CN102711903A - 高分辨率电刺激引线 - Google Patents

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CN102711903A CN2010800588545A CN201080058854A CN102711903A CN 102711903 A CN102711903 A CN 102711903A CN 2010800588545 A CN2010800588545 A CN 2010800588545A CN 201080058854 A CN201080058854 A CN 201080058854A CN 102711903 A CN102711903 A CN 102711903A
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H·C·F·马滕斯
M·M·J·德克里
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Abstract

用于提供刺激的系统包括：探头，具有多个电极，每个电极能够向周围组织提供特定电流；生成器，用于向每个电极提供特定电流；控制器，用于对所述生成器进行控制以向电极提供电流而在所述探头周围实现期望电场。

Description

高分辨率电刺激引线
技术领域
本发明涉及一种用于向周围组织提供电刺激的系统，以及一种用于向周围组织提供电刺激的方法。
背景技术
新的高分辨率神经接口允许向目标组织进行治疗刺激的准确空间导引（steering）。这样的高分辨率接口通常包括能够传递刺激（例如，电脉冲）的元件（例如，触点或电极）的类似阵列的分布，并且阵列通常位于载体结构（例如，延长的柔性探头）上。图1B表示了用于深度脑刺激治疗用途的用于准确传递电刺激的这样的高分辨率神经接口的示例。为了进行比较，在图1A中以相同的尺度提供了用于深度脑刺激治疗的传统的低分辨率神经接口。图1A和1B中所示的电极分别也被称作现有技术的DBS引线（lead）和高分辨率DBS阵列。所要注意的是，在组织中这样生成场在诸如组织切除之类的其它应用或甚至非治疗应用中也会是有用的。
DBS引线周围的脑组织中的电势可以使用Edsberg L.的Introduction to Computation and Modeling for Differential Equations, J. Wiley, Wiley-Interscience: pp. 140-146, 2008, ISBN-13 9780470270851中所公开的有限元法（FEM）进行计算。
DBS电极所生成的电势V通过求解Bronzino J.的Biomedical Engineering Handbook 2006, vol. I, section III, chapter 20, pp. 1-3, CRC. 1, ISBN-13 9780849304613中所公开的泊松方程而获得：
Figure 122173DEST_PATH_IMAGE002
，                  （1）
其中
Figure 39314DEST_PATH_IMAGE004
是Laplace算子，是电流源，且
Figure 89627DEST_PATH_IMAGE008
是导电率。
为了估计DBS激活的量，可以计算激活函数（activating function，AF）。通常，AF对如Ratty F.的The basic mechanism for the electrical stimulation of the nervous system, Neuroscience Vol. 89, No. 2, pp. 335-346, 1999中所公开的用于神经元去极（depolarization）的驱动力进行量化。
如McIntyre C. C.、S. Mori等人的Electric field and stimulating influence generated by deep brain stimulation of the subthalamic nucleus, Clinical Neurophysiology Volume 115 Issue 3, pp. 589-595, March 2004中所公开的，刺激量的估计通过对激活函数的分布进行阈值化（thresholding）而实现，其已经被示出为提供对被激活组织的量的良好初始估计，这利用更为广泛的计算建模来进行计算。激活函数通过取外部电势的离散的二阶空间导数（second spatial derivative）而获得。例如，对于以z方向取向的元素，激活函数被计算为：
AF z (x,y,z) = V(x,y,z – Δz)  + V(x,y,z + Δz) – 2V(x,y,z),        （2）
其中步长
Figure 903999DEST_PATH_IMAGE010
