CN116710175A

CN116710175A - 用ecap信号确定估计的神经阈值

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Publication number: CN116710175A
Application number: CN202280009246.8A
Authority: CN
Inventors: L·M·利特瓦克; D·A·丁斯莫尔; J·G·因卡皮耶; J·M·克雷默; J·K·米勒; J·J·内德鲁德; M·M·斯特拉卡
Original assignee: Medtronic Inc
Current assignee: Medtronic Inc
Priority date: 2021-01-08
Filing date: 2022-01-07
Publication date: 2023-09-05
Also published as: WO2022150638A1; AU2022205971A1; EP4274656A1

Abstract

描述了用于分析诱发复合动作电位(ECAP)信号以确定患者的估计的神经阈值的***、装置和技术。在一个示例中，一种方法包括由处理电路***控制向患者递送多个刺激脉冲，其中该多个刺激脉冲中的每个刺激脉冲至少部分地由刺激参数的不同的相应值来定义；由该处理电路***接收ECAP信号信息，其中该ECAP信号信息包括由感测电路***感测并由该多个刺激脉冲引发的ECAP信号；由该处理电路***并基于该ECAP信号信息来确定由该多个刺激脉冲引发的这些ECAP信号中的每个ECAP信号的ECAP特性值；以及由该处理电路***并基于该ECAP特性值来确定该患者的估计的神经阈值。

Description

用ECAP信号确定估计的神经阈值

本申请要求于2021年1月8日提交的美国临时申请序列号63/135,342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

本公开整体涉及感测生理参数，并且更具体地涉及对指示生理参数的感测到的信号的分析。

背景技术

医疗装置可以是外部的或植入的，并且可以用于将电刺激疗法经由各种组织部位递送至患者，以治疗多种症状或病症，诸如慢性疼痛、震颤、帕金森氏病、癫痫、尿失禁或大便失禁、性功能障碍、肥胖症或胃轻瘫。医疗装置可经由一条或多条引线递送电刺激疗法，该一条或多条引线包括位于与患者的脑、脊髓、骨盆神经、周围神经或胃肠道相关联的目标位置附近的电极。靠近脊髓、靠近骶神经、脑内和靠近外周神经的刺激通常分别被称为脊髓刺激(SCS)、骶神经调节(SNM)、深部脑刺激(DBS)和外周神经刺激(PNS)。

电刺激可以由医疗装置以电脉冲序列的形式递送至患者，并且电脉冲的参数可以包括频率、振幅、脉冲宽度和脉冲形状。诱发复合动作电位(ECAP)是神经元群体的同步激发，其响应于由医疗装置施加的刺激(在一些情况下包括电刺激)而发生。ECAP可作为与刺激本身分开的事件而被检测到，并且ECAP可揭示刺激对神经纤维的影响的特征。

发明内容

通常，描述了用于分析诱发复合动作电位(ECAP)信号和用于使用所分析的ECAP信号来估计患者的神经阈值以评估所递送的电刺激信号的效果的***、装置和技术。***可以使用所估计的神经阈值和/或ECAP信号的一个或多个特性来控制递送至患者的后续电刺激。

本文所述的装置和***可以分析ECAP信号，这可以包括在确定ECAP信号的一个或多个特性之前从ECAP信号中去除刺激伪影分量。以这种方式，与刺激相关联的背景噪声或其他伪影可以对ECAP信号的特性的测量结果具有减小的影响。IMD或编程器可以基于ECAP信号特性确定估计的神经阈值，并且基于所估计的神经阈值和/或ECAP特性值调整定义后续电刺激的一个或多个参数值。

在一些示例中，可以基于可以与神经激活的所估计的阈值(本文中也称为“神经阈值”)相关联或类似的患者感觉阈值编程用于疗法(诸如用于SCS刺激)的一个或多个参数。在一些示例中，SCS刺激的编程和/或闭环控制可以基于所估计的神经阈值。在一个或多个示例中，所估计的神经阈值的确定可以由***和/或在用户(例如，患者)的协助下执行。例如，编程器可以在递送刺激和记录相应ECAP信号期间发信号通知患者停留在特定位置。然后，编程器可以使用本文中的技术和处理电路***来确定一个或多个生长曲线并确定估计的神经阈值。

在一个示例中，本公开描述了一种方法，该方法包括：由处理电路***控制向患者递送多个刺激脉冲，其中该多个刺激脉冲中的每个刺激脉冲至少部分地由刺激参数的不同的相应值来定义；由该处理电路***接收ECAP信号信息，其中该ECAP信号信息包括由感测电路***感测并由该多个刺激脉冲引发的ECAP信号；由该处理电路***并基于该ECAP信号信息确定由该多个刺激脉冲引发的这些ECAP信号中的每个ECAP信号的ECAP特性值；以及由该处理电路***并基于这些ECAP特性值确定该患者的估计的神经阈值。

在另一个示例中，本公开描述了一种***，该***包括处理电路***，该处理电路***被配置为：由处理电路***控制向患者递送多个刺激脉冲，其中该多个刺激脉冲中的每个刺激脉冲至少部分地由刺激参数的不同的相应值来定义；由该处理电路***接收ECAP信号信息，其中该ECAP信号信息包括由感测电路***感测并由该多个刺激脉冲引发的ECAP信号；由该处理电路***并基于该ECAP信号信息确定由该多个刺激脉冲引发的这些ECAP信号中的每个ECAP信号的ECAP特性值；以及由该处理电路***并基于这些ECAP特性值确定该患者的估计的神经阈值。

在另一个示例中，本公开描述了一种计算机可读存储介质，该计算机可读存储介质包括指令，这些指令在被执行时使处理电路***：向患者递送多个刺激脉冲，其中该多个刺激脉冲中的每个刺激脉冲至少部分地由刺激参数的不同的相应值来定义；由该处理电路***接收ECAP信号信息，其中该ECAP信号信息包括由感测电路***感测并由该多个刺激脉冲引发的ECAP信号；由该处理电路***并基于该ECAP信号信息确定由该多个刺激脉冲引发的这些ECAP信号中的每个ECAP信号的ECAP特性值；以及由该处理电路***并基于这些ECAP特性值确定该患者的估计的神经阈值。

本发明内容旨在提供对本公开中所描述的主题的概述。本发明内容并不旨在提供对以下附图和说明书内详细描述的***、装置和方法的排他性或详尽解释。在附图和以下具体实施方式中阐述了本公开的一个或多个示例的进一步细节。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

图1是示出示例性***的概念图，该示例性***包括被配置为递送脊髓刺激(SCS)疗法的植入式医疗装置(IMD)和外部编程器。

图2是示出图1的IMD的部件的示例性配置的框图。

图3是示出示例性外部编程器的部件的示例性配置的框图。

图4A是针对相应刺激脉冲感测到的示例性诱发复合动作电位(ECAP)的图。

图4B是多个样本的示例性权重阵列W的图。

图5A是感测到的ECAP的特性值的示例性生长曲线。

图5B是感知阈值和估计的神经阈值的数据的图。

图6A是确定从人类受试者记录的示例性响应的ECAP特性值的示例性标准方法的波形V_i(t)的图。

图6B是确定从人类受试者记录的示例性响应的ECAP特性值的示例性伪影方法的波形V_i(t)的图。

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图6C是确定从人类受试者记录的示例性响应的ECAP特性值的示例性高通滤波器方法的波形V_i(t)的图。

图6D是使用用于确定ECAP特性值的四种不同方法的ECAP特性值的示例性生长曲线。

图7A是确定从人类受试者记录的示例性响应的ECAP特性值的示例性标准方法的波形V_i(t)的图。

图7B是确定从人类受试者记录的示例性响应的ECAP特性值的示例性伪影方法的波形V_i(t)的图。

图7C是确定从人类受试者记录的示例性响应的ECAP特性值的示例性高通滤波器方法的波形V_i(t)的图。

图7D是使用用于确定ECAP特性值的四种不同方法的ECAP特性值的示例性生长曲线。

图8A是确定从人类受试者记录的示例性响应的ECAP特性值的示例性标准方法的波形V_i(t)的图。

图8B是确定从人类受试者记录的示例性响应的ECAP特性值的示例性伪影方法的波形V_i(t)的图。

图8C是确定从人类受试者记录的示例性响应的ECAP特性值的示例性高通滤波器方法的波形V_i(t)的图。

图8D是使用用于确定ECAP特性值的四种不同方法的ECAP特性值的示例性生长曲线。

图9是示出用于确定估计的神经阈值的示例性技术的流程图。

图10是示出用于确定估计的神经阈值和递送电刺激的示例性技术的流程图。

图11是示出用于确定估计的神经阈值和控制电刺激的示例性技术的流程图。

图12是示出基于估计的神经响应递送的示例性电刺激脉冲的时序图。

图13是示出用于基于ECAP特性自动确定用于刺激的一个或多个参数值的示例性技术的流程图。

具体实施方式

本公开描述了用于分析诱发复合动作电位(ECAP)信号以确定用于刺激的所估计的神经阈值并且使用所估计的神经阈值来基于ECAP信号对刺激疗法进行评估、编程和/或控制的医疗装置、***和技术的示例。电刺激疗法通常经由两个或更多个电极被递送至患者的目标组织(例如，脊髓或肌肉的神经)。电刺激疗法的参数(例如，电极组合、电压或电流振幅、脉冲宽度、脉冲频率等)由临床医生和/或患者选择以提供对各种症状，诸如疼痛、来自神经***病状的***、来自肌肉病状的症状等的缓解。可以为患者确定各种阈值(诸如感知阈值和/或不适阈值)并且用于选择和/或推荐刺激疗法的参数。

ECAP是神经募集的量度，因为每个ECAP信号表示响应于电刺激(例如，刺激脉冲)由轴突群体的激发而生成的电位的叠加。ECAP信号的特性(例如，信号的一部分的振幅或信号的曲线下面积)的变化根据由所递送的刺激脉冲激活的轴突的数量而发生。对于限定刺激脉冲和在电极与目标神经之间的给定距离的一组给定参数值，检测到的ECAP信号可具有某个特性值(例如，振幅)。

在一些示例中，有效的刺激疗法可依赖于目标神经处一定水平的神经募集。这种有效的刺激疗法可缓解一种或多种病症(例如，患者感知到的疼痛)，而没有不可接受水平的副作用(例如，压倒性的刺激感知)。

尽管***可以根据感测到的ECAP信号的一个或多个特性来调整一个或多个刺激参数，例如，以补偿电极与神经之间的距离的变化，但是此类调整的精度取决于准确地确定ECAP信号的特性。例如，诸如刺激伪影和/或线性或指数背景噪声等噪声可能干扰ECAP信号内的一个或多个峰值的振幅的准确确定。刺激伪影的振幅通常为ECAP信号的振幅的许多倍，并且可以与来自神经的ECAP至少部分地重叠。不准确的ECAP表征可能会降低使用ECAP特性值来自动调整刺激参数的有效性，并且导致对于患者而言不太有效的疗法。此外，手动识别患者阈值(诸如感知阈值)可能是耗时的并且依赖于来自患者的主观反馈。因此，例如，当设置刺激时，临床医生可能被按压一段时间，感知阈值可能不准确，并且患者可能需要返回至诊所以便更新刺激器编程。这些问题可以降低患者接受可能以其他方式提供的有效疗法的可能性。

如本文所述，描述了用于分析从患者感测到的ECAP信号以确定ECAP信号的一个或多个特性值并且使用ECAP信号的一个或多个特性值来估计患者的神经阈值的***、装置和技术。在一个示例中，***可以尝试通过去除诸如刺激伪影等噪声并且计算ECAP信号中的两个相邻峰值之间(例如，负峰值与正峰值之间，诸如N1峰值和P2峰值)的差值的绝对值来表征ECAP信号。换句话说，去除与刺激伪影相关联的ECAP信号分量可以增加测量ECAP信号中的两个峰值之间的差值以及识别由刺激引起的***经募集的准确性。诸如植入式医疗装置等医疗装置可以分析更准确的ECAP信号以确定一个或多个特性值。

IMD可以利用ECAP信号的特性值来自动确定估计的神经阈值(例如，没有指示在刺激期间感受到的感觉的患者反馈)。例如，IMD(或另一装置，诸如外部编程器或其他外部计算装置)可以基于从ECAP信号中确定的ECAP特性值的曲线估计患者的神经阈值，这些ECAP信号是由针对一个或多个刺激参数值的不同值定义的脉冲扫描(例如，具有递增地增加的参数值诸如振幅的脉冲扫描)的相应刺激脉冲引发的。IMD可以基于与增加的神经募集相关联的曲线的振幅和曲线中的拐点的曲率(或宽度)确定所估计的神经阈值。此估计的神经阈值可以与患者的感知阈值类似。IMD可以使用此估计的神经阈值来设置初始刺激振幅和/或设置一个或多个阈值，后续ECAP特性值与该一个或多个阈值进行比较以用于通知电刺激的一个或多个方面诸如后续电刺激疗法的强度的反馈。例如，IMD可以基于特性值和所估计的神经阈值调整定义后续电刺激的一个或多个参数值。IMD可以随时间推移监测来自相应ECAP信号的特性值，并且增大或减小参数值以便维持目标特性值或值的范围，该目标特性值或值的范围可以基于所估计的神经阈值。在另一个示例中，IMD可以随时间推移监测来自ECAP信号的特性值，并且当特性值超过阈值时减小刺激参数值，以便降低由患者感知到的过度刺激的可能性。IMD可以基于从感测到的ECAP信号中确定的特性值采用这些或其他控制策略。

在一些示例中，由IMD检测到的ECAP可以是由旨在有助于患者的疗法的刺激脉冲或被配置为引发可由IMD检测到的ECAP的单独脉冲(例如，控制脉冲)引发的ECAP。在所递送的刺激脉冲首次使神经去极化之后，可作为ECAP信号检测到的神经脉冲沿着神经纤维快速行进。如果由第一电极递送的刺激脉冲具有过长的脉冲宽度，则被配置为感测ECAP的不同电极将刺激脉冲本身感测为使较低振幅的ECAP信号模糊的伪影(例如，检测到所递送的电荷本身与检测到对所递送的刺激的生理响应相反)。然而，在电位从电刺激传播时，ECAP信号失去保真度，因为不同的神经纤维以不同的速度传播电位，并且脊柱中有助于ECAP的纤维被剪除。因此，在距刺激电极长距离处感测ECAP可以有助于避免由具有长脉冲宽度的刺激脉冲引起的伪影，但是ECAP信号可能太小或失去检测ECAP信号在电极至目标组织距离变化时发生变化所需的保真度。换句话说，该***可能无法在距刺激电极任何距离处从被配置为向患者提供疗法的刺激脉冲中识别出ECAP。

