JP2020039868A - 省エネによるインターリーブ多接点式神経調節療法 - Google Patents

Abstract

【課題】患者の重荷の削減、治療範囲の拡大、治療効果の改善、特に装置の縮小を可能にする電気刺激パルスを制御する装置および方法を提供する。【解決手段】パルス発生器２は、複数の電極接点Ｅ１〜Ｅ８のうちの第一グループの電極接点を形成する２つの電極に電流パルスを反復して伝達するように構成され、パルス発生器は、第一グループの電極間の各電流パルスの後、荷電平衡電流パルスを伝達し、それにより、電流パルスがそれぞれインターパルス間隔によって後続の荷電平衡電流パルスから分離されるように構成され、電流パルスは、それぞれ後続の荷電平衡電流パルスと同じ絶対値であるが、反対の符号を持つ振幅を有し、パルス発生器は、複数の電極接点のうちの第二グループの電極接点を形成する更なる２つの電極間に伝達される電流パルスを、各電流パルスと後続の荷電平衡電流パルスとの間において伝達するように構成される。【選択図】図１

Description

本発明は、複数の電極を有するリード線を用いて電気刺激パルスを制御するための装置および方法に関する。

神経調節の分野において、脊髄刺激（ＳＣＳ）は、神経障害性疼痛に苦しむ患者の疼痛緩和手段として用いられる。ＳＣＳは、従来、疼痛緩和を提供するため、患者の疼痛部位に重なり合わせるのに必要な異常感覚であると考えられている。最近の研究は、疼痛緩和の代替機構が利用可能であること、すなわち高周波数の異常感覚なしの刺激が、術中電極マップ選択を必要とすることなく、患者にとって有効であることを示している。

特に、組織および電極の両方に危険状態を引き起こす可能性のある電気化学反応を止めるには、荷電平衡が電気刺激には必要である。従来の４０〜６０ＨｚのＳＣＳで利用される受動平衡相の代わりにタイミングを必要とする能動平衡相を利用するには、高周波数（ＨＦ）刺激がどうしても必要である。１０，０００Ｈｚ（１０ｋＨｚ）において、刺激相と平衡相との間のタイミング（すなわちインターパルス間隔）は極めて短いので、平衡相の振幅が刺激相で期待される効果に影響を及ぼすことになる。これは高エネルギーが必要であることを意味しており、ひいては装置の頻繁な再充電並びに大型の埋め込み装置（連続刺激をサポートする大型電池）が必要である。

更に、斯かる高エネルギーの必要性は、単一のバイポーラ電極対または類似の少数の電極による刺激により現在は減少している。しかし、患者の疼痛部位が時間と共に拡大することによる治療効果の減少、並びに広がった疼痛部位をカバーする再プログラムのための追加来院の必要性が生じ得る。

斯かる欠点は、再充電および来院という更なる重荷を患者に与えることとなり、不快な原因となる埋め込み装置の埋入頻度の増大、大型故に皮膚を通した装置の腐食、装置の再埋入のための再置換術の頻度増大による装置の寿命の短縮、インプラントの全体的な効果の減少、患者の満足度の減退などが生じる。

特許文献１は電極を用いた刺激方法を記載しているが、その文献では、荷電平衡パルスが２つ以上の電極間で分散されている。

更に、最新技術においては、刺激デューティ比を用いた１０ｋＨｚの異常感覚フリー療法、およびいわゆるバースト療法（ほとんどの患者において異常感覚なしである）が知られている。

米国特許出願公開第２０１７／００１，０１４号

デューティ比を用いた１０ｋＨｚ療法は、刺激がオフの場合と刺激がオンの場合との間の時間間隔を反復して取り入れているので、特定の刺激振幅で使用される荷電を減少させることできる。しかし斯かる方法の問題点は、全体的な治療用量が減少しているので、患者の疼痛緩和も全体的に低下する可能性があることである。

更に、バースト療法は１０ｋＨｚ療法よりも少ないエネルギーを必要とするが、腰痛患者および脚の疼痛患者における疼痛緩和減少の応答者割合やレベル報告で証明されているように、疼痛緩和の程度は低い。

更に、複数の電極の「電流ステアリング」は、複数の電極に同時に刺激パルスを駆動するものであり、治療標的として脊髄背角領域に到達するには潜在的に非効率的であることが判明している。更に、複数の電流源を駆動するには複雑な電子工学が要求されるものであり、斯かる方法は異常感覚療法ステアリングとしては理想的であるかもしれないが、高周波数刺激を目標とするには、斯かる複雑性は望ましくない。

従って、上記内容に基づき、本発明の目的は、患者の重荷の削減、治療範囲の拡大、治療効果の改善、特に装置の縮小を可能にする電気刺激パルスを制御する装置および方法を提供することである。

