CN106714899B - 具有突发刺激的神经调制 - Google Patents

Abstract

一种系统的一个实例可以包括：至少一个引线上的电极，其被配置为可操作地定位为用于调制神经组织，其中，神经组织包括背角组织或神经根组织；神经调制生成器；以及控制器。神经调制生成器可以被配置为使用至少一些电极来生成调制场。神经调制生成器可以被配置为使用编程的调制参数集合来促进背角组织中的调制场的均匀性。控制器可以被配置为控制神经调制生成器在至少两个脉冲的脉冲串中生成调制场。

Description

具有突发刺激的神经调制

要求或优先权

本申请基于35U.S.C.§119(e)要求2014年9月23日提交的美国临时专利申请序列号62/054,092的优先权的权益，通过引用的方式将其整体并入本文。

技术领域

该文献整体涉及医疗设备并且更具体地涉及用于传递神经调制的系统、设备和方法。

背景技术

已提出神经调制作为用于多种状况的疗法。通常，神经调制和神经刺激可以互换使用以描述导致动作电位以及抑制和其他效果的兴奋性刺激。神经调制的实例包括脊髓刺激(SCS)、深部脑刺激(DBS)、外围神经刺激(PNS)、和功能性电刺激(FES)。作为实例并且不是限制，SCS已用于治疗慢性疼痛症状。一些神经目标可能是具有不同类型的神经纤维的复杂结构。该复杂结构的一个实例是由SCS靶向的脊髓中和周围的神经元素。

发明内容

一种系统的一个实例(例如“实例1”)可以包括：至少一个引线上的电极，其被配置为可操作地定位为用于调制神经组织，其中，神经组织包括背角组织或神经根组织；神经调制生成器；以及控制器。神经调制生成器可以被配置为使用至少一些电极来生成调制场。神经调制生成器可以被配置为使用编程的调制参数集合来促进背角组织中的调制场的均匀性。控制器可以被配置为控制神经调制生成器在至少两个脉冲的脉冲串中生成调制场。

在实例2中，实例1的主题可以可选择地被配置为使得神经调制生成器被配置为使用调制参数集合来在至少一些电极之间分解电流，以促进神经组织中的刺激场的均匀性。

在实例3中，实例1-2中的任意一个或任意组合的主题可以可选择地被配置为使得神经调制生成器被配置为使用调制参数集合在背角组织中生成近似恒定的电场，以促进背角组织中的一个或多个方向中的电场的均匀性。

在实例4中，实例3的主题可以可选择地被配置为使得神经调制生成器被配置为使用调制参数集合在沿脊髓的纵向方向中生成近似恒定的电场。

在实例5中，实例1-2中的任意一个或任意组合的主题可以可选择地被配置为使得神经调制生成器被配置为使用刺激参数集合在背角组织中生成具有近似相等的量级的电场，以促进背角组织中的电场的量级的均匀性。

在实例6中，实例1-5中的任意一个或任意组合的主题可以可选择地被配置为使得每个脉冲串具有小于一秒的持续时间。

在实例7中，实例1-5中的任意一个或任意组合的主题可以可选择地被配置为使得每个脉冲串的持续时间小于100ms。

在实例8中，实例1-5中的任意一个或任意组合的主题可以可选择地被配置为使得每个脉冲串的持续时间大于2ms并且小于50ms。

在实例9中，实例1-8中的任意一个或任意组合的主题可以可选择地被配置为使得每个脉冲串中的总脉冲小于10个脉冲。

在实例10中，实例1-8中的任意一个或任意组合的主题可以可选择地被配置为使得每个脉冲串中的总脉冲在3个脉冲到5个脉冲的范围内。

在实例11中，实例1-10中的任意一个或任意组合的主题可以可选择地被配置为使得每个脉冲串具有这样一种脉冲串即该脉冲串具有范围在2ms到5ms之内的脉冲间持续时间。

在实例12中，实例1-11中的任意一个或任意组合的主题可以可选择地被配置为使得连续的脉冲串之间的时间大于每个脉冲串的持续时间。

在实例13中，实例1-12中的任意一个或任意组合的主题可以可选择地被配置为使得至少一个引线上的电极包括被配置为可操作地靠近背组织植入的至少两个引线上的电极。每个引线可以包括多个电极。

在实例14中，实例13中的任意一个或任意组合的主题可以可选择地被配置为使得至少两个引线上的电极包括电极分段，其中，每个电极分段仅部分地环绕引线中的一个。

在实例15中，实例1-12中的任意一个或任意组合的主题可以可选择地被配置为使得至少一个引线上的电极包括引线桨状物上的电极。

一种方法的一个实例(例如“实例16”)可以包括：调制包括背角组织或神经根组织的神经组织。调制神经组织可以包括使用电极来生成调制场。生成调制场可以包括在至少两个脉冲的脉冲串中生成调制场，并且可以进一步包括使用调制参数集合来对于至少两个脉冲中的每一个促进背角组织中的调制场的均匀性。

在实例17中，实例16的主题可以可选择地被配置为使得每个脉冲串的持续时间小于100ms。

在实例18中，实例16的主题可以可选择地被配置为使得每个脉冲串的持续时间大于2ms并且小于50ms。

在实例19中，实例16-18中的任意一个或任意组合的主题可以可选择地被配置为使得连续的脉冲串之间的时间大于每个脉冲串的持续时间。

在实例20中，实例16-19中的任意一个或任意组合的主题可以可选择地被配置为使得每个脉冲串中的总脉冲小于10个脉冲。

在实例21中，实例16-20中的任意一个或任意组合的主题可以可选择地被配置为使得每个脉冲串具有范围在2ms到5ms之内的脉冲间持续时间。

在实例22中，实例16-21中的任意一个或任意组合的主题可以可选择地被配置为使得生成调制场包括使用调制参数集合在背角组织中生成近似恒定的电场，以促进神经组织中一个或多个方向中的电场的均匀性。

实例23中，实例16-22中的任意一个或任意组合的主题可以可选择地配置为使得生成调制场包括使用调制参数集合来在电极之间分解电流，以促进神经组织中的调制场的均匀性。

一种方法的一个实例(例如“实例24”)可以包括调制背角组织，包括使用电极在背角组织中生成近似恒定的电场。生成近似恒定的电场可以包括在脉冲串持续时间小于100ms的至少两个脉冲的脉冲串中生成电场，以及使用调制参数集合对于至少两个脉冲中的每一个促进沿背角组织的至少一部分的电场的均匀性。生成电场可以包括使用刺激参数集合在电极之间分解电流以促进电场的均匀性。

在实例25中，实例24的主题可以可选择地被配置为使得每个脉冲串的脉冲串持续时间大于2ms并且小于50ms。

在实例26中，实例24-25中的任意一个或任意组合的主题可以可选择地被配置为使得每个脉冲串中的总脉冲数量在每个脉冲串中小于10个脉冲。

在实例27中，实例24-26中的任意一个或任意组合的主题可以可选择地被配置为使得每个脉冲串具有范围在2ms到5ms之内的脉冲间持续时间的脉冲，以及连续的脉冲串之间的时间大于每个脉冲串的脉冲间持续时间。

该摘要是本申请的一些教导的概述并且不意图是本主题的详尽的或穷举的说明。可在详细描述和所附权利要求中找到本主题的进一步的细节。在阅读和理解下文的详细描述和查看了形成本公开的一部分的以非限制形式取得的附图之后，本公开的其他方案将对于本领域熟练技术人员显而易见。本公开的范围是由所附权利要求及其等效物限定的。

附图说明

在附图中通过实例的方式示出了各种实施例。该实施例是说明性的并且不意图是本主题的穷举的或排他的实施例。

图1示出了脊髓的一部分；

图2通过实例示出了神经调制系统的一个实施例；

图3通过实例示出了如在图2的神经调制系统中可以实现的调制设备的一个实施例；

图4通过实例示出了如可以实现为图2的神经调制系统中的编程设备的编程设备的一个实施例；

图5通过实例示出了植入式神经调制系统和可以在其中使用该系统的环境的一部分；

图6通过实例示出了又可被称为脊髓调制(SCM)系统的脊髓刺激(SCS)系统的一个实施例；

图7通过实例示出了神经调制引线和脉冲生成器的一些特征；

图8-图11通过实例示出了当电流被分解使得传递到每个电极的分解电流生成的纵向方向中的电场近似相等时，纵向方向和横向方向中的电场强度的差异；

图10示出了电调制引线的示意性视图，其显示了传递到电调制引线上的电极的阳极电流的分解的实例；

图11通过实例示出了沿电调制引线的轴的纵向方向中的梯度的示意性说明；

图12通过实例示出了横向方向中的梯度的示意性说明；

图13A-图13C和图14A-图14C通过实例示出了神经调制引线，其中电极可以采取关于神经调制引线圆周地并且轴向地设置的分段电极的形式；

图15通过实例示出了用于确定分解以实现目标函数的一个实施例；

图16通过实例更详细地示出了用于确定分解以实现目标函数的一个实施例；

图17通过实例示出了在CP或其他外部设备的GUI中可以设置的编程接口；

图18通过实例示出了引线的等电位电压线以及引线和背角的表示；

图19-图20通过实例示出了实质均匀的电场以及引线和背角的表示；

图21通过实例示出了被配置为优先接合背角(DH)神经组织的系统；

图22通过实例整体示出了脉冲串；

图23通过实例示出了二分搜索特征作为口尾聚焦特征的方案；

图24示出了二分搜索特征的实例；

图25A-图25C通过实例示出了边缘搜索特征作为口尾聚焦特征；

图26通过实例示出了根据各种实施例用于选择电极跨度的方法；

图27通过实例示出了用于精炼希望电极列表的方法；

图28通过实例示出了如可以被实现为接收电极列表的用户提供的选择的系统；

图29通过实例示出了可用于实现场旋转的系统的实例；

图30通过实例示出了在场旋转的执行中使用的外部设备的GUI的实例；

图31通过实例示出了强度持续时间曲线的实例，其中，描绘了脉冲幅度(强度)对于脉冲持续时间(脉冲宽度)；

图32通过实例示出了可用于在低脉冲宽度上校准亚感知调制的系统的一个实施例；

图33通过实例示出了用短脉冲宽度编程亚感知调制的过程的一个实施例；

图34通过实例示出了包括传递亚感知调制的方法的实施例；

图35通过实例示出了传递亚感知调制的系统；以及

图36示出了对患者输入的编程响应的实例。

具体实施方式

本主题的以下的详细描述参考附图，附图通过说明的方式显示了可以实施本主题的具体方案和实施例。这些实施例被描述的足够详细，以使得本领域熟练技术人员能够实施本主题。可以利用其他实施例，并且在不脱离本发明的主题的范围的前提下可以做出结构、逻辑和电学改变。在本公开中对于“一”、“一个”或“各种”实施例的参考无需指相同的实施例，并且该参考设想了多个实施例。下文的详细描述因此不是限制性的并且范围仅由所附权利要求连同该权利要求所标称的合法等效物的全部范围所限定。

