用于感测性或自适应性刺激的分段引线独立电极控制的制作方法

用于感测性或自适应性刺激的分段引线独立电极控制
1.本技术要求2020年11月25日提交的名称为“segmented lead independent electrode control for sensing or adaptive stimulation”的美国临时申请号63/118,470的优先权，该美国临时申请的全部内容以引用方式并入本文。
技术领域
2.本公开涉及医疗装置，并且更具体地，涉及递送电刺激治疗的医疗装置。


背景技术：

3.医疗装置可用于治疗各种医疗状况。例如，医疗电刺激装置可经由电极向患者递送电刺激治疗。电刺激治疗可包括刺激神经、肌肉、脑组织或患者体内的其他组织。可将电刺激装置完全植入患者体内。例如，电刺激装置可包括植入式电刺激发生器和一个或多个带电极的植入式引线。电刺激装置可包括无引线刺激器。在一些情况下，植入式电极可经由一个或多个经皮引线或全植入引线耦合到外部电刺激发生器。
4.医疗电刺激器可用于向患者递送电刺激治疗以缓解各种症状或状况，诸如慢性疼痛、震颤、帕金森氏病、抑郁症、癫痫、尿失禁或大便失禁、骨盆疼痛、性功能障碍、肥胖症或胃轻瘫。电刺激器可被配置为经由在接近患者的脊髓、骨盆神经、胃肠道器官、周围神经处或在患者脑内包括电极的引线递送电刺激治疗。接近脊髓和脑内的刺激通常被分别称为脊髓刺激(scs)和深度脑刺激(dbs)。
5.临床医生可选择多个可编程参数的值，以便限定将由植入式刺激器递送至患者的电刺激治疗。例如，临床医生可选择用于递送刺激的一个或多个电极、每个所选电极的极性、电压或电流振幅、脉冲宽度、脉冲频率和/或占空比作为刺激参数。可将一组参数(诸如，包括电极组合、电极极性、振幅、脉冲宽度和脉冲频率的一组参数)称为程序，这是因为该组参数定义了要递送至患者的电刺激治疗。
6.一些医疗电刺激器可以是感测性或自适应性医疗电刺激器。除了向患者递送电刺激治疗之外，此类感测性或自适应性医疗电刺激器可经由一个或多个引线上的电极感测对所递送的刺激信号的响应，并且基于所感测的响应来调整正向患者递送的电刺激治疗。例如，此类医疗电刺激器可改变一个或多个刺激参数，诸如振幅、脉冲宽度、频率、占空比、哪些电极用于电刺激，或基于所感测的响应来改变刺激程序。


技术实现要素：

7.总的说来，本公开描述了感测性或自适应性医疗系统，和用于递送感测性或自适应性电刺激并提供独立电极控制(iec)以用于刺激治疗的技术。这些医疗系统和技术可使用分段引线(例如，具有分段电极组的引线)来递送感测性或自适应性电刺激，同时避免或减轻引入感测伪影。虽然主要在感测性或自适应性深度脑刺激(adbs)系统的上下文中进行讨论，但是本文所述的系统和技术可用于其他刺激治疗。
8.具体地，本公开描述了被配置为向患者递送对称的电刺激并感测患者对该对称的
电刺激信号的响应的医疗系统和用于向患者递送对称的电刺激并感测患者对该对称的电刺激信号的响应的技术。在一些示例中，医疗系统也可以是自适应性的，并且技术可以自适应性地递送对称的电刺激。递送对称的电刺激可指在不同的分段电极组中的电极或分段电极之间递送基本相同的电刺激。医疗系统可通过分段引线递送对称的电刺激。根据本公开的各种技术，电刺激系统经由引线向患者递送对称的电刺激、感测对该对称的电刺激信号的响应，并且基于所感测的响应来调整电刺激治疗。通过以对称的方式递送电刺激，电刺激系统可避免感测到刺激信号的伪影，这些伪影可能以其他方式不利地影响感测对电刺激信号的响应。
9.在一个示例中，本公开涉及一种系统，该系统包括引线，该引线包括设置在第一层级处的第一电极、设置在第二层级处的第二电极、设置在第三层级处的第一组分段电极和设置在第四层级处的第二组分段电极；和医疗装置，该医疗装置被配置为经由该第一电极、该第二电极、该第一组分段电极中的至少一个分段电极或该第二组分段电极中的至少一个分段电极中的至少一者向患者递送对称的电刺激，并且经由该第一电极、该第二电极、该第一组分段电极中的至少一个分段电极或该第二组分段电极中的至少一个分段电极中的至少两者感测对该对称的电刺激的响应。
10.在另一个示例中，本公开涉及一种神经调制系统，该系统包括：刺激发生器，该刺激发生器被配置为通过第一电极、第二电极、第一组分段电极中的至少一个分段电极或第二组分段电极中的至少一个分段电极中的至少一者递送对称的电刺激；感测通道，该感测通道被配置为通过该第一电极、该第二电极、该第一组分段电极中的至少一个其他分段电极或该第二组分段电极中的至少一个其他分段电极中的至少两者感测对该对称的电刺激的响应；和处理电路，该处理电路被配置为：控制该刺激发生器递送对称的电刺激；经由该感测通道确定对该刺激的响应；以及基于所感测的响应来调整该对称的电刺激的至少一个刺激参数。
11.在另一个示例中，本公开涉及一种方法，该方法包括：生成对称的电刺激信号；通过第一电极、第二电极、第一组分段电极中的至少一个分段电极或第二组分段电极中的至少一个分段电极中的至少一者向患者递送对称的电刺激信号；通过第一电极、第二感测电极、第一组分段电极中的至少一个其他分段电极或第二组分段电极中的至少一个其他分段电极中的至少两者感测对该对称的电刺激信号的响应；以及基于所感测的响应来调整该对称的电刺激信号的至少一个刺激参数。
12.在另一个示例中，本公开涉及一种计算机可读存储装置，该计算机可读存储装置存储指令，这些指令在被执行时使得处理电路：控制刺激发生器生成对称的电刺激信号；通过第一电极、第二电极、第一组分段电极中的至少一个分段电极或第二组分段电极中的至少一个分段电极中的至少一者向患者递送对称的电刺激信号；通过第一电极、第二电极、第一组分段电极中的至少一个其他分段电极或第二组分段电极中的至少一个其他分段电极中的至少两者感测对该对称的电刺激信号的响应；以及控制电刺激发生器基于所感测的响应来调整该对称的电刺激信号的至少一个刺激参数。
13.在附图和以下描述中阐述了本公开的一个或多个方面的细节。根据说明书和附图以及权利要求，其他特征、目标和优点将是显而易见的。
附图说明
14.图1是根据本公开的各种技术的示出包括耦合到刺激引线的电刺激器的示例性治疗系统的概念图。
15.图2是根据本公开的各种技术的示出与电刺激器一起使用的编程器的各种示例性部件的框图。
16.图3是根据本公开的各种技术的示出电刺激器的各种示例性部件的框图。
17.图4是根据本公开的技术的示例性分段引线的概念图。
18.图5是根据本公开的技术的示出图4的每个电极的示例性平面视图的概念图。
19.图6是根据本公开的技术的具有配对电极的示例性引线的概念图。
20.图7是根据本公开的技术的具有配对电极的另一个示例性引线的概念图。
21.图8是示出根据本公开的对称刺激技术的流程图。
具体实施方式
22.患者可能患有可通过电刺激治疗进行治疗的一种或多种症状。然而，这些症状的严重程度可能加重或者减轻，例如，这取决于各种条件诸如患者的姿势、患者的当前活动(例如，患者是否在睡觉、锻炼、工作等)、患者的压力水平、药物治疗或向患者施用的其他治疗，以及许多其他因素。因此，在一些情况下，递送具有固定参数的电刺激治疗的系统可能无法递送足以在许多条件范围内治疗患者的症状的治疗。此外，在其他情况下，固定参数治疗递送系统可能递送比治疗患者的症状所需的电刺激幅度更高的电刺激幅度，这可能导致患者产生副作用并且/或者导致植入式医疗装置(imd)的功率消耗过高。因此，期望具有可感测对电刺激治疗的响应的电刺激器。在一些示例中，可使用此类响应以基于所感测的响应来自动调整电刺激的至少一个参数。此类电刺激器可被称为自适应性电刺激器。在其他示例中，该响应可由临床医生用于通知临床医生进行刺激治疗优化，该刺激治疗优化可包括临床医生或患者调整电刺激的至少一个参数。此类电刺激器可被称为感测性电刺激器。
23.本公开描述了医疗装置用于使用引线的分段电极组来递送感测性或自适应性电刺激治疗并且使用引线的其他电极来感测患者体内对该电刺激治疗的响应的技术。基于该响应，治疗装置可调整正在向患者递送的治疗的一个或多个参数。本公开的技术可包括以对称的方式递送电刺激治疗。通过以对称的方式递送电刺激治疗，诸如在不同的分段电极组中的分段电极之间递送基本相同的电刺激(如下文详细描述的那样)，用于感测响应的电极可避免或减轻电刺激信号的感测伪影。原本会被感测到的伪影可能干扰、劣化或以其他方式阻碍对响应的感测。
