CN108883277B - 用于估计脊髓生理中线的位置的系统 - Google Patents

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Abstract

公开了用于确定生理中线的位置的技术。第一种技术对身体不同侧上的外围电极处的脊柱电极的刺激的响应进行评估。在该技术中，基于对身体的不同侧上观察到的脊柱电极的刺激的响应之间的关系来确定关于生理中线的脊柱电极的定位。第二种技术对脊柱电极对身体不同侧上的外围电极的刺激的响应进行评估。在该技术中，基于观察到身体不同侧上的刺激的不同响应来确定关于生理中线的脊柱电极的定位。

Description

用于估计脊髓生理中线的位置的系统
技术领域
本申请涉及用于识别脊髓生理中线的位置的技术，该位置可以帮助对脊髓刺激治疗的定制和/或对电极引线放置的适合性的评估。
背景技术
可植入刺激设备向神经和组织递送电刺激，以用于治疗各种生物失调。本申请涉及使用脊髓刺激(SCS)系统来改善慢性疼痛治疗的技术。如图1中所示，传统的SCS系统包括可植入脉冲发生器(IPG)10，其包括例如由钛形成的生物相容的设备壳体12。壳体12典型地保持IPG 10起作用所需的电路和电池14(图2)，该电池14本质上可以是可再充电的或一次性的。IPG 10通过电极16向患者的神经和组织递送电刺激，电极16在SCS系统中被典型地定位在脊柱内的硬膜外腔内。公用电极布置包括沿着经皮引线18的线性布置和在桨状(paddle)引线60上的二维布置。引线18和60的近端包括在被固定在头部24中的一个或多个连接器块22处被耦接到IPG 10的电极端子20，头部24可以包括例如环氧树脂。连接器块22中的触头与电极端子20接触，并经由穿过密封馈通28的馈通引脚26与壳体12内的电路通信，以允许这种电路将刺激提供到各种电极16或监视各种电极16。经皮引线18或桨状引线60上的电极的数量和布置可以变化。当采用经皮引线18时，两个这种引线18通常被植入在脊髓的右侧和左侧各一个。
如图2中所示，IPG 10包含用于使用外部充电器50对IPG的电池14(假设电池14是可再充电的电池)进行无线充电的充电线圈30。如果IPG 10具有不可再充电的(一次性的)电池14，则可以省去IPG 10中的充电线圈30和外部充电器50。IPG 10还包含用于与外部控制器设备40无线地通信数据的遥测线圈天线32，这将在下面进一步解释。在其它示例中，天线32可以包括短程RF天线，诸如槽、贴片或导线天线。IPG 10还包含控制电路，诸如微控制器34，以及一个或多个专用集成电路(ASIC)36，其可以如例如USP 8,768,453中所述。ASIC36可以包括用于在一个或多个电极16处提供刺激脉冲的刺激电路，并且还可以包括用于在天线32处使能进行双向无线通信的遥测调制和解调电路、可耦接到充电线圈30的电池充电和保护电路、行进到电极16的每个电流路径中的DC-阻塞电容器等。壳体12内的部件通过印刷电路板(PCB)38被集成。
图2还以平面视图和横截面视图示出了上面引用的外部部件，其可以用于与IPG10通信。外部控制器40可用于经由穿过患者组织5的双向无线通信链路42来控制和监视IPG10。例如，外部控制器40可用于提供或调整刺激程序，其供IPG 10执行以向患者提供刺激。刺激程序可以指定多个刺激参数，诸如选择哪些电极以用于刺激；这种活动电极是用作阳极还是阴极；以及活动电极处的刺激的振幅(例如，电流)、频率以及持续时间——假设这种刺激包括典型的刺激脉冲。
如众所周知的，链路42上的通信可以经由外部控制器40中的线圈天线44和IPG 10的遥测线圈32之间的磁感应耦合发生。典型地，包括链路42的磁场例如经由频移键控(FSK)或类似物被调制，以对所发送的数据进行编码。例如，经由FSK的数据遥测可以在fc＝125kHz的中心频率周围发生，其中129kHz信号表示逻辑“1”位的传输，并且121kHz信号表示逻辑“0”位。然而，如果天线44和32及其相关联的通信电路如此配置，则链路42上的经皮通信不需要通过磁感应，并且可以包括短程RF遥测(例如，蓝牙、WiFi、Zigbee、MICS等)。外部控制器40通常类似于蜂窝电话并且包括可手持的、便携的外壳。
如果电池是可再充电的，则外部充电器50提供电力以对IPG的电池14再充电。这种电力传递通过激励(energizing)外部充电器50中的充电线圈54而发生，以产生包括经皮链路52的磁场，这可以在与链路42上的数据通信不同的频率(f2＝80kHz)处发生。该磁场52激励IPG 10中的充电线圈30，其被整流、被滤波并用于给电池14再充电。像链路42一样，链路52可以是双向的，以允许IPG 10诸如通过使用如众所周知的载移键控(Load ShiftKeying)将状态信息报告回给外部充电器50。例如，一旦IPG 10中的电路检测到电池14充满电，其就可以致使充电线圈30将该事实用信号发送回外部充电器50，使得可以停止充电。与外部控制器40一样，外部充电器50通常包括可手持的和便携的外壳。
在美国专利申请公开2015/0080982中进一步详细地描述了外部控制器40和外部充电器50。还要注意的是，诸如在USP 8,335,569和USP 8,498,716中所公开的，外部控制器40和外部充电器50可以被部分地或完全地集成到单个外部系统中。
如上所提到的，IPG 10能够递送的电刺激关于所选电极、电极电流振幅和极性、脉冲持续时间、脉冲频率等是可高度定制的。由于关于神经靶标的电极位置的不确定性、患者对刺激模式的生理响应以及电极被定位在其中的电环境的性质，因此基本上不可能在实施刺激治疗之前确定可以针对特定患者提供有效的刺激治疗的刺激参数。因此，为了确定IPG10是否能够递送有效的治疗，并且如果是这样，在永久植入IPG 10之前的试验刺激阶段期间，定义这种有效治疗的刺激参数、患者对不同刺激参数的响应被典型地评估。
如图3中所示，在试验刺激阶段期间，一个或多个引线(示出了两个经皮引线18)的远端沿脊髓304被植入在硬膜外腔302内，而同时包括电极端子20的一个或多个引线的近端最终被耦接到外部试验刺激器(ETS)70，顾名思义，其在患者外部(即，未植入)。外部电缆盒组件340用于促进一个或多个引线和ETS 70之间的连接。每个外部电缆盒组件340包括外部电缆盒342(其具有类似于用于接收引线的连接器块22的插座)、试验刺激电缆344以及插头(male connector)346，插头346被插入到ETS 70的端口72中。
ETS 70基本上模仿IPG 10的操作以向植入式电极16提供刺激。这允许为患者验证刺激治疗的有效性，诸如治疗是否已经减轻患者的症状(例如，疼痛)。使用ETS 70进行的试验刺激还允许确定特定的刺激程序，一旦IPG 10稍后被植入到患者体内，该刺激程序就似乎针对患者承诺那样来使用。
参考图4，可以经由来自临床医生编程器90的有线链路或无线链路(示出的无线链路92)提供或调整由ETS 70执行的刺激程序，其包括使临床医生能够在适当的刺激治疗设置上进行磨练的特征(下面描述)。如所示的，CP系统90可以包括计算设备91，诸如台式机、膝上型计算机或笔记本电脑、平板电脑、移动智能电话、个人数据助理(PDA)型移动计算设备等(下文中“CP计算机“)。在图4中，CP计算机91被示为膝上型计算机，其包括典型的计算机用户界面装置，诸如屏幕92、鼠标、键盘、扬声器、触笔、打印机等，为了方便并非所有这些都示出。
图4中还示出了用于CP系统90的附属设备(通常特定于其作为IPG/ETS控制器的操作)，诸如通信头97和控制杆(joystick)98，其可耦接到CP计算机91上的合适端口，诸如例如USB端口99。
CP系统90和ETS 70之间的通信可以包括如已经描述的磁感应方案或短程RF遥测方案，并且就此而言，ETS 70和CP计算机91和/或通信头97(其可以接近ETS 70放置)可以包括符合所选遥测装置的天线。例如，通信头97可以包括线圈天线96a、短程RF天线96b、或两者。CP计算机91还可以与ETS 70直接通信，例如使用一体的短程RF天线96b。
如果CP系统90包括短程RF天线(在CP计算机91或通信头97中)，则这种天线也可用于在CP系统90和其它设备之间建立通信，并最终用于更大的通信网络，诸如因特网。CP系统90典型地还可以经由在CP计算机91上的以太网或网络端口93处提供的有线链路95与这样的其它网络通信，或者使用其它有线连接(例如，在USB端口99处)与其它设备或网络通信。
控制杆98通常用作输入设备以选择各种刺激参数(并因此可以是其它输入设备对CP计算机91的冗余)，但是还在使电极之间的电流转向以实现最佳刺激程序方面特别有用，如下面进一步讨论的。
为了对刺激参数进行编程，临床医生与在CP计算机91的显示器92上提供的临床医师编程器图形用户界面(CP GUI)94对接。如本领域技术人员所理解的，CP GUI 94可以通过执行CP计算机91上的CP软件100而显现(render)，该软件可以被存储在CP计算机的非易失性存储器98中。这种非易失性存储器98可以包括一个或多个非暂时性计算机可读存储介质，包括例如磁盘(固定，软盘和可移动的)和磁带、光学介质(诸如CD-ROM和数字视频盘(DVD))以及半导体存储设备(诸如电可编程只读存储器(EPROM)、电可擦除可编程只读存储器(EEPROM)以及USB或拇指驱动器)。本领域技术人员另外将认识到CP计算机91中的CP软件100的执行可以通过诸如微处理器、微计算机、FPGA、其它数字逻辑结构等的控制电路89来促进，控制电路89能够执行计算设备中的程序。如较早所解释的，在执行CP软件100时除了显现CP GUI 94之外，这样的控制电路89还将能够通过通信头97或CP计算机91中的合适的天线96a或96b与ETS 70进行通信，使得临床医生可以使用CP GUI 94将刺激参数传送到ETS70。
