CN105163802B - 用于在单个信道中提供多个调制图案的神经调制系统 - Google Patents

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Abstract

一种神经调制系统和方法，包括：根据存储的调制能量递送调度表在第一时间段期间以相对高能量等级(例如以2KHz至50KHz范围内的频率)通过时序信道将第一电调制能量递送到患者，根据存储的调制能量递送调度表在第二时间段期间以相对低能量等级(例如以2Hz至1500Hz范围内的频率)通过相同时序信道将第二电调制能量递送到患者。

Description

用于在单个信道中提供多个调制图案的神经调制系统
技术领域
本发明通常涉及组织调制系统和方法，特别涉及用于在单个信道上递送多个调制图案的系统和方法。
背景技术
可植入式神经调制系统已被证明是对多种疾病和不适有疗效。心脏起搏器和可植入式心脏除颤器(ICD)已被证明对治疗一些心脏疾病(如心律失常)非常有效。脊髓调制(SCS)系统早已被接受为用于治疗慢性疼痛综合症的治疗方式，且组织调制的应用已开始扩展至额外的应用，如心绞痛和失禁。深部脑调制(DBS)已被用于治疗难治性慢性疼痛综合征超过十几年，且DBS最近也被应用至额外的区域，如运动障碍和癫痫。进一步地，在最近的调查中，外周神经调制(PNS)系统已被证明对慢性疼痛综合征和失禁的治疗具有疗效，且一些额外的应用目前也在进行调查。此外，功能性电调制(FES)系统，如神经控制(NeuroControl)公司(位于克利夫兰，俄亥俄州)的“徒手Freehand”系统已被应用于恢复脊髓损伤患者的瘫痪四肢的一些功能。
这些可植入式神经调制系统通常包括被植入在所期望刺激部位的一个或多个电极携带调制导线以及从远离刺激部位被植入、但却被直接耦接至一个或多个调制导线或经由导线延伸部被间接耦接至一个或多个调制导线的神经调制器。因此，可以将电脉冲从神经调制装置递送到一个或者多个电极以根据调制参数集合来激活大量组织并且向患者提供期望有效治疗。
将电刺激能量传播到电极的导线具有时序信道的特征。电极可以以四个导线馈送并且因此已知与四个信道相关联，每个信道具有30Hz至50Hz的最大频率。通常，当将电刺激应用于患者的目标不同组织区域时使用多个时序信道。例如，在SCS的上下文中，患者可以在不同区域(例如下背、左臂和右腿)同时经历疼痛，这将同时需要不同脊髓组织区域的电气刺激。每个时序信道也识别用于递送电脉冲到目标组织的电极组合以及流过相关联的电极的电流的特征(脉冲振幅、脉冲持续时间、脉冲频率等)。多个时序信道的使用可以导致共享公共电极的两个或者多个时序信道之间的脉冲的重叠的情形。神经调制系统还可以包括手持患者编程器以远程地指示神经调制装置根据选定的调制参数来生成电刺激脉冲。远程控制(RC)形式的手持编程器自身可以例如通过使用临床医生的编程器(CP)由临床医生编程，该编程器通常包括具有其上安装编程软件包的通用计算机，例如膝上型计算机。
神经调制装置为需要用于操作的能量的主动装置，并且因此，神经调制系统可以常常包括外部充电器以对神经调制装置进行再充电，使得可以避免用于替换电力耗尽神经调制装置的外科手术。为了在外部充电器和植入式神经调制装置之间无线地传送能量，该充电器通常包括交流(AC)充电线圈，其向神经调制装置中或者之上放置的类似充电线圈供能。然后，由在神经调制装置上放置的充电线圈接收的能量可以用于直接给神经调制装置内包含的电子组件供电或者可以存储在神经调制装置内的可再充电电池中，其然后可以用于按需给电子组件供电。
通常，用于任何给定神经调制应用的治疗效果可以通过调整调制参数来优化。通常，这些治疗效果与促使待调制的大量组织活动的神经纤维的直径有关。例如，在SCS中，较大直径感觉纤维的激活(即补充)被相信为减少/阻挡较小直径疼痛纤维经由脊髓的背角中的神经元间的相互作用的传输。较大感觉纤维的激活通常也创建了称为感觉异常的感觉，其可以被表征为替换由患者感测的疼痛信号的可替换感觉。
虽然通常忍受相对于疼痛感动的替换感动或者人工感动，但是患者有时报告这些感动不舒适，并且因此，在一些情况下，它们可以被认为对神经调制治疗的不良副作用。已经示出了高频脉冲电气能量可以在没有导致感觉异常的情况下在提供用于慢性疼痛的神经调制的过程中是有效的。然而，低频脉冲电气能量也可以提供较少疼痛和症状。在传统神经调制治疗中，低中频被提供通过多个区域或者信道。
发明内容
根据本发明的第一方面，神经调制系统包括：多个电气端子，其被配置为分别耦接到相应多个电极；以及调制输出电路，其被配置为：置于高能量消耗模式，在所述高能量消耗模式下，第一电调制能量在第一时间段期间以相对高能量等级通过时序信道递送到第一电极集合；或者置于低能量消耗模式，在所述低能量消耗模式下，第二电调制能量在第二时间段期间以相对低能量等级通过相同时序信道递送到第二电极集合(其可以与第一电极集合相同或者可以与第一电极集合不同)。所述神经调制系统还包括：存储器，其被配置为用于存储调制能量递送调度表；以及控制电路，其被配置为用于根据调制能量递送调度表(其可以限定低能量等级和高能量等级和/或第一时间段和第二时间段)将调制输出电路在高能量消耗模式和低能量消耗模式之间转换。