24.图1是示出可用于向患者6递送刺激治疗的示例性治疗系统5的概念图。在图1的示例中，电刺激器4可以递送深度脑刺激(dbs)。然而，示例性技术不限于dbs，并且以dbs的递送为例仅为了便于理解。患者6通常是但不一定是人。在一些示例中，治疗系统5可以是自适应性的，因为电刺激器4可以响应于患者活动或运动的变化、患者疾病的一个或多个症状的严重程度、由于dbs导致的一种或多种副作用的存在或患者的一个或多个所感测的信号等而调整、增加或减少电刺激信号的一个或多个参数的量值。例如，患者6的一个或多个所感测的信号可以用作控制信号，使得电刺激器4将电刺激的一个或多个参数的量值与一个或多个所感测的信号的量值相关联。
25.通常，治疗系统5包括电刺激器4(例如，imd)，其经由一个或多个电极向患者6递送电刺激。电刺激器4可以包括主电流和电流调节器阵列，其允许电刺激器4调节由引线10的引线部分12a、12b上的一个或多个电极11产生或吸收的电流。因此，电刺激器4可以包括多个电流调节器分支，这些电流调节器分支可以用于实现一个或多个电极11的电流调节器。为了描述的目的，电极可以被描述为植入式电极。然而，示例不限于植入式电极。
26.电极11可以被部署在一个或多个医疗引线上，诸如植入式医疗引线10。在一些情况下，电刺激器4包括壳体14上的壳体电极13。电刺激可以是受控电流脉冲或电压脉冲的形式，或基本上连续的电流或电压波形。刺激程序可以限定脉冲或波形的各种参数。脉冲或波形可以基本上连续地或突发式、分段式或图案化递送，并且可以单独或与由一个或多个其他刺激程序限定的脉冲或波形组合递送。
27.在一些示例中，电刺激器4可以经由引线部分12a和12b(统称为“引线部分12”)承载的电极向患者6递送例如深度脑刺激(dbs)或皮质刺激(cs)治疗。尽管图1示出了特定刺激环境(例如，dbs)，但是本公开的技术不限于此，并且电刺激器4可以将刺激治疗递送到患者6的其他部分，诸如患者6的脊髓。例如，其他电刺激系统可以被配置为向胃肠道器官、骨盆神经或肌肉、外周神经或其他刺激位点递送电刺激。另外，尽管图1示出了完全植入式电刺激器4，但是本公开中描述的技术可以应用于具有经由经皮引线部署的电极的外部刺激器。
28.在图1所示的示例中，电刺激器4植入患者6的锁骨区域中。电刺激器4生成可编程电刺激(例如，电流或电压波形或电流或电压脉冲)，并且经由医疗引线10通过电极11中的一个或多个电极递送该刺激。电刺激器4还可以经由医疗引线10通过一个或多个电极11感测对该电刺激的响应。电极不能同时用于递送刺激并感测响应。通常，为了说明的目的，本公开中将描述使用受控电流脉冲的电刺激的递送。在一些情况下，电刺激器4可以包括多个引线。在图1的示例中，引线10的远端是分叉的并且包括引线部分12。在一些示例中，引线10的远侧端部是不分叉的。引线部分12a和12b分别包括形成电极阵列11的部分的一组电极。在各种示例中，引线部分12a和12b可以各自承载多个电极，诸如四个、八个或十六个电极。在图1的示例中，每个引线部分12a和12b承载四个电极，这四个电极可以被配置为在引线部分12的远侧端部附近的不同轴向位置(或层级)处的环形电极和在不同轴向位置处的分段电极。作为一个示例，引线部分12可以各自包括在两个不同轴向位置处的两个环电极，并且在这两个环形电极之间，引线部分12可以包括多个分段电极组，其中该多个组中的一个分段电极组包括全部在大致相同轴向位置处的两个或更多个电极。在本公开的整个其余部分中，为了简洁的目的，本公开中通常提及承载在“引线”上的电极，其可以是“电极部分”或整个引线。
29.图1进一步描绘了壳体电极13。壳体电极13可以与电刺激器4的气密密封壳体14的外表面一体地形成或以其他方式耦合到壳体14。在一个示例中，壳体电极13被描述为在电刺激器4上的有源、不可拆卸的电极。在一些示例中，壳体电极13由电刺激器4的壳体14的面向外部分的未绝缘部分限定。壳体14的绝缘部分和未绝缘部分之间的其他分区可以用于限定两个或更多个壳体电极。在一些示例中，壳体电极13可以包括壳体14的基本上全部、壳体14的一侧、壳体14的一部分或壳体14的多个部分。在本公开的技术的一个示例性具体实施中，例如，全极布置，一个或多个电极11可以基本上在经由外壳电极13递送刺激脉冲的同时
将来自引线10的刺激脉冲转移到患者6。
30.在一些示例中，电刺激器4可以耦合到一个或多个引线，该一个或多个引线可以是分叉的或可以是不分叉的。在此类示例中，引线可以经由共同的引线延伸部或经由单独的引线延伸部耦合到电刺激器4。引线10的近侧端部可以耦合到电刺激器4上的头部。引线主体中的导体可以将位于引线部分12上的刺激电极电连接到电刺激器4。引线10从电刺激器4的植入部位沿着患者6的颈部延伸到患者6的脑16。在一些示例中，引线部分12a和12b可以分别植入在右脑和左脑内，以便向脑16的一个或多个区域递送电刺激。
31.引线部分12a和12b可以通过患者6的颅骨中的相应孔植入到脑16的期望位置内。引线部分12a和12b可以设置在脑16内的任何位置处，使得位于引线部分12a和12b上的电极能够向目标组织提供电刺激。引线部分12a和12b的电极被示出为环形电极。在一些示例中，引线部分12a和12b的电极中的一些或全部电极可以是分段电极组。在一些示例中，引线部分12a和12b的电极可以具有不同的配置。例如，引线部分12a和12b的电极可具有能够产生成型电场的复杂电极阵列几何形状。复杂电极阵列几何形状可以包括围绕每个引线部分12a、12b的周边的多个电极(例如，部分环形或分段电极)。在一些示例中，引线部分12可具有除如图1所示的细长圆柱体之外的形状。例如，引线部分12可以是桨状引线、球形引线、可弯曲引线或有效治疗患者6的任何其他形状的引线。另外，电极可以是桨状引线的电极垫、围绕引线主体的圆形电极、适形电极、袖带电极、分段电极或能够形成单极、双极、多极等电极配置任何其他类型的电极。
32.治疗系统5可以包括编程器40，诸如由临床医生或患者操作的外部编程器。在一些示例中，编程器40可以是手持式计算设备，其允许临床医生经由用户界面对患者6的刺激治疗进行编程。例如，使用编程器40，临床医生可以指定用于递送刺激治疗的刺激参数。编程器40可以支持电刺激器4的遥测，下载程序，并且任选地，通过电刺激器4上传操作或生理数据。编程器40还可以包括显示器和输入键，以允许患者6或临床医生与编程器40和电刺激器4交互。以此方式，编程器40向患者6提供用户界面，用于控制由电刺激器4递送的刺激治疗。例如，患者6可以使用编程器40来启动、停止或调整电刺激。特别地，编程器40可以允许患者6调整程序的刺激参数，诸如持续时间、电流或电压振幅、脉冲宽度、脉冲形状和脉冲速率。患者6还可以选择程序(例如，从多个存储的程序中)作为当前程序以控制由电刺激器4进行的刺激的递送。
33.在一些情况下，编程器40可被认为是医师或临床医生编程器40。例如，编程器40可以包括临床医生编程器，如果编程器40主要旨在由医师或临床医生使用。在其他情况下，编程器40可被认为是患者编程器，如果编程器40主要旨在由患者使用。通常，医师或临床医生编程器可以支持由临床医生来选择和生成程序，以供刺激器4使用，而患者编程器可以在常规使用期间支持由患者来调整和选择此类程序。
34.无论编程器40是被配置用于临床医生使用还是患者使用，编程器40都可以经由无线通信与电刺激器4或任何其他计算装置通信。例如，编程器40可以使用本领域已知的rf遥测技术经由无线通信与电刺激器4进行通信。编程器40还可以使用各种本地无线通信技术中的任一种经由有线或无线连接与另一个编程器或计算装置通信，这些技术诸如根据802.11或蓝牙规范集的射频(rf)通信、根据红外数据协会(irda)规范集的红外通信或其他标准或专有遥测协议。编程器40还可以经由交换可移动介质(诸如磁盘或光盘或记忆卡或
