CN108697892A - 用于降低的功耗的替代电极配置 - Google Patents

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Abstract

本公开描述了用于确定替代电极组合和这些替代电极组合的功耗的设备和系统。在一个示例中，方法包括：标识被配置成经由引线递送电刺激治疗的具有一个或多个电极的集合；基于该具有一个或多个电极的集合来确定用于递送电刺激治疗的一个或多个替代电极组合；针对该一个或多个替代电极组合中的每一个组合，计算相对于该具有一个或多个电极的集合的相应的场相似性分数；以及输出该一个或多个替代电极组合中的至少一个组合的表示，以供在至少部分地限定电刺激治疗时进行选择，该表示包括相应的功耗值或相应的场相似性分数中的至少一者的指示。

Description

用于降低的功耗的替代电极配置
技术领域
本公开涉及电刺激，并且更具体地涉及用于电刺激治疗的刺激参数的选择。
背景技术
植入式神经刺激设备已被用于医治急性或慢性神经病症。深部脑刺激(DBS)是亚皮质结构的轻度电刺激，属于植入式设备的这个分类，并且已表明对于帕金森氏病、肌张力障碍、原发性震颤、强迫症和癫痫在治疗上有效。正在研究DBS在精神障碍(临床抑郁症、神经性厌食症、精神分裂症)领域中的新应用。在一些示例系统中，在其远端部分携载四个环形电极的引线被连接到植入式脉冲发生器以提供电刺激治疗。
发明内容
一般而言，本公开描述了用于确定替代电极组合的技术、设备和系统，其可在刺激治疗期间提供降低的功耗，同时维持适当的刺激场。用户或系统可将具有一个或多个电极的集合标识为用于生成不同的替代电极组合的起点或约束。所标识的具有一个或多个电极的集合可对应于来自用户的选择的电极、与用户选择的刺激参数集合或系统选择的刺激参数集合相关联的电极、或者甚至与由电刺激激活的目标组织的初始体积对应的一个或多个电极。在一个示例中，系统可接收提供期望的或预期的刺激场(例如，神经激活的体积、组织激活的体积或者电势分布)的初始电极组合(例如，来自用户输入的或来自所选择的刺激参数集合的具有一个或多个电极的集合)以刺激特定的解剖区域。该系统可标识可提供刺激治疗的替代电极组合，该替代电极组合消耗比该具有一个或多个电极的集合或初始电极组合少的功率，但是递送与利用该具有一个或多个电极的集合能递送的刺激场类似的刺激场。
例如，该系统可确定与比与原始标识的该具有一个或多个电极的集合相关联的集体阻抗低的集体阻抗相关联的替代电极组合。较低的集体阻抗可以是由于替代电极组合相对初始电极组合具有附加电极以便降低电极的阻抗，并且因此降低按相同电流水平递送刺激所需的总功率。在其他示例中，一个或多个替代电极组合可包括与初始电极组合相同的或比初始电极组合少的电极，但是包括刺激电流在其上行进的较低电阻组织。系统可针对由用户进行的电极组合选择，显示一个或多个替代电极组合的功耗值和/或由该一个或多个替代电极组合生成的刺激场相对于与该具有一个或多个电极的集合(例如，初始电极组合)相关联的刺激场的相似性的表示。在其他示例中，系统可根据降低的功耗值和/或刺激场的相似性来自动选择替代电极组合。
在一个示例中，本公开涉及一种方法，该方法包括：由一个或多个处理器标识被配置成经由引线递送电刺激治疗的具有一个或多个电极的集合，该引线包括布置在复杂电极阵列几何形状中的多个电极，其中该多个电极包括该具有一个或多个电极的集合；由该一个或多个处理器并基于该具有一个或多个电极的集合来确定用于递送电刺激治疗的一个或多个替代电极组合，其中该一个或多个替代电极组合中的每一个组合与相应的功耗值相关联，该相应的功耗值比与该具有一个或多个电极的集合相关联的功耗值低；由该一个或多个处理器并针对该一个或多个替代电极组合中的每一个组合来计算相对于该具有一个或多个电极的集合的相应的场相似性分数；以及由该一个或多个处理器输出该一个或多个替代电极组合中的至少一个组合的表示，以供在至少部分地限定电刺激治疗时进行选择，该表示包括相应的功耗值或相应的场相似性分数中的至少一者的指示。
在另一个示例中，本公开涉及系统，该系统包括一个或多个处理器，该一个或多个处理器被配置成：标识被配置成经由引线递送电刺激治疗的具有一个或多个电极的集合，该引线包括布置在复杂电极阵列几何形状中的多个电极，其中该多个电极包括该具有一个或多个电极的集合；基于该具有一个或多个电极的集合来确定用于递送电刺激治疗的一个或多个替代电极组合，其中该一个或多个替代电极组合中的每一个组合与相应的功耗值相关联，该相应的功耗值比与该具有一个或多个电极的集合相关联的功耗值低；针对该一个或多个替代电极组合中的每一个组合来计算相对于该具有一个或多个电极的集合的相应的场相似性分数；以及输出该一个或多个替代电极组合中的至少一个组合的表示，以供在至少部分地限定电刺激治疗时进行选择，该表示包括相应的功耗值或相应的场相似性分数中的至少一者的指示。
在另一个示例中，本公开涉及一种非瞬态计算机可读介质，该非瞬态计算机可读介质包括指令，该指令当被执行时致使一个或多个处理器：标识被配置成经由引线递送电刺激治疗的具有一个或多个电极的集合，该引线包括布置在复杂电极阵列几何形状中的多个电极，其中该多个电极包括该具有一个或多个电极的集合；基于该具有一个或多个电极的集合来确定用于递送电刺激治疗的一个或多个替代电极组合，其中该一个或多个替代电极组合中的每一个组合与相应的功耗值相关联，该相应的功耗值比与该具有一个或多个电极的集合相关联的功耗值低；针对该一个或多个替代电极组合中的每一个组合来计算相对于该具有一个或多个电极的集合的相应的场相似性分数；以及输出该一个或多个替代电极组合中的至少一个组合的表示，以供在至少部分地限定电刺激治疗时进行选择，该表示包括相应的功耗值或相应的场相似性分数中的至少一者的指示。
一个或多个示例的细节在以下所附附图和描述中进行陈述。本公开的其他特征、目的以及优点将从描述、附图以及权利要求书中显而易见。
附图说明
图1是根据本公开的递送深部脑刺激(DBS)的示例神经刺激系统的概念图。
图2A、2B和2C是用于DBS的神经刺激系统的示例薄膜、引线和探针的示意图。
图3是递送DBS的示例系统的概念图。
图4是具有复杂电极阵列几何形状的另一示例引线的概念图。
图5是被配置成耦合到一个或多个引线的示例植入式医疗设备(IMD)的功能框图。
图6是用于IMD的示例外部编程器的功能框图。
图7是在网络之上操作的示例分布式系统的概念图。
图8是基于其他电极到初始电极组合的电极的距离来选择的示例替代电极组合的概念图。
图9是从替代电极组合能递送的示例刺激场的概念图。
图10是根据本公开的用于确定替代电极组合的示例过程的流程图。
图11是示出表示系统阻抗的示例单极刺激电路的概念图。
图12是示出用于系统中的多个刺激发生器的示例负载模型的概念图。
具体实施方式
如本文中通常描述的，系统、设备和方法可从具有一个或多个电极的集合(例如，原始电极组合)确定替代电极组合，以降低刺激治疗递送的功耗，同时维持类似的刺激场。针对大多数电刺激治疗，选择某些电极以便产生影响期望的神经或神经元的刺激场。在深部脑刺激(DBS)的示例中，携载多个电极的一个或多个引线被植入大脑的深部区域内。引线可包括复杂电极阵列几何形状，其可包括引线的不同轴向位置处的电极和围绕引线的圆周的不同周向位置处的电极(如果引线在形状上是圆柱形的话)。
DBS的临床益处可取决于与大脑的一个或多个区有关的电场的空间分布。电极的适当选择可产生靶向某些区的刺激场，以最大化治疗益处，同时避免如果刺激场影响大脑的其他区则可能发生的不希望的副作用。以此方式，在递送刺激信号时，引线一侧上的一个或多个电极可以是活动的，而引线另一侧上的其他电极可保持不使用。尽管较少的活动电极可提供更有靶向性的刺激场，但较少的活动电极和/或在组织界面处具有较高表面电阻率的电极还可能导致用于递送刺激治疗的较高系统阻抗。其他系统变量，诸如，电路中的某些电气部件(例如，阻塞电容器、线缆电阻、电流源)也可能对某些较高或较低的阻抗有贡献。这是因为系统(例如，刺激发生器)的功耗P(例如，瓦特)是由通过集体负载或系统阻抗Z(例如，被连接到刺激发生器的，以欧姆为单位)驱动的电流量I(例如，总刺激电流，以安培为单位)、其持续时间(例如，刺激脉冲宽度，以秒为单位)和频率(例如，刺激脉冲频率，以Hz为单位)来确定的。在其他示例中，集体负载或系统阻抗可仅由其电阻Re(Z)来表示。在确定功耗中使用的阻抗可以是整个系统的总阻抗(例如，包括通过其递送电刺激脉冲的指定电极组合的电路的集体阻抗)，诸如，如图11和图12的示例中所讨论的对应于各种电气部件、电极-组织界面以及组织的阻抗。可测量阻抗或者可从系统和电极两者的电模型计算阻抗。针对使用电刺激的恒定电流的系统，在电极组合中使用的较少的电极通常可增大系统的阻抗和功耗。因此，经由较少的活动电极递送电刺激可降低驱动系统的植入式医疗设备(IMD)的电池寿命。如以上所讨论的，由于组织界面而具有较高表面电阻率的电极也可以比其他电极更多地增加某些电极的有效阻抗。功耗的增大可能会减少重新充电会话之间的持续时间、减少IMD的总电池寿命、并且潜在地增大在电池寿命结束时替换IMD所需的外科手术的频率。
如本文中所描述的，系统标识被配置成经由引线递送电刺激治疗的具有一个或多个电极的集合。该标识可包括：标识用于刺激的用户所限定的电极或电极组合、标识可以递送由用户期望的(例如，限定的)或由系统选择的刺激场的一个或多个电极、或者标识被包括在以其他方式被选择用于限定刺激治疗的刺激参数集合中的一个或多个电极。如本文中所讨论的，刺激参数集合可限定电极组合、电流或电压幅度、脉冲频率、脉冲宽度、占空比等的值。以此方式，一些刺激参数可限定经由也由该刺激参数集合限定的电极组合施加到组织的脉冲。在一些示例中，刺激程序还可限定该刺激参数集合(例如，信号特性和信号通过其被递送到组织的电极组合)。系统可将所标识的具有一个或多个电极的集合使用为可供考虑的替代电极组合的起点或约束。在本文中通常描述的一个示例中，所标识的具有一个或多个电极的集合可以是替代电极组合所基于的初始或原始电极组合。然而，在本文中描述的示例中，具有一个或多个电极的集合可用作用于确定替代电极组合的基础，而不是替代电极组合所基于的初始电极组合。
该系统还可确定一个或多个替代电极配置，其在与具有一个或多个电极的集合(诸如，初始电极组合)相比较时可降低功耗，同时提供与初始电极组合的刺激场类似的刺激场。初始电极组合可由用户选择或以其它方式被标识(例如，从所选择的刺激程序，作为来自引线的刺激的总体方向的起点，或者作为对应于由患者期望的刺激场)，以用于电刺激治疗的递送。初始电极组合可包括一个或多个电极并且可被配置成以单一极配置或双极配置操作。初始电极组合可包括少至一个或两个电极，其旨在将刺激场聚焦或操纵至大脑的期望解剖区域。然而，如以上所讨论的，当递送刺激治疗时，很少的电极可增大系统的功耗。
