JP2018527066A - 干渉電流での脊髄刺激 - Google Patents

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Abstract

脊髄の電気刺激によって難治性疼痛症候群の治療のための刺激器及び方法が開示される。例示の方法は、所定の位置で対象者の脊髄に近接する硬膜上腔内の硬膜に埋め込み型電極の第１ペアを配置することと、所定の位置で対象者の脊髄に近接する硬膜上腔内の硬膜に埋め込み型電極の第２ペアを配置することと、対象者の脊髄に近接する少なくとも１つのビート信号を生み出すように第１周波数及び第２周波数の信号が互いに干渉するように、埋め込み型電極の第１ペア及び第２ペアを通じて第１周波数及び第２周波数の信号をそれぞれ伝送することと、を有する。少なくとも１つのビート信号は２５０Ｈｚよりも高く約１５，０００Ｈｚまでの範囲内の周波数を有する。

Description

本開示は総括的に脊髄刺激に関し、具体的に慢性痛疾患を治療するための干渉電流パターンを用いた脊髄の電気刺激のための装置及び方法に関する。
後脊髄の電気刺激、すなわち脊髄刺激療法（ＳＣＳ）は慢性痛疾患を治療するための効果的な治療ツールへと発展してきた。しかし、ＳＣＳによって引き起こされ、痛みを緩和し、身体及び内臓の構造の機能における変化を促進する活性化の部位又は神経機構に関してほとんど知られていない。
脊髄刺激は、難治性の慢性痛症候群を有する患者のために最も一般的に用いられている。また、これは運動障害の治療のために有用であり、場合によっては頭部外傷の支援にも用いられる。しかし、ＳＣＳの１つの複雑な事態は、刺激信号への順応すなわち慣れである。脊髄刺激デバイスを製造する企業は、複雑な刺激プログラムを開発してきており、ＳＣＳ中の順応の問題を低減するための技術に章を向けている（アルファノ Ｓ、ダーウィン Ｊ、ピキュレル Ｂ：脊髄刺激、臨床医のための患者管理ガイドライン、メドトロニック・インク）。順応は、活動又は信号に馴化すなわち慣れて、その後に無視すなわち「関心を示さない」場合のことである。信号を変えること又は信号の焦点を動かし続けることによって、順応は最小化されうる。
電流パターンを用いる後索刺激（ＤＣＳ）又はＳＣＳは、患者の慢性痛障害の治療においてコスト有用性を示してきた（後索刺激：費用対効果分析；アクタ・ニューロチア・サプル（ウィーン）、５２（）：１２１−３、１９９１）。
ホルセイマによって指摘されるように、ＳＣＳは幾分表面的に脊髄後索を刺激する（ホルセイマ Ｊ：脊髄刺激でどの神経要素が直接活性化されるか、ニューロモデュレーション、５巻１号、２５−３１、２００２）。電極は通常、硬膜上腔内の硬膜に取り付けられ、電流分布のほとんどは脳脊髄液（ＣＳＦ）にとどまり、脊髄後索に深く突き出さない。
よって、刺激の強度が増えるにつれてＣＳＦ内の刺激電場が広がるせいで、従来のＳＣＳ刺激は用途を制限する。これは、脊髄組織自体の低い導電特性と比較してＣＳＦの高い導電特性に起因する。よって、従来のＳＣＳ刺激は、脊髄の比較的狭い表面積に「制限された振幅」である。しばしば、電気刺激への患者満足度は、活性化された場合に、不快さ、モータ収縮及びあからさまな痛みを生成しうる隣接するニューロン構造の補充によって妥協される。よって、治療の有効性は限られている。
よって、慢性痛症候群の治療に用いられる場合に脊髄刺激信号への順応又は慣れに関する上述の欠点及び不備を解決するために従来の未解決のニーズが本分野において存在する。
例では、順応の問題を軽減するために埋め込み型リードを有する干渉刺激の使用が有利であることが示されうる。ＳＣＳの電極アレイに干渉成分を与えることは、２つの信号の交差又は２つの信号の重畳を可能とし、ビート周波数の結果の追加効果は信号のより深い浸透を生み出し、刺激部位において結果としてより高い振幅を生み出す。干渉電流は多数の後索線維を補充し、難治性の痛みの患者へより高いレベルの鎮痛及び利益を与えるだろう。
例では、脊髄の電気刺激を用いた脊髄刺激治療のための方法が記載される。本方法は、所定の位置で対象者の脊髄に近接する硬膜上腔内の硬膜に埋め込み型電極の第１ペアを配置することと、所定の位置で対象者の脊髄に近接する硬膜上腔内の硬膜に埋め込み型電極の第２ペアを配置することと、対象者の脊髄に近接する少なくとも１つのビート信号を生み出すように第１周波数及び第２周波数の信号が互いに干渉するように、埋め込み型電極の第１ペア及び第２ペアを通じて第１周波数及び第２周波数の信号をそれぞれ伝送することと、を有する。少なくとも１つのビート信号は２５０Ｈｚよりも高く約１５，０００Ｈｚまでの範囲内の周波数を有する。
他の例で、脊髄治療のための電気刺激器が記載される。本刺激器は、相異なる第１周波数及び第２周波数を有する第１信号及び第２信号を含む干渉出力を生成する干渉電流生成器と、第１端及び第２端を有する埋め込み型電極の少なくとも２つのペアと、を備える。第１端は干渉電流生成器に接続され、第２端は対象者の脊髄に近接する所定の位置において硬膜上腔内の硬膜に埋め込まれるように構成される。埋め込み型電極の少なくとも２つのペアのそれぞれは、対象者の脊髄に近接する少なくとも１つのビート信号を生み出すように第１周波数及び第２周波数が互いに干渉するように、第１信号及び第２信号のうちの１つを伝える。少なくとも１つのビート信号は２５０Ｈｚよりも高く約１５，０００Ｈｚまでの範囲内の周波数を有する。
これらだけでなく他の側面、利点及び代替は、添付の図面を適宜参照して以下の詳細な説明を読むことによって当業者に明らかになるだろう。
本開示の多くの側面が以下の図面を参照して理解されうる。図面の要素は必ずしも縮尺通りではない。さらに、図面において、同様の参照符号はいくつかの図面を通じて対応する部分を指す。
例示の実施形態に従う、交差パターンに配置されている２つの回路によって構成された干渉電流の透視図である。
例示の実施形態に従う、電流強度レベルを示す干渉電流パターンとビート周波数形成のエリアとの透視図である。
実施形態の例に従う、分離した回路の交差の結果として生じる刺激の有効エリアを説明する透視図である。
実施形態の例に従う、埋め込み型電極の別の例示の構成を説明する透視図である。
例示の実施形態に従う、例示の埋め込み型電極配置を説明する。
例示の実施形態に従う、平行構成における電気刺激器の３Ｄモデルのシミュレーションの場強度図を説明する。
例示の実施形態に従う、平行構成における電気刺激器の３Ｄモデルのシミュレーションの別の場強度図を説明する。
例示の実施形態に従う、単一の周波数で電極がバイアスされたかのように脊髄をわたる例示の場強度図を説明する。
例示の実施形態に従う、複数の周波数で電極がバイアスされたかのように脊髄をわたる別の例示の場強度図を説明する。
例示の実施形態に従う、複数の周波数及び電極間隔の変動で電極がバイアスされたかのように脊髄をわたる更なる例示の場強度図を説明する。
例示の実施形態に従う、複数の周波数及び電極間隔の変動で電極がバイアスされたかのように脊髄をわたる更なる例示の場強度図を説明する。
