CN109963617B - 使用脉冲宽度数据的刺激向量选择 - Google Patents

Abstract

本申请涉及使用脉冲宽度数据的刺激向量选择。一种对植入式医疗设备(IMD)进行编程的方法，该植入式医疗设备被配置成在将多个脉冲宽度的电刺激递送到神经目标期间经由多个刺激向量提供电刺激。该方法可以包括将多个刺激向量的强度‑持续时间曲线数据彼此进行比较，该强度‑持续时间曲线数据表示，针对相应的脉冲宽度和刺激向量，诱发与神经目标相关联的生理反应的对应刺激强度。该方法可以包括基于对多个刺激向量的强度‑持续时间曲线数据的比较来选择多个刺激向量中的至少一个刺激向量。该方法可以包括响应于该选择而对IMD进行编程，以经由选定的至少一个刺激向量将电刺激递送到神经目标。

Description

使用脉冲宽度数据的刺激向量选择

技术领域

本公开涉及医疗设备，并且更具体地，涉及可以被配置成递送电刺激治疗的医疗设备。

背景技术

可以由部分地对运动或感觉神经元施加电刺激的植入式医疗设备(例如，神经刺激设备)成功地治疗各种病理性神经肌肉病症，包括对诸如药物或生活方式改变之类的一线治疗形式具有抗性的一些病症。神经刺激设备可以提供成功治疗的一些说明性领域是疼痛、尿和大便失禁(例如，分别不能控制膀胱和肠道功能)。这些问题影响到所有年龄段、性别和种族的人。骨盆底内的各种肌肉、神经、器官和导管协作以收集、储存和释放膀胱和肠道内容物。各种疾病可能损害泌尿道和肠道的性能，并导致失禁。许多疾病可能与衰老、受伤或患病相关联。

尿失禁或与失禁相关联的急迫程度可能源于控制膀胱排尿反射的外周或中枢神经系统的各部分的病症。神经疾病还可能导致膀胱活动过度和/或可能阻止膀胱的正常触发和工作。此外，尿失禁还可能由神经系统与尿道之间的不正确通信引起。

第三骶孔(S3)处的骶神经调节(SNM)是FDA批准的用于尿急失禁、急迫频繁(urgency-frequency)和大便失禁的治疗。通常推荐的用于SNM的脉冲宽度值为210微秒(μs)。

发明内容

本公开描述了用于标识刺激向量的设备、系统和技术，所述刺激向量能够通过具有有效脉冲宽度和/或在可用振幅范围方面的增强的治疗窗口的神经刺激来在感觉或运动神经元中诱发治疗反应，而不会引起非治疗性副作用。一些示例可以涉及用于应付患者的失禁(膀胱失禁和/或大便失禁)和/或其他患者病症的神经刺激。在一些示例中，医疗设备系统的处理电路系统被配置成：获取多个刺激向量中的每一个的强度-持续时间曲线数据，以及基于对从所述向量的所述强度-持续时间曲线数据导出的一个或多个度量的向量特定值的比较，选择所述刺激向量中的一个或多个作为优选。

从刺激向量的所述强度-持续时间曲线数据导出的度量可以包括：曲线下面积(AUC)(例如，使用所述曲线的积分确定的)、斜率(例如，使用所述曲线在特定点处的导数确定的或如关于所述曲线上的两个点的斜率)、或表征所述强度-持续时间曲线的幅度、曲率和/或斜率的任何其他度量。通常，更好地靶向神经元目标的刺激向量将更平坦，其中用于捕获所需的振幅较低(包括在较短的脉冲宽度下)。使用这种刺激向量向患者递送电刺激治疗可以利用具有更有效(即，较短的)脉冲宽度和/或增强的治疗窗口的电脉冲来促进有效刺激。

例如，医疗设备可以被配置成经由根据本公开的技术选择的刺激向量来递送电刺激治疗，其中脉冲宽度在通常使用和推荐的210μs脉冲宽度以下，诸如，在20至180μs的范围中。具有在该范围中或接近该范围的脉冲宽度的刺激可以诱发与常规使用的210μs类似的治疗反应，但是每脉冲使用显著更少的能量(例如，每脉冲约20％至90％更少的能量)。因此，使用较短的脉冲宽度可以显著地延长(例如，大约三倍)用于植入的医疗设备(例如，植入的神经刺激设备)的电源(例如，锂离子电池)的寿命或充电之间的时间。使用较短脉冲宽度还可以在可被应用的神经刺激的振幅方面增大治疗窗口或操作范围，而不会诱发不期望的或非治疗性的反应，诸如，以非治疗性方式刺激附加的邻近组织(例如，在失禁治疗应用中，诱发半腱肌的收缩)。

本公开的各种示例涉及用于对植入式医疗设备进行编程的方法，所述植入式医疗设备被配置成在将不同脉冲宽度的电刺激递送到神经目标期间使用可由刺激器设备寻址的多个刺激向量来提供电刺激。所述方法包括由所述医疗设备系统对所述多个刺激向量的强度-持续时间曲线数据进行比较，所述强度-持续时间曲线数据表示：针对相应脉冲宽度，诱发与所述神经目标相关联的生理反应的刺激强度。基于对刺激向量集的所述强度-持续时间曲线数据的比较来选择所述多个刺激向量中的至少一个刺激向量。所述刺激器设备被编程为经由所选择的刺激向量向所述神经目标递送电刺激。

某些示例涉及医疗设备系统，所述医疗设备系统包括耦合到至少一个多电极引线并且被配置成寻址多个刺激向量的刺激器设备。处理电路系统被配置成，针对所述多个刺激向量的至少一个子集中的每一个刺激向量：针对多个脉冲宽度值中的每一个，确定诱发指示目标神经调节的生理反应的相应阈值脉冲振幅值；从所述阈值脉冲振幅值生成相应刺激向量的强度-持续时间曲线，从所述强度-持续时间曲线确定度量的值；将所述至少一个子集中的相应刺激向量的所述度量的值进行比较；以及基于该比较从所述多个刺激向量中选择刺激向量。

本公开的各个方面涉及用于为多个刺激向量中的每一个创建强度-持续时间曲线的医疗设备或系统。可以通过以下操作来创建所述强度-持续时间曲线：使用植入式刺激器设备按照不同阈值脉冲振幅递送电刺激，以及针对多个脉冲宽度值中的每一个确定诱发所述生理反应的阈值脉冲振幅值。医疗设备或系统随后可以针对所述多个刺激向量的所述强度-持续时间曲线确定至少一个度量的相应值，并随后基于所述至少一个度量的值之间的比较来选择至少一个刺激向量。

与一些示例一致，用于对医疗设备系统的刺激器设备进行编程的方法包括：在经由刺激向量将电刺激递送到神经目标期间由所述医疗设备系统收集可由所述刺激器设备寻址的多个刺激向量中的每一个刺激向量的强度-持续时间曲线数据，基于对刺激向量集的所述强度-持续时间曲线数据的比较来选择所述多个刺激向量中的至少一个刺激向量，以及控制所述刺激器设备经由所选择的刺激向量向所述神经目标递送电刺激。

在各种示例中，操作刺激器设备的方法包括使用刺激向量向神经目标递送电刺激，其中基于对针对多个刺激向量中的每一个刺激向量在经由所述刺激向量向所述神经目标递送刺激期间捕获的强度-持续时间曲线数据的比较，从可由所述刺激器设备寻址的所述多个刺激向量中选择所述刺激向量。

在一些示例中，方法包括针对可由刺激器设备寻址的多个刺激向量中的每一个刺激向量：通过控制由所述刺激器设备递送电刺激以针对多个脉冲宽度中的每一个确定诱发指示目标神经调节的生理反应的阈值脉冲振幅值，来获得强度-持续时间曲线数据集；以及从所述强度-持续时间曲线数据集确定至少一个度量。所述方法进一步包括：基于针对所述刺激向量集中的每一个刺激向量从所述强度-持续时间曲线数据集计算的所述至少一个度量之间的比较，从所述多个刺激向量中选择刺激向量，以用于由所述刺激器设备的目标神经调节。

在各种示例中，医疗设备系统包括：刺激器设备，以及被配置成执行本文描述的任何方法的处理电路系统。

在某些示例中，医疗设备系统包括刺激器设备和处理电路系统，所述刺激器设备被耦合到至少一个多电极引线并且被配置成寻址多个刺激向量，其中所述刺激向量中至少一些包括所述至少一个多电极引线中的至少一个电极，所述处理电路系统被配置成针对可由刺激器设备寻址的多个刺激向量中的每一个刺激向量：通过控制由所述刺激器设备递送电刺激以针对多个脉冲宽度值中的每一个确定诱发指示目标神经调节的生理反应的阈值脉冲振幅值，来获得强度-持续时间曲线数据集；以及从所述强度-持续时间曲线数据集确定至少一个度量。所述处理电路系统进一步被配置成：基于针对所述刺激向量集中的每一个刺激向量从所述强度-持续时间曲线数据集计算的所述至少一个度量之间的比较，从所述多个刺激向量中选择刺激向量，以用于由所述刺激器设备的目标神经调节。

