CN115869537A - 基于模板的电生理信号源确定 - Google Patents

Abstract

公开了用于管理电刺激疗法和/或感测例如脑信号等生理信号的装置、系统和技术。例如，一种系统被配置成：经由多个电极组合接收表示从患者的组织感测到的多个信号的信息，其中所述多个电极组合包括不同电极组合，所述不同电极组合包括安置于植入所述患者体内的引线的不同定位处的电极；从表示所述多个信号的所述信息确定一个或多个特征；并且将所述一个或多个特征与多个模板进行比较，所述多个模板中的每个模板表示信号源在所述组织内的相应位置。然后，所述系统可以基于所述一个或多个特征与所述多个模板的所述比较，确定所述信号源相对于所述引线的所估计位置。

Description

基于模板的电生理信号源确定

技术领域

本公开大体上涉及电刺激和记录。

背景技术

医疗装置可以是外部装置也可以是植入装置，并且可以用于向患者的各种组织部位递送电刺激疗法来治疗各种症状或病症，例如慢性疼痛、震颤、帕金森氏病、其它运动失调症、癫痫、尿或大便失禁、性功能障碍、肥胖或胃轻瘫。一种医疗装置可以经由一根或多根引线递送电刺激疗法，所述引线包含位于与患者的脑、脊髓、骨盆神经、周围神经或胃肠道相关联的目标位置附近的电极。因此，电刺激可以用于不同的治疗应用，例如脑深部刺激(DBS)、脊髓刺激(SCS)、骨盆刺激、胃刺激或周围神经场刺激(PNFS)。

临床医生可以选择数个可编程参数的值，以便定义将由可植入刺激器递送到患者的电刺激疗法。例如，临床医生可以选择递送刺激的一个或多个电极、所选择电极的极性、电压或电流幅度、脉冲宽度和脉冲频率作为刺激参数。一组参数，例如包含电极组合、电极极性、电压或电流幅度、脉冲宽度和脉冲速率的组，在它们定义将被递送到患者的电刺激疗法的意义上可以被称为程序。

发明内容

一般来说，本公开描述与管理电刺激和/或感测生理信号有关的装置、系统和技术。例如，可植入医疗装置(IMD)可以耦合到携带电极阵列的一根或多根引线。IMD可以监测不同电极组合感测到的电信号以确定感兴趣信号源的所估计位置和/或确定用于后续电刺激的一个或多个刺激参数的值。患者病症或症状可能由各种神经活动引起或与各种神经活动相关联，例如患者脑内某些位置处的活动。在一些实例中，可以递送电刺激以影响这些位置从而减轻或消除一种或多种患者症状或病症。

所述系统可以感测来自一根或多根引线的多个不同电极组合的电信号。所述系统可以从这些电信号中提取特征并确定信号源(例如，产生或传播生理信号的目标解剖结构)的所估计位置以接收电刺激。然后所述系统可以处理来自所感测电信号的这些特征，以便确定信号源相对于一根或多根引线的所估计位置。例如，所述系统可以将特征与一个或多个模板进行比较，所述模板描述所感测电信号的特征与信号源相对于一根或多根引线的位置之间的关系。基于这一比较，所述系统可以选择所估计位置并经由用户界面显示所估计位置和/或确定一个或多个刺激参数值，这些刺激参数值定义电刺激以将信号源的所估计位置作为目标。

在一个实例中，一种系统包含处理电路系统，其被配置成：经由多个电极组合接收表示从患者的组织感测到的多个信号的信息，其中所述多个电极组合包括不同电极组合，所述不同电极组合包括安置于植入所述患者体内的引线的不同定位处的电极；从表示所述多个信号的所述信息确定一个或多个特征；将所述一个或多个特征与多个模板进行比较，所述多个模板中的每个模板表示信号源在所述组织内的相应位置；并且基于所述一个或多个特征与所述多个模板的所述比较，确定所述信号源相对于所述引线的所估计位置。

在另一实例中，一种方法包含：由处理电路系统经由多个电极组合接收表示从患者的组织感测到的多个信号的信息，其中所述多个电极组合包括不同电极组合，所述不同电极组合包括安置于植入所述患者体内的引线的不同定位处的电极；由所述处理电路系统从表示所述多个信号的所述信息确定一个或多个特征；由所述处理电路系统将所述一个或多个特征与多个模板进行比较，所述多个模板中的每个模板表示信号源在所述组织内的相应位置；以及由所述处理电路系统基于所述一个或多个特征与所述多个模板的所述比较，确定所述信号源相对于所述引线的所估计位置。

在另一实例中，一种计算机可读存储介质包括指令，所述指令在执行时使处理电路系统：经由多个电极组合接收表示从患者的组织感测到的多个信号的信息，其中所述多个电极组合包括不同电极组合，所述不同电极组合包括安置于植入所述患者体内的引线的不同定位处的电极；从表示所述多个信号的所述信息确定一个或多个特征；将所述一个或多个特征与多个模板进行比较，所述多个模板中的每个模板表示信号源在所述组织内的相应位置；并且基于所述一个或多个特征与所述多个模板的所述比较，确定所述信号源相对于所述引线的所估计位置。

在附图和以下描述中阐述了本公开技术的一个或多个实例的细节。根据描述和附图以及根据权利要求，所述技术的其它特征、目的和优点将是显而易见的。

附图说明

图1是示出根据本公开的技术的实例的包含被配置成向患者递送DBS的可植入医疗装置(IMD)的示例系统的概念图。

图2是根据本公开的技术的实例的用于递送DBS疗法的图1的示例IMD的框图。

图3是根据本公开的技术的实例的用于控制DBS疗法的递送的图1的外部编程器的框图。

图4A和4B是示例引线的概念图，其中相应电极由引线携带。

图5A、5B、5C和5D是在特定纵向位置处围绕引线的周边安置的示例电极的概念图。

图6是示例组织的冠状视图，其中引线相对于组织内的目标位置放置。

图7是示例组织的轴向视图，其中引线相对于组织内的目标位置放置。

图8A、8B、8C和8D是具有从相应电极组合记录的示例初始信息和信号信息的示例引线的概念图。

图9A是相对于引线电极的示例信号源所估计位置的概念图。

图9B是可以基于信号源所估计位置生成的示例电场的概念图。

图10A和10B是示出随距电极组合的距离而变化的示例所感测电压的示例曲线图。

图11A和11B是示出与信号源实际位置进行比较的信号源所估计位置的示例曲线图。

图12是示出用于根据针对不同电极组合的所感测信号和相对于引线的信号源位置生成一个或多个特征的模板的示例技术的流程图。

图13是示出用于确定一个或多个刺激参数的值的示例技术的流程图，这些参数定义可基于信号源相对于引线的所估计位置递送的电刺激。

具体实施方式

本公开描述了用于确定信号源在组织中的所估计位置的各种装置、系统和技术，以及用于在一些实例中选择定义电刺激以在信号源所估计位置处影响神经组织的刺激参数的各种装置、系统和技术。患者可能患有可通过电刺激疗法治疗的一种或多种症状。例如，患者可能患有脑失调，例如帕金森氏病、阿尔茨海默氏病或另一种类型的运动失调症。脑深部刺激(DBS)可能是减少与此类失调症相关联的症状的有效治疗方法。

然而，刺激疗法的功效可能依赖于选择合适的电极和将电场引导到组织的目标区域的其它刺激参数值。对目标区域范围之外的组织和/或参数值过低或过高的组织进行刺激可能会引起不希望的效果和/或降低疗法的功效。另外，引线及其携带的电极可能会在植入后在组织内移动。因此，系统可能受益于标识组织的目标区域相对于引线的存在位置(例如，电极相对于组织的目标区域的定位位置)。另外，如果在确定刺激参数之后引线围绕纵向轴线旋转和/或在组织内纵向移位，则刺激疗法可能不太有效和/或刺激可能会给患者带来不良副作用。另外，如果患者的疾病有进展或随时间推移发生生理变化，则先前的刺激参数可能不再提供有效的疗法来治疗症状或不再引起新的副作用。

如本文所描述，各种装置、系统和技术可以确定信号源在组织中相对于一根或多根引线的所估计位置，经由用户界面显示所估计位置，和/或确定用于递送刺激疗法的一个或多个刺激参数(例如，电极组合和/或电流幅度)的值。引线可以在不同的纵向定位处携带多个电极，并且在一些实例中，在围绕纵向轴线和引线的周边的不同定位处携带多个电极。可植入医疗装置(例如，IMD)可以被配置成监测不同电极组合所感测到的电信号(例如，LFP)。组织内的某些神经元网络或神经元集合可能会引起患者的病症和症状。因此，这些目标组织相对于一根或多根引线的电极位于不同的距离和定向处。为了向患者提供疗法，临床医生或系统可能受益于标识这些目标组织相对于一根或多根引线的位置以便选择适当的刺激参数值，例如电极组合、电流幅度、脉冲宽度、脉冲频率等。

例如，系统(例如，IMD、外部编程器、另一装置或其一些组合)可以监测不同电极组合所感测到的电信号，以确定感兴趣信号源的所估计位置(例如，产生信号源的神经元位置)和/或确定用于后续电刺激的一个或多个刺激参数的值。患者病症或症状可能由各种神经活动引起或与各种神经活动相关联，例如患者脑内某些位置处的活动。所述系统可以感测来自一根或多根引线的多个不同电极组合的电信号。所述系统可以从这些电信号中提取特征(例如，电压幅度、频谱功率、一个或多个频带等)并确定信号源的所估计位置(例如，从其产生或传播生理信号的目标解剖结构)以接收电刺激。然后所述系统可以处理来自所感测电信号的这些特征，以便确定信号源相对于一根或多根引线的所估计位置。例如，所述系统可以将特征与一个或多个模板进行比较，所述模板描述所感测电信号的特征与信号源相对于一根或多根引线的位置之间的关系。所述系统可以通过将特征与存储在存储器中的查找表进行比较和/或求解成本函数来执行这一比较，所述成本函数基于来自电极组合的特征得出所估计位置。例如，基于这一比较，所述系统可以选择表示用于刺激的目标组织的信号源的所估计位置。所述系统可以控制用户界面向患者显示所估计位置。在一些实例中，所述系统可以基于相对于一根或多根引线的所估计位置而确定一个或多个刺激参数值，这些刺激参数值定义电刺激以将信号源的所估计位置作为目标。另外，所述系统可以将此所估计位置与先前标识的所估计位置进行比较以确定引线已在组织内移动，例如随时间推移轴向移动或周向旋转。

例如，所述系统可以确定表示不同电极组合在第一时间(例如，恰好在植入或编程之后)感测到的电信号的初始信息。然后所述系统可以确定信号源的所估计位置以用于使用显示和/或确定刺激参数值。所述系统可以周期性地(例如，每隔一定间隔或响应于指示可能的引线移动的触发事件)确定表示不同电极组合在第一时间之后的第二时间感测到的电信号的其它信号信息。所述系统然后可以确定相对于一根或多根引线的新的所估计位置，所述新的所估计位置可以与先前的所估计位置相同或不同，并且可以视需要调整刺激参数值。在一些实例中，所述系统可以确定电极已相对于组织移动或者疾病已改善或恶化(例如，基于信号源位置移动和/或频率或幅度的信号变化)。

