EP2214774A1 - Vorrichtung zur stimulation des rückenmarks - Google Patents

Vorrichtung zur stimulation des rückenmarks

Info

Publication number
EP2214774A1
EP2214774A1 EP08844623A EP08844623A EP2214774A1 EP 2214774 A1 EP2214774 A1 EP 2214774A1 EP 08844623 A EP08844623 A EP 08844623A EP 08844623 A EP08844623 A EP 08844623A EP 2214774 A1 EP2214774 A1 EP 2214774A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
stimulation
spinal cord
signals
contact surfaces
unit
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Withdrawn
Application number
EP08844623A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Volker Sturm
Athanasios Koulousakis
Peter Tass
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Forschungszentrum Juelich GmbH
Universitaet zu Koeln
Original Assignee
Forschungszentrum Juelich GmbH
Universitaet zu Koeln
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Forschungszentrum Juelich GmbH, Universitaet zu Koeln filed Critical Forschungszentrum Juelich GmbH
Publication of EP2214774A1 publication Critical patent/EP2214774A1/de
Withdrawn legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A61N1/0551—Spinal or peripheral nerve electrodes
    • A61N1/0553—Paddle shaped electrodes, e.g. for laminotomy
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/3605—Implantable neurostimulators for stimulating central or peripheral nerve system
    • A61N1/3606—Implantable neurostimulators for stimulating central or peripheral nerve system adapted for a particular treatment
    • A61N1/36071—Pain