系统可确定一个或多个替代电极组合，其可提供刺激治疗，该刺激治疗消耗比初始电极组合少的功率但是递送与利用初始电极组合能递送的刺激场类似的刺激场。以此方式，替代电极组合可具有比初始电极组合的集体阻抗低的相应的集体阻抗(即，用于经由替代电极组合递送的刺激信号的总阻抗)。例如，系统可添加最紧密接近初始电极组合的电极以生成一个替代电极组合。该系统可继续添加下一个最靠近的电极以迭代地确定附加的替代电极组合。替代电极组合中的较大数量的电极可通常减小系统的阻抗和功耗，但是对应的刺激场也可能越来越不相似于初始电极组合的刺激场。在一些示例中，替代电极组合可具有与初始电极组合相同或比初始电极组合少的电极，但是该替代电极组合的电极可与比初始电极组合的电极低的组织阻抗相关联。
系统可计算替代电极组合中的每一个组合的功耗值和场相似性分数。这些计算可基于电极组合的建模来提供每个电极组合的性能的客观指示。电极组合的这种建模可包括电极的电阻或阻抗建模(例如，分别为R矩阵或Z矩阵)和/或电场建模和/或电势分布建模，其中的一个、两个或全部可用于确定电场、电势分布、神经元激活的体积(VNA)或组织激活的体积(VTA)。例如，脑组织的轴突模型可用于确定VNA和VTA。在一些示例中，系统可呈现这些客观测量的表示，诸如，相对于初始电极组合的功耗值、指示每个替代电极组合的刺激场与初始电极组合的刺激场之间的相似性的数值分数和/或每个替代电极组合的刺激场的视觉表示。系统可被配置成接收选择用于治疗的替代电极组合中的一个的用户输入。在其他示例中，系统可自动地选择替代电极组合。例如，系统可检测一个或多个电极的损失(例如，导致无法经由电极递送刺激的电极故障、开关故障或导体故障)并且发起用于选择另一电极组合的过程，该另一电极组合包括提供与包括现在不可用的电极(多个)的先前电极组合类似的功耗和/或场相似性分数的可用电极。该过程可包括重新计算剩余电极的电阻矩阵和/或阻抗矩阵。在一些示例中，系统可存储先前所选择的不包括不可用电极的替代电极组合的排名，并且基于该先前的排名来自动选择新的电极组合。系统可在有或没有用户确认的情况下使用所选择的替代电极组合。以此方式，系统可使用替代电极组合，其可以降低在刺激治疗期间消耗的功率，同时维持与由用户所期望的刺激场类似的刺激场。
本文中描述的刺激场可指代与电刺激的递送相关联的不同类型的场、区或体积。在一个示例中，刺激场可指代解剖的体积，其中神经脑活动(在深部脑刺激的示例中)由从刺激引线的一个或多个电极递送的刺激脉冲的分布来调制。在一些示例中，这些类型的刺激场可被称为神经激活的体积(VNA)或组织激活的体积(VTA)。可从来自引线的递送的电势分布的模拟与各种尺寸和/或取向的计算轴突模型一起导出VNA或VTA。在另一个示例中，刺激场可指代电势分布或其电梯度(例如，电场和/或电势的散度)。以此方式，在本文中所描述的刺激场可在静电和/或刺激治疗的情境下提供信息。这些或其他类型的刺激场中的任一个可用于比较和/或选择一个或多个替代电极组合，如本文中所描述的。另外，可在数值上或图形上表示每种不同类型的刺激场。
一般将电刺激治疗描述为在不存在其他治疗的情况下被递送给患者。然而，患者可接收除了其他类型的治疗(诸如，药物递送治疗(例如，来自相同的或分开的植入式设备)、口服药物、物理治疗或者可能解决患者的相同病症、相关病症或不同病症的其他治疗)之外的电刺激治疗。可选择电刺激治疗以与这些治疗中的任何治疗协同工作。
图1是根据本公开的递送深部脑刺激(DBS)的示例神经刺激系统10的概念图。在其他示例中，神经刺激系统10可涉及其他应用，诸如，脊髓刺激或骨盆底刺激。神经刺激系统10至少包括可手术植入患者1的胸部区域3中、通常在锁骨以下的或植入患者1的腹部区域中的控制器14(例如，植入式医疗设备(IMD)和/或包括一个或多个脉冲发生器的第一模块)。控制器14可被配置成例如以电流脉冲或电压脉冲(例如，也被称为刺激信号)的形式将必要的刺激脉冲供应给引线布置18。DBS系统100可进一步包括被连接到控制器14并且诸如沿着颈部4在皮下运行到颅骨2的连接线缆16(例如，延长线)，其在引线布置18的连接器处终止。
DBS引线布置18可被植入脑组织中，例如，穿过颅骨中的钻孔(burr-hole)。在一些示例中(例如，如图2C和图3中所示)，DBS引线布置18可包括被耦合到包括开关矩阵的至少一个模块的一个或多个引线。以此方式，开关矩阵可被包括在与控制器14分开的第二模块111中。另外，DBS系统100可包括一个或多个接地电极。可由连接线缆16例如，在控制器14和引线布置18之间携载接地电极。在一些示例中，连接线缆16可由被配置成彼此并联连接的两根或更多根线缆形成，并且这些线缆中的一个或多个可携载接地电极。
引线布置18可包括被布置在复杂电极阵列几何形状中的多个电极。复杂电极阵列几何形状通常指代在多个非平面或非同轴位置处的刺激电极的布置，与简单电极阵列几何形状相反，在简单电极阵列几何形状中电极共享共同的平面或共同的轴线。简单电极阵列几何形状的示例是沿着圆柱形引线的长度分布在不同轴向位置处的环形电极阵列。简单电极阵列几何形状的另一示例是在桨叶引线(paddle lead)上的电极的平面阵列。
根据本公开的复杂电极阵列几何形状的示例是定位在沿着引线的长度的不同轴向位置处的，以及定位在围绕引线的外周(例如圆周)的不同角度位置处的电极的阵列。在一些示例中，复杂电极阵列几何形状中的电极可包括在沿着引线的一个轴向位置处的两个或更多个电极(例如，两个、三个、四个或更多个电极)。这可被称为引线的“级别”。引线还可包括两个或更多个级别，而每个级别包括在不同角度位置处的多个电极。在一些示例中(例如，图2A的示例中所示的电极28)，在一个级别处的电极可与相邻级别的电极周向交错。在其他示例中(例如，图4中的引线60的电极)，在一个级别处的电极可与相邻级别的电极周向对齐。
在一些示例中，复杂电极阵列中的电极可以是沉积在相应位置处的导电材料的圆形区、矩形区或非矩形区。在其他示例中，复杂电极阵列几何形状中的电极可以看起来类似于传统环形电极的不连续的弧状(arc-like)段。具有复杂电极阵列几何形状的引线可包括这种电极段的多个“环”。每个环被设置在不同的轴向位置处。给定环内的每个电极段被设置在不同的角度位置处。引线可以是圆柱形的或具有不同直径的圆形横截面。复杂电极阵列几何形状的另一示例是定位在非圆形引线的多个平面或面上的电极的阵列。作为说明，电极的阵列可定位在桨叶引线的相对的平面上或具有多边形横截面的引线的多个面上。
外部编程器20按需无线地与控制器14进行通信，以提供或检索治疗信息。编程器20是用户(例如，临床医生和/或患者1)可用于与控制器14进行通信的外部计算设备。编程器20可确定替代电极配置和/或接收替代电极配置的用户选择，以便降低刺激治疗的功耗，如本文中所描述的。在一个示例中，编程器20可以是临床医生用于与控制器14进行通信并为控制器14编程一个或多个治疗程序的临床医生编程器。可选地，编程器20可以是允许患者1选择程序和/或观看并修改治疗参数的患者编程器。临床医生编程器可包括比患者编程器多的编程特征。换言之，更复杂或敏感的任务只可由临床医生编程器允许，以防止未经训练的患者对控制器14作出不期望的更改。
当编程器20被配置成由临床医生使用时，编程器20可用于向控制器14传送初始编程信息。该初始信息可包括硬件信息(诸如，引线的类型和电极布置)、引线在患者1的大脑内的位置、电极阵列(例如，图2A的电极132)的配置、定义治疗参数值(诸如，选择的电极配置)的初始程序、以及临床医生希望编程到控制器14中的任何其他信息。
临床医生还可借助于编程器20将治疗程序存储在控制器14内。在编程会话期间，临床医生可确定一个或多个治疗程序，其可将有效的治疗提供给患者1以解决与患者病症相关联的症状。例如，临床医生可选择利用其将刺激递送给大脑的一个或多个刺激电极组合。在一些示例中，编程器20可确定并呈现可在治疗期间消耗较少的功率的替代电极配置，和/或接收选择替代电极配置中的一个的用户输入。在编程会话期间，患者1可向临床医生提供关于正在被评估的特定程序的效能的反馈，或临床医生可基于患者1的一个或多个生理参数(例如，肌肉活动或肌紧张性)来评估效能。编程器20可通过提供用于标识潜在地有益的治疗参数值的方法系统，来协助临床医生创建/标识治疗程序。
编程器20还可被配置成供患者1使用。当被配置为患者编程器时，编程器20可具有受限功能(与临床医生编程器相比)，以便防止患者1改变控制器14的关键功能或应用，这可能对患者1有害。以此方式，编程器20可只允许患者1调整某些治疗参数的值、或设置特定治疗参数的值的可用范围。
神经刺激系统10可被实现为在几个月或几年的过程内向患者1提供慢性刺激治疗。然而，系统10也可在完全植入之前在试验的基础上采用，以评估治疗。如果暂时地实现，则系统10的一些部件可不植入在患者1体内。例如，可给患者1装配有外部医疗设备，诸如，试验刺激器，而并非控制器14。外部医疗设备可被耦合到经皮引线或者经由经皮延伸件被耦合到植入的引线。如果试验刺激器指示出DBS系统10向患者1提供了有效的医治，则临床医生可将慢性刺激器植入在患者1体内，用于相对长期的医治。另外或替代地，为了递送刺激治疗，系统10可使用由引线组件18携载的电极中的一个或多个来记录神经活动。
如本文中所描述的，系统10可执行一个或多个过程以便使用可降低电刺激治疗的功耗的替代电极组合。编程器20可在一些示例中执行该过程，控制器14可在其他示例中执行该过程，或者编程器20和控制器14的组合可在其他示例中以分布式计算的形式执行这些过程。替代地，可以采用一个或多个联网的服务器来执行本文所描述的过程中的一个或多个步骤。
在一个示例中，编程器20可使用一个或多个处理器来接收用于经由包括复杂电极阵列几何形状的引线(例如，引线组件18)递送电刺激治疗的第一电极组合的指示。第一电极组合可以是初始电极组合，其将复杂电极阵列几何形状中的一个或多个电极限定为是活动的以用于递送刺激治疗。在一些示例中，用户(例如，患者1或临床医生)可限定初始电极组合以便靶向大脑的期望解剖区域。在其他示例中，编程器20可基于用户选择的程序、接收刺激治疗的期望解剖区域或待医治的病症来选择或标识初始电极组合。以此方式，初始电极组合可以是与VNA或VTA对应的具有一个或多个电极的集合，其覆盖和/或填充相对于引线接收刺激治疗的期望解剖区域或区。
编程器20可随后基于第一电极组合确定用于递送电刺激治疗的一个或多个替代电极组合。该一个或多个替代电极组合中的每一个组合可包括比第一电极组合大的数量的电极。在一些示例中，替代电极组合中的所有均包括第一电极组合中的电极(多个)，但是在其他示例中，第一电极组合可能并不总是被包括在每个替代电极组合中。
针对该一个或多个替代电极组合中的每一个组合，编程器20可计算或测量相对于具有一个或多个电极的集合的相应的功耗值和相应的场相似性分数，该具有一个或多个电极的集合在一些示例中可以是如本文中所描述的第一电极组合。以此方式，编程器20可将替代电极组合与该具有一个或多个电极的集合的一个或多个方面进行比较。编程器20可随后生成并输出用于在至少部分地限定电刺激治疗中进行选择的一个或多个替代电极组合中的至少一个组合的表示。电极组合可被描述为“部分地限定”电刺激治疗，因为诸如电流幅度或电压幅度、脉冲宽度、脉冲频率等之类的附加刺激参数也可对限定由患者接收的电刺激有贡献。该表示可包括针对至少一个替代电极组合的相应功耗值和相应场相似性分数中的至少一者的指示。该表示可用于指示自动选择哪个替代电极组合或者呈现用户在选择期望的替代电极组合之前可以查看的信息。