尽管本公开涉及DBS疗法，但本文所描述的系统、装置和技术可以类似地确定相对于植入在脑范围之外的引线和电极的信号源位置，例如植入在用于不同诊断或治疗应用的其它神经或肌肉附近的引线和电极，所述不同诊断或治疗应用例如脊髓刺激(SCS)、骨盆刺激、胃刺激或周围神经场刺激(PNFS)。此外，本文中出于实例目的描述了人类患者，但在其它实例中，类似的系统、装置和技术可以用于其它动物。

图1是示出根据本公开的技术的实例的包含被配置成向患者122递送DBS的可植入医疗装置(IMD)106的示例系统100的概念图。如图1的实例所示，示例系统100包含医疗装置编程器104、可植入医疗装置(IMD)106、引线延伸部110以及具有相应组的电极116、118的引线114A和114B。在图1所示的实例中，引线114A、114B的电极116、118定位成将电刺激递送到脑120内的组织部位，例如患者112的脑120的硬脑膜下的脑深部部位。在一些实例中，将刺激递送到脑120的一个或多个区域，例如丘脑底核、苍白球或丘脑，可能是管理例如帕金森氏病等运动失调症的有效治疗方法。一些或全部电极116、118也可以定位成感测患者112的脑120内的神经脑信号。在一些实例中，一些电极116、118可以被配置成感测神经脑信号，而其它电极116、118可以被配置成向脑120递送自适应电刺激。在其它实例中，所有电极116、118都被配置成既感测神经脑信号又向脑120递送自适应电刺激。

IMD 106包含疗法模块(例如，可以包含处理电路系统、信号生成电路系统或被配置成执行分派给IMD 106的功能的其它电路系统)，所述疗法模块包含刺激生成器，所述刺激生成器被配置成生成电刺激疗法并分别经由引线114A和114B的电极116、118的子集向患者112递送所述电刺激疗法。用于向患者112递送电刺激的电极116、118的子集以及在一些情况下电极116、118的子集的极性，可以被称为刺激电极组合。如下文进一步详细描述，可以针对特定患者112和目标组织部位选择刺激电极组合(例如，基于患者病症或基于检测到的信号源位置进行选择)。电极116、118的群组包含至少一个电极并且可以包含多个电极。在一些实例中，多个电极116和/或118可以具有复杂的电极几何形状，使得引线的两个或更多个电极位于围绕相应引线的周边的不同定位(例如，围绕引线的纵向轴线的不同定位)处。

在一些实例中，在脑120内感测到的神经信号(例如，示例类型的电信号)可以反映脑组织之间的电位差的总和所产生的电流的变化。神经脑信号的实例包含但不限于根据在脑120的一个或多个区域内感测到的局部场电位(LFP)生成的电信号、脑电图(EEG)信号或皮层脑电图(ECoG)信号。这些所感测信号中的任一者可以是由生理神经活动生成的内源信号和/或响应于所递送刺激(例如，所递送的电刺激信号)而生成的诱发信号。

在一些实例中，用于选择刺激电极组合的神经脑信号可以在与用于电刺激的目标组织部位相同的脑120的区域内感测到。如先前所指示，这些组织部位可以包含解剖结构内的组织部位，例如脑120的丘脑、丘脑底核或苍白球，以及其它目标组织部位。可以基于患者病症而选择脑120内的特定目标组织部位和/或区域。因此，由于目标位置的这些差异，在一些实例中，用于递送电刺激的电极可能不同于用于感测神经脑信号的电极。在其它实例中，相同的电极可以用于递送电刺激并感测脑信号。然而，这种配置需要系统在刺激生成和感测电路系统之间切换，并且可能会缩短系统可感测到脑信号的时间。

由IMD 106生成的电刺激可以被配置成管理多种失调症和病症。在一些实例中，IMD 106的刺激生成器被配置成经由所选择刺激电极组合的电极生成电刺激并向患者112递送所述电刺激。然而，在其它实例中，IMD 106的刺激生成器可以被配置成生成并递送连续波信号，例如正弦波或三角波。在任一情况下，IMD 106内的刺激生成器可以根据在疗法中的给定时间选择的疗法程序生成用于DBS的电刺激疗法。在IMD 106以刺激脉冲的形式递送电刺激的实例中，疗法程序可以包含一组疗法参数值(例如，刺激参数)，例如用于向患者112递送刺激的刺激电极组合、脉冲频率、脉冲宽度，以及脉冲的电流或电压幅度。如先前所指示，电极组合可以指示被选择向患者112的组织递送刺激信号的特定电极116、118以及所选择电极的相应极性。IMD 106可以递送旨在有助于治疗效果的电刺激。在一些实例中，IMD106可以另外或替代地递送旨在由其它电极感测到的电刺激和/或引发可以由电极感测到的生理反应，例如诱发复合动作电位(ECAP)。

IMD 106可以植入锁骨上方的皮下囊袋(subcutaneous pocket)内，或者替代地植入颅骨122上或颅骨内或者患者112体内的任何其它合适部位处。通常，IMD 106由抵抗体液腐蚀和降解的生物相容性材料制成。IMD 106可以包括密封外壳，以基本上包围例如处理器、疗法模块和存储器等组件。

如图1所示，所植入的引线延伸部110经由连接器108(也被称为连接器块或IMD106的头部)耦合到IMD 106。在图1的实例中，引线延伸部110从IMD 106的植入部位穿过并沿着患者112的颈部到达患者112的颅骨122以进入脑120。在图1的实例中，将引线114A和114B(统称为“引线114”)分别植入患者112的右半脑和左半脑内，以便将电刺激递送到脑120的一个或多个区域，所述区域可以基于疗法系统100控制的患者病症或失调症进行选择。然而，可以例如根据所标识的患者行为和/或其它所感测的患者参数来选择特定的目标组织部位和用于向目标组织部位递送刺激的刺激电极。设想了其它引线114和IMD 106植入部位。例如，在一些实例中，可以将IMD 106植入颅骨122上或颅骨内。或者，可以将引线114植入同一半脑内，或可以将IMD 106耦合到植入在单个半脑内的单根引线。尽管引线114可以在不同纵向定位具有环形电极，如图1所示，引线114也可以具有安置在围绕引线周边的不同定位(例如，圆柱形引线的不同周向定位)处的电极，如图4A和4B的实例所示。

引线114示出了示例引线组，其包含携带安置在不同轴向定位(或纵向定位)处的环形电极的轴向引线。在其它实例中，引线可以被称为“桨式”引线，其在引线结构的一侧携带平面电极阵列。另外，如本文所描述，可以使用复杂的引线阵列几何形状，其中电极安置在不同的相应纵向定位和围绕引线周边的不同定位处。如本文所描述，IMD 106可以被配置成在监测不同电极在不同时间之间感测到的电信号时检测引线相对于组织的移动。

尽管引线114在图1中示出为耦合到公共引线延伸部110，但在其它实例中，引线114可以经由单独的引线延伸部耦合到IMD 106或直接耦合到连接器108。引线114可以定位成将电刺激递送到脑120内的一个或多个目标组织部位，以管理与患者112的运动失调症相关联的患者症状。可以通过颅骨122中的相应孔植入引线114以将电极116、118定位在脑120的期望位置。引线114可以放置在脑120内的任何位置，使得电极116、118能够在治疗期间向脑120内的目标组织部位提供电刺激。例如，电极116、118可以经由患者112的颅骨122中的钻孔以手术方式植入脑120的硬脑膜下或植入脑120的大脑皮层内，并且经由一根或多根引线114电耦合到IMD 106。

在图1所示的实例中，引线114的电极116、118示出为环形电极。环形电极可以用于DBS应用，这是因为它们编程起来相对简单，并且能够将电场递送到与电极116、118相邻的任何组织。在其它实例中，电极116、118可以具有不同配置。例如，在一些实例中，引线114的电极116、118中的至少一些可以具有能够产生成形电场的复杂电极阵列几何形状。复杂电极阵列几何结构可以包含围绕每根引线114的外周边的多个电极(例如，部分环形的或分段式电极)，而不是一个环形电极，例如图4A和4B所示。以此方式，可以将电刺激从引线114引导到特定方向上，以增强疗法功效并减少由于刺激大量组织而可能的不利副作用。在一些实例中，IMD 106的外壳可以包含一个或多个刺激和/或感测电极。在替代性实例中，引线114可以具有不同于如图1所示的细长圆柱形的形状。例如，引线114可以是桨式引线、球形引线、可弯曲引线或者有效治疗患者112和/或最小化引线114的侵入性的任何其它类型的形状。

在图1所示的实例中，IMD 106包含用以存储多个疗法程序的存储器，每个疗法程序定义一组疗法参数值。在一些实例中，IMD 106可以基于例如所感测的患者参数和所标识的患者行为等各种参数从存储器中选择疗法程序。IMD 106可以基于所选择的疗法程序生成电刺激，以管理与运动失调症相关联的患者症状。

外部编程器104根据需要与IMD 106以无线方式通信，以提供或检索疗法信息。编程器104是用户(例如，临床医生和/或患者112)可以用来与IMD 106通信的外部计算装置。例如，编程器104可以是临床医生编程器，临床医生使用它与IMD 106通信并为IMD 106编程一个或多个疗法程序。替代地，编程器104可以是允许患者112选择程序和/或查看和修改疗法参数的患者编程器。临床医生编程器可以包含比患者编程器更多的编程特征。换句话说，更复杂或敏感的任务可能仅临床医生编程器才允许，以防止未经训练的患者对IMD 106进行不期望的改变。响应于检测到引线114中的一者已相对于组织移动，IMD 106还可以向编程器104传输通知以递送给用户。编程器104可以为用户输入新的编程会话以选择用于后续疗法的新刺激参数。外部编程器104可以显示目标组织位置的所估计位置和/或用于递送影响目标组织位置的电刺激的所建议刺激参数值。

当编程器104被配置成供临床医生使用时，编程器104可以用于向IMD 106传输初始编程信息。此初始信息可以包含硬件信息，例如引线114的类型和电极布置、引线114在脑120内的定位、电极阵列116、118的配置、定义疗法参数值的初始程序，以及临床医生希望编程到IMD 106中的任何其它信息。编程器104还能够完成功能测试(例如，测量引线114的电极116、118的阻抗)。在一些实例中，编程器104可以接收所感测信号或代表性信息，并执行与分派给本文中的IMD 106相同的技术和功能。在其它实例中，远程服务器(例如，独立服务器或云服务的一部分)可以执行分派给IMD 106、编程器104或本文所描述的任何其它装置的功能。

临床医生还可以借助于编程器104将疗法程序存储在IMD 106中。在编程会话期间，临床医生可以确定一种或多种疗法程序，其可为患者112提供有效疗法以解决与患者病症相关联的症状，并且在一些情况下特定于一种或多种不同的患者状态，例如睡眠状态、运动状态或静止状态。例如，临床医生可以选择一个或多个刺激电极组合，可通过所述刺激电极组合将刺激递送到脑120。在编程会话期间，临床医生可以基于患者112提供的反馈或基于患者112的一个或多个生理参数(例如，肌肉活动、肌肉紧张、肌肉僵硬、肌肉震颤等)来评估所评估的特定程序的功效。替代地，从视频信息中标识出的患者行为可以用作初始和后续编程会话期间的反馈。编程器104可以通过提供用于标识可能有益的疗法参数值的方法系统来辅助临床医生创建/标识疗法程序。

