JP2017513684A - 埋込可能医療デバイスキャパシタンス負荷効果に対する電気パルス電荷補償のためのシステム及び方法 - Google Patents

Abstract

神経刺激デバイス及びシステムを提供する。複数の電極を有する少なくとも１つの神経刺激リードは、患者の組織内に埋め込まれるように構成される。シャントキャパシタンスが、電極のうちの１つに結合される。時変電流が、電極のうちの少なくとも１つに送出され、シャントキャパシタンスは、補償なしでは、送出電流の時変変化に応答して組織から電荷を吸収するか又は組織内に電荷を注入し、それによって未補償電気波形を１つの電極に隣接する組織に送出させると考えられる。吸収電荷又は注入電荷は、少なくとも部分的に補償され、それによって補償された電気波形を１つの電極に隣接する組織に送出させる。【選択図】図８

Description

〔関連出願への相互参照〕
本出願は、引用によって本明細書に組み込まれる２０１４年４月２５日出願の米国仮特許出願第６１／９８４，６９９号の「３５ Ｕ．Ｓ．Ｃ．§１１９（ｅ）」の下での利益を主張するものである。

本発明は、埋込可能医療デバイスに関し、より具体的には、キャパシタンス負荷効果を補償する埋込可能医療デバイスに関する。

埋込可能神経刺激システムは、様々な疾患及び障害において治療効果が証明されている。ペースメーカー及び埋込可能心細動除去器（ＩＣＤ）は、いくつかの心臓病態（例えば、不整脈）の治療において非常に有効であることが証明されている。脊髄刺激（ＳＣＳ）システムは、慢性疼痛症候群の治療に対する治療方式として古くから受け入れられており、組織刺激の印加は、狭心症及び失禁のような追加の用途に拡大し始めている。また、脳深部刺激（ＤＢＳ）も、十余年にわたって難治性慢性疼痛症候群の治療に治療目的で適用されており、ＤＢＳもまた、最近では運動障害及び癲癇のような追加の分野に適用されている。更に、最近の研究では、末梢神経刺激（ＰＮＳ）システムは、慢性疼痛症候群及び失禁の治療において有効性を明らかにしており、いくつかの追加の用途が現在研究下にある。更に、ＮｅｕｒｏＣｏｎｔｒｏｌ（米国オハイオ州クリーブランド）によるＦｒｅｅｈａｎｄシステムのような機能性電気刺激（ＦＥＳ）システムが、脊髄損傷患者における麻痺した四肢にある程度の機能を回復させるために適用されている。

一般的に、これらの埋込可能神経刺激システムの各々は、望ましい刺激部位に埋め込まれた少なくとも１つの刺激リードと、刺激部位から離して埋め込まれるが刺激リードに直接に結合されるか、又は１又は２以上のリード延長部を通して刺激リードに間接的に結合されるかのいずれかである埋込可能パルス発生器（ＩＰＧ）とを含む。この場合に、刺激パラメータセットに従ってある容積の組織を刺激又は活性化し、患者に望ましい有効な療法を提供するために、電気パルスを神経刺激器から刺激リードによって担持される電極に送出することができる。代表的な刺激パラメータセットは、いずれかの与えられた時点で刺激電流を供給している電極（アノード）又は戻している電極（カソード）、並びに電気パルスの振幅、持続時間、速度、及びバースト率を含むことができる。本明細書で説明する本発明に対して重要な点として、典型的なＩＰＧは、埋め込まれたＩＰＧの上に磁石を配置し、それによってＩＰＧ内に含まれるリードスイッチを閉成することで、患者が手動で作動停止することができる。

神経刺激システムは、選択された刺激パラメータに従って電気パルスを発生させるように神経刺激器に遠隔的に命令する手持ち式遠隔制御器（ＲＣ）を更に含むことができる。ＲＣ自体は、患者の世話をする技師が、例えば、一般的にラップトップのような汎用コンピュータを含む臨床医のプログラマー（ＣＰ）をそこにインストールされたプログラミングソフトウエアパッケージと共に使用することによってプログラムすることができる。

指定された既知の電流の電気パルス（すなわち、整電流出力パルス）を供給するための１又は２以上の電流制御電源、又は指定された既知の電圧の電気パルス（すなわち、整電圧出力パルス）を供給するための１又は２以上の電圧制御電源を用いて、神経刺激器から電極に電気刺激エネルギを送出することができる。神経刺激器の回路は、変圧器、電力調整器、出力結合コンデンサー、及び定電圧又は定電流の刺激パルスを生成するのに必要とされる他の要素を更に含むことができる。

慢性疼痛を治療するのに使用されるＳＣＳに限定されない場合がある神経刺激システムは、核磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）の必要がある患者内に日常的に埋め込まれている。従って、埋込可能神経刺激システムを設計する時には、神経刺激器に対する損傷、並びに患者に対する不快感を潜在的にもたらす可能性があるＭＲＩスキャナが発生させる電磁干渉を神経刺激器が体内に埋め込まれる患者が受ける可能性があるということに対処しなければならない。一般的に、ＭＲＩ環境のような高い無線周波数（ＲＦ）の電磁場を有する環境内で正しい作動を確実にし、神経刺激器に対する損傷を防ぐために、神経刺激器のポートと組織に接触する電極との間に電磁干渉（ＥＭＩ）フィルタが配置される。一般的に、これらのフィルタは、内部回路を保護するための神経刺激器の金属ケースのような共通ノードにＲＦエネルギを分路させるコンデンサーを組み込んでいる。更に、リード導体間キャパシタンスが、神経刺激器出力間のシャントキャパシタンスに寄与する。シャントキャパシタンスの別の発生源は、電気パルスの送出に向けて配置された能動電子スイッチのような内部神経刺激器回路素子のキャパシタンスである。

電気パルスの送出中に、シャントキャパシタンスは、電気パルスの送出中に電極上に存在する電圧まで充電しなければならない。これらのキャパシタンスから吸収又は送出される電荷は、活性電極上に送出される電気パルスの波形を変化させる。

例えば、神経刺激器は、通常、神経刺激リードの端部における電極の場所にある組織内に電流を流し込む。各電極は、理想的な電流源として取り扱うことができ、この場合に、組織は、抵抗器ネットワークとして近似される。電極によって組織に送出される合計電流はゼロに等しくなければならない（すなわち、アノード電流の合計の大きさは、カソード電流の合計の大きさに等しくなければならない）。例えば、図１に示すように、最も単純な場合は、一方がアノードＥ１として機能し、他方がカソード（この場合に、ケース電極Ｅケース）として機能する２つの電極間の電源である（この場合に、電流源Ｉ）。当然ながら、これに代えて電極Ｅ１をカソードＥ１とすることができ、ケース電極Ｅケースをアノードとすることができる。従って、図１、並びに本明細書において提供するその後の図に示す電源の矢印によって示す電流の流れは任意であり、従って、本明細書で提供する電源内に表す矢印の方向は、電流が実際にこの方向に流れることを必ずしも意味しない。

すなわち、電流源Ｉが発生させる電流に等しい電流ｉ_tが、電極Ｅ１とケース電極Ｅケースの間にある組織抵抗Ｒ_tを通って流れる（すなわち、アノード電流が電極Ｅ１から組織に流れ込み、等しい大きさのカソード電流がケース電極Ｅケース内に組織から流れ出る）。組織抵抗Ｒ_tにわたって生じる電圧Ｖは、オームの法則（Ｖ＝ＩＲ）によって説明される。真の回路はＤＣ阻止コンデンサーを含むことに注意しなければならない。しかし、これらのＤＣ阻止コンデンサーは、電気パルスの送出中に無視することができる電圧変化のみを有するように十分に大きく、通常、刺激エネルギの電気特性を解析するためには無視され、従って、図１に示す簡略化したモデル内には示していない。

しかし、上述のように、ＥＭＩフィルタ、内部刺激回路キャパシタンス、リード導体間キャパシタンスのようなシャントキャパシタンスは、憂慮するに足る程度まで刺激を確実に歪曲する寄生成分を有する可能性がある。そのような回路の例を図２に示しており、この図では、Ｃ１、Ｒ１、及びＣ２は、一方がカソードＥ１として機能し他方がアノード（この場合に、ケース電極Ｅケース）として機能する２つの電極間の神経刺激リードの寄生成分、及びＥＭＩフィルタや内部刺激回路内のあらゆるシャントキャパシタンスの集中素子モデルを表している。これらのキャパシタンスにわたる電圧の変化に応答して電流ｉ₁及びｉ₂がシャントキャパシタンスＣ１及びＣ２を通って漏れることになり、指定の駆動電流Ｉが、Ｒ_tとしてモデル化した組織に到達することが妨げられる。駆動電流Ｉの代わりに、ｉ_tが組織抵抗Ｒ_tを通って流れる。

この分路現象は、各電気パルスの形状を変化させ、従って、患者の組織に送出される電流の波形を変化させる。刺激ソースが電圧ソースにほぼ等しい場合に、患者に送出される合計電荷も変化を受ける可能性がある。例えば、活性電極に接続されたキャパシタンスが充電している間には、電気パルス電流の立ち上がり時間が長くなる可能性がある。例えば、図３に示すように、理想的な電気パルス電流は比較的短い立ち上がり時間を有し、それに対して実際の電気パルス電流は、キャパシタンスによる電荷の吸収に起因して比較的長い立ち上がり時間を有する。理想的な電気パルスを矩形であるように示すが、現実には電気パルス電流は名目上台形波形を有することになり、電流は、パルスの立ち上がりエッジ及び立ち下がりエッジ中にシャントキャパシタンス内で流れる。

いずれにせよ、これは、電気パルス中に組織に送出される合計電荷の想定外の変化をもたらすことになる。更に、電気パルスの送出中に不活性電極は、刺激部位の近くの組織とのこれらの電極の接触に起因して電圧シフトを受ける可能性もあり、これらの電極に接続されたコンデンサーの電荷レベルの変化がもたらされる。電荷の変化は、関連する組織接触電極において想定外の電荷送出又は電荷除去、及び当該組織の分極の想定外の変化をもたらし、又は想定外の組織刺激さえももたらす場合がある。

米国特許出願第６１／０３０，５０６号明細書 米国特許第６，８９５，２８０号明細書 米国特許出願第１１／６８９，９１８号明細書 米国特許出願第１１／５６５，５４７号明細書 米国特許第８，０３６，７５４号明細書 米国特許第６，５１６，２２７号明細書 米国特許第６，１８１，９９６号明細書 米国特許出願第２００３／０１３９７８１号明細書 米国特許出願第１１／１３８，６３２号明細書

