专利名称：具有用于以图形方式操纵电刺激区域图示的界面的程控器的制作方法
技术领域：
本发明涉及医疗设备，更具体地讲，涉及递送电刺激治疗的医疗设备。
背景技术：
医疗设备可用于治疗多种医学病症。医疗电刺激设备(例如)可通过植入电极将电刺激治疗递送至患者。电刺激治疗可包括刺激患者体内的神经、肌肉、脑组织、或其他组织。电刺激设备可完全植入到患者体内。例如，电刺激设备可包括植入式电刺激发生器和一根或多根带有电极的植入式导线。作为另外ー种选择，电刺激设备可包括无导线刺激器。在一些情况下，植入式电极可通过ー根或多根经皮导线或完全植入式导线耦接至外部电刺激发生器。
医疗电刺激器可用于将电刺激治疗递送至患者以减轻多种症状或病症，例如慢性痛、颤抖、帕金森氏病、抑郁症、癫痫、尿失禁或大便失禁、骨盆痛、性功能障碍、肥胖症、或胃肌轻瘫。电刺激器可被构造为通过包括电极的导线递送电刺激治疗，所述电极可植入到脊髓、骨盆神经、胃肠道器官、外周神经附近、或患者的脑内。靠近脊髓和脑内的刺激通常分别称为脊髓刺激(SCS)和深部脑刺激(DBS)。临床医生选择多个可编程刺激參数的值，以便定义递送至患者的电刺激治疗。例如，临床医生可选择刺激的电流或电压幅值、和刺激波形的各种特性。另外，临床医生可指定用于递送刺激的电极构型，包括选择的电极组合和电极极性。如果以脉冲形式递送刺激，例如，临床医生可指定电流或电压的脉冲幅值、脉冲宽度和脉冲频率。可将ー组參数值称为刺激程序。程序组可包括多个程序。可同时地、时间交叉存取地、或重叠地递送程序组中的多个程序。
发明内容
一般来讲，本发明描述了递送电刺激治疗的医疗设备的程序设计技术，所述程序设计技术可包括在离散电刺激參数和表示由所述參数产生的刺激区域的电刺激图示之间建立映射，其中包括当改变參数或者达到刺激參数极限或刺激区域边界时有关这种系统的动态特性的细节。在一些情况下，这种极限或边界可被定义为约束程序设计选项的刺激联锁。刺激联锁可为互相排斥的參数的组合，因为设备不能实现这些參数或者实现这些參数将为危险的或者说是治疗学上不可取的。在一个实例中，本发明涉及电刺激器的程控器，所述程控器包括用户界面和处理器，所述用户界面显示至少ー个电刺激区域的图示并且接收用户输入，所述用户输入以图形方式操纵至少ー个电刺激区域的图示的尺寸和形状中的至少ー者，所述处理器被构造为基于用户输入来定义程序以控制由刺激器递送电刺激治疗，其中所述处理器还被构造为无需用户干预地定义至少ー根导线上的至少ー个电极以递送电刺激治疗的至少一部分，以及无需用户干预地确定至少ー个定义电极对至少ー个刺激区域的电刺激贡献值。在另ー个实例中，本发明涉及方法，所述方法包括通过电刺激器的程控器接收用户输入，所述用户输入以图形方式操纵显示在程控器上的至少ー个电刺激区域的图示的尺寸和形状中的至少ー者；和基于用户输入来定义程序以控制电刺激治疗的递送，其中定义程序包括无需用户干预地定义至少ー根导线上的至少ー个电极以递送电刺激治疗的至少一部分、以及无需用户干预地确定至少ー个定义电极对至少ー个刺激区域的电刺激贡献值。在另ー个实例中，本发明涉及电刺激器的程控器，所述程控器包括用于通过电刺激器的程控器接收用户输入的装置，所述用户输入以图形方式操纵显示在程控器上的至少ー个电刺激区域的图示的尺寸和形状中的至少ー者；和用于基于用户输入来定义程序以控制电刺激治疗的递送的装置，其中用于定义程序的所述装置包括用于无需用户干预地定义至少ー根导线上的至少ー个电极以递送电刺激治疗的至少一部分的装置、以及用于无需用户干预地确定至少ー个定义电极对至少ー个刺激区域的电刺激贡献值的装置。
在另ー个实例中，本发明涉及包括指令的计算机可读介质，所述指令在执行时致使电刺激器的程控器中的处理器接收用户输入，所述用户输入以图形方式操纵显示在程控器上的至少ー个电刺激区域的图示的尺寸和形状中的至少ー者；以及基于用户输入来定义程序以控制电刺激治疗的递送，其中致使处理器定义程序的指令包括这样的指令，该指令致使处理器无需用户干预地定义至少ー根导线上的至少ー个电极以递送电刺激治疗的至少一部分、以及无需用户干预地确定至少ー个定义电极对至少ー个刺激区域的电刺激贡献值。在另ー个实例中，本发明涉及包括植入式医疗设备(MD)、用户界面、和处理器的系统，所述植入式医疗设备(MD)被构造为将电刺激治疗递送至患者，所述用户界面显示至少ー个电刺激区域的图示并且接收用户输入，所述用户输入以图形方式操纵至少ー个电刺激区域的图示的尺寸和形状中的至少ー者，所述处理器被构造为基于用户输入定义程序以来控制由刺激器递送电刺激治疗，其中所述处理器还被构造为无需用户干预地定义至少一根导线上的至少ー个电极以递送电刺激治疗的至少一部分、以及无需用户干预地确定至少ー个定义电极对至少ー个刺激区域的电刺激贡献值。在另ー个实例中，本发明涉及植入式电刺激器的程控器。程控器包括接收用户输入的用户界面，所述用户输入包括以图形方式为患者的至少ー个区域定义至少ー个电刺激区域。程控器还包括处理器，所述处理器基于用户输入来定义程序以控制由植入式电刺激器元件向患者的至少ー个区域递送电刺激治疗，其中所述处理器被构造为将至少ー个区域的解剖图示和元件的至少ー个图像进行组合。在另ー个实例中，本发明涉及方法，其包括接收以图形方式为患者的至少ー个区域定义至少ー个电刺激区域的用户输入、将至少ー个区域的解剖图示与植入式电刺激器元件的至少ー个图像进行组合、以及基于用户输入来定义程序以控制由植入式电刺激器元件向至少ー个区域递送电刺激治疗。在另ー个实例中，本发明涉及设备，其包括用于接收以图形方式为患者的至少ー个区域定义至少ー个电刺激区域的用户输入的装置、用于将至少ー个区域的解剖图示与植入式电刺激器元件的至少ー个图像进行组合的装置、以及用于基于用户输入来定义程序以控制由植入式电刺激器元件向至少ー个区域递送电刺激治疗的装置。在另ー个实例中，本发明涉及包括指令的计算机可读介质，所述指令在执行时致使处理器接收以图形方式为患者的至少ー个区域定义至少ー个电刺激区域的用户输入、将至少ー个区域的解剖图示与植入式电刺激器元件的至少ー个图像进行组合、以及基于用户输入来定义程序以控制由植入式电刺激器元件向至少ー个区域递送电刺激治疗。
图I为示出包括耦接至刺激导线的植入式刺激器的示例性治疗系统的示意图。图2为示出包括耦接至刺激导线的植入式刺激器的另ー个示例性治疗系统的示意图。图3为示出植入式电刺激器的各个示例性部件的框图。图4为示出可与电刺激器结合使用的外部程控器的各个示例性部件的框图。图5为示出可用于图3的植入式电刺激器中的示例性电刺激发生器的各个部件的 框图。图6为示出由图4的程控器提供的示例性用户界面的示意图。图7A-7C为示出各种导线构型的示例性可实现刺激区域的示意图。图8A为示出使用本发明的技术的示例性电极贡献值测定的示意图。图SB为示出使用本发明的技术的另一个示例性电极贡献值測定的示意图。图9为示出三根导线的示例性构型的示意图，其中可需要检验以确保刺激区域保持在仅两根导线之间。图10A-10C为示出基于选用电极的可实现场形状的范围的若干示例性指示的示意图。图11为示出用户已根据本发明的技术拉伸的区域范围的示例性指示的示意图。图12为示出区域范围的示例性指示的示意图,其中完全位于区域形状或范围指示内、但仍未被中心(通过其来定义区域)选用的电极可被系统设为各自具有1.0的贡献值。图13为示出根据本发明的技术的靶拉伸的示例性指示的示意图。图14和15为示出当添加保护区域时通过改变壳体电极刺激參数来平衡电刺激电流的实例的不意图。图16为示出根据本发明的技术的使用基于区域的程序设计的程控器的示例性操作的流程图。图17-20为示出由图4的程控器提供的示例性用户界面的示意图。图21A-21B为示出示例性桨形导线的顶视图的示意图，其中在桨形导线的至少ー个表面上设置有多个电极。
具体实施例方式在基于区域的程序设计中，用户可以图形方式定义ー根或多根导线上或附近的区域内的所需刺激场，并且程控器可产生形成刺激场所需的刺激參数。本发明描述了下述技木将ー个或多个用户输入定义的刺激区域转换成ー组用于将电刺激治疗递送至患者的可动态配置电极、确定各个电极对刺激或屏蔽区域的可变电刺激贡献值、以及确定使用基于区域的程序设计时与电极相关和由电极递送的电刺激的幅值。另外还描述了下述技术以图形方式表示刺激区域并且允许用户操纵区域的形状和位置以覆盖多个疼痛区域或皮节，其中包括移动时和与其他区域撞击或违背系统联锁(例如区域极限或边界)时的区域的形式。图I为示出可用于将刺激治疗递送至患者6的示例性系统2的示意图。患者6将通常但并非必须为人。一般来讲，治疗系统2包括通过ー个或多个植入式电极(未示出)将电刺激递送至患者6的植入式刺激器4。植入式电极可用于ー根或多根植入式医疗导线(例如植入式医疗导线10)上，并且在一些情况下用于罐电极上。电刺激的形式可为受控电流脉冲或电压脉冲、或者基本上连续的电流或电压波形。可通过刺激程序来定义脉冲或波形的各个參数。脉冲或波形可基本上连续地、或者以突发、分段、或图形方式进行递送，并且可単独地或者与通过ー个或多个其他刺激程序定义的脉冲或波形结合进行递送。尽管图I示出了完全植入式刺激器4，但本发明所述的技术也可适用于具有通过经皮植入式导线使用的电极的外部刺激器。在一些示例性具体实施中，电极中的一个或多个可设置在植入式刺激器4的壳体14上，S卩，“罐”或“売”上。另外，在一些情况下，植入式电极可用于无导线刺激器上。
在图I所示的实例中，植入式刺激器4植入到患者6的锁骨区域中的皮下袋内。刺激器4产生程控电刺激(如，电流或电压波形或者电流或电压脉冲)，并且通过带有植入式刺激电极11的阵列的植入式医疗导线10来递送刺激。一般来讲，在本发明中为了示例性目的，将描述使用受控电流脉冲的电刺激递送。在一些情况下，可提供多根植入式导线。在图I的实例中，导线10的远端分为两部分并且包括两个导线区段12A和12B(统称为“导线区段12”)。导线区段12A和12B各自包括形成电极11的阵列的一部分的ー组电扱。在各个实例中，导线区段12A和12B可各自带有四个、八个、或十六个电扱。在图I中，各个导线区段12A、12B均带有四个电极，所述电极被构造为位于靠近导线区段的远端的不同轴向位置处的环电极。在本发明的整个剩余部分中，为简便起见，本发明可通常是指携带于“导线”上的电极而非携带于“导线区段”上的电极。单极刺激装置通常是指使用位于壳体上的发送电流的阳极和位于ー根或多根导线上的吸收电流的一个或多个阴极。双极刺激装置通常是指使用位于导线上的发送电流的阳极和位于同一根导线和/或另ー根导线上的吸收电流的阴极。多极刺激装置通常是指使用位于导线上的各自发送电流的不止ー个阳极和位于同一根导线和/或另ー根导线上的吸收电流的ー个或多阴极、或者使用位于导线上的发送电流的一个阳极和位于同一根导线和/或另ー根导线上的吸收电流的多个阴扱。组合单极和双极电极关系的混合刺激装置可称为全极装置。可使用单极装置、双扱/多极装置、和全极装置来实施本发明的技木。图I还示出了壳体或罐电极13。壳体电极13可与植入式刺激器4(在本发明中也称为植入式医疗设备(MD) 4)的密封壳体14的外表面一体地形成，或者说是耦接至壳体
14。在一个实例中，壳体电极13可被描述为位于IMD的表面上的有源、不可拆卸的电极。在一些实例中，通过MD 4的壳体14的向外表面部分的非绝缘部分来限定壳体电极13。壳体14的绝缘和非绝缘部分之间的其他分隔件可用于限定两个或更多个壳体电极，所述壳体电极可称为壳电极或罐电极。在一些实例中，壳体电极13包括壳体14的基本上全部、壳体14的ー个侧面、壳体14的一部分、或壳体14的多个部分。在本发明的技术的ー个示例性具体实施(如，全极装置)中，一个或多个电极11可与通过壳体电极13递送刺激脉冲基本上同时地将刺激脉冲从导线10传送至组织。在一些实例中，导线10也可带有ー个或多个感测电极以允许植入式刺激器4感测得自患者6的电信号。刺激电极中的一些可进行耦接以选择性地充当刺激电极和感测电扱。在其他实例中，植入式刺激器4可耦接至一根或多根导线，所述导线可分为两部分或可不分为两部分。在这种实例中，导线可通过共用的导线延伸件或通过单独的导线延伸件耦接至植入式刺激器4。导线10的近端可直接或间接地通过导线延伸件电耦接和机械耦接至植入式刺激器4的接头8。导线主体中的导体可将位于导线区段12上的刺激电极电连接至植入式刺激器4。导线10从植入式刺激器4的植入部位沿患者6的颈部穿越至患者6的颅骨18以触 及脑16。导线区段12A和12B分别被植入到右半球和左半球内，以便将电刺激递送至脑16的ー个或多个区域，这可基于患者病症或疾病进行选择。植入式刺激器4可通过导线区段12携帯(B卩，设置于其上)的电极将(例如)深部脑刺激(DBS)或皮层刺激(CS)治疗递送至患者6，以治疗多种神经性障碍或疾病中的任何ー种。示例性的神经性障碍可包括抑郁症、痴呆症、强迫性障碍和运动障碍(例如帕金森氏病、痉挛、癫痫、和张力障碍)。DBS也可用于治疗其他患者病症，例如偏头痛和肥胖。然而，本发明并不限于图I所示的导线10的构型、或者并不限于递送DBS或CS治疗。可通过颅骨18中的相应小孔将导线区段12A、12B植入到脑16的所需位置内。导线区段12A、12B可设置在脑16内的任何位置处以使得位于导线区段12A、12B上的电极能够在治疗期间将电刺激提供至靶组织。脑26内的导线区段12A、12B的示例性位置可包括脚桥核(PPN)、丘脑、基底核结构(如，苍白球、黑质、底丘脑核)、未定带、纤维束、豆核束(及其分支)、豆状核袢、和/或福雷尔区(丘脑束)。就偏头痛而言，可植入导线区段12以将刺激提供至脑16的视觉皮质或枕大神经，以便减轻或消除使患者6痛苦的偏头痛。然而，靶治疗递送部位可取决于待治疗的患者病症或疾病。导线区段12A、12B的电极示为环电极。环电极常常用于DBS应用中，因为其易于程控并且能够将电场递送至导线区段12A、12B附近的任何组织。在其他具体实施中，导线区段12A、12B的电极可具有不同的构型。例如，导线区段12A、12B的电极可具有能够产生定制电场的复杂的电极阵列几何形状。复杂的电极阵列几何形状可包括各个导线区段12A、12B周边周围的多个电极(如，局部环形或分段的电极)，而非ー个环电扱。这样，可从导线区段12沿特定方向引导电刺激以提高治疗功效和降低因刺激大体积的组织产生的可能不良副作用。