例如，电流源和/或电流宿上的电压降，电容器上的电压降)。在此情况下，所述控制/处理电路可被配置成基于所测得的电压降计算所述调节后的顺从电压值。例如，所述控制/处理电路可被配置成基于顺从电压和在电流源和/或电流宿上的测得的电压降之间的差来计算组织上的电压降。或者，所述控制/处理电路可被配置成基于顺从电压与在电流源和/或电流宿上的测得的电压降和在电容器上测得的电压降的和之间的差来计算组织上的电压降。
[0025]在一个实施例中，所述控制/处理电路可以以组织上的电压降和至少一个电流源和至少一个电流宿的运行电压的函数计算所述调节后的顺从电压值。所述函数可为组织上的电压降、至少一个电流源和至少一个电流宿的运行电压以及顺从电压之和。在此情况下，顺从电压余量可为组织上的电压降的百分比。
[0026]在另一实施例中，所述控制/处理电路可被配置成指引所述电压调节器将所述顺从电压递增地变为使所述电流源和所述电流宿中的至少一个上的电压降满足阈值的基线值，并基于所述基线值计算所述调节后的顺从电压。
[0027]在可选实施例中，所述控制/处理电路可进一步被配置成在顺从电压校准过程中自动调节所述顺从电压调节间隔和/或顺从电压余量。顺从电压调节间隔典型地随顺从电压校准过程而增大。例如，可将顺从电压调节间隔从0-20分钟范围内的值调整到大于20分钟的范围内的值。或者，可将顺从电压调节间隔从20-60分钟范围内的值调整到大于60分钟的范围内的值。或者，可将顺从电压调节间隔从60分钟到I天范围内的值调整到大于I天的范围内的值。典型地，顺从电压余量，其可为电压降百分比，可随顺从电压校准过程减小。例如，可将电压降从大于10%的范围内的值调整到小于10%的值。或者，可将电压降百分比从5%-10%的范围内的值调整到小于2%的值。或者，可将电压降百分比从I 范围内的值调整到小于I %的值。
[0028]为了自动调节顺从电压调节间隔和/或顺从电压余量，所述控制/处理电路可进一步被配置成周期性指引监控电路测量指示出组织中的阻抗变化的电参数数据(例如，模拟输出电路中的至少一个组件上的电压降)，并基于所测量的电参数确定电压降(例如，组织上的电压降、顺从电压)。
[0029]所述控制/处理电路可进一步被配置成计算至少两个确定出的电压降的函数，并基于计算出的函数调节从电压调节间隔和/或顺从电压余量。例如，计算出的函数可为在两个连续的顺从电压调节间隔处确定的电压降的差。或者，计算出的函数可为在多个连续的顺从电压调节间隔之间确定的电压降差的平均值。所述控制/处理电路可进一步被配置成将计算出的函数与第一阈值进行比较，并基于所述比较调节顺从电压调节间隔和/或顺从电压余量。可仅当计算出的函数满足(或低于)第一阈值时才调节顺从电压调节间隔和/或顺从电压余量。
[0030]如上，所述控制/处理电路还可被配置成计算至少另外两个所述电压降的另一个函数，并基于所述另一个计算的函数调节所述顺从电压间隔和所述顺从电压余量中的至少一个。类似地，可将所述另一个计算的函数与不同于所述第一阈值的第二阈值进行比较。所述控制/处理电路可进一步被配置成基于所述另一比较重新调整顺从电压调节间隔和/或顺从电压余量。可以仅当所述另一个计算的函数满足(或低于)第二阈值时才重新调整顺从电压调节间隔和/或顺从电压余量。
[0031]在替代实施例中，不是基于周期性电压降测量而动态地调节顺从电压调节间隔和/或顺从电压余量，而是所述控制/处理电路可被配置成根据预定的时间表调节顺从电压调节间隔和顺从电压余量中的至少一个。
[0032]所述神经调制系统可进一步包含外壳，其容纳所述多个电端子、所述调制输出电路、所述电压调节器和所述控制/处理电路。
[0033]根据本发明的第二方面，一种神经调制系统包含:多个电端子，其被配置成分别耦接到植入组织中的多个电极;模拟输出电路，其被配置成根据包括定义的电流值(例如，用户编程值)的一组调制参数在所述多个电端子之间传送治疗电能；以及电压调节器，其被配置成向所述模拟输出电路供应可调顺从电压。所述神经调制系统进一步包含:控制/处理电路，其被配置成通过以顺从电压余量的函数周期性计算调节后的顺从电压值、并指引所述电压调节器将所述顺从电压调节到所述调节后的顺从电压值，来在顺从电压调节间隔处执行顺从电压校准过程，并被配置成在顺从电压校准过程中调节所述顺从电压调节间隔和顺从电压余量中的至少一个。