例示の実施形態に従う、複数の周波数及び電極間隔の変動で電極がバイアスされたかのように脊髄をわたる更なる例示の場強度図を説明する。
例示の実施形態に従う、脊髄の電気刺激を用いた脊髄刺激治療のための例示の方法のフローチャートを示す。
例示の実施形態に従う、脊髄視床路、脊髄網様体路、脊髄中脳路の例を説明する。
例示の実施形態に従う、頸視床路（cerviocothalamic tract）の例を説明する。
例示の実施形態に従う、脊髄視床下部路の例を説明する。
例示の実施形態に従う、組織の容量抵抗のための例示の図を説明する。
例示の実施形態に従う、脊髄の後索の上行路及び下行路として薄束核及び錐体路を説明する。
例示の実施形態に従う、従来の刺激に対する約１００Ｈｚの周波数で印加される（２０００Ｈｚ波に対応する）約５００μｍ幅のサイナス波（sinus wave）（例えば、２０００Ｈｚ波に対応する毎秒１００Ｈｚの速度で印加される約５００μｍの幅のパルス状正弦波）を用いた第１刺激を説明する。
例示の実施形態に従う、干渉パターンを生成するために、電極ペアの一方の集合に印加される（２０００Ｈｚに対応する）約５００μｍのサイナス波と、電極ペアの他方の集合に印加される（２１００Ｈｚに対応する）約４７６μｍのサイナス波とを用いた第２刺激を説明する。
例示の実施形態に従う、例示の実施形態に従う、錐体路に沿った電極の例示の配置を説明する。
例示の実施形態に従う、交差した電極構成を用いた１００＋１００Ｈｚ対１００＋１０５Ｈｚ刺激後の閾値データの比較を説明する。 例示の実施形態に従う、交差した電極構成を用いた１００＋１００Ｈｚ対１００＋１０５Ｈｚ刺激後の閾値データの比較を説明する。 例示の実施形態に従う、交差した電極構成を用いた１００＋１００Ｈｚ対１００＋１０５Ｈｚ刺激後の閾値データの比較を説明する。
例示の実施形態に従う、平行な電極構成を用いた１００＋１００Ｈｚ対１００＋１０５Ｈｚ刺激後の閾値データの比較を説明する。 例示の実施形態に従う、平行な電極構成を用いた１００＋１００Ｈｚ対１００＋１０５Ｈｚ刺激後の閾値データの比較を説明する。 例示の実施形態に従う、平行な電極構成を用いた１００＋１００Ｈｚ対１００＋１０５Ｈｚ刺激後の閾値データの比較を説明する。
以下に例示の方法及びシステムが記載される。「例」、「例示の」及び「説明的な」という用語は本書において「例、実例又は説明として役立つこと」を意味するために用いられることが理解されよう。「例」、「例示の」又は「説明的」として本書に記載される任意の実施形態又は特徴は、他の実施形態又は特徴よりも好適又は有利であると解釈される必要はない。本書に記載される例示の実施形態は限定であることを意味しない。本書で総括的に記載され図面で説明される本開示の側面は、幅広い様々な構成で構成、代用、組み合わせ、分離及び設計されてもよく、これらのすべてが明示的に本書に予期される。
本開示の実施形態は、脊髄の電気刺激を用いた慢性痛症状の治療のための装置及び方法を提供する。例では、対象者の脊髄に近接した硬膜に埋め込まれた埋め込み型電極を含む電気刺激器が難治性疼痛症候群の治療のために提供され、脊柱管内の隣接した及び／又は不適切なニューロン対象を刺激しないようにビート周波数信号の大部分が指向的に分布し制御されるようにビート周波数信号を生み出すように干渉刺激が用いられ、それによって痛みの治療において一層効果的な神経刺激場を生成する。他の例で、ビート周波数信号の大部分は、対象者の脊髄に近接する脳脊髄液を通じて残留及び短絡しないように指向的に分布し制御される。
刺激の有効エリアは、電極の数、電極の位置及び電極交差又は干渉パターン方向によって制御される。よって、ビート周波数信号は指向的に制御されうる。
例では、装置は、約５００Ｈｚと約２０ＫＨｚとの間で交流するベース中波を有する干渉電流を利用する。干渉電流は、刺激の対象者の対象エリア上に交差パターン又は平行パターンで配置された２つの回路間に構成される。回路が交差パターンに重畳するところで、結果のビート周波数は、２つの回路の周波数間の差であり、振幅は加算的であり、何れか一方の回路よりも大きい。ビート周波数の範囲は、２５０Ｈｚよりも高く約１５，０００Ｈｚまでの範囲内となるように生成される。選択された電極の配置、ペア及び変調パターンに応じて複数のレベルの刺激が処理される。出力の範囲は患者の必要性に応じて回路ごとに約０ボルトから約１１ボルトであり、パルス幅は一般に２１０μ秒にセットされるが約１０〜６００μ秒の範囲でありうる。振幅は、対象刺激のエリアを増やすように個別の回路で変調されうる。このタイプの回路（干渉）は、他の標準の埋め込み型刺激システム及びこれらに付随する外科的リードと比較して、改善した指向制御、減少した順応又は慣れ、及び増加した浸透の深さを与える。個別の回路での出力の振幅は、対象刺激のエリアを増やすように変調されてもよい。干渉電流は、他の刺激技術と比較して、改善した指向制御及び浸透の深さを可能とする。よって、ビート周波数信号を生成することによって、対象者の脊髄に近接する脳脊髄液を回避するように結果の加算的な信号が指向的に制御される。
例で、回路出力の変調及び結果のビート周波数信号を用いて脊髄の特定エリアを対象とすることは、指向的に制御され、及び／又は浸透が制御される。
例で、干渉電流を有する硬膜に埋め込まれた電極を含む電気刺激器を用いることは、従来のＳＣＳ刺激を用いて可能なものよりも深い浸透を有するビート周波数信号を生み出し、ビート周波数信号の大部分は対象者の脊髄に近接する組織浸透の方向及び深さの観点でより正確に制御されうる。よって、干渉電流は多数の後索線維を補充し、場合によっては高いレベルの鎮痛と利益を難治性疼痛の患者に与えるだろう。さらに、ＳＣＳの電極アレイに干渉成分を与えることによって、２つの信号の交差が可能となり、結果のビート周波数の加算的効果は信号のより深い浸透を生み出し、刺激部位でのより高い結果の振幅を与える。最小の生物学的影響のサブ閾値信号だけがＣＳＦに留まるかＣＳＦを通じて短絡するからである。従来のＳＣＳにおける電流の大半がＣＳＦに留まるので、それは後索に深く突き出さない。対照的に、干渉成分を与えると、信号のより深い浸透が可能になる。よって、信号はＣＳＦ内に留まらない。
簡潔に記載すると、アーキテクチャにおいて、例示の装置はデジタル信号の精度及び信頼性を向上するためのデジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）を含んでもよい。デジタル信号プロセッサは、デジタル信号の出力を標準化又は明確化することによって作動する。この実施形態では、デジタル信号プロセッサは、正弦波生成器の出力を近似するように複数の拍動波形を形成するために用いられる。他の例で、デジタル信号プロセッサは、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）で置き換えられうる。ＦＰＧＡは、製造後に現場でプログラミングされうる集積回路であり、それゆえニーズが変わるとユーザが回路出力を調整することを可能にする。ＤＳＰとＦＰＧＡとの両方は、パルス生成器によって生成されたデジタルパルスから疑似正弦波電流波形へデジタル信号を処理する。疑似正弦波電流波形は、干渉電流のペアを生成する目標エリアで８個の電極を有する埋め込み型四極子リードを通じて伝送されうる。