在一个实施例中，第一电调制能量包括第一电脉冲串，并且第二电调制能量包括第二电脉冲串。在一个示例中，第一电脉冲串具有第一脉冲频率(例如在2KHz至50KHz的范围)，并且第二电脉冲串具有小于第一脉冲频率的第二脉冲频率(例如在2Hz至1500Hz的范围)。在另一个示例中，第一电脉冲串具有第一脉冲振幅，并且第二电脉冲串具有小于第一脉冲振幅的第二脉冲振幅。在又一个示例中，第一电脉冲串具有第一脉冲持续时间，并且第二电脉冲串具有小于第一脉冲持续时间的第二脉冲持续时间。
在一个可选实施例中，调制输出电路被配置为用于在第一时间段期间以相对高能量等级将第一电调制能量分别通过多个时序信道递送到第一多个电极集合，并且用于在第二时间段期间以相对低能量等级将第二电调制能量分别通过多个相同时序信道递送到第二多个电极集合。所述时序信道组合成调制程序。第一电调制能量可以包括彼此交错的第一多个电脉冲串，并且第二电调制能量可以包括彼此交错的第二多个电脉冲串。所述神经调制系统可选地还可以包括用户接口，其被配置为用于接收指定了调制能量递送调度表的、来自用户的输入。
根据本发明的第二方面，另一个神经调制系统包括：多个电气端子，其被配置为耦接到相应多个电极；和调制输出电路，其被配置为：置于高能量消耗模式，在所述高能量消耗模式下，第一电调制能量(例如第一电脉冲串)在第一时间段期间以2KHz至50KHz范围内的第一频率递送到第一电极集合，或者置于低能量消耗模式，在所述低能量消耗模式下，第二电调制能量(例如第二电脉冲串)在第二时间段期间以2Hz至1500Hz范围内的第二频率递送到第二电极集合(其可以与第一电极集合相同或者可以与第一电极集合不同)。所述神经调制系统还包括：存储器，其被配置为用于存储调制能量递送调度表；以及控制电路，其被配置为用于根据调制能量递送调度表(其可以限定低能量等级和高能量等级和/或第一时间段和第二时间段)将调制输出电路在高能量消耗模式和低能量消耗模式之间切换。所述神经调制系统可选地还可以包括用户接口，其被配置为用于接收指定了调制能量递送调度表的、来自用户的输入。
根据本发明的第三方面，一种治疗患者的方法包括：存储调制能量递送调度表；根据存储的调制能量递送调度表在第一时间段期间以相对高能量等级通过时序信道将第一电调制能量递送到患者；并且根据存储的调制能量递送调度表(其可以限定低能量等级和高能量等级和/或第一时间段和第二时间段)在第二时间段期间以相对低能量等级通过相同时序信道将第二电调制能量递送到患者。第一电调制能量和第二电调制能量可以被递送至患者至相同电极集合或者不同电极集合。
在一个方法，第一电调制能量包括第一电脉冲串，并且第二电调制能量包括第二电脉冲串。在一个示例中，第一电脉冲串具有第一脉冲频率(例如在2KHz至50KHz的范围)，并且第二电脉冲串具有小于第一脉冲频率的第二脉冲频率(例如在2Hz至1500Hz的范围)。在另一个示例中，第一电脉冲串具有第一脉冲振幅，并且第二电脉冲串具有小于第一脉冲振幅的第二脉冲振幅。在又一个示例中，第一电脉冲串具有第一脉冲持续时间，并且第二电脉冲串具有小于第一脉冲持续时间的第二脉冲持续时间。
在一个可选方法中，第一电调制能量在第一时间段期间以相对高能量等级通过多个时序信道被递送到患者，并且第二电调制能量在第二时间段期间以相对低能量等级通过多个相同时序信道被递送到患者。多个时序信道组合成调制程序。在这种情况下，第一电调制能量可以包括彼此交错的第一多个电脉冲串，并且第二电调制能量可以包括彼此交错的第二多个电脉冲串。
根据本发明的第四方面，一种治疗患者的方法包括：存储调制能量递送调度表；根据存储的调制能量递送调度表在第一时间段期间以2KHz至50KHz范围内的频率将第一电调制能量(例如第一电脉冲串)递送到患者；并且根据存储的调制能量递送调度表(其可以限定低能量等级和高能量等级和/或第一时间段和第二时间段)在第二时间段期间以2Hz至1500Hz范围内的频率将第二电调制能量(例如第二电脉冲串)递送到患者。第一电调制能量和第二电调制能量可以被递送到患者到相同电极集合或者不同电极集合。
本发明的其它和进一步的方面和特性将通过阅读下面旨在说明而非限制本公开的示例性实施例的详细描述而变得显而易见。
附图说明
附图示出本发明的优选实施例的设计和实用性，其中类似的元件由共同的参考数字所表示。为了更好地理解如何获得本发明的上述和其它优点和目的，将参照其具体的实施例对上面简述的本发明提供更特别的描述，其将在附图中进行阐明。要理解的是这些附图仅描绘本发明的典型实施例且因此不被认为是用于限制其范围，且将通过使用附图利用附加的特殊性和细节来描述和解释本发明，其中：
图1是根据本发明的一个实施例构建的脊髓调制(SCM)系统的平面图；