棒)与另一个编程器或计算装置通信。此外，编程器40可以经由本领域已知的远程遥测技术与电刺激器4和其他编程装置通信，例如经由局域网(lan)、广域网(wan)、公共交换电话网络(pstn)或蜂窝电话网络。
35.在一些示例中，电刺激器4在给定时间根据一组程序递送刺激。此类程序组中的每个程序可以包括多个治疗参数中每个治疗参数的相应值，诸如电流或电压振幅、脉冲宽度、脉冲形状、脉冲速率和电极配置(例如，电极组合和极性)中的每一者的相应值。电刺激器4可以根据程序组中的不同程序产生脉冲或其他信号。在此类示例中，编程器40可以用于创建程序，并将这些程序组装到程序组中。在一些示例中，编程器40可以用于调整程序组中一个或多个程序的刺激参数，并且选择一个程序组作为当前程序组以控制由电刺激器4进行的刺激的递送。
36.通常，治疗系统5以恒定电流或电压波形或恒定电流或电压脉冲的形式向患者6递送刺激治疗。脉冲的形状可以根据不同的设计目标而变化，并且可以包括斜坡或梯形脉冲、正弦或以其他方式弯曲的脉冲、具有两个或更多个离散振幅的步进脉冲、紧密间隔的脉冲对，以及上述任何一种的双相(单个脉冲中具有正负方向的波形)或单相(单个脉冲中只有正或只有负方向的波形)变化波形。在基于电流的刺激的情况下，电刺激器4调节由一个或多个电极11提供或吸收的电流，该一个或多个电极称为调节电极。在一些示例中，电极11中的一个或多个电极可以是不可调节的。在此类配置中，壳体电极13和/或引线电极11可以是不可调节电极。
37.源电流可以指流出电极(阳极)的正电流，而吸收电流可以指流入电极(阴极)的负电流。经调节的源电流可结合产生更大的总源电流(例如，来自多个源电流的电流结合在一起以产生总源电流)。同样，经调节的吸收电流可结合产生更大的总吸收电流(例如，来自多个吸收电流的电流结合在一起以产生总吸收电流)。经调节的源电流和经调节的吸收电流可以部分地或完全地彼此抵消，在部分抵消的情况下产生净差值呈净源电流或净吸收电流的形式。在一些示例中，未调节的电流路径可以产生或吸收大约等于该净差值的电流。在一些示例中，经调节的源电流和经调节的吸收电流可以基本上平衡。
38.如上所述，在一些示例中(例如，全极布置)，一个或多个电极11可以基本上在将刺激电流从壳体电极13递送到患者6的同时将来自引线10的刺激电流转移到组织。在一些示例(例如，双极/多极布置)中，一个或多个电极11可以被配置为充当阳极并产生电流，而一个或多个不同电极11可以被配置为充当阴极并吸收电流。在另一个示例(例如，单极布置)中，壳体电极13可以被配置为充当阳极并产生电流，而一个或多个引线上的一个或多个电极11被配置为充当阴极并吸收电流。本公开的技术可以使用单极布置、双极/多极布置和全极布置来实施。
39.用户，诸如临床医生或患者6，可以与编程器40的用户界面交互以对电刺激器4进行编程。根据本公开中描述的各种技术，编程器40经由用户界面接收指示期望的电流振幅的用户输入。编程器40可以控制电刺激器4以使电刺激器4以期望的电流振幅向电极递送刺激脉冲，如下文详细地描述的，或以其他方式对电刺激器4进行编程。电刺激器4的编程通常可以指命令、程序或其他信息的生成和转移，以控制电刺激器4的操作。例如，编程器40可以传输程序、参数调整、程序选择、组选择或其他信息以控制电刺激器4的操作。此外，刺激器4的编程可以包括经由编程器40接收用于指示目标刺激区的用户输入以及控制电刺激器将
电刺激从初始刺激区经由一系列一个或多个中间刺激区传输到目标刺激区。
40.如图1所示，电刺激器4和编程器40可以经由有线或无线通信进行通信。例如，编程器40可以使用rf遥测技术经由无线通信与电刺激器4进行通信。编程器40还可以使用各种本地无线通信技术中的任何一种与其他编程器进行通信，这些技术诸如根据802.11或bluetooth
tm
规范集的rf通信、红外通信(例如，根据irda标准)或其他标准或专有遥测协议。编程器40可以包括允许与电刺激器4进行双向通信的收发器。在一些示例中，编程器40可以被配置为创建一个或多个程序以用于由电刺激器4执行的对称的电刺激。
41.图2是示出电刺激器4的编程器40的各种部件的功能框图。如图2所示，编程器40可包括处理电路53、存储器55、遥测电路58和用户界面59。通常，处理电路53控制用户界面59、将数据存储到存储器55和从存储器55检索数据，并且通过遥测电路58控制与电刺激器4的数据的传输。处理电路53可采取以下形式：一个或多个微处理器、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)或等效的离散或集成逻辑电路。本文中归于处理电路53的功能可以体现为软件、固件、硬件或其任何组合。
42.存储器55可以存储使处理电路53提供本文中归于编程器40的功能的各个方面。存储器55可以包括任何固定或可移动的磁性、光学或电介质，诸如随机存取存储器(ram)、只读存储器(rom)、紧凑型盘rom(cd-rom)、磁存储器、电子可擦除可编程rom(eeprom)、非易失性随机存取存储器(nvram)、闪存存储器等。存储器55还可包括可移动存储器部分，其可用于更新存储器或增加存储器容量。可移动存储器还可以允许患者数据容易地从编程器40转移到另一个计算装置。存储器55还可以存储控制电刺激器4的操作信息。
43.遥测电路58允许向和从电刺激器4转移数据。遥测电路58可以在预定时间或当遥测电路58检测到电刺激器4的接近时与电刺激器4自动通信。另选地，当用户通过用户接口59发送信号通知时，遥测电路58可以与电刺激器4通信。为了支持rf通信，遥测电路58可以包括适当的电子部件，诸如放大器、过滤器、混合器、编码器、解码器等。
44.在一些示例中，编程器40可以使用例如rf通信或近端感应交互与电刺激器4无线通信。通过使用可以耦合到天线的遥测电路58，这种无线通信是可能的。编程器40还可被配置为经由无线通信技术与另一个计算装置通信或通过有线例如网络连接与另一个计算装置直接通信。可用于有利于编程器24与另一个计算装置之间的通信的本地无线通信技术的示例包括基于802.11或蓝牙规范集的rf通信或红外通信。
45.编程器40可以包括用户界面59。用户(例如，临床医生或患者6)可以与用户界面59交互，以便例如手动选择、改变或修改由特定电极或多个电极递送的刺激脉冲的电压或电流振幅，或查看刺激数据。用户界面59可以包括屏幕和一个或多个输入按钮或输入字段，其允许编程器40从用户接收输入。屏幕可以是液晶显示器(lcd)、等离子体显示器、点矩阵显示器或触摸屏。输入按钮可以包括触摸板、增加或减小按钮/键以及控制电刺激所需的其他输入介质。
46.图3是图1的电刺激器4的示例性框图，该电刺激器用于递送深度脑刺激治疗并感测对刺激的响应。在图3所示的示例中，电刺激器4包括处理器210、存储器211、刺激发生器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括被配置为执行归于每个相应模块的功能的电路。例如，处理器210可包括处理电路，开关模块206可包括开关电路，感测模块204可包括感测电路，并且遥测模块208可包
括遥测电路。存储器211可包括任何易失性或非易失性介质，诸如随机存取存储器(ram)、只读存储器(rom)、非易失性ram(nvram)、电可擦可编程rom(eeprom)、闪存存储器等。存储器211可存储计算机可读指令，这些计算机可读指令在由处理器210执行时使得电刺激器4执行各种功能。存储器211可以是存储装置或其他非暂态介质。
47.在图3所示的示例中，存储器211将治疗程序214和感测电极组合以及相关联的刺激电极组合218存储在存储器211内的单独存储器或存储器211内的单独区域中。每个所存储的治疗程序214定义一组特定的电刺激参数(例如，治疗参数集)，诸如刺激电极组合、电极极性、电流或电压振幅、脉冲宽度和脉冲频率。在一些示例中，各个治疗程序可被存储为治疗组，该治疗组定义可用于生成刺激的一组治疗程序。由治疗组的治疗程序定义的刺激信号可在重叠或非重叠(例如，时间交错)的基础上一起递送。