本文所述各种实施例涉及脊髓调制。在本文提供了脊髓的生理学的简要描述以辅助读者。图1通过实例示出了包括脊髓的白质101和灰质102的脊髓100的一部分。灰质102包括细胞体、神经键、树突和轴突端子。因此，神经键定位在灰质中。白质101包括用于连接灰质区域的有髓轴突。脊髓的典型的横向切面包括灰质102的中央“蝶”形中央区域，其实质上被白质101的椭圆形外部区域围绕。脊柱(DC)103的白质通常包括大的有髓轴突，其形成在轴向中延伸的传入纤维。灰质的“蝶”形中央区域的背面部分被称为背角(DH)104。与延伸在轴向方向中的DC纤维相比，DH纤维可以定向在多个方向中，包括与脊髓的纵轴垂直。脊神经105还被示出为包括背根(DR)105、背根神经节107和前根108。背根105通常承载进入脊髓的感测信号，以及前根用作传出运动根。背根和前根结合形成混合脊神经105。

SCS已用于减轻疼痛。常规SCS编程的治疗目的是最大化在白质中沿脊髓的纵轴延伸的DC纤维的刺激(即复原)，以及最小化与脊髓的纵轴垂直地延伸的其他纤维(主要是背根纤维)的刺激，如图1所示。DC的白质大体包括用于形成传入纤维的大的有髓轴突。虽然疼痛缓解的完整机制不能很好地理解，但是相信经由疼痛的门控理疗抑制疼痛信号的感知，这意味着经由电刺激增强无害的触觉或压力传入的活动在脊髓的DH中引起缓解被抑制的神经传送体(γ-氨酪酸(GABA)，氨基乙酸)的神经元间活动，这因而降低宽动态范围(WDR)感觉神经元对于从背根(DR)神经纤维(其提供患者的疼痛区域的神经)传播以及治疗普通WDR异位的疼痛信号的有害传入的超敏性。因此，DC神经纤维的大的感觉传入被靶向为用于在提供疼痛缓解的幅度上的刺激。当前的植入式神经调节系统一般包括相邻地植入即靠近地搁置的电极，或者在在硬脊膜上，到患者的脊髓的脊柱并且沿着患者的脊髓的纵轴。

大的感觉DC神经纤维的激活一般还引起通常伴随常规SCS疗法的异常感觉。虽然可替换地或人为的感觉如异常通常比疼痛感觉可以忍受，但是患者有时候报告这种感觉是不能忍受的，并且因此，在一些情况中可以将它们视为神经调制疗法的不利的副作用。一些实施例例如传递有疗效的亚感知疗法来治疗疼痛，但是患者感觉不到调制场(例如异常)的传递。亚感知疗法可以包括脊髓的更高频率的调制(例如大约1500Hz或以上)，其有效地阻止DC中的传出纤维中的疼痛信号的传输。本文的一些实施例选择性地调制DH组织或DR组织多过DC组织，以提供亚感知疗法。该选择性调制不是在这些更高频率传递的。例如，在一些实施例中可以在低于1200Hz的频率上传递选择性调制。在一些实施例中，可以在低于1000Hz的频率上传递选择性调制。在一些实施例中，可以在低于500Hz的频率上传递选择性调制。在一些实施例中，可以在低于350Hz的频率上传递选择性调制。在一些实施例中，可以在低于130Hz的频率上传递选择性调制。可以在低频(例如低至2Hz)上传递选择性调制。甚至可以无需脉冲(例如0Hz)来传递选择性调制以调制一些神经组织。通过实例而不是限制的方式，可以在从以下频率范围中选择的频率范围内传递选择性调制：2Hz到1200Hz；2Hz到1000Hz；2Hz到500Hz；2Hz到350Hz；或2Hz到130Hz。通过实例而不是限制的方式，可以开发将任意这些范围的下端从2Hz升高到其他频率例如10Hz、20Hz、50Hz或100Hz的系统。通过实例而不是限制的方式，进一步注意可以利用这样一种占空比来传递选择性调制即在该占空比中在占空比的刺激开(ON)部分期间传递刺激(例如脉冲串)以及在该占空比的刺激关(OFF)部分期间不传递。通过实例而不是限制的方式，占空比可以是大约10％±5％、20％±5％、30％±5％、40％±5％、50％±5％或60％±5％。例如，在刺激开部分期间10ms的脉冲突发随后15ms没有脉冲对应于40％占空比。

图2示出了神经调制系统的一个实施例。所示系统210包括电极211、调制设备212和编程设备213。电极211被配置为在患者中的一个或多个神经目标上或附近放置。调制设备212被配置为电连接到电极211并且经过电极211传递如电脉冲形式的神经调制能量到一个或多个神经目标。通过使用多个调制参数如用于指定电脉冲和用于传递每个电脉冲的电极的选择，控制神经调制的传递。在各种实施例中，可通过用户如医生或其他护理人员编程多个调制参数中的至少一些参数。编程设备213向用户提供对用户可编程的参数的接入。在各种实例中，编程设备213被配置为经由有线或无线链路可通信地耦接到调制设备。在各种实施例中，编程设备213包括用于允许用户设置和/或调整用户可编程调制参数的值的图形用户接口(GUI)214。

图3示出了如可以在图2的神经调制系统210中实现的调制设备312的实施例。调制设备312的所示实施例包括调制输出电路315和调制控制电路316。本领域普通技术人员会理解神经调制系统210可以包括附加的组件如用于患者监视和/或疗法的反馈控制的感测电路、遥测电路和电源。调制输出电路315产生并且传递神经调制脉冲。调制控制电路316使用多个调制参数来控制神经调制脉冲的传递。引线系统317包括每个都被配置为电连接到调制设备312的一个或多个引线，以及使用一个或多个引线分布成电极排列的多个电极311-1到311-N。每个引线可以具有包括两个或更多个电极(其又被称为接触件)的电极阵列。多个引线可以提供多个电极阵列以提供电极排列。每个电极是单个导电接触件，其提供调制输出电路315与患者的组织之间的电接口，其中N≥2。每个神经调制脉冲从调制输出电路315经过从电极311-1到311-N中选择的电极集合被传递。引线的数量和每个引线上的电极的数量可以例如取决于神经调制的目标的分布以及用于控制在每个目标处的电场的分布的要求。在一个实施例中，通过实例而不是限制的方式，引线系统包括两个引线，每个引线具有八个电极。

神经调制系统可以被配置为调制脊髓目标组织或者其他神经组织。用于传递电脉冲到靶向的组织的电极的配置构成了电极配置，其中电极能够被选择性地编程以作为阳极(正的)、阴极(负的)或剩下(零)。换句话说，电极配置表示极性上正的、负的或者零。可以被控制或改变的其他参数包括电脉冲的幅度、脉冲宽度、速率(或频率)。每个电极配置连同电脉冲参数可以被称为“调制参数集合”。每个调制参数集合(包括到电极的分解的电流分布(百分比阴极电流、百分比阳极电流或者关闭))可以被存储并且组合到随后可用于调制患者中的多个区域的调制程序中。

可用电极的数量与生成各种复杂电脉冲的能力的结合对于医生或患者给出了调制参数集合的大量选择。例如，如果要被编程的神经调制系统具有16个电极，则数百万个调制参数集合可用于编程到神经调制系统中。此外，例如SCS系统可以具有32个电极，这指数地增加了可用于编程的调制参数集合的数量。为了助于该选择，医生通常通过计算机化的编程系统来编程调制参数集合以允许基于患者反馈或其他手段来确定最佳调制参数，并且接下来编程希望的调制参数集合。

SCS疗法的常规的编程使用异常感觉来选择合适的调制参数集合。由调制引起并且被患者感知的异常感觉应该定位在患者的身体中与作为治疗目标的疼痛相同的位置附近。当引线植入患者中时，可以执行手术室(OR)映射程序，以应用电调制来测试引线和/或电极的放置，从而确保引线和/或电极植入在患者中的有效位置中。

在正确定位引线之后，可以执行可以称为导航会话的适配程序以利用最佳寻址疼痛地点的调制参数集合来编程外部设备，并且如果神经调制设备可应用则编程神经调制设备。因此，导航会话可用于精确定位与疼痛有关的区域或激活量(VOA)。在植入期间可以实现该程序以靶向组织，否则在植入之后如果引线逐渐地或者意外地移动会把调制能量重定位到目标地点之外。通过重编程神经调制设备(一般通过独立地改变电极上的调制能量)，VOA可以经常移动回到有效疼痛地点而不需在患者上再次手术来重定位引线及其电极阵列。当相对于组织调整VOA时，希望做出与电流成正比的小改变使得患者会觉察到的神经纤维的空间募集的改变是平滑的和连续的，并且希望具有增加的瞄准能力。

图4示出了如可以实现为图2的神经调制系统中的编程设备213的编程设备413的实施例。编程设备413包括存储设备418、编程控制电路419和GUI 414。编程控制电路419生成多个调制参数，其根据神经调制脉冲的模式控制神经调制脉冲的传递。在各种实例中，GUI 414包括任意类型的呈现设备如交互式或非交互式屏幕，以及允许用户编程调制参数的任意类型的用户输入设备如触摸屏、键盘、键区、触摸板、追踪球、操纵杆和鼠标。存储设备418可以尤其存储待被编程到调制设备中的调制参数。编程设备413可以发射多个调制参数到调制设备。在一些实施例中，编程设备413可以发射功率到调制设备。编程控制电路419可以生成多个调制参数。在各种实施例中，编程控制电路419可以比对安全规则来检查多个调制参数的值，以将这些值限制在安全规则局限内。

在各种实施例中，可以使用硬件、软件和固件的组合来实现神经调制的电路(包括本文中讨论的它的各种实施例)。例如，可以使用被构造为执行一个或多个特定功能的专用电路或者被编程为执行该功能的通用电路来实现GUI的电路、调制控制电路和编程控制电路(包括本文中讨论的它的各种实施例)。该通用电路包括但不限于微处理器或其一部分、微控制器或其一部分以及可编程逻辑电路或其一部分。

图5通过实例示出了植入式神经调制系统和可以在其中使用该系统的环境的一部分。该系统被示出为用于脊髓附近的植入。然而，神经调制系统可以被配置为调制其他神经目标。系统520包括植入式系统521、外部系统522和用于提供植入式系统521与外部系统522之间的无线通信的遥测链路523。植入式系统示出为植入在患者的身体中。植入式系统521包括植入式调制设备(又被称为植入式脉冲生成器或者IPG)512、引线系统517和电极511。引线系统517包括一个或多个引线，每个引线配置为电连接到调制设备512以及分布在一个或多个引线中的多个电极511。在各种实施例中，外部系统402包括一个或多个外部(非植入式)设备，每个外部设备允许用户(例如医生或其他护理人员和/或患者)与植入式系统521通信。在一些实施例中，外部系统522包括用于让医生或其他护理人员初始化并且调整植入式系统521的设置的编程设备，以及用于由患者使用的远程控制设备。例如，远程控制设备可以允许患者打开和关闭疗法和/或调整多个调制参数的特定患者可编程参数。