図１は、約５００Ｈｚ〜２０ＫＨｚの範囲内で交流するベース中波を有する干渉電流１１０を利用した脊髄の電気刺激のための刺激器１００を示す。
「約」という用語及び／又は「略」という用語によって、記載された特徴、パラメータ又は値が正確に実現する必要はなく、特徴によって提供されることが意図された効果を排除しない量において、例えば許容誤差、測定誤差、測定精度限界及び当業者に既知の他の要因を含む逸脱及び変動が生じてもよいことを意味する。
干渉電流１１０は、交差パターンに配置された２つの回路１１８、１２０の間に構成される。埋め込み型電極１０８ａ、ｂの第１ペアは、対象者の脊柱１１２、好適には後索に、対象エリアの対角の一方の集合で配置される。そして、埋め込み型電極１０８ｃ、ｄの第２ペアは、対象エリアの対角の他方の集合に配置される。電極１０８は、脊髄に近接する所定の位置において硬膜上腔内の硬膜に取り付けられる。デジタル信号プロセッサ１０２は、表面電極１０８ａ、ｂの第１ペアと表面電極１０８ｃ、ｄの第２ペアに接続される。信号生成源１０４がデジタル信号プロセッサ１０２に接続された場合に、正弦波状波形信号出力１０６が生成される。デジタル信号プロセッサ１０２は、デジタル信号の精度及び信頼性を向上する。デジタル信号プロセッサ１０２は、正弦波（疑似正弦波又は正弦波状）に近似するように信号生成源１０４からの複数のパルス１１６を処理する。よって、このタイプの電流は多数の後索線維を補充し、高いレベルの鎮痛を提供する。一部の例で、干渉電流を用いることによって及びビート周波数信号を生成することによって、多数の後索線維を補充した結果として、患者は場合によっては高いレベルの鎮痛を経験しうる。
デジタル信号プロセッサ１０２は、幅及び結果の振幅を異ならせる個別のパルス１０６を生成する。一部の例で、パルス幅は２１０μ秒に設定されるが、５０〜６００μ秒の範囲でありうる。これらの異なるパルス１０６が変換器（不図示）に駆動された場合に、疑似正弦波が生み出される。パルス生成器１０４は、デジタル信号プロセッサ１０２に接続され、パルス状のデジタル信号出力１１６をデジタル信号プロセッサ１０２へ供給する。デジタル信号プロセッサ１０２によって処理されたデジタル信号１０６は、表面電極１０８ａ，ｂの第１ペア及び表面電極１０８ｃ、ｄの第２ペアで第１回路１１８及び第２回路１２０をそれぞれ生成する。例で、電気回路１１８、１２０の出力の範囲は、痛み治療のための患者の必要性に依存して、回路ごとに約０〜１１ボルトである。第１回路１１８、第２回路１２０が重畳する（交差する）ところで、結果のビート周波数（これは毎秒１〜２５０ビートであってもよい）は、２つの回路の周波数間の差であり、振幅は加算的であり、何れか一方の回路よりも大きい。他の例で、結果のビート周波数信号は２５０Ｈｚよりも高く約１５，０００Ｈｚまでの範囲内の周波数を有してもよい。
信号生成源１０４は、相異なる第１周波数及び第２周波数を有する第１信号及び第２信号を含む干渉出力を生成する干渉電流生成器であってもよい。埋め込み方電極の第１端１０８ａ及び１０８ｄは干渉電流生成器１０４に接続され、第２端１０８ｂ及び０８ｃは対象者の脊髄に近接する所定の位置において硬膜上腔内の硬膜に埋め込まれるように構成される。埋め込み型電極の２つのペア１０８ａ、ｂ及び１０８ｃ、ｄは、第１周波数及び第２周波数が互いに干渉して、対象者の脊髄に近接する少なくとも１つのビート信号を生み出すように第１信号及び第２信号のうちの１つを伝える。
フィールドプログラマブルゲートアレイ（不図示）も、上述のデジタル信号プロセッサ１０２の代わりに又はこれに加えて正弦波生成器の出力を近似するように複数の拍動波形を形成するために用いられうる。ＦＰＧＡは、製造後に現場でプログラミングされうる集積回路であり、所望のようにユーザが回路出力を調整することを可能にする。よって、代替の実施形態では、デジタル信号プロセッサは、ＦＰＧＡで置き換えられてもよい。ＤＳＰプロセッサは自身の構成に典型的に８つの専用の乗算器を有し、ＦＰＧＡデバイスは２２４個の専用の乗算器に加えて必要に応じて追加のロジック要素ベースの乗算器を提供できる。これは、有限インパルス応答フィルタ、前方誤り訂正、変復調、暗号化及び用途のような複雑なデジタル信号処理用途を可能にする。
図２は、例示の実施形態に従う、電流強度レベルを示す干渉電流パターンとビート周波数形成のエリアとの例示の透視図を説明する。埋め込み型電極１０８ａ，ｂの第１ペアが対象エリア２００の対角の一方の集合において対象者の脊柱に位置するように示され、そして埋め込み型電極１８０ｃ，ｄの第２ペアが対象エリア２００の対角の他方の集合に配置される。第１回路及び第２回路が重畳する（交差する）ところで、結果のビート周波数は、２つの回路の周波数間の差であり、振幅は加算的であり、対象エリア２００において何れか一方の回路よりも大きい。
図２に示されるように、埋め込み型電極の第１ペアの間に生成される第１回路が、埋め込み型電極の第２ペアの間に生成される第２回路と交差するように、埋め込み型電極１０８ａ，ｂの第１ペア及び埋め込み型電極１０８ｃ、ｄの第２ペアとが交差構成に配置される。
例で、対象者の脊髄の対象エリア２００を変えることは、図２に示されるように信号の振幅を変調することによって実行されうる。よって、電極の第１ペア及び第２ペアの量及び配置に依存して、及び第１回路及び第２回路の出力の振幅を変調することによって、脊髄の複数の対象エリアが対処されうる。
図３は、実施形態の例に従う、分離した回路の交差の結果として生じる刺激の有効エリアを説明する透視図である。電極ペア３０８ａ，ｂ及び３０８ｃ、ｄは、第１回路３１８及び第２回路３２０を生成する交差パターンに示される。第１回路３１８及び第２回路３２０の出力を変調することは、対象刺激のエリアを増やす。変調の深さは０〜１００％まで変わってもよく、第１回路３１８及び第２回路３２０によって確立された電流の方向に依存する。第１回路３１８及び第２回路３２０が９０°で交差する場合に、交点３１０で示されるように最大の結果の振幅及び変調の最深レベルが２つの回路の中間となる（対角に４５°）ことが示される。よって、刺激の対象エリアは、２つの回路の出力の振幅の変調によって増大されうる。
図４は、埋め込み型電極の別の例示の構成を説明する透視図である。この例では、埋め込み型電極３０８ａ，ｂの第１ペアの間に生成される第１回路３１８が、埋め込み型電極３０８ｃ，ｄの第２ペアの間に生成される第２回路３２０に平行となるように、埋め込み型電極３０８ａ，ｂの第１ペア及び埋め込み型電極３０８ｃ、ｄの第２ペアが平行構成に配置される。
図４に示されるように回路が平行構成にある場合にビート周波数信号が生成されてもよく、生成された場の配置が存在する。両方の場の位置が合うバンド３１０において、変調包絡線内の振幅の制御可能なピークを生み出す、より集中的なビート場が存在する。平行電極構成における重畳及び集中のエリアは、集中の領域（対象）で位置合わせされた場を実現するように電極をバイアスすることによって最大化されうる。図４に示されるように、重畳エリア及び２つのチャネル（回路）間のビート周波数との合意を形成するように、埋め込み型電極の一方のペアのアノード及びカソードが垂直に（縦に）位置合わせされ、埋め込み型電極の他方のペアのアノード及びカソードが、互いに近接するように垂直に（縦に）位置合わせされるようにバイアスが実行されてもよい。