Definitions

  • the invention relates to a device and a method for stimulation of the spinal cord by means of electrical stimulation signals.
  • the invention relates to a stimulation device and a stimulation method for the treatment of pain disorders, angina pectoris and arterial occlusive disease.
  • FIG. 1 shows a schematic representation of a device 100 according to an embodiment
  • FIG. 2 shows a schematic representation of a device 200 according to a further exemplary embodiment
  • 3 is a schematic representation of a device 300 according to a further embodiment
  • 4 is a schematic representation of stimulation signals applied by means of a plurality of stimulation contact surfaces
  • FIG. 5 shows a schematic representation of sequences of pulse trains applied by means of a plurality of stimulation contact surfaces
  • Fig. 7 is a schematic representation of a variation of the stimulation shown in Fig. 4.
  • FIG. 8 shows a schematic representation of a further variation of the stimulation shown in FIG. 4;
  • FIG. 9 shows a schematic illustration of a backbone stimulation unit 900 according to a further exemplary embodiment
  • FIG. 10 shows a schematic representation of a backbone stimulation unit 1000 according to a further exemplary embodiment
  • FIG. 11 is a schematic representation of a backbone stimulation unit 1100 according to a further embodiment
  • FIG. 12 shows a schematic representation of a backbone stimulation unit 1200 according to a further exemplary embodiment
  • FIG. 13 shows a schematic representation of an implanted spinal cord stimulation unit 2;
  • FIG. 14A and 14B are schematic representations of an implanted device according to another embodiment.
  • a device 100 is shown schematically.
  • the device 100 comprises a generator unit 1 and a spinal cord stimulation unit 2 connected to the generator unit 1.
  • the spinal cord stimulation unit 2 includes at least two stimulation contact surfaces.
  • the spinal cord stimulation unit 2 has four stimulation contact surfaces 11, 12, 13 and 14.
  • a first direction 3 and a substantially perpendicular thereto second direction 4 are further indicated.
  • the stimulation contact surfaces 11 to 14 are offset along the direction 4, which is essentially the transverse direction to the course of the spinal cord.
  • the generator unit 1 During operation of the device 100, the generator unit 1 generates stimulation signals which are input to the spinal cord stimulation unit 2 and delivered from the stimulation pads 11 to 14 to the spinal cord segments with which the respective stimulation pads 11 to 14 are in contact. With the stimulation contact surfaces 11 to 14 thus each different neurons are stimulated.
  • the stimulation pads 11 to 14 are arranged in a row and spaced from each other.
  • An alternative embodiment to this is shown in FIG. posed.
  • the stimulation contact surfaces 11 to 14 are arranged in two rows and the stimulation contact surfaces 12 and 14 of the lower row are arranged along the direction 4 offset from the stimulation contact surfaces 11 and 13 of the upper row.
  • the arrangement of the stimulation contact surfaces 11 to 14 makes it possible to separately stimulate the fibers of different segments of the spinal cord via the individual stimulation contact surfaces 11 to 14.
  • the stimulation pads 11 to 14 may be arranged such that the stimulation signals applied to the fibers of the spinal cord are transmitted via the spinal cord to different target areas, e.g. in the spinal cord itself or in the brain, be forwarded. Consequently, by means of the devices 100 and 200 different target areas in the spinal cord and / or brain can be stimulated during the same stimulation period with possibly different and / or time-delayed stimuli.
  • the devices 100 and 200 can be used in particular for the treatment of severe therapy-resistant pain disorders, angina pectoris and arterial occlusive disease, but also other diseases.
  • Severe pain disorders can be caused by a disruption in the bioelectrical communication of neuronal assemblies that are joined together in specific circuits.
  • a neuron population generates persistently pathological neuronal activity and associated pathological connectivity (network structure).
  • a large number of neurons synchronously form action potentials, ie the participating neurons fire excessively synchronously.
  • the diseased neuron population has an oscillatory neuronal activity, ie the neurons fire rhythmically.
  • the mean frequency of the morbid rhythmic activity of the affected neuronal associations is approximately in the range of 1 to 20 Hz, but may also be outside this range. In healthy humans, however, the neurons fire qualitatively differently, eg in an uncontrolled way.
  • Peripheral pain stimuli via the C and A ⁇ 2-fiber system are first in peripheral nerves to the spinal ganglion and from there via the posterior roots in the
  • the switching zone i. the substantia gelatinosa, and thereby a blockade of pain management can be achieved.
  • the staggered placement of the stimulation pads 11 to 14 transversely of the spinal cord, when stimulating the spinal cord, allows the detection of fibers derived from adjacent segments. This significantly increases the "accuracy" of the procedure, i.e., the influence on the spinal cord segments that correspond somatotopically to the distribution of the spatial pain distribution.Furthermore, the different segments of the spinal cord can be separately stimulated.
  • the devices 100 and 200 can be operated, for example, in a so-called "open loop” mode, in which the generator unit 1 generates predetermined stimulation signals and these are delivered to the spinal cord via the stimulation contact surfaces 11 to 14. Furthermore, the devices 100 or 200 are also developed into a device 300 shown in FIG. 3, which represents a so-called "closed loop” system.
  • the device 300 additionally contains a measuring unit 5, which receives measurement signals from nerve cells and forwards them to the generator unit 1. It can be provided that the generator unit 1 generates the stimulation signals on the basis of the measuring signals recorded by the measuring unit 4.
  • the measuring unit 4 can be implanted in the form of one or more sensors in the body of the patient.
  • the sensors can be embodied, for example, as electrodes for measuring neuronal and / or vegetative activity, in particular as intracerebral electrodes, epicortical electrodes or subcutaneous electrodes.
  • the physiological activity in the stimulated target area or an associated area can be measured.
  • an on-demand stimulation can be performed by the generator unit 1.
  • the generator unit 1 detects the presence and / or the expression of one or more pathological features on the basis of the measurement signal recorded by the measuring unit 5.
  • the amplitude or the amount of neural activity can be measured and compared with a predetermined threshold.
  • the generator unit 1 can be designed so that a stimulation of one or more of the above-mentioned target areas is started as soon as the predetermined threshold value is exceeded.
  • the intensity of the stimulation signals can be set by the generator unit 1 on the basis of the severity of the diseased features.
  • one or more threshold values can be predetermined, and when the amplitude or the magnitude of the measurement signal exceeds a certain threshold value, the generator unit 1 adjusts a specific strength of the stimulation signals.
  • the measurement signals recorded by the measuring unit 5 are used directly or optionally after one or more processing steps as stimulation signals and are fed by the generator unit 1 into the spinal cord stimulation unit 2.
  • the measurement signals can be amplified and, if appropriate after mathematical calculation (eg after mixing of the measurement signals) with a time delay and linear and / or nonlinear computation steps and combinations processed and fed into at least one stimulation contact surface of the spinal cord stimulation unit 2.
  • the billing mode is chosen so that the pathological neuronal activity is counteracted and the stimulation signal also disappears with decreasing morbid neuronal activity or at least significantly reduced in its strength.
  • the spinal cord stimulation unit 2 feeds stimulation signals into the spinal cord which, when they are conducted via the spinal cord to a neuron population with a pathologically synchronous and oscillatory activity, reset, in the neuron population, a so-called reset, the phase of neuronal activity of the neuron cause stimulated neurons.
  • the phase of the stimulated neurons is set to a specific phase value, eg 0 °, independently of the current phase value.
  • the phase of neuronal activity of the diseased neuron population is controlled by targeted stimulation.
  • the diseased neuron population whose neurons were previously synchronous and active at the same frequency and phase, is split into several subpopulations. Within a subpopulation, the neurons continue to be in sync and continue to fire at the same pathological frequency, but each of the subpopulations exhibits the phase imposed by the stimulus on their neuronal activity.
  • the condition created by the stimulation is unstable with at least two subpopulations, and the entire neuron population is rapidly approaching a more complete state Desynchronization in which the neurons fire uncorrelated.
  • the desired state that is to say the complete desynchronization, is thus not immediately available after application of the stimulation signals via the spinal cord stimulation unit 2, but usually occurs within a few periods or even less than one period of the pathological frequency.
  • the ultimately desired desynchronization is made possible by the pathologically increased interaction between the neurons.
  • a self-organization process is used, which is responsible for the morbid synchronization. It also causes a division of a total population into subpopulations with different phases followed by desynchronization. In contrast, without pathologically enhanced interaction of the neurons, no desynchronization would occur.
  • stimulation with devices 100 to 300 reorganizes the connectivity of the disordered neural networks to provide long-lasting therapeutic effects.
  • stimulation signals were used instead of the stimulation signals with which the phases of the stimulated neurons can be controlled, for example high-frequency, continuously applied high-frequency pulse trains, the long-lasting therapeutic effects described above might not be achieved, which would result in lasting effects and would have to be stimulated with comparatively high currents.
  • Electrostimulation of the spinal cord can cause unpleasant dysaesthesias or paresthesia (painful discomfort) in the patient or be accompanied by severe pain, especially when the epidural (ie between the hard skin around the spinal cord and the bony spinal canal) placed in Contact with nerve roots is coming. The misperceptions are the stronger the higher the voltage or current used. Due to the comparatively low energy input into the spinal cord described above and the often very quickly achieved stimulation results, with the devices 100 to 300, the dys- or paraesthesia associated with the stimulation can be considerably reduced.
  • stimulation signals that cause a phase reset of neurons can be delivered in a time-delayed manner via the different stimulation contact surfaces 11 to 14 to the respective stimulated segments of the spinal cord.
  • the stimulation signals may be e.g. phase-shifted or applied with different polarity, so that they also result in a delayed reset of the phases of the different subpopulations.
  • FIG. 4 A stimulation method suitable for the purposes described above, which can be carried out, for example, with one of the devices 100 to 300, is shown in FIG. presented.
  • the stimulation signals 400 applied via the stimulation contact surfaces 11 to 14 are plotted against the time t.
  • each of the stimulation contact surfaces 11 to 14 periodically applies the stimulation signal 400 to the respective segment of the spinal cord.
  • the frequency f 1 at which the stimulation signals 400 are repeated per stimulation contact surface 11 to 14 may be in the range of 1 to 30 Hz and in particular in the range of 5 to 20 Hz, but may also be smaller or larger.
  • the delivery of the stimulation signals 400 via the individual stimulation contact surfaces 11 to 14 takes place with a time delay between the individual stimulation contact surfaces 11 to 14. For example, the beginning of temporally successive and from different stimulation contact surfaces 11 to 14 14 applied stimulation signals at a time AT j1 -, +! be postponed.
  • the time delay ⁇ T 3 , j + i between any two consecutive stimulation signals 400 may, for example, be in the range of one element of the period 1 / f ⁇ . In the embodiment shown in Fig. 4, the time delay AT 3 , -, + i then 1 / (4 xf ⁇ ).
  • the frequency fi can be, for example, in the range of the mean frequency of the pathologically rhythmic activity of the target network.
  • the mean frequency is typically in the range of 1 to 20 Hz, but may also be outside this range.
