CN105722549A - 用于调节神经调制设备中的顺从电压的***和方法 - Google Patents

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Abstract

一种治疗性神经调制***，其被配置成向患者提供治疗。所述治疗性神经调制***包含：多个电端子，其被配置成分别耦接到植入组织的多个电极；模拟输出电路，其被配置成根据包括定义的电流值的一组调制参数在所述多个电端子之间传送治疗电能；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；以及控制/处理电路，其被配置成在顺从电压调节间隔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来自动执行顺从电压校准过程。所述控制/处理电路还可被配置成在顺从电压校准过程中自动调节顺从电压调节间隔和顺从电压余量中的至少一个。

Description

用于调节神经调制设备中的顺从电压的***和方法
技术领域
本发明涉及组织调制***，更具体地，涉及可编程神经调制***。
背景技术
可植入式神经调制***已被证明是对多种疾病和不适有疗效。心脏起搏器和可植入式心脏除颤器(ICD)已被证明对治疗一些心脏疾病(如心律失常)非常有效。脊髓调制(SCS)***早已被接受为被配置成治疗慢性疼痛综合症的治疗方式，且组织调制的应用已开始扩展至额外的应用，如心绞痛和失禁。深部脑调制(DBS)已被被配置成治疗难治性慢性疼痛综合征超过十几年，且DBS最近也被应用至额外的区域，如运动障碍和癫痫。进一步地，在最近的调查中，外周神经调制(PNS)***已被证明对慢性疼痛综合征和失禁的治疗具有疗效，且一些额外的应用目前也在进行调查。此外，功能性电调制(FES)***已被应被配置成恢复脊髓损伤患者的瘫痪四肢的一些功能。
这些可植入式神经调制***通常包括被植入在所期望刺激部位的至少一个神经调制引线以及从远离刺激部位被植入、但却被直接耦接至神经调制引线或经由一个或多个引线延伸部被间接耦接至神经调制引线的神经调制设备，例如，可植入脉冲发生器(IPG)。因此，可以将电脉冲从神经调制设备传送到神经调制引线所携带的电极以根据一组调制参数来调制大量组织并且向患者提供预期的有效治疗。所述神经调制***可进一步包含手持式遥控器(RC)以远程指示神经调制器根据选择的调制参数生成电调制脉冲。RC本身可由照顾患者的技师，例如，通过使用临床医生编程器(CP)，以安装于其上的编程软件包进行编程，其中临床医生编程器(CP)通常包括通用计算机，例如，膝上型电脑。
可以将电刺激能量以脉冲电波形的形式从神经刺激器传送到电极。因此，刺激能量可以可控地被传送到电极，以刺激神经组织。用于传送电脉冲到目标组织的电极的构造构成电极构造，这些电极能够被选择性地编程以用作阳极(正的)、阴极(负的)或者不用(零)。换言之，电极组合表示极性为正、负或者零。可以被控制或者变化的其它参数包括通过电极阵列提供的电脉冲的振幅、持续时间和速度。每个电极组合连同电脉冲参数可以称为“调制参数集”。
针对一些相关领域的神经刺激***，且尤其是具有独立受控的电流源或者电压源的那些，电极(包括神经刺激器用作电极的情况)之间的治疗电流的分布可以被改变，使得电流经由大量不同电极配置来提供。在不同配置中，电极可以以正电流或者电压和负电流或电压的不同相对百分比来提供电流或者电压，以创建不同电流分布(即细分的电极配置)。
与本发明更为相关的是，一种神经调制设备可包括一个或多个电流源/宿，其被配置成向/从电极供应/接收治疗电流。例如，如图1所示，将描述基本输出电流源1和用于向一般以负载电阻R来举例说明的组织递送电能的对应的输出电流宿2。输出电流源1包括电流发生器3、数字-模拟电路(DAC)4和选择晶体管5。同样地，输出电流宿2包括电流发生器6、DAC7和选择晶体管8。
电流发生器3、6中的每一个包括晶体管M1、M3，其各自被配置成产生参考电流Iref。DAC4、7中的每一个被配置成使用并联数量N的晶体管M2、M4对参考电流Iref进行按比例缩放。应理解，晶体管M1/M3和晶体管M2/M4中的每一个可被看作电流镜。输出电流源1中的晶体管M1、M3为P型晶体管，因此，DAC4可被看作PDAC，并且类似地，输出电流源1可被看作PDAC电路。相反，输出电流宿2中的晶体管M2、M4为N型晶体管，因此，DAC7可被看作NDAC，并且类似地，输出电流宿2可被看作NDAC电路。无需对晶体管物理学进行全面论述，本领域的技术人员将认识到这种极性的晶体管的使用是明智的，假定输出电流源1将连接到正电压(V+，本文称为“顺从电压”)，而输出电流宿2将连接到更负电压，例如，接地。如本文所使用，“接地电压”应被理解为关于顺从电压的任何参考电压。
选择晶体管5、8中的每一个响应于数字信号的输入而选择各个DAC4、7中将被激活的输出级M2、M4的数量。因此，DAC4可以以选择的数字j对参考电流Iref进行按比例缩放以向电极Ex发起等于j*Iref的输出电流Iout，并且DAC7可以以选择的数字k对选择晶体管5进行按比例缩放以从电极Ey接收等于k*Iref的输入电流Iin。因此，输出电流源1和输出电流宿2通常通过选择晶体管5、8是数字可控制的以分别生成输出电流Iout和输入电流Iin。若电极Ex、Ey为神经刺激器所使用的唯一电极，则Ex处的电流Iout将等于Ey处的电流Iin。然而，典型地，可使用两个以上电极，在此情况下，被发起至特定电极的输出电流可不等于被接收入另一电极的输出电流。在任何情况下，以任何数量的电极而发起的输出电流Iout之和将等于被接收到任何数量的电极的输入电流Iin之和。
如刚刚提到，神经调制器通常以若干电极来运行，并且可对各种电流源和电流宿进行控制以向任意特定电极发起或接收电流，其对治疗特定患者是有效的。可将不同的输出源/宿架构用于神经调制设备。例如，可将各个电极耦接到专用PDAC/NDAC电路，其允许电极作为电流源或电流宿运行，如美国专利6,181,996中所描述。作为另一实例，可通过低阻抗开关矩阵将PDAC/NDAC电路选择性地耦接到任何电极，如美国专利6,516,227中所描述。作为又一实例，不是使用服务于各种电极的离散PDAC和NDAC块，而是有效地分布PDAC和NDAC电路，使得大量电流镜中的任何一个可耦接到电极中的任何一个，如美国专利8,606,362中所描述。
不管使用的电流源/宿架构，通常均具有类似的电流输出路径特征。即，回头参看图1，各个架构中的电流输出路径最少包含电流源输出晶体管(或多个晶体管，若为实现电流增益而并联)3、用于控制电流源晶体管3的流动的选择晶体管5、负载电阻R、电流宿晶体管(或多个晶体管，若为实现电流增益而并联)6以及用于控制电流宿晶体管6的流动的选择晶体管7。这些元件中的每一个具有一些电阻，因此当电流流经负载电阻R时，顺从电压V+的量将在这些元件上下降。具体地，顺从电压V+将等于VDS1+VR+VDS2，其中VDS1为电流源晶体管3和选择晶体管4上的漏-源电压降，而VDS2为电流宿晶体管6和选择晶体管7上的漏-源电压降，并且VR等于负载电阻R上的电压降。
应理解，M1/M3和M2/M4电流镜要求晶体管M1和M2以饱和模式运行，使得晶体管的通道处于“夹断”(pinchoff)，如图2所示。当处于饱和模式时，输出电流Iout与晶体管M1或M2的栅电压成比例，但是非取决于第一阶漏电压。然而，为了使晶体管M1和M2保持饱和模式，对于各个晶体管，必须满足特定的漏-源电压VDS。
在图1的输出电流电路的上下文中，此意为电路可在顺从电压V+的范围内适当地运行。例如，假设患者的适当治疗建议应在电极Ex和Ey之间流过Iout＝5mA的电流。进一步假设负载电阻R等于800欧姆。当5mA的电流流经负载电阻R时，在电阻负载R上将建立电压VR＝4V(V＝I*R)。进一步假设为简单起见，当包括选择晶体管4、7的效应时，保持输出晶体管M1和M2处于饱和的最小漏-源电压等于1V。实际值可不同，但是为便于说明，选择为1V。为了提供此电流，将需要至少6V的最小顺从电压V+；若V+<6V，则电路将不能生成预期量的电流。
顺从电压V+可高于6V，同时仍可生成适当量的电流。例如，假设对于相同实例，顺从电压V+为8V。在此情况下，电路仍可提供5mA的电流，并且负载(其未变化)在该电流仍下降4V。此意为剩余的顺从电压必须在输出晶体管M1和M2及其关联的选择晶体管4、7上下降，例如2V，若源宿匹配的话。
然而，在本实例中以8V的顺从电压运行电路不是高效的。尽管在6V和8V下电路性能相同，即，两者均能够生成5mA的电流。在6V下，仅汲取30mW的功率(P＝I*V)，而在8V下，将汲取40mW的功率。换言之，在输出晶体管M1、M2及其选择晶体管4、7上不必要地下降10mW的功率。在要求通过电池或外部充电源供应能量源的可植入医学设备，例如IPG的环境中，此功率浪费是可惜的。因此，对不必要地消耗电池并导致IPG停止运行或不必要地要求患者更频繁地对电池再充电的电路运行进行最小化是重要的。