斯かる目的のため、特許請求項１は、（特に脊髄刺激の形で）患者の電気刺激を生成するための医療装置を開示しており、当該医療装置は、患者の電気刺激のための電流パルスを生成するように構成されたパルス発生器と、パルス発生器に接続されるように構成されている少なくとも１つの電極リード線であって、電流パルスを患者の組織（当該組織は、特に、実施形態による脊髄を有している）へ伝達するための複数の電極接点を有する電極リード線とを有しており、パルス発生器は、（複数の電極接点のうちの）第一グループの電極接点を形成する少なくとも２つの電極に電流パルスを反復して伝達するように構成されており、パルス発生器は、第一グループの電極間の各電流パルスの後、荷電平衡電流パルスを伝達し、それにより、電流パルスがそれぞれインターパルス間隔によって後続の荷電平衡電流パルスから分離されるように構成されており、電流パルスは、それぞれ後続の荷電平衡電流パルスと同じ絶対値であるが、反対の符号を持つ振幅を有しており、パルス発生器は、（複数の電極接点のうちの）第二グループの電極接点を形成する更なる２つの電極間に伝達される電流パルスを、各電流パルスと後続の荷電平衡電流パルスとの間において伝達するように構成されているものである。

本医療装置の１実施形態において、パルス発生器は、第二グループの電極間で各電流パルスが伝達された後、第二グループの上記電極間に荷電平衡電流パルスを伝達するように更に構成されており、第二グループの電極間に伝達される電流パルスは、それぞれ第二グループの電極間に伝達される後続の荷電平衡電流パルスと同じ絶対値であるが、反対の符号を持つ振幅を有しているものである。

更に、医療装置の１実施形態によれば、それぞれの電流パルスは、カソードを形成する電気接点によって伝達されるカソードの電流パルス（すなわち、カソード相に対応するパルス）であり、および／またはそれぞれの荷電平衡電流パルスは、アノードを形成する電気接点によって伝達されるアノードの電流パルス（すなわち、アノード相に対応するパルス）である。

更に、医療装置の１実施形態によれば、２つのグループの電極接点は、電極リード線の長手延伸方向に交互に配列されており、パルス発生器は、電流パルスをカソード電流パルスとして連続的に伝達（すなわち、いわゆる連続カソードトレイン）し、電極接点の２つのグループの各電極接点は、前の電極接点のカソード電流パルスの後、並びに前の電極接点のアノード荷電平衡電流パルスの前に、カソード電流パルスを伝達するように構成されているものである。

１実施形態によれば、パルス発生器はカソード電流パルスを連続的に伝達するように構成されており、時間的および／または空間的バリエーション、すなわちパルスのタイミングおよび／またはパルスを伝達するための電極接点（または刺激の場所）の選択のバリエーションを有している。

特に、上述の電極接点のグループは、電極リード線の長手延伸方向に交互に配置してある（上記複数の電極接点のうち）第一、第二、第三、および第四電極接点を有しており、電極接点の第一グループは第一および第三電極接点を有しており、第二グループの電極接点は第二および第四電極接点を有しており、２つのグループは重なり合うようになっている（すなわち、第二グループの第二電極接点が第一グループの第一電極接点と第三電極接点との間に配置され、第一グループの第三電極接点が第二グループの第二電極接点と第四電極接点との間に配置されている）。

更に、１実施形態によれば、医療装置は埋め込み型医療装置である。特に、パルス発生器は埋め込み型パルス発生器である。更に、特に、電極リード線は埋め込み型電極リード線である。

本発明の医療装置の更なる実施形態によれば、医療装置の発生器は、脊髄刺激のための電流パルスを発生するように構成されている（すなわち、医療装置は脊髄刺激装置である）。

医療装置の更なる実施形態によれば、電極リード線に沿って配置された上記複数の電極接点は全部で８つである。それぞれの電極接点は、リード線の長手軸方向に延びた円筒形の電極接点であってもよいし、電極リード線の円周方向に延びた円形の電極接点であってもよく、隣接する電極接点の各々は、電極リード線の外面の一部を形成する電気的に絶縁された素材によって互いに分離されている。

特に、本発明の装置の好ましい実施形態によれば、パルス発生器は、電流パルスを与えられている患者に異常感覚を誘発することなく、電流パルスを伝達するように構成されている。

更に、医療装置の１実施形態によれば、パルス発生器は、２００Ｈｚ〜１００ｋＨｚの範囲にある周波数を有する電流パルスを伝達するように構成されている。

更に、１つの実施形態によれば、上記複数の電極接点のうち１つの電極接点だけが、第一グループの２つの電極接点間の電極リード線に配置されており、および／または上記複数の電極接点のうち１つの電極接点だけが、第二グループの２つの電極接点間の電極リード線に配置されている。