[0034]可如上述自动执行顺从电压调节，或者响应于用户输入手动执行。可以上述同样的方式执行对顺从电压调节间隔和/或顺从电压余量的调节。
[0035]通过阅读下文对本发明优选实施例的详细描述，本发明的其它和更多方面和特点将变得显而易见，其中所述详细描述意欲说明而非限制本发明。
【附图说明】
[0036]附图示出本发明的优选实施例的设计和实用性，其中类似的元件由共同的参考数字所表示。为了更好地理解如何获得本发明的上述和其它优点和目的，将参照其具体的实施例对上面简述的本发明提供更特别的描述，其将在附图中进行阐明。要理解的是这些附图仅描绘本发明的典型实施例且因此不被认为是被配置成限制其范围，且将通过使用附图利用附加的特殊性和细节来描述和解释本发明，其中:
[0037]图1是用于向组织负载电阻传送电流的治疗性神经调制系统中所使用的先前技术电流源/宿电路的电路图；
[0038]图2是用于图1的先前技术电流源/宿电路的场效应晶体管的电流和电压特征的俯视图；
[0039]图3是通过植入脑组织的神经调制引线而测量的典型长期组织阻抗的曲线；
[0040]图4是通过植入脑组织的有源神经调制引线测量的组织所展示的典型标准化短期阻抗的曲线；
[0041 ]图5是根据本发明的一个实施例构造的DBS系统的俯视图；
[0042]图6是图5的DBS系统中使用的可植入脉冲发生器(IPG)和神经调制引线的轮廓图；
[0043]图7是与患者一起使用的图5的DBS系统的俯视图；
[0044]图8是时序图，示出由图3的DBS系统执行的顺从电压校准过程中的顺从电压余量和顺从电压调节间隔的动态调节；
[0045]图9是图6的IPG的内部组件的框图；
[0046]图10是框图，示出图9的IPG中使用的电流源/宿电路；以及
[0047]图lla-c是流程图，示出由图6的IPG执行的一种用于随时间周期性调节顺从电压的方法。
【具体实施方式】
[0048]以下描述涉及一种深度脑刺激(DBS)系统。然而，要理解的是，虽然本发明本身很适合在DBS中应用，但在其最广泛的各个方面上，本发明并非局限于此。相反地，本发明可与用于刺激任何组织的任何类型的可植入式电路一起使用。例如，本发明可用作心脏起搏器、除颤器、耳蜗刺激器、视网膜刺激器、被配置为产生协调的肢体运动的刺激器、大脑皮层刺激器、脊髓刺激器、外周神经刺激器、微刺激器或被配置成治疗小便失禁、睡眠呼吸暂停、肩部半脱位、头痛等的任何其他的神经刺激器的一部分。还应理解，尽管对治疗的描述在神经组织刺激上是超阈值的，但是应理解，本发明还被配置成亚阈值治疗。
[0049]首先转向图5，一种示例性DBS系统10通常包括至少一个可植入神经调制引线12(在本案例中，两个)、呈可植入脉冲发生器(IPG)形式的神经刺激器14、外部遥控器RC 16、临床医生编程器(CP)18、外部试验刺激器(ETS)20和外部充电器22。
[0050] IPG 14经由一个或多个经皮引线延伸部24物理连接到神经刺激引线12，该神经刺激引线12带有布置成阵列的多个电极26。在示出的实施例中，神经刺激引线12为经皮引线，且为此，电极26可沿着神经刺激引线12同轴布置。在替代实施例中，例如，若需要皮层脑刺激，则电极26可在单个浆式(paddle)引线上以二维图案布置。如下文将更详细描述，IPG 14包括脉冲生成电路，该脉冲生成电路根据一组调制参数将电调制能量以脉冲式电波形(即一个时间序列的电脉冲)形式传送至电极阵列26。在此情况下，电调制能量为刺激能量，并且该组调制参数为一组刺激参数。
[0051 ] ETM 20也可经由经皮引线延伸部28和外部电缆30而物理连接至神经刺激引线12。具有与IPG 14类似的脉冲生成电路的ETM 20还根据一组刺激参数以脉冲式电波形形式将电刺激能量传送至电极阵列26』ΤΜ 20和IPG 14之间的主要区别是ETM 20是非植入式装置，其在植入了神经刺激引线12后并在植入IPG 14前在试验的基础上进行使用以测试要提供的调制的响应性。因此，本文所述的关于IPG 14的任何功能可同样地关于ETS 20而予以执行。