编程器104还可以被配置成供患者112使用。当被配置为患者编程器时，编程器104可能具有有限的功能性(与临床医生编程器相比)，以防止患者112改变IMD 106的关键功能或可能对患者112不利的应用。以此方式，编程器104可以仅允许患者112调整某些疗法参数的值或设置特定疗法参数的值的可用范围。

编程器104还可以在递送疗法时，在患者输入触发了疗法改变时或在编程器104或IMD106内的电源需要更换或再充电时，向患者112提供指示。例如，编程器112可以包含警报LED，可以经由编程器显示器向患者112闪烁消息，生成可听见的声音或体感提示，以确认接收到患者输入，例如指示患者状态或手动修改疗法参数。

可以实施疗法系统100以在几个月或几年的过程中向患者112提供慢性刺激疗法。然而，系统100还可以在完全植入之前在试用的基础上用于评估疗法。如果临时实施，则系统100的某些组件可能未植入患者112内。例如，患者112可以装配有外部医疗装置，例如试验刺激器，而不是IMD 106。外部医疗装置可以经由经皮延伸部耦合到经皮引线或所植入引线。如果试验刺激器指示DBS系统100向患者112提供有效的治疗，则临床医生可以将慢性刺激器植入患者112内以进行相对长期的治疗。

尽管IMD 106被描述为向脑120递送电刺激疗法，但在其它实例中，IMD 106可以被配置成将电刺激引导到患者112的其它解剖区域。在其它实例中，系统100可以包含可植入药物泵，以作为IMD 106的补充或代替所述IMD。另外，IMD可以提供例如脊髓刺激等其它电刺激来治疗运动失调症。

根据本公开的技术，系统100可以最初在植入时和/或随时间周期性地使用引线114中的一者或两者上的电极来感测来自多个电极组合的电信号。系统100然后可以确定所感测电信号的一个或多个特征并且基于一个或多个特征确定信号源的所估计位置。例如，系统100可以将所感测信号的一个或多个特征与存储在存储器中的多个模板进行比较。每个模板可以定义来自一个或多个电极组合的所感测信号的一个或多个特征与信号源相对于一个或多个电极组合的位置(例如，信号源相对于引线的位置，所述引线携带电极组合的电极)之间的关系。系统100可以从建模数据、罐数据(例如，放置在实验罐条件中的引线)或来自其他患者的数据(例如，经由可能经历机器学习的先前数据，机器学习将所述先前数据用作训练数据)生成或以其它方式获得这些模板。系统100然后可以基于所感测信号和模板显示信号源的所估计位置的表示，和/或确定用于后续刺激疗法的刺激参数值以调节信号源的目标组织的活动。

系统100(例如，IMD 106)还可以包含处理电路系统，其被配置成接收指示在一个或多个时间从多个电极组合感测到的电信号的信号信息。处理电路系统或感测电路系统可以基于感测电路系统感测每个电极组合的电位差来生成信号信息。IMD 106然后可以基于信号信息和模板而确定信号源的新的所估计位置和/或对刺激参数值的调整。在一些实例中，响应于确定所估计位置已改变，系统100可以确定引线已相对于组织轴向旋转或移动。为了标识这种情况，系统100可以感测来自电极组合的电信号，并且响应于检测到可指示引线移动的触发事件(例如，刺激疗法功效的改变、副作用的改变或者任何其它所感测数据或用户反馈)而重新确定信号源的所估计位置。系统100可以响应于检测到所估计位置已相对于引线改变，输出引线已相对于组织移动的指示。

响应于IMD 106和/或编程器104确定引线已移动，IMD 106可以执行动作。例如，IMD106可以控制显示器向用户呈现引线已相对于组织旋转的指示，这可能显示或更多地未显示新的所估计位置，以及在一些实例中旧的所估计位置。控制显示器可以涉及向外部编程器104传输警报，所述外部编程器又在编程器104的显示器上呈现警报。在一些实例中，IMD 106可以向用户传输请求以更新定义电刺激的刺激参数值，这是因为信号源的新的所估计位置可能会引起对患者的不足疗法和/或引起不期望的副作用。以此方式，编程器104可以接收更新后的刺激参数值(例如，用于刺激和/或记录的不同电极组合)并将更新后的刺激参数传输回IMD 106。IMD 106然后可以生成或接收定义电刺激的更新后的刺激参数，并且控制IMD 106的刺激电路系统以根据更新后的刺激参数递送电刺激。在一些实例中，IMD 106或编程器104可以检查预编程的群组或其它参数组对于信号源的新的所估计位置是否保持安全或有效。在一些实例中，IMD 106和/或编程器104可以确认可用参数范围对于新的所估计位置是安全或适当的，或者在移动的引线不再与相对于引线的新的所估计位置兼容时提醒用户。例如，IMD106和/或编程器104可以直接或经由云连接平台通知用户。替代地，IMD 106和/或编程器104可以响应于改变的电极位置(例如，由于旋转和/或移位)来调整可用参数值范围。

示出图1所示的系统100的架构作为实例。本公开中阐述的技术可以在图1的示例系统100以及本文中未具体描述的其它类型的系统中实施。本公开中的任何内容都不应当被解释为将本公开的技术限于图1所示的示例架构。

图2是用于递送DBS疗法的图1的示例IMD 106的框图。在图2所示的实例中，IMD106包含处理电路系统210、存储器211、刺激生成器202、感测模块204、开关模块206、遥测模块208、传感器212和电源220。这些模块中的每一者可以是或包含被配置成执行分派给每个相应模块的功能的电路系统。例如，处理电路系统210可以包含处理电路系统，开关模块206可以包含开关电路系统，感测模块204可以包含感测电路系统，并且遥测模块208可以包含遥测电路系统。对于多个电流源和电流槽配置，开关模块204可能不是必需的。存储器211可以包含任何易失性或非易失性介质，例如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、快闪存储器等。存储器211可以存储计算机可读指令，所述计算机可读指令在由处理电路系统210执行时使得IMD 106执行各种功能。存储器211可以是存储装置或其它非暂时性介质。

在图2所示的实例中，存储器211存储疗法程序214，其包含定义疗法的相应刺激参数组。每个所存储的疗法程序214都定义特定的电刺激参数组(例如，疗法参数组)，例如刺激电极组合、电极极性、电流或电压幅度、脉冲宽度和脉冲速率。在一些实例中，可以将各个疗法程序存储为疗法群组，所述疗法群组定义可用以生成刺激的一组疗法程序。疗法群组的疗法程序所定义的刺激信号可以在重叠或不重叠(例如，时间交错)的基础上一起递送。

存储器211还可以包含模板216，其定义信号源相对于一根或多根引线114的一个或多个位置与来自一个或多个电极组合的所感测信号的一个或多个特征之间的关系，所述一个或多个电极组合具有一根或多根引线114携带的电极。在一些实例中，处理电路系统210可以从先前数据生成或以其它方式获得模板216。可以从所感测信号的建模、实验罐数据或从其他患者获得的信息生成先前数据。存储器211还可以包含参数选择指令217和通知指令218。参数选择指令217可以包含控制处理电路系统210选择不同的刺激参数值的指令，所述刺激参数值例如电极组合、幅度、脉冲频率或用于补偿引线移动的其它参数值。参数选择指令217可以包含供处理电路系统210基于信号源的所估计位置选择参数值的指令，所述所估计位置是通过将所感测信号与模板216中的一者或多者进行比较而确定的。通知指令218可以定义控制处理电路系统210的动作的指令，例如向编程器104等外部装置传输指示已检测到信号源的新位置(例如，引线已移动或病症已改变)或已确定新参数值的警报或其它通知。在一些实例中，通知指令218还可以定义处理电路系统210与警报一起传输的额外信息，例如引线移动的方向的指示、在引线移动后建议的最接近目标组织的电极组合，或可辅助用户选择新刺激参数的任何其它信息。

在一些实例中，感测和刺激电极组合可以包含电极116、118的相同子集、用作电极的IMD106的外壳，或者可以包含这些电极的不同子集或组合。因此，存储器211可以存储多个感测电极组合，并且对于每个感测电极组合，存储标识与相应感测电极组合相关联的刺激电极组合的信息。感测与刺激电极组合之间的关联可以例如由临床医生确定或由处理电路系统210自动确定。在一些实例中，对应的感测和刺激电极组合可以包括相同电极中的一些或全部电极。然而，在其它实例中，对应的感测和刺激电极组合中的一些或全部电极可以是不同的。例如，刺激电极组合可以包含比对应的感测电极组合更多的电极，以便增强刺激疗法的功效。在一些实例中，如上文所论述，可以经由刺激电极组合将刺激递送到与最接近对应的感测电极组合的组织部位不同但在脑120的相同区域(例如，丘脑)内的组织部位，以便缓解与感测电极组合相关联的组织部位内的任何不规律振荡或其它不规律脑活动。在其它实例中，递送刺激的电极可以由植入脑的不同区域中的引线携带，而不是由携带感测电极的不同引线携带。

刺激生成器202在处理电路系统210的控制下生成刺激信号，以用于经由电极116、118的所选择组合递送给患者112。被认为在DBS中有效管理患者的运动失调症的电刺激参数的示例范围包含：

1.脉冲速率，即频率：介于大致0.1赫兹与大致500赫兹之间，例如介于大致0.1至10赫兹之间，大致40至185赫兹(或例如大致140赫兹)之间。

2.在受电压控制的系统的情况下，电压幅度：介于大致0.1伏和大致50伏之间，例如介于大致2伏和大致3伏之间。

3.在受电流控制的系统的替代情况下，电流幅度：介于大致0.2毫安至大致100毫安之间，例如介于大致1.3毫安和大致2.0毫安之间。

4.脉冲宽度：介于大致10微秒和大致5000微秒之间，例如介于大致100微秒和大致1000微秒之间，或介于大致180微秒和大致450微秒之间。

因此，在一些实例中，刺激生成器202根据上述电刺激参数生成电刺激信号。疗法参数值的其它范围也可能是有用的，并且可以取决于患者112体内的目标刺激部位。尽管描述了刺激脉冲，但是刺激信号可以具有任何形式，例如连续时间信号(例如，正弦波)等。被配置成引发ECAP的刺激信号或其它诱发生理信号可以与上述参数值范围类似或不同。

处理电路系统210可以包含固定功能处理电路系统和/或可编程处理电路系统，并且可以包括例如微处理器、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)、离散逻辑电路系统或被配置成提供分派给本文中的处理电路系统210的可体现为固件、硬件、软件或其任何组合的功能的任何其它处理电路系统中的任何一者或多者。处理电路系统210可以根据存储在存储器211中的疗法程序214控制刺激生成器202以应用一个或多个程序所指定的特定刺激参数值，例如电压幅度或电流幅度、脉冲宽度或脉冲速率。