更に、上述の２つのグループの電極接点によるインターリーブ電気刺激は、３つ以上のペアまたはグループの電極についても実行可能である。

本発明の更なる態様は、電気刺激パルスを制御する方法に関しており、当該方法は、特に、本発明の医療装置（特に、脊髄刺激装置）を用い、以下の工程、すなわち、
ａ）第一グループの電極接点を形成する２つの電極接点間に電流パルスを伝達する工程と、
ｂ）第一グループの２つの電極接点間に荷電平衡電流パルスを伝達する工程であって、当該荷電平衡電流パルスが、前の電流パルスの振幅と同じ絶対値であるが反対極性を持つ振幅を有する工程と、
ｃ）第二グループの電極接点を形成する少なくとも２つの電極接点間であって、電流パルスの後で荷電平衡電流パルスの前に、更なる電流パルスを伝達する工程とを有するものである。

１つの実施形態において、当該方法は、以下の工程、すなわち、ｄ）第二グループの電極間であって、上記更なる電流パルスの後、第一グループの電極接点の荷電平衡電流パルの後に、更なる荷電平衡電流パルスを伝達する工程であって、更なる荷電平衡電流パルスが、更なる電流パルスの振幅と同じ絶対値であるが反対極性を持つ振幅を有する工程を更に有するものである。

本方法の更なる実施形態において、当該方法の工程ａ）〜ｄ）は、工程ａ）から始まって反復されるものである。

更に、本方法の１実施形態において、電流パルス（すなわち、それぞれの電流パルスおよびそれぞれの更なる電流パルス）は、空間および時間的に連続的に（すなわち、いわゆる連続カソードトレインとして）カソード電流パルスとして伝達されるものであり、その場合、２つのグループの電極接点の各電極接点が、前の電極接点のカソード電流パルスの後であって、前の電極接点のアノード荷電平衡電流パルスの前に、カソード電流パルスを伝達するものである。

換言すると、刺激は連続的カソードトレインであるのが好ましく、その場合、隣接した電極接点は、前の隣接したカソードのカソード刺激の後であって、前のカソードがそのアノード荷電平衡相を伝達する前に、カソード刺激を伝達するものである。

更に、本方法の１実施形態において、電極接点のグループは、電極接点（例えば、上記を参照）を有する電極リード線の長手延伸方向に沿って重なり合っている。

本発明の方法の更なる実施形態において、電流パルスは、２００Ｈｚ〜１００ｋＨｚの範囲の周波数で伝達される。

更に、本方法の１実施形態において、電流パルスは脊髄刺激（ＳＣＳ）を行うように適合されているのが好ましい。

本発明の方法の更なる実施形態において、電気刺激／電流パルスは、（特にＳＣＳの場合）異常感覚を誘発することなく提供される。

本発明の方法の更なる実施形態において、電流パルスによる電気刺激は、脊髄における電場変化（２００Ｈｚから１００ｋＨまで）を誘発するために提供される。

本方法の更なる実施形態において、第一グループの２つの電極接点間の電極リード線には、１つの更なる電極接点しか配置されない。更に、特に、第二グループの２つの電極接点間の電極リード線には、１つの更なる電極接点しか配置されない。

勿論、本発明の方法に関して、上述のインターリーブ刺激は、３つ以上のペアまたはグループの電極接点（上述も参照）において実行可能である。

本発明の更なる態様は、脊髄刺激装置の構成または動作における本発明の方法の使用にも関している。

以下の実施形態並びに本発明の更なる特徴が、図面を参照して以下に記載される。

図１は、患者の硬膜外腔に埋め込み可能な電極リード線を有する脊髄刺激装置形式の、本発明の医療装置の１実施形態を示す。 図２は、４つの能動的な電極接点（Ｅ１〜Ｅ４）を有する８接点ＳＣＳリード線形式の、本発明の医療装置の１実施形態による電極リード線を示しており、暗灰色の接点および明灰色の接点は、それぞれ所定のグループの電極の能動カソードおよびアノードである。（Ａ）第一相、第一グループＧ１、カソードが上、（Ｂ）第二相、第二グループＧ２、カソードが上、（Ｃ）第三相、第一グループＧ１、カソードが下、（Ｄ）最後の相、第二グループＧ２、カソードが下。刺激が伝達されないインターパルス相は表示されていない。 図３は、２つの電極接点間における、従来の高周波数波形を示す。ＡＰはアノード相、ＣＰはカソード相、Ｗはパルス幅、ＩＩはインターパルス間隔を意味する。 図４は、本発明の１実施形態における、２つのグループ（Ｇ１およびＧ２）の２つの電極接点（それぞれＧ１およびＧ２のＥ１、Ｅ２、およびＥ２、Ｅ４）間の閾下知覚刺激波形を示す。ＡＰはアノード相、ＣＰはカソード相、Ｗはパルス幅、ＩＩはインターパルス間隔を意味する。 図５は、ＢＥＮＥＦＩＴ−０１試験で見出された後索漸増効果を示す。Ａ）試験された電極構成、Ｂ）各構成における正規化された異常感覚閾値振幅、Ｃ）各構成におけるインピーダンス、Ｄ）各構成における、後索漸増を通して異常感覚閾値に達するのに必要な平均電力。 図６は、ＳＣＳシミュレーションに使用される脊髄モデルの断面図、および最表層１、１０、１００、および２００ＤＣ線維の漸増領域の輪郭図を示す。 図７は、異なる電極構成における、最も背側に位置した最表層１、１０、１００、および２００ＤＣ線維を活性化するのに必要な刺激振幅（Ａ）および電力（Ｂ）を示す。