在一些示例中，编程器20可通过如下方式来确定该一个或多个替代电极组合：迭代地确定该一个或多个替代电极组合中的每一个组合，使得相继的替代电极组合将一个或多个电极添加到由之前的替代电极组合所限定的所有电极。换言之，编程器20可经由生成电极组合的不同代来确定替代电极组合。例如，编程器20可从初始电极组合开始，并随后添加一个或多个最靠近的可用电极以用于替代电极组合。最靠近的可用电极可包括与初始电极组合中的一个或多个电极距离相同或等距的电极中的所有。可通过添加下一个最靠近的可用电极来继续确定附加的替代电极组合。因此，相继的替代电极组合或进一步的代包括与第一电极组合中的一个或多个电极距离增大的电极。在其他示例中，编程器20可针对满足可基于初始电极组合的约束的替代电极组合执行穷举搜索。在一些情况下，一个或多个替代电极组合可具有比初始电极组合少的电极，但是较少的电极可与较低的阻抗相关联，这可能是由于相邻组织比围绕初始电极组合中的电极的组织具有较低的电阻。以此方式，该一个或多个替代电极组合中的第一替代电极组合可包括少于或等于初始电极组合的第二数量的电极的第一数量的电极，并且与第一替代电极组合相关联的第一功耗值小于与初始电极组合相关联的第二功耗值。
编程器20还可生成允许将每个替代电极组合与初始电极组合进行比较的信息。该信息可以基于每个电极组合的功耗值和刺激场。例如，编程器20可通过针对具有一个或多个电极的集合(例如，第一电极组合)和该一个或多个替代电极组合中的每一者，针对共同的刺激参数集合(例如，刺激幅度、脉冲宽度、脉冲频率等)，计算在与相应电极组合相关联的相应系统阻抗(即，系统阻抗或集体阻抗)中耗散的功率，来计算相应的功耗值。可使用系统10的R-矩阵、Z-矩阵和/或电模型来确定功率耗散，该系统10被用于使用共同的刺激参数集合(在一些示例中针对不同的电极组合)、不同的刺激参数集合(在一些示例中用于相同的电极组合)或用于不同电极组合的不同的刺激参数集合来递送电刺激。例如，共同电流值可以是1.5毫安(mA)的刺激电流，尽管可以使用较低或较高的电流值。可基于旨在特定患者身上使用的电流来选择共同电流值。在一些示例中，不同的电流、脉冲宽度、脉冲频率等可用于不同的电极组合。本文中所描述的功耗值可指代考虑脉冲递送时间、非脉冲递送时间和脉冲频率的平均功耗值。因此，功耗值可考虑脉冲宽度、或占空比、以及递送的脉冲的频率，并且生成功耗值以反映在刺激递送的任何给定循环中使用的功率。在其他示例中，可使用每单位时间的“能量消耗值”来反映该平均功耗。在任何情况下，编程器20可因此使用刺激参数来计算每个电极组合的相应功耗值(例如，为了比较的目的)。可基于系统电气部件的已知阻抗或测量阻抗、电极-组织界面和组织电阻(例如，来自已知的或测量的R-矩阵或Z-矩阵)来计算每个电极组合的集体阻抗。在图11和图12中描述了示例贡献元件。在其他示例中，例如，图5的功率监测器109可用于测量一个或多个电极组合的实际功耗。
在一些示例中，引线(例如，引线组件18)的复杂电极阵列几何形状中的每个电极的电阻或阻抗可以随时间变化。电极可变成封装在各种密度的组织中和/或随时间稍微移位。因此，组织/电极界面可随时间而改变，并且组织和在电极组合中使用的每个电极的有效阻抗可发生变化。控制器14可周期性地或根据命令测量引线的每个电极的阻抗、或者引线的完整的电阻或阻抗矩阵(例如，R矩阵或Z矩阵)。编程器20可因此在计算初始电极组合和/或替代电极组合的整体阻抗时使用电极的最近测量的阻抗值。在一些示例中，编程器20可周期性地、根据命令或者响应于检测到的功耗增大，在系统10的寿命期间重新计算替代电极组合，以便维持系统10的有效能量使用。
当向用户呈现替代电极组合时，编程器20可基于相应的功耗值对替代电极组合进行排名，使得该一个或多个替代电极组合中的至少一些的表示指示排名。例如，编程器20可根据降低的能量消耗对替代电极组合进行排名。排名也可以包括初始电极组合。功耗值可以是每单位时间使用的能量的绝对量、与初始电极组合相比较的使用的能量的百分比、或与初始电极组合相比较的节省的能量的百分比。在一个示例中，可使用使用R矩阵或Z矩阵方法确定的电阻或阻抗来计算功耗，如以下关于图12进一步讨论的。在一些示例中，可由当使用相应的电极组合时控制器14的电池在再充电之前将持续的时间量来表示功耗值。
编程器20还可以计算替代电极组合中的每一个组合的场相似性分数作为与初始电极组合的刺激场的比较。例如，编程器20可确定由初始电极组合能递送的原始刺激场、并且针对替代电极组合中的每一个组合确定由相应的替代电极组合能递送的相应刺激场。编程器20可随后针对替代电极组合中的每一个组合，将由相应替代电极组合能递送的相应刺激场与由第一电极组合能递送的原始刺激场进行比较。编程器20可随后针对替代电极组合中的每一个组合输出比较的指示。
在一些示例中，场相似性分数可以是初始电极组合的刺激场与替代电极组合的刺激场有多类似的数值表示。编程器20可比较每个刺激场的体积并将场相似性分数表示为两个体积的比率。作为另一示例，场相似性分数可指示原始刺激场与替代电极组合的相应刺激场重叠，或者将在空间中与替代电极组合的相应刺激场共享相同的体积的体积的百分比。替代地，分数可指示替代电极组合的刺激场与原始刺激场重叠，或者将在空间中与原始刺激场共享相同的体积的体积的百分比。基于空间中的两个3-D刺激场体积如何彼此比较(例如，它们如何重叠)可导出场相似性分数。替代地，场相似性分数可指示第一刺激场的一个或多个2D表示如何与另一刺激场的对应2D表示进行比较。其他比较机制也可用于导出场相似性分数。
在另一示例中，编程器20可基于在原始刺激场与由相应的替代电极组合能递送的相应刺激场之间的索伦森-骰子(Sorensen-Dice)系数来计算场相似性分数。索伦森-骰子(Sorensen-Dice)系数可用于评估两个样本(例如，刺激场)之间的相似性并且可根据以下来计算：
其中QS是具有范围[0,1]的相似性的商，其中1是相同的匹配；A和B是样本A和B中的种类的数量。在一个示例中，A和B可以是初始电极组合的刺激场和相应替代电极组合的刺激场的体积元素。描述一个场如何与另一个场类似(例如，与另一个场重叠或重合)的任何其他度量可替代地用于导出场相似性分数。
另外或替代地，为了呈现场相似性分数，编程器20可针对第一电极组合和该一个或多个替代电极组合中的至少一个组合中的每一个组合，输出经由相应的电极组合能递送的刺激场的视觉表示。视觉表示可以是刺激场的二维(2D)图形表示和/或刺激场的三维(3D)图形表示。2D表示可被示出刺激场的一个或多个不同视图，诸如，沿着引线的轴的视图和与引线的轴正交的侧视图。编程器20可向用户提供与3D表示进行交互并且在空间中转动或移动3D表示。在一些示例中，编程器20可在刺激场上显示距离网格或测量标记，以允许用户可看到每个刺激场的尺寸中的差异。
如本文所讨论的，编程器20可基于适当的度量来自动选择替代电极组合，诸如，给予降低的功耗或场相似性分数的偏好。替代地，编程器20可经由编程器20的用户界面呈现与每个替代电极组合相关联的信息以供用户查看。编程器20可随后经由用户界面接收对替代电极组合中的一个的选择，并且根据所选择的替代电极组合来控制向患者递送电刺激治疗。例如，编程器20可生成一个或多个治疗程序，其包含用于递送电刺激治疗的所选择的替代电极组合。以此方式，编程器20可控制IMD使用所选择的电极组合来递送刺激。编程器20可随后将治疗程序(或仅一些刺激参数，诸如，选择的电极组合)传送到控制器14以限定刺激治疗。诸如控制器14之类的IMD可因此被配置成接收所选择的替代电极组合并且根据所选择的替代电极组合来递送电刺激治疗。
本文中通常描述的示例涉及选择用于刺激治疗的一个或多个替代电极组合，以便降低功耗，同时保持场相似性以实现期望的治疗结果。在其他示例中，本文中所描述的过程可以与任何刺激参数(例如，电流或电压幅度、脉冲频率、脉冲宽度、占空比、单极或双极配置等)的选择有关，以便确定其他的刺激参数集合(例如，一个或多个刺激程序)，其消耗较低水平的功率，同时还递送提供治疗效能的刺激场。例如，系统或用户可在刺激参数的选择中提供一个或多个约束，诸如，使用哪些电极、避免哪些电极、期望的电流或电压幅度、期望的脉冲频率、期望的脉冲宽度和/或占空比、和/或期望的或要避免的VNA或VTA。使用这些约束，系统可自动生成满足这些约束的刺激参数集合，并且由功耗值和/或场相似性分数对刺激参数集合进行排名。当针对这些刺激参数集合的每一个集合计算功耗值时，系统可结合组织电阻和各种系统电阻和/或阻抗。以此方式，系统可生成刺激参数集合，而不将参数基于初始电极集合或初始电极组合。
用于刺激参数的选择的示例约束可包括对刺激参数的最低功率消耗集合的一定数量的请求，该刺激参数的最低功率消耗集合包括不超过距引线上的期望圆周位置一定距离(或电极的数量)的电极。该系统可能需要某些约束(诸如，电流、电压、脉冲宽度、频率、电极的数量、激活的组织的体积等中的一个或多个的最小值或最大值)以便生成可用的刺激参数。这些约束可以是由系统设置的默认值和/或用户可限定的。其他示例约束可以是对电极的最低功率消耗环、或者具有落在引线的限定区内的电极的较低功率消耗电极组合和刺激参数的请求。还可使用或者甚至需要对刺激场分布、来自引线的组织激活的深度的约束或任何其他治疗约束来执行该请求。
图2A、图2B和图2C是用于DBS的神经刺激系统10的示例薄膜、引线和探针的示意图。例如，图2A示出了示例薄膜24，图2B示出了示例DBS引线22，且图2C示出了包括DBS引线22和第二模块17(例如，与控制器14分开的有源引线罐(ALC))的示例引线组件18(例如，DBS探针)。第二模块17可包括用于寻址设置在薄膜24的远端32上的电极28的电子装置，例如开关矩阵。电极28可被布置在引线22的远端42处并且紧挨着DBS引线22的远侧尖端44。电极28可以是复杂电极阵列几何形状的示例，其具有在圆周方向中交错的多个级别的电极。尽管电极28包括18个电极，但是可由引线22携载较少或较多数量的电极。在一个示例中，引线22可包括40个电极。
引线22可包括用于薄膜24的载体38。载体38的尺寸和形状可被设定为提供DBS引线22和薄膜24的机械配置。换言之，薄膜24可围绕载体38的圆周或直径缠绕。薄膜24可包括至少一个导电层并且可由生物相容性材料构造。薄膜24可被组装到载体38并被进一步处理以构成引线22。
用于引线的薄膜24可由具有远端32、具有金属轨道的线缆30和近端36的薄膜产品形成。薄膜24的近端36可被布置在引线22的近端40处并且被电连接到第二模块17。第二模块17可包括DBS操纵电子器件的开关矩阵，其从电极28选择不同的电极组合(例如，选择哪个或哪些电极正在主动地递送电信号)。例如，远端32包括用于大脑刺激的电极28。薄膜24的近端36包括用于线缆30中的每个金属轨道的互连触点34。线缆30包括金属轨道或线路(未示出)，以将远侧电极28中的每一个电极电连接到相应的和指定的近侧互连触点34。