引线系统517的神经调制引线可以放置在待刺激的脊髓区域的附近即靠近搁置或者在脊膜上。例如，神经调制引线可以沿患者的脊髓的纵轴植入。由于在神经调制引线退出脊柱的地方附近缺少空间，所以植入式调制设备512也可以植入在腹部中或者屁股上的手术形成的口袋中，或者可以植入在患者身体的其他位置中。引线延伸部可以用于助于植入植入式调制设备512远离神经调制引线的离开点。

图6通过实例示出了又可被称为脊髓调制(SCM)系统的SCS系统的一个实施例。SCS系统624可以整体包括多个(示出为2个)植入式神经调制引线625、植入式脉冲生成器(IPG)626、外部远程控制器RC 627、医生编程器(CP)628和外部踪迹调制器(ETM)629。IPG 626可以经由一个或多个经皮肤引线延伸部630物理连接到神经调制引线625，其携带多个电极631。如所示，神经调制引线625可以是经皮肤引线，其中电极沿神经调制引线排列成直线。可以提供任意合适数量的神经调制引线，包括仅一个，只要电极数量大于两个(包括IPG外壳作为外壳电极)以允许横向调整电流。可替换地，手术桨形引线可用于替换一个或多个经皮肤引线。IPG 626包括脉冲生成电路，其根据调制参数集合传递脉冲电波形(即电脉冲的时间序列)形式的电调制能量到电极。

ETM 629也可以经由经皮肤引线延伸部632和外部缆线633而物理连接到神经调制引线625。ETM 629可以具有与IPG 626类似的脉冲生成电路，以根据调制参数集合传递电调制能量到电极。ETM 629是非植入式设备，其在已经植入神经调制引线625之后以及在IPG626的植入之前，基于踪迹来测试待提供的调制的响应。本文关于IPG 626所述的功能可以类似地关于ETM 629执行。

RC 627可用于经由双向RF通信链路634遥测地控制ETM 629。RC 627可用于经由双向RF通信链路635遥测地控制IPG 626。该控制允许IPG 626打开或关闭以及利用不同的调制参数集合被编程。IPG 626还可以被操作以修改编程的调制参数，以活动地控制由IPG626输出的电调制能量的特征。医生可以使用CP 628在手术室中以及在接下来的会话中将调制参数编程到IPG 626和ETM629中。

CP 628可以经过RC 627，经由IR通信链路636或其他链路与IPG 626或ETM 629间接通信。CP 628可以经由RF通信链路或其他链路(未显示)与IPG626或ETM 629直接通信。由CP 628提供的医生详述的调整参数也可用于编程RC 627，从而接下来可以在独立模式中(即没有CP 628的辅助)通过RC 627的操作修改调制参数。各种设备可以用作CP 628。该设备可以包括便携式设备如膝上个人电脑、微机、个人数字助理(PDA)、平板电脑、电话或者具有扩展的功能的远程控制器(RC)。因此，可以通过执行包含在CP 628中的软件指令来执行该编程方法。可替换地，可以使用固件或硬件执行该编程方法。在任意情况中，CP 628可以活动地控制由IPG 626生成的电调制的特征，以允许基于患者反馈或者其他反馈来确定希望的参数，以及接下来利用希望的调制参数编程IPG 626。为了允许用户执行这些功能，CP628可以包括用户输入设备(例如鼠标和键盘)和装在外壳中的编程显示屏。除了鼠标之外或者代替鼠标，可以使用其他定向的编程设备如追踪球、触摸板、操纵杆、触摸屏或作为与键盘相关联的键的一部分而被包括的定向按键。外部设备(例如CP)可以被编程为提供显示屏，其允许医生尤其选择或输入简档信息(例如姓名、出生日期、患者标识、医生、诊断和地址)、输入程序信息(例如编程/跟踪、植入踪迹系统、植入IPG、植入IPG和引线、替换IPG、替换IPG和引线、替换或者修正引线、植出等等)、生成患者的疼痛图、定义引线的配置和方向、开始和控制由神经调制引线输出的电调制能量、以及利用手术设置和医生设置中的调制参数选择和编程IPG。

外部设备637可以是用于经由无线链路如感应链路638来经皮肤充电IPG的便携式设备。在IPG被编程以及其电源被外部电荷充电或者否则被补给之后，IPG可以如编程那样运行而无需出现RC或CP。

图7通过实例示出了神经调制引线725和脉冲生成器726的一些特征。脉冲生成器726可以是植入式设备(IPG)或者可以是外部设备如可用于在植入程序期间测试电极。在所示实例中，其中一个神经调制引线具有8个电极(标记为E1-E8)，并且另一个神经调制引线具有8个电极(标记为E9-E16)。对于想要的应用，引线和电极的实际数量和形状可以变化。植入式脉冲生成器(IPG)可以包括用于容纳电子器件和其他组件的外壳。外壳可以由导电的、生物兼容的材料如钛构成，其形成密封舱以保护内部电子器件免受身体组织和液体。在一些情况中，外壳可以作为电极(例如外壳电极)。IPG可以包括电子组件如控制器/处理器(例如微控制器)、存储器、电池、遥测电路、监视电路、调制输出电路和本领域熟练技术人员已知的其他合适的组件。微控制器执行存储在存储器中的合适的程序，以用于指导和控制由IPG执行的神经调制。根据被编程到脉冲生成器中的调制参数集合，将电调制能量提供给电极。电调制能量的形式可以是脉冲电波形。该调制参数可以包括用于限定这样一种电极的电极组合即该电极被激活作为阳极(正)、阴极(负)、被关闭(零)；分配给每个电极的刺激能量的百分比(分数化电极配置)；以及电脉冲参数，其限定脉冲幅度(取决于脉冲生成器是否供给恒定电流或恒定电压到电极阵列，以毫安或伏特来测量)、脉冲宽度(以微秒测量)、脉冲率(以个脉冲每秒测量)、和突发率(以持续时间X的刺激打开和持续时间Y的刺激关闭测量)。被选择用于发射和接收电能的电极在本文中被称为“激活的”，而未被选择用于发射和接收电能的电极在本文中被称为“未激活的”。

电调制发生在两个或更多个激活的电极之间，其中一个可以是IPG外壳。系统可以以单极性或多极性(例如双极性、三极性等等)方式发射调制能量到组织。当引线电极中的选定的一个连同IPG的外壳一起被激活时，发生单极性调制，因而调制能量在选定电极与外壳之间传输。可以向电极E1-E16中的任意一个和外壳电极分配多达k个可能的组或者定时“通道”。在一个实施例中，k可以等于4。定时通道识别哪个电极被选择为同时拉和灌电流以在待刺激的组织中创建电场。通道上的电极的幅度和极性可以改变。具体地，k个定时通道中的任意一个中的电极可以选择为是正(阳极、拉电流)、负(阴极、灌电流)或关闭(无电流)极性。IPG可以操作在一种模式中传递有疗效的电调制能量，以及导致患者感知能量的传递(具有感知的异常感觉的疼痛缓解疗效)，并且可以组织在亚感知模式中传递有疗效的电调制能量并且不导致患者感知能量的传递(例如不具有感知的异常感觉的疼痛缓解疗效)。

IPG可以被配置为独立地控制流经每个电极的电流的量级。例如，电流生成器可以被配置为从用于每个电极的独立的电流源选择性地生成单独的电流调节的幅度。在一些实施例中，脉冲生成器可以具有电压调节的输出。虽然希望独立可编程的电极幅度来实现精细控制，但是也可以使用在电极之间切换的单个输出源，但是在编程上具有较不精细的控制。神经调制器可以被设计为具有混合的电流和电压调节设备。

图8-图11通过实例示出了当电流被分解使得传递到每个电极的分解电流生成的纵向方向中的电场近似相等时纵向方向和横向方向中的电场强度的差异。患者的脊髓处(尤其是DC纤维处)的电压在纵向上近似相等，导致沿DC近似为0的电压梯度。这可能需要不同量的分解电流传递到每个电极。校准技术用于确定正确的电流分解。随着电流分解到电调制引线上的多个电极，可以通过将由传递到每个电极的电流生成的电场叠加来计算结果场。此外，每个电场具有纵向分量和横向分量。

图8是近似在患者的脊髓840的纵向中心上植入的单个电调制引线839的示意图。要理解可以使用附加的引线和引线桨状物，如可以用于提供更宽的电极排列和/或提供更靠近背角元素的电极，并且这些电极阵列可以实现分解电流。图9示出了这样一种实施例即在该实施例中电调制引线941被关于脊髓更加横向地植入，从而将其靠近脊髓的背角放置，并且其他电调制引线942被关于脊髓更加居中地植入，从而将其靠近脊髓940的脊柱放置。与DC相比更靠近DH的引线放置可能是希望的，以比DC神经元素更优先刺激DH元素以便亚感知疗法。任意其他多个引线或多列桨状引线也可以使用。电场的纵向分量沿图8中描述的y轴定向，以及电场的横向分量沿图8中描述的x轴定向。

图10是示出电调制引线1043的示意性视图，其显示了传递到电调制引线上的电极的阳极电流的分解的实例。这些图使用这样一种单极性调制示出了分解即在该单极性调制中IPG的外壳电极是唯一的阴极并且携带100％的阴极电流。图10中所示的阳极电流的分解不会传递等量的电流到每个电极1044，因为该实施例考虑了电极/组织耦接差异，其是每个电极之下的组织如何对电调制进行反应的差异。此外，电调制引线的一部分的末端包括在纵向上具有更低的梯度的电极。电场的量级从电调制引线的末端向下逐渐变小。控制到电极的电流的分解，使得在电调制引线的中间部分的每个电极之下的组织近似相等地对电调制进行反应，或者消除每个电极之下的组织激活。然而，结果分解是不相等的。在图10中所示的实例中，到中间电极的电流的分解从10％变化到18％，反映了这些电极之下的组织的变化。电调制引线上的分解可以按各种方式改变，只要总的分解电流等于100％。本文所述各种实施例实现编程算法以确定合适的分解以实现希望的调制场特性(例如恒定电场、或恒定电场量级，或恒定电压)。

