CN101687093A

CN101687093A - 阵列刺激器

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Publication number: CN101687093A
Application number: CN200880021717A
Authority: CN
Inventors: 艾弗·斯蒂芬·吉尔贝
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 2007-05-22
Filing date: 2008-05-20
Publication date: 2010-03-31
Anticipated expiration: 2028-05-20
Also published as: GB2449546B; EP2173435B1; IN2009KN03958A; JP2014012200A; GB0709834D0; GB0809202D0; JP5358563B2; JP2010527675A; ES2554159T3; EP2173435B8; US8612018B2; US20100152817A1; WO2008142402A1; GB2449546A; EP2173435A1; CN101687093B

Abstract

本发明涉及阵列刺激器。阵列刺激器具有成阵列(22)的多个电极，电极形成多个电极对，和用于生成给电极的信号，以便在或者经皮或者通过植入对其应用该刺激器的患者体内产生电脉冲的信号发生器(18)。这些电脉冲在患者体内形成刺激患者的神经系统的复合脉冲。复合脉冲具有4μs－1500μs之间的持续时间，和当刺激器被植入时2V－50V之间的最大电压，当刺激器是经皮应用时，15V－500V之间的最大电压。电脉冲本身的持续时间显著小于复合脉冲的持续时间，从而它们对患者的神经系统的刺激远远小于复合脉冲，或者根本不刺激患者的神经系统。

Description

阵列刺激器

技术领域

本发明涉及用于产生电流的电子装置，并提供应用这种装置的设备和方法，所述电流影响距电极不同距离的神经和其它易兴奋组织的行为。

背景技术

神经的电刺激(electrical stimulation)用于治疗已有40年以上。

例如，Melzack和Wall在1965年说明当以100Hz(其它传入神经纤维都不能如实跟随的频率)刺激Aβ神经纤维时，如何能够产生痛觉缺失(analgesia)。Wall在1986年通过经插入患者神经的针状物施加电流，产生这些效果。为了避免插入针状物的可能负作用，他很快就采用表面电极，从而产生术语“经皮神经电刺激(TENS，Transcutaneous Electrical Nerve Stimulation)”。

典型的TENS机器通过采用其幅度可从0mA增大到50mA，并且其频率在1-250Hz范围中的电流，形成宽度能够从50μs变化到250μs的脉冲。脉冲宽度的持续时间长到足以用低电压刺激Aβ神经纤维，导致无痛的麻刺感和释放GABA的中间神经元的刺激。Johnson等在1991年指出幅度被充分增大，以复原Aδ神经纤维的“高强度刺激”引起脊髓中的蛋内啡肽的释放，与由更普通的Aβ神经纤维的“低强度刺激”产生的GABA的释放带来的效果相比，蛋内啡肽的释放产生持续更久的止痛效果。Salar等在1981年观察到当以40-60Hz的频率和40-80mA的幅度(容易复原Aδ神经纤维，并且其放电与剧痛相关的信号)进行TENS时，阿片样物质被缓慢释放到脑脊髓液中。

通常认为TENS痛觉缺失主要是由皮肤传入神经纤维激活造成的。不过，Radkarishnan等在2005年证明通过差别地阻滞皮肤和深部组织初级传入，深部人体组织中的直径更大的初级传入神经纤维的激活，而不是皮肤传入神经纤维的激活是造成TENS痛觉缺失的关键。

于是，可能的TENS刺激效果的限制在于由直接位于电极之下的Aδ和C-神经纤维的激活而引起的疼痛限制了刺激的强度。

由于组织阻抗是电容性的，因此随着频率的增大，阻抗往往会降低。为了增大组织穿透深度，可以按每个电信号之间的间隔小于需要刺激的神经纤维的不应期的频率提供信号。为了产生动作电位(actionpotential)，调制这样的信号，以通过干扰或中断提供低频刺激。