各种示例包括以下各项中的至少一项：用于如说明书中所描述和/或各附图中的任一个中所示的利用强度-持续时间数据以用于电极靶向和选择的医疗设备、系统、方法和包括可执行指令的非瞬态计算机可读存储介质。

一些示例包括以下各项中的至少一项：用于如说明书中所描述和/或各附图中的任一个中所示的靶向刺激或靶向刺激编程的医疗设备、系统、方法和包括可执行指令的非瞬态计算机可读存储介质。

在各种示例中，医疗设备或系统包括用于执行本文描述的任何方法的装置。

与某些示例一致，非瞬态计算机可读存储介质包括指令，所述指令当由医疗设备或系统的处理电路系统执行时，致使所述医疗设备或系统执行本文描述的任何方法。

附图说明

图1是示出根据本公开的某些示例的向患者递送电刺激治疗的示例治疗系统的概念图。

图2是示出根据本公开的某些示例的植入式医疗设备(IMD)的示例部件的功能框图。

图3是示出根据本公开的某些示例的外部编程器设备的示例部件的功能框图。

图4显示了根据本公开的某些示例的、实验上确定诱发治疗性和非治疗性生物标志(biomarker)的骶神经刺激(SNM)的脉冲宽度(沿x轴)和振幅(沿y轴)的图。

图5显示了根据本公开的某些示例的、用于利用具有良好定位的电极(用于提供良好靶向的刺激向量)与具有不良定位的电极(从而提供次优刺激向量)的神经刺激来诱发期望的治疗反应的不同强度-持续时间曲线值的图。

图6显示了根据本公开的某些示例的、针对五种不同配置的刺激向量的一组五个不同强度-持续时间曲线，该五个不同强度-持续时间曲线集可以响应于探测到对跨越耦合到IMD的四个电极上的五个不同向量的刺激的反应而被检测到。

图7是根据本公开的某些示例的、用于基于对刺激向量的强度-持续时间曲线度量的比较来从多个刺激向量中选择刺激向量的示例技术的流程图。

图8是示出根据本公开的一个示例的用于收集多个刺激向量的强度-持续时间曲线数据的示例技术的流程图。

具体实施方式

如以上所描述的，本公开描述了用于标识刺激向量的设备、系统和技术，所述刺激向量能够通过具有有效脉冲宽度(脉冲持续时间)的刺激来在神经元中诱发治疗反应，所述有效脉冲宽度与根据通常推荐的值的脉冲宽度相比可能更高效节能和/或在可用振幅范围方面提供增强的治疗窗口，而不会引起非治疗性副作用。一些示例涉及某些类型的神经刺激，例如，用于应付患者的失禁(膀胱失禁和/或大便失禁)和/或其他患者病症(诸如，骨盆或其他疼痛)的骶神经调节(SNM)；或用于应付慢性疼痛的脊髓刺激(SCS)。在一些示例中，医疗设备系统的处理电路系统被配置成：获取多个刺激向量中的每一个的强度-持续时间曲线数据，以及基于对从所述向量的所述强度-持续时间曲线数据导出的一个或多个度量的向量特定值的比较，选择所述刺激向量中的一个或多个作为优选。如本文所使用的，刺激向量表示用于递送电刺激的电极的特定配置。例如，可以基于一个或多个引线上的不同组电极的选择以及相对于不同电极的电信号的极性来区分刺激向量。以这种方式，可以使用不同的刺激向量来递送相同的电波形。如本文所使用的，强度-持续时间曲线表示不同脉冲持续时间(也被称为脉冲宽度)处的刺激强度。特别地，刺激强度可以表示诱发期望的生理反应的最低测得的刺激强度(例如，电流或电压振幅)。

在各种上下文中存在本文讨论的许多不同的示例、实现、特征或实施例。应当理解，除非另有说明，否则即使在没有明确记载特定组合的情况下，也可以以各种组合使用不同的示例、实现、特征或实施例。作为一个示例，本文描述的医疗设备系统的某些方面涉及具有不同脉冲持续时间的刺激并且涉及提供不同类型的治疗。没有明确说明每种可能的脉冲宽度或脉冲持续时间的范围与每种类型的治疗相结合。

从刺激向量的强度-持续时间曲线数据导出的度量可以包括：曲线下面积(AUC)(例如，表示为积分)，斜率(例如，表示为导数)，或表征强度-持续时间曲线的幅度、曲率和/或形状的任何其他度量。通常，更好地靶向神经元目标的刺激向量将更平坦，其中用于捕获所需的振幅较低(包括在较短的脉冲宽度下)。使用这种刺激向量向患者递送电刺激治疗可以利用具有更有效的(即，较短的)脉冲宽度和/或增强的治疗窗口的电脉冲来促进有效刺激。

例如，医疗设备可以被配置成利用具有有效脉冲宽度和/或增强的治疗窗口的电脉冲向患者递送电刺激治疗。例如，本公开的医疗设备可以被配置成利用在具有20或30微秒的下限和60、180或210微秒的上限的范围中的脉冲宽度来递送电刺激治疗。例如，一些示例范围包括20到210微秒、20到180微秒、20到60微秒的脉冲宽度，或在接近该范围的另一值处的脉冲宽度，而不是通常推荐的210μs脉冲宽度。具有在该范围中或接近该范围的脉冲宽度的刺激可诱发如在210μs下所引发的治疗反应，但每脉冲使用显著更少的能量(例如，每脉冲约20％至90％更少的能量)，从而显著延长(例如，大约三倍)植入的医疗设备的电源(例如，锂离子电池)的寿命或再充电之间的时间，并延长治疗范围。如本文所使用的，脉冲宽度表示在脉冲振幅的50％处测得的上升脉冲沿与下降脉冲沿之间的时间。

电刺激疗法可包括经由医疗设备递送对外周神经(例如，骶、阴部、背侧生殖器(dorsal genital)、胫神经和前述神经中的任一个的分支)的电刺激。在一些示例中，可以部分地靶向第三骶孔(S3)的神经根，以用于神经刺激。这种电刺激可用于修正骨盆底功能以治疗各种患者病症(例如，尿失禁和大便失禁)。尽管本公开描述了使用植入式医疗设备(IMD)的电刺激的应用，但是也可以在经由植入的电极或外部电极施加电刺激的外部医疗设备中实现本公开的设备、系统和技术。

此外，尽管用于治疗失禁的对骶神经的治疗性神经刺激被详述为说明性示例，但是本公开的技术可适用于对任何神经目标的任何形式的神经刺激。使用神经调节，医疗设备可以递送电刺激以治疗与肌肉收缩(例如，诸如与患者的膀胱或肠道的无意识排泄相关联的收缩)相关联的一个或多个不期望的患者病症。尽管主要关于应付失禁来描述本公开的一些示例，但是在其他示例中，可以将电刺激递送给患者以减少与其他患者病症(诸如，例如膀胱或肠道过度活跃、肠易激、骨盆疼痛、肠道疼痛、膀胱疼痛)相关联的发作的数量和/或影响，递送骶神经刺激(SNS)或脊髓刺激(SCS)以用于其他治疗目的，诸如，在除了骨盆疼痛以外的应用中缓解疼痛等。

医疗设备可以根据一个或多个治疗程序(在本文中也被称为电刺激参数值集，例如脉冲宽度、振幅或电压、频率)向患者递送电刺激治疗。因此，治疗程序可以由处理器用于控制医疗设备的电刺激治疗的递送(例如，经由一个或多个电极)，并且可以包括以下的信息：标识哪些电极已被选择用于根据治疗程序递送刺激、所选择的电极的极性(例如，用于该程序的电极配置或刺激向量)、以及由电极递送的电刺激的电压或电流振幅和频率。在电刺激脉冲的情况下，治疗程序可以指定脉冲速率/频率以及脉冲宽度/持续时间。下面出于说明的目的而描述了电刺激脉冲的递送。

植入式医疗设备的配置设置可以定义限定电刺激信号的电刺激参数值。刺激参数可以包括信号强度(例如，被表示为电压或电流的脉冲振幅)、脉冲宽度(每个脉冲的持续时间)和脉冲速率(例如，根据特定频率递送的脉冲)，并且还可以定义电刺激治疗的占空比。占空比指示电刺激治疗的“开启”时间(例如，何时主动地向患者递送电刺激)和电刺激治疗的“关闭”时间(例如，医疗设备何时没有主动地向患者递送电刺激)。当“开启”时，系统根据刺激参数提供刺激脉冲。当“关闭”时，系统停止提供刺激脉冲。因此，所涉及的占空比是刺激(而不是单个脉冲)的存在或不存在及其相应的开启和关闭时间。