不幸地是，难以将顺从电压设计为最佳电平。取决于被激活的电极、有效治疗给定患者所要求的电流等级以及患者肉体的电阻，从功率守恒的优势得出的最佳顺从电压是可变的。像这样，已将每次用户改变编程电流振幅或电极组合时对顺从电压进行调节的机制设计入先前技术神经调制***。尽管在理论上可以较快的速率调节顺从电压(例如，每分钟)以补偿组织环境的潜在变化，由此确保电流源/宿电路持续适当地运行以响应于这些组织阻抗变化以被编程的振幅提供电流，但是顺从电压调节要求突发的高功率消耗，并且可消耗大量的能量。因此，执行过多的顺从电压调节将浪费能量。在极端情况下，持续的顺从电压调节不仅产生高***功率消耗，还阻止IPG执行其它任务。因而，将固定的顺从电压余量(例如，12％)建设到调节后的顺从电压中以确保在不必持续地进行顺从电压调节的情况下被传送的治疗不折衷。
当然，此顺从电压余量表示浪费的能量，并且若组织环境在一定时期内保持稳定，则顺从余量无需太大。此外，在一些治疗应用的设备场境中，例如SCS，相对于振幅和/或电极组合并因此的顺从电压在其处被调节的频率，组织阻抗的变化极为缓慢。因而，适度顺从电压余量，例如12％，将足以补偿顺从电压调节之间的组织阻抗变化。
然而，在例如DBS等其它治疗应用中，已发现组织(在DBS的情况下，脑组织)的阻抗在长期和短期均发生较大变化。尤其，存在来自动物试验和有限的人类试验大量的DBS阻抗数据集，其认为脑组织阻抗在长期和短期均倾向于显著变化。
例如，已表明，从神经调制引线测量的脑组织的组织阻抗在植入的最初四周快速增大(在此情况下，约40％)，在植入后接下来的八周逐渐减小(在此情况下，约-40％)，并且其后稳定，如图3所示。若顺从电压在植入后保持不变，则治疗将在植入后两周被显著妥协(在顺从性下)，直到阻抗随后降低到顺从电压为足够的等级为止。即使在此期间至少调整一次振幅和/或电极组合以及因此的顺从电压，由此至少部分地补偿阻抗的长期变化，当组织阻抗稳定时，可转化为较高顺从电压的顺从电压余量也将相对较大，由此不必要地浪费能量。
还表明，神经调制引线所测量的脑组织的组织阻抗在电能传送的最初十分钟内从基线水平快速增大峰值(在此情况下，约30％)，在电能传送的下一个十分钟内快速减小(在此情况下，约-30％)，在接下来的四十分钟内逐渐减小(在此情况下，约-15％)，并且其后稳定，如图4所示。因为在治疗的最初六十分钟内不太可能调整或不太可能至少以顺从电压调节能够有效补偿阻抗变化的速率调整振幅值或电极组合，所以在最初的二十分钟内(在组织阻抗快速增大到峰值期间以及在组织阻抗快速减小到基线水平期间)治疗将被显著妥协，并且对于余下的治疗会话(在组织阻抗从基线水平逐渐减小期间)将显著浪费能量。
从上文可理解，需要一种用于对设计用于传送恒定电流的神经调制设备的顺从电压进行有力地且有效地调节的改良技术。
发明内容
根据本发明的第一方面，提供一种治疗性神经调制***。所述神经调制***包含：多个电端子，其被配置成分别耦接到被植入在组织内的多个电极；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)的一组调制参数来在所述多个电端子之间传送治疗电能(例如，电脉冲串)；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***可选地包含：电池，其与所述电压调节器耦接。
在一个实施例中，所述模拟输出电路包含电流源和/或电流宿，其被配置成在所述电端子之间传送治疗电能。所述神经调制***可进一步包含分别耦接到所述多个电端子的多个耦合电容器，在此情况下，所述电流源和/或电流宿可被配置成通过所述电容器在所述多个电端子之间传送治疗电能。
所述神经调制***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且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自动执行顺从电压校准过程。当在不改变所述一组调制参数的情况下所述模拟输出电路在连续的治疗期内在所述多个电端子之间传送治疗电能时，可执行所述顺从电压校准过程。每次由模拟输出电路进行的电能的传送根据未改变的一组调制参数而被发起时，可发起所述顺从电压校准过程。
所述神经调制***可进一步包含监控电路，其被配置成测量模拟输出电路中的电压降(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。
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。
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。
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1天范围内的值调整到大于1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1％-2％范围内的值调整到小于1％的值。
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)。
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。
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。
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。
所述神经调制***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。
根据本发明的第二方面，一种神经调制***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***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。
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。
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
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：
图1是用于向组织负载电阻传送电流的治疗性神经调制***中所使用的先前技术电流源/宿电路的电路图；
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；
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；
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；
图5是根据本发明的一个实施例构造的DBS***的俯视图；
图6是图5的DBS***中使用的可植入脉冲发生器(IPG)和神经调制引线的轮廓图；
图7是与患者一起使用的图5的DBS***的俯视图；
图8是时序图，示出由图3的DBS***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；
图9是图6的IPG的内部组件的框图；
图10是框图，示出图9的IPG中使用的电流源/宿电路；以及
图11a-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
以下描述涉及一种深度脑刺激(DBS)***。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。
首先转向图5，一种示例性DBS***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RC16、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。
IPG14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，IPG14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。