従来の異常感覚ベースの脊髄刺激（ＳＣＳ）療法は、後索軸索反応の漸増を用いて、痛覚部位に重なり合う刺痛感を誘発し、疼痛の感覚および経験を緩和する。その効果は数分で現れ、疼痛の感覚は継続して減少するので、患者は異常感覚に通常耐えることができる。患者は、疼痛増大期間中に疼痛を緩和するため、遠隔操作を用いて刺激振幅を大幅に調整したり、安静期間中、疼痛緩和期間中、または異なる体位（脊髄に対するリード線の位置に影響を及ぼす）の期間中、振幅および異常感覚を緩和したりしてもよい。異常感覚は不自然な感覚なので、患者は通常それを緩和するため、斯かる遠隔操作を好むものである。

異常感覚ベースの刺激の作用メカニズムは以下の通りである。ＳＣＳ電極リード線によって脊髄の後索に生じた電場が、脳への感覚情報の伝導に関連する軸方向に延びた大きい後索軸索に活動電位を起こす。斯かる活動電位は脳へ広がり、異常感覚を誘発し、それから脊髄灰白質の背角ネットワークへ逆行する。斯かる活動電位の逆行伝播は抑制性介在ニューロンに到達し、それを刺激し、斯かる抑制性介在ニューロンの興奮が疼痛介在ニューロンの抑制を促進する。

高周波数ＳＣＳ療法は、異常感覚に関連する後索線維の反応を漸増することなく神経調節効果を達成するため、１ｋＨｚ〜１００ｋＨｚの刺激周波数を利用する。斯かる治療法は、末梢神経から中枢神経への疼痛感覚の伝達に関連する背角介在ニューロンの知覚過敏を緩和することを研究が示している。斯かる刺激に関連する疼痛緩和は、効果を上げるのに数時間から１日を要する。

図３は、２つの電極（Ｅ１およびＥ２）間の従来の高周波数刺激波形を示している。刺激は、幅Ｗのカソード相ＣＰで始まり、インターパルス間隔ＩＩを含み、幅Ｗのアノード（荷電平衡）相ＡＰで終わり、このプロセスが反復される。戻り電極Ｅ２は同じ動作をするが、逆方向の電流である。追加電極が異なる電流量を共有してもよいが、タイミングおよび波形は同じである。

斯かる治療方法の作用機構は今でも議論の対象になっている。しかし、優位な理論は以下の通りである。高周波ＳＣＳ刺激は、低周波ＳＣＳ療法で異常感覚を促進する後索軸索にほとんど影響を及ぼすことがなく、その代わり、斯かる刺激は、脊髄の背角におけるラミナＩニューロンに僅かな増強変化を直接誘発するものと考えられている。増強変化は細胞内シグナル応答のカスケードをトリガし、それが、感作の直接阻害、および背角における神経障害性疼痛介在ニューロンの活動の抑制を誘発する。

斯かるアプローチは、何十年も利用可能である高周波の経皮的脊髄電気無痛法（ＴＳＥ）に周波数的に類似している。疼痛緩和作用の基礎メカニズムおよび部位が、高周波ＴＳＥと高周波ＳＣＳとの間で同じであるか否かは今後の判断に任される。

最近の臨床試験において（図５を参照）、固定された刺激波形パラメータセットにおいて異常感覚閾値電流を決定するため、刺激接点に関するいくつかの一般的組み合わせが試験された。各電極接点組み合わせに関して異常感覚閾値電力の計算を可能にするため、斯かる接点間でインピーダンスも測定された。斯かる研究により、電極接点の隣接バイポール対および複数のカソードを有する電極接点の組み合わせ（ＥＣ６０３、ＥＣ６０５、ＥＣ６０８）は、間隔を開けたバイポールまたはトライポール（ＥＣ６０６、ＥＣ６０７）と比較すると、比較的非効率的な刺激技術であることが判明した。斯かる発見は、インターリーブ遅延荷電平衡に加え、電極接点間に開けられた間隔を利用することにより、本明細書開示の発明に応用されている。

従って、本発明は、特に、既存の方法と比較して同等または改善された疼痛緩和並びに疼痛皮膚領域に関してより広い治療対象を提供しつつ、エネルギー需要も減少させるように設計されたＳＣＳ刺激アプローチを提供する。