图11通过实例示出了沿电调制引线的轴的纵向方向中的梯度的示意性说明。在电调制引线1143上的电极1144的示意性表示的上方描绘了在纵向方向中的电场强度1145。图11中的说明显示了在电调制引线的中部上电场强度实质上恒定，但是由于引线中的电极之间的间隙可以形成具有非常小的幅度的波形。该实质上恒定的电场形成了小的纵向梯度，这将脊柱中的大的有髓轴突的激活最小化。图11中的说明还显示了纵向方向中的电场在电调制引线的末端逐渐变小。

图12通过实例示出了横向方向中的梯度的示意性说明。在电调制引线1243和患者的脊髓1240的示意性表示上方描绘了横向方向中的横向电场强度1245。图12中的说明显示了横向电场强度在电调制引线附近最大并且向电调制引线的侧向降低。使用附加调制引线来加宽电极阵列可以用于提供希望的分解以还对于沿横向方向的一个距离提供实质上恒定的电场区域。实质上恒定的电场迎合背角和/或背根神经元素的调制多于脊柱神经元素。

图13A-图13C和图14A-图14C通过实例示出了神经调制引线，其中电极可以采取关于神经调制引线圆周地并且轴向地设置的分段电极的形式。通过非限制性的实例，每个神经调制引线可以承载16个电极，16个电极被设置为四个电极环(第一环包括电极E1-E4；第二环包括电极E5-E8；第三环包括电极E9-E12；以及第四环包括电极E13-E16)或者四个电极轴向列(第一列包括电极E1、E5、E9和E13；第二列包括电极E2、E6、E10和E14；第三列包括电极E3、E7、E11和E15；以及第四列包括电极E4、E8、E12和E16)。引线和电极的实际数量和形状可以根据意图的应用而变化。

SCS系统可用于使用具有不同方向的电场传递电能到患者的脊髓，通常如图13A-图13C和图14A-图14C中所示。电场的方向可以被选择为靶向DH元素的不同方向/定向。为了在不同的中侧方向生成电场，电极可以在径向方向中具有不同的电流分解。虽然如上所述希望电场比DC元素更优选地地刺激DH和/或DR元素，电场仍然可以定向在不同的口尾方向(即投影在经过脊髓的纵向平面上的电场的方向)，但是优选不在会导致感知异常感觉的方向中。为了在不同的口尾方向中生成电场，电极可以在纵向方向具有不同的电流分解。

SCS系统可以被配置为传递不同电场以实现DH元素中的调制的时间总和。可以基于逐脉冲分别生成电场。例如，可以由电极(使用第一电流分解)在脉冲波形的第一电脉冲期间生成第一电场，可以由电极(使用第二不同电流分解)在脉冲波形的第二电脉冲期间生成第二不同电场，可以由电极(使用第三不同电流分解)在脉冲波形的第三电脉冲期间生成第三不同电场，可以由电极(使用第四不同电流分解)在脉冲波形的第四电脉冲期间生成第四不同电场，以此类推。这些电场可以根据定时方案旋转或循环多次，其中，使用定时通道实现每个电场。电场可以连续的脉冲率生成或者可以突发开始或突发关闭。此外，电场循环期间的脉冲间时间间隔(即相邻脉冲之间的时间)、脉冲幅度和脉冲持续时间可以是一致的或者可以在电场循环内变化。

一个实施例修改传递到每个电极的分解电流以最小化纵向方向中的电场梯度，以便最小化DC元素的激活。最小化DC元素的激活可以包括基于模型的计算，其中，该模型包括来自校准的信息。可以通过公式AF(n)＝Ga/(πx d x l)x[Ve(n-1)–2Ve(n)+Ve(n+1)]来计算离散激活函数，其中，Ga是轴突的模型间电导率，d是轴突直径，l是Ranvier节点的长度，Ve(n)是在用于确定该激活函数的节点处的电场的强度，Ve(n-1)是在用于确定该激活函数的节点的前一个节点处的电场的强度，并且Ve(n+1)是在用于确定该激活函数的节点的后一个节点处的电场的强度。使用该公式，从归一成Raniver节点的表面积的电导率计算离散激活函数。

调制阈值从一个患者到另一个患者或者从患者内的一个电极到另一个电极变化。可以执行电极的电极/组织耦接校准，以说明这些不同的调制阈值并且提供电极之间的电流的更准确的分解。例如，可以使用感知阈值来归一化电极。在患者感知到异常感觉之后RC或CP可以被配置为提示患者致动控制元件。响应于该用户输入，RC或CP可以被配置为通过存储当致动控制元件时传递的电脉冲串的调制信号强度来响应于该用户输入。其他感测到的参数或者患者感知调制值(例如恒定的异常感觉、或最大忍受异常感觉)可用于提供电极的电极/组织耦接校准。这些感测到的参数或者患者感知调制值可用于通过最小化由在电调制引线上的每个电极上的确定值(例如感知阈值)所分割的离散激活函数的平方和来估计电流分解。将离散激活函数或者来自电场的任意驱动力求平方，消除了去极化和超极化场中的差异。导致最小总和的电流分解最小化了纵向方向中的电场梯度。

本文的剩余部分讨论与增强调制场如亚感知调制场的有效性有关的各种实施例，与用于传递调制场如亚感知场的电极选择以及精炼有关的各种实施例，以及与亚感知调制的校准有关的各种实施例。这些实施例可以独立实现或者可以实现在各种组合中。该组合可用于越过DC组织传递DH或DR的亚感知调制。然而，一些实施例可用于传递其他调制疗法。

增强的调制场

脊髓区域中的神经组织具有不同的特征。例如，DC纤维(大体上有髓轴突)延伸在轴向方向中，而DH(例如神经元末端、神经元体、树突和轴突)纤维定向在多个方向中。从典型地放置的硬膜外SCS引线到DH纤维的距离与从这些引线到DC纤维的距离不同。此外，DH纤维和脊柱纤维对于电调制具有不同的响应(例如激活函数)。DC纤维和神经元的调制(即去极化或超极化)的强度通过所谓的“激活函数”(其与电压沿脊柱的纵轴的二阶空间导数

成正比)来描述。这部分地是因为DC中的大的有髓轴突主要沿脊柱的纵轴对齐。另一方面，在DH纤维和神经元上生成动作电位的可能性通过激活函数(其与电压沿着脊髓的一阶空间倒数

成正比)(另外称为电场)来描述。因此，DH激活函数与电压沿纤维轴的一阶导数成正比，而DC激活函数与电压沿着纤维轴的二阶倒数成正比。因此，距电场轨迹的距离对DH激活函数

的影响比它对脊柱激活函数

小。通过最小化由沿DC的神经调制引线生成的电场的纵向梯度，DH中的神经元素(例如神经元、树突、轴突、细胞体、和神经元细胞末端)可以比DC神经元素更优选地被刺激，因而提供疼痛缓解形式的治疗而不引起感觉异常。该技术至少部分地依赖于这样一种自然现象即DH纤维和DC纤维对于电调制具有不同的响应(激活函数)。

用于增强调制场的各种实施例选择性地优于DC组织调制DH和/或DR组织。常规SCS激活DC纤维轴突，并且动作电位的顺向传播在大脑中引起异常感觉的感知，以及导致电位到在DH结束的纤维侧支和末端的逆向传播在DH中引起疼痛控制机制。各种实施例设置刺激场的形状以优选地刺激在DH和/或DR结束的纤维末端，以提供疼痛环境而不会引起异常感觉。例如，电压的第一阶梯度中的均匀性(即电场的均匀性)可能对于刺激DH纤维末端和/或刺激DR纤维更有效。在更大的场上的均匀性可以消除对于搜索最佳调制地点的要求，并且创建更大的疼痛覆盖范围。例如，均匀性可以在电极排列内的两个或更多个电极之间延伸。在其他实例中，均匀性可以在电极排列内的三个、四个、五个、六个或更多个电极之间延伸，以消除对于搜索最佳刺激地点和创建更大的治疗覆盖范围的需要。因此，均匀性在引线的实质部分上延伸。一些实施例被配置为确定调制参数集合以创建场形状提供宽的和均匀的调制场来增强靶向神经组织(例如DH组织或DR组织)的调制。一些实施例被配置为确定调制参数集合以创建场形状降低或最小化非靶向神经组织(例如DC组织)的调制。本文公开的各种实施例涉及设置调制场的形状以增强一些神经结构的调制以及减小在其他神经结构处的调制。可以通过使用多个独立的电流控制(MICC)或者多个独立的电压控制来设置调制场的形状以指导多个电极之间的电流分解的估计以及估计提供希望的强度的总幅度。例如，调制场的形状可以设置为增强DH神经组织的调制以及最小化DC组织的调制。MICC的益处是MICC解决电极组织耦接效率以及每个单独接触件处的感知阈值的变化，从而消除了“热点”刺激。

调制场的形状可以设置为在选定方向中在DH组织处提供恒定的电场(E)。在任意方向中在DH处的电场(E)是该方向中的标量电位场(V)的负梯度(负的变化率)。由于场叠加的线性，可以形成转移函数来估计在选定方向中由来自位于(x0,y0,z0)处的单个电极的单位电流引起的EDH(x,y,z)，总E场是由来自每个活动电极的电流引起的E场被电流分解加权的线性组合。在一个实例中调制场可以是沿DC组织的恒定V场。

由于场叠加的线性，可以形成转移函数以估计在选定方向上由来自位于(x0,y0,z0)处的单个电极的单位电流引起的VDC(x,y,z)，总V场是由来自每个活动电极的电流引起的V场被电流分解加权的线性组合。

各种实施例预测幅度。在特定调制配置下(单极、双极、三极等等)，可以例如确定DC处的目标V幅度或者DH处的目标E幅度为电流的感知阈值(Ith)的百分比。在来自选定电极的单极Ith下(或者在Ith的希望百分比下)可以例如使用算术模型估计在DH的选定位置处的V量级集合为Vtarget。当在多个电极之间分解电流时，可以估计总幅度为这样一种幅度即该幅度将最大地近似来自电流分解的组合的Vtarget。经验方法可以估计在希望分解之下的Ith并且向下调整幅度。

图15通过实例示出了用于确定分解以实现目标函数的一个实施例。目标函数涉及具有用于调制靶向组织的希望特征的函数。目标函数还可以称为目标靶函数。对于给定的组织体积识别用于宽的和均匀的调制场的目标函数1546。目标函数的实例包括恒定E(电场)、恒定|E|(电场量级)、和恒定电压。还识别引线和电极配置以及用于电极组织耦接的校准1548。执行依赖于目标函数、引线和电极配置以及校准的函数1549。函数的结果是用于每个电极实现目标函数的调制能量(例如电流)的分解。

图16通过实例更详细地示出了用于确定分解以实现目标函数的一个实施例。提供目标靶函数1646(例如恒定E)作为到过程的输入。到过程的其他输入包括配置选择1651、引线配置1652和电极接触状态1653以及阈值1654如电流阈值或者更具体地单极性电流阈值。引线配置1652和接触状态1653识别电极排列，识别每个电极的位置以确定场。总的场是来自每个电极的叠加的场。配置选择1651涉及单极性(对于全部激活的电极相同的极性)和多极性选择(场中组合的阳极和阴极)。阈值用于补偿电极/组织耦接差异。