已经确定使用比通常推荐的210μs的值显著更短的脉冲宽度(例如，在30至180μs的范围中)的刺激可以诱发类似的治疗反应，并因此在使用显著更少的功率并产生提供神经刺激的植入的医疗设备的电源的著更长的寿命或再充电之间的时间的同时，提供类似的治疗功效，以及增大治疗窗口的振幅范围。特别是，已经经由利用绵羊临床前模型的体内实验测试确定，可以利用由根据两种不同的确定方法的62和74微秒的时值(chronaxi)表征的强度-持续时间曲线来在第三骶孔(S3)处的神经根中诱发成功的治疗反应，如下面参考图4进一步描述的。时值是脉冲宽度，其中强度-持续时间曲线上的电流是基强度(rheobase)电流的两倍，其中基强度是针对很长到无限长的脉冲宽度诱发期望的治疗反应的最小电流。也已经在30至180μs(包括端值)的整个范围中的脉冲宽度处实验上观察到利用更高效节能的脉冲宽度和增大的治疗窗口的治疗反应，如下面进一步描述的。

此外，鉴于实验和系统误差范围中的标称不确定性、植入的电极的放置的变化、动物模型与人类之间的解剖学和神经学差异、以及由某些患者的神经病理学疾病引起的强度-持续时间关系的变化，实验结果支持如下的推论：可以利用显著地低于最低实验验证值30μs的脉冲宽度(例如，约5、10或20μs)来获得成功的治疗性神经刺激。

因为利用较短脉冲宽度的神经调节的递送可以节省刺激器的电源并且增大治疗窗口，所以在一些示例中本公开的技术可以涉及基于对从向量的强度-持续时间曲线数据导出的一个或多个度量的比较来从多个治疗向量中进行选择，以使得能够利用相对较短的脉冲宽度经由所选择的刺激向量来递送神经调节。然而，本公开的技术可包括经由根据本公开的技术选择的刺激向量递送具有刺激参数(例如，振幅、脉冲宽度和脉冲速率)的任意值的神经调节。

图1是示出根据本公开的某些示例的示例治疗系统10的概念图，该示例治疗系统10向患者40递送电刺激治疗以减轻症状和/或治疗患者40的疾病。治疗系统10包括植入式医疗设备(IMD)16(其被称为刺激器设备)，IMD 16被耦合到引线18、传感器设备22和外部编程器24。通过患者的骶骨42的第三孔44(S3)植入引线18。IMD 16可具有耦合到其上并植入通过S3孔或在患者40的身体中的其他位置处植入的一个或多个附加引线(图1中未示出)。IMD 16通常用作治疗设备，其将电刺激递送到例如靠近骨盆底神经、骨盆底肌肉、尿道括约肌或其他骨盆底部目标的组织部位。骨盆底神经包括诸如骶神经、阴部神经及相关联的分支、以及背侧生殖器神经之类的外周神经。在一些示例中，IMD 16将电刺激治疗递送到患者40的骶神经以抑制膀胱收缩或肠道肌肉收缩。

IMD 16通过生成电刺激信号并由引线18以及更具体地经由被设置靠近引线18的远端的电极(图1中未示出)来将该电刺激信号递送到目标治疗部位，来向患者40的神经提供电刺激治疗。(图1不是旨在显示引线18或电极的精确放置。)例如，IMD 16可以向患者40的神经递送电刺激以抑制膀胱收缩或肠道肌肉收缩。在一些示例中，IMD 16可以基于例如传感器数据和/或患者输入来将电刺激递送给患者40。作为某些示例，IMD 16可以基于传感器数据检测膀胱收缩，并随后基于检测到的膀胱收缩来递送电刺激。根据某些示例，患者40可以使用外部编程器设备24来向IMD 16提供例如指示无意的排尿的概率增加的患者输入，并且IMD 16可以将电刺激递送到患者40的靶向神经以基于患者输入抑制膀胱收缩。

IMD 16可以在患者40体内的任何合适位置(诸如，骨盆附近)处被手术地植入在患者40体内。在一些示例中，植入部位可以是下腹部侧面或下背部或上臀部侧面中的皮下位置。IMD 16具有生物相容性壳体，该生物相容性壳体可以由钛、不锈钢、液晶聚合物等形成。直接或间接地(例如，经由相应的引线延伸件)将引线18的近端电连接并且机械连接到IMD16。设置在引线18的引线体内的电导体将电极电连接到IMD 16内的刺激生成电路系统。在图1的示例中，引线18携载电极，所述电极通过S3孔44被定位成例如靠近S3孔的腹侧，以用于刺激骨盆运动和感觉神经，诸如，骶神经、或其他目标治疗部位。

引线18可以被外科手术地或经皮地隧穿(tunnel)，以将由引线18的远端携载的一个或多个电极放置在期望的骨盆神经或肌肉部位处，例如，先前列出的目标治疗部位之一，诸如骶神经或阴部神经。在一些示例中，可以将附加引线(图1中未示出)放置成靠近膀胱壁的外表面。引线18的电极可以向相同或不同的神经递送刺激。在治疗系统10的各种示例中，IMD 16可以被耦合到不止一个引线，该不止一个引线包括用于将电刺激递送到患者40体内的不同刺激部位(例如，到不同的目标神经)的电极。

引线18和由引线18携载的电极29的所示数量和配置仅仅是示例性的。在其他示例中可以使用其他配置，即引线和电极的数量和位置。例如，IMD 16可以被耦合到附加的引线或引线段，该附加的引线或引线段具有被定位在患者40的骨盆区域中的不同位置处的一个或多个电极。这些附加的引线可被用于向患者40体内的相应的刺激部位递送刺激治疗或用于监测患者40的一个或多个生理参数。在用于刺激治疗的目标治疗部位不同的示例中，IMD16可以被耦合到两个或更多个引线，例如，以用于双侧或多侧刺激。

系统10包括外部编程器设备24，如图1中所示的。在一些示例中，编程器设备24可以是可穿戴通信设备、手持式计算设备、计算机工作站或联网的计算设备。编程器设备24可以包括接收来自用户(例如，患者40、患者看护人或临床医生)的输入的用户界面。用户界面可以包括键盘和显示器(例如，LCD显示器)。键盘可采取字母数字键盘或与编程器设备24的特定功能相关联的一组减少的按键的形式。编程器设备24可附加地或替代地包括外围定点设备(诸如，鼠标)，用户可经由该外围定点设备与用户界面交互。在一些示例中，编程器设备24的显示器可包括触摸屏显示器，并且用户可经由触摸屏显示器与编程器设备24交互。应当注意，用户还可以经由联网的计算设备远程地与编程器设备24和/或IMD 16交互。

诸如医师、技术人员、外科医生、电生理学家或其他临床医生之类的用户可以与编程器设备24或另一单独的编程器(未示出)(诸如，临床医师编程器)交互，以与IMD 16通信。这样的用户可以与编程器交互以从IMD 16检取生理信息或诊断信息。用户还可以与编程器交互以对IMD 16进行编程，以例如选择用于治疗周期的刺激参数值(IMD 16利用其来生成并递送电刺激)和/或IMD 16的其他操作参数的值。

IMD 16和编程器设备24可以使用本领域已知的各种技术中的任一种经由无线通信进行通信。通信技术的实例可以包括例如低频或射频(RF)遥测术，但也可使用其他技术。在某些示例中，编程器设备24可包括编程头，该编程头可被放置成靠近患者身体在IMD 16植入部位附近，以便改进IMD 16与编程器设备24之间通信的质量或安全性。

医疗设备系统10是医疗设备系统的示例，其被配置成实现本公开中描述的用于基于对度量的各个值的比较来选择刺激向量的技术，该度量的各个值基于针对刺激向量中的每一个获得的强度-持续时间曲线数据来确定。医疗设备系统10的处理电路系统(诸如，IMD16或编程器设备24的处理电路系统)可以控制IMD 16经由多个刺激向量中的每一个递送电刺激，以确定刺激向量中的每一个的强度-持续时间曲线数据。对于每一个刺激向量，IMD16可以按照多个脉冲宽度值递送刺激，并且处理电路系统可以通过标识刺激强度(例如，表示为诱发指示目标神经调节的生理反应的阈值脉冲振幅值)来确定强度-持续时间曲线数据。

在一些示例中，标识阈值振幅包括检测响应于处于阈值处的刺激而诱发的特定肌肉的激动(例如，收缩或电活动)。在骶骨或其他骨盆神经调节的示例中，肌肉的激动可包括骨盆肌肉或与大脚趾的跖屈相关联的肌肉的激动，所述骨盆肌肉诸如，肛提肌、肛门括约肌、或与肛门眨动(winking)、鼓风(bellow)、肛周或尾部收缩相关联的其他肌肉。处理电路系统可以经由一个或多个电极(诸如，经由引线18或另一引线耦合到IMD 16的一个或多个电极)检测肌肉的电激动。处理电路系统可以经由一个或多个传感器(诸如，加速度计或应变计)检测肌肉的收缩。