在可供选择的实例中，导线区段12可具有不同于图I所示的细长圆柱体的形状。例如，导线区段12可具有桨形导线、球形导线、可弯曲导线、或有效治疗患者6的任何其他类型的形状。治疗系统2还可包括临床医生程控器20和/或患者程控器22。临床医生程控器20可为手持计算设备，其允许临床医生通过用户界面(如，使用输入键和显示器)来程控用于患者6的刺激治疗。例如，临床医生可使用临床医生程控器20指定刺激參数，即，产生用于递送刺激治疗的程序。临床医生程控器20可支持与植入式刺激器4的遥测传导(如，射频(RF)遥测传导)以下载程序和任选地上传植入式刺激器4存储的操作或生理数据。这样，临床医生可周期性地查询植入式刺激器4以评价功效并且(如果需要)修改程序或产生新程序。在一些实例中，临床医生程控器20将程序传输至除植入式刺激器4之外的患者程控器22或者仅传输至患者程控器22。如同临床医生程控器20，患者程控器22可为手持计算设备。患者程控器22还可包括显示器和输入键以允许患者6与患者程控器22和植入式刺激器4交互。这样，患者程控器22为患者6提供用户界面以控制由植入式刺激器4递送的刺激治疗。例如，患者6可使用患者程控器22来启动、停止或调整电刺激治疗。具体地讲，患者程控器22可允许患者6调整程序的刺激參数，例如持续时间、电流或电压幅值、脉冲宽度、脉冲形状、和脉冲频率。患者6也可(如)从多个存储程序中选择程序作为当前程序来控制由植入式刺激器4递送刺激。根据本发明所述的技木，临床医生程控器20和/或患者程控器22可用于以图形方式定义ー根或多根导线上或附近的区域内的所需刺激场，以及产生 形成由区域表示的刺激场所需的刺激參数。具体地讲，临床医生程控器20和/或患者程控器22可用于将ー个或多个用户输入刺激区域转换成用于将电刺激治疗递送至患者的一组电极、确定各个电极对区域的可变电刺激贡献值、和确定在使用基于区域的程序设计时由各个电极递送的电刺激的幅值。临床医生程控器20和/或患者程控器22还可用于以图形方式表示刺激区域和接收操纵区域的形状和位置的用户输入。响应形状和/或位置的这种操纵，程控器可自动地调整电极的刺激幅值贡献值，所述电极递送定义区域的刺激。例如，当区域形状改变时可重新分配区域中的电极之间的全电流，以使得全电流均一地保持在整个区域上。在ー些实例中，可通过区域中的所有电极的贡献值来确定全电流，并且可根据所有电极的总贡献值放大或缩小全电流。在一些实例中，植入式刺激器4在给定时间处根据ー组程序来递送刺激。此程序组的各个程序可包括多个治疗參数中的每ー个的相应值，例如电流或电压幅值、脉冲宽度、脉冲形状、脉冲频率和电极构型(如，电极组合和极性)中的每ー个的相应值。植入式刺激器4可根据程序组的不同程序来插入脉冲或其他信号，如，循环整个程序以同时治疗不同的症状或不同的身体部位、或提供组合疗效。在这种实例中，临床医生程控器20可用于产生程序以及将程序汇集成程序组。患者程控器22可用于调整程序组中的一个或多个程序的刺激參数、以及(如)从多个存储程序组中选择程序组作为当前程序组来控制由植入式刺激器4递送刺激。植入式刺激器4、临床医生程控器20、和患者程控器22可通过电缆或无线通信进行通信，如图I所示。临床医生程控器20和患者程控器22可(例如)通过无线通信(使用本领域已知的RF遥测传导技术)与植入式刺激器4通信。临床医生程控器20和患者程控器22彼此也可使用多种局域无线通信技术(例如根据802. 11或蓝牙规范集的RF通信、或者(如)根据IrDA标准或其他标准或专有遥测协议的红外通信)中的任何一种进行通信。临床医生程控器20和患者程控器22中的每ー个均可包括收发器以允许与植入式刺激器4的双向通信。一般来讲，系统2将刺激治疗以受控电流或电压波形或者受控电流或电压脉冲的形式递送至患者6。脉冲的形状可根据不同设计目的而改变，并且可包括斜坡脉冲或梯形脉冲、正弦或其他曲线脉冲、具有2个或更多个离散幅值的阶跃脉冲、紧密间隔的脉冲对、以及上述脉冲中的任何一者的双相(在单个脉冲内具有正相和负相)或单相(在单个脉冲内仅具有正相或仅具有负相)变型。就基于电流的刺激而言，植入式刺激器4调节由ー个或多个电极(称为调节电极)发送或吸收的电流。在一些实例中，电极中的一者可为未调节的。在这种构型中，壳体电极或导线电极可为未调节电极。拉电流可指流出电极的正电流，如从调节电流源通过调节电流路径到达外围组织的正电流、或从參考电压通过未调节电流路径的正电流。拉电流可示为“ + ”符号。灌电流可指流入电极的负电流，如得自外围组织并且被调节电流吸收器通过调节电流路径吸收或由參考电压通过未调节电流路径吸收的负电流。灌电流可示为“_”符号。调节的拉电流可加和以产生较大的总拉电流。调节的灌电流可加和以产生较大的总灌电流。调节的拉电流和调节的灌电流可彼此部分地或完全地抵消，以产生净拉电流或灌电流的净差(就部分抵消情况而言)。在一些实例中，未调节电流路径可发送或吸收大致等于此净差的电流。在其他实例中，调节的拉电流和灌电流可为基本上平衡的。如上所述，在一些示例性具体实施(如，全极装置)中，一个或多个电极11可与通过壳体电极13递送刺激脉冲基本上同时地将刺激脉冲从导线10传送至组织。例如，壳体 电极13和一个或多个电极11可被构造为充当阳极并且发送电流。基本上同时地通过壳体阳极和一根或多根导线阳极递送刺激可允许用户通过以比较方式控制壳体阳极和导线阳极之间的电流路径来获得不同的电场形状。在其他示例性具体实施(如，双扱/多极装置)中，一个或多个电极11可被构造为充当阳极并发送电流，而ー个或多个不同电极11可被构造为充当阴极并吸收电流。在另ー个示例性具体实施(如，单极装置)中，壳体电极13可被构造为充当阳极并发送电流，而ー根或多根导线上的一个或多个电极11可被构造为充当阴极并吸收电流。可使用单极装置、双扱/多极装置、和全极装置来实施本发明的技木。图2为示出将刺激治疗递送至患者36的脊髄38的系统30的示意图。可构造其他电刺激系统以将电刺激递送至胃肠道器官、骨盆神经或肌肉、外周神经、或其他刺激部位。在图2的实例中，系统30通过植入式医疗导线32A和32B(统称为“导线32”)携帯(即，设置于其上的)的一个或多个电极(未不出)以及植入式刺激器34的壳体(如，壳体电极37)来将刺激治疗从植入式刺激器34递送至脊髓38。系统30并且更具体地讲植入式刺激器34可以类似于植入式刺激器4(图I)的方式进行工作。即，在基于电流的实例中，植入式刺激器34通过ー个或多个调节刺激电极将受控电流刺激脉冲或波形递送至患者36。作为另外一种选择，植入式刺激器34可被构造为递送受控电压脉冲。作为其他对照方式，植入式刺激器34可被构造为递送恒定功率脉冲或者具有受控总电荷移动量(単位为库伦)的脉冲。如上所述，在一些实例中，电极中的一个可为未调节的。在图2的实例中，导线32的远端带有电极，所述电极设置在脊髄38的靶组织附近。导线32的近端可直接或间接地通过导线延伸件和接头而电耦接和机械耦接至植入式刺激器4。作为另外一种选择，在一些实例中，导线32可(如)通过经皮端ロ植入并且耦接至外部刺激器。在其他示例性具体实施中，刺激器34可为无导线刺激器，其中电极的ー个或多个阵列设置在电刺激器的壳体上而非从壳体延伸的导线上。在本发明中为了示例性目的，将參照具有环电极的植入式刺激器34和植入式导线32来描述某些技术的应用。然而，可使用其他类型的电极。可将刺激器34植入到患者36内最不易被患者注意的位置处。对于SCS，刺激器34可设置在下腹部、腰部、或固定刺激器的其他位置内。导线32从刺激器34穿透组织而到达邻近脊髄38的靶组织以用于刺激递送。在全极装置中，例如，一个或多个电极(未示出)位于导线32的远端，所述电极与通过壳体电极(如，电极37)递送刺激脉冲基本上同时地将刺激脉冲从导线传送至组织。电极中的一些可为位于桨形导线上的电极垫、围绕导线32的主体的圆形(即，环)电极、适形电极、C形电极、分段电极、或者能够形成单极、双极或多极电极构型的任何其他类型的电极。如在本发明的技术的ー个示例性具体实施(如，全极装置)中所用，基本上同时地递送刺激(电流或电压或功率或电荷)是指电刺激脉冲或波形的部分或完全时间同步。完全时间同步可指壳体电极(如，阳极)递送刺激与一根或多根导线电极(如，阳极)递送刺激同时进行。例如，完全时间同步可包括由壳体电极(如，阳极)递送的刺激脉冲或波形的上升沿与由一根或多根导线电极(如，阳极)递送的刺激脉冲或波形的上升沿基本上一致，并且由壳体电极(如，阳极)递送的刺激脉冲或波形的下降沿与由一根或多根导线电极(如，阳极)递送的刺激脉冲或波形的下降沿一致。完全时间同步还可包括，由(例如)壳体阳极递送的脉冲是在由(例如)导线阳极递送的脉冲的脉冲宽度内递送的。部分时间同步可指壳体电极(如，阳极)递送ー个电刺激脉冲或波形同时至少ー根导线电极(如，阳极)递送另ー个电刺激脉冲或波形，以使得一个脉冲或波形的上升沿或下降沿中的一者的至少一部分与至少ー个其他脉冲或波形的上升沿或下降沿中的一者的至少一部分在时间 上重叠。植入式刺激器34将刺激递送至脊髄38以减轻患者36感受到的痛苦程度。然而如上所述，刺激器可与多种不同治疗结合使用，例如外周神经刺激(PNS)、外周神经野刺激(PNFS)、深部脑刺激(DBS)、皮层刺激(CS)、骨盆底刺激、外周神经刺激、胃刺激等等。由植入式刺激器34递送的刺激可呈现刺激脉冲或连续刺激波形的形式，并且可表征为受控电流或电压水平、以及程控脉冲宽度和脉冲频率(就刺激电流脉冲而言)。可通过位于导线32和壳体中的一者或两者上的电极的选定组合来递送刺激。刺激脊髄38可(例如)避免疼痛信号通过脊髓传送并传送至患者的脑部。患者34将疼痛信号的中断感受为疼痛减轻并因此感受为有效治疗。參照图2，用户(例如临床医生或患者36)可与外部程控器40的用户界面进行交互以程控刺激器34。刺激器34的程序设计通常可指产生和传送命令、程序、或其他信息以控制刺激器的操作。例如，程控器40可传输程序、參数调整、程序选择、组选择、或其他信息以通过(如)无线遥测技术来控制刺激器34的操作。根据本发明所述的某些技术，刺激器34的程序设计还可包括以图形方式定义ー根或多根导线上或附近的区域内的所需刺激场，以及通过程控器产生形成刺激场所需的电流刺激。刺激器34的程序设计还可包括将ー个或多个用户输入刺激区域转换成用于将电刺激治疗递送至患者的一组电极、确定各个电极对区域的可变电刺激贡献值、以及确定在使用根据本发明的基于区域的程序设计时由各个电极递送的电刺激的幅值。程控还可包括操纵区域的形状和位置(包括移动时并且与其他区域冲突或违背系统联锁(例如区域极限或边界或者电荷平衡约束)时的区域特性)。示例性联锁可为阴极区域的拉伸，这需要的阴极电流高于现有阳极区域(包括罐)可产生的阴极电流。在这种情况下，系统可阻止进ー步的拉伸并且提示用户对构型添加阳极。作为另外一种选择，系统可自动地将阳极添加至“远离”拉伸阴极的位置，如导线的另一端、或距至少若干电极的距离。或者，在ー些具体实施中，可对每个电极电荷密度设置极限值或阈值。这种极限值可阻止给定表面积的电极的电流输出。当系统达到此极限值时，系统可(例如)阻止进ー步的电流增加。在其他实例中，系统可为用户提供电流已持续増加至达到极限值的指示。在一些情况下，如果外部程控器40主要g在由内科医生或临床医生使用，则其可表征为内科医生或临床医生程控器(例如临床医生程控器20 (图I))。在其他情况下，如果外部程控器40主要g在由患者使用，则其可表征为患者程控器(例如患者程控器22(图I))。一般来讲，内科医生或临床医生程控器可支持使用刺激器34的临床医生选择和产生程序，而患者程控器可支持患者在平常使用期间对这种程序的调整和选择。无论程控器40被构造为临床医生使 用还是患者使用，程控器40均可通过无线通信与植入式刺激器4或任何其他计算设备进行通信。程控器40 (例如)可通过无线通信(使用本领域已知的RF遥测传导技术)与植入式刺激器4进行通信。程控器40也可通过使用多种局域无线通信技术中的任何ー种(例如根据802. 11或蓝牙规范集的RF通信、根据IRDA规范集或其他标准或专有遥测协议的红外通信)的有线或无线连接与另ー个程控器或计算设备进行通信。程控器40也可通过交换可移动介质(例如磁盘或光盘、或者存储卡或记忆棒)来与另ー个程控或计算设备进行通信。此外，程控器40可通过本领域已知的远程遥测技术与植入式刺激器4和其他程控设备进行通信，例如，通过局域网(LAN)、广域网(WAN)、公用电话交换网(PSTN)、或移动电话网进行通信。图3为示出示例性植入式刺激器34的各个部件的框图。尽管图3所示的部件是參照植入式刺激器34进行描述的，但这些部件也可包括在图I所示的植入式刺激器4内并且可用于系统2内。在图3的实例中，植入式刺激器34包括处理器50、存储器52、电源54、遥测模块56、天线57、和刺激发生器60。图3中还示出了耦接至电极48A-Q(统称为“电极48”)的植入式刺激器34。电极48A-48P为植入式的并且可用于ー个或多个植入式导线上。參照图1，导线区段12A和12B可分别携带电极48A-H和电极48I-P。在一些情况下，可将一个或多个附加电极设置在植入式刺激器34的壳体上或内部(如)以提供共用或接地电极或者壳体阳极。參照图2，导线32A和32B可分别携带电极48A-H和电极48I-P。在图I和2的实例中，导线或导线区段携帯八个电极以提供2x8电极构型(两根导线各自具有8个电极)，从而得到共计十六个不同电极。导线可为从与植入式刺激器34相关的壳体可拆卸的、或者可固定至这种壳体。在其他实例中，可提供包括单根导线、两根导线、三根导线、或更多根导线的不同电极构型。另外导线与导线之间，导线上的电极数量可以改变且可为相同的或不同的。其他构型的实例包括一根具有八个电极的导线(1x8)、一根具有12个电极的导线(1x12)、一根具有16个电极的导线(1x16)、两根各自具有四个电极的导线(2x4)、三根各自具有四个电极的导线(3x4)、三根各自具有八个电极的导线(3x8)、三根各自具有四个、八个、和四个电极的导线(4-8-4)、两根具有12个或16个电极的导线(2xl2、2xl6)、两根或更多根具有11个或13个电极的导线、或者其他构型。选择不同的电极以形成电极组合。为选择的电极指定极性以形成电极构型。电极48Q表不可承载于植入式刺激器4的壳体(即，罐)上的一个或多个电极。