ETM20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IPG14类似的脉冲生成电路的ETM20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。ETM20和IPG14之间的主要区别是ETM20是非植入式装置，其在植入了神经刺激引线12后并在植入IPG14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IPG14的任何功能可同样地关于ETS20而予以执行。
RC16可用于经由双向RF通信链路32而遥感控制ETM20。一旦植入IPG14和刺激引线12，RC16可用于经由双向RF通信链路32遥感控制IPG14。这种控制允许IPG14被打开或关闭以及使用不同刺激参数组进行编程。IPG14也可操作以修改被编程的刺激参数，从而主动地控制由IPG14输出的电调制能量的特征。如下文将更详细描述，CP18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IPG14和ETS20进行编程。
CP18可以经由IR通信链路36通过RC16与IPG14或ETS20间接通信来执行该功能。可替代地，CP18可以经由RF通信链路(未示出)与IPG14或ETS20直接通信。由CP18所提供的临床医生详细的刺激参数也可用于对RC16进行编程，从而可通过在独立模式(即，没有CP18的协助)中的RC16的操作而对刺激参数进行后续修改。
外部充电器22可为用于经由感应链路38对IPG14进行经皮充电的便携式装置。一旦IPG14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，IPG14就可以在没有RC16或者CP18存在的情况下起到被编程的作用。
为简洁起见，本文将不描述RC16、CP18、ETM20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。
参照图6，IPG14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。
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。
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。
如下文将更详细描述，IPG14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IPG14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)。IPG14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。
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IPG14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。
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。美国专利6,516,227和6,993,384中更全面地描述了对IPG的详细结构和功能进行论述的更多细节。
如图7所示，通过在患者44的颅骨48上形成的钻孔46(或替代地，两个相应钻孔)引入两个经皮神经刺激引线12，并以常规方式引入患者44的大脑49的实质，从而使电极26邻近目标组织区域，其刺激将治疗机能障碍(例如，腹外侧、苍白球内节、黑质网状部、底丘脑核或苍白球外节)。因此，可将刺激能量从电极26传送到目标组织区域以改变机能障碍的状况。由于在神经刺激引线12引出钻孔46的位置附近缺少空间，IPG14通常植入在或胸部或腹部中的外科手术制造袋中。当然，还可将IPG14植入患者身体的其它位置。引线延伸部24便于将IPG14定位在远离神经刺激引线12的引出点。
对本发明更重要的是，因为患者在DBS治疗中通常不会觉得感觉异常，若IPG14由于大脑组织阻抗的高度可变性而停止运行，用户可能不会注意到DBS治疗的中断。因此，为了确保IPG14以足够的顺从电压平稳运行以补偿变化的组织阻抗，DBS***10(图5所示)被配置成对顺从电压自动做出周期性调节，从而保持有效的组织神经调制而不会不必要地浪费能量。即，在用户发起顺从电压校准过程之后，无需任何用户干涉即可对顺从电压进行周期性调节。
顺从电压校准过程要求做出周期性自动顺从电压调节，直到IPG14被关闭或发起新的顺从电压校准过程为止。当与一组调制参数相关的电能被传送到组织时，发起顺从电压校准过程，并且只要与传送的电能相关的该组调制参数(例如，振幅、脉冲宽度、脉冲速率)发生变化，就重新发起。换言之，只要将具有新的一组调制参数的电能传送到组织(例如，只要打开IPG，或只要该组调制参数出现变化)，就发起顺从电压校准过程。
DBS***10被配置成在顺从电压调节间隔处进行周期性自动顺从电压调节。顺从电压调节间隔为两个连续的顺从电压调节之间的时间段。在各个顺从电压调节间隔之后，DBS***10被配置为以顺从电压余量的函数计算调节后的顺从电压。除了将编程电流传送到组织所必要的基线顺从电压之外，顺从电压余量还补偿了组织阻抗中的任何急剧变化。在各个顺从电压调节中，DBS***10将适当的计算出的顺从电压余量以以下方式并入调节后的顺从电压中：在下一个顺从电压调节前，该方式补偿短期(如图4所示)和长期(如图3所示)的组织阻抗的变化。
在一个实施例中，顺从电压余量可为IPG14生成的一个或多个电压降的百分比。例如，在优选实施例中，顺从电压余量可为组织电阻R(图1所示)上的组织电压降VR的百分比。在另一实例中，顺从电压余量可为模拟输出电路(下文将关于图11更详细地进行描述)的特定组件上的电压降的百分比。表面上，由于作为组织所展示的变化的阻抗的结果，组织电压降VR变化最为剧烈，所以将顺从电压余量计算为VR的百分比可证明是最为有效。在另一实施例中，顺从电压余量可简单地为固定的电压余量。
重要地是，DBS***10被配置成调节顺从电压余量和顺从电压调节间隔两者以在最小化不必要的功耗的同时反映组织阻抗的内在变化。
尤其，DBS***10被配置成在组织阻抗在短期(例如，图4中的组织调制开始后的最初20分钟)中快速波动的第一周期期间保持相对较高的顺从电压余量(例如，10％)，在组织阻抗在短期(例如，图4中的下一个40分钟)中以减小的速率变化的第二周期期间保持相对适中的顺从电压余量(例如，5％)，并且在组织阻抗在短期(例如，图4中1小时后)中以更为减小的速率变化的第三周期内(即，当组织阻抗稳定了时)，保持相对较低的顺从电压余量(例如，2％或3％)。
在类似的静脉中，DBS***10被配置成：保持相对较短的顺从电压调节间隔(例如，1分钟)，其间在组织阻抗在短期(例如，图4中的组织调制开始后的最初20分钟)内快速波动的第一周期期间进行顺从电压调节；保持相对适中的顺从电压调节间隔(例如，5分钟)，其间在组织阻抗短期(例如，图4中的下一个40分钟)内以减小的速率变化的第二周期内进行顺从电压调节；并且保持相对较长的顺从电压调节间隔(例如，4小时或24小时)，其间在组织阻抗短期(例如，图4中1小时后)以更为减小的速率变化的第三周期内，即，当组织阻抗稳定了时，进行顺从电压调节。
应理解，除上文论述的组织阻抗的短期趋势外，DBS***10进一步被配置成调节顺从电压余量和顺从电压调节间隔以补偿组织阻抗中的长期趋势。在植入后的最初4周，组织阻抗一直增大(如图3所示)，尽管与在传送电能的最初10分钟内观察到的组织阻抗的快速增大(如图4所示)相比处于非常低的速率。在最初4周后，组织阻抗稳固地减小，直到第15周，此后组织阻抗通常稳定。尽管组织阻抗的长期变化(如图3所示)仅出现在刚植入后的几个月，但是由IPG14的循环或调制参数的调节(如图4所示)所引起的组织阻抗的短期变化比组织阻抗的长期变化更为急剧。因此，DBS***10本质上补偿第一周期和第二周期期间的短期组织阻抗变化。然而，在第三周期中组织阻抗的长期变化可大于稳定的短期组织阻抗，因此，在第三周期内基于何时发起顺从电压校准过程(植入后的时间期间)对顺从电压余量和/或顺从电压调节进行不同方式的调节。
尤其，在第三周期中，在短期阻抗稳定了之后，DBS***10被配置成：当长期阻抗尚未完全稳定时(例如，图3中植入后的最初4周)保持相对较低的顺从电压余量(例如，3％)，并且当长期阻抗缓慢减小或已稳定了时(例如，图3中最初4周之后)保持最低顺从电压余量(例如，2％)。类似地，在第三周期中，在短期阻抗稳定了之后，DBS***10被配置成：当长期阻抗尚未完全稳定时(例如，图3中植入后的最初4周)保持相对长的顺从电压调节间隔(例如，4小时)，并且当长期阻抗缓慢减小或已稳定(例如，图3中最初4周之后)的第三周期期间保持很长的顺从电压调节间隔(例如，24小时)。
