CN114028716A

CN114028716A - 促进对被募集的神经元群的不同步点火的脉冲发生器系统

Info

Publication number: CN114028716A
Application number: CN202111464796.2A
Authority: CN
Inventors: 布兰得利·L·赫尔歇; 朱常芳
Original assignee: Boston Scientific Neuromodulation Corp
Current assignee: Boston Scientific Neuromodulation Corp
Priority date: 2016-04-19
Filing date: 2017-02-10
Publication date: 2022-02-11
Also published as: US11623097B2; CN109069819B; US20190269925A1; EP3445442B1; WO2017184238A1; US20210196959A1; US10960211B2; AU2019216650A1; CA3018488C; CA3018488A1; CN109069819A; AU2019216650B2; US10406368B2; US20170296823A1; AU2017254363B2; US20230218904A1; AU2017254363A1; EP3445442A1

Abstract

公开了一种促进对被募集的神经元群的不同步点火的脉冲发生器系统，包括可植入脉冲发生器(IPG)，其能够感测患者的组织中被募集的神经元同步点火的程度，以及修改刺激程序以促进不同步性并减少感觉异常。被募集的神经元的诱发复合动作电位(ECAP)被至少一个非有效电极感测为同步性的测度。在IPG中可操作的ECAP算法评估ECAP的形状并确定一个或多个ECAP形状参数，其指示被募集的神经元是同步点火还是不同步点火。如果形状参数指示显著的同步性，则ECAP算法可以调整刺激程序以促进不同步点火。

Description

促进对被募集的神经元群的不同步点火的脉冲发生器系统

本申请是申请号为“201780024374.9”，申请日为“2017年2月10日”，题目为“促进对被募集的神经元群的不同步点火的脉冲发生器系统”专利申请的分案申请。

技术领域

本发明总体上涉及医疗设备系统，并且更特别地涉及可操作以促进被募集(recruited)的神经元群(nerual population)的不同步点火(desynchronized firing)的脉冲发生器系统。

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，诸如用于治疗心律失常的起搏器；用于治疗心脏纤颤的除颤器；用于治疗失聪的耳蜗刺激器；用于治疗失明的视网膜刺激器；用于产生协调的肢体运动的肌肉刺激器；用于治疗慢性疼痛的脊髓刺激器；用于治疗运动和心理失调的皮层和深部脑刺激器(DBS)；以及治疗尿失禁、睡眠呼吸暂停、肩关节半脱位等的其它神经刺激器。以下描述将大致集中于脊髓刺激(SCS)系统(诸如美国专利6,516,227中所公开的)内使用本发明。然而，本发明可以发现对任何可植入医疗设备(IPG)或任何IPG系统(诸如USP 9,119,964中所公开的深部脑刺激(DBS)系统)中的适用性。

SCS系统典型地包括在图1A和1B中以平面图和横截面图示出的可植入脉冲发生器(IPG)10。IPG 10包括生物可相容的设备壳体30，其被配置用于植入在保持IPG起作用所需的电路和电池36(图1B)的患者组织中。IPG 10经由形成电极阵列12的一个或多个电极引线14被耦接到电极16。电极16被配置为接触患者的组织并在柔性主体18上承载，柔性主体18还容纳了耦接到每个电极16的各个引线导线20。引线导线20还耦接到近侧触头22，近侧触头22可插入到固定在IPG 10上的头部28中的引线连接器24，该头部可以包括例如环氧树脂。一旦被插入，近侧触头22就连接到引线连接器24中的头部触头26，其继而借由电极馈通引脚34通过电极馈通32耦接到壳体30内的电路(连接未示出)。

在所示的IPG 10中，存在在4个引线14之间分开的32个引线电极(E1-E32)，其中头部28包含2×2阵列的引线连接器24以接收引线的近端。然而，IPG中的引线和电极的数量是专用的并因此可以变化。在SCS应用中，电极引线14典型地接近于患者脊髓中的硬脑膜而被植入，并且当使用四引线IPG 10时，这些引线可以在右侧和左侧中的每一侧上分成两个。近侧触头22通过患者组织穿隧道到远位置(诸如植入IPG壳体30所处的臀部)，在该点上它们被耦接到引线连接器24。如图1A中还示出的，一个或多个扁平桨状引线15也可以与IPG 10一起使用，并且在所示的示例中，32个电极16被定位在桨状引线的头部17的大致平坦表面中的一个表面上，该表面在植入时将面向硬脑膜。在被设计用于直接植入在需要刺激的部位处的其它IPG示例中，IPG可以是无引线的，具有取而代之的由IPG的壳体承载的电极16以用于接触患者的组织。

如图1B的横截面中所示，IPG 10包括印刷电路板(PCB)40。电耦接到PCB 40的是电池36，在该示例中电池36是可再充电的；耦接到PCB 40的顶表面和/或底表面的其它电路46包括IPG操作所需的微控制器或其它控制电路；遥测天线42a和/或42b用于与外部控制器50(图2)无线传送数据；充电线圈44用于从外部充电器(未示出)无线接收磁充电场，以用于对电池36进行再充电；以及电极馈通引脚34(连接到未示出的电路)。如果电池36是永久的和不可再充电的，则充电线圈44将是不必要的。

遥测天线42a和42b中的任一个或两个可以用于将数据经皮传送通过患者的组织到外部设备，诸如图2中所示的外部控制器50。天线42a和42b形状及它们所采用的电磁场不同。遥测天线42a包括线圈，其可以经由磁感应通信链路与外部设备双向通信，该磁感应通信链路包括典型地小于10MHz的磁场，在其近场中可操作以在例如12英寸或更少的距离处通信。遥测天线42b包括短程射频(RF)天线，其根据短程RF通信标准及其潜在调制方案和协议进行操作，以沿着短程RF通信链路与外部设备进行双向通信。短程RF通信链路典型地使用大约从10MHz到10GHz的范围的远场电磁波来进行操作，并允许设备之间在大约50英尺或更少的距离处进行通信。与天线42b一起可操作的短程RF标准包括例如蓝牙、BLE、NFC、Zigbee、WiFi(802.11x)以及医疗植入通信服务(MICS)或医疗设备无线电通信服务(MDRS)。短程RF天线42b可以采取用于电磁天线的任何数量的众所周知的形式(诸如贴片、插槽、导线等)，并且可以作为偶极子或单极子进行操作。IPG 10可以包含线圈天线42a和短程RF天线42b两者以扩展IPG 10可以与之通信的外部设备的类型，尽管IPG 10也可以仅包括天线42a和42b中的一个。