电极48Q也可为从壳体或从携带电极48A-48P的导线中的一者的近端部分延伸的专用短导线。近端部分可毗邻壳体，如位于导线耦接至壳体的点处或附近，例如邻近壳体的导线接头8。电极48Q可被构造为用于下述电极构型中的调节或未调节电极，所述电极构型在可位于一根或多根导线的导线主体上的电极48A-48P之中具有选定的调节和/或未调节电扱，如上文所述。电极48Q可与承载电极并且容纳植入式刺激器4的部件(例如刺激发生器60、处理器50、存储器52、遥测模块56、和电源54)的壳体一起形成。在单极装置中，壳体电极48Q可被构造为用作阳极以便发送电流，且基本上同时的是，被构造为用作阴极的一个或多个电极48A-48P吸收电流。在全极装置中，壳体电极48Q可被构造为用作阳极以便发送电流，且基本上同时的是，被构造为用作阳极的另ー个电极48A-48P发送电流。作为具体实例，电极48A、48B、和壳体电极48Q可各自被构造为用作阳极。电极48A、48B可递送电刺激电流，且基本上同时的是，通过壳体电极48Q递送电刺激电流。在此图示中，一个或多个阴极可与导线上的其他电极(如，电极48C-48P中的任何一个)一起形成以吸收阳极48A、48B、和48Q发送的电流。存储器52可存储由处理器50执行的指令、刺激治疗数据、传感器数据、和/或与治疗患者6有关的其他信息。处理器50可控制刺激发生器60以根据存储于存储器52中 的多个程序或程序组中的选定ー者或多者来递送刺激。存储器52可包括任何电子数据存 储介质，例如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪速存储器等等。存储器52可存储程序指令，当处理器50执行所述程序指令时引起该处理器执行归于本发明中的处理器50和植入式刺激器4的各种功能。处理器50可包括ー个或多个微处理器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、场可编程门阵列(FPGA)、或其他数字逻辑电路。处理器50控制植入式刺激器4的操作，如，根据取自存储器52的选定程序或程序组控制刺激发生器60以递送刺激治疗。例如，处理器50可控制刺激发生器60递送电信号以作为(如)刺激脉冲或连续波形，所述刺激脉冲或连续波形具有通过ー个或多个刺激程序指定的电流幅值、脉冲宽度(如果适用)、和频率。处理器50还可控制刺激发生器60来通过电极48的子集选择性地递送刺激，所述电极48的子集也称为电极组合并且具有通过ー个或多个程序指定的极性。在选定具体程序组时，处理器50可根据组中的程序来控制刺激发生器60以(如)同时地或时间交叉存取地递送刺激。组可包括单个程序或多个程序。如此前所述，各个程序均可指定ー组刺激參数，例如幅值、脉冲宽度和脉冲频率(如果适用)。对于连续波形而言，參数可包括幅值和频率。另外，各个程序可指定用于递送刺激的具体电极组合、和电极构型(形式为极性和电极的调节/未调节状态)。电极组合可指定单个阵列或多个阵列中的、以及单根导线上的或多根导线中的具体电极。电极组合可包括位于MD的壳体上的至少ー个阳极(如电极48Q)、导线上的至少ー个阳极(电极48A)、和导线上的至少ー个阴极。如果提供不止ー根导线时，则导线负载的阳极和阴极可位于同一导线上或不同导线上。可直接通过选择參数和电极、或者通过基于区域的程序设计(其中程控器响应刺激区域的操作或定位来自动地确定參数和电极)来定义程序。在其中电极48A-P携带于(设置干)导线上的具体实施中，刺激发生器60通过相应导线(例如图I中的导线12或图2中的导线32)的导体电耦接至电极48A-P。刺激发生器60可通过设置在植入式刺激器4(图I)或植入式刺激器34(图3)的壳体内的电导体电耦接至一个或多个壳体(“罐”)电极48Q。壳体电极48Q可被构造为调节或未调节电极以便与设置在頂D的导线上的电极48A-48P中的一个或多个结合来形成电极构型。壳体电极48Q可被构造为用作阳极以便与位于ー根或多根导线上的被构造为用作阳极的ー个或多个电极(如，电极48A-48P中的任何一者)基本上同时地发送电流。刺激发生器60可包括产生刺激脉冲或波形的刺激产生电路以及(如)响应处理器50的控制来转换所有不同电极组合上的刺激的电路。刺激发生器60基于得自处理器50的控制信号来产生电刺激信号。例如，刺激发生器60可包括充电电路，所述充电电路将得自电源54的能量选择性地施加至电容器模块以用于产生和递送形成刺激信号的供给电压。除了电容器之外，电容器模块还可包括开关。这样，电容器模块可被构造为(如)基于得自处理器50的信号来存储递送下述刺激的所需电压，所述刺激具有由程序指定的电压或电流幅值。对于刺激脉冲的递送，电容器模块内的开关可基于得自处理器50的信号来控制脉冲的宽度。在一个示例性具体实施(如，全极装置)中，刺激发生器60可被构造为使用作为刺激电极(如阳极)的电极48A-P中的一个或多个来递送刺激且基本上同时地使用作为刺 激电极(如阳极)的壳体电极48Q来递送刺激。导线和壳体上的阳极可与导线上的ー个或多个阴极相结合来用于递送刺激。作为ー个举例说明，选用于递送刺激电流的电极组合可包括位于MD壳体上的阳极、位于导线上的阳极、和位于同一导线或不同导线上的阴极。在其他实例中，电极组合可包括位于ー根或多根导线上的多个阳极和/或多个阴扱、以及位于MD壳体上的至少ー个阳极。在一些实例中，电极组合可包括位于ー根或多根导线上的一个或多个阳极、和位于同一导线或不同导线上的一个或多个阴极，如双扱/多极装置。在其他实例中，电极组合可包括位于壳体上的阳极、和位于ー根或多根导线上的ー个或多个阴极，如全极装置。在另ー个实例中，电极组合可包括位于壳体上的阴极、和位于ー根或多根导线上的ー个或多个附加阴极、以及也位于导线上的一个或多个阳极，如，全极装置的变型。遥测模块56可包括射频(RF)收发器以允许植入式刺激器4与临床医生程控器20和患者程控器22中的每ー个之间的双向通信。遥测模块56可包括可呈现多种形式的天线57。例如，天线57可由嵌入在与医疗设备4相关的壳体中的导电线圈或线材形成。作为另外一种选择，天线57可安装在承载植入式刺激器4的其它部件的电路板上或者呈现为电路板上的电路电迹形式。这样，遥测模块56可允许与图I中的临床医生程控器20和患者程控器22或者图2中的外部程控器40进行通信以接收(例如)新程序或程序组或者程序或程序组的调整。电源54可为不可再充电的一次电池或者可再充电电池并且可耦接至电カ线路。然而，本发明并不限于其中电源为电池的实施例。在另ー个实施例中，作为实例，电源54可包括超级电容器。在一些实施例中，电源54可通过感应或超声能量传输进行再充电，并且包括适当电路以用于恢复经皮接收的能量。例如，电源54可耦接至次级线圈和整流器电路以用于传送感应能量。在其他实施例中，电源54可包括小型可再充电电路和产生操作功率的发电电路。可通过外部充电器和刺激器4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。在一些实施例中，功率要求可为足够小的，从而允许刺激器4至少部分地利用患者运动和执行动能收集设备以涓流充电可再充电电池。电压调节器可使用电池电源产生一个或多个调节电压。图4为示出植入式刺激器14的外部程控器40的各个部件的功能框图。尽管图4所示的部件是參照外部程控器40进行描述的，但这些部件也可包括在图I所示的临床医生程控器20或患者程控器22内。如图4所示，外部程控器40包括处理器53、存储器55、遥测模块58、用户界面59、和电源61。一般来讲，处理器53控制用户界面59、将数据存储至存储器5和从存储器5取出数据、以及通过遥测模块58来控制利用植入式刺激器34的数据传输。处理器53可呈现ー个或多个微处理器、控制器、DSP、ASICS、FPGA、或者等效离散或集成逻辑电路的形式。归于本文中的处理器53的功能可实施为软件、固件、硬件或它们的任何组合。、存储器55可存储指令，所述指令使得处理器53提供归于本文的外部程控器40的功能的各个方面。存储器55可包括任何固定的或可移动的磁性、光学、或电子介质，例如RAM、ROM、CD-ROM、磁盘、EEPROM等等。存储器55还可包括可用于提供存储器更新或增加存储器容量的可移动存储器部分。可移动存储器还可允许在程控器40用于程序设计另ー个患者的治疗之前将患者数据容易地传送至另ー个计算设备或者移除。存储器55还可存储控制植入式刺激器4的操作的信息，例如治疗递送值。临床医生或患者36与用户界面59进行交互以便(例如)手动地选择、改动或修改程序、调整电压或电流幅值、提供功效反馈、或观察刺激数据。用户界面59可包括屏幕和ー个或多个输入按钮，所述输出按钮允许外部程控器40从用户接收输入。屏幕可为液晶显示器(LCD)、等离子显示器、点矩阵显示器、或触摸屏。输入按钮可包括触摸垫、增大和减小按钮、紧急关闭按钮、和控制刺激治疗所需的其他输入介质。使用本发明的某些技木，临床医生或患者36可通过界面59以图形方式定义ー根或多根导线上或附近的区域内的所需刺激场。具体地讲，用户界面59可用于以图形方式表示刺激区域并且从用户接收操纵区域的形状和位置的输入，如将在下文中更详细所述。遥测模块58允许与刺激器34相互传送数据。在预定时间时或者当遥测模块检测到附近的刺激器时，遥测模块58可与刺激器34自动地通信。作为另外一种选择，遥测模块58可在用户通过用户界面59发出信号时与刺激器34通信。为了支持RF通信，遥测模块44可包括适当的电子元件，例如放大器、滤波器、混频器、编码器、译码器等等。程控器40可使用(例如)RF通信或近端感应相互作用与植入式刺激器34无线通信。通过使用可耦接至内部天线或外部天线的遥测模块44可实现无线通信。遥测模块44可类似于植入式刺激器34的遥测模块58。程控器40也可被构造为通过无线通信技术或使用有线(如网络)连接的直接通信来与另ー个计算设备通信。可用于促进程控器24和另ー个计算设备之间的通信的局域无线通信技术的实例包括基于802. 11或蓝牙规范集的RF通信、(如)基于IrDA标准的红外通信。电源46将操作功率递送至程控器40的部件。电源46可为可再充电的电池，例如锂离子或镍金属氢化物电池。也可使用其他可再充电的或常规的电池。在一些情况下，夕卜部程控器40可在直接或通过AC/DC适配器耦接至交流电(AC)插座(即，AC线电源)时进行使用。电源61可包括用于监测电池内剰余的功率的电路。这样，用户界面59可提供当前电池电量指示灯或低电池电量指示灯，以指示电池何时需要更换或再充电。在一些情况下，电源61可能够估计出使用当前电池进行工作的剰余时间。图5为示出示例性刺激发生器60A的各个部件的框图。刺激发生器60A可与植入式刺激器结合使用(如)以执行如參照图1-3所述的刺激发生器60的功能。尽管參照植入式刺激器4进行描述，但刺激发生器60A也可用于植入式刺激器34或其他类型的刺激器。在图5的实例中，刺激发生器60A被选择性地构造为，(如)基于得自处理器50(图3)的信号将受控电流刺激脉冲通过各种电极组合递送至患者6。然而，本发明并不限于其中递送调节电流脉冲的实例。在其他实例中，刺激发生器60A可提供连续的、调节电流波形而非调节电流脉冲。在其他实例中，刺激发生器60A可递送连续波形和脉冲的组合、或者选择性地递送连续波形或脉冲。刺激发生器60A可产生形式为脉冲或连续波形的受控基于电流的或受控基于电压的刺激。其也被控制为提供恒定功率(电流-电压乘积)或受控电荷刺激脉沖。另外，其也可被构造为递送具有各种脉冲形状(梯形或斜坡、正弦形或者说是弯曲的、或阶跃的)的这些多样受控脉冲幅值中的任何ー种。在图5所示的实例中，刺激发生器60A包括刺激控制模块62、參考电压源64、开关阵列66、和电流调节器阵列68。參考电压源64可为电流调节器阵列68提供操作功率，并且可包括设定參考电压水平的调节电压。如图5所示，可耦接參考电压源64以提供用于电流调节器阵列68的操作功率和提供用于连接至电极48A-48Q的參考电压以用于电极操作的未调节模式。然而在其他实例中，參考电压的电压水平和提供至调节电流源阵列68的操作电压水平可为不同的。刺激控制模块62形成刺激控制器，所述刺激控制器控制开关阵列66和电流调节器阵列68以通过电极48A-48Q递送刺激。刺激控制模块62可包括ー个或多个微处理器、微控制器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、场可编程门阵列(FPGA)、或其他集成或分立的逻辑电路。在操作中，刺激控制模块62可根据ー个或多个程序来控制电刺激的递送，所述ー个或多个程序可指定刺激參数，例如电极组合、电极极性、刺激电流幅值、脉冲频率、和/或脉冲宽度以及壳体阳极和一根或多根导线上的一根或多根导线阳极中分布或贡献的拉电流的百分比、和一个或多个阴极吸收的灌电流的百分比。用户可通过外部控制器来定义程序并将其下载至植入式刺激器4或34以供刺激控制模块62使用。电流调节器阵列68包括多个调节电流源或阱。此外，电流调节器可充当电流源或阱、或者可被选择性地构造为用作源或阱。然而为方便起见，术语“电流调节器”在ー些情况下可用于指源或阱。因此，电流调节器阵列68中的每ー个电流调节器均可用作通过电极48A-Q中的相应ー者递送刺激的调节电流源、或者从电极48A-Q中的相应ー者接收电流的调节电流阱，其中电极48A-48Q可提供于导线上、刺激器壳体上、无导线刺激器上、或其他装置中。通常,为简洁起见，可在下文中将电极48A-48Q称为电极48。开关阵列66中的每ー个开关将电极48中的相应ー者耦接至电流调节器阵列68 的相应双向电流调节器或參考电压源64。在一些实例中，刺激控制模块62选择性地打开和关闭开关阵列66中的开关,使得壳体电极(如，电极48Q)和一根或多根导线上的电极48A-48P中的一个或多个通过连接至电流调节器阵列68中的调节电流源或阱而构造为调节电扱。在其他实例中，刺激控制模块62可选择性地打开和关闭开关阵列66中的开关，使得壳体电极(如，电极48Q)或者导线上的电极通过连接至參考电压源64而构造为未调节电极。另外，刺激控制模块62可选择性地控制电流调节器阵列68中的各个调节电流源或阱以将刺激电流脉冲递送至所选电扱。參考电压64可为由调节电源提供的高电压或低电压，这取决于电极被程序设计成调节源(高电压导轨)还是非调节阱(低电压导轨)。因此，參考电压源64可根据需要为所选电极构型产生高和低參考电压以用于选择性地耦接至未调节的、參考电扱。调节电源可产生ー个或多个调节电压水平以用作參考电压源64和用作电流调节器阵列68的电源导轨。此外，尽管在图5中，同一參考电压源64耦接至电流调节器阵列68，但不同的电压水平可用于耦接至开关阵列66的參考电压和提供至调节电流源阵列的操作电压水平。调节电源可从电源54(图3)(例如电池)提供的电压产生调节电压。刺激控制模块62控制开关阵列66的操作以产生由不同刺激程序定义的电极构型。在一些情况下，开关阵列66中的开关可为金属氧化物半导体场效应晶体管(MOSFET)或用于切换电信号的其他电路部件。开关阵列66中的开关可被设计为传送一定量的未调节电流，所述未调节电流可通过与參考电压源64相关的未调节电流路径耦接至相应电扱。如此前所述，在一些实例中，可有意地程序设计两个或更多个调节的刺激电极48以递送不同量的电流，以使得调节电极产生不平衡电流分布。在其他实例中，调节的拉电流和灌电流可为平衡的，以使得基本上所有的电流均可通过相应的调节电流源和阱进行传送和吸收。