图2是图1的SCM系统中使用的可植入脉冲发生器(IPG)的断面图；
图3是与患者一起使用的图1的SCM系统的平面图；
图4是图2的IPG的内部组件的框图；
图5A至图5D是根据本发明的由SCM系统递送到患者的不同示例性调制图案的时序图；并且
图6是由SCM系统通过两个时序信道同时递送的两个示例性调制图案的时序图。
具体实施方式
以下描述涉及在SCM系统内提供的本公开的各个方面、实施例和/或具体特征或者子组件。然而，要理解的是，虽然本公开的各个方面、实施例和/或具体特征或者子组件本身很适合在SCM中应用，但在其最广泛的各个方面上，本发明可能并不仅限于用于SCM或者SCM系统中。相反地，本公开的各个方面、实施例和/或具体特征或者子组件可与用于刺激任何组织的任何类型的可植入式电路一起使用。例如，本公开可用作心脏起搏器、除颤器、耳蜗刺激器、视网膜刺激器、被配置为产生协调的肢体运动的刺激器、大脑皮层刺激器、深部脑刺激器、外周神经刺激器、微刺激器或被配置成治疗小便失禁、睡眠呼吸暂停、肩部半脱位、头痛等的任何其他的神经刺激器的一部分。当然，本领域的那些技术人员理解上面列出的示例仅仅为示例性的而非排他性的或者限制性的。
首先转向图1，一种示例性的SCM系统10包括一个或者多个(在这种情况下为两个)可植入式调制导线12、IPG 14、外部RC 16、CP18、外部试验调制器(ETM)20和外部充电器22。
IPG 14经由一个或多个经皮导线延伸部24物理连接到神经调制导线12，该神经调制导线12带有多个布置成阵列的电极26。在示出的实施例中，神经调制导线12为经皮导线，且为此，电极26沿着神经调制导线12同轴布置。在可替换实施例中，电极26可以在单个浆式(paddle)引线上以二维图案布置。如下面将更详细描述，IPG 14包括脉冲生成电路，该脉冲生成电路根据调制参数集合将电调制能量以脉冲式电波形(即一个时间序列的电脉冲)形式递送至电极阵列26。
ETM 20也可经由经皮导线延伸部28和外部电缆30而物理连接至神经调制导线12。具有与IPG 14类似的脉冲生成电路的ETM 20还根据调制参数集合以脉冲式电波形形式将电调制能量递送至电极阵列26。ETM 20和IPG 14之间的主要区别是ETM 20是非植入式装置，其在植入了神经调制导线12后并在植入IPG 14前在试验的基础上进行使用以测试要被提供的调制的响应性。因此，本文所述的相对于IPG 14的任何功能可同样地相对于ETS 20而予以执行。在美国专利No.6,895,280中描述了示例性ETM的进一步细节。
RC 16可以用于经由双向RF通信链路32而遥感控制ETM 20。一旦植入IPG14和调制导线12，RC 16可以用于经由双向RF通信链路32而遥感控制IPG 14。这种控制允许IPG 14被打开或关闭以及使用不同调制参数组进行编程。IPG 14也可操作为修改被编程的调制参数以主动地控制由IPG 14输出的电调制能量的特征。
CP 18提供临床医生详细的调制参数以用于在手术室和后续会话中对IPG14进行编程。CP 18可以经由IR通信链路36通过RC 16与IPG 14间接通信来执行该功能。可替代地，CP 18可以经由RF通信链路(未示出)而与IPG 14直接通信。由CP 18所提供的临床医生详细的调制参数也可用于对RC 16进行编程，从而可通过在独立模式(即没有CP 18的协助)中的RC 16的操作而对调制参数进行后续修改。外部充电器22可以为用于经由感应链路38对IPG14进行经皮充电的便携式装置。一旦IPG 14被编程且其电源由外部充电器22充电或者另外地重新装满，IPG 14就可以在没有RC 16或者CP 18存在的情况下起到被编程的作用。在美国专利No.6,895,280中公开了外部充电器的示例性实施例的细节。
参照图2，IPG 14包括用于容纳电子和其它组件的外壳40(下面将更详细地进行描述)及连接器42，神经调制导线12的近端以将电极26电性耦接至外壳40内的电子装置的方式配合至该连接器42。外壳40可以由导电生物相容性材料如钛等所构成并且形成密封的隔室，保护其中的内部电子装置免受人体组织和体液的损害。在一些情况下，外壳40可以用作电极。而且，要明白，外壳40不限于所述成分，并且外壳40可以由本领域的技术人员容易明白的任何材料构成。
在图2中示出的实施例中，神经调制导线12表现为电极26(在这种情况下，电极E1-E16)在其上布置为环形电极的经皮导线形式。在示出的实施例中，其上分别布置电极E1-E8和E9-E16的两个经皮导线12(1)和12(2)可以与SCM系统10一起使用。当然，导线和电极的实际数量和形状将会根据意图应用而变化。在美国专利公开No.2007/0168007和2007/0168004中公开了描述制造经皮调制导线的构成和方法的进一步细节。