可以从引线配置和接触状态自动地或者手动地确定1655刺激的接触。选定的场模型可用于估计由来自接触件的单位电流引起的场1656。使用阈值校准该场1657。例如可以加权单位电流场。基于选定的接触件形成构成力1658，以及构造转移矩阵1659来使用以使用来自计算来自构成源1661的贡献以及使用指定的目标场1660计算最小均方方案。该方案可用于计算每个接触件上的电流分解1662。

图17通过实例示出了在CP或其他外部设备的GUI中可以设置的编程接口。接口可用于尤其识别电极排列1763。此外，如屏幕的左下部分整体所示，接口可用于识别专用于组织体积的目标函数(例如DH处的恒定E、DH处的恒定|E|或者DC处的恒定激活函数AF或恒定电压)1764和电极配置(例如单极性或多极性)1765。可以例如如1766所示识别用于使电极提供目标函数的分解电流。此外，接口可以提供目标和最终目标函数1767的可视的表示以及场(例如电极接触件)的相对位置的表示。例如，可视表示可以包括二维场的表示1768、沿DC和DH的口尾电压的表示1769、沿DC的激活函数(AF)1770和沿DH的目标和最终E场(dV)/dx1771。例如，沿DC的AF在沿电极排列的大部分上非常低，因此指示DC中的传入纤维未被调制场调制。然而，横向方向(X方向)中的E场沿电极排列的大部分的DH是均匀的，因此指示沿电极排列的大部分，该场实质上均匀地调制DH和/或DR神经组织。图18通过实例示出了引线的(如图1769中所描绘的)等电位电压线以及引线和背角的表示；以及图19-图20通过实例示出了(如1771中描绘的)实质均匀的电场以及引线和背角的表示。

各种实施例提供利用激活函数调制组织体积的方法，其中该方法包括选择调制场调制组织体积，其包括选择用于专用于该组织体积的调制场的目标函数以及该组织体积的激活函数。用于调制场的目标函数促进组织体积中的调制响应的均匀性。可以利用选定的目标函数使用选定的调制场调制组织体积。目标函数可以是用于调制DH组织和/或DR组织的目标函数。该目标函数的实例包括恒定E目标函数或者恒定|E|目标函数。目标函数可以是恒定的激活函数。目标函数可以是用于调制DC组织的目标函数。该目标函数的实例包括恒定激活函数如恒定电压，以抑制脊柱组织中的动作电位。选定的目标函数可以包括DH目标函数和DC目标函数。根据一些实施例，组织体积具有用于电调制参数的激活函数，其与电调制参数的n阶空间导数成正比。可以选择用于调制场的目标函数以提供电调制参数的n阶空间导数的恒定目标函数以促进组织体积中的调制响应的均匀性。可以确定用于每个激活的接触件的分解值以利用选定的目标函数提供选定的调制场。利用选定的目标函数使用选定调制场调制组织体积包括使用用于利用选定的目标函数传递选定调制场的每个电极的分解值。

各种实施例提供利用激活函数调制组织体积的方法，其中该方法包括选择调制场调制组织体积，其中选择调制场包括选择用于专用于该组织体积的调制场的目标函数以及该组织体积的激活函数。用于调制场的选定目标函数促进组织体积中的调制响应的均匀性。对于每个接触件确定分解值以利用选定的目标函数提供选定调制场。可以利用选定的目标函数使用选定的调制场调制组织体积。用于每个活动接触件的分解值可以通过以下来确定：使用电场模型估计每个活动接触件的单位电场(估计的单位场是当利用能量单位赋能相应的活动接触件时引起的场)，确定加权单位场(包括确定用于每个活动电极的感知阈值)以及使用相应的感知阈值校准每个活动电极的估计的单位场，形成每个活动接触件的构成源(每个构成源包括用于提供源的电接触件和用于提供宿的另一个接触件)，使用构成源的加权单位场构造转移矩阵，求解每个构成源对于提供选定调制场的贡献，以及从构成源的求解计算每个活动接触件的分解值。可以从至少一个引线上的多个电极选择活动电极。

可以使用系统实现这些方法中的任意一个。该系统的一个实例包括至少一个引线上的电极，其被配置为可操作地定位为调制神经组织体积，以及神经调制生成器，其被配置为使用至少一些电极在组织体积中生成调制场。神经组织具有激活函数。激活函数表示神经组织对于调制场的响应。神经调制生成器被配置为使用编程的调制参数集合传递能量以在神经组织体积中沿至少一个引线生成调制场。编程的调制参数集合具有这样一种值即该值被选择为控制能量传递以实现专用于神经组织体积的激活函数的目标函数，以促进沿至少一个引线的一段的神经组织体积中对于调制场的响应的均匀性。系统可以包括植入式设备和外部系统，其中，植入式设备包括神经调制生成器。外部设备可以被配置为编程神经调制生成器。外部设备可以包括被配置为允许用户选择目标函数的用户接口。用户接口还可以显示电极以及目标函数的调制场的表示。

各种实施方式使用空间和时间技术来增强DH组织或神经根组织的调制。下文描述DH组织作为实例。DH组织的优选的接合可以助于缓解疼痛而没有调制引起的感觉。空间调制技术提供具有恒定场(例如在DH组织体积中近似恒定的电场)的DH调制。例如，选择电极，并且可以将电极极性和强度设计为沿被视为对于治疗重要的阵列的全部电极或者一部分在表面DH(例如Rexed层I-III或IV)中近似恒定。DH中的轴突末端被相信是电场附近中最兴奋的以及可能最兴奋的神经元素。时间技术在突发中提供DH以增强DH中的兴奋轴突末端的有效性。猫的脊髓腹背角中的数据暗示在时间上连续的脉冲对于兴奋末端特别有效，并且利用使阈值减少～4X(500Hz的突发内频率，Gustaffson等人，1976年)的4个脉冲的突发来显示其。连续高速(等于或大于几百Hz)的脉冲传递还可以有效地刺激末端，但是预计突发是有效的。

图21通过实例示出了被配置为优先接合DH组织的系统。所示系统2172包括电极2173、神经调制生成器2174和控制器2175。神经调制生成器2174被配置为使用编程的调制参数集合2176比DC组织优选地调制DH组织。例如如上所述，编程的调制参数集合可以被配置为促进DH组织中的调制场的均匀性。调制场是矢量并且取决于选择性的方向。调制可以被配置为促进在多个方向中的均匀性。分段引线作为实例可以用于促进在多个方向中的均匀性。例如编程的调制参数集合可以被配置为提供恒定的E场或恒定的|E|场以优选地接合DH组织。控制器2175可以用于传递编程的调制参数集合的脉冲串2177。包括至少两个脉冲的脉冲串又可以称为脉冲突发。这些突发被认为增强DH中的末端的兴奋，并且因此可以用于进一步增加优于DC组织调制DH组织的选择性。

图22通过实例整体示出了脉冲串。根据一些实施例，每个脉冲串的持续时间2278小于100ms。例如在一些实施例中，每个脉冲串的持续时间2278大于2ms并且小于50ms。连续的脉冲串之间的时间2279可以大于该连续的脉冲串中的每个脉冲串的持续时间2278。每个脉冲串可以少于10个脉冲。脉冲串的脉冲间持续时间2280可以在2ms到5ms的范围内。

由于DH中的神经元素具有变化的空间分布、方向、对齐和在神经活动中变化的时间响应，所以单个固定的调制模式可能不能被优化为最大化疗效。提供了各种实施例来创建变化的以及模式化的调制场。例如，各种实施例可以改变用于传递调制的引线几何形状，使用方向引线来改变电流传递的径向方向，并且因此改变沿DH的V和E场分布(参见例如图13A-图13C和图14A-图14C以及对应的描述。各种实施例可以使用模式化的调制串)。模式化的刺激串可以包括各种脉冲模式和各种脉冲形状(例如矩形、正弦形等等)。各种实施例使用空间模式。例如，调制可以在两个或三个或更多个调制电极集合之间交替。在另一个实例中，多个场可用于改变调制的空间模式。各种实施例使用时间模式。例如，一些实施例实现彼此不同相(即非同步)的多个信道以提供调制模式。一些实施例交织多个信道调制，其中信道对于参数如幅度、脉冲宽度、重复率或者突发模式具有至少一个不同的调制参数值。因此，可以通过在两个或三个或更多个信道之间切换来改变调制参数值(例如幅度、脉冲宽度、重复率或者突发模式)。一些实施例在调制中调制脉冲。例如可以调制幅度、速率或脉冲宽度中的一个或多个以提供模式的时间变化。一些实施例修改脉冲串以模仿人体的自然响应。各种实施例改变空间和时间模式。

电极跨度选择和精炼

亚感知调制可以对选择和精炼用于传递调制的电极提出一些挑战。例如，常规SCS可能简单地尝试提供小的靶向刺激来调制DC并且导致异常感觉。可以调整常规SCS的调制以在疼痛区域上标测异常感觉。然而，患者感知不到用于亚感知调制的调制能量的传递。

用于亚感知调制的编程算法可以沿着口尾方向预选择全部可用接触件作为阴极(或阳极)来传递DH调制。然而，该宽跨度选择的结果是更高的功率要求以及可能传递过度的调制。希望使用算法选择定制的更小的口尾跨度来减少功率要求而不折中治疗结果。

从完全引线开始的各种实施例然后使用搜索算法降低跨度并且改善能量效率。这可以从RC或CP或者在IPG中用RC反馈完成。所提出的算法可以依赖于用于指示调制的效率的一些形式的反馈。例如，患者可以提供关于疼痛缓解的反馈。反馈还可以提供生物标记信号。

该系统可以包括确定沿完全引线的调制是有效的并且然后沿引线的一部分聚焦调制的特征。因此，例如，可以沿引线的该较小部分提供整体均匀的调制场。该场仍然是宽的，因为其可能是在具有多个电极接触件的区域上提供的，但是其小于使用引线上的电极阵列的整个电极排列。

各种实施例可以提供口尾聚焦特征，其包括二分搜索特征。二分搜索特征将引线或电极阵列从完全的电极集合分段成至少两个电极子集，其定义了部分引线搜索区域。二分搜索特征可以确认沿完全引线的调制是有效的。