如参考图3所解释的，在患者内植入IPG 10通常是多步骤过程。第一步骤涉及将具有电极16的一个或多个引线14或15的远端通过患者的组织5中的临时切口62植入到患者的脊柱60。(为简单起见，在图3中仅示出了具有16个总电极16的两个引线14)。包括近侧触头22的引线14或15的近端从切口62向外延伸(即，在患者外部)，并且最终连接到外部试验刺激器(ETS)70。在试验刺激阶段期间使用ETS 70以向患者提供刺激，这例如可以持续大约两周。为了便于引线14或15与ETS 70之间的连接，可以使用ETS扩展器电缆80，其包括用于接收引线14或15的近侧触头22的插座82(类似于IPG 10中的引线连接器24)和用于符合ETS70上的端口72的连接器84，从而允许ETS 70单独地与每个电极16进行通信。一旦连接到引线14或15，ETS 70然后可以在试验刺激阶段期间以方便的方式贴附到患者，诸如通过将ETS70放入由患者佩戴的腰带中(未示出)。ETS 70包括用于其控制电路、天线等的外壳73，该外壳73未被配置为植入在患者的组织中。

ETS 70本质上模仿IPG 10的操作以向植入式电极16提供刺激，并因此包括含有其外壳内的电池以及类似于IPG 10中提供的刺激和通信电路。因此，ETS70允许针对患者验证刺激治疗的有效性，诸如是否治疗已经减轻患者的症状(例如，疼痛)。使用ETS 70的试验刺激还允许确定一旦稍后将IPG 10植入在患者内而似乎对患者有希望去使用的一个或多个特定刺激程序。刺激程序可以指定例如哪些电极16是有效的(active)并且用于发出刺激脉冲；这些有效电极是否用作阳极或阴极；刺激脉冲的电流或电压振幅(A)；刺激脉冲的脉冲宽度(PW)；和刺激脉冲的频率(f)以及其它参数。

图3的临床医生编程器系统通常还可以由临床医生使用，以用于一旦IPG 10完全植入在患者内，就可以与IPG 10进行通信并对其进行编程。这种通信将再次经由通信链路92发生。因此，临床医生编程器系统可以在患者体检期间使用，例如以更新IPG 10正在运行的刺激程序。

图4中示出了如由特定刺激程序所规定的刺激脉冲的示例。如所示出的，并且如在IPG中是典型的，每个刺激脉冲是双相的，这意味着其包括第一脉冲相位，随后本质上紧接其后的是相反极性的脉冲相位。脉冲宽度(PW)可以包括如所示出的独立的任一个脉冲相位的持续时间，或者可以包括双相脉冲(包括两个脉冲相位)的整个持续时间。

双相脉冲是有用的，这是因为第二脉冲相位可以主动地恢复在第一脉冲相位驻留在有效电极之间的电流路径中的电容(诸如稍后关于图7所讨论的隔直流电容器107)上之后逐步建立的任何电荷。在所示的示例刺激程序中，选择电极E4作为阳极电极，而同时选择电极E5作为阴极电极。如所示的脉冲包括恒定电流的脉冲，并且注意的是，在任何时间点处的电流的振幅相等但相反，使得通过一个电极(例如，E4)注入到患者组织的电流被其它电极(E5)从组织移除。还注意的是，第一脉冲相位和第二脉冲相位的面积相等，确保了对每个脉冲相位期间的相同电荷量的主动电荷恢复。尽管未示出，但是超过两个电极可以在任何给定时间处是有效的。例如，电极E4可以包括提供+10mA电流脉冲振幅的阳极，而同时电极E3和E5都可以包括分别具有-7mA和-3mA电流脉冲振幅的阴极。

再次参考图3，可以经由来自临床医生编程器90的有线或无线链路92(无线地示出)来提供或调整由ETS 70执行的刺激程序。如所示的，临床医生编程器90包括计算机类型设备，并可以经由链路92与ETS 70进行无线通信，该链路可以包括如已经描述的磁感应或短程RF遥测方案。如果临床医生编程器90缺少通信天线，则通信头或通信棒94可以有线连接到具有通信天线的计算机。因此，ETS 70和临床医生的编程器90和/或其通信头94可以包括符合所选择的遥测方案的天线。临床医生编程器90可以如美国专利申请公开2015/0360038中所描述。外部控制器50(图2)还可以与ETS 70进行通信，以允许患者装置提供或调整ETS 70的刺激程序。

在试验刺激阶段结束时，决定是否放弃刺激治疗，或者是否提供诸如图1A和1B中所示的永久性IPG 10给患者。如果确定刺激治疗对患者不起作用，则可以从患者的脊柱60和在其它外科手术中闭合的切口62移植出引线14或15。

相比之下，如果刺激疗法有效，则可以如上所讨论的将IPG 10永久植入在患者内。(在这种情况下，“永久的”通常是指IPG 10的使用寿命，其可能是几年到几十年，在那时将需要移植出IPG 10并植入新的IPG 10)。因此，IPG 10将被植入在正确的位置(例如，臀部)中并连接到引线14或15，并且然后可以闭合临时切口62并无需ETS 70。结果是完全植入的刺激治疗方案。如果在试验刺激阶段期间已经确定了一个或多个特定刺激程序，则可以使用外部编程器50或临床医生编程器90将它/它们编程到IPG 10中，并其后无线地进行修改。

发明内容

公开了一种医疗设备，在一个示例中其包括：多个电极，其被配置为提供刺激给患者组织；和控制电路，其被配置为：控制刺激电路使用至少两个有效电极根据刺激程序而发出刺激脉冲、在多个电极中的至少一个非有效电极处检测对刺激脉冲的神经元响应、并且确定神经元响应的同步性的至少一个测度、并且响应于同步性的至少一个测度而调整刺激程序以促进神经元响应的不同步性。