应理解，不管组织是否展示长期阻抗，在第一周期和第二周期内对顺从电压余量和/或顺从电压调节间隔的调节将相同。由于相对于短期阻抗变化，长期阻抗变化较慢并且发生在较长的时间间隔内，其影响仅反映在快速波动的短期阻抗的影响已减弱之后的第三周期内对顺从电压余量和/或顺从电压调节间隔的调节中。下文将论述调节顺从电压余量和/或顺从电压调节间隔的示例性技术。
在优选实施例中，DBS***10基于指示在顺从电压调节间隔处测量的组织阻抗的电参数数据而动态地调节顺从电压余量和/或顺从电压调节间隔。对与组织阻抗相关的电参数数据的测量允许一种用于追踪每个顺从电压调节间隔处的组织阻抗变化的手段，从而顺从电压余量和/或顺从电压调节间隔可被调节以更佳地适应组织阻抗变化的当前和已知状态。这允许精确的且有效的顺从电压调节，使得在测量的数据指示出组织阻抗的变化已充分减小的点处(并且在该点之前任何点均非如此)顺从电压余量仅减小和/或顺从电压调节间隔仅增大。
在示出的实施例中，DBS***10测量的电参数数据为组织电压降VR。尽管可类似地使用IPG14的特定组件上的其它电压降，如下文将更详细地论述，但是组织电压降VR为优选的电参数数据，这是因为组织电压降VR的变化最佳地映射组织阻抗的变化，如前文所论述。因此，为便于说明，下文的论述将集中于组织电压降VR。
为了确定组织阻抗变化得如何快，DBS***10被配置成计算在多个顺从电压调节间隔处测量的组织电压降VR的函数。在一个实施例中，计算出的组织电压降VR的函数可为在多个顺从电压调节间隔处测量的组织电压降VR的差。可在连续的顺从电压调节间隔处测量的组织电压降VR之间计算该差。例如，为了确定顺从电压校准过程的最初1小时内的短期阻抗变化率，DBS***10可计算在各个顺从电压调节间隔(例如，第一周期内的1分钟间隔或第二周期内的5分钟间隔)处测量的连续组织电压降VR的差。或者，可在任何两个特定顺从电压调节间隔处的组织电压降VR之间计算该差。例如，为了确定长期阻抗变化率，DBS***10可计算24小时间隔处的组织电压降VR的差，由此追踪从植入点开始的阻抗的日变化。
在另一实施例中，计算出的函数可为在多个顺从电压调节间隔处测量的组织电压降VR的差的平均值。使用在连续的顺从电压调节间隔(例如，最近的间隔)处的组织电压降VR之间的差的平均值可消除局外测量，并且被证明与使用单个差值相比是阻抗变化的更可靠的指示。例如，为了确定顺从电压校准过程的最初1小时内的短期阻抗变化率，DBS***10可计算连续测量的组织电压降VR之间的三个最近的差的平均值。类似地，为了确定用于在第三周期内进行顺从电压调节的长期阻抗变化率，DBS***10可计算组织电压降VR的三个最近的日测量的差的平均值。
将(在多个顺从电压调节间隔测量的)多个组织电压降VR的计算出的函数与一组阈值进行比较，其中每个阈值指示对应于适当的顺从电压余量和/或顺从电压调节间隔的阻抗变化率。典型地，该组阈值处于降序，使得最大阈值表示更快速变化的组织阻抗，而最小阈值表示稳定的组织阻抗。应理解，可存在指示短期阻抗变化率和长期阻抗变化率的独立的阈值。因此，可将计算出的在较短的连续顺从电压调节间隔测量的组织电压降VR(短期组织电压降VR)的函数与指示短期阻抗变化率的短期阈值组进行比较，从而为顺从电压校准过程的最初两个周期相应地调节顺从电压余量和/或顺从电压调节间隔。一旦短期阻抗稳定，则可将计算出的日测量的组织电压降VR(长期组织电压降VR)的函数与指示长期稳定阻抗的长期阈值进行比较，从而在顺从电压校准过程的第三周期内相应地调节顺从电压余量和/或顺从电压调节间隔。
当计算出的组织电压降VR的函数变为等于或低于阈值之一时，DBS***10自动调节对应于该阈值的顺从电压余量和/或顺从电压调节间隔。在随后的顺从电压调节间隔处的所述顺从电压余量和/或顺从电压调节间隔将保持在这个调节的顺从电压余量和/或此调节的顺从电压调节间隔处，直到计算出的函数满足或低于指示更稳定的阻抗的另一阈值。
尽管图3未示出，但是应理解，即使在组织阻抗于植入后数月稳定之后，由于未预见到的情况(例如，神经调制引线12的位置的改变、脑组织的未预见到的变化等)，其在后期可增大或减小或通常变得不稳定。在这种情况下，图3所示的长期阻抗曲线可在后期重复其本身，从而在第三周期内基于何时(在新的长期阻抗变化的过程中)发起顺从电压校准过程而再次以不同方式的调节顺从电压余量和/或顺从电压调节间隔。因此，作为长期阻抗增大的结果，若计算出的长期组织电压降VR的函数变为大于指示稳定阻抗的长期阈值，则DBS***10将顺从电压余量和/或顺从电压调节间隔相应地调整为适合长期不稳定阻抗的顺从电压余量和/或顺从电压调节间隔。
现参看图8，其示出基于短期和长期组织电压降VR两者而动态地调节顺从电压余量和顺从电压调节间隔两者的一个示例性实施例。在顺从电压校准过程的周期1(在1分钟的顺从电压调节间隔处做出10％的顺从电压余量调节)，短期组织电压降VR之间的差大于短期阈值1。当短期组织电压降VR之间的差满足或低于短期阈值1时，DBS***10自动从周期1切换到周期2。在周期2(在5分钟的顺从电压调节间隔处做出5％顺从电压余量调节)期间，短期组织电压降VR之间的差保持等于或小于短期阈值1，但是大于短期阈值2。当短期组织电压降VR之间的差满足或低于短期阈值2时，DBS***10基于组织阻抗的长期稳定性从周期2切换到周期3a或周期3b。
尤其，当短期组织电压降VR之间的差满足或低于短期阈值2、但是长期组织电压降VR之间的差大于长期阈值1时，DBS***10从周期2自动切换到周期3a。在周期3a(在4小时的顺从电压调节间隔处做出3％的顺从电压余量调节)期间，短期组织电压降VR之间的差保持等于或小于短期阈值2，并且长期组织电压降VR之间的差保持大于长期阈值1。
相反，当短期组织电压降VR之间的差满足或低于短期阈值2、并且长期组织电压降VR之间的差满足或低于长期阈值1时，DBS***10从周期2自动切换到周期3b。在周期3b(在24小时的顺从电压调节间隔处做出2％的顺从电压余量调节)期间，短期组织电压降VR之间的差保持等于或小于短期阈值2，并且长期组织电压降VR之间的差保持等于或小于长期阈值1。
在替代实施例中，不是基于在先前顺从电压调节中测量的电参数数据动态地调节顺从电压余量和/或顺从电压调节间隔，而是可基于预定的时间表自动调节顺从电压余量和/或顺从电压调节间隔。该预定的时间表可基于对先前患者执行的经验研究来设计。尽管本实施例可不像上述优选实施例那样紧随组织阻抗，但是其更具能量高效，这是因为能量未用于测量电参数数据中以确定何时调节顺从电压余量和/或顺从电压调节间隔。
例如，仍参照图8，为了补偿短期阻抗，而不是要求组织电压降VR的差在切换周期之前达到特定的阈值，DBS***10可在顺从电压校准过程的最初20分钟后从周期1自动切换到周期2。在经过另一40分钟之后，取决于神经调制引线12何时植入组织，DBS***10接着可从周期2自动切换到周期3a或周期3b。
为了补偿第三周期中的长期阻抗，在短期阻抗稳定之后，不是追踪阻抗的日变化以确定长期阻抗是否稳定，而是在植入后的预定时间(例如，5周)后，DBS***10可以不同的方式自动调节顺从电压余量和/或顺从电压调节间隔。例如，在植入后的最初5周中发起的顺从电压校准过程中，DBS***10可在周期2经过40分钟之后从周期2自动切换到周期3a。接着，保持周期3a，直到关闭IPG或者发起新的顺从电压校准过程为止。类似地，在植入后的最初5周之后的任何时间发起的顺从电压校准过程中，DBS***10可在周期2经过40分钟之后从周期2自动切换到周期3b。类似地，保持周期3b，直到关闭IPG或发起新的顺从电压校准过程为止。应理解，可由用户编程预定的时间表，或者可对其进行修改以更佳地适应长期和短期组织阻抗的变化。
尽管在前述实例中示出顺从电压余量和顺从电压调节间隔被一起调节，应理解，顺从电压余量和顺从电压间隔可彼此独立地进行调节。例如，若在组织阻抗稳固下降但是未完全稳定时(例如，图3中4-15周)发起顺从电压校准过程，顺从电压余量可从3％减小到2％，但是顺从电压调节间隔可保持为4小时。或者，在另一实例中，当组织阻抗在顺从电压校准过程的第二周期内(例如，图4中的20-60分钟)稳固地下降时，顺从电压余量可从5％减小到3％，但是顺从电压调节间隔可保持为5分钟。
接着转向图9，现将描述IPG14的主要内部组件。IPG14包括模拟输出电路50，其被配置成在数据总线54上的控制逻辑52的控制下根据定义的具有特定脉冲振幅、脉冲速率、脉冲宽度和脉冲形状的脉冲波形生成电刺激能量。通过计时器逻辑电路56促进对电波形的脉冲速率和脉冲宽度的控制，其中计时器逻辑电路56可具有适当的分辨率，例如，10μs。将模拟输出电路50生成的电刺激能量输出到对应于电极E1-E16和Ecase的电端子58。