图23通过实例示出了二分搜索特征的方案作为口尾聚焦特征。可以测试用于定义第一部分引线搜索区域的第一电极子集以使用第一子集确定调制是否有效2381。如果有效，则用于定义第一部分引线搜索区域的第一电极子集可用于传递调制2382。如果无效，则可以测试用于定义第二部分引线搜索区域的第二电极子集以确定第二电极子集是否有效2383。如果有效，则用于定义第二部分引线搜索区域的第二电极子集可用于传递调制2382。如果无效，则可以测试用于定义第三(或第n)部分引线搜索区域的第二电极子集以确定第三(或第n)电极子集是否有效2384。如果有效，则用于定义第三(或第n)部分引线搜索区域的第三(或第n)电极子集可用于传递调制2382。如果无效，则二分搜索过程可以在2385返回到以前确定为有效率的完全电极列表。至少一些电极子集可能彼此互斥。至少一些电极子集可能彼此相交。在一些实施例中，至少两个子集互斥并且至少一个子集与另一个子集相交。

图24示出了二分搜索特征的实例。引线具有完全跨度2486，其可以被分割成三部分引线搜索区域2487、2488和2489，每个部分搜索区域包括对应的电极子集。通过实例并且不是限制的方式，第一电极子集2487和第二电极子集2488可以互斥，第三子集2489可以包括与第一子集的相交并且还可以包括与第二子集的相交。在一个实例中，完全引线可以被分叉以提供引线的第一侧(例如电极阵列的左侧末端到中间)上的第一部分引线搜索区域2487和引线的第二侧(例如电极阵列的右侧末端到中间)上的第二部分引线搜索区域2488。第三部分引线搜索区域2489可以与第一部分引线搜索区域和第二部分引线搜索区域中的每一个部分地重叠。因此，部分引线搜索区域可以定义引线的第一末端区域、第二末端区域和中间区域。

图25A-图25C通过实例示出了边缘搜索特征作为口尾聚焦特征。边缘搜索特征朝向中间逐渐移动阵列中的活动电极的每个边缘并且确认调制随着该移动仍然有效。因此，可以朝向中央移动第一边缘直到朝向中央的下一个移动导致该调制没有效果为止；以及可以朝向中央移动第二边缘直到朝向中央的下一个移动导致该调制没有效果为止。

例如，边缘搜索特征可以包括选择用于移动的电极排列(例如阵列)的边缘2590。选定的边缘可以是图25B中所示的两个边缘2591A或2591B中的一个。然而，如果聚焦了多于两个区域则可以有多于两个边缘。朝向兴趣区域的其他边缘向内移动选定的边缘2592。如果降低的电极集合不再有疗效2593，则可以撤销前一个移动并且边缘可以设置为不再能够被选择移动2594。该过程可以返回到2590以尝试移动其他边缘。如果降低的电极集合继续有疗效2593，则过程返回到2590以继续移动边缘直到全部边缘被设置了的时间为止2595。可以使用2597最后的降低的电极集合2596来传递调制能量。

根据各种实施例，编程系统可以被配置有神经调制聚焦特征如口尾聚焦特征，以允许用户将用于神经调制的希望电极选择为更专用于希望的生理区域。由于初始编程和/或稍后的神经调制精炼的结果，一些实施例可以允许选择不连续的跨度。

图26通过实例示出了根据各种实施例用于选择电极跨度的方法。在2698处接收希望电极列表的用户提供的选择。该列表可以包括全部电极或者可以仅包括一些电极。这可以使用外部设备如RC或CP来接收。外部设备可以具有图形用户接口以提供可用于选择的电极的说明。然后可以使用希望的电极列表中的电极来调制靶向的神经组织2699。例如，调制可以是亚感知调制疗法。靶向的神经组织可以是DC组织、DR组织或DH组织中的一个或多个。亚感知调制疗法可以以1500Hz或高于1500Hz的频率传递，以避免异常感觉。亚感知调制疗法可以以更低频率(例如低于1200Hz，低于1000Hz或低于500Hz)传递并且被传递以比DC组织优选地刺激DR组织和/或DH组织。通过使用降低的电极列表，可以减小功率要求而不折中疗效。

图27通过实例示出了用于进一步精炼希望电极列表的方法。可以在用户提供的希望电极列表上实现精炼算法(例如二分搜索或边缘搜索)以提供候选电极列表2701。可以测试候选电极列表的疗效，这可以包括接收用户提供的反馈或者生物标记反馈2702。可以基于如使用反馈所确定的疗效来选择一个候选电极列表2703。

图28通过实例示出了如可以被实现为接收电极列表的用户提供的选择的系统。所示系统2804包括：电极排列2805，其被配置为可操作地定位为用于调制靶向的神经组织；神经调制生成器2806，其被配置为使用电极排列中的至少一些电极来生成调制场；通信模块2807，其被配置为接收用户提供的选择；以及控制器2808。控制器2808可以被配置为使用通信模块2807接收希望电极列表的用户提供的选择2809。该电极列表识别电极排列中可用于调制靶向的神经组织的电极。控制器2808可以控制神经调制生成器生成调制场并且使用在电极列表中识别的电极来调制靶向的神经组织。调制可以是亚感知调制。神经调制生成器可以使用调制参数集合以使用电极列表中识别的降低的电极子集来促进调制场的均匀性。控制器可以被配置为实现精炼算法(例如二分搜索和/或边缘搜索)以进一步降低电极列表。系统可以包括反馈模块以接收关于至少一个候选电极列表的疗效的反馈。反馈模块可以被配置为接收关于疼痛缓解疗效的用户提供的反馈。另外或可替换地，反馈模块可以被配置为检测关于疗效的生物标记信号。

亚感知调制的校准

亚感知调制也可以对于调制疗法的校准提出一些挑战，因为患者感知不到调制能量的传递。校准可以包括如通过参考的方式整体并入本文的、于2015年9月23日递交的美国临时申请No.62/054,076中讨论的传感器。传感器的实例包括定量感觉测试(QST)、脑电图(EEG)、脑皮层电图(ECoG)、扩散光学成像、功能性磁共振成像(fMRI)、轴突中的局部场电位(LFP)以及轴突中引起的复合动作电位(eCAP)。

亚感知调制的校准可以使用患者感知以及在靶向的组织体积中的位置移动调制场的自动或半自动场旋转。亚感知编程算法可以使用与基于电极位置的相对兴奋阈值有关的信息。如果感测有效，则可以使用复合动作电位(例如在脊柱中感测的复合动作电位)。在没有感测的情况下，校准需要用户反馈。然而，在标准SCS编程会话中的手动校准太慢。

各种实施例沿引线自动旋转调制场。可以指示患者使用患者输入调整调制的调制强度(例如幅度、脉冲宽度等等)来保持感知的调制的强度仍然为恒定。可以指示患者保持感知的调制的强度处于感知阈值或者更高的感知等级(例如刚刚低于患者忍受感知的调制的能力)或者处于另一个感知等级。患者输入可以是各种输入类型如但不限于触摸屏上显示的对象、按钮、拨号盘和滑动件。

调制场的旋转可以是自动的或者通过患者控制。候选旋转算法包括单极性旋转(阳极或阴极)或者双极性旋转或者多极性旋转。可以利用MICC或多个独立的电压控制，或者利用定时通道交织技术完成旋转。MICC使得调制的轨迹能够沿引线或者在电极阵列中逐渐移动。定时通道的交织允许不同的电极在不同的定时通道中。可以调制定时通道中的刺激参数(例如幅度)的值。因此通过实例而不是限制的方式，如果在第一通道中使用第一电极传递单极性调制以及在第二通道中使用与第一电极相邻的第二电极传递另一个单极性调制，则第一通道中的单极性调制的幅度可能越来越降低，而单极性调制的幅度在第二通道中可能增加。这样，调制的轨迹可能逐渐降低。

一些实施例可以提供阈值校准自动模式。可以生成调制场，并且可以指示患者获得感知阈值并且可以给予患者控制来选择幅度的自动增加或减小以及当幅度达到感知阈值时进行标记。在一些实施例中，可以给予患者控制来在旋转例程期间调整电流幅度和脉冲宽度，同时系统保持用户在为系统定义的强度-持续时间曲线的内部。感知阈值的标记可以导致设备自动地切换到下一个电场。

沿引线或者在调制电极阵列中导致恒定的患者感知等级或范围的强度数据(例如幅度值)可以直接使用或者使用在模型中(以平滑、消除偏远点等等)以估计基于沿引线的位置的相对兴奋。

该校准数据可以输入到调制算法中，并且定义场。也可以使用手动模式，其中，在每个标记之后，一些实施方式可以保持下一个配置与前一个配置处于相同幅度，允许用户调整到感知阈值。当旋转前进到下一个感兴趣位置(电极)时一些实施例可以降低电流。电流降低可以是以前的电流的分数。该分数可以被选择为将电流降低到这样一种等级即该等级有可能刚刚低于阈值感知使得可以实现增加滴定例程来快速找到感知阈值。通过实例而不是限制的方式，该分数可以是以前的电流的50％到99％之间。配置之间的切换可以是自动的或是利用用户选择来切换配置的半自动的。

图29通过实例示出了可用于实现场旋转的系统的实例。用户(例如医生或患者)可以使用外部设备2910如CP或RC来输入患者对调制场的感知。外部设备可以包括图形用户接口(GUI)2911，其具有用于实现校准的GUI元件。这些GUI元件可以包括：开始自动旋转的按钮或控制2912；在图形引线参考上指示旋转引线的哪个部分的图形指示符2913；在自动旋转期间显示引线上的场的位置的图形指示符2914；用户从自动旋转(实时生成的或者后续的屏幕)选择的幅度的图形指示符2915；校准模型(如果使用了模型)的图形指示符2016；设置或者修改自动旋转的速度的控制2917(可以是定量的例如秒数或定性的例如慢、适中，快)；在自动旋转中设置一个或多个暂停的能力(例如在接触件上将场保持数秒以在这些点得到更多数据或者利用手动输入来控制到下一个自动旋转位置的跳跃)2918。所示系统进一步包括用于在靶向的组织体积中生成和移动调制场的调制设备2919和电极排列2920。可以根据用户输入来增加或减小电流的幅度。

图30通过实例示出了在场旋转的执行中使用的外部设备的GUI的实例。GUI可以提供引线3201或电极排列或靶向的组织的说明。GUI可以提供调制场的位置的实时的或者近乎实时的指示符3022。该位置可以是与所示的引线或者所示的电极排列或所示的靶向的组织的相对位置。用户可以使用GUI来设置感兴趣区域的旋转的边界3023和/或暂停点3024，以允许采集附加的数据。例如，可以经由拖动和下落控制这些点。GUI可以允许用户选择校准的速度3025。通过实例而不是限制的方式，用户可以选择预定速度(例如慢速，在60秒内完成校准；中速，在40秒内完成校准；或快速，在20秒内完成校准。)GUI可以允许用户提供定制的速度。例如，GUI可以允许用户选择快速限制和慢速限制之间的任意速度用于校准。