神经元响应可以包括诱发复合动作电位(ECAP)。控制电路可以被配置为：通过确定ECAP的至少一个形状参数(诸如ECAP高度或宽度中的一个或多个)来确定神经元响应的同步性的至少一个测度。控制电路可以被配置为：将神经元响应的同步性的至少一个测度与至少一个阈值进行比较，并且如果至少一个测度和至少一个阈值的比较表明了同步的神经元点火，则调整刺激程序以促进神经元响应的不同步性。控制电路可以包括以算法进行编程的微控制器，该算法被配置为检测对刺激脉冲的神经元响应并确定同步性的至少一个测度，并调整刺激程序以促进神经元响应的不同步性。该算法还可以被配置为至少关于至少两个有效电极来选择至少一个非有效电极。

控制电路还可以包括至少一个放大器，用于接收来自至少一个非有效电极的神经元响应，并且还可以进一步包括至少一个模数转换器，以接收至少一个放大器的输出并使放大器神经元响应数字化。

控制电路可以被配置为通过调整一个或多个刺激参数(包括哪些电极是有效的以用作阳极或阴极；刺激脉冲的电流或电压振幅；刺激脉冲的脉冲宽度；以及刺激脉冲的频率)来调整刺激程序以促进神经元响应的不同步性。

控制电路可以被配置为：通过向至少两个有效电极添加发出一个或多个附加脉冲的附加的一个或多个阳极电极或一个或多个阴极来调整刺激程序以促进神经元响应的不同步性。调节后的刺激脉冲和一个或多个附加脉冲的能量可以等于调节前的刺激脉冲的能量。

一个或多个附加脉冲可以具有与刺激脉冲相同的脉冲宽度和定时，或者一个或多个附加脉冲可以与刺激脉冲不重叠或者可以仅部分地与刺激脉冲重叠。一个或多个附加脉冲可以具有与刺激脉冲不同的频率和/或不同的脉冲宽度。

控制电路还可以被配置为通过调整在至少两个有效电极处的刺激脉冲的振幅来调整刺激程序以促进神经元响应的不同步性，其中每个刺激脉冲的振幅被调整为具有多个不同的振幅。可替换地，刺激脉冲可以具有第一频率，并且每个刺激脉冲可以被调整为多个不同刺激脉冲的组，其中每个组中的不同刺激脉冲具有高于第一频率的第二频率。

医疗设备还可以包括用于容纳控制电路的壳体，其中医疗设备包括可植入脉冲发生器，并且壳体被配置用于植入在患者的组织中。可替换地，医疗设备还可以包括用于容纳控制电路的外壳，其中医疗设备包括外部试验刺激器，诸如外部试验刺激器(ETS)，其中外壳没有被配置用于植入在患者的组织中。

还公开了一种系统，包括机器可实施的算法，其中该算法在被执行时被配置为：控制医疗设备中的刺激电路以使用至少两个有效电极根据刺激程序发出刺激脉冲；并且在多个电极中的至少一个非有效电极处检测对至少一个刺激脉冲的神经元响应；确定神经元响应的同步性的至少一个测度；并且响应于同步性的至少一个测度而调整刺激程序以促进神经元响应的不同步性。具有被配置为针对患者的组织而提供刺激的多个电极的医疗设备也可以被包括作为系统的部分。

在该系统中，算法可以被存储在医疗设备内的非暂时性机器可读介质上，其中该算法被配置为在医疗设备内被执行。该系统还可以包括被配置为与医疗设备进行通信的外部系统，并且还可以包括在外部系统上可执行的用户界面程序，该用户界面程序被配置为呈现选项以允许外部系统的用户命令医疗设备实施医疗设备中的算法。用户界面程序还可以被配置为允许用户禁止使用医疗设备中的算法。

该系统还可以又包括被配置为与医疗设备进行通信的外部系统，其中该算法被存储在外部系统内的非暂时性机器可读介质上，并且其中该算法被配置为在外部系统内被执行。外部系统还可以包括通信电路，其被配置为：在多个电极中的至少一个非有效电极处接收对至少一个刺激脉冲的检测到的神经元响应；并且发送一个或多个控制指令以致使医疗设备调整刺激程序来促进神经元响应的不同步性。外部系统可以包括用于医疗设备的临床医生编程器系统或手持式外部控制器。

在该系统中，医疗设备还可以包括用于容纳控制电路的壳体，其中医疗设备包括可植入脉冲发生器，并且壳体被配置用于植入在患者的组织中。可替换地，医疗设备还可以包括用于容纳控制电路的外壳，其中医疗设备包括外部刺激器，并且外壳没有被配置用于植入在患者的组织中。

附图说明

图1A和1B以平面图和横截面图分别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用于与IPG进行通信的手持式外部控制器。

图3示出了根据现有技术的用于与IPG或外部试验刺激器(ETS)进行通信的临床医生编程系统。

图4示出了根据现有技术的被认为对患者有效的原始刺激程序。

图5示出了根据现有技术的神经元的动作电位的曲线图。

图6示出了根据现有技术的在患者组织中产生的用于募集神经元来点火的电场。

图7示出了根据本发明的示例的经改进的IPG，其包括利用诱发复合动作电位(ECAP)算法进行编程的控制电路，并且还包括用于在感测电极处感测ECAP的感测电路。

图8A和8B示出了根据本发明的示例的原始刺激程序、所得到的ECAP的生成(伴随所得到的同步ECAP和不同步ECAP的示例)以及通过经改进的IPG中的ECAP算法对该ECAP的检测。

图9示出了根据本发明的示例的ECAP算法的流程图。

图10A和10B示出了根据本发明的示例的第一种方式，其中ECAP算法可以调整原始刺激程序以通过添加有效电极来促进被募集的神经元的不同步点火。

图11A和11B示出了根据本发明的示例的第二种方式，其中附加的有效电极产生与原始刺激程序中的脉冲不重叠的脉冲。

图12A和12B示出了根据本发明的示例的第三种方式，其中附加的有效电极产生与原始刺激程序中的脉冲重叠的脉冲。

图13A和13B示出了根据本发明的示例的第四种方式，其中附加的有效电极产生具有与原始刺激程序中的脉冲不同的频率的脉冲。

图14A和14B示出了根据本发明的示例的不使用附加的有效电极的第五种方式，其中原始刺激程序中的脉冲的振幅被修改。

图15A和15B示出了根据本发明的示例的不使用附加的有效电极的第六种方式，其中原始刺激程序中的脉冲的脉冲宽度被修改。

具体实施方式

特别是关于SCS治疗，有证据表明当与较低频率的刺激脉冲相比时，以相对较高的频率(例如，>1kHz)提供刺激脉冲可以具有治疗益处。特别地，已经报道的是，较高频率的刺激可以减少可能伴随较低频率的刺激的某些副作用。特别地，较高频率的刺激可以减少感觉异常—麻刺感或刺痛感。