Nemec US2622601“Electrical Nerve Stimulator”，GriffithUS3096768“Electrotherapy System”(Firmtron Inc)和其它许多人举例说明了施加中频电流的干扰方法。两个信号源分别与一对电极连接。它们能够如下在组织中产生称为干扰电流的调幅中频信号。第一个信号源使用中频载波(通常4.0kHz)，而另一个信号源在稍微不同的频率(通常4.1kHz)下工作。它们的各对表面电极以允许两个振荡电流在深部组织中相交的方式被布置在体表，在深部组织中，在低频范围内以拍频，一般以100Hz产生干扰。这又被认为刺激深部Aβ神经纤维产生痛觉缺失。

但是，关于是否需要拍频来产生动作电位一直存在争论。Palmer等在1999年发现当不存在干扰频率时，即，当患者从以4kHz工作的两个信号发生器接受电流，并且该频率不再经过调幅时，仍然产生感觉。此外，在比100Hz以下的低频信号产生的幅度更低的幅度下出现4kHz下按照这种方式产生的感觉(sensation)的阈值。由于在下一信号附近，在碰巧不再不起反应的任何轴突(axon)中产生的动作电位的结果，以比任何单独的神经纤维能够1：1地响应的频率更高的频率使用的信号将在神经干(nerve trunk)中产生异步神经兴奋(asynchronous volley)。

在Carter和Siff的US7130696“Percutaneous electrode array”中描述了经皮刺激装置中的提高组织穿透深度的另一种方法，其中电极由用来穿透皮肤的外层，从而克服皮肤的这些外层的电阻抗的一排微小插针构成。

Macdonald和Coates的US5776170“Electrotherapeuticapparatus”(1995)考察了应用脉冲宽度很短，一般4μs的电信号的效果，所述电信号的脉冲宽度如此之短，使得位于周围神经纤维的易兴奋膜中的电压门控通道没有时间来充分响应这些信号，以到达膜阈值和产生动作电位，所述周围神经纤维位于电流的路径中。如果表面电极被置于脊髓上方，那么这种形式的电疗法产生止痛和改变情绪的效果。Macdonald和Coates在1995年把这种方法称为TSE(Transcutaneous Spinal Electroanalgesia，经皮脊髓电刺激镇痛)。

Littlewood等的GB2414410“Electrotherapy Apparatus”(Bioinduction Ltd，2005)讨论了采用短的高功率电疗波形进行治疗的效果，描述了脉冲宽度和动作电位的产生之间的关系，并指出能够与患者感到的感觉水平无关地控制组织中的电流。

尽管患者相当满意地接受了TENS方法，不过它往往产生相当短暂的局部镇痛。这可能是因为上面提及的由在电极位置的疼痛造成的对刺激强度的限制，也因为每个电极可能只刺激紧邻电极的那些Aβ神经纤维。因此，就体内存在几个疼痛区的患者而论，需要改变该方法，以产生持续时间更长、形式更一般化的镇痛。

在1967年，为了激活更多的Aβ神经纤维，Norman Shealy教授(Shealy等，1967，1971)在脊髓管中植入电极，以刺激中枢神经系统，尤其是脊柱(Aβ神经纤维上下通过脊髓的管道)。一般以100Hz或以下的频率及超过50μs的脉冲宽度采用现在称为的脊髓电刺激(SpinalCord Stimulation，CCS)，一种重复的低频脉冲。当SCS有效时，在身体的疼痛区中感到麻刺感(感觉异常)。

自从Shealy发明SCS以来，在借助电刺激控制慢性疼痛的植入式装置方面已经获得了许多进展。这种植入式装置的应用还被扩展到植入式脑深部电刺激，用于镇痛以及治疗各种疾病，比如帕金森病。

尽管经皮刺激器往往只使用少数电极，通常一对或两对电极，不过具有四对、八对或更多对电极的植入式刺激器在本领域中是众所公知的。作为早期的例子，Timm和Bradley US3646940“ImplantableElectronic Stimulator Electrode and Method”(1969)描述一种刺激肌肉的设备，它包括多个电极，其中对所述多个电极施加一系列定时刺激脉冲，从而消除了继发的组织刺激(由在邻近的电极对之间流动的电流造成)。

为了方便起见，多个电极触点被组合在单一载体上，这些电极阵列目前广泛用在脊髓刺激器中。例如，Borkan Savino和Wlatz的“Multi-electrode catheter assembly for spinal cordstimulation”US4379462(Neuromed Inc，1980)描述一种沿导管电极组件的外部成直线彼此隔开的四个电极的线性阵列。这种电极的优点在于易于借助针状物插入硬膜外腔中。由于使用的引入方法的缘故，这些电极现在被称为“经皮电极”。

