DE69836589T2

DE69836589T2 - Implantierbarer zweikanal-neurostimulator

Info

Publication number: DE69836589T2
Application number: DE69836589T
Authority: DE
Inventors: Warren Plymouth Starkebaum; T. Mark Monticello RISE; T. Marc Chandler STEIN; L. Donald Mesa HALL
Original assignee: Medtronic Inc
Current assignee: Medtronic Inc
Priority date: 1997-04-30
Filing date: 1998-04-29
Publication date: 2007-09-27
Anticipated expiration: 2018-04-30
Also published as: DE69836589D1; EP1015070B1; US6122548A; EP1015070A4; EP1015070A1; US5948007A; WO1998048888A1

Description

Diese Erfindung betrifft Mittel zum Stimulieren elektrisch erregbaren Gewebes und insbesondere Mittel zum Einstellen des geometrischen Orts, an dem in einem solchen Gewebe Aktionspotentiale induziert werden.
Zwei wesentliche praktische Probleme verringern die Wirksamkeit der epiduralen Rückenmarksstimulation (SCS) für die Schmerzkontrolle. Eines ist die Schwierigkeit, die stimulationsinduzierte Parästhesie auf den gewünschten Körperteil zu richten, und das andere ist das Problem unangenehmer Gefühle oder motorischer Reaktionen auf die Stimulation, wodurch der Bereich der angenehmen Amplitude der Stimulation verringert wird. Es ist allgemein anerkannt, dass bei der SCS für chronische Schmerzen die Parästhesie den gesamten Schmerzbereich abdecken sollte. Bei gegenwärtigen Stimulationsverfahren und -geräten sind nur sehr geschickte und erfahrene Anwender in der Lage, eine Stimulationsleitung so zu positionieren, dass die gewünschte Überlappung erreicht wird und gewünschte Ergebnisse bei minimalen Nebenwirkungen über die Zeit erhalten werden. Es sind viel Zeit und Anstrengungen erforderlich, um die Stimulation während der Operation auf den gewünschten Körperbereich zu konzentrieren, und es ist bei Einzelkanalansätzen schwierig, sie anschließend neu zu richten, selbst wenn einige Neuanpassungen vorgenommen werden können, indem eine andere Kontaktkombination, Impulsrate, Impulsbreite oder Spannung verwendet wird.
Das Neuausrichten der Parästhesie nach einer Operation ist sehr wünschenswert. Selbst wenn die Parästhesie den Schmerzbereich während der Operation vollkommen abdeckt, ändert sich das erforderliche Parästhesiemuster häufig später infolge der Leitungsmigration, histologischer Änderungen (in der Art des Wachstums von Bindegewebe um die Stimulationselektrode) oder des Fortschreitens der Krankheit. Das Problem der Leitungsanordnung wurde durch die Verwendung einer Leitung mit einer verformbaren distalen Spitze durch US-A-5 121 754 adressiert. Diese Probleme werden nicht nur bei der SCS, sondern auch bei der peripheren Nervenstimulation (PNS), der tiefen Hirnstimulation (DBS), der Kortexstimulation und auch bei der Muskel- oder Herzstimulation angetroffen.