特に、本発明は、患者の脊柱ルーメンの硬膜外腔に埋入される経皮電極またはパドルリードを有する埋め込み型脊髄刺激装置と一緒に使用できる。斯かるリード線により、本発明は特にＳＣＳを患者に提供できるようになるが、それは、荷電平衡の前に時間遅延を適用することにより、神経膜電位への単一パルスの影響が、刺激電極接点の荷電平衡（極性反転）の前に最大限に発揮できるようになるからである。同時に、開示された刺激は、斯かる遅延中に隣接した電極接点に同じ極性のパルスを伝達することにより、刺激パルスの治療効果を最大にする。特に、斯かるアプローチは従来の神経調節刺激とは一線を画しており、各刺激パルスおよびその荷電平衡相は、別の組の電極の刺激の前に行われている。

図１は、図２および４と共に、本発明の医療装置１の１実施形態を示しており、当該医療装置は、患者の電気刺激のための電流パルスを生成するように構成されたパルス発生器２と、パルス発生器２に接続されるように構成されている少なくとも１つの電極リード線３であって、電流パルスを前記患者Ｐの組織（この場合、脊髄Ｓ）へ伝達するための複数の電極接点Ｅ１〜Ｅ８を有する電極リード線とを有しており、パルス発生器２は、上記複数の電極接点のうちの第一グループＧ１の電極接点を形成する２つの電極Ｅ１、Ｅ３に電流パルスＣＰを反復して伝達するように構成されており、パルス発生器２は、上記第一グループの電極間の各電流パルスＣＰの後、荷電平衡電流パルスＡＰを伝達し、それにより、それぞれの電流パルスＣＰがインターパルスＩＩによって後続の荷電平衡電流パルスＡＰから分離されるように構成されており、それぞれの電流パルスＣＰは、後続の荷電平衡電流パルスＡＰと同じ絶対値Ａであるが、反対の符号を持つ振幅Ａを有しており、パルス発生器２は、第二グループＧ２の電極を形成する更なる２つの電極Ｅ２、Ｅ４間に伝達される電流パルスＣＰを、第一グループＧ１の電極間において伝達するように構成されている。

特に、パルス発生器２は、第二グループＧ２の上記電極Ｅ２、Ｅ４間で各電流パルス（ＣＰ）が伝達された後、第二グループＧ２の上記電極Ｅ２、Ｅ４間に荷電平衡電流パルスを伝達するように更に構成されており、第二グループＧ２の電極Ｅ２、Ｅ４間に伝達されるそれぞれの電流パルスＣＰは、第二グループの上記電極Ｅ２、Ｅ４間に伝達される後続の荷電平衡電流パルスＡＰと同じ絶対値Ｂであるが、反対の符号を持つ振幅Ｂを有している。

本実施形態においては、図２によれば、特に７ｍｍ（中心から中心まで）間隔で分離された４つの能動電極接点Ｅ１〜Ｅ４が用いられており、２つの隣接する電極接点間の対応する空隙は、リード線３の外面３ａの一部を形成する電気絶縁部分３０が充填している。

特に、図２に示されるように、電極接点Ｅ１〜Ｅ４の上記グループＧ１、Ｇ２は、電極リード線３の長手延伸方向ｘに交互に配置された第一、第二、第三、および第四電極接点Ｅ１、Ｅ２、Ｅ３，Ｅ４を有しており、電極接点の第一グループＧ１は第一および第三電極接点Ｅ１、Ｅ３を有しており、電極接点の第二グループＧ２は、第二および第四電極接点Ｅ２，Ｅ４を有しており、２つのグループＧ１、Ｇ２は重なり合っている、すなわち、第二グループＧ２の第二電極接点Ｅ２は第一グループＧ１の第一および第三電極接点Ｅ１、Ｅ３間に配置されており、第一グループＧ１の第三電極接点Ｅ３は、第二グループＧ２の第二および第四電極接点Ｅ２、Ｅ４間に配置されている。

図２および図４に示されるように、斯かる電極接点グループＧ１、Ｇ２は、以下のように、パルス発生器２から刺激を伝達するのに使用されてもよい。この場合、２つのグループＧ１、Ｇ２は、２つの独立した刺激チャネルを形成し、第一グループは電極接点Ｅ１およびＥ３を通して刺激を提供し、第二グループは電極接点Ｅ２およびＥ４を通して刺激を提供する。各チャネルＧ１、Ｇ２は、対称性の荷電平衡波形を有するバイポールの定電流刺激を提供する。各電極接点において、カソード刺激相（電流パルス）ＣＰは、半サイクス遅延のアノード相（荷電平衡電流パルス）によって平衡が保たれており、それらは一対の電極接点上のカソード刺激としても機能している。特に、２つのチャネルまたはグループＧ１、Ｇ２は、同じ周波数であるがサイクル期間が０．２５遅延する刺激を提供する。その結果、解剖学的に異なる部位において０．２５サイクル毎にカソード刺激が生じ、その結果、効率的な治療範囲が提供される。