图5中示出了CP GUI 94的一部分的示例。GUI 94的所示部分包括荧光镜图像502，其示出了相对于解剖结构(例如椎骨)的植入式引线。使用图示的界面，用户可以从左侧面板504选择植入式电极引线的表示506，左侧面板504包括各种类型的引线产品的表示506，诸如1x8经皮引线表示506A、1x16经皮引线表示506B以及4x8桨状引线表示506C。然后，用户可以将所选择的引线表示506拖动到荧光镜图像502上并操纵其尺寸和定向，直到其与图像502中的植入式电极引线对准为止。因为表示506用引线的属性(诸如电极尺寸、形状以及间隔)来编程，因此引线表示506在荧光镜图像502上的定位使电极的位置与图像502相关。这使用户能够随后通过GUI 94使电刺激的中心(centroid)的解剖位置可视化。例如，基于对应于表示506A1的特定第一刺激阴极508A在引线上的已知位置和对应于表示506A2的特定第二刺激阴极508B在引线上的已知位置，以及第一阴极和第二阴极的刺激参数(例如，相对振幅)，可以在荧光镜图像502上描绘阴极刺激的中心的位置510。这使用户能够使阴极刺激的解剖位置可视化。
由于刺激点与由患者感知刺激的效果所处的位置之间的空间关系，电刺激的这种解剖可视化能够有益于确定期望的刺激程序。虽然脊髓刺激中断疼痛感的确切机制不完全清楚，但可以理解的是，对患者身体特定侧上的脊神经的刺激会导致对身体同一侧上的刺激的感知(或简单地中断先前所感知的(如疼痛))。例如，右上方的腿中的疼痛(其被感知为神经信号通过感觉神经元从疼痛部位通过身体同一侧上的脊神经并进入脊髓(在那里神经信号还被发送到大脑)的传输的结果)通过对脊神经(疼痛信号通过其来行进)(即，身体右侧上的脊神经)施加电刺激来中断。因此，对刺激的解剖点的可视化提供了可以指导用户确定适当的刺激参数以治疗患者的特定疼痛症状的信息。
然而，发明人已经确定了，刺激点的解剖位置没有提供对刺激的可能效果的充分理解。这是因为神经解剖学不一定与在诸如荧光镜图像502的图像中可见的解剖特征对准。例如，生理中线可以在一定程度上偏离解剖中线。这些缺点已经促使发明人开发了以下技术，其用于识别和提供可用于确定对特定患者可能有效的刺激参数的附加信息以及可用于对引线放置的适合性进行评估的信息。
发明内容
公开了一种被体现在非暂时性计算机可读介质上的计算机程序产品。该计算机程序产品包括用于致使控制电路执行以下内容的指令：在被植入在患者内的多个脊柱电极中的每个脊柱电极处以一个或多个刺激振幅提供电刺激；测量对一个或多个相应的外围电极对中的每个外围电极对处的电刺激的响应，其中每个外围电极对包括患者身体的不同侧上的电极；基于测量到的响应，计算关于生理中线的多个植入式脊柱电极的相对定位的测度；以及基于相对定位的测度和多个电极中的每个电极的位置，计算生理中线的位置。
在另一方面中，计算机程序产品可以包括用于致使控制电路执行以下内容的指令：将指令发送到刺激设备以在多个脊柱电极中的每个脊柱电极处以一个或多个刺激振幅提供电刺激，所述多个脊柱电极是可植入在患者内的；接收指示出对一个或多个相应的外围电极对中的每个外围电极对处的电刺激的响应的数据，其中每个外围电极对包括可定位在患者身体的不同侧上的电极；基于接收到的数据，计算关于生理中线的多个脊柱电极的相对定位的测度；以及基于所述相对定位的测度和多个脊柱电极中的每个脊柱电极的位置，计算生理中线的位置。计算机程序产品还可以包括用于致使控制电路在图形用户界面上显示生理中线的位置的指令。
计算机程序产品可以另外包括用于致使控制电路确定多个脊柱电极中的每个脊柱电极的位置的指令，该位置可以基于在图形用户界面中的电极的表示的定位来确定。
用于提供电刺激的指令可以包括用于向被耦接到多个植入式脊柱电极的设备发出一个或多个刺激命令的指令，该设备可以是外部试验刺激器或可植入脉冲发生器。用于提供电刺激的指令可以包括用于在贴附到患者皮肤的互补电极处提供电刺激的指令。可以在多个植入式脊柱电极中的每个植入式脊柱电极处独立地提供电刺激，并且电刺激指令可以致使控制电路顺序地行进通过多个植入式脊柱电极。
用于测量对电刺激的响应的指令可以包括用于从与一个或多个相应的外围电极对耦接的设备请求数据的指令。一个或多个相应的电极对可以包括肌电图电极。
用于计算多个植入式脊柱电极中的每个植入式脊柱电极的相对定位的测度的指令可以包括：用于将相对定位的测度计算为相应对中的一对当中的第一电极处的对脊柱电极处的刺激的所测量到的响应与相应对中的一对当中的第二电极处的对脊柱电极处的刺激的所测量到的响应的比率的指令。
用于计算生理中线的位置的指令可以包括用于迭代地调整相关值的指令，所述相关值使所述相对定位的测度与距生理中线的距离有关。用于计算生理中线的位置的指令还可以包括用于对与植入式脊柱电极中的至少一些植入式脊柱电极有关的生理中线位置数据点贡献(contribution)执行线性回归的指令。
公开了一种被体现在非暂时性计算机可读介质上的计算机程序产品。该计算机程序产品包括用于致使控制电路执行以下内容的指令：刺激植入式桨状(paddle)引线上的一个或多个脊柱电极的第一分组，其中对第一分组的刺激导致刺激的第一中心(centroid)；测量对一个或多个相应的外围电极对处的刺激的响应，其中每个外围电极对包括患者身体的不同侧上的电极；基于测量到的响应来确定关于生理中线的刺激的第一中心的定位；以及刺激植入式桨状引线上的一个或多个脊柱电极的第二分组，其中对第二分组的刺激导致比刺激的第一中心更接近生理中线的刺激的第二中心。刺激的第一中心和第二中心可以与桨状引线上的第一行脊柱电极对准。计算机程序产品还可以包括用于确定是否测量到的响应指示刺激的第二中心位于生理中线上的指令以及用于当确定了刺激的第二中心位于生理中线上时刺激植入式桨状引线上的一个或多个脊柱电极的第三分组的指令，其中对第三分组的刺激导致刺激的第三中心，其与刺激的第二中心水平对准并且与桨状引线上的第二行脊柱电极垂直对准。
公开了一种系统，其包括：显示器；存储器；以及控制电路，其被配置为执行被存储在存储器中的程序代码，以致使控制电路：在被植入在患者内的多个脊柱电极中的每个脊柱电极处以一个或多个刺激振幅提供电刺激；测量对一个或多个相应的外围电极对中的每个外围电极对处的电刺激的响应，其中每个外围电极对包括患者身体的不同侧上的电极；基于测量到的响应，计算关于生理中线的多个植入式脊柱电极的相对定位的测度；以及基于所述相对定位的测度和多个电极中的每个电极的位置，计算生理中线的位置。
在另一方面中，程序代码可以在由控制电路执行时致使控制电路：将指令发送到刺激设备以在多个脊柱电极中的每个脊柱电极处以一个或多个刺激振幅提供电刺激，所述多个脊柱电极是可植入在患者内的；接收指示出对一个或多个相应的外围电极对中的每个外围电极对处的电刺激的响应的数据，其中每个外围电极对包括可定位在患者身体的不同侧上的电极；基于接收到的数据，计算关于生理中线的多个脊柱电极的相对定位的测度；以及基于相对定位的测度和多个脊柱电极中的每个脊柱电极的位置，计算生理中线的位置。该系统还可以包括程序代码，以致使控制电路在图形用户界面上(诸如在解剖图像上)显示生理中线的位置。
用于提供电刺激的程序代码可以包括用于向被耦接到多个植入式脊柱电极的设备发出一个或多个刺激命令的程序代码，该设备可以是外部试验刺激器或可植入脉冲发生器。可以在多个植入式脊柱电极中的每个植入式脊柱电极处独立地提供电刺激。
用于测量对电刺激的响应的指令可以包括用于从与一个或多个相应的外围电极对耦接的设备请求数据的指令。一个或多个相应的电极对可以包括肌电图电极。
用于计算多个植入式脊柱电极中的每个植入式脊柱电极的相对定位的测度的程序代码包括：用于将相对定位的测度计算为相应对中的一对当中的第一电极处的对脊柱电极处的刺激的所测量到的响应与相应对中的一对当中的第二电极处的对脊柱电极处的刺激的所测量到的响应的比率的程序代码。用于计算生理中线的位置的程序代码包括用于迭代地调整相关值的程序代码，所述相关值使所述相对定位的测度与距生理中线的距离有关。
该系统还可以包括用于向多个脊柱电极中的一个或多个分组提供电刺激的程序代码，其中一个或多个分组每个都具有接近经计算的生理中线位置的刺激的中心。
附图说明
图1示出了根据现有技术的可植入脉冲发生器(IPG)。
图2示出了根据现有技术的在被植入患者内时的图1的IPG的横截面以及支持IPG的外部设备(包括外部充电器和外部控制器)。
图3示出了根据现有技术的在植入IPG(包括与外部试验刺激器(ETS)通信的植入式引线/电极)之前的试验刺激的使用。
图4示出了根据现有技术的临床医生的编程器系统的部件(包括用于与外部试验刺激器通信的部件)。
图5示出了根据现有技术的可以在临床医生的编程器系统上提供的图形用户界面的示例。
图6示出了根据本发明的示例的脊柱电极和外围电极与用于确定生理中线的位置的外部试验刺激器和监视电极设备的连接。
图7示出了根据本发明的示例的外部试验刺激器和监视电极设备与临床医生的编程器系统的连接。
图8示出了根据本发明的示例的外部试验刺激器、监视电极设备以及临床医生的编程器的电路的一部分。
图9是示出了根据本发明的示例的外围监视生理中线确定算法的各个步骤的流程图。
图10示出了根据本发明的示例的与外围监视生理中线确定算法相关联的示例刺激模式和响应信号。
图11示出了根据本发明的示例的示例数据集及其在基于外围监视生理中线确定算法而确定生理中线的位置中的使用。
图12示出了根据本发明的示例的包括所确定的生理中线的位置的经改进图形用户界面。
图13A和13B是示出了根据本发明的示例的与植入式桨状引线一起使用的经修改的外围监视生理中线确定算法的各个步骤的流程图。
图14A和14B示出了根据关于图13A和13B所描述的算法的不同变化的刺激进展。
图15示出了根据本发明的示例的刺激电极设备和监视电极设备与临床医生的编程器系统的连接。
图16示出了根据本发明的示例的刺激电极设备、监视电极设备以及临床医生的编程器的电路的一部分以及与脊柱监视生理中线确定相关联的示例刺激模式和所诱导的响应。
图17是示出了根据本发明的示例的脊柱监视生理中线确定算法的各个步骤的流程图。
图18示出了根据本发明的示例的与脊柱监视生理中线确定算法相关联的示例刺激模式和响应信号。
图19示出了根据本发明的示例的可以用于刺激和感测脊柱电极的经修改的IPG的电路的一部分。
具体实施方式
考虑到使用解剖学特征来指导刺激参数的确定和验证电极引线放置的适合性的上面注意的缺点，发明人公开了一种用于识别和呈现生理中线相对于植入式电极的位置的技术。参考图6，本发明的第一方面采用外围电极616(标记为L1、L2、R1和R2)与一个或多个植入式电极引线(诸如引线18或60)上的脊柱电极16结合以基于对不同电极16处的脊柱刺激的外围响应来确定患者的生理中线的位置。如本文所使用的，外围电极是被定位在除了患者脊柱之外的患者位置处的电极，其可以测量对脊柱电极的刺激的电响应或诱导在脊柱电极处可观察到的响应(经由外围电极的电刺激)。图6中示出了四个肌电图(EMG)外围电极616，但是也可以采用更多或更少的电极。EMG外围电极616可以是表面电极(其测量由骨骼肌通过皮肤而产生的电活动)或肌内电极(其插入通过皮肤到肌肉组织中以测量肌肉的电活动)。虽然本发明的该第一方面的描述聚焦于EMG外围电极616的使用，但是也可以采用可以在已知的侧向定位(即，右或左)处评估的不同类型的生物信号。例如，也可以使用脑电图(EEG)电极，诸如被放置在面部和头皮上的表面电极。此外，虽然EMG电极被描绘为被放置在不同的腿部肌肉中或其上，但是外围监视电极可以被放置在具有已知侧向定位的任何外围肌肉位置处。