在一些示例中，用于检测肌肉的激动的电极和/或传感器被包括作为传感器设备22的一部分。传感器设备22可以如图1中所示的被无线地耦合到IMD 16和编程器设备24中的任一个或两者，或者可以经由引线或线缆被耦合到IMD 16和/或编程器设备24。传感器设备22可包括植入的和/或外部电极或传感器。在一些示例中，用于检测肌肉的激动的电极和/或传感器被包括作为IMD 16和/或编程器设备24的一部分。

基于针对刺激向量中的每一个收集的强度-持续时间曲线数据(例如，与对应的脉冲宽度值相关联的阈值振幅值集)，处理电路系统确定一个或多个度量的值。示例度量包括强度-持续时间曲线数据的曲线下面积(AUC)(例如，使用积分确定的)或斜率(例如，通过在曲线上的点处求导确定的或者被确定为振幅值中的任何选定的两个之间的斜率)。处理电路系统基于对各度量值的比较来选择刺激向量中的一个或多个，例如，选择具有最低值(多个)的一个或多个刺激向量。

尽管在图1中被示出为包括植入在患者40体内的IMD 16，但是在其他示例中，被配置成实现本公开的技术的医疗设备系统可以附加地或替代地包括外部刺激器设备，该外部刺激器设备可以被耦合到植入的或外部电极，并且用于在短期试验或长期试验的基础上提供治疗。

图2是示出根据本公开的某些示例的IMD 16(也被称为刺激器设备)的示例部件的功能框图。在图2的示例中，IMD 16包括处理电路系统102、存储器设备104、遥测电路系统106、刺激生成电路系统108、感测电路系统110和电源112。

刺激生成电路系统108被配置成在处理电路系统102的控制下生成并递送电刺激，该处理电路系统102执行存储在存储器设备104上的指令。例如，处理电路系统102可以通过访问存储器设备104以选择性地访问治疗程序并将治疗程序加载到刺激生成电路系统108中，来控制刺激生成电路系统108。在一些示例中，刺激生成电路系统108以电脉冲的形式生成治疗。在其他示例中，刺激生成电路系统108可以以连续波形的形式生成电刺激。

在图2的示例中，刺激生成电路系统108被电耦合到电极114A和114B(统称为“电极114”)。为了便于说明，图2中描绘了两个电极114。然而，刺激生成电路系统108可以被耦合到设置在一个或多个引线18和/或IMD 16的壳体的一个或多个导电部分上的任何数量的电极114。

刺激生成电路系统108被配置成经由可被编程为阳极或阴极的电极114的不同的选定组合将电刺激递送到患者40的组织部位。具有给定极性的电极114的选定组合可被称为刺激向量，并且刺激生成电路系统108可被配置成经由多个不同刺激向量来递送刺激。刺激生成电路系统108可以被配置成选择或寻址不同的刺激向量中的每一个，以控制刺激相对于引线18的位置和极性。如本文所使用的，当刺激设备能够使用刺激向量递送刺激时，刺激向量可由刺激设备寻址。当刺激设备不能使用刺激向量递送刺激时，刺激向量是不可寻址的。在一些示例中，引线18的近端从IMD 16的壳体延伸，并且引线18的远端(携载电极114中的一个或多个)诸如经由S3骶骨孔44延伸到骨盆底内的一个或多个目标治疗部位，诸如，靠近骶神经、阴部神经、下腹神经、尿道括约肌、肛门括约肌或其任何组合的组织部位。

感测电路系统110可以被耦合到电极114和/或传感器(多个)116。感测电路系统110可以包括滤波器和放大器，作为示例地，被配置成从电极114接收信号(例如，远场肌电图(EGM))，并且基于该信号向处理电路系统102提供感兴趣的肌肉的电激动的指示。在一些示例中，肌肉的电激动可以被检测为诱发的复合肌肉动作电位(eCMAP)。可以由被定位成远离收缩肌的电极或其他传感器来感知eCMAP(即，远场eCMAP)，或者由被放置在激动的肌肉中或者紧邻激动的肌肉的电极或其他传感器来感知eCMAP(即，近场eCMAP)。

通常，诱发的复合肌肉动作电位(eCMAP)是对响应于外部施加的电刺激(通常是，但不限于，提供给人类患者的电刺激)的一组肌肉组织激励(firing)的聚集活动所生成的肌肉反应信号的测量。与eCMAP信号相反，eCAP信号是对一组神经激励彼此相互联合的聚集(复合)神经活动的测量。通常在施加电刺激之后的一时间段处可检测到eCAP信号，所述时间段早于可检测到响应于相同电刺激而生成的eCMAP信号的时间段。另外，eCMAP信号是可以通过传感器在患者体内感知到的信号，所述传感器不一定位于递送导致发生eCMAP信号的刺激的相同位置中。检测eCMAP信号的传感器也可能不与肌肉组织紧密接触或与施加电刺激的位置紧密接触。这种在施加刺激之外的位置中感测eCMAP信号的能力被称为“远场”信号检测。远场检测eCMAP信号的示例包括如下的实例：对脊髓施加刺激(例如，其中，提供刺激的电极位于脊髓的硬膜外液体内)并且在位于脊髓的骨结构外部的椎旁肌处感知到响应于施加到脊髓的刺激而生成的eCMAP信号。在远场检测的一些实现方式中，使用植入骶骨的脂肪物质中的骶骨引线来施加电刺激，并且由位于患者的骨盆底中的传感器检测由肛提肌的肌肉组织生成的eCMAP信号。可响应于不会导致生成eCMAP信号的肌肉组织的实际收缩的施加的刺激而发生由一组肌肉组织生成eCMAP信号。换句话说，如果没有发生肌肉收缩，则患者甚至可能不会感觉到由eCMAP信号指示的肌肉活动。在各种示例中，检测eCMAP信号因此可以包括：在不会将肌肉组织刺激到导致发生肌肉组织的实际肌肉收缩的水平的情况下，检测由一组肌肉组织生成的eCMAP信号。因此，eCMAP信号可以提供对受递送的刺激信号影响的肌肉的更准确的指示。此外，当患者镇静时，eCMAP信号是可检测的，其中诸如eCAP或EMG之类的其他信号在镇静患者中可能不太容易检测到。

在一些示例中，感测电路系统110可以经由传感器(多个)116检测感兴趣的肌肉的收缩，传感器(多个)116可以包括例如一个或多个加速度计或应变计。传感器(多个)116可以被包括在IMD 16的壳体内或IMD 16的壳体上，或者经由植入有靠近感兴趣的组织(例如，涉及控制尿功能或大便功能的肌肉)的远端的引线连接到IMD 16。在任一种情况下，处理电路系统108可以基于由感测电路系统110接收到的信号来检测已经诱发了指示目标神经调节的生理反应。在一些示例中，处理电路系统108可以基于经由遥测电路系统106从传感器设备接收到的信号来检测已经诱发了指示目标神经调节的生理反应。

遥测电流系统106包括用于与诸如编程器设备24或传感器设备22(图1)之类的另一设备通信的任何合适硬件、固件、软件或其任何组合。在处理电路系统102的控制下，借助于可以是内部和/或外部的天线，遥测电路系统106可以从编程器设备24接收下行链路遥测(例如，患者输入)并向编程器设备24发送上行链路遥测。处理电路系统102可以提供要被上行链路到编程器设备24的数据和用于遥测电路系统106的控制信号，并从遥测电路系统106接收数据。

处理电路系统102可以控制遥测电路系统106以与医疗设备编程器设备24交换信息。处理电路系统102可以经由遥测电路系统106传输操作信息并接收刺激程序或刺激参数调整。同样，在一些示例中，IMD 16可以经由遥测电路系统与诸如刺激器、控制设备、或传感器之类的其他植入设备通信。

本公开中所描述的处理电路系统(诸如，处理电路系统102)可以是一个或多个数字信号处理器(DSP)、通用微处理器、专用集成电路(ASIC)、场可编程逻辑阵列(FPGA)、或其它等效的集成或分立逻辑电路、或它们的组合。归属于本文所描述的处理电路系统的功能可通过硬件设备来被提供并被实现为软件、固件、硬件、或其任意组合。

存储器设备104存储用于由处理电路系统102执行的指令。在一些示例中，存储器设备104可以存储例如经由电极114和/或传感器116感知到的与患者参数有关的信息、针对多个刺激向量收集的强度-持续时间曲线数据、以及从强度-持续时间曲线数据确定的度量值。存储器设备104可以包括用于存储指令、电信号信息、程序和其他数据的分开的存储器。

存储器设备104可以包括任何易失、非易失、磁或电介质，诸如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存等。存储器设备104可存储程序指令，所述程序指令在由处理电路系统102执行时致使IMD 16和处理电路系统102执行在本文中归属于IMD 16和处理电路系统102的功能。