特に、図４に示されるように、パルス発生器２は、上記カソード電流パルスＣＰを連続して、すなわち連続カソードトレインＴとして伝達するように構成されているので、２つのグループＧ１、Ｇ２の電極接点Ｅ１〜Ｅ４の各々は、前の電極接点のカソード電流パルスＣＰの後であって、前の電極接点のアノード荷電平衡電流パルスＡＰの前に、カソード電流パルスＣＰを伝達する。

図２に示される（例えばＧ１の）各電極接点間隔ＣＳは、２〜２０ｍｍ（例えば、２〜３ｍｍ、７ｍｍ、１４ｍｍ）に画定されるが、完全な治療範囲のため、脊髄内および脊髄に沿って効果的な電場侵入を提供するのに十分な大きさで、しかも接点間のニューロン膜電位変化の空間加重を最小にするように選択されるのが好ましく、インターパルス間隔は神経不応性効果を減少させるのに十分な大きさであるのが好ましく、インターリーブ刺激は対称性の荷電平衡相を用いて設定されるのが好ましい。刺激は閾値下であるので、すなわち刺激振幅は感覚閾値未満に設定されるので、患者が知覚するような感覚は生じない。

更に、本発明の方法の１実施形態が図４に示される。それによれば、刺激（特にＳＣＳ）は、カソード相ＣＰで始まり、インターパルス間隔ＩＩを含み、アノード（荷電平衡）相ＡＰで終わり、このプロセスが反復される。戻り電極は同じ動作をするが、逆方向の電流である。グループＧ１またはＧ２の刺激は、それぞれ前のグループのＧ２またはＧ１の荷電平衡相間に生じる。

詳細に述べると、本方法は、以下の工程、すなわち、
・第一グループＧ１によって構成される少なくとも２つの電極Ｅ１、Ｅ３間に、振幅−Ａの電流パルスＣＰを伝達する工程と、
・第一グループＧ１の荷電平衡ＡＰの前に、第二グループＧ２によって構成される少なくとも２つの電極Ｅ２、Ｅ４間に、振幅−Ｂの電流パルスＣＰを伝達する工程とを有する。

更に、特に、以下の工程、すなわち、
・次に、振幅Ａの荷電平衡電流パルスＡＰを第一グループＧ１へ伝達する工程と、
・次に、振幅Ｂの荷電平衡電流パルスＡＰを第一グループＧ１へ伝達する工程と、
・電流パルスが循環的に反復される工程とが実行される。

前述したように、電気刺激は図４に示される連続カソードトレインとなるのが好ましく、その場合、隣接した電極接点Ｅ１、Ｅ２、Ｅ３、Ｅ４は、前の隣接カソードのカソード刺激の後で、前のカソードがそのアノード荷電平衡相ＡＰを伝達する前に、カソード刺激ＣＰを伝達する。

前出の臨床試験ＢＥＮＥＦＩＴ−０１で試験された刺激パラメータをモデル化試験により予め評価した。このモデル化試験は、６つの試験電極構成（図５（Ａ）を参照、ＥＣ６０２、ＥＣ６０３、ＥＣ６０５、ＥＣ６０６、ＥＣ６０７、ＥＣ６０８）における後索（ＤＣ）軸索の活性化閾値を比較したものである。ＤＣ線維活性化は、低周波数（ＬＦ）ＳＣＳ誘発疼痛緩和の主要メカニズムとして文献で広範に受け入れられている（１）、（２）。高周波数（ＨＦ）ＳＣＳおよび本発明の刺激パターンに関連するメカニズムはＬＦ ＳＣＳとは異なるかもしれないが、ＤＣ線維応答は、刺激誘発によるニューロンへの影響の比較指標であり続ける。

刺激は全て数学的軸索モデルを用いて行われたが、このモデルは、脊髄の背側／腹側正中線上の硬膜に配置された単一の埋め込みリード線を有する脊髄３Ｄモデルに連結されたものである（図６参照）。活性化閾値は、後索領域を覆うニューロングリッド（すなわち後索線維）に関して計算された。表層後索領域の最初の１、１０、１００、および２００ニューロン（すなわち電極に最も近い線維）を活性化するのに必要な振幅および電力が、それぞれ図７（Ａ）および（Ｂ）に作図してある。

その結果、隣接バイポール対電極および複数のカソード（ＥＣ６０３、ＥＣ６０５、ＥＣ６０８）は、間隔を開けた１カソード配列と比較して、相対的に非効率的な構成であると言う臨床所見が支持された。斯かる所見は、単一線維から２００の最表層ＤＣニューロンへの漸増から導かれたものであり、斯かる相対的能力は、刺激標的が脊髄の表層領域にあるか深い内部にあるかに関係なく同様であることを示している。従って、本発明の実施形態における間隔を開けたバイポーラ電極構成の適用は、同等の能力または改善された能力を維持しつつ、ＳＣＳエネルギー需要を削減するものである。