发明人推理出，高频刺激的益处与关于神经元可以响应刺激所处的频率的固有限制有关。当通过电刺激来募集神经元时，其将发出动作电位—也就是说，神经元将“点火”。图5中示出了针对典型神经元的动作电位。如果电募集致使神经元的静息状态(例如，如从细胞内部测量的-70mV)超过阈值(例如，-55mV)，则神经元将在再次静息之前去极化(“A”)、再极化(“B”)和折射(“C”)。如果电刺激继续，则神经元将在稍后的某一时间处再次点火。注意的是，针对给定的神经元，动作电位的幅度不会变化；换句话说，动作电位不会随着刺激的强度而变化。取而代之的是，强刺激将增加发出动作电位所处的频率。

然而，对于给定的神经元可以点火有多快存在限制。每个神经元的形状和大小都是独一无二的，并因此可以以其固有的最大频率来点火。考虑图6，其示出了图4的示例，其中引线14上的电极E4和E5用于产生脉冲。这种刺激在所选电极周围的患者组织5的体积(volume)95中产生电场。电场体积95内的一些神经元将被募集并点火，特别是靠近阴极电极E5的那些神经元。希望体积95内的神经元点火的总和将遮掩(mask)指示疼痛的信号，从而提供期望的治疗。

发明人推论出，如果使用通常高于神经元可以点火所处的最大频率的高频刺激(并且如果刺激适当地强)，则体积95内被募集的神经元将不能以刺激的频率进行点火。取而代之的是，每个神经元将被限制为以其最大频率进行点火，这针对每个神经元也将是不同的。因此，体积95内的神经元的点火将与在不同时间处的不同神经元的点火不同步。相比之下，发明人假设如果使用通常低于最大神经元频率的低频刺激，则体积95内被募集的神经元将全部以刺激的频率且同时进行点火。换句话说，神经元将同步点火。

本发明人还推论出，神经元以低频的同步点火是感觉异常的不期望副作用的原因，并且以较高频率的不同步点火减轻了这种影响。然而，发明人发现这种情况很不幸，这是因为以高频提供刺激脉冲不是简单的事情。举例来说，高频刺激要求在IPG 10中产生脉冲的电路也以高频进行切换。IPG的电路的高频切换更耗电，并因此要求从IPG电池36的更高汲取。因此，电池36必须要么做得更大而增加IPG尺寸，要么电池必须更频繁地无线充电，这两者都是不期望的。

因此，发明人提供了能够感测被募集的神经元同步点火的程度的IPG或ETS。优选地，感测到的同步性还由IPG以闭环方式使用来修改IPG正在执行的原始刺激程序，该原始刺激程序另外通常为患者提供良好的治疗结果(尽管可能具有感觉异常的副作用)。在一个示例中，对原始刺激程序的神经元响应，特别是被募集的神经元的诱发复合动作电位(ECAP)被感测为同步性的测度。至少一个非有效电极感测所得到的ECAP，其被数字化并发送到IPG的控制电路。ECAP算法评估ECAP的形状并确定一个或多个ECAP形状参数，其指示被募集的神经元是同步点火还是不同步点火。如果形状参数指示高度的同步性，则ECAP算法可以以一个或多个方式调整刺激程序来促进不同步点火，从而减少感觉异常。ECAP算法可以操作以调整原始刺激程序，即使其另外地是以通常低频(<1kHz)而可操作的，尽管其也可以用于评估和促进以更高频率进行的不同步性。

图7中示出了如刚才所述可操作的经改进的IPG 100。尽管在IPG 100的情况下进行了描述，但应该认识到的是本发明也可以体现在外部刺激器中，诸如外部试验刺激(例如，ETS 70，图3)，其通常模仿IPG的操作，如前所解释的。

IPG 100包括控制电路102，ECAP算法124可以被编程到该控制电路102中，其可以包括微控制器，例如诸如由Texas Instruments制造的零件号码MSP430，其在http：//www.ti.com/lsds/ti/microcontroller/16-bit_msp430/overview.page？DCMP＝MCU_other&HQS＝msp430处的数据表中被描述。也可以使用其它类型的控制电路来代替微控制器，诸如微处理器、FPGA、DSP或这些的组合等。如美国专利申请公开2012/0095529和USP 9,061,140和8,768,453中所描述的，控制电路也可以在一个或多个专用集成电路中(ASIC)全部或部分地形成。

总线118将数字控制信号提供到一个或多个数模转换器(DAC)104，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(PW，f)。如所示出的，DAC包括向一个或多个所选阳极电极提供(source)电流的PDAC和从一个或多个所选阴极电极吸收(sink)电流的NDAC。开关矩阵106用于经由总线116将一个或多个PDAC和一个或多个NDAC路由到任何电极16，并因此有效地选择阳极电极和阴极电极。简而言之，总线118和116通常设置IPG 100正在运行的刺激程序。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。其它方法可以在例如USP 8,606,362和8,620,436中找到。

注意的是，到电极16的电流路径包括较早提到的隔直流电容器107，其已知通过防止无意地向电极和患者的组织提供DC电流来提供附加的安全性。如较早所讨论的，当提供刺激电流时，诸如这些的电容可以变得带电，针对双相脉冲的使用提供了动力。

优选地，任何电极16可以用于感测较早描述的ECAP，并因此每个电极还可耦接到至少一个感测放大器110。在所示的示例中，所有电极共享单个感测放大器110，并因此任何一个感测电极可以在每多路复用器108的给定时间处耦接到感测放大器110，如由总线114所控制的那样。然而，这不是严格必需的，并且取而代之的是每个电极可以可耦接到其自己的专用感测放大器110。下面进一步描述的包括ECAP的模拟波形优选地通过模数转换器112被转换为数字信号，模数转换器112也可以驻留在控制电路102内。