すなわち、刺激回路内のシャントキャパシタンスに起因する組織接触電極での電荷変化を補償する必要性が残っている。

本発明の第１の態様により、神経刺激デバイスは、患者の組織内に埋め込まれた複数の刺激電極にそれぞれ結合されるように構成された複数の電気端子と、電極のうちの少なくとも１つにそれぞれの電気端子を通じて時変電流を送出するように構成された刺激出力回路とを含む。刺激出力回路は、電極のうちの１つにそれぞれの１つの電気端子を通じて結合され、補償がない場合に送出電流の時変変化に応答して組織から電荷を吸収するか又は組織内に電荷を注入し、それによって未補償電気波形を１つの電極に隣接する組織に送出させると考えられるシャントキャパシタンス（例えば、電磁干渉（ＥＭＩ）キャパシタンス及びリードキャパシタンスのうちの少なくとも一方）を含む。一実施形態において、送出電気刺激エネルギは、立ち上がりエッジと立ち下がりエッジとを有する電気パルスを有するパルス電気エネルギを含み、この場合に、シャントキャパシタンスは、補償がない場合に電気パルスの立ち上がりエッジに応答して組織から電荷を吸収し、電気パルスの立ち下がりエッジに応答して組織内に電荷を注入することになる。

神経刺激デバイスは、吸収電荷又は注入電荷を少なくとも部分的に補償し、それによって１つの電極に隣接する組織に補償された電気波形を送出させるように刺激出力回路に指示するように構成されたコントローラを更に含む。補償された電気波形が送出される電極は、時変電流がそこに送出される電極のうちの１つとすることができ、又は時変電流がそこに送出される電極のうちの１つではない電極である場合がある。神経刺激デバイスは、望ましい電気波形の特性を定めるプログラムされた電気パラメータ（例えば、電流値）を格納するように構成されたメモリを任意的に含むことができる。神経刺激デバイスは、プログラムされた電気パラメータを外部コントローラから受信するように構成された遠隔測定回路を更に含むことができる。神経刺激デバイスは、複数の電気端子と、刺激出力回路と、コントローラとを含むハウジングを更に含むことができる。

一実施形態において、未補償電気波形と望ましい電気波形の間の特性は、第１の誤差値（実質的なものとすることができる）を有し、補償された電気波形と望ましい電気波形の間の同じ特性は、第１の誤差値よりも小さい第２の誤差値（ごく僅かなものとすることができる）を有する。望ましい電気波形は、ヌル電気波形とすることができる。特性は、ある期間にわたる合計電荷とすることができる。特性は、ある期間にわたる合計電荷、ある期間内の電流の大きさ（例えば、当該期間にわたる平均電流）、又は波形形状とすることができる。波形形状の場合に、補償された電気波形の波形形状は、未補償電気波形が望ましい電気波形の波形形状に適合するよりも良好に望ましい電気波形の波形形状に適合する。

別の実施形態において、刺激出力回路は、それぞれの他の電気端子を通じて電極のうちの別の１つに結合され、補償がない場合に送出電気エネルギの時変変化に応答して組織から電荷を吸収するか又は組織内に電荷を注入し、それによって別の未補償電気波形をこの他の１つの電極に隣接する組織に送出させると考えられる別のシャントキャパシタンスを含み、コントローラは、吸収電荷又は注入電荷を少なくとも部分的に補償し、それによってこの他の１つの電極に隣接する組織に別の補償された電気波形を送出させるように刺激出力回路に指示するように更に構成される。

更に別の実施形態において、コントローラは、補償なしでは、シャントキャパシタンスが組織から電荷を除去することになる場合にシャントキャパシタンス内に電荷を能動的に注入すること、及び／又は補償なしでは、シャントキャパシタンスが組織内に電荷を注入することになる場合にシャントキャパシタンスから電荷を能動的に除去することによって吸収電荷又は注入電荷を少なくとも部分的に補償するように刺激出力回路に指示するように構成される。

更に別の実施形態において、刺激出力回路は、１つの電極にそれぞれの１つの電気端子を通じて結合されるように構成された電源を含み、コントローラは、電流を発生させることによって吸収電荷又は注入電荷を少なくとも部分的に補償するように電源に指示するように構成される。電流源は、コントローラによって制御可能な任意パルス成形機能を有することができる。神経刺激デバイスは、シャントキャパシタンスと望ましい電流値との関数である微分方程式に基づいて、電源が発生させる電流の値を計算するように構成されたプロセッサを更に含むことができる。神経刺激デバイスは、時変電流の送出中に１つの電極における電圧変化を測定するように構成された感知デバイスと、１つの電極に隣接する組織を通って流れる電流の大きさ及び極性を測定電圧変化に基づいて計算し、１つの電極に隣接する組織を通って流れる電流の計算された大きさ及び極性と望ましい電流値とに基づいて補償電流の大きさ及び極性を計算し、かつ補償された電流の大きさ及び極性の関数を望ましい電流値に加算してコントローラが電源に発生させるように指示する電流の大きさ及び極性を取得するように構成されたプロセッサとを更に含むことができる。関数は、例えば、利得、補償電流の時間微分に利得を乗じたもの、及び補償電流の時間積分に利得を乗じたもののうちの１つとすることができる。

本発明の第２の態様により、神経刺激システムは、患者の組織内に埋め込まれるように構成された複数の電極を有する少なくとも１つの神経刺激リードと、電極のうちの１つに結合されたシャントキャパシタンス（例えば、電磁干渉（ＥＭＩ）キャパシタンス及びリードキャパシタンスのうちの少なくとも一方）と、電極のうちの少なくとも１つに時変電流を送出するように構成された神経刺激デバイスとを含み、シャントキャパシタンスは、補償がない場合に送出電流の時変変化に応答して組織から電荷を吸収するか又は組織内に電荷を注入し、それによって未補償電気波形を１つの電極に隣接する組織に送出させると考えられる。一実施形態において、送出電気刺激エネルギは、立ち上がりエッジと立ち下がりエッジとを有する電気パルスを有するパルス電気エネルギを含み、この場合に、シャントキャパシタンスは、補償がない場合に電気パルスの立ち上がりエッジに応答して組織から電荷を吸収し、電気パルスの立ち下がりエッジに応答して組織内に電荷を注入することになる。

神経刺激デバイスは、吸収電荷又は注入電荷を少なくとも部分的に補償し、それによって補償された電気波形を１つの電極に隣接する組織に送出させるように更に構成される。補償された電気波形がそこに送出される電極は、時変電流がそこに送出される電極のうちの１つとすることができ、又は時変電流がそこに送出される電極のうちの１つではない電極である場合がある。神経刺激デバイスは、望ましい電気波形の特性を定めるプログラムされた電気パラメータ（例えば、電流値）を格納するように任意的に構成することができる。神経刺激デバイスは、プログラムされた電気パラメータを外部コントローラから受信するように更に構成することができる。

一実施形態において、未補償電気波形と望ましい電気波形の間の特性は、第１の誤差値（実質的なものとすることができる）を有し、補償された電気波形と望ましい電気波形の間の同じ特性は、第１の誤差値よりも小さい第２の誤差値（ごく僅かなものとすることができる）を有する。望ましい電気波形は、ヌル電気波形とすることができる。特性は、ある期間にわたる合計電荷とすることができる。特性は、ある期間にわたる合計電荷、ある期間内の電流の大きさ（例えば、当該期間にわたる平均電流）、又は波形形状とすることができる。波形形状の場合に、補償された電気波形の波形形状は、未補償電気波形が望ましい電気波形の波形形状に適合するよりも良好に望ましい電気波形の波形形状に適合する。

別の実施形態において、神経刺激デバイスは、電極のうちの別の１つに結合され、補償がない場合に送出電気エネルギの時変変化に応答して組織から電荷を吸収するか又は組織内に電荷を注入し、それによって別の未補償電気波形をこの他の１つの電極に隣接する組織に送出させると考えられる別のシャントキャパシタンスを更に含む。この場合に、神経刺激デバイスは、吸収電荷又は注入電荷を少なくとも部分的に補償し、それによってこの他の１つの電極に隣接する組織に別の補償された電気波形を送出させるように更に構成される。

更に別の実施形態において、神経刺激デバイスは、補償がなくシャントキャパシタンスが組織から電荷を除去することになる場合にシャントキャパシタンス内に電荷を能動的に注入すること、及び／又は補償がなくシャントキャパシタンスが組織内に電荷を注入することになる場合にシャントキャパシタンスから電荷を能動的に除去することによって吸収電荷又は注入電荷を少なくとも部分的に補償するように構成される。

更に別の実施形態において、神経刺激デバイスは、１つの電極に結合されるように構成された電源を含み、電流を発生させることによって吸収電荷又は注入電荷を少なくとも部分的に補償するように電源に指示するように構成される。電流源は、コントローラによって制御可能な任意パルス成形機能を有することができる。神経刺激デバイスは、シャントキャパシタンスと望ましい電流値との関数である微分方程式に基づいて、電源が発生させる電流の値を計算するように更に構成することができる。神経刺激デバイスは、時変電流の送出中に１つの電極における電圧変化を測定するように構成された感知デバイスを更に含むことができる。この場合に、神経刺激デバイスは、１つの電極に隣接する組織を通って流れる電流の大きさ及び極性を測定電圧変化に基づいて計算し、１つの電極に隣接する組織を通って流れる電流の計算された大きさ及び極性と望ましい電流値とに基づいて補償電流の大きさ及び極性を計算し、かつ補償された電流の大きさ及び極性の関数を望ましい電流値に加算してコントローラが電源に発生させるように指示する電流の大きさ及び極性を取得するように更に構成することができる。関数は、例えば、利得、補償電流の時間微分に利得を乗じたもの、及び補償電流の時間積分に利得を乗じたもののうちの１つとすることができる。

本発明の他の及び更に別の態様及び特徴は、本発明を限定するのではなく例示するように意図したものである好ましい実施形態の以下の詳細説明を読解することから明らかであろう。

類似の要素を共通の参照番号で示す図面は、本発明の好ましい実施形態の設計及び効用を示している。本発明の上記に具陳した利点及び目的、並びに他の利点及び目的がどのように得られるかをより明瞭に理解するために、上記で簡単に記述した本発明のより具体的な説明を添付図面に例示する本発明の特定の実施形態を参照して行う。これらの図面が本発明の典型的な実施形態しか描示しておらず、従って、その範囲を限定するものと考えるべきではないとの理解の下で、本発明を添付図面の使用を通して更に具体的かつ詳細に説明及び解説する。