模拟输出电路50可包含一个或多个独立控制的电源，其呈电流源和/或电流宿的形式，用于向电极26或从电极26提供指定且已知安培数的刺激脉冲，或者呈电压源和/或电压宿的形式，用于向电极26提供指定且已知电压的刺激脉冲。所述电流(或电压)源或宿包括恒流(或恒压)源以及相关的模拟开关以生成电脉冲串。
例如，在示出的实施例中，模拟输出电路50包含用于以指定且已知安培数在电端子58之间传送电刺激能量的多个独立的电流源/宿对60。每个对60包括：电流源62，其充当正(+)或阳极电流源(例如，PDAC)；以及电流宿64，其充当负(-)或阴极电流宿(例如，NDAC)。将每各个对60的阳极电流源62和阴极电流宿64的输出连接到公共节点66。
本质上，每个电流源/宿对60呈其极性可切换的可重构电流源的形式。即，通过激活阳极电流源62并停用阴极电流宿64，可将电流源/宿对60配置成阳极电流源，而通过停用阳极电流源62激活阴极电流宿64，可将电流源/宿对60配置成阴极电流宿。例如，电流源62和电流宿64可呈图1所示的电流源1和电流宿2的形式。
模拟输出电路50进一步包含：低阻抗开关矩阵68，其中每个电流源/宿对60的公共节点66通过低阻抗开关矩阵68连接到任何电端子58；以及电容器70，其耦接在每个电极26和开关矩阵68之间。因此，例如，可对第一阳极电流源62(+I1)进行编程以产生具有+4mA的峰值振幅的脉冲(以指定速率并用于指定宽度)，并对第二阴极电流宿64(-l2)进行同步编程以类似地产生具有-4mA的峰值振幅的脉冲(以相同的速率和脉冲宽度)，接着，将阳极电流源62(+I1)的节点66连接到对应于电极E3的电端子68，并将阴极电流宿64(-I2)的节点66连接到对应于电极E1的电端子68。
因此，可看出，可对每个可编程电端子58进行编程以使其具有正(源电流)、负(宿电流)或关闭(无电流)极性。此外，可将传输到或来自给定电极的电流脉冲的振幅编程为IPG14的输出电压/电流要求内的若干离散电流电平之一，例如，以100μA为阶梯介于0到10mA之间。此外，在一个实施例中，一组电端子58的总电流输出可达到±20mA(分布在该组所包括的电极之间。而且，电流脉冲的脉冲宽度优选为以合宜递增可调，例如，以10微秒(μs)的合宜递增从0调整到1毫秒(ms)。类似地，脉冲速率优选为在容许极限内可调，例如从0到5000脉冲每秒(pps)。其它可编程特征可以包括：慢启动/结束坡、爆发调制循环(X时间开始，Y时间关闭)、中间相(例如两相能量的第一相和第二相之间的持续时间)以及开环或闭环感测模式。而且，要明白，电端子58中的每一个可以在多极模式下操作，例如，在两个或者多个电端子同时分组成源/宿电流之处。替代地，各个电端子58可以在单极模式下操作，在单极模式中，例如电端子58被配置成阴极(负)，且IPG14的外壳被被配置成阳极(正)。
可理解，可以给电端子58分配振幅且包括有多达k个可能组中的任一个，其中k为与通道的数量对应的整数，并且在一个实施例中等于4，并且每个通道k具有定义的脉冲振幅、脉冲宽度、脉冲速率和脉冲形状。因此，每个通道识别选择哪些电端子58(由此电极)来同步地传输源电流或宿电流、这些电端子中的每一个上的脉冲振幅、和脉冲宽度、脉冲速率和脉冲形状。同时被生成以用于创建组合电脉冲串的单个电脉冲串可分别在k个通道中传送。通道上的电极的振幅和极性可改变，例如，由RC16控制。CP18中的外部编程软件通常用于设置包括给定通道的电极的电极极性、振幅、脉冲速率和脉冲宽度等其它可能可编程特征的刺激参数。
美国专利6,181,996中描述了对此类型的电流源构造进行论述的更多细节。当然，可替代地使用其它类型的电流源构造，例如美国专利6,516,227中所描述的专用电流源构造，或美国专利申请案11/177,503中所描述的分布式电流源构造。
IPG14还包括监控电路72，其用于监视整个IPG14的各个节点或者其他节点74的状态，例如电源电压、温度、电池电压等。特别地，电极26紧密地适合在脊柱的硬膜外腔内，并且因为该组织是导电的，所以可以在电极26之间获得电测量结果。因此，监控电路72被配置为获得这种电测量结果(例如电流输出幅度、电极阻抗、场电势、诱发的动作电势等)以用于执行这些功能如检测电极26和调制输出电路50之间的故障条件，确定电极26和组织之间的耦接效果，促进引线迁移检测等。对本发明更重要的是，监控电路72被配置成测量所有电流源62、电流宿64和电容器C1-C16上的电压降。
IPG14还包括处理电路，其采用微控制器(μC)76的形式，该微控制器通过数据总线78控制控制逻辑52，并且经由数据总线80从监控电路72获得状态数据。IPG14额外地控制计时器逻辑56和开关矩阵68。IPG14还包括耦接到微控制器76的存储器82以及振荡器和时钟电路84。结合存储器82以及振荡器和时钟电路84，微控制器76因此包括微处理器***，其根据在存储器82中存储的合适的程序执行程序功能。替代地，对于一些应用，微处理器***提供的功能可通过合适的状态机予以执行。存储器82还存储阈值，以及可选地顺从电压调节时间表，如上文关于顺从电压调节间隔和顺从电压余量的调节所论述的那样。
因此，微控制器76生成必要的控制和状态信号，其允许微控制器76根据所选的操作程序和刺激参数来控制IPG14的操作。在控制IPG14的操作过程中，微控制器76能够使用调制输出电路50，结合控制逻辑52和定时器逻辑56而在电极26处单独生成独立电脉冲串，由此激活选定的电极26，包括单极壳电极。根据在存储器82内存储的刺激参数，微控制器76可以控制极性、振幅、速率、脉冲宽度和通过其提供电流刺激脉冲的通道。微控制器76还促进存储器82内的、由监控电路72测量的电参数数据(或者其它参数数据)的存储，并且还提供用以分析从监控电路72获得原始电参数数据且从这些原始电参数数据计算数值所需要的任何计算能力。对本发明更重要的是，微控制器76能够根据上文论述的顺从电压校准来调节供应给模拟输出电路50的顺从电压。
IPG14还包括：交流(AC)接收线圈86，其用于从RC16和/或CP18(如图5所示)以适当的调制载波信号接收编程数据(例如操作程序和/或刺激参数)；以及充电及正向遥测电路88，其用于解调其通过AC接收线圈86接收到的载波信号以恢复编程数据，该编程数据随后被存储在存储器82内或者在分布于整个IPG14中的其它存储器元件(未示出)内。
IPG14还包括反向遥测电路90和交流(AC)传输线圈92，其用于将通过监控电路72感测到的信息数据发送到RC16和/或CP18。IPG14的反向遥测特征也允许对其状态进行检查。例如，当RC16和/或CP18发起与IPG14的编程会话时，可以对电池的容量进行遥测，从而外部编程器可以计算要进行再充电的估计时间。通过反向遥测确认对电流刺激参数的任何改变，由此保证这些改变已被正确地接收并在植入***中实现。而且，在通过RC16和/或CP18进行询问之后，在IPG14中存储的所有可编程设置可以被上传至RC16和/或CP18。反向遥测特征允许在存储器82中之前存储的原始或者处理的电参数数据(或者其它参数数据)从IPG14下载到RC16和/或CP18。
IPG14还包括可再充电电源94和用于将操作电力提供至IPG14的电源电路96。例如，可再充电电源94可以包括锂离子或者锂离子聚合物电池。可再充电电池94将未调节电压提供至电源电路96。电源电路96继而生成各种电压98，根据位于IPG14中的各种电路所需，其中的一些被调节并且其中的一些未被调节。重要地是，电源电路96包括向模拟输出电路50供应顺从电压的电压调节器(下文将更详细地论述)。可再充电电源94可以使用由AC接收线圈86接收的整流的AC电源(或通过其他方式，例如也被称为“倒相器电路”的AC至DC转换器电路，从AC电源转换而来的DC电源)来再充电。为了对电源94进行再充电，生成AC磁场的外部充电器22(在图1中示出)被置于靠着或者以其他方式邻近在植入的IPG14上方的患者皮肤处。由外部充电器发射的AC磁场在AC接收线圈86中感应AC电流。充电和正向遥测电路88对AC电流进行整流以产生DC电流，其用于对电源94进行充电。虽然AC接收线圈86被描述为用于无线地接收通信(例如：编程和控制数据)并且从外部装置对能量进行充电，但应明白的是，AC接收线圈86可以被布置成专用充电线圈，而另一个线圈可以用于双向遥测。
应当注意的是，图9的示意图旨在功能性的而非旨在限制性的。给定本文中呈现的描述，本领域的技术人员应当能够容易使用大量类型的IPG电路或者等效电路，其执行指出的且描述的功能，这些功能包括：不仅在选定的电极组上产生刺激电流或者电压、而且在激活的电极或者非激活的电极处测量电参数数据的能力。