为了单独控制作为调节电极或未调节的參考电极的电极48，刺激控制模块62控制开关阵列66和电流调节器阵列68的操作。当将刺激(例如电流刺激)递送至患者6吋，刺激控制模块62控制开关阵列66以根据需要将所需电极组合的所选刺激电极耦接至电流调节器阵列68的相应电流调节器或參考电压源64。刺激控制模块62控制耦接至调节电极的电流调节器阵列68的调节双向电流源以发送或吸收指定量的电流。例如，刺激控制模块62可逐脉冲式地控制所选电流源或阱以将电流脉冲递送至相应电极。刺激控制模块62还可停用连接至非激活电极(即，在给定电极构型中未激活作为调节电极的电扱)的电流调节器阵列68的调节双向电流调节器。电流调节器阵列68的各个调节双向电流调节器可包括由刺激控制模块62控制的内部启动开关，所述内部启动开关可在相应电极未用作递送刺激的调节电极时将调节电源64与电流调节器断开或者说是停用电流源。根据本发明，描述了下述技术将ー个或多个用户输入刺激区域转换成一组将电刺激治疗递送至患者的电极、确定各个电极对区域的可变电刺激贡献值、以及确定在使用基于区域的程序设计时通过与区域相关的各个电极递送的电刺激的幅值。在基于区域的程序设计中，用户可以图形方式定义ー根或多根导线上或附近的区域内的所需刺激场，并且程控器可产生形成刺激场所需的电流刺激。若干定义提供如下可实现刺激区域(ASR)为程控器显示器的下述屏幕区域，其中所有刺激必定出现。用户使用ASR来验证刺激区域的拉伸或移动的位置和范围。用户可使用各种输入介质来设计尺寸(如，通过拉伸或收缩)、设计形状、或移动区域。ASR可为包封所有导线的电极的凸包。其也可受限于距电极的距离阈值，以使得宽间距导线之间的间隙未被示为ASR的一部分，因此为不“可实现的”。刺激区域为由电极集合、其贡献值、和強度定义的刺激面积。刺激区域可为阴极的(如，指示通过与该区域相关的ー个或多个阴极递送的刺激)或阳极的(如，指示通过与该区域相关的ー个或多个阳极支持的防护/屏蔽)。在操作中，阳极和阴极区域中的电极可一起工作以定义通过植入患者内的导线递送的整体电刺激。例如程控器的显示器可指示为阴极或阳极的区域。可指示的区域的非限制性实例包括顔色、灰度阴影(对于黒白图像而言)、图案(如，影线图案)等等。作为ー个非限制性实例，阴极区域可以图形方式表示为第一顔色(如，红色)，并且阳极区域可以图形方式表示为第二顔色(如，蓝色)。然而，如上指出，可使用其他顔色、以及不同的阴影、图案等等来表示各个区域。场形状为单个程序内单次时间下的ー个或多个区域的集合。区域形状、或区域范围指示为用于显示刺激区域所选用的电极及其对该区域的相对贡献值的图形指示。这可为大致多边形的形式、一组由样条曲线或贝济埃曲线形成的曲线边界、或通过找到下述范围计算出的较复杂形状，所述范围为通过给定的刺激设置组合产生的电磁场大于设定阈值的范围。选用电极为下述电极，其为给定区域的一部分。
电极贡献值为给定电极对其区域所需强度的递送程度。电极贡献值可具有O. O和
I.O之间的值。图6示出了用户界面，其中示出使用基于区域的程序设计产生的单极刺激装置。在基于区域的程序设计中，用户可以图形方式定义ー根或多根导线上或附近的区域内的所需刺激场，并且程控器40的处理器53可产生形成刺激场所需的电流刺激。图6示出了由程控器40提供的用户界面59。用户界面59包括可用于产生所需刺激场的刺激图标550、屏蔽图标552、和移除图标554，如将在下文中更详细所述。用户界面59包括显示屏500。显示屏500可为触摸屏，以使得可使用触笔或其他指点介质在屏幕500上直接进行选择。作为另外一种选择或除此之外，可在程控器40上提供独立于显示器500的按键、按钮、滚轮和其他输入设备。可通过下述方式将第一导线502添加至窗ロ 504 :首先从下拉菜单506选择导线的所需类型并且随后通过图标508选择“添加导线I”。相似地，可通过下述方式将第二导线510添加至窗ロ 504 :首先从下拉菜单512选择导线的类型并且随后通过图标514选择“添加导线2”。可通过(例如)使用触笔并且触摸窗口中用于设置导线的位置来将导线添加至窗ロ 504。另外，用户可将设置在窗ロ 504中的导线拖动至所需位置。图标516、518允许用户从窗ロ 504移除导线。在一些实例中，520处所不的壳体电极、或“壳”电极可永久性地显示在窗ロ 504中以结合单极或全极电极装置使用。其他界面设计可在单独屏幕上来设置导线构型控制。在图6中，所示的用户界面59示出刺激区域(即刺激区域560)的图形表示。为了产生如图6中的区域560，用户可使用(例如)触笔并且触摸刺激(“Stim”)图标550。用户然后可使用触笔并且触摸窗ロ 504内的位置或区域。例如，用户可触摸导线502、510中的ー个上的电极、或者电极或导线中的一者附近的位置(如，电极和导线之间)。利用触笔触摸电极以将刺激区域设置在选定区域上，如电极处的导线上。触摸导线或电极之间的面积或区域以将刺激区域设置在选定区域上，即导电或电极之间。通过电极相对设置区域的位置的靠近程度来确定各个电极值，以使得最近电极为完全贡献者(1.0)并且其他为按比例设定的。在其他实例中，可允许用户触摸刺激区域中的所需位置，而无需借助于首先触摸图标；此实例中的后续触摸可在区域选项(如，刺激、屏蔽、移除)中循环。用户可通过下述方式图形化地操纵(如，设计形状、移动、縮小、和扩展)刺激区域的图形表示将(例如)刺激区域通过触笔拖动到窗ロ 504中的其他面积或区域(如，电极处或邻近电极的区域)，以便产生刺激区域560的所需形状。利用触笔触摸移除图标554将移除刺激区域。在可供选择的设计中，刺激区域可显示具体控制点以有利于交互作用。这些点可包括用于拉仲的夸大边界、用于移动的形状的形心处的控制、或者位于允许重新调整大小的拐角处的具体边框或小点。用户可随后使用触笔沿着水平滚动条564来移动指示器562以选择所需电极强度。在图6中，选择的区域强度为O. 33，其用于标定如下电极的电极贡献值以产生刺激电流幅值，所述电极为根据所需强度来产生刺激区域560而被自动选定的。移动指示器562可修改与设置场或区域相关的所有电极。另外，刺激区域的強度以图形方式示于566处。在此实例中，O. 33的选定区域強度等于11. 4mA的总电流刺激(如在当前窗ロ 533中所指出的那样)，但也可将强度以无单位量的形式(例如最大值的百分比或固定比例尺(O至10、0至100等))传送给用户。随着水平滚动条564的指示器562向右移动，以图形方式示于566处的强度増加，并且随着水平滚动条564的指示器562向左移动，強度减小。壳电极520的強度以图形方式示于568处。在一些实例中，可将强度以图形方式示为各个选用电极上的小刺激面积(与它们的贡献值成比例)，所述小刺激面积在足够的强度水平下増大直至其合井。如上所述，壳电极520可用于ー些示例性具体实施(如，单极装置和全极装置)中并且不可用于其他具体实施(如，双扱/多极装置)中。在选择所需电极强度时，程控器40 的处理器53产生并且示出与所需区域560 (如窗ロ 504中所见)相关的电流幅值。在另ー个实例中，用户可通过分别选择屏蔽或阱图标、拖动区域、并且随后通过水平滚动条564设定强度来指定壳电极520为阳极还是阴扱。如果用户已选择单个刺激区域，则可将强度变化仅施加至该选择区域。如果未选择区域，则强度控制可失效。作为另外一种选择，如果未选择区域，则强度变化可以其电流值的固定量或百分比而同时按比例分配至所有区域。用户可通过下述方式来设计刺激区域的形状利用触笔将(例如)显示在用户界面上的刺激区域的图示的边界拖动至窗ロ 504中的其他区域。例如，用户可点住刺激区域的边界(即，外周边)或该边界附近的区域，并且将其向内或向外拖动以重设刺激区域的大小。当用户点住刺激区域边界并拖动该边界时，刺激区域可(例如)沿用户拖动刺激区域的方向扩展。除了通过利用触笔将(例如)刺激区域边界拖动至窗ロ 504中的其他区域来设计刺激区域的形状之外，还可通过拖动(例如)表示刺激区域的強度的图标570来移动刺激区域560的中心。拖动刺激区域560的中心图标570可导致整个刺激区域沿用户拖动刺激区域的方向移动。拖动刺激区域可导致对于由产生刺激560的电极吸收(或发送)的电流进行调整。在基于区域的程序设计中，系统可将导线上的三个电极的贡献值自动地确定为O. 56,0. 75、和I. 00，这示于阵列572、574中，所述阵列示出两根导线中的每ー根上的各个区域。可通过电极相对设置区域的位置的靠近程度来确定各个电极的值，以使得最近电极为完全贡献者(1.0)并且其他电极为按比例设定的。系统随后无需人工干预自动地根据所需强度来设定贡献值以产生有待被选用电极递送的刺激电流幅值。系统随后默认为单极模式，并且激活壳电极520以平衡所激活的三个电极的总和(4. 92mA+3. 68mA+2. 76mA =
11.35mA，其中具有小的舍入误差)。系统可允许用户选择是否允许将壳默认为可配置选项。如果壳被允许，则其还可被选择为优先使用(使得系统首先使用它直至它达到联锁)或同等使用(使得系统以平衡方式传播所有激活阳极周围的阳极电流)。使用默认情况下的壳可为有利的(因为其可需要较少的用户行为，如，系统自动地配置壳电极)，并且可无需对于后续強度改变的用户交互(如，用户不必平衡刺激以便系统进入有效的、可程序设计的状态)。系统也可默认为最大能量高效模式，以使得导线阵列中的损耗仅被施加一次，因为返回路径没有第二次横穿导线阵列线材。如图6所示，在单极装置中，壳电极520发送所需的11.4mA电流而电极5281、528B、528J分别吸收2. 76mA、3. 68mA、和4. 92mA。产生区域560所需的电流示于窗ロ 504中以及阵列534、536中，所述窗ロ 504以及阵列534、536分别示出两根导线中的每ー根上的各个电极以及与用户初始选择的区域内的电极相关的以毫安为单位的电流。另外，阵列572、574指示用户初始选择的区域内的电极的贡献值。在图6所示的实例中，吸收(或在其他实例中发送)最多电流以产生给定区域的电极具有1.0的第一贡献值，并且用于产生该具体区域的剩余区域的贡献值为第一贡献值的百分比。在图6中，电极528J吸收4. 92mA,该值大于电极528B、528I吸收的电流。由此，电极528J具有I. O的贡献值，并且电极528B、5281分别具有3. 68mA/4. 92mA或约O. 75和2. 76mA/4. 92mA或约O. 56的贡献值，如在阵列572、574中所指出的那样。在类似于图6中的单极装置内，壳电极568必须吸收所需电流的 全部并且由此其具有I. 0+0. 75+0. 56 = 2. 31的贡献值，如542处所指出的那样。图7A-7C为示出各种导线构型的示例性可实现刺激区域(ASR)的示意图。图7A示出了由ASR包围的2x8电极构型(两根各自具有8个电极的导线)，从而提供出共计十六个不同电极。具体地讲，图7A示出了由ASR 604包围的导线600、602。图7B示出了由ASR包围的与1x8构型结合的2x4电极构型(两根各自具有4个电极的导线与一根具有8个电极的导线相组合)，从而提供出共计十六个不同电极。具体地讲，图7B示出了由ASR 612包围的导线606、608 (2x4电极组合)和导线610 (1x8构型)。类似于图7A，图7C示出了由ASR包围的2x8电极构型(两根各自具有8个电极的导线)，从而提供出共计十六个不同电极。具体地讲，图7C示出了由ASR 618围绕的导线614、616。然而，与图7A或图7B不同，图7C中的导线614、616彼此基本上不平行。如图7C所见，在一些实例中，ASR 618可(如)在图7C的底部并非为缩窄的，其中两根导线在底部相比于顶部间隔开更大距离。另外，在一些实例中，对于宽间距导线，ASR可不具有间隙。在一个实例中，可通过设置点环(如，约十二个点，中心位于各根导线的最远端和最近端上，半径等于区域的默认尺寸的O. 4倍)来绘制ASR，由此产生围绕上述点的凸包(其不含内点)。然后可从剩余点产生多边形或其他形状。ASR可指定电极和/或导线彼此的最大外部间距。在其他实例中，可在下述情况下调整ASR，其中导线据认为相隔太远而不能使得在它们之间实现刺激。这可被应用为固定阈值、用户确定距离、或者基于导线几何形状和靶解剖结构动态计算的距离。在这种情况下，可基于这些距离约束来计算第二区域，并且从正常显示的ASR中减去第二区域，由此产生凹型或者说是不规则的形状。如上文參照图6所示和所述，用户可通过基于区域的程序设计以图像方式来定义刺激场。用户可通过选择分别示于图6中的刺激图标550或屏蔽图标552来选择刺激区域或屏蔽/保护区域以设置在显示器(如，显示屏500)上。在一些实例中，刺激图标550和屏蔽图标552可为彩色的(如，分别为红色和蓝色)。在选择刺激区域或保护区域进行设置之后，用户可将该区域设置在ASR内的任何位置，如，位于导线上且在电极之间、直接在电极上、位于导线之间、和邻近单根导线。在刺激和/或保护区域的设置期间，如果ASR仍未示出或者如果其示于背景中，则用户可接收可实现刺激区域(ASR)的瞬态或强化(通过动画、不透明度的变化、颜色变化、高对比度轮廓、或其他方式)指示以引导有效的设置。