用于調節(jié)神經調制設備中的順從電壓的系統(tǒng)和方法
【技術領域】
[0001]本發(fā)明涉及組織調制系統(tǒng)，更具體地，涉及可編程神經調制系統(tǒng)。
【背景技術】
[0002 ]可植入式神經調制系統(tǒng)已被證明是對多種疾病和不適有療效。心臟起搏器和可植入式心臟除顫器(ICD)已被證明對治療一些心臟疾病(如心律失常)非常有效。脊髓調制(SCS)系統(tǒng)早已被接受為被配置成治療慢性疼痛綜合癥的治療方式，且組織調制的應用已開始擴展至額外的應用，如心絞痛和失禁。深部腦調制(DBS)已被被配置成治療難治性慢性疼痛綜合征超過十幾年，且DBS最近也被應用至額外的區(qū)域，如運動障礙和癲癇。進一步地，在最近的調查中，外周神經調制(PNS)系統(tǒng)已被證明對慢性疼痛綜合征和失禁的治療具有療效，且一些額外的應用目前也在進行調查。此外，功能性電調制(FES)系統(tǒng)已被應被配置成恢復脊髓損傷患者的癱瘓四肢的一些功能。
[0003]這些可植入式神經調制系統(tǒng)通常包括被植入在所期望刺激部位的至少一個神經調制引線以及從遠離刺激部位被植入、但卻被直接耦接至神經調制引線或經由一個或多個引線延伸部被間接耦接至神經調制引線的神經調制設備，例如，可植入脈沖發(fā)生器(IPG)。因此，可以將電脈沖從神經調制設備傳送到神經調制引線所攜帶的電極以根據(jù)一組調制參數(shù)來調制大量組織并且向患者提供預期的有效治療。所述神經調制系統(tǒng)可進一步包含手持式遙控器(RC)以遠程指示神經調制器根據(jù)選擇的調制參數(shù)生成電調制脈沖。RC本身可由照顧患者的技師，例如，通過使用臨床醫(yī)生編程器(CP)，以安裝于其上的編程軟件包進行編程，其中臨床醫(yī)生編程器(CP)通常包括通用計算機，例如，膝上型電腦。
[0004]可以將電刺激能量以脈沖電波形的形式從神經刺激器傳送到電極。因此，刺激能量可以可控地被傳送到電極，以刺激神經組織。用于傳送電脈沖到目標組織的電極的構造構成電極構造，這些電極能夠被選擇性地編程以用作陽極(正的)、陰極(負的)或者不用(零)。換言之，電極組合表示極性為正、負或者零。可以被控制或者變化的其它參數(shù)包括通過電極陣列提供的電脈沖的振幅、持續(xù)時間和速度。每個電極組合連同電脈沖參數(shù)可以稱為“調制參數(shù)集”。
[0005]針對一些相關領域的神經刺激系統(tǒng)，且尤其是具有獨立受控的電流源或者電壓源的那些，電極(包括神經刺激器用作電極的情況)之間的治療電流的分布可以被改變，使得電流經由大量不同電極配置來提供。在不同配置中，電極可以以正電流或者電壓和負電流或電壓的不同相對百分比來提供電流或者電壓，以創(chuàng)建不同電流分布(即細分的電極配置)。
[0006]與本發(fā)明更為相關的是，一種神經調制設備可包括一個或多個電流源/宿，其被配置成向/從電極供應/接收治療電流。例如，如圖1所示，將描述基本輸出電流源I和用于向一般以負載電阻R來舉例說明的組織遞送電能的對應的輸出電流宿2。輸出電流源I包括電流發(fā)生器3、數(shù)字-模擬電路(DAC)4和選擇晶體管5。同樣地，輸出電流宿2包括電流發(fā)生器6、DAC 7和選擇晶體管8。