48.感测和刺激电极组合218存储感测电极组合和相关联的刺激电极组合。在一些示例中，感测电极组合和刺激电极组合可包括电极11a-11h的相同子集、用作电极的电刺激器4的壳体，或者可以包括此类电极的不同子集或组合。因此，存储器211可存储多个感测电极组合，并且针对每个感测电极组合，存储识别与相应感测电极组合相关联的刺激电极组合的信息。感测电极组合和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器210自动确定。在一些示例中，对应的感测电极组合和刺激电极组合可包括相同电极中的一些或全部电极。然而，在其他示例中，对应的感测电极组合和刺激电极组合中的电极中的一些或所有电极可以是不同的。例如，刺激电极组合可包括比对应的感测电极组合更多的电极，以便增加刺激治疗的功效。在一些示例中，如上文讨论的，可经由刺激电极组合将刺激递送到组织部位，该组织部位不同于最接近对应的感测电极组合但在脑16的相同区域(例如，丘脑)内的组织部位，以便减轻与感测电极组合相关联的组织部位内的任何不规则振荡或其他不规则脑活动。
49.在处理器210的控制下，刺激发生器202生成刺激信号以用于经由电极11a-h的所选组合向患者6递送。被认为在dbs中治疗患者运动障碍症有效的电刺激参数的示例性范围包括：
50.1.脉冲频率，即频率：在约40赫兹和约500赫兹之间，诸如在约40赫兹至185赫兹之间或诸如约140赫兹。
51.2.就电压控制系统而言，电压振幅：在约0.1伏和约50伏之间，诸如在约2伏和约3伏之间。
52.3.在电流控制系统的替代情况下，电流振幅：在约0.2毫安至约100毫安之间，诸如在约1.3毫安和约2.0毫安之间。
53.4.脉冲宽度：在约10微秒和约5000微秒之间，诸如在约100微秒和约1000微秒之间，或在约180微秒和约450微秒之间。
54.因此，在一些示例中，刺激发生器202根据上述电刺激参数生成电刺激信号。治疗参数值的其他范围也可以是有用的，并且可取决于患者6体内的目标刺激位点。虽然描述了刺激脉冲，但刺激信号可为任何形式，诸如连续时间信号(例如，正弦波)等。
55.处理器210可包括固定功能处理电路和/或可编程处理电路，并且可包括例如以下中的一者或多者：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)、离散逻辑电路或被配置为提供归于处理器210的功能的任何其他处理
电路，在本文中该处理器可以为固件、硬件、软件或它们的任何组合。处理器210可根据存储在存储器211中的治疗程序214控制刺激发生器202，以应用一个或多个程序指定的特定刺激参数值，诸如电压振幅或电流振幅、脉冲宽度或脉冲频率。
56.在图3所示的示例中，引线部分12a包括电极11a、11b、11c和11d，并且引线部分12b包括电极11e、11f、11g和11h。处理器210还控制开关模块206，以将由刺激发生器202生成的刺激信号施加到所选择的电极11a-11h的组合。具体地，开关模块206可以将刺激信号耦合到引线10(图1)内的选定导体，其进而跨选定电极11a-11h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他类型的开关模块，其被配置为选择性地将刺激能量耦合到选定电极11a-11h并选择性地用选定电极11a-11h感测神经脑信号。因此，刺激发生器202经由开关模块206和引线10内的导体连接到电极11a-11h。然而，在一些示例中，电刺激器4不包括开关模块206。
57.刺激发生器202可为单通道或多通道刺激发生器。具体地，刺激发生器202可能够经由单个电极组合在给定时间递送单个刺激脉冲、多个刺激脉冲或连续信号，或者经由多个电极组合在给定时间递送多个刺激脉冲。然而，在一些示例中，刺激发生器202和开关模块206可被配置为在时间交错的基础上递送多个通道。例如，开关模块206可用于在不同时间对不同电极组合上的刺激发生器202的输出进行时间划分，以将刺激能量的多个程序或通道递送至患者6。另选地，刺激发生器202可包括多个电压或电流源和接收器，其耦合到相应的电极以驱动作为阴极或阳极的电极。在该示例中，电刺激器4可以不需要开关模块206用于经由不同电极进行刺激的时间交错复用的功能。
58.相应引线部分12a、12b上的电极11a-11h可以由各种不同设计构成。例如，引线部分12a、12b中的一者或两者可包括沿着引线部分的长度在每个纵向位置处的两个或更多个电极，诸如在位置a、b、c和d以及e、f、g和h中的每个位置处围绕引线周边的不同周边位置处的多个电极。在一个示例中，电极可以经由在引线的壳体内笔直或盘绕并延伸至引线的近侧端部处的连接器的相应导线电耦合到开关模块206。在另一个示例中，引线的电极中的每个电极可以是沉积在薄膜上的电极。该薄膜可包括用于每个电极的导电迹线，该导电迹线沿该薄膜的长度延伸到近侧端部连接器。然后可将该薄膜包裹(例如，螺旋式包裹)在内部构件周围以形成引线部分12a-12b。这些和其他构造可用于形成具有复杂电极几何形状的引线。
59.虽然感测模块204与图2中的刺激发生器202和处理器210一起设置在同一壳体中，但在其他示例中，感测模块204可位于与电刺激器4不同的壳体中并且可经由有线或无线通信技术与处理器210通信。示例性神经脑信号包括但不限于由在脑16的一个或多个区域内的局部场电位(lfp)生成的信号。eeg和ecog信号是可在脑16内测量的局部场电位的示例。然而，局部场电位可包括患者6的脑16内的种类更广泛的电信号。
60.传感器212可包括感测相应患者参数值的一个或多个感测元件。例如，传感器212可包括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他类型的传感器。传感器212可输出患者参数值，这些患者参数值可用作控制治疗递送的反馈。电刺激器4可以包括电刺激器4的壳体内并且/或者经由引线部分12中的一者或其他引线耦合的附加传感器。此外，电刺激器4可例如经由遥测模块208从远程传感器无线地接收传感器信号。在一些示例中，这些远程传感器中的一个或多个远程传感器可位于患者体外
(例如，承载在皮肤的外表面上、附接到衣服或以其他方式定位在患者体外)。
61.在处理器210的控制下，遥测电路208支持电刺激器4与外部编程器104或另一个计算装置之间的无线通信。作为对程序的更新，电刺激器4的处理器210可经由遥测模块208从外部编程器40接收各种刺激参数值(诸如量值和电极组合)。对治疗程序的更新可存储在存储器211的治疗程序214部分内。电刺激器4中的遥测模块208以及本文所述的其他装置和系统(诸如外部编程器40)中的遥测模块可通过射频(rf)通信技术来实现通信。此外，遥测模块208可以经由电刺激器4与外部编程器40的近端感应交互与外部编程器40通信。因此，遥测模块208可连续地、以周期性间隔或根据来自电刺激器4或外部编程器40的请求向外部编程器40发送信息。
62.电源220将操作功率递送至电刺激器4的各种部件。电源220可包括小的可再充电电池或不可再充电电池和发电电路，以产生操作功率。再充电可以通过外部充电器和电刺激器4内的感应充电线圈(未示出)之间的近端感应交互来完成。在一些示例中，功率需求可足够小以允许电刺激器4利用患者运动并实施动能清除装置，以对可充电电池进行小电流充电。在其他示例中，传统电池可使用有限的时间段。
63.根据本公开的技术，电刺激器4的处理器210经由沿引线部分12(和可选地开关模块206)插入的电极11a-11h向患者6递送电刺激治疗。dbs治疗由存储在存储器211内的具有一个或多个参数的一个或多个治疗程序214限定。例如，该一个或多个参数包括电流振幅(针对电流控制系统)或电压振幅(针对电压控制系统)、脉冲频率或频率、以及脉冲宽度或者每个周期的脉冲数量。在根据脉冲的“突发”或由“接通时间”和“断开时间”限定的一系列电脉冲递送电刺激的示例中，该一个或多个参数还可限定每次突发的脉冲数量、接通时间和断开时间中的一者或多者。
64.在一个示例中，处理器210经由电刺激器4的电极11a-h的某种组合监测与患者6的疾病的一种或多种症状相关的患者6的信号的行为。在一些示例中，处理器210经由电极11a-11h的不同组合向患者6递送dbs并且可以基于所感测的信号的活动在由治疗窗口的下限和上限限定的参数范围内调整限定电刺激的一个或多个参数。