Ein System, bei dem gewisse Einstellungen der Rückenmarkserregung vorgenommen werden können, ist in der internationalen PCT-Veröffentlichung WO 95/19804 beschrieben, worin ein neurologischer Mehrkanal-Impulsgenerator offenbart ist, der unabhängig gesteuerte Spannungs- oder Stromimpulse bereitstellt. Eine Leitung, die mit dem Impulsgenerator verbunden ist, weist am distalen Ende Elektroden auf, die der Anzahl der Kanäle entsprechen. Die Leitung wird einige Millimeter getrennt vom Rückenmark implantiert, wobei das Elektrodenfeld transversal zum Rückenmark verläuft und diesem gegenübersteht. Die durch die Stimulatorkanäle abgegebenen Impulse treten wahlweise gleichzeitig oder zeitlich alternierend auf, und sie haben wahlweise die gleiche oder eine verschiedene Amplitude, oder es ist beides der Fall. Diese Fähigkeiten ermöglichen das Verschieben des elektrischen Felds nach der Implantation. Dieses System erfordert jedoch drei Elektroden, die optimal beabstandet sind, was während der chirurgischen Prozedur, die erforderlich ist, um diese Elektroden im Körper anzuordnen, ein ernster Nachteil ist. Drei Elektroden können die Verwendung einer Paddelanordnung erfordern, welche angrenzend an das Rückenmark chirurgisch schwierig zu manipulieren ist. Zusätzlich weist dieses System, abhängig vom Abstand der Elektroden vom Rückenmark, nur eine begrenzte Einstellungsfähigkeit auf.
Die vorliegende Erfindung sieht vor: ein implantierbares Neurostimulationssystem zur gerichteten Stimulation von Gewebe des Rückenmarks durch Ändern des geometrischen Orts elektrisch erregbaren Gewebes, in dem Aktionspotentiale induziert werden, mit:
einer ersten Elektrode, die dafür eingerichtet ist, angrenzend an das Gewebe implantiert zu werden,
einer zweiten Elektrode, die dafür eingerichtet ist, angrenzend an das Gewebe implantiert zu werden,
Mitteln zum Erzeugen von Aktionspotentialen durch Induktion kombinierter Transmembranpotentiale in dem geometrischen Ort durch Anlegen eines ersten elektrischen Signals mit einer ersten Frequenz und einer ersten Amplitude an die erste Elektrode und eines zweiten elektrischen Signals mit einer zweiten Frequenz und einer zweiten Amplitude an die zweite Elektrode, wobei die Frequenzdifferenz zwischen der ersten Frequenz und der zweiten Frequenz eine solche Beziehung aufweist, dass die durch das erste und das zweite Signal an dem geometrischen Ort induzierten kombinierten Potentiale Aktionspotentiale in dem geometrischen Ort erzeugen, und
Mitteln zum Ändern des geometrischen Orts durch Einstellen der ersten und der zweiten Frequenz und der ersten und der zweiten Amplitude, wobei
die erste und die zweite Elektrode für die epidurale Anordnung zur Stimulation von Gewebe im Rückenmark konfiguriert sind.
Die vorliegende Erfindung kann vorteilhaft verwendet werden, um den geometrischen Ort in elektrisch erregbarem Gewebe, in dem Aktionspotentiale induziert werden, zu ändern. Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform werden eine erste und eine zweite Elektrode angrenzend an das zu stimulierende Gewebe implantiert. Ein erstes elektrisches Signal wird an die erste Elektrode angelegt, und ein zweites elektrisches Signal wird an die zweite Elektrode angelegt. Die Frequenzdifferenz zwischen dem ersten und dem zweiten Signal wird eingestellt, und die Amplituden des ersten und des zweiten Signals erzeugen Aktionspotentiale am geometrischen Ort, und der geometrische Ort wird geändert.
Durch die Verwendung der vorstehend erwähnten Techniken wird der für das Implantieren der Elektroden erforderliche Grad der chirurgischen Präzision verringert, weil der geometrische Ort, an dem die Nervenfasern stimuliert werden, einfach durch Ändern der Frequenzdifferenz und der Amplituden der an die Elektroden angelegten Signale eingestellt werden kann, nachdem die chirurgische Prozedur abgeschlossen wurde.
Gemäß einer anderen Ausführungsform der Erfindung können die Signale entweder sinusförmig oder gepulst sein.
Diese und andere Vorteile und Merkmale der Erfindung werden beim Lesen der folgenden detaillierten Beschreibung, die nur als Beispiel dient, und mit Bezug auf die anliegende Zeichnung, in der gleiche Bezugszahlen überall gleiche bzw. gleichartige Teile bezeichnen, verständlich werden.