所公开的技术基于以下原理操作：在生理中线的特定侧上的脊髓刺激导致在生理中线的同一侧上比在生理中线的相对侧上更多数量的神经元的募集(recruitment)，该不平衡可被检测为身体不同侧上的相应外围监视电极处的电活动的差异。例如，在EMG外围电极的情况下，生理中线右侧上的脊髓刺激导致在生理中线右侧上比在生理中线左侧上更多数量的运动神经元的募集，这导致了肌肉活动(例如，收缩)在右侧上更显着，其可被检测为在右侧上具有更大振幅的EMG信号。类似地，在EEG电极的情况下，在生理中线的特定侧上的脊髓刺激导致在中线的那侧上更多数量的感觉神经元的募集，其可以被检测为大脑的同一侧上的更高程度的电活动。
因为该技术基于身体的不同侧上的相对响应，所以监视电极优选地被布置成相应的对。例如，如果电极L1被放置在左下四头肌上方或其中，则电极R1优选地被放置在右下四头肌上方或其中。类似地，如果电极L2被放置在左腓肠肌的上方或其中部，则电极R2优选地被放置在右腓肠肌的上方或其中部。
外围电极616被耦接到监视电极设备602内的电路(下面描述)，并且脊柱电极16(即，一个或多个植入式引线上的电极)由经修改的ETS 70'内的电路所刺激，ETS 70'在额外地被配置为刺激互补电极(EC)620的意义上进行了修改，其功能将在下面描述。尽管示出了经修改的ETS 70'，但脊柱电极16和互补电极620可替换地由专用刺激设备刺激。
如图7中所示，经修改的ETS 70'和监视电极设备602连接到CP计算机91。虽然示出了不同的有线连接和无线连接，但监视电极设备602和经修改的ETS 70'(或单独的专用刺激设备)可以以允许相关命令和数据在设备之间传递的任何方式连接到CP计算机91。CP计算机91执行经改进的CP软件100'(其并入如下所述的生理中线确定算法)和经改进的GUI94'(其使能够呈现所识别的生理中线)。
参考图8，CP计算机91包括与经修改的ETS 70'和监视电极设备602通信的控制电路89(诸如微控制器)。特别地，CP计算机91向经修改的ETS 70'发送刺激指令并且从监视电极设备602接收数据，该指令和数据可以根据由控制电路89执行生理中线算法802来提供和接收。
经修改的ETS 70'包括控制电路804，其可以包括微控制器，或者其可以在一个或多个专用集成电路(ASIC)中全部或部分地形成，如美国专利申请公开2012/0095529和USP9,061,140以及USP 8,768,453中所述的。总线806将数字控制信号提供到一个或多个数模转换器(DAC)808，其用于产生用于刺激脉冲的规定振幅(A)的电流或电压，并具有正确的定时。如所示的，DAC包括向所选择的阳极电极提供(source)电流的PDAC和从所选择的阴极电极吸收(sink)电流的NDAC。注意的是，到电极的电流路径包括DC-阻塞电容器810，其已知通过防止向电极和患者组织无意地供应DC电流而提供另外的安全性。因此，总线806寻址适当的PDAC或NDAC以设置刺激脉冲的极性。尽管针对脊柱电极16和互补电极620中的每个示出了专用的DAC 808，但是也可以通过在DAC 808和电极之间实施切换矩阵而采用更少的DAC808。用于产生刺激脉冲并将它们递送到电极的所示电路仅仅是一个示例。其它方法可以例如在USP 8,606,362和USP 8,620,436中找到。
外围电极616每个都耦接到监视电极设备602中的多路复用器812。多路复用器812基于从控制电路814(其可以包括微控制器)在总线816上接收到的信号而将来自外围电极616中的一个外围电极的信号传递到感测放大器(sense amp)818。尽管未示出，但是如本领域众所周知的，可以在多路复用器812和感测放大器818之间实现电平移位电路，以将信号的幅度移位到感测放大器818的操作范围的中间。另外，可以在由感测放大器818放大之前使用抗混叠滤波器(例如，带通滤波器)来处理信号。虽然多路复用器812使能使用共享感测放大器818，但是这种布置不是严格必要的，并且取而代之，每个电极616可以耦接到其自己的专用感测放大器818，这有利地使能并行处理来自电极616的信号。从电极616接收到的如经滤波和放大的模拟波形优选地通过模数转换器820转换为数字信号，其也可以驻留在控制电路814内。虽然未示出，但是监视电极设备602可以包括用于存储数字化信号的存储器。像经修改的ETS 70'一样，监视电极设备602中的电路可以在一个或多个ASIC中整体或部分地形成。如将基于下面的描述变得清楚的，算法802必须意识到与从外围电极616接收到的信号相关联的侧向定位。因此，监视电极设备602可以具有被标记为指示信号的定位的端口，所述信号应该被路由到该端口(即，左边或右边)，或者算法802可以使用户能够指定与被路由到设备602的端口中的不同的一个端口的信号相关联的侧向定位。
图9是示出了示例外围监视生理中线算法802中的步骤的流程图。算法802操作以通过刺激各种脊柱电极16并观察不同侧向定位处的外围电极616处的响应来确定生理中线的位置。首先，将电极数(N)设置等于1，并将振幅(A)设置等于最小值(Amin)(例如，5mA的最小电流值)。例如，最小振幅值可以是算法802的可定制参数，其可经由用户界面94'选择。应当注意的是，募集运动神经元所要求的刺激电平可能显著高于典型的SCS刺激电平，因此，当使用EMG外围电极616执行算法802时，最小振幅电平可以被设置为相对高的(与典型的SCS刺激电流比较)电流电平。还要注意的是，这种刺激电平虽然远低于最大允许限度，但对于患者而言可能是不舒服的，因此在算法802的执行期间可以给患者至少部分地服用镇静剂。
在步骤850处，在所选振幅处刺激所选脊柱电极16(即电极N)。在优选实施例中，单个脊柱电极16与互补电极620结合一起被刺激。具体地，在与所选脊柱电极616相等的幅度和相反的极性处刺激互补电极620。互补电极620优选地是具有相对大的面积的表面电极(即，粘附到患者的皮肤)，并且远离脊柱电极16以及外围电极616被定位。互补电极620的远程位置和大面积确保其刺激不干扰在外围电极616处测量到的信号并且确保脊柱电极16(其产生紧邻脊神经的局域场)而不是互补电极620对在外围电极处观察到的任何反应负责。尽管描述了补充电极620的使用，但是也可以使用两个或更多个彼此靠近的脊柱电极16(例如，相邻的电极可以用作阳极和阴极)进行刺激。事实上，如下所述，对多个脊柱电极16的同时刺激可以通过创建“虚拟”电极而实现更大的空间分辨率，并且另外地可以实现传统的ETS 70的使用(即，无需修改以容纳互补电极620)。在一个实施例中，使用具有大约2-10Hz的低频的方波来刺激所选电极和互补电极620。然而，期望的刺激波形和振幅可以是用户可选择的参数。
在刺激期间，记录每个外围电极616处的信号(步骤852)。如上面关于图8所述，如果针对每个电极提供了专用的感测放大器818和ADC 820，则可以串行地(例如，经由多路复用器812)或并行地执行记录来自监视电极616的信号。这种记录可以涉及将数字化信号值存储在存储器中(在CP系统90或监视电极设备602中)。基于所记录的数据，确定是否已经满足任何分类标准(步骤854)。当已经收集足够的信息以确定生理中线相对于电极的位置时，分类标准用于停止所选脊柱电极16的刺激。第一示例分类标准可以限制在任何外围电极616处的可检测响应之后的增加振幅的刺激周期的数量(例如，在超过阈值电平的任何外围电极616处的响应之后，在两次振幅增加之后，刺激可以行进到下一个脊柱电极)。如果观察到双侧刺激(例如，超过在相应的双侧电极的每个处的阈值电平的可检测响应)，则第二示例分类标准可以致使算法802行进到下一个电极。其它类似类型的分类标准也可以实现，并且在一个实施例中，可以是由用户可定制的。尽管步骤852指示记录了数据，但是将理解的是，对所记录的数据的一些处理也必须在该阶段发生，以便应用分类标准。
如果没有满足分类标准，则确定刺激振幅是否处于最大电平(步骤856)。最大刺激振幅(Amax)可以是用户可配置的值，其可以被建立为编程的最大限度，其安全地低于可允许的限度。如果刺激振幅不等于最大刺激振幅，则刺激振幅增加了递增量(AINC)，其也可以是用户可选择的(步骤858)。例如，如果递增量被设置为0.1mA，则振幅在每个周期处增加0.1mA。然后该过程返回到步骤850，以在增加的振幅值处刺激相同的所选电极。
然而，如果满足分类标准或者振幅等于最大振幅，则确定是否仍有待刺激的任何脊柱电极16(即，所选电极(N)是否是最后的电极(M))(步骤860)。例如，如果算法802在具有两个植入式电极引线(每个都具有8个电极)的系统中执行，则最后的电极(M)被设置为16。如果所选电极不是最后的电极，则选择下一个电极并且振幅被重置为最小振幅(步骤862)。然后该过程返回到步骤850，以在最小振幅处刺激下一个电极。
一旦该过程已经行进通过所有脊柱电极16，就针对每个脊柱电极16而评估在外围电极616处所记录的数据(步骤864)，并且针对每个电极确定侧向定位(即，生理中线的左边或右边)和距中线的相对距离(步骤866)。参考图10和11最好地描述这些步骤。
图10示出了在算法802的示例执行中的各种脊柱电极16和相应电极620处的刺激模式以及对外围电极616处的这种刺激的响应。在所示的示例中，采用两个分类标准：1)在响应于所选脊柱电极16的刺激而在任何外围电极616处观察到超阈值信号之后，针对所选脊柱电极16可以进行至多两个另外的刺激周期，和2)在相应的外围电极616对(例如，L1和R1、L2和R2等)中的每个处观察到超阈值信号之后，针对所选脊柱电极16不能进行另外的刺激周期。虽然第一分类标准在所识别事件之后的多个刺激周期方面来表示，但是其也可以在振幅限度(例如，至多2mA的增加)方面来表示。