[0007]電流發(fā)生器3、6中的每一個包括晶體管Ml、M3，其各自被配置成產生參考電流Iref。DAC 4、7中的每一個被配置成使用并聯(lián)數(shù)量N的晶體管M2、M4對參考電流Iref進行按比例縮放。應理解，晶體管Ml/M3和晶體管M2/M4中的每一個可被看作電流鏡。輸出電流源I中的晶體管M1、M3為P型晶體管，因此，DAC 4可被看作PDAC，并且類似地，輸出電流源I可被看作PDAC電路。相反，輸出電流宿2中的晶體管M2、M4為N型晶體管，因此，DAC 7可被看作NDAC，并且類似地，輸出電流宿2可被看作NDAC電路。無需對晶體管物理學進行全面論述，本領域的技術人員將認識到這種極性的晶體管的使用是明智的，假定輸出電流源I將連接到正電壓(V+，本文稱為“順從電壓”)，而輸出電流宿2將連接到更負電壓，例如，接地。如本文所使用，“接地電壓”應被理解為關于順從電壓的任何參考電壓。
[0008]選擇晶體管5、8中的每一個響應于數(shù)字信號的輸入而選擇各個DAC4、7中將被激活的輸出級M2、M4的數(shù)量。因此，DAC 4可以以選擇的數(shù)字j對參考電流Iref進行按比例縮放以向電極Ex發(fā)起等于的輸出電流Icmt，并且DAC7可以以選擇的數(shù)字k對選擇晶體管5進行按比例縮放以從電極Ey接收等于k*Iref的輸入電流Iin。因此，輸出電流源I和輸出電流宿2通常通過選擇晶體管5、8是數(shù)字可控制的以分別生成輸出電流Iciut和輸入電流Iin。若電極Ex、Ey為神經刺激器所使用的唯一電極，則Ex處的電流Iciut將等于Ey處的電流Iin。然而，典型地，可使用兩個以上電極，在此情況下，被發(fā)起至特定電極的輸出電流可不等于被接收入另一電極的輸出電流。在任何情況下，以任何數(shù)量的電極而發(fā)起的輸出電流1-之和將等于被接收到任何數(shù)量的電極的輸入電流Iin之和。
[0009]如剛剛提到，神經調制器通常以若干電極來運行，并且可對各種電流源和電流宿進行控制以向任意特定電極發(fā)起或接收電流，其對治療特定患者是有效的?？蓪⒉煌妮敵鲈?宿架構用于神經調制設備。例如，可將各個電極耦接到專用PDAC/NDAC電路，其允許電極作為電流源或電流宿運行，如美國專利6 ,181,996中所描述。作為另一實例，可通過低阻抗開關矩陣將H)AC/NDAC電路選擇性地耦接到任何電極，如美國專利6，516，227中所描述。作為又一實例，不是使用服務于各種電極的離散PDAC和NDAC塊，而是有效地分布PDAC和NDAC電路，使得大量電流鏡中的任何一個可耦接到電極中的任何一個，如美國專利8，606，362中所描述。
[0010]不管使用的電流源/宿架構，通常均具有類似的電流輸出路徑特征。即，回頭參看圖1，各個架構中的電流輸出路徑最少包含電流源輸出晶體管(或多個晶體管，若為實現(xiàn)電流增益而并聯(lián))3、用于控制電流源晶體管3的流動的選擇晶體管5、負載電阻R、電流宿晶體管(或多個晶體管，若為實現(xiàn)電流增益而并聯(lián))6以及用于控制電流宿晶體管6的流動的選擇晶體管7。這些元件中的每一個具有一些電阻，因此當電流流經負載電阻R時，順從電壓V+的量將在這些元件上下降。具體地，順從電壓V+將等于Vdsi+Vr+Vds2，其中Vdsi為電流源晶體管3和選擇晶體管4上的漏-源電壓降，而Vds2為電流宿晶體管6和選擇晶體管7上的漏-源電壓降，并且Vr等于負載電阻R上的電壓降。