第二模块17可包括开关矩阵或多路复用器，其用于将电极28的每一个电极耦合到一个或多个脉冲发生器线路和地或者从一个或多个脉冲发生器线路和地解耦合，该一个或多个脉冲发生器线路和地经由连接线缆(例如，图1或图3的连接线缆16)被提供到第二模块17。第二模块17也可被电耦合到一个或多个接地电极。在一些示例中，第二模块17可包括其他控制电子器件，诸如，微处理器或其他集成电路、电阻器和电容器。在又其他示例中，第二模块17可包括一个或多个信号发生器(例如，一个或多个脉冲发生器)，其在除了由控制器14提供的脉冲发生器中的一个或多个之外或代替由控制器14提供的脉冲发生器中的一个或多个被提供。在其他示例中，第二模块17的部件可被结合到控制器14的壳体中，使得在控制器14和电极28之间不需要分开的第二模块17。
图3是递送DBS的示例系统10的概念图。系统12被描述为用于脑应用，诸如，神经刺激和/或神经记录作为如图1中所示的深部脑刺激系统12。系统12可包括具有刺激和/或记录电极28的用于脑应用的至少一个引线组件18(例如，探针)。在一个示例中，可以在引线组件18的远端处的外主体表面上提供四十个电极28。控制器14(例如，第一模块)可包括一个或多个脉冲发生器，其生成神经刺激脉冲P并通过连接线缆16将神经刺激脉冲P供应给第二模块17(例如，有源引线罐)。第二模块17的开关矩阵可将神经刺激脉冲P引导至适当的一个或多个电极(例如，电极组合)以用于递送给患者。在一些示例中，控制器14可以是或包括植入式脉冲发生器。在其他示例中，控制器14可被配置成经由一个或多个连接线缆16同时耦合到两个或更多个不同的第二模块17和相应的引线组件18。
在图3的示例中，系统12可包括控制器14(例如，第一模块)，其包括一个或多个脉冲发生器。控制器14还可包括诸如电源、一个或多个处理器、存储器、用于从外部设备传送和/或接收信息的通信单元之类的部件以及其他部件。第二模块17可包括开关矩阵并且在一些示例中包括一个或多个处理器、存储器以及用于耦合图2的引线22和连接线缆16的连接器(其中引线组件18可包括第二模块17和携载电极28的引线22)。第二模块17可具有包围诸如开关矩阵之类的控制电子器件的壳体。在一些示例中，壳体可以是非导电的，诸如，环氧树脂或聚合物，其使第二模块17的部件绝缘并保护第二模块17的部件。非导电材料可减少壳体的封装和/或将大脑与由第二模块17的部件致使的任何干扰隔离开。
连接线缆16可将控制器14连接到第二模块17。多个电极28被设置在第二模块17的远侧并且在引线组件18的引线22上。用于该多个电极28和接地电极的控制电子器件可经由该多个电极28中的至少一个电极和接地电极来提供神经刺激和/或神经记录中的至少一者。虽然控制电子器件至少被布置在第一模块14和第二模块17中，但是一个或多个附加模块也可包括控制电子器件中的至少一些。如图2A中所描述的，引线组件18可包括携载多个电极28的薄膜24所构造的引线22。引线22可被电耦合到第二模块17的开关矩阵。
图4是具有复杂电极阵列几何形状的另一示例引线60的概念图。引线60可以是图2B和图3的引线22的替代医疗引线。引线60包括示出多个电极66A-C、电极68A-C、电极70A-C和电极72A-C的远端62。如图4中所示的，引线60的引线主体64可在形式上是管状的并且可具有基本圆形的横截面。然而，在其他示例中，引线60的引线主体64可具有任何横截面形状(诸如，矩形、三角形或其他多边形横截面形状)，其可随引线60的长度而改变。引线主体64的外表面可由生物相容性材料(诸如，例如聚氨酯或硅树脂)形成。
引线60的远侧部分62还包括分段电极66A-C(统称“电极66”)、分段电极68A-C(统称“电极68”)、70A-C(统称“电极70”)和72A-C(统称“电极72”)。电极66、68、70和72中的每一个是设置在引线主体64上的相应轴向位置处的各级别的电极。在图4中，电极66C、68C、70C和72C位于引线60的圆周部分上，其在与引线60的可见侧相对的一侧上。利用虚线画出电极66C、68C、70C和72C的大致位置的轮廓。
电极66、68、70和72实质上不围绕引线主体64的整个外周延伸。虽然在相应的级别中的电极66、68、70和72中的每一个延伸穿过60度、80度、90度或多达119度的弧，但是在其他示例中可使用较小或较大的弧。在每个相应的级别中的电极66、68、70和72可以但没有必要围绕引线60的外周均匀地间隔开。电极66、68、70和72中的每一个可由诸如铂铱之类的导电的生物相容性材料制成。另外，66、68、70和72中的一个或多个可用作监测患者1(图1)的内部生理信号的感测电极。
在所示的实施例中，引线60分别包括四个级别的分段电极66、68、70和72。每个级别的电极包括与在其他级别中的相应电极周向对齐的电极。例如，电极66A、68A、70A和72A全部彼此周向对齐并且在引线60上的不同轴向位置处。然而，在其他示例中，不同级别的电极可以是交错的，或者不是周向对齐的。尽管每个级别包括三个电极，但是一个级别的分段电极可包括设置在相同轴向位置处的两个、四个、五个、六个或甚至更多个电极。示例引线60包括四个级别的电极，但是在其他示例中可使用较少级别(诸如，一个级别、两个级别或三个级别)或较多级别(诸如，五个级别、六个级别或更多个级别)。每个级别可具有相同数量的分段电极，但是在其他示例中，不同级别可具有不同数量的电极。
在一个示例中，引线60可包括与多个分段电极的一个或多个级别结合的一个或多个环形电极。环形电极可以基本上围绕引线60的整个外周延伸。在一些示例中，多个分段电极可一起被用作环形电极，因为它们被配置成提供基本上类似于全环形电极的刺激场。在一些实施例中，每个级别的轴向位置中的每一个(例如，电极66、68、70和72的级别的位置)之间的距离可以是大致相等的。然而，在其他示例中，电极之间的轴向距离可以在电极的不同级别之间改变。进一步地，在一些实施例中，尽管在图4中没有示出，但是引线60可直接地或经由一个或多个引线延伸件被耦合到控制器14(图1)或IMD 100(图5)。
图5是被配置成耦合至一个或多个引线60的示例IMD 100的功能框图。IMD 100可类似于图1的控制器14，并且可包括第二模块17(图3)的至少一些功能，然而，可不将第二模块17与IMD 100分开定位。这些模块中的每一个包括被配置成执行本文中所描述的功能的电气电路。在图5中所示的示例中，IMD 100包括处理器102、存储器114、刺激发生器108、功率监测器109、测量模块111、感测模块106、开关模块110、遥测模块104、传感器112和电源122。存储器114可包括任何易失性、非易失性介质，诸如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪速存储器等。存储器114可存储计算机可读指令，当由处理器102执行时，这些指令致使IMD 100执行各种功能。存储器114可以是存储设备或其他非瞬态介质。
在图5中所示的示例中，存储器114将治疗程序116和配置指令118存储在存储器114内的共同的或分开的存储器或区中。每个存储的治疗程序116限定特定的电刺激参数集合(例如，治疗参数集合)，诸如，刺激电极组合、电极极性、电流或电压幅度、脉冲宽度和脉冲率。在一些示例中，个体治疗程序可被存储为治疗组，该治疗组限定可利用其生成刺激的治疗程序集合。由治疗组的治疗程序所限定的刺激信号可在重叠的或非重叠的(例如，时间交错的)基础上一起被递送。
配置指令118可包括与确定替代电极组合、计算功耗值和刺激场相似性分数以及选择用于治疗的替代电极组合有关的规则、算法、数据或任何其他信息。例如，配置指令118可包括限定如何基于初始电极组合来生成不同替代电极组合的一个或多个算法。配置指令118还可包括关于处理器102是应该自动选择替代电极组合还是将替代电极组合呈现给用户以供选择的指令。在一些示例中，配置指令118可仅包括确定并选择替代电极组合所必需的一些信息，因为编程器20或另一设备可执行过程中的一些或全部步骤。
在处理器102的控制下，刺激发生器108生成用于经由由所选择的电极组合限定的一个或多个电极来递送给患者1的刺激信号。据信在DBS中可有效管理患者的运动障碍的电刺激参数的示例范围包括：
1.频率：在大致100Hz和大致500Hz之间，诸如大致130Hz。
2.电压幅度：在大致0.1伏特和大致50伏特之间，诸如在大致1伏特和大致10伏特之间，或者大致3伏特。
3.电流幅度：在电流控制的系统中，假设大致500欧姆的较低水平的阻抗，电流幅度可以在大致0毫安至大致100毫安之间，诸如，在一些示例中在大致0.1毫安和大致40毫安之间。在其他示例中，电流幅度可以在大致0.1毫安和大致10毫安之间，或者在一个示例中大致3毫安。然而，在一些示例中，阻抗的范围可以在约200欧姆和约2千欧姆之间。
4.脉冲宽度：在大致10微秒和大致5000微秒之间，诸如在大致10微秒和大致500微秒之间。
因此，在一些示例中，刺激发生器108根据以上所述的电刺激参数生成电刺激信号。其他范围的治疗参数值也可能是有用的，并且可能取决于患者1体内的目标刺激部位。虽然描述了刺激脉冲，但是刺激信号可以具有诸如连续时间信号(例如，正弦波)等之类的任何形式。
功率监测器109可连接到刺激发生器108并且包括被配置成监测或测量由刺激发生器108的一个或多个电流源的功耗的电路。以此方式，功率监测器109可将关于每个替代电极组合或被用于在任何给定时间处递送电刺激的整体刺激参数集合的功耗的信息提供给处理器102。测量模块111还可连接到开关模块110(或开关矩阵)并且包括被配置成测量与每个电极和/或每个电极组合、或被连接到刺激发生器108的每个负载和/或负载组合相关联的电阻和/或阻抗的电路。例如，测量模块111可测量每个电极的电阻并且将电阻提供给处理器102以用于生成引线60的所有电极的R矩阵。可以使用R矩阵和/或Z矩阵来计算在患者的组织和/或患者的组织内以及在刺激发生器和组织之间的所有其他电气部件内发生的功耗，使得递送刺激治疗的系统的总功耗将包括由组织的功耗和系统内(例如，在刺激发生器内、在组织和刺激发生器以及其他电气部件之间)发生的功耗。
处理器102可控制测量模块111以在刺激治疗进程中一次或多次测量R矩阵和/或Z矩阵、或组织电阻和/或负载阻抗的任何其他表示。例如，处理器102可初始地控制测量模块111以在引线60的植入之后且在选择用于刺激治疗的刺激参数之前测量R矩阵。由于引线60周围的组织以及其电极的组成可随时间变化(例如，由于封装、疤痕组织等)，所以处理器102可根据预定的时间表和/或响应检测到的事件而周期性地重新测量R矩阵检测到的事件可包括病人对诊所的访问、替换的植入式部件、电极(或对应的开关或导体)的损失或故障、或者甚至包括患者承受的可能使引线相对于组织已经发生移动的创伤事故。以此方式，更新的R矩阵可提供更准确的功耗值和具有替代电极组合或刺激参数的其他集合的相关联的相似性的更准确的刺激场确定。