在时间段t1,1期间，首先使用在2Hz的频率且5mA的振幅处的方波来刺激电极E1。利用相等和相反的刺激模式来同时刺激相应的电极620。在刺激期间(即，在时段t1,1的全部或某些部分期间)，观察并记录各个外围电极616处的电活动。在所示的示例中，记录相应的EMG电极对(L1和R1)中的每个的响应。尽管示出了单个相应的外围电极616对，但是可以在如上所述的相同刺激序列期间使用和评估另外的对。此外，虽然示出了EMG响应，但是外围电极还可以包括具有与脊柱刺激的侧向关系的其它类型的生物信号(诸如EEG信号)。
在外围电极L1和R1处测量在时间段t1,1期间对刺激的响应。在每个外围电极616处测量到的响应可以以不同方式被量化，诸如采样值的均方根(RMS)(1002)、在时间段(例如，全部或部分的刺激时间段)期间整流采样值的积分(1004)、或其它已知的统计测度。无论将响应进行量化的方式如何，都将量化后的值与阈值进行比较。阈值可以被选择为平均信号噪声的某个倍数(例如，3x)。在所示的示例中，在t1,1期间，L1和R1信号响应都不超过阈值电平。因此，也不调用分类标准。
因此，该算法发起另一个刺激周期，其中在随后的时间段t1,2期间在10mA的较高振幅处刺激E1和EC。虽然为了说明的目的示出了振幅的大幅增加(即，AINC＝5mA)，但是将理解的是，在实际实现中可以使用较小的递增值。在时间段t1,2期间，L1处的响应超过阈值，但是在R1处观察到的响应仍然低于阈值。在t1,2期间的超阈值L1响应调用第一分类标准，使得随后的刺激周期的数量限于两个。此后，在时间段t1,3期间，在15mA的进一步增加的振幅处刺激E1和EC，这导致L1和R1处的超阈值响应。双侧响应(即，相应的外围电极616对中的每个处的超阈值响应)调用第二分类标准，使得即使第一标准将允许一个另外的刺激周期，也不执行对E1的另外刺激。因此，算法行进到下一个脊柱电极E2并继续顺序地通过电极。
最后，在时间段t8,1期间在5mA处刺激E8和EC，这导致在L1和R1处的亚阈值(sub-threshold)响应，以及在时间段t8,2期间在10mA处刺激E8和EC，这导致在L1和R1处的超阈值响应。在时间段t8,2期间的双侧响应致使算法802继续通过其通过脊柱电极16的顺序前进，直到其到达最后的电极EM为止。分别在时间段tM,1、tM,2和tM,3处在5mA、10mA和15mA处刺激EM和EC。每个刺激导致R1处的超阈值响应和L1处的亚阈值响应。因此，在没有任何双侧响应的情况下，基于第一分类标准终止对EM的刺激，并且完成算法802的刺激部分。
图11示出了与基于图10中的示例响应而执行生理中线算法802相关联的示例数据集1100。数据集1100包括电极标识符1102、水平电极定位和垂直电极定位1104和1106、相对于生理中线的电极的定位的测度(表示为响应比1108)、以及中线水平定位1110。例如，基于引线表示506在荧光镜图像502上的放置(图5)来确定电极的水平定位和垂直定位1104和1106，荧光镜图像502建立与脊柱电极16的实际定位匹配的脊柱电极16的空间关系。所示示例中的坐标系采用沿着解剖中线1112的零的水平值，但是坐标系的选择是任意的。如所示的，电极引线18A和18B都具有相对于解剖中线1112的轻微斜度。
响应比值1108(表示为左/右比率)是基于在执行算法802期间外围电极616的侧向响应并且量化脊椎电极在生理中线的左边或右边的程度。基于比率1108表示为左/右比率，值1指示与生理中线对准，大于1的值指示位于生理中线左边的定位(和相对距离)，以及小于1的值指示位于生理中线右边的定位(和相对距离)。虽然描述了左/右比率1108，但是存在其它方式，如对于本领域普通技术人员来说是显而易见的，可以基于在外围电极处测量到的响应来表达定位和距生理中线的相对距离。
响应比率1108可以以不同方式量化。左/右比率1108可以表示在特定脊柱电极16的刺激期间所有左侧外围电极616的被量化的响应值的总和相比于所有右侧外围电极616的被量化的响应值的总和。例如，E1比率可以被计算为时间段t1,1、t1,2和t1,3期间的L1响应的总和相比于相同时间段期间的R1响应的总和。在一个实施例中，只有超过阈值的那些值可以被包括在比率计算中。在另一个实施例中，仅针对展示了同时双侧响应的那些相应对，左/右比率1108可以表示所有左侧外围电极616的被量化的响应值的总和相比于所有右侧外围电极616的被量化的响应值的总和。也就是说，在对左/右比率1108的计算中可以忽略单侧响应。例如，E1比率可以被计算为时间段t1,3期间的被量化的L1响应相比于时间段t1,3期间的被量化的R1响应。如果电极(诸如E15和E16)在任何刺激振幅处都不会致使双侧响应，则在对生理中线位置的计算中可以不考虑电极。可替换地，没有诱导双侧响应的脊柱电极被指派预定值(例如，仅针对左边响应为3.0，和仅针对右边响应为0.33)。在响应比值的计算中，在不同振幅电平处测量到的响应也可以被不同地加权。例如，较低振幅刺激电平处的响应可以被给定比较高振幅刺激电平处的响应更大的权重。虽然已经给出了若干示例，但是将理解的是，相对于生理中线的脊柱电极的定位的测度可以以许多不同的附加方式来表示。
基于响应比1108和相应脊柱电极16的已知水平定位来计算生理中线1110的水平定位。确定水平中线定位1110的第一步骤是将响应比1108与距生理中线的距离相关联。例如，E1的左/右比值2.23指示其是任何电极的生理中线的最左边。然而，该值仍必须与距生理中线的距离有关。在所示实施例中，电极的左/右比值1108乘以初始相关值(其是近似于响应比1108与采用的坐标系中的距离之间的关系的预定值)，并且结果值被加到(或者如果电极在中线的右边，则从电极的水平定位值1104中减去)电极的水平定位值1104。生理中线1110的计算出的水平定位与电极的垂直定位结合一起用作电极对中线位置的贡献。例如，电极E1的左/右比值2.23乘以相关值0.042以获得到中线的距离值0.093，其被加到E1的水平定位值-0.104以获得中线水平定位-0.011。生理中线1110的水平定位与E1的垂直定位9结合一起使用，以确定E1对中线计算的贡献—具有垂直定位9和水平定位-0.011的点。针对每个脊柱电极16重复相同的计算，并且基于点1116的集合确定生理中线的位置。例如，可以使用点1116的集合执行线性回归以确定生理中线1114的方程。
将理解的是，如果相关值不精确，则生理中线1114的所得方程可能是有缺陷的。例如，如果相关值太大，则计算出的水平值将“过冲(overshoot)”生理中线1114。例如，中线1114左边的电极将贡献中线1114右边的数据点，并且反之亦然。同样地，如果相关值太小，则计算出的水平值将“欠冲(undershoot)”生理中线1114。为了确定理想的相关值，生理中线位置被执行为迭代过程。这可以通过以下来完成：对计算出的生理中线1114与点1116的集合的“拟合(fit)”进行评估、调整相关值(在由是否存在“过冲”或“欠冲”误差所指示的方向上)、以及重复过程。可以迭代地重复该过程，直到生理中线的方程将点1116最佳地“拟合”为止。这可以例如通过识别使确定的系数(即，R平方值)最大化的相关值来完成。注意的是，图11中所示的点基于接近理想值的相关值。
到目前为止，虽然已经在单个所选脊柱电极16和相应的电极620之间的刺激的上下文中描述了算法802，但是也可以通过脊柱电极16的组合(有或者没有互补电极)的刺激来创建“虚拟”电极。这种虚拟电极的使用可以提供另外的刺激位置，其可以被认为是数据集1100的部分，这可以改善结果。多个脊柱电极16的刺激可以在相同的定时通道内或使用如USP 7,890,182中所述的细分化(fractionalized)脉冲而发生。可以以不同方式量化电极群组的刺激位置。例如，电刺激的位置可以基于刺激电极的位置(例如，其基于表示506的放置而已知)而被计算为中心，其被加权以用于在特定电极处提供的刺激。例如，如果同时刺激E1和E9，使得40％的阴极电流被施加到E1并且60％的阴极电流被施加到E9，则阴极刺激的中心可能位于E1和E9之间距离的60％的沿着两个电极之间的线远离E1的点处。当刺激电流由脊柱电极16(即，没有相应的电极620)提供和吸收时，刺激位置可以被定义为阴极中心和阳极中心或所有阴极电流和阳极电流的组合中心之间的中心。电极组合的刺激位置也可以以其它方式量化，并且这种刺激的结果可以被包括在数据集1100中(其中刺激位置由水平定位和垂直定位1104和1106识别)。刺激电极群组的使用可以用在第一实例中，以增加数据集1100的大小，并且还可以用于验证生理中线的所确定位置的结果(例如，通过刺激导致了处于生理中线的计算出位置或其附近的刺激位置的电极组合以验证结果)。
如图12中所示，计算出的生理中线1114可以结合表示506并覆盖图像502在经改进的图形用户界面94'上显示。如上所要注意的，生理中线可以不与解剖中线对准。因此，在确定适当的刺激程序或对植入式电极引线的位置的适合性进行评估时，生理中线1114的表示(其可以结合刺激的中心的说明来显示)给用户提供另外的信息片。
图13A示出了当脊柱电极16被定位在桨状引线(例如引线60)上时可以采用的经修改的算法802'中的步骤。通过侧向识别生理中线的位置并然后垂直地跟踪它，经修改的算法致使效率提高(即，更快的执行时间)，从而避免许多电极16的刺激。针对具有X列和Y行的桨状引线，列(X)和行(Y)值被设置为等于1(其对应于左上电极定位)并且振幅(A)被设置为最小振幅(AMIN)。然后在振幅(A)处刺激所选电极(X，Y)(步骤1302)。在每个外围电极处记录对刺激的响应(步骤1304)并且确定刺激是否导致双侧响应(即，是否在任何相应的外围电极616对中的每个电极处观察到超阈值响应))(步骤1306)。如果不是(这指示响应是单侧的或者没有观察到响应)，则振幅增加(如果尚未处于最大值(AMAX))递增量(AINC)(步骤1310)并且在相同的电极和增加的振幅处重复刺激(步骤1302)。如果振幅处于最大值，则电极定位向右移位一列(步骤1316)，并且刺激在新电极处和相同振幅处继续(步骤1302)。如果受刺激的电极位于最右列(即，电极定位不能向右移位)(步骤1312)，则当前行(Y)中的每个电极被分配到中线的一侧，在该中线上观察到响应(即，如果在左侧观察到刺激，则将整行电极标记为生理中线的左边，并且反之亦然)(步骤1314)。