[0011]應理解，M1/M3和M2/M4電流鏡要求晶體管Ml和M2以飽和模式運行，使得晶體管的通道處于“夾斷”(pinch off)，如圖2所示。當處于飽和模式時，輸出電流1_與晶體管Ml或M2的柵電壓成比例，但是非取決于第一階漏電壓。然而，為了使晶體管Ml和M2保持飽和模式，對于各個晶體管，必須滿足特定的漏-源電壓Vds。
[0012]在圖1的輸出電流電路的上下文中，此意為電路可在順從電壓V+的范圍內適當?shù)剡\行。例如，假設患者的適當治療建議應在電極Ex和Ey之間流過Ι- = 5πιΑ的電流。進一步假設負載電阻R等于800歐姆。當5mA的電流流經負載電阻R時，在電阻負載R上將建立電壓Vr =4V(V = I*R)。進一步假設為簡單起見，當包括選擇晶體管4、7的效應時，保持輸出晶體管Ml和M2處于飽和的最小漏-源電壓等于IV。實際值可不同，但是為便于說明，選擇為IV。為了提供此電流，將需要至少6V的最小順從電壓V+;若V+〈6V，則電路將不能生成預期量的電流。
[0013]順從電壓V+可高于6V，同時仍可生成適當量的電流。例如，假設對于相同實例，順從電壓V+為8V。在此情況下，電路仍可提供5mA的電流，并且負載(其未變化)在該電流仍下降4V。此意為剩余的順從電壓必須在輸出晶體管Ml和M2及其關聯(lián)的選擇晶體管4、7上下降，例如2V，若源宿匹配的話。
[0014]然而，在本實例中以8V的順從電壓運行電路不是高效的。盡管在6V和8V下電路性能相同，即，兩者均能夠生成5mA的電流。在6V下，僅汲取30mW的功率(P = I*V)，而在8V下，將汲取40mW的功率。換言之，在輸出晶體管Ml、M2及其選擇晶體管4、7上不必要地下降1mW的功率。在要求通過電池或外部充電源供應能量源的可植入醫(yī)學設備，例如IPG的環(huán)境中，此功率浪費是可惜的。因此，對不必要地消耗電池并導致IPG停止運行或不必要地要求患者更頻繁地對電池再充電的電路運行進行最小化是重要的。
[0015]不幸地是，難以將順從電壓設計為最佳電平。取決于被激活的電極、有效治療給定患者所要求的電流等級以及患者肉體的電阻，從功率守恒的優(yōu)勢得出的最佳順從電壓是可變的。像這樣，已將每次用戶改變編程電流振幅或電極組合時對順從電壓進行調節(jié)的機制設計入先前技術神經調制系統(tǒng)。盡管在理論上可以較快的速率調節(jié)順從電壓(例如，每分鐘)以補償組織環(huán)境的潛在變化，由此確保電流源/宿電路持續(xù)適當?shù)剡\行以響應于這些組織阻抗變化以被編程的振幅提供電流，但是順從電壓調節(jié)要求突發(fā)的高功率消耗，并且可消耗大量的能量。因此，執(zhí)行過多的順從電壓調節(jié)將浪費能量。在極端情況下，持續(xù)的順從電壓調節(jié)不僅產生高系統(tǒng)功率消耗，還阻止IPG執(zhí)行其它任務。因而，將固定的順從電壓余量(例如，12%)建設到調節(jié)后的順從電壓中以確保在不必持續(xù)地進行順從電壓調節(jié)的情況下被傳送的治療不折衷。
[0016]當然，此順從電壓余量表示浪費的能量，并且若組織環(huán)境在一定時期內保持穩(wěn)定，則順從余量無需太大。此外，在一些治療應用的設備場境中，例如SCS，相對于振幅和/或電極組合并因此的順從電壓在其處被調節(jié)的頻率，組織阻抗的變化極為緩慢。因而，適度順從電壓余量，例如12%，將足以補償順從電壓調節(jié)之間的組織阻抗變化。