本発明において、「間隔を開けた」電極構成と言う用語は、少なくとも２つの空間的に分離された電極と理解されるべきである。電極間の距離は、例えば、（電極の中心から中心までを測定した場合）２〜３ｍｍ、７ｍｍ、１４ｍｍであってよい。

本発明は、高周波で疼痛緩和神経調節を伝達し、現在の最新技術と比較してエネルギー要求が少なく、しかも適用範囲が広い、新規なＳＣＳ療法用刺激を提供するのに使用できる。

本発明による斯かる刺激パターンは、ニューロン脱分極として知られるカソード刺激を用いて、（脊髄軸に沿った）広範囲な脊髄セグメントレベルをカバーするものである。脊髄の長手方向部分をより大規模に刺激すると言うことは、より多くの皮膚知覚帯に直接または間接に接続された神経要素の活動が、脊髄線維の局所解剖学的分布の故に、当該刺激によって調節されるであろうことを意味している。更に、リード線の配置は、閾下知覚ＳＣＳに関連する遅延開始時間の故に、並びに閾下ＳＣＳ療法と低周波ＳＣＳ療法との間の神経標的の潜在的差の故に、低周波ＳＣＳ誘発異常感覚に関しては通常マッピングされず、Ｔ９Ｔ１０脊柱接合点に自由裁量で配置されている。新規な本ＳＣＳ療法は、広範囲な脊髄レベルをカバーすることにより、鎮痛スイートスポットの変化にそれほど影響されなくなるであろう。

特に、所定の電極接点のパルス間の期間が長くなるので、可能なパルス幅Ｗの範囲が高周波刺激モードの場合よりも増大する。新規な本刺激パターンを用いれば、異なるパルス幅Ｗのプログラミングにより、患者間および患者内の変動に更に適合可能な療法が可能となり、従って、新しく展開した疼痛領域に刺激設定を適合させることにより、短期のみならず長期的にも、ＳＣＳ応答者の率が増大するであろう。

上記教示に鑑みて、上述の実施例および実施形態に関する数多くの修正および改変が可能であることは、当業者には明白であろう。開示されている実施例および実施形態は例示目的のためのみである。従って、斯かる修正の全ておよび代替実施形態が、本発明の真の範囲に包含されるものである。

Claims (15)