电源112将操作功率递送到IMD 16的部件。电源112可包括电池和功率发生电路，以产生操作功率。在一些示例中，电池可以是可再充电的，以允许长期的操作。例如，电池可以是锂离子或锂聚合物电池。可通过在外部充电器与IMD 16内的感应充电线圈之间的近侧感应交互来完成对电池的再充电。在其他示例中，无论何时发生刺激治疗，外部感应电源都可以经皮地给IMD 16供电。如本文所描述的，将刺激生成电路系统108配置成递送具有较小宽度的脉冲可以减少存储在电源112中的能量的消耗。

IMD 16和处理电路系统102是IMD或刺激器设备和被配置成实现本公开的技术的处理电路系统的示例。IMD 16的处理电路系统102可以单独地执行归属于本文中的处理电路系统的功能，或与一个或多个其他设备(诸如，编程器设备24或传感器设备22)的处理电路系统组合地执行归属于本文中的处理电路系统的功能。例如，处理电路系统102可以控制刺激生成电路系统108经由多个刺激向量中的每一个递送电刺激，以确定刺激向量中的每一个的强度-持续时间曲线数据。对于每个刺激向量，处理电路系统102可以控制刺激生成电路系统108以多个脉冲宽度值来递送刺激，并且处理电路系统可以通过标识诱发指示目标神经调节的生理反应(例如，如由感测电路系统110经由电极114和/或传感器(多个)116接收到的信号指示的)的阈值振幅值来确定强度-持续时间曲线数据。基于针对刺激向量中的每一个所收集的强度-持续时间曲线数据(例如，与对应的脉冲宽度值相关联的阈值振幅值集)，处理电路系统102可以确定一个或多个度量的值，并基于对度量值的比较来选择刺激向量中的一个或多个。

图3是说明根据本公开的某些示例的示出外部编程器设备24的示例部件的功能框图。虽然编程器设备24通常可以被描述为手持式计算设备，但是编程器可以是例如，笔记本计算机、诸如移动电话或平板计算机之类的移动计算设备、台式计算机或工作站。如图3中所示的，外部编程器设备24可以包括处理电路系统152、存储器设备154、用户界面174和遥测电路系统156。存储器设备154可以存储程序指令，该程序指令在由处理电路系统152执行时致使处理电路系统152提供贯穿本公开归属于编程器设备24和处理电路系统152的功能。

在一些示例中，存储器设备154可以进一步包括定义IMD 16的输出以实现神经刺激治疗的治疗性神经刺激指令，类似于存储在IMD 16的存储器设备104中的那些。可以将存储在存储器设备154中的治疗性神经刺激指令下载到IMD 16的存储器设备104中。存储器设备154可以包括任何易失性、非易失性、固定的、可移动的、磁的、光学或电子介质，诸如，RAM、ROM、CD-ROM、硬盘、可移动磁盘、存储卡或棒、NVRAM、EEPROM、闪存等。处理电路系统152可采取一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA、可编程逻辑电路系统等的形式，且归属于本文中的处理电路系统152的功能可被实现为硬件、固件、软件、或它们的任何组合。

用户界面174可以包括按钮或键盘、灯、用于语音命令的扬声器、以及诸如液晶(LCD)之类的显示器。在一些示例中，显示器可以是触摸屏。如在本公开中所讨论的，处理电路系统152可以经由用户界面174呈现和接收与刺激治疗相关的信息。例如，处理电路系统152可以接收用户输入，该用户输入指示观察到指示目标神经已经被调节的肌肉的激动(例如，收缩)。

遥测电路系统156在处理电路系统152的控制下支持外部编程器设备24与IMD 16或传感器设备22之间的无线通信。遥测电路系统156还可以被配置成与传感器设备22或其他设备通信，通过有线连接进行直接通信。遥测电路系统156可以基本上类似于以上所描述的遥测电路系统106，经由RF或近侧感应介质提供无线通信。在一些示例中，遥测电路系统156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。耦合到编程器设备24的外部天线可与可被放置在IMD 16之上的编程头相对应。

可用于促进编程器设备24与另一计算设备之间的通信的局部无线通信技术的示例包括根据IEEE 802.11或蓝牙规范集的RF通信、例如根据TrDA标准或其他标准或专有的遥测协议的红外通信。以这种方式，其他外部设备可以能够与编程器设备24进行通信，而不需要建立安全无线连接。

处理电路系统152是被配置成实现本公开的技术的处理电路系统的示例。编程器设备24的处理电路系统152可以单独地执行归属于本文中的处理电路系统的功能，或与一个或多个其他设备(诸如，IMD 16或传感器设备22)的处理电路系统组合地执行归属于本文中的处理电路系统的功能。例如，处理电路系统152可以控制IMD 16经由多个刺激向量中的每一个递送电刺激，并确定刺激向量中的每一个的强度-持续时间曲线数据。可以将所确定的强度-持续时间曲线数据集160存储在存储器设备154中。对于每个刺激向量，处理电路系统152可以通过标识诱发指示目标神经调节的生理反应(例如，如从用户界面174接收到的用户输入所指示的、或者从IMD 16或传感器设备22经由遥测电路系统156接收到的信号所指示的)的阈值振幅值来确定强度-持续时间曲线数据160。基于针对刺激向量中的每一个的收集的强度-持续时间曲线数据(例如，与对应的脉冲宽度值相关联的阈值振幅值集)，处理电路系统152可以确定一个或多个度量162的值，并基于对度量值的比较来选择刺激向量中的一个或多个。

图4显示了根据本公开的某些示例的、实验上确定诱发治疗性和非治疗性生物标志(biomarker)的骶神经刺激(SNM)的脉冲宽度(沿x轴)和振幅(沿y轴)的曲线图400。曲线图400证明了在较低脉冲宽度下的成功治疗反应，以及在较低脉冲宽度下的增大的治疗窗口。曲线图400包括在靶向治疗性生物标志的数据点之间绘制的曲线402，以及在观察到的非治疗性生物标志的数据点之间绘制的曲线404。上曲线404与下曲线402之间的振幅的范围限定了每个脉冲宽度的治疗窗口。在各种脉冲宽度中的每一个下(包括在30、60、90、120、150、180和210微秒下)测试和观察治疗性生物标志和非治疗性生物标志。也就是说，对于每个测试的脉冲宽度，增大振幅直到观察到治疗性生物标志，并随后直到也观察到非治疗性生物标志。

治疗性生物标志是可以提供期望的治疗效果(诸如，抑制或防止尿失禁)的成功的肌肉激动(例如，收缩)，而非治疗性生物标志是不提供任何治疗效果的附近肌肉的收缩。也就是说，非治疗性生物标志指示在选定的脉冲宽度处的刺激的振幅足够强以诱发不被靶向用于治疗性刺激的其他邻近肌肉的收缩，并且因此在该脉冲宽度处的该振幅对于治疗性用途而言非预期地太强。针对每个脉冲宽度的沿着曲线402的成功治疗性生物标志与沿着曲线404的非治疗性生物标志之间的振幅的范围被称为治疗窗口，因为它提供了可用于在该脉冲宽度下的成功治疗的振幅的选择的窗口或范围。对于不同的应用可能需要不同的振幅，并且更大范围的可用的治疗性振幅转化为用于针对用于不同治疗应用或患者的不同状况或因素应用不同的振幅的更大的自由度。

用于抑制大便失禁的神经调节的成功治疗性应用和适当的骶神经调节(SNM)电极靶向的一种优选的治疗性生物标志或指标是被称为肛门眨动(wink)(其被用作曲线图400中的曲线402的靶向治疗性生物标志)的靶向肌肉收缩。可以经由肌电图(EMG)或经由更远侧电极上的远场感测来电检测或评估该靶向肌肉收缩的发生，或者可以在视觉上评估刺激是否超阈值。其他类型的收缩也可以用作用于对SNM的成功治疗反应的优选指标。已证明阳性运动反应可预测实现成功治疗。用于利用较低刺激强度实现期望的运动反应的“命中目标(on-target)”反应的准确性可能与在临床实践中对SNM的治疗成功的更高可能性相关联。用于不适当或非治疗性靶向的指标或生物标志包括在不经由S3孔被神经支配的肌肉(诸如，半膜肌或半腱肌)中的收缩或电激动。曲线404的指示点指示在实验上观察到的半膜肌的收缩。

如曲线图400所示，治疗窗口在210微秒处最小，并且脉冲宽度越低，治疗窗口越大。特别地，30和60微秒的最低两个测试脉冲宽度具有比高于60微秒的脉冲宽度的其他值大得多的治疗窗口。此外，在仅考虑每个脉冲宽度本身的最小治疗振幅的情况下，脉冲宽度的某些值(即150和180微秒)具有略低于通常推荐的值210微秒的治疗振幅，这在曲线图400中最右侧的数据点中示出。