图1是示出示例性***100的概念图，该示例性***包括被配置为递送脊髓刺激(SCS)疗法的植入式医疗装置(IMD)110和外部编程器150。尽管本公开中描述的技术通常可应用于包括外部装置和IMD在内的多种医疗装置，但是出于说明的目的，将描述将此类技术应用于IMD，并且更具体地，应用于植入式电刺激器(例如，神经刺激器)。更具体地，出于说明的目的，本公开将涉及植入式SCS***，但又不限于此，还涉及其他类型的医疗装置或医疗装置的其他治疗应用。

如图1所示，***100包括结合通常是人类患者的患者105示出的IMD 110、引线130A和130B以及外部编程器150。在图1的示例中，IMD 110是植入式电刺激器，该植入式电刺激器被配置为生成电刺激疗法并且通过引线130A和/或130B(统称为“引线130”)的一个或多个电极向患者105递送该电刺激疗法，例如，以缓解慢性疼痛或其他症状。在其他示例中，IMD 110可以耦接至承载多个电极的单条引线，或者各自承载多个电极的多于两条引线。在一些示例中，刺激信号或脉冲可以被配置为引发IMD 110可以用于确定患者105所采用的姿势状态和/或确定如何调整限定刺激疗法的一个或多个参数的可检测ECAP信号。IMD110可以是慢性电刺激器，该慢性电刺激器保持植入在患者105体内持续数周、数月或甚至数年。在其他示例中，IMD 110可以是用于筛选或评估电刺激对慢性疗法的功效的临时性或试验性刺激器。在一个示例中，IMD 110植入在患者105体内，而在另一个示例中，IMD 110是耦接至经皮植入的引线的外部装置。在一些示例中，IMD 110使用一条或多条引线，而在其他示例中，IMD 110是无引线的。

IMD 110可以由足以将IMD 110的部件(例如，图2所示的部件)容纳在患者105体内的任何聚合物、金属或复合材料构造而成。在此示例中，IMD 110可以用生物相容性壳体(诸如钛或不锈钢)或聚合物材料(诸如硅酮、聚氨酯或液晶聚合物)构造而成，并通过外科手术植入患者105靠近骨盆、腹部或臀部的部位。在其他示例中，IMD 110可以植入在患者105体内的其他合适的部位内，其例如可以取决于患者105体内的用于递送电刺激疗法的目标部位。IMD 110的外部壳体可以被构造成向诸如可再充电或不可再充电电源等部件提供气密密封。另外或可替代地，IMD 110的外部壳体可以选自有利于接收能量以对可再充电电源进行充电的材料。

例如，可以是基于恒定电流或基于恒定电压的脉冲的电刺激能量通过植入式引线130的一个或多个电极(未示出)从IMD 110递送至患者105的一个或多个目标组织部位。在图1的示例中，引线130承载邻近脊髓120的目标组织放置的电极。电极中的一个或多个可以设置在引线130的远侧末端和/或沿着引线的中间点处的其他位置。引线130可以被植入并耦接至IMD 110。电极可以将由IMD 110的电刺激发生器生成的电刺激传递至患者105的组织。尽管引线130可以各自是单条引线，但是引线130可以包括引线延伸部分或其他有助于引线130植入或定位的区段。在一些其他示例中，IMD 110可以是无引线刺激器，该无引线刺激器具有布置在该刺激器的壳体上的一个或多个电极阵列，而不是从壳体延伸的引线。在一些其他示例中，***100可以包括一条引线或多于两条引线，每条引线耦接至IMD 110并且指向类似或不同的目标组织部位。

引线130的电极可以是：桨状引线上的电极极板；围绕引线主体的圆形(例如，环形)电极；适形电极；袖带电极；分段电极(例如，设置在围绕引线的不同周向位置处的电极而不是连续环形电极)；它们的任何组合(例如，环形电极和分段电极)；或能够形成用于疗法的单极、双极或多极电极组合的任何其他类型的电极。出于例示目的，将描述布置在引线130的远端处的不同轴向位置处的环形电极。

出于例示目的，描述了通过引线130的电极的布局，但是可以以不同的方式布局电极的阵列。例如，与无引线刺激器相关联的壳体可以承载电极阵列，例如行和/或列(或其他图案)，可以对这些电极阵列应用移位操作。此类电极可以被布置为表面电极、环形电极或突起部。作为另一种替代方案，电极阵列可以由一条或多条桨状引线上的电极的行和/或列形成。在一些示例中，电极阵列包括电极区段，这些电极区段被布置在围绕引线周边的相应位置处，例如，被布置为围绕圆柱形引线的圆周的一个或多个分段环的形式。在其他示例中，引线130中的一条或多条引线是沿引线的轴向长度具有八个环形电极的线性引线。在另一个示例中，电极是沿引线的轴向长度以线性方式布置在引线的周边处的分段环。

限定IMD 110通过引线130的电极进行的电刺激疗法的刺激脉冲的疗法刺激程序的刺激参数集可以包括识别哪些电极已经被选择(例如，电极组合)以根据刺激程序递送刺激、所选择电极的极性、电压或电流振幅、脉冲频率、脉冲宽度和/或由电极递送的刺激的脉冲形状的信息。这些刺激参数值可以是由用户定义和/或由***100基于一个或多个因素或用户输入自动确定的预定参数值。

尽管图1涉及SCS疗法，例如，递送至脊髓的刺激并且被配置为治疗疼痛，但在其他示例中，***100可以被配置为治疗可以受益于电刺激疗法的任何其他病症。例如，***100可以用于治疗震颤、帕金森氏病、癫痫、骨盆底障碍(例如，尿失禁或其他膀胱功能障碍、大便失禁、骨盆疼痛、肠道功能障碍或性功能障碍)、肥胖症、胃轻瘫或精神障碍(例如，抑郁症、躁狂症、强迫症、焦虑症等)。以这种方式，***100可以被配置为以深部脑刺激(DBS)、周围神经刺激(PNS)、周围神经场刺激(PNFS)、皮质刺激(CS)、骨盆底刺激、胃肠道刺激或能够治疗患者105的病症的其他任何刺激疗法的形式提供疗法。

在一些示例中，引线130包括一个或多个传感器，这些传感器被配置为允许IMD110监测患者105的一个或多个参数，诸如患者活动、压力、温度或其他特征。除了通过引线130进行的疗法递送之外或代替通过该引线进行的疗法递送，还可以提供该一个或多个传感器。

IMD 110被配置为经由通过一条或两条引线130承载的电极的所选择的组合，单独地或者与由IMD 110的外部壳体承载或限定的电极组合地向患者105递送电刺激疗法。用于电刺激疗法的目标组织可以是受电刺激影响的任何组织，该电刺激可以是电刺激脉冲或连续波形的形式。在一些示例中，目标组织包括神经、平滑肌或骨骼肌。在图1所展示的该示例中，目标组织是靠近脊髓120的组织，诸如在脊髓120的鞘内空间或硬膜外空间内，或者在一些示例中，是从脊髓120分支的相邻神经。引线130可以通过任何合适的区域(诸如胸部区域、颈部区域或腰部区域)引入到脊髓120中。脊髓120的刺激可以例如防止疼痛信号行进穿过脊髓120到达患者105的脑。患者105可将疼痛信号的中断感知为疼痛的减轻，并且因此可得到有效的疗法结果。在其他示例中，脊髓120的刺激可以产生感觉异常，这可以减少患者105对疼痛的感知，并且因此提供有效的疗法结果。

IMD 110被配置为根据一个或多个疗法刺激程序生成电刺激疗法并通过引线130的电极向患者105体内的目标刺激部位递送电刺激疗法。疗法刺激程序限定一个或多个参数(例如，参数集)的值，该一个或多个参数限定由IMD 110递送的疗法的一方面。例如，控制IMD 110以脉冲形式递送刺激的疗法刺激程序可以限定由IMD 110递送的刺激脉冲的电压或电流脉冲振幅、脉冲宽度、脉冲速率(例如，脉冲频率)、电极组合、脉冲形状等的值。

此外，IMD 110可以被配置为通过引线130的电极的组合，单独地或者与由IMD 110的外部壳体承载或限定的电极组合地向患者105递送刺激，以便检测到ECAP信号。刺激所靶向的组织可与电刺激疗法所靶向的组织相同或相似，但是IMD 110可经由相同电极、相同电极中的至少一些相同电极或不同电极递送用于ECAP信号检测的刺激脉冲。

IMD 110可以根据一个或多个ECAP刺激程序通过引线130的电极向患者105体内的目标刺激部位递送刺激以形成ECAP的生长曲线。该一个或多个ECAP刺激程序可以存储在IMD 110和/或外部编程器150的存储装置中。该一个或多个ECAP刺激程序中的每个ECAP刺激程序包括限定由IMD 110根据该程序递送的刺激的一方面的一个或多个参数的值，诸如电流或电压振幅、脉冲宽度、脉冲频率、电极组合等。在一些示例中，ECAP刺激程序还可以限定脉冲“扫描”内的多个脉冲中的每个脉冲的脉冲数量和参数值，该脉冲“扫描”被配置为获得针对相应脉冲的多个ECAP信号，以便获得IMD 110可以用于确定患者的估计的神经阈值的生长曲线。在一些示例中，IMD 110根据多个ECAP刺激程序向患者105递送刺激。尽管关于IMD 110描述了这些功能，但是其他装置(诸如外部编程器150)可以执行这些功能，诸如基于ECAP特性值的生长曲线确定所估计的神经阈值。

诸如临床医生或患者105等用户可以与外部编程器150的用户接口进行交互以对IMD 110进行编程。IMD 110的编程通常可以指命令、程序或其他信息的生成和传递，以控制IMD 110的操作。以这种方式，IMD 110可以从外部编程器150接收所传递的命令和程序以控制刺激，诸如电刺激疗法，从而形成生长曲线。例如，外部编程器150可以例如通过无线遥测或有线连接来传输疗法刺激程序、ECAP刺激程序、刺激参数调整、疗法刺激程序选择、ECAP程序选择、用户输入或其他信息，以控制IMD 110的操作。

在一些情况下，如果外部编程器150主要旨在供医师或临床医生使用，则可以将其表征为“医师编程器”或“临床医生编程器”。在其他情况下，如果外部编程器150主要旨在供患者使用，则可以将其表征为“患者编程器”。患者编程器通常可以由患者105访问，并且在许多情况下，可以是贯穿患者的日常例程陪伴患者105的便携式装置。例如，当患者希望终止或改变电刺激疗法时、当患者感知到刺激被递送时或当患者由于舒适水平而终止疗法时，患者编程器可以从患者105接收输入。通常，医师或临床医生编程器可以支持由临床医生对供IMD 110使用的程序的选择和生成，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。在其他示例中，外部编程器150可以包括对IMD 110的电源进行再充电的外部充电装置或是该外部充电装置的一部分。以这种方式，用户可以使用一个装置或多个装置来对IMD 110进行编程和充电。

如本文所述，信息可以在外部编程器150与IMD 110之间传输。例如，IMD 110和外部编程器150可以使用本领域已知的任何技术通过无线通信进行通信。通信技术的示例可以包括例如射频(RF)遥测和感应耦合，但是还可以想到其他技术。在一些示例中，外部编程器150包括通信头，该通信头可以靠近患者身体放置在IMD 110的植入部位附近，以提高IMD110与外部编程器150之间通信的质量和/或安全性。外部编程器150与IMD 110之间的通信可以发生在电力传输期间或与电力传输分开发生。

在一些示例中，IMD 110响应于来自外部编程器150的命令，通过引线130上的电极(未描绘)根据多个疗法刺激程序向患者105的脊髓120的目标组织部位递送电刺激疗法。在一些示例中，在患者105的疗法需要随时间推移而演变时，IMD 110修改疗法刺激程序。例如，疗法刺激程序的修改可以引起多个疗法脉冲的至少一个参数的调整。当患者105在延长的时间段内接受同一疗法时，疗法的功效可能有所降低。在一些情况下，多个疗法脉冲的参数可能被自动更新。在一些示例中，IMD 110可从被递送用于向患者提供疗法的脉冲检测ECAP信号。

在一些示例中，电刺激疗法的功效可以通过由IMD 110递送的刺激脉冲诱发的动作电位的一个或多个特性来指示，例如，通过使用ECAP信号的特性值来确定估计的神经响应。通过IMD 110的引线130递送的电刺激疗法可能会引起目标组织内的神经元诱发复合动作电位，该复合动作电位在目标组织上下行进，最终到达IMD 110的感测电极。此外，刺激脉冲还可以引发至少一个ECAP信号，并且响应于刺激的ECAP还可以是疗法有效性和/或由患者感知到的强度的替代物。被诱发的动作电位的量(例如，神经元传播的动作电位信号的数量)可以基于电刺激脉冲的各种参数，诸如振幅、脉冲宽度、频率、脉冲形状(例如，脉冲的起点和/或终点处的摆率)等。摆率可以限定在每个脉冲或脉冲内的每个相的起点和/或终点处脉冲的电压和/或电流振幅的变化率。例如，非常高的摆率指示脉冲的陡沿或甚至接近垂直的边沿，而低的摆率指示脉冲振幅的较长斜升(或斜降)。在一些示例中，这些参数对电刺激的强度有贡献。此外，ECAP信号的特征(例如，振幅)可以基于刺激电极与受到由所递送的控制刺激脉冲产生的电场影响的神经之间的距离而变化。

用于调整脉冲(例如，被配置为有助于用于患者的疗法的脉冲)的刺激参数值的示例性技术基于将所测量的ECAP信号的特性值与目标ECAP特性值进行比较。在一些示例中，目标ECAP特性值可以是所估计的神经阈值或基于所估计的神经阈值计算的值(例如，低于或高于所估计的神经阈值的100％的百分比)。在由一个或多个ECAP测试刺激程序限定的控制刺激脉冲的递送期间，IMD 110经由插置在引线130上的两个或更多个电极感测患者105的脊髓120的组织电位，以测量组织的电活动。IMD 110例如利用一条或多条引线130上的电极和相关联的感测电路***来感测来自患者105的目标组织的ECAP。在一些示例中，IMD110从患者105体内或体外的一个或多个传感器(例如，一个或多个电极和电路***)接收指示ECAP的信号。此类信号可以指示患者105的组织的ECAP。