さらに、埋め込み型電極３０８ａ，ｂの第１ペア及び埋め込み型電極３０８ｃ、ｄの第２ペアをバイアスすることは、集中の非対象領域について第１場３１８及び第２場３２０が位置合わせされないように実行されてもよい。よって、対象領域に近接する以外のエリアにおいて、ビート周波数信号は最小及び無効である。
２つのチャネル間の水平距離は、例えば約１ｍｍと５ｍｍとの間であってもよい。さらに、例えば、埋め込み型電極３０８ａ，ｂの第１ペアは、約２ｍｍから１０ｍｍまでの長手方向（端から端）分離距離で配置されてもよいし、埋め込み型電極３０８ｃ，ｄの第２ペアは、約２ｍｍから１０ｍｍまでの長手方向（端から端）分離距離で配置されてもよい。
図５は、例示の埋め込み型電極配置を説明する。図５は、２つの埋め込み型四極子リード４０９によって生み出される正弦波状波形を有する２つの干渉電流４０６を説明する。各四極子リード４０９は４つの電極４０８を含み、合計で８つである。２つの四極子リード４０９は、脊髄のより大きな対象治療刺激エリアを可能とする。しかし、本開示の電気刺激器はまた、２つのバイポーラ又は八極子リードシステム及び他の適切なデバイスの使用に適用されてもよい。電極は図面に示されないような様々な組み合わせ及びパターンで活性化されてもよい。
よって、図５において、６個、８個、１０個、．．．、又は例えば３０個まで又は３２個までのような任意の個数の電極が含まれてもよいが、リード４０９はそれぞれ４つの電極を含むように示される。埋め込み型電極のペアはリード４０９の電極の間で生成される。（平行構成を形成するように）同じリードの電極間にペアが形成されてもよいし、交差構成を生成するように図５に示されるように異なるリードの電極間にペアが生成されてもよい。
電極ペアを分離することは、側方の端に向かう場強度に違いをもたらしうる。図６は、平行構成における電気刺激器の３Ｄモデルのシミュレーションの場強度図を説明する。図６は、電極／回路が同じ周波数を有し、干渉場が生成されないように全体の場の強度が示される。見て取れるように、場の強度は中央エリア５００で最大であるが、場は対象エリアに沿って側方に広がり、十分に閉じ込められていない。
図７は、平行構成における電気刺激器の３Ｄモデルのシミュレーションの別の場強度図を説明する。図７において、干渉電流を生成するように電極／回路に相異なる周波数が提供されるようにシミュレーションが実行される。よって、図７において、中央エリア５０２に干渉場の強度が示される。平行なバイアスは、２つの場が等しく、対象エリアに集中変調ビート周波数包絡線を形成するように位置合わせされたところで中央領域を生み出す。
図８は、単一の周波数で電極がバイアスされたかのように脊柱をわたる例示の場強度図を説明する。図８で、電極６０２及び６０８は硬膜６０６に埋め込まれ、脊柱の錐体路６０８への浸透を与える。図６に示されるシミュレーションと同様に、図８の電極６０２及び６０４によって与えられる場は、十分に指向されておらず、場の最大強度は目標エリア６１０に十分に閉じ込められていない。図６及び図８で、濃い場の線は強い場を示す。
図９は、複数の周波数で電極がバイアスされたかのように脊柱をわたる別の例示の場強度図を説明する。図７に示されたシミュレーションと同様に、図９の電極６０２及び６０４によって与えられる場は干渉場を示す。平行バイアスは、２つの場がおおよそ等しく、対象エリアで集中場を与えるように位置合わせされたところで中央領域６１２を生み出す。
図８〜９に示されるモデルの対軸方向の場成分はｚ成分Ｅｚである。非干渉バイアスについての全体の場（例えば、図８）は、キャリア場のベクトル和によって与えられる。静的なソリューションにおいて、２つの場の間の位相を維持して、Ｅｚは振幅｜Ｅ１ｚ＋Ｅ２ｚ｜である。図９で、２つのキャリア場が位置合わせされるところで干渉場が最も強くなり、２つの成分が等しいならば、変調包絡線は１００％となる。２つの成分が等しくないならば、変調包絡線は、小さい方の成分の振幅の２倍によって与えられる。よって、位相関係が時間の経過で変わるので、振幅を個別にとって、Ｅｚは（２×ｍｉｎ（｜Ｅ１ｚ｜，｜Ｅ２ｚ｜））である。
所望の強さの干渉信号の対象エリアでの成分場について配列及び等しい強度とを生み出すように電極が配置されバイアスされる。さらに、どちらの場も位置合わせされていない（例えば、直交する）か、成分の一方が望まれない干渉場についての他のエリア（例えば、非対象エリア）で弱くなるように電極が配置される。位置合わせなし又は弱い成分の何れかの条件は、弱い干渉場を生み出す。
図１０〜１２は、複数の周波数及び電極間隔の変動で電極がバイアスされたかのように脊柱をわたる更なる例示の場強度図を説明する。図１０〜１２で、干渉場が生成され、対象エリア６１４、６１６及び６１８に向けられる。電極６０２及び６０４の水平分離は、浸透の深さ及び拡散に影響しうる。例えば、図１０は約１．５ｍｍ分離での電極を説明し、図１１は約２．３ｍｍ分離での電極６０２及び６０４を説明し、図１２は約３．９ｍｍ分離での電極６０２及び６０４を説明する。場の形状の変動は約２．３ｍｍの間隔で最適化されるようにみえるが、例えば約１ｍｍから約５ｍｍまでの間隔を用いて浸透の選択的な深さが実現されうる。
図１３は、例示の実施形態に従う、脊髄の電気刺激を用いた脊髄刺激治療のための例示の方法のフローチャートを示す。図１３に示される方法は、例えば図１に示される刺激器によって用いられ、例えば図１の刺激器のコンポーネントによって実行されてもよい。一部の例で、刺激器のコンポーネントは、このような実行が可能なようにコンポーネントが実際に（ハードウェア及び／又はソフトウェアで）構成され構築されるように、機能を実行するように構成されてもよい。他の例で、デバイス及び／又はシステムのコンポーネントは、特定の方式で動作するような場合に、機能を実行するように適合され、可能であり、又は適するように構成されてもよい。方法は、ブロック７０２〜７０６のうちの１つ以上によって説明されるような１つ以上の動作、機能又はアクションを含んでもよい。ブロックは直列に説明されるが、これらのブロックはまた、並列に及び／又は本書に記載されるのとは異なる順序で実行されてもよい。また、様々なブロックは、所望の実装に基づいて、より少ないブロックに統合されてもよいし、追加のブロックに分割されてもよいし、及び／又は除去されてもよい。
本書に記載されるこの又は他の処理及び方法について、フローチャートが本実施形態の１つの可能な実装の機能及び動作を示すことが理解されよう。当業者に理解されるように、伴われる機能に依存して、実質的に同時又は逆順を含む、示される又は記載されるのとは異なる順序で機能が実施されてもよい代替の実装が本開示の例示の実施形態の範囲に含まれる。