通常，在人类应用中优选在0.5至2.0伏范围中的命中目标反应阈值，以确保神经与电极之间的足够空间，并在刺激期间维持患者的舒适度。因此，在一些应用中，可以将治疗窗口的上限设置在非治疗性效果曲线404或基于优选目标范围(例如，2伏的振幅值)而选择的设定最大振幅中的较低一个处。在这种情况下，有效治疗窗口可以在约120微秒处最大，其中有效治疗窗口在更远离120微秒(小于或大于该值)的每个方向上下降。这相对独立于脉冲宽度的功率效率，脉冲宽度的功率效率对于最低可行脉冲宽度(在该示例中可以可能地约为30微秒)是最大的，并且随着脉冲宽度变得越来越高而越来越低。因此，在给定期望的最大振幅为2伏的情况下，一些应用可因此优化功率效率和有效治疗窗口两者。由于在120微秒处的两个方向上有效治疗窗口减小，而对于较短的脉冲，功率效率增加，所以该设备可以被配置成：取决于功率效率和有效治疗窗口的两个益处中的每一个的相对重要性，针对脉冲宽度选择小于120微秒的值(例如，在30与120微秒之间的任何值)。

神经刺激的治疗功效还可以取决于在与靶向神经相邻的目标位置处的电极放置的准确性，以及跨至少两个电极的非常适合的刺激向量的选择，如下面参考图5进一步描述的。如果电极被很好地靶向，则用于诱发靶向反应或生物标志所需的脉冲宽度可以被实现在远低于被建议用于骶神经调节(SNM)的210μs的脉冲宽度处。令人惊讶的是，已经发现更短的脉冲持续时间来为SNM提供足够的治疗。已经发现，针对不同的刺激效率生成强度-持续时间曲线集，以便于对可以利用较短脉冲持续时间来使用的刺激向量的选择。已发现该组合展现令人惊讶的属性。在相同脉冲速率下的短脉冲持续时间具有用于在植入的神经刺激器中节省电池的潜力。在某些情况下，发现对与短脉冲持续时间相关的刺激向量的选择可提供益处，该益处可包括但不必限于增强的治疗窗口和接受SNM的患者的不良感觉的减少。

在用于确定和表征SNM强度-持续时间曲线的实验测试中，SNM刺激扫过各个脉冲宽度以及在每个脉冲宽度处的各个振幅，如以上所描述的并且如利用图4中的绘图点所示的。如图4中所示的，在扫过脉冲宽度时观察到的一个效果是：当脉冲宽度变低时，靶向治疗性生物标志(例如，肛门收缩或眨动)与不期望的非治疗性生物标志(例如，半腱肌的收缩)之间的治疗窗口扩大。治疗窗口表示在引入一种或多种不期望的效果之前，相对于用于提供治疗反应的最小刺激振幅，刺激振幅可以增加的量。在实验测试中，测得的不期望的效果是半腱肌的激动。更宽的治疗窗口可以增加可以递送神经刺激以在不导致不期望的效果的情况下实现期望的治疗反应的操作范围。这对于以下的尤其有用：降低在治疗期间发生不期望的效果的可能性以及同时还有助于将刺激设置在最小阈值水平以上，从而降低未获得所期望的治疗反应的可能性。

实验测试产生了对用于S3骶神经调节的各个脉冲宽度的强度-持续时间曲线的表征，包括对强度-持续时间曲线的时值(chronaxie)和基强度(rheobase)的表征。基于在实验绵羊模型中对S3骶神经刺激的运动反应的时值来确定骶神经调节脉冲宽度的有利值。使用从0.1伏(V)到10V变化的电压振幅来检查对具有不同刺激脉冲宽度的SNM的肌电图(EMG)反应。数据表明，可以在比通常用于SNM的210μs短得多的脉冲宽度(例如，62μs至74μs)下在EAS中诱发治疗性运动反应。较短的脉冲宽度直接转化为神经刺激器中增加的能量节省，以及其他优点。

动物模型研究涉及在SNM绵羊模型中使用植入的医疗设备将神经刺激应用于S3骶神经元并经由肌电图(EMG)检测肛门外括约肌(EAS)跨不同脉冲宽度的收缩的反应。对来自四只成年雌性Polypay绵羊的六个分开的S3神经根执行了7次试验。使用从0.1V至10V的可变强度来随机地检查对具有不同刺激脉冲宽度的SNM的EMG反应。利用单指数非线性回归来拟合如根据EAS EMG和经由视觉检测两者确定的强度-持续时间反应(例如，如图4中的曲线402中)，该单指数非线性回归产生如经由EMG检测到的62.03μs和如视觉地检测到的74.35μs的所得时值。这些数据表明，可以在比通常用于SNM的210μs短得多的脉冲宽度(例如，在一些示例中，在62μs至74μs的范围中或接近62μs至74μs的范围)下在EAS中诱发类似的运动反应。较短的脉冲宽度直接转化为神经刺激器中增加的能量节省，以及其他优点。

由诸如易激动组织的膜和形态属性、神经纤维的组分以及距刺激电极的距离之类的因素来确定神经的强度-持续时间(SD)曲线及其关键特性参数(诸如，时值和基强度)。强度-持续时间曲线及其特性参数还可在患有各种神经病理学病症的各个患者中有所变化。因此，在一些示例中，并且特别考虑到个体患者之间的变化，根据本公开的技术的最小可行的有效脉冲宽度可以显著低于较低的实验确定的30μs的脉冲宽度值，例如25或20μs。

图5示出了根据本公开的某些示例的、用于利用具有良好定位的电极(用于提供良好靶向的刺激向量)(曲线502)与具有不良定位的电极(从而提供次优刺激向量)(曲线506)的神经刺激来诱发期望的治疗反应的不同强度-持续时间值的曲线图500。图5中所示的数据是在绵羊模型中利用通过S3孔被插入的由爱尔兰都柏林的美敦力公司(Medtronic plc)制造的模型3889引线实验上收集的，并且表示诱导作为本示例中的靶向治疗反应的肛门收缩所需的刺激振幅和脉冲宽度。电极3(相对于刺激器连接器的最近侧电极)被定位在S3孔的腹侧方向处，并且后续地最接近骶神经束。电极0被定位成离S3骶神经束最远。曲线502表示针对被称为配置2的电极刺激向量所观察到的结果，配置2被定义为被应用在作为阴极(负极端子)的电极3与作为阳极(正极端子)的电极0之间的刺激向量，并且相对于骶神经束被良好靶向。曲线506表示针对被称为配置C的电极刺激向量所观察到的结果，配置C被定义为在作为阴极的电极0与作为阳极的电极1之间的刺激向量，并且配置C相对于骶神经束被不良地靶向。

如图5中显而易见的，如曲线502所表示的，具有配置2的被良好靶向刺激导致相对更平坦(例如，比曲线506)的强度-持续时间曲线，其中下至30μs，捕获治疗反应所需的刺激振幅均低于1伏。如由曲线506所表示的，利用配置C的刺激确实导致对治疗反应的捕获，但是仅具有更高得多的刺激振幅，在较低的脉冲宽度下急剧增大(例如，在60μs处直到8.8伏)。此外，对于用于期望的治疗性神经刺激的跨定位不良的电极的选择不良的刺激向量，用于在所有测试脉冲宽度下最小程度地诱发期望的反应的振幅值中的所有振幅值都高于四伏特，在一些示例中高于两伏特的水平可被视为振幅的期望上限以防止过度的患者不适。用于不良配置中的足够神经刺激的高值可因此还留下很小的或没有实践治疗窗口，虽然在一些示例中与脉冲宽度的典型值210μs的应用相比，至少针对相当的振幅，它们还可以提供增强的功率效率。

因此，图5中所示的数据显示了精确地定位电极并选择优良电极刺激向量(即，哪些电极用作用于神经刺激的阴极和阳极)的优点。在一些示例中，例如，作为将IMD 16植入患者之后的初始配置的一部分，或者在IMD 16的使用期间周期性地，IMD 16还可以实验上探测不同的刺激向量，观察靶向肌肉对不同电极刺激向量的反应，并选择有利的刺激向量以用于将来的治疗性用途。例如，IMD 16可以由其处理器执行的指令来配置，以运行如下的程序：跨在电极的植入位置中的不同电极之间的不同向量施加简短测试刺激。IMD 16可以检测产生类似于曲线506的结果的一个或多个刺激向量和产生类似于曲线502的结果的一个或多个刺激向量。IMD 16可以选择产生类似于曲线502的结果的向量，或者选择例如在低振幅下诱发有效治疗反应的向量。