在上述示例中，IMD 110被描述为执行多种处理和计算功能。然而，外部编程器150可以替代地执行这些功能中的一种、若干或全部功能。在此替代性示例中，IMD 110将感测到的信号中继至外部编程器150以供分析，并且外部编程器150将指令传输至IMD 110，以基于对感测到的信号的分析来调整限定电刺激疗法的一个或多个参数。例如，IMD 110可以将指示ECAP的感测到的信号中继至外部编程器150。外部编程器150可以相对于估计的神经响应将ECAP的参数值与目标ECAP特性值进行比较，并且响应于该比较，外部编程器150可以指示IMD 110调整限定递送至患者105的电刺激脉冲的一个或多个刺激参数。

在一些示例中，与所估计的神经响应相关联的刺激参数和目标ECAP特性值可以最初在诊所设置，但是随后可以由患者105在家中设置和/或调整。例如，可以改变目标ECAP特性以匹配刺激阈值或为刺激阈值的分数或乘数。在一些示例中，目标ECAP特性可以特定于患者的相应不同姿势状态。一旦设置了目标ECAP特性值，示例性技术允许对限定刺激脉冲的参数值进行自动调整，以维持针对患者的神经激活的一致体积和疗法的一致感知。能够改变刺激参数值还可以允许疗法具有长期功效，并且具有通过将所测量的ECAP值与目标ECAP特性值进行比较来保持刺激强度(例如，如ECAP所指示)一致的能力。另外或可替代地，为了维持刺激强度，IMD 110可以监测ECAP信号的特性值以限制限定刺激脉冲的一个或多个参数值。IMD 110可以执行这些改变，而无需医师或患者105的干预。

在一些示例中，***100在一段时间内改变目标ECAP特性值，诸如根据刺激阈值(例如，感知阈值或检测阈值)的变化。该***可以被编程为改变目标ECAP特性，以便调整刺激脉冲的强度，从而向患者提供变化的感觉(例如，增加或减少神经激活的体积)。尽管***可以改变目标ECAP特性值，但是***仍然可以使用接收到的ECAP信号来调整刺激脉冲的一个或多个参数值，以便满足目标ECAP特性值。

***100内的一个或多个装置(诸如IMD 110和/或外部编程器150)可以执行如本文所述的各种功能。例如，IMD 110可包括被配置为递送电刺激的刺激电路***、被配置为感测多个ECAP信号的感测电路***以及处理电路***。处理电路***可以被配置为控制刺激电路***递送具有不同振幅值的多个电刺激脉冲，并且控制感测电路***在递送每个电刺激脉冲之后检测相应ECAP信号，并且确定这些ECAP信号中的每个ECAP信号的ECAP特性值。然后，IMD 110的处理电路***可以基于多个ECAP特性值确定患者的估计的神经阈值。所估计的神经阈值可以类似于患者在刺激的增加振幅值的扫描期间将手动识别的感知阈值。如此，IMD 110或诸如外部编程器150等另一装置可以例如在没有患者输入的情况下自动确定所估计的神经阈值。

在一些示例中，IMD 110可包括刺激电路***、感测电路***和处理电路***。然而，在其他示例中，一个或多个附加装置可以是执行本文描述的功能的***的一部分。例如，虽然IMD 110可以包括刺激电路***和感测电路***，但是外部编程器150或另一外部装置可以包括至少确定患者的所估计的神经阈值的处理电路***。例如，IMD 110可将感测到的ECAP信号或表示ECAP信号的数据发射到外部编程器150。因此，本文描述的过程可由分布式***中的多个装置执行。在一些示例中，***100可包括递送和/或感测电信号的一个或多个电极。此类电极可被配置为感测ECAP信号。在一些示例中，相同电极可被配置为感测表示患者的瞬时移动的信号。在其他示例中，其他传感器(诸如加速度计、陀螺仪或其他移动传感器)可以被配置为感测患者的指示患者可能已经转变为不同姿势状态的移动。

如本文所述，IMD 110的处理电路***可以被配置为确定在多个电刺激脉冲中的每个电刺激脉冲之后检测到的多个ECAP信号中的每个ECAP信号的特性值。递送多个刺激脉冲，其中每个刺激脉冲可以由刺激参数的不同的相应值限定。多个刺激脉冲可以包括增加振幅以引起ECAP信号信息的不同响应。在一个或多个示例中，每个ECAP信号的特性值是根据某个度量的ECAP信号的表示，并且由IMD 110例如通过从ECAP信号中去除伪影来确定。因此，这些特性值可以用作从ECAP信号导出的表示由所递送的刺激脉冲引起的相对神经纤维激活的度量。以这种方式，每个ECAP信号与特性值中的相应特性值相关联。只要在电极与目标神经之间的距离在脉冲的递送和相应ECAP信号的感测期间保持相对恒定，更高振幅脉冲通常导致更多的神经募集和更大的ECAP信号。

如本文所述，IMD 110的处理电路***可以被配置为基于在多个电刺激脉冲中的每个电刺激脉冲之后检测到的多个ECAP信号的特性值来确定患者的估计的神经阈值。例如，所估计的神经阈值可以通过扫描相应刺激脉冲的多个振幅并且从感测到的ECAP信号生成生长曲线来确定。生长曲线可以用于确定估计的神经阈值，例如，当生长曲线从第一线性区域过渡至第二曲线区域时。在一些示例中，***可以基于第二曲线区域的一个或多个特性(例如，曲率半径、曲线区域的当前振幅的宽度、曲线区域的ECAP振幅宽度与当前振幅宽度的比率等)确定治疗范围。以这种方式，如本文进一步描述的，***可以使用此脉冲扫描，或者作为改变一个或多个参数值的附加脉冲扫描的一部分，以基于ECAP特性自动确定用于疗法的参数值。刺激脉冲的振幅扫描可以是线性的、非线性的或甚至基于感测到的信息自适应的。在一个或多个示例中，IMD(或外部编程器)可以通过以更大的步长(例如，更快的变化率)增大多个刺激参数中的一个或多个刺激参数的值来步进通过第一线性区域，并且一旦感测到曲线中的拐点，***就可以减小刺激振幅的变化率以减缓变化步进(即，自适应步进)。在一个或多个示例中，处理电路***可以增大刺激参数的值，直到确定或可以确定所估计的神经阈值，并且然后停止递送用于扫描的刺激。在其他示例中，***可以继续执行振幅扫描直到达到预定振幅值，或者***从患者接收到请求停止刺激的输入(例如，患者已经达到不适阈值)。如果来自患者的输入指示已经达到不适阈值，则***可以将不适阈值刺激振幅设置为在疗法期间刺激的上阈值。

在一个示例中，***100(其可以是或可以包括IMD 110、外部编程器150和/或场外或网络计算***)可以包括被配置为向患者105递送刺激脉冲的刺激发生器，以及被配置为感测由刺激脉冲诱发的ECAP信号的感测电路***。***100还可以包括处理电路***，该处理电路***被配置为确定ECAP信号中的每个ECAP信号的ECAP特性值，并且基于生长曲线确定ECAP特性值的目标范围，该生长曲线基于所估计的神经响应，该所估计的神经响应可以是范围、目标ECAP信号的特性值和至少部分地限定要递送或提供给患者的电刺激疗法的至少一个参数值。例如，患者或临床医生还可以例如基于例如患者偏好或预期电池寿命来修改刺激疗法。

在一个示例中，IMD 110可以基于所估计的神经响应确定目标ECAP特性值，并且根据当前ECAP特性值之间的差值来计算该至少一个参数值。以这种方式，IMD 110可以使用ECAP特性值作为反馈以闭环方式递送刺激。IMD 110的处理电路***因此可以被配置为控制刺激发生器以根据至少一个调整后的参数值向患者递送电刺激疗法，该至少一个调整后的参数值可以基于ECAP特性值和/或所估计的神经阈值来选择。IMD 110可以包括刺激电路***、感测电路***和处理电路***。在一些示例中，诸如外部装置或不同植入装置等其他装置可以分析ECAP信号的特性值和/或基于特性值调整限定刺激脉冲的参数值。

尽管在图1的示例中，IMD 110采取SCS装置的形式，但在其他示例中，IMD 110采取以下装置的任何组合的形式：作为示例，深部脑刺激(DBS)装置、外周神经刺激器、植入式复律除颤器(ICD)、起搏器、心脏再同步疗法装置(CRT-D)、左心室辅助装置(LVAD)、植入式传感器、矫形装置或药泵。此外，本公开的技术可以用于确定与前述IMD中的任一者相关联的刺激阈值(例如，感知阈值和检测阈值)，然后使用刺激阈值来通知疗法的强度(例如，刺激水平)。

图2是示出IMD 200的部件的示例性配置的框图。IMD 200可以是图1的IMD 110的一示例。在图2所示的该示例中，IMD 200包括刺激生成电路***202、开关电路***204、感测电路***206、遥测电路***208、处理电路***210、存储装置212、传感器222和电源224。

在图2所示的示例中，存储装置212将患者数据240、刺激参数设定242和ECAP检测指令244存储在存储装置212内的单独存储器中或存储装置212内的单独区域中。患者数据240可以包括参数值、目标特性值或特定于患者的其他信息。在一些示例中，刺激参数设定242可包括用于能够由临床医生或患者选择用于疗法的相应不同刺激程序的刺激参数值。以这种方式，刺激参数设定242的每个所存储的疗法刺激程序或一组刺激参数值限定一组电刺激参数(例如，刺激参数集)的值，这些电刺激参数诸如刺激电极组合、电极极性、电流或电压振幅、脉冲宽度、脉冲速率、脉冲形状和/或占空比。存储装置212还可以存储ECAP检测指令244，这些ECAP检测指令限定被配置为引发可检测ECAP信号的一组电刺激参数的值，这些电刺激参数诸如刺激电极组合、电极极性、电流或电压振幅、脉冲宽度、脉冲速率和/或脉冲形状。ECAP检测指令244还可以具有附加信息，诸如关于何时基于在刺激参数设定242中限定的脉冲的脉冲宽度和/或频率递送控制脉冲的指令、用于检测ECAP信号的检测窗口、用于从ECAP信号中确定特性值的指令等。例如，ECAP检测指令244可以限定如何确定ECAP信号的特性值。

因此，在一些示例中，刺激生成电路***202根据上述电刺激参数生成电刺激信号。刺激参数值的其他范围也可以是有用的，并且可以取决于患者105体内的目标刺激部位。虽然本文主要描述了刺激“脉冲”，但刺激信号可以呈任何形式，诸如连续时间信号(例如，正弦波)等。

开关电路***204可以包括一个或多个开关阵列、一个或多个多路复用器、一个或多个开关(例如，开关矩阵或开关的其他集合)、或被配置为将刺激信号从刺激生成电路***202引导至电极232、234中的一个或多个电极或者将感测到的信号从电极232、234中的一个或多个电极引导至感测电路***206的其他电路***。在其他示例中，刺激生成电路***202和/或感测电路***206可以将信号引导至电极232、234中的一个或多个电极和/或从这些电极中的一个或多个电极引导信号，这些电极可以包括或还可以不包括开关电路***204。

感测电路***206被配置为监测来自电极232、234的任何组合的信号。在一些示例中，感测电路***206包括一个或多个放大器、滤波器和/或模数转换器。感测电路***206可用于感测生理信号，诸如ECAP信号。在一些示例中，感测电路***206从电极232、234的特定组合检测ECAP。在一些情况下，用于感测ECAP的电极的特定组合包括与用于递送刺激脉冲的一组电极232、234不同的电极。可替代地，在其他情况下，用于感测ECAP的电极的特定组合包括与用于向患者105递送刺激脉冲的一组电极相同的电极中的至少一个电极。感测电路***206可以向模数转换器提供信号，以用于转换成数字信号以供处理电路***210处理、分析、存储和/或输出。

遥测电路***208在处理电路***210的控制下支持IMD 200与外部编程器(图2中未示出)或另一计算装置之间的无线通信。作为对程序的更新，IMD 200的处理电路***210可以通过遥测电路***208从外部编程器接收各种刺激参数(例如，振幅和电极组合)的值。处理电路***210可以将刺激参数设定242或任何其他数据的更新存储在存储装置212中。IMD 200中的遥测电路***208以及本文所述的其他装置和***(诸如外部编程器)中的遥测电路可以通过射频(RF)通信技术来实现通信。另外，遥测电路***208可以通过IMD 200与外部编程器的近侧感应交互与外部医疗装置编程器(图2中未示出)进行通信。外部编程器可以是图1的外部编程器150的一个示例。因此，遥测电路***208可以连续地、以周期性间隔或者根据来自IMD 110或外部编程器的请求向外部编程器发送信息。

处理电路***210可以包括以下中的任何一者或多者：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***或被配置为提供归属于处理电路***210的功能的任何其他处理电路***，该处理电路***在本文中可以体现为固件、硬件、软件或它们的任何组合。处理电路***210控制刺激生成电路***202根据存储在存储装置212中的刺激参数设定242和任何其他指令来生成刺激信号，以施加由一个或多个程序指定的刺激参数值，诸如刺激信号中的每个刺激信号的振幅、脉冲宽度、脉冲速率和脉冲形状。

在图2所示的示例中，该组电极232包括电极232A、232B、232C和232D，并且该组电极234包括电极234A、234B、234C和234D。在其他示例中，单条引线可以包括沿该引线的单个轴向长度的所有八个电极232和234。处理电路***210还控制刺激生成电路***202生成刺激信号并将这些刺激信号施加至电极232、234的所选择的组合。在一些示例中，刺激生成电路***202包括开关电路(代替开关电路***204，或作为对该开关电路***的补充)，该开关电路可以将刺激信号耦接至引线230内的所选择的导体，这些引线进而跨所选择的电极232、234递送刺激信号。此类开关电路可以是开关阵列、开关矩阵、多路复用器或任何其他类型的开关电路，该任何其他类型的开关电路被配置为选择性地将刺激能量耦接至所选择的电极232、234并且利用所选择的电极232、234选择性地感测患者(图2中未示出)的脊髓的生物电神经信号。