  • the frequency with which the affected neurons fire synchronously in the diseases mentioned is usually not constant, but may well have variations and also shows individual deviations in each patient.
  • the stimulation breaks the vicious circle (circulus vitiosus), consisting of pain that causes sympathetic activation, thereby causing vasoconstriction, which in turn causes pain. Furthermore, stimulation is believed to have a desynchronizing effect on sympathetic cells of the spinal cord lateral strand
  • a stimulation signal 400 may be a pulse train consisting of a plurality of individual pulses 401, as shown in FIG.
  • the pulse trains 400 can each consist of 1 to 100, in particular 2 to 10, electric charge-balanced individual pulses 401.
  • the pulse trains 400 are used e.g. applied as a sequence with up to 20 or more pulse trains. Within a sequence, the pulse trains 400 are repeated at the frequency fi in the range of 1 to 30 Hz.
  • a pulse train 400 consisting of three individual pulses 401 is shown in FIG.
  • the individual pulses 401 are repeated at a frequency f 2 in the range from 50 to 500 Hz, in particular in the range from 100 to 150 Hz.
  • the individual pulses 401 may be current- or voltage-controlled pulses which are composed of an initial pulse component 402 and a pulse component 403 flowing in the opposite direction, the polarity the two pulse components 402 and 403 can also be interchanged with respect to the polarity shown in FIG.
  • the duration 404 of the pulse component 402 is in the range between 1 ⁇ s and 450 ⁇ s.
  • the amplitude 405 of the pulse component 402 is in the range between 0 mA and 25 mA in the case of current-controlled pulses and in the range of 0 to 20 V in the case of voltage-controlled pulses.
  • the amplitude of the pulse component 403 is less than the amplitude 405 of the pulse component 402 the duration of the pulse portion 403 is longer than that of the pulse portion 402.
  • the pulse portions 402 and 403 are ideally dimensioned such that the charge transferred through them is equal in both pulse portions 402 and 403, ie hatched in FIG Plotted areas are the same size. As a result, a single pulse 401 introduces as much charge into the tissue as it removes from the tissue.
  • the rectangular shape of the individual pulses 401 shown in FIG. 6 represents an ideal shape. Depending on the quality of the electronics generating the individual pulses 401, the ideal rectangular shape is deviated from.
  • the generator unit 1 can, for example, also generate differently configured stimulation signals, e.g. continuous over time
  • the time delay Ti, j + i between two consecutive stimulation signals 400 does not necessarily always have to be the same. It may well be provided that the time intervals between the individual stimulation signals 400 differ. be chosen. Furthermore, the delay times can also be varied during the treatment of a patient. The delay times with regard to the physiological signal propagation times can also be adjusted.
  • pauses may be provided during which no pacing occurs. Such a pause is shown by way of example in FIG. 7.
  • pauses can be maintained after any number of stimulations.
  • a stimulation may be performed during n consecutive periods of length Ti followed by a pause during m periods of length Ti without stimulation, where n and m are small integers, e.g. ranging from 1 to 10.
  • This scheme can either be continued periodically or stochastically and / or deterministically, e.g. chaotic, to be modified.
  • a further possibility of deviating from the strictly periodic stimulation pattern shown in FIG. 4 is to vary the temporal sequence of the individual stimulation signals 400 stochastically or deterministically or mixed stochastically-deterministically.
  • sequence in which the stimulation contact surfaces 11 to 14 apply the stimulation signals 400 can be varied per period Ti (or else in other time steps), as shown by way of example in FIG. 8.
  • This variation can be stochastic or deterministic or mixed stochastic-deterministic.
  • stimulation contact surfaces 11 to 14 can be used for stimulation per period T x (or in another time interval) and the stimulation contact surfaces involved in the stimulation can be used be varied in each time interval. This variation can also be stochastic or deterministic or mixed stochastically deterministic.
  • All of the stimulation forms described above can also be carried out in a "closed loop" mode by means of the device 300.
  • the start time and the length of the pause can, for example, be selected on demand.
  • the stimulation is started by the patient, for example by a telemetric activation.
  • the patient may e.g. by means of an external transmitter stimulation for a given period of time e.g. Activate for 5 minutes or the patient can start and stop the stimulation automatically.
  • FIG. 9 schematically shows the front view of an electrode 900, which can be used, for example, as a spinal cord stimulation unit 2.
  • the electrode 900 consists of an electrically insulated electrode shaft 901 and at least two stimulation contact surfaces 902, which have been introduced into the electrode shaft 901.
  • the stimulation contact surfaces 902 are made of an electrically conductive material, for example a metal, and are located after the implantation in direct electrical contact with the nerve tissue of the spinal cord.
  • Each of the stimulation contact surfaces 902 can be activated via its own supply line, or the recorded measurement signals can be dissipated via the supply lines.
  • the supply lines are not shown in Fig. 9. It can also be provided that two or more of the stimulation contact surfaces 902 are activated via a single supply line.
  • the electrode 900 in the present example has four rows of stimulation pads 902. In the implanted state, the cattle 3 essentially the course of the spinal cord. Each of the four rows has three stimulation pads 902 spaced along the second direction 4.
  • Fig. 9 The embodiment shown in Fig. 9 is to be understood as an example only.
  • the number of rows and the number of stimulation pads 902 per row can be chosen differently.
  • the electrode tip 903, i. one end of the electrode 900 along the direction 3 is rounded to avoid damage to the tissue.
  • the electrode 900 may be percutaneous, i. via a puncture of the epidural space, to be minimally inva- sively implanted.
  • the surface of the electrode 900 shown in FIG. 9 may be planar or bent. After implantation, all stimulation pads 902 should be in contact with the spinal cord tissue.
  • the electrode 900 can also be used as a measuring unit 5. In this case, measurement signals are recorded via at least one of the contact surfaces 902.
  • the stimulation pads 902 may be connected to the generator unit 1 via cables or via telemetric connections.
  • the length of the electrode 900 (in direction 3) is for example 2.5 to 4 cm and the transverse diameter of the electrode 900 (in direction 4) is for example 1 to 4 mm.
  • the width of the stimulation contact surfaces 902 is, for example, 0.3 to 1 mm, the length, for example, 2 to 3 mm.
  • the distances between the stimulation contact surfaces 902 of a row in the direction 4 are, for example, 0.1 to 0.5 mm, the distances between the spaced-apart rows in the direction 3 are, for example, 0.1 to 1 mm. Both the number and the arrangement of the stimulation contact surfaces 902 can be selected differently from the embodiment shown in FIG. 9.
  • the stimulation contact surfaces 902 are offset and spaced within a row.
  • the staggered arrangement of the stimulation contact surfaces 902 in the direction 4 across the course of the spinal cord makes it possible to separately stimulate different fibers of the spinal cord, which conduct the depth sensitivity.
  • the geometry of the stimulation contact surfaces 902 can be selected differently from FIG. 9.
  • the stimulation pads 902 need not be rectangular in shape, but may be e.g. have a round or other geometric shape.
  • FIG. 10 A variation of the electrode 900 is shown in FIG.
  • the stimulation pads 902 of the lower two rows of the electrode 1000 shown schematically in FIG. 10 are offset from the stimulation pads 902 of the upper two rows.
  • the stimulation pads 902 of the lower two rows are each located centrally between two upper rows of stimulation pads 902. It can be provided that the electrode 1000 has further stimulation contact surfaces 902 and that the pattern shown in FIG. 10 is periodically continued.
  • the lower two rows may be equipped with a smaller number of stimulation pads 902.
  • bipolar stimulation is effected in each case via two stimulation contact surfaces 902 arranged one above the other in adjacent rows. By corresponding hatching in Fig. 10, two such pairs are marked.
  • FIG. 11 shows a schematic drawing of the front view of a multicontact electrode 1100 implanted by means of hemilaminectomy (partial removal of the vertebral arches) or laminectomy (removal of the vertebral arches) under microscopic control and fixed directly on the hard meninges.
  • the length of the electrode 1100 is e.g. 2.5 to 4 cm.
  • the transverse diameter of the electrode 1100 is e.g. 7 to 12 mm.
  • the individual stimulation contact surfaces 902 may be configured as in the case of the electrode 900 shown in FIG. 9. In FIG. 9, four rows of stimulation pads 902 are shown.
  • multi-contact electrode 1100 may include any number of rows of stimulation pads 902, e.g. 6 or 8 rows.
  • FIG. 12 the front view of an electrode 1200 is shown in which two rows of stimulation pads 902 are offset from other rows.
  • the lower two rows can be offset by half a horizontal contact distance from the upper two rows in order to be able to target the individual horizontal, ie with half the horizontal spatial resolution better, by half. to stimulate spinal cord components belonging to different parts of the body. It does not matter whether the top or bottom rows are offset.
  • two pairs of stimulation contact surfaces are marked by different hatching, via which each pair can be stimulated bipolar.
  • FIG. 13 shows a schematic cross section through the cervical cord and the position of a spinal cord stimulation unit 2.
  • the spinal cord stimulation unit 2 for example one of the electrodes 900 to 1200, lies in the epidural space 911, i. between the hard-skin bag (dura mater) 912 and the connective-tissue lining of the bone canal 910. Between the spinal cord stimulation unit 2 and the spinal cord 914 is the liquor-filled subarachnoid space 913 bounded by the meninges that surrounds the spinal cord 914.
  • the stimulation contact surfaces 902 arranged perpendicularly to the longitudinal axis of the spinal cord stimulation unit 2 reach at a height a plurality of adjacent spinal segments 915 to 918 which - as shown schematically - can reach a large part of the fibers rising from all spinal cord segments in the case of the cervical cord.
  • the arrows 915 to 918 symbolize the medial to lateral fibrous layers of the sacral medulla 915, the lumbar medulla 916, the thoracic medulla 917 and the sacral medulla 918.
  • the upper lumbar and the lower thoracic medulla which are most frequently considered for spinal cord stimulation, one reaches a height with this arrangement not only the fibers from the actual pain area, but also additional fibers from the adjacent segments.
  • FIGs 14A front view of the patient whose left and right body halves are labeled "L” and “R” respectively) and 14B (rear view of the patient), the device 100 (or 200) is shown during its intended operation.
  • the generator unit 1 is located in a subcutaneous pocket between the fascia and the skin.
  • the scar 7 to the opera- ' tive introduction of the generator unit 1 is located approximately 3 to 4 cm below the left costal arch 6.
  • the generator unit 3 is connected via one or more connecting cable 8 with the spinal cord stimulation unit 2.
  • the spinal cord stimulation unit 2 is located, for example, in the lower cervical region 9 or in the lower thoracic region 10.
  • the connecting cables 8 run under the skin to the generator unit 1, if necessary they are connected to the generator unit 1 via a connector.
  • a percutaneous (skin-guiding) stimulus extension may be provided for the test phase after the implantation of the spinal cord stimulation unit 2 and before the implantation of the generator unit 1.
  • the device 900 still contains at least one sensor.
  • the generator unit 1 can contain control electronics which implement the stimulation methods.
  • the generator unit 1 may have a long-life battery or a rechargeable battery.
  • the generator unit 1 may be a semi-implant with an energy source located outside the body. Controls may be located in this embodiment both in the implanted part and in the external part of the semi-implant.
  • the generator unit 1 may have a safety circuit which causes safety limits known to those skilled in the art, e.g. a maximum compatible charge entry, be complied with.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Neurology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Neurosurgery (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Orthopedic Medicine & Surgery (AREA)
  • Pain & Pain Management (AREA)
  • Electrotherapy Devices (AREA)