在区域已设置在显示屏上之后，程控器40并且具体地讲处理器53定义或“选用”一组电极(如，至多四个电极)以无需用户干预地产生所述区域。在一些实例中，可通过下述方式来选用(即，通过程控器选择)一个或多个电极，即基于它们与所设置区域的相对距离并且使它们的贡献值大于最小阈值。区域选用的电极可对该区域的形状具有O至I. O的独立贡献值，这取决于电极与区域中心的相对距离。可基于每个区域来标定电极贡献值，以使得最高贡献电极为I. O并且所有其他的电极小于或等于I. O。在另ー个实例中，可基于标准化距离来选用电极。程控器40并且具体地讲处理器53确定区域设置点和各根导电上的各个电极之间的距离。处理器53(如)使用区域设置点和电极之间的最短测定距离来标准化上述測定距离。为了确定应被选用来产生所需刺激区域的一个或多个电极，可将标准化距离与阈值进行比较。作为具体实例，如果仍非刺激区域的一部分的电极和区域设置点之间的标准化距离小于I. 4的阈值，则处理器53可选用该电 扱。在其他示例性具体实施中，阈值可高于或低于I. 4。处理器53选用的电极数量可为ー个电极或不止四个电极，这取决于导线构型和导线取向。选用电极的各个贡献值可对全部电极均设为I. O或者可取决于每个电极的标准化距离测定值。在一些实例中，可通过检测所选区域设置点和位于导线设置区域中的导线的所有电极中心之间的距离来完成电极的电流幅值贡献值的标定。标定可使用实际电流水平来完成或者标定可为无单位的，如百分比。然后选择未导致导线与另ー根导线交叉的四个最短距离(即，未导致选用位于距设置点较近的导线的远侧的导线电扱)以供选用。通过如下方式来无需用户干预地测定选用电极对定义刺激区域的贡献值分别在X和I维度上获取从所述点到选用电极的距离与电极间总距离的比率。图8A为示出使用本发明的技术的示例性电极贡献值测定的示意图。在图8A中，通过如下方式測定导线620 (左导线)上的电极E3和E4以及导线622 (右导线)上的电极E5和E6的贡献值分别在X和y维度上获取距所选区域设置点(示于624处)的距离与电极间总距离的比率。对于导线620，按如下方式測定可按比例映射成电流幅值贡献值的电极贡献值E3= (X1Atot)* (Yob/(Y0tot)E4= (VXtJ* (Y ノ (YOtJ并且对于导线622，按如下方式測定电极贡献值E5= (X0/Xtot) *(Ylb/Yltot)E6= (X0/Xtot) *(Yla/Yltot)在一些实例中，用于测定电极贡献值的算法可使用坐标平均值来获取单个Xtl和X1值。当导线基本上竖直时，这种算法可为尤其可用。在其他实例中，算法可使用所选区域设置点和各个电极的X坐标之间的实际距离。应当指出的是，因为通过比率来测定电极贡献值，则距离单位可为像素、毫米、或其他测量单位。在测定选用电极的电极贡献值之后，则可将所述贡献值进行“阈值比対”，即与阈值进行比较。阈值比对可避免低电极贡献值用于递送刺激，由此制备较高能效的构型。即，如果电极贡献值经测定低于阈值，如，低于将对患者具有任何可察觉或治疗效果的值，则可关闭该电极以使得不浪费能量。在一些实例中，可通过如下方式来完成阈值比对，即检查导线上的每ー个选用电极，如，导线上具有两个电极，则检查是否一个电极的贡献值低于阈值而导线上的另ー个电极的贡献值高于阈值。如果发现这种情况，则将低于阈值的电极的贡献值添加至高于阈值的电极的贡献值并且随后将第一电极贡献值(即，具有低于阈值的贡献值的电极)归零，即，其将不形成递送电刺激的程序的一部分。作为另外一种选择，可将低于阈值的电极的贡献值简单地设为零而不将其添加至其他电极的贡献值。另外，如果两个电极贡献值均高于阈值，则保留两个电极贡献值并且每个电极均将形成递送电刺激的程序的一部分。如果两个电极贡献值均低于阈值，则将这两者均归零。在一个实例中，可使用约O. I至约O. 3的阈值。在一些实例中，阈值可为约O. 2。在其他实例中，阈值可为用户可配置的或者可为动态的(基于此具体患者的测定值或者此患者的疾病状态或报告症状的设定值)。在另ー个实施例中，可应用非线性阈值比对函数。例如，可将距离比率应用至S型函数并且可使用返回值来设定贡献值。在阈值比对电极贡献值之后，可将电极贡献值进行标准化。在一个实例中，通过如 下方式来标准化贡献值确定具有最大贡献值的电极并且将其标定为I. O。然后參照最大贡献者来相应地标定其他电极。这可通过算法来完成，即在给定区域的所有电极贡献值中进行迭代以找到具有最大贡献值的电极，然后在所有电极贡献值中迭代第二次并将各个电极贡献值除以最大贡献值。这样，最大电极贡献值变为I. O(因为其被自身相除)，并且其他电极中的全部得以适当标定。图8B为示出使用本发明的技术的另一个电极贡献值测定的示意图。与图8A的导线构型相比，图8B中的导线620、622为成角度的使得各个电极具有稍许不同的水平值X。例如，水平值Xtla稍大于水平值Xc^在图8B中，通过如下方式測定导线620(左导线)上的电极E3和E4以及导线622 (右导线)上的电极E5和E6的贡献值分别在x和y维度上获取距所选区域设置点(示于624处)的距离与电极间总距离的比率。对于导线620，按如下方式測定可按比例映射成电流幅值贡献值的电极贡献值E3= (Xla/X0a+Xla)*(Y0b/(Yotot)E4 = (Xlb/Xob+Xlb) * (Y0ノ (Y0tot)并且对于导线622，按如下方式測定电极贡献值E5= (X0a/X0a+Xla)*(Ylb/Yltot)E6= (X0b/X0a+Xla)*(Yla/Yltot)图9为示出三根导线的示例性构型的示意图，其中可需要检验以确保刺激区域保持在仅两根导线之间。具体地讲，图9示出了三极构型。在一些示例性导线构型中，如，具有三根或更多根导线的构型，可进行检验以确保所述区域保持在仅两根导线之间。换句话讲，可需要检验以确保所述区域不与另一根导线交叉。现在參见图9，最右侧导线626靠近中间导线628但远离最左侧导线630。刺激区域632示于导线628、630之间。在导线构型(例如图9所示的导线构型)中，导线626与导线630相比可实际上具有更靠近所选区域设置点634的电极，但导线626可对映射无用，因为用户的意图显然为在导线628和导电630之间产生刺激区域。在一个实例中，程控器(如，程控器40)可以如下方式进行检验确定该具体区域(如区域632)选用的四个最靠近电极不导致交叉导线。例如，可确定出由最近导线(如，导线628)形成的线条与区域点634和其上电极被选用的第二导线(如，导线626)之间的线条是否不相交。如果它们相交，则映射为不适当的并且应改为使用第三导线(如，导线630)上的最近电极(即使它们比导线626上的电极更远)。在图9中，刺激区域632正确地映射至最左侧导线(即，导线630)，尽管最右侧导线(即，导线626)上的电极与最左侧导线(即，导线630)上的第三电极相比更靠近刺激区域点634。当用户已在显示器上设置区域(如，区域632)之后，程控器可基于区域已选用的电极为用户产生和显示可实现场形状的范围指示、或区域范围指示。应当指出的是，在用户已在显示器上设置区域之前，程控器通常已计算出ASR。在一个实例中，可实现场形状的范围指示可取决于该区域选用的电极的当前电极贡献值。可实现场形状的范围指示可允许用户在视觉上辨识所述区域选用的各个电极的相对贡献值。在一些 实例中，可通过绘制低不透明度区域来完成可实现场形状的范围指示，其中在电极上以与该电极的贡献值成比例的半径绘制出点圆。然后可考虑由该区域选用的所有电极的所有这种圆构成的凸包，并且构造和绘制多边形或其他形状。在另ー个实例中，可通过如下方式计算可实现场形状的范围获取由区域选用电极的刺激产生的电磁场并且将阈值应用至该场以确定显示部分(即，仅显示高于或低于(对于阳极或阴极)给定阈值的场強)。该场强可被计算为电压梯度、电流密度、或由刺激电极产生的电场强度。例如，对于电场而言，可使用库伦定律(E = I/(4*Pi* ε dhQ/r2),其中电荷Q为由姆一个电极的姆个脉冲递送的总电荷,并且r为从电极至IJ ASR中的点的距离。除了使用电磁场強度之外、或取代使用电磁场強度，场形状也可表征为由通过刺激产生的电磁场激活的组织体积。在这种情况下，首先计算场强(通过库伦定律、电流密度、电压梯度、或者其他)，然后将所述场应用至神经元的计算模型。计算模型建议出其中神经元将被通过刺激产生的场激活或抑制的区域，然后可使用所述区域来定义提供在显示器上的场形状以支持进ー步的优化。图10A-10C为示出基于选用电极的可实现场形状的范围的若干示例性指示的示意图。图IOA示出了同一导线(具体地讲导线640 (最右侧导线))上的两个电极之间的区域范围指示。距导线顶部的第二电极(即，电极642B)具有I. O的标定贡献值，而距导线顶部的第三电极(即，电极642C)具有O. 26的标定贡献值。这种电极贡献构型导致示于图IOA中的644处的区域范围指示，所述区域范围包封具有I. O贡献值的电极642B、以缩窄方式延伸至大致位于电极642C的中心处的尖点、并且仅部分覆盖具有O. 26贡献值的电极642C的顶部。如图IOA中所见,未从导线646选用电极。图IOB示出了同一导线(具体地讲导线650 (最右侧导线))上的两个电极之间的区域范围指示。距导线顶部的第二电极(即，电极652B)具有I. O的标定贡献值，而距导线顶部的第三电极(即，电极652C)具有O. 75的标定贡献值。这种电极贡献构型导致示于图IOB中的654处的区域范围指示，所述区域范围包封具有I. O贡献值的电极652B、以缩窄方式延伸至位于电极652C的底边缘附近的钝圆点、并且几乎完全覆盖具有O. 75贡献值的电极652C。如图IOB中所见，未选用得自导线656的电极。图IOC示出了同一导线(具体地讲导线660 (最右侧导线))上的两个电极之间的区域范围指示。距导线顶部的第二电极(即，电极662B)具有I. O的标定贡献值，而距导线顶部的第三电极(即，电极662C)也具有I. O的标定贡献值。这种电极贡献构型导致示于图IOC中的664处的区域范围指示，所述区域范围包封电极662B和电极662C，由此产生该区域范围的椭圆形指示(其关于穿过该区域范围指示的中心绘制的X轴和y轴基本上对称)。如图IOB中所见，未选用得自导线668的电极。在图10A-10C中，各个区域范围指示显示为两个小圆。在图10A-10C中，最顶端圆为用户初始设置的区域的锚定点。第二圆指示出用户可(例如)点击并拉伸该区域的位置，如在下文中更详细所述。根据本发明的某些技术，用户也可“拉伸”区域，如，改变所设置区域的形状。用户可通过如下方式而具备改变区域的形状的能力，即直接在显示屏上操纵其区域范围指示。在一个实例中，可通过(例如)在区域范围指示内利用鼠标点击或利用触笔触摸井随后拖动区域(如，区域的边界)来拉伸区域。在其他实例中，可利用控制点、可选择轮廓等来拉伸区域。
图11为示出用户已根据本发明的技术拉伸的区域范围的示例性指示的示意图。用户可已(例如)通过如下方式以图形方式操作(如，拉伸)示于图IOC中的664处的区域范围指示在区域内点击以选择该区域，并且随后拖动该区域的边界以便产生示于图11中的670处的区域范围指示。如图11中所见，已选用六个电极(位于左导线(即，导线674)上的两个电极(即，电极672B、672C)和位于右导线(即，导线678)上的四个电极(即，电极676A-676D))以便产生所需的拉伸区域670。所选用的六个电极中的三个具有I. O的贡献值，其中一个位于左导线上(即，电极672B)并且两个位于右导线上(8卩，电极6768、6760。示于图11中的670处的区域范围指示完全包封具有I. O的贡献值的电极，而该区域范围指示仅部分覆盖具有O. 31和O. 43 (仅位于导线678上)和O. 60 (位于导线674上)的贡献值的电极。通过用户拉伸区域范围指示(如，区域范围指示670)产生的形状变化可包括形状的増加和形状的减小。通过拉伸产生的变化可包括区域选用的电极的贡献值变化和/或数量变化。即，可选用额外的电极以便产生所述区域，并且/或者先前选用电极的贡献值可基于用户对所述区域的拉伸而増加或降低。在一个示例性算法中，当用户初始设置区域吋，将用于计算电极选用数和电极贡献值的点存储在用于该区域的列表中。当用户稍后开始拉伸该区域时，将第二点存储在该列表中，并且计算第二组电极选用数和电极贡献值。可通过如下方式来归并这两组的电极选用数和贡献值仅添加那些增多或更新第ー组的数据。当用户拖动该区域时利用此归并组来绘制所得形状，并且随后当用户完成抱动(如，释放鼠标)时形成最終形状。可重复该过程以用于额外的拉伸。对于额外的拉伸，产生且归并更多的中心以便产生用于区域的电极选用数和贡献值。在一个实例中，可通过程控器来执行额外步骤以从列表中剔除多余的中心。在一些示例性具体实施中，用于产生区域的中心示为圆。例如，图11示出了用作中心的四个圆，即，圆680A-680D。使用圆可允许对中心进行直接调整。在其他示例性具体实施中，可通过不同控制点策略或自动操作(其中中心并未实际示出并且当用户开始拉伸而非产生新区域时系统自动地拾取用于调整的“邻近”中心(如果存在))来取代圆的显示。在一些实例中，用于产生区域的中心可由植入式医疗设备内的第一程控器存储为用于程序的元数据。通过将中心存储为植入式医疗设备内的元数据，则在稍后的程序设计交互时可在第二程控器上精确地重新产生所述区域而无需程控器之间的数据传送。然而，如果需要每个电极的手动编辑能力，则可使用反演算法来产生区域，如，通过计算重新产生特定电极选用数和贡献值方案所需的最小组的中心。在一些示例性具体实施中，可将元数据另外或可选择地存储在第一程控器内，并且如果需要可传送至第二程控器。作为另外一种选择，中心可为临时的、仅在设置或拉伸以根据距离测定电极贡献值期间被使用、并且随后在完成拉伸或设置之后被清除。尽管这可无需使用元数据，但程控器可需要仅基于所涉及的电极及其贡献值来重新产生场形状的图形视图。在一些示例性具体实施中，并非使用圆和中心以便产生用于区域的电极选用数和贡献值，程控器可绘制围绕所有选用电极的凸包。程控器存储所有电极的贡献值并且哪些电极为同一区域形状的部分。这样，程控器可根据需要重新绘制凸包。应当指出的是，在一个示例性具体实施中，如果区域被拉伸为使其开始选用已在该场形状的其他区域使用的电极，则可阻止拉伸向更远处延伸。