然而，在其他示例中，刺激生成电路***202不包括开关电路，并且开关电路***204不介接在刺激生成电路***202与电极232、234之间。在这些示例中，刺激生成电路***202包括连接至电极232、234中的每个电极的多对电压源、电流源、电压吸收器或电流吸收器，使得每对电极具有独特的信号电路。换句话说，在这些示例中，电极232、234中的每个电极通过其自身的信号电路(例如，通过稳压电压源与吸收器或稳流电流源与吸收器的组合)独立地控制，这与电极232、234之间的开关信号相反。

相应引线230上的电极232、234可以由各种不同的设计构造而成。例如，引线230中的一条或两条引线可以在沿引线长度的每个纵向位置处包括一个或多个电极，诸如在位置A、位置B、位置C和位置D中的每一者处围绕引线周边的不同周边位置处包括一个电极。在一个示例中，电极可以例如通过开关电路***204和/或刺激生成电路***202的开关电路***，通过引线壳体内的笔直的或盘绕的并且延伸至引线近侧端部处的连接器的相应导线电耦接至刺激生成电路***202。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端连接器。薄膜然后可以围绕内部构件缠绕(例如，螺旋式缠绕)以形成引线230。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。

尽管感测电路***206在图2中与刺激生成电路***202和处理电路***210一起结合到公共壳体中，但在其他示例中，感测电路***206可位于与IMD 200分开的壳体中并且可经由有线或无线通信技术与处理电路***210通信。在一些示例中，电极232和234中的一个或多个电极适用于感测ECAP。例如，电极232和234可感测ECAP信号的一部分的电压振幅，其中感测到的电压振幅(诸如在信号内的特征之间的电压差)是ECAP信号的特征。

存储装置212可以被配置为在操作期间在IMD 200内存储信息。存储装置212可以包括计算机可读存储介质或计算机可读存储装置。在一些示例中，存储装置212包括短期存储器或长期存储器中的一者或多者。存储装置212可以包括例如随机存取存储器(RAM)、动态随机存取存储器(DRAM)、静态随机存取存储器(SRAM)、磁盘、光盘、快闪存储器或各种形式的电可编程存储器(EPROM)或电可擦除可编程存储器(EEPROM)。在一些示例中，存储装置212用于存储指示用于由处理电路***210执行的指令的数据。如以上所讨论的，存储装置212被配置为存储患者数据240、刺激参数设定242和ECAP检测指令244。

在一些示例中，存储装置212可以存储关于处理电路***210可以如何响应于ECAP信号的所确定的特性值而调整刺激脉冲的指令。例如，处理电路***210可以监测从ECAP信号(或从ECAP信号导出的信号)获得的ECAP特性值以调节刺激参数值(例如，增大或减小刺激强度以维持目标治疗效果)。在一些示例中，目标ECAP特性值可以针对患者的不同情形而变化，诸如不同的姿势状态、一天中的时间、活动等。

传感器222可包括感测相应患者参数(诸如姿势状态)的值的一个或多个感测元件。如上所述，电极232和234可以是感测ECAP信号的特性值的电极。传感器222可以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222可以输出患者参数值，这些患者参数值可以用作控制疗法递送的反馈。例如，传感器222可以指示患者活动，并且处理电路***210可以响应于检测到增加的患者活动而增加控制脉冲和ECAP感测的频率。在一个示例中，处理电路***210可以响应于来自传感器222的指示患者活动已超过活动阈值的信号而启动控制脉冲和对应的ECAP感测。相反地，处理电路***210可以响应于检测到减少的患者活动而降低控制脉冲和ECAP感测的频率。例如，响应于传感器222不再指示所感测到的患者活动超过阈值，处理电路***210可以暂停或停止递送控制脉冲和ECAP感测。以这种方式，处理电路***210可以基于患者活动动态地递送控制脉冲和感测ECAP信号，以在电极到神经元的距离不可能改变时降低***的功耗，并且可以在电极到神经元的距离可能改变时增加***对ECAP改变的响应。IMD 200可以包括在IMD 200的壳体内和/或通过引线130或其他引线中的一条引线耦接的附加传感器。另外，例如，IMD 200可以通过遥测电路***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以位于患者体外(例如，承载于皮肤的外表面上、附接到衣服，或以其他方式定位在患者105的体外)。在一些示例中，来自传感器222的信号指示位置或身体状态(例如，睡眠、清醒、坐着、站立等)，并且处理电路***210可以根据所指示的位置或身体状态来选择目标ECAP特性值。

电源224被配置为向IMD 200的部件递送操作功率。电源224可以包括电池和用于产生操作功率的发电电路。在一些示例中，电池是可再充电的，以允许长期操作。在一些示例中，再充电通过外部充电器与IMD 200内的感应充电线圈之间的近侧感应交互来实现。电源224可以包括多种不同电池类型中的任一种或多种电池，诸如镍镉电池和锂离子电池。

图3是示例性外部编程器300的部件的示例性配置的框图。外部编程器300可以是图1的外部编程器150的示例。尽管外部编程器300通常可以被描述为手持装置，但是外部编程器300可以是更大的便携式装置或更固定的装置。在其他示例中，外部编程器300可以被包括作为外部充电装置的一部分或者可以包括外部充电装置的功能。如图3所示，外部编程器300可以包括处理电路***352、存储装置354、用户接口356、遥测电路***358和电源360。

存储装置354可以存储指令，这些指令在由处理电路***352执行时使处理电路***352和外部编程器300提供贯穿本公开归于外部编程器150、300的功能。这些部件、电路***或模块中的每一者可以包括被配置为执行本文所述的功能中的一些或全部功能的电路***。例如，处理电路***352可以包括被配置为执行关于处理电路***352所讨论的过程的处理电路***。

通常，外部编程器300包括单独地或与软件和/或固件组合地执行归属于外部编程器300以及外部编程器300的处理电路***352、用户接口356和遥测电路***358的技术的任何合适的硬件布置。在各种示例中，外部编程器300可以包括一个或多个处理器，诸如一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA或任何其他等效的集成或离散逻辑电路***，以及此类部件的任何组合。在各种示例中，外部编程器300还可以包括存储装置354，诸如RAM、ROM、PROM、EPROM、EEPROM、闪存存储器、硬盘、CD-ROM，该存储装置包括用于使该一个或多个处理器执行归属于这些指令的动作的可执行指令。此外，尽管处理电路***352和遥测电路***358被描述为单独的模块，但在一些示例中，处理电路***352和遥测电路***358在功能上集成。在一些示例中，处理电路***352和遥测电路***358对应于各个硬件单元，诸如ASIC、DSP、FPGA或其他硬件单元。

存储装置354(例如，存储器或被配置为存储数据的其他装置)可以存储指令，这些指令在由处理电路***352执行时使处理电路***352和外部编程器300提供归属于贯穿本公开的外部编程器150、300的功能。例如，存储装置354可以包括使处理电路***352从存储器获得参数集、选择空间电极模式、接收用户输入并向IMD 200发送对应命令或任何其他功能的指令。存储装置354可以包括多个程序，其中每个程序包括限定疗法刺激或控制刺激的参数集。存储装置354还可以存储从医疗装置(例如，IMD 110)接收的数据。例如，存储装置354可以存储在医疗装置的感测模块处记录的ECAP相关数据，并且存储装置354还可以存储来自医疗装置的一个或多个传感器的数据。

用户接口356可以包括按钮或小键盘、灯、用于语音命令的扬声器、显示器，诸如液晶显示器(LCD)、发光二极管(LED)或有机发光二极管(OLED)。在一些示例中，显示器包括触摸屏。用户接口356可被配置为显示与电刺激的递送、识别的姿势状态、感测到的患者参数值或任何其他此类信息相关的任何信息。用户接口356还可以经由用户接口356接收用户输入(例如，患者何时感知到刺激脉冲的指示)。输入可以是例如按下小键盘上的按钮或从触摸屏选择图标的形式。输入可以请求开始或停止电刺激、新空间电极模式或对现有空间电极模式的改变、或对电刺激的递送的某种其他改变。

遥测电路***358可以在处理电路***352的控制下支持医疗装置与外部编程器300之间的无线通信。遥测电路***358还可以被配置为通过无线通信技术与另一计算装置通信，或者通过有线连接与另一计算装置直接通信。在一些示例中，遥测电路***358通过RF或近侧感应介质提供无线通信。在一些示例中，遥测电路***358包括天线，该天线可以采取多种形式，诸如内部天线或外部天线。

可以用于促进外部编程器300与IMD 110之间的通信的本地无线通信技术的示例包括根据802.11或规范集或其他标准或专有遥测协议的RF通信。以这种方式，其他外部装置可以能够与外部编程器300通信，而无需建立安全无线连接。如本文所述，遥测电路***358可以被配置为将空间电极移动模式或其他刺激参数值传输至IMD 110以递送电刺激疗法。尽管在一些示例中IMD 110可以确定ECAP信号的特性值并控制刺激参数值的调整，但是编程器300可以单独地或与IMD 110一起以分布式功能执行这些任务。

在一些示例中，对刺激参数或疗法刺激程序的选择被传输至医疗装置以递送至患者(例如，图1的患者105)。在其他示例中，疗法可以包括药物、活动、或者患者105必须自己执行或护理者为患者105执行的其他指令。在一些示例中，外部编程器300提供指示存在新指令的视觉、听觉和/或触觉通知。在一些示例中，外部编程器300需要接收用户输入，以确认指令已经完成。

外部编程器300的用户接口356还可以被配置为从临床医生接收指示医疗装置的处理器更新一个或多个疗法刺激程序或更新ECAP信号的目标特性值的指示。更新疗法刺激程序和目标特性值可以包括根据程序改变由医疗装置递送的刺激脉冲的一个或多个参数，诸如疗法脉冲和/或控制脉冲的振幅、脉冲宽度、频率和/或脉冲形状。用户接口356还可以从临床医生接收命令任何电刺激(包括疗法刺激和控制刺激)开始或停止的指令。

电源360被配置为向外部编程器300的部件递送操作功率。电源360可以包括电池和用于产生操作功率的发电电路。在一些示例中，电池是可再充电的，以允许长期操作。再充电可以通过将电源360电耦接至与交流电(AC)插座连接的支架或插头来实现。另外，再充电可以通过外部充电器与外部编程器300内的感应充电线圈之间的近侧感应交互来实现。在其他示例中，可使用传统的电池(例如，镍镉或锂离子电池)。另外，外部编程器300可以直接耦接至交流电插座以进行操作。

图3中所示的外部编程器300的架构作为示例示出。本公开中阐述的技术可以在图3的示例性外部编程器300以及本文未具体描述的其他类型的***中实施。本公开中的任何内容都不应当被解释为将本公开的技术限于图3所示的示例性架构。

图4A是根据本公开的一种或多种技术的针对相应刺激脉冲感测到的示例性诱发复合动作电位(ECAP)的图402。如图4A所示，图402示出了示例性ECAP信号404(虚线)和ECAP信号406(实线)。在一些示例中，ECAP信号404和406中的每个ECAP信号由从受保护的阴极递送的刺激脉冲感测，其中控制脉冲是双相脉冲，其在该脉冲的每个正相与负相之间包括相间间隔。在一些此类示例中，受保护的阴极包括位于8电极引线(例如，图1的引线130)的端部处的刺激电极，而两个感测电极设置在该8电极引线的另一端处。ECAP信号404展示了作为亚检测阈值刺激脉冲的结果而感测到的电压振幅。换句话说，刺激脉冲未引发ECAP信号404中的可检测ECAP信号。检测ECAP信号404的峰408，并且该峰表示递送的刺激脉冲(例如，可促成或可不促成患者的治疗效果的控制脉冲)的伪影。然而，在ECAP信号404中的伪影之后没有检测到传播信号，因为刺激脉冲是亚检测阈值(例如，刺激脉冲的强度不足以使神经纤维去极化并且生成可检测ECAP信号)。

与ECAP信号404相比，ECAP信号406表示从超检测阈值刺激脉冲检测到的电压振幅。检测到ECAP信号406的峰值408，并且该峰值表示所递送的刺激脉冲的伪影。在峰值408之后，ECAP信号406还包括峰值P1、N1和P2，它们是代表来自ECAP的传播动作电位的三个典型峰值。伪影与峰值P1、N1和P2的示例性持续时间为约1毫秒(ms)。在ECAP信号中的两个点之间的时间可以被称为ECAP的“潜伏期”，并且可以指示由控制脉冲捕获的纤维的类型。具有较低延迟(即，较小的延迟值)的ECAP信号指示具有较快信号传播的神经纤维具有较高百分比，而具有较高延迟(即，较大的延迟值)的ECAP信号指示具有较慢信号传播的神经纤维具有较高百分比。在其他示例中，可以使用ECAP信号的其他特征。

ECAP信号(例如，ECAP信号内的峰值)的振幅通常随着刺激脉冲的振幅增加而增加，只要脉冲振幅大于阈值，使得神经去极化并且传播该信号。目标ECAP特性(例如，目标ECAP振幅)可以根据与从向患者105(图1)递送疗法的脉冲中检测到的估计的神经响应相关联的ECAP信号来确定。因此，ECAP信号表示刺激电极与神经之间的适合于当时递送的脉冲的刺激参数值的距离。

在一些示例中，处理电路***210(图2)或其他装置可以被配置为例如从与ECAP信号相关联的一个或多个信号的多个不同特征中确定ECAP信号的特性值。可以通过使用处理电路***从ECAP信号去除伪影来确定ECAP信号的特性值。这些不同的特征可以结合到表示ECAP信号的相对动作电位的平均值、加权平均值或其他组合中。处理电路***210可以从相同信号的不同特征中确定特性值，诸如ECAP信号中的两个峰值之间的振幅差和ECAP信号中的两个不同峰值之间的振幅差。作为来自相同信号的特征的另一个示例，处理电路***210可以基于二阶导数信号中的两个不同峰值的平均值确定特性值。可替代地，处理电路***210可以根据从不同信号获得的特征来确定ECAP信号的特性值。例如，处理电路***210可以确定P2峰值任一侧上的ECAP信号的一阶导数的最小值与最大值之间的差值，确定ECAP信号的二阶导数的最大值，并且将这些因子中的每个因子组合成ECAP信号的单个特性值。ECAP信号的此单个特性值可以被称为“复合”特性值，因为它是由ECAP信号导出的若干不同因子的复合，以便获得ECAP信号的更完整表示。