=0.5 mm是有髓纤维的典型节点间长度。激活在该激活函数跨过特定阈值时发生，也就是说，即其取决于刺激参数（最显著的是脉冲持续时间）、纤维属性和相对纤维-电极取向。
在临床实践中，在对于给定刺激配置而言获得不利的副作用时将会考虑刺激场的重新定位。通过对刺激场进行导引使其远离负责这样的副作用的区域，将尝试避免副作用并且同时保持良好的治疗效果。在当前的临床实践中，用于移位（displace）刺激场的常用方法是通过选择不同的触点进行刺激传递。由于这立即将刺激场移位2-3 mm，所以这是一种十分粗糙的方法。通过电流导引技术和/或高分辨率刺激阵列，能够实现对刺激场移位更为精细的控制。
电流导引在本领域中已知为用于移位刺激场的方法。简言之，该方法包括对两个或更多触点之间的电流传递进行平衡。例如，Butson, C. R. 和McIntyre C. C.的Current steering to control the volume of tissue activated during deep brain stimulation, Brain Stimulation 1(1): pp. 7-15, 2008论证了可以如何与现有技术的DBS引线一起使用电流导引来对刺激量进行调谐，见图2。在该示例中，总的刺激电流在两个相邻电极上进行分布并且取决于两个电极之间的电流平衡而产生不同的激活曲线（profile）。图2从左到右示出了：DBS电极、从单个电极的激活开始并且以DBS电极的两个相邻电极的激活结束的一系列场等高线（contour）。如从图2所清楚的，对两个触点之间的电流进行平衡允许偏移（shift）激活量。
US2007/0203539公开了利用图1B所示出的高分辨率DBS阵列进行电流导引。
发明内容
本发明的目标是使得能够在具有高分辨率探头的系统中容易地应用场导引。特别地，本发明的目标是提供一种利用高分辨率探头应用电流导引而不会不当地增加消耗功率的系统和方法。
本发明的第一方面提供了一种如权利要求1中所要求保护的用于向周围组织提供电刺激的系统。本发明的第二方面提供了一种如权利要求13中所要求保护的用于利用具有多个电极的探头生成电刺激以便应用于周围组织的方法。有利实施例在从属权利要求中进行限定。
依据本发明的第一方面的一种用于向周围组织提供电刺激的系统包括具有多个电极的探头。生成器向所述电极提供电信号以获得周围组织中的场分布。对生成器进行控制的控制器在第一状态中向电极提供电信号的第一分布以生成第一场分布，并且在第二状态中向电极提供电信号的第二分布以生成第二场分布。电信号的第一分布与电信号的第二分布相比关于电极更加对称，并且电信号在第二状态中所导致的电刺激电流的总量低于第一状态中所导致的。通过具有这样的电流总量（其在较不对称的分布中较少），可能防止系统所汲取功率过于大幅地增加。特别地，如果用于系统的功率由电池提供，则过大的功率消耗会导致电池耗损过快。相反，如果电信号的分布被选择为更加对称或者被变为更加对称的分布，则允许增加电流总量而并不会导致电池消耗过快。
如果电极的激活彼此相同，例如通过向电极阵列的所有电极提供相同的电流，则获得电信号关于电极最为对称的分布。以这种方式，分布的此对称性能够独立于电极阵列的实际形状进行定义。所产生的场分布的形状取决于阵列的实际形状。只要对电极进行激活的电信号有所不同，电信号的分布就被称作是不对称的。电极激活差异越大，电信号的这种分布就将越不对称，并且所产生的场分布就与电信号的对称分布期间所出现的场偏离越大。
以相同的方式，具有（关于电极）对称的场分布在这种背景下意味着在所有电极彼此相同地被激活时所获得的场分布。所产生的场分布具有由电极阵列的形状所确定的形状。如果使用图1B的探头，则如果应用于电极的所有电流都相同，则场将肯定是旋转对称的。通过不彼此相同地对所有电极进行激活，例如通过向至少一个电极提供不同电流，则所生成的场的形状与通过彼此相等的激活所获得的形状有所偏离并且被称作较不对称的。这样的不相等激活会导致关于原始对称场的变化以获得场在特定方向中的指向性。另外，其中部分电极根本没有被激活的情形也被认为是较不对称的。例如，关于图1B所示的探头，其中电极环没有被激活的情形也是更不对称的分布，这导致了更不对称的场分布。在其中电信号分布的对称性或者场关于电极阵列的形状的对称性减弱的所有情形中，提供给电极阵列的总电流应当减小。
在一个实施例中，控制器对提供给电极的电信号进行调节以使得所生产的场从第一状态中的第一分布逐渐变为第二状态中的第二分布。在探头位于组织中时，通过逐渐改变场分布，使不期望的可能的副作用最小化。如果场分布变化过快，则患者不能及时表示出该变化是难以接受的。
在一个实施例中，在从第一状态变为第二状态时控制器以这样的方式减少电刺激电流的总量，即使得在第一状态中和第二状态中提供给电极的总功率基本上保持恒定。以这种方式，从电池获取的功率基本上保持恒定并且防止了不期望的电池的快速消耗。例如，根据电池的期望寿命，可以不允许电流增加超过25%或者甚至不超过5%。