可以在美国专利6,516,227、美国专利公开2003/0139781以及美国专利7,539,538中找到有关上述和其它IPG的额外细节。应当注意的是，***10可替代地利用连接到引线12的可植入式接收器-刺激器(未示出)而非IPG。在这种情况下，用于向植入的接收器提供动力的电源例如电池以及用于命令接收器-刺激器的控制电路将被包含在经由电磁链路被感应地耦接至接收器-刺激器的外部控制器中。数据/电力信号通过在置于植入的接收器-刺激器上方的电缆连接的传输线圈而经皮耦接。植入的接收器-刺激器接收信号并且根据控制信号来产生刺激。
通过所理解的IPG14的基本构造，现将参照图10论述供应给模拟输出电路50的顺从电压V+的调节所涉及的特定电路。如图所示，创建一电路，其包括顺从电压V+,电流源62、电流宿64、一个或多个电极Ex、对应于电极Ex的电容器Cx、一个或多个电极Ey、对应于电极Ey的电容器Cy和组织的负载电阻Rx。由于电流Iout的流动，分别在电流源62和耦合电容器Cx上生成电压降Vx和Vcx。类似地，由于电流Iin的流动，分别在电流宿64和耦合电容器Cy上生成电压降Vy和Vcy。由于电流Iout、Iin的流动，结合由其它有源电流源62/电流宿64生成的任何电流，在组织电阻R上生成电压降VR。当然，若仅一个电流源62和仅一个电流宿64是活动的，Iout将等于Iin，因此，组织电阻R上的整个电压降VR将由电流Iout/Iin产生。
如上文所提及，可将顺从电压V+设定为各种值，而仍展示令人满意的电流源/宿性能。因此，可由从最小值(低于该最小值，电流将太低)变化到电源电路96的电压调节器能够提供的任何最大值的顺从电压V+对组织的刺激中所涉及的电流源进行供电。在此范围内，可提供特殊的医疗制度所期望的刺激电流。然而，如前述，尽管顺从电压V+可在值的范围内变化同时展示令人满意的电压，但是若顺从电压V+设定为太高的值，功率将被不必要地损失。
为此，监控电路72测量在对电刺激电流进行宿和源中所涉及的(至少)电流源62和电流宿64的输出上的电压。在示出的实施例中，监控电路72包含顺从电压感测控制电路102、开关矩阵104和至少一个电压传感器106。与电极26相关的线路108流入开关矩阵104中。在图10所示的给定构造中，多个电流源62或多个电流宿64可对特殊的电极处的电流做出贡献。然而，为便于说明，仅示出和描述一个电流源60和一个电流宿62。
给定其分接点，线路108上所存在的电压指示电流源60和电流宿64的输出电压，因此可用于感测这些组件的输出电压。一个或多个电极Ex处的电流源62上的输出电压等于在线路LV+处测量的顺从电压V+和在线路Lx处测量的电压之间的差。电极Ey处的电流宿64上的输出电压等于在线路Ly处测量的电压和在接地LGND处测量的电压之间的差。将线路108上的电压提供给开关矩阵104。如上文所提及，尽管仅为图10中的各个图示示出四个线路108，但是取决于所存在的电极26的数量，可存在更多的线路。使用开关矩阵104来选择一个线路108上的电压并将其作为L1或L2呈现给电压传感器106，或者选择两个线路108上的两个电压并将其作为L1和L2呈现给电压传感器106，以用于电压传感器106进行的电压差计算。如可看出，电流源62、电流宿64、开关矩阵104和电压传感器106均由顺从电压感测控制电路102通过总线112、114和116进行控制。
最后，顺从电压感测电路102从微控制器76接收控制信号，其告知监控电路72各种测量何时且如何被制得满足上述顺从电压调节校准过程。电压传感器106向包含模拟-数字(A/D)接口110的微控制器76输出模拟输出电压“Out”。此允许微控制器76理解并对输出电压Out进行数字处理以确定电流源62或电流宿64上的感测到的电压降。
美国专利8,175,719中论述了图10所示的监控电路72的更多细节。基于在时间段上确定的基线顺从电压，微控制器76可以上述方式调节顺从电压、顺从电压余量和/或顺从电压感测间隔。
在知晓这些感测电压的情况下，微控制器76可根据顺从电压调节校准过程向电压调节器118(即，对顺从电压V+进行最终调节的电路)发送控制信号。
在示出的实施例中，微控制器76基于与所选的一个电流源62相关的电极Ex和与所选的一个电流宿64相关的电极Ey之间的组织上的电压降计算调节后的顺从电压。优选地，所选的电流源62和电流宿64为最坏情况下的电流源62和电流宿64(即，相对于其它有功电流源62具有最低电压降的有功电流源62，和相对于其它有功电流宿64具有最低电压降的有功电流宿64)。因而，可确保调节后的顺从电压足以用于所有的电流源62/电流宿64。
通过计算已知顺从电压V+与在电流源62和电流宿64上的测得的电压降Vx、Vy和耦合电容器Cx、Cy上的已知电压降Vcx、Vcy(其可使用欧姆定律从已知电流Iout、Iin和电容器Cx、Cy的值获得)的和之间的差，微控制器76可确定组织电阻R上的电压降VR。即，VR＝V+-(Vx+Vy+Vcx+Vcy)。知道了组织电阻R上的电压降VR，微控制器76随后可以以组织电阻R上的电压降VR、电流源62和电流宿64的期望运行电压、耦合电容器Cx、Cy上的预期电压降Vcx、Vcy和顺从电压余量的函数计算调节后的顺从电压。
若顺从电压余量采用百分比的形式，则微控制器76可通过计算VR和顺从电压余量的乘积，并且随后以此乘积、组织电压降VR、电容器电压Vcx、Vcy和电流源62和电流宿64的期望运行电压之和计算调节后的顺从电压以达到调节后的顺从电压V+，而将顺从电压余量应用于组织电阻R上的电压降VR。若顺从电压余量采用绝对值的形式，则微控制器76仅以顺从电压余量、组织电压降VR、电容器电压Vcx、Vcy和电流源62和电流宿64的期望运行电压之和计算调节后的顺从电压。
在替代实施例中，微控制器76通过指引电压调节器118递增地减小顺从电压直到在电流源62和电流宿64上测得的电压降满足阈值为止，来确定基线顺从电压。在示出的实施例中，顺从电压从最大值减小，并且所述阈值为电流源62和电流宿64的运行电压(例如饱和电压)之和。美国专利8,175,719中描述了此替代技术。
如上文所论述，微控制器76还被配置成调节顺从电压调节间隔和顺从电压余量。这两个参数可被一致调节或彼此独立地调节。如上文简要地论述，通过将图10所示的电路的元件上的电压降的函数(例如，在两个连续的顺从电压调节间隔确定的两个电压降之间的差，或多个连续的电压调节间隔之间确定的电压降差的平均值)与存储在存储器82中的一个或多个阈值进行比较，微控制器76可调节顺从电压调节间隔和顺从电压余量中的任一者或两者。在优选实施例中，指示出顺从电压调节间隔和顺从电压余量的调节的电压降为组织电阻R上的电压降VR，这是因为电压降VR可与组织的阻抗变化更为直接关联，因此可提供对何时应调节顺从电压调节间隔和顺从电压余量的更精确的指示。因而，这些调节所基于的电压降优选为组织电压VR。当然，这些调节所基于的电压降可为顺从电压V+，其将表示用于调节顺从电压调节间隔和顺从电压余量的更为保守的方法。
现转向图11，将描述使用DBS***10对顺从电压自动进行周期性调节的示例性方法300。为了进行说明，下文论述的顺从电压校准过程的特定参数将回头参照图8中的参数。首先，发起顺从电压校准过程(步骤302)。如前述，只要打开IPG14或者将具有新的一组调制参数的电能传送到组织，就发起顺从电压校准过程。
接着，DBS***10在顺从电压校准过程开始时测量由传送的电能引起的组织电阻R上的组织电压降VR(步骤304)。
接着，DBS***10基于典型用于周期1的高顺从电压余量而调节顺从电压(步骤306)。如前述，DBS***10以传送编程电能所必需的基线顺从电压之上的顺从电压余量的函数调节顺从电压。
接着，在经过与周期1相关的短顺从电压调节间隔(例如，1分钟)之后，DBS***10再次测量短期组织电压降VR(步骤308)。如上文所论述，在示出的实施例中，短期组织电压降VR表示表示各个顺从电压调节间隔之后测量的组织电压降VR。
接着，为了确定短期阻抗的变化有多块，DBS***10计算短期组织电压降VR的函数(步骤310)。如前述，计算出的函数可为两个连续测量的组织电压降VR之间的差或最近测量的连续组织电压降VR之间的差的平均值。
接着，DBS***10将计算出的短期组织电压降VR的函数与短期阈值1进行比较(步骤312)。若计算出的函数大于短期阈值1(步骤314)，则DBS***10返回到基于与周期1相关的高顺从电压余量调节顺从电压(步骤306)。
若计算出的短期组织电压降VR的函数等于或小于短期阈值1(步骤314)，则DBS***10基于典型用于周期2的适中的顺从电压余量(例如，5％)调节顺从电压(步骤316)。接着，类似于用于周期1的上述步骤，在经过与周期2相关的适中的顺从电压调节间隔(例如，5分钟)之后，DBS***10测量短期组织电压降VR(步骤318)，并且计算短期组织电压降VR的函数(步骤320)。接着，DBS***10将计算出的短期组织电压降VR的函数与该一组短期阈值的短期阈值2进行比较(步骤322)。