Abstract

Beschrieben wird eine Vorrichtung (100) mit einer Generatoreinheit (1) zum Erzeugen von elektrischen Stimulationssignalen und einer Rückenmarksstimulationseinheit (2) mit einer Mehrzahl von Stimulationskontaktflächen (11 - 14), die von der Generatoreinheit (1) mit den Stimulationssignalen gespeist werden, wobei mindestens zwei der Stimulationskontaktflächen (11 - 14) in Querrichtung zum Verlauf des Rückenmarks versetzt angeordnet sind.

Description

Beschreibung
Vorrichtung zur Stimulation des Rückenmarks
Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Stimulation des Rückenmarks mittels elektrischer Stimulationssignale .
Insbesondere bezieht sich die Erfindung auf eine Stimulati- onsvorrichtung und ein Stimulationsverfahren zur Behandlung von Schmerzerkrankungen, Angina pectoris und arterieller Verschlusskrankheit .
Vor diesem Hintergrund werden eine Vorrichtung gemäß Anspruch 1, eine Verwendung der in Anspruch 1 beanspruchten Vorrichtung gemäß Anspruch 19, eine Vorrichtung gemäß Anspruch 20, eine Rückenmarksstimulationseinheit gemäß Anspruch 21 und ein Verfahren gemäß Anspruch 24 angegeben. Vorteilhafte Weiterbildungen und Ausgestaltungen der Erfindung sind in den Un- teransprüchen angegeben.
Die Erfindung wird nachfolgend in beispielhafter Weise unter
Bezugnahme auf die Zeichnungen näher erläutert. In diesen zeigen :
Fig. 1 eine schematische Darstellung einer Vorrichtung 100 gemäß einem Ausführungsbeispiel;
Fig. 2 eine schematische Darstellung einer Vorrichtung 200 gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel;
Fig. 3 eine schematische Darstellung einer Vor- richtung 300 gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel; Fig. 4 eine schematische Darstellung von mittels mehrerer Stimulationskontaktflächen applizierten StimulationsSignalen;
Fig. 5 eine schematische Darstellung von mittels mehrerer Stimulationskontaktflächen applizierten Sequenzen von Pulszügen;
Fig. 6 eine schematische Darstellung eines PuIs- zugs;
Fig. 7 eine schematische Darstellung einer Variation der in Fig. 4 gezeigten Stimulation;
Fig. 8 eine schematische Darstellung einer weiteren Variation der in Fig. 4 gezeigten Stimulation;
Fig. 9 eine schematische Darstellung einer Rük- kenmarksstimulationseinheit 900 gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel;
Fig. 10 eine schematische Darstellung einer Rük- kenmarksstimulationseinheit 1000 gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel;
Fig. 11 eine schematische Darstellung einer Rük- kenmarksstimulationseinheit 1100 gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel;
Fig. 12 eine schematische Darstellung einer Rük- kenmarksstimulationseinheit 1200 gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel; Fig. 13 eine schematische Darstellung einer implantierten Rückenmarksstimulationsein- heit 2; und
Fig. 14A und 14B schematische Darstellungen einer implantierten Vorrichtung gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel .
In Fig. 1 ist schematisch eine Vorrichtung 100 dargestellt. Die Vorrichtung 100 besteht aus einer Generatoreinheit 1 und einer mit der Generatoreinheit 1 verbundenen Rückenmarksstimulationseinheit 2. Die Rückenmarksstimulationseinheit 2 beinhaltet mindestens zwei Stimulationskontaktflächen. In dem vorliegenden Ausführungsbeispiel weist die Rückenmarksstimu- lationseinheit 2 vier Stimulationskontaktflächen 11, 12, 13 und 14 auf. In Fig. 1 sind ferner eine erste Richtung 3 sowie eine im Wesentlichen dazu senkrechte zweite Richtung 4 angegeben. Bei der Implantation der Rückenmarksstimulationseinheit 2 wird diese so in den Körper des Patienten eingesetzt, dass die Richtung 3 im Wesentlichen dem Verlauf des Rückenmarks entspricht. Die Stimulationskontaktflächen 11 bis 14 sind entlang der Richtung 4, die im Wesentlichen die Querrichtung zum Verlauf des Rückenmarks darstellt, versetzt angeordnet .
Während des Betriebs der Vorrichtung 100 erzeugt die Generatoreinheit 1 Stimulationssignale, die in die Rückenmarksstimulationseinheit 2 eingespeist werden und von den Stimulationskontaktflächen 11 bis 14 an die Segmente des Rückenmarks abgegeben werden, mit welchen die jeweiligen Stimulationskontaktflächen 11 bis 14 in Kontakt stehen. Mit den Stimulationskontaktflächen 11 bis 14 werden somit jeweils unterschiedliche Neuronen stimuliert.
In der Vorrichtung 100 sind die Stimulationskontaktflächen 11 bis 14 in einer Reihe und voneinander beabstandet angeordnet. Ein dazu alternatives Ausführungsbeispiel ist in Fig. 2 dar- gestellt. In der dort gezeigten Vorrichtung 200 sind die Stimulationskontaktflächen 11 bis 14 in zwei Reihen angeordnet und die Stimulationskontaktflächen 12 und 14 der unteren Reihe sind entlang der Richtung 4 versetzt zu den Stimulations- kontaktflächen 11 und 13 der oberen Reihe angeordnet.
Die Anordnung der Stimulationskontaktflächen 11 bis 14 ermöglicht es, die Fasern von unterschiedlichen Segmenten des Rük- kenmarks über die einzelnen Stimulationskontaktflächen 11 bis 14 separat zu stimulieren. Die Stimulationskontaktflächen 11 bis 14 können so angeordnet sein, dass die auf die Fasern des Rückenmarks applizierten Stimulationssignale über das Rückenmark an unterschiedliche Zielgebiete, die z.B. im Rückenmark selbst oder im Hirn liegen, weitergeleitet werden. Folglich können mittels der Vorrichtungen 100 und 200 verschiedene Zielgebiete im Rückenmark und/oder Hirn während desselben Stimulationszeitraums mit eventuell unterschiedlichen und/oder zeitversetzten Reizen stimuliert werden.
Die Vorrichtungen 100 und 200 können insbesondere zur Behandlung von schweren therapieresistenten Schmerzerkrankungen, Angina pectoris und arterieller Verschlusskrankheit, aber auch anderen Krankheiten verwendet werden.
Bei schweren Schmerzerkrankungen können durch eine Störung der bioelektrischen Kommunikation von Neuronenverbänden, die in spezifischen Schaltkreisen zusammengeschlossen sind, verursacht werden. Hierbei generiert eine Neuronenpopulation anhaltend krankhafte neuronale Aktivität und eine damit verbun- dene krankhafte Konnektivität (Netzwerkstruktur) . Dabei bilden eine große Anzahl von Neuronen synchron Aktionspotentiale aus, d.h. die beteiligten Neuronen feuern übermäßig synchron. Hinzu kommt, dass die kranke Neuronenpopulation eine oszillatorische neuronale Aktivität aufweist, d.h. die Neuronen feu- ern rhythmisch. Im Fall von schweren Schmerzerkrankungen liegt die mittlere Frequenz der krankhaften rhythmischen Aktivität der betroffenen Neuronenverbände etwa im Bereich von 1 bis 20 Hz, kann aber auch außerhalb dieses Bereichs liegen. Bei gesunden Menschen feuern die Neuronen hingegen qualitativ anders, z.B. auf unkontrollierte Weise.
Bei einer Hypothese zur Erklärung von schweren Schmerzerkrankungen wird davon ausgegangen, dass es in der Substantia ge- latinosa zu pathologischen Synchronisationsphänomenen von Neuronen kommt. Dabei werden periphere Schmerzreize über das C- und Aδ 2-Fasersystem zunächst in peripheren Nerven zum Spinalganglion und von dort über die Hinterwurzeln in das
Rückenmark geleitet. Die Umschaltung der Schmerzimpulse auf die Vorderseitenstränge (Tractus spinothalamicus) erfolgt in der Substantia gelatinosa an der Basis der Hinterhörner . Hier kommt es offensichtlich zu pathologischen Synchronisati- onsphänomenen von Neuronen, d.h. einer Schmerzverstärkung.
Durch eine elektrische Reizung der Hinterstränge des Rückenmarks, über welche die Tiefensensibilität, also nicht die eigentlichen Schmerzimpulse geleitet werden, kann die Umschaltzone, d.h. die Substantia gelatinosa, beeinflusst werden und dadurch eine Blockade der Schmerzleitung erreicht werden.
Eine Hypothese zur Erklärung der Wirksamkeit der Rückenmarksstimulation ist die sogenannte „Gait Control Theory" . Sie beruht auf der Tatsache, dass Fasern, die Berührungsempfindun- gen leiten, deutlich stärker myelinisiert sind und damit Errungen wesentlich schneller leiten als das nahezu marklose, sogenannte protopathische C-Faser-System, das für' die Schmerzleitung entscheidend ist. Elektrische Hinterstrangstimulation betrifft vornehmlich das schnell leitende B- Fasersystem und blockiert auf dem Niveau der Substantia gelatinosa die mit größerer zeitlicher Latenz eintreffenden (protopathischen) Schmerzimpulse. Zusätzlich werden durch Hinterstrangstimulation aufsteigende Fasern und Leitungsbahnen aktiviert, die auf thalamischem Niveau ebenfalls eine Blockade der Schmerzleitung bewirken. Auch absteigende Fasern können durch elektrische Aktivierung im Hinterstrangbereich schmerzlindernd wirksam werden. Hier scheinen vor allem be- stimmte Peptide, besonders Endorphine und Enkephaline sowie Substanz P, wirksam zu sein.
Die versetzte Anordnung der Stimulationskontaktflächen 11 bis 14 in Querrichtung zum Rückenmark ermöglicht bei der Stimulation des Rückenmarks die Erfassung von Fasern, die aus benachbarten Segmenten stammen. Hierdurch wird die „Treffsicherheit" des Verfahrens, d.h. die Beeinflussung der der räumlichen Schmerzverteilung somatotopisch entsprechenden Rückenmarkssegmente, deutlich erhöht. Ferner können die unterschiedlichen Segmente des Rückenmarks separat stimuliert werden .
Die Vorrichtungen 100 bzw. 200 können beispielsweise in einem sogenannten „open loop"-Modus betrieben werden, bei welchem die Generatoreinheit 1 vorgegebene Stimulationssignale erzeugt und diese über die Stimulationskontaktflächen 11 bis 14 an das Rückenmark abgegeben werden. Des Weiteren können die Vorrichtungen 100 bzw. 200 auch zu einer in Fig. 3 gezeigten Vorrichtung 300 weitergebildet werden, welche ein sogenanntes „closed loop"-System darstellt. Die Vorrichtung 300 enthält zusätzlich noch eine Messeinheit 5, welche Messsignale von Nervenzellen aufnimmt und diese an die Generatoreinheit 1 weiterleitet. Es kann vorgesehen sein, dass die Generatorein- heit 1 anhand der von der Messeinheit 4 aufgenommenen Messsignale die Stimulationssignale generiert. Die Messeinheit 4 kann in Form eines oder mehrerer Sensoren in den Körper des Patienten implantiert werden. Die Sensoren können beispielsweise als Elektroden zur Messung von neuronaler und/oder ve- getativer Aktivität, insbesondere als intrazerebrale Elektroden, epikortikale Elektroden oder subkutane Elektroden ausgeführt sein. Insbesondere kann mittels der Messeinheit 5 die physiologische Aktivität in dem stimulierten Zielgebiet oder einem damit verbundenen Gebiet gemessen werden.
Hinsichtlich des Zusammenwirkens der Generatoreinheit 1 mit der Messeinheit 5 sind verschiedene Ausgestaltungen denkbar. Beispielsweise kann von der Generatoreinheit 1 eine bedarfsgesteuerte Stimulation durchgeführt werden. Hierzu detektiert die Generatoreinheit 1 anhand des von der Messeinheit 5 aufgenommenen Messsignals das Vorhandensein und/oder die Ausprä- gung eines oder mehrerer krankhafter Merkmale. Beispielsweise kann die Amplitude oder der Betrag der neuronalen Aktivität gemessen werden und mit einem vorgegebenen Schwellwert verglichen werden. Die Generatoreinheit 1 kann so ausgestaltet sein, dass eine Stimulation eines oder mehrerer der oben ge- nannten Zielgebiete gestartet wird, sobald der vorgegebene Schwellwert überschritten wird. Alternativ zum Steuern der Zeitpunkte der Stimulation anhand der von der Messeinheit 5 aufgenommenen Messsignale oder zusätzlich dazu kann von der Generatoreinheit 1 anhand der Ausprägung der krankhaften Merkmale beispielsweise die Stärke der Stimulationssignale eingestellt werden. Z.B. können ein oder mehrere Schwellwerte vorgegeben werden, und bei einem Überschreiten der Amplitude oder des Betrags des Messsignals über einen bestimmten Schwellwert stellt die Generatoreinheit 1 eine bestimmte Stärke der Stimulationssignale ein.