在一个或多个示例中，可以在减去伪影之后确定ECAP特性值，在某种程度上在感测到的ECAP信号的某个部分期间可能存在伪影。在一些示例中，该伪影可以被建模为指数分量和线性分量的总和。在另一个示例中，可以仅通过指数分量或线性分量来充分地对伪影进行建模。为了将伪影拟合至生长曲线的响应，可以使用若干方法。在一个或多个示例中，该方法可以包括估计伪影模型与所测量的响应之间的误差函数中的最小值。例如，如果函数的参数是P(例如，指数、增益和线性斜率和偏移的时间常数)，则误差函数可以为：

Err(P)＝E[E(t)–A(P,t)]

最佳拟合是找到误差Err(P)被最小化的P_opt。ECAP特性值可以通过记录E(t)确定为：

ECAP(t)＝E(t)–A(P_opt,t)

公共误差函数Err是类似于范数-2的函数，其被定义为

E＝sqrt[sum_t((E(t)–A(P,t))²]

具有四个参数的示例性模型A(P,t)如下：

A(P,t)＝exp(-t/P(1))*P(2)+t*P(3)+P(4)

在一个或多个示例中，误差函数可以由权重函数W(t)修改，其中W(t)对于例如在第一区域中的神经响应低的实例是高的。例如，W函数可以在所测量的波形E(t)的早期(例如，在神经响应发展之前)对于t是高的，并且在神经响应可能是高的情况下是低的。在一些示例中，W(t)可以在响应之后更高。

E[P]＝sqrt(sum_t(W(t)*(E(t)–A(P,t))²)

以这种方式，模型可以更具体地拟合至伪影，而不拟合至例如第一区域中的神经响应。因此，权重可以由***调整以减小任何刺激伪影的影响，同时维持信号的所期望的ECAP分量。请注意，对于此分析，可以使用均匀权重W，因此此特征可以是任选的。

还应当理解，一旦估计出时间常数P(1)，就可以求解其余参数。例如，在一些示例中，如果M被定义为具有行[exp(-t/P(1))t 1]的矩阵并且W_m是具有等于W的对角线的矩阵，则参数P(2)至P(4)可以为：

P_end＝(A'*diag(W’)*diag(W)*A)\(A'*diag(W’)*diag(W)*数据)

在上表中，“\”运算符是矩阵求逆运算符，并且diag(W)将长度n的权重向量转换成具有W的内容的权重n的矩阵。图4B中示出了示例性权重阵列W。W中的所关注特征可以包括高起始水平(其中含有大多数伪影，但是ECAP响应低)和可以含有主ECAP能量的特征的低权重(例如，围绕样本20和样本40)。另外，重量W可以含有与典型过渡区域相对应的峰值(例如，围绕样本11或样本30的峰值)。

对于实时***，矩阵乘法运算可能是相当有效的。因此，可能存在求解P(1)的自适应程序(例如通过误差方法的反向传播)，并且然后是求解P(2)至P(4)的分析方法。在一个或多个示例中，如果伪影可以相当快速地发生改变，则可以取决于误差项来调整算法的反向传播类型的速度(例如，大误差可能导致P(1)的较快调适)。在一些示例中，P(1)或P(1)的范围可以使用植入物外部的设备诸如临床医生编程器或患者编程器来估计。

对于某些权重函数，P_end的方程可以是稀疏方程，并且可以被简化为非FIR滤波器模型。另外，可以评估若干P(1)候选值，并且可以为算法选择最小P(1)候选值。另一个替代方案可以确定评估若干P(1)候选值并且挑选最小候选值，但利用邻近附近测量结果来拟合曲线(例如，抛物线)，以更精确地确定该最小候选值的位置。以这种方式，可以利用较少的评估来提高所估计的神经响应的准确性。

在一个或多个示例中，可以使用各种方法(包括但不限于标准方法、伪影模型方法、高通滤波器方法或相关方法)从ECAP中去除伪影，其中每种方法使用处理电路***来确定ECAP特性值。

在使用标准方法(SM)来确定ECAP特性值时，可以对波形V_i(t)进行低通滤波(Kaiser滤波器，11抽头，4.5kHz)以进一步进行带限和减少异步噪声。在一个或多个示例中，ECAP振幅可以随后被估计(例如，计算)为ECAP的P2与N1特征之间的差值(例如，在振幅方面，诸如以μV计)。在一个或多个示例中，N1可以被定义为经滤波的波形在0.3毫秒(ms)至0.6ms的时间窗口中的最小振幅，而P2可以被定义为在0.7ms至1.1ms的时间窗口中的最大振幅。考虑到ECAP的预期潜伏期和形态特性，可以设置这些时间窗口。潜伏期可以是刺激电极与记录电极之间的间隔连同ECAP在脊髓中的预期传导速度的函数。在开始为正并随时间推移衰减的大伪影的情况下，N1可能大于P2，其中N1-P2可以被计算为负。

处理电路***210还可以或可替代地使用伪影模型(AM)来确定ECAP特性值。在一个或多个示例中，刺激伪影可以由具有不同时间常数的两个衰减指数构成。在一个或多个示例中，在用于估计脊柱ECAP的相对短的刺激后窗口(例如，1.5ms)上，伪影可以被适当地建模为单指数分量加上线性分量的总和，这可以更准确地估计ECAP振幅。如果V_i(t)是求平均之后记录的电压波形，则伪影A(t)的估计值可以通过将以下方程最佳地拟合至数据V_i(t)来获得：

A(t)＝c₁exp(-t/τ)+c₂t+c₃

该拟合可以通过在参数c1、c2、c3和τ上确定以下误差函数中的最小值来执行：

为了解决此优化问题，τ可以以100对数步长从50μs变化至800μs。对于每个τ，E(τ)可以通过求解以下闭式矩阵方程来确定：

C＝(M’M)\(M’V)

E(τ)＝Norm(V-M C)

在以上方程中，t₀可以是采样周期，C是最佳c系数的3x1向量，V可以是由所测量的样本V(t)构成的向量，并且范数可以表示范数-2运算。最佳τ可以被确定为产生最小E(τ)的τ。利用上述方程来计算C系数。在确定伪影模型之后，可以使用与标准方法中相同的N1和P2窗口从降噪波形V(t)-A(t)计算或估计N1-P2振幅。

在一个或多个示例中，处理电路***210还可以或可替代地使用高通滤波器(HP)方法。例如，刺激伪影可以在生物电位记录的稍后部分中含有相对于ECAP的较低频率内容(例如，在刺激脉冲结束之后大于0.6ms)。如此，用于减轻与ECAP重叠的刺激伪影的另一种方法可以是高通滤波器或微分滤波器的应用。此类滤波器可以具有以下益处。微分器的第一峰值响应发生在ECAP从N1至P2的高斜率转变处。此响应可以相对于N1(SM用于估计ECAP的ECAP的第一特征)被延迟，并且有利地导致利用微分器在信号与伪影之间的额外时间隔离。另外，简单的微分器可以以非常计算有效的方式实施，这是电池供电的植入式医疗装置的重要考虑因素。

具有响应1–z^-2的梳状滤波器可以用作所获取的生物电位的微分器。在应用微分器滤波器之后，可以对波形进行平滑(Kaiser，FIR 11抽头滤波器；截止值4.5kHz)。ECAP响应可以被计算为在大约0.6ms至0.85ms的时间窗口中的最大输出与在大约0.9ms至1.125ms的窗口中的最小输出之间的差值。可以使用与标准方法所采用的考虑因素类似的考虑因素来设置时间窗口。

处理电路***210还可以或可替代地使用相关方法(CM)，该CM通过将所获取的生物电位与合成的滤波器模板T(t)相关来估计脊髓激活。具体地，神经响应可以被计算为：

此处使用的模板可以具有数学表达式T(t)＝B(t)sin(4πt/1.3)/N，其中t是以ms计的时间，B(t)是巴特利特窗口，并且N是归一化因子，例如，在1.3ms窗口上N＝sum(B(t)2sin(4πt/1.3)2)。模板可以近似典型的ECAP信号的形态。1.3ms的持续时间可以用于优化模板与观察到的响应的匹配。模板可以正交于伪影波形的泰勒展开(Taylor expansion)的前三个分量，即常数项、线性项和二次项。因此，当模板应用于含有神经响应和伪影两者的波形时，伪影分量可以被减少。然而，由于跨受试者的传导速度的差异和跨刺激水平或脉冲宽度的动作电位起始的延迟，神经响应中的可变潜伏期常规地发生。模板可以与神经记录相匹配，并且可以相应地利用傅里叶技术来计算最佳延迟Δ。

在一些示例中，为了说明神经响应潜伏期的可变性，在避免响应中的非生理性偏移的同时，***可以防止Δ减小至低于0ms或增加至高于0.18ms。

一旦确定了ECAP特性值，该值就可以用于确定估计的神经阈值。刺激的患者阈值(例如，表示使患者感觉到刺激的最小刺激电流的感知阈值)可能与神经阈值相关。例如，图5B示出了针对各种受试者的所估计的神经阈值与所确定的感觉异常水平(例如，感知阈值和不适阈值)之间的关系。如本文所述，可以基于ECAP信号自动计算所估计的神经阈值，并且可以基于患者对不同刺激振幅的反馈来确定所确定的感知阈值和不适阈值。患者的每对感知阈值和不适阈值被示为竖直线，其中感知阈值低于较低值并且不适阈值为较高值。如图5B所示，针对刺激的所确定的感觉异常水平与所估计的神经阈值紧密相关。换句话说，对于每个受试者，所估计的神经阈值被确定为落在感知阈值与不适阈值之间。在一个或多个示例中，可以形成定义不同刺激振幅的ECAP特性值之间的关系的生长曲线或相关曲线(图5A)。处理电路***210可以通过控制刺激电路***递送刺激脉冲同时扫描刺激振幅(例如，迭代地增加振幅)以感测相应ECAP信号并且获得表示估计的神经响应的ECAP特性值(例如，数据)来生成生长曲线。在一个或多个实施方案中，存储装置可以存储可以定义相关曲线(例如，生长曲线)的数据，该相关曲线定义ECAP特性值与刺激振幅之间的关系。***可以基于此相关曲线确定所估计的神经阈值。所估计的神经阈值可以表示所估计的刺激振幅，在该刺激振幅下患者响应将从亚感知转变至刺激感知。***可以基于所估计的神经阈值设置针对刺激的初始振幅，或者使用所估计的神经阈值来设置针对疗法的目标ECAP值(例如，低于、等于或高于患者的神经阈值)。在一些示例中，在患者的神经阈值附近，可能存在基本上曲线的分量，诸如相关曲线的拐点部分的开始。在一个或多个示例中，响应的非生理分量可能偶尔表现为低于神经阈值。在一些示例中，响应可以随着电流的增加而线性生长，并且可以与残余伪影相关。

在一个或多个示例中，如图5A所示，来自在脊髓处检测到的ECAP信号的生长曲线500可以包括第一区域510，该第一区域可以是基本上线性的。在一些示例中，可以计算生长曲线500的第一区域510，其中振幅的变化部分地由残余伪影限定以计算ECAP特性值。在一些示例中，第一区域510可以是低于15mA电流的曲线。在可能取决于用于确定ECAP特性值的方法的一些示例中，响应的非生理分量可能偶尔表现为低于所估计的神经阈值。响应随着电流的增加而线性生长，并且可以与残余伪影相关。在生长曲线500的第二区域530中，振幅的变化部分地由患者神经响应限定。在一个或多个示例中，在所估计的神经阈值附近可能存在基本上曲线的分量。在一些示例中，确定所估计的神经阈值是至少部分地基于生长曲线500的拐点区域的曲率来确定的。在一些示例中，第二区域530可以由阈值(I_thr)和σ(在此区域中响应生长得多快)来表征。在一个或多个示例中，曲线的宽度与提供给患者和/或临床医生的参数设定的治疗范围相关。

在一个或多个示例中，以下函数形式可以表示第一区域510和第二区域530，例如，对ECAP生长曲线500的生理贡献和伪影驱动的非生理贡献两者：

E(I)＝R(I,I_thr,σ)·S_Resp+I·S_art+N

在一个或多个示例中，在给定刺激电流I下的神经激活的估计值E(I)可以是三个分量的总和。分量可以包括：R(I,I_thr,σ)·S_Resp，其捕获神经响应对生长曲线的贡献；S_art，其描述了伪影随电流的生长速率；和常数N，其用于拟合残余噪声。神经贡献可以由参数I_thr、σ和S_Resp来表征。I_thr表示神经激活的所估计的阈值，而σ表示扩散，其是定义在刺激电流增加时曲线在曲线区域与线性区域之间转变得多快的参数。S_resp描述了线性区域中神经响应的生长速率。图5A示出了与参数一起拟合的一示例。

图6A至图6D至图8A至图8D示出了从人类受试者记录的三种示例性响应，这些示例性响应捕获ECAP信号的伪影与所遇到的响应之间的交互的类型。图6A、图7A和图8A示出了波形V_i(t)；图6B、图7B和图8B示出了确定ECAP特性值的AM方法的输出；图6C、图7C和图8C示出了确定ECAP特性值的HP方法的输出；并且图6D、图7D和图8D示出了例如通过处理电路***计算ECAP特性值的四种示例性技术的所得生长曲线(符号)以及它们的最佳拟合(线)。

在图6A至图6D所示的情况下，伪影相对于神经响应是平坦的，并且即使在标准方法中神经响应也是清晰可见的(图6A)。在这种情况下，AM方法(图6B)产生与在原始迹线中看到的响应非常类似的响应。HP方法(图6C)将响应的主要分量从N1波谷(在这种情况下大约在0.4ms处)移位至大约0.7毫秒处的正峰值。转向生长曲线(图6D、图7D、图8D)，标准方法由星形数据点表示，AM方法由圆形数据点表示，HP方法由方形数据点表示，并且CM由菱形数据点表示。如图所示，AM产生的生长曲线最接近用标准方法获得的生长曲线。HP方法和CM方法的生长曲线低估了神经响应(图5A的第二区域530)；然而，神经激活的所估计的阈值I_thr跨各种方法是类似的(表1)。