Es zeigen:
1 eine schematische Ansicht eines Patienten, in den eine bevorzugte Form einer Vorrichtung zur Rückenmarksstimulation (SCS) gemäß der Erfindung implantiert worden ist,
2 eine Schnittansicht einer als Beispiel dienenden Wirbelsäule, worin eine typische Position dargestellt ist, an der gemäß der bevorzugten Verwendung der Erfindung hergestellte Elektroden in den Epiduralraum implantiert worden sind,
3 eine Schnittansicht entsprechend 2, worin der geometrische Ort von Potentialänderungen dargestellt ist, die im Rückenmark durch ein an eine erste von zwei Elektroden angelegtes Signal induziert werden,
4 eine 3 entsprechende Ansicht, worin der geometrische Ort von Potentialänderungen dargestellt ist, die im Rückenmark durch das Anlegen eines Signals an die zweite der Elektroden induziert werden,
5 eine 4 entsprechende Ansicht, worin die kombinierten geometrischen Orte im Rückenmark dargestellt sind, an denen Potentiale durch an die erste und die zweite Elektrode angelegte Signale induziert werden,
6 eine 5 entsprechende Ansicht, worin die Änderung der geometrischen Orte infolge der Erhöhung der Amplitude des an die erste Elektrode angelegten Signals und einer Verringerung der Amplitude des an die zweite Elektrode angelegten Signals dargestellt ist,
7 eine 6 entsprechende Ansicht, worin die Änderung der geometrischen Orte infolge einer Erhöhung der Amplitude des an die zweite Elektrode angelegten Signals und einer Verringerung der Amplitude des an die erste Elektrode angelegten Signals dargestellt ist,
8 ein Zeitablaufdiagramm, in dem an die erste und die zweite Elektrode, die in 2 dargestellt sind, angelegte Signale in Beziehung zu den im Gewebe angrenzend an die Elektroden induzierten Potentialen dargestellt sind,
9 eine idealisierte Darstellung der Zweikanal-ITREL-("DCI")-Version des implantierbaren Impulsgenerators, der gemäß einer der bevorzugten Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung verwendet wird,
10 die monolithische Ausführungsform der Schalter N1 und N2 aus 9 zusammen mit der zusätzlichen Schaltungsanordnung, die erforderlich ist, um jeden Schalter in die geschlossene oder offene Position zu schalten oder umzulegen,
11 eine Schemazeichnung des Elektrodenschalters, der in jedem in 9 dargestellten Stimulations-("S")-, Wiederauflade-("R")- und Stimulations- oder Wiederauflade- ("S oder R")-Schalter verwendet wird,
12 eine Schemazeichnung der Schaltung, die zum Identifizieren der am stärksten negativen Referenz verwendet wird, welche als der AMP_OUT-Spannungspegel aus 9 verwendet wird,
die 13 und 14 die Darstellung höchster Ebene der in 9 dargestellten Ausgabeschaltung, zusammen mit den die Elektrodenschalter ansteuernden relevanten Steuersignalen, und
die 15-22 eine alternative Ausgabeschaltungskonfiguration für den implantierbaren Impulsgenerator, wobei diese alternative Ausgabeschaltung als "transversale tripolare Stimulation" bezeichnet wird.