Des Weiteren kann vorgesehen sein, dass die von der Messeinheit 5 aufgenommenen Messsignale direkt oder gegebenenfalls nach einem oder mehreren Verarbeitungsschritten als Stimula- tionssignale verwendet werden und von der Generatoreinheit 1 in die Rückenmarksstimulationseinheit 2 eingespeist werden. Beispielsweise können die Messsignale verstärkt und gegebenenfalls nach mathematischer Verrechnung (z.B. nach Mischung der Messsignale) mit einer Zeitverzögerung und linearen und/oder nichtlinearen Verrechnungsschritten und Kombinationen prozessiert und in mindestens eine Stimulationskontaktfläche der Rückenmarksstimulationseinheit 2 eingespeist werden. Der Verrechnungsmodus wird hierbei so gewählt, dass der krankhaften neuronalen Aktivität entgegengewirkt wird und das Stimulationssignal mit abnehmender krankhafter neuronaler Aktivität ebenfalls verschwindet oder zumindest deutlich in seiner Stärke reduziert wird. Aufgrund der versetzten Anordnung der Stimulationskontaktflächen 11 bis 14 können nicht nur unterschiedliche Segmente des Rückenmarks stimuliert werden, sondern es können auch andere Stimulationsformen eingesetzt werden, als dies bei der Verwendung beispielsweise nur einer Stimulationskontaktfläche möglich wäre. Bei einer Ausgestaltung werden über die Rückenmarksstimulationseinheit 2 Stimulationssignale in das Rückenmark eingespeist, die, wenn sie über das Rückenmark zu einer Neuronenpopulation mit einer krankhaft synchronen und oszillatorischen Aktivität geleitet werden, in der Neuronenpopulation ein Zurücksetzen, einen sogenannten Reset, der Phase der neuronalen Aktivität der stimulierten Neuronen bewirken. Durch das Zurücksetzen wird die Phase der stimulierten Neuro- nen unabhängig von dem aktuellen Phasenwert auf einen bestimmten Phasenwert, z.B. 0°, gesetzt. Somit wird die Phase der neuronalen Aktivität der krankhaften Neuronenpopulation mittels einer gezielten Stimulation kontrolliert. Ferner ist es aufgrund der Mehrzahl von Stimulationskontaktflächen mög- lieh, die krankhafte Neuronenpopulation an unterschiedlichen Stellen zu stimulieren. Dies ermöglicht es, die Phase der neuronalen Aktivität der krankhaften Neuronenpopulation an den unterschiedlichen Stimulationsstellen zu unterschiedlichen Zeitpunkten zurückzusetzen. Im Ergebnis wird dadurch die krankhafte Neuronenpopulation, deren Neuronen zuvor synchron und mit gleicher Frequenz und Phase aktiv waren, in mehrere Subpopulationen aufgespalten. Innerhalb einer Subpopulation sind die Neuronen weiterhin synchron und feuern auch weiterhin mit derselben pathologischen Frequenz, aber jede der Sub- populationen weist bezüglich ihrer neuronalen Aktivität die Phase auf, die ihr durch den Stimulationsreiz aufgezwungen wurde .
Bedingt durch die krankhafte Interaktion zwischen den Neuro- nen ist der durch die Stimulation erzeugte Zustand mit mindestens zwei Subpopulationen instabil, und die gesamte Neuronenpopulation nähert sich schnell einem Zustand kompletter Desynchronisation, in welchem die Neuronen unkorreliert feuern. Der gewünschte Zustand, das heißt die komplette Desynchronisation, ist somit nach der Applikation der Stimulationssignale über die Rückenmarksstimulationseinheit 2 nicht sofort vorhanden, sondern stellt sich meist innerhalb weniger Perioden oder gar in weniger als einer Periode der pathologischen Frequenz ein.
Bei der vorstehend beschriebenen Art der Stimulation wird die letztlich gewünschte Desynchronisation durch die krankhaft gesteigerte Interaktion zwischen den Neuronen erst ermöglicht. Hierbei wird ein Selbstorganisationsprozess ausgenutzt, der für die krankhafte Synchronisation verantwortlich ist. Derselbe bewirkt, dass auf eine Aufteilung einer Ge- samtpopulation in Subpopulationen mit unterschiedlichen Phasen eine Desynchronisation folgt. Im Gegensatz dazu würde ohne krankhaft gesteigerte Interaktion der Neuronen keine Desynchronisation erfolgen.
Darüber hinaus wird durch die Stimulation mit den Vorrichtungen 100 bis 300 eine Neuorganisation der Konnektivität der gestörten neuronalen Netzwerke erzielt, sodass lang anhaltende therapeutische Effekte bewirkt werden.
Würden anstelle der Stimulationssignale, mit welchen die Phasen der stimulierten Neuronen kontrolliert werden können, anders ausgestaltete Stimulationssignale eingesetzt, z.B. hochfrequente, kontinuierlich applizierte Hochfrequenzpulszüge, könnten die vorstehend beschriebenen lang anhaltenden thera- peutischen Effekte eventuell nicht erzielt werden, was zur Folge hätte, dass dauerhaft und mit vergleichsweise hohen Stromstärken stimuliert werden müsste. Im Gegensatz dazu wird für die hier beschriebenen Stimulationsformen nur wenig von außen in das Neuronensystem eingebrachte Energie benötigt, um einen therapeutischen Effekt zu erzielen. Eine Elektrostimulation des Rückenmarks kann beim Patienten unangenehme Dysästhesien bzw. Parästhesien (schmerzhafte Missempfindungen) hervorrufen oder auch von heftigen Schmerzen begleitet sein, die insbesondere dann auftreten, wenn die epidural (also zwischen der das Rückenmark umgleitenden harten Hirnhaut und dem knöchernen Wirbelkanal) platzierten Elektroden in Kontakt mit Nervenwurzeln kommen. Die Missempfindungen sind um so stärker je höher die verwendete Spannung bzw. Stromstärke ist. Aufgrund des oben beschriebenen ver- gleichsweise geringen Energieeintrags in das Rückenmark und die häufig sehr schnell erzielten Stimulationsergebnisse, können mit den Vorrichtungen 100 bis 300 die mit der Stimulation einhergehenden Dys- bzw. Parästhesien erheblich reduziert werden.
Ferner wird bei der hier beschriebenen Stimulation vergleichsweise wenig Strom benötigt, wodurch ein operativer Wechsel der Generatoreinheit 1 nur selten durchgeführt werden muss .
Um durch zeitversetztes Zurücksetzen der Phase von Subpopula- tionen einer krankhaft synchronen Neuronenpopulation eine De- sychronisation der gesamten Neuronenpopulation zu erzielen, kann auf verschiedene Art und Weise vorgegangen werden. Bei- spielsweise können Stimulationssignale, die ein Zurücksetzen der Phase von Neuronen bewirken, zeitversetzt über die unterschiedlichen Stimulationskontaktflächen 11 bis 14 an die jeweils stimulierten Segmente des Rückenmarks abgegeben werden. Des Weiteren können die Stimulationssignale z.B. phasenver- setzt oder mit unterschiedlicher Polarität appliziert werden, sodass sie im Ergebnis auch zu einem zeitversetzten Zurücksetzen der Phasen der unterschiedlichen Subpopulationen führen .
Ein für die oben beschriebenen Zwecke geeignetes Stimulationsverfahren, das beispielsweise mit einer der Vorrichtungen 100 bis 300 durchgeführt werden kann, ist in Fig. 4 Schema- tisch dargestellt. In Fig. 4 sind untereinander die über die Stimulationskontaktflächen 11 bis 14 applizierten Stimulationssignale 400 gegen die Zeit t aufgetragen.
Bei dem in Fig. 4 dargestellten Verfahren appliziert jede der Stimulationskontaktflächen 11 bis 14 das Stimulationssignal 400 periodisch an das jeweilige Segment des Rückenmarks. Die Frequenz fi, mit welcher die Stimulationssignale 400 pro Stimulationskontaktfläche 11 bis 14 wiederholt werden, kann im Bereich von 1 bis 30 Hz und insbesondere im Bereich von 5 bis 20 Hz liegen, kann aber auch kleinere oder größere Werte annehmen .
Gemäß der in Fig. 4 gezeigten Ausgestaltung erfolgt die Ver- abreichung der Stimulationssignale 400 über die einzelnen Stimulationskontaktflächen 11 bis 14 mit einer zeitlichen Verzögerung zwischen den einzelnen Stimulationskontaktflächen 11 bis 14. Beispielsweise kann der Beginn zeitlich aufeinander folgender und von unterschiedlichen Stimulationskontakt- flächen 11 bis 14 applizierten Stimulationssignalen um eine Zeit ATj1-,+! verschoben sein.
Im Fall von N Stimulationskontaktflächen kann die zeitliche Verzögerung AT3, j+i zwischen jeweils zwei aufeinander folgen- den Stimulationssignalen 400 beispielsweise im Bereich eines N-tels der Periode 1/fχ liegen. In dem in Fig. 4 gezeigten Ausführungsbeispiel beträgt die zeitliche Verzögerung AT3, -,+i dann 1/(4 x fλ) .
Die Frequenz fi kann beispielsweise im Bereich der mittleren Frequenz der krankhaft rhythmischen Aktivität des Ziel- Netzwerks liegen. Bei schweren therapieresistenten Schmerzerkrankungen liegt die mittlere Frequenz typischerweise im Bereich von 1 bis 20 Hz, kann aber auch außerhalb dieses Be- reichs liegen. Hierbei ist zu beachten, dass die Frequenz, mit welcher die betroffenen Neuronen bei den genannten Krankheiten synchron feuern, üblicherweise nicht konstant ist, sondern durchaus Variationen aufweisen kann und darüber hinaus bei jedem Patienten individuelle Abweichungen zeigt.
Das vorstehend beschriebene Stimulationsverfahren, bei dem zeitversetzt die Phase an unterschiedlichen Stellen einer
Neuronenpopulation zurückgesetzt wird, kann auch zur Behandlung von Angina pectoris oder arterieller Verschlusskrankheit eingesetzt werden. Gemäß einer Hypothese zum Wirkmechanismus des Stimulationsverfahrens bei diesen Krankheiten wird durch die Stimulation der Teufelskreis (circulus vitiosus) , bestehend aus Schmerz, der eine Sympathikus-Aktivierung hervorruft, und dadurch eine Gefäßverengung verursacht, welche wiederum Schmerz hervorruft, unterbrochen. Ferner wird angenommen, dass die Stimulation eine desynchronisierende Wirkung auf sympathische Zellen des Seitenstrangs des Rückenmarks
(ThI - L4) ausübt, durch welche dann direkt der Gefäßverengung entgegengewirkt wird.
Als Stimulationssignale 400 können beispielsweise ström- oder spannungskontrollierte Pulse verwendet werden. Ferner kann ein Stimulationssignal 400 ein wie in Fig. 5 dargestellter aus mehreren Einzelpulsen 401 bestehender Pulszug sein. Die Pulszüge 400 können jeweils aus 1 bis 100, insbesondere 2 bis 10, elektrischen ladungsbalancierten Einzelpulsen 401 beste- hen. Die Pulszüge 400 werden z.B. als Sequenz mit bis zu 20 oder auch mehr Pulszügen appliziert. Innerhalb einer Sequenz werden die Pulszüge 400 mit der Frequenz fi im Bereich von 1 bis 30 Hz wiederholt.
Beispielhaft ist ein Pulszug 400, der aus drei Einzelpulsen 401 besteht, in Fig. 6 gezeigt. Die Einzelpulse 401 werden mit einer Frequenz f2 im Bereich von 50 bis 500 Hz, insbesondere im Bereich von 100 bis 150 Hz, wiederholt. Die Einzelpulse 401 können ström- oder spannungskontrollierte Pulse sein, die sich aus einem anfänglichen Pulsanteil 402 und einem sich daran anschließenden, in entgegengesetzter Richtung fließenden Pulsanteil 403 zusammensetzen, wobei die Polarität der beiden Pulsanteile 402 und 403 gegenüber der in Fig. 6 gezeigten Polarität auch vertauscht werden kann. Die Dauer 404 des Pulsanteils 402 liegt im Bereich zwischen 1 μs und 450 μs . Die Amplitude 405 des Pulsanteils 402 liegt im Falle von stromkontrollierten Pulsen im Bereich zwischen 0 mA und 25 mA und im Fall von spannungskontrollierten Pulsen im Bereich von 0 bis 20 V. Die Amplitude des Pulsanteils 403 ist geringer als die Amplitude 405 des Pulsanteils 402. Dafür ist die Dauer des Pulsanteils 403 länger als die des Pulsanteils 402. Die Pulsanteile 402 und 403 sind idealerweise so dimensioniert, dass die Ladung, welche durch sie übertragen wird, bei beiden Pulsanteilen 402 und 403 gleich groß ist, d.h. die in Fig. 6 schraffiert eingezeichneten Flächen sind gleich groß. Im Ergebnis wird dadurch durch einen Einzelpuls 401 ge- nauso viel Ladung in das Gewebe eingebracht, wie aus dem Gewebe entnommen wird.
Die in Fig. 6 dargestellte Rechteckform der Einzelpulse 401 stellt eine ideale Form dar. Je nach der Güte der die Einzel- pulse 401 erzeugenden Elektronik wird von der idealen Rechteckform abgewichen.
Anstelle von pulsförmigen Stimulationssignalen kann die Generatoreinheit 1 beispielsweise auch anders ausgestaltete Sti- mulationssignale erzeugen, z.B. zeitlich kontinuierliche
Reizmuster. Die oben beschriebenen Signalformen und deren Parameter sind nur beispielhaft zu verstehen. Es kann durchaus vorgesehen sein, dass von den oben angegebenen Signalformen und deren Parametern abgewichen wird.
Von dem in Fig. 4 gezeigten streng periodischen Stimulationsmuster kann auf unterschiedliche Art und Weise abgewichen werden. Beispielsweise braucht die zeitliche Verzögerung T-i, j+i zwischen zwei aufeinander folgenden Stimulationssigna- len 400 nicht notwendigerweise stets gleich groß zu sein. Es kann durchaus vorgesehen sein, dass die zeitlichen Abstände zwischen den einzelnen Stimulationssignalen 400 unterschied- lieh gewählt werden. Ferner können die Verzögerungszeiten auch während der Behandlung eines Patienten variiert werden. Auch können die Verzögerungszeiten hinsichtlich der physiologischen Signallaufzeiten adjustiert werden.
Ferner können während der Applikation der Stimulationssignale 400 Pausen vorgesehen werden, während derer keine Stimulation erfolgt. Eine solche Pause ist beispielhaft in Fig. 7 gezeigt. Die Pausen können beliebig lang gewählt werden und insbesondere ein ganzzahliges Vielfaches der Periode Ti (=