従来技術の理想的な電極−組織回路の回路図である。 寄生回路素子を有する従来技術の電極−組織回路の回路図である。 図１の電極−組織回路が発生させる理想的な電気パルスに対する図２の電極−組織回路が発生させる実際の電気パルスのタイミング図である。 本発明の一実施形態に従って構成された脊髄刺激（ＳＣＳ）システムの平面図である。 患者内に使用されている図４のＳＣＳシステムの平面図である。 図４のＳＣＳシステムに使用される埋込可能パルス発生器（ＩＰＧ）及び２つの経皮刺激リードの平面図である。 コンデンサーにわたる電圧変化に応答して電流が通って流れる可能性があるシャントコンデンサーの回路図である。 図６のＩＰＧの内部構成要素のブロック図である。 モデル化技術を用いてシャント電流を補償するために図６のＩＰＧによって使用することができる電極を互いに結合するインピーダンスネットワークを有する多電極システムの電気モデルの回路図である。 図９の多電極システムにおいてモデル化することができるインピーダンスネットワークの一実施形態の回路図である。 図９の多電極システムにおいてモデル化することができるインピーダンスネットワークの別の実施形態の回路図である。 図９の多電極システムにおいてモデル化することができるインピーダンスネットワークの更に別の実施形態の回路図である。 電極を互いに結合する２つの並列インピーダンスネットワークを有する多電極システムの電気モデルの回路図である。 電極を互いに結合する直列インピーダンスネットワークを有する多電極システムの電気モデルの回路図である。 図２の電極−組織回路を組み込んだ多電極システムの電気モデルの回路図である。 直接測定技術を用いてシャント電流を補償するために図６のＩＰＧが使用することができる図２の電極−組織回路を組み込んだ多電極システムの回路図である。 図１６に例示する多電極システムの電極Ｅ１〜Ｅ４においてそれぞれ測定された電圧のタイミング図である。

以下の説明は、脊髄刺激（ＳＣＳ）システムに関する。しかし、本発明は、ＳＣＳにおける用途に向いているが、その最も広義の態様において、そのように限定することができないことを認めなければならない。限定されるのではなく、本発明は、組織を刺激するのに使用されるあらゆるタイプの埋込可能電気回路と共に使用することができる。例えば、本発明は、ペースメーカー、細動除去器、蝸牛刺激器、網膜刺激器、協働する体肢運動をもたらすように構成された刺激器、皮質刺激器、脳深部刺激器、末梢神経刺激器、マイクロ刺激器、又は尿失禁、睡眠時無呼吸、肩関節亜脱臼、頭痛などを治療するように構成されたいずれかの他の神経刺激器のような多リードシステムの一部として使用することができる。

最初に図４に移ると、例示的なＳＣＳシステム１０は、一般的に複数の神経刺激リード１２（この場合に、２つの経皮リード）と、埋込可能パルス発生器（ＩＰＧ）１４と、外部遠隔制御器（ＲＣ）１６と、臨床医のプログラマー（ＣＰ）１８と、外部試験刺激器（ＥＴＳ）２０と、外部充電器２２とを含む。

ＩＰＧ１４は、リード延長部２４を通して、アレイで配置された複数の電極２６を担持する神経刺激リード１２に物理的に接続される。図示の実施形態において、神経刺激リード１２は経皮リードであり、この目的のために、神経刺激リード１２に沿って一線になるように配置される。図示の神経刺激リード１２の本数は２本であるが、１本のみを含むあらゆる適切な本数の神経刺激リード１２を設けることができる。これに代えて、経皮リードのうちの１又は２以上の代わりに、外科パドルリードを使用することができる。下記でもより詳細に説明するように、ＩＰＧ１４は、電気刺激エネルギをパルス状電気波形（すなわち、電気パルスの時系列）の形態で刺激パラメータセットに従って電極アレイ２６に送出するパルス発生回路を含む。ＩＰＧ１４及び神経刺激リード１２は、例えば、中空針、スタイレット、トンネル形成ツール、及びトンネル形成ストローと共に埋込可能神経刺激キットとして実現することができる。埋込可能キットを解説した更なる詳細は、「一時的神経刺激リード識別デバイス（Ｔｅｍｐｏｒａｒｙ Ｎｅｕｒｏｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ Ｌｅａｄ Ｉｄｅｎｔｉｆｉｃａｔｉｏｎ Ｄｅｖｉｃｅ）」という名称の米国特許出願第６１／０３０，５０６号明細書に開示されており、この出願は引用によって本明細書に明示的に組み込まれている。

ＥＴＳ２０も、経皮リード延長部２８又は外部ケーブル３０を通して神経刺激リードに物理的に接続することができる。ＩＰＧ１４と類似のパルス発生回路を有するＥＴＳ２０も、電気刺激エネルギをパルス状電気波形の形態で刺激パラメータセットに従って電極アレイ２６に送出する。ＥＴＳ２０とＩＰＧ１４の間の主要な相違点は、ＥＴＳ２０が、神経刺激リード１２が埋め込まれた後かつＩＰＧ１４の埋め込みの前に、供給される刺激の応答性を検査するために試験ベースで使用される埋め込み不能デバイスである点である。従って、ＩＰＧ１４に関して説明するあらゆる機能は、ＥＴＳ２０に対して同じく実施することができる。

ＲＣ１６は、双方向ＲＦ通信リンク３２を通してＥＴＳ２０を遠隔測定によって制御するために使用することができる。ＩＰＧ１４及び刺激リード１２が埋め込まれると、ＲＣ１６は、双方向ＲＦ通信リンク３４を通してＩＰＧ１４を遠隔測定によって制御するために使用することができる。そのような制御は、埋め込み後にＩＰＧ１４を起動又は停止し、異なる刺激プログラムを用いてプログラムすることを可能にする。ＩＰＧ１４がプログラムされ、その電源が充電又はそうでなければ補充され終わると、ＩＰＧ１４は、ＲＣ１６が存在しなくても、プログラムされた通りに機能することができる。

ＣＰ１８は、ＩＰＧ１４及びＥＴＳ２０をプログラムするための詳細な刺激パラメータを提供する。ＣＰ１８は、この機能をＩＲ通信リンク３６を介し、ＲＣ１６を通してＩＰＧ１４又はＥＴＳ２０と間接的に通信することによって実施することができる。これに代えて、ＣＰ１８は、ＲＦ通信リンク（図示せず）を通してＩＰＧ１４又はＥＴＳ２０と直接に通信することができる。

外部充電器２２は、誘導リンク３８を通してＩＰＧ１４を経皮的に充電するのに使用される携帯デバイスである。ＩＰＧ１４がプログラムされ、その電源が外部充電器２２によって充電又はそうでなければ補充され終わると、ＩＰＧ１４は、ＲＣ１６又はＣＰ１８が存在しなくても、プログラムされた通りに機能することができる。

本明細書の目的では、一般的に「神経刺激器」、「刺激器」、「神経刺激」、及び「刺激」という用語は、活動電位を始動すること、活動電位の伝播を抑制又は阻止すること、神経伝達物質／神経修飾物質の放出又は吸収の変化に影響を及ぼすこと、及び組織の神経可塑性又は神経発生の変化を誘起することにより、興奮性又は抑制性とすることができる神経組織の神経細胞活動に影響を及ぼす電気エネルギの送出を意味する。簡潔化の目的で、ＣＰ１８、ＥＴＳ２０、及び外部充電器２２の詳細に関しては、本明細書では記載しない。これらの構成要素の例示的実施形態の詳細は、米国特許第６，８９５，２８０号明細書に開示されており、この特許は、引用によって本明細書に明示的に組み込まれている。

図５を参照して、神経刺激リード１２が、患者４０の脊椎４２内の初期位置に埋め込まれている。神経刺激リード１２の好ましい配置は、刺激される脊髄部位に隣接する硬膜に隣接し、すなわち、硬膜の近く又は上に静置されるものである。神経刺激リード１２が脊椎４２を出る場所の近くにおける空間の欠如に起因して、ＩＰＧ１４は、一般的に、腹部内又は臀部の上方のいずれかに手術で生成されたポケット内に埋め込まれる。ＩＰＧ１４は、当然ながら患者の身体の他の場所に埋め込むことができる。リード延長部２４は、ＩＰＧ１４を神経刺激リード１２の退出点から離して設置するのを容易にする。図５に示すように、ＣＰ１８は、ＲＣ１６を通してＩＰＧ１４と通信する。埋め込み後に、治療されるターゲット組織に対して活性化容積域を発生させ、それによって患者の制御下で治療有効刺激を供給するようにＩＰＧ１４を作動させることができる。

次いで、図６を参照して、神経刺激リード１２ａ、１２ｂ及びＩＰＧ１４の外部特徴を簡単に以下に説明する。神経刺激リード１２の各々は、８つの電極２６（それぞれリード１２ａに関してＥ１〜Ｅ８、リード１２ｂに関してＥ９〜Ｅ１６とラベル付けした）を有する。リード及び電極の実際の数及び形状は、当然ながら意図する用途に従って異なることになる。構造及び経皮刺激リードを製造する方法を記述した更なる詳細は、「リードアセンブリ及びそれを製造する方法（Ｌｅａｄ Ａｓｓｅｍｂｌｙ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｏｆ Ｍａｋｉｎｇ Ｓａｍｅ）」という名称の米国特許出願第１１／６８９，９１８号明細書、及び「神経刺激のための円筒形多接触電極リード及びそれを製造する方法（Ｃｙｌｉｎｄｒｉｃａｌ Ｍｕｌｔｉ−Ｃｏｎｔａｃｔ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ Ｌｅａｄ ｆｏｒ Ｎｅｕｒａｌ Ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｏｆ Ｍａｋｉｎｇ Ｓａｍｅ）」という名称の米国特許出願第１１／５６５，５４７号明細書に開示されており、これらの出願の開示内容は、引用によって本明細書に明示的に組み込まれている。

ＩＰＧ１４は、電子構成要素及び他の構成要素（下記でより詳細に説明する）を含むための外側ケース４４を含む。外側ケース４４は、チタンのような導電性生体適合性材料からなり、内部電子回路が身体組織及び体液から保護される気密密封区画を形成する。一部の場合に、外側ケース４４は、電極として機能することができる。ＩＰＧ１４は、神経刺激リード１２の近位端が、電極２６を外側ケース４４内の内部電子回路（下記でより詳細に説明する）に電気結合する方式で嵌合するコネクタ４６を更に含む。この目的に対して、コネクタ４６は、リード１２の近位端を受け入れるための２つのポート（図示せず）を含む。リード延長部２４が使用される場合に、ポートは、代わりにそのようなリード延長部２４の近位端を受け入れることができる。

上記で簡単に解説したように、ＩＰＧ１４は、パラメータセットに従って電極２６に電気刺激エネルギを供給する回路を含む。そのような刺激パラメータは、アノード（正）、カソード（負）として活性化され、かつオフにされる（ゼロ）電極組合せと、各電極に割り当てられる刺激エネルギの百分率（分割電極構成）と、パルス振幅（ＩＰＧ１４が電極アレイ２６に定電流又は定電圧のいずれを供給するかに依存してミリアンペア又はボルトを単位として測定される）、パルス幅（マイクロ秒を単位として測定される）、パルス速度（パルス毎秒を単位として測定される）、及びバースト率（刺激オン持続時間Ｘ及び刺激オフ持続時間Ｙとして測定される）を定める電気パルスパラメータとを含むことができる。下記でより詳細に説明するように、ＩＰＧ１４は、電気信号を供給し、この電気信号に応答しての電気インピーダンスを測定する回路を更に含む。