ブロック７０２で、方法は、所定の位置で対象者の脊髄に近接する硬膜上腔内の硬膜に埋め込み型電極の第１ペアを配置することを含む。ブロック７０４で、方法は、所定の位置で対象者の脊髄に近接する硬膜上腔内の硬膜に埋め込み型電極の第２ペアを配置することを含む。
記載されるように、埋め込み型電極の第１ペアの間に生成される第１回路が、埋め込み型電極の第２ペアの間に生成される第２回路と交差するように、埋め込み型電極の第１ペア及び埋め込み型電極の第２ペアが交差構成に配置されてもよい。別の例で、埋め込み型電極の第１ペアの間に生成される第１回路が、埋め込み型電極の第２ペアの間に生成される第２回路と平行となるように、埋め込み型電極の第１ペア及び埋め込み型電極の第２ペアが平行構成に配置されてもよい。これらの例で、第１回路及び第２回路は第１場及び第２場を生成し、少なくとも１つのビート信号を生み出すように第１場及び第２場が重畳するように埋め込み型電極の第１ペア及び埋め込み型電極の第２ペアが配置される。
ブロック７０６で、方法は、対象者の脊髄に近接する少なくとも１つのビート信号を生み出すように第１周波数及び第２周波数の信号が互いに干渉するように、埋め込み型電極の第１ペア及び第２ペアを通じて第１周波数及び第２周波数の信号をそれぞれ伝送することを含む。少なくとも１つのビート信号は２５０Ｈｚよりも高く約１５，０００Ｈｚまでの範囲内の周波数を有する。
例で、方法は、埋め込み型電極の第１ペアを通じて約２０，０００Ｈｚの第１周波数の信号を伝送することと、埋め込み型電極の第２ペアを通じて約１０，０００Ｈｚの第２周波数の信号を伝送することとを含み、対象者の脊髄に近接する約１０，０００Ｈｚの少なくとも１つのビート信号を生み出すように第１周波数及び第２周波数の信号が互いに干渉する。
他の例で、方法は、埋め込み型電極の第１ペアを通じて約２０，０００Ｈｚの第１周波数の信号を伝送することと、埋め込み型電極の第２ペアを通じて約５，０００Ｈｚの第２周波数の信号を伝送することとを含み、対象者の脊髄に近接する約１５，０００Ｈｚの少なくとも１つのビート信号を生み出すように第１周波数及び第２周波数の信号が互いに干渉する。
信号の周波数は、約０Ｈｚから約２０，０００Ｈｚまでの範囲内で埋め込み型電極の第１ペア及び第２ペアを通じて伝送されてもよいし、２５０Ｈｚよりも高く約１５，０００Ｈｚまでの範囲内の周波数を有するビート信号を結果として生じうる任意の範囲であってもよい。埋め込み型電極の第１ペア及び第２ペアからの２つの信号の干渉の結果としてビート信号周波数が生じる（例えば、第１場を生成する埋め込み型電極の第１ペアで２，０００Ｈｚの周波数が、１２，０００Ｈｚの周波数に起因する埋め込み型電極の第２ペアによって生成される第２場と干渉すると、約１０ｋＨｚのビート信号周波数が結果として生じる）。
第１周波数及び第２周波数の組み合わせに基づいて、ビート信号は２５０Ｈｚより高く約１５，０００Ｈｚまでの範囲内であってもよい。ビート信号の他の例は、約３，０００Ｈｚから約１５，０００Ｈｚまでの周波数の範囲内と、約５，０００Ｈｚから約１５，０００Ｈｚまでの周波数の範囲内と、約１０，０００Ｈｚから約１５，０００Ｈｚまでの周波数の範囲内と、約１２，０００Ｈｚから約１５，０００Ｈｚまでの周波数の範囲内と、２５０Ｈｚよりも高く約１０，０００Ｈｚまでの周波数の範囲内と、約３，０００Ｈｚから約５，０００Ｈｚまでの周波数の範囲内と、約３，０００Ｈｚから約１０，０００Ｈｚまでの周波数の範囲内と、約３，０００Ｈｚから約１２，０００Ｈｚまでの周波数の範囲内と、約５，０００Ｈｚから約１０，０００Ｈｚまでの周波数の範囲内と、約７，０００Ｈｚから約１２，０００Ｈｚの周波数の範囲内と、約１２，０００Ｈｚから約１５，０００Ｈｚまでの周波数の範囲内と、約２５０Ｈｚから約２０，０００Ｈｚまでの任意の他の範囲内との信号を含む。
ビート信号周波数についての周波数の例示の範囲は、数百Ｈｚ、数千Ｈｚ又は数万Ｈｚに渡ってもよい。
ビート信号周波数の範囲は、２５０Ｈｚよりも高く約３，０００Ｈｚまでのようなより低い範囲であってもよいし、約３，０００Ｈｚから約７，０００Ｈｚまでのような中間の範囲であってもよいし、約７，０００Ｈｚから約１５，０００Ｈｚまでのような高い範囲であってもよい。ビート信号周波数について、２５０Ｈｚよりも高く約１５，０００Ｈｚまでの間の任意の範囲又は重畳する範囲が生成されてもよい。
例で、本書に記載される範囲の周波数でビート信号を形成することは、信号が後索により深く届くことを可能とし、信号が脊髄の他の深くの構造での膜電位に影響することを可能にする。脊髄視床路、脊髄網様体路、脊髄中脳路、頸視床路及び脊髄視床下部路を含む５つの主な上行経路を介して脊髄から視床へ侵害情報が伝送される。図１４Ａは、脊髄視床路、脊髄網様体路及び脊髄中脳路の例を説明し、図１４Ｂは頸視床路の例を説明し、図１４Ｃは脊髄視床下部路の例を説明する。本書の例を用いて、ビート信号は、これらの上行経路のうちの１つ以上に近接する対象者の組織へ指向的に深く制御されてもよく、少なくとも１つのビート信号が対象者の後索に近接する脳脊髄液に留まり短絡することを避ける。
痛みのための一部の標準的な脊髄刺激は、ビート信号について４０Ｈｚから１００Ｈｚまでの低い周波数を使用し、後索の刺激の最大化に注力する。他のシステムは中波刺激を使用し、活動電位を生成せず、むしろ脊髄の「非錯感覚」刺激を生み出す。言い換えると、患者は痛みのエリアに何のバズ又は刺激も感じない。活動の発現は長時間かかり、通常は開始後１２時間から１６時間までかかる。患者が刺激を感じず、活動電位が生成されていないので、活動の論理メカニズムは、この中波出力が脊髄の外側エリアの膜電位に影響し、少ない痛みとして認識されるニューロンの活動過剰を場合によっては低減することであってもよい。
本書の例で、対象者が信号を感じうるように、対象者の脊髄に近接する少なくとも１つの信号を生み出し、錯感覚型ビート信号を生み出すように第１周波数及び第２周波数の信号が互いに干渉するように、第１周波数及び第２周波数の信号が埋め込み型電極の第１ペア及び第２ペアを通じてそれぞれ伝送されてもよい。このように、対象者は、電極の配置に役立ち、対象エリアの刺激が適切に実行される。
さらに、上述のように、対象者の脊髄に近接する少なくとも１つのビート信号を生み出すように対象者の脊髄に近接する硬膜上腔内の硬膜に電極が配置され、指向制御を通じて少なくとも１つのビート信号が対象者の後索に近接する脳脊髄液に留まり短絡することを避ける。電極の間隔は更に、ビート信号の指向制御を可能にする。
脊髄視床路、脊髄網様体路、脊髄中脳路、頸視床路及び脊髄視床下部路を含む５つの主な上行経路は、古い標準的なＳＣＳの主な対象ではない。これらは、望まれない副作用及び刺激の短絡なしで組織に十分い深い場を生成できないからである。
本書に記載される（例えば、１０ｋＨｚから１５ｋＨｚまでの範囲内のような）２５０Ｈｚよりも高く約１５ｋＨｚまでであるビート周波数を有する例示の干渉ＳＣＳ刺激は、脊髄の他のエリアに向けられうる電流の高い振幅包絡線を生成でき、標準的なＳＣＳがこのような効率的なビート周波数を生成できず高い振幅包絡線を向けられないので標準的なＳＣＳでは実現できないだろう上行路への効果を有する。高いビート周波数（２５０Ｈｚから１５ｋＨｚまで）は、異なる組織型及び組織膜の間の界面の容量抵抗に打ち勝つ追加の効果を有し、脊髄のより深い層へのサブ閾値及び閾値電流の通過を可能にする。