注意的是，电极16与一个或多个感测放大器110的连接优选地通过隔直流电容器107而发生，使得电容器在电极和一个或多个感测放大器之间。这是优选的，以便不破坏由隔直流电容器107所提供的安全性。

一旦在控制电路102处接收到被数字化的ECAP，其就由ECAP算法124进行处理以确定一个或多个ECAP形状参数。图7中右侧的波形示出了ECAP的基本形状。与针对图5中的个体神经元所示的动作电位不同，细胞外部测量到的ECAP将被反转，但另外通常将类似于信号动作电位的形状。顾名思义，ECAP包括如从多个神经元发出的各种动作电位的复合(总和)，并因此其大小将取决于多少个神经元正在点火。一般而言，ECAP可以在100微伏至数十毫伏之间变化。注意的是，ECAP通过的隔直流电容器107将移除信号中的任何DC分量，因此其参考为0伏。如果必要的话，可以将感测到的ECAP信号进行电平移位以在IPG 100中的电子器件可以处理的范围内(诸如在3伏和地面之间)发生。

图8A和8B示出了特定的刺激程序、所得到的ECAP的生成以及对该ECAP的检测。如前那样，刺激程序由各种刺激参数(诸如脉冲的特定振幅、脉冲宽度以及频率)来定义，尽管这些参数在图8B中没有被标注出。如图4所发生的，在所示的示例刺激程序中，选择电极E4来用作阳极(+)，并且电极E5作为阴极(-)。假设该特定刺激程序已经被选择为大体上为特定患者提供良好的治疗效果(尽管可能具有感觉异常的副作用)的刺激程序。这可以说是包括“原始”刺激程序，可能已经在ETS测试期间(图3)或以其它方式被确定。

一旦刺激开始(在时间＝0处)，就将产生ECAP，其包括被募集的神经元的动作电位的总和并且因此在电场体积95中点火。如图8A中所示，ECAP将经由神经元传导以大约5cm/1ms的速度穿过患者的组织。在所示的示例中，ECAP向右移动，其朝向大脑的方向。然而，ECAP也将朝着病人的外围以其它方向进行移动。

已经选择了单个感测电极(S)以在ECAP移动经过时感测ECAP，在该示例中感测电极是电极E9。可以通过基于许多因素在控制电路102中可操作的ECAP算法124来确定对适当的感测电极的选择。例如，优选的是，关于有效电极而合理地选择感测电极S，使得等到感测电极能够感测ECAP时，有效电极周围所产生的电场95将停止。这简化了感测电极处的ECAP检测，这是因为电场95中存在的电压将不会干扰并可能遮掩ECAP。在这方面，ECAP算法124对知道以下方面是有用的：刺激程序的脉冲宽度、电场95的大小范围(其可以被估计)、ECAP预期行进的速度、以及电极阵列12中的电极16之间的距离，例如沿着特定的直引线14或桨状引线15(图1A)。

例如，在图8A中，假设如所示的(双相脉冲的两个相位的)脉冲宽度为0.5ms，并且电极E9通常距离(d)有效电极(和因此它们的电场95)2.5cm。当ECAP在时间＝0在刺激开始处在电场95中形成时，其将在根据ECAP移动的速度(例如，5cm/1ms)的一些延迟130之后到达电极E9。换句话说，ECAP将在0.5ms时开始通过感测电极E9。因为此时刺激脉冲和电场95将已停止，所以感测电极E9不应该感测与电场有关的任何电压，并且应该仅感测ECAP。因此，ECAP算法124能够在刺激脉冲开始之后的时间＝0.5ms处启用感测ECAP。这种启用可以通过以下方式来控制：经由总线114(图7)控制多路复用器108以将来自感测电极E9的输入传递到感测放大器110、ADC 112，并最终传递到ECAP算法124。感测可以持续和所需的一样长以检测所得到的ECAP的形状的至少一些方面。例如，感测可以持续足够长的时间(可以包括例如3ms)以允许检测ECAP中的极化和折射峰值。

应当注意，在不会经历来自电场95的干扰的电极处发生感测不是严格必要的，这是因为遮掩技术可以用来减去电场中存在的电压。这种遮掩技术例如被描述于M.Hughes，“Fuochmentar of Clinical ECAP Measures in Cochlear Implants：Part 1：Use of theECAP in Speech Processor Programming(2nd Ed.)”，Audiology Online(2010年11月8日)(http：//www.audiologyonline.com/articles/fundamentalsclinicalecapmeasuresin846)；以及I.Akhoun等人，“Electrically evoked compound action potentialartifact rejection by independent component analysis：Technique validation”，Hearing Research 302，pp.60-73(2013)中。这种遮掩技术可以允许选择更靠近有效电极(例如，E6)的电极作为感测电极。

此外，ECAP算法124还可以选择多于一个电极以用作感测电极。例如，ECAP算法124可以在电极E6、E7、E8、E9等处感测行进的ECAP。这将要求定时控制，这是因为E6将在E7等之前被感测，并且可能还要求电路改变以适应在重叠时间点处在不同电极处感测ECAP。例如，在该示例中，每个电极可能要求其自己的定时控制(多路复用器108)，和其自己的感测放大器110以及ADC112，尽管这在图7中没有示出。

可能影响感测IPG 100中的ECAP的实际方面涉及被动电荷恢复。如较早所讨论的，在IPG中优选使用双相脉冲以在第二脉冲相位期间主动地恢复电荷，该第二脉冲相位可能已经在第一脉冲相位期间跨电容元件(诸如隔直流电容器107)而建立。因为主动电荷恢复可能不是完美的，所以IPG 100可以另外包括如由图7中所示的开关122实现的被动电荷恢复。被动电荷恢复开关122由从控制电路102发出的总线120控制，并用于将隔直流电容器107的内板连接到公共电位(Vref)。当这发生时，隔直流电容器107并联连接在公共电位和患者组织之间，这有助于平衡跨电容器的电荷，并因此恢复任何剩余的电荷。如由图8B中的小的、指数地减小的波形所示，使用开关122的被动电荷恢复典型地在每个刺激脉冲的最后相位之后发生。另外，被动电荷恢复可能以其他方式地在时间上与启用ECAP感测所处的时段重叠。这可能致使针对ECAP感测的问题，这是因为它会将公共电位放置在携带ECAP信号的多路复用器的输入端上。因此，控制电路102将优选地不闭合与正被感测的感测电极相关联的被动恢复开关122，尽管可以闭合所有其它开关122。可替换地，控制电路可以仅闭合耦接到有效电极(E4、E5)的开关。一旦已经感测到ECAP，如果需要，则控制电路102可以回到闭合感测电极的开关122。