在图2所示的实例中，电极116的组包含电极116A、116B、116C和116D，并且电极118的组包含电极118A、118B、118C和118D。处理电路系统210还控制开关模块206以将刺激生成器202所生成的刺激信号施加到电极116、118的所选择组合。具体地说，开关模块204可以将刺激信号耦合到引线114内的所选择导体，其继而跨所选择电极116、118递送刺激信号。开关模块206可以是开关阵列、开关矩阵、多路复用器或任何其它类型的开关模块，其被配置成选择性地将刺激能量耦合到所选择电极116、118并且用所选择电极116、118选择性地感测神经脑信号。因此，刺激生成器202经由开关模块206和引线114内的导体耦合到电极116、118。然而，在一些实例中，IMD 106不包含开关模块206。

刺激生成器202可以是单通道或多通道刺激生成器。具体地说，刺激生成器202能够在给定时间经由单个电极组合递送单个刺激脉冲、多个刺激脉冲或连续信号，或在给定时间经由多个电极组合递送多个刺激脉冲。然而，在一些实例中，刺激生成器202和开关模块206可以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206可以用于在不同时间跨不同电极组合对刺激生成器202的输出进行时分，以将刺激能量的多个程序或通道递送给患者112。替代地，刺激生成器202可以包括耦合到相应电极以驱动所述电极作为阴极或阳极的多个电压或电流源和电压或电流槽。在此实例中，IMD 106可能不需要开关模块206的功能性来经由不同电极对刺激进行时间交错的多路复用。

相应引线114上的电极116、118可以由各种不同的设计构成。例如，引线114中的一者或两者可以包含处于沿着引线长度的每个纵向位置处的两个或更多个电极，例如在位置A、B、C和D中的每个位置处于围绕引线周边的不同周边位置处的多个电极。在一个实例中，电极可以经由相应导线电耦合到开关模块206，所述导线在引线的外壳内伸直或卷绕且延伸到引线近端处的连接器。在另一实例中，引线的每个电极可以是沉积在薄膜上的电极。薄膜可以包含用于每个电极的导电迹线，所述导电迹线沿着薄膜的长度延伸到近端连接器。然后可以围绕内部构件缠绕薄膜(例如，以螺旋方式缠绕)以形成引线114。这些和其它构造可以用于形成具有复杂电极几何形状的引线。

尽管在图2中感测模块204与刺激生成器202和处理电路系统210一起并入到共用外壳中，但在其它实例中，感测模块204可以处于与IMD 106分离的外壳中，并且可以经由有线或无线通信技术与处理电路系统210通信。示例神经脑信号包含但不限于由脑28的一个或多个区域内的局部场电位(LFP)生成的信号。EEG和ECoG信号是可以在脑120内测得的其它类型的电信号的实例。代替LFP或作为LFP的补充，IMD 106可以被配置成检测单单元活动和/或多单元活动的模式。IMD 106可以高于1,000Hz的速率以及在一些实例中介于6,000Hz至40,000Hz的频率范围内的速率对此活动进行取样。IMD 106可以标识单个单元的波形和/或单元调制的包络，它们可以是用于区分或排列电极的特征。在一些实例中，此技术可以包含到包络或到从相同或不同电极感测到的LFP中的特定频带的相位-幅度耦合。

传感器212可以包含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212可以包含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它类型的传感器。传感器212可以输出可以用作反馈以控制疗法的递送的患者参数值。IMD106可以包含位于IMD 106的外壳内和/或经由引线114或其它引线中的一者耦合的额外传感器。另外，例如，IMD 106可以经由遥测模块208从远程传感器以无线方式接收传感器信号。在一些实例中，这些远程传感器中的一者或多者可以位于患者体外(例如，携带在皮肤的外表面上，附着在衣物上或以其它方式定位在患者体外)。例如，IMD 106可以从这些一个或多个额外传感器确定患者的脑状态并且感测用于确定在较低波动或较低噪声的脑状态期间的电极移动的信号以改进信号检测。在其它实例中，IMD 106可以采用惯性传感器来确定患者何时处于静止状态(例如，躺下和/或睡觉)并感测用于确定静止时间期间的引线移动的信号，以减少所感测信号中的噪声或其它运动伪影。在一些实例中，IMD 106可以感测用于响应于接收到患者已接收给药或患者已进行医生预约的指示而确定引线移动的信号。

遥测模块208在处理电路系统210的控制下支持IMD 106与外部编程器104或另一计算装置之间的无线通信。作为对程序的更新，IMD 106的处理电路系统210可以经由遥测模块208从编程器104接收各种刺激参数(例如，幅度和电极组合)的值。对疗法程序的更新可以存储在存储器211的疗法程序214部分内。另外，处理电路系统210可以控制遥测模块208向编程器104传输指示引线相对于组织移动的警报或其它信息。IMD 106中的遥测模块208以及本文所描述的其它装置和系统(例如，编程器104)中的遥测模块可以通过射频(RF)通信技术来完成通信。另外，遥测模块208可以经由IMD 106与编程器104的近端感应相互作用与外部医疗装置编程器104通信。因此，遥测模块208可以按连续基础、按周期性间隔或按来自IMD 106或编程器104的请求将信息发送到外部编程器104。

电源220向IMD 106的各种组件递送操作功率。电源220可以包含小的可再充电或不可再充电的电池和功率生成电路以产生操作功率。可以通过外部充电器与IMD 220内的感应充电线圈之间的近端感应相互作用来实现再充电。在一些实例中，功率需求可足够小以允许IMD220利用患者运动并实施动能清除装置来对可再充电电池进行涓流充电。在其它实例中，传统电池可供使用的时间有限。

根据本公开的技术，IMD 106的处理电路系统210通过沿着引线114(以及任选地开关模块206)插入的电极116、118向患者112递送电刺激疗法。DBS疗法由一个或多个疗法程序214定义，所述程序具有存储在存储器211内的一个或多个参数。例如，一个或多个参数包含电流幅度(用于受电流控制的系统)或电压幅度(用于受电压控制的系统)、脉冲速率或频率、以及脉冲宽度或每周期的脉冲数量。在根据“突发”脉冲或由“接通时间”和“关断时间”定义的一系列电脉冲来递送电刺激的实例中，一个或多个参数可以进一步定义每次突发的脉冲数、接通时间和关断时间中的一者或多者。

当引线纵向旋转或移动时，不同电极组合可以最佳地定位成刺激生成指示患者症状或患者副作用的神经信号的组织(例如，可能是所感测信号的信号源的目标区域)。因此，如本文所描述，处理电路系统210(或者IMD 106或编程器104等不同装置的不同处理器)可以被配置成确定信号源的所估计位置以便促进选择合适的刺激参数值，所述刺激参数值定义电刺激以减轻或消除患者症状且/或减轻或预防患者副作用。处理电路系统210可以被配置成接收表示经由多个电极组合(例如，包含电极116和/或118中的两者或更多者的电极组合)从患者的组织感测到的多个信号的信息。通常，多个电极组合包括不同电极组合，所述不同电极组合包括安置于植入患者体内的引线的不同定位处的电极。处理电路系统210可以从表示多个信号的信息确定一个或多个特征，接着将一个或多个特征与多个模板进行比较。多个模板中的每个模板可以表示信号源在组织内的相应位置。处理电路系统210然后可以基于一个或多个特征与多个模板的比较而确定信号源相对于引线的所估计位置。

在一些实例中，多个电极组合包含至少一个电极组合，所述电极组合包括安置于围绕引线周边的不同定位处的电极。在一些实例中，至少一个电极组合包含沿着植入患者体内的引线的纵向轴线安置于不同定位处的电极。以此方式，多个电极组合可以包含：其中每个电极组合具有位于围绕引线周边的不同定位处的电极的电极组合；其中每个电极组合具有位于沿着引线的纵向轴线的不同定位处的电极的电极组合；或这样的电极组合，其既包含具有位于围绕引线周边的不同定位处的电极的电极组合又包含具有位于沿着引线的纵向轴线的不同定位处的电极的电极组合。

从所感测电信号确定的一个或多个特征可以包含或表示所感测电信号的不同特性。所感测电信号的示例特征可以包含电压、阻抗、频谱功率、一个或多个频率、一个或多个频带、或所感测信号的任何其它特性。以此方式，一个或多个特征可以是时域、频域或与标识所感测信号相关的任何其它信号域中的特征。例如，处理电路系统210可以被配置成通过至少确定用于多个电极组合中的每个电极组合的所感测电压来确定一个或多个特征。在一些实例中，处理电路系统210可以被配置成通过至少确定来自多个电极组合中的相应电极组合的多个信号中的每个信号的功率、频带、时域特征和/或频域特征中的至少一者来确定一个或多个特征。

处理电路系统210可以为每个电极组合存储这些一个或多个特征，以用于与信号源的所估计位置的模板进行比较。在一个实例中，处理电路系统210可以被配置成将每个电极组合的所感测电压与多个模板的模板电压进行比较。来自不同电极组合的不同电压可以指示信号源相对于引线的特定位置。例如，处理电路系统210可以通过至少从多个模板中的一个模板中选择所估计位置来确定所估计位置，所述模板相比于多个模板中的任何其它模板包括更接近所感测电压的模板电压。在一些实例中，查找表包含多个模板，并且每个模板包含用于对应于多个位置中的相应位置的多个电极组合中的至少一些的模板电压。在一些实例中，每个模板可以包含来自针对模板所标识的每个可能位置的电极组合的不同类型的特征。例如，每个模板可以指定不同特征与信号源相对于引线的对应位置之间的关系。模板可以指定两个或更多个电极组合的电压、不同电极组合之间的差分电压、电极组合的频谱功率或任何其它特征。这些特征可能在幅度上是绝对的，也可能跨所有电极组合归一化以与变化幅度的信号源相关。在一些实例中，处理电路系统210可以包含基于已知特征变量标识所估计位置的成本函数或比较函数。

在其它实例中，处理电路系统210可以采用一种或多种机器学习技术来确定信号源相对于引线的所估计位置。例如，可以使用从电信号的计算模型、实验罐数据或从其他患者和已知信号源位置获得的信号生成的训练数据来训练机器学习算法。一旦经过训练，处理电路系统210就可以将经训练的机器学习算法应用于来自多个电极组合的所感测信号以输出所估计位置。示例机器学习算法可以包含分类方法、回归方法、无监督方法(例如，用于与位置或所期望结果关联的聚类观察)或任何其它类型的机器学习算法。

处理电路系统210可以被配置成控制用户界面显示信号源相对于解剖结构的表示和引线的表示的所估计位置。例如，处理电路系统210可以将所估计位置和/或其它数据传输到编程器104，以供经由用户界面显示给用户。在一些实例中，处理电路系统210可以被配置成接收用户对一个或多个刺激参数的值的选择，所述刺激参数至少部分地定义可基于所估计位置递送给患者的电刺激。例如，用户界面可以结合一个或多个字段来呈现信号源的所估计位置的视觉指示，所述字段被配置成接受关于相应刺激参数值的用户输入。

处理电路系统210或其它装置可以生成模板216和/或定义电极组合所感测到的电信号的特征与信号源的可能位置之间的关系的任何等式或函数。例如，处理电路系统210可以从分布在引线周围的位置的数学模型、实验数据或从不同于所述患者的先前患者收集到的数据中的至少一者生成多个模板，并将多个模板存储在存储器中。在一些实例中，电极组合所感测到的信号是内源生理信号。在其它实例中，可以通过所递送的电刺激或其它类型的刺激诱发所感测信号。以此方式，处理电路系统210可以诱发所感测信号以便激活信号源并标识位置。在一些实例中，处理电路系统210可以基于在递送刺激之前感测到的信号与在递送刺激之后感测到的信号之间的差异来确定所感测电特征的特征。以此方式，内源信号可以是可以突出由于刺激而引起的组织变化的背景信号。可以类似地生成模板以反映这种差分信号方法，以便用于标识不同电极组合所感测到的诱发信号的信号源。