目前通常采用具有八个触点的经皮电极，两个经皮电极可被插入硬膜外腔中，与16个输出的刺激器连接。外科医生借助无线遥测设计电极的不同组合，以刺激组织的特定区域，以便产生希望的治疗效果。电极阵列还可在一定程度上防止电极迁移，因为能够重新配置电极组合，以补偿植入阵列的微小移动，从而继续刺激组织的特定目标区，而不需要手术过程。

在Hull Cross和Langley的“Method of using a spinal cordstimulation lead”US5417719(Medtronic Inc，1993)中描述了另一种典型的引脚外形。该专利描述一种“桨式电极(paddle electrode)”，称为桨式电极是因为包含位于桨式引脚上的电极阵列的引脚的端部形状。能够独立地选择每个电极，使得能够根据需要刺激脊髓。

最近的发展试图提高外科医生和/或患者刺激组织的特定区域的能力。Gord的“Programmable current output stimulus stage forimplantable device”US6181969(Advanced Bionics Inc，1999)描述一种供在可植入刺激器内使用的可编程输出电流源，其中例如可采用16个独立的电源流控制电极阵列中电流的流动。Woods等的“Implantable generator having current steering means”US6909917(Advanced Bionics Inc，2003)描述一种借助定向编程(directionalprogramming)技术，确定希望的电极刺激模式的装置，所述定向编程技术把例如操纵杆的移动变换成电极阵列上的电流水平。这种技术的目的是提供超出由各个电极的物理位置提供的控制之外的对被刺激组织区的细微控制。缺点是具有16个电流控制的输出的刺激器装置的复杂性，并且在中等电流输出(它是典型的线性电子设计)下效率较差，从而损害了植入式装置的电池寿命。

现有技术中还存在使用脉宽调制作为跨许多电力电子应用使用以改善效率的技术。例如，MacDonald的“Pulsewidth ElectricalStimulation”US7054686(Biophan Technologies Inc，2002)描述一种采用一系列的单独脉冲来提高(例如)心脏起搏的效率的设备。

发明内容

为了在传入神经纤维中产生动作电位，刺激器设备必须产生足够持续时间和幅度的一个或多个脉冲。所需的引起动作电位的幅度随电极排列，以及电极和组织之间的接触质量而变化。所述幅度可用电压、电流、电荷或能量来表述。电极可被紧贴在皮肤上或者被植入，不过与采用的接触方法无关，激活传入神经纤维的脉冲的最小幅度随脉冲宽度的增大而减小。

按照本发明，由与电极阵列连接的脉冲发生器构成的设备可附着于患者的皮肤，或者被植入体内，使得它可被用于刺激或以其它方式影响神经区或其它易兴奋组织的行为。电极阵列的电极，或者所述电极的子集被依次短时间激发，使得从每个电流流入它所紧邻的组织中的电流的时间较短。在电极阵列或其子集所覆盖的组织的目标区中，这些持续时间短的“分量脉冲”依次叠加，从而形成更长持续时间(或者更高幅度)的刺激脉冲，称为“复合脉冲”。

定义

本文中，应用下述定义：

电极：用于紧贴皮肤或植入体内，对组织施加电流的导电元件。

电极阵列：多个电极，可选的是包括植入式装置的导电外壳。

电极对：其间施加电刺激的一个阳极和一个阴极的组合(在双相波形的情况下，所述阳极和阴极可以倒转)。所述阳极和阴极都由阵列中的一个或多个电极形成，在一个以上的电极形成阳极或阴极的情况下，这些电极被电连接在一起。在一个或多个电极对中的阳极或阴极之间可以共享各个电极，只要每种组合是唯一的。

脉冲：相对于零伏或零安培线的单一偏离，理想地具有快速上升沿和下降沿，并且优选地近似成矩形。

复合脉冲：用于刺激神经或以其它方式影响易兴奋组织的所需脉冲形式，在施加于电极对之前，打算被细分成许多顺序的分量部分，一般总的持续时间介于4μs和1500μs之间，优选地是介于20μs和1000μs之间。