在一个实施例中，控制器减少电刺激电流的总量以将第二状态中的场分布保持在第一状态中的场分布的边界之内。在另一个实施例中，控制器减少电刺激电流的总量以使得第二状态中场分布的最大值基本上等于第一状态中场分布的最大值。场分布的最大值通过侵入（trespass）场强度的特定阈值而定义。因此，以这样的方式控制电刺激电流，即使得第二状态中场的强度总是不大于第一状态中场的强度而仅是指向性改变。
在一个实施例中，控制器在第一状态中生成在探头周围对称的场分布，并且在第二状态中生成具有关于探头在所期望方向延伸的指向性的场分布。
在一个实施例中，第一场分布和第二场分布是电压场、电场、激活函数或者多隔室神经元模型的激活曲线的分布。
在一个实施例中，所述探头具有延长的形状并且所述多个电极在不同轴向位置圆周排列于所述探头上，其中几个电极存在于所述不同轴向位置中的一个相同位置。这样的高分辨率DBS探头表现为尤其适于被置于组织之中并且以高准确度生成所期望的场分布。
本发明的这些和其它方面将参考随后所描述的实施例进行阐述并且由此是显而易见的。
附图说明
在图中：
图1A示出了现有技术的低分辨率DBS引线，并且图1B示出了现有技术的高分辨率DBS阵列，
图2示出了根据现有技术的恒定总电流场导引，其利用低分辨率DBS引线的AF等高线进行图示，
图3示出了图1B所粗绘的探头的顶视图（具有一个“优选”和三个“其它”方向的指示），
图4示出了用于生成提供给图3所示的探头的电极的电信号的系统的示意性框图，
图5A和5B示出了高分辨率DBS阵列允许使用场导引技术来关于组织准确定位刺激场，
图6A和6B示出了恒定的总计总电流期间AF曲线上的场导引的效果，且图6C示出了图6A和6B的电流导引示例的功率消耗的图形，
图7A和7B示出了在应用电流限制的情况下AF曲线上的电流导引的效果，并且图7C示出了图7A和7B的电流导引示例的功率消耗的图形，
图8A和8B阐明了场分布的扩展（spread），
图9示出了切线方向中的恒定刺激扩展，且
图10示出了刺激扩展，其独立于沿任意方向排列的纤维的特定截面（section）的场的指向性。
应当注意的是，不同示图中具有相同附图标记的项目具有相同的结构特征和相同的功能或者是相同的信号。在已对这样的项目的功能和/或结构进行过解释的情况下，不必在详细描述中对其进行重复解释。
具体实施方式
图1A示出了现有技术的低分辨率DBS引线，并且图1B示出了现有技术的高分辨率DBS阵列。两个DBS探头都是延长的圆柱支承结构，电极Ei在其上由黑色区域所指示。
在图1A中，低分辨率DBS引线PR1的四个电极E1至E4示为圆周排列在支承结构上。低分辨率DBS引线PR1可以具有比四个电极E1至E4更少或更多的电极。当被驱动时，这些电极E1至E4分别向周围组织提供电刺激电流IS1至IS4。电极也被统称为Ei并且电刺激电流也被统称为ISi。
在图1B中，示出了高分辨率DBS阵列PR2，其中四个电极Ei的组沿支承结构轴向移位。四个电极Ei围绕支承结构的圆周等距离定位。然而，可以使用电极Ei的任意其它分布。例如，一个组中的电极Ei可以少于或多于四个和/或可以以非等距的方式进行定位。组中的电极Ei的数量可以有所不同。组之间的距离可以有所不同。支承结构可以具有任意适当的形状。在下文中，电极Ei也被称作元件Ei。
高分辨率DBS阵列PR2的数量众多的元件Ei意味着能够生成众多数量的刺激传递组合。测试所有这些组合实际上是不可能的。通过对沿探头PR2的长度排列的电极Ei使用本领域已知的电流导引方法，该问题能够大幅简化。采用高分辨率接口的导引功能的一种方式是通过将总体的刺激电流朝关于探头PR2的圆周的优选方向进行逐渐偏移。一个或多个刺激元件Ei（即，沿圆周排列的电极）被定义为“优选”方向，而一个或多个元件Ei则被定义为“其它”方向。优选地，“优选”和“其它”元件共同包括对称排列，例如覆盖圆柱形探头PR2的圆周。
图2示出了根据现有技术的恒定总电流的场导引，其利用低分辨率DBS引线的AF等高线进行图示。图2从左至右示出了：DBS电极PR1以及电极E1和E2上的导引电流的不同比率的一系列场等高线F1至F6。电极E1和E2的导引电流的比率在场等高线的顶部进行指示。总的总计导引电流量保持恒定。F1示出了单个电极E1的激活的场等高线，而F6则示出了等同激活两个电极E1和E2时的场等高线。在该示例中，总的刺激电流在两个相邻电极E1和E2上分布。根据提供给两个电极E1和E2的电流的平衡，产生了不同的激活曲线并且因此对激活量进行偏移。
图3示出了图1B中所粗绘的探头的顶视图，其具有一个“优选”和三个“其它”方向的指示。针对如同图1B的示例的元件Ei的正方形阵列的情形，图3提供了这样的排列的轴向顶视图；存在一个所指示的“优选”方向PD和三个“其它”方向OD。根据所期望的场分布，元件的阵列可以具有元件Ei的任意其它适当的排列。
遵循电流导引技术，可以正式如下实施电流导引：
向邻近刺激元件Ei的组织施加总刺激电流Inominal（I标称），其分布在构成用于刺激传递的总共（total）ntotal个元件Ei的nother个“其它（other）”元件EO以及npref个“优选（preferential）”元件EP上。