图3是根据本公开的技术的实例的用于控制DBS疗法的递送的图1的外部编程器104的框图。尽管编程器104通常可以被描述为手持式装置，但编程器104可以是较大的便携式装置或更固定的装置。在一些实例中，编程器104可以被称为平板计算装置。另外，在其它实例中，编程器104可以被包含作为床侧监测器、外部充电装置的一部分，或者包含外部充电装置的功能性。如图3所示，编程器104可以包含处理电路系统310、存储器311、用户界面302、遥测模块308和电源320。贯穿本公开，存储器311可以存储指令，所述指令在由处理电路系统310执行时使处理电路系统310和外部编程器104提供归于外部编程器104的功能性。这些组件或模块中的每一者都可以包含被配置成执行本文所述的一些或全部功能性的电路系统。例如，处理电路系统310可以包含被配置成执行相对于处理电路系统310论述的过程的处理电路系统。

通常，编程器104包括：单独的或与软件和/或固件组合的任何合适的硬件布置，以执行分派给编程器104以及编程器104的处理电路系统310、用户界面302和遥测模块308的技术。在各种实例中，编程器104可以包含一个或多个处理器，其可以包含固定功能处理电路系统和/或可编程处理电路系统，如由例如一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA或任何其它等效集成或离散逻辑电路系统以及此类组件的任何组合形成。在各种实例中，编程器104还可以包含存储器311，例如RAM、ROM、PROM、EPROM、EEPROM、快闪存储器、硬盘、CD-ROM，其包括用于使一个或多个处理器执行分派给它们的动作的可执行指令。此外，尽管将处理电路系统310和遥测模块308描述为分开的模块，但在一些实例中，处理电路系统310和遥测模块308可能是在功能上彼此集成的。在一些实例中，处理电路系统310和遥测模块308对应于单独的硬件单元，例如ASIC、DSP、FPGA或其它硬件单元。

贯穿本公开，存储器311(例如，存储装置)可以存储指令，所述指令在由处理电路系统310执行时使处理电路系统310和编程器104提供归于编程器104的功能性。例如，存储器311可以包含：使处理电路系统310从存储器获得参数集、选择空间电极移动模式、提供建议或以其它方式促进参数值选择的界面，或接收用户输入并将对应命令发送到IMD 106的指令；或用于任何其它功能性的指令。另外，存储器311可以包含多个程序，其中每个程序包含定义刺激疗法的参数集。

用户界面302可以包含按钮或小键盘、灯、用于语音命令的扬声器、显示器(例如，液晶(LCD)、发光二极管(LED)或有机发光二极管(OLED))。在一些实例中，显示器可以是触摸屏。用户界面302可以被配置成显示与刺激疗法的递送、所标识患者行为、信号源的所估计位置、所建议刺激参数值、所检测引线移动、所感测患者参数值、患者行为标准或任何其它此类信息有关的任何信息。用户界面302还可以经由用户界面302接收用户输入。输入可以是例如按下小键盘上的按钮或从触摸屏选择图标的形式。

遥测模块308可以在处理电路系统310的控制下支持IMD 106与编程器104之间的无线通信。遥测模块308还可以被配置成经由无线通信技术与另一计算装置通信，或者通过有线连接进行直接通信。在一些实例中，遥测模块308经由RF或近端感应介质提供无线通信。在一些实例中，遥测模块308包含天线，其可以采用多种形式，例如内部或外部天线。在一些实例中，IMD 106和/或编程器104可以经由一个或多个云服务与远程服务器通信，以便在诊所和/或编程器之间递送和/或接收信息。

可以用来促进编程器104与IMD 106之间的通信的本地无线通信技术的实例包含根据802.11或蓝牙规范集或其它标准或专有遥测协议的RF通信。以此方式，其它外部装置能够与编程器104通信而无需建立安全的无线连接。如本文所描述，遥测模块308可以被配置成将空间电极移动模式或其它刺激参数值传输到IMD 106以用于刺激疗法的递送。

根据本公开的技术，在一些实例中，外部编程器104的处理电路系统310可以基于如本文所描述的所感测电信号和模板而确定信号源的所估计位置。编程器104还可以基于信号源的所估计位置而确定刺激参数值。在一个实例中，外部编程器104的处理器311经由遥测模块308向IMD 106发出命令，使得IMD 106经由电极116、118经由引线114递送电刺激疗法。

图4A和4B分别是示例引线400和410的概念图，其中引线携带相应的电极。如图4A和4B所示，引线400和410是图1所示的引线114的实施例。如图4A所示，引线400包含安装在引线外壳402的各种长度处的四个电极层级404(包含层级404A-404D)。引线400通过颅骨122插入到脑18内的目标定位。

将引线400植入脑120内由临床医生确定为靠近待刺激的解剖区域的位置。电极层级404A、404B、404C和404D沿着引线外壳30的轴向长度在不同的轴向定位处等距间隔开。每个电极层级404可以具有一个、两个、三个或更多个电极，这些电极位于围绕引线外壳402的圆周(例如，围绕周边)的不同角定位处。如图4A所示，电极层级404A和404D包含单个相应的环形电极，并且电极层级404B和404C各自包含位于不同周向定位处的三个电极。参考从引线400的近端到远端的电极数目，这一电极模式可以被称为1-3-3-1引线。一个周向位置的电极可以排列在平行于引线400的纵向轴线的轴线上。替代地，不同电极层级的电极可以围绕引线外壳402的圆周交错排列。此外，引线400或410可以包含围绕每根引线的圆周或周边的不对称电极位置，或相同层级的具有不同大小的电极。这些电极可以包含半圆形电极，其可能或可能不在电极层级之间在周向上对准。

引线外壳402可以包含沿着引线外壳的外侧的不透射线条或其它一个或多个不透射线标记(未示出)。不透射线条对应于某一周向位置，所述位置允许引线400在植入患者112时进行成像。使用患者112的图像，临床医生可以使用不透射线条作为患者112脑内引线400的精确定向的标记。可能需要引线400的定向以通过生成适当的电极配置来容易地对刺激参数进行编程以匹配由临床医生定义的刺激场。在其它实施例中，可以使用除不透射线条之外的标记机构来标识引线400的定向。这些标记机构可以包含与引线外壳402的外侧上的突出部、棘爪或其它结构类似的部分。在一些实施例中，临床医生可以在进行植入期间记录沿着引线的标记定位以确定患者112内的引线400的定向。在一些实例中，编程器104可以基于来自所感测信号的引线400的移动来更新可视化中的引线400的定向。

图4B示出了引线410，所述引线包含位于层级414A-414D中的每一者处的不同的相应周向定位处的多个电极。类似于引线400，引线410通过颅骨122中的钻孔插入脑120内的目标位置。引线410包含引线外壳412。四个电极层级414(414A-414D)位于引线410的远端。每个电极层级414与相邻电极层级均匀地间隔开并且包含两个或更多个电极。在一个实施例中，每个电极层级414包含围绕引线外壳412的圆周分布的三个、四个或更多个电极。因此，在优选实施例中，引线410包含414个电极。每个电极的形状可以是基本上矩形的。替代地，单独的电极可以具有替代形状，例如圆形、椭圆形、三角形、圆角矩形等。

在替代实施例中，电极层级404或414没有沿着相应引线400和410的纵向轴线均匀地间隔开。例如，电极层级404C和404D可以间隔大致3毫米(mm)，而电极404A和404B间隔10mm。可变间隔电极层级可以用于到达脑120深处的目标解剖区域，同时避开可能的非期望解剖区域。另外，相邻层级中的电极不需要在作为引线的纵向轴线的方向上对准，而是可以相对于纵向轴线对角地定向。

引线400和410基本上是刚性的，以防止所植入引线与预期的引线形状不同。引线400或410的形状可以是基本上圆柱形的。在其它实施例中，引线400或410的形状可以不同于圆柱形。例如，引线可以包含一条或多条曲线以到达脑18的目标解剖区域。在一些实施例中，引线400或410可以类似于扁平桨式引线或针对患者12成形的适形引线。并且，在其它实施例中，引线400和410可以是横向于引线的纵向轴线截取的多种不同的多边形横截面(例如，三角形、正方形、矩形、八边形等)中的任一种。

如引线400的实例所示，引线400的多个电极包含：第一组三个电极，第一组三个电极安置于围绕引线的纵向轴线的不同相应定位处和沿着引线的第一纵向定位(例如，电极层级404B)处；第二组三个电极，第二组三个电极安置于沿着引线的不同于第一纵向定位的第二纵向定位(例如，电极层级404C)处；以及至少一个环形电极，至少一个环形电极安置于沿着引线的不同于第一纵向定位和第二纵向定位的第三纵向定位(例如，电极层级404A和/或电极层级404D)处。在一些实例中，电极层级404D可以是覆盖引线402远端的子弹头形或锥形电极。

图5A-5D是示例刺激引线的横截面，所述刺激引线具有围绕引线圆周的一个或多个电极。如图5A-5D所示，示出了一个电极层级，例如引线400和410的电极层级404和414中的一者，以示出围绕引线的周边或围绕引线的纵向轴线的电极放置。图5A示出了包含周向电极502的电极层级500。周向电极502环绕电极层级500的整个圆周并且在一些实例中可以被称为环形电极。周向电极502可以用作由用户界面配置的阴极或阳极。

图5B示出了包含两个电极512和514的电极层级510。每个电极512和514围绕电极层级510的圆周缠绕大致170度。电极512与514之间存在大致10度的空间，以防止电极之间的电流无意耦合。在其它实例中可以提供电极之间的更小或更大的空间(例如，介于10度与30度之间)。每个电极512和514可以被编程为用作阳极或阴极。

图5C示出了电极层级520，其包含三个相同大小的电极522、524和526。每个电极522、524和526包含大致110度的电极层级520的圆周。与电极层级510类似，大致10度的间隔将电极522、524和526分开。在其它实例中可以提供电极之间的更小或更大的空间(例如，介于10度与30度之间)。电极522、524和526可以独立地编程为用于刺激的阳极或阴极。

图5D示出了包含四个电极532、534、536和538的电极层级530。每个电极532、534、536和538覆盖大致80度的圆周，相邻电极之间具有大致10度的隔离空间。在其它实例中可以提供电极之间的更小或更大的空间(例如，介于10度与30度之间)。在其它实施例中，多达十个或更多个电极可以包含在电极层级内。在替代实施例中，引线114的连续电极层级可以包含各种电极层级500、510、520和530。例如，引线114(或本文所描述的任何其它引线)可以包含在图5B和5D中描绘的电极层级510与530之间交替的电极层级。以此方式，可以在患者112的脑120内产生各种刺激场形状。另外，电极层级内的上述电极大小仅仅是实例，并且本发明不限于示例电极大小。