在图7A至图7D和图8A至图8D所示的情况下，所记录的迹线V_i(t)含有明显的伪影以及特性神经响应两者(图7A、图8A)。标准方法的生长曲线显示在伪影开始为负并朝向零衰减的情况下，在低于可能发生神经响应的水平下的明显生长。相反，生长固化变为负并且然后逆转为正，其中伪影开始于正并衰减至零(图8D)。在所有情况下，AM使伪影明显减弱并且揭示神经响应，如图6B、图7B和图8B所示。HP滤波器在响应早期表现出相对大的伪影，但是HP滤波器在响应后期(例如，在t>0.6ms处)使伪影明显减弱。

在一个或多个示例中，可以通过检查这些示例的拟合的参数来定量地捕获以上讨论的定性观察；具体地，残余伪影的程度可以由S_art捕获，而神经响应的保留程度可以通过与神经生长斜率参数S_resp(表1)比较来捕获。生长曲线的拟合的参数可以用于定量这些ECAP特性值发展的有效性，例如以消除伪影同时保留神经响应。

表1示出了图6D、图7D和图8D中的三个示例的拟合的参数。在表1中，第3列和第4列分别示出了相对于ECAP特性值的伪影量(S_art)和神经贡献量(S_resp)。第5列示出了神经激活的计算阈值(I_thr)。

表1

条件	伪影方法	S_art(μV/mA)	S_resp(μV/mA)	I_thr(mA)
					图6	标准	-0.64	75.99	3.7
	AM	0.31	70.37	3.7
						HP	-0.21	38.06	3.6
	CM	0.08	42.51	3.8
					图7	标准	1.83	10.84	5.6
	AM	0.05	10.97	5.9
						HP	0.17	5.67	5.6
	CM	-0.21	6.19	5.6
					图8	标准	-0.09	7.74	4.8
	AM	0.01	8.15	4.6
						HP	-0.01	4.94	4.6
	CM	0.16	5.32	4.5

图9是示出用于基于ECAP信号特性值确定估计的神经阈值的示例性技术的流程图。IMD 200和处理电路***210将在图9的示例中描述，但是其他IMD(诸如IMD 110)或其他装置(例如，外部编程器150)或***可以执行或部分执行图9的技术。

在一个或多个示例中，处理电路***210控制IMD 200递送多个刺激脉冲(902)。在一些示例中，该多个刺激脉冲中的每个刺激脉冲至少部分地由刺激参数的不同的相应值来定义。以这种方式，刺激参数的不同值可以构成增加刺激振幅的扫描，其可以是线性的、非线性的、基于反馈自适应的和/或它们的某种组合。

处理电路***210还可以控制IMD 200感测由刺激脉冲产生的相应ECAP信号(904)。在一些示例中，该方法可以包括由处理电路***接收诱发复合动作电位(ECAP)信号信息，其中ECAP信号信息包括由感测电路***感测并由多个刺激脉冲引发的ECAP信号，并且由处理电路***并基于ECAP信号信息确定由多个刺激脉冲引发的ECAP信号中的每个ECAP信号的ECAP特性值。在一些示例中，ECAP特性值可以包括由处理电路***在ECAP信号信息的N1峰值与P2峰值之间的直接测量结果。在一些示例中，ECAP特性值可以包括其中去除了伪影的ECAP信号信息。在一个或多个示例中，去除伪影可以包括例如由处理电路***将伪影建模为单指数分量加上线性分量的总和，以及从每个ECAP信号中去除该总和。在又另一个示例中，伪影可以仅被充分地建模为线性分量或指数分量。在一些示例中，由处理电路***对伪影进行建模包括通过在第一区域中比在第二区域中更高地加权误差函数来估计误差函数的最小值，其中第一区域在患者神经响应之前并且第二区域在患者神经响应之后。在一个或多个示例中，去除伪影包括使ECAP信号通过高通滤波器。

该方法还可以包括例如由处理电路***210并基于ECAP特性值确定患者的估计的神经阈值(906)。在一些示例中，感测ECAP信号的过程可以包括在患者保持在同一位置时针对患者的生长曲线测量ECAP信号。在一些示例中，相关曲线定义ECAP特性值与刺激振幅之间的关系，其中***可以基于相关曲线(例如，生长曲线)确定估计的神经阈值。在一些示例中，该方法可以包括将数据存储在存储装置212上，该数据定义相关曲线，该相关曲线定义ECAP特性值与刺激振幅之间的关系，其中该相关曲线包括第一区域和第二区域，在该第一区域中振幅的变化部分地由残余伪影定义，在该第二区域中振幅的变化部分地由患者神经响应定义，其中该第一区域在该所估计的神经阈值之前并且该第二区域在该神经阈值之后。在一些示例中，确定所估计的神经阈值包括至少部分地基于曲线的拐点区域的曲率至少确定所估计的神经阈值。

在一些示例中，感测到的ECAP信号与刺激振幅的关系可以由以下定义：

E(I)＝R(I,I_thr,σ)·S_Resp+I·S_art+N；

其中：

E(I)包括在给定刺激电流I下的所估计的神经响应；

I_th_r包括ECAP阈值；

σ包括定义数据的线性区域与数据的弯曲区域之间的过渡速率的参数；

S_art包括伪影随电流的生长速率；并且

S_resp包括在该数据的线性区域中的生长速率。

图10是示出用于基于ECAP信号特性值确定估计的神经阈值的示例性技术的流程图。IMD 200和处理电路***210将在图10的示例中描述，但是其他IMD(诸如IMD 110)或其他装置或***可以执行或部分执行图10的技术。

在一个或多个示例中，处理电路***210控制IMD 200递送刺激脉冲(1002)。刺激脉冲至少部分地由刺激参数的相应值来定义。处理电路***210还可以控制IMD 200感测由刺激脉冲产生的ECAP信号。在一些示例中，处理电路***210可以由处理电路***210接收诱发复合动作电位(ECAP)信号信息(1004)。在一个或多个示例中，ECAP信号信息可以包括由感测电路***感测并由刺激脉冲引发的ECAP信号。

在一个或多个示例中，该方法包括例如由处理电路***210确定由刺激脉冲引发的ECAP信号的ECAP特性值，其中ECAP特性值基于ECAP信号信息(1006)。在一些示例中，ECAP特性值可以包括由处理电路***210在ECAP信号信息的N1峰值与P2峰值之间的直接测量结果。在一些示例中，ECAP特性值可以包括其中去除了伪影的ECAP信号信息。

在一个或多个示例中，去除伪影可以包括例如由处理电路***210将伪影建模为单指数分量加上线性分量的总和，以及从每个ECAP信号中去除该总和。在一些示例中，由处理电路***210对伪影进行建模包括通过在第一区域中比在第二区域中更高地加权误差函数来估计误差函数的最小值，其中第一区域在患者神经响应之前并且第二区域在患者神经响应之后。在一个或多个示例中，去除伪影包括例如由处理电路***210使ECAP信号通过高通滤波器。

处理电路***210然后确定是否继续扫描不同参数值(1008)。扫描可以包括迭代地增加连续刺激脉冲的刺激参数值，诸如振幅。如果参数值还没有处于预定值，如果不能从已经收集的ECAP特性值中确定估计的神经阈值，或者如果处理电路***210尚未接收到请求停止扫描的患者输入，则处理电路***210可以确定继续扫描。处理电路***210可以响应于参数值达到预定值、响应于确定可以确定神经阈值或响应于接收到请求停止扫描的患者输入(例如，当刺激振幅已经达到不适阈值时)而停止扫描。如果处理电路***210确定继续扫描(框1008的“是”分支)，则处理电路***210调整下一脉冲的参数值(例如，增加刺激振幅)(1010)并且继续控制IMD 200递送下一刺激脉冲(1002)。

如果处理电路***210确定停止扫描(框1008的“否”分支)，则处理电路***210基于ECAP特性值估计患者的神经阈值(1012)。例如，该方法还可以包括例如由处理电路***210并基于ECAP特性值确定患者的估计的神经阈值。

在一些示例中，处理电路***210在患者保持在同一位置时感测用于测量患者的生长曲线的ECAP信号。在一些示例中，IMD 200或***100可以例如通过使用伪影或传感器(诸如加速度计)来检测没有发生运动时的时间部分。在一些示例中，相关曲线定义ECAP特性值与刺激振幅之间的关系，其中相关曲线用于生长曲线以确定估计的神经阈值。在一些示例中，该方法可以包括将数据存储在存储装置212上，该数据定义相关曲线，该相关曲线定义ECAP特性值与刺激振幅之间的关系，其中该相关曲线包括第一区域和第二区域，在该第一区域中振幅的变化部分地由残余伪影定义，在该第二区域中振幅的变化部分地由患者神经响应定义，其中该第一区域在该所估计的神经阈值之前并且该第二区域在该神经阈值之后。在一些示例中，确定所估计的神经阈值是至少部分地基于曲线的拐点区域的曲率来确定的。

在一些示例中，该关系由以下定义：

E(I)＝R(I,I_thr,σ)·S_Resp+I·S_art+N；

其中：

E(I)包括在给定刺激电流I下的所估计的神经响应；

I_thr包括ECAP阈值；

S_art包括伪影随电流的生长速率；并且

S_resp包括在该数据的线性区域中的生长速率。

处理电路***210然后可以基于估计的神经阈值递送刺激脉冲(1014)。例如，处理电路***210可以将初始振幅值设置为所估计的神经阈值或者基于所估计的神经阈值的某个百分比或乘数确定目标ECAP值。一旦已经估计了神经阈值，处理电路***210就可以递送和/或调整刺激脉冲。

基于ECAP特性值和估计的神经阈值，处理电路***210可以确定后续电刺激脉冲的参数值。例如，如果ECAP特性值高于或低于目标特性值，则处理电路***210可以分别减小或增大定义后续刺激脉冲的参数的值。在一个或多个示例中，处理电路***210使用与高于或低于估计的神经阈值的百分比相关联的目标ECAP特性值。处理电路***210然后控制刺激电路***递送至少部分地由调整后的参数的值限定的电刺激。例如，参数可以是刺激脉冲的当前振幅或脉冲宽度。处理电路***210可以在循环中继续执行图10的过程，以便连续地将ECAP信号的特性值用作用于调整刺激脉冲的反馈。

图11是示出用于调整刺激疗法的示例性技术的流程图。为了方便起见，关于图2的IMD 200描述了图11。然而，图11的技术可以由IMD 200的不同部件或由附加装置或替代性装置执行。图11的技术是用于使用感测到的ECAP信号来控制刺激疗法的示例性反馈机制。

如图11所示，IMD 200的处理电路***210递送刺激脉冲并且感测由刺激脉冲引发的所得ECAP(1102)。处理电路***210接收并分析ECAP，以确定估计的神经阈值(如以上关于图9和图10所讨论的)(1104)。与患者感觉阈值或感知阈值相关联的所估计的神经阈值可以用于确定ECAP目标值。例如，ECAP目标值可以被设置为所估计的神经阈值或低于或高于所估计的神经阈值的某个百分比。处理电路***210评估ECAP特性值是否已经超过目标ECAP值(1106)。在一些示例中，处理电路***210可以以比与所估计的神经阈值相关联的ECAP特性值更小的百分比为目标，例如以延长IMD 200的电池寿命。例如，处理电路***210可以以所估计的神经阈值的70％为目标。在一些示例中，神经阈值目标可以包括值的范围。在一个或多个示例中，神经阈值目标可以包括所估计的神经阈值的30％至低于患者的不适阈值的上限的范围。

如果处理电路***210确定一个或多个ECAP信号的代表性振幅大于目标ECAP值(框1106的“是”分支)，则处理电路***210减小下一刺激脉冲的振幅(1108)。例如，刺激脉冲的振幅可以减小预定步长。作为另一个示例，刺激脉冲的相应振幅可以减小与代表性振幅与和神经响应相关联的ECAP特性值之间的差值成比例的量。如果处理电路***210确定代表性特性值小于目标神经响应的ECAP特性值(框1106的“否”分支)，则处理电路***210移动至框1110。

在框1110处，处理电路***210将刺激脉冲的振幅增加与代表性振幅与目标ECAP特性值之间的差值成比例的量。处理电路***210然后根据增大或减小的振幅继续递送刺激脉冲。在一些示例中，分别在步骤1108或步骤1110中施加至刺激脉冲的减小或增加可以施加至下一个计划的刺激脉冲的振幅或另一个参数。以这种方式，即使对下一刺激脉冲施加减小，如果下一刺激脉冲的计划的振幅减去减小仍大于前一刺激脉冲的振幅，则下一刺激脉冲的总体新振幅仍可能大于前一刺激脉冲。

尽管图11的过程被描述为用于调整刺激脉冲(例如，控制脉冲和/或刺激脉冲)的振幅，但在其他示例中可以改变其他参数值。例如，可使用所感测到的ECAP信号来增大或减小刺激脉冲的脉冲宽度，以调整递送至组织的电荷量，从而维持一致的神经激活体积。在其他示例中，可调整电极组合以便递送不同的电荷量并且修改由每个刺激脉冲募集的神经元数量。在其他示例中，处理电路***210可以被配置为调整刺激脉冲的脉冲速率或占空比。

在一些示例中，可以对疗法(诸如用于SCS刺激)进行编程。例如，设置针对疗法的参数值可以基于患者感觉阈值。在一些示例中，SCS刺激的编程和/或闭环控制可以基于所估计的神经阈值，包括本文所述的用于估计神经阈值的技术。在一个或多个示例中，所估计的神经阈值的确定可以由患者执行。例如，可以要求患者停留在某一位置，例如利用患者编程器150(图1)，并且然后将由处理电路***使用本文所述的技术测量生长曲线，并且将确定估计的神经阈值。在一些示例中，如果刺激疗法变得令人不舒服，则患者可以终止刺激。

在一些示例中，用于测量的配置将被选择以促进更大响应，该更大响应可能不同于用于ECAP疗法的响应。患者可以重复上述步骤，以与位置传感器技术组合优化各个位置处的疗法。

一旦为程序的每个部件确定了所估计的神经阈值，就可以基于所估计的神经阈值确定SCS刺激程序的刺激参数。例如，每个程序的刺激脉冲的振幅水平可以被设置为所估计的神经阈值的百分比(例如，65％)。可替代地，可以利用神经阈值和σ两者来估计刺激水平。例如，刺激可以被设置为神经阈值加1/σ，以获得几乎恒定的响应。