分量脉冲：与复合脉冲的细分对应的脉冲，用于施加于特定的电极对，一般最大持续时间为2μs或4μs或10μs或20μs或50μs。所有分量脉冲的宽度之和应等于复合脉冲的宽度，不过当在分量脉冲之间存在间距或者分量脉冲重叠的情况下施加分量脉冲时，提供所有分量脉冲所用的总时间可能和复合脉冲宽度不相同。

子分量脉冲：与用于施加于特定电极对的更短脉冲串对应的分量脉冲的进一步细分，将被顺序施加或者与施加于其它电极对的子分量脉冲交错地施加。

调制：分量脉冲或子分量脉冲的脉冲宽度的减小，表述为通过把复合脉冲分成适当的分量部分而得到的脉冲的可用时间的百分率。

占空比：作为复合脉冲的脉冲宽度的一部分的分量脉冲的脉冲宽度或持续时间(或者分量脉冲的子分量脉冲宽度之和)。

波形：一个或多个复合脉冲，分量脉冲或子分量脉冲串变成某一模式的组合，通常由规则重复的正向和反向元素组成。

循环：意图规则重复的施加于特定阵列的所有波形的组合，一般位于0.5Hz和2000Hz或10000Hz之间。

在一个方面，本发明是一种对患者施加电脉冲的设备，所述设备包括排列成阵列的多个电极，和生成给所述电极的信号以便形成所述电脉冲的信号发生器，信号发生器被布置成生成所述信号，使得信号被循环地顺序传送给所述连续的电极对，从而相应的电极对在不同时间接收对应信号，或者被交替地传送，使得信号被电极对接收，从而它们不会全部在相同的时间点开始和结束，另外，归因于所述信号，由所述电极产生的复合脉冲具有介于4μs和1500μs之间的持续时间，或者优选地是介于20μs和1000μs之间的持续时间，和如下所示的最大电压：

a)对于植入式装置，介于2V和50V之间，或更好的是介于5V和20V之间，或最好的是介于10V和15V之间的最大电压；

b)对于经皮装置，介于15V和500V之间，或更好的是介于50V和250V之间的最大电压。

在一个优选实施例中，复合脉冲由顺序施加于电极的信号生成，所述信号是最小脉冲宽度为0.1或0.5μs，最大脉冲宽度为2μs或4μs或10μs或20μs或50μs的单脉冲或脉冲串。这些脉冲串从而或者与施加于阵列中的其它各对电极的脉冲串交错地，或者顺序地被施加于各对电极。

在第二方面，本发明提供一种对患者施加电脉冲的设备，所述设备包含排列成阵列的多个电极和一个信号发生器，所述信号发生器包含布置成生成或供给构成所需刺激波形的复合刺激脉冲的电源和控制器。从而，所述设备具有被配置成利用高速开关元件的网络，把复合刺激脉冲转换成被顺序送往阵列中的各对电极的顺序分量脉冲的转换器，使得连续电极对被布置成循环产生相应分量脉冲。复合刺激脉冲的持续时间介于4μs和1500μs之间，或优选地是介于20μs和1000μs之间。分量脉冲具有2μs或4μs或10μs或20μs或50μs的最大脉冲宽度。

在上述设备的变形中，在控制器中可用数学模型或数值模拟表示复合刺激脉冲，并且可利用电源和与阵列中的电极连接的高速开关元件的网络直接合成分量脉冲。

可顺序提供分量脉冲，使得在复合刺激脉冲的周期内的任意时间，至少一对电极处于使用中，或者可在它们之间具有几微秒的间距，优选地小于20μs，不过最高可达200μs，使得分量脉冲宽度之和等于复合脉冲宽度，但是分量脉冲的总持续时间等于复合脉冲宽度加上分量脉冲之间的间距之和。