ＳＣＳシステム１０の作動中に供給されるパルス状電気波形に関して、電気エネルギを送信又は受信するように選択される電極を本明細書では「活性」電極と呼び、それに対して電気エネルギを送信又は受信するように選択されていない電極を「不活性」電極と呼ぶ。電気エネルギ送出は、電流が、ＩＰＧケース４４内に含まれるエネルギ源から組織への経路と、組織からケース内に含まれるエネルギ源への吸い込み経路とを有するように、一方をＩＰＧケース４４とすることができる２つ（又は３つ以上）の電極の間で発生することになる。電気エネルギは、単極又は多重極（例えば、二重極、三重極等）方式で組織に送信することができる。

単極送出は、電気エネルギが、選択された電極２６とケース４４との間で送信されるように、リード電極２６のうちで選択された１又は２以上がＩＰＧ１４のケース４４と共に活性化される場合に発生する。単極送出は、リード電極２６のうちの１又は２以上が、これらの１又は２以上のリード電極２６から離して設けられた大きいリード群と共に単極効果を生成するように活性化される場合に、すなわち、電気エネルギが１又は２以上のリード電極２６から比較的等方的な方式で搬送される場合にも発生させることができる。二重極送出は、電気エネルギが選択電極２６の間で送信されるように、リード電極２６のうちの２つがアノード及びカソードとして活性化される場合に発生する。三重極送出は、リード電極２６のうちの３つが、２つをアノードとし、残りの１つをカソードとして、又は２つをカソードとし、残りの１つをアノードとして活性化される場合に発生する。

本発明に対して重要な点として、補償なしでは、神経刺激システム１０による電極２６のうちの少なくとも１つへの刺激電流の送出に応答して、いずれかのシャントキャパシタンスは、電荷を組織から吸収又は組織内に注入することができ、それによって未補償電気波形が１又は２以上のいずれかの電極２６に隣接する組織に送出される。図示の実施形態において、シャントキャパシタンスを通る電流の分路の結果として電極２６に隣接する組織に送出される未補償電気波形は、望ましい電気波形とは実質的に異なる。本明細書の目的では、電極２６に実際に送出される未補償電気波形は、それが、望ましい電気波形が実際に電極２６に送出されたならば与えられたであろう診療効果とは異なる診療効果を与える場合に、これらの電極２６に対する望ましい電気波形とは実質的に異なっている（例えば、患者は、シャントキャパシタンスが刺激電極から電流を分路させる場合に弱い治療を受ける場合があり、又はシャントキャパシタンスが不活性電極に向けて電流を分路させる場合に不快感を受ける可能性がある）。

神経刺激システム１０は、吸収又は注入される電荷を補償し又は相殺し、それによって補償された電気波形を電極に隣接する組織に送出する。図示の実施形態において、電極２６に隣接する組織に送出される補償された電気波形は、これらの電極２６に対する望ましい電気波形と実質的に同じである。本明細書の目的では、補償された電気波形は、それが、望ましい電気波形が実際に電極２６に送出されたならば与えられたであろう診療効果と異ならない診療効果を与える場合に、これらの電極２６に対する望ましい電気波形と実質的に等しいものである（例えば、補償機能にも関わらず、患者は、シャントキャパシタンスが刺激電極からごく僅かな量の電流しか分路させない場合に同じ治療を受けることができ、又はシャントキャパシタンスがごく僅かな量の電流しか不活性電極に向けて分路させない場合に不快感を受けない場合がある）。

神経刺激システム１０は、望ましい電気波形の特性を定めるプログラムされた電気パラメータ（例えば、電気的な値又は更にパルス形状）を格納することができる。例えば、神経刺激システム１０は、特定の電極によって送出される電気パルスの立ち上がりエッジにわたる望ましい平均電流又は合計電荷を最終的に定めるこの電極に対する電流値を用いてプログラムすることができる。一般的に、望ましい平均電流は、プログラムされた電流値に等しくなければならず、又は電気パルスの立ち上がりエッジにわたる望ましい合計電荷は、プログラムされた電流値に電気パルスの立ち上がりエッジの持続時間をかけたものに等しくなければならない。

未補償及び補償された電気波形は、望ましい電気波形に対する誤差値に関して最適に定量化することができる。特に、例えば未補償電気波形と望ましい電気波形の間のある期間にわたる（例えば、電気パルスの立ち上がりエッジにわたる）平均電流、合計電荷、又は波形形状のような特性は、第１の誤差値を有することができ、補償された電気波形と望ましい電気波形の間の同じ特性は、第１の誤差値よりも小さい第２の誤差値を有する。

先に解説したように、補償される電気波形の特性は平均電流とすることができる。例えば、電極Ｅ１が−１ｍＡという望ましい値を有するカソード電流を送出するようにプログラムされた場合に、シャントキャパシタンスを通る電流の分路の結果として、電気パルスの立ち上がりエッジ中に−１．５ｍＡの平均値を有する未補償カソード電流が電極Ｅ１に送出される場合があり、それによって電極Ｅ１に対して０．５ｍＡの誤差値がもたらされる。しかし、電極Ｅ１に対する補償されたカソード電流は、電気パルスの電気刺激エネルギの間に−０．８ｍＡとすることができ、それによって０．５ｍＡの未補償誤差値よりも小さい０．２ｍＡの誤差値しかもたらされない。

別の例として、電極Ｅ２が電流を送出しない（すなわち、電流がゼロ値を有する）（言い換えれば、ヌル波形を有する）ようにプログラムされた場合に、シャントキャパシタンスを通る電流の分路の結果として、電気パルスの立ち上がりエッジ中に＋０．２ｍＡの平均値を有する未補償アノード電流が電極Ｅ２に送出される場合があり、それによって電極Ｅ２に対して０．２ｍＡの誤差値がもたらされる。しかし、電極Ｅ１に対する補償された電流は−０．０５ｍＡとすることができ、それによって０．２ｍＡの未補償誤差値よりも小さい０．０５ｍＡの誤差値しかもたらされない。

先に解説したように、補償される電気波形の特性は、合計電荷とすることができる。例えば、電極Ｅ１が、理想的な正方形電気パルスの５０μｓの初期期間にわたる−５０ｐＣの合計電荷に換算することができる−１ｍＡの値を有するカソード電流を送出するようにプログラムされた場合に、シャントキャパシタンスを通る電流の分路の結果として、電気パルスの５０μｓの立ち上がりエッジ中に−３５ｐＣの未補償合計電荷が電極Ｅ１に送出される場合があり、それによって電極Ｅ１に対して１５ｐＣの誤差値がもたらされる。しかし、電気パルスの５０μｓの立ち上がりエッジ中の電極Ｅ１に対する補償された合計電荷は−４０ｐＣとすることができ、それによって１５ｐＣの未補償誤差値よりも小さい１０ｐＣの誤差値しかもたらされない。

別の例として、電極Ｅ２が電流を送出しない（すなわち、電流がゼロ値を有する）ようにプログラムされた場合に、シャントキャパシタンスを通る電流の分路の結果として、電気パルスの５０μｓの立ち上がりエッジ中に１０ｐＣの未補償合計電荷が電極Ｅ２に送出される場合があり、それによって電極Ｅ２に対して１０ｐＣの誤差値がもたらされる。しかし、電気パルスの５０μｓの立ち上がりエッジ中の電極Ｅ１に対する補償された合計電荷は−５ｐＣとすることができ、それによって１０ｐＦの未補償誤差値よりも小さい２．５ｐＦの誤差値しかもたらされない。

先に解説したように、補償される電気波形の特性は、波形形状とすることができる。例えば、電極Ｅ１が比較的急勾配の立ち上がりエッジを有する台形電気パルスを送出するようにプログラムされた場合に、シャントキャパシタンスを通る電流の分路の結果として、比較的浅い立ち上がりエッジを有する電気パルスが電極Ｅ１に送出される場合があり、それによって電極Ｅ１に実際に送出される電気パルスの波形形状と理想的な電気パルスの波形形状の間に実質的な不適合が引き起こされる。しかし、電気パルスの立ち上がりエッジ中の電極Ｅ１に対する補償された波形形状は、プログラムされた電気パルスの比較的急勾配な立ち上がりエッジとより良好に適合することができる。

未補償又は補償された波形形状と理想的な波形形状の間の適合化は、誤差係数をもたらすピアソン相関係数関数又は最小二乗法に基づく関数のような様々な比較関数のうちのいずれかを用いて実施することができる。

補償がそのために実施される電気波形の特性に関わらず、神経刺激システム１０は、電極２６の各々に対する能動的な電荷注入又は電荷除去がそのような補償関数を実施することを可能にする。電荷注入又は電荷除去は、シャントキャパシタンスの負荷効果に起因する組織への電荷送出の変化を相殺又は最小にするように、電気パルス送出に起因する電荷累積シャントキャパシタンス内の変化、すなわち、シャントキャパシタンス内の累積電流の流れと一致するように計時することができる。他の内部ＩＰＧ回路からの能動的注入を用いて、等しくかつ反対のレベルの電流をそれぞれのシャントコンデンサーに注入することによってシャント電流の部分相殺をもたらすことができる。電荷の能動的な注入又は除去は、この目的で設けられた追加の回路によって達成するか、又は既存の刺激回路を用いてもたらすことができる。

一般的に完全な相殺は可能ではないが、必要とされることもない。組織に送出される電荷における時間の関数としての想定外の変化は、生理学的影響を持たないレベルまで低減することで十分である。例えば、不活性であるようにプログラムされた電極に関して、電極による接触を受ける組織における電荷均衡が、組織を刺激する最低レベルに決して達しないように、組織の時値よりもかなり小さい（例えば、１０倍低い）間隔にわたって維持される場合に、この間隔中に完全な相殺が提供されない場合であっても、組織刺激の可能性を最小にすることができる。

図７に示す例では、シャントキャパシタンスを補償（埋め合わせ）するために、シャントキャパシタンスが１ｎＦの値を有し、電気パルス立ち上がりエッジがシャントキャパシタンスにわたって３Ｖの変化をもたらす場合に、この電圧増大を補償するために３ｎＣの電荷がシャントキャパシタンス内に注入されることになる。この電荷値は、コンデンサー電荷と電圧方程式Ｑ＝ＣＶ（式中のＱはシャントキャパシタンス電荷であり、Ｃはシャントキャパシタンス値であり、Ｖはシャントキャパシタンスにわたる電圧である）を用いて計算することができる。補償電流は、計算式Ｉ＝Ｃ^*ｄＶ／ｄｔ（式中のＩはシャントキャパシタンスを通る電流であり、Ｃはシャントキャパシタンス値であり、ｄＶ／ｄｔはシャントキャパシタンスにわたる電圧の変化率である）を用いて計算することができる。例えば、３Ｖレベルまでの電気パルスの立ち上がり時間が５μｓである場合に、電気パルスの立ち上がりエッジ中に６００μＡの補償電流がシャントキャパシタンス内に注入されることになる。類似の考察は、電気パルスの立ち下がりエッジ（この場合に、シャントキャパシタンスは電荷を送出することになる）又は電気パルスの振幅が変化する他の間隔中に適用される。駆動電極（すなわち、活性としてプログラムされた電極）に関しては、実際の送出電流は、補償電流とプログラムされた刺激電流とを加えたものに等しくなる。非駆動電極（すなわち、不活性としてプログラムされた電極）に関しては、実際の送出電流は、補償電流に等しくなる。