如本文中所提到的，R矩阵或Z矩阵可描述电极所植入在内的具体患者的组织的电阻或阻抗。它也可描述连接到刺激发生器的每个电流源的负载阻抗(例如，组织和刺激发生器之间的电气部件加上组织本身)。以此方式，R矩阵或Z矩阵可提供关于组织-电极界面和通过电极与这些电极和刺激发生器之间的组织的电流路径的具体信息。在一个示例中，可以通过以下计算R-矩阵或Z-矩阵，在两个电极之间或在电极与IMD100的壳体之间施加测试刺激电流，例如，测量所得到的激励电压，并且基于测试刺激电流和所得到的激励电压来导出电极之间的阻抗。在一些示例中，可针对所有不同的电极重复该过程，或者在其他示例中仅在一些电极中重复该过程并外推到其他电极。在一些示例中，测试刺激电流可以处于亚阈值水平(例如，0.1mA)以避免在阻抗测量期间的神经元激活，并且可将所得到的测量到的电阻外推至典型的治疗电流(例如，3.0mA)以提供表示实际治疗递送的R矩阵或Z矩阵。在其他示例中，可使用在正常治疗电流水平处的测试刺激电流或者使用治疗期间的实际治疗刺激来确定R矩阵。在Emil Toader等人的并且题为“Method and System for DeterminingSettings for Deep Brain Stimulation(用于确定深部脑刺激的设置的方法和系统)”的专利合作条约公开号WO2011/107917A1中描述了用于确定患者的组织的R矩阵或Z矩阵的示例方法，该文献的全部内容通过引用被结合至本文。
处理器102可包括微处理器、控制器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)、分立逻辑电路中的任何一个或多个，并且在本文中归因于处理器102的功能可被体现为固件、硬件、软件或其任何组合。处理器102根据存储在存储器114中的治疗程序116来控制刺激发生器108，以应用由程序中的一个或多个所指定的特定刺激参数值，诸如幅度、脉冲宽度、以及脉冲率。
在图5中所示的示例中，引线60的电极66、电极68、电极70和电极72的集合被耦合到到开关模块110以用于电刺激的递送。在其他示例中，两个或更多个引线可伴随类似或不同的电极配置被耦合到开关模块110。处理器102还控制开关模块110以将由刺激发生器108所生成的刺激信号应用到电极66、68、70和72的所选择的组合。具体而言，开关模块110可将刺激信号耦合到引线60内的所选择的导体，其进而跨所选择的电极66、68、70和72来递送刺激信号。开关模块110可以是开关阵列、开关矩阵、多路复用器、或被配置成选择性地将刺激能量耦合到所选择的电极66、68、70和72并选择性地利用所选择的电极66、68、70和72来感测生物电脑部信号的开关模块的任何其他类型。因此，刺激发生器108经由开关模块110和引线60内的导体被耦合到电极66、68、70和72。然而，在一些示例中，IMD 100不包括开关模块110。
刺激发生器108可以是单通道或多通道刺激发生器。具体而言，刺激发生器108可能够经由单一电极组合在给定时间处递送单个刺激脉冲、多个刺激脉冲、或连续信号，或者经由多个电极组合在给定时间处递送多个刺激脉冲。然而，在一些示例中，刺激发生器108和开关模块110可被配置成在时间交错的基础上递送多个通道。例如，开关模块110可用于在不同的时间处跨不同的电极组合对刺激发生器108的输出进行时间分割，以将多个程序或多个通道的刺激能量递送给患者1。
尽管在图5中感测模块106与刺激发生器108和处理器102一起被结合到共同的壳体中，但是，在其他示例中，感测模块106可处于与IMD 100分开的壳体中，并可经由有线或无线通信技术与处理器102进行通信。示例生物电脑部信号包括但不限于在大脑的一个或多个区域内从局部场电位生成的信号。EEG和ECoG信号是可在大脑内测量的局部场电位的示例。然而，局部场电位可包括患者1的大脑内的更宽类别的电信号。
传感器112可包括感测相应患者参数的值的一个或多个感测元件。例如，传感器112可包括一个或多个加速度计、光学传感器、化学传感器、温度传感器、压力传感器或任何其他类型的传感器。传感器112可输出可用作反馈的患者参数值以控制治疗的递送。IMD100可包括在IMD 100的壳体内的和/或经由引线60或其他引线被耦合的附加传感器。另外，例如，IMD 100可经由遥测模块104从远程传感器无线地接收传感器信号。在一些示例中，这些远程传感器中的一个或多个可以在患者体外(例如，携载在皮肤的外表面上、附连到衣服、或者以其他方式被定位在患者体外)。传感器信号中的每一个可由来自视频信息的标识的患者行为来被校准，并且被结合到治疗的反馈控制中。
遥测模块104在处理器102的控制下支持IMD 100和外部编程器20或另一计算设备之间的无线通信。IMD 100的处理器102可，作为对程序的更新，经由遥测模块104，从编程器20接收各种刺激参数的值，诸如幅度和/或替代电极组合(多个)。对治疗程序的更新可存储在存储器114的治疗程序116部分内。IMD 100中的遥测模块104，以及诸如编程器20之类的本文中所描述的其他设备和系统中的遥测模块，可通过射频(RF)通信技术来实现通信。另外，遥测模块104可经由IMD 100与编程器24的近侧感应交互，来与外部医疗设备编程器20进行通信。因此，遥测模块104可连续地、以周期性的间隔、或应来自IMD 100或编程器24的请求，将信息发送到外部编程器24。
电源122将操作功率递送给IMD 100的各种部件。电源122可包括小型可再充电电池、不可再充电电池和/或诸如一个或多个超级电容器的另一类型的能量存储设备，以及用于产生操作功率的功率发生电路。再充电可通过在外部充电器和IMD 100内的感应充电线圈之间的近侧感应交互来完成。在一些示例中，功率要求可足够小，以允许IMD 100利用患者运动并实现动能采集(scavenging)设备，以对可再充电电池进行涓流充电。在其他示例中，传统的电池可被使用用于有限的时间周期。
图6是用于诸如IMD 100或控制器14之类的IMD的示例外部编程器20的功能框图。尽管编程器20可通常被描述为手持式设备，但是编程器20可以是较大的便携式设备或更固定的设备。另外，在其他示例中，编程器20可被包括作为外部充电设备的一部分或者包括外部充电设备的功能。如图6中所示的，编程器20可包括处理器130、存储器132、用户界面136、遥测模块137、和电源138。存储器132可存储指令，该指令在由处理器130执行时，致使处理器130和外部编程器20提供在本公开中归因于外部编程器20的功能。例如，存储器132中的配置指令134可致使编程器20确定替代电极组合并且接收选择替代电极组合的用户输入以降低刺激治疗的功耗。
一般而言，编程器20包括独立的或与软件和/或固件进行组合的用于执行归因于编程器20和编程器20的处理器130、用户界面136和遥测模块137的技术的任何合适的硬件布置。在各种示例中，编程器20可包括一个或多个处理器，诸如，一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA或任何其他等效的集成或分立逻辑电路、以及这样的部件的任何组合。在各种示例中，编程器20还可包括存储器132，如RAM、ROM、PROM、EPROM、EEPROM、闪存、硬盘、CD-ROM，该存储器132包括用于致使一个或多个处理器执行归因于它们的动作的可执行指令。此外，尽管处理器130和遥测模块137被描述为分开的模块，在一些示例中，处理器130和遥测模块137在功能上是集成的。在一些示例中，处理器130和遥测模块137对应于个体硬件单元，诸如ASIC，DSP，FPGA或其他硬件单元。
存储器132(例如，存储设备)可存储指令，该指令在由处理器130执行时，致使处理器130和编程器20提供在本公开中归因于编程器20的功能。例如，存储器132可包括致使处理器130从存储器获得参数集合、选择空间电极移动模式、或者接收用户输入并且向IMD 14发送对应的命令的指令，或者用于任何其它功能的指令。另外，存储器132可包括多个治疗程序133(类似于图5的治疗程序116)，其中每个治疗程序包括限定刺激治疗的参数集合。
配置指令134可类似于IMD 100的配置指令118并且可包括与确定替代电极组合、计算功耗值和刺激场相似性分数以及选择用于治疗的替代电极组合有关的规则、算法、数据或任何其他信息。例如，配置指令134可包括基于初始电极组合来限定如何生成不同替代电极组合的一个或多个算法。配置指令134还可包括关于处理器130是应该自动选择替代电极组合还是将替代电极组合呈现给用户以供选择的指令。例如，配置指令134可限定如何确定或计算和/或生成用于呈现给用户的功耗值、场相似性分数和/或刺激场的视觉表示。在一些示例中，配置指令134可仅包括确定并选择替代电极组合所需的一些信息，因为编程器20或另一设备可执行过程中的一些或全部步骤。
用户界面136可包括按钮或键盘、灯、用于语音命令的扬声器、显示器(诸如，液晶(LCD)、发光二极管(LED)、或有机发光二极管(OLED))。在一些示例中，显示器可以是触摸屏。用户界面136可被配置成显示与刺激治疗的递送、替代电极组合或任何其他这种信息有关的任何信息。用户界面136还可经由用户界面136接收用户输入。输入可以是，例如以按压键盘上的按钮或从触摸屏选择图标的形式。
遥测模块137可在处理器130的控制下支持控制器114或IMD 14与编程器20之间的无线通信。遥测模块137还可被配置成经由无线通信技术与另一计算设备通信或通过有线连接直接通信。在一些示例中，遥测模块137可以基本上类似于本文中所描述的IMD 100的遥测模块104，提供经由RF或近侧感应介质的无线通信。在一些示例中，遥测模块137可包括天线，该天线可以采取各种形式，诸如内部或外部天线。
可被采用以便于编程器20与控制器14或IMD 100之间的通信的局域无线通信技术的示例包括根据802.11或蓝牙规范集合或其他标准或专有遥测协议的RF通信。以此方式，其他外部设备可在无需建立安全的无线连接的情况下能够与编程器20进行通信。如本文中所描述的，遥测模块137可被配置成将空间电极移动模式或其他刺激参数值传送给控制器14或IMD 100，以用于刺激治疗的递送。
图7是在网络之上操作的示例分布式系统140的概念图。如图7中所示的，系统140包括经由网络142被耦合到IMD 14(和/或控制器14)和一个或多个计算设备150的联网服务器146。服务器146(例如，联网的外部计算设备)以及一个或多个计算设备150A-150N经由网络142被耦合到IMD 14和编程器20。网络142通常可用于传送与确定和/或选择替代电极组合有关的感测数据和/或信息。例如，编程器20可将替代电极组合和初始电极组合发送到服务器146以便服务器146计算诸如功耗值、场相似性分数和/或刺激场的2D或3D图形表示的数据。这种信息可以是在计算上密集的，并且从编程器20和/或IMD 14的卸载中受益。系统140的分布式计算可用于本文中描述的任何过程。
在一些示例中，由IMD 14传送的信息可允许临床医生或保健专业人员远程监测患者1。在一些示例中，IMD 14可使用遥感模块，以经由第一无线连接与编程器20进行通信并经由第二无线连接与接入点144进行通信，例如，在不同的时间处。在图7的示例中，接入点144、编程器20、服务器146以及计算设备150A-150N互连，并且能够通过网络142彼此通信。在一些情况下，接入点144、编程器20、服务器146、和计算设备150A-150N中的一个或多个可经由一个或多个无线连接耦合到网络142。IMD 14、编程器20、服务器146以及计算设备150A-150N各自可包括可执行各种功能和操作(诸如，在本文中所描述的那些)的一个或多个处理器，诸如，一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA、可编程逻辑电路等。