[0017]然而，在例如DBS等其它治療應用中，已發(fā)現(xiàn)組織(在DBS的情況下，腦組織)的阻抗在長期和短期均發(fā)生較大變化。尤其，存在來自動物試驗和有限的人類試驗大量的DBS阻抗數(shù)據(jù)集，其認為腦組織阻抗在長期和短期均傾向于顯著變化。
[0018]例如，已表明，從神經調制引線測量的腦組織的組織阻抗在植入的最初四周快速增大(在此情況下，約40% )，在植入后接下來的八周逐漸減小(在此情況下，約-40% )，并且其后穩(wěn)定，如圖3所示。若順從電壓在植入后保持不變，則治療將在植入后兩周被顯著妥協(xié)(在順從性下)，直到阻抗隨后降低到順從電壓為足夠的等級為止。即使在此期間至少調整一次振幅和/或電極組合以及因此的順從電壓，由此至少部分地補償阻抗的長期變化，當組織阻抗穩(wěn)定時，可轉化為較高順從電壓的順從電壓余量也將相對較大，由此不必要地浪費能量。
[0019]還表明，神經調制引線所測量的腦組織的組織阻抗在電能傳送的最初十分鐘內從基線水平快速增大峰值(在此情況下，約30%)，在電能傳送的下一個十分鐘內快速減小(在此情況下，約-30%)，在接下來的四十分鐘內逐漸減小(在此情況下，約-15%)，并且其后穩(wěn)定，如圖4所示。因為在治療的最初六十分鐘內不太可能調整或不太可能至少以順從電壓調節(jié)能夠有效補償阻抗變化的速率調整振幅值或電極組合，所以在最初的二十分鐘內(在組織阻抗快速增大到峰值期間以及在組織阻抗快速減小到基線水平期間)治療將被顯著妥協(xié)，并且對于余下的治療會話(在組織阻抗從基線水平逐漸減小期間)將顯著浪費能量。
[0020]從上文可理解，需要一種用于對設計用于傳送恒定電流的神經調制設備的順從電壓進行有力地且有效地調節(jié)的改良技術。

【發(fā)明內容】

[0021]根據(jù)本發(fā)明的第一方面，提供一種治療性神經調制系統(tǒng)。所述神經調制系統(tǒng)包含:多個電端子，其被配置成分別耦接到被植入在組織內的多個電極;模擬輸出電路，其被配置成根據(jù)包括定義的電流值(例如，用戶編程值)的一組調制參數(shù)來在所述多個電端子之間傳送治療電能(例如，電脈沖串)；以及電壓調節(jié)器，其被配置成向所述模擬輸出電路供應可調順從電壓。所述神經調制系統(tǒng)可選地包含:電池，其與所述電壓調節(jié)器耦接。
[0022]在一個實施例中，所述模擬輸出電路包含電流源和/或電流宿，其被配置成在所述電端子之間傳送治療電能。所述神經調制系統(tǒng)可進一步包含分別耦接到所述多個電端子的多個耦合電容器，在此情況下，所述電流源和/或電流宿可被配置成通過所述電容器在所述多個電端子之間傳送治療電能。
[0023]所述神經調制系統(tǒng)進一步包含控制/處理電路，其被配置成通過以順從電壓余量的函數(shù)周期性計算調節(jié)后的順從電壓值并且指引所述電壓調節(jié)器將所述順從電壓調節(jié)到所述調節(jié)后的順從電壓值來在順從電壓調節(jié)間隔處自動執(zhí)行順從電壓校準過程。當在不改變所述一組調制參數(shù)的情況下所述模擬輸出電路在連續(xù)的治療期內在所述多個電端子之間傳送治療電能時，可執(zhí)行所述順從電壓校準過程。每次由模擬輸出電路進行的電能的傳送根據(jù)未改變的一組調制參數(shù)而被發(fā)起時，可發(fā)起所述順從電壓校準過程。
[0024]所述神經調制系統(tǒng)可進一步包含監(jiān)控電路，其被配置成測量模擬輸出電路中的電壓降(