65.在一个示例中，信号是患者6的脑16的beta频带内的神经信号。患者6的beta频带内的信号可以与患者6患有的帕金森氏病的一种或多种症状相关。通常，患者6的beta频带内的神经信号可以与患者6的症状的严重程度大致成比例。例如，随着由帕金森氏病诱发的震颤增加，电极11a-11h中的一个或多个电极检测到患者6的beta频带内神经信号的量值也随之增加。
66.类似地，随着由帕金森氏病诱发的震颤减少，处理器210经由电极11a-11h中的一个或多个电极检测到患者6的beta频带内神经信号的量值也随之减小。在另一个示例中，信号是患者6的脑16的gamma频带内的神经信号。患者6的gamma频带内的信号另外可以与电刺激治疗的一个或多个副作用相关。然而，与beta频带内的神经信号不同，患者6的gamma频带内的神经信号可以与电刺激治疗的副作用的严重程度大致成反比。例如，随着由于电刺激治疗而引起的副作用增加，处理器210经由电极11a-11h中的一个或多个电极检测到患者6的gamma频带内的信号的量值随之减小。类似地，随着由于电刺激治疗而引起的副作用减小，处理器210经由电极11a-11h中的一个或多个电极检测到患者6的gamma频带内的信号的量值随之增大。
67.响应于检测到患者的信号，例如所感测的生理参数信号或所感测的神经信号已经偏离治疗窗口，处理器210动态地调整电刺激治疗的一个或多个参数的量值，例如脉冲电流振幅或脉冲电压振幅，以驱动患者的信号返回治疗窗口。例如，其中信号是在患者6的脑16的beta频带内的神经信号，处理器210经由电极11a-11h中的一个或多个电极监测患者6的beta量值。在检测到患者6的beta量值超过治疗窗口的上限时，处理器210以由临床医生确定的最大斜率增加经由电极11a-11h递送的电刺激的量值，直到beta频带内的神经信号的量值回落到稳态窗口内，或直到电刺激的量值达到由临床医生确定的治疗窗口的上限。类似地，在检测到患者6的beta量值下降到低于治疗窗口的下限时，处理器210以由临床医生确定的最大斜率减少电刺激量值，直到beta量值上升回治疗窗口内，或直到电刺激的量值达到由临床医生确定的治疗窗口的下限。在检测到beta量值目前在治疗窗口的界限内或已经返回到治疗窗口的界限内时，处理器210保持电刺激常数量值。
68.作为另一个示例，其中信号是患者6的脑16的gamma频带内的神经信号，处理器210经由电极11a-11h中的一个或多个电极监测患者6的gamma量值。在检测到患者6的gamma量值下降到低于治疗窗口的下限时，处理器210以由临床医生确定的最大斜率增加经由电极11a-11h递送的电刺激的量值，直到gamma量值上升回治疗窗口内，或直到电刺激的量值达到由临床医生确定的治疗窗口的上限。类似地，在检测到患者6的gamma量值上升到高于治疗窗口的上限时，处理器210以由临床医生确定的最大斜率减少电刺激，直到gamma幅值回落到治疗窗口内，或直到电刺激的量值达到由临床医生确定的治疗窗口的下限。在检测到gamma量值目前在治疗窗口的界限内或已经返回到治疗窗口的界限内时，处理器210保持电刺激常数量值。
69.在一些示例中，处理器210实时连续地测量信号。在其他示例中，处理器210根据预先确定的频率或在预先确定的时间量之后周期性地对一个或多个生物电信号进行采样。在一些示例中，处理器210以约150赫兹的频率周期性地对信号进行采样。
70.因此，处理器210可仅在信号偏离治疗窗口时调整限定电刺激治疗的一个或多个参数的量值以确保在正常条件下电刺激保持恒定，同时仍保持动态增加或减少电刺激以适应病人的需要的能力。例如，处理器210可以调整一个或多个参数的量值，使得电刺激是对称的或保持对称，如本文所述。
71.图4是描绘根据本公开的技术的可以由医疗装置使用的示例性分段引线的概念图。在一些示例中，图4的分段引线可以是分叉引线的一部分，诸如引线部分12a或12b(图1)。在其他示例中，图4的引线可以不是分叉引线。图4的分段引线100包括多个电极。图中描绘了电极0和电极3。在图4的示例中，电极0和电极3被描绘为环形电极。例如，环形电极是形状像环的电极，并且全部围绕引线的纵轴设置。然而，在根据本公开的技术的一些示例中，环形电极0或环形电极3中的一者或多者可以是分段电极组。另外，图中描绘了分段电极组1和分段电极组2。分段电极组1包括分段电极1a、1b和1c。分段电极组2包括分段电极2a、2b和2c。例如，分段电极是形状像环的部分或分段的电极，并且部分地围绕引线的纵轴设置。分段电极组是设置在相同层级处的多个分段电极。
72.如本文所用，电极0的位置可称为层级0，分段电极组1的位置可称为层级1，分段电极1a的位置可称为层级1a，分段电极1b的位置可称为层级1b，分段电极1c的位置可称为层级1c，分段电极组2的位置可称为层级2，分段电极2a的位置可称为层级2a，分段电极2b的位
置可称为层级2b，分段电极2c的位置可称为层级2c，电极3的位置可称为层级3。虽然分段引线100被描绘为具有四个层级，但是根据本公开的技术，可以包括任何数量的层级。例如，第五层级可以位于层级1与层级2之间。位于第五层级处的可以是环形电极、一组分段电极或另一种类型的电极。包括其他数量和类型的电极的其他具体实施可以利用本公开的技术。例如，可能存在六个层级、七个层级、八个层级等。位于每个层级处的可以是一组分段电极、环形电极或另一种类型的电极。感测通道可以包括“围绕”一个刺激阴极的至少两个电极。例如，刺激阴极可位于用于感测的该至少两个电极之间。在给定时间，感测电极不可以也作为刺激电极。
73.对于一组分段电极，诸如分段电极组1或分段电极组2，可以将感测配置为使用给定电极中的一个、两个或所有三个分段电极(分段电极1a-1c或分段电极2a-2c)作为感测通道的电极组的一部分。对于1x4引线(其中引线具有四个电极并且这四个全部都是环形电极)，仅中心电极可以用于刺激。在一些具体实施中，诸如1x3x3x1引线(其中有一个环形电极作为最远侧电极，另一个环形电极作为最近侧电极，并且还有两个三段电极位于两个环形电极之间)，可存在(图1的)电刺激器4可通过其中递送刺激的不同的可用配置。
74.分段电极组1和分段电极组2可以用于单极或双极配置中的刺激。类似的，在一些示例中，当使用来自环形电极0和环形电极3的感测时，可以在分段电极组1中的至少一个分段电极和分段电极2中的相同数量的分段电极上配置相同振幅的刺激，这可以防止或减轻刺激伪影，诸如残留的剩余电荷。例如，由于在分段电极组1中的至少一个分段电极和分段电极2中的相同数量的分段电极上配置相同振幅的刺激，处理器210(图3)可以中环形电极0和环形电极3上感测电刺激信号的相同伪影并且减去伪影。
75.当分段引线100用于感测性或自适应性电刺激系统时，(图1的)电刺激器4可以通过分段电极组1中的分段电极1a-1c中的任何一个分段电极和/或分段电极组2中的分段电极2a-2c中的任何一个分段电极向患者6递送电刺激，诸如单极电刺激。当电刺激器4通过分段电极组1(例如，通过分段电极1a-1c中的任何一个分段电极或其任何组合)和分段电极组2(例如，通过分段电极2a-2c中的任何一个分段电极或其任何组合)递送电刺激时，电刺激器4可以通过电极0和电极3感测对电刺激信号的响应。当电刺激器4通过分段电极组1(例如，通过分段电极1a-1c中的任何一个分段电极或其任何组合)递送电刺激时，电刺激器4可以通过电极0和分段电极组2感测对电刺激信号的响应。当电刺激器4通过分段电极组2(例如，通过分段电极2a-2c中的任何一个分段电极或其任何组合)递送电刺激时，电刺激器4可以通过电极1和电极3感测对电刺激信号的响应。
76.下表1示出了在一些示例中，在自适应性或感测性刺激系统中，每个感测通道对利用哪些电极(或其哪些分段)进行刺激。
77.表1
[0078][0079]
