权利要求2至18中任一项所述的装置，其中，所述硬膜内组件的形状是螺旋形或空心圆形，以便能通过狭窄的切口可旋转地插入。

20.根据权利要求19所述的装置，其中，所述硬膜外组件是圆形的并且具有与所述硬膜内组件的周边对准的周边。

21.根据权利要求1至20中任一项所述的装置，其中，当在所述装置中处于所述打开位置时，所述硬膜内组件被配置成穿过不超出0.5、1.0或1.5cm的切口。

22.根据权利要求1至21中的任一项所述的装置，其还包括套筒或耦合器，所述套筒或耦合器被配置成用于将所述装置可逆地固定到定位工具，使得能够操纵所述装置以将所述硬膜内组件放置在所述硬膜内，然后能够将所述定位工具从所述套筒或耦合器上移除。

23.一种定位工具，其被配置用于将根据权利要求2至22中的任一项所述的装置夹持到受试者的所述脊髓的所述硬膜，所述定位工具包括壳体，将所述插入工具可逆地固定到所述装置的保持设备，以及夹持设备，所述夹持设备使所述装置的所述硬膜外组件沿所述经硬膜部分朝向所述硬膜内组件滑动，从而缩小它们之间的距离并将所述装置夹持到所述硬膜。

24.一种用于使受试者为脊髓模拟做好准备的组合，所述组合包括：

根据权利要求1至22中任一项所述的脊髓刺激装置；以及

定位工具，所述定位工具可逆地连接到所述装置，使得能够操纵所述装置以将所述硬膜内组件放置在所述硬膜内部，然后能够将所述定位工具从所述装置上移除。

25.根据权利要求24所述的组合，其中所述定位工具被配置成将所述装置从打开位置改变到夹持位置，所述打开位置用于使所述装置通过手术适应以跨越所述受试者的脊髓的所述硬膜，在所述夹持位置中，所述装置被固定至所述硬膜。

26.根据权利要求24或权利要求25所述的组合，其中所述定位工具被配置成将锁紧螺母沿所述经硬膜组件拧紧，从而将所述硬膜外组件夹持至所述硬膜内组件以便将所述装置固定至所述硬膜。

27.一种用于受试者体内脊髓刺激的组合，其包括：

根据权利要求1至22中任一项所述的脊髓刺激装置；

信号源，所述信号源被配置和编程为通过所述装置将电刺激递送至受试者的所述脊髓，其中，所述电刺激以足够高以引起随机性去极化和/或减少通过所述脊髓的疼痛传输的频率变化或波动；

引线，所述引线被配置成在将所述装置和所述信号源植入所述受试者体内时将所述装置电连接到所述信号源。

28.一种用于受试者内脊髓刺激的组合，其包括：

根据权利要求1至22中任一项所述的脊髓刺激装置；

信号源，所述信号源被配置和编程为通过所述装置将电刺激递送至受试者的所述脊髓，其中，所述电刺激以至少200或500Hz的频率变化或波动；以及

引线，所述引线被配置成在将所述装置和所述信号源植入所述受试者体内时将所述装置电连接到所述信号源。

29.根据权利要求1至28中任一项所述的装置或组合，其中所述多个电极被间隔开以选择性地靶向选自所述脊髓内的大纤维、中大纤维或所有纤维的纤维。

30.根据权利要求1至28中任一项所述的装置或组合，其中，所述多个电极被间隔开，使得它们处于T形硬膜内电极阵列配置中。

31.一种使受试者为疼痛的治疗做好准备的方法，所述方法包括：

(a)获得通向所述受试者的脊髓周围的硬膜的手术通道；

(b)在所述硬膜中做出短切口；

(c)获得一种包含经硬膜部分、一个或多个电极、硬膜内组件和硬膜外组件的脊髓刺激装置；

(d)将所述装置定位成使得所述硬膜内组件在所述硬膜内部，所述经硬膜部分从所述硬膜内部到达所述硬膜外部；以及所述硬膜外组件在所述硬膜外部；

(e)使所述硬膜内组件和所述硬膜外组件之间的距离变窄到夹持位置；以及

(f)将所述硬膜内组件和/或所述硬膜外组件固定就位，以便维持所述夹持位置，从而将所述装置固定到所述硬膜，优选地密封所述硬膜，以防止脑脊液漏入硬膜外隔室或硬膜外流出物进入硬膜内隔室。

32.根据权利要求31所述的方法，其中，所述变窄包括将锁紧螺母沿所述装置的经硬膜部分拧紧。

33.根据权利要求31或权利要求32所述的方法，其还包括将所述装置电连接到信号源，所述信号源被配置和编程为通过所述装置将电刺激递送到所述受试者的所述脊髓。

34.一种使受试者为疼痛的治疗做好准备的方法，其包括将根据权利要求1至22中任一项所述的装置固定至所述受试者的所述脊髓周围的所述硬膜。

35.一种治疗受试者的疼痛的方法，其包括通过根据权利要求1至22中任一项所述的装置将电刺激递送至所述受试者的所述脊髓，所述装置已经固定至所述受试者的所述脊髓的所述硬膜，从而在不刺激背神经根的情况下缓解所述疼痛。

36.根据权利要求35所述的方法，其包含监测同步动作电位通过所述脊髓的传输和/或所述受试者经历的疼痛的传输，然后调节电刺激物以便进一步抑制或以其他方式调节同步动作电位通过所述脊髓的传输和/或减轻所述受试者对所述疼痛的感觉。

37.一种治疗受试者的痉挛的方法，其包括通过根据权利要求1至22中任一项所述的装置将电刺激递送至所述受试者的所述脊髓，所述装置已经固定至所述受试者的所述脊髓的所述硬膜。

38.根据权利要求31至37中任一项所述的方法，其中，所述电刺激以至少200或500Hz的频率变化或波动。

39.根据权利要求1至30中任一项所述的装置或组合，其用于治疗疼痛。

40.根据权利要求1至30中任一项的装置或组合，其用于治疗痉挛。

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