在对称（非导引）模式中，“其它”和“优选”元件各自（平均）接收电流
iother = ipref = Inominal/ntotal                 （3）
定义电流导引平衡参数
Figure 601828DEST_PATH_IMAGE012
，其对刺激传递的非对称性进行量化以使得每个“优选”元件EP（平均）接收电流
ipref = Inominal/ntotal*(1 + β*(nother/npref))             （4）
并且每个“其它”元件EO（平均）接收电流
iother = Inominal/ntotal*(1 – β)                （5）
结果，所传递的总电流nother*iother + npref*ipref = Inominal保持恒定，但是通过将电流导引平衡参数
Figure 868861DEST_PATH_IMAGE012
从0增大为1，电流传递曲线逐渐从对称排列偏移为所有电流都施加在“优选”地点（site）EP上的情形。还可能的情形是电流导引平衡参数>1，即在将相反极性的电流送至“其它”地点EO时，导致刺激量的进一步移位。注意，取自（之前所提到的）Butson和McIntyre 2008的示例对应于nother = npref = 1的情形。
图4示出了用于生成被提供至图3所示的探头的电极的电信号的系统的示意性框图。生成器1向图1B和3所示的高分辨率DBS阵列的电极Ei提供电信号Si1至Si4（被统称为Si）。控制器2对生成器1进行控制以向电极Ei提供电信号Si的特定分布以在组织中获得所需的场分布Fi。电源3向生成器1和控制器2提供功率。用户接口4接收针对控制器的用户输入以使得能够输入所期望的场分布Fi，或者现有场分布Fi的所期望变化。例如，用户可以指示场分布Fi的指向性的变化。如果具有植入电极的患者并非处于临床环境中，则该电源3是电池。重要的是，电池可以在良好定义的时间段内使用。因此，如果电池在该时间段内耗尽是非常麻烦的。此外，总体上消耗少的功率是有利的。在将所生成的场变得更加不对称时，电信号Si必须要被改变以使得它们中的一个变得更大以使得组织中的电流在不对称的方向变得更大。这增加了功率消耗。在本发明的一个方面中，组织中所生成的总电流在场的不对称性增加时有所下降。在一个实施例中，改变电信号Si以使得提供给组织的功率以及因此向电池3请求的功率在场Fi的指向性改变时基本上保持恒定。
图5A和5B示出了高分辨率DBS阵列允许使用场导引技术来关于组织准确定位刺激场Fi。通过电流导引与高分辨率引线PR2的组合，能够采用非常准确的刺激导引。例如，可以执行导引以使得能够对刺激的对称传递将导致副作用的情形（例如，因为特定方向/区域中的刺激对会导致不利以及不希望的副作用的结构进行激活）进行补偿。通过具有导引刺激的选项，可以避免向那些结构传递不希望的刺激。
图5A示出了在区域STN的中间最优放置的探头PR2，其在对称刺激模式中被用来获得导致FS所指示的对称场分布的良好目标覆盖。可以利用现有技术的探头PR1获得等同的结果。图5B示出了对于次优放置的探头PR2，区域STN能够在应用场导引技术以使得虚线内的区域FA被覆盖的情况下被良好覆盖。利用现有技术的探头PR1无法实现这样的结果，原因在于这样的探头覆盖圆C1内的区域并且出现了次优目标覆盖和/或到相邻结构CI中的泄漏。
图6A和6B示出了恒定的总计总电流期间AF曲线上的场导引的效果，并且图6C示出了图6A和6B的电流导引示例的功率消耗的图形。图6A和图6B都在垂直于图3中示出了其横截面的探头PR2的轴线的二维xy平面中示出了场分布。图6A示出了对称场分布FS1，其被变为具有如箭头所指示的沿x轴的正交指向性的场分布FA1。图6B示出了对称场分布FS1，其被变为具有如箭头所指示的对角方向中的指向性的场分布FA2。图6C示出了归一化功率消耗的图形，其是根据在线条NP1中图6A的电流导引示例的电流导引平衡参数
Figure 612006DEST_PATH_IMAGE012
以及在虚线NP2中图6B的电流导引示例的电流导引平衡参数
Figure 605370DEST_PATH_IMAGE012
。
随着电流导引平衡参数
Figure 235065DEST_PATH_IMAGE012
根据以上的方程（equation）（4）和（5）增大，刺激区域移动得逐渐远离“其它”方向并且同时其被移位到箭头所指示的“优选”方向中。另外，随着导引的增大（
Figure 972077DEST_PATH_IMAGE012
增大），系统的功率消耗大幅上升。
因此，以上电流导引示出了以下效果：
（a）功率消耗在应用常规电流导引时大幅上升，
（b）刺激的扩展增加到优选方向之中。