如果在步骤1306处观察到双侧响应，则确定双侧响应比(诸如左/右比率1108)是否靠近值1(其指示邻近生理中线)(步骤1326)。如果响应比接近1(例如，在诸如0.8-1.2的用户可选范围内)，则电极定位被标记为生理中线定位(步骤1328)。如果响应比基本上大于1(其指示电极处于生理中线的左边)，则电极定位向右移位一列(步骤1316)，并且在当前振幅值处刺激新电极(步骤1302)，或者，如果受刺激的电极定位已经处于最右列，则整行被标记为生理中线的左边(步骤1334)。如果响应比基本上小于1(其指示电极处于生理中线的右边)，则电极定位向左移位一列(步骤1338)，并且在当前振幅值处刺激新电极(步骤1302)，或者，如果受刺激的电极定位已经处于最左列，则整行被标记为生理中线的右边(步骤1340)。
在生理中线的位置被识别在行内或者确定出整行在生理中线的一侧上(步骤1314、1328、1334和1340)之后，如果所选电极在底行(步骤1318)，则该过程结束(步骤1320)。如果所选电极不在底行，则电极定位向下移位一行(步骤1322)并调整振幅(1324)。如图13B中所示，在现在的振幅值处刺激处于新行的电极(步骤1350)并确定是否检测到任何响应(即，在任何外围电极处是否存在超阈值响应)(步骤1352)。如果检测到任何响应，则振幅减小了递增量(步骤1354)并再次刺激电极(步骤1350)。该过程继续直到没有检测到响应为止，在这时振幅增加了刺激量(步骤1356)，并且处理流程返回到步骤1302(图13A)。尽管已经在左上电极的起点和使用左/右响应比的上下文中描述了过程802'，但是将理解的是，可以修改过程以使用比率值的不同起点或表达式。
图14A示出了通过用于桨状引线60的过程802'的示例流程1402(其中每个圆点(dot)表示刺激点)。如所说明的，过程802'通过侧向识别中点并然后垂直地跟踪中点通过电极行而提高效率，从而消除了对许多电极的刺激的需要。虽然已经在电极-电平分辨率的上下文中描述了过程802'，但将理解的是，可以修改过程802'以如图14B中所示(路径1402')的以与上面关于过程802所述的类似方式利用虚拟电极来识别生理中线的电极间定位。在这种经修改的方法中，可以基于在特定定位处针对刺激而观察到的响应来调整侧向步骤。例如，如果刺激导致响应比接近1，则可以进行刺激位置的小的侧向变化。然而，如果刺激导致响应比远离1，则可以进行刺激位置的更大的侧向变化。
参考图15，本发明的第二方面采用外围电极616作为刺激电极和脊柱电极16作为监视电极以确定生理中线的位置。脊柱电极引线(示出了两个经皮引线18)电耦接到经修改的监视电极设备602'(其在可以以包括类似于连接器块22的连接器块而将各个电极16耦接到监视电路的意义上从设备602进行修改)内的电路，并且外围电极616连接到刺激电极设备604内的电路。设备602'和604连接到CP计算机91的USB端口99；然而，如上要注意的，可以采用其它有线或无线连接。因为诸如在外围监视实施例中使用的相应电极(EC)的刺激调用了与外围电极616处的刺激相同类型的响应，所以在脊柱监视实施例中不使用它。取而代之的是，在位于身体同一侧上的外围电极616对(诸如L1和L2或R1和R2)之间发生刺激。虽然外围电极616对被示出为彼此非常接近，但是刺激对还可以包括位于身体同一侧上的远程电极。因为该技术基于脊柱电极对身体每侧上的刺激的相对响应，所以优选的是，身体一侧上的刺激外围电极616由身体另一侧上的相应对进行镜像(mirrored)。虽然示出了两个相应的刺激外围电极对，但是也可以采用另外的对。而且，在身体同一侧上的外围电极可以以不同的配对组合使用。
如图16中所示，CP计算机91与设备604和602'以及这种设备的内部电路的连接基本上与上面关于外围监视实施例(图8)所描述的相同，除了刺激电路耦接到外围电极616并且监视电路耦接到脊柱电极16之外。因此，省略了对这种互连和电路的重复描述。
由CP计算机91执行的脊柱监视生理中线算法1602基于以下原理进行操作：所选外围电极616的刺激(诸如，利用针对电极L1和L2示出的刺激模式1604)致使感觉神经元“点火(fire)”，这导致在短时间段内的神经元的膜电位变化，致使了电信号向大脑传播。在1606处从神经元内部的角度示出了该响应(称为动作电位)的示例。如所示的，在静息状态下，神经元膜的内部相对于膜的外部处于负电位(大约-70mV)。当神经元“点火”时，膜电位迅速增加(去极化)到最大振幅(大约40mV)，并然后在恢复(settle back)到静息电位之前，快速减少(再极化)越过静息电位到最小振幅(大约-90mV)。通过施加电刺激(诸如1604处所示的外围电极L1和L2的刺激)可以使神经元“点火”。所诱导的响应以大约40到100米/秒的速率传播通过神经元链以通过与刺激点处于身体相同一侧的神经纤维，进入脊柱并到达大脑。因此，在刺激之后(基于传播速率)的某个时间处，沿着脊神经被定位的电极(例如，脊柱电极16)观察传播信号(称为诱发的复合动作电位或ECAP)作为诸如1608处示出的响应，其表示经历1606处所示的过渡的多个神经元的组合电效应。注意的是，观察到的响应从1606处所示的响应被反转，这是因为神经细胞内部的增加的电位由神经细胞的外部的电极被观察为减少的电位，并且反之亦然。因为动作电位的传播具有侧向性质，所以被定位更靠近发生刺激所处的身体侧(即，在生理中线的同一侧上)的脊柱电极16将经历比生理中线的相对侧上的电极更大的响应。因此，可以分析脊柱电极16对不同侧向定位处的外围刺激的响应，以确定它们相对于生理中线的定位。注意的是，外围电极616必须被定位以下位置，其使得刺激引起传播越过脊柱电极16的位置的信号。例如，放置在下背部(即，靠近腰部和/或骶神经)的脊柱电极不会观察到由手臂上的刺激所引起的ECAP信号，这是因为这种信号将从脊柱电极16传播通过脊神经朝向大脑(即“下游”)。
在图17中以流程图的形式示出了示例脊柱监视生理中线算法1602的步骤。首先，所选择的外围电极616对(N)(诸如，L1和L2，例如)在最小振幅(AMIN)(其可以是算法1602的可定制参数)处被刺激(步骤1650)。外围电极616可以是表面电极或通过皮肤插入到与肌肉或神经接触的电极。注意的是，唤起ECAP响应所要求的振幅电平远低于募集运动神经元所要求的振幅，因此脊柱监视实施例中的最小振幅可能小于外围监视实施例中的最小振幅。在一个实施例中，使用具有大约2-10Hz的低频率和相反极性的方波来刺激所选对中的电极。然而，期望的刺激参数可以是用户可选择的。
在刺激期间，记录每个未分类的脊柱电极16处的ECAP响应(步骤1652)。如下所述，当针对所选刺激对已经收集了关于特定脊柱电极16的足够信息以使得不需要记录另外的信息时，脊柱电极16被“分类”。如果针对每个电极提供了专用的感测放大器818和ADC 820，则可以串行(例如，经由多路复用器812)或并行地记录由脊柱电极16观察到的ECAP信号。因为针对每个刺激脉冲传播ECAP信号，所以可以在跨越多个脉冲的持续时间期间针对每个电极16记录数据，以便捕获多个ECAP信号。这种记录可以涉及数字化信号值在存储器(在CP系统90或监视电极设备602'中)的存储。
然后将分类标准应用(步骤1654)到所记录的数据以确定是否可以对任何另外的脊柱电极16进行分类。分类标准用于避免记录与电极(针对所选刺激对已经收集了用于电极的足够数据)有关的另外数据。分类标准可以类推为脊柱刺激实施例中采用的那些标准，这是因为针对已经观察到对一定数量的振幅电平处的电极对的刺激的响应的电极或者已经观察到对相应的双侧刺激电极对的响应的电极，可以避免记录。可以采用其它分类标准，并且在一个实施例中，可以是用户可编程的。虽然特别在采用脊柱电极信号的串行处理的情况下，分类标准的应用可以减少算法1602的执行时间，但是它们的使用不是严格必要的并且可以省略。如上面关于算法802所述，在记录步骤处将要求对所记录的数据的一些处理以便应用分类标准。
在已经应用分类标准之后，确定是否存在任何剩余未分类的脊柱电极16(步骤1656)。如果仍存在未分类的电极16，则确定振幅(A)是否等于最大振幅(AMAX)(步骤1658)。如果振幅不等于最大振幅，则其增加了递增值(AINC)(步骤1660)，其可以是用户可编程的，并且在增加的振幅值处刺激所选择的电极对(步骤1650)。然而，如果不存在剩余未分类的电极16或振幅等于最大振幅，则确定电极616对是否是最后一对(M)(步骤1662)。如果不是，则选择下一对外围电极，振幅被设置为等于最小振幅，清空分类(步骤1664)，并且刺激新的电极对(步骤1650)。
一旦该过程已经行进通过所有的刺激对，就针对每个脊柱电极16来评估所记录的数据(步骤1666)，并且针对每个电极来确定侧向定位(即，生理中线的左边或右边)和距生理中线的相对距离(步骤1668)。参考图18最好地描述这些步骤。
图18示出了在算法1602的示例执行中的并基于类似于图10中的示例的脊柱电极定位的各种外围电极616的刺激模式和各种脊柱电极16处的响应。如图10中的，仅为了说明的目的，示出了有限数量的刺激电极并且刺激周期之间刺激振幅的递增增加被夸大。首先在时间段tL,1期间使用2Hz的频率和2mA的振幅(相反极性)处的方波来刺激电极L1和L2(例如，被插入在患者的左腿中)。在时间段tL,1期间的每个脉冲导致E1和E8电极处的超阈值ECAP响应和EM电极处的亚阈值ECAP响应。如所说明的，观察到的ECAP信号每个都紧随刺激脉冲持续一段时间，该时间基于从刺激点到检测点的ECAP信号的传播速度。在时间段tL,2期间，L1和L2电极在4mA的增加的振幅处被刺激，这导致电极E1和E8处的ECAP响应(具有与在tL,1期间观察到的响应相比而言的增加的幅度)，以及EM处的相对小的ECAP响应。
此后，在时间段tR,1期间使用2Hz的频率和2mA的幅度(相反的极性)处的方波来刺激电极R1和R2(例如，被插入在患者的右腿中)。在tR,1期间的刺激导致E8和EM电极处的超阈值ECAP响应和E1电极处的亚阈值ECAP响应。在时间段tR,2期间，R1和R2电极在4mA的增加的振幅处被刺激，这导致电极E8和EM处的ECAP响应(具有与在tR,1期间观察到的响应相比而言的增加的幅度)，以及电极E1处的相对小的ECAP响应。尽管针对每个刺激序列示出了所有示例电极(E1、E8和EM)的ECAP响应，但是将理解的是，可以不同时记录响应(例如，可以通过多路复用器812一次记录一个电极的响应)并且可以基于分类标准的满意度而完全不记录一些响应。因此，可以基于要针对电极16记录响应的电极16的数量和记录发生的方式(即，串行或并行)来确定刺激序列的长度(尽管显示为短暂的时段)。