并且，隔离空间或非电极表面积可以是任何大小。通常，隔离空间介于大致1度与大致20度之间。更具体地说，隔离空间可以介于大致5度与大致15度之间。在其它实例中，隔离空间可以介于大致10度与30度或更大范围之间。较小的隔离空间可以允许更大体积的组织受到刺激。在替代实施例中，电极大小可能围绕电极层级的圆周变化。此外，隔离空间的大小也可能不同。这种不对称的电极层级可以用于植入需要特定形状的刺激场的组织处的引线中。

图6是示例组织的冠状视图，其中引线604相对于组织内的目标位置放置。如图6所示，由冠状视图600显示脑120的解剖区域的表示。冠状视图600是脑120的前-后竖直截面。冠状视图600可能是用磁共振成像(MRI)、计算机断层扫描(CT)或另一成像方式产生的脑120的实际图像。冠状视图600可以是引线相对于产生电信号(例如，LFP信号)的目标组织的位置的图示。在一些实例中，冠状视图600可以由编程器104或另一装置呈现以根据所感测电信号指示引线604和引线携带的电极的相对定位。因此，这些图像可以用于产生有助于临床医生对刺激参数进行编程所需的解剖区域。

冠状视图600是脑120的2D冠状切片。冠状视图92的不同阴影部分指示脑120内的不同组织密度。较暗的部分指示较不密集的组织。例如，冠状视图600的最暗部分指示脑120内包含脑脊髓液(CSF)的空间。脑120的白色部分指示密集组织和更多神经元。应注意，冠状视图600仅是实例，并且实际图像可以包含更宽范围的阴影和更高的图像分辨率。冠状视图600提供引线和植入引线的解剖区域的第一透视图。

如图6所示，引线604可以是表示植入患者112体内的实际引线的引线图标。引线604包含电极，例如电极606A和606B，它们位于相同纵向定位和围绕引线604的周边的不同周向定位处。无法看到电极606C，因为它位于引线604的背侧。类似地，引线604包含电极，例如电极608A和608B，它们位于相同纵向定位和围绕引线604的周边的不同周向定位处。无法看到电极608C，因为它位于引线604的背侧。当例如LFP信号等电信号源自目标组织602(例如，信号源)时，信号的最大幅度和功率将可能由最接近目标组织602的一个或多个电极感测到，因为这一位置可能与最大治疗窗相关联。在此实例中，由于到目标组织602的位置，电极606B和608B的感测电极组合可能相比于引线604上的任何其它电极组合具有最大的治疗窗。在一些实例中，单极感测可能会导致电极606B感测来自目标组织602的电信号的最高治疗窗。如果引线604相对于组织移动，则不同的电极，例如电极606A(用于引线旋转)或电极608B(用于纵向引线移动)，可能不再具有最大的治疗窗。

图7是示例组织的轴向视图，其中引线604相对于目标组织602(例如，信号源)放置。轴向视图700是与冠状视图600不同的组织视图。轴向视图700还示出了引线604以及电极606A、606B和606C的横截面图。如轴向视图700所示，电极606B最接近目标组织602，并且当与引线604的其余电极相比时可能记录最大的信号幅度。如果引线604由于患者移动、引线拉动或一些其它力而在组织内旋转，则不同的电极，例如电极606A，可以位于最接近目标组织602的位置，并且当与其它电极相比时感测具有最大幅度的电信号。引线604还可能由于其它因素而旋转，例如感染、硬膜下血肿、中风、癫痫发作、植入后组织肿胀、炎症、组织与引线之间的摩擦剪切力的松弛、聚合物性质的变化、引线布线的剩余卷曲力或任何其它原因。尽管图6和7论述了可能源自组织的电信号，但是当感测从所递送刺激诱发的电信号或感测所递送刺激本身以确定引线移动时，可以使用相同的空间原点。

图8A、8B、8C和8D是具有从相应电极组合记录的示例初始信息和信号信息的示例引线604的概念图。如图8A所示，初始信息可以表示当引线604处于相对于组织的第一定位时在第一时间感测到的电信号。初始信息可以包含在第一时间感测到的电信号的一个或多个特征(例如，特性)。一个或多个特征可以包含电信号的一些方面，所述方面可以用于将电极组合与每个初始电极组合和随时间的其它电极组合进行比较以确定信号源的所估计位置。例如，特征可以是所感测信号的幅度(例如，绝对幅度、归一化幅度、分类幅度(例如，幅度值落在单独的预定范围内)或分级幅度)。例如，这一幅度可以是一段时间内的最大幅度。在其它实例中，所述特性可以是电极之间的差分信号或在轴向和/或角方向上的空间导数(例如，一阶或二阶空间导数)，以估计每个电极与信号源的接近度。例如，二阶空间导数可以提供关于信号幅度变化多快的信息，以提供所述电极或电极组合与信号源的接近度的指示。在其它实例中，可以采用完整的二维或三维拉普拉斯算子跨电极同时记录每个电极的特性，并随时间进行比较以估计引线604在所有方向上的移动(例如，旋转和移位移动)。可以针对用于感测相应信号的每个电极或电极组合确定这些和其它时域特征。

在一些实例中，所述特征可以是电极之间的相对相位。相对相位可以区分可能彼此异相的多个组织信号源。IMD 106因此可以分析每个电极或电极组合的相对相位并确定电极相对于一个或多个信号源的定向。在一些实例中，IMD 106可以采用相对相位来提高对引线定向或引线移动确定的置信度。在其它实例中，所述特性可以是频谱功率或频域中的其它特征。频谱功率可以是电信号的一个或多个频带的功率(例如，绝对或归一化幅度)。例如，IMD 106可以计算每个所感测电信号的β频带的功率，这可以指示每个电极组合与期望在β频带中生成信号的目标神经位置的接近度。IMD 106可以选择频率不良作为所有患者通用的或患者特定的所感测信号。例如，可以选择患者特定的频带具有以约频谱中标识的峰值(例如，所标识峰值加上和减去5Hz)为中心的窗口。在其它实例中，IMD 106可以针对任何上述参考参数确定每个电极或电极组合的等级，以确定电极的等级在测量之间是否改变，或进行比较以确定哪些电极组合接近信号源。以此方式，初始信息(和信号信息)可以包含所确定特征，其表示来自每个电极组合的所感测电信号的一个或多个方面。另外或替代地，初始信息(和信号信息)可以包含所感测电信号波形的至少一部分，用于与模板、阈值或一些其它函数进行比较，从而使得能够比较由不同电极组合感测到的电信号。这些特征中的任一者都可以单独使用或与其它特征组合使用，以标识信号源的所估计位置，以及在一些实例中相对于信号源的电极定位和/或随时间的引线移动。另外，IMD 106可以采用这些特性中的任一者来确定信号源的x、y和z或r、θ和z坐标，这取决于所需的坐标系。IMD 106然后可以在多个不同时间确定信号源的坐标(例如，所估计位置)，以标识表示引线移动(例如，移位或旋转)的坐标的任何变化和/或确定由于不同的所感测信号而需要的一个或多个刺激参数的变化。

在一些实例中，IMD 106可以执行对所感测信号的校正或包含平衡不同大小的电极之间的阻抗差异的电路系统。这种阻抗差异可能会更改所感测信号并使所确定的剧信号源的距离失真。IMD 106还可以计算用于不同电极组合的电极之间的不同间距的校正。例如，电极之间的较大距离类似地增加所感测电压的幅度。为了将来自一个电极组合的信号与具有不同间距的另一电极组合进行比较，IMD 106可以校正(或归一化)所感测信号幅度以补偿这些不同的间距。

如图8A的实例中所示，波形幅度800A、802A、804A、806A、808A和810A(统称为“波形幅度”)是初始信息的实例。频谱功率800B、802B、804B、806B、808B和810B(统称为“频谱功率”)是初始信息的额外或替代实例。从相应电极组合感测到的电信号确定波形幅度和频谱功率中的每一者。在图8A的实例中所示的引线604的定位中，电极606B和608B位于引线604的一侧上以检测例如波形幅度806A、808A和810A以及频谱功率806B、808B和810B等信号。相反，电极606A和608A位于引线604的不同侧上以检测例如波形幅度800A、802A和804A以及频谱功率800B、802B和804B等信号。IMD 106或另一装置可以通过分析相应波形幅度中存在的频率的功率来生成每个频谱功率(例如，频谱功率800B通过波形幅度800A生成)。

图8A所示的每个信号可以分派给在具有两个电极的电极组合之间感测到的信号。例如，IMD 106可以基于在电极610与606A之间感测到的电信号生成波形幅度800A和/或频谱功率800B。类似地，IMD 106可以基于在电极606A与608A之间感测到的电信号生成波形幅度802A和/或频谱功率802B，并且基于在电极608A与612之间感测到的电信号生成波形幅度804A和/或频谱功率804B。由于电极606A或608A是用于生成这些信号的电极组合的一部分，因此IMD 106可以确定这些信号源自电极606A或608A的方向上的组织。对于位于围绕引线604的周边的不同定位处的其它电极，例如电极606B和608B，情况同样如此。电极606C和608C位于引线604的背侧，且无法在图8A的实例中看到。因此，IMD 106可以基于在电极610与606B之间感测到的电信号生成波形幅度806A和/或频谱功率806B。类似地，IMD 106可以基于在电极606B与608B之间感测到的电信号生成波形幅度808A和/或频谱功率808B，并且基于在电极608B与612之间感测到的电信号生成波形幅度810A和/或频谱功率810B。

IMD 106可以随时间监测不同电极组合感测到的信号以确定所感测信号或那些信号的特性何时已改变，指示引线604已围绕纵向轴线旋转和/或沿着纵向轴线移位(例如，信号源已相对于引线移动到新位置)。例如，如本文所描述，将来自相应电极组合的所感测电信号的特征与模板进行比较以标识信号源的位置。在一个实例中，如图8A所示的最大波形幅度和最大频谱功率是具有电极606B和608B的电极组合感测到的信号的波形幅度808A和频谱功率808B。这一较大幅度可以指示相比于引线604的任何其它电极，感兴趣组织更接近电极606B和608B。模板可以通过结合来自多个电极组合的信号的特征来传达这一位置信息。在其它实例中，可能没有感兴趣组织。相反，IMD 106可以使用相应电极组合感测到的信号的一个或多个特性来建立信号的基线模式，其指示引线604在组织中的初始定位。IMD106可以使用此初始基线模式来检测从一个或多个电极组合感测到的信号的变化，所述变化指示相对于组织的电极移动。

如图8B所示，引线604已在箭头820的方向上旋转，使得引线604的电极组合在图8B的新定位感测到与图8A的实例中不同的电信号。换句话说，信号源的所估计位置会相对于引线604的电极显得不同。例如，IMD 106可以基于在电极610与606B之间感测到的电信号生成波形幅度800A和/或频谱功率800B。类似地，IMD 106可以基于在电极606B与608B之间感测到的电信号生成波形幅度802A和/或频谱功率802B，并且基于在电极608B与612之间感测到的电信号生成波形幅度804A和/或频谱功率804B。类似地，IMD 106可以基于在电极610与606B之间感测到的电信号生成波形幅度806A和/或频谱功率806B，基于在电极606C与608C之间感测到的电信号生成波形幅度808A和/或频谱功率808B，并且基于在电极608C与612之间感测到的电信号生成波形幅度810A和/或频谱功率810B。因此，IMD 106可以通过将来自每个电极组合的相应所感测信号的特征与输出信号源的所估计位置的一个或多个模板进行比较，来标识波形幅度808A或频谱功率808B的最大幅度现在与具有电极606C和608C而不是电极606B和608B的电极组合相关联，作为标识最接近信号源的电极组合的替代或附加。通过标识所估计位置已改变，IMD 106因此可以标识引线604已在箭头820的方向上旋转。因此，IMD 106可以调整用于递送疗法的电极组合、调整其它疗法参数值、起始疗法参数的重新编程、结束疗法或响应于确定引线604已相对于组织旋转而起始警报。