次いで図８に移ると、ここでＩＰＧ１４の主要内部構成要素を以下に説明する。ＩＰＧ１４は、指定されたパルス振幅、パルス速度、パルス幅、パルス形状、及びバースト率を有する定められたパルス状波形に従って制御論理部５２の制御下でデータバス５４を通して電気刺激エネルギを発生させるように構成された刺激出力回路５０を含む。電気波形のパルス速度及びパルス幅の制御は、適切な分解能、例えば、１０μｓを有することができるタイマー論理部５６によって容易になる。刺激出力回路５０が発生させた刺激エネルギは、電極２６に対応する電気端子５８にコンデンサーＣ１〜Ｃ１６を通して出力される。

刺激出力回路５０は、指定された既知のアンペア数の電気パルスを電極２６に又はそこから供給するために、アノード電流源及び／又はカソード電流源（シンク）の形態を取る１又は２以上の独立制御電源を含むことができる。電流源は、定電流源と、関連の電気パルス列を発生させるためのアナログスイッチとを含む。

例えば、刺激出力回路５０は、刺激エネルギを指定された既知のアンペア数で電気端子５８に供給することができる複数ｍ個の電流源対６０を含むことができる。各対６０の一方の電流源６２は、正（＋）の電流源又はアノード電流源として機能し、それに対して各対６０の他方の電流源６４は、負（−）の電流源又はカソード電流源として機能する。各対６０のアノード電流源６２の出力とカソード電流源６４の出力とは共通ノード６６に接続される。刺激出力回路５０は、各電流源対６０の共通ノード６６をコンデンサーＣ１〜Ｃ１６を通して電気端子５８のうちのいずれかに接続する低インピーダンススイッチングマトリクス６８を更に含む。

従って、例えば、＋４ｍＡのピーク振幅を有するパルス（指定の速度で指定の持続時間にわたる）を生成するように第１のアノード電流源６２（＋Ｉ１）をプログラムし、−４ｍＡのピーク振幅を有するパルス（同じ速度及びパルス幅の）を同じく生成するように第２のカソード電流源６４（−Ｉ２）を同期させてプログラムし、次いで、アノード電流源６２（＋Ｉ１）のノード８６を電極Ｅ３に対応する電気端子５８に接続し、カソード電流源６４（−Ｉ２）のノード６６を電極Ｅ１に対応する電気端子５８に接続することができる。別の実施形態において、電流源を利用するのではなく、アノード電流又はカソード電流を供給するために使用することができる低インピーダンス直列抵抗（例えば、１００オーム又はそれよりも低い）を有する電圧ソースを使用することができる。

従って、プログラム可能電気端子５８の各々は、正（供給電流）、負（吸い込み電流）、又はオフ（電流なし）の極性を有するようにプログラムすることができることを見ることができる。更に、与えられた電気端子５８から供給されるか又は吸い込まれる電流パルスの振幅は、いくつかの離散レベルのうちの１つにプログラムすることができる。一実施形態において、各電気端子５８を通る電流は、ＩＰＧ１４の出力電圧／電流要件の範囲で０ｍＡから±１０ｍＡまで１００μＡ刻みで個々に設定することができる。更に、一実施形態において、電気端子５８の群によって出力される合計電流は、±２０ｍＡまで（群内に含まれる電極の間で分散された）とすることができる。

同じく、電流パルスのパルス持続時間は、好ましくは、好ましい増分、例えば、１０マイクロ秒（μｓ）の増分で０ミリ秒（ｍｓ）から１ミリ秒（ｍｓ）まで調節可能である。同様に、パルス速度は、好ましくは、許容可能限度範囲、例えば、０パルス毎秒（ｐｐｓ）から１０，０００パルス毎秒（ｐｐｓ）の範囲で調節可能である。他のプログラム可能な特徴は、緩慢な開始／終了の立ち上がり、バースト刺激サイクル（Ｘ時間にわたるオン、Ｙ時間にわたるオフ）、相間（すなわち、２相性エネルギの第１の相と第２の相の間の持続時間）、及び開ループ又は閉ループの感知モードを含むことができる。更に、電気端子５８の各々は、例えば、２又は３以上の電気端子が電流を同時に供給する／吸い込むようにグループ分けされる多重極モードで作動させることができることを見ることができる。これに代えて、電気端子５８の各々は、例えば、電気端子５８がカソード（負）として構成され、ＩＰＧ１４のケースがアノード（正）として構成される単極モードで作動させることができる。

電気端子５８には振幅を割り当てることができ、ｋ個までの可能な群のうちのいずれかを含めることができ、この場合に、ｋは、チャネル数に対応する整数であり、一実施形態では４に等しく、各チャネルｋは、定められたパルス振幅、パルス幅、パルス速度、及びパルス形状を有することを見ることができる。他のチャネルも類似の方式で実現することができる。従って、各チャネルは、どの電気端子５８（従って、電極２６）が電流を同期して供給する又は吸い込むように選択されるか、これらの電気端子の各々におけるパルス振幅、並びにパルス幅、パルス速度、及びパルス形状を識別する。

一実施形態において、電流源６２／６４の各々は、任意パルス成形機能を有する。例えば、各電流源６２／６４によって出力される各電気パルスの形状は、振幅レベルのステップ関数で形成することができる。別の実施形態において、出力刺激回路５０は、振幅レベルのステップ関数を用いてパルス波形を形成するのではなく、各電流源６２／６４によって出力される電気パルスを成形するように構成された１又は２以上のアナログ回路を含むことができる。パルス成形を解説した更なる詳細は、米国特許第８，０３６，７５４号明細書に記載されており、この特許は、引用によって本明細書に明示的に組み込まれている。低インピーダンススイッチングマトリクスを通じた電極２６のうちのいずれかへの電流源の選択的結合を解説した更なる詳細は、米国特許第６，５１６，２２７号明細書に記載されており、この特許は、引用によって本明細書に明示的に組み込まれている。これに代えて、引用によって本明細書に明示的に組み込まれている米国特許第６，１８１，９９６号明細書に記載されているように、各電極は、専用電流源に結合することができ、それによって電極が電流源又は電流シンクのいずれとして作動することも可能になる。

ＩＰＧ１４は、それにわたる様々なノード又は他のポイント７２のステータス、例えば、電源電圧、温度、バッテリ電圧などをモニタするためのモニタ回路７０を更に含む。モニタ回路７０は、電気パラメータデータ（例えば、電極インピーダンス及び／又は電極電界電位）を測定するようにも構成される。ＩＰＧ１４は、データバス７６を通して制御論理部５２を制御し、モニタ回路７０からデータバス７８を通してステータスデータを取得するマイクロコントローラ（μＣ）７４の形態にある処理回路を更に含む。ＩＰＧ１４は、これに加えて、タイマー論理部５６を制御する。ＩＰＧ１４は、マイクロコントローラ７４に結合されたメモリ８０と発振器及びクロック回路７２とを更に含む。それによってマイクロコントローラ７４は、メモリ８０、並びに発振器及びクロック回路７２との組合せで、メモリ８０に格納された適切なプログラムに従って機能を実施するマイクロプロセッサシステムを構成する。メモリ８０に格納されるプログラムは、電極２６の各々に対する電流値を含む刺激パラメータセットを含む。これに代えて一部の用途では、マイクロプロセッサシステムによって与えられる機能は、適切な状態機械によって実施することができる。

すなわち、マイクロコントローラ７４は、マイクロコントローラ７４が選択された作動プログラム及び刺激パラメータに従ってＩＰＧ１４の作動を制御することを可能にする必要な制御信号及びステータス信号を発生させる。ＩＰＧ１４の作動を制御するのに、マイクロコントローラ７４は、刺激出力回路５０を制御論理部５２及びタイマー論理部５６との組合せに用いて電極２６において刺激パルスを個々に発生させることができ、それによって各電極２６を単極ケース電極を含む他の電極２６と対合又はグループ分けし、極性と、振幅と、速度と、パルス幅と、電流刺激パルスを供給するチャネルとを制御することを可能にする。更に、マイクロコントローラ７４は、下記でより詳細に説明する上述のシャント電流補償機能を実施する。

ＩＰＧ１４は、ＲＣ１６及び／又はＣＰ１８からプログラミングデータ（例えば、作動プログラム及び／又は刺激パラメータ）を適切な変調搬送波信号で受信するための交流（ＡＣ）受信コイル８４と、後でメモリ８０内又はＩＰＧ１４を通して分散された他のメモリ要素（図示せず）内に格納されるプログラミングデータを回復するために、ＡＣ受信コイル８４を通してＩＰＧ１４が受信した搬送波信号を復調するための充電及び順送遠隔測定回路８６とを更に含む。

ＩＰＧ１４は、モニタ回路７０を通して感知された情報データをＲＣ１６及び／又はＣＰ１８に送るための逆送遠隔測定回路８８及び交流（ＡＣ）送信コイル９０を更に含む。ＩＰＧ１４の逆送遠隔測定特徴部は、ＩＰＧ１４のステータスを検査することも可能にする。例えば、ＲＣ１６及び／又はＣＰ１８がＩＰＧ１４とのプログラミングセッションを開始すると、ＲＣ１６及び／又はＣＰ１８が再充電までの推定時間を計算することができるように、バッテリの容量が遠隔測定される。電流刺激パラメータに加えられるあらゆる変更は逆送遠隔測定を通して確認され、それによってそのような変更が埋め込みシステム内で正しく受信され、実施されたことが保証される。更に、ＲＣ１６及び／又はＣＰ１８による照会時に、ＩＰＧ１４内に格納された全てのプログラム可能な設定は、ＲＣ１６及び／又はＣＰ１８にアップロードすることができる。

ＩＰＧ１４は、ＩＰＧ１４に作動電力を供給するための再充電可能電源９２及び電力回路９４を更に含む。再充電可能電源９２は、例えば、リチウムイオンバッテリ又はリチウムイオンポリマーバッテリを含むことができる。再充電可能電源９２は、未調整電圧（例えば、３Ｖ）を電力回路９４に供給する。次いで、電力回路９４は、様々な電圧９６を発生させ、ＩＰＧ１４内に設けられた様々な回路による必要性に応じて、これらの電圧のうちの一部は調整され、一部は調整されない。