Mit Bezug auf 8 sei bemerkt, dass ein einzelnes elektrisches Signal oder ein einzelner elektrischer Impuls, wie P1, eine Depolarisation in der Nähe einer Kathode in elektrisch erregbarem Gewebe, das Nervengewebe und Muskelgewebe einschließt, hervorrufen kann. Nervengewebe umfasst periphere Nerven, die Rückenmarkoberfläche, tiefes Rückenmarkgewebe, tiefes Hirngewebe und Hirnoberflächengewebe. Muskelgewebe umfasst Skelettmuskeln (rote Muskeln), weiche Muskeln (weiße Muskeln) und den Herzmuskel. Ein geometrischer Ort umfasst einen Satz von Punkten im dreidimensionalen Raum und bezieht sich auf ein Volumen von Zellen oder Teilen von Zellen. Infolge der elektrischen Eigenschaften sowohl des dreidimensionalen Volumenleiters als auch der Membraneigenschaften reagieren die Potentiale außerhalb und innerhalb eines Neurons, typischerweise mit exponentiellen Anstiegen und einer anschließenden Abschwächung im Laufe der Zeit, auf die Depolarisation. Die Zeitkonstante für eine isolierte Neuronenmembran beträgt typischerweise 5-15 Millisekunden (Nerve, Muscle and Synapse von Bernard Katz, etwa 1972). Für markhaltige Axone oder Muskelzellen kann sie erheblich kürzer sein.
Wie in 8 dargestellt ist, führt die lokale Depolarisation von einem einzelnen Impuls P1 zu einem Transmembranpotential PT1 zwischen den Zeiten T1 und T3. Die Spitze des Potentials PT1 liegt unterhalb der Transmembranpotentialschwelle TPT. Daher erzeugt der Impuls kein Aktionspotential in dieser Zelle.
Das Aktionspotential ist ein nichtlineares Alles-oder-nichts-Phänomen, das durch das Öffnen von Natriumgattern, das Einströmen von Natriumionen und ein verzögertes Öffnen von Kaliumgattern und eine Wiederherstellung des Membranpotentials hervorgerufen wird. Im Allgemeinen muss eine bestimmte Ladungsmenge an den Elektroden überschritten werden (Amplitude [Volt]/Widerstand [Ohm] × Impulsbreite [Zeit]), um eine ausreichende Depolarisation hervorzurufen, damit ein Aktionspotential beginnt. Es gibt eine reziproke Beziehung zwischen der Amplitude und der Impulsbreite, wobei das Produkt einen bestimmten Wert erreichen muss, bevor die Schwelle erreicht wird. Diese Beziehung erreicht nicht die Nullvoltachse. Es gibt eine als Rheobase bezeichnete bestimmte minimale erforderliche Spannung, bevor ein Aktionspotential auftreten kann.
Grundlegende neurophysiologische Prinzipien, welche als "Elektrotonus" bezeichnet werden, zeigen, dass in jedem Volumen elektrisch erregbaren Gewebes, in dem zwei oder mehr Impulse, die für sich nicht ausreichen, um die Zellen bis an die Schwelle zu bringen, zeitlich dicht beieinander ankommen, zumindest ein Teil ihrer Wirkung additiv ist, so dass die Erinnerung an den ersten Impuls noch vorhanden ist, wenn der zweite Impuls ankommt. Falls die Summe der Potentiale (durch resistive und kapazitive Eigenschaften der Umgebungen und der Zellmembranen verzerrt) zur Depolarisation einiger Zellen bis an die Schwelle führen kann, wird in diesen Zellen ein Aktionspotential eingeleitet.
Unter weiterem Bezug auf 8 wird das Einleiten eines Aktionspotentials in einer Zelle dadurch dargestellt, dass ein Transmembrandepolarisationspotential PT3 die Transmembranpotentialschwelle TPT zur Zeit T4 erreicht.
1 ist eine schematische Ansicht eines Patienten 10 mit einem Implantat eines neurologischen Stimulationssystems, wobei eine bevorzugte Form der vorliegenden Erfindung zum Stimulieren des Rückenmarks 12 des Patienten verwendet wird. Das bevorzugte System verwendet einen implantierbaren Impulsgenerator 14 zum Erzeugen einer Anzahl unabhängiger Stimulationsimpulse, die durch isolierte Leitungen 16 und 18, welche durch Elektroden 16A und 18A (2) mit dem Rückenmark 12 gekoppelt sind, zum Rückenmark gesendet werden. Die Elektroden 16A und 18A können auch an getrennten Leitern, die in einer einzelnen Leitung enthalten sind, befestigt werden.
Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform ist der implantierbare Impulsgenerator 14 entweder ein modifizierter ITREL II oder ein Zweikanal-ITREL ("DCI"). Beide Modelle dieser implantierbaren Impulsgeneratoren sind von Medtronic, Inc. im Handel erhältlich und können mehrere Signale an die eine oder die mehreren Elektroden auf verschiedenen Kanälen übertragen. Der implantierbare Impulsgenerator 14 kann mehrere Signale bei verschiedenen einstellbaren Frequenzen, Impulsbreiten, Amplituden und Wiederholungsraten bereitstellen. Beim implantierbaren DCI-Impulsgenerator 14 sind die Wiederholungsraten auf den verschiedenen Kanälen jedoch synchronisiert. Die detaillierte Konfiguration der im implantierbaren DCI-Impulsgenerator 14 verwendeten Ausgabeschaltungsanordnung ist in den 9-14 dargestellt.
Die idealisierte Darstellung der DCI-Version des implantierbaren Impulsgenerators 14 ist in 9 dargestellt. Bei dieser Version des implantierbaren Impulsgenerators 14 werden die Impulsbreiten durch einen Zeitgeber digital gesteuert. Der implantierbare Impulsgenerator 14 muss in der Lage sein, verschiedene Amplituden zu erzeugen, während er verhindert, dass ein unerwünschtes Übersprechen zwischen verschiedenen Elektrodenschaltern während der Stimulation auftritt. Bei dieser Version des implantierbaren Impulsgenerators 14 wird zu jeder gegebenen Zeit nur einer der Kanäle der Elektrodenschalter durch den implantierbaren Impulsgenerator 14 stimuliert.
Die programmierte Amplitude der Signalausgabe jedes Kanals des implantierbaren DCI-Impulsgenerators 14 wird an zwei verschiedenen Kondensatoren, nämlich C2 und C3, gespeichert. Diese Kondensatoren C2 und C3 beziehen sich gemeinsam auf denselben Knoten AMP_OUT. Daher stellen AMP1 und AMP2 die zwei Amplituden (Spannungen) dar, welche an den Kondensatoren C2 und C3 gespeichert sind. Der 183-Ohm-Widerstand und der Schalter 52 werden verwendet, um die gesamte Ladung an den Kondensatoren C2 und C3 oder einen Teil davon zu entladen, wodurch die gespeicherte Amplitude bzw. die gespeicherten Amplituden verringert werden. Ähnlich wird der Schaltregler 50 verwendet, um die Ladung und damit die Amplitude an den Kondensatoren C2 und C3 zu erhöhen.
Dementsprechend müssen zur Verwendung der Elektroden (TPE) auf dem Kanal 1 ("CH1") oder dem Kanal 2 ("CH2"), um die biologische Last oder das Gewebe "RL" zu stimulieren, die Schalter N1 oder N2 zuerst jeweils geöffnet oder geschlossen werden. Nachdem der Schalter N1 oder N2 geschlossen wurde, wird das Gewebe "RL" stimuliert, wenn die Stimulationsschalter (mit "S" bezeichnet) oder die Stimulations-/Wiederaufladeschalter (mit "S oder R" bezeichnet) geschlossen werden. Nach Abschluss des Stimulationsimpulses wartet das System einen begrenzten Zeitraum, bevor ein Wiederaufladeimpuls erzeugt wird. Gemäß der bevorzugten Ausführungsform beträgt der begrenzte Zeitraum 244 μs, es könnte jedoch auch eine Verzögerung von 100 bis 500 μs verwendet werden. Nach Verstreichen eines begrenzten Zeitraums werden die Wiederaufladeschalter (mit "R" bezeichnet) oder die "S oder R"-Schalter geschlossen, um den Strom durch das Gewebe "RL" umzukehren oder mit anderen Worten das Gewebe wiederaufzuladen. Der Grund für den begrenzten Verzögerungszeitraum besteht darin, dass das physiologische Aufheben der Stimulationswirkung verhindert werden soll. Die detaillierte Schaltungskonfiguration der monolithischen Schalter "S", "R" und "S oder R" ist in 11 dargestellt.