1/fi) betragen. Ferner können die Pausen nach einer beliebigen Anzahl von Stimulationen eingehalten werden. Z.B. kann eine Stimulation während n aufeinander folgender Perioden der Länge Ti durchgeführt werden und anschließend eine Pause wäh- rend m Perioden der Länge Ti ohne Stimulation eingehalten werden, wobei n und m kleine ganzen Zahlen sind, z.B. im Bereich von 1 bis 10. Dieses Schema kann entweder periodisch fortgesetzt werden oder stochastisch und/oder deterministisch, z.B. chaotisch, modifiziert werden.
Eine weitere Möglichkeit, von dem in Fig. 4 gezeigten streng periodischen Stimulationsmuster abzuweichen, besteht darin, die zeitliche Abfolge der einzelnen Stimulationssignale 400 stochastisch oder deterministisch oder gemischt stochastisch- deterministisch zu variieren.
Des Weiteren kann pro Periode Ti (oder auch in anderen Zeitschritten) die Reihenfolge, in welcher die Stimulationskontaktflächen 11 bis 14 die Stimulationssignale 400 applizie- ren, variiert werden, wie dies beispielhaft in Fig. 8 gezeigt ist. Diese Variation kann stochastisch oder deterministisch oder gemischt stochastisch-deterministisch erfolgen.
Ferner kann pro Periode Tx (oder in einem anderen Zeitinter- vall) nur eine bestimmte Anzahl von Stimulationskontaktflächen 11 bis 14 zur Stimulation herangezogen werden und die an der Stimulation beteiligten Stimulationskontaktflächen können in jedem Zeitintervall variiert werden. Auch diese Variation kann stochastisch oder deterministisch oder gemischt stocha- stisch-deterministisch erfolgen.
Alle vorstehend beschriebenen Stimulationsformen können mittels der Vorrichtung 300 auch in einem „closed loop"-Modus durchgeführt werden. Bzgl . der in Fig. 7 gezeigten Stimulationsform kann der Startzeitpunkt und die Länge der Pause beispielsweise bedarfsgesteuert gewählt werden.
Ferner ist es denkbar, dass die Stimulation durch den Patienten gestartet wird, beispielsweise durch eine telemetrische Aktivierung. In diesem Fall kann der Patient z.B. mittels eines externen Senders die Stimulation für einen vorgegebenen Zeitraum von z.B. 5 Minuten aktivieren oder der Patient kann die Stimulation selbsttätig starten und beenden.
In Fig. 9 ist schematisch die Vorderansicht einer Elektrode 900 dargestellt, wie sie beispielsweise als Rückenmarksstimu- lationseinheit 2 eingesetzt werden kann. Die Elektrode 900 besteht aus einem elektrisch isolierten Elektrodenschaft 901 und mindestens zwei Stimulationskontaktflächen 902, die in den Elektrodenschaft 901 eingebracht worden sind. Die Stimulationskontaktflächen 902 sind aus einem elektrisch leitfähi- gen Material, beispielsweise einem Metall, gefertigt und befinden sich nach der Implantation in direktem elektrischen Kontakt mit dem Nervengewebe des Rückenmarks. Jede der Stimulationskontaktflächen 902 kann über eine eigene Zuleitung angesteuert werden bzw. es können über die Zuleitungen die auf- genommenen Messsignale abgeführt werden. Die Zuleitungen sind in Fig. 9 nicht dargestellt. Es kann auch vorgesehen sein, dass zwei oder mehr der Stimulationskontaktflächen 902 über eine einzige Zuleitung angesteuert werden.
Entlang der ersten Richtung 3 weist die Elektrode 900 in dem vorliegenden Beispiel vier Reihen von Stimulationskontaktflächen 902 auf. Im implantierten Zustand entspricht die Rieh- tung 3 im Wesentlichen dem Verlauf des Rückenmarks. Jede der vier Reihen weist drei Stimulationskontaktflächen 902 auf, die entlang der zweiten Richtung 4 voneinander beabstandet angeordnet sind.
Die in Fig. 9 gezeigte Ausführung ist lediglich als Beispiel zu verstehen. Die Anzahl der Reihen sowie die Anzahl der pro Reihe vorgesehenen Stimulationskontaktflächen 902 können anders gewählt werden.
Die Elektrodenspitze 903, d.h. das eine Ende der Elektrode 900 entlang der Richtung 3, ist abgerundet, um eine Schädigung des Gewebes zu vermeiden. Die Elektrode 900 kann perkutan, d.h. über eine Punktion des Epiduralraums, minimal inva- siv implantiert werden. Die in Fig. 9 gezeigte Oberfläche der Elektrode 900 kann planar oder auch gebogen ausgeführt sein. Nach der Implantation sollen alle Stimulationskontaktflächen 902 mit dem Gewebe des Rückenmarks in Kontakt stehen.
Neben ihrer Funktion als Rückenmarksstimulationseinheit 2 kann die Elektrode 900 auch als Messeinheit 5 eingesetzt werden. In diesem Fall werden über mindestens eine der Kontaktflächen 902 Messsignale aufgenommen.
Die Stimulationskontaktflächen 902 können mit der Generatoreinheit 1 über Kabel oder über telemetrische Verbindungen verbunden sein.
Die Länge der Elektrode 900 (in Richtung 3) beträgt z.B. 2,5 bis 4 cm und der Querdurchmesser der Elektrode 900 (in Richtung 4) beträgt zum Beispiel 1 bis 4 mm. Die Breite der Stimulationskontaktflächen 902 beträgt z.B. 0,3 bis 1 mm, die Länge z.B. 2 bis 3 mm. Die Abstände zwischen den Stimulationskontaktflächen 902 einer Reihe in Richtung 4 betragen z.B. 0,1 bis 0,5 mm, die Abstände zwischen den voneinander beab- standeten Reihen in Richtung 3 betragen z.B. 0,1 bis 1 mm. Sowohl die Anzahl als auch die Anordnung der Stimulationskontaktflächen 902 können abweichend von der in Fig. 9 gezeigten Ausgestaltung gewählt werden. Lediglich in Richtung 4 senkrecht zum Verlauf des Rückenmarks sollten mindestens zwei der Stimulationskontaktflächen 902 versetzt angeordnet sein, so- dass unterschiedliche Segmente des Rückenmarks mit unterschiedlichen Stimulationssignalen beaufschlagt werden können. Bei der Elektrode 900 sind die Stimulationskontaktflächen 902 innerhalb einer Reihe versetzt und beabstandet angeordnet. Die versetzte Anordnung der Stimulationskontaktflächen 902 in Richtung 4 quer zum Verlauf des Rückenmarks ermöglicht es, unterschiedliche Fasern des Rückenmarks, welche die Tiefensensibilität leiten, separat zu stimulieren.
Des Weiteren kann die Geometrie der Stimulationskontaktflächen 902 abweichend von Fig. 9 gewählt werden. Beispielsweise brauchen die Stimulationskontaktflächen 902 nicht rechteck- förmig ausgestaltet sein, sondern können z.B. eine runde oder andere geometrische Form aufweisen.
Eine Variation der Elektrode 900 ist in Fig. 10 gezeigt. Die Stimulationskontaktflächen 902 der unteren beiden Reihen der in Fig. 10 schematisch dargestellten Elektrode 1000 sind versetzt zu den Stimulationskontaktflächen 902 der oberen beiden Reihen angeordnet. Beispielsweise sind die Stimulationskontaktflächen 902 der unteren beiden Reihen jeweils mittig zwischen zwei Stimulationskontaktflächen 902 der oberen Reihen angeordnet. Es kann vorgesehen sein, dass die Elektrode 1000 noch weitere Stimulationskontaktflächen 902 aufweist und dass das in Fig. 10 gezeigte Muster periodisch fortgesetzt wird. Wie in Fig. 10 gezeigt ist, können die unteren beiden Reihen mit einer geringeren Anzahl von Stimulationskontaktflächen 902 ausgestattet sein.
Im Vergleich zur Elektrode 900 können mit der Elektrode 1000 die einzelnen horizontalen, zu verschiedenen Körperteilen gehörenden Rückenmarksanteile noch gezielter - d.h. mit um die Hälfte besserer horizontaler räumlicher Auflösung - stimuliert werden. Es ist durchaus möglich, dass die Stimulationskontaktflächen der unteren beiden Reihen in Richtung 4 jeweils einen Überlapp mit den Stimulationskontaktflächen 902 der oberen beiden Reihen aufweisen.
Je nach Wahl der Referenz kann entweder unipolar zwischen einem einzelnen Stimulationskontakt 902 und einem elektrischen Referenzpotential, z.B. dem Potential der Generatoreinheit 1, oder bipolar zwischen zwei verschiedenen Stimulationskontakten stimuliert werden. Bei der Elektrode 1000 wird jeweils über zwei, in benachbarten Reihen übereinander angeordnete Stimulationskontaktfläche 902 bipolar stimuliert. Durch entsprechende Schraffierungen sind in Fig. 10 zwei solcher Paare gekennzeichnet.
Fig. 11 zeigt eine schematische Zeichnung der Vorderansicht einer Multikontakt-Elektrode 1100, die mittels Hemilaminekto- mie (teilweiser Entfernung der Wirbelbögen) oder Laminektomie (Entfernung der Wirbelbögen) unter mikroskopischer Kontrolle implantiert und direkt auf der harten Hirnhaut fixiert wird. Die Länge der Elektrode 1100 beträgt z.B. 2,5 bis 4 cm. Der Querdurchmesser der Elektrode 1100 beträgt z.B. 7 bis 12 mm. Die einzelnen Stimulationskontaktflächen 902 können wie bei der in Fig. 9 gezeigten Elektrode 900 ausgestaltet sein. In Fig. 9 sind vier Reihen mit Stimulationskontaktflächen 902 gezeigt. Die Multikontakt-Elektrode 1100 kann jedoch eine beliebige Anzahl von Reihen mit Stimulationskontaktflächen 902 aufweisen, z.B. 6 oder 8 Reihen.
In Fig. 12 ist die Vorderansicht einer Elektrode 1200 gezeigt, bei welcher zwei Reihen von Stimulationskontaktflächen 902 versetzt zu anderen Reihen angeordnet sind. Beispielsweise können die unteren beiden Reihen um einen halben horizon- talen Kontaktabstand zu den oberen beiden Reihen versetzt sein, um noch gezielter - d.h. mit um die Hälfte besserer horizontaler räumlicher Auflösung - die einzelnen horizontalen, zu verschiedenen Körperteilen gehörenden Rückenmarksanteile zu stimulieren. Hierbei kommt es nicht darauf an, ob die oberen oder unteren Reihen versetzt werden. Ferner sind in Fig. 12 durch unterschiedliche Schraffierungen zwei Paare von Sti- mulationskontaktflachen gekennzeichnet, über die jeweils bipolar stimuliert werden kann.
In Fig. 13 ist ein schematischer Querschnitt durch das Halsmark und Lage einer Rückenmarksstimulationseinheit 2 gezeigt. Die Rückenmarksstimulationseinheit 2, beispielsweise eine der Elektroden 900 bis 1200, liegt im Epiduralraum 911, d.h. zwischen dem Sack aus harter Hirnhaut (Dura mater) 912 und der bindegewebigen Auskleidung des Knochenkanals 910. Zwischen der Rückenmarksstimulationseinheit 2 und dem Rückenmark 914 befindet sich der von den Hirnhäuten begrenzte, liquorgefüll- te Subarachnoidalraum 913, der das Rückenmark 914 umspült. Die perpendikulär zur Längsachse der Rückenmarksstimulationseinheit 2 angeordneten Stimulationskontaktflächen 902 erreichen in einer Höhe mehrere benachbarte Rückenmarkssegmente 915 bis 918, die - wie schematisch dargestellt - im Fall des Halsmarks einen großen Teil der aus allen Rückenmarkssegmenten aufsteigenden Fasern erreichen können. Die Pfeile 915 bis 918 symbolisieren die von medial nach lateral angeordneten Faserschichten aus dem Sakralmark 915, dem Lumbaimark 916, dem Thorakalmark 917 und dem Sakralmark 918. In dem für die Rückenmarksstimulation am häufigsten in Frage kommenden oberen Lumbal- und dem unteren Thorakalmark erreicht man in einer Höhe mit dieser Anordnung nicht nur die Fasern aus dem eigentlichen Schmerzareal, sondern auch zusätzlich Fasern aus den benachbarten Segmenten.
In den Figuren 14A (Vorderansicht des Patienten, dessen linke und rechte Körperhälfte mit „L" bzw. „R" gekennzeichnet sind) und 14B (Rückansicht des Patienten) ist die Vorrichtung 100 (oder 200) während ihres bestimmungsgemäßen Betriebs dargestellt. Die Generatoreinheit 1 befindet sich in einer subkutanen Tasche zwischen Faszie und Haut. Die Narbe 7 zum opera-' tiven Einbringen der Generatoreinheit 1 befindet sich ca. 3 bis 4 cm unterhalb des linken Rippenbogens 6. Die Generatoreinheit 3 ist über ein oder mehrere Verbindungskabel 8 mit der Rückenmarksstimulationseinheit 2 verbunden. Die Rücken- marksstimulationseinheit 2 befindet sich beispielsweise im unteren Zervikalbereich 9 oder im unteren Thorakalbereich 10. Die Verbindungskabel 8 verlaufen unter der Haut zur Generatoreinheit 1, gegebenenfalls sind sie über einen Konnektor mit der Generatoreinheit 1 verbunden. Ferner kann eine perku- tane (durch die Haut führende) Reizextension (ausleitendes Kabel) für die Testphase nach der Implantation der Rückenmarksstimulationseinheit 2 und vor der Implantation der Generatoreinheit 1 vorgesehen sein. Im Falle einer „closed loop"- Stimulation enthält die Vorrichtung 900 noch mindestens einen Sensor.
Die Generatoreinheit 1 kann eine Steuerelektronik enthalten, welche die Stimulationsverfahren realisiert. Als Energiequelle kann die Generatoreinheit 1 über eine langlebige Batterie oder einen aufladbaren Akkumulator verfügen. In einer alternativen Ausgestaltung kann die Generatoreinheit 1 ein Halbimplantat mit einer außerhalb des Körpers befindlichen Energiequelle sein. Steuerelemente können bei dieser Ausführungsform sowohl im implantierten Teil als auch im externen Teil des Halbimplantats lokalisiert sein. Die Generatoreinheit 1 kann über eine Sicherheitsschaltung verfügen, die bewirkt, dass dem Fachmann bekannte Sicherheitsgrenzen, wie z.B. ein maximal verträglicher Ladungseintrag, eingehalten werden.