在植入式刺激设备中，可选的是，阵列中的一个或多个电极可由容纳信号发生器和电池电源的刺激器装置的外壳提供。

在第三方面，本发明提供一种对患者施加电脉冲的设备，所述设备包括排列成阵列的多个电极，产生给所述电极(可选的是，由信号发生器外壳提供的额外电极)的信号的信号发生器，被布置成控制、表现或保存在阵列的区域中的人或动物组织的数学或经验推导模型中的所需标称(notional)电压、电流、电荷或能量分布(称为“标称刺激场”)的控制器。从而，该设备具有被布置成使标称刺激场变为具有相应占空比和/或幅度的一系列分量脉冲，从而所述一系列分量脉冲在电极之间的电流的流动模型中产生所需标称刺激场的变换元件，和被布置成把这些分量脉冲施加于电极阵列的刺激器。分量脉冲或者在不同的时间被顺序传送给所述电极，使得连续的电极对被布置成循环地产生相应的分量脉冲，或者被交替地传送给所述电极，使得分量脉冲不会全部在相同的时间点开始和结束。这些分量脉冲由一个或多个信号发生器装置产生。如果信号发生器的数目小于阵列中的电极的数目，那么提供高速开关元件网络，以把发生器输出送往阵列中的各对电极。数学模型可以是复杂的数学模型，包括周围组织的各种电特性，或者可以是简单的数学模型，比如假定一维或二维均匀的电阻性介质。经验模型可用数学方式来表达，或者表达成其间可被插值的许多参考刺激模式，或者表达成一系列的查寻表或规则。

通过利用操作员界面，标称刺激场的特性可由患者、外科医生或其它操作人员控制，所述操作员界面提供所需刺激场的中心，以及所需刺激场的覆盖范围(可选)的控制。

在上述设备的一种变形中，计算人或动物组织的模型中的所需电流、电荷或能量分布的装置由独立于信号发生器单元的计算机系统提供，并且所需刺激场和/或分量波形的参数被传送给信号发生器单元。

在第四方面，本发明提供一种对患者施加电脉冲的设备，所述设备包括排列成阵列的多个电极，和产生给所述电极的信号的信号发生器，所述信号是施加于各对电极的短分量脉冲，使得分量脉冲由连续的电极对循环生成，脉冲的幅度和持续时间是这样的，使得这些脉冲几乎不产生与一个或多个电极直接相邻的传入神经纤维的激活，但是在远离所述一个或多个电极的组织的目标区中的脉冲之和足以在神经纤维中产生动作电位，或者足以在该位置的易兴奋细胞中产生其它某种生理效应。

当分量脉冲的脉冲宽度和幅度的组合使得这些脉冲单独包含不足以激活神经轴突上的电压门控通道的能量，但是分量脉冲全体之和提供足以满足激活这些通道的阈值水平，从而导致产生动作电位的能量时，产生这种效应。当分量脉冲的持续时间约为1μs-4μs，并且复合脉冲包含10-40个分量脉冲，使得它们的持续时间为10μs-160μs时，这种效应特别明显。

在上述设备的变形中，分量脉冲可以具有使它们独自在与电极直接相邻的组织中引起动作电位的持续时间和幅度，不过分量脉冲之和也足以在远离电极的位置产生另外的动作电位。

在第五方面，本发明提供一种对患者施加电脉冲的设备，所述设备包含排列成阵列的多个电极，和产生给所述电极的信号的信号发生器，所述信号是施加于各对电极的短分量脉冲，相对于彼此改变分量脉冲的相对脉冲宽度和极性，并且可选的是，还改变使用的电极对的数目，以改变受刺激组织的区域的位置和覆盖范围。

在第六方面，本发明提供一种对患者施加电脉冲的设备，所述设备包含排列成阵列的多个电极，和产生给所述电极的信号的信号发生器，所述信号是施加于各对电极的短分量脉冲，相对于彼此确定任意指定电极对，或者相对于植入式刺激器的壳体或接地电极的各个电极上的分量脉冲宽度，以使每个电极上的感觉归一化，使得在每个电极对上，在幅度极限或相同的规划幅度下感受到的刺激相同。

上面的设备便利平滑地改变受刺激组织的区域的位置和覆盖范围，同时使由阵列中的每个电极的区域中的组织或接触电阻的差异引起的刺激强度的明显变化降至最小。通过相对于控制器的外壳依次测量每个触点上的感觉初起，或者感觉的其它参考水平，或者通过仅仅测量一些电极并进行插值，以提供关于其它电极的估计量，可确定分量脉冲的相对脉冲宽度。