図１５は、組織の容量抵抗についての例示の図を説明する。分離した組織は、示される組織間の界面を有するとして概念的にみなされてもよい。図１５で、Ｕは印加された電圧であり、Ｕpは電位差である。電位差Ｕpは印加された電圧Ｕへのカウンタであり、リアクタンス又は容量抵抗Ｘとして概念的にみなされるカウンタ電圧を発展する。増加する周波数での組織界面のリアクタンスの顕著な降下は、以下の公式で示される。
ただし、Ｘは容量抵抗（リアクタンス）であり、ｆは電流の周波数であり、Ｃは組織の分極容量である。
１００Ｈｚの交流及び１０-6のＣについて、リアクタンスＸは約１６００オームである。１０ｋＨｚの交流について、リアクタンスＸは約１６オームである。
２５０Ｈｚから１５ｋＨｚまでの高いビート周波数を生成するＳＣＳの干渉システムは、活動電位を起こすためのサブ閾値レベルで１０ｋＨｚから１５ｋＨｚまでのビートを生成することによってより深く浸透でき、刺激を通じるのではなく５つの主要な上行経路を含む脊髄の他の深い構造の膜電位に影響するのに十分である。これらの路及び脊髄の他の深い構造に影響することは、属性を正規化することを提供し、心臓血管機能、神経内分泌機能、呼吸機能及び感情機能のような痛み以外の複数の症状の正の調整を提供する路内の活動過剰をスムーズにしうる。
本書に記載される電気刺激器は対象者に完全に埋め込まれてもよいし、電気刺激器の一部が埋め込まれ一部が対象者の外に留まってもよい。例として、電極は上述のように埋め込み型であってもよく、干渉電流生成器及び電源が外部にあり、埋め込まれた電極にワイヤを通じて結合されうる。他の例で、電極が埋め込まれ電流生成器が埋め込まれないように、電流生成器から電極へ無線リンク（例えば、無線周波数（ＲＦ）リンク）を通じて結合が生じてもよい。ＲＦキャリア周波数は、ＭＨｚ、ＧＨｚ又はＴＨｚの範囲であってもよく、埋め込み型電極にリンク又は接続された埋め込まれた受信機に電流を誘導する。ＲＦキャリア周波数は、約１ＭＨｚから約２０ＴＨｚまでの範囲でありうる。
さらに他の例で、干渉電流生成器は対象者内に埋め込み可能であり（干渉電流生成器に接続された電源も埋め込まれてもよく）、電極が更に埋め込まれる。干渉電流生成器は、例えば腕神経叢に近く又はこれの中に埋め込まれてもよいし、第１２肋骨の近く又はこれの下に埋め込まれてもよい。
例で、図１の刺激器１００を用いて、脊髄刺激（ＳＣＳ）は、効果的な鎮痛のための深い刺激を与える。上述の脊髄視床路、脊髄網様体路、脊髄中脳路、頸視床路及び脊髄視床下部路を含む上行経路はの１つを活性化することによって効果的な鎮痛が実現されうる。さらに、脊髄内の薄束核及び錐体路の活性化が効果的な緩和を与えてもよい。図１６は、例示の実施形態に従う、脊髄の後索の上行路及び下行路として薄束核及び錐体路を説明する。図１６に示されるように、脊髄は、硬膜と呼ばれる厚い膜に包まれ、硬膜の層の内部に脳脊髄液がある。
脳脊髄液は導電性を有し、液を通じて拡散する刺激は、背骨の近くの脊柱に沿った後根神経節の近くで電流密度が高すぎるならば痛みを生じうる。脳脊髄液を通じた刺激の拡散を避けるために低レベルの刺激を用いて薄束核及び錐体並びに後索の他の部分を活性化するために脊髄の硬膜を通じて深い刺激を与えることが望ましい。
干渉電流ＳＣＳを用いて、低い電流レベルで硬膜を通じた深い刺激が提供され、薄束核及び錐体の活性化の閾値を低下する。脊髄刺激を用いて、電流が単に増加するならば、脳脊髄液を通じて刺激を拡散する効果となりえ、その結果として、後根神経節の刺激を生じ、胸及び胸郭の痛みをもたらす。指向的に刺激を制御するための干渉電流ＳＣＳ方法を用いて、低いレベルの刺激が与えられ、刺激を拡散せず結果として副作用を生じることなく、硬膜を通じた深い浸透が実現されうる。
干渉電流ＳＣＳを用いた実験が、マーカス・グランモ及びジェンス・スコーボーグによってスウェーデンのニューロナノ・ルンド・リサーチ・センター大学で実施された。結果は、干渉電気刺激器を用いて、深く局所化された刺激を与えるビート周波数が得られることを示す。
実験の設定は、例えばカリオマキ Ｊ、グランモ Ｍ、スコーボーグ Ｊ、痛み、２００３年７月、１０４（１〜２）、１９５〜２００に示されるように、イソフルランガス（６０／４０％ＮＯ2及び酸素の混合内で１．８％）で麻酔された生体ラット（スプラーグ・ダーレイ、２００〜２３０グラム）を含んだ。上述の図３〜４は、２つの構成、すなわち（ｉ）交差構成（図３）及び（ｉｉ）平行構成（図４）での脊髄の硬膜外から（硬膜上腔の硬膜へ）配置された刺激電極の２つのペアの構成（バイポーラ刺激、全部で４つの電極）を説明する。記録用マイクロ電極が、脳幹内の薄束核及び錐体に挿入された。記録用電極は薄束核及び錐体路に刺激を与えない。脳幹内の薄束核及び錐体からの刺激記録は刺激の効果の比較を表す。薄束核は、脊髄の後側部内で比較的表面を走る後索路から上行感覚情報を受け取る。皮質脊髄路の一部として、錐体は、脳から脊髄へ下行運動指令を伝達する。ラットの脊髄において、錐体路は、脊髄後索の深く、すなわち薄束核を活性化する脊髄の後索よりも深く位置する。脊髄刺激によって、錐体路線維の活性化が、記録されたこの深い路内の斉射を逆行的に引き起こし、それゆえ刺激の浸透の深さに関する情報を与える。各実験後に、動物はホルマリンを環流され、脳幹内の電極位置を検証するために尾側の脳幹が切開された。
実験は２タイプの刺激パラグラムを用いて実行され、それぞれが図３〜４に示される２つの構成内で硬膜外から配置された両電極ペアに印加された。図１７Ａは、従来の刺激に対する約１００Ｈｚの周波数（例えば、２０００Ｈｚ波に対応する毎秒１００Ｈｚの速度で印加される約５００μｓの幅のパルス状正弦波）で印加された（２０００Ｈｚ波に対応する）約５００μｓ幅のサイナス波を用いた第１刺激を説明する。
図１７Ｂは、干渉パターンを生成するために、電極ペアの一方の集合に印加された（２０００Ｈｚに対応する）約５００μｓのサイナス波と電極ペアの他方の集合に印加された（２１００Ｈｚに対応する）約４７６μｓのサイナス波とを用いた第２刺激を説明する。サイナス波は、それぞれ約１００Ｈｚ及び約１０５Ｈｚで印加された（例えば、５００μｓ幅のパルス状正弦波が２０００Ｈｚ波に対応する毎秒１００パルスの速度で印加され、４７６μｓ幅のパルス状正弦波が２１００Ｈｚ波に対応する毎秒１０５パルスの速度で印加された）。結果の１００Ｈｚのビート周波数信号が対象者の脊髄に近接して生み出された。
実験中に、記録用マイクロ電極を用いて、薄束核のＳＣＳ誘発活動と錐体内の逆行性誘発斉射について測定が行われた。図１８は、錐体路に沿った電極の例示の配置を説明する。以下の表１に示される増分で刺激強度が増加又は減少された。
クリアな応答を引き起こす最小の刺激強度は、薄束核及び錐体において活動を引き起こすための閾値とみなされた。