Außer den Kondensatoren C2 und C3 werden die in 9 dargestellten Kondensatoren 54 zum Aufrechterhalten des Ladungsgleichgewichts verwendet. Ähnlich können Kondensatoren zwischen den folgenden Anschlusspaaren installiert werden, um das Ladungsgleichgewicht beizubehalten: CPB1_1 – CPB1_2 und CPB2_1 – CPB2_2.
Wie zuvor erwähnt wurde, zeigen die 15-22 eine alternative Ausgabeschaltungskonfiguration für den implantierbaren Impulsgenerator 14, welche als "transversale tripolare Stimulation" bezeichnet wird. Die Schaltungskonfiguration ermöglicht, dass beide Kanäle verwendet werden, um gleichzeitig verschiedene Amplituden, Frequenzen, Wiederholungsraten und Impulsbreiten für drei Elektroden bereitzustellen (eine Referenzelektrode und zwei Elektroden bei verschiedenen Amplituden).
Gemäß der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung verwendet das System einen Programmer bzw. Programmierer 20, der über einen Leiter 22 mit einer Funkfrequenzantenne 24 gekoppelt ist. Dieses System ermöglicht es behandelndem medizinischem Personal, die verschiedenen Signalausgabeoptionen, wie Amplitude, Impulsbreite, Frequenz und Wiederholungsrate, nach der Implantation unter Verwendung von Funkfrequenzkommunikationen auszuwählen. Während das bevorzugte System vollständig implantierte Elemente verwendet, können in der Praxis der vorliegenden Erfindung auch Systeme verwendet werden, welche teilweise implantierte Generatoren und eine Funkfrequenzkopplung einsetzen (ähnlich Produkten, die von Medtronic, Inc. unter den Warenzeichen X-trel und Mattrix verkauft werden).
2 ist eine Schnittansicht der Wirbelsäule 12, worin die Implantation des distalen Endes der isolierten Leitungen 16 und 18 dargestellt ist, welche in Elektroden 16A und 18A innerhalb des Epiduralraums 26 enden. Die Elektroden können herkömmliche perkutane Elektroden, wie PISCES-Modell 3487A, verkauft von Medtronic, Inc., sein. Auch dargestellt ist der mit Zerebrospinalflüssigkeit (CSF), einem Knochenwirbelkörper 30, einem Wirbelbogen 31 und Dura mater 32 gefüllte Subduralraum 28. Die Wirbelsäule weist auch graue Substanz 34 und Dorsalhörner 36 und 37 und weiße Substanz, beispielsweise Dorsalsäulen 46 und Dorsal-Lateral-Säulen 47, auf.
Mit Bezug auf 8 sei bemerkt, dass das Signal P1 an die Elektrode 18A (2) angelegt wird und das Signal P2 an die Elektrode 16A (2) angelegt wird. Wenngleich die Signale P1 und P2 als Impulse dargestellt sind, können sie auch Sinussignale einschließen. Die Impulse P1 und P2 werden bei verschiedenen Frequenzen erzeugt. Wenn die sich von P1 und P2 ergebenden elektrischen Felder denselben Punkt im Raum bei verschiedenen Frequenzen durchlaufen, wird ein elektrisches Differenzfrequenzfeld eingerichtet, das der Differenz zwischen den Frequenzen der beiden Signale entspricht. Falls beispielsweise P1 bei 150 Hz erzeugt wird und P2 bei 50 Hz erzeugt wird, beträgt die sich ergebende Differenzfrequenz 100 Hz, welche im physiologischen Bereich liegt.