在深度脑刺激中，刺激信号可以比脑电活动高几个数量级。在一些情况下，刺激信号可以在一百万倍于脑电活动振幅的数量级。因此，可能需要尝试在两个感测电极处感测刺激信号的相同伪影。因此，(图1的)电刺激器4可以被配置为从所感测的信号中减去所感测的伪影，以确定对电刺激的响应。因此，可能需要以对称的方式递送电刺激。
[0080]
iec技术在2019年11月25日提交的名称为“independent control of electrical stimulation amplitude for electrodes for delivery of electrical stimulation therapy”的美国专利申请号16/694,549中有所描述，该美国专利申请据此全文以引用方式并入本文。电刺激器4可以使用美国专利申请号16/694,549中的技术独立地控制任何数量的电极的刺激振幅，诸如电极11a-11h(图3)。例如，根据本公开的技术，电刺激器4可以独立地控制刺激振幅从而以对称的方式提供刺激。
[0081]
现在讨论对称的刺激。对于支持iec的系统，可以在使用感测性或自适应性刺激时纵向(或对称)平衡刺激。这可以多种方式实现。
[0082]
在一个示例中，分段电极组1和分段电极组2可以形成电极对。因此，根据该示例，电刺激器4可以通过分段电极1a递送与通过分段电极2a递送的相同振幅的刺激信号，通过分段电极1b递送与通过分段电极2b递送的相同振幅的刺激信号，通过分段电极1c递送与通过分段电极2c递送的相同振幅的刺激信号。例如，如果电刺激器4正在通过分段电极1a递送0.5ma的刺激信号，通过分段电极1b递送0.2ma的刺激信号，并且不通过分段电极1c递送刺激信号，则电刺激器4也可以正在通过分段电极2a递送0.5ma的刺激信号，通过分段电极2b递送0.2ma的刺激信号，并且不通过分段电极2c递送刺激信号。换句话说，在该示例中，分段电极1a的振幅＝分段电极2a的振幅，分段电极1b的振幅＝分段电极2b的振幅，分段电极1c的振幅＝分段电极2c的振幅。以此方式，递送的刺激可以是对称的。
[0083]
在其他示例中，如果一组分段电极与另一组分段电极配对，对于该组分段电极中电刺激器4正在通过其中递送刺激的每个分段电极，在配对的该另一组分段电极中存在正在以相同振幅递送刺激的对应分段电极，则刺激可称为是对称的。换句话说，对于一组分段电极中正在以给定振幅进行刺激的每个分段电极，在另一组分段电极中存在正在以相同给定振幅进行刺激的分段电极。例如，如果电刺激器4正在通过分段电极1a递送0.5ma的刺激信号，通过分段电极1b递送0.2ma的刺激信号，并且不通过分段电极1c递送刺激信号，则电刺激器4可以正在通过分段电极2a-2c中的任一分段电极递送0.5ma的刺激信号，通过分段电极2a-2c中的其余分段电极之一递送0.2ma的刺激信号，并且不通过分段电极2a-2c中的余下的分段电极递送刺激信号。
[0084]
在另一个示例中，如果由分段电极组1中的分段电极递送的总刺激振幅等于由分段电极组2中的分段电极递送的总刺激振幅，则刺激可称为是对称的。例如，如果电刺激器4
正在通过分段电极1a递送0.5ma的刺激信号，通过分段电极1b递送0.2ma的刺激信号，并且不通过分段电极1c递送刺激信号(总振幅为0.5ma+0.2ma+0ma＝0.7ma)，则电刺激器4可以通过每个分段电极2a-2c递送总振幅为0.7ma的刺激。例如，电刺激器4可以在分段电极2a上递送振幅为0.1ma的刺激信号，在分段电极2b上递送0.5ma的刺激信号，在分段电极2c上递送0.1ma的刺激信号(总振幅为0.1ma+0.5ma+0.1ma＝0.7ma)。在该示例中，如果通过分段电极2a的刺激振幅+通过分段电极2b的刺激振幅+通过分段电极2c的刺激振幅等于通过分段电极1a的刺激振幅+通过分段电极1b的刺激振幅+通过分段电极1c的刺激振幅，则刺激是对称的。
[0085]
通过递送对称的电刺激，电刺激器4可以感测两个感测电极中的相同伪影以及对该对称的电刺激的响应，并且可以从所感测的响应中减去伪影。以此方式，对称的电刺激可以减少刺激伪影的影响。
[0086]
在一些示例中，分段引线100可以被配置为像灯塔一样围绕引线纵轴将振幅转到分段电极组中的不同的分段电极。换句话说，第一组分段电极(例如，分段电极组1)和第二组分段电极(例如，分段电极组2)可以被配置为随时间推移经由不同的分段电极递送对称的刺激(根据本文中的任一定义)。
[0087]
图5是根据本公开的技术的示出图5的每个电极的示例性平面视图的概念图。电极0被描绘为环形电极，电极3也是如此。分段电极组1被描绘为包括分段电极1a-1c。分段电极组2被描绘为包括分段电极2a-2c。虽然分段电极组1和分段电极组2各自被描绘为各自包括三个分段电极，但是根据本公开的技术，分段电极组1和分段电极组2可以具有另外的分段数量，诸如两个、四个、五个等。如果(图1的)电刺激器4通过分段电极组1或分段电极组2中的仅一组递送刺激，则电刺激可称为是相对于正在被用于感测对电刺激信号的响应的感测电极对称的。例如，如果电刺激器4通过分段电极1a、分段电极1b、分段电极1c或其任何组合递送电刺激信号，则如上文所描述的，电刺激可称为是相对于正在执行感测的电极0和分段电极组2对称的。
[0088]
然而，如果电刺激器4正在通过分段电极组1和分段电极组2这两组递送电刺激，则电刺激可以是或可以不是相对于正在执行感测的电极0和电极3对称的。如果电刺激器正在通过分段电极组1或分段电极组2中的仅一组递送刺激，则电刺激相对于电极0和电极3可能不对称。
[0089]
图6是根据本公开的技术的具有配对电极的示例性引线的概念图。在一些示例中，图6的引线可以是分叉引线的一部分，诸如引线部分12a或12b(图1)。在其他示例中，图6的引线可以不是分叉引线。在该示例中，存在用于刺激的奇数个电极(或分段电极组)。引线110被描绘为具有感测电极112和感测电极120。在一些示例中，感测电极112和/或感测电极120可以是环形电极。在其他示例中，感测电极112和/或感测电极120可以是分段电极。另外还描绘了电极114、电极116和电极118。在该示例中，电极114、116和118用于刺激。在一些示例中，电极114、电极116和/或电极118是分段电极组。在一些示例中，电极114、电极116和/或电极118是环形电极。
[0090]
现在参考图6讨论对称的刺激的使用。例如，在深度脑刺激中，刺激信号可以比脑电活动高几个数量级。在一些情况下，刺激信号可以在一百万倍于脑电活动振幅的数量级。因此，尝试在感测电极112和感测电极120中的每个电极处感测刺激信号的相同伪影可能是
重要的。因此，(图1的)电刺激器4可以从所感测的信号中减去所感测的伪影，以确定对电刺激的响应。为了使得能够在感测电极112和感测电极120处感测刺激信号的相同伪影，电刺激器4可以对称的方式通过电极114、116和118递送刺激。
[0091]
在一些示例中，(图1的)电刺激器4可以按照如下方式通过引线110递送对称的刺激。电极114和电极118可以形成电极对122，因为它们分别是最接近感测电极112和最接近感测电极120的电极。由于在该示例中存在三个刺激电极，因此电极116不与另一个电极配对。电刺激器4可以通过电极116递送任何刺激。然而，在电极114和电极118是分段电极组以递送对称的刺激的一些示例中，电刺激器4可以在电极对122中的每个相应分段电极处递送具有相同振幅的电刺激。
[0092]
在一些示例中，可以存在附加电极对。这些配对电极可以位于与感测电极112和120相同距离或相同顺序的位置。在存在多于四个电极的示例中，如果存在用于刺激的奇数个电极，则相对于感测电极的最内或中心电极可以用于提供任何振幅的刺激。可以将递送刺激的更远处的电极基于其与中心电极(或感测电极)的接近程度进行配对。例如，与中心电极相邻的两个电极可以配对。每对电极可以如上定义的对称的方式递送刺激。然而，每对无需相对于任何其他对以对称的方式递送刺激。例如，与中心电极相邻的电极对可以各自递送总共7ma的电刺激，而与感测电极相邻的电极对可以各自递送不同于7ma的总刺激(例如，每个电极可以递送5ma或每个电极可以递送10ma)。
[0093]