再次，类似于用于周期1的上述步骤，若计算出的短期组织电压降VR的函数大于短期阈值2(步骤324)，则DBS***10返回到基于与周期2相关的适中的顺从电压余量调节顺从电压(步骤316)。
若计算出的短期组织电压降VR的函数等于或小于短期阈值2(步骤326)，则DBS***10计算长期组织电压降VR的函数。如前述，在示出的实施例中，长期组织电压降表示从植入点开始日测量的组织电压降VR，以追踪组织阻抗的长期变化。与短期组织电压降VR的情况相同，计算出的函数可为两个连续日测量的组织电压降VR之间的差或最近测量的连续日组织电压降VR之间的差的平均值。
接着，为了确定长期阻抗的变化有多块，DBS***10将计算出的长期组织电压降VR的函数与长期阈值1进行比较(步骤328)。若计算出的长期组织电压降VR的函数大于长期阈值1(步骤330)，则DBS***10基于与周期3a相关的顺从电压余量(长期不稳定阻抗)(例如，3％)调节顺从电压(步骤332)，并在经过典型用于周期3a的顺从电压调节间隔(例如，4小时)之后，测量长期组织电压降VR(步骤334)。接着，DBS***10返回到计算长期组织电压降VR的函数(步骤326)以确定长期阻抗的变化率，并基于长期阻抗的稳定性调节顺从电压。
若计算出的长期组织电压降VR的函数等于或小于长期阈值1(步骤336)，则DBS***10基于与周期3b相关的顺从电压余量(长期稳定阻抗)(例如，2％)调节顺从电压(步骤338)，并在经过典型用于周期3b的顺从电压调节间隔(例如，24小时)之后测量长期组织电压降VR(步骤338)。由于此时长期阻抗已稳定，所以DBS***10仅返回到在各个顺从电压调节间隔之后基于典型用于周期3b的顺从电压余量调节顺从电压。DBS***10继续对顺从电压余量进行这些周期性调节，直到关闭IPG14或开始新的顺从电压校准过程为止。
可理解，通过基于变化的顺从电压余量以变化的顺从电压调节间隔来周期性调节顺从电压，DBS***10以有效的方式自动补偿短期和长期组织阻抗两者。顺从电压校准过程确保预期DBS治疗保持有效，而不会不必要地浪费能量。尽管已关于DBS治疗描述了顺从电压校准过程，但是应理解，可类似地利用此校准过程来校准其它组织调制***。
尽管已示出和描述了本发明的特殊实施例，但是应理解，其非意欲将本发明局限于所述优选实施例，并且本领域的技术人员将易于理解，可作出各种变化和修改而不背离本发明的精神和范围。因此，本发明意欲涵盖如权利要求所定义的本发明的精神和范围内所包括的各种替代、修改和等效实施例。

Claims (73)

1.一种治疗性神经调制***，包含：
多个电端子，其被配置成分别耦接到被植入在组织内的多个电极；
模拟输出电路，其被配置成根据包括定义的电流值的一组调制参数在所述多个电端子之间传送治疗电能；
电压调节器，其被配置成向所述模拟输出电路供应可调的顺从电压；以及
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、并且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自动执行顺从电压校准过程。
2.如权利要求1所述的治疗性神经调制***，进一步包含：监控电路，其中所述控制/处理电路被配置成通过进一步指引所述监控电路测量所述模拟输出电路中的电压降、并且基于所测得的电压降计算所述调节后的顺从电压值，来自动执行所述顺从电压校准过程。
3.如权利要求2所述的治疗性神经调制***，其中，所述模拟输出电路包括被配置成在所述电端子之间传送治疗电能的电流源和电流宿中的至少一个，并且所述监控电路被配置成测量所述电流源和所述电流宿中的所述至少一个上的电压降。
4.如权利要求3所述的治疗性神经调制***，其中，所述控制/处理电路被配置成基于所述顺从电压与在所述电流源和所述电流宿中的所述至少一个上的测得的电压降之间的差来计算所述组织上的电压降。
5.如权利要求4所述的治疗性神经调制***，进一步包含：分别耦接到所述多个电端子的多个耦合电容器，其中，所述电流源和所述电流宿中的至少一个被配置成通过电容器在所述多个电端子之间传送治疗电能，所述监控电路被配置成监控所述电容器上的电压降，并且所述控制/处理电路被配置成基于所述顺从电压与在所述电流源和所述电流宿中的至少一个上的测得的电压降和在所述电容器上的测得的电压降的和之间的差来计算所述组织上的电压降。
6.如权利要求4所述的治疗性神经调制***，其中，所述控制/处理电路被配置成以所述组织上的电压降和所述至少一个电流源与所述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。
7.如权利要求6所述的治疗性神经调制***，其中，所述函数为所述组织上的电压降、所述至少一个电流源和所述至少一个电流宿的运行电压以及所述顺从电压余量的和。
8.如权利要求7所述的治疗性神经调制***，其中，所述顺从电压余量为所述组织上的电压降的百分比。
9.如权利要求3所述的治疗性神经调制***，其中，所述控制器/处理电路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。
10.如权利要求1所述的治疗性神经调制***，其中，所述控制/处理电路被配置成在顺从电压校准过程中自动调节顺从电压调节间隔和顺从电压余量中的至少一个。
11.如权利要求10所述的治疗性神经调制***，其中，所述顺从电压调节间隔和顺从电压余量中的至少一个包括所述顺从电压调节间隔。
12.如权利要求11所述的治疗性神经调制***，其中，所述控制/处理电路被配置成在顺从电压校准过程中增大所述顺从电压调节间隔。
13.如权利要求12所述的治疗性神经调制***，其中，将所述顺从电压调节间隔从0-20分钟的范围内的值调整到大于20分钟的范围内的值。
14.如权利要求12所述的治疗性神经调制***，其中，将所述顺从电压调节间隔从20-60分钟的范围内的值调整到大于60分钟的范围内的值。
15.如权利要求12所述的治疗性神经调制***，其中，将所述顺从电压调节间隔从60分钟到1天的范围内的值调整到大于1天的范围内的值。
16.如权利要求10所述的治疗性神经调制***，其中，所述顺从电压调节间隔和顺从电压余量中的至少一个包括所述顺从电压余量。
17.如权利要求16所述的治疗性神经调制***，其中，所述控制/处理电路被配置成在顺从电压校准过程中减小所述顺从电压余量。
18.如权利要求17所述的治疗性神经调制***，其中，所述顺从电压余量为电压降百分比。
19.如权利要求18所述的治疗性神经调制***，其中，将所述电压降百分比从大于10％的范围内的值调整到小于10％的值。
20.如权利要求18所述的治疗性神经调制***，其中，将所述电压降百分比从5％-10％的范围内的值调整到小于2％的值。
21.如权利要求18所述的治疗性神经调制***，其中，将所述电压降百分比从1％-2％的范围内的值调整到小于1％的值。
22.如权利要求10所述的治疗性神经调制***，其中，所述控制/处理电路被配置成根据预定的时间表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。
23.如权利要求10所述的治疗性神经调制***，进一步包括：监控电路，其被配置成测量指示出所述电端子之间的组织中的阻抗变化的电参数，其中，所述控制/处理电路被配置成进一步通过周期性指引所述监控电路测量所述电参数值、基于测得的电参数确定电压降、计算所述电压降中的至少两个电压降的函数并且基于计算出的函数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，来在所述顺从电压调节间隔处自动执行所述顺从电压校准过程。
24.如权利要求23所述的治疗性神经调制***，其中，所述控制/处理电路被配置成通过将所述顺从电压余量应用到确定出的电压降来计算调节后的顺从电压。
25.如权利要求23所述的治疗性神经调制***，其中，测得的电参数为所述模拟输出电路中的至少一个组件上的电压降。
26.如权利要求23所述的治疗性神经调制***，其中，计算出的函数为在两个连续的顺从电压调节间隔处确定的电压降的差。
27.如权利要求23所述的治疗性神经调制***，其中，计算出的函数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。
28.如权利要求23所述的治疗性神经调制***，其中，确定出的电压降为所述组织上的电压降。
29.如权利要求23所述的治疗性神经调制***，其中，确定出的电压降为所述顺从电压。
30.如权利要求23所述的治疗性神经调制***，其中，所述控制/处理电路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所述顺从电压调节间隔和顺从电压余量中的至少一个。