图8B示出了如假设两个条件所感测到的ECAP：第一，当电场95内被募集的神经元以大致同步的方式进行点火时；第二，当被募集的神经元以大致不同步的方式进行点火时，如前所注意的，这理论上希望减少诸如感觉异常的副作用。注意的是，针对这两个条件的ECAP形状不同。在同步的情况下，被募集的神经元通常同时点火，并且因此它们的累积效应导致了具有更高和更尖锐峰值的波形，也就是说，其中其高度H1相对很大，并且其全宽半最大值FWHM1相对很小。相比之下，在不同步的情况下，被募集的神经元在不同的时间处点火，并且因此它们的累积效应导致波形具有更小和更宽的峰值，其中H2相对很小并且FWHM2相对很大。其它参数也可用于分析ECAP，诸如各种斜率、峰值的定时等，但为简单起见，示出了形状参数H和FWHM。

虽然针对图8B中所示的每个条件仅示出了一个ECAP，但应该理解的是，ECAP将在每个刺激脉冲的开始处产生。因此，ECAP算法124可以进行多于一次的ECAP测量—例如，在若干连续脉冲之后—并且针对每个脉冲将形状参数(例如，H、FWHM)进行平均。在不同的感测电极(例如，在E6、E7等处)处取得的被测量的ECAP的形状参数也可以被平均。

一旦已经测量了ECAP并且确定了其形状参数，ECAP算法124就可以评估这些形状参数以对刺激看起来是同步或不同步的程度进行辨别，并且可以以一个或多个方式自动调整原始刺激程序以尝试并促进不同步性。通过将形状参数与阈值进行比较，例如通过将ECAP的高度H与第一阈值T1进行比较，和/或通过将ECAP的宽度(例如，FWHM)与第二阈值T2进行比较，可以在一个简单示例中确定同步的程度。此外，可以使用其它形状参数，并且在确定同步性时可以考虑多于一个形状参数。如果确定出ECAP过于同步，例如，如果H>T1，和/或如果FWHM<T2，则可以以一个或多个方式来调整原始刺激程序以尝试并促进不同步性。

图9示出了ECAP算法124的操作的示例，并且其许多步骤已经在上面讨论过，但是为了完整性在此进行了回顾。在ECAP算法的操作之前，优选地已经选择对患者有效的原始刺激程序(步骤140)。然而，这不是严格必需的，并且取而代之的是ECAP算法124可以用于确定原始刺激程序，例如，最初在ETS阶段期间似乎提供良好的不同步性的一个原始刺激程序，但其稍后可以被进一步修改。

如上所述，一旦选择了原始刺激程序，ECAP算法124就可以选择一个或多个电极以用作感测电极(S)(步骤142)。然后可以使用原始刺激程序提供刺激(步骤144)，并且在感测电极(S)处测量一个或多个ECAP(步骤146)。如上所注意的，可以测量多个ECAP。针对一个或多个ECAP，可以确定至少一个ECAP形状参数(例如，H、FWHM)(步骤148)，并且如果需要，可以从多个ECAP中进行平均。然后，ECAP算法124可以评估一个或多个形状参数以确定被募集的神经元的点火的同步性的程度(步骤150)，这可以涉及将参数与一个或多个阈值进行比较，如较早所述。

如果刺激看起来提供显著的不同步点火，则ECAP算法124可以返回到步骤144并继续提供刺激程序而无需调整，尽管该过程可以继续监视ECAP并且在将来进行调整(如果需要的话)。如果刺激看起来提供显著的同步点火，则可以调整刺激程序，并且随后关于图10A-15B讨论这样做的方式。一般而言，调整可以涉及调整任何刺激参数，包括哪些电极16将是有效的；这些有效电极是否用作阳极或阴极；刺激脉冲的电流或电压振幅(A)；刺激脉冲的脉冲宽度(PW)；以及刺激脉冲的频率(f)。在调整之后，可以再次测量一个或多个ECAP(步骤146)、确定一个或多个形状参数(步骤148)、并评估(步骤150)以查看是否已经实现了显著的不同步。如果没有，则可以再次调整刺激程序，并重复该过程。

注意的是，在调整刺激之后(步骤152)，可选步骤154可以包括询问患者关于调整感觉如何，诸如调整是否似乎具有减少的副作用诸如感觉异常。如果是这样，则可以在此时停止ECAP算法124(步骤156)，其中将调整设置用于患者的新的刺激程序。或者，可以允许ECAP算法124继续查看是否可以实现甚至更好的治疗结果。

虽然ECAP算法124可以简单地总是在IPG 100或ETS中可操作，但是可能更明智的是使其能够仅在不同时间使用以改进针对给定患者而另外选择的原始刺激程序。可以使用可以与IPG 100或ETS进行通信的任何外部系统(诸如图3的临床医生编程器系统或图2的患者外部控制器50)来实现对ECAP算法124的偶尔使用。虽然未示出，但是这种外部系统可以利用在外部设备上可执行的用户界面程序进行编程，该外部设备被配置为与医疗设备进行通信，该用户界面程序在被执行时被配置为呈现选项以允许外部系统的用户(例如，在其屏幕或显示器上)命令医疗设备实施ECAP算法124，并且还可能禁止使用该算法。

此外，ECAP算法124的至少一些部分或其全部可以在外部系统上操作。例如，外部系统的通信电路可以接收检测到的神经元响应(ECAP)；确定形状参数并针对相对同步性对它们进行评估；确定如何调整原始刺激程序以促进不同步性；并且发送一个或多个控制指令以致使医疗设备相应地调整刺激程序。ECAP算法124结合作为外部系统的临床医生编程系统的使用可以在ETS阶段期间发生，或者甚至在当IPG已经被完全植入之后发生，诸如当患者与临床医生会面以进行检查时发生。