再充電可能電源９２は、ＡＣ受信コイル８４が受信する調整されたＡＣ電力（又は他の手段、例えば、「インバータ回路」としても公知の効率的なＡＣからＤＣへのコンバータ回路を通してＡＣ電力から変換されたＤＣ電力）を用いて再充電される。電源９２を再充電するために、ＡＣ磁場を発生させる外部充電器２２（図４に示す）は、埋め込まれたＩＰＧ１４を覆う患者の皮膚に接して又は他に隣接して配置される。外部充電器によって放出されるＡＣ磁場は、ＡＣ受信コイル８４内にＡＣ電流を誘導する。充電及び順送遠隔測定回路８６は、ＡＣ電流を整流して、電源９２を充電するのに使用されるＤＣ電流を生成する。ＡＣ受信コイル８４は、通信（例えば、プログラミングデータ及び制御データ）を無線受信すること及び外部デバイスからエネルギを充電することの両方に向けて使用されるものとして記述したが、ＡＣ受信コイル８４を専用充電コイルとして配置することができ、同時にコイル９０のような別のコイルを双方向遠隔測定に使用することができることを認めなければならない。

上記で記述したＩＰＧ及び他のＩＰＧに関する更なる詳細は、米国特許第６，５１６，２２７号明細書、米国特許出願第２００３／０１３９７８１号明細書、及び「埋込可能パルス発生器に使用される低電力損失電流のデジタル／アナログ変換器（Ｌｏｗ Ｐｏｗｅｒ Ｌｏｓｓ Ｃｕｒｒｅｎｔ Ｄｉｇｉｔａｌ−ｔｏ−Ａｎａｌｏｇ Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ Ｕｓｅｄ ｉｎ ａｎ Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ Ｐｕｌｓｅ Ｇｅｎｅｒａｔｏｒ）」という名称の米国特許出願第１１／１３８，６３２号明細書に見出すことができ、これらの文献は、引用によって本明細書に明示的に組み込まれている。ＩＰＧではなく、これに代えてシステム１０が、リード１２に接続された埋込可能受信機−刺激器（図示せず）を利用することができることに注意しなければならない。この場合に、埋め込まれた受信機に給電するための電源、例えば、バッテリ、並びに受信機−刺激器に命令する制御回路は、電磁リンクを通して受信機−刺激器に誘導結合された外部コントローラ内に含まれることになる。データ／電力信号は、埋め込まれた受信機−刺激器の上に配置されたケーブル接続送信コイルから経皮的に結合される。埋め込まれた受信機−刺激器は、信号を受信し、制御信号に従って刺激を発生させる。

ＩＰＧ１４は、シャントキャパシタンスを通って流れる電流を様々な方式のうちのいずれかのもので補償することができる。一実施形態において、メモリ８０は、シャントキャパシタンスの関数である微分方程式と、電極２６の各々に対するプログラムされた電流値とを格納し、マイクロコントローラ７４は、電流源微分方程式に基づいて電流源／電流シンクが発生させる電流の値を計算する。例えば、図２に示すモデルは、方程式Ｉ＝（Ｒ１）（Ｃ１）（Ｒ_t）（Ｃ２）（ｄｉ_t（ｔ）²／ｄｔ²）＋（Ｒ１Ｃ１＋Ｒ_t（Ｃ１＋Ｃ２））（ｄｉ_t／ｄｔ）＋ｉ_t（ｔ）をもたらす。望ましい組織電流ｉ_tを治療目的で定めることができる場合には（プログラムされた電流値が組織電流ｉ_tに等しくなる）、マイクロコントローラ７４は、望ましい組織電流ｉ_tを達成するために最終的に使用されることになる駆動電流Ｉの値を直接計算することができる。図２の組織負荷における電圧又は電圧勾配の段階変化が、瞬間的な無限の振幅及び電力を必要とする電流源Ｅ１からのインパルス出力を必要とすることになるので、実施上の配慮点に対処しなければならない。従って、ターゲット刺激波形は、図３とすることしかできず、実際には組織負荷において近似することしかできない。

図２に示す二電極システムは１つの自由度のみを有し、すなわち、１つの電流源によって定められる。しかし、図８に示すように、神経刺激システムは多くの電極を含む。負荷が線形であると仮定すると、多電極システムは、線形代数及び行列の数学表現を用いて説明することができる。図９を参照して、ｎ個の電極Ｅ１〜Ｅｎと、ケース電極Ｅケースと、電極を互いに結合する線形インピーダンスネットワークとを有するためのシステムを考察する。ケース電極Ｅケースは、全ての電流が供給され、全ての電圧が測定される基準ノードとして取り扱うことができる。このシステムは、ｎ＋１個の点で組織と相互作用することになるが、ｎ個の自由度のみを有することになる。異なる電極の間のあらゆる電流又は電圧をケース電極Ｅケースに対する電流及び電圧の重ね合わせによって生成することができるので、一般性が失われることはない。このシステムを電気的に説明するためには、各電極における電圧がこれらの電極における電流の関数として既知でなければならない。それを行うために、線形インピーダンスネットワークを表す行列Ｚを定めることができる。この行列Ｚは、ＩＰＧ１４が受ける組織インピーダンス又はあらゆる他の線形負荷のモデルとすることができる。標準組織インピーダンスモデルは、図１０に示すような抵抗の並列組合せにより、又はこれに代えて図１１に示すような抵抗の並列組合せによって表すことができる。これに代えて組織インピーダンスモデルは、図１２に示すようなコンデンサーの並列組合せとして表すことができ、この場合に、行列Ｚの成分において周波数依存項を必要とすることになる。これに代えて、電圧変化が関連の電流に比例することを反映するために、微分演算子を使用することができる。

行列Ｚは、ｊ番目の電極内に供給される電流に対するｉ番目の電極上の電圧の比を表すインピーダンスの単位を有するｉ，ｊ成分を有する。電流Ｉ_jが電極Ｅ_j（ｊ番目の電極）内に注入された場合に、この電流は、それぞれの電極Ｅ１からＥｎの上に電圧Ｖ１からＶｎをもたらすことになる。これらの電圧は、効果がない場合はゼロとすることができる。行列Ｚは、Ｚ_ij＝Ｖ_i／Ｉである時にＺ＝Ｚ_ijと説明することができる。電流Ｉ_jがインピーダンスネットワークＺ_ijを駆動すると仮定して電圧Ｖ_iを決定するためには、インピーダンスネットワークＺ_ijに、・が行列乗算を表す方程式Ｖ_i＝Ｚ_ij・Ｉ_jに従って電流列ベクトルＩ_jを乗じなければならない。

上記で定めた行列Ｚは、電流Ｉ_jの入力が与えられた場合の電圧Ｖ_iを説明する。しかし、組織電流をプログラムされた電流に設定するのに必要とされる駆動電流の値を計算するためには、駆動電流Ｉ_jが電圧Ｖ_iの関数として既知でなければならない。この関数は、非特異行列に関して、Ｚ^-1がインピーダンスネットワーク行列Ｚの逆行列である逆行列Ｉ＝Ｚ^-1・Ｖを取ることによって得ることができる。

図１３に示すように、２つのインピーダンスネットワークＺ₁及びＺ₂は、並列に配置することができる。すなわち、ｉ番目の電極における電圧は同じであり、ｊ番目の電極における電流は、ネットワークＺ₁とＺ₂との間で共有される。ｊ番目の電極において電流がＩＰＧ１４によってネットワーク内に駆動されない場合であっても、電流を共有することができる。この場合に、電流は単に正確にゼロに加え合わせられることになる。従って、ＩＰＧ１４が２つの並列ネットワークＺ₁及びＺ₂内への駆動電流Ｉ１〜Ｉｎ、並びに並列ネットワークＺ₁及びＺ₂内への電流ｉ₁〜ｉ₂を観察する際の電圧Ｖ１〜Ｖｎは、次式のように計算することができる。
Ｖ＝Ｚ₁・ｉ₁＝Ｚ₂・ｉ₂；Ｉ＝ｉ₁＋ｉ₂⇒
ｉ₁＝（Ｚ₂ ^-1Ｚ₁＋Ｉ）^-1・Ｉ；
ｉ₂＝（Ｚ₁ ^-1Ｚ₂＋Ｉ）^-1・Ｉ；
Ｉ＝（Ｚ₂ ^-1Ｚ₁＋Ｉ）^-1・ｉ₁；
Ｖ＝Ｚ₁（Ｚ₂ ^-1Ｚ₁＋Ｉ）^-1・Ｉ；
式中のＩは単位行列である。

並列インピーダンスネットワークに加えて、直列インピーダンス負荷も考慮しなければならない。これらの直列インピーダンス負荷は、各添字の電極における電圧が異なりながらも各添字の電極における電流を維持すると考えられる点を除いて並列インピーダンスネットワークと同様である。これらの直列インピーダンス負荷は、図１４に示すように、１つの端子群においてｎ個の電極、別の端子群においてｎ個の電極という２ｎ個の電極から構成される。ＩＰＧ電流駆動入力の端子Ｅ１〜Ｅｎにおける電圧Ｖ１〜Ｖｎを決定するためには、ネットワークのインピーダンスを説明するインピーダンス行列だけではなく、他端子Ｅ’〜Ｅ’ｎ上の電圧Ｖ’１〜Ｖ’ｎが既知でなければならない。電圧Ｖ１〜Ｖｎは、行列方程式を用いて、Ｚが直列インピーダンスを表す式Ｖ＝Ｚ・ｉ＋Ｖ’に従って計算することができる。

図２に示す多電極同等モデルは、互いに組み合わされて図１５に示すモデルをもたらす並列インピーダンスネットワークと直列インピーダンスネットワークとの組合せを用いて再構成することができる。ＩＰＧ駆動電流ベクトルＩは、ｉが組織電流ベクトルであり、ＩがＩＰＧ供給電流ベクトルである方程式Ｉ＝Ｚ_c ^-1（Ｚ_t＋Ｚ_c（Ｉ＋Ｚ_c ^-1Ｚ_t）＋Ｚ_s（Ｉ＋Ｚ_c ^-1Ｚ_t））・ｉを用いて計算することができる。ＩＰＧ駆動電流ベクトルＩは、望ましい組織電流ベクトルｉに関して指定されることを見ることができる。コンデンサーに起因して、Ｉに対する時変解が、線形微分方程式によって与えられることになる。図２に示す二電極の例の場合と同様に、組織電流の瞬間的な有限変化が、実際には近似することしかできないＩＰＧ電子回路からの電流のインパルスを要求することになる。

別の実施形態において、ＩＰＧ１４は、シャントキャパシタンスを通って流れる電流を直接測定技術を用いて補償することができる。特に、モニタ回路７０（又はこれに代えてあらゆる他の感知デバイス（図示せず））は、電気パルスの送出中に電極２６の各々における電圧変化を測定することができ、マイクロコントローラ７４は、それぞれの測定電圧変化と既知のキャパシタンス値とに基づいて電極２６の各々を通って流れる電流の大きさ及び極性を計算し、各電極２６に対するプログラムされた電流値に加算して、各電極２６を通って流れる電流と同じ大きさと反対の極性とを有する電流を発生させることによって吸収電荷又は注入電荷を補償するように電流源６２／６４に指示する。