上面讨论的第一到第六方面任意之一还提供一种对患者施加电脉冲的方法，其中脉冲是经患者身上或体内的电极阵列施加的。

从而，例如，在第一方面，提供一种方法，其中产生信号，并把所述信号顺序传送给电极阵列中的连续各对电极，使得信号或者被循环地顺序传送给所述连续电极对，从而相应的电极对在不同的时间接收对应的信号，或者被交替地传送，使得信号被电极对接收，从而它们不会全部在相同的时间点开始和结束，从而在患者体内产生复合脉冲，所述复合脉冲具有介于4μs和1500μs之间，或者优选地是介于20μs和1000μs之间的持续时间，和如下所示的最大电压：

类似地，第二方面可提供一种方法，其中复合脉冲被转换成顺序分量脉冲，所述顺序分量脉冲随后被顺序送往阵列中的各对电极，使得连续电极对被布置成循环地产生相应的分量脉冲。复合刺激脉冲具有介于4μs和1500μs之间，或者优选地是介于20μs和1000μs之间的持续时间。分量脉冲具有2μs或4μs或10μs或20μs或50μs的最大脉冲宽度。

在第三方面，可提供一种方法，其中在阵列的区域中的人或动物组织的数学或经验推导模型中的所需标称电压、电流、电荷或能量分布，称为“标称刺激场”。标称刺激场随后被变为具有相应占空比和/或幅度的一系列分量脉冲，使得所述一系列分量在组织中或者在电极之间的电流的流动模型中产生所需标称刺激场，这些分量脉冲随后被施加于电极阵列。分量脉冲或者在不同的时间被顺序传送给所述电极，使得连续的电极对被布置成循环地产生相应的分量脉冲，或者被交替地传送给所述电极，使得分量脉冲不会全部在相同的时间点开始和结束。

在第四方面，一种方法可对患者施加信号，所述信号是施加于各对电极的短分量脉冲，使得分量脉冲由连续的电极对循环生成，脉冲的幅度是这样的，使得这些脉冲几乎不产生与一个或多个电极直接相邻的传入神经纤维的激活，但是在远离所述一个或多个电极的组织的目标区中的脉冲之和足以在神经纤维中产生动作电位，或者足以在该位置的易兴奋细胞中产生其它某种生理效应。

类似地，在第五方面，相对于彼此改变分量脉冲的相对脉冲宽度和极性，并且可选的是，改变使用的电极对的数目，以改变受刺激组织的区域的位置和覆盖范围。

同样地，在第六方面，相对于彼此确定任意指定电极对，或者相对于植入式刺激器的壳体或接地电极的各个电极上的最大分量脉冲宽度，以使每个电极上的感觉归一化，使得在每个电极对上，在幅度极限下感受到的刺激相同。

在上述任意方面中，可相对于彼此在时间方面改变分量脉冲，使得它们被隔开几微秒或者重叠，只是它们并不全部在相同的时间点开始和结束。分量脉冲之间间距的变化改变相对于所提供的给定总电荷的传入神经激活水平和感觉位置。可以优化所述间距，以相对于最小的电池消耗，提供最大水平的感知刺激。所述间距最小可以为零，最大为20μs或50μs或200μs。

在本发明的任意上述方面中，分量脉冲可以是下述之一：

a)单独的脉冲，即，就每个复合脉冲而论，一个分量脉冲被施加于每对电极。

b)子分量脉冲串，即，每个分量脉冲本身被划分成子分量脉冲串，每个脉冲之间具有间距，其中每个脉冲串中的每个子分量脉冲的宽度之和等于每个等效分量脉冲的脉冲宽度，每个脉冲串被顺序提供给各个相应电极对。

c)子分量脉冲串，每个分量脉冲被分成子分量脉冲串，这些脉冲串与施加于其它各个电极对的脉冲串交错，使得出自第一脉冲串的第一子分量脉冲被施加于第一对电极，随后出自第二脉冲串的第二子分量脉冲被施加于第二对电极，依次类推，直到重复该循环，并提供了所有子分量脉冲为止。