本领域技术人员将理解的是，ECAP算法124和/或任何支持的用户界面程序将包括可以被存储在非暂时性机器可读介质(诸如磁性、光学或固态存储器)上的指令。这些存储器可以在IPG或ETS其本身内(即，与控制电路102相关联地存储)、在外部系统内、或是由外部系统(例如，存储棒或磁盘)是可读取的。这种存储器还可以包括因特网或其它网络服务器(诸如可植入医疗设备制造商的服务器或应用商店服务器，其可以被下载到外部系统)内的那些存储器。

如所注意的，ECAP算法124对原始刺激程序的调整以促进不同步性(步骤152，图9)可以以若干不同方式发生，其中一些方式在图10A至15B中示出。虽然为简单起见单独描述了这些方式，但应该注意的是，任何方式都可以组合使用。

在图10A和10B中示出了第一种方式，其中ECAP算法124可以调整患者的原始刺激程序以实现经改进的不同步性。在该示例中，ECAP算法124将附加的有效电极添加到了刺激程序。特别地，已经将电极(E3)作为附加阳极添加到原始刺激程序(其再次包括在简单示例中作为阳极的E4和作为阴极的E5)。该附加阳极(E3)优选地靠近其它有效电极(E4、E5)以与所需治疗的位置大致一致，但不必如此。在所示的示例中，附加阳极E3的振幅等于阳极E4的振幅减小的量(X)。因此，在该示例中的ECAP算法124对刺激程序的调整不会使用于提供刺激脉冲的能量改变，尽管这不是严格必需的。阳极E4可以保持其原始振幅，其中E3的振幅以其它方式设置。无论如何，注意的是阴极电极E5处的阴极电流可能需要或可能不需要调整来恢复E4和E3处的阳极电流的总和。在该示例中注意的是，附加阳极E3另外地具有与原始有效电极E4和E5相同的定时(脉冲宽度和频率)。

如图10A中所示，并且当与图8A进行比较时，可以看出，添加阳极电极E3改变了在患者的组织中形成的电场95的大小和形状。因此，且在沿着引线的不同长度处，将募集不同的神经元，这通常应该增加所得到的ECAP的不同步性。尽管未示出，但是如先前所解释的，ECAP算法124可以通过在指定的一个或多个感测电极(例如，E9；图8B)处检测所得到的ECAP的形状来验证该调整是否实际上增加了不同步性。(为简单起见，在图10B中未示出在感测电极S处所得到的ECAP)。如果感测到增加的不同步性，希望患者报告良好的治疗结果和较少的感觉异常，则ECAP算法124可以保持运行和根据需要进行将来的调整，或者ECAP算法124可以停止运行并将调整设置为用于患者的新的刺激程序。如果未感测到增加的不同步性，则ECAP算法124可以继续运行以进行其它调整，例如通过挑选其它附加的阳极或阴极，通过改变它们的振幅，或者通过随后讨论的其它手段。

尽管未在图10A和10B中示出，但是认识到的是可以通过ECAP算法124添加又另一个阳极以尝试和增加不同步性，或者也可以添加一个或多个附加的阴极。例如，可以添加E3和/或E6作为附加的阴极。

在图10A和10B的示例中，附加的阳极或阴极电极发出具有与由原始刺激程序指定的定时相同的定时的脉冲。然而，如图11A和11B中所示，这种附加电极也可以以不同的定时发出。在该示例中，ECAP算法124再次添加附加的阳极电极E3以尝试并增加不同步性，但是E3处的脉冲在由电极E4和E5处的原始刺激程序另外提供的脉冲之后发出，使得它们不重叠。注意的是，ECAP算法124同时修改阴极电极E5，以针对附加阳极E3所发出的添加的阳极电流提供返回路径。尽管未示出，但是可以选择不同的阴极电极来补充附加的阳极电极E3。实际上，因为E3处的附加阳极脉冲是不重叠的，所以互补阴极脉冲可以包括任何电极，包括E4，即使E4在原始刺激程序中另外作为阳极操作。此外，尽管看到附加的阳极电极发出具有等于原始刺激程序中使用的脉冲宽度的脉冲，但附加的阳极脉冲宽度(PWa)可以不同。

如图11A中所示，该示例在两个不同时间产生两个电场：在原始脉冲(E4和E5)期间形成的第一场95a，以及由涉及附加阳极(E3和E5)的脉冲形成的第二场95b。因而，不同的电场将募集不同的神经元，并且不同的神经元将在不同的时间点处点火。这将增加不同步性，如通过ECAP算法124可验证的，希望具有良好的治疗效果和减少的副作用。同样，尽管未示出，但ECAP算法124可以选择一个或多个附加阳极或一个或多个附加阴极来尝试和增加不同步性。还可以发出与E3、E4或E5处的脉冲不重叠的另外的其它脉冲，尽管这未示出。

图12A和12B示出了另一种方式，其中ECAP算法124可以通过选择发出不同于图11A和11B的脉冲的附加阳极或阴极电极至少部分地与原始刺激程序的脉冲重叠来尝试增加不同步性。特别地且如所示的，附加阳极E3处的脉冲的第一相位与原始刺激脉冲的第二相位重叠。这不是严格必要的；附加脉冲的第一相位也可以与原始脉冲的第一相位重叠。此外，如图11A和11B中所发生的，附加脉冲的脉冲宽度(PWa)可以再次与原始脉冲的脉冲宽度不同。再次，该策略在不同的时间点处在场95a和95b之间产生不同的电场，从而在不同的时间点处募集不同的神经元并促进不同步性。还可以添加又其它重叠脉冲。

图13A和13B示出了其中附加阳极发出具有与原始刺激脉冲的频率(f1)不同的频率(f2)的脉冲的示例。此外，这将在不同时间处募集神经元，从而促进不同步性。此外，这里也可以使用结合先前示例所讨论的修改(使用其它附加阳极或一个或多个附加阴极，不同脉冲宽度，重叠或非重叠脉冲等)。