尽管相同的波形幅度和频谱功率出于说明目的而示出于图8A和8B中，但由于引线移动，在不同电极组合之间，所感测电信号的波形幅度、频谱功率或其它特征可能不同。例如，在引线604旋转之后，电极606C和608C可能不会感测到与旋转之前电极606B和608B感测到的电信号相同的电信号。然而，IMD 106可以跟踪信号源的所估计位置的变化，这可能是由于电极组合感测具有不同特征的信号而随时间产生的。另外，图8A-8D所示的所感测信号可以用于生成刺激参数值和/或刺激参数值的范围，所述刺激参数值可用于定义刺激疗法，例如应针对刺激或适当的电流幅度使用哪些电极，或甚至引线是否已移动，或疾病是否有进展或变化。

使用本文所描述的用于标识信号源的所估计位置或所述位置随时间的变化的技术，IMD106可以确定引线604在组织中旋转或沿着引线604的纵向轴线上下移位。IMD 106可以随时间持续监测电极信号以标识引线604的额外移动，例如引线604相对于组织的旋转或移位。IMD 106可以基于任何电极阵列上的电极感测到的电信号确定引线移动，所述电极阵列可以包含一个、两个、三个或更多个单独的引线。以此方式，IMD 106可以监测任一组电极组合以确定电极何时已相对于组织移动。

电极组合的电极之间的所感测电信号的示例特征是图8A和8B所示的波形幅度和频谱功率。然而，IMD 106可以基于电信号的不同特征确定信号源的所估计位置。例如，IMD106可以基于针对一个或多个电极组合感测到的阻抗的变化来确定信号源位置。IMD 106可以感测相应电极组合的至少两个电极之间的阻抗。由于所感测阻抗受电极之间的组织影响，因此IMD 106可以基于一个或多个电极组合的所感测阻抗的变化来确定信号源位置。

IMD 106或另一装置可以使用其它类型的所感测信号或特征来确定信号源位置。如图8C所示，IMD 106可以基于一个或多个电极组合感测到的所感测诱发响应(例如，生理上生成的电信号的一个或多个特性，例如诱发复合动作电位(ECAP))的变化来确定引线移动。IMD106可以经由引线604或另一引线上的两个或更多个电极生成电刺激(例如，脉冲或其它波形)。电刺激可以由选择以引发神经响应的刺激参数定义，所述神经响应可由引线604上的电极检测到。神经响应的幅度可以与距刺激电极和神经组织的距离以及距神经组织和感测电极的距离成比例。因此，所感测诱发信号的幅度可以指示感测电极与神经组织的距离以及电极是否已相对于组织移动。IMD 106可以基于单个刺激感测来自所有电极组合的诱发信号，或者从相应刺激感测每个电极组合的诱发信号。IMD 106可以感测与递送引发诱发响应的刺激的引线相同的引线或不同的引线上的诱发响应。当刺激由一根引线上的电极递送并且诱发信号由另一根引线上的电极感测到时，IMD 106可以从所感测诱发信号确定刺激引线或感测引线是否已相对于组织移动。

例如，IMD 106可以基于作为递送刺激的结果而在电极610与606A之间感测到的电信号生成波形信号830。每个所感测波形信号，例如波形信号830，可以包含第一双相方波脉冲(例如，表示已递送刺激的伪影)，随后是来自受刺激神经组织的诱发信号。类似地，IMD106可以基于在电极606A与608A之间感测到的电信号生成波形信号832，并且基于在电极608A与612之间感测到的电信号生成波形信号834。类似地，IMD 106可以基于在电极610与606B之间感测到的电信号生成波形信号836，基于在电极606B与608B之间感测到的电信号生成波形信号838，并且基于在电极608B与612之间感测到的电信号生成波形信号840。

IMD 106可以分析在伪影之后的诱发波形的至少一部分的幅度、曲线下面积或其它特征。例如，所感测信号可以包含交替极性的多个峰值，并且IMD 106可以分析所感测信号的任何峰值中的一者或多者。与上文所论述的波形幅度或频谱功率类似，IMD 106可以监测诱发波形特征(例如，幅度)随时间的变化。如果引线已移动，则所感测诱发响应将针对一个或多个电极组合发生变化，这是因为刺激电极与诱发组织之间的距离和/或感测电极与诱发组织之间的距离将发生变化。例如，诱发波形838具有由电极606B和608B感测到的最大幅度。如果IMD 106然后确定具有电极606A和608A的电极组合感测到具有所有电极组合的最大幅度的诱发波形，则IMD 106可以确定引线604已旋转使得电极606A和608A现在相比于电极606B和608B更接近神经元组织。在一些实例中，针对所感测诱发信号中的每个电极组合确定的特征可以通过在递送刺激之前感测到的信号的特征来归一化。以此方式，只有引起诱发信号的组织变化才会引起从所感测诱发信号中提取特征。

图8D示出了用于确定类似于图8C中所使用的诱发波形的信号源位置的另一技术。然而，IMD 106可以基于来自一个或多个远端电极的所感测电刺激本身的变化来确定信号源位置。IMD 106可以从IMD 106的外壳上的电极、不同引线上的电极生成电刺激，或者控制不同装置(外部或内部装置)递送电刺激。IMD 106可以感测来自引线604上的一个或多个电组合的电刺激，并且此所感测信号可以被称为伪影或脉冲，因为它不是生理起源的。然而，最接近电刺激起源的电极可以将刺激感测为较大幅度(例如，用于与一个或多个模板进行比较的特征)，指示引线604相对于电刺激的位置的定向。

例如，IMD 106可以基于指示已递送刺激的在电极610与606A之间感测到的电信号生成所感测信号850。每个所感测信号，例如所感测信号850，可以包含第一双相方波脉冲(例如，表示已递送刺激的伪影)。类似地，IMD 106可以基于在电极606A与608A之间感测到的电信号生成所感测信号852，并且基于在电极608A与612之间感测到的电信号生成所感测信号854。类似地，IMD 106可以基于在电极610与606B之间感测到的电信号生成所感测信号856，基于在电极606B与608B之间感测到的电信号生成所感测信号858，并且基于在电极608B与612之间感测到的电信号生成所感测信号860。在图8D的实例中，IMD 106可以从至少一些电极组合的所感测信号确定一个或多个特征，并将所述特征与指示特征与信号源的可能位置之间的关系的一个或多个模板进行比较。

以此方式，例如，如果IMD 106或另一装置从不是引线604的一部分的电极递送电刺激，则引线604的电极组合将基于每个电极组合的电极相对于刺激电极的定向感测具有不同相应幅度的已递送电刺激。如果引线已移动，则一个或多个电极组合的所感测特征会改变，这是因为每个电极组合的刺激电极与感测电极之间的距离将会改变。IMD 106可以使用这些感测技术中的任一者或这些感测技术的组合，以便确定引线的电极相对于组织的移动。

在一些实例中，IMD 106、外部系统(例如，引线试验系统)和/或医生可以实施本文描述的技术以在术中将引线的定位旋转和/或移位到相对于周围解剖结构的目标位置。例如，医生或手术机器人可以使引线旋转和/或移位，直到电极或电极组合直接定位成使电极能够将刺激递送到目标信号源。植入期间的这种定位可以使医生能够提高刺激的功效、减少副作用或增加可用的治疗窗(例如，提供疗法的最小幅度与引发副作用的最大幅度之间的最大幅度差异)。为了启用这种术中定位技术，引线可以连接到类似于IMD 106的试验系统、IMD 106本身或外部记录系统。如果引线没有直接连接到IMD 106，则医生可以在定位后将引线连接到IMD 106。

图9A是相对于示例引线402的电极404的示例信号源所估计位置900的概念图。如图9A的实例所示，引线402部分地植入解剖结构902内。在解剖结构902内，信号源900可以是起源内源信号。为了标识信号源900的位置，系统100可以感测来自每个电极404或包含不同组电极404的电极组合的电信号902，并从所感测信号确定特征。然后系统100可以比较或以其它方式分析相对于一个或多个模板的特征，所述模板定义信号特征与信号源相对于引线402的相应位置之间的关系。

在一些实例中，可以将从来自相应的不同电极组合的感测信号确定的特征描述为等式1中的向量。

在一些实例中，特征与模板的比较可以采用成本函数的形式以最小化与特征的差异，从而标识所估计位置。等式2中提供了示例成本函数。在等式2中，已知特征是使用先前数据(例如，使用建模数据、实验罐数据、先前患者或任何其它已知信息)针对相应已知位置获得的那些特征。

使用等式2中的成本函数，系统100可以使用等式3确定所估计位置。

在其它实例中，特征与模板的比较可以采用比较函数的形式以从特征中找到值的最佳匹配，从而标识所估计位置。等式4中提供了示例比较函数。

使用等式5中的比较函数，系统100可以使用等式3确定所估计位置。

这些等式描述了模板形式的已知特征可如何用于使用从来自患者的所感测信号确定的特征来确定信号源的所估计位置。在一些实例中，系统100可以执行矩阵计算以执行这些比较。在其它实例中，系统100可以利用查找表来简化患者使用期间的计算。

表1以查找表的形式示出了信号源的相应位置的特征的示例模板。如果使用比较函数，则等式5可以表示将对应于相应位置的不同特征。

表1。

如表1所示，每个位置可以对应于从不同电极组合的信号获得的一组不同特征。每个位置的坐标可以指相对于引线400的坐标系的位置。术语“r”是指远离引线的半径或距离，术语“Θ”是指围绕引线的周边的周向定位，术语“z”是指沿着引线的纵向轴线的轴向位置。特征E0-E1和E1-E2可以表示在相应的电极对(例如，电极0和1以及电极1和2)之间感测到的电压。特征V_i-V_j可以对应于针对两个不同电极确定的电压之间的电压差。可以在不同实例中的模板中使用额外或替代特征。可以对表1中的这些值进行归一化以补偿信号源的不同幅度，并替代地提供不同特征如何由于不同电极与信号源位置之间的几何差异而发生变化的指示。例如，使用表1的查找表，系统100可以确定信号源900具有对应于例如r_k、Θ_k、z_k等坐标的位置。

图9B是可以基于信号源900的所估计位置生成的示例电场910的概念图。如图9B的实例所示，系统100或临床医生可以确定一组刺激参数值，所述刺激参数值生成到达信号源900的电场910，所述信号源可以是目标组织。在一些实例中，电场910可以影响信号源900的全部或仅一部分体积。系统100或临床医生可以将达到信号源900的整个体积的益处对比电场增大到覆盖信号源900的整个体积时可能发生的副作用进行权衡。代替电场910，系统100可以指激活体积、电流密度或来自递送电刺激的一组电极的电流输出的任何其它表示。