ECAP响应可以以不同方式来量化。例如，ECAP响应可以基于其超极化阶段的振幅(AHP)、其去极化阶段的振幅(ADP)或这些值的总和(ATOT)来量化。可替换地，如1802处所示，ECAP信号可以进行整流，并基于其积分进行量化。将理解的是，量化可以取决于确定ECAP信号开始和停止所处的时间，其可以根据刺激脉冲定时来确定。
基于被量化的ECAP值，关于生理中线的每个脊柱电极的相对定位的测度(诸如左/右比值1108)可以以被类推为上面关于外围监视实施例所述的方式的方式来计算。针对特定的脊柱电极16，左/右比率1108可以表示由所有左侧外围电极对(例如，L1和L2)的刺激所诱导的被量化的ECAP响应值的总和相比于由所有右侧外围电极对(例如，R1和R2)的刺激所诱导的被量化的ECAP响应值的总和。例如，E1比率可以被计算为tL,1和tL,2期间针对E1的所有被量化的ECAP响应的总和相比于tR,1和tR,2期间针对E1的所有被量化的ECAP响应的总和。在另一个实施例中，比值1108可以忽略以下ECAP响应值，对于该ECAP响应值，在相应的振幅处没有测量到针对相应的外围电极616对的响应(即，比值可以仅并入了双侧响应)。例如，针对E1，仅tL,2和tR,2期间的响应(以及由其它相应的刺激对所诱导的其它双侧E1响应)被包括在比率1108计算中。不展示任何双侧响应的脊柱电极可以从生理中线计算中排除或者被分配预定比率1108(例如，仅针对左边的响应为3.0，且仅针对右边的响应为0.33)。如上所述，在对比值1108的计算中，不同振幅电平处测量到的响应也可以被不同地加权。这些只是被量化的ECAP响应可以被量化为关于生理中线的脊柱电极16的定位的测度的一些方式，并且许多其它方式对于本领域技术人员来说将是显而易见的。
已经确定了关于生理中线的各种脊柱电极的定位的测度下，诸如比率1108或类似值，生理中线的位置可以与上面关于图11所述的相同方式计算。也就是说，已知的脊柱电极定位可以与关于生理中线的电极的定位的测度结合使用，以计算沿着生理中线的位置。如上所述，可以使用迭代过程来确定生理中线的位置，并且一旦确定，生理中线的位置就可以在用户界面94'(诸如图12中所示的一个图形用户界面94')上呈现。在一个实施例中，脊柱监视实施例和外围监视实施例可以组合使用以获得生理中线的更精确的定位。例如，关于生理中线的脊柱电极16的定位的不同测度(例如，比值1108)可以从脊柱监视和外围监视过程确定并且组合使用以计算生理中线的位置。类似地，可以使用脊柱监视过程确定生理中线位置，并且然后使用外围监视过程验证生理中线位置(例如，通过刺激电极的组合，其导致位于使用脊柱监视过程而确定的生理中线位置上或其附近的刺激位置)。
尽管在完全植入IPG 10之前已经在生理中线确定过程的使用的上下文中描述了生理中线确定过程，但是该过程也可以在植入后使用。如图19中所示，为了能够利用完全植入的刺激器来使用脊柱监视过程，经修改的IPG 10'的电路可以适应于包括感测电路1902(其反射监视设备602、602'内的电路)，使得可以从电极16记录ECAP响应。当在刺激模式中使用时，IPG 10'中的微处理器1904可以在总线1908上将刺激参数作为数字信号递送到一个或多个DAC 1906、在总线1912上经由到切换矩阵1910的控制信号而将一个或多个DAC的输出映射到一个或多个期望电极16、并在总线1914上向多路复用器1916发出控制信号，以将电极与感测电路1902的剩余部分(即，从感测放大器1918和ADC 1920)进行去耦。当使用IPG 10'执行外围监视过程时，IPG的外壳12可以用作相应的电极(EC)。可替换地，可以由CP系统90利用与IPG 10'同步的外部刺激设备来刺激外部相应电极。当在感测模式中使用时，微处理器1904可以经由到切换矩阵1910的控制信号而将电极16与刺激电路1922去耦，并且将来自所选电极16的信号(诸如由外围刺激引起的ECAP信号)经由到多路复用器1916的控制信号而路由到感测放大器1918和ADC 1920。来自ADC 1920的数字化响应信号可以在某种程度上由微处理器1904处理或以原始形式传递到CP系统90。IPG 10'可以响应于由CP系统90发出的刺激或数据检索命令(取决于是否选择脊柱监视或外围监视过程)。可以无线地使用上述通信电路而在CP系统90和IPG 10'之间传送命令和数据。虽然已经在CP计算机91上执行生理中线确定算法的上下文中描述了生理中线确定算法，但是该算法也可以在外部控制器40上执行。

Claims (15)

1.一种包括非暂时性计算机可读介质的设备，其中所述非暂时性计算机可读介质包括用于致使控制电路执行以下内容的指令：
将指令发送到刺激设备以在多个脊柱电极中的每个脊柱电极处以一个或多个刺激振幅提供电刺激，所述多个脊柱电极是可植入在患者内的；
接收指示出对一个或多个相应的外围电极对中的每个外围电极对处的电刺激的响应的数据，其中每个外围电极对包括可定位在患者身体的不同侧上的电极；
基于接收到的数据，计算关于生理中线的多个脊柱电极的相对定位的测度；以及
基于所述相对定位的所述测度和多个脊柱电极中的每个脊柱电极的垂直和水平位置，计算所述生理中线的位置。
2.根据权利要求1所述的设备，其中所述非暂时性计算机可读介质还包括用于致使所述控制电路在图形用户界面上显示所述生理中线的位置的指令。
3.根据权利要求1所述的设备，其中所述非暂时性计算机可读介质还包括用于致使所述控制电路确定所述多个脊柱电极中的每个脊柱电极的垂直和水平位置的指令。
4.根据权利要求3所述的设备，其中用于确定所述多个脊柱电极中的每个脊柱电极的位置的指令包括：用于基于在图形用户界面中的电极的表示的定位来确定所述多个脊柱电极中的每个脊柱电极的位置的指令。
5.根据权利要求1-4中任一项所述的设备，其中所述刺激设备是外部试验刺激器。
6.根据权利要求1-4中任一项所述的设备，其中所述刺激设备是可植入脉冲发生器。
7.根据权利要求1-4中任一项所述的设备，其中用于所述刺激设备的指令包括：用于在可贴附于患者皮肤的互补电极处提供电刺激的指令。
8.根据权利要求1-4中任一项所述的设备，其中用于所述刺激设备的指令包括：用于在所述多个脊柱电极中的每个脊柱电极处独立地提供电刺激的指令。
9.根据权利要求1-4中任一项所述的设备，其中用于所述刺激设备的指令包括：用于顺序地行进通过所述多个脊柱电极的指令。
10.根据权利要求1-4中任一项所述的设备，其中用于接收指示出对所述电刺激的响应的数据的指令包括：用于从与所述一个或多个相应的外围电极对耦接的设备请求数据的指令。
11.根据权利要求1-4中任一项所述的设备，其中所述一个或多个相应的外围电极对是肌电图电极。
12.根据权利要求1-4中任一项所述的设备，其中用于计算所述多个脊柱电极中的每个脊柱电极的相对定位的测度的指令包括：用于将所述相对定位的所述测度计算为相应对中的一对当中的第一电极处的对脊柱电极处刺激的响应与相应对中的所述一对当中的第二电极处的对脊柱电极处刺激的响应的比率的指令。
13.根据权利要求1-4中任一项所述的设备，其中用于计算所述生理中线的位置的指令包括用于迭代地调整相关值的指令，所述相关值使所述相对定位的所述测度与距所述生理中线的距离有关。
14.根据权利要求1-4中任一项所述的设备，其中用于计算所述生理中线的位置的指令包括：用于对与所述脊柱电极中的至少一些脊柱电极有关的生理中线位置数据点贡献而执行线性回归的指令。
15.一种用于确定患者的生理中线的系统，包括：
显示器；
存储器；以及
控制电路，其被配置为执行被存储在所述存储器中的程序代码，以致使所述控制电路：
将指令发送到刺激设备以在多个脊柱电极中的每个脊柱电极处以一个或多个刺激振幅提供电刺激，所述多个脊柱电极是可植入在患者内的；
接收指示出对一个或多个相应的外围电极对中的每个外围电极对处的电刺激的响应的数据，其中每个外围电极对包括可定位在患者身体的不同侧上的电极；
基于接收到的数据，计算关于生理中线的多个脊柱电极的相对定位的测度；以及
基于所述相对定位的所述测度和所述多个脊柱电极中的每个脊柱电极的垂直和水平位置，计算所述生理中线的位置。
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Families Citing this family (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10376702B2 (en) 2016-04-04 2019-08-13 Boston Scientific Neuromodulation Corporation System to estimate the location of a spinal cord physiological midline
US10406368B2 (en) 2016-04-19 2019-09-10 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Pulse generator system for promoting desynchronized firing of recruited neural populations
US10398899B2 (en) 2017-06-30 2019-09-03 Medtronic, Inc. User interface for identifying midlines of spinal cord
WO2019055428A1 (en) 2017-09-12 2019-03-21 Boston Scientific Neuromodulation Corporation TECHNIQUES FOR DETECTING AN INCORRECT WIRE CONNECTION TO AN IMPLANTABLE STIMULATING DEVICE
EP3691744B1 (en) 2017-10-04 2021-07-28 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Adjustment of stimulation in a stimulator using detected evoked compound action potentials