実験中に、サンプリングされた各データファイルは、約４００の単一の記録用実験の平均である。分析に用いられた錐体路応答のレイテンシ（１６〜１９ｍ／ｓ）は、文献（例えば、メディラッタ及びニコル Ｊ、生理学、１９８３年３月；３３６：５４５〜６１；スチュワートら、脳応答、１９９０年２月２日；５０８（２）；３４ １〜４；チャップマン及びヤーマンス、脳科学、１９９４、５９（３）：６９９〜７１１参照）で観察されたものと一致した。
実験は、薄束核及び錐体の両方の活性化のための閾値が、平行構成及び交差構成のいずれでも従来の１００＋１００Ｈｚ刺激を用いるよりも１００＋１０５Ｈｚ干渉電流刺激を用いた場合の方が十分に低いことを示した。
図１９Ａ〜図１９Ｃは、交差電極構成を用いた１００＋１００Ｈｚ対１００＋１０５Ｈｚ刺激の後の閾値データの比較を説明する。ウィルコクソンの符号順位検定後の結果が示される。Ｎは使用された動物の数、例えば１５に等しい。図２０Ａ〜図２０Ｃは、平行な電極構成を用いた１００＋１００Ｈｚ対１００＋１０５Ｈｚ刺激の後の閾値データの比較を説明する。ウィルコクソンの符号順位検定後の結果が示される。Ｎは使用された動物の数、例えば１０に等しい。
図１９及び図２０に見て取れるように、錐体活性化について、従来の刺激（棒グラフの左側）は約１２００ｍＶを必要とした。比較して、干渉刺激（棒グラフの右側）は、交差構成において約７００ｍＶ、平行構成において約６００ｍＶだけしか必要としなかった。薄束活性化について、従来の刺激は交差構成において約３７５ｍＶ、平行構成において約２７５ｍＶを必要とした。比較して、干渉刺激は、交差構成において約２９０ｍＶ、平行構成において約２２５ｍＶだけしか必要としなかった。
刺激の効果のより良い理解を生むために、錐体路活性化のための閾値対薄束核活性化のための閾値の比がグラフ化された。比が低いほど、（より表面的である）薄束路に関して深い錐体路への刺激がより効率的になる。グラフは、干渉刺激を用いた約２だけと比較して従来の刺激を用いた約４の比を説明する。よって、干渉刺激は、従来の刺激よりも深い錐体路へのより良い浸透を実現する。
実験結果は、閾値及び浸透深さの両方の観点から、研究された経路の活性化において、１００＋１００Ｈｚの従来の刺激よりも１００＋１０５Ｈｚ（２０００Ｈｚ＋２１００Ｈｚ）を有する干渉刺激の方がより効果的であることを示す。これは、干渉パターン又はビート周波数の形成が、より低い閾値及びより良い浸透を与えたことを示す。
従来の表面電極を用いた刺激を印加することは、錐体路の深い浸透を可能としない。電気は最小の抵抗の経路に流れ、表面電極を用いて皮膚の表面上に刺激を印加することは、椎骨を通じた刺激を可能としない。骨は絶縁体であり０．０６ｓ／ｍの導電率を有するが、皮膚は０．４３６ｓ／ｍの導電率を有する。表面刺激を用いた実験に見て取れるように錐体路の刺激レベルを実現するために、組織の損傷及び痛みを結果として生じるほど高い電圧レベルで刺激が印加される必要がある。
以下の表２は実験結果を要約する。これは、干渉埋め込み型電極構成及び従来の埋め込み型電極構成を用いた脊髄内の薄束核及び錐体路を活性化するために必要なおおよその電圧レベルを示す。実験の結果は、脊髄後索内の薄束核及び錐体路における活性化閾値が、従来の１００＋１００Ｈｚ刺激を用いた場合よりも１００＋１０５Ｈｚ干渉電流刺激を用いた場合の方がはるかに低いことを示す。さらに、従来の刺激が平行構成で行われるか交差構成で行われるかに関わらず同種の結果が得られた。具体的に、平行構成及び交差構成のいずれにおいても干渉電流刺激を用いて深い錐体路についての活性化閾値が約５０％減少した。さらに、平行構成及び交差構成のいずれにおいても干渉電流刺激を用いて薄束核についての活性化閾値が約２０％減少した。
表２に示されるように、干渉埋め込み型電極構成は、従来の埋め込み型電極構成で必要とされるよりもはるかに低い電圧レベルで脊髄内の薄束核及び錐体の活性化を実現し、それによって、胸又は胸郭の痛みにつながりうる後根神経節の刺激のリスクを最小化しつつ、効果的な鎮痛を提供する。
表２はまた、干渉表面電極構成を用いるのに必要となるだろうおおよその電圧レベルの推定を含む。例えば、実験結果を用いて、干渉表面電極構成を用いて脊髄内の薄束核及び錐体の刺激を実現するために、１２００ｍＶよりも遥かに大きく、例えば数百ボルトのオーダの電圧レベルが必要となるだろうことが計算されうる。いずれの場合も、電圧レベルは、生理的に安全でないほど高い。いずれの場合も、干渉療法のいずれの適用でも、電極が単純に埋め込まれることは真ではなく、患者への効果的な治療を提供しつつ、電流の強度値が（痛みを起こさない）適用可能なレベル内にあるように治療がスケールダウンされうる。対照的に、埋め込み型刺激器は一般に他の物理療法オプションが成功しなかった場合に用いられる。
よって、後索の表面下（すなわち、＞０．５ｍｍ）にある神経路は、電場の干渉パターンを用いて上手く刺激されうる。干渉能力は、あるレベルで隣接する後根入口帯の、より正確な神経刺激を可能とし、（根本的なリード設計に依存して）異なるレベルで脊髄後索内の深い対応する神経路の相補的な刺激である。他の用途は、髄腔の硬膜外の位置から神経根及びそれらの後根神経節の高度に正確な神経刺激を含む。３次元の観点からの神経刺激の制御のためのこの能力は、脊柱管内の神経刺激の臨床能力の発展に場合によっては多大な重要性を有する。
本開示の上述の実施形態は明確な理解のために説明された実装の可能な例に過ぎないことが強調されるべきである。多くの変形及び修正が本開示の原理から実質的に逸脱することなく上述の実施形態（群）になされてもよい。すべてのこのような修正及び変形はこの開示の範囲内に含まれ、以下の請求項で保護されることが意図される。

Claims (24)

  1. 脊髄の電気刺激を用いた脊髄刺激治療のための方法であって、
    所定の位置で対象者の脊髄に近接する硬膜上腔内の硬膜に埋め込み型電極の第１ペアを配置することと、
    所定の位置で前記対象者の脊髄に近接する前記硬膜上腔内の前記硬膜に埋め込み型電極の第２ペアを配置することと、
    前記対象者の脊髄に近接する少なくとも１つのビート信号を生み出すように第１周波数及び第２周波数の信号が互いに干渉するように、埋め込み型電極の前記第１ペア及び前記第２ペアを通じて前記第１周波数及び前記第２周波数の信号をそれぞれ伝送することであって、前記少なくとも１つのビート信号は２５０Ｈｚよりも高く約１５，０００Ｈｚまでの範囲内の周波数を有する、ことと、を有する方法。
  2. 請求項１に記載の方法であって、埋め込み型電極の前記第１ペアは第１埋め込み型リードに含まれ、埋め込み型電極の前記第２ペアは第２埋め込み型リードに含まれる、方法。
  3. 請求項１に記載の方法であって、埋め込み型電極の前記第１ペア及び埋め込み型電極の前記第２ペアは同じ埋め込み型リードに含まれる、方法。
  4. 請求項１に記載の方法であって、埋め込み型電極の前記第１ペアを配置すること及び埋め込み型電極の前記第２ペアを配置することは、
    埋め込み型電極の前記第１ペアの間に生成される第１回路が、埋め込み型電極の前記第２ペアの間に生成される第２回路と交差するように、埋め込み型電極の前記第１ペア及び埋め込み型電極の前記第２ペアを交差構成に配置することを含む、方法。