图7是根据本公开的技术的具有配对电极的另一个示例性引线的概念图。在一些示例中，图7的引线可以是分叉引线的一部分，诸如引线部分12a或12b(图1)。在其他示例中，图7的引线可以不是分叉引线。在该示例中，引线130包括感测电极132和感测电极142。在一些示例中，感测电极132和/或感测电极142可以是环形电极。在其他示例中，感测电极132和/或感测电极142可以是分段电极组。另外还描绘了电极134、136、138和140。在该示例中，电极134、136、138和140用于刺激。在一些示例中，电极134、电极136、电极138和/或电极140是分段电极组。在一些示例中，电极134、电极136、电极138和/或电极140是环形电极。
[0094]
在图7的示例中，存在用于刺激的偶数个电极。在一些示例中，在存在多于四个电极并且存在用于刺激的偶数个电极的情况下，用于刺激的电极中的每个电极可以基于与感测电极的接近程度与另一个电极配对。例如，最接近一个感测电极的电极和最接近另一个感测电极的电极可以配对。例如，电极134最接近感测电极132，而电极140最接近感测电极142，因此电极134与电极140配对以形成电极对144。第二接近第一感测电极的电极和第二接近第二感测电极的电极也可以配对。例如，电极136可以与电极138配对。如果存在附加电极，则可以继续这样的配对。电刺激器4可以通过如上所述与电极对144中的另一个电极相对的电极对144中的每个电极递送对称的刺激。电刺激器4可以通过与电极对146中的另一个电极相对的电极对146中的每个电极递送对称的刺激。通过电极对144递送的刺激不需要是相对于电极对146对称的，但也可以是对称的。
[0095]
图8是示出根据本公开的对称刺激技术的流程图。装置4可以生成对称的电刺激信号(150)。例如，电刺激器4可以生成具有多个参数的对称的电刺激信号，诸如频率、振幅、脉冲宽度、占空比等。装置可以通过第一组分段电极和第二组分段电极向患者递送对称的电刺激信号(152)。例如，电刺激器4可以电耦合到(图4和图5的)分段引线100，并且可以通过分段电极组1和分段电极组2递送对称的电刺激信号。应当注意，这种对称的电刺激信号可
以通过分段电极1a-1c中的任一个分段电极或其任何组合和分段电极2a-2c中的任一个分段电极或其任何组合来递送。
[0096]
装置可以通过第一感测电极和第二感测电极感测对该对称的电刺激信号的响应(154)。例如，电刺激器4可以通过电极0和电极3感测对该对称的电刺激信号的响应。例如，电极0和电极3可以用于感测通道并且向电刺激器4提供所感测的响应。装置可以基于所感测的响应来调整该对称的电刺激信号的至少一个刺激参数(156)。例如，电刺激器4可以基于所感测的响应来调整频率、振幅、脉冲宽度、占空比和/或用于刺激的电极。
[0097]
在一些示例中，对称的电刺激信号包括通过第一组分段电极组中的第一分段电极和第二组分段电极组中的对应第一分段电极的第一振幅的电刺激、通过第一组分段电极中的第二分段电极和第二组分段电极中的对应第二分段电极的第二振幅的刺激以及通过第一组分段电极组中的第三分段电极和第二组分段电极组中的对应第三分段电极的第三振幅的刺激。在一些示例中，第一振幅、第二振幅或第三振幅中的至少一者是0。在一些示例中，第一组分段电极和第二组分段电极被配置为经由电流或电压中的一者递送电刺激。
[0098]
在一些示例中，对称的电刺激包括第一组分段电极中的每个分段电极的每个电刺激振幅对应于第二组分段电极中的一个分段电极的匹配电刺激振幅。在一些示例中，对称的电刺激包括第一组分段电极中的每个分段电极的总电刺激振幅等于第二组分段电极中的每个分段电极的总电刺激振幅。
[0099]
在一些示例中，第一组分段电极和第二组分段电极被配置为随时间推移通过不同的分段电极递送对称的刺激。例如，分段电极组1和分段电极组2可以被配置为随时间推移通过不同的分段电极递送对称的刺激，使得刺激围绕分段引线100的纵轴移动，如光在灯塔中绕圈移动。
[0100]
在一些示例中，引线可以包括第三组分段电极。例如，引线110可以包括电极116(图6)，该电极可以是第三组分段电极。在一些示例中，由第三组分段电极递送的电刺激可能与由第一组分段电极和第二组分段电极递送的对称的电刺激不对称。例如，电极116可以递送与由电极114和118递送的刺激不同的刺激(图6)。
[0101]
在一些示例中，引线还可以包括第四组分段电极。例如，引线130(图7)可以包括电极134、136、138和140，这些电极可以各自是一组分段电极。第三组分段电极和第四组分段电极可以被配置为向患者递送对称的电刺激。例如，电极136和138可以被配置为向患者递送对称的电刺激。同样，电极134和140可以被配置为向患者递送对称的电刺激。在一些示例中，第一组分段电极和第二组分段电极的对称的刺激可以不同于第三组分段电极和第四组分段电极的对称的刺激。例如，由电极对146递送的对称的刺激可以不同于由电极对144递送的对称的刺激。
[0102]
本公开中描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施。例如，这些技术的各个方面可以在一个或多个微处理器、dsp、asic、fpga或任何其他等效的集成或分立逻辑电路以及这些部件的任何组合实现，体现在编程器诸如医生或患者编程器中、刺激器中或其他设备中。术语“处理器”、“处理电路”或者“控制器”通常可指任何前述逻辑电路(单独或与其他逻辑电路组合)或任何其他等效电路(单独或与其他数字或模拟电路组合)。
[0103]
对于以软件实现的方面，归于本公开中描述的系统和设备的至少一些功能可以体
现为诸如ram、rom、nvram、eeprom、闪存、磁存储器、光学介质等计算机可读存储介质上的指令。可执行这些指令以支持本公开中描述的功能的一个或多个方面。
[0104]
本公开包括以下非限制性实施例。
[0105]
实施例1.一种系统，包括：引线，该引线包括：第一电极，该第一电极设置在第一层级处；第二电极，该第二电极设置在第二层级处；第一组分段电极，该第一组分段电极设置在第三层级处；和第二组分段电极，该第二组分段电极设置在第四层级处；和医疗装置，该医疗装置被配置为经由该第一电极、该第二电极、该第一组分段电极中的至少一个分段电极或该第二组分段电极中的至少一个分段电极中的至少一者向患者递送对称的电刺激，并且经由该第一电极、该第二电极、该第一组分段电极中的至少一个分段电极或该第二组分段电极中的至少一个分段电极中的至少两者感测对该对称的电刺激的响应。
[0106]
实施例2.根据实施例1所述的系统，其中该医疗装置被配置为经由该第二组分段电极中的至少一个分段电极递送该对称的电刺激并且经由该第一电极和该第一组分段电极感测对该对称的电刺激的该响应。
[0107]
实施例3.根据实施例1所述的系统，其中该医疗装置被配置为经由该第一组分段电极中的至少一个分段电极和该第二组分段电极中的至少一个分段电极递送该对称的电刺激，并且经由该第一组分段电极中的至少一个其他分段电极和该第二组分段电极中的至少一个其他分段电极感测对该对称的电刺激的该响应。
[0108]
实施例4.根据实施例1所述的系统，其中该医疗装置被配置为经由该第一组分段电极中的第一分段电极、该第二组分段电极中的第一分段电极、该第一电极或该第二电极中的至少两者递送该对称的电刺激，并且经由该第一组分段电极中的第二分段电极和该第二组分段电极中的第二分段电极感测对该对称的电刺激的该响应。
[0109]
实施例5.根据实施例1所述的系统，其中对称的电刺激包括通过该第一组分段电极中的第一分段电极和该第二组分段电极中的对应第一分段电极的第一振幅的电刺激、通过该第一组分段电极中的第二分段电极和该第二组分段电极中的对应第二分段电极的第二振幅的电刺激以及通过该第一组分段电极中的第三分段电极和该第二组分段电极中的对应第三分段电极的第三振幅的电刺激。
[0110]
实施例6.根据实施例5所述的系统，其中该第一振幅、该第二振幅或该第三振幅中的至少一者是0。
[0111]
实施例7.根据实施例1至6中任何组合所述的系统，其中该医疗装置被配置为经由电流或电压中的一者递送该对称的电刺激。
[0112]