优选的方案是a)和c)，这两者之间的选择由复合脉冲的长度和任意分量或子分量脉冲的所需最大持续时间决定，所述所需最大持续时间一般为2μs或4μs或10μs或20μs或50μs。

分量脉冲的相对占空比和/或幅度可被确定，并被送往适当的电极对，使得产生希望的刺激场。另外，通过把脉冲缩短分配给该脉冲的时间片的一定百分率，可调制每个分量或子分量脉冲，以便控制脉冲的有效幅度。

在本发明的另一方面，植入式刺激器设备包括刺激器装置和电极引脚，所述电极引脚包含嵌入式温度传感器，最好是铂电阻温度装置或热电偶。刺激器装置配有精密的电压和/或电流测量工具，用于测量电极阵列和/或引脚的温度，使得可以检测起因于由诊断成像扫描仪、电手术器械等引起的感应电流的刺激器设备或相邻组织的发热，并且在植入式刺激器组件的区域中发生无意的组织损伤之前，操作人员或外科医生可改变或终止该过程。设备还可提供用于监测在植入引脚上感应的电磁干扰的装置，使得能够采取措施使潜在的发热效应降至最小，例如，在磁共振成像扫描仪中，可确定患者的方向，以使扫描仪与植入的刺激器引脚之间的耦合降至最小。在不具备嵌入式温度传感器的引脚中，该设备可另外提供引脚中的感应电磁干扰的监测，使得可估计电极发热效果。另外，感测引脚上的电磁干扰的监测电路可使温度读数的采集与低干扰周期，例如，磁共振成像期间当射频子系统未发射，并且梯度线圈静止时周期同步。设备还可采用与铂电阻温度装置的双导线连接来检测电极温度的变化，而不是电极温度的绝对值。注意通过利用嵌入式温度传感器，这方面可以结合上面讨论的第一到第六方面任意之一或全部一起使用。

本发明解决了现有技术的一些限制或缺陷。

适用于经皮神经刺激，紧邻每个电极的分量脉冲的较短持续时间允许对皮肤施加更高的电流，而不会由于激活诸如Aδ和C神经纤维之类的皮肤传入神经纤维引起疼痛。

Radkarishnan等在2005年证明当刺激深部纤维时，TENS信号只产生镇痛(例如，在患有急性关节炎的膝盖中)。当Radkarishnan把局部麻醉剂注入深部组织中时，源于TENS的镇痛被减小。这可以解释TENS应用于人的不同报告，可能只有当患者足够勇敢，可以以高到足以穿透深部组织的幅度(许多人认为会产生不能忍受的麻刺感的幅度)使用TENS时，TENS才有效。由于电流越深地穿透到组织，电流密度衰减越大，因此TENS的问题是如何能够对神志清醒的人采用表面电极，并获得足以刺激位于深部组织中的轴突的电流密度，而不首先在表面组织中产生更高的电流密度-通常过于疼痛以至于能忍受的电流密度。本发明提供一种在深部组织中实现高电流密度，而不导致皮肤传入神经的疼痛刺激的方法。

适用于经皮和植入刺激，每个阵列中使用的电极的数目、这些电极的配对、和施加于每个电极的分量脉冲宽度的变化使刺激电流的位置和覆盖范围可以被控制，并在电极阵列覆盖的组织区内平滑地变动。优选地，通过允许外科医生或患者直观地控制电极阵列的图形界面和指示装置(例如，计算机鼠标、操纵杆、跟踪球或触摸屏)，控制刺激位置和覆盖范围，而计算机自动决定适用于阵列中的电极的配对和相对脉冲宽度等。

施加于每个电极的分量脉冲的较短持续时间还能够减小组织电容的影响，组织电容导致神经刺激脉冲的幅度在几十微秒内衰减。由于组织中的电容的充电，就电压源来说，以当保持脉冲时电流的逐渐下降的形式出现这种逐步衰减。通过对电极阵列施加分量脉冲，电极本地的组织中的组织电容只被单个分量脉冲充电。于是可能地，与产生单一宽脉冲的装置相比，本发明可以增大流入深部组织中的电流。