如此处所示，通过ECAP算法124促进不同步性可以不涉及对涉及使用附加阳极或阴极的原始刺激程序的调整。取而代之的是，调整可以涉及使用原始有效电极(例如，E4和E5)的调整，并且第一示例在图14A和14B中示出。如图14B中所示，ECAP算法124已经调整了原始脉冲的振幅(A)，以使它们在不同的时间点处不同。特别地，已经将脉冲调整为具有多个不同的振幅，并且在该示例中已经将脉冲分成具有振幅A1和A2的部分。如所示的，A1和A2各自低于和高于原始振幅A相同的量，且因此要求与原始脉冲相同的能量，但再次地这并不是严格必要的。振幅A1的脉冲部分产生第一体积(或强度)的电场95a，而同时振幅A2产生更大的体积(或更大的强度)场95b，其将募集附加的神经元，从而促进神经元点火中的不同步性。

在图15A和15B的示例中，由ECAP算法124提供的调整再次仅涉及原始有效电极E4和E5，但是其中原始刺激脉冲的脉冲宽度从PW调整到PW1。在该示例中，脉冲宽度PW1大约是原始脉冲宽度PW的一半，且因此可以在相同的持续时间内形成两个双相脉冲。虽然这仅仅是示例，但是可以形成超过两个的脉冲，并且通过调整形成的脉冲不需要占用与原始脉冲相同的持续时间。实际上注意的是，该示例中的原始脉冲已被调整为脉冲组(G)，其具有比原始刺激脉冲的频率(f1)高的频率(f2)，以试图增加不同步性。

Claims

1.一种系统，包括：

医疗设备，包括被配置为针对患者组织提供刺激的多个电极；以及

机器可实施的算法，其中所述算法在被执行时被配置为

(a)控制所述医疗设备中的刺激电路以使用所述多个电极中的至少两个有效电极根据刺激程序而发出刺激脉冲，并且在所述多个电极中的至少一个非有效电极处检测对所述刺激脉冲中的至少一个的神经元响应；

(b)确定所述神经元响应的第一参数和第二参数，并且将所述第一参数与第一阈值比较，并将所述第二参数与第二阈值进行比较；

(c)如果所述第一参数高于所述第一阈值且所述第二参数低于所述第二阈值，则控制所述刺激电路使用所述多个电极中的至少两个有效电极来调整所述刺激程序以发出调整后的脉冲，并且在所述至少一个非有效电极处检测对调整后的脉冲中的至少一个的神经元响应，并重复步骤(b)；并且

(d)如果所述第一参数低于所述第一阈值且所述第二参数高于所述第二阈值，则停止调整所述刺激程序。

2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述第一参数包括所述神经元响应的高度，并且其中所述第二参数包括所述神经元响应的宽度。

3.根据权利要求1所述的系统，其中，所述算法存储在所述医疗设备内的非暂时性机器可读介质上，并且其中所述算法被配置为要在所述医疗设备内执行。

4.根据权利要求3所述的系统，还包括：被配置为与所述医疗设备通信的外部系统。

5.根据权利要求4所述的系统，还包括：在所述外部系统上可执行的用户界面程序，其中所述用户界面程序被配置为，呈现允许所述外部系统的用户命令所述医疗设备实施所述医疗设备中的算法的选项。

6.根据权利要求5所述的系统，其中，所述用户界面程序还被配置为允许用户禁止使用在所述医疗设备中的所述算法。

7.根据权利要求4所述的系统，其中，所述算法存储在所述外部系统内的非暂时性机器可读介质上，并且其中所述算法被配置为要在所述外部系统内执行。

8.根据权利要求7所述的系统，其中，所述外部系统还包括通信电路，其被配置为执行以下操作：

接收来自所述医疗设备的第一神经元响应和第二神经元响应，并且

发送一个或多个控制指令以控制所述医疗设备中的刺激电路。

9.根据权利要求8所述的系统，其中，所述外部系统包括用于所述医疗设备的临床医生编程器系统或手持式外部控制器。

10.根据权利要求1所述的系统，其中，所述医疗设备包括可植入脉冲发生器或外部刺激器。

11.一种系统，包括：

机器可实施的算法，其中所述算法在执行时被配置为

(a)在所述多个电极中的至少两个电极处根据刺激程序发出刺激脉冲，并在所述多个电极中的至少一个电极处检测对所述刺激脉冲的第一神经元响应；

(b)确定所述第一神经元响应的形状；

(c)调整所述刺激程序以在所述多个电极中的所述至少两个电极处发出调整后的脉冲，并在所述至少一个电极处检测对调整后的脉冲的第二神经元响应；

(d)确定所述第二神经元响应的形状；并且

(e)通过比较第一形状和第二形状来验证所述第二神经元响应相比所述第一神经元响应更少地同步。

12.根据权利要求11所述的系统，其中所述算法在被执行时还被配置为(f)接收所述调整后的脉冲在所述患者体内产生比所述刺激脉冲更少的感觉异常的指示。

13.根据权利要求11所述的系统，其中，所述算法存储在所述医疗设备内的非暂时性机器可读介质上，并且其中所述算法被配置为要在所述医疗设备内执行。

14.根据权利要求11所述的系统，还包括被配置为与所述医疗设备通信的外部系统。

15.根据权利要求14所述的系统，还包括在所述外部系统上可执行的用户界面程序，其中所述用户界面程序被配置为呈现允许所述外部系统的用户命令所述医疗设备实施所述医疗设备中的算法的选项。

16.根据权利要求15所述的系统，其中，所述用户界面程序还被配置为允许用户禁止使用在所述医疗设备中的所述算法。

17.根据权利要求14所述的系统，其中，所述算法存储在所述外部系统内的非暂时性机器可读介质上，并且其中所述算法被配置为要在所述外部系统内执行。

18.根据权利要求17所述的系统，其中，所述外部系统还包括通信电路，其被配置为执行以下操作：

发送一个或多个控制指令以控制所述医疗设备中的刺激电路发出所述调整后的脉冲。

19.根据权利要求18所述的系统，其中，所述外部系统包括用于所述医疗设备的临床医生编程器系统或手持式外部控制器。

20.根据权利要求11所述的系统，其中，所述医疗设备包括可植入脉冲发生器或外部刺激器。