图6是示出根据本公开的某些示例的、针对五种不同配置的电极(即，刺激向量)的一组五个不同强度-持续时间曲线602、612、622、632、642的曲线图600，该组五个不同强度-持续时间曲线602、612、622、632、642可以响应于探测到对跨五个不同的向量(跨耦合到IMD16的四个电极)的刺激的反应而被检测到。包括IMD 16的医疗设备系统的处理电路系统可以将针对跨其附连的电极的若干或所有可能的向量中的任一个的强度-持续时间曲线(例如，602、612、622、632、642)进行比较，并选择有利的向量或可用的最有利的向量。处理电路系统可以执行对向量的这种比较和对向量的选择，以用于在将IMD 16植入患者体内后不久或在此后的任何时间点处的靶向治疗(诸如，骶神经调节)的未来正常治疗性用途。在一些示例中，处理电路系统可以使用外部刺激器设备(诸如，在植入IMD 16之前耦合到经皮引线的试验刺激器)来执行对向量的这种比较。

强度-持续时间曲线602、612、622、632、642表征在四极模型3889引线上分别被称为配置2、4、7、A和C的五个不同刺激向量。相应向量的配置与电触点的以下配置相对应，其中0-3表示沿引线长度的相应触点定位：配置2：3-/0+，配置4：2-/0+，配置7：1-/3+，配置A：1-/0+，以及配置C：0-/1+。

x轴是刺激脉冲宽度，并且y轴是用于诱发优选的治疗性生物标志的在给定脉冲宽度下所需的刺激的振幅。强度-持续时间曲线表示可以自动地(即，通过运行用于逐步通过各脉冲宽度并使振幅斜增直到经由EMG或机械力换能器检测到诱发电位的算法)或手动地(通过视觉地观察肛门收缩的存在或不存在)生成的强度-持续时间曲线数据集。对于每个强度-持续时间曲线数据集，处理电路系统可以确定至少特性度量，例如，曲线下面积(AUC)(例如，通过取曲线的积分确定的)、曲率、斜率(例如，通过取特定点处的导数确定的、或强度-持续时间曲线数据的两个或更多个点之间的斜率)。可以使用各种不同的技术来选择用于测量每条曲线上的斜率的特定点。根据某些实施例，使用针对每条曲线的一致性方法来选择每条曲线上的点，使得所确定的斜率的差异指示相应曲线之间的对应差异。例如，使用对点的一致性选择可以允许将所确定的斜率用作相应曲线之间的AUC的差异的近似值。在特定情况下，可以在特定脉冲宽度处取每条曲线的斜率。在一些情况下，可以根据在脉冲宽度的特定范围内的最大斜率取每条曲线的斜率。根据这些示例的变化是可能的。

在某些实施例中，IMD 16可以选择具有最低AUC、曲率、曲率/AUC混合和/或其他特性度量或各特性度量的混合的曲线，以增强或最大化一个或多个有利目标，诸如，增加的电池寿命和/或增大的治疗振幅窗口。

根据某些实施例，通过以下操作来选择刺激向量：使用强度-持续时间曲线来针对每条曲线标识提供最小功率同时还满足最小治疗窗口的刺激强度(例如，表示为信号振幅)和脉冲宽度的组合。可以选择具有最低标识功率的曲线。其他变型也是可能的。例如，曲线上每个点的功率和治疗窗口可用于生成相应的分数。随后可以比较每条曲线的最大分数并将其用于选择刺激向量。取决于每个因素对特定治疗的重要性，评分可以对功率和治疗窗口应用不同的权重。而且，权重的差异可以取决于特定值而变化。例如，当窗口大小减小时(例如，当大小接近最小阈值时)，可归属于治疗窗口的大小的权重可以相对于功率节省的权重而增大。换句话说，当窗口大小减小时，治疗窗口大小的差异变得与评分更相关。

与一些实施例一致，由IMD提供的治疗刺激水平被设置为高于针对强度-持续时间曲线确定的最小强度-持续时间值(例如，以提供相对于最小刺激水平的误差的裕度)。例如，可以将刺激波形设置为具有较高的刺激振幅、更长的脉冲宽度或两者。调整的特定量可以是固定量(例如，电压的设置量)、最小刺激强度或持续时间的百分比、或根据特定公式设置的。在某些实施例中，系统可以使该调整成为选择刺激向量的因素。例如，如与强度-持续时间曲线的功率相反的，系统可以基于经调整的(实际)刺激振幅来确定功率量。随后可以在选择过程中使用所确定的功率量。

根据各种实施例，该系统被配置成从测得的数据点的离散集合外推强度-持续时间曲线。例如，系统可以通过在给定的脉冲宽度集(例如，每10μs)下递增地增大(或减小)振幅来确定在特定脉冲宽度下的最小治疗阈值振幅。系统随后可以在测得的值之间推断脉冲宽度的振幅值(例如，使用插值、多项式曲线拟合或最小二乘)。随后，在选择刺激向量时，选择过程可以使用强度-持续时间曲线上的推断值。

已经认识到，AUC可以与由刺激所消耗的功率量和治疗窗口的大小相关。根据特定实施例，相关性允许在选择刺激向量时使用AUC，例如，通过选择具有AUC的最低值的刺激向量。在一些实施例中，可以通过取强度-持续时间曲线的积分来计算AUC。例如，可以通过取被拟合到测得的值的多项式函数的连续间隔来计算AUC。也可以使用其他方法(诸如，将测得的值处理为离散值并对该值求和)来计算AUC(或其近似值)。在选择过程中使用AUC的能力对于降低选择过程的复杂性特别有用，这对于降低用于选择刺激向量的处理功率和时间是有利的。

图7是根据本公开的某些示例的、用于基于对刺激向量的各强度-持续时间曲线度量的比较来从多个刺激向量中选择刺激向量的示例技术700的流程图。可以由医疗设备系统10的处理电路系统(诸如，IMD 16的处理电路系统102和/或编程器设备24的处理电路系统152)执行图7的示例技术。

根据图7的示例，处理电路系统收集可由刺激器设备(诸如，IMD 16)寻址的多个刺激向量的强度-持续时间数据集160(702)。出于收集的目的，处理电路系统可以被配置成使用所有可寻址的刺激向量或使用其特定子集。处理电路系统针对刺激向量中的每一个，基于针对度量的强度-持续时间曲线数据来确定一个或多个度量的相应值(704)。示例度量包括AUC(例如，作为积分测得)、曲率度量、曲线上特定点处的导数、或曲线上的两点之间的斜率，例如，在两个脉冲宽度处的阈值振幅值之间(诸如，低于150μs的两个脉冲宽度之间或低于100μs的两个脉冲宽度之间)的斜率。处理电路系统将针对不同刺激向量的一个或多个度量的值彼此进行比较(706)。处理电路系统基于该比较选择一个或多个刺激向量，例如，选择具有度量(诸如，AUC或斜率)的期望(最低或最高)值的刺激向量(708)，或基于从多个度量(诸如，功率效率(脉冲持续时间)与AUC或斜率的组合)导出的分数选择一个或多个刺激向量。随后将刺激器装置编程为使用选定的刺激向量、选定的脉冲持续时间、或选定的刺激向量和选定的脉冲持续时间两者。

图8是示出根据本公开的某些示例的用于收集多个刺激向量的强度-持续时间曲线数据的示例技术800的流程图。可以由医疗设备系统10的处理电路系统(诸如，IMD 16的处理电路系统102和/或编程器设备24的处理电路系统152)以及诸如IMD 16之类的刺激器设备执行图7的示例技术。

根据图8的示例技术，处理电路系统对多个刺激向量中的一个进行编程(802)，并且控制IMD 16经由经编程的刺激向量按照针对脉冲振幅和宽度的初始设置递送电刺激(804)。处理电路系统随后监测患者以得到指示对神经目标(例如，靠近S3孔的骶神经)的有效刺激的生理标志(例如，肌肉的激动)(806)。

如果未检测到生理标志(808的“否”)，则处理电路系统控制IMD 16在保持当前设置处的脉冲宽度的同时递增脉冲振幅(810)，并再次监测生理标志(806)。随后可以存储检测到生理标志的振幅(806)，以用于生成当前刺激向量的强度-持续时间曲线。可以基于各种因素(包括被提供的治疗)选择被监测的特定生理标志。例如，SCS治疗可能导致选择与疼痛缓解相关联的生理标志。

如果检测到生理标志(808的“是”)，则处理电路系统确定是否有附加的脉冲宽度来测试当前刺激向量(812)。例如，处理电路系统可以针对每个刺激向量执行对一组数量的不同脉冲宽度的扫描。在这样的示例中，确定可以基于是否已经使用当前刺激向量测试了该组中的脉冲宽度中的每一个。

如果存在用于测试当前刺激向量的附加脉冲宽度(812的“是”)，则处理电路系统将脉冲宽度调整为剩余值中的一个来进行测试(814)，并且在一些情况下，将脉冲振幅递减，例如，至初始设置。如果已经针对完成当前刺激向量的强度-持续时间曲线数据所期望的所有脉冲宽度值确定了阈值振幅值(812的“否”)，则处理电路系统可以对IMD 16进行编程以经由多个电极向量中的另一个递送电刺激。