如下面更详细描述的，IPG 14包括脉冲生成电路，其根据调节参数的集合而将电调制能量提供到电极26。这种参数可以包括电极组合，其限定被激活为阳极(正)、阴极(负)并被关闭(为零)的电极、以及限定脉冲振幅(取决于IPG14是将恒定电流还是恒定电压供给至电极而以毫安或伏特计)、脉冲持续时间(以微秒计)、脉冲速率(以每秒脉冲数计)、占空比(脉冲持续时间除以循环持续时间)、爆发速率(以调制能量开启持续时间X和调制能量关闭持续时间Y来测量)以及脉冲形状的电脉冲参数。当然，本领域的那些技术人员理解上面列出的示例仅仅为示例性的而非限制性的或者排他性的。额外的或者可替换的参数可以用在本公开的进一步实施例中。而且，测量列出的参数的方法也是示例性的，非限制性的且非排他性的。
关于在SCM系统10的操作期间提供的脉冲图案，被选择发送或者接收电能的电极在本文中被称为“激活的”而未被选择发送或者接收电能的电极在本文中被称为“未激活的”。电能递送将出现在两个(或者更多)电极之间，这些电极中的一个可以为IPG壳44，使得电流具有从IPG壳44内包含的能量源到组织的路径以及从组织到该壳44内包含的能量源的信宿路径。电能可以单极或者多极(例如双极、三极等)方式或者由任何其它可用装置而被传输至组织。
当导线电极26中所选的一个或者多个连同IPG 14的壳40被激活时，发生单极递送，从而在所选电极26和壳40之间传输电能。当导线电极26中的一个或者多个连同与一个或者多个导线电极26远距离放置的较大导线电极组一起被激活时，单极递送也可以出现，以创建单极效果；即电能以相对等向性方式从一个或者多个导线电极26传送。当导线电极26中的两个被激活作为阳极和阴极时，发生双极递送，从而在所选的电极26之间传输电能。当导线电极26中的三个被激活，其中两个作为阳极而剩余的一个作为阴极，或者两个作为阴极且剩余的一个作为阳极时，发生三极递送。
如图3所示，在患者48的脊柱46中植入一个或者多个神经调制导线12。神经调制导线12的优选布置是邻近的，即停靠在待刺激的脊髓区附近处或者之上。神经调制导线12将位于取决于慢性痛的位置和分布的脊椎位置。例如，如果慢性痛处于下背或者腿，则神经调制导线12可以位于中下胸部区域(例如在T9至T12的脊椎等级)。由于在电极导线12退出脊柱46的位置附近缺少空间，因此可以将IPG 14植入在腹部中或臀部以上的手术造口袋中。当然，IPG 14也可被植入患者身体的其它位置上。导线延伸部24有助于将IPG 14定位得远离电极导线12的出口点处。如图所示，CP 18经由RC 16与IPG 14通信。
接下来转到图4，现在描述IPG 14的主要内部组件。IPG 14包括调制输出电路50，其被配置成通过数据总线54在控制逻辑52的控制下根据所定义的脉冲波形(具有指定的脉冲振幅、脉冲速率、脉冲持续时间和脉冲形状)生成电调制能量。通过可具有合适的解析度(例如10us)的定时逻辑电路56可便于对电波形的脉冲速率和脉冲持续时间进行控制。由调制输出电路50生成的电调制能量被输出至对应于电极E1-E16的电气端子58。
调制输出电路50可以包括一个或者多个独立控制的电源，其表现为电流源和/或电流宿的形式，以提供给电极26或从电极26提供具有指定和已知安培数的调制脉冲，或者表示为电压源和/或电压宿的形式，以在电极26处提供指定和已知电压的调制脉冲。电流(或者电压)源或者宿包括恒定电流(电压)源和相关联的模拟开关以生成电脉冲串。
例如，在示出的实施例中，调制输出电路50包括多个独立电流源对60，其能够在指定和已知安培数下向电气端子58提供电调制能量。每对60中的一个电流源62用作正的(+)或者阳极电流源，而每对60中的另一个电流源64用作负的(-)或者阴极电流源。每对60中的阳极电流源62和阴极电流源64的输出连接到公共节点66。
实质上，每个电流源对60采取可以切换其极性的可再配置的电流源的形式。即，通过激活阳极电流源62且禁止阴极电流源64，电流源对60可以被配置为阳极电流源，并且通过禁用阳极电流源62且激活阴极电流源64，电流源对60可以被配置为阴极电流源。
因此，要明白，可编程电气端子58中的每一个可以被编程以具有正极(源电流)、负极(宿电流)或者关闭(无电流)极性。进一步地，被拉到或者被灌到给定电极的电流脉冲的振幅或者从给定电极被拉或者被灌的电流脉冲的振幅可以被编程为在IPG 14的输出电压/电流需求内的几个离散电流等级中的一个，例如在0到10mA之间每步阶增加100μA。
其它可编程特征可以包括：慢启动/结束坡、爆发调制循环(X时间开始，Y时间关闭)、中间相(例如两相能量的第一相和第二相之间的持续时间以及开环或闭环感测模式。而且，要明白，电气端子58中的每一个可以在多极模式下操作，例如，两个或者多个电气端子同时分组成源/宿电流的地方。