在一些实例中，程控器可(如)通过声音或者通过程控器的显示屏上的对话框或其他视觉指示来为用户产生正在阻止拉伸的提示。 在其他示例性具体实施中，并非阻止拉伸，新选用电极可取代或重写现有电极。此具体实施可取决于逆映射。即，系统可需要能够基于一组新电极值重新定义区域(正在拉伸的区域正冲撞该区域)，并因此可需要能够从这些值反向映射为中心。另外应当指出的是，在一些示例性具体实施中，系统可避免将区域中心移到ASR外面的拉仲。在一个示例性具体实施中，完全位于区域形状或范围指示内、但仍未被中心(通过所述中心来定义区域)选用的电极可被系统设为各自具有I. O的贡献值。为了具有最少中心，可能有利的是剔除对保持区域形状无用的那些中心。然而，这种剔除可导致在大的区域形状上不存在电极的情形。图12为示出区域范围的示例性指示的示意图,其中完全位于区域形状或区域范围指示内、但仍未被中心(通过其来定义区域)选用的电极可被系统设为各自具有1.0的贡献值。在图12中，所示导线690的一部分上的六个电极(即，692A-692F)完全位于区域范围指示694内。系统可检查包括在该特定区域形状内的所有电极，并且如果所述电极仍未被选用，则将所述电极设为1.0的完全贡献值。这可通过检查各个电极的顶部中心和底部中心是否位于定义区域范围的形状内来完成。在图12中，示出了六个电极，即电极692A-692F，其中电极692A位于图12的顶部并且电极692F位于图12的底部。如图12所示，区域范围指示694包括全部六个电扱。尽管示为O. 0，但根据上文所述技木，电极692B至692E也应具有1.0的电极贡献值，因为这些电极包括在区域形状内。在一些情况下，系统可允许用户直接编辑各个电极的值。这可使得系统重新映射中心并且/或者重新计算贡献值，从而可绘制出反映新编辑电极值的新区域形状。在这种情况下，内部电极(例如692B-E)的贡献值可从I. O进行改变直至产生所述区域。根据本发明的技术，用户设置的区域也可在设置之后由用户进行移动。即，用户可选择ー个或多个区域并且将其移至靶位置。在一个示例性具体实施中，系统可阻止用户将区域移至位于ASR外面的靶位置。另外，如果靶位置将使得该区域所选用的电极被移动至重叠其他区域先前选用的那些电扱，则系统可阻止用户将区域移至该靶位置。在一些实例中，可使用如下方法来阻止这种移动，所述方法类似于上文參照冲撞另ー个区域的区域拉伸所述的方法。
在一个实例中，算法可采用整个本发明中所述的区域设置逻辑以便允许区域进行移动。例如，区域形状的形心处的灰点可允许区域形状的轮廓进行拖动和拖拉。这为用于移动的靶位置。系统可计算位于起始形心(如，定义第一区域的中心点的形心)和结束形心之间的移动轨迹向量。系统然后可将该轨迹向量分成多个等大小的步骤。短距离移动因而具有较少步骤，并且长距离移动具有较多步骤。步骤的大小可(例如)取决于患者对试验刺激的反应，并因而可易于配置。该移动向量及其细分的多个步骤可显示给用户以增加对当移动开始时将发生的情况的理解。系统可将该移动向量约束至基本上平行于导线(纵向移动)或基本上垂直于导线(横向移动)的方向以较好地配合临床实践或者尝试在移动结束时仍保留区域形状。用户然后可逐步地向前步进移动。在每个步骤处，将步骤向量应用至以平移方式移动的区域的各个中心，并且利用新中心重新计算区域形状。继续该移动(向前或向后)直至到达靶位置、用户选择结束移动、或者用户将区域返回至其起始位置。用户可利用步进顺序控制(向前或向后)、利用自动顺序控制(播放、暂停)(其应用基于固定时间或可调节时间的步骤)、或者通过从列表中选择所需步骤或通过在细分移动向量上指出所需步骤来控制该移动。在一些实例中，程控器40可将区域的移动显示为“摄影软片”。即，对于每个移动步骤，程控器40可将区域图示显示在“索引图像”窗口中，由此形成移动的“摄影软片”。使用本发明的技术支持单个区域移动和复合区域移动(例如，多个区域或全部区域同时移动)。在一些示例性具体实施中，可能有利的是应用过渡步骤从而产生最低的区域间干扰。这可指的是，首先独立地移动干扰区域以使其不再干扰，然后移动先前被干扰的区域。另ー个示例性具体实施通过如下方式连续进行复合运动在移动的前沿对区域施加一系列步骤直至该区域清除足以移动相邻区域的电极。如上所述，本发明的技术允许在显示器上拉伸或移动区域范围指示。在一些实例中可能有利的是控制拉伸和移动的变化速率。在一个实例中，系统可产生靶形状或位置而非实时地拉伸或移动。然后，系统可允许用户以可控速率向该靶形状或位置移动。拉伸或移动的变化速率可从单个步骤、一个或多个适当速率变化到直接跳至靶。应当指出的是，在一些实例中，拉伸区域可使得在无需立即改变刺激的情况下来产生靶形状。相似地，移动区域可使得在无需立即改变刺激的情况下在最終位置处产生靶形状。相反，用户可观察拉伸或移动区域，随后独立地启动程序按钮从而导致与该区域相关的參数被应用，由此通过刺激器来递送电刺激。在这种意义上，通过刺激器递送的刺激的响应可在一些实例中不是即时的或连续的。在其他实例中，程控器可使得刺激器以基本上即时和/或连续的方式来响应拉伸或移动。在一些实例中，用户可接收一旦实现靶形状或位置时将为有效的刺激范围指示。例如，可将实际或当前的刺激与将来的靶刺激一起示出。靶刺激的显示可包括可显示实际或当前刺激的条件中的ー个或多个，如，电极的贡献值、区域的強度等等。图13为示出根据本发明的技术的靶拉伸的示例性指示的示意图。在图13中，示出了两根导线的部分，其中每个部分均具有三个电扱。具体地讲，导线700包括电极702A-702C并且导线704包括电极706A-706C。708处所示的当前区域被示为从导线704上、的电极706B延伸至另ー个电极(即同一导线上的电极706C)。710处的靶拉伸指示被示为从导线704上的电极706B、706C延伸至导线700上的中间电极702B。在一些实例中，系统可指示出在从当前定义区域变化至所定义靶区域时将采用的步骤的大小。步骤的大小可为固定的或动态变化的，这取决于移动的长度、移动的方向、患者的反应、相对生理学的导线位置、导线彼此之间或距解剖结构的距离、或者其他因素。当区域存在有效靶时，系统可为用户显示控制朝靶前进的速率的方式，包括单个步骤、适当速率、或“跳至靶”的可能性。允许用户控制前进速率可使得用户在移动顺序中向前和向后移动。这在因转变导致不适刺激的情况下可为尤其有利的。允许用户(例如)在移动顺序中向后移动与归零电极强度或采取其他强カ行为相比更加有利。在一些实例中，用户可能够在多个区域上设置拉伸靶并且随后控制同时朝它们前迸。例如，用户可期望同时设置刺激拉伸靶和保护拉伸靶并且随后向它们一起转变。这可(例如)以多选择移动而非拉伸来完成。然而，以拉伸而非移动来进行这种转变可提供其他 能力，例如允许刺激旋转、非対称移动等等。在其他实例中，可将拉伸分解成多个可被用户随机访问或可被用户按顺序访问(如，类似于章节选择)的単独步骤。根据本发明的某些技术，系统也可为用户提供改变ー个或多个区域的強度的能力。区域強度等效于其最強单独电极的强度。在一个示例性具体实施中，区域強度的变化可为无单位的(如，以百分比形式)，而在其他具体实施中，所述变化可表示为绝对项(如，电流输出的毫安数)。一些示例性具体实施可将区域強度的变化表示为百分比和绝对项。在一些实例中，用户可具有同时改变所选择区域的強度的能力，其中所述选择包括全部有效区域。例如，系统可包括“主幅值”或“主強度”控制以允许用户同时改变所有区域的強度。在一个实例中，如果用户正同时改变多个区域的強度，则可能有利的是使用百分比或其他无单位形式。当用户改变区域的强度时，系统可标定与电极贡献值成比例的独立电极电流。例如，如果区域強度设为10. 0mA，并且该区域具有完全贡献值(B卩，I. O)的第一电极和0.5贡献值的第二电极，则系统可将第一电极设为IOmA作为所需输出电流并且将第二电极设为O. 5*10mA = 5. OmA的所需电流。在一个实例中，系统可以图形方式来显示区域的电流强度。区域強度的显示可反映该区域内的相对电极贡献值。在一些示例性具体实施中，可(例如)通过绘制区域贡献值指示的较高不透明度、标定版本(如，使用在X和y维度上距形状的形心的标准化強度(当前强度/最大強度)的标定转换)来完成区域的电流强度的图形显示。另外，在一些实例中，系统可提供使用实际电流水平的強度的文本指示或者其可为无单位的(如，百分比)。在另ー个实例中，系统可绘制起始于各个电极上、与贡献值成比例的強度，并且随后当强度增加地足够大以使得在电极或导线之间产生刺激时各个电极的强度图示渐变到彼此内部。这在ー些示例性具体实施中可通过如下方式完成将小强度绘制为各个电极上的基本上対称的圆形形状，但随后当強度向最大值增加时朝其他贡献电极成比例地拉伸各个圆形形状。当各个拉伸形状开始交叠时，程控器将合并它们并且随后继续朝任何剰余的未合并电极形状来拉伸所述合并形状。在使用电磁场的设计中，对于绘制场范围指示实现这种效果的可供选择方式将为对计算场应用第二阈值，由此绘制出低強度下的较小形状(场轮廓的峰值)、第二阈值随强度增加向第一阈值转变，直至强度达到最大值、阈值达到同一值、并且实际强度形状匹配刺激的可实现范围。其他方法包括使用不透明度、饱和度、或贡献值指示的ー些其他特征来显示强度变化。可设置刺激发生器(如，刺激发生器60A)的主幅值或主強度，以使得最高強度有效区域的最高贡献电极的输出被设为完全输出(如，64/64ths，对于分辨率为1/64的示例性具体实施)。换句话讲，在其中可使用64个平行电流调节器分支中的ー个或多个来实现各个电流调节器(即，分辨率为1/64)的示例性构型中，刺激发生器60A可被设置为使得对于最高強度有效区域的最高贡献电极中的每ー个而言，全部64个平行电流调节器分支均被使用。然后可标定所有其他有效电极以便尽可能接近地匹配其所需输出幅值(如，区域強度*贡献值)。应当指出的是，ー个区域的強度的变化可改变所有其他有效区域的设置。如果主幅值改变，则系统可需要重新计算所有其他有效电极的贡献比率(基于其所需值)。由于在ー些示例性具体实施中具有1/64的分辨率极限和潜在大动态范围的输出电流(如，O. ImA至35mA)，则在ー些构型中可难于实现给定电极的所需幅值。在一个实例中，可通过如下方式来完成重新计算所有其他有效电极(包括可用于 平衡其他刺激的壳体电扱)的贡献比率(基于其所需值)在此场形状中的整个所有有效刺激或保护区域上获取最大所需幅值。然后可将主幅值设为该值。对于其中分辨率为1/64的具体实施而言，各个电极则具有(如)64ths中的比率，所述比率是从各个电极的所需幅值和所设的主幅值计算出的。可能有利的是，分析最坏情况(即，其中所有有效电极的设置均改变)并且为用户提供所需幅值和可实现幅值之间的差值的指示。在一些示例性具体实施中，当递送的实际幅值将与所需幅值相差多于某个百分比时，系统可为用户提供提示，如，对话框或其他视觉指示。根据本发明的某些技术，当刺激区域的強度改变时，系统也可尝试利用壳体电极的改变来平衡刺激。例如，如果在不存在有效的保护(阳极)区域时添加刺激区域，则系统可将壳体电极设为有效保护区域，即单极构型。作为具体实例，假定单个刺激区域存在贡献值为I. O和O. 5的两个选用电极。如果区域强度从O增加至10mA，则系统可启动壳体电极作为阳极并且将其强度从O増加至15mA以使得刺激区域強度和电极贡献值的乘积的总和等于壳的强度，如，(I. 0*10mA) + (0. 5*10mA) = 15mA。图14和15为示出当添加保护区域时通过改变壳体电极刺激參数来平衡电刺激电流的实例的示意图。在图14中，示出了两根导线(即导线720、722)的一部分以及壳体电极(“壳”)724。导线720、722被ASR 725包围。三个导线电极为有效的，具体地讲，导线720上的电极726B以及导线722上的电极728A、728B。这三个有效电极可用于产生刺激区域730，其具有以图形方式示于732处的强度。导线电极电流(此处，阴极电流)的总和等于壳体电极电流(8. 47mA+ll. 30mA+15. 13mA = 34. 91mA，具有ー些舍入误差)。如果当设备处于单极模式时将保护区域添加在刺激区域中，则系统可使用本发明的技术来平衡刺激，即自动地降低壳体电极区域的强度以使其加上其他有效保护区域的输出等于刺激区域的电流输出。图15示出了图14所示的构型，其中添加了设置在导线720上的电极726C与导线722上的电极728C之间的具有以图形方式示于742处的强度的保护区域740。当导线上的新添加保护区域740的強度742增加时，壳体电极区域的強度(以图形方式示于744处)可从其在图14中的值34. 91mA下降至约10.45mA 的值以便保持平衡(8. 47mA+ll. 30mA+15. 13mA = 9. 87mA+14. 58mA+10. 45mA)。因此，在一些示例性具体实施中，当刺激区域的形状改变时，系统可尝试通过改变壳体电极来平衡刺激。导致整个区域上的总贡献值的净差值的刺激区域的任何形状变化(如，大多数拉伸)也可需要重新计算平衡。应当指出的是，在一个实例中，如果刺激区域強度的増加将导致壳体电极超过其最大输出，则可阻止任何进ー步的増加。另外，如果保护区域強度的增加将导致壳体电极强度达到零，则可阻止任何进ー步的増加。在一些实例中，如果降低了刺激区域強度，则系统可向下标定全部有效保护区域以便保持平衡。在另ー个实例中，可优先地降低壳体电极直至其为零，并且随后可向下标定其他保护区域以使得保持平衡。这样，在降低时，系统可从全极构型转变成双极构型。在另一个实例中，可优先地降低壳体电极直至其为零，并且随后可阻止其他降低。在这种实例中，程控器可为用户产生指示系统已阻止其他降低并且任何其他降低必须由用户手动来 执行而非通过自动标定。在另ー个实例中，系统可自动地添加或移除将可能具有亚治疗效果的导线位置处或刺激水平下的区域，以便在用户驱动调整期间来保持平衡。非治疗位置的实例可为将阳极添加到距最近有效电极至少若干电极距离远的导线上的某个位置处。亚治疗刺激水平的实例可为当前有效的最低区域强度的低于10%或20%。在一些示例性具体实施中，系统可为用户提供如下提示，即选用于强度变化的区域在平衡和最大输出的约束条件下的可实现刺激強度。在一个实例中，用于刺激强度变化的控制可动态地显示这种联锁。作为另外ー种选择，系统可告知用户所需变化不可能实现并且随后为用户提供如何继续进行的指导。