  5. 請求項１に記載の方法であって、埋め込み型電極の前記第１ペアを配置すること及び埋め込み型電極の前記第２ペアを配置することは、
    埋め込み型電極の前記第１ペアの間に生成される第１回路が、埋め込み型電極の前記第２ペアの間に生成される第２回路と平行になるように、埋め込み型電極の前記第１ペア及び埋め込み型電極の前記第２ペアを平行構成に配置することを含む、方法。
  6. 請求項５に記載の方法であって、前記第１回路及び前記第２回路は第１場及び第２場を生成し、埋め込み型電極の前記第１ペアを配置すること及び埋め込み型電極の前記第２ペアを配置することは、
    前記少なくとも１つのビート信号を生み出すように前記第１場及び前記第２場が重畳するように、埋め込み型電極の前記第１ペアを配置すること及び埋め込み型電極の前記第２ペアを配置することを含む、方法。
  7. 請求項６に記載の方法であって、埋め込み型電極の一方のペアのアノード及びカソードが垂直に位置合わせされ、埋め込み型電極の他方のペアのアノード及びカソードが垂直に且つ前記第１場及び前記第２場の重畳のエリアを形成するように互いに近接するように位置合わせされるように、集中の対象領域で前記第１場及び前記第２場の位置合わせを行うように埋め込み型電極の前記第１ペア及び埋め込み型電極の前記第２ペアをバイアスすることを更に有する、方法。
  8. 請求項６に記載の方法であって、集中の非対象の領域について前記第１場及び前記第２場が位置合わせされないように、埋め込み電極の前記第１ペア及び埋め込み電極の前記第２ペアをバイアスすることを更に有する、方法。
  9. 請求項１に記載の方法であって、
    約２ｍｍから約１０ｍｍまでの縦方向の分離距離で埋め込み電極の前記第１ペアを配置することと、
    約２ｍｍから約１０ｍｍまでの縦方向の分離距離で埋め込み電極の前記第２ペアを配置することと、を更に有する、方法。
  10. 請求項１に記載の方法であって、埋め込み型電極の前記第１ペア及び前記第２ペアを通じて第１周波数及び第２周波数の信号をそれぞれ伝送することは、
    埋め込み型電極の前記第１ペアを通じて約２０，０００Ｈｚの第１周波数の信号を伝送することと、
    埋め込み型電極の前記第２ペアを通じて約１０，０００Ｈｚの第２周波数の信号を伝送することと、を含み、
    前記対象者の脊髄に近接する約１０，０００Ｈｚの前記少なくとも１つのビート信号を生み出すように前記第１周波数及び前記第２周波数の前記信号が互いに干渉する、方法。
  11. 請求項１に記載の方法であって、埋め込み型電極の前記第１ペア及び前記第２ペアを通じて第１周波数及び第２周波数の信号をそれぞれ伝送することは、
    埋め込み型電極の前記第１ペアを通じて約２０，０００Ｈｚの第１周波数の信号を伝送することと、
    埋め込み型電極の前記第２ペアを通じて約５，０００Ｈｚの第２周波数の信号を伝送することと、を含み、
    前記対象者の脊髄に近接する約１５，０００Ｈｚの前記少なくとも１つのビート信号を生み出すように前記第１周波数及び前記第２周波数の前記信号が互いに干渉する、方法。
  12. 請求項１に記載の方法であって、前記少なくとも１つのビート信号の周波数の範囲は約３，０００Ｈｚから約１５，０００Ｈｚまでの間である、方法。
  13. 請求項１に記載の方法であって、前記少なくとも１つのビート信号の周波数の範囲は約１０，０００Ｈｚから約１５，０００Ｈｚまでの間である、方法。
  14. 請求項１に記載の方法であって、前記少なくとも１つのビート信号の周波数の範囲は２５０Ｈｚよりも高く約１０，０００Ｈｚまでである、方法。
  15. 請求項１に記載の方法であって、前記対象者の脊髄に近接する少なくとも１つのビート信号を生み出すように前記第１周波数及び前記第２周波数の前記信号が互いに干渉するように、埋め込み型電極の前記第１ペア及び前記第２ペアを通じて第１周波数及び第２周波数の前記信号をそれぞれ伝送することは、
    錯感覚型のビート信号を生み出すことを含む、方法。
  16. 請求項１に記載の方法であって、前記対象者の脊髄に近接する少なくとも１つのビート信号を生み出すことと、指向性制御を通じて前記対象者の後索に近接する脳脊髄液に前記少なくとも１つのビート信号が留まり短絡することを避けることと、を更に有する、方法。
  17. 請求項１に記載の方法であって、脊髄視床路、脊髄網様体路、脊髄中脳路、頸視床路及び脊髄視床下部路のうちの１つ以上を含む、前記脊髄から前記対象者の視床までの上行経路のうちの１つ以上に近接する前記対象者の組織へ前記少なくとも１つのビート信号を深く突き出すことと、前記対象者の後索に近接する脳脊髄液に前記少なくとも１つのビート信号が留まり短絡することを避けることと、を更に有する、方法。
  18. 脊髄治療のための電気刺激器であって、
    相異なる第１周波数及び第２周波数を有する第１信号及び第２信号を含む干渉出力を生成する干渉電流生成器と、
    第１端及び第２端を有する埋め込み型電極の少なくとも２つのペアと、を備え、前記第１端は前記干渉電流生成器に接続され、前記第２端は対象者の脊髄に近接する所定の位置において硬膜上腔内の硬膜に埋め込まれるように構成され、埋め込み型電極の前記少なくとも２つのペアのそれぞれは、前記対象者の脊髄に近接する少なくとも１つのビート信号を生み出すように前記第１周波数及び前記第２周波数が互いに干渉するように、前記第１信号及び前記第２信号のうちの１つを伝え、前記少なくとも１つのビート信号は２５０Ｈｚよりも高く約１５，０００Ｈｚまでの範囲内の周波数を有する、電気刺激器。
  19. 請求項１８に記載の電気刺激器であって、前記干渉電流生成器は前記対象者に埋め込み可能である、電気刺激器。
  20. 請求項１８に記載の電気刺激器であって、前記干渉電流生成器に接続される電源を更に備え、前記電源は前記対象者に埋め込み可能である、電気刺激器。
  21. 請求項１８に記載の電気刺激器であって、前記干渉電流生成器は埋め込み型電極の前記少なくとも２つのペアと無線リンクを介して通信する、電気刺激器。
  22. 請求項２１に記載の電気刺激器であって、前記干渉電流生成器は、約８．５ＧＨｚから約１０ＴＨｚまでの範囲内のキャリア周波数を有する少なくとも１つの入力無線周波数（ＲＦ）を用いて通信する、電気刺激器。
  23. 請求項１８に記載の電気刺激器であって、埋め込み型電極の前記第１ペアの間に生成される第１回路が、埋め込み型電極の前記第２ペアの間に生成される第２回路と交差するように、埋め込み型電極の前記第１ペア及び埋め込み型電極の前記第２ペアが交差構成に配置される、電気刺激器。
  24. 請求項１８に記載の電気刺激器であって、埋め込み型電極の前記第１ペアの間に生成される第１回路が、埋め込み型電極の前記第２ペアの間に生成される第２回路と平行になるように、埋め込み型電極の前記第１ペア及び埋め込み型電極の前記第２ペアが平行構成に配置される、電気刺激器。
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