系统100还可以显示类似于图9A和/或9B所示的图像。以此方式，显示器可以呈现此信息以直观地表示相对于信号源900的位置的解剖结构和刺激场。尽管电场910示出为相对于解剖区域902和信号源900的三维体积，但在其它实例中，电场910可以一个或多个二维横截面或表示形式示出。

图10A和10B是示出随距电极组合的距离而变化的示例所感测电压的示例曲线图1002和1004。如图10A和10B的实例所示，确定不同电极组合的所感测电压并针对信号源的不同位置绘制所述所感测电压。曲线图1002示出了四电极式引线的所感测电压的计算模型。如曲线图1002所示，对于所感测信号而言，距电极较远的信号源位置具有较低电压。曲线图1004与曲线图1002类似，但示出了从实验罐内的电极测得的来自相应信号源位置的电压。曲线图1002和/或曲线图1004可以用于生成特征的一个或多个模板，所述特征对应于相对于引线的电极的相应信号源位置。

图11A和11B是示出与信号源实际位置进行比较的信号源所估计位置的示例曲线图1102和1004。如图11A所示，曲线图1102示出了信号特征相对于x轴上的远离引线的距离和y轴上的引线的轴向位置的相关性。曲线图1102示出了远离引线延伸的二维场，并且指示信号源的所估计位置远离引线约6mm，靠近电极阵列的中心约5mm，所述所估计位置接近实际信号源位置。

如图11B所示，曲线图1104示出了信号特征相对于x轴上的在一个方向上远离引线的距离和y轴上的在另一方向上远离引线的距离的相关性。以此方式，曲线图1104中的引线的轴向视图示出了中间的引线。曲线图1102指示信号源的所估计位置在单个周向位置处远离引线约6mm，所述所估计位置接近实际信号源位置。

图12是示出用于根据针对不同电极组合的所感测信号和相对于引线的信号源位置生成一个或多个特征的模板的示例技术的流程图。将相对于图2中的IMD 106的处理电路系统210来描述图12的技术。然而，在其它实例中，其它处理器、装置或其组合，例如编程器104的处理电路系统310或者装置或处理器的某种组合，可以执行图12的技术。

如图12所示，处理电路系统210从针对远离引线的信号源位置的多个不同电极组合接收所感测信号(1200)。处理电路系统210然后从所感测信号确定信号源位置处的不同电极组合中的每一者的一个或多个特征(1202)。在一些实例中，可以从解剖结构和电场传播的计算模型对所感测信号进行建模，但在其它实例中，可以在实验罐中以物理方式感测所述所感测信号。替代地，可以从在其他患者处获得的信号得出这些所感测信号。对于信号源位置，处理电路系统210生成信号源位置处的电极组合中的每一者的一个或多个特征的模板(1204)。

如果存在应为其生成模板的另一信号源位置(框1206的“是”分支)，则处理电路系统210选择新的信号源位置(1208)，然后控制感测电路系统从针对新的信号源位置的多个不同电极组合接收所感测信号(1200)。如果不存在应为其生成模板的其它信号源位置(框1206的“否”分支)，则处理电路系统210将所生成模板存储在存储器中，以供稍后基于患者处的所感测信号而确定信号源位置。

图13是示出用于确定一个或多个刺激参数的值的示例技术的流程图，这些参数定义可基于信号源相对于引线的所估计位置递送的电刺激。将相对于图2中的IMD 106的处理电路系统210来描述图13的技术。然而，在其它实例中，其它处理器、装置或其组合，例如编程器104的处理电路系统310或者装置或处理器的某种组合，可以执行图13的技术。

如图13的实例中所示，处理电路系统210从一根或多根引线的多个不同电极组合接收所感测信号(1300)。处理电路系统210从所感测信号确定不同电极组合中的每一者的一个或多个特征(1302)。示例特征可以在时域中(例如，电压幅度)和/或在频域中(例如，一个或多个频带中的频谱功率)。处理电路系统210然后将每个电极组合的一个或多个特征与多个模板进行比较(1304)。这种比较可以使用查找表或求解一个或多个等式来执行，例如成本函数或比较函数。基于一个或多个特征与模板的比较，处理电路系统210然后确定信号源相对于一根或多根引线的所估计位置(1306)。处理电路系统210然后基于信号源相对于引线的所估计位置而确定至少部分地定义后续电刺激的一个或多个刺激参数的值(1308)。处理电路系统210还可以基于刺激参数值而控制刺激的递送。

在一些实例中，处理电路系统210可以控制用户界面向用户呈现相对于引线的所估计位置的表示。这一表示可以是图形的或文本的。处理电路系统210然后可以在查看所估计位置之后经由用户界面接收用户对一个或多个刺激参数值的选择。在一个实例中，处理电路系统210可以经由用户界面呈现所确定的刺激参数值以供用户确认。以此方式，所确定的刺激参数值可以是用户可经由用户界面根据需要批准或调整的建议值或推荐值。另外或替代地，处理电路系统210可以随时间反复地执行对信号源的所估计位置的检测，以便标识源位置相对于引线的任何变化。响应于检测到所估计位置已改变，处理电路系统210可以控制用户界面显示引线可能已相对于组织移动(例如，轴向移动或以可旋转方式移动)的警报。

本公开中所描述的技术可以至少部分地以硬件、软件、固件或其任何组合来实施。例如，所描述的技术的各个方面可以在一个或多个处理器内实施，例如固定功能处理电路系统和/或可编程处理电路系统，包含一个或多个微处理器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)或任何其它等效的集成或离散逻辑电路系统以及此类组件的任何组合。术语“处理器”或“处理电路系统”通常可以指单独的或与其它逻辑电路系统组合的前述逻辑电路系统中的任何逻辑电路系统或任何其它等效的电路系统。包括硬件的控制单元还可执行本公开的技术中的一种或多种。

这种硬件、软件和固件可以在同一装置或单独装置内实施以便支持本公开中所描述的各种操作和功能。另外，所描述的单元、模块或组件中的任何单元、模块或组件可以一起或单独地实施为离散但可互操作的逻辑装置。将不同特征描绘为模块或单元旨在突出不同的功能方面，并且不一定暗示此类模块或单元必须由单独的硬件或软件组件来实施。相反，与一个或多个模块或单元相关联的功能可以由单独的硬件或软件组件来执行，或集成在共同的或单独的硬件或软件组件内。

本公开中所描述的技术还可以在包含指令的计算机可读介质(例如计算机可读存储介质)中具体化或编码。嵌入或编码在计算机可读存储介质中的指令可使可编程处理器或其它处理器例如在执行指令时执行所述方法。计算机可读存储介质可以包含随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、可编程只读存储器(PROM)、可擦可编程只读存储器(EPROM)、电子可擦可编程只读存储器(EEPROM)、快闪存储器、硬盘、CD-ROM、软盘、盒带、磁性介质、光学介质或其它计算机可读介质。

已经描述了各个实例。这些实施例及其它实例在所附权利要求书的范围内。

Claims (15)

1.一种系统，其包括：

处理电路系统，其被配置成：

经由多个电极组合接收表示从患者的组织感测到的多个信号的信息，其中所述多个电极组合包括不同电极组合，所述不同电极组合包括安置于植入所述患者体内的引线的不同定位处的电极；

从表示所述多个信号的所述信息确定一个或多个特征；

将所述一个或多个特征与多个模板进行比较，所述多个模板中的每个模板表示信号源在所述组织内的相应位置；并且

基于所述一个或多个特征与所述多个模板的所述比较，确定所述信号源相对于所述引线的所估计位置。

2.根据权利要求1所述的系统，其中所述多个电极组合包括：包括安置于围绕植入所述患者体内的所述引线的周边的不同定位处的电极的至少一个电极组合，以及包括安置于沿着所述引线的纵向轴线的不同定位处的电极的至少一个电极组合。

3.根据权利要求1所述的系统，其中所述处理电路系统被配置成通过至少确定所述多个电极组合中的每个电极组合的所感测电压来确定所述一个或多个特征。

4.根据权利要求3所述的系统，其中所述处理电路系统被配置成：

通过至少将每个电极组合的所述所感测电压与所述多个模板的模板电压进行比较，将所述一个或多个特征与所述多个模板进行比较；并且

通过至少从所述多个模板中的一个模板中选择所述所估计位置来确定所述所估计位置，所述模板相比于所述多个模板中的任何其它模板包括更接近所述所感测电压的模板电压。

5.根据权利要求4所述的系统，其中查找表包括所述多个模板，并且其中每个模板包括用于对应于多个位置中的相应位置的所述多个电极组合中的至少一些的模板电压。

6.根据权利要求1所述的系统，其中所述处理电路系统被配置成通过至少确定来自所述多个电极组合中的相应电极组合的所述多个信号中的每个信号的功率、频带、时域特征和/或频域特征中的至少一者来确定所述一个或多个特征。

7.根据权利要求1所述的系统，其中所述处理电路系统被配置成：

从分布在所述引线周围的位置的数学模型、实验数据或从不同于所述患者的先前患者收集到的数据中的至少一者生成所述多个模板；并且

将所述多个模板存储在存储器中。

8.根据权利要求1所述的系统，其中所述处理电路系统被配置成控制用户界面显示所述信号源相对于解剖结构的表示和所述引线的表示的所述所估计位置。

9.根据权利要求1所述的系统，其中所述处理电路系统被配置成接收用户对一个或多个刺激参数的值的选择，所述刺激参数至少部分地定义能基于所述所估计位置递送给所述患者的电刺激。

10.根据权利要求1所述的系统，其中所述处理电路系统被配置成基于所述信号源的所述所估计位置来确定一个或多个刺激参数值，所述刺激参数值至少部分地定义能经由所述引线递送给所述患者的电刺激疗法。

11.根据权利要求1所述的系统，其进一步包括被配置成经由所述引线并基于所述所估计位置向所述患者递送所述电刺激疗法的可植入医疗装置。

12.一种方法，其包括：

由处理电路系统经由多个电极组合接收表示从患者的组织感测到的多个信号的信息，其中所述多个电极组合包括不同电极组合，所述不同电极组合包括安置于植入所述患者体内的引线的不同定位处的电极；

由所述处理电路系统从表示所述多个信号的所述信息确定一个或多个特征；

由所述处理电路系统将所述一个或多个特征与多个模板进行比较，所述多个模板中的每个模板表示信号源在所述组织内的相应位置；以及

由所述处理电路系统基于所述一个或多个特征与所述多个模板的所述比较，确定所述信号源相对于所述引线的所估计位置。

13.根据权利要求12所述的方法，其中所述多个电极组合包括：包括安置于围绕植入所述患者体内的所述引线的周边的不同定位处的电极的至少一个电极组合，以及包括安置于沿着所述引线的纵向轴线的不同定位处的电极的至少一个电极组合。

14.根据权利要求12所述的方法，其中确定所述一个或多个特征包括确定所述多个电极组合中的每个电极组合的所感测电压。

15.根据权利要求14所述的方法，其中：

将所述一个或多个特征与所述多个模板进行比较包括将每个电极组合的所述所感测电压与所述多个模板的模板电压进行比较；并且

确定所述所估计位置包括从所述多个模板中的一个模板中选择所述所估计位置，所述模板相比于所述多个模板中的任何其它模板包括更接近所述所感测电压的模板电压。

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