例えば、図１６に示すように、回路は、４つの電極Ｅ１〜Ｅ４と、４つの独立した電流源Ｉ１〜Ｉ４とを有することができ、この場合に、図２の場合と同様に、Ｃ１、Ｒ１、及びＣ２は、神経刺激リードの寄生成分、ＥＭＩフィルタ内のあらゆるシャントキャパシタンス、及び電極Ｅ１〜Ｅ４の各々に関する内部刺激回路内のあらゆるシャントキャパシタンスの集中素子モデルを表している。すなわち、電極Ｅ１〜Ｅ４の各々に関して、電流は、これらのキャパシタンスにわたる電圧の変化に応答して、シャントキャパシタンスＣ１及びＣ２を通って漏れることになり、それによって指定の電気駆動電流Ｉ１〜Ｉ４がＲ１_t〜Ｒ１_tとしてモデル化された組織抵抗に到達することが妨げられる。代わりに、電流ｉ１_t〜ｉ１₄が、組織抵抗Ｒ１_t〜Ｒ１_tを通ってそれぞれ流れる。この例では、電流源Ｉ１及びＩ４は、活性であるようにプログラムされ、電流源Ｉ２及びＩ３は、不活性であるようにプログラムされる。すなわち、電流源Ｉ１は、指定の非ゼロ値のアノード電流を有するようにプログラムされ、電流源Ｉ４は、同じであるが反対に分極された指定の非ゼロ値のカソード電流を有するようにプログラムされ、電流源Ｉ２及びＩ３の各々は、ゼロ電流値を有するようにプログラムされる。

図１７に示すように、それぞれ電圧Ｖ１〜Ｖ４を有する電気パルスが組織抵抗Ｒ１_t〜Ｒ４_tに送出される。明らかなように、組織抵抗Ｒ１_t〜Ｒ４_tにわたる電圧変化ΔＶが発生する期間中に、電流は、キャパシタンスを通して分路されることになり、電極Ｅ１〜Ｅ４の各々に対するプログラムされた電流と、電極Ｅ１〜Ｅ４の各々に送出される実際の電流とを実質的に適合させるために、各パルス中の補償が必要である。補償機能を実施するために、電圧Ｖ１〜Ｖ４の変化中に、電流源の各々のものにわたる電圧が測定される。例えば、組織抵抗Ｒ１_t〜Ｒ４_tにわたる電圧変化ΔＶを取得するために、パルスの立ち上がりエッジの開始点及び終了点、及び／又はパルスの立ち下がりエッジの開始点及び終了点で電圧Ｖ１〜Ｖ４を測定することができる。

次いで、電圧Ｖ１〜Ｖ４が変化する期間中に組織抵抗Ｒ１_t〜Ｒ４_tの各々を通る平均電流ｉ１_t〜ｉ４_tを方程式ｉ＝Ｃ^*ｄＶ／ｄｔ（式中のｉは、それぞれの組織抵抗を通って流れる電流であり、Ｃは、電極に関するシャントキャパシタンス値であり、ｄＶ／ｄｔは、それぞれの組織抵抗にわたる電圧の変化率である）に従って計算することができる。次いで、電極Ｅ１〜Ｅ４に対する補償電流は、それぞれの電極Ｅ１〜Ｅ４に対してプログラムされた電流値からそれぞれの組織抵抗Ｒ１_t〜Ｒ４_tを通る平均電流ｉ１_t〜ｉ４_tを減算することによって計算することができ、その後に、これらの補償電流をプログラムされた電流値に加算することで、それぞれの電流源Ｉ１〜Ｉ４によって送出される補正電流値が得られる。次いで、次のパルスの対応する電圧変化間隔中に、それぞれの電流源Ｉ１〜Ｉ４に対する補正電流値が使用されることになる。あらゆる後続パルスに関して、それぞれの組織抵抗Ｒ１_t〜Ｒ４_tを通って流れる計算による電流は、それぞれの電流源Ｉ１〜Ｉ４に対する新規補正電流値と比較され、次いで、補償電流がそれぞれの電流源Ｉ１〜Ｉ４に対する新規補正電流値に加算され、それぞれの電流源に対する次回補正電流値が得られる。

例えば、電極Ｅ１が＋２ｍＡであるようにプログラムされており、電極Ｅ４が−２ｍＡであるようにプログラムされており、パルスの立ち上がりエッジ中に組織抵抗Ｒ１_tを通って流れる平均電流ｉ１_tが＋１．８ｍＡであり、パルスの立ち上がりエッジ中に組織抵抗Ｒ２_tを通って流れる平均電流ｉ４_tが−１．４ｍＡである場合に、電極Ｅ１及びＥ４に対する補償電流は、それぞれ＋０．２ｍＡ及び−０．６ｍＡになる。従って、電流源Ｉ１及びＩ４は、それぞれ＋２．２ｍＡ及び−２．６ｍＡの電流値を発生させるように調節されることになり、それによって電極Ｅ１及びＥ４に関するシャント電流が少なくとも部分的に相殺される。不活性電極Ｅ２及びＥ３に関しては、パルスの立ち上がりエッジ中に組織抵抗Ｒ２_tを通って流れる平均電流ｉ２_tが−０．３ｍＡであり、パルスの立ち上がりエッジ中に組織抵抗Ｒ３_tを通って流れる平均電流ｉ３_tが−０．１ｍＡである場合に、電極Ｅ２及びＥ３に対する補償電流は、それぞれ＋０．３ｍＡ及び＋０．１ｍＡになる。従って、電流源Ｉ２及びＩ３は、それぞれ＋０．３ｍＡ及び＋０．１ｍＡの電流値を発生させるように調節されることになり、それによって電極Ｅ２及びＥ３に関するシャント電流が少なくとも部分的に相殺される。

次の電気パルス中のパルスの立ち上がりエッジ中に組織抵抗Ｒ１_tを通って流れる平均電流ｉ１_tが＋１．９ｍＡであり、パルスの立ち上がりエッジ中に組織抵抗Ｒ１_tを通って流れる平均電流ｉ２_tが−１．９ｍＡである場合に、電極Ｅ１及びＥ４に対する補償電流は、それぞれ＋０．１ｍＡ及び−０．１ｍＡになる。従って、電流源Ｉ１及びＩ４は、＋２．２ｍＡ及び−２．６ｍＡの前回補正電流値にこれらの補償電流を加算することによってそれぞれ＋２．３ｍＡ及び−２．７ｍＡの次回補正電流値を発生させるように調節されることになり、それによって電極Ｅ１及びＥ４に関するシャント電流が少なくとも部分的に相殺される。不活性電極Ｅ２及びＥ３に関しては、パルスの立ち上がりエッジ中に組織抵抗Ｒ２_tを通って流れる平均電流ｉ２_tが−０．１ｍＡであり、パルスの立ち上がりエッジ中に組織抵抗Ｒ３_tを通って流れる平均電流ｉ３_tが＋０．１ｍＡである場合に、電極Ｅ２及びＥ３に対する補償電流は、それぞれ＋０．１ｍＡ及び−０．１ｍＡになる。従って、電流源Ｉ２及びＩ３は、＋０．３ｍＡ及び＋０．１ｍＡの前回補正電流値にこれらの補償電流を加算することによってそれぞれ＋０．４ｍＡ及び０．０ｍＡの次回補正電流値を発生させるように調節されることになり、それによって電極Ｅ２及びＥ３に関するシャント電流が少なくとも部分的に相殺される。

シャント電流は、パルス毎のベースで反復的に補償されるものとして記述したが、シャント電流は、電気パルスの範囲で反復的に補償することができる。例えば、電気パルスを１６個の時間間隔に分割することができ、この場合に、測定機能、補償電流計算機能、及び電流補正機能は、全体的なパルスに対して上記で行った手法と同じ手法で各時間間隔に対して個々に実施される。電気パルスは、等しい時間間隔に分割する必要はない。例えば、システムを１次システムによって近似することができ、かつ意図する電気パルスが正方形である場合に、電気パルスは、最初のものが非常に短い２つの時間間隔に分割するだけでよい場合がある。

補償電流は、それぞれの電流源Ｉ１〜Ｉ４によって送出される次回補正電流値を取得するために前回の補正電流値に直接加算されるものとして記述したが、補償電流のあらゆる適切な関数を前回の補正電流値に加算することができることを認めなければならない。例えば、補償電流は、それぞれの補正値への加算の前に時間積分し、適切な利得（１又はあらゆる他の値とすることができる）を乗じることができ、それによってＤＣ誤差が低減され、又はそれぞれの補正値への加算の前に時間微分し、適切な利得を乗じることができる。別の例として、補正電流値への加算の前に、移動平均関数、平均関数、又はＦＩＲ関数を補償電流に対して実施することができる。

本発明の特定の実施形態を図示かつ説明したが、本発明を好ましい実施形態に限定することは意図していないことは理解されるであろうし、当業者には、本発明の精神及び範囲から逸脱することなく様々な変形及び修正を加えることができるこが明らかであろう。すなわち、本発明は、特許請求の範囲によって定められる本発明の精神及び範囲内に含めることができる代替物、修正物、及び均等物を網羅するように意図している。

１４ 埋込可能パルス発生器（ＩＰＧ）
５０ 刺激出力回路
５２ 制御論理部
８２ 発振器及びクロック回路
Ｅ１ 電極

Claims (45)