Claims

Patentansprüche
1. Vorrichtung (100 - 300) umfassend:
- eine Generatoreinheit (1) zum Erzeugen von elektrischen Stimulationssignalen, und
- eine Rückenmarksstimulationseinheit (2) mit einer Mehrzahl von Stimulationskontaktflächen (11 - 14), die von der Generatoreinheit (1) mit den Stimulationssignalen gespeist werden, wobei - mindestens zwei der Stimulationskontaktflächen (11- 14) in Querrichtung zum Verlauf des Rückenmarks versetzt angeordnet sind.
2. Vorrichtung (100 - 300) nach Anspruch 1, wobei die Genera- toreinheit (1) die Stimulationskontaktflächen (11 - 14) derart mit den Stimulationssignalen speist, dass die Stimulationssignale von den zwei versetzt angeordneten Stimulationskontaktflächen (11 - 14) zeitversetzt oder phasenversetzt oder mit unterschiedlicher Polarität abgegeben werden.
3. Vorrichtung (100 - 300) nach Anspruch 1 oder 2, wobei die Stimulationssignale derart ausgestaltet sind, dass sie bei einer Stimulation von Neuronen, die eine krankhaft synchrone und oszillatorische neuronale Aktivität aufweisen, die Phase der neuronalen Aktivität der stimulierten Neuronen zurücksetzen .
4. Vorrichtung (100 - 300) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei N der Stimulationskontaktflächen (11 - 14) die Stimulationssignale zeitversetzt oder phasenversetzt abgeben und der Versatz zwischen jeweils zwei aufeinander folgenden Stimulationssignalen im Mittel l/(fi x N) beträgt und fi eine Frequenz im Bereich von 1 bis 20 Hz ist.
5. Vorrichtung (100 - 300) nach Anspruch 4, wobei die Frequenz fi im Wesentlichen der mittleren Frequenz der krankhaft synchronen und oszillatorischen neuronalen Aktivität der stimulierten Neuronen entspricht.
6. Vorrichtung (100 - 300) nach Anspruch 4 oder 5, wobei die Generatoreinheit (1) nach einer Anzahl von in die Rückenmarksstimulationseinheit (2) eingespeisten Stimulationssignalen für einen Zeitabschnitt, der mindestens 1/fi beträgt, das Speisen der Rückenmarksstimulationseinheit (1) mit Stimulationssignalen aussetzt.
7. Vorrichtung (100 - 300) nach Anspruch 6, wobei der Zeitabschnitt, in dem das Speisen der Rückenmarksstimulationseinheit mit Stimulationssignalen ausgesetzt ist, ein ganzzahliges Vielfaches von 1/fi beträgt.
8. Vorrichtung (100 - 300) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der Zeitabstand zwischen aufeinander folgenden, über verschiedene Stimulationskontaktflächen (11 - 14) abgegebenen Stimulationssignalen stochastisch oder determini- stisch oder gemischt stochastisch-deterministisch variiert wird.
9. Vorrichtung (100 - 300) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Reihenfolge der Stimulationskontaktflächen (11 - 14), in welche die Stimulationssignale nacheinander eingespeist werden, variiert wird.
10. Vorrichtung (100 - 300) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei eine Anzahl der Stimulationskontaktflächen (11 - 14) ausgewählt wird, in welche die Stimulationssignale eingespeist werden, und die ausgewählten Stimulationskontaktflächen (11 - 14) variiert werden.
11. Vorrichtung (300) nach einem der vorhergehenden Ansprü- che, wobei die Vorrichtung (300) eine Messeinheit (5) zum
Aufnehmen von Messsignalen von Neuronen umfasst.
12. Vorrichtung (300) nach Anspruch 11, wobei die Generatoreinheit (1) die Messsignale als Stimulationssignale in die Rückenmarksstimulationseinheit (2) einspeist oder die Messsignale weiterverarbeitet und die weiterverarbeiteten Mess- Signale als Stimulationssignale in die Rückenmarksstimulationseinheit (2) einspeist.
13. Vorrichtung (300) nach Anspruch 11 oder 12, wobei die Generatoreinheit (1) in Abhängigkeit von den Messsignalen ent- scheidet, ob Stimulationssignale in die Rückenmarksstimulationseinheit (2) eingespeist werden.
14. Vorrichtung (300) nach einem der Ansprüche 11 bis 13, wobei die Generatoreinheit (1) in Abhängigkeit von den Mess- Signalen einen Parameter der Stimulationssignale, insbesondere die Stärke der Stimulationssignale, bestimmt.
15. Vorrichtung (100 - 300) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Stimula,tionssignale jeweils Pulszüge sind.
16. Vorrichtung (100 - 300) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei mindestens zwei der Stimulationskontaktflächen (11 - 14) in Querrichtung zum Verlauf des Rückenmarks voneinander beabstandet angeordnet sind.
17. Vorrichtung (100 - 300) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Stimulationskontaktflächen (11 - 14) in einer Mehrzahl von Reihen angeordnet sind und die Reihen von Stimulationskontaktflächen (11 - 14) in Richtung des Verlaufs des Rückenmarks voneinander beabstandet angeordnet sind.
18. Vorrichtung (200) nach Anspruch 17, wobei mindestens zwei Reihen in Querrichtung zum Verlauf des Rückenmarks versetzt zueinander angeordnet sind.
19. Verwendung der Vorrichtung (100 - 300) nach einem der vorhergehenden Ansprüche zur Behandlung von Schmerzerkrankun- gen und/oder Angina pectoris" und/oder arterieller Verschlusskrankheit .
20. Vorrichtung (100 - 300), umfassend: — eine Generatoreinheit (1) zum Erzeugen von elektrischen Stimulationssignalen, und
- eine Rückenmarksstimulationseinheit (2) mit einer Mehrzahl von Stimulationskontaktflächen (11 - 14), wobei
- die Generatoreinheit (1) die Stimulationssignale in die Stimulationskontaktflächen (11 - 14) einspeist und die
Stimulationskontaktflächen (11 - 14) die Stimulationssignale an unterschiedliche Segmente des Rückenmarks abgeben,
- die Stimulationssignale von den jeweiligen Segmenten des Rückenmarks an unterschiedliche Stellen einer Neuronenpo- pulation, die eine krankhaft synchrone und oszillatorische neuronale Aktivität aufweist, weitergeleitet werden, und
- die Stimulationssignale bewirken, dass die Phase der neuronalen Aktivität der Neuronen an den unterschiedlichen Stellen der Neuronenpopulation zu unterschiedlichen Zeitpunkten zurückgesetzt wird.
21. Rückenmarksstimulationseinheit (2) umfassend:
- eine Mehrzahl von Stimulationskontaktflächen (11 - 14), die in einer Mehrzahl von Reihen angeordnet sind, wobei
- die Reihen von Stimulationskontaktflächen (11 - 14) entlang einer ersten Richtung (3) beabstandet voneinander angeordnet sind, und
- mindestens zwei der Stimulationskontaktflächen (11 - 14), die in unterschiedlichen Reihen angeordnet sind, entlang einer zweiten Richtung (4), die im Wesentlichen senkrecht zu der ersten Richtung (3) verläuft, versetzt angeordnet sind.
22. Rückenmarksstimulationseinheit (2) nach Anspruch 21, wobei die Rückenmarksstimulationseinheit (2) an einem Ende abgerundet ist.
23. Rückmarksstimulationseinheit (2) nach Anspruch 21 oder 22, wobei die erste Richtung (3) im Wesentlichen dem Verlauf des Rückenmarks entspricht.
24. Verfahren, bei welchem
— elektrische Stimulationssignale erzeugt werden,
- die Stimulationssignale an unterschiedliche Segmente des Rückenmarks abgegeben werden, und - zwischen den Stimulationssignalen ein Zeitversatz oder
Phasenversatz vorliegt oder die Stimulationssignale unterschiedliche Polaritäten aufweisen.
25. Verfahren nach Anspruch 24, wobei das Verfahren zur Be- handlung von Schmerzerkrankungen und/oder Angina pectoris und/oder arterieller Verschlusskrankheit eingesetzt wird.
EP08844623A 2007-10-30 2008-10-28 Vorrichtung zur stimulation des rückenmarks Withdrawn EP2214774A1 (de)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE102007051847.3A DE102007051847B4 (de) 2007-10-30 2007-10-30 Vorrichtung zur Stimulation von Neuronen mit einer krankhaft synchronen und oszillatorischen neuronalen Aktivität
PCT/DE2008/001747 WO2009056107A1 (de) 2007-10-30 2008-10-28 Vorrichtung zur stimulation des rückenmarks

Publications (1)

Publication Number Publication Date
EP2214774A1 true EP2214774A1 (de) 2010-08-11

Family

ID=40404783

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
EP08844623A Withdrawn EP2214774A1 (de) 2007-10-30 2008-10-28 Vorrichtung zur stimulation des rückenmarks

Country Status (4)

Country Link
US (1) US20100280570A1 (de)
EP (1) EP2214774A1 (de)
DE (1) DE102007051847B4 (de)
WO (1) WO2009056107A1 (de)