效果（a）应当被缓解，原因在于增加的功率消耗对刺激设备的电池工作时间造成不利影响。然而，效果（b）也应当被缓解，这是因为将应用导引以减少对于给定设置的副作用并且在特定方向中所增加的扩展带来了对另一结构进行所不希望的激励的风险，这潜在地引发其它/新的副作用。例如见图5B，那里电流导引使场移动得远离区域CI（内囊），但是同时导致到区域ZI的扩散的偏移，这可能是不希望的。
因此，本发明寻求提供一种系统和方法，用于减少功率消耗和/或较不易于出现刺激场扩展移位的刺激场导引。
根据本发明，用于向周围组织提供电刺激的系统包括具有多个电极的探头。生成器向所述电极提供电信号以在周围组织中获得场分布。控制器对所述生成器进行控制以使得在第一状态中将所述电信号的第一分布应用于所述电极以生成第一场分布，并且在第二状态中将所述电信号的第二分布应用于所述电极以生成第二场分布。所述第一场分布比所述第二场分布更加对称，并且所述电信号在第二状态中所导致的电刺激电流的总量小于第一状态中所导致的。
通过在使得组织中的场分布更不对称时减少组织中电刺激电流的总量，图6A、6B和6C中所示出的负面效果得以被缓解。如果电流总量针对较不对称的场有所减少，功率增加将较少或者甚至可以保持恒定并且扩展也将较少。甚至可以对电流总量进行控制以使得不对称场所覆盖的体积为最大值但是仍然处于在应用对称场时所覆盖的体积的边界之内。因此，本发明提供了一种具有刺激场导引功能的系统，其中通过改变在刺激元件组之间传递的电流中的平衡（“导引”），并且由此针对增加的“不平衡”根据适当算法自动减小所传递的总电流来实现刺激场导引。
对于如以上所讨论的两个刺激元件Ei的组的情况，这可以以形式化表示如下：
每个“优选”元件EP（平均）接收电流
ipref = Inominal/ntotal*(1 + f(β)*β*(nother/npref))          （6）
并且每个“其它”元件EO（平均）接收电流
iother = Inominal/ntotal*(1 – β)                      （7）
其中函数0 ≤ f(β) < 1。所以，f(β)是用来在通过应用电流导引平衡参数
Figure 370829DEST_PATH_IMAGE012
已经对电流进行重新分布之后调节电流水平的函数。对于一些应用而言，f(β)可以是恒定的，而对其它应用而言，f(β)则可以的确是电流导引平衡参数β的函数。在可替换的表示形式中，以上可以如下撰写：
每个“优选”元件EP（平均）接收电流
ipref = g(β)*Inominal/ntotal*(1 + β*(nother/npref))          （8）
并且每个“其它”元件EO（平均）接收电流
iother = g(β)*Inominal/ntotal*(1 – β)                  （9）
其中函数g(β) < 1。这里，g(β)执行如以上f(β)所进行的调节电流水平的功能。
函数f(β)可以针对不同要求进行优化，例如恒定功率消耗或者优选方向中刺激传递的恒定范围，等等。注意到，f(β)=0的情形意味着恒定电流被传递到优选地点EP（也被称作元件或电极）而不考虑导引参数。
在以上示例中，所有优选元件EP接收相同电流对于本发明并非是必需的，并且所有其它元件EO接收相同电流也并非是必需的。电流分布可以关于所要生成的场Fi的期望指向性而最优地进行选择。
通过本发明多方面的示例，以下提供多个实施例。
图7A和7B示出了应用电流限制的情况下AF曲线上的电流导引的效果，而图7C示出了图7A和7B的电流导引示例的功率消耗的图形。在图7A和7B中，在正交的xy系中示出了二维区域。垂直轴线描绘了y（以mm为单位），水平轴线描绘了x（以mm为单位）。探头PR2定位于原点0, 0，并且四个电极Ei1至Ei4对称排列在探头PR2的表面上。图7A利用沿x轴的指向性示出了对称场分布的AF曲线FS1以及非对称场分布的AF曲线AF3。图7B分别利用不平行于x轴或y轴的方向的指向性示出了对称场分布和非对称场分布的AF曲线FS1、AF4。所要注意的是，AF分布也被称作场分布。在图7A和7B中都提供了具有植入患者脑部的64个刺激元件的阵列的DBS设备PR2。另外，提供了UI（图4中的用户接口）来控制DBS设备PR2的刺激参数。UI 4具有允许对“导引”进行控制的元件并且其具有允许对“刺激扩展”进行控制的元件。作为示例，用户选择总共8个电极中的两个相邻的环并且彼此之上定义两个“优选”电极EP，而将其它六个电极定义为“其它”电极EO。如图7A和7B中通过属于对称场分布的圆FS1内的面积所指示的，使用3 mm的统一刺激扩展作为起始点。当在UI上对“导引”功能进行控制时，将可能实现的是，根据导引参数刺激在优选方向中的扩展是恒定的（保持固定为3mm）。从刺激发现，如果取 f(β) = 1/3或者等同地g(β) = (1 – 0.5β)，则这可以实现。类似地，对于nother=4且npref=4，发现对于f(β)=0.5或者等同地g(β) = (1 – 0.25β)，能够实现优选方向中的恒定刺激扩展。作为附加效果，观察到功率消耗远小于常规电流导引。这是提供给电极Ei的电流Si在应用导引时被减小的事实的结果。图7A示出了正交的非对称场分布AF3，且图7B示出了对角线的非对称场分布AF4。图7C示出了根据两种情形中的电流导引平衡参数