接入点144可包括经由多种连接(诸如,电话拨号、数字用户线路(DSL)或线缆调制解调器连接)中的任一种连接到网络142的设备。在其他示例中，接入点144可通过不同形式的连接(包括有线或无线连接)被耦合到网络142。在一些示例中，接入点144可与患者14协同定位并且可包括可执行在本文中所描述的各种功能和操作的一个或多个编程单元和/或计算设备(例如，一个或多个监测单元)。例如，接入点144可包括与患者14协同定位并且可监测IMD 14的活动的家庭监测单元。在一些示例中，服务器146或计算设备150可控制或执行在本文中所描述的各种功能或操作中的任一个。
在一些情况下，服务器146可被配置成提供安全存储站点，以用于归档视频信息、治疗参数、患者参数或者已经从IMD 14和/或编程器20收集并且生成的其他数据。网络142可包括局域网、广域网或全球网，诸如互联网。在一些方面中，可利用类似于由明尼苏达州的明尼阿波利斯的美敦力(Medtronic)公司开发的美敦力(Medtronic)网络所提供的通用网络技术和功能来实现图7的系统。
图8是基于其他电极到初始电极组合的电极的距离来选择的示例替代电极组合的概念图。如图8中所示的，电极160是在交错配置中的18个电极集合，诸如，图2A的电极28。替代电极组合可基于初始电极组合以及从初始电极组合的电极到相邻电极的距离。
在一个示例中，例如，编程器20可从初始电极组合开始并添加电极以生成替代电极组合。在一个示例中，距离可以是基于复杂电极阵列几何形状的“展开(unwrapping)”或“摊开(unrolling)”的欧几里德(Euclidian)距离，如图8中所示。电极A可以是初始电极组合中的单个电极。与电极A相邻的是四个电极B，每个电极B距电极A的距离162相同。编程器20因此可将第一替代电极组合限定为电极A和B(例如，5个电极)。在距电极A较远的下一个距离164处，编程器20可添加电极C以将第二替代电极组合确定为电极A、B和C(例如，9个电极)。在距电极A更较远的下一个距离166处，编程器20可添加电极D以将第三替代电极组合确定为电极A、B、C和D(例如，13个电极)。通过迭代地添加在距电极A较远的距离处的电极，编程器20可已经确定具有比仅电极A低的阻抗和/或功耗值的一些电极组合。
在图8的示例中，从电极A的中心到其他相应电极的中心计算距离162、164和166。然而，在其他示例中，可从初始电极的中间到另一电极的最近边缘、从两个电极之间的最近边缘、或者根据任何其他算法来计算电极之间的距离。距离162、164和166被计算为欧几里德距离。在其他示例中可使用用于确定距离的其他方法。例如，在圆柱形引线上，编程器20可计算围绕引线的表面的从一个电极到另一电极的弧形距离。在其他示例中，编程器20可对从初始电极到替代电极的通过组织的电流的预期平均路径进行建模。换言之，电气路径可以在距引线表面一定距离处成弧形。编程器20可使用电流的预期平均路径作为两个电极之间的距离。
如图8的示例中所示的，可使用距电极A的每个等距离位置处的所有电极，以便维持刺激场与初始电极组合的刺激场的对称性。编程器20可继续确定附加的替代电极组合，如果复杂电极阵列几何形状的进一步电极是可用的或者直到不再能够添加对称电极组。然而，附加的电极将继续改变刺激场。在其他示例中，针对单个替代电极组合添加的电极可以不全都在距初始电极完全等距离处。相反，编程器20可使用在初始电极的一定距离范围内的两个或更多个电极。使用距离范围可能适用于不对称的或在相邻电极之间具有变化的距离的电极阵列。当初始电极组合包括两个或更多个电极时，这种范围也可以是有用的。
图8的示例示出了一个电极的初始电极组合。然而，初始电极组合可包括两个或更多个电极。针对初始电极组合中的多个电极，可通过添加下一个最靠近的可用电极来确定后续的替代电极组合。新的替代电极组合可添加电极，以大体维持初始电极组合的原始空间形状或以其他方式试图维持刺激场形状。在其他示例中，编程器20可通过在一个方向上从初始电极组合移位一个或多个电极来确定一个或多个替代电极组合。以此方式，可经由电极的不对称移位、电极的添加、或者甚至电极的减少来确定替代电极组合。如果替代电极组合的电极具有比初始电极组合的电极低的集体阻抗，则替代电极组合可包括比初始电极组合少的电极。例如，这可能基于引线的电极周围的组织电阻中的差异而发生。
电极160被示出为交错级别的电极。然而，不同的电极阵列可具有不同的电极配置。例如，电极160可以以表示图4的引线60的对齐的行和列示出。可以以这种方式示出电极配置的任何类型。
在一些示例中，编程器20可继续生成替代电极组合直到场相似性分数下降到预定阈值以下。例如，编程器20可相对于初始电极组合针对新确定的替代电极组合计算场相似性分数。例如，如果场相似性分数在80％的阈值以下，则编程器20可停止生成任何附加的替代电极组合，因为进一步添加电极将可能进一步减小场相似性分数。编程器20可以或可以不丢弃具有在预定阈值以下的场相似性分数的任何替代电极组合。预定阈值可被设置为任何期望的阈值，诸如，大约50％、60％、70％、80％或90％、或者任何其他较低、较高的阈值或者在这些阈值之间的阈值。在一些示例中，场相似性分数的预定阈值可被用作用于确定生成多少替代电极组合的一个输入。例如，编程器20可生成至少预定数量的替代电极组合，即使替代电极组合中的一个或多个具有在预定阈值以下的场相似性分数。在其他示例中，即使场相似性分数仍在预定阈值以上，编程器20也可仅生成预定数量的替代电极组合(例如，2个、3个、4个、5个或更多个)。
当计算和/或测量初始电极组合和替代电极组合的功耗值和/或刺激场时，编程器20可针对跨所有电极组合的电极中的每一个电极假定相同的刺激参数(例如，电流或电压幅度、脉冲宽度、脉冲频率等)在替代中，编程器20可在不同的替代电极组合之间使用一个或多个不同的刺激参数，或者甚至针对在相同替代电极组合中的不同电极使用一个或多个不同的刺激参数。例如，替代电极组合的更位于中心的电极可使用比更外周的电极高的电流或电压幅度。在其他示例中，替代电极组合的外周电极可具有比电极组合的更位于中心的电极高的电流或电压幅度。当与初始电极组合相比时，这些不同的刺激参数值可允许功耗的进一步降低和/或更类似的刺激场。
在一些示例中，编程器20可假定复杂电极阵列的所有电极160可用于刺激并包含在替代电极组合中。然而，由于在电极和刺激发生器之间的导体断裂、开关矩阵错误或故障、或者甚至提高电极的阻抗的过度封装，一个或多个电极可能无法按预期发挥功能。控制器14或IMD 100可周期性地测试每个电极并确定每个电极是否仍然有功能或可用于递送刺激治疗。此周期性测试可包括重新确定、重新测量或重新计算与系统相关联的所有电极、电子器件和组织的电极电阻(例如，R矩阵)或阻抗(例如，Z矩阵)。编程器20可在确定替代电极组合时使用测试的结果(或电阻/阻抗矩阵)。良好的电极可以是可用的，或者替代地，坏电极可被限制用于电极组合中。因此，当确定替代电极组合时，编程器20可针对每个替代电极组合仅使用功能电极。
当以单极(monopolar)或单一极(unipolar)配置使用初始电极组合和替代电极组合时，可以使用图8的示例。在单极或单一极配置中，一个或多个接地电极可位于IMD 100的控制器14上(例如，携载在植入壳体上)、引线或IMD和引线之间的连接的一部分上、或者作为第二模块17的一部分。在其他示例中，未被选择为活动电极的一个或多个电极(例如，复杂电极阵列几何形状中的一个或多个级别)可被利用作为汇集源自活动电极的电流的接地电极。在其他示例中，可使用电极的双极配置。在双极配置中，可针对初始电极组合的初始阳极和/或阴极电极中的一个或多个确定替代电极组合。
如本文中所描述的，编程器20可计算各种度量以对替代电极组合进行表征。编程器20可计算替代电极组合中的每一个组合的功耗值和场相似性分数。以下提供的表1提供了初始(或原始)电极组合和确定的替代电极组合中的每一个组合的信息。例如，表1包括每个电极组合的欧几里德距离、功耗、功耗降低百分比和索伦森骰子(Sorensen-Dice)场相似度分数。功耗和功耗降低百分比两者均可被称为功耗降低值。
表1。
在表1和图8的示例中，“原始”电极组合对应于电极A，“配置1”对应于电极A和电极B，“配置2”对应于电极A、电极B和电极C，并且“配置3”对应于电极A、电极B、电极C、和电极D。欧几里德距离分别表示距离162、距离164和距离166。功耗可以是基于共同电流(例如，1.5mA)和每个电极组合中的电极的总阻抗、以及系统的其余部分的阻抗(其可包括与每个电极相关联的附加电子器件阻抗和/或组织阻抗)的绝对功耗。功耗降低百分比可以是与初始电极组合相比，替代电极组合的总功耗的百分比减小。索伦森骰子场相似性分数可以是归因于来自替代电极组合的刺激场与来自初始电极组合的刺激场的相似性的数值。
表1中的信息可作为替代电极组合的表示被输出并且呈现给用户。用户可查看表1的信息并且使对替代电极组合中的一个的选择基于表1的数据。如果编程器20、控制器14、IMD 100或任何其他设备自动地选择用于刺激治疗的替代电极组合，则编程器20仍可呈现所选择的替代电极组合或者甚至是所有的可能的替代电极组合的信息，以供用户查看。编程器20可能需要用户确认对替代电极组合的自动选择，或者如果没有一种替代电极组合对用户而言是可接受的，则编程器20可呈现供用户拒绝所选择的替代电极组合并接收对不同替代电极组合或甚至初始电极组合的用户选择的机制。
可在表1中根据各种因素对替代电极组合进行排名。在一个示例中，可根据减小的场相似性分数来对替代电极组合进行排名。在其他示例中，可以基于减小的功耗值、增大的电极的数量或任何其他的变化来对替代电极组合进行排名。在一些示例中，如果患者已经使用并查看了组合，则替代电极组合可与关于各种替代电极组合的患者反馈的信息一起被显示。以此方式，编程器20可显示来自患者的反馈分数，其可能或可能不对应于所计算的场相似性分数。
图9是从替代电极组合能递送的示例性刺激场的概念图。如图9中所示的，编程器20(或本文中描述的任何其他设备)已经生成并呈现由在图8中所讨论的初始电极组合和替代电极组合中的每一个组合能递送的刺激场的图形表示。例如，表示170可以是可以经由编程器20输出并显示给用户的刺激场的表示。轴向视图172包括关于引线176的刺激场180A、刺激场180B、刺激场180C和刺激场180D(统称为“刺激场180”)中的每一个刺激场的轴向视图。关于图8的电极组合，刺激场180A对应于电极A的初始电极配置，刺激场180B对应于电极A和电极B的替代电极配置，刺激场180C对应于电极A、电极B和电极C的替代电极配置，并且刺激场180D对应于电极A、电极B、电极C和电极D的替代电极配置。