Families Citing this family (61)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9050471B2 (en) 2008-07-11 2015-06-09 Medtronic, Inc. Posture state display on medical device user interface
DE102009015723B4 (de) * 2009-03-31 2013-12-19 Forschungszentrum Jülich GmbH Stimulationselektrode
US9386934B2 (en) 2011-05-13 2016-07-12 Saluda Medical Pty Ltd. Method and apparatus for measurement of neural response
WO2012155185A1 (en) 2011-05-13 2012-11-22 National Ict Australia Ltd Method and apparatus for measurement of neural response
US9872990B2 (en) 2011-05-13 2018-01-23 Saluda Medical Pty Limited Method and apparatus for application of a neural stimulus
WO2012155190A1 (en) 2011-05-13 2012-11-22 National Ict Australia Ltd Method and apparatus for measurement of neural response
DK3357533T3 (da) 2011-05-13 2021-11-15 Saluda Medical Pty Ltd Apparat til kontrol af en neural stimulus
US9974455B2 (en) 2011-05-13 2018-05-22 Saluda Medical Pty Ltd. Method and apparatus for estimating neural recruitment
EP3434324B1 (de) * 2011-05-13 2022-11-02 Saluda Medical Pty Ltd Vorrichtung zum anlegen eines neuronalen stimulus
WO2014071446A1 (en) 2012-11-06 2014-05-15 Saluda Medical Pty Ltd Method and system for controlling electrical conditions of tissue ii
DK2908904T3 (da) 2012-11-06 2020-12-14 Saluda Medical Pty Ltd System til styring af vævs elektriske tilstand
US9308022B2 (en) 2012-12-10 2016-04-12 Nevro Corporation Lead insertion devices and associated systems and methods
US9993642B2 (en) 2013-03-15 2018-06-12 The Regents Of The University Of California Multi-site transcutaneous electrical stimulation of the spinal cord for facilitation of locomotion
US11229789B2 (en) 2013-05-30 2022-01-25 Neurostim Oab, Inc. Neuro activator with controller
EP3441109A1 (de) 2013-05-30 2019-02-13 Graham H. Creasey Flexibles hautpflaster für ein stimulatorsystem für topische nerven
US20150005860A1 (en) * 2013-06-27 2015-01-01 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Paddle leads and lead arrangements for dorsal horn stimulation and methods and systems using the leads
EP3782698A1 (de) 2013-09-27 2021-02-24 The Regents Of The University Of California Aktivierung des gebärmutterhals/rückenmark-kreislaufs zur wiederaufnahme der gewollten steuerung einer handfunktion bei tetraplegischen patienten
ES3033225T3 (en) 2013-11-15 2025-07-31 Closed Loop Medical Pty Ltd Monitoring brain neural potentials
CA2929874C (en) 2013-11-22 2023-06-13 Saluda Medical Pty Ltd Method and device for detecting a neural response in a neural measurement
EP3122247B1 (de) 2014-03-28 2025-05-07 Saluda Medical Pty Ltd Beurteilung des neutralen zustands aus aktionspotential
WO2015168735A1 (en) 2014-05-05 2015-11-12 Saluda Medical Pty Ltd Improved neural measurement
EP3838331B1 (de) 2014-07-25 2024-05-22 Saluda Medical Pty Limited Neurostimulationsdosierung
DE102014115994B4 (de) * 2014-11-03 2016-12-22 Forschungszentrum Jülich GmbH Vorrichtung zur effektiven invasiven desynchronisierenden Neurostimulation
US11006846B2 (en) 2014-11-17 2021-05-18 Saluda Medical Pty Ltd Method and device for detecting a neural response in neural measurements
AU2015362091B2 (en) 2014-12-11 2020-11-26 Saluda Medical Pty Ltd Method and device for feedback control of neural stimulation
WO2016090420A1 (en) 2014-12-11 2016-06-16 Saluda Medical Pty Ltd Implantable electrode positioning
WO2016115596A1 (en) 2015-01-19 2016-07-28 Saluda Medical Pty Ltd Method and device for neural implant communication
US11077301B2 (en) 2015-02-21 2021-08-03 NeurostimOAB, Inc. Topical nerve stimulator and sensor for bladder control
EP3280487B1 (de) 2015-04-09 2021-09-15 Saluda Medical Pty Limited Kalkulation des abstands zwischen elektrode und nerv
CN107613860B (zh) 2015-05-31 2022-01-11 闭环医疗私人有限公司 脑神经活动监测
JP7071257B2 (ja) 2015-05-31 2022-05-18 クローズド・ループ・メディカル・ピーティーワイ・リミテッド 脳神経刺激装置電極の取付け
AU2016269843B2 (en) 2015-06-01 2021-03-04 Closed Loop Medical Pty Ltd Motor fibre neuromodulation
JP2018526044A (ja) * 2015-06-04 2018-09-13 インヴィクタ メディカル インコーポレイテッドＩｎｖｉｃｔａ Ｍｅｄｉｃａｌ， Ｉｎｃ． むずむず脚症候群を治療するための方法および装置
WO2016209682A1 (en) * 2015-06-23 2016-12-29 Duke University Systems and methods for utilizing model-based optimization of spinal cord stimulation parameters
US11097122B2 (en) 2015-11-04 2021-08-24 The Regents Of The University Of California Magnetic stimulation of the spinal cord to restore control of bladder and/or bowel
US10981004B2 (en) 2015-12-22 2021-04-20 Ecole Polytechnique Federale De Lausanne (Epfl) System for selective spatiotemporal stimulation of the spinal cord
EP4378520A1 (de) 2015-12-22 2024-06-05 Ecole Polytechnique Fédérale de Lausanne (EPFL) System zur selektiven raum-zeit-stimulation des rückenmarks
RU2611901C1 (ru) * 2016-02-20 2017-03-01 Федеральное государственное бюджетное учреждение "Российский научный центр "Восстановительная травматология и ортопедия" имени академика Г.А. Илизарова" Минздрава России ФГБУ "РНЦ "ВТО" им. акад. Г.А. Илизарова" Минздрава России Способ хронической электростимуляции спинного мозга
AU2017246242B2 (en) 2016-04-05 2022-06-23 Saluda Medical Pty Ltd Improved feedback control of neuromodulation
WO2017219096A1 (en) 2016-06-24 2017-12-28 Saluda Medical Pty Ltd Neural stimulation for reduced artefact
US11235154B2 (en) 2017-02-17 2022-02-01 The University Of British Columbia Apparatus and methods for maintaining physiological functions
US10980999B2 (en) 2017-03-09 2021-04-20 Nevro Corp. Paddle leads and delivery tools, and associated systems and methods
US12434068B2 (en) 2017-05-23 2025-10-07 The Regents Of The University Of California Accessing spinal networks to address sexual dysfunction
DE20168827T1 (de) 2017-06-30 2021-01-21 Gtx Medical B.V. System zur neuromodulierung
WO2019094365A1 (en) 2017-11-07 2019-05-16 Neurostim Oab, Inc. Non-invasive nerve activator with adaptive circuit
WO2019099887A1 (en) 2017-11-17 2019-05-23 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Systems and methods for generating intermittent stimulation using electrical stimulation systems
EP3720338B1 (de) 2017-12-05 2025-09-24 Ecole Polytechnique Fédérale de Lausanne (EPFL) System zur planung und/oder bereitstellung von neuromodulation
US12357828B2 (en) 2017-12-05 2025-07-15 Ecole Polytechnique Federale De Lausanne (Epfl) System for planning and/or providing neuromodulation
WO2019191423A1 (en) 2018-03-29 2019-10-03 Nevro Corp. Leads having sidewall openings, and associated systems and methods
ES2993811T3 (en) 2018-04-27 2025-01-09 Saluda Medical Pty Ltd Neurostimulation of mixed nerves
EP3840638A4 (de) 2018-08-23 2022-05-18 The Regents Of The University Of California Nicht-invasive rückenmarkstimulation für nervenwurzellähmung, kauda-syndrom und wiederherstellung der funktion der oberen extremitäten
EP3653260A1 (de) 2018-11-13 2020-05-20 GTX medical B.V. Sensor in bekleidung von gliedmassen oder schuhwerk
DE18205821T1 (de) 2018-11-13 2020-12-24 Gtx Medical B.V. Steuerungssystem zur bewegungsrekonstruktion und/oder wiederherstellung für einen patienten
EP3695878B1 (de) 2019-02-12 2023-04-19 ONWARD Medical N.V. System zur neuromodulierung
CA3144957A1 (en) 2019-06-26 2020-12-30 Neurostim Technologies Llc Non-invasive nerve activator with adaptive circuit
WO2021076662A1 (en) 2019-10-16 2021-04-22 Invicta Medical, Inc. Adjustable devices for treating sleep apnea, and associated systems and methods
EP3824948A1 (de) 2019-11-19 2021-05-26 ONWARD Medical B.V. Planungs- und/oder steuersystem für ein neuromodulationssystem
DE19211698T1 (de) 2019-11-27 2021-09-02 Onward Medical B.V. Neuromodulation system
EP3827875B1 (de) 2019-11-27 2023-07-05 ONWARD Medical N.V. Neuromodulationssystem
WO2021126921A1 (en) 2019-12-16 2021-06-24 Neurostim Solutions, Llc Non-invasive nerve activator with boosted charge delivery
US11986658B2 (en) 2020-11-04 2024-05-21 Invicta Medical, Inc. Implantable electrodes with remote power delivery for treating sleep apnea, and associated systems and methods

Family Cites Families (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5417719A (en) * 1993-08-25 1995-05-23 Medtronic, Inc. Method of using a spinal cord stimulation lead
US5462545A (en) * 1994-01-31 1995-10-31 New England Medical Center Hospitals, Inc. Catheter electrodes
US5702429A (en) * 1996-04-04 1997-12-30 Medtronic, Inc. Neural stimulation techniques with feedback
US6319241B1 (en) * 1998-04-30 2001-11-20 Medtronic, Inc. Techniques for positioning therapy delivery elements within a spinal cord or a brain
US6393325B1 (en) * 1999-01-07 2002-05-21 Advanced Bionics Corporation Directional programming for implantable electrode arrays
US6516227B1 (en) * 1999-07-27 2003-02-04 Advanced Bionics Corporation Rechargeable spinal cord stimulator system
US7715924B2 (en) * 2002-02-01 2010-05-11 The Cleveland Clinic Foundation Adjustable simulation device and method of using same
US7047084B2 (en) * 2002-11-20 2006-05-16 Advanced Neuromodulation Systems, Inc. Apparatus for directionally stimulating nerve tissue
DE10318071A1 (de) * 2003-04-17 2004-11-25 Forschungszentrum Jülich GmbH Vorrichtung zur Desynchronisation von neuronaler Hirnaktivität
KR100531281B1 (ko) * 2003-05-13 2005-11-28 엘지전자 주식회사 로터리 압축기
US7149574B2 (en) * 2003-06-09 2006-12-12 Palo Alto Investors Treatment of conditions through electrical modulation of the autonomic nervous system
US7219873B2 (en) * 2004-06-23 2007-05-22 Ronald Paul Harwood Support base for a structural pole
US7190311B2 (en) * 2004-07-06 2007-03-13 Motorola, Inc. Alignment cam for non-circular retractable antenna
WO2006057734A1 (en) * 2004-10-21 2006-06-01 Advanced Neuromodulation Systems, Inc. New stimulation design for neuromodulation
WO2007087626A2 (en) * 2006-01-26 2007-08-02 Advanced Neuromodulation Systems, Inc. Method of neurosimulation of distinct neural structures using single paddle lead

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See references of WO2009056107A1 *

Also Published As

Publication number Publication date
DE102007051847A1 (de) 2009-05-20
WO2009056107A1 (de) 2009-05-07
DE102007051847B4 (de) 2014-07-17
US20100280570A1 (en) 2010-11-04

Similar Documents

Publication Publication Date Title
DE102007051847B4 (de) Vorrichtung zur Stimulation von Neuronen mit einer krankhaft synchronen und oszillatorischen neuronalen Aktivität
EP2211987B1 (de) Vorrichtung zur stimulation von neuronenverbänden
EP2358430B1 (de) Vorrichtung zur konditionierten desynchronisierenden stimulation
DE60224677T2 (de) Allmähliche rekrutierung von erregbarem muskel/nerven-gewebe unter verwendung elektrischer stimulationsparameter mit hoher rate
EP3429682B1 (de) Vorrichtung zur effektiven, invasiven und amplitudenmodulierten neurostimulation
EP1944059B1 (de) Vorrichtung zur Desynchronisation von neuronaler Hirnaktivität
EP2103288B1 (de) Vorrichtung zur auditorischen Stimulation
EP2533747B1 (de) Vorrichtung zur behandlung eines patienten mit vibrations-, tast- und/oder thermoreizen
EP2797666B1 (de) Vorrichtung zur eichung einer invasiven, elektrischen und desynchronisierenden neurostimulation
EP3397336B1 (de) Vorrichtung zur effektiven invasiven mehrsegment-neurostimulation
EP3183032B1 (de) Vorrichtung zur effektiven invasiven neurostimulation mittels variierender reizsequenzen
EP3285854B1 (de) Vorrichtung zur effektiven invasiven zwei-stufen-neurostimulation
DE102009015723B4 (de) Stimulationselektrode
DE102008039387B4 (de) Vorrichtung zur transkutanen Stimulation
DE102007038160B4 (de) Vorrichtung zur Stimulation des Riechepithels
DE102005014383A1 (de) Impulsstimulationsvorrichtung und Verfahren, mit deren Hilfe unerwünschte Synchronisierung ausgeschaltet oder gesteuert werden kann

Legal Events

Date Code Title Description
PUAI Public reference made under article 153(3) epc to a published international application that has entered the european phase

Free format text: ORIGINAL CODE: 0009012

17P Request for examination filed

Effective date: 20100430

AK Designated contracting states

Kind code of ref document: A1

Designated state(s): AT BE BG CH CY CZ DE DK EE ES FI FR GB GR HR HU IE IS IT LI LT LU LV MC MT NL NO PL PT RO SE SI SK TR

AX Request for extension of the european patent

Extension state: AL BA MK RS

STAA Information on the status of an ep patent application or granted ep patent

Free format text: STATUS: THE APPLICATION HAS BEEN WITHDRAWN

18W Application withdrawn

Effective date: 20100910

RIN1 Information on inventor provided before grant (corrected)

Inventor name: TASS, PETER

Inventor name: KOULOUSAKIS, ATHANASIOS

Inventor name: STURM, VOLKER