在一些情况下，可以记录在存在其他刺激(例如，高速率刺激)的情况下阈值的变化，并且与较低速率刺激进行比较以确定较高速率刺激的适当剂量。在一些示例中，ECAP信号的实时测量结果可以用于确定ECAP信号的ECAP特性值，并且可以确定所估计的神经阈值。所估计的神经阈值的实时确定可以用于设置刺激水平。例如，可以利用感觉阈值附近的偶然测量结果来测量阈值并且为刺激的其他分量建立“剂量”(例如，强度、持续时间等)。可替代地，当人的位置发生变化时，可以基于最佳神经阈值自动调整刺激。

图12是示出根据不同刺激模式递送的电刺激脉冲的一示例的时序图。在一个或多个示例中，通过不同电极组合(例如，不同组织位置)递送的刺激脉冲的不同振幅可以基于估计的神经阈值来确定。如时序图1200所示，模式循环1206、1210和1214是随时间推移重复的脉冲群组。顶部“主要”脉冲可以通过一个电极组合来递送，并且底部“基础”脉冲被递送至第二电极组合。对于包括可以在其中递送脉冲1202的4个时隙的一系列时隙，具有约120Hz的群组速率(例如，***速率)的模式循环中的每个模式循环是可能的。在模式1206中，一系列时隙1204具有四个时隙，其中第一时隙包括用于实现40Hz刺激的基础刺激的脉冲，第二时隙包括用于120Hz脉冲序列的脉冲，并且第三时隙和第四时隙包括用于主要刺激的相应40Hz脉冲序列的脉冲。因此，对于三个连续脉冲，所得主要刺激以平均240Hz和480Hz的脉冲间频率递送。

在模式1210中，一系列时隙1208具有四个时隙，其中第一时隙包括用于实现40Hz刺激的基础刺激的脉冲，第三时隙包括用于120Hz脉冲序列的脉冲，并且第二时隙和第四时隙包括用于主要刺激的相应40Hz脉冲序列的脉冲。因此，对于三个连续脉冲，所得主要刺激以平均240Hz和480Hz的脉冲间频率递送。

在模式1214中，一系列时隙1212具有四个时隙，其中第一时隙包括用于实现40Hz刺激的基础刺激的脉冲，第四时隙包括用于120Hz脉冲序列的脉冲，并且第二时隙和第三时隙包括用于主要刺激的相应40Hz脉冲序列的脉冲。因此，对于三个连续脉冲，所得主要刺激以平均240Hz和480Hz的脉冲间频率递送。尽管描述了群组速率120，但是群组速率可以根据一系列时隙中的时隙数量和针对每种类型的刺激实现的期望频率来调整。在其他示例中，基础刺激可以具有大约60Hz的频率。对于本文的示例中的任何示例，IMD 200可以将主要刺激从一个目标组织切换至另一个目标组织以实现有效疗法。

在一些示例中，IMD 200可以随时间推移改变主要序列中的一个电刺激脉冲序列的脉冲与另一个电刺激脉冲序列的脉冲的顺序，以调整通过交织用于生成整个主要刺激脉冲序列的电刺激脉冲序列中的电刺激脉冲中的至少一个电刺激脉冲而产生的脉冲模式。

在一些示例中，主要刺激的平均频率选自大约100Hz至大约600Hz的频率范围。在另一个示例中，主要刺激的平均频率选自大约150Hz至大约300Hz的频率范围。在另一个示例中，主要刺激的平均频率为大约200Hz。基础刺激的频率可以选自大约40Hz至大约60Hz的频率范围。在一些示例中，IMD 200可以包括基础刺激的振幅，直到患者实现有效的疼痛缓解。

在一些示例中，IMD 200可以在第一时间段的第一模式与第二时间段的第二模式之间循环，其中第一模式包括生成与第二电刺激脉冲序列(例如，基础刺激)至少部分地交织的第一电刺激脉冲序列(例如，主要刺激)。第二模式可以包括抑制第一电刺激脉冲序列和第二电刺激脉冲序列的生成。在一些示例中，第一时间段与第二时间段的比率介于大约1:1与1:3之间，包括端值在内。在其他示例中，该比率可以更低，以实现长得多的刺激的“关闭”时段。在一个示例中，刺激的第一时间段选自大约1分钟至大约30分钟的范围。在另一个示例中，刺激的第一时间段选自大约5分钟至大约15分钟的范围。在一些示例中，刺激的“开启”时段可以小于1分钟或大于30分钟。

在一些示例中，第一电刺激脉冲序列(例如，主要刺激)的脉冲的振幅低于患者的感知阈值或感觉阈值中的至少一者(例如，低于所估计的神经阈值)。在一些示例中，第二电刺激脉冲序列(例如，基础刺激)的脉冲的振幅低于患者的感知阈值或感觉阈值中的至少一者(例如，低于所估计的神经阈值)。在一些示例中，主要刺激被设置为患者的估计的神经阈值的60％的振幅值。在一些示例中，用于基础刺激的脉冲的振幅被设置为患者的所估计的神经阈值的65％。以这种方式，***可以自动确定所估计的神经阈值，并且根据所估计的神经阈值，确定主要刺激脉冲和基础刺激脉冲的初始刺激振幅。

启动组分的振幅可设置为低于启动感知阈值(PPT)的值，但不排除将其设置为处于或高于PPT。可以通过在从患者获得反馈的同时缓慢增加振幅来找到PPT。一旦感知开始被记录，则启动组分的振幅可改变为作为PPT百分比(％PPT)的值。可替代地，***可以使用自动确定的所估计的神经阈值代替PPT(或作为PPT)。在约200Hz的示例性脉冲频率(PF)的情况下，在以低于PF(例如，约10Hz至约199kHz)的强直频率设置的电部件独立地施加至引线中的其他电极之前，信号可以然后被设置持续给定时间，例如，约10分钟至30分钟。在主要刺激模式中，强直频率将低于启动频率，但不一定限于低于启动频率的频率的特定范围。

在一些示例中，刺激生成电路***202可以以第一频率向第一目标组织生成第一电刺激脉冲序列，并且可以以第二频率向不同于第一目标组织的第二目标组织生成第二电刺激脉冲序列。在一些示例中，第一电刺激脉冲序列的至少一些电刺激脉冲可以与第二电刺激脉冲序列的至少一些电刺激脉冲交织，并且/或者第一频率可以大于第二频率。在一个或多个示例中，处理电路***210可以将第一电刺激脉冲序列和第二电刺激脉冲序列的振幅值确定为相对于所估计的神经阈值的相应百分比。这些第一序列和第二序列可以分别对应于主要刺激和基础刺激。

图13是示出用于基于ECAP特性自动确定用于刺激的一个或多个参数值的示例性技术的流程图。如本文一般性描述的，ECAP特性可以从所递送的刺激监测，因为ECAP特性可以指示神经如何对所递送的刺激作出响应(例如，多少神经纤维被去极化以传播信号)。此现象的一个示例是基于ECAP特性值的生长曲线估计神经阈值，使得所估计的神经阈值可以用于识别与患者的感知阈值相对应的刺激振幅。然而，这些技术还可以用于各种刺激参数，诸如振幅、频率、脉冲宽度、刺激电极配置、感测电极配置或任何其他参数。因此，***可以扫描相应刺激脉冲的不同参数值，并且自动确定针对患者的电刺激的初始参数值。此自动参数值确定可以减少临床医生在临床中手动确定参数所需的时间，并且如果刺激疗法变得不那么有效、患者的疾病进展等，则能够实现随时间推移重新校准参数值。

如图13的示例中所示，装置和/或***可以基于ECAP特性自动确定刺激参数值。IMD 200和处理电路***210将在图13的示例中描述，但是其他IMD(诸如IMD 110)或其他装置或***可以执行或部分执行图13的技术。

在一个或多个示例中，处理电路***210选择要测试的第一电极组合(1300)。作为一些示例，第一电极组合可以基于可用的植入电极(例如，位于引线的一端处的电极)、基于电极相对于目标解剖结构的位置或基于由临床医生识别的初始电极来选择。处理电路***210然后控制IMD 200递送刺激脉冲(1302)。刺激脉冲至少部分地由刺激参数的相应值来定义。例如，默认脉冲宽度和频率可以与初始低振幅值一起使用，该初始低振幅值可以为零或接近零。处理电路***210还控制IMD 200感测由刺激脉冲产生的ECAP信号。在一些示例中，处理电路***210可以由处理电路***210接收诱发复合动作电位(ECAP)信号信息(1304)。在一个或多个示例中，ECAP信号信息可以包括由感测电路***感测并由刺激脉冲引发的ECAP信号。

在一个或多个示例中，该方法包括例如由处理电路***210确定由刺激脉冲引发的ECAP信号的ECAP特性值，其中ECAP特性值基于ECAP信号信息(1306)。在一些示例中，ECAP特性值可以包括由处理电路***210在ECAP信号信息的N1峰值与P2峰值之间的直接测量结果。在一些示例中，ECAP特性值可以包括其中去除了伪影的ECAP信号信息。如本文所述，其他示例可以包括计算不同峰值之间的振幅、峰值下面积、信号中的可检测峰值的数量等。

处理电路***210然后确定是否继续扫描不同参数值(1308)。扫描可以包括迭代地增加连续刺激脉冲的刺激参数值，诸如振幅、脉冲宽度或频率。如果参数值还没有处于预定值，例如，如果没有足够的ECAP特性数据点来识别哪些参数值适于刺激，则处理电路***210可以确定继续扫描。例如，处理电路***210可以不断地尝试识别ECAP特性的变化、线性变化、拐点、ECAP特性值没有进一步变化等。一旦处理电路***210可以确定使用哪个值，处理电路***210就可以确定终止扫描。在一些示例中，处理电路***210可以重复扫描两次或更多次和/或使用递增地减小的值向下扫描回参数值。处理电路***210可以因此在多次扫描期间获得相同参数值的多个ECAP特性值，以从此数据产生更稳健的初始参数值。例如，处理电路***210可以对每个参数值的ECAP特性值求平均，或者从每次扫描确定参数值，并且然后对那些确定的参数值求平均以生成刺激的初始参数值。在一些示例中，处理电路***210可以响应于确定患者已经达到不适阈值而停止任何扫描。如果处理电路***210确定继续扫描(框1308的“是”分支)，则处理电路***210调整下一脉冲的参数值(例如，增加刺激振幅)(1310)并且继续控制IMD 200递送下一刺激脉冲(1302)。

如果处理电路***210确定停止扫描(框1308的“否”分支)，则处理电路***210确定是否应测试另一个参数或参数值(1312)。例如，处理电路***210可以确定用于递送刺激的一个或多个不同电极组合应当被测试并且运行通过相同扫描，以确定更适当的电极组合是否可用(例如，对更低振幅或更低脉冲宽度的更强ECAP响应、较大范围的可检测ECAP信号等)。处理电路***210还可以或可替代地测试不同感测电极组合并且类似地重新执行一次或多次脉冲扫描以识别改进的感测电极组合。还可以对其他参数诸如脉冲宽度、频率、脉冲形状、有源或无源再充电脉冲或要审阅的任何其他期望参数进行扫描。处理电路***210可以基于预先存储的指令、基于观察到的ECAP特性动态地或响应于临床医生和/或患者输入自动确定扫描哪些参数。如果处理电路***210确定测试另一参数(框1312的“是”分支)，则处理电路***210选择或调整下一脉冲的参数值(1310)并且控制IMD 200递送下一刺激脉冲(1302)。

如果处理电路***210确定不需要测试更多参数(框1312的“否”分支)，则处理电路***210基于在每个相应扫描期间获得的ECAP特性值确定要使用的初始刺激参数值(1314)。例如，处理电路***210可以确定使用哪个刺激电极组合、使用哪个感测电极组合来感测ECAP信号、开始使用的振幅值和/或脉冲宽度、频率等的任何其他参数值。在一些示例中，处理电路***210可以确定与该参数的估计的神经阈值相对应或以其他方式基于所估计的神经阈值的每个参数值。然而，处理电路***210可以可替代地使用除了任何或所有所确定的参数值的所估计的神经阈值之外的计算。

在一些示例中，处理电路***210在患者保持在同一位置时感测用于测量患者的生长曲线的ECAP信号。在一些示例中，IMD 200或***100可以例如通过使用伪影或传感器(诸如加速度计)来检测没有发生运动时的时间部分。由于患者移动可能改变神经与电极(刺激或感测电极)之间的距离，因此患者移动可能破坏关于不同患者位置期间的不同参数值的ECAP特性。在一些示例中，处理电路***210将暂停扫描直到移动停止、重新开始扫描或完全中止过程，并且一旦***确定患者的移动是稳定的或在某个移动阈值之下(或者甚至等待直到患者的姿势适于感测)就再次开始。在一些示例中，处理电路***210可以从先前所测量的ECAP特性中排除被确定为超过某个变化阈值的ECAP特性。例如，振幅增加0.1mA不应当导致ECAP特性值相对于先前振幅改变超过10％。处理电路***210可以排除此类超过ECAP特性值的阈值，针对该参数值重新执行刺激，或者中止扫描并再次开始，因为异常也可能影响后续测量结果。

在一些示例中，相关曲线定义ECAP特性值与刺激振幅之间的关系，其中相关曲线用于生长曲线以确定刺激的适当参数值。初始参数值可以被确定为低于所估计的神经阈值参数值(例如，某个百分比，诸如介于10％与90％之间的百分比)，或者等于或高于所估计的神经阈值参数值。在一些示例中，该方法可以包括将数据存储在存储装置212上，该数据定义相关曲线，该相关曲线定义ECAP特性值与刺激参数值之间的关系，其中该相关曲线包括第一区域和第二区域，在该第一区域中振幅的变化部分地由残余伪影定义，在该第二区域中振幅的变化部分地由患者神经响应定义。在一些示例中，确定初始参数值是至少部分地基于曲线的拐点区域的曲率来确定的。

处理电路***210然后可以基于确定参数值递送刺激脉冲(1316)。例如，处理电路***210可以设置初始振幅值和电极组合，以生成将引起与计算的ECAP特性值相关的期望神经响应的刺激。响应于检测到疗法是无效的或响应于患者或临床医生输入请求重新计算一个或多个参数值，处理电路***210可以在疗法期间周期性地重复此技术。尽管上文描述了用于测试每个参数的一个示例性序列，但在其他示例中，处理电路***可以以任何次序测试任何参数。