Figure 800673DEST_PATH_IMAGE012
的归一化功率NP。虚线NP3指示图7A所示的对角线非对称场分布的功率，线NP4示出了图7B所示的正交非对称场分布的功率。
恒定功率模式实施例
假设64个元件的刺激探头PR2连接到也提供大型返回电极的脉冲生成器1。通过使用阻抗测量技术来确定刺激探头的64×64的矩阵R。对角线元件Rn,n反映了从电极n到返回电极的电阻抗，并且非对角线元件Rm,n则对应于元件m和n之间的电阻抗。电阻矩阵允许计算与传递到64个元件的刺激电流i1…i64（图1B的电刺激电流ISi）的分布相关联的元件电压vi（图4的电信号Si）的1×64的矢量：
Figure 2010800588545100002DEST_PATH_IMAGE014
      （10）
通过点积获得功率消耗
P = V el T·I = (R·I) T ·I = I T ·R T·I            （11）
在恒定功率导引模式中，点积I T ·R T·I 保持恒定。
例如，对于4个电极Ei的对称排列，功率消耗被计算为：
Figure 917665DEST_PATH_IMAGE016
  （12）
在分别用ip、io、io、io代替i1、i2、i3、i4之后：
P = β 2·Tpp + io 2·Too + ip· io·Tpo           （13）
其中项Tpp、Too、Tpo是方程（12）的一些Rij项之和。
在对称模式中，其中所生成的场是对称的，保持ip=io=isym，这产生标称功率：
Pnom = isym 2·(Tpp + Too + Tpo)            （14）
假设在非对称模式中，保持io = isym·(1-β)并且 ip = isym· f(β)，并且非对称模式中的功率应当等于对称模式中的功率，因此：
P = (isym· f(β))2·Tpp + (isym·(1-β))2·Too + isym· f(β)· isym·(1-β) ·Tpo（15）
这是二阶方程（second order equation），其具有作为β的函数的未知ip。这样的方程的解可以进行绘制并且随后利用二阶（或更高阶）的多项式进行拟合。以这种方式，可以容易确定多项式的系数。
对于二阶拟合，发现
ip = isym·(1.1 + 2.2· β – 0.95·β2)            （16）
如果甚至需要更为恒定的功率，则当然将可能更为准确地定义电流导引平衡参数β的函数。如果涉及多于4个的电极，虽然所要求解的方程变得更加复杂，但是可以实施正常的代数方法来找出电流导引平衡参数β的函数。
在另一个示例中，对于4个地点Ei（例如，地点或电极Ei1至Ei4）各自将接收电流Inominal/4的给定对称刺激曲线，即这对应于电流矢量[I nominal/4, I nominal/4, I nominal/4, I nominal/4, 0, ... 0]以及根据以上方程所计算的相关联的电压矢量。功率消耗计算为
Figure 192788DEST_PATH_IMAGE018
   （17）
类似地，能够计算
Figure 711625DEST_PATH_IMAGE020
       （18）
现在，假设希望执行到一个特定方向中的电流导引，即沿着与刺激元件Ei1相关联的方向。优选元件Ei1随后接收电流
i 1 = I nom/4 * (1 + 3β)*g(β)                 （19）
其中
Figure 46792DEST_PATH_IMAGE022
与方程（8）的
Figure 775713DEST_PATH_IMAGE024
相对应，并且刺激元件Ei2、Ei3和Ei4各自接收电流
i 2 = i 3 = i 4 = I nom/4 * (1 – β)*g(β)            （20）
由此，
Figure 729894DEST_PATH_IMAGE026
、和
Figure 874884DEST_PATH_IMAGE030
与方程（9）的i other相对应，并且其中根据如之前所解释的，对于β > 0，g(β) < 1。现在，能够计算所需的g(β)以便实现以下积常数（product constant）：
Figure 825523DEST_PATH_IMAGE032
    （21）
这导致
g(β) = 2/(4 + 12 β  2)1/2
以上示例可以被概括至具有nother和npref个电极的情形。
恒定刺激扩展模式实施例
一种确定（仿真）刺激扩展的方式是通过估计所谓的激活函数AF，其是组织V t中的刺激电压3D曲线的离散的二阶空间导数，见方程（2）。如果想要实现到特定方向中的恒定刺激扩展，这（近似地）通过指出处于特定方向中且位于特定点的激活函数AF应当在对场Fi的指向性进行导引时保持恒定来实现。