场宽标尺(scale)178包括多条虚线，其指示刺激场从引线176伸出的距离。场宽标尺178与每个刺激场180一起被提供以便查看每个刺激场的相对尺寸。例如，场宽标尺178示出了刺激场180A提供比刺激场180D宽的刺激场。场宽标尺178的每条虚线可对应于以毫米、厘米、英寸或任何其他距离标尺的标尺的距引线176的相应距离。
侧视图174包括相对于引线176的侧视图的刺激场180A、刺激场180B、刺激场180C和刺激场180D中的每一个的侧视图。如侧视图174中所示的，随着更多电极被用于生成刺激场180A-180D，刺激场的长度在尺寸上增大。换言之，来自一个电极的刺激场180A提供比由13个电极所提供的刺激场180D短的沿引线174的长度的刺激场。尽管在图9中未示出，但还可以结合侧视图174中的刺激场的侧视图示出场高度标尺(诸如，场宽标尺178)。
轴向视图172和侧视图174可被称为刺激场的2D表示。在一些示例中，编程器20可允许用户按期望旋转每个刺激场180。在其他示例中，可显示每个刺激场的一个或多个3D表示。编程器20可接收在三维中旋转、转动或移动刺激场的用户输入，以便观看刺激场。在一些示例中，可以结合患者解剖的表示来示出刺激场180和可能的引线176。编程器20可因此在解剖结构之上显示刺激场180，使得用户可以观看刺激场180是否刺激期望的解剖区域和/或不期望的解剖区域。
在一些示例中，编程器20可生成刺激场180并将其显示为不同的颜色。可以使用不同的颜色来将每个刺激场键入相应的电极组合。在其他示例中，刺激场180的不同颜色或图案可指示与初始电极组合的比较。例如，刺激场180的不同颜色可指示功耗值。例如，绿色阴影(shades)可指示较少的功耗，并且红色阴影可指示较多的功耗。在其他示例中，刺激场180的颜色或图案可指示刺激场与初始电极组合的相似程度。以此方式，相比刺激场的仅仅图形表示，表示170可提供关于替代电极组合的较多信息。
图10是根据本公开的用于确定替代电极组合的示例过程的流程图。关于编程器20的处理器130来描述图10的过程。然而，可由诸如控制器14、IMD 100、联网服务器146或计算设备150之类的其他设备执行该过程或过程的部分。以此方式，一个设备或若干联网设备可执行图10的过程。
如图10中所示的，处理器130标识第一电极组合(例如，具有一个或多个电极的集合或初始电极组合)(200)。处理器130可通过接收限定第一电极组合的用户输入或从另一治疗编程器标识第一电极组合。在其他示例中，处理器130可标识来自所选择的刺激程序的第一电极组合、被确定为可用于刺激的来自用户的一个或多个电极或者被确定为对应于用户或系统期望的解剖区域或相对于引线的方向的一个或多个电极。如果处理器130确定存在可用的替代电极组合(框202的“是”分支)，则处理器130可确定新的替代电极组合(204)。处理器130可通过将附加电极添加到初始电极组合或先前生成的替代电极组合的电极来确定新的替代电极组合。
如果处理器130确定没有更多可用的替代电极组合(框202的“否”分支)，则处理器130可确定(例如，计算或测量)替代电极组合中的每一个组合的功耗值(206)。处理器130还计算替代电极组合中的每一个组合的刺激场(208)。使用所计算的刺激场，处理器130还确定每个替代电极组合的刺激场与第一电极组合的刺激场的相似性(210)。例如，处理器130可计算场相似性分数，诸如，索伦森-骰子系数。
一旦处理器130已经确定了替代电极组合中的每一个组合的属性，处理器130就可输出替代电极组合中的一个或多个组合的功耗值和刺激场相似性值的表示以供显示(212)。例如，处理器130可控制用户界面136显示表1的信息和/或图9的表示170的刺激场。经由用户界面136，处理器130接收对用于刺激治疗的替代电极组合中的一个组合的用户选择(214)。处理器130随后控制IMD(例如，控制器14或IMD 100)根据所选择的替代电极组合来递送刺激治疗(216)。在其他示例中，如本文中所描述的，处理器130可自动选择替代电极组合中的一个组合。处理器130可请求用户确认所选择的替代电极组合和/或呈现关于所选择的替代电极组合的信息。
处理器130可在各种情况下发起图10的过程。在处理器130接收到旨在用于刺激治疗的用户限定的电极组合的任何时间，处理器130可提出替代电极组合。在其他示例中，当首次选择治疗程序用于刺激治疗时，处理器130可提出替代电极组合。替代地，处理器130可响应于检测到IMD的不足的电池寿命或一些其他意外的或不期望的功率使用而提出替代电极组合。处理器130可因此提出替代电极组合，以便延长系统的电池寿命或以其他方式提高IMD可以在再充电间隔之间递送刺激治疗的时间量。
图10的过程涉及使用相同或类似的刺激参数(诸如，脉冲宽度、电流或电压幅度、脉冲频率等)来确定替代电极组合。然而，处理器130可执行图10的替代过程，其中确定了不同的刺激参数集合，而不仅是不同的电极组合。这些不同的刺激参数集合可包括脉冲频率、脉冲宽度、占空比、电流或电压幅度或任何其他的刺激参数中的一个或多个的替代。针对由处理器130确定的这些替代的刺激参数集合中的每一个集合，处理器130可确定相应的功耗值和刺激场相似性值。处理器130随后可使用替代的刺激参数集合来控制给患者的刺激治疗的递送。选择不同的刺激参数集合的过程可需要一个或多个约束，该一个或多个约束将系统限制在某些范围的值，诸如，电极数量、电流或电压幅度、脉冲宽度、脉冲频率等的最小值或最大值。
图11是示出示例单极刺激电路的概念图，其表示针对相应的电流源中的每一个可能对一个或多个电极的阻抗有贡献的系统的元件。例如，电路220可表示与系统10相关联的刺激电路。电路220可表示对于任何给定的电极或电极组合而言对系统的整体阻抗有贡献的电流、电容和电阻的各种来源。如图11中所示的，电路220包括表示控制器14或IMD 100(其可包括如所示的两个推挽式(push-pull)电流源230A和230B、一个推挽式电流源、或三个或更多个推挽式电流源)的元件的刺激器块222、表示连接线缆16的元件的引线线缆块224、表示第二模块17的元件的第二模块块226、表示引线22及其电极的元件的引线块228、以及表示电极和接地端子246之间的组织的电阻的组织块230。电路220的这些部件可表示一个或多个电气部件或对一个或多个电气部件进行建模，该一个或多个电气部件可对电路的整体系统阻抗和功率耗散有贡献。尽管在一些示例中电路220可表示系统中存在的实际电气部件，但是电路220可以是用于建模目的的刺激电路的一个或多个电气部件的电特性的一般近似。
当测量、计算或以其他方式确定用于电极组合的电路的阻抗或电阻时，可考虑整个系统的各个部件，包括电信号传播通过的组织。子电路221A可包括用于从电流源230A提供刺激的那些部件，并且子电路221B包括用于从推挽式电流源230B提供刺激的那些部件。在子电路221A的示例中，推挽式电流源230A的整体阻抗(或者也被称为电极组合的集体阻抗)或整体负载的贡献者可包括刺激器块222的阻塞电容器(blocking capacitor)232A和引线块228的一个或多个导体的电阻234A。子电路221A的推挽式电流源230A的负载阻抗的附加的贡献者可包括第二模块块226的部件，诸如，一个或多个阻塞电容器236A、开关矩阵的电阻器238A和电阻器238B、阻塞电容器240A和阻塞电容器240B、诸如引线电阻器242A和引线电阻器242B(例如，导电迹线或导体)以及表示相应电极的对应电容器244A和电容器244B(例如，电极和相邻组织之间的界面)之类的引线块228的部件、以及在电流到达接地端子246(例如，控制器14的壳体或返回电极)之前的组织块230的阻抗。在一些示例中，组织块230可表示引线的电极的R矩阵、或电阻矩阵、或Z矩阵、或阻抗矩阵。在一些示例中，R矩阵和Z矩阵可分别被描述为脑组织扩展电阻或者阻抗，并且被用作对应于每个电极的组织电阻或者阻抗的表示。在一些示例中，可经由测试脉冲或从刺激发生器(例如，一个或多个电流源)或分开的测量模块(例如，图5的测量模块111，其包括激励源和测量电路，以测量对激励脉冲(多个)的响应，从而允许测量R矩阵或Z矩阵)生成的其他激励波形(例如，方波电流、电压等)来测量R矩阵或Z矩阵。子电路221A表示正被驱动的两个电极，但是任何数量的电极可由诸如电阻238A、电容器240A、电阻器242A和电容器244A之类的相应部件来表示。
子电路221B的阻抗可类似于子电路221A的部件。例如，子电路221B可包括推挽式电流源230B、阻塞电容器232B、电阻器234B、阻塞电容器236B、电阻器238C和238D、电容器240C和240D、电阻器242C和242D以及电容器244C和244D。子电路221A和221B的部件中的每一个表示那些部件中的一个或多个，因此仅示出一个部件是为了简化对对系统和/或负载阻抗有贡献的可能元件的讨论。在其他示例中，系统中可存在附加的或较少的电容源和/或电阻源。例如，阻塞电容器236A和240A以及电阻器238A、238B、242A和242B可不存在于包括模拟发生器108(例如，一个或多个电流源)和开关模块110的IMD 100中。电路220表示单极刺激配置。然而，可使用类似的电路来对对双极刺激配置的阻抗有贡献的部件进行建模或表示所述部件。其他模型可用于表示对多植入设置的阻抗有贡献的部件。
针对每个相应的子电路221A和221B所计算或测量的功耗值可结合由多个电流源示例中的另一个子电路注入组织块230的电流的影响。例如，来自应用到具有可由R矩阵或Z矩阵表示的电阻的组织块230的推挽式电流源230A的电流(例如，IPG1)在子电路221B的电极和部件上产生电压电势，因为相同的组织与子电路221A和221B两者的所有电极电接触。以此方式，来自子电路221A的电流的存在导致在子电路221B的推挽式电流源230B处的电压电势的变化，其可需要推挽式电流源230B的供电轨电压(supply rail voltage)HV+，2和/或HV-，2中的变化，以便保持以期望的电流来驱动子电路221B的电极组合。供电轨电压(多个)的这种变化还可增大由推挽式电流源230B从这些轨道汲取的功率。可通过使用在本文中所描述的R矩阵或Z矩阵来表示该现象，并且参照图12进一步讨论该现象。
图12是示出用于系统中的多个刺激发生器的示例负载模型的概念图。负载模型250可表示类似于图11的子电路221A和221B的电路，并且示出了可以在各自具有其自己的电流源的不同子电路的电极之间发生的耦合。负载模型250包括刺激器块222A和222B，其包括用于图11的子电路221A和221B的相应的电流源和阻塞电容器。每个刺激器块222A和222B可以分别将电流I1和I2注入到由大虚线框表示的刺激负载253中。例如，电容器251A和251B表示在相应电路中由于阻塞电容器而导致的电容，并且电阻器252A和252B表示在相应电路中由于开关、导体等导致的电阻。电容器254A和254B表示用于每个电路的电极组合的电极-组织界面的电容。