各种实施例使用至少一个电极上的电极排列，旋转调制场通过神经组织位置，并且随着旋转调制场经过位置而多次执行标记程序。标记程序识别调制场何时提供患者感知的调制。标记程序可以包括接收用于指示调制强度已实现患者感知的刺激的标记信号，以及响应于接收标记信号而存储影响调制强度的调制场参考数据。调制强度可以包括影响患者对调制能量的感知的调制参数。这些参数可以包括脉冲宽度、速率、幅度、电流分布和电极极性(阳极与阴极)。异常感觉是患者可以感知调制能量的方式的一个实例。通过实例而不是限制的方式，调制场参数数据的存储可以在暂态存储器中例如但是不限于高速缓存或RAM或者在永久/持久存储器中例如但不限于ROM、存储器设备如硬盘驱动器、光盘、拇指驱动器或云存储器。

调制参数值可用于估计神经组织基于神经组织位置的相对兴奋。估计的相对兴奋可用于编程将要经过电极排列中的一个或多个电极传递的调制能量。

标记过程可以包括：接收用于指示调整调制强度的指令的滴定信号；响应于接收到滴定信号来调整调制强度；以及接收用于指示已调整的调制强度达到患者感知调制的标记信号。可以由患者或者由医生或者响应于患者响应的其他用户发起滴定信号。在接收到标记信号之后，后续的标记过程可以从该已调整的调制强度开始。后续的标记过程可以包括响应于接收到后续滴定信号，后续地调整已调整的调制强度，以及接收用于指示后续已调整的调制强度达到患者感知调制的后续标记信号。

一些系统实施方式可以包括植入式医疗设备和外部设备。植入式设备可以包括神经调制生成器、通信模块、存储器和控制器。外部设备可以被配置为发送命令到植入式设备并且提供图形用户接口。图形用户接口可以被配置为提供电流幅度控制，其被配置为在旋转例程期间调整电流幅度；或者提供电流和脉冲宽度控制，其被配置为在旋转例程期间调整电流幅度和脉冲宽度。系统可以被配置为保持用户在对于该系统定义的强度-持续时间曲线内部。图形用户接口还可以提供以下控制中的任意一个或任意组合：旋转开始，其被配置为开始旋转例程；速度控制，其被配置为设置或者修改速度以在旋转例程期间改变位置；分辨率控制，以指定用于旋转的步骤尺寸；或者暂停控制，其被配置为在旋转例程中设置一个或多个暂停。图形用户接口还可以或者可替换地提供以下至少一个：用于指示在旋转例程期间要旋转的电极阵列的一部分的图形引线指示符，或者用于指示在旋转例程期间场的位置的图形场指示符。图像场指示符还可以指示在旋转例程期间不同的位置中的场的范围。

滴定信号可以包括手动开始的滴定信号，其是由用户手动开始的。可替换地或另外地，滴定信号可以包括自动调整调制强度的自动提供的信号。自动提供的信号可以受编程指令控制以根据调度的时间或者在定时器到期之后或者在标记信号的接收之后自动调整调制强度。系统可以被配置为接收用户提供的命令以停止调制强度的自动调整。

旋转调制场可以包括自动移动调制场。例如，当倒计时计数器到期而正在调整调制强度时可以生成标记信号。在一些实施例中，可以由用户延长和/或由用户加速倒计时计数器以立即前进到下一个旋转位置。倒计时计数器可以具有不同的持续时间以在旋转位置的兴趣点提供更长的持续时间或者在其他旋转点提供更短的持续时间。可以使用定时器时钟或者使用其他指示器如进度条、颜色灰度、显示的强度等级等将倒计时计数器显示给用户。旋转调制场可以包括调制场的患者控制的移动或者半自动旋转中的自动和患者控制的一些组合。

旋转调制场可以包括移动单极性调制场，其中外壳电极被配置为阳极并且电极排列中的电极被配置为阴极，或者外壳电极被配置为阴极并且电极排列中的电极被配置为阳极，或者电极排列中的电极被配置为阳极或阴极。然而，本主题不限于单极性调制，因为双极性或多极性调制可用于经过靶向的组织的位置来旋转场。旋转调制场可以包括改变电极排列中的电极的分解电流值以移动调制场经过神经组织位置。旋转调制场可以包括使用至少一个定时通道生成至少两个不同的场给患者。存储的调制参数数据可以直接用于估计神经组织基于神经组织位置的相对兴奋。在一些实施例中，实现模型来使用存储的调制场数据作为到模型的输入以估计相对兴奋。

对于调制的患者感知如异常感觉可用于校准亚感知疗法。例如，脉冲幅度可以增加以实现异常感觉或者所传递的调制能量的另一个患者感知指示符。其他患者感知指示符的实例可以包括温度、本体感受、总体不适、压力、发痒、牵拉、振动等等。系统可被配置为使用患者感知调制的阈值或者患者忍受调制的阈值或者调制强度的另一个感知范围来校准亚感知疗法。可以利用作为患者感知电流的一部分的幅度来编程调制设备。然而，对于小的脉冲宽度程序，实现异常感觉所需要的幅度通常高于植入式刺激器的调制输出限制所能实现的幅度。亚感知调制可以调制DC、DR和/或DH组织。亚感知可以包括大约1500Hz或更大的频率。亚感知调制可以在低于1500Hz的频率(例如低于1200Hz如但不限于范围在2Hz和1200Hz之间的频率或者低于1000Hz或低于500Hz的频率)比DC组织优选地调制DH和/或DR组织。

可以使用曲线拟合技术如拉皮克(Lapique)强度持续时间模型或外斯(Weiss)电荷持续时间模型来从稀疏数据估计强度-持续时间曲线。该数据可以描绘为电荷对持续时间，并且使用线性曲线拟合。使用线性拟合的参数来估计时值和基强度电流以及构造模型强度持续时间曲线。

图31通过实例示出了强度持续时间曲线的实例，其中，描绘了脉冲幅度(强度)对于脉冲持续时间(脉冲宽度)。隔膜的刺激取决于刺激物的强度和持续时间。绘图指示了随着脉冲宽度增加，需要的电流幅度增加。绘图还示出了基强度和时值。基强度表示导致动作电位的无限持续时间的最小电流，以及时值是电流将基强度翻倍以导致动作电位的最小时间。可以使用对于更大的脉冲宽度测量的两个或多个参考数据点来识别强度持续时间曲线，并且该曲线可用于估计与更小的脉冲宽度对应的电流。因此，各种实施例获得这样一种更大的脉冲宽度的阈值即在该更大的脉冲宽度上刺激器能够生成这样一种强度即该强度允许患者感知调制阈值以及随后使用大的脉冲宽度的这些阈值来使用强度持续时间曲线估计使得刺激器不能够生成患者将感知到的强度的更小的脉冲宽度的感知阈值。除了使用患者感知的阈值之外，可以可替换地或另外使用其他感知值。例如，可以使用忍受阈值，其中忍受阈值指示可以忍受的最大调制能量数量。该估计的阈值的一部分可以用于神经调制程序设置。因此，可能需要数据来拟合希望的小的脉冲宽度。

图32通过实例示出了可用于在低脉冲宽度上校准亚感知调制的系统的一个实施例。所示系统可以包括在至少一个引线上的电极3226，其被配置为可操作地定位为用于传递亚感知神经调制。系统可以进一步包括神经调制生成器3227，其被配置为使用至少一些电极来生成用于亚感知神经调制的调制场。系统可以包括反馈模块3228，其被配置为接收生成的调制场提供给用户感知的调制的信号；以及控制系统3229，其可操作地连接到神经调制生成器3227和反馈系统3228并且被配置为实现校准过程3230。反馈系统3229可以包括传感器反馈3231和/或经由外部设备的用户反馈3232如患者已经历异常感觉的用户反馈。反馈传感器的实例可以包括用于感测引起的复合动作电位或其他可测量的生物标记的传感器。由控制系统3229实现的校准过程可以包括控制神经调制生成器3227使用包括具有第一脉冲宽度的第一刺激脉冲和和具有第二脉冲宽度的第二刺激脉冲的两个参考脉冲3233生成调制场。控制系统3229可以使用反馈模块3228来确定第一参考点，其表示使用用于提供患者感知的调制的第一脉冲宽度生成的调制场的强度，以及使用反馈模块3228来确定第二参考点，其表示使用用于提供患者感知的调制的第二脉冲宽度生成的调制场的强度。可以至少使用第一参考数据点和第二参考数据点来得出亚感知校准数据。得出亚感知校准数据包括得出专用于使用具有亚感知脉冲宽度3234的亚感知脉冲所传递的亚感知的亚感知校准数据。

图33通过实例示出了用短脉冲宽度编程亚感知调制的过程的一个实施例。如在3335处所示，可以使用具有第一脉冲宽度的第一刺激脉冲生成调制场。可以确定第一参考数据点，其中，第一参考数据点表示使用用于提供患者感知的调制的第一脉冲宽度生成的调制场的强度。如在3336处所示，可以使用具有第二脉冲宽度的第二刺激脉冲生成调制场。可以确定第二参考数据点，其中，第二参考数据点表示使用用于提供患者感知的调制的第二脉冲宽度生成的调制场的强度。如在3337处所示，可以至少使用包括第一参考数据点和第二参考数据点的至少两个参考数据点来得出亚感知调制的校准数据。得出校准数据可以包括如在3338处所示的，估计用于表示使用估计会提供患者感知的调制的亚感知脉冲宽度生成的调制场的估计强度的亚感知数据点。可以从至少两个参考数据点外推估计的亚感知数据点。得出校准数据可以进一步包括如在3339处所示的，使用估计的亚感知数据点得出用于亚感知的校准数据(例如幅度)。例如，小脉冲宽度的亚感知脉冲的幅度可以是估计的亚感知数据点的幅度的分数。

估计用于亚感知脉冲宽度的亚感知幅度可以包括在第一参考幅度和第二参考幅度上应用曲线拟合技术来识别电荷持续时间模型曲线的曲线参数，以及使用第一参考幅度和第二参考幅度以及电荷持续时间模型曲线来估计提供患者感知阈值的亚感知脉冲宽度的亚感知。曲线参数的实例包括时值和基强度电流。曲线拟合技术可以包括拉皮克强度持续时间模型或外斯电荷持续时间模型或其他指数的或者反比例模型，以及参考数据点可以表示脉冲宽度和该脉冲宽度的电流幅度。

在需要从一些已知的东西估计刺激的幅度的情况中该方法可以与DH或DR刺激或任意刺激时间一起使用，但是不可用于在更小的脉冲宽度上实现一些已知的东西。例如，方法可以包括使用具有第一脉冲宽度的第一刺激脉冲生成调制场，以及确定第一参考数据点，其表示使用提供感知的或可测量的响应的第一脉冲宽度生成的调制强度，以及使用具有第二脉冲宽度的第二刺激脉冲生成调制场，以及确定第二参考数据点，其表示使用提供响应的第二脉冲宽度生成的调制强度。可以使用包括第一参考数据点和第二参考数据点的至少两个参考数据点得出用于调制的校准数据。得出校准数据可以包括得出对于使用具有比第一脉冲宽度和第二脉冲宽度更小的脉冲宽度的脉冲来传递的调制所专用的校准数据。得出校准数据可以包括估计这样一种数据点即该数据点表示使用估计会提供响应的更小脉冲宽度所生成的调制场的估计的强度。可以从至少两个参考数据点外推估计的数据点。可以使用估计的亚感知数据点得出校准数据。