Die Amplitude A1 von P1 ist unabhängig von der Amplitude A2 von P2 einstellbar. Für den Fall, in dem die Amplituden A1 und A2 gleich sind, ist die Amplitude des sich ergebenden elektrischen Differenzfrequenzfelds zwei Mal so groß wie die Amplitude der einzelnen elektrischen Felder.
Mit Bezug auf 3 sei bemerkt, dass die Linie L1 den Rand eines dreidimensionalen geometrischen Orts L1A darstellt, in dem der an die Elektrode 18A angelegte Impuls P1 ein Potential PT1 zwischen den Zeiten T1 und T3 induziert, welches kleiner als die Transmembranpotentialschwelle TPT für interessierende Zellen an diesem geometrischen Ort ist.
Mit Bezug auf 4 sei bemerkt, dass die Linie L2 den Rand eines anderen dreidimensionalen geometrischen Orts L2A darstellt, an dem das Anlegen des Impulses P2 (8) an die Elektrode 16A ein Depolarisationspotential induziert, das kleiner ist als die Transmembranpotentialschwelle TPT für interessierende Zellen an diesem geometrischen Ort.
5 zeigt einen geometrischen Ort L3A, der den Schnitt der geometrischen Orte L1A und L2A darstellt, worin die am geometrischen Ort L3A vom durch die Impulse P1 und P2 erzeugten elektrischen Differenzfrequenzfeld induzierten kombinierten Potentiale ein Aktionspotential in den interessierenden Zellen am geometrischen Ort L3A erzeugen, wie durch das Potential PT3 in 8 dargestellt ist. Das am geometrischen Ort L1A außerhalb des geometrischen Orts L3A induzierte Potential ist durch das Potential PT1 (8) dargestellt. Weil PT1 niedriger ist als die Transmembranpotentialschwelle TPT, wird kein Aktionspotential am geometrischen Ort L1A außerhalb von L3A erzeugt. Das am geometrischen Ort bei L2A außerhalb von L3A erzeugte Potential ist durch das Potential PT2 dargestellt (8). Weil das Potential PT2 kleiner ist als die Transmembranpotentialschwelle TPT, wird am geometrischen Ort L2A außerhalb des geometrischen Orts L3A kein Aktionspotential erzeugt.
Mit Bezug auf 6 sei bemerkt, dass die Linie L4 den Rand eines anderen dreidimensionalen geometrischen Orts L4A darstellt, der sich aus dem Anlegen eines Impulses P1 an die Elektrode 18A mit einer Amplitude, die größer als die Amplitude A1 ist, ergibt (8), und dass die Linie L5 den Rand eines anderen dreidimensionalen geometrischen Orts L5A darstellt, der sich aus dem Anlegen eines Impulses P2 an die Elektrode 16A mit einer Amplitude, die kleiner als die Amplitude A2 ist, ergibt. Der Schnitt der geometrischen Orte L4A und L5A stellt einen geometrischen Ort L6A dar, der sich aus dem durch die Impulse P1 und P2 erzeugten elektrischen Differenzfrequenzfeld ergibt, an dem Aktionspotentiale induziert werden. Der geometrische Ort L6A wird hauptsächlich nach rechts in Bezug auf den in 5 dargestellten geometrischen Ort L3A bewegt. Außerhalb des geometrischen Orts L6A werden keine Aktionspotentiale induziert.
Mit Bezug auf 7 sei bemerkt, dass die Linie L8 den Rand eines anderen dreidimensionalen geometrischen Orts L8A darstellt, der sich aus dem Anlegen eines Impulses P2 an die Elektrode 16A mit einer Amplitude, die größer als die Amplitude A2 ist, ergibt (8), und dass die Linie L7 den Rand eines anderen dreidimensionalen geometrischen Orts L7A darstellt, der sich aus dem Anlegen eines Impulses P1 an die Elektrode 18A mit einer Amplitude, die kleiner als die Amplitude A1 ist, ergibt. Der Schnitt der geometrischen Orte L7A und L8A stellt einen geometrischen Ort L9A dar, der sich aus dem durch die Impulse P1 und P2 erzeugten elektrischen Differenzfrequenzfeld ergibt, an dem Aktionspotentiale induziert werden. Es sei bemerkt, dass der geometrische Ort L9A, verglichen mit dem in 5 dargestellten geometrischen Ort L3A, nach links bewegt ist. Außerhalb des geometrischen Orts L9A werden keine Aktionspotentiale erzeugt induziert.