31.如权利要求30所述的治疗性神经调制***，其中，所述控制/处理电路被配置成只有在计算出的函数满足所述第一阈值时才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。
32.如权利要求30所述的治疗性神经调制***，其中，所述控制/处理电路被配置成计算所述电压降中的至少另外两个电压降的另一个函数，并基于另一个计算出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。
33.如权利要求32所述的治疗性神经调制***，其中，所述控制/处理电路被配置成将所述另一个计算出的函数与不同于所述第一阈值的第二阈值进行比较，并基于所述另一比较重新调节所述顺从电压调节间隔和顺从电压余量中的所述至少一个。
34.如权利要求33所述的治疗性神经调制***，其中，所述控制/处理电路被配置成只有在所述另一个计算出的函数满足所述第二阈值时才重新调节所述顺从电压调节间隔和顺从电压余量中的所述至少一个。
35.如权利要求30所述的治疗性神经调制***，其中，所述控制/处理电路被配置成如果所述函数等于或小于所述第一阈值，则增大所述顺从电压调节间隔的至少一个和/或减小所述顺从电压余量。
36.如权利要求1所述的治疗性神经调制***，其中，所述模拟输出电路被配置成在连续的治疗期内在不改变所述一组调制参数的情况下在所述多个电端子之间传送治疗电能，并且所述控制器/处理电路被配置成在所述连续的治疗期内执行周期性电压顺从校准过程。
37.如权利要求36所述的治疗性神经调制***，其中，所述控制器/处理电路被配置成每次由所述模拟输出电路进行的电能的传送根据未改变的一组调制参数而被发起时发起所述周期性电压顺从校准过程。
38.如权利要求1所述的治疗性神经调制***，其中，所述定义的电流值是用户可编程的。
39.如权利要求1所述的治疗性神经调制***，其中，所述传送的治疗电能包含电脉冲串。
40.如权利要求1所述的治疗性神经调制***，进一步包含：电池，其与所述电压调节器耦接。
41.如权利要求1所述的治疗性神经调制***，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。
42.一种治疗性神经调制***，包含：
多个电端子，其被配置成分别耦接到被植入在组织内的多个电极；
模拟输出电路，其被配置成根据包括定义的电流值的一组调制参数在所述多个电端子之间传送治疗电能；
电压调节器，其被配置成向所述模拟输出电路供应可调的顺从电压；以及
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且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，并且被配置成在所述电压顺从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。
43.如权利要求42所述的治疗性神经调制***，其中，所述顺从电压调节间隔和顺从电压余量中的至少一个包括所述顺从电压调节间隔。
44.如权利要求43所述的治疗性神经调制***，其中，所述控制/处理电路被配置成在顺从电压校准过程中增大所述顺从电压调节间隔。
45.如权利要求44所述的治疗性神经调制***，其中，将所述电压调节顺从间隔从0-20分钟的范围内的值调整到大于20分钟的范围内的值。
46.如权利要求44所述的治疗性神经调制***，其中，将所述电压调节顺从间隔从20-60分钟的范围内的值调整到大于60分钟的范围内的值。
47.如权利要求44所述的治疗性神经调制***，其中，将所述电压调节顺从间隔从60分钟到1天的范围内的值调整到大于1天的范围内的值。
48.如权利要求42所述的治疗性神经调制***，其中，所述顺从电压调节间隔和顺从电压余量中的至少一个包括所述顺从电压余量。
49.如权利要求48所述的治疗性神经调制***，其中，所述控制/处理电路被配置成在顺从电压校准过程中减小所述顺从电压余量。
50.如权利要求49所述的治疗性神经调制***，其中，所述顺从电压余量为电压降百分比。
51.如权利要求50所述的治疗性神经调制***，其中，将所述电压降百分比从大于10％的范围内的值调整到小于10％的值。
52.如权利要求50所述的治疗性神经调制***，其中，将所述电压降百分比从5％-10％的范围内的值调整到小于2％的值。
53.如权利要求50所述的治疗性神经调制***，其中，将所述电压降百分比从1％-2％范围内的值调整到小于1％的值。
54.如权利要求42所述的治疗性神经调制***，其中，所述控制/处理电路被配置成根据预定的时间表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。
55.如权利要求42所述的治疗性神经调制***，进一步包括：监控电路，其被配置成测量指示出所述电端子之间的组织中的阻抗变化的电参数，其中，所述控制/处理电路被配置成进一步通过周期性指引所述监控电路测量所述电参数值、基于测得的电参数确定电压降、计算所述电压降中的至少两个电压降的函数并基于计算出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，来在所述顺从电压调节间隔处自动执行所述顺从电压校准过程。
56.如权利要求55所述的治疗性神经调制***，其中，所述控制/处理电路被配置成通过将所述顺从电压余量应用到确定出的电压降来计算调节后的顺从电压。
57.如权利要求55所述的治疗性神经调制***，其中，测得的电参数为所述模拟输出电路中的至少一个组件上的电压降。
58.如权利要求55所述的治疗性神经调制***，其中，计算出的函数为在两个连续的顺从电压调节间隔处确定的电压降的差。
59.如权利要求55所述的治疗性神经调制***，其中，计算出的函数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。
60.如权利要求55所述的治疗性神经调制***，其中，确定出的电压降为所述组织上的电压降。
61.如权利要求55所述的治疗性神经调制***，其中，确定出的电压降为所述顺从电压。
62.如权利要求55所述的治疗性神经调制***，其中，所述控制/处理电路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所述顺从电压调节间隔和顺从电压余量中的至少一个。
63.如权利要求62所述的治疗性神经调制***，其中，所述控制/处理电路被配置成只有在计算出的函数满足所述第一阈值时才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。
64.如权利要求62所述的治疗性神经调制***，其中，所述控制/处理电路被配置成计算所述电压降中的至少另外两个电压降的另一个函数，并基于另一个计算出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。
65.如权利要求64所述的治疗性神经调制***，其中，所述控制/处理电路被配置成将所述另一个计算出的函数与不同于所述第一阈值的第二阈值进行比较，并基于所述另一比较重新调节所述顺从电压调节间隔和顺从电压余量中的所述至少一个。
66.如权利要求65所述的治疗性神经调制***，其中，所述控制/处理电路被配置成只有在所述另一个计算出的函数满足所述第二阈值时才重新调节所述顺从电压调节间隔和顺从电压余量中的所述至少一个。
67.如权利要求62所述的治疗性神经调制***，其中，所述控制/处理电路被配置成如果所述函数等于或小于所述第一阈值，则增大所述顺从电压调节间隔和/或减小所述顺从电压余量。
68.如权利要求42所述的治疗性神经调制***，其中，所述模拟输出电路被配置成在连续的治疗期内在不改变所述一组调制参数的情况下在所述多个电端子之间传送治疗电能，并且所述控制器/处理电路被配置成在所述连续的治疗期内执行周期性电压顺从校准过程。
69.如权利要求68所述的治疗性神经调制***，其中，所述控制器/处理电路被配置成每次由所述模拟输出电路进行的电能的传送根据未改变的一组调制参数而被发起时发起所述周期性电压顺从校准过程。
70.如权利要求42所述的治疗性神经调制***，其中，所述定义的电流值是用户可编程的。
71.如权利要求42所述的治疗性神经调制***，其中，所述传送的治疗电能包含电脉冲串。
72.如权利要求42所述的治疗性神经调制***，进一步包含：电池，其与所述电压调节器耦接。
73.如权利要求42所述的治疗性神经调制***，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。
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