图8A和8B阐明了场分布的扩展。在图8A和图8B中，在正交的xy系中示出了二维区域。垂直轴线描绘了y（以mm为单位），水平轴线描绘了x（以mm为单位）。探头PR2位于原点0,0，并且四个电极E1至E4对称排列在探头PR2的表面上。图8A利用沿x轴的指向性示出了对称区域FS1和非对称区域AF3。图8B利用不与x轴或y轴平行的方向中的指向性示出了对称区域FS1和非对称区域AF4。粗黑线FI指示所要激活的最远的纤维。所要注意的是，跨FS1或AF4所指示区域的所有纤维都将要被激活。
虽然图8A和8B所示的区域类似于图7A和7B所示的区域，但是它们无需是相同的。在图7A和7B中，示出了激活函数AF的等值线（iso-line）。激活函数AF是神经元是否将被激活的粗糙近似。因此，在图7A和7B中并不确定是否区域内的所有纤维都将被激活以及区域外的所有纤维都不会被激活。图8A和8B中所示的区域在经验上是确定的或者具有比AF更为准确的模型，以使得图8A和8B的区域内的所有纤维都被激活而这些区域之外的纤维则不被激活。
纤维FI的激活通过神经元的数学模型进行预测。一些数学模型是激活函数AF或轴突线缆（Axon cable）模型。然而，可以替代使用表示神经元激活的任意其它数学模型。图8A和8B中所示的切向纤维FI是距离探头PR2最远的仍然被所生成的场分布Fi激活的纤维。图8A和8B都示出了在将对称场分布变为非对称分布（因此变为具有指向性的场分布）时的示例。扩展被保持恒定，因为其是相同的所示出纤维FI，所述纤维FI是被场Fi所激活的最远的纤维FI。所要注意的是，激活场Fi在与指向性相反的方向中关于对称场FS1有所减小。
图9示出了切线方向中的恒定刺激扩展。在图9的左侧，示出了图3的探头PR2。作为示例，针对与（垂直线L1所指示的）刺激探头相切的神经元n-1、n、n+1，让我们考虑希望实现达到n所指示的点的恒定刺激扩展。虚线L2给出了相对应的（假定）刺激曲线的印记。
为了在该特定位置n的优选方向中实现恒定刺激扩展，并且神经元n-1、n、n+1的该特定取向意味着在导引条件下，激活函数AF=V n-1+V n+1-2*V n应当在点n保持恒定。由于仅有两个参数进行控制，即β和f(β)（或g(β)），所以这一般无法实现（将需要第三个控制参数）。然而，对于本的特定示例，能够使用问题的对称性并且存在解。由于V n-1=V n+1，所以对于激活函数获得
AF = 2*(V n+1 – V n)                  （22）
电压场与通过各个刺激元件Ei所注入的电流线性相关。将φn,1和φn+1,1分别定义为节点n和n+1的电压增量，它们从通过元件Ei1的单位电流传递所得出。注意，φ的数值可以通过仿真（例如，FEM模型）或者测量（例如，刺激期间的入侵式微记录）而获得。同样，可以对其它刺激元件Ei2至Ei4获得这样的电压增量。接着，获得激活函数
AF = 2*i pref*(φn+1,1 – φn,1) + 2*i other*(φn+1,2 – φn,2 + φn+1,3 – φn,3 + φn+1,4 – φn,4)                  （23）
在导引条件下，这将保持固定于标称值AFnominal。采用使用f(β)进行导引校正的示例，并且在一些代数运算之后，这可以被重写为
f(β) = (K/β + φn+1,2 – φn,2 + φn+1,3 – φn,3 + φn+1,4 – φn,4) / 3(φn+1,1 – φn,1) （24）
同样，这小于1，原因在于与元件Ei1相关联的
Figure 708028DEST_PATH_IMAGE034
值（及其差）由于与其它元件Ei2至Ei4相比其更接近于元件Ei1而更大。在点n距离探头PR2无限远定位的限制下，k的值逐渐接近于1。
应当清楚的是，可以通过允许>2的刺激电流振幅以及N>2个应当保持刺激电压恒定的位置而使得该示例进一步一般化。
图10示出了刺激扩展，其独立于沿以任意方向排列的纤维的特定截面的场指向性。作为示例，现在考虑针对纤维FI的任意方向的情形。纤维FI的相关截面由数字5、6和7所指示。另外，在该示例中，探头具有通过附图标记Ei1至Ei4所指示的4个圆周电极，现在它们在下文由下标（index）1至4所指示。根据方程（10），电极Ei上的电压和探头PR2插入其中的组织中的电流ISi之间的关系在该示例中为：
      （25）
其中i5、i6和i7等于零。
对于纤维的点6，激活函数AF为：
Figure 878427DEST_PATH_IMAGE038
   （26）
如果假设优选电极EP所提供的电流为ip，并且其它电极EO所提供的电流为io，则激活函数AF可以写为：
AF(6) = ip * Tp + io * To              （27）
如果对于其中ip=io=isym的对称场分布FS1和对于其中io = (1-β) isym的非对称场分布AF3或AF4，扩展应当相等，则对于对称场分布FS1，保持：