实施例8.根据实施例1或实施例7所述的系统，其中对称的电刺激包括该第一组分段电极中的每个分段电极的每个电刺激振幅对应于该第二组分段电极中的一个分段电极的匹配电刺激振幅。
[0113]
实施例9.根据实施例1或实施例7所述的系统，其中对称的电刺激包括该第一组分段电极中的每个分段电极的总电刺激振幅等于该第二组分段电极中的每个分段电极的总电刺激振幅。
[0114]
实施例10.根据实施例1或实施例5至9中任一项所述的系统，其中该第一组分段电极和该第二组分段电极被配置为随时间推移经由不同的分段电极递送该对称的刺激。
[0115]
实施例11.根据实施例1或实施例5至10中任一项所述的系统，还包括第三组分段
电极，该第三组分段电极被配置为向该患者递送电刺激。
[0116]
实施例12.根据实施例11所述的系统，其中由该第三组分段电极递送的该电刺激与由该第一组分段电极和该第二组分段电极递送的该对称的电刺激不对称。
[0117]
实施例13.根据实施例11所述的系统，还包括第四组分段电极，其中该第三组分段电极和该第四组分段电极被配置为向该患者递送对称的电刺激。
[0118]
实施例14.根据实施例11所述的系统，其中该第一组分段电极和该第二组分段电极的该对称的刺激不同于该第三组分段电极和该第四组分段电极的该对称的刺激。
[0119]
实施例15.一种神经调制系统，包括：刺激发生器，该刺激发生器被配置为通过第一电极、第二电极、第一组分段电极中的至少一个分段电极或第二组分段电极中的至少一个分段电极中的至少一者递送对称的电刺激；感测通道，该感测通道被配置为通过该第一电极、该第二电极、该第一组分段电极中的至少一个其他分段电极或该第二组分段电极中的至少一个其他分段电极中的至少两者感测对该对称的电刺激的响应；和处理电路系统，该处理电路系统被配置为控制该刺激发生器递送该对称的电刺激；经由该感测通道确定对该刺激的响应；以及基于所感测的响应来调整该对称的电刺激的至少一个刺激参数。
[0120]
实施例16.根据实施例15所述的神经调制系统，其中该刺激发生器被配置为经由该第二组分段电极中的至少一个分段电极递送该对称的电刺激并且经由该第一电极和该第一组分段电极感测对该对称的电刺激的该响应。
[0121]
实施例17.根据实施例15所述的神经调制系统，其中该刺激发生器被配置为经由该第一组分段电极中的至少一个分段电极和该第二组分段电极中的至少一个分段电极递送该对称的电刺激，并且经由该第一组分段电极中的至少一个其他分段电极和该第二组分段电极中的至少一个其他分段电极感测对该对称的电刺激的该响应。
[0122]
实施例18.根据实施例15所述的神经调制系统，其中该刺激发生器被配置为经由该第一组分段电极中的第一分段电极、该第二组分段电极中的第一分段电极、该第一电极或该第二电极中的至少两者递送该对称的电刺激，并且经由该第一组分段电极中的第二分段电极和该第二组分段电极中的第二分段电极感测对该对称的电刺激的该响应。
[0123]
实施例19.根据实施例15所述的神经调制系统，其中对称的电刺激包括通过该第一组分段电极中的第一分段电极和该第二组分段电极中的对应第一分段电极的第一振幅的电刺激、通过该第一组分段电极中的第二分段电极和该第二组分段电极中的对应第二分段电极的第二振幅的电刺激以及通过该第一组分段电极中的第三分段电极和该第二组分段电极中的对应第三分段电极的第三振幅的电刺激。
[0124]
实施例20.根据实施例19所述的神经调制系统，其中该第一振幅、该第二振幅或该第三振幅中的至少一者是0。
[0125]
实施例21.根据实施例15至20中任何组合所述的神经调制系统，其中该刺激发生器被配置为经由电流或电压中的一者递送该对称的电刺激。
[0126]
实施例22.根据实施例15或实施例21所述的神经调制系统，其中对称的电刺激包括该第一组分段电极中的每个分段电极的每个电刺激振幅对应于该第二组分段电极中的一个分段电极的匹配电刺激振幅。
[0127]
实施例23.根据实施例15或实施例21所述的神经调制系统，其中对称的电刺激包括该第一组分段电极中的每个分段电极的总电刺激振幅等于该第二组分段电极中的每个
分段电极的总电刺激振幅。
[0128]
实施例24.根据实施例15或实施例19至23中任一项所述的神经调制系统，其中该第一组分段电极和该第二组分段电极被配置为随时间推移经由不同的分段电极递送该对称的刺激。
[0129]
实施例25.根据实施例15至24中任一项所述的神经调制系统，其中该自适应性神经调制系统包括自适应性深度脑刺激系统。
[0130]
实施例26.根据实施例15至25中任一项所述的神经调制系统，还包括：引线，其中该引线包括该第一组分段电极、该第二组分段电极、该第一感测电极和该第二感测电极。
[0131]
实施例27.一种提供神经调制的方法，包括：生成对称的电刺激信号；通过第一电极、第二电极、第一组分段电极中的至少一个分段电极或第二组分段电极中的至少一个分段电极中的至少一者向患者递送该对称的电刺激信号；通过该第一电极、该第二感测电极、第一组分段电极中的至少一个其他分段电极或第二组分段电极中的至少一个其他分段电极中的至少两者感测对该对称的电刺激信号的响应；以及基于所感测的响应来调整该对称的电刺激信号的至少一个刺激参数。
[0132]
实施例28.根据实施例27该的方法，其中经由该第二组分段电极中的至少一个分段电极递送该对称的电刺激，并且经由该第一电极和该第一组分段电极感测对该对称的电刺激的该响应。
[0133]
实施例29.根据实施例27所述的方法，其中经由该第一组分段电极中的至少一个分段电极和该第二组分段电极中的至少一个分段电极递送该对称的电刺激，并且经由该第一组分段电极中的至少一个其他分段电极和该第二组分段电极中的至少一个其他分段电极感测对该对称的电刺激的该响应。
[0134]
实施例30.根据实施例27所述的方法，其中经由该第一组分段电极中的第一分段电极、该第二组分段电极中的第一分段电极、该第一电极或该第二电极中的至少两者递送该对称的电刺激并且经由该第一组分段电极中的第二分段电极和该第二组分段电极中的第二分段电极感测对该对称的电刺激的该响应。
[0135]
实施例31.根据实施例27所述的方法，其中对称的电刺激信号包括通过该第一组分段电极中的第一分段电极和该第二组分段电极中的对应第一分段电极的第一振幅的电刺激、通过该第一组分段电极中的第二分段电极和该第二组分段电极中的对应第二分段电极的第二振幅的电刺激以及通过该第一组分段电极中的第三分段电极和该第二组分段电极中的对应第三分段电极的第三振幅的电刺激。
[0136]
实施例32.根据实施例31所述的方法，其中该第一振幅、该第二振幅或该第三振幅中的至少一者是0。
[0137]
实施例33.根据实施例27至32中任何组合所述的方法，其中经由电流或电压中的一者递送该对称的电刺激。
[0138]
实施例34.根据实施例27或实施例33所述的方法，其中对称的电刺激包括该第一组分段电极中的每个分段电极的每个电刺激振幅对应于该第二组分段电极中的一个分段电极的匹配电刺激振幅。
[0139]
实施例35.根据实施例27或实施例33所述的方法，其中对称的电刺激包括该第一组分段电极中的每个分段电极的总电刺激振幅等于该第二组分段电极中的每个分段电极
的总电刺激振幅。
[0140]
实施例36.根据实施例27或实施例31至35中任一项所述的方法，其中该第一组分段电极和该第二组分段电极被配置为随时间推移通过不同的分段电极递送该对称的刺激。
[0141]
实施例37.一种非暂态存储介质，该非暂态存储介质存储指令，这些指令在被执行时使得处理电路：控制刺激发生器生成对称的电刺激信号；控制该刺激发生器通过第一电极、第二电极、第一组分段电极中的至少一个分段电极或第二组分段电极中的至少一个分段电极中的至少一者向患者递送该对称的电刺激信号；通过该第一电极、该第二电极、该第一组分段电极中的至少一个其他分段电极或该第二组分段电极中的至少一个其他分段电极中的至少两者感测对该对称的电刺激信号的响应；以及控制该刺激发生器基于所感测的响应来调整该对称的电刺激信号的至少一个刺激参数。
[0142]
已经描述了本公开的各个方面。这些和其他方面在以下权利要求书的范围内。