Die Fähigkeit zum Bewegen des geometrischen Orts, in dem Aktionspotentiale induziert werden, ist ein wichtiges Merkmal. Bei vielen Therapien ist es wichtig, zu verhindern, dass Aktionspotentiale in grauer Substanz 34 oder in den Dorsalhörnern 36 und 37, den Dorsalwurzeln 38 und 40 und den Dorsal-Lateral-Säulen 47 oder den peripheren Nerven 42 und 44 erzeugt werden, um die Möglichkeit der Erzeugung von Schmerzen, motorischen Wirkungen oder einer unangenehmen Parästhesie zu minimieren. Bei den beschriebenen Techniken kann der geometrische Ort, in dem Aktionspotentiale induziert werden (beispielsweise L3A, L6A oder L9A) zu einem gewünschten Bereich der Dorsalsäulen 46 manipuliert werden, ohne Aktionspotentiale in den Dorsalhörnern 36 und 37, in der grauen Substanz 34 oder den Dorsal-Lateral-Säulen 47 zu induzieren. Weiterhin wird durch die Fähigkeit zum Bewegen des geometrischen Orts, in dem Aktionspotentiale induziert werden, drastisch die Genauigkeit verringert, die für das chirurgische Implantieren der Elektroden 16A und 18A erforderlich ist, und es können dadurch chirurgische Leitungsrevisionen überflüssig gemacht werden.
Die vorstehend erwähnten Techniken können auch auf alle elektrisch erregbaren Gewebe angewendet werden.

Claims

Implantierbares Neurostimulationssystem zur gerichteten Stimulation von Gewebe des Rückenmarks durch Ändern des geometrischen Orts elektrisch erregbaren Gewebes, in dem Aktionspotentiale induziert werden, mit: einer ersten Elektrode (16A), die dafür eingerichtet ist, angrenzend an das Gewebe implantiert zu werden, einer zweiten Elektrode (18A), die dafür eingerichtet ist, angrenzend an das Gewebe implantiert zu werden, Mitteln (14) zum Erzeugen von Aktionspotentialen durch Induktion kombinierter Transmembranpotentiale an dem geometrischen Ort durch Anlegen eines ersten elektrischen Signals mit einer ersten Frequenz und einer ersten Amplitude an die erste Elektrode und eines zweiten elektrischen Signals mit einer zweiten Frequenz und einer zweiten Amplitude an die zweite Elektrode, wobei die Frequenzdifferenz zwischen der ersten Frequenz und der zweiten Frequenz eine solche Beziehung aufweist, dass die durch das erste und das zweite Signal an dem geometrischen Ort induzierten kombinierten Potentiale Aktionspotentiale an dem geometrischen Ort erzeugen, und Mitteln (50) zum Ändern des geometrischen Orts durch Einstellen der ersten und der zweiten Frequenz und der ersten und der zweiten Amplitude, wobei die erste und die zweite Elektrode (16A, 18A) für die epidurale Anordnung zur Stimulation von Gewebe im Rückenmark konfiguriert sind.
System nach Anspruch 1, wobei die Mittel (50) für das Einstellen Mittel einschließen, um die erste und die zweite Amplitude im Wesentlichen identisch zu machen.
System nach Anspruch 1 oder 2, wobei das erste und das zweite Signal sinusförmige Signale umfassen.
System nach Anspruch 1 oder 2, wobei das erste und das zweite Signal Impulssignale umfassen.