[0052]RC 16可用于经由双向RF通信链路32而遥感控制ETM 20。一旦植入IPG14和刺激引线12，RC 16可用于经由双向RF通信链路32遥感控制IPG 14。这种控制允许IPG 14被打开或关闭以及使用不同刺激参数组进行编程。IPG 14也可操作以修改被编程的刺激参数，从而主动地控制由IPG 14输出的电调制能量的特征。如下文将更详细描述，CP 18向临床医生提供详细的刺激参数以在手术室中和后续会话中对IPG 14和ETS 20进行编程。
[0053]CP 18可以经由IR通信链路36通过RC 16与IPG 14或ETS 20间接通信来执行该功能。可替代地，CP 18可以经由RF通信链路(未示出)与IPG 14或ETS 20直接通信。由CP 18所提供的临床医生详细的刺激参数也可用于对RC 16进行编程，从而可通过在独立模式(SP，没有CP 18的协助)中的RC 16的操作而对刺激参数进行后续修改。
[0054]外部充电器22可为用于经由感应链路38对IPG 14进行经皮充电的便携式装置。一旦IPG 14被编程且其电源由外部充电器22充电或者另外地重新装满，IPG 14就可以在没有RC 16或者CP 18存在的情况下起到被编程的作用。
[0055]为简洁起见，本文将不描述RC 16,CP 18,ETM 20和外部充电器22的细节。美国专利6，895，280中公开了这些设备的示例性实施例的细节。
[0056]参照图6，IPG 14包括被配置成容纳电子和其它组件的外壳40(下面将更详细地进行描述)及连接器42，神经刺激引线12的近端以将电极26电性耦接至外壳40内的电子装置的方式配合至该连接器42。外壳40可以由导电生物相容性材料如钛等所构成并且形成密封的隔室，保护其中的内部电子装置免受人体组织和体液的损害。在一些情况下，外壳40可以用作电极。
[0057]各个神经刺激引线12包括细长圆柱形引线主体43，并且电极26采用围绕引线主体43安装的环形电极的形式。神经刺激引线12中的一个具有八个电极26(标记为E1-E8)，而其它神经刺激引线12具有八个电极26(标记为E9-E16)。当然，引线和电极的实际数量和形状将会根据预期应用而变化。在替代实施例中，电极26采用关于引线主体43周向且轴向布置的分段电极的形式。
[0058]美国专利8，019，439和7，650，184中公开了描述经皮刺激引线的构造及其制造方法的进一步的细节。
[0059]如下文将更详细描述，IPG 14包括电池和脉冲生成电路，其中脉冲生成电路根据被编程到IPG 14中的一组刺激参数将电刺激能量以脉冲式电波形的形式传送到电极阵列26。这些刺激参数可包括:电极组合，其限定被激活为阳极(正)、阴极(负)和关闭(零)的电极;分配给各个电极(分段电极构造)的刺激能量百分比；以及电脉冲参数，其限定脉冲振幅(以毫安或伏特测量，取决于IPG14向电极阵列26供应恒定电流还是恒定电压)、脉冲宽度(以微秒测量)、脉冲速率(以脉冲每秒测量)以及爆发速率(以刺激开启持续时间X和刺激关闭持续时间Y来测量hIPG 14能够经由多个通道或仅经由单个通道向阵列22传送刺激能量。
[0060]电刺激将出现在两个(或者更多)激活电极之间，这些激活电极中的一个可以为IPG壳。刺激能量可以单极或多极(例如，双极、三极等)方式输送到组织。当引线电极26的所选择的一个连同IPG 14的外壳一起被激活时，发生单极刺激，从而在所选电极和外壳之间输送刺激能量。当两个引线电极26被激活为阳极和阴极时，发生双极刺激，从而在所选的电极26之间输送刺激能量。当至少三个引线电极26被激活时，发生多极刺激，例如，两个作为阳极，剩下的一个作为阴极，或两个作为阴极，剩下的一个作为阳极。
[0061]在示出的实施例中，IPG14可单独地控制流经各个电极的电流的量值。在此情况下，优选使用电流发生器，其中，可选择性地生成来自针对各个电极的独立电流源的单个电流调节振幅。尽管单独可编程的电极振幅可最佳被配置成实现精密控制，但是也可使用在电极上切换的单个输出源，虽然具有编程中的更少的精密控制