1. 患者の組織内に埋め込まれた複数の刺激電極にそれぞれ結合されるように構成された複数の電気端子と、
   それぞれの少なくとも１つの前記電気端子を通じて前記電極のうちの少なくとも１つに時変電流を送出するように構成された刺激出力回路であって、補償なしでは送出された前記電流の時変変化に応答して前記組織から電荷を吸収するか又は該組織内に電荷を注入し、それによって未補償電気波形を該１つの電極に隣接する該組織に送出させる、該それぞれの１つの電気端子を通じて該電極のうちの１つに結合されたシャントキャパシタンスを含む、前記刺激出力回路と、
   吸収又は注入された前記電荷を少なくとも部分的に補償し、それによって前記１つの電極に隣接する前記組織に、補償された電気波形を送出させるように前記刺激出力回路に指示するように構成されたコントローラと、
   を含むことを特徴とする神経刺激デバイス。
2. 前記未補償電気波形と望ましい電気波形の間の特性が、第１の誤差値を有し、前記補償された電気波形と該望ましい電気波形の間の同じ前記特性は、該第１の誤差値よりも小さい第２の誤差値を有することを特徴とする請求項１に記載の神経刺激デバイス。
3. 前記特性は、期間にわたる合計電荷であることを特徴とする請求項２に記載の神経刺激デバイス。
4. 前記特性は、期間内の電流の大きさであることを特徴とする請求項２に記載の神経刺激デバイス。
5. 前記電流は、前記期間にわたる平均電流であることを特徴とする請求項４に記載の神経刺激デバイス。
6. 前記特性は、波形形状であることを特徴とする請求項２に記載の神経刺激デバイス。
7. 前記補償された電気波形の前記波形形状は、前記未補償電気波形が前記望ましい電気波形の該波形形状に適合するよりも良好に該望ましい電気波形の該波形形状に適合することを特徴とする請求項６に記載の神経刺激デバイス。
8. 前記第１の誤差値は、実質的であり、前記第２の誤差値は、ごく僅かであることを特徴とする請求項２に記載の神経刺激デバイス。
9. 前記望ましい電気波形は、ヌル電気波形であることを特徴とする請求項２に記載の神経刺激デバイス。
10. 送出電気刺激エネルギは、立ち上がりエッジと立ち下がりエッジとを有する電気パルスを有するパルス電気エネルギを含み、
    前記シャントキャパシタンスは、補償なしでは、前記電気パルスの立ち上がりエッジに応答して前記組織から電荷を吸収し、かつ該電気パルスの立ち下がりエッジに応答して該組織内に電荷を注入する、ことを特徴とする請求項１に記載の神経刺激デバイス。
11. 前記シャントキャパシタンスは、電磁干渉（ＥＭＩ）キャパシタンス及びリードキャパシタンスのうちの少なくとも一方を含むことを特徴とする請求項１に記載の神経刺激デバイス。
12. 前記刺激出力回路は、それぞれの他の電気端子を通じて前記電極のうちの別の１つに結合された別のシャントキャパシタンスを含み、該別のシャントキャパシタンスは、補償なしでは送出電気エネルギの時変変化に応答して前記組織から電荷を吸収するか又は該組織内に電荷を注入し、それによって該別の１つの電極に隣接する該組織に別の未補償電気波形を送出し、
    前記コントローラは、吸収又は注入された前記電荷を少なくとも部分的に補償し、それによって該別の１つの電極に隣接する該組織に別の補償された電気波形を送出させるように該刺激出力回路に指示するように更に構成されていることを特徴とする請求項１に記載の神経刺激デバイス。
13. 前記コントローラは、前記シャントキャパシタンスが補償なしでは前記組織から電荷を除去する場合に該シャントキャパシタンス内に電荷を能動的に注入し、及び／又は、該シャントキャパシタンスが補償なしでは該組織内に電荷を注入する場合に該シャントキャパシタンスから電荷を能動的に除去することにより、吸収又は注入された前記電荷を少なくとも部分的に補償するように前記刺激出力回路に指示するように構成されていることを特徴とする請求項１に記載の神経刺激デバイス。
14. 前記刺激出力回路は、それぞれの１つの前記電気端子を通じて前記１つの電極に結合されるように構成された電源を含み、
    前記コントローラは、電流を発生させることによって吸収又は注入された前記電荷を少なくとも部分的に補償するように前記電源に指示するように構成されている、ことを特徴とする請求項１に記載の神経刺激デバイス。
15. 前記電流源は、前記コントローラによって制御可能である任意パルス成形機能を有することを特徴とする請求項１４に記載の神経刺激デバイス。
16. 前記シャントキャパシタンスと前記望ましい電流値との関数である微分方程式に基づいて、前記電源によって発生される前記電流の値を計算するように構成されたプロセッサを含むことを特徴とする請求項１４に記載の神経刺激デバイス。
17. 前記時変電流の送出中に前記１つの電極での電圧変化を測定するように構成された感知デバイスと、
    前記１つの電極に隣接する前記組織を通って流れる電流の大きさ及び極性を測定された前記電圧変化に基づいて計算し、該１つの電極に隣接する該組織を通って流れる該電流の計算された前記大きさ及び極性と前記望ましい電流値とに基づいて補償電流の大きさ及び極性を計算し、該補償電流の該大きさ及び極性の関数を該望ましい電流値に加算して前記コントローラが前記電源に発生させるように指示する電流の大きさ及び極性を取得するように構成されたプロセッサと、
    を更に含むことを特徴とする請求項１４に記載の神経刺激デバイス。
18. 前記関数は、利得、利得が乗じられた前記補償電流の時間微分、及び、利得が乗じられた該補償電流の時間積分のうちの１つであることを特徴とする請求項１７に記載の神経刺激デバイス。
19. 前記少なくとも１つの電極は、前記１つの電極を含むことを特徴とする請求項１に記載の神経刺激デバイス。
20. 前記望ましい電気波形の特性を定めるプログラムされた電気パラメータを格納するように構成されたメモリを更に含むことを特徴とする請求項１に記載の神経刺激デバイス。
21. 前記電気パラメータは、電流値であることを特徴とする請求項２０に記載の神経刺激デバイス。
22. 前記プログラムされた電気パラメータを外部コントローラから受信するように構成された遠隔測定回路を更に含むことを特徴とする請求項２０に記載の神経刺激デバイス。
23. 前記複数の電気端子、刺激出力回路、及びコントローラを収容するハウジングを更に含むことを特徴とする請求項１に記載の神経刺激デバイス。
24. 患者の組織内に埋め込まれるように構成された複数の電極を有する少なくとも１つの神経刺激リードと、
    前記電極のうちの１つに結合されたシャントキャパシタンスと、
    前記電極のうちの少なくとも１つに時変電流を送出するように構成された神経刺激デバイスであって、前記シャントキャパシタンスが、補償なしでは送出された前記電流の時変変化に応答して前記組織から電荷を吸収するか又は該組織内に電荷を注入し、それによって該１つの電極に隣接する該組織に未補償電気波形を送出させ、該神経刺激デバイスが、吸収又は注入された前記電荷を少なくとも部分的に補償し、それによって該１つの電極に隣接する該組織に補償された電気波形を送出させるように更に構成された、前記神経刺激デバイスと、
    を含むことを特徴とする神経刺激システム。
25. 前記未補償電気波形と望ましい電気波形の間の特性が、第１の誤差値を有し、前記補償された電気波形と該望ましい電気波形の間の同じ前記特性は、該第１の誤差値よりも小さい第２の誤差値を有することを特徴とする請求項２４に記載の神経刺激システム。
26. 前記特性は、期間にわたる合計電荷であることを特徴とする請求項２５に記載の神経刺激システム。
27. 前記特性は、期間内の電流の大きさであることを特徴とする請求項２５に記載の神経刺激システム。
28. 前記電流は、前記期間にわたる平均電流であることを特徴とする請求項２７に記載の神経刺激システム。
29. 前記特性は、波形形状であることを特徴とする請求項２５に記載の神経刺激システム。
30. 前記補償された電気波形の前記波形形状は、前記未補償電気波形が前記望ましい電気波形の該波形形状に適合するよりも良好に該望ましい電気波形の該波形形状に適合することを特徴とする請求項２９に記載の神経刺激システム。
31. 前記第１の誤差値は、実質的であり、前記第２の誤差値は、ごく僅かであることを特徴とする請求項２５に記載の神経刺激システム。
32. 前記望ましい電気波形は、ヌル電気波形であることを特徴とする請求項２５に記載の神経刺激システム。
33. 送出電気刺激エネルギは、立ち上がりエッジと立ち下がりエッジとを有する電気パルスを有するパルス電気エネルギを含み、
    前記シャントキャパシタンスは、補償なしでは、前記電気パルスの立ち上がりエッジに応答して前記組織から電荷を吸収し、かつ該電気パルスの立ち下がりエッジに応答して該組織内に電荷を注入する、ことを特徴とする請求項２４に記載の神経刺激システム。
34. 前記シャントキャパシタンスは、電磁干渉（ＥＭＩ）キャパシタンス及びリードキャパシタンスのうちの少なくとも一方を含むことを特徴とする請求項２４に記載の神経刺激システム。
35. 前記電極のうちの別の１つに結合された別のシャントキャパシタンスを更に含み、該別のシャントキャパシタンスは、補償なしでは送出電気エネルギの時変変化に応答して前記組織から電荷を吸収するか又は該組織内に電荷を注入し、それによって該別の１つの電極に隣接する該組織に別の未補償電気波形を送出し、
    前記神経刺激デバイスは、該吸収又は注入された電荷を少なくとも部分的に補償し、それによって該別の１つの電極に隣接する該組織に別の補償された電気波形を送出させるように更に構成されるていことを特徴とする請求項２４に記載の神経刺激システム。
36. 前記神経刺激器は、前記シャントキャパシタンスが補償なしでは前記組織から電荷を除去する場合に該シャントキャパシタンス内に電荷を能動的に注入し、及び／又は、該シャントキャパシタンスが補償なしでは該組織内に電荷を注入する場合に該シャントキャパシタンスから電荷を能動的に除去することにより、吸収又は注入された前記電荷を少なくとも部分的に補償するように構成されていることを特徴とする請求項２４に記載の神経刺激システム。
37. 前記神経刺激器が、それぞれの１つの前記電気端子を通じて前記１つの電極に結合されるように構成された電源を含み、
    前記神経刺激器が、電流を発生させることによって前記吸収又は注入された電荷を少なくとも部分的に補償するように前記電源に指示するように構成されている、ことを特徴とする請求項２４に記載の神経刺激システム。
38. 前記電流源は、コントローラによって制御可能である任意パルス成形機能を有することを特徴とする請求項３７に記載の神経刺激システム。
39. 前記神経刺激デバイスは、前記シャントキャパシタンスと前記望ましい電流値との関数である微分方程式に基づいて、前記電源によって発生される前記電流の値を計算するように構成されていることを特徴とする請求項３７に記載の神経刺激システム。
40. 前記時変電流の送出中に前記１つの電極での電圧変化を測定するように構成された感知デバイスを更に含み、
    前記神経刺激デバイスは、前記１つの電極に隣接する前記組織を通って流れる電流の大きさ及び極性を測定された前記電圧変化に基づいて計算し、該１つの電極に隣接する該組織を通って流れる該電流の計算された前記大きさ及び極性と前記望ましい電流値とに基づいて補償電流の大きさ及び極性を計算し、該補償電流の該大きさ及び極性の関数を該望ましい電流値に加算して前記電源が発生させる電流の大きさ及び極性を取得するように構成されている、ことを特徴とする請求項３７に記載の神経刺激システム。
41. 前記関数は、利得、利得が乗じられた前記補償電流の時間微分、及び、利得が乗じられた該補償電流の時間積分のうちの１つであることを特徴とする請求項４０に記載の神経刺激システム。
42. 前記少なくとも１つの電極は、前記１つの電極を含むことを特徴とする請求項２４に記載の神経刺激システム。
43. 前記神経刺激デバイスは、前記望ましい電気波形の特性を定めるプログラムされた電気パラメータを格納するように更に構成されていることを特徴とする請求項２４に記載の神経刺激システム。
44. 前記電気パラメータは、電流値であることを特徴とする請求項４３に記載の神経刺激システム。
45. ユーザからプログラムされた電流を受信するように構成された外部コントローラを更に含み、
    前記神経刺激デバイスは、前記外部コントローラからプログラムされた電流値を受信するように構成されている、ことを特徴とする請求項４３に記載の神経刺激システム。

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