调制输出电路50还包括切换网络68或者开关，每个电流源对60的公共节点66通过其而连接到电气端子58中的任一个，以及在每个电流源对60的公共节点66和切换矩阵68之间耦接的电容器70。此外，切换矩阵68包括一个或者多个控制逻辑，其在激活之后指示调制输出电路50取决于期望治疗来随后组合由不同振幅、重复率或者用于变化时间持续时间的形状而表征的期望调制脉冲来在单个时序信道中实现多图案化的脉冲串。用于限定的时间间隔的这种调制图案可以通过本领域流行的相位校正或者其它适当替换物来组合。除了不同调制参数集合之外，多个脉冲串可以取决于需要施加调制的区域和期望治疗时序而以各种排列和组合交错。
要明白，可以给电气端子58分配巨大振幅范围且包括有多达k个可能组中的任一个，其中k为与信道的数量对应的整数，并且在一个实施例等于1，并且等同于具有脉冲振幅、脉冲持续时间、脉冲速率和脉冲形状范围。信道上的电极的振幅和极性可以变化例如由RC 16控制。CP 18中的外部编程软件通常用于设置包括给定信道的电极的电极极性、振幅、脉冲速率和脉冲持续时间等其它可能可编程特征的调制参数。
IPG 14还包括监视电路72，其用于监视整个IPG 14的各个节点或者其他节点74的状态，例如电源电压、温度、电池电压等。特别地，电极26紧密地适合在脊柱的硬膜外腔内，并且因为该组织是导电的，所以可以在电极26之间获得电测量结果。因此，监视电路72被配置为获得这种电测量结果(例如电流输出幅度、电极阻抗、场电势、诱发的动作电势等)以用于执行这些功能如检测电极26和调制输出电路50之间的默认条件，确定电极26和组织之间的耦合效果，促进导线迁移检测等。在使用电压源(代替电流源)的情况下，监视电路72可以测量电极26上的阻抗，以通过调整有源电极26上的电压来维持有源电极26上的期望电流分布。而且，无论使用电流源还是电压源，监视电路72将用于测量用以保证实际电流值最好匹配电极上的期望电流值的阻抗，如下面更详细讨论的。
IPG 14还包括处理电路，其采用微控制器(μC)76的形式，该微控制器通过数据总线78控制控制逻辑52，并且经由数据总线80从监视电路72获得状态数据。对此，控制逻辑52可以包括逻辑控制器，其为专用硬件实现，例如一个或者多个处理器或者微处理器、电路、专用集成电路、可编程逻辑阵列、一个或者多个逻辑门或者其它硬件装置。在又一个实施例中，控制逻辑52也可以实现为计算机可读介质或者媒介中的代码段或者程序。当然，本领域的那些技术人员明白上述控制逻辑52的示例不是限制的或者排他性的。本领域已知和理解的额外控制逻辑可以在不脱离本公开的范围的情况下使用。
IPG 14额外地控制定时器逻辑56以调节每个调制脉冲串图案的时间间隔来在没有邻近放置的频率脉冲串的任何重叠或者衰减的情况下在单个时间信道内容纳多个图案化脉冲串。与控制逻辑52类似，定时器逻辑56可以包括专用硬件实现，例如一个或者多个处理器或者微处理器、电路、专用集成电路、可编程逻辑阵列、一个或者多个逻辑门或者其它硬件装置。在又一个实施例中，定时器逻辑也可以实现为计算机可读介质或者媒介中的代码段或者程序。IPG 14还包括耦接到微控制器76的存储器80以及振荡器和时钟电路84。结合存储器82以及振荡器和时钟电路84，微控制器76因此包括微处理器系统，其根据在存储器82中存储的合适的程序执行程序功能。用于通过不同图案脉冲串的有序组合而递送治疗、以在单个或者多个时序信道中实现高能量模式和低能量模式的调度表通过微控制器76结合存储器82而被编程且存储，且被配置为在没有任何用户干涉的情况下在期望时间实例自动初始化。可替代地，对于一些应用来说，微处理器系统提供的功能可通过合适的状态机予以执行。
因此，微控制器76生成必要的控制和状态信号，其允许微控制器76根据所选的操作程序和调制参数来控制IPG 14的操作。在控制IPG 14的操作过程中，微控制器76能够使用调制输出电路50，结合控制逻辑52和定时器逻辑56而在电极26处单独生成独立电脉冲串，由此激活电极26中的选定一个，包括单极壳电极。根据在存储器82内存储的调制参数，微控制器76可以控制极性、振幅、速率、脉冲持续时间和通过其提供电流调制脉冲的信道。微控制器76还促进存储器82内的、由监视电路72测量的电气参数数据(或者其它参数数据)的存储，并且还提供用以分析从监视电路72获得原始电气参数数据且计算来自这种原始电气参数数据的数值所需要的任何计算能力。
IPG 14还包括：交流(AC)接收线圈86，其用于从RC 16和/或CP 18(如图3所示)以适当的调制载波信号接收编程数据(例如操作程序和/或调制参数)，以及充电及正向遥测电路88，其用于解调其通过AC接收线圈86接收到的载波信号以恢复编程数据，该编程数据随后被存储在存储器82内或者在分布于整个IPG 14中的其它存储器元件(未示出)内。
IPG 14还包括反向遥测电路90和交流(AC)传输线圈92，其用于将通过监视电路72感测到的信息数据发送到RC 16和/或CP 18。IPG 14的反向遥测特征也允许对其状态进行检查。例如，当RC 16和/或CP 18发起与IPG的编程会话时，可以对电池的容量进行遥测，从而外部编程器可以计算要进行再充电的估计时间。通过反向遥测确认对电流刺激参数的任何改变，由此保证这些改变已被正确地接收并在植入系统中实现。而且，在通过RC 16和/或CP 18进行询问之后，在IPG 14中存储的所有可编程设置可以被上传至RC 16和/或CP 18。反向遥测特征允许在存储器82中之前存储的原始或者处理的电气参数数据(或者其它参数数据)从IPG 14下载到RC 16和/或CP 18。