US20190134382A1 (en) * 2017-11-08 2019-05-09 Pacesetter, Inc. Method and system for adjusting stimulation therapy
WO2019094109A1 (en) 2017-11-08 2019-05-16 Boston Scientific Neuromodulation Corporation System to improve a spinal cord stimulation model based on physiological midline location
EP3536374B1 (en) * 2018-03-05 2022-06-29 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Virtual target pole adjustment based on nerve root trajectory
EP3813932B1 (en) 2018-06-27 2022-06-29 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Stimulation field modelling in an implantable stimulator device
US11298538B2 (en) * 2018-06-29 2022-04-12 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Neuromodulation calibration based on neurophysiological signals
US11738198B2 (en) 2019-05-10 2023-08-29 The Freestate Of Bavaria Represented By The Julius Maximilians-Universität Würzbrg System to optimize anodic stimulation modes
AU2020298313B2 (en) 2019-06-20 2023-06-08 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Methods and systems for interleaving waveforms for electrical stimulation and measurement
US20210023374A1 (en) * 2019-07-26 2021-01-28 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Methods and systems for making electrical stimulation adjustments based on patient-specific factors
IL301927A (en) 2020-10-12 2023-06-01 Neuvana Llc A method for calibrating electrical nerve stimulation through the skin
AU2022220805A1 (en) 2021-02-12 2023-08-10 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Automated selection of electrodes and stimulation parameters in a deep brain stimulation system employing directional leads
WO2023164700A1 (en) 2022-02-28 2023-08-31 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Automated selection of electrodes and stimulation parameters in a deep brain stimulation system using sensed neural potentials

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6027456A (en) * 1998-07-10 2000-02-22 Advanced Neuromodulation Systems, Inc. Apparatus and method for positioning spinal cord stimulation leads
CN102497823A (zh) * 2009-05-15 2012-06-13 脊髓调制公司 用于神经调节脊柱解剖结构的方法、系统和装置
WO2013090675A1 (en) * 2011-12-16 2013-06-20 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Programming interface for spinal cord neuromodulation

Family Cites Families (36)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6718210B1 (en) 1995-06-07 2004-04-06 Case Western Reserve University Functional neuromuscular stimulation system
US5702429A (en) 1996-04-04 1997-12-30 Medtronic, Inc. Neural stimulation techniques with feedback
US6907130B1 (en) 1998-02-13 2005-06-14 University Of Iowa Research Foundation Speech processing system and method using pseudospontaneous stimulation
US6078838A (en) 1998-02-13 2000-06-20 University Of Iowa Research Foundation Pseudospontaneous neural stimulation system and method
US6516227B1 (en) 1999-07-27 2003-02-04 Advanced Bionics Corporation Rechargeable spinal cord stimulator system
WO2006029090A2 (en) 2004-09-02 2006-03-16 Proteus Biomedical, Inc. Methods and apparatus for tissue activation and monitoring
US10537741B2 (en) 2004-12-03 2020-01-21 Boston Scientific Neuromodulation Corporation System and method for choosing electrodes in an implanted stimulator device
US7146224B2 (en) * 2005-01-19 2006-12-05 Medtronic, Inc. Apparatus for multiple site stimulation
US8131357B2 (en) 2005-04-01 2012-03-06 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Apparatus and methods for detecting migration of neurostimulation leads
US7463926B1 (en) * 2005-06-24 2008-12-09 Pacesetter, Inc. Automatic signal amplitude measurement system in the setting of abnormal rhythms
US8606362B2 (en) 2005-07-08 2013-12-10 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Current output architecture for an implantable stimulator device
US8620436B2 (en) 2005-07-08 2013-12-31 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Current generation architecture for an implantable stimulator device having coarse and fine current control
US7805197B2 (en) 2006-04-07 2010-09-28 Boston Scientific Neuromodulation Corporation System and method using multiple timing channels for electrode adjustment during set up of an implanted stimulator device
WO2008070807A2 (en) * 2006-12-06 2008-06-12 Spinal Modulation, Inc. Delivery devices, systems and methods for stimulating nerve tissue on multiple spinal levels