以下编号的实施例说明了本公开的一些技术。

实施例1：在一些示例中，一种方法包括：由处理电路***控制向患者递送多个刺激脉冲，其中该多个刺激脉冲中的每个刺激脉冲至少部分地由刺激参数的不同的相应值来定义；由该处理电路***接收诱发复合动作电位(ECAP)信号信息，其中该ECAP信号信息包括由感测电路***感测并由该多个刺激脉冲引发的ECAP信号；由该处理电路***并基于该ECAP信号信息确定由该多个刺激脉冲引发的这些ECAP信号中的每个ECAP信号的ECAP特性值；以及由该处理电路***并基于这些ECAP特性值确定该患者的估计的神经阈值。

实施例2：在根据实施例1所述的方法的一些实施例中，该方法还包括控制刺激电路***，以基于该估计的神经阈值生成并递送刺激疗法。

实施例3：在根据实施例1或实施例2所述的方法的一些实施例中，该方法还包括由该处理电路***增加该多个刺激参数的值，直到确定该估计的神经阈值。

实施例4：在根据实施例3所述的方法的一些实施例中，该刺激参数包括振幅、脉冲宽度、脉冲速率或占空比。

实施例5：在根据实施例1至4中任一项所述的方法的一些实施例中，该方法还包括将数据存储在存储装置上，该数据定义相关曲线，该相关曲线定义ECAP特性值与刺激振幅之间的关系，其中该相关曲线包括第一区域和第二区域，在该第一区域中振幅的变化部分地由残余伪影定义，在该第二区域中振幅的变化部分地由患者神经响应定义，其中该第一区域在该估计的神经阈值之前并且该第二区域在该神经阈值之后。

实施例6：在根据实施例5所述的方法的一些实施例中，该估计的神经阈值是至少部分地基于曲线的拐点区域的曲率来确定的。

实施例7：在根据实施例1至6中任一项所述的方法的一些实施例中，该关系通过以下定义：

E(I)＝R(I,I_thr,σ)·S_Resp+I·S_art+N；

其中：

E(I)包括在给定刺激电流I下的估计的神经响应；

I_th_r包括ECAP阈值；

S_art包括伪影随电流的生长速率；并且

S_resp包括在该数据的线性区域中的生长速率。

实施例8：在根据实施例1至7中任一项所述的方法的一些实施例中，该ECAP特性值包括由该处理电路***在该ECAP信号信息的N1峰值与P2峰值之间的直接测量结果。

实施例9：在根据实施例1至4中任一项所述的方法的一些实施例中，该ECAP特性值包括其中去除了伪影的该ECAP信号信息。

实施例10：在根据实施例9所述的方法的一些实施例中，去除该伪影包括：由该处理电路***将该伪影建模为单指数分量加上线性分量的总和；以及从每个ECAP信号中去除该总和。

实施例11：在根据实施例10所述的方法的一些实施例中，对该伪影进行建模包括通过在第一区域中比在第二区域中更高地加权误差函数来估计该误差函数的最小值，其中该第一区域在患者神经响应之前并且该第二区域在该患者神经响应之后。

实施例12：在根据实施例9所述的方法的一些实施例中，去除该伪影包括由该处理电路***使该ECAP信号通过高通滤波器。

实施例13：在方法实施例1的一些实施例中，该方法还包括：由刺激生成电路***以第一频率向第一目标组织生成第一电刺激脉冲序列；由该刺激生成电路***以第二频率向不同于该第一目标组织的第二目标组织生成第二电刺激脉冲序列，其中这些第一电刺激脉冲序列的至少一些电刺激脉冲与这些第二电刺激脉冲序列的至少一些电刺激脉冲交织，并且其中该第一频率大于该第二频率；以及由该处理电路***将这些第一电刺激脉冲序列和这些第二电刺激脉冲序列的振幅值确定为相对于该估计的神经阈值的相应百分比。

实施例14：在一些示例中，一种***包括存储器和处理电路***，该处理电路***被配置为：控制向患者递送多个刺激脉冲，其中该多个刺激脉冲中的每个刺激脉冲至少部分地由刺激参数的不同的相应值来定义；接收诱发复合动作电位(ECAP)信号信息，其中该ECAP信号信息包括由感测电路***感测并由该多个刺激脉冲引发的ECAP信号；基于该ECAP信号信息确定由该多个刺激脉冲引发的该ECAP信号中的每个ECAP信号的ECAP特性值；以及基于该ECAP特性值确定该患者的估计的神经阈值。

实施例15：在根据实施例14所述的***的一些实施例中，该处理电路***被进一步配置为控制刺激电路***，以基于该估计的神经阈值生成并递送刺激疗法。

实施例16：在根据实施例14或实施例15所述的***的一些实施例中，该处理电路***被进一步配置为增加该多个刺激参数的值，直到确定该估计的神经阈值。

实施例17：在根据实施例16所述的***的一些实施例中，该刺激参数包括振幅、脉冲宽度、脉冲速率或占空比。

实施例18：在根据实施例14至17中任一项所述的***的一些实施例中，该处理电路***被进一步配置为将数据存储在存储装置上，该数据定义相关曲线，该相关曲线定义ECAP特性值与刺激振幅之间的关系，其中该相关曲线包括第一区域和第二区域，在该第一区域中振幅的变化部分地由残余伪影定义，在该第二区域中振幅的变化部分地由患者神经响应定义，并且其中该第一区域在该估计的神经阈值之前并且该第二区域在该神经阈值之后。

实施例19：在根据实施例18所述的***的一些实施例中，该估计的神经阈值是至少部分地基于曲线的拐点区域的曲率来确定的。

实施例20：在根据实施例14至19中任一项所述的***的一些实施例中，该关系由以下定义：

E(I)＝R(I,I_thr,σ)·S_Resp+I·S_art+N；

其中：

E(I)包括在给定刺激电流I下的估计的神经响应；

I_th_r包括ECAP阈值；

S_art包括伪影随电流的生长速率；并且

S_resp包括在该数据的线性区域中的生长速率。

实施例21：在根据实施例14至20中任一项所述的***的一些实施例中，该ECAP特性值包括由处理电路***在该ECAP信号信息的N1峰值与P2峰值之间的直接测量结果。

实施例22：在根据实施例14至21中任一项所述的***的一些实施例中，这些ECAP特性值包括其中去除了伪影的该ECAP信号信息。

实施例23：在根据实施例22所述的***的一些实施例中，去除该伪影包括：由该处理电路***将该伪影建模为单指数分量加上线性分量的总和；以及从每个ECAP信号中去除该总和。

实施例24：在根据实施例23所述的***的一些实施例中，为了对该伪影进行建模，该处理电路***被配置为：通过在第一区域中比在第二区域中更高地加权误差函数来估计该误差函数的最小值，其中该第一区域在患者神经响应之前并且该第二区域在该患者神经响应之后。

实施例25：在根据实施例22所述的***的一些实施例中，为了去除该伪影，该处理电路***被配置为使该ECAP信号通过高通滤波器。

实施例26：在***权利要求14的一些实施例中，该***还包括刺激生成电路***，该刺激生成电路***被配置为以第一频率向第一目标组织生成第一电刺激脉冲序列；以及以第二频率向不同于该第一目标组织的第二目标组织生成第二电刺激脉冲序列，其中这些第一电刺激脉冲序列的至少一些电刺激脉冲与这些第二电刺激脉冲序列的至少一些电刺激脉冲交织，并且其中该第一频率大于该第二频率；并且其中该处理电路***被进一步配置为将第一电刺激脉冲序列和第二电刺激脉冲序列的振幅值确定为相对于该所估计的神经阈值的相应百分比。

实施例27：在根据实施例14所述的***的一些实施例中，植入式医疗装置包括该处理电路***的至少一部分。

实施例28：在根据实施例14所述的***的一些实施例中，外部编程装置包括该处理电路***的至少一部分。

实施例29：在一些示例中，一种计算机可读存储介质包括指令，这些指令在由处理电路***执行时使该处理电路***：控制向患者递送多个刺激脉冲，其中该多个刺激脉冲中的每个刺激脉冲至少部分地由刺激参数的不同的相应值来定义；接收诱发复合动作电位(ECAP)信号信息，其中该ECAP信号信息包括由感测电路***感测并由该多个刺激脉冲引发的ECAP信号；基于该ECAP信号信息确定由该多个刺激脉冲引发的该ECAP信号中的每个ECAP信号的ECAP特性值；以及基于该ECAP特性值确定该患者的估计的神经阈值。

本公开中所描述的技术可至少部分地以硬件、软件、固件或它们的任何组合来实现。例如，所述技术的各个方面可以在一个或多个处理器或者处理电路内实施，所述一个或多个处理器或者处理电路***包括一个或多个微处理器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)，或者任何其他等效的集成或离散的逻辑电路***，以及此类部件的任何组合。术语“处理器”或“处理电路***”通常可指单独的或与其他逻辑电路***组合的任何前述逻辑电路***或任何其他等效电路***。包括硬件的控制单元还可以执行本公开的技术中的一种或多种技术。

这样的硬件、软件和固件可在相同装置内或在单独装置内实施，以支持本公开中描述的各种操作和功能。例如，处理电路***可以进行离线处理并且对患者ECAP信号进行自动检查并且从远程位置更新编程。此外，任何所描述的单元、电路或部件可以一起实施，或者单独地实施为离散但可互操作的逻辑装置。将不同特征描述为电路或单元旨在突出不同的功能方面，并且不一定暗示此类电路或单元必须由单独的硬件部件或软件部件来实现。相反，与一个或多个电路或单元相关联的功能可以由单独的硬件部件或软件部件执行，或者集成在公共的或单独的硬件部件或软件部件内。

本公开中所描述的技术还可以体现或编码于包含指令的计算机可读介质(诸如计算机可读存储介质)中，该计算机可读介质可以被描述为非暂态介质。嵌入或编码在计算机可读存储介质中的指令可使得可编程处理器或其他处理器例如在执行这些指令时执行该方法。计算机可读存储介质可包括随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、可编程只读存储器(PROM)、可擦除可编程只读存储器(EPROM)、电可擦除可编程只读存储器(EEPROM)、闪存存储器、硬盘、CD-ROM、软盘、盒式磁带、磁性介质、光学介质或其他计算机可读介质。

Claims

1.一种***，所述***包括：

处理电路***，所述处理电路***被配置为：

控制向患者递送多个刺激脉冲，其中所述多个刺激脉冲中的每个刺激脉冲至少部分地由刺激参数的不同的相应值来定义；接收诱发复合动作电位(ECAP)信号信息，其中所述ECAP信号信息包括由感测电路***感测并由所述多个刺激脉冲引发的ECAP信号；

基于所述ECAP信号信息来确定由所述多个刺激脉冲引发的所述ECAP信号中的每个ECAP信号的ECAP特性值；以及

基于所述ECAP特性值来确定所述患者的估计的神经阈值。

2.根据权利要求1所述的***，其中所述处理电路***被进一步配置为控制刺激电路***，以基于所述估计的神经阈值生成并递送刺激疗法。

3.根据权利要求1和2中任一项所述的***，其中所述处理电路***被进一步配置为增加多个刺激参数的值，直到确定所述估计的神经阈值。

4.根据权利要求3所述的***，其中所述多个刺激参数包括脉冲振幅、脉冲宽度、脉冲速率或占空比。

5.根据权利要求1至4中任一项所述的***，其中所述处理电路***被进一步配置为将数据存储在存储装置上，所述数据定义相关曲线，所述相关曲线定义ECAP特性值与刺激振幅之间的关系，其中所述相关曲线包括第一区域和第二区域，在所述第一区域中振幅的变化部分地由残余伪影定义，在所述第二区域中振幅的变化部分地由患者神经响应定义，其中所述第一区域在所述估计的神经阈值之前并且所述第二区域在所述神经阈值之后。

6.根据权利要求5所述的***，其中所述处理电路***被配置为至少部分地基于所述曲线的拐点区域的曲率来确定所述估计的神经阈值。

7.根据权利要求6所述的***，其中所述关系由以下定义：

E(I)＝R(I,I_thr,σ)·S_Resp+I·S_art+N；

其中：

E(I)包括在给定刺激电流I下的估计的神经响应；

I_thr包括神经激活的估计的阈值；

S_art包括伪影随电流的生长速率；并且

S_resp包括在所述数据的线性区域中的生长速率。

8.根据权利要求1至7中任一项所述的***，其中所述ECAP特性值包括所述ECAP信号信息的N1峰与P2峰之间的直接测量结果。

9.根据权利要求1至8中任一项所述的***，其中所述ECAP特性值包括其中去除了伪影的所述ECAP信号信息。

10.根据权利要求9所述的***，其中，为了去除所述伪影，所述处理电路***被配置为：

将所述伪影建模为单指数分量加上线性分量的总和；以及

从每个ECAP信号中去除所述总和。

11.根据权利要求10所述的***，其中，为了对所述伪影进行建模，所述处理电路***被配置为通过在第一区域中加权误差函数高于在第二区域中加权所述误差函数来估计所述误差函数的最小值，其中所述第一区域在患者神经响应之前并且所述第二区域在所述患者神经响应之后。

12.根据权利要求9的***，其中，为了去除所述伪影，所述处理电路***被配置为使所述ECAP信号通过高通滤波器。

13.根据权利要求1至12中任一项所述的***，所述***还包括：

刺激生成电路***，所述刺激生成电路***被配置为：

以第一频率向第一目标组织生成第一电刺激脉冲序列；以及

以第二频率向不同于所述第一目标组织的第二目标组织生成第二电刺激脉冲序列，其中：

所述第一电刺激脉冲序列中的至少一些电刺激脉冲与所述第二电刺激脉冲序列中的至少一些电刺激脉冲交织，并且其中所述第一频率大于所述第二频率；并且

所述处理电路***被进一步配置为将所述第一电刺激脉冲序列和所述第二电刺激脉冲序列的振幅值确定为相对于所述估计的神经阈值的相应百分比。

14.根据权利要求1至13中任一项所述的***，其中所述刺激参数包括第一刺激参数，并且其中所述处理电路***被配置为基于从不同于所述第一刺激参数的第二刺激参数的不同值中确定的ECAP特性值来确定所述第二刺激参数的初始值。

15.根据权利要求1至14中任一项所述的***，其中植入式医疗装置或外部编程装置包括所述处理电路***的至少一部分。