IPG 14还包括可再充电电源94和用于将操作电力提供至IPG 14的电源电路96。例如，可再充电电源94可以包括锂离子或者锂离子聚合物电池。可再充电电池94将未调节电压提供至电源电路96。电源电路96继而生成各种电压98，根据位于IPG 14中的各种电路所需，其中的一些被调节并且其中的一些未被调节。可再充电电源94可以使用由AC接收线圈86接收的整流的AC电源(或通过其他方式，例如也被称为“倒相器电路”的AC至DC转换器电路，从AC电源转换而来的DC电源)来再充电。为了对电源94进行再充电，生成AC磁场的外部充电器(在图1中示出)被置于靠着或者以其他方式邻近在植入的IPG 14上方的患者皮肤处。由外部充电器发射的AC磁场在AC接收线圈86中感应AC电流。充电和正向遥测电路88对AC电流进行整流以产生DC电流，其用于对电源94进行充电。虽然AC接收线圈86被描述为用于无线地接收通信(例如：编程和控制数据)并且从外部装置对能量进行充电，但应明白的是，AC接收线圈86可以被布置成专用充电线圈，而另一个线圈可以用于双向遥测。
应当注意的是，图4的示意图旨在功能性的而非旨在限制性的。给定本文中呈现的描述，本领域的那些技术人员应当能够容易改变大量类型的IPG电路或者等效电路，其执行指出的且描述的功能，这些功能包括：不仅在选定的电极组上产生刺激电流或者电压、而且在激活的电极或者非激活的电极处测量电气参数数据的能力。
可以在美国专利No.6,516,227、美国专利公开No.2003/0139781以及2005/0267546中找到有关上述和其它IPG的额外细节。应当注意的是，系统10可替代地利用连接到导线12的可植入式接收器-刺激器(未示出)而非IPG。在这种情况下，用于向植入的接收器提供动力的电源例如电池以及用于命令接收器-刺激器的控制电路将被包含在经由电磁链路被感应地耦接至接收器-刺激器的外部控制器中。数据/电力信号通过在置于植入的接收器-刺激器上方的电缆连接的传输线圈而经皮耦接。植入的接收器-刺激器接收信号并且根据控制信号来产生调制。
显著地，IPG 14可以被编程以基于根据期望治疗需要自动执行的初始化设置的调制能量递送调度表集合根据期望治疗需要在单个时序信道内提供低调制能量等级和高调制能量等级的组合。能量递送调度表可以被设置以在当患者想必醒着时的白天期间递送相对高能量脉冲串，并且在患者想必睡着时的夜间期间递送相对低能量脉冲串。在单个时序信道中递送的调制能量可以包括多个电脉冲串，其在高能量消耗模式和低能量消耗模式之间转换IPG 14。特别地，与在高频率、高振幅和/或高脉冲持续时间的脉冲串相比，在低频率、低振幅和/或低脉冲持续时间的调整脉冲串消耗较低电能。能量递送调度表可以经由RC16和/或CP 18的用户接口(未示出)由用户限定。
可选地，不是基于转换能量递送调度表上的能量消耗模式，而是IPG 14可以基于其监视的患者的姿势。例如，当患者躺着时(例如当患者睡着时)，或者在编程时间(例如30分钟)之后，在躺着之后，IPG 14可以递送相对低能量脉冲串，由此降低能量消耗，并且当患者正在行走、奔跑、锻炼等时(例如当患者未在睡着时)，可以递送相对高，并且可以递送相对高能量脉冲串。
描述了SCM系统10的结构和功能，现在将描述使用SCM系统10通过根据调制能量递送调度表在高能量消耗模式和低能量消耗模式之间转换来给患者提供治疗的几种技术。因此，当低能量消耗模式可以提供治疗正好有效时，SCM系统10将不总是在高能量消耗模式下操作。
在图5A中示出的一个示例性技术中，IPG 14改变递送给电极26的调制图案的频率，以将SCM系统10在高能量消耗模式和低能量消耗模式之间转换。特别地，调制图案102包括分别持续时间间隔T1,T2,T3和T4的多个电脉冲串P1,P2,P3和P4。时间间隔T1,T2,T3和T4聚合成单个时间信道T，其被调度为递送期望的多图案化调制到由电极E1和E2(在图2中示出)组成的单个电极集合。在该示例中，脉冲串P1和P3具有相对高脉冲频率(优选在2KHz至50KHz的范围内)，使得SCM 10在高能量消耗模式下操作，而脉冲串P2和P4具有相对低脉冲频率(优选在2Hz至1500Hz的范围内)，使得SCM 10在低能量消耗模式下操作。
具体地，高频率(例如10KHz)脉冲串P1在时间间隔T1期间被递送到电极E1和E2。然后，终止脉冲串P1，并且低频率(例如40Hz)脉冲串P2在时间间隔T2期间被递送到电极E1和E2。然后终止脉冲串P2，并且高频率(例如10KHz)脉冲串P3在时间间隔T3期间被递送到电极E1和E2。然后终止脉冲串P3，并且低频率(例如40Hz)在时间间隔T4期间被递送到电极E1和E2。