组织266的特性由小虚线框表示。组织266可以是图11中的组织块230的更详细的模型。组织266内的元件表示R矩阵或Z矩阵的元件，如本文中所讨论的。例如，电阻器256A表示与由来自刺激块222A的电流驱动的电极组合相关联的组织的电阻，并且电阻器256B表示与由来自刺激块222B的电流驱动的电极组合相关联的组织的电阻。电阻器260可表示远离电极的组织的体电阻(其可以是相对小的)，并且当在该示例单极刺激负载模型中控制器壳体被用作接地(264)返回电极时，电容器262可表示该控制器壳体的电容。如果刺激块222A和222B中的每一个以及它们相应的电路元件独立地操作或者操作进入电隔离的组织中，则每个相应电流源的负载将不会对另一个电流源的负载产生影响。
然而，当多个电流源将电流提供给相同的电耦合的组织266时，情况并非如此。相反，由一个电流源提供的电流跨另一电路的部件产生电压电势，因为所有电极通过它们所驻留在的相同导电组织(例如，脑组织)被电耦合。受控电压源258A表示电压刺激块222A由于由刺激块222B所注入的电流而经历的变化，而受控电压源258B表示电压刺激块222B由于由刺激块222A所注入的电流而经历的变化。可通过被连接到刺激块222A和222B的电极组合的互电阻(transresistance)(Rx)和由另一电路注入到组织中的电流(I1或I2)的乘积来计算每个受控源256A和256B的电压。V1，e和V2，e表示跨每个电路的每个电极组合的扩展电阻(其可能是组织电阻的主要贡献者)产生的电压。以此方式，可以使用已知的或测量的R矩阵或Z矩阵来建立该关系并确定针对组织266的引起的电压和电流。以下在等式2中提供了电阻矩阵的简单表示：
其中V1，e和V2，e是跨每个子电路的每个电极组合的扩展电阻产生的电压，R11是电阻器256A的电阻，R22是电阻器256B的电阻，并且Rx是组织的互电阻。在一些示例中，可使用较大的矩阵来表示每个电极或电极组合，尽管较大的矩阵可用于表示多于两个的刺激块。如果针对引线的所有电极导出完整的矩阵(例如，针对引线的40个电极的40×40矩阵)，则该系统可导出任何其他较小的矩阵的所有其他电阻或阻抗矩阵，诸如，以上所描述的示例2×2R-矩阵。可通过针对所选择的电极组合测量对应用到组织的测试刺激脉冲的响应来确定以上的R矩阵，并且该R矩阵随后被用于计算或以其他方式确定这些所选择的电极组合的功耗值，该功耗值可能受或可能不受经由另一电极组合和对应的电流源递送的电流的影响。尽管示出了R矩阵，但是也可以通过结合组织的电抗(例如，电极组合的集合之间的电容耦合)来计算Z矩阵或阻抗矩阵。当整个系统中可能存在多个电流源时，编程器20或本文中的任何其它设备可使用本文中所描述的R矩阵或Z矩阵来针对某些刺激参数(包括电极组合)计算或确定功耗值。
虽然本文中所描述的技术主要针对DBS治疗进行了讨论，但是一种或多种这种技术可应用于医治诸如慢性疼痛疾病、尿失禁或大便失禁、性功能障碍、肥胖症、胃轻瘫之类的疾病，并且可涉及其他类型的刺激，诸如，脊髓刺激、心脏刺激、盆底底刺激、骶神经刺激、外周神经刺激、外周神经场刺激、胃刺激或任何其他的电刺激治疗。
另外，应当注意，系统10可不限于对人类患者的医治或监测。在替代示例中，可在非人类患者(例如，灵长类动物、犬科动物、马科动物、猪科动物、和猫科动物)中实现系统10。这些其他动物可经受可受益于本公开的主题的临床或研究治疗。
本公开的技术可以以各种各样的计算设备、医疗设备或其任何组合来实现。所描述单元、模块或部件中的任一个可以一起被实现，或者分开地实现为分立但可互操作的逻辑设备。将不同的特征描绘为模块或单元旨在强调不同的功能方面，并且不一定暗示这种模块或单元必须由分开的硬件或软件部件来实现。相反，与一个或多个模块或单元相关联的功能可由分开的硬件或软件部件来执行，或可集成在共同或分开的硬件或软件部件内。
本公开构想计算机可读存储介质，其包括用于致使处理器执行本文中所描述的功能和技术中的任一个的指令。计算机可读存储介质可采取有形的任何易失性介质、非易失性介质、磁介质、光学介质或电子介质(诸如，RAM、ROM、NVRAM、EEPROM或闪存)的示例形式。计算机可读存储介质可被称为非易失性的。服务器、客户端计算设备或任何其他计算设备也可包括更便携的可移动存储器类型，以能够进行简单的数据传输或离线数据分析。
本公开中所描述的技术(包括归因于各种模块和设备(例如，控制器14、第二模块17、IMD 100或编程器20)和各种组成部件的那些)可至少部分地在硬件、软件、固件或它们的任意组合中实现。例如，该技术的各方面可在一个或多个处理器内实现，该一个或多个处理器包括一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA、或任何其他等效的集成或分立逻辑电路，以及这种部件、远程服务器、远程客户端设备或其他设备的任何组合。术语“处理器”或“处理电路”通常可单独地或与其他逻辑电路组合地指代前述的逻辑电路中的任一种、或任何其他等效电路。
这种硬件、软件、固件可实现在相同的设备内，或实现在分开的设备内以支持本公开中描述的各种操作和功能。此外，所描述的单元、模块或部件中的任一个可一起被实现，或分开地实现为分立但可互操作的逻辑设备。将不同的特征描绘为模块或单元旨在强调不同的功能方面，并且不一定暗示这种模块或单元必须由分开的硬件或软件部件来实现。相反，与一个或多个模块或单元相关联的功能可由分开的硬件或软件部件来执行，或可集成在共同或分开的硬件或软件部件内。
本公开中所描述的技术还可体现或编码在包括利用指令编码的计算机可读存储介质的制品中。被嵌入或被编码在包括计算机可读介质的制品中的指令可诸如当被包括或被编码在计算机可读存储介质中的指令由一个或多个处理器执行时，致使一个或多个可编程处理器或其他处理器来实现在本文中所描述的技术中的一项或多项。示例计算机可读存储介质可包括随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、可编程只读存储器(PROM)、可擦除可编程只读存储器(EPROM)、电可擦可编程只读存储器(EEPROM)、闪存、硬盘、光盘ROM(CD-ROM)、软盘、磁带盒、磁介质、光介质或任何其他计算机可读存储介质或有形计算机可读介质。计算机可读存储介质还可被称为存储设备。
在一些示例中，计算机可读存储介质包括非瞬态介质。术语“非瞬态”可指示存储介质没有被体现在载波或传播信号中。在某些示例中，非瞬态存储介质可存储可以随时间变化(例如，在RAM或高速缓存中)的数据。
本文已经描述了各个示例。构想了所描述的操作或功能的任何组合。这些以及其他示例在以下权利要求的范围内。

Claims (11)

1.一种系统，包括：
一个或多个处理器，所述一个或多个处理器被配置成：
标识被配置成经由引线递送电刺激治疗的具有一个或多个电极的集合，所述引线包括被布置在复杂电极阵列几何形状中的多个电极，其中所述多个电极包括所述具有一个或多个电极的集合；
基于所述具有一个或多个电极的集合确定用于递送电刺激治疗的一个或多个替代电极组合，其中，所述一个或多个替代电极组合中的每一个组合与比与所述具有一个或多个电极的集合相关联的功耗值低的相应功耗值相关联；
针对所述一个或多个替代电极组合中的每一个组合，计算相对于所述具有一个或多个电极的集合的相应场相似性分数；以及
输出所述一个或多个替代电极组合中的至少一个组合的表示，以供在至少部分地限定电刺激治疗时进行选择，所述表示包括所述相应功耗值或所述相应场相似性分数中的至少一者的指示。
2.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述一个或多个替代电极组合中的每一个组合包括比所述具有一个或多个电极的集合多的数量的电极。
3.如权利要求1-2中任一项所述的系统，其特征在于，每个替代电极组合包括所述具有一个或多个电极的集合。
4.如权利要求1-3中任一项所述的系统，其特征在于，所述一个或多个处理器被配置成通过如下方式来确定所述一个或多个替代电极组合：迭代地确定所述一个或多个替代电极组合中的每一个组合，使得相继的替代电极组合将一个或多个电极添加到由之前的替代电极组合所限定的所有电极。
5.如权利要求1-4中任一项所述的系统，其特征在于：
所述一个或多个替代电极组合中的第一替代电极组合包括少于或等于所述具有一个或多个电极的集合的第二数量的电极的第一数量的电极；并且
与所述第一替代电极组合相关联的第一功耗值小于与所述具有一个或多个电极的集合的集合的所述第二数量的电极相关联的功耗值。
6.如权利要求1-5中任一项所述的系统，其特征在于，所述一个或多个处理器被配置成通过以下方式来针对所述具有一个或多个电极的集合和所述一个或多个替代电极组合中的每一者计算相应功耗值：针对所述具有一个或多个电极的集合和所述一个或多个替代电极组合，使用共同的刺激参数集合或不同的刺激参数集合中的一者从递送电刺激的系统的R矩阵、Z矩阵或电模型中的至少一者计算功率耗散。
7.如权利要求1-6中任一项所述的系统，其特征在于，所述一个或多个处理器被配置成通过以下方式来计算所述相应场相似性分数：
确定由所述具有一个或多个电极的集合能递送的原始刺激场；
针对所述替代电极组合中的每一个组合，确定由相应替代电极组合能递送的相应刺激场；
针对所述替代电极组合中的每一个组合，将由所述相应替代电极组合能递送的所述相应刺激场与由所述具有一个或多个电极的集合能递送的所述原始刺激场进行比较；以及
针对所述替代电极组合中的每一个组合，输出所述比较的指示。
8.如权利要求1-7中任一项所述的系统，其特征在于，所述一个或多个处理器被配置成针对所述具有一个或多个电极的集合和所述一个或多个替代电极组合中的至少一个组合中的每一者，输出经由相应电极组合能递送的刺激场的视觉表示。
9.如权利要求1-8中任一项所述的系统，进一步包括：
外部编程器，所述外部编程器包括所述一个或多个处理器和用户界面，其中所述外部编程器被配置成：
经由所述用户界面接收对所述替代电极组合中的一个组合的选择；以及
由所述一个或多个处理器根据所选择的替代电极组合来控制给患者的电刺激治疗的递送；以及
植入式医疗设备，所述植入式医疗设备被配置成接收所选择的替代电极组合并且根据所选择的替代电极组合来递送所述电刺激治疗。
10.如权利要求1-9中任一项所述的系统，其特征在于，所述电刺激治疗包括深部脑刺激治疗。
11.一种包括指令的非瞬态计算机可读介质，所述指令在被执行时致使一个或多个处理器：
标识被配置成经由引线递送电刺激治疗的具有一个或多个电极的集合，所述引线包括被布置在复杂电极阵列几何形状中的多个电极，其中所述多个电极包括所述具有一个或多个电极的集合；
基于所述具有一个或多个电极的集合确定用于递送电刺激治疗的一个或多个替代电极组合，其中，所述一个或多个替代电极组合中的每一个组合与比与所述具有一个或多个电极的集合相关联的功耗值低的相应功耗值相关联；
针对所述一个或多个替代电极组合中的每一个组合，计算相对于所述具有一个或多个电极的集合的相应场相似性分数；以及
输出所述一个或多个替代电极组合中的至少一个组合的表示，以供在至少部分地限定电刺激治疗时进行选择，所述表示包括所述相应功耗值或所述相应场相似性分数中的至少一者的指示。
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