AF(6) = isym* (Tp + To)或者isym = AF(6) /(Tp + To)     （28）
并且根据方程（27）和（28），对于非对称场分布AF3或AF4，保持：
Figure 316361DEST_PATH_IMAGE040
应当注意的是，以上所提到的实施例对本发明进行说明而不是限制，并且本领域技术人员将能够设计许多可替换的实施例而并不背离所附权利要求的范围。例如，探头PR1和PR2可以具有任意形状并且电极Ei可以具有适于生成特定的期望场分布Fi的任意配置。
在权利要求中，置于括号之间的任意附图标记不应当被理解为对权利要求进行限制。动词“包括”及其变形形式的使用并不排除存在权利要求中所提到的那些之外的元件或步骤。元件之前的冠词“一”或“一个”并不排除存在多个这样的元件。本发明可以利用包括几个不同元件的硬件来实现，以及利用适当编程的计算机来实现。在列出几个器件的设备权利要求中，这些器件中的几个可以由一个且相同的硬件项来体现。在彼此不同的从属权利要求中陈述特定手段的起码的事实并不表示这些手段的组合不能有益地使用。

Claims (13)

1. 一种用于向周围组织提供电刺激的系统，包括：
具有多个电极（Ei）的探头（PR1; PR2）；
用于向所述电极（Ei）提供电信号（Si）以在周围组织中获得场分布（Fi）的生成器（1）；
控制器（2），被构建为对所述生成器（1）进行控制以：
在第一状态中向电极（Ei）提供电信号（Si）的第一分布以便生成第一场分布，并且在第二状态中向电极（Ei）提供电信号（Si）的第二分布以便生成第二场分布，其中所述第一分布与第二分布相比关于所述电极（Ei）更为对称，以及
提供电信号（Si），以便获得在第二状态中低于第一状态中的提供给探头（PR1; PR2）的电刺激电流（ISi）的总和。
2. 根据权利要求1的系统，其中所述控制器（2）被构建为对针对电极（Ei）的电信号（Si）进行调整以使得所生成的场分布（Fi）从第一状态中的第一场分布逐渐变为第二状态中的第二场分布，或者相反。
3. 根据权利要求2的系统，其中所述电信号（Si）是电刺激电流（ISi），在使用中，其通过电极（Ei）流入周围组织。
4. 根据权利要求1的系统，其中所述控制器（2）被构建为在从第一状态变为第二状态时减小电刺激电流（ISi）的总和以保持在第一状态中和第二状态中提供给电极（Ei）的总功率基本上恒定。
5. 根据权利要求3的系统，其中所述控制器（2）被构建为减小电刺激电流（ISi）的总和以将第二状态中的场分布保持在第一状态中的场分布的边界之内。
6. 根据权利要求5的系统，其中所述控制器（2）被构建为减小电刺激电流（ISi）的总和以将第二状态中的场分布（Fi）的最大值保持为与第一状态中的场分布（Fi）的最大值基本上相等，其中场分布（Fi）的最大值通过侵入场强度的阈值而定义。
7. 根据权利要求2的系统，其中所述探头（PR1; PR2）和控制器（2）被构建为在第一状态中生成在探头（PR1; PR2）周围对称的场分布（Fi），并且在第二状态中生成具有关于探头（PR1; PR2）以期望方向进行延伸的指向性的场分布（Fi）。
8. 根据权利要求1的系统，其中所述第一场分布（Fi）和第二场分布（Fi）是电压场、电场、激活函数或者多隔室神经元模型的激活曲线的分布。
9. 根据权利要求1的系统，其中所述探头（PR1; PR2）具有延长的形状并且所述多个电极（Ei）在不同轴向位置圆周排列于所述探头（PR1; PR2）上，其中几个电极（Ei1，Ei2，Ei3，Ei4）存在于所述不同轴向位置中的一个相同位置。
10. 根据权利要求1的系统，进一步包括用于输入包括场分布（Fi）的取向的指向性的用户接口（4）。
11. 根据权利要求1的系统，进一步包括用于输入提供给电极（Ei）的总功率的用户接口（4）。
12. 根据权利要求1的系统，进一步包括用于输入场分布（Fi）的扩展的用户接口（4）。
13. 一种用于利用具有多个电极的探头（PR1; PR2）生成电刺激以便应用于周围组织的方法，所述方法包括：
生成电信号（SIi），
在第一状态中生成针对电极（Ei）的电信号（Si）的第一分布以生成第一场分布（Fi），以及
在第二状态中生成针对电极的电信号（Si）的第二分布以生成第二场分布（Fi），
其中所述第一分布（Fi）与第二分布（Fi）相比更为对称，并且所述电信号（Si）在第二状态中所生成的电刺激电流（ISi）的总和低于第一状态所生成的。
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C02 Deemed withdrawal of patent application after publication (patent law 2001)
WD01 Invention patent application deemed withdrawn after publication

Application publication date: 20121003