虽然在图5A中示出了一个具体调制图案102，但是该调制图案可以包括在没有脱离本公开的范围和精神的情况下针对与多个数量的时间间隔对应的不同频率速率运行的多个数量的脉冲串。而且，虽然调制图案102递送到的电极集合包括两个电极(即电极E1和E2)，但是调制图案可以被递送到由任意数量的电极组成的电极集合(包括一个、三个、四个等的电极)。
虽然描述了被递送到单个电极集合的调制图案，但是应当明白的是，调制图案可以使用相同时序信道而被递送到多个电极集合。例如，在图5B中示出的另一个示例性技术中，IPG 14递送调制图案104，(如调制图案102)其包括分别持续时间间隔T1,T2,T3和T4(其聚合成单个时间信道T)的多个电脉冲串P1,P2,P3和P4。然而，该调制图案104被调度为递送至分别包括电极E1和E2的两个电极集合。
在该示例中，脉冲串P1和P2被递送到电极E1，然后脉冲串P3和P4被递送到电极E2。特别地，高频率(例如10KHz)脉冲串P1在时间间隔T1期间被递送到电极E1。然后，终止脉冲串P1，并且低频率(例如40Hz)脉冲串P2在时间间隔T2期间被递送到电极E1。然后终止脉冲串P2，并且高频率(例如10KHz)脉冲串P3在时间间隔T3期间被递送到电极E2。然后终止脉冲串P3，并且低频率(例如40Hz)在时间间隔T4期间被递送到电极E2。
虽然调制图案102和104利用脉冲频率上的变化来在低能量消耗模式和高能量消耗模式之间转换，但是低能量消耗模式和高能量消耗模式之间的转换可以基于其它合适的调制参数，例如脉冲持续时间、脉冲振幅、脉冲极性、脉冲形状等任意组合或者单独。
例如，如图5C所示，IPG 14改变递送到电极26的调制图案106的振幅，以在高能量消耗模式和低能量消耗模式之间转换SCM系统。具体地，调制图案106包括分别持续时间间隔T1,T2,T3和T4的多个电脉冲串P1,P2,P3和P4。时间间隔T1,T2,T3和T4聚合成单个时间信道T，其被调度以递送期望的多图案化调制到由电极E1和E2组成的单个电极集合。在该示例中，脉冲串P1和P3具有相对低脉冲振幅，使得SCM 10在低能量消耗模式下操作，而脉冲串P2和P4具有相对高脉冲振幅，使得SCM 10在高能量消耗模式下操作。
特别地，低振幅脉冲串P1在时间间隔T1期间被递送到电极E1和E2。然后，终止脉冲串P1，并且高振幅脉冲串P2在时间间隔T2期间被递送到电极E1和E2。然后终止脉冲串P2，并且低振幅脉冲串P3在时间间隔T3期间被递送到电极E1和E2。然后终止脉冲串P3，并且高振幅脉冲串P4在时间间隔T4期间被递送到电极E1和E2。
如图5D所示，IPG 14改变递送到电极26的调制图案108的脉冲宽度以在高能量消耗模式和低能量消耗模式之间转换SCM系统10。具体地，调制图案108包括分别持续时间间隔T1,T2,T3和T4的多个电脉冲串P1,P2,P3和P4。时间间隔T1,T2,T3和T4聚合成单个时间信道T，其被调度以递送期望多图案化调制到由电极E1和E2组成的单个电极集合。在该示例中，脉冲串P1和P3具有相对短脉冲持续时间，使得SCM系统10在低能量消耗模式下操作，而脉冲串P2和P4具有相对长脉冲持续时间，使得SCM系统10在高能量消耗模式下操作。
特别地，短持续时间脉冲串P1在时间间隔T1期间被递送到电极E1和E2。然后，终止脉冲串P1，并且长持续时间脉冲串P2在时间间隔T2期间被递送到电极E1和E2。然后终止脉冲串P2，并且短持续时间脉冲串P3在时间间隔T3期间被递送到电极E1和E2。然后终止脉冲串P3，并且长持续时间脉冲串P4在时间间隔T4期间被递送到电极E1和E2。
虽然SCM系统10一次仅改变一个调制参数，以在低能量消耗模式和高能量消耗模式之间操作，但是要明白的是，SCM系统10可以一次改变多个调制参数。例如，具有相对高频率和相对高振幅的电脉冲可以用于在高能量消耗模式下操作SCM系统10，并且具有相对低频率和相对低振幅的电脉冲可以用于再低能量消耗模式下操作SCM系统10。而且，虽然电脉冲串P1至P4的脉冲被示出为矩形，但是这些脉冲可以为其它形状，包括指数衰减的形状，指数增加的形状，三角形、正弦形或者其形状的任意组合。而且，脉冲可以通过数字地创建它们而任意成形。此外，虽然示出的电脉冲串被示出为具有一致脉冲形状，但是电脉冲串可以在相应电脉冲串内或者电脉冲串之间具有不同脉冲形状。在可选实施例中，可以使用大量正弦循环来创建电脉冲串的脉冲。而且，虽然脉冲实际上被示出为单相的，但是脉冲可以实际上为多相的。
虽然之前的调制图案被描述为一次通过一个时序信道独立地递送，但是多个调制图案可以根据在高能量消耗模式和低能量消耗模式之间转换SCM系统10的调制程序通过多个时序信道同时递送。特别地，如图6所示，IPG 14通过时序信道A和B同时递送调制图案110和112以创建调制程序114，其在第一时间段期间递送相对高能量等级的调制能量并且在第二时间段期间递送相对低能量等级的调制能量。