例如，如果因达到电极极限值而阻止强度变化，则系统可告知用户这种情况并且提供提示性指令。图16为示出根据本发明的技术的使用基于区域的程序设计的程控器的示例性操作的流程图。在图16中，程控器(如，程控器40)并且具体地讲处理器53接收以图形方式操纵显示在程控器上的ー个或多个电刺激区域的图示的尺寸和形状中的至少ー者的用户输入(700)。用户可使用鼠标或触笔(例如)在程控器40的显示器(如，显示屏500)上设置刺激区域或保护区域。用户可在已设置区域之后(如)通过移动、縮小、或扩展该区域来以图形方式操纵该区域的图示的尺寸和/或形状，操纵方式为(如)使用触笔触摸刺激区域的边界(即，外周边)或边界附近的区域并且将其向内或向外拖动以重设刺激区域的大小。另外，用户可使用程控器(如，使用触笔来调整程控器上的滑杆或箭头按键)来调整区域的強度。处理器53可速率控制任何区域拉伸或区域移动。基于用户输入，程控器40，具体地讲处理器53，可定义将电刺激治疗控制递送至患者的程序(705)。例如，为了定义程序，处理器可无需用户干预地定义至少ー根导线上的至少ー个电极以递送电刺激治疗的至少一部分并且无需用户干预地測定至少ー个定义电极对至少ー个刺激区域的电刺激贡献值。图17-20为示出由图4的程控器提供的示例性用户界面的示意图。如下文详细所述，图17-20以图形方式示出了用户输入的顺序，其中用户产生区域(如，刺激区域)、沿第一方向拉伸区域、沿第二方向拉伸第一区域、并且随后沿第三方向拉伸区域。各次拉伸均可产生定义区域的新中心，并且新中心随后可选用更多电极。图17示出了由程控器(如，程控器40)提供的在用户已设置区域之后的用户界面59。换句话讲，所示的用户界面59显示了刺激区域(即刺激区域800)的图示。如在上文參照图6所述，用户界面59包括可用于产生所需刺激区域的刺激图标550、屏蔽图标552、和移除图标554，这将在下文中进行更详细的描述。用户界面59包括显示屏500。如在上文參照图6所述，用户已将第一导线502和第二导线510添加至窗ロ 504。如图17所示，各个导线502、510均具有1x8构型，并且用户已利用中心802在位于ASR 505内的导线510的电极528K上产生第一区域800。因此，程控器(如，程控器40)通过用户界面(如，用户界面59)显示刺激区域800的图示。基于如通过水平滚动条564的指示器562设定的选择区域強度，区域800的刺激电流幅值为-8. 02mA，如在窗ロ 504中的电极528K附近以及在阵列536中所指出的那样。此外，所选区域強度用于标定如下电极的电极贡献值以产生刺激电流幅值，所述电极为(例如)根据所需強度来产生刺激区域800而被自动选定的。图17还示出了壳电极520，其发送8. 02mA由此平衡电极528K吸收的刺激电流。在一些实例中，窗ロ 504还可包括具有指示器806的水平滚动条804，所述指示器806可允许用户放大和缩小窗ロ 504中的导线以修改导线的分辨率。修改导线的分辨率可有利于通过手指、触笔、或其他指点介质来触及导线。在一些示例性具体实施中，程控器40允许用户控制壳电极520。例如，程控器40 包括选项以允许用户控制是否完全不使用壳电极520。换句话讲，用户可阻止壳电极被用于发送或吸收电流。在另ー个实例中，程控器40允许用户将壳电极520设为优先电极。如果被选作优先电极，则系统可尝试通过如下方式来平衡任何刺激变化首先修改由壳电极发送或吸收的电流，而后尝试修改一根或多根导线上的任何电极(如，阳极)。在另ー个实例中，程控器40允许用户设置壳电极520发送或吸收的最大极限值以便阻止(例如)医疗设备的植入部位处的刺激。图18示出了由程控器(如，程控器40)提供的在用户已以图形方式操纵初始设置在图17中的区域的图示之后的用户界面59。在图18中，用户已以图形方式操纵图17的刺激区域800的图示，操纵方式为横向拉伸区域800，由此产生ASR 505内的新刺激区域810。此拉伸已产生新中心812使得区域810目前由两个中心(即中心802和812)来定义。新产生的中心812已选用ー个其他电极(即，得自导线502的电极528C)来产生刺激区域810。如在阵列572中所见，新选用电极528C具有O. 63的电极贡献值，并且当通过8. 02的刺激电流幅值进行标定时导致-5. 08mA的电流幅值，如在窗ロ 504中的电极528C附近以及在阵列534中指出的那样。为了产生用于区域的电极贡献值(如，图18中的电极528C、528K的O. 63和I. 00)，如上文參照图8A和SB所述单独測定各个中心的贡献值并且随后进行归井。对于在所产生的第一中心之后产生的各个中心，如，对于图18中的中心812，可通过(例如)如下方式来完成归并測定新中心贡献值是否用于新电极(即，未被所产生的第一中心选用的那些电扱)或者是否高于由所产生的第一中心生成的那些。在这些情况中的任ー情况下，将贡献值添加至该区域的贡献值列表。对每个中心重复该过程以产生用于该区域的贡献值的总列表。为了实现该刺激电流并且保持平衡，系统自动地(即，无需用户干预地)配置壳(即，壳体电极)以发送13. IOmA的电流(-5. 08mA+-8. 02mA = -13. IOmA)。因此，系统的主幅值增加至13. 10mA，如在电流窗ロ 533中所示。对于图17-20所示的示例性具体实施，系统具有1/64的分辨率。由此，电极528C具有5. 08mA/13. IOmA或24/64的贡献值，并且电极528K具有8. 02mA/13. IOmA或39/64的贡献值。电极分辨率示于阵列814、816中。图19示出了由程控器(如，程控器40)提供的在用户已以图形方式操纵图18所示的区域的图示之后的用户界面59。在图19中，用户已以图形方式操纵图18的刺激区域812的图示，操纵方式为横向但也以纵向分量来拉伸区域812，由此产生新刺激区域820。此拉伸已产生位于导线502的电极528D顶部的新中心822，使得区域820目前由ASR 505内的三个中心(即中心802、812、和822)来定义。新产生的中心822已选用ー个其他电极(即，得自导线502的电极528D)来产生刺激区域820。如在阵列572中所见，新选用电极528D具有I. 00的电极贡献值，并且当通过8. 02的刺激电流幅值进行标定时导致-8. 02mA的电流幅值，如在窗ロ 504中的电极528D附近以及在阵列534中指出的那样。为了实现该刺激电流并且保持平衡，系统自动地(即，无需用户干预地)配置壳(即，壳体电极)以发送 21. 12mA 的电流(-5. 08mA+-8. 02mA+-8. 02mA = -21. 12mA)。因此，系统的主幅值增加至21. 12mA。由此，电极528D具有8. 02mA/21. 12mA或24/64的贡献值，这与电极528K相同。电极528C具有5. 08mA/21. 12mA或15/64的贡献值。电极分辨率示于阵列814,816中。·图20示出了由程控器(如，程控器40)提供的在用户已以图形方式操纵图19所示的区域的图示之后的用户界面59。在图20中，用户已以图形方式操纵图19的刺激区域820的图示，操纵方式为纵向拉伸区域820，由此产生ASR 505内的新刺激区域830。此拉伸已产生位于导线502的电极528C和528D之间的新中心832，使得区域830目前由四个中心(即中心802、812、822、和832)来定义。新产生的中心832已选用ー个其他电极(即，得自导线502的电极528E)来产生刺激区域830。如在阵列572中所见，新选用电极528E具有
O.52的电极贡献值，并且当通过8. 02的刺激电流幅值进行标定时导致-4. 17mA的电流幅值，如在窗ロ 504中的电极528E附近以及在阵列534中指出的那样。为了实现该刺激电流并且保持平衡，系统自动地(即，无需用户干预地)配置壳(即，壳体电极)以发送25. 28mA 的电流(-5. 08mA+_8· 02mA+_8· 02mA+_4· 17mA =-25. 28mA,具有ー些舍入误差)。因此，系统的主幅值增加至25. 28mA。由此，电极528E具有
4.17mA/25. 28mA 或 10/64 的贡献值。电极 528C 具有 5. 08mA/25. 28mA 或 13/64 的贡献值。电极528D和528K各自具有8. 02mA/25. 28mA、或20/64的贡献值。电极分辨率示于阵列814,816 中。在使用本发明的技术的示例性具体实施中，可使用用户程控器40来定义ー个或多个可通过植入式刺激器34施加刺激的治疗区域。可使用先前定义的导线位置或通过定义导线位置来施加刺激。可通过用户定义多个区域，并且对于每个区域可使用一根或多根导线来递送刺激治疗。在一个实例中，可使用导线将刺激治疗提供至ー个或多个区域。用户可使用用户界面59以图形方式定义ー个或多个所需刺激区域。用户界面59可允许用户观察可植入导线的区域的合并解剖图示(如，图像)和表示导线位置的图层。区域的解剖图示可从植入式刺激器34(其中已在先前阶段存储所述解剖图示)取出或者可在当前阶段由图像采集设备进行采集。图像采集设备可用于采集每个治疗区域的电极设置图像。图像采集设备可为构建到程控器40内的相机并且可通过用户界面59进行控制或者可具有其自身的控制面板。作为另外一种选择，图像采集设备可为通过接ロ(例如，通用串行总线(USB)接ロ网络连接、或エ业标准接ロ(例如医学数字成像和通信(DICOM)标准接ロ))连接至程控器40的相机。可通过诸如(例如)在图像上放大、旋转、平移、剪切、和设置注释之类的功能来操作所采集图像。可压缩图像并且可例如使用诸如剪切和转换成灰度之类的其他功能来进ー步地减小图像的大小。另外可将元数据与图像相关联以允许后续用户取出有关区域、所施加治疗有关的信息、以及涉及患者和所接收治疗的其他信息。图像随后可用于为当前阶段定义治疗，或者可存储在刺激器34中以用于将来治疗的后续检索。当图像出现在用户界面59上时，用户可例如通过在用户界面59上进行选择以采集图像的屏幕截图，从而来获得该图像。另外用户也可使用可连接至程控器40的图像采集设备来采集图像，采集方式为获得远离屏幕的数字图像或者得自成像器械(如荧光镜器械)的屏幕的打印件。所采集图像可为(例如)由荧光成像设备产生的图像，并且可为静止图像或移动图像。所采集图像也可得自直接显示神经组织的成像模式，例如MRI或fMRI。在这种情况下，刺激的所关注结构(脊髄、背根等)可直接进行观察而非仅从骨质结构进行推断(如在荧光镜透视检查中)。另外，诸如这些设备之类的成像模式将允许用户在3维空 间内旋转观察平面以更好地观察导线的背腹位置、刺激深度、或在ニ维空间内不可见的其 他方面。然后可由用户操作采集图像以用于施加治疗。用户可在采集图像中定义多个区域和导线位置。对于每个区域，用户可定义ー组导线以用于向该区域施加治疗。用户可标定、拉伸、移动、或旋转导线图像以匹配治疗图像中的导线位置。另外，用户可执行其他功能，例如(如)在图像内放大、平移、和移动、以及添加注释。在一个示例性具体实施中，可通过指定电极组合并且指定与导线和/或电极相关的參数来定义治疗。在另一个实例中，可使用上述基于区域的程序设计来定义治疗，其中用户可以图形方式定义所需刺激场并且还可定义所需治疗强度。基于定义的刺激场和治疗强度，可自动测定该区域内所用的各个电极的贡献值。如上所述，也可使用桨形导线来实现本发明的各种技木。示例性的桨形导线示于图 21A-21B 中。图21A-21B为示出示例性桨形导线的顶视图的示意图，在桨形导线的至少ー个表面上设置有多个电扱。在图21A中，桨形导线900具有细长导线主体902，所述细长导线主体902在其顶部表面上带有电极904A-904P(统称为“电极904” )的ニ维阵列。ニ维阵列通常是指电极以(如)行和列沿至少两个不同线的排序。电极904因其2列、8行布局而被设置成“2x8”构型。程控器40并且具体地讲处理器53具有产生刺激区域906的选用电极904B、904C、904J、和904K。另外，处理器53具有产生阳极或屏蔽区域908的选用电极904G和9040。在图21B中，桨形导线910具有细长导线主体912，所述细长导线主体912在其顶部表面上带有电极914A-914P(统称为“电极914”)的ニ维阵列。电极914因其3列中每一列的电极数量而被设置成“ 5x6x5 ”构型。程控器40并且具体地讲处理器53具有产生刺激区域916的选用电极914A、914G、和914M。另外，处理器53具有产生阳极或屏蔽区域918的选用电极914D和9141。本发明所述的技术可至少部分地在硬件、软件、固件或它们的任何组合中实现。例如，所述技术的各个方面可在ー个或多个微处理器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、场可编程门阵列(FPGA)、或任何其他等效的集成或分立逻辑电路、以及实施于程控器中的这些部件(例如，临床医生或患者程控器、刺激器、或其他设备)的任何组合内来实现。术语“处理器”、“处理电路”、“控制器”或“控制模块”通常可指独立于或结合其他逻辑电路的上述逻辑电路中的任何ー个、或者独立于或结合其他数字或模拟电路的任何其他等效电路。对于在软件中实现的方面而言，归于本发明所述的系统和设备的功能中的至少ー些可被实施为计算机可读存储介质(例如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失随机存取存储器(NVRAM)、电可擦可编程只读存储器(EEPROM) ,FLASH存储器、磁性介质、 光学介质等等)上的指令。可执行所述指令以支持本发明所述的功能的ー个或多个方面。
权利要求
1.ー种用于植入式电刺激器的程控器，所述程控器包括 用户界面，显示至少ー个电刺激区域的图示并且接收用户输入，所述用户输入以图形方式操纵所述至少ー个电刺激区域的图示的尺寸和形状中的至少ー者；以及 处理器，被构造为基于所述用户输入来定义程序以控制由刺激器递送电刺激治疗，其中所述处理器还被构造为 无需用户干预地定义至少ー根导线上的至少ー个电极以递送所述电刺激治疗的至少一部分；以及 无需用户干预地确定至少ー个定义电极对所述至少ー个刺激区域的电刺激贡献值。
2.根据权利要求I所述的程控器，其中所述用户输入包括拉伸所述至少ー个刺激区域的图示。