在一些实施例中，处理电路系统被配置成为刺激振幅设置上限(例如，2.0伏特)。如果达到该上限并且没有检测到生理标志(等于808的“是”)，则处理电路系统停止在当前脉冲宽度处的测试并确定是否存在要测试的附加脉冲宽度(812)。在一些实现方式中，处理电路系统可被配置成确定不需要针对该向量测试附加脉冲宽度。例如，处理电路系统被配置成递增地减小脉冲宽度。在减小脉冲宽度导致反应阈值的振幅增大(例如，如与图6中所示的强度-持续时间曲线一致的)的假设下，一旦达到上限，处理电路系统就可以停止减小脉冲宽度。

根据一些实施例，可以在植入对应的引线之后发生的初始阶段期间发生对强度-持续时间曲线数据的收集。系统随后可以使用该信息来选择适当的刺激向量以及选择所期望的脉冲宽度和信号振幅。各种实施例还涉及被配置成允许对强度-持续时间曲线数据的后续收集的系统。例如，系统可以被配置成响应于来自编程器的命令或周期性地(例如，每月一次)收集强度-持续时间曲线数据。

可在一个或多个处理器内实施该技术的各个方面，该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系统、以及实现在编程器(诸如，医生或患者编程器、电刺激器、或其他设备)中的这种部件的任何组合。术语“处理器”或“处理电路系统”通常可单独地或与其他逻辑电路系统或任何其他等效电路系统组合地指代前述的逻辑电路系统中的任一种。

在一个或多个示例中，可以以硬件、软件、固件或它们的任意组合来实现本公开中所描述的功能。如果以软件实现，则这些功能可作为一个或多个指令或代码被存储在计算机可读介质上并且由基于硬件的处理单元来执行。计算机可读介质可包括形成有形的非瞬态介质的计算机可读存储介质。可由诸如一个或多个DSP、ASIC、FPGA、通用微处理器、或其他等效的集成或分立逻辑电路系统之类的一个或多个处理器执行指令。因此，如本文中所使用的术语“处理器”可指代前述结构或适合于实现本文中所描述的技术的任何其他结构的任何中的一个或多个。与因素(诸如，以上所描述的脉冲宽度、振幅或电压、频率、电极放置、刺激向量或其他参数或因素)相关联的参数可以被存储在IMD的存储器中或存储在另一设备的存储器中，并且由处理电路系统102使用，以控制对电刺激治疗的递送。

另外，在一些方面中，可在专用硬件和/或软件模块内提供本文描述的功能。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，且并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。而是，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。而且，可在一个或多个电路或逻辑元件中完全地实现这些技术。可在各种广泛设备或装置中实现本公开的技术，该各种广泛设备或装置包括IMD、外部编程器、IMD和外部编程器的组合、集成电路(IC)或一组IC、和/或驻留在IMD和/或外部编程器中的分立电路系统。

已经描述了本公开的各个方面。这些方面和其他方面落在所附权利要求的范围内。

Claims (20)

1.一种医疗设备系统，包括：

植入式医疗设备IMD，所述IMD被配置成使用多个刺激向量和多个脉冲宽度向神经目标提供电刺激；以及

非瞬态计算机可读存储介质，包括可执行的指令，所述指令在由所述医疗设备系统执行时使得所述医疗设备系统用于：

将所述多个刺激向量的强度-持续时间曲线数据彼此进行比较，所述强度-持续时间曲线数据表示，针对相应的脉冲宽度和刺激向量，诱发与所述神经目标相关联的生理反应的对应刺激强度；

基于对所述多个刺激向量的所述强度-持续时间曲线数据的比较来选择所述多个刺激向量中的至少一个刺激向量；以及

响应于该选择，由所述IMD经由选定的至少一个刺激向量将所述电刺激递送到所述神经目标。

2.如权利要求1所述的医疗设备系统，其特征在于，所述指令在由所述医疗设备系统执行时进一步使得所述医疗设备系统用于：

针对所述多个刺激向量中的每一个通过以下方式创建强度-持续时间曲线：

由所述IMD以不同的阈值脉冲振幅来递送电刺激；以及

由所述医疗设备系统针对所述多个脉冲宽度值中的每一个确定诱发所述生理反应的阈值脉冲振幅值；以及

由所述医疗设备系统针对所述强度-持续时间曲线中的每一个确定至少一个度量的相应值；以及

其中，对所述至少一个刺激向量的选择基于所述至少一个度量的值之间的比较。

3.如权利要求2所述的医疗设备系统，其特征在于，针对所述多个刺激向量中的每一个确定所述强度-持续时间曲线包括：通过监测响应于在所述阈值脉冲振幅值处的所述电刺激而诱发的特定肌肉的激动，来检测所述生理反应。

4.如权利要求3所述的医疗设备系统，其特征在于，监测所述特定肌肉的所述激动包括检测引起以下各项中的至少一项的一个或多个肌肉的激动：肛门眨动、鼓风反应、或大脚趾的跖屈。

5.如权利要求1所述的医疗设备系统，其特征在于，所述神经目标选自由骶神经和脊髓组成的组。

6.如权利要求5所述的医疗设备系统，其特征在于，所述骶神经靠近S3孔。

7.如权利要求1所述的医疗设备系统，其特征在于，所述生理反应与减轻选自由以下各项组成的组中的至少一种患者病况相关联：尿失禁、大便失禁和疼痛。

8.如权利要求2所述的医疗设备系统，其特征在于，所述至少一个度量是曲线下面积度量，所述曲线下面积度量指示所述强度-持续时间曲线中的每一个强度-持续时间曲线下的面积。

9.如权利要求2所述的医疗设备系统，其特征在于，所述至少一个度量是所述强度-持续时间曲线中的每一个的斜率。

10.如权利要求2所述的医疗设备系统，其特征在于，所述指令在由所述医疗设备系统执行时进一步使得所述医疗设备系统用于：

基于所述比较，选择在30微秒与210微秒之间的脉冲宽度，以及

由所述IMD按照选定的脉冲宽度向所述神经目标递送电刺激。

11.如权利要求10所述的医疗设备系统，其特征在于，所述选定的脉冲宽度在从30微秒至120微秒的范围内，并且所述神经目标包括骶神经。

12.如权利要求10所述的医疗设备系统，其特征在于，所述脉冲宽度在从60微秒至80微秒的范围内。

13.一种医疗设备系统，包括：

植入式医疗设备IMD，所述IMD被耦合到至少一个多电极引线并且被配置成寻址多个刺激向量；以及

处理电路系统，所述处理电路系统被配置用于，针对所述多个刺激向量的至少一个子集中的每个刺激向量：

针对多个脉冲宽度值中的每一个，确定诱发指示目标神经调节的生理反应的相应阈值脉冲振幅值；

从所述阈值脉冲振幅值生成相应刺激向量的强度-持续时间曲线；以及

从所述强度-持续时间曲线确定度量的值；以及

其中所述处理电路系统被配置用于：

将所述至少一个子集中的相应刺激向量的所述度量的值进行比较；以及

基于该比较从所述多个刺激向量中选择刺激向量。

14.如权利要求13所述的医疗设备系统，其特征在于，所述处理电路系统被配置用于：

针对所述多个刺激向量中的每一个通过至少以下方式创建强度-持续时间曲线：

使用所述IMD按照多个阈值脉冲振幅递送电刺激；以及

针对所述多个脉冲宽度值中的每一个确定诱发所述生理反应的所述阈值脉冲振幅值；以及

针对所述强度-持续时间曲线，确定至少一个度量的相应值；以及

选择所述至少一个刺激向量是基于所述至少一个度量的值之间的比较。

15.如权利要求13所述的医疗设备系统，其特征在于，所述IMD和所述至少一个多电极引线被配置成以在从30微秒至120微秒的范围内的脉冲宽度提供电刺激，以减轻来自由以下各项组成的组中的至少一项：尿失禁、大便失禁和疼痛。

16.如权利要求13所述的医疗设备系统，其特征在于，所述IMD和所述至少一个多电极引线被配置成经由多电极引线的各电极的放置来提供骶神经调节，所述多电极引线靠近选自由以下各项组成的组的至少一个位置：S3孔和所述S3孔的腹侧方向。

17.如权利要求14所述的医疗设备系统，其特征在于，所述度量是来自所述强度-持续时间曲线的曲线下面积度量。

18.如权利要求14所述的医疗设备系统，其特征在于，所述度量选自由以下各项组成的组：所述强度-持续时间曲线集的曲率度量、所述强度-持续时间曲线的导数、以及所述强度-持续时间曲线的斜率。

19.如权利要求13所述的医疗设备系统，其特征在于，所述IMD和所述至少一个多电极引线被配置成：经由选定的刺激向量以在从30微秒至210微秒的范围内的脉冲宽度来提供骶神经调节。

20.如权利要求13所述的医疗设备系统，其特征在于，所述IMD和所述至少一个多电极引线被配置成：经由选定的刺激向量以在从60微秒至80微秒的范围内的脉冲宽度来提供骶神经调节。

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