WO2008070140A2 (en) * 2006-12-06 2008-06-12 Medtronic, Inc. User interface with toolbar for programming electrical stimulation therapy
US8498716B2 (en) 2007-11-05 2013-07-30 Boston Scientific Neuromodulation Corporation External controller for an implantable medical device system with coupleable external charging coil assembly
US8862240B2 (en) 2008-01-31 2014-10-14 Medtronic, Inc. Automated programming of electrical stimulation electrodes using post-implant imaging
US7890182B2 (en) 2008-05-15 2011-02-15 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Current steering for an implantable stimulator device involving fractionalized stimulation pulses
US8335569B2 (en) 2009-02-10 2012-12-18 Boston Scientific Neuromodulation Corporation External device for communicating with an implantable medical device having data telemetry and charging integrated in a single housing
US8463400B2 (en) * 2009-05-29 2013-06-11 Advanced Neuromodulation Systems, Inc. System and method for programming an implantable spinal cord stimulation system
US8996123B2 (en) 2009-10-21 2015-03-31 Medtronic, Inc. Managing electrical stimulation therapy based on variable electrode combinations
US8412345B2 (en) 2009-11-03 2013-04-02 Boston Scientific Neuromodulation Corporation System and method for mapping arbitrary electric fields to pre-existing lead electrodes
WO2011159688A2 (en) * 2010-06-14 2011-12-22 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Programming interface for spinal cord neuromodulation
CA2813061C (en) 2010-10-13 2016-05-10 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Architectures for an implantable medical device system having daisy-chained electrode-driver integrated circuits
US8768453B2 (en) 2010-10-13 2014-07-01 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Monitoring electrode voltages in an implantable medical device system having daisy-chained electrode-driver integrated circuits
US9061140B2 (en) 2010-10-13 2015-06-23 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Sample and hold circuitry for monitoring voltages in an implantable neurostimulator
US8543221B2 (en) 2011-09-22 2013-09-24 Advanced Neuromodulation Systems, Inc. External systems for detecting implantable neurostimulation leads and devices, and methods of using same
US9259577B2 (en) 2012-08-31 2016-02-16 Greatbatch Ltd. Method and system of quick neurostimulation electrode configuration and positioning
US9119964B2 (en) 2013-03-06 2015-09-01 Boston Scientific Neuromodulation Corporation System for deep brain stimulation employing a sensor for monitoring patient movement and providing closed loop control
US20150018911A1 (en) 2013-07-02 2015-01-15 Greatbatch Ltd. Apparatus, system, and method for minimized energy in peripheral field stimulation
US20150080982A1 (en) 2013-09-13 2015-03-19 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Window in a Case of an Implantable Medical Device to Facilitate Optical Communications With External Devices
AU2014342267B2 (en) * 2013-11-01 2017-07-06 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Systems for delivering sub-threshold therapy at a midline
US20150360038A1 (en) 2014-06-13 2015-12-17 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Heads-Up Display and Control of an Implantable Medical Device
US10478616B2 (en) * 2014-08-20 2019-11-19 Greenville Neuromodulation Center Method and system for physiological target localization from macroelectrode recordings and monitoring spinal cord function
US10376702B2 (en) 2016-04-04 2019-08-13 Boston Scientific Neuromodulation Corporation System to estimate the location of a spinal cord physiological midline
US10406368B2 (en) 2016-04-19 2019-09-10 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Pulse generator system for promoting desynchronized firing of recruited neural populations

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6027456A (en) * 1998-07-10 2000-02-22 Advanced Neuromodulation Systems, Inc. Apparatus and method for positioning spinal cord stimulation leads
CN102497823A (zh) * 2009-05-15 2012-06-13 脊髓调制公司 用于神经调节脊柱解剖结构的方法、系统和装置
WO2013090675A1 (en) * 2011-12-16 2013-06-20 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Programming interface for spinal cord neuromodulation

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
由股薄肌束刺激触发的体感诱发电位相位反转:一种新型的脊髓背柱神经生理定位术;郭玉慧;《中国微侵袭神经外科杂志》;20120118;第16卷(第11期);第513页 *

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