与上感知疗法相反，亚感知疗法对于患者如何使用外部设备如RC与植入物交互具有具体要求。例如，下感觉疗法的剂量控制(幅度、突发开启/关闭、频率等等)与直接异常感觉感知无关但是剂量控制如果未被正确管理则可能仍然对于疗法具有不利的影响。各种实施例在外部设备(例如RC)中提供这样一种特征即该特征允许患者调整疗法以改善结果而不需要医生的干预。患者可以发起自我校准以及控制剂量特征如突发调制。

感知阈值和/或优选的调制模式可能对于不同的患者姿势不同。各种实施例提供了适配为在患者日常生活期间适应各种姿势变化的亚感知疗法。

各种实施例提供了自动重校准特征。该自动重校准特征可以被配置为当通过感测到的信号如加速计、引起的复合动作电位(ECAP)、(包括局部场电位(LFP)、阻抗等等的)场电位检测到患者姿势改变时自动地重运行校准例程。来自校准例程的校准信息可用于调整调制程序。

各种实施例提供了半自动校准特征。当患者改变姿势时患者可以开始重校准。来自校准例程的校准信息可用于调整调制程序。

各种实施例提供了自适应调制特征。自适应调制特征可以包括姿势自适应特征，其被配置为建立不同的可编程参数集合，其中，每个集合专用于姿势位置。系统可以被配置为当检测到患者姿势改变时切换到对应的程序。

各种实施例提供了包括活动自适应特征的自适应调制特征，活动自适应特征被配置为建立不同的可编程参数集合，其中，每个集合专用于活动等级。可以使用外部或内部活动传感器来感测活动等级。

自适应调制特征可以包括姿势自适应特征和活动自适应特征，其被配置为建立用于姿势和活动的不同组合的不同的可编程参数集合。系统可以被配置为当检测到患者姿势改变和/或患者活动改变时切换到对应的程序。例如，系统可以被配置为校准调制以提供专用于多个情况，例如通过举例但不限于卧床时间、正常活动和高强度活动等级，的希望的调制参数。

图34通过实例示出了包括传递亚感知调制的方法的实施例。在3440，使用植入式设备和电极将亚感知神经调制传递到神经组织。神经组织可以包括背角组织、背根组织或脊柱组织中的至少一个。亚感知调制具有低于患者感知阈值的强度，其中，患者感知阈值是这样一种边界即在低于该边界之下患者感觉不到调制场的生成。例如，患者感知阈值可以是患者经历异常感觉的阈值。在3441，接收患者输入以触发对于神经调制的调整。患者可以经过外部设备的用户接口提供输入。用户输入可以是感测患者的状态的参数的传感器输入。在3442，实现对于患者触发的编程的响应，以调整神经调制。

作为实例，患者输入可以是用户请求的剂量调整，以及该响应可以是用于调整神经调制的剂量的响应。在一些实施例中，编程的响应包括用于限制调整调制的能力的调制限制。该限制的一个实例是用于避免神经调制的潜在不安全剂量的安全限制。在一些实施例中，编程响应包括接收反馈以估计神经调制的疗效以及使用接收到的反馈输入来自动地自我校准神经调制。反馈可以是使用外部设备的用户接口提供的关于疼痛减轻的患者提供的指示。反馈可以包括来自传感器的信号以评估神经调制的疗效。

接收到的患者输入可以是接收到的患者活动。可以使用活动传感器如基于加速计的活动传感器来感测患者活动。可以通过用户输入来接收患者活动等级。例如，患者可以输入活动信息到外部设备(例如RC)以监视患者活动。该方法可以包括使用患者活动等级输入来自动评估患者健康质量以及当被评估的健康质量指示时触发对于神经调制的调整。当被评估的健康质量指示时触发调整可以包括触发校准例程来校准或重校准神经调制。

图35通过实例示出了传递亚感知调制的系统。该系统可以包括电极排列，其被配置为可操作地定位为用于调制神经组织。神经组织可以包括背角组织、背根组织或脊柱组织中的至少一个。该系统如图所示可以进一步包括植入式设备3544，其包括神经调制生成器3545，神经调制生成器3545被配置为使用至少一些电极3543生成调制场以传递亚感知调制到神经组织。该系统可以包括控制器3546，其被配置为控制神经调制生成器3545生成调制场以及实现编程响应3547来响应于患者输入自动调整调制场。系统可以包括外部设备3548，其被配置为与植入式设备3544通信。外部设备3548可以包括接收患者输入的用户接口3549以及控制器3550，控制器3550被配置为实现编程响应或者对患者输入的响应3551，自动地开始通信以从外部设备3548发送患者发起的控制信号到植入式设备3544。植入式设备3544的控制器3546可以被配置为控制神经调制生成器3545生成调制场，以及响应于患者发起的控制信号自动地调整调制场。

患者可以使用用户接口3549来提供剂量调整3552。植入式设备3544的控制器3546可以被配置为响应于患者发起的控制信号自动调整神经调制的剂量。系统可以被配置为响应于患者发起的控制信号，限制剂量的自动调整。外部设备3548和/或植入式设备3544可以被配置有用于限制剂量调整的特征。

系统可以进一步包括反馈输入以估计神经调制的疗效。例如，反馈可以与用户提供的疼痛缓解或者用户提供的健康质量有关。系统可以被配置为使用在反馈输入接收到的反馈来自动重校准神经调制。反馈输入可以包括外部设备的用户接口(例如RC的GUI)，用于从用户(例如患者或医生或其他护理人员)接收关于疗效的输入。例如，用户可以使用外部设备的用户接口提供疼痛缓解3553或者健康质量3554的指示。反馈输入可以包括疗法反馈传感器3555，以感测用于指示疗效的参数。可以存在多个反馈传感器。

患者输入可以包括患者活动输入3556。控制器可以被配置为当被可以使用患者活动输入得出的患者健康质量指示时自动触发校准例程。作为实例，显著降低活动可以指示疗法无效(例如患者正在经历大量疼痛)因而患者不是在执行他的或她的正常活动。这可以指示应该重校准调制疗法以解决引线移动或其他变化。活动的显著增加(或者维持显著水平的活动)可以指示疗法有效(例如患者不是在经历大量疼痛)。

患者输入可以包括患者姿势输入3557。在一些实施例中，控制器可以被配置为当被可以使用患者姿势输入得出的患者健康质量指示时自动触发校准例程。输入。作为实例，显著的姿势改变(或者给定日期时间期间的不寻常的姿势)可以指示疗法无效(例如患者正在经历大量疼痛)因而患者不是在执行他的或她的正常活动。例如，患者可能在该患者通常站立或步行时的时间期间坐下或躺下。这可以指示应该重校准调制疗法以解决引线移动或其他变化。

在一些实施例中，控制器可以可替换地或另外被配置为实现校准例程以生成检测到的患者姿势的校准数据，以及使用对于检测到的患者姿势生成的校准数据来调整刺激程序。在一些实施例中，控制器可以可替换地或另外被配置为实现校准例程以生成检测到的患者活动的校准数据，以及使用对于检测到的患者活动生成的校准数据来调整刺激程序。

图36示出了对患者输入的编程响应的实例。可以经过用户接口3659输入患者输入3658以提供输入如用户输入的剂量调整3660、用户输入的疼痛缓解3661、或用户输入的健康质量3662。可替换地或另外，用户输入可以包括感测到的姿势3663和/或感测到的活动3664。编程响应3665可以包括例如但不限于校准或重校准3666和/或剂量调整3667但不限于剂量调整。在一些实施例中，校准可以对于具体的姿势范围或者具体的活动范围执行，并且用于创建专用于该具体的姿势范围或者具体的活动范围的调制参数集合。

以上详细描述意图用于说明而不是限制。本公开的范围因此应该参考所附权利要求以及该权利要求所授权的等效物的完整范围来确定。

Claims (15)

1.一种神经调制系统，包括：

至少一个引线上的电极，其被配置为可操作地定位为用于调制神经组织，所述神经组织包括背角组织或神经根组织；

神经调制生成器，其被配置为使用至少一些电极来生成调制场，所述神经调制生成器被配置为使用编程的调制参数集合来促进所述背角组织中的所述调制场的均匀性；以及

控制器，其被配置为控制所述神经调制生成器在至少两个脉冲的脉冲串中生成所述调制场。

2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述神经调制生成器被配置为使用所述调制参数集合来在至少一些电极之间分解电流，以促进神经组织中的刺激场的均匀性。

3.根据权利要求1-2中的任意一个所述的系统，其中，所述神经调制生成器被配置为使用所述调制参数集合在所述背角组织中生成近似恒定的电场，以促进所述背角组织中的一个或多个方向中的电场的均匀性。

4.根据权利要求3所述的系统，其中，所述神经调制生成器被配置为使用所述调制参数集合在沿脊髓的纵向方向中生成近似恒定的电场。

5.根据权利要求1-2中的任意一个所述的系统，其中，所述神经调制生成器被配置为使用所述调制参数集合在所述背角组织中生成具有近似相等的量级的电场，以促进所述背角组织中的电场的量级的均匀性。

6.根据前述权利要求1或2所述的系统，其中，每个脉冲串具有小于一秒的持续时间。

7.根据权利要求1或2所述的系统，其中，每个脉冲串的持续时间小于100ms。

8.根据权利要求1或2所述的系统，其中，每个脉冲串的持续时间大于2ms并且小于50ms。

9.根据前述权利要求1或2所述的系统，其中，每个脉冲串中的总脉冲小于10个脉冲。

10.根据权利要求1或2所述的系统，其中，每个脉冲串中的总脉冲在3个脉冲到5个脉冲的范围内。

11.根据前述权利要求1或2所述的系统，其中，每个脉冲串具有这样一种脉冲串即该脉冲串具有范围在2ms到5ms之内的脉冲间持续时间。

12.根据前述权利要求1或2所述的系统，其中，连续的脉冲串之间的时间大于每个脉冲串的持续时间。

13.根据前述权利要求1或2所述的系统，其中，至少一个引线上的电极包括被配置为可操作地靠近背组织植入的至少两个引线上的电极，每个引线包括多个电极。

14.根据权利要求13所述的系统，其中，所述至少两个引线上的电极包括电极分段，每个电极分段仅部分地环绕所述引线中的一个。

15.根据权利要求1或2所述的系统，其中，至少一个引线上的电极包括引线桨状物上的电极。

Images