3.根据权利要求I所述的程控器，其中所述用户输入还包括将所述至少ー个刺激区域的图示从显示器上的第一位置移动到所述显示器上的第二位置。
4.根据权利要求I所述的程控器，其中所述用户界面还接收定义所述至少ー个电刺激区域的強度的用户输入。
5.根据权利要求I所述的程控器，其中所述处理器被构造为控制所述至少ー个刺激区域的拉伸变化速率和所述至少ー个刺激区域的移动变化速率中的至少ー者。
6.根据权利要求I所述的程控器，其中所述处理器被构造为 基于所述至少ー个定义电极的确定的所述电刺激贡献值和定义的强度无需用户干预地产生将由所述至少一个定义电极递送的电刺激幅值。
7.根据权利要求6所述的程控器，其中所述处理器还被构造为 基于所述至少ー个定义电极产生的所述电刺激幅值无需用户干预地产生将由植入式医疗设备(MD)的壳体携帯的电极递送的电刺激幅值。
8.根据权利要求7所述的程控器，其中所述处理器还被构造为 响应如下方式无需用户干预地修改将由所述MD的所述壳体携帯的所述电极递送的所述电刺激幅值，所述方式为所述用户界面接收以图形方式定义另ー个电刺激区域的图示的用户输入、所述至少ー个电刺激区域移动、和所述至少ー个电刺激区域拉伸中的至少ー者。
9.根据权利要求6所述的程控器，其中所述处理器还被构造为 将所述至少ー个定义电极的确定的所述电刺激贡献值与阈值进行比较；以及 基于所述比较来确定所述至少ー个定义电极是否将用于递送所述电刺激治疗的至少一部分。
10.根据权利要求6所述的程控器，其中所述处理器还被构造为 为用户产生和显示基于所述至少ー个定义电极的区域范围指示。
11.根据权利要求10所述的程控器，其中显示给所述用户的所述区域范围指示提供所述至少一个定义电极对所述至少ー个刺激区域的相对电刺激贡献值的视觉指示。
12.根据权利要求6所述的程控器，其中所述用户界面还接收移动所述至少ー个电刺激区域的图示的用户输入和拉伸所述至少ー个电刺激区域的图示的用户输入中的至少ー者。
13.—种方法,包括通过电刺激器的程控器接收用户输入，所述用户输入以图形方式操纵显示在所述程控器上的至少ー个电刺激区域的图示的尺寸和形状中的至少ー者；以及 基于所述用户输入来定义程序以控制电刺激治疗的递送，其中定义所述程序包括 无需用户干预地定义至少ー根导线上的至少ー个电极以递送所述电刺激治疗的至少一部分；以及 无需用户干预地确定所述至少一个定义电极对所述至少ー个刺激区域的电刺激贡献值。
14.根据权利要求13所述的方法，其中所述用户输入包括拉伸所述至少ー个刺激区域的图示。
15.根据权利要求13所述的方法，其中所述用户输入还包括将所述至少ー个刺激区域的图示从显示器上的第一位置移动到所述显示器上的第二位置。
16.根据权利要求13所述的方法，还包括 通过所述程控器接收定义所述至少ー个电刺激区域的強度的用户输入。
17.根据权利要求13所述的方法，还包括 控制所述至少ー个刺激区域的拉伸变化速率和所述至少ー个刺激区域的移动变化速率中的至少ー者。
18.根据权利要求13所述的方法，还包括 基于所述至少ー个定义电极的确定的所述电刺激贡献值和定义的强度无需用户干预地产生将由所述至少一个定义电极递送的电刺激幅值。
19.根据权利要求18所述的方法，还包括 基于所述至少ー个定义电极产生的所述电刺激幅值无需用户干预地产生将由植入式医疗设备(MD)的壳体携帯的电极递送的电刺激幅值。
20.根据权利要求19所述的方法，还包括 响应如下方式无需用户干预地修改将由所述MD的所述壳体携帯的所述电极递送的所述电刺激幅值，所述方式为所述用户界面接收以图形方式定义另ー个电刺激区域的图示的用户输入、所述至少ー个电刺激区域移动、和所述至少ー个电刺激区域拉伸中的至少ー者。
21.根据权利要求18所述的方法，还包括 将所述至少ー个定义电极的确定的所述电刺激贡献值与阈值进行比较；以及基于所述比较来确定所述至少ー个定义电极是否将用于递送所述电刺激治疗的至少一部分。
22.根据权利要求18所述的方法，还包括 为用户产生和显示基于所述至少ー个定义电极的区域范围指示。
23.根据权利要求22所述的方法，其中显示给所述用户的所述区域范围指示提供所述至少ー个定义电极对所述至少ー个刺激区域的相对电刺激贡献值的视觉指示。
24.根据权利要求13所述的方法，还包括 在所述程控器中接收移动所述至少ー个电刺激区域的图示的用户输入和拉伸所述至少ー个电刺激区域的图示的用户输入中的至少ー者。
25.ー种用于电刺激器的程控器，所述程控器包括用于通过电刺激器的程控器接收用户输入的装置，所述用户输入以图形方式操纵显示在所述程控器上的至少ー个电刺激区域的图示的尺寸和形状中的至少ー者；以及 用于基于所述用户输入来定义程序以控制电刺激治疗的递送的装置，其中用于定义所述程序的所述装置包括 用于无需用户干预地定义至少ー根导线上的至少ー个电极以递送所述电刺激治疗的至少一部分的装置；以及 用于无需用户干预地确定所述至少一个定义电极对所述至少ー个刺激区域的电刺激贡献值的装置。
26.根据权利要求25所述的程控器，其中所述用户输入包括拉伸所述至少ー个刺激区域的图示。
27.根据权利要求25所述的程控器，其中所述用户输入还包括将所述至少ー个刺激区域的图示从显示器上的第一位置移动到所述显示器上的第二位置。
28.根据权利要求25所述的程控器，还包括 用于通过所述程控器接收用户输入的装置，所述用户输入定义所述至少ー个电刺激区域的强度。
29.根据权利要求25所述的程控器，还包括 装置，用于控制所述至少ー个刺激区域的拉伸变化速率和所述至少ー个刺激区域的移动变化速率中的至少ー者。
30.根据权利要求25所述的程控器，还包括 装置，用于基于所述至少一个定义电极的确定的所述电刺激贡献值和定义的強度无需用户干预地产生将由所述至少一个定义电极递送的电刺激幅值。
31.根据权利要求30所述的程控器，还包括 装置，用于基于所述至少一个定义电极产生的所述电刺激幅值无需用户干预地产生将由植入式医疗设备(IMD)的壳体携帯的电极递送的电刺激幅值。
32.根据权利要求31所述的程控器，还包括 装置，用于响应如下方式无需用户干预地修改将由所述MD的所述壳体携帯的所述电极递送的所述电刺激幅值，所述方式为所述用户界面接收以图形方式定义另ー个电刺激区域的图示的用户输入、所述至少ー个电刺激区域移动、和所述至少ー个电刺激区域拉伸中的至少ー者。
33.根据权利要求30所述的程控器，还包括 用于将所述至少一个定义电极的确定的所述电刺激贡献值与阈值进行比较的装置；以及 用于基于所述比较来确定所述至少一个定义电极是否将用于递送所述电刺激治疗的至少一部分的装置。
34.根据权利要求30所述的程控器，还包括 用于为用户产生和显示基于所述至少ー个定义电极的区域范围指示的装置。
35.根据权利要求34所述的程控器，其中显示给所述用户的所述区域范围指示提供所述至少一个定义电极对所述至少ー个刺激区域的相对电刺激贡献值的视觉指示。
36.根据权利要求25所述的程控器，其中所述用户输入包括接收移动所述至少ー个电刺激区域的图示的用户输入的所述用户界面和接收拉伸所述至少ー个电刺激区域的图示的用户输入的所述用户界面中的至少ー者。
37.一种计算机可读介质，包括指令，所述指令在执行时致使电刺激器的程控器中的处理器 接收用户输入，所述用户输入以图形方式操纵显示在所述程控器上的所述至少ー个电刺激区域的图示的尺寸和形状中的至少ー者；以及 基于所述用户输入来定义程序以控制电刺激治疗的递送，其中致使所述处理器定义所述程序的指令包括这样的指令，该指令致使处理器 无需用户干预地定义至少ー根导线上的至少ー个电极以递送所述电刺激治疗的至少一部分；以及无需用户干预地确定所述至少一个定义电极对所述至少ー个刺激区域的电刺激贡献值。
38.根据权利要求37所述的计算机可读介质，其中所述用户输入包括拉伸所述至少一个定义刺激区域的图示。
39.根据权利要求37所述的计算机可读介质，其中所述用户输入还包括将所述至少ー个刺激区域的图示从显示器上的第一位置移动到所述显示器上的第二位置。
40.根据权利要求37所述的计算机可读介质，还包括指令，所述指令在执行时致使所述处理器 接收定义所述至少ー个电刺激区域的強度的用户输入。
41.根据权利要求37所述的计算机可读介质，还包括指令，所述指令在执行时致使所述处理器 控制所述至少ー个刺激区域的拉伸变化速率和所述至少ー个刺激区域的移动变化速率中的至少ー者。
42.根据权利要求37所述的计算机可读介质，还包括指令，所述指令在执行时致使所述处理器 基于所述至少ー个定义电极的确定的所述电刺激贡献值和定义的强度无需用户干预地产生将由所述至少一个定义电极递送的电刺激幅值。
43.根据权利要求42所述的计算机可读介质，还包括指令，所述指令在执行时致使所述处理器 基于所述至少ー个定义电极产生的所述电刺激幅值无需用户干预地产生将由植入式医疗设备(MD)的壳体携帯的电极递送的电刺激幅值。
44.根据权利要求43所述的计算机可读介质，还包括指令，所述指令在执行时致使所述处理器 响应如下方式无需用户干预地修改将由所述MD的所述壳体携帯的所述电极递送的所述电刺激幅值，所述方式为所述用户界面接收以图形方式定义另ー个电刺激区域的图示的用户输入、所述至少ー个电刺激区域移动、和所述至少ー个电刺激区域拉伸中的至少ー者。
45.根据权利要求42所述的计算机可读介质，还包括指令，所述指令在执行时致使所述处理器接收移动所述至少ー个电刺激区域的图示的用户输入和拉伸所述至少ー个电刺激区域的图示的用户输入中的至少ー者。
46.一种系统,包括 植入式医疗设备(IMD)，被构造为将电刺激治疗递送至患者； 用户界面，显示至少ー个电刺激区域的图示并且接收用户输入，所述用户输入以图形方式操纵所述至少ー个电刺激区域的图示的尺寸和形状中的至少ー者；以及 处理器，被构造为基于所述用户输入来定义程序以控制由刺激器递送电刺激治疗，其中所述处理器还被构造为 无需用户干预地定义至少ー根导线上的至少ー个电极以递送所述电刺激治疗的至少一部分；以及 无需用户干预地确定所述至少一个定义电极对所述至少ー个刺激区域的电刺激贡献值。
47.根据权利要求46所述的系统，还包括程控器，所述程控器用于程序设计包括所述用户界面和所述处理器的所述MD。
48.根据权利要求46所述的系统，其中所述用户输入包括拉伸所述至少ー个刺激区域的图示和将所述至少ー个刺激区域的图示从显示器上的第一位置移动到所述显示器上的第二位置中的至少ー者。
49.根据权利要求46所述的系统，其中所述用户界面还接收定义所述至少ー个电刺激区域的強度的用户输入。
50.根据权利要求46所述的系统，其中所述处理器被构造为控制所述至少ー个刺激区域的拉伸变化速率和所述至少ー个刺激区域的移动变化速率中的至少ー者。
51.根据权利要求46所述的系统，其中所述处理器被构造为 基于所述至少ー个定义电极的确定的所述电刺激贡献值和定义的强度无需用户干预地产生将由所述至少一个定义电极递送的电刺激幅值。
52.根据权利要求51所述的系统，其中所述处理器还被构造为 基于所述至少ー个定义电极产生的所述电刺激幅值无需用户干预地产生将由植入式医疗设备(MD)的壳体携帯的电极递送的电刺激幅值。
53.根据权利要求52所述的系统，其中所述处理器还被构造为 响应如下方式无需用户干预地修改将由所述MD的所述壳体携帯的所述电极递送的所述电刺激幅值，所述方式为所述用户界面接收以图形方式定义另ー个电刺激区域的图示的用户输入、所述至少ー个电刺激区域移动、和所述至少ー个电刺激区域拉伸中的至少ー者。
54.根据权利要求52所述的系统，其中所述处理器还被构造为 将所述至少ー个定义电极的确定的所述电刺激贡献值与阈值进行比较；以及 基于所述比较来确定所述至少ー个定义电极是否将用于递送所述电刺激治疗的至少一部分。
55.根据权利要求52所述的系统，其中所述处理器还被构造为 为用户产生和显示基于所述至少ー个定义电极的区域范围指示。
56.根据权利要求55所述的系统，其中显示给所述用户的所述区域范围指示提供所述至少ー个定义电极对所述至少ー个刺激区域的相对电刺激贡献值的视觉指示。
57.ー种用于植入式电刺激器的程控器，所述程控器包括 用户界面，接收用户输入，所述用户输入包括以图形方式为患者的至少ー个区域定义至少ー个电刺激区域；以及 处理器，基于所述用户输入来定义程序以控制由所述植入式电刺激器元件向患者的至少ー个区域递送电刺激治疗， 其中所述处理器被构造为将所述至少ー个区域的解剖图示与所述元件的至少ー个图像进行组合。
58.ー种方法，包括 接收以图形方式为患者的至少ー个区域定义至少ー个电刺激区域的用户输入； 将所述至少ー个区域的解剖图示与植入式电刺激器元件的至少ー个图像进行组合；以及 基于所述用户输入来定义程序以控制由所述植入式电刺激器元件向所述至少ー个区域递送电刺激治疗。
59.一种设备，包括 用于接收以图形方式为患者的至少ー个区域定义至少ー个电刺激区域的用户输入的装置； 用于将所述至少ー个区域的解剖图示与植入式电刺激器元件的至少ー个图像进行组合的装置；以及 用于基于所述用户输入来定义程序以控制由所述植入式电刺激器元件向所述至少一个区域递送电刺激治疗的装置。
60.一种计算机可读介质，包括指令，所述指令在执行时致使处理器 接收以图形方式为患者的至少ー个区域定义至少ー个电刺激区域的用户输入； 将所述至少ー个区域的解剖图示与植入式电刺激器元件的至少ー个图像进行组合；以及 基于所述用户输入来定义程序以控制由所述植入式电刺激器元件向所述至少ー个区域递送电刺激治疗。
全文摘要
本发明描述了用于递送电刺激治疗的医疗设备的各种程序设计技术，所述程序设计技术可包括在离散电刺激参数和表示由所述参数产生的刺激区域的所述电刺激图示之间建立映射。在一个实例中，本发明描述了下述方法，其包括通过电刺激器的程控器接收用户输入，所述用户输入以图形方式操纵显示在所述程控器上的至少一个电刺激区域的图示(830)的尺寸和形状中的至少一者；以及基于所述用户输入来定义程序以控制电刺激治疗的递送。
文档编号A61N1/372GK102725023SQ201080044985
公开日2012年10月10日 申请日期2010年10月19日 优先权日2009年10月21日
发明者A·西格纳尔, B·A·胡赫塔, J·P·戴维斯, N·A·托格森, R·M·萨哈斯拉布德, S·M·格茨, S·格卡达斯 申请人:麦德托尼克公司