1. 患者（Ｐ）の電気刺激を生成するための医療装置（１）であって、
   ・前記患者（Ｐ）の電気刺激のための電流パルスを生成するように構成されたパルス発生器（２）と、
   ・前記パルス発生器（２）に接続されるように構成されている少なくとも１つの電極リード線（３）であって、前記電流パルスを前記患者（Ｐ）の組織（Ｓ）へ伝達するための複数の電極接点（Ｅ１〜Ｅ８）を有する電極リード線と
   を有しており、
   前記パルス発生器（２）は、前記複数の電極接点のうちの第一グループ（Ｇ１）の電極接点を形成する２つの電極（Ｅ１、Ｅ３）に電流パルス（ＣＰ）を反復して伝達するように構成されており、前記パルス発生器（２）は、前記第一グループ（Ｇ１）の前記電極（Ｅ１、Ｅ３）間の各電流パルス（ＣＰ）の後、荷電平衡電流パルス（ＡＰ）を伝達し、それにより、前記それぞれの電流パルス（ＣＰ）がインターパルス間隔（ＩＩ）によって前記後続の荷電平衡電流パルス（ＡＰ）から分離されるように構成されており、前記それぞれの電流パルス（ＣＰ）は、前記後続の荷電平衡電流パルス（ＡＰ）と同じ絶対値（Ａ）であるが、反対の符号を持つ振幅を有しており、前記パルス発生器（２）は、前記複数の電極接点のうちの第二グループ（Ｇ２）の電極接点を形成する更なる２つの電極（Ｅ２、Ｅ４）間に伝達される電流パルス（ＣＰ）を、各電流パルス（ＣＰ）と前記後続の荷電平衡電流パルス（ＡＰ）との間において伝達するように構成されている、医療装置。
2. 請求項１記載の医療装置において、前記パルス発生器（２）は、前記第二グループ（Ｇ２）の電極（Ｅ２、Ｅ４）間で各電流パルス（ＣＰ）が伝達された後、前記第二グループ（Ｇ２）の電極（Ｅ２、Ｅ４）間に荷電平衡電流パルス（ＡＰ）を伝達するように更に構成されており、前記第二グループ（Ｇ２）の電極（Ｅ２、Ｅ４）間に伝達される前記それぞれの電流パルス（ＣＰ）は、前記第二グループ（Ｇ２）の電極（Ｅ２、Ｅ４）間に伝達される前記後続の荷電平衡電流パルス（ＡＰ）と同じ絶対値（Ｂ）であるが、反対の符号を持つ振幅を有している、医療装置。
3. 請求項１または２記載の医療装置において、前記それぞれの電流パルス（ＣＰ）はカソードの電流パルスであり、および／または前記それぞれの荷電平衡電流パルス（ＡＰ）はアノードの電流パルスである、医療装置。
4. 請求項１または３記載の医療装置において、前記２つのグループ（Ｇ１、Ｇ２）の電極接点（Ｅ１、Ｅ２、Ｅ３、Ｅ４）は、前記電極リード線（３）の長手延伸方向（ｘ）に交互に配列されており、前記パルス発生器（２）は、前記電流パルス（ＣＰ）をカソード電流パルスとして連続的に伝達し、前記電極接点の２つのグループ（Ｇ１、Ｇ２）の各電極接点は、前の電極接点のカソード電流パルス（ＣＰ）の後、並びに前の電極接点のアノード荷電平衡電流パルス（ＡＰ）の前に、カソード電流パルス（ＣＰ）を伝達するように構成されている、医療装置。
5. 請求項１〜４のいずれか一項記載の医療装置において、前記医療装置（１）は埋め込み型医療装置であり、および／または前記パルス発生器（２）は、埋め込み型パルス発生器であり、および／または１つ以上の電極リード線（３）は埋め込み型電極リード線である、医療装置。
6. 請求項１〜５のいずれか一項記載の医療装置において、前記パルス発生器（２）は、脊髄刺激のために電流パルスを発生するように構成されている、医療装置。
7. 請求項１〜６のいずれか一項記載の医療装置において、前記複数の電極接点（Ｅ１〜Ｅ８）は全部で８つである、医療装置。
8. 請求項１〜７のいずれか一項記載の医療装置において、前記パルス発生器（２）は、２００Ｈｚ〜１００ｋＨｚの範囲にある周波数を有する電流パルスを伝達するように構成されている、医療装置。
9. 請求項１〜８のいずれか一項記載の医療装置において、前記複数の電極接点のうち１つの電極接点（Ｅ）だけが、前記第一グループ（Ｇ１）の２つの電極接点（Ｅ１、Ｅ３）間の前記電極リード線（３）に配置されており、および／または前記複数の電極接点のうち１つの電極接点（Ｅ）だけが、前記第二グループ（Ｇ２）の２つの電極接点（Ｅ２、Ｅ４）間の同じまたは第二の電極リード線（３）に配置されている、医療装置。
10. 電気刺激パルスを制御する方法であって、
    ａ）第一グループ（Ｇ１）の電極接点を形成する２つの電極接点（Ｅ１、Ｅ３）間に電流パルス（ＣＰ）を伝達する工程と、
    ｂ）前記第一グループ（Ｇ１）の２つの電極接点（Ｅ１、Ｅ３）間に荷電平衡電流パル（ＡＰ）を伝達する工程であって、前記荷電平衡電流パル（ＡＰ）が、前記前の電流パルス（ＣＰ）の振幅と同じ絶対値（Ａ）であるが反対極性を持つ振幅を有する工程と、
    ｃ）第二グループ（Ｇ２）の電極接点を形成する更なる２つの電極接点（Ｅ２、Ｅ４）間であって、前記電流パルス（ＣＰ）の後で前記荷電平衡電流パルス（ＡＰ）の前に、更なる電流パルス（ＣＰ）を伝達する工程とを有する、方法。
11. 請求項１０記載の方法において、以下の工程、すなわち、
    ｄ）前記第二グループ（Ｇ２）の電極（Ｅ２、Ｅ４）間であって、前記更なる電流パルス（ＣＰ）の後に、更なる荷電平衡電流パルス（ＡＰ）を伝達する工程であって、前記更なる荷電平衡電流パルス（ＡＰ）が、前記更なる電流パルス（ＣＰ）の振幅と同じ絶対値（Ｂ）であるが反対極性を持つ振幅を有する工程を更に有する、方法。
12. 請求項１１記載の方法において、工程ａ）から始まって、工程ａ）〜ｄ）が反復される、方法。
13. 請求項１０〜１２のいずれか一項記載の方法において、前記電流パルス（ＣＰ）は連続的にカソード電流パルスとして伝達されるものであり、前記２つのグループ（Ｇ１、Ｇ２）の電極接点の各電極接点（Ｅ１、Ｅ２、Ｅ３、Ｅ４）が、前記前の電極接点のカソード電流パルス（ＣＰ）の後であって、前記前の電極接点のアノード荷電平衡電流パルスの前に、カソード電流パルス（ＣＰ）を伝達する、方法。
14. 請求項１０〜１３のいずれか一項記載の方法において、前記グループ（Ｇ１、Ｇ２）の電極接点は、前記電極接点（Ｅ１、Ｅ２、Ｅ３、Ｅ４）を有する１つ以上の電極リード線（３）の長手延伸方向（ｘ）に沿って重なり合っている、方法。
15. 請求項９〜１３のいずれか一項記載の方法において、前記電流パルス（ＣＰ）は、２００Ｈｚ〜１００ｋＨｚの範囲の周波数で伝達される、方法。