调制图案110包括针对时间间隔T1和T2持续的多个电脉冲串P1和P2，该时间间隔T1和T2聚合成单个时间信道A，其被调度以递送期望的多图案化的调制到由电极E1组成的单个电极集合。在该示例中，脉冲串P1具有相对高脉冲振幅，使得SCM系统10在高能量消耗模式下操作，而脉冲串P2具有相对低脉冲振幅，使得SCM系统10在低能量消耗模式下操作。
同理，调制图案112包括针对时间间隔T1和T2持续的多个电脉冲串P3和P4，该时间间隔T1和T2聚合成单个时间信道B，其被调度以递送期望的多图案化的调制到由电极E2组成的单个电极集合。在该示例中，脉冲串P3具有相对高脉冲振幅，使得SCM系统10在高能量消耗模式下操作，而脉冲串P4具有相对低脉冲振幅，使得SCM系统10在低能量消耗模式下操作。
虽然为了简化起见示出了针对脉冲串P1至P4中的每一个的仅两个脉冲，但是应当明白的是，每个脉冲串将通常包括更多脉冲。如上面所述，两个调制图案110和112可以同时被递送，并且特别地，可以在不具有两个时序信道A和B之间的任何脉冲之间的重叠的情况下一起交错，如由调制程序114示出的那样。特别地，时序信道A和B中的低振幅脉冲串P1和P2在第一时间间隔T1期间分别被递送到电极E1和E2。然后，终止脉冲串P1和P2，并且时序信道A和B中的高振幅脉冲串P3和P4在时间间隔T2期间分别被递送到电极E1和E2。在美国专利公开No.2011/0054568中描述了讨论电脉冲串在多个时序信道中同时递送的进一步细节。
虽然已经示出和描述了本公开的特定实施例，将理解的是本发明不旨在将本公开限于这些实施例且对于本领域的技术人员而言，将显而易见的是可在不脱离本发明的精神和范围的情况下做出各种变化和修改。因此，本发明旨在涵盖可包括在如权利要求所限定的本发明的精神和范围中的替代方式、修改和等同物。

Claims (12)

1.一种用于递送治疗的神经调制系统，包括：
多个电气端子，其被配置为耦接到相应多个电极；
调制输出电路，其被配置为置于高能量消耗模式或低能量消耗模式，在所述高能量消耗模式下，第一电调制能量以相对高能量等级通过时序信道递送到第一电极集合；在所述低能量消耗模式下，第二电调制能量以相对低能量等级通过相同时序信道递送到第二电极集合；
存储器，其被配置为用于存储用户输入的调制能量递送调度表，该调制能量递送调度表限定用于在所述高能量消耗模式中运行以递送第一电调制能量的调度时间、和用于在所述低能量消耗模式中运行以递送第二电调制能量的另外调度时间，其中第一电极集合和第二电极集合彼此不同；以及
控制电路，其被配置为用于根据调制能量递送调度表将调制输出电路在高能量消耗模式和低能量消耗模式之间转换。
2.根据权利要求1所述的神经调制系统，其中，第一电调制能量包括第一电脉冲串，并且第二电调制能量包括第二电脉冲串。
3.根据权利要求2所述的神经调制系统，其中，第一电脉冲串具有第一脉冲频率，并且第二电脉冲串具有小于第一脉冲频率的第二脉冲频率。
4.根据权利要求3所述的神经调制系统，其中，第一脉冲频率位于2KHz至50KHz的范围，并且第二脉冲频率位于2Hz至1500Hz的范围。
5.根据权利要求2所述的神经调制系统，其中，第一电脉冲串具有第一脉冲振幅，并且第二电脉冲串具有小于第一脉冲振幅的第二脉冲振幅。
6.根据权利要求2所述的神经调制系统，其中，第一电脉冲串具有第一脉冲持续时间，并且第二电脉冲串具有小于第一脉冲持续时间的第二脉冲持续时间。
7.根据权利要求1所述的神经调制系统，其中，调制输出电路被配置用于，在第一时间段期间以相对高能量等级将第一电调制能量分别通过多个时序信道递送到第一多个电极集合，并且在第二时间段期间以相对低能量等级将第二电调制能量分别通过多个相同时序信道递送到第二多个电极集合，其中，所述多个时序信道是可组合成调制程序的。
8.根据权利要求7所述的神经调制系统，其中，第一电调制能量包括彼此交错的第一多个电脉冲串，并且第二电调制能量包括彼此交错的第二多个电脉冲串。
9.根据权利要求1所述的神经调制系统，还包括用户接口，其被配置为用于接收指定了调制能量递送调度表的用户输入。
10.根据权利要求1所述的神经调制系统，其中，调制能量递送调度表限定低能量等级和高能量等级。
11.根据权利要求1所述的神经调制系统，其中
所述调制输出电路被配置为置于高能量消耗模式或者低能量消耗模式，在所述高能量消耗模式下，第一电调制能量在第一时间段期间以2KHz至50KHz范围内的第一频率递送到第一电极集合，在所述低能量消耗模式下，第二电调制能量在第二时间段期间以2Hz至1500Hz范围内的第二频率递送到第二电极集合，
其中调制能量递送调度表限定第一频率和第二频率，并且限定第一时间段和第二时间段。
12.根据权利要求11所述的神经调制系统，还包括用户接口，其被配置为用于接收指定了调制能量递送调度表的用户输入。
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