本发明的另一优点在于具有许多输出端的刺激器的设计可被简化；这尤其适用于植入式刺激器。在现有技术中，具有多个输出端的刺激器具备用于每个输出端的独立电压或电流源，或者另一方面，具备少于输出端数目的电压或电流源，和把这些电压或电流源多路复用到输出端的较低带宽装置。在前一情况下，每个输出端的独立控制带来胜过标称刺激场的绘图(mapping)的灵活性，通过组合许多可用电极来产生所需的刺激，可提供所述标称刺激场的绘图。不过，提供多个输出端(一般16或17个)的复杂性使得电压或电流源一般是利用模拟电子器件构成的，以使空间要求降到最低，以满足目前以易于植入的更小植入物为目标的趋势。模拟方法的优点在于能够在芯片上实现它们，从而小巧，但是它们的缺点在于效率低，浪费电池电力。在少数电压或电流源被多路复用到许多输出端的情况下，可利用开关电子器件，比如开关模式电源来构成所述少数电压或电流源。其效率高，但是笨重，因为对于每个电源来说，需要外部电感器或电容器。这种方法的缺点在于能够独立控制的电极的数目受可用的电流或电压源的数目限制。

就其最简单的物理实现来说，本发明只需要单个电流、电压、电荷或能量源来产生所需的复合脉冲，产生的复合脉冲随后被提供给高速开关网络，所述高速开关网络把复合脉冲分成施加于每个电极对的分量脉冲。分量脉冲的路径在组织中交叉，从而重构复合脉冲。这种方法的优点在于能够使用单个效率高的开关电源，同时提供施加于阵列中的每个电极的电流或电压的独立控制。可使这种设备比现有技术中描述的模拟电流源更高效，从而增大在植入式装置中特别重要的电池寿命。这种方案还具有非常小巧的优点，因为单个开关电源能够被设计成直接依据电源或电池工作。

理想地，开关电源的带宽应高到足以允许在每个脉冲的周期内控制分量脉冲的幅度，每个脉冲的周期约为1微秒。在输出端储能极少的高带宽电流源，或者耗散保存在电源的输出端的过多能量，或把保存在电源的输出端的过多能量回收到电池中的装置是所希望的，不过由于需要很高的开关频率，因此实际上难以实现。

一种较简单的选择是固定电压电源，例如，固定在植入式装置中一般15V的所需最大输出电压的固定电压电源，其中通过借助开关网络上开关时间的控制，作为每个分量脉冲可用的总时间的百分率分配给每个分量脉冲的时间片(即，脉冲宽度)的百分率的调制，改变每个分量脉冲上的平均电压。在施加分量脉冲的过程中流动的电流的反馈可被用于控制所述调制，从而控制在脉冲期间提供的平均电流。

关于上述内容的一种改进是提供具有较低带宽，从而具有较低开关频率，使得在分量脉冲的周期内，电压实质上被固定的可变电压电源。随后通过如上所述调制分量脉冲宽度，调节每个分量脉冲的有效幅度，从而获得每个脉冲的所需平均电流水平、电压或电荷。

另一种变形是采用可变幅度电源，例如，电压电源，和一个或多个传感器，所述传感器关于每个分量或子分量脉冲测量电流和/或电压(通过求一个脉冲内电流和/或电压的平均值，或者通过一次或多次对电流和/或电压取样)，随后反馈该数据以修改分量脉冲的相对占空比，以便在相应电极对间实现希望的平均电流、电压、电荷或能量分布，以及修改电源的总幅度，以便整个地在复合脉冲中获得所需的平均电流、电压、电荷或能量。通过实时地对相应的占空比应用校正，或者通过逐个循环地根据前一循环的数据对下一循环应用校正，可按常规方式实现该反馈环。逐个循环的方法的优点在于可在每个循环之间的时间内，利用性能较低的微处理器计算校正，而实时方法需要模拟反馈或高速数字处理器。逐个循环的反馈方法不能补偿在刺激脉冲的周期内发生的负载阻抗的变化，不过实际上阻抗仅仅相当缓慢地变化，从而这不是一个明显的缺点。

在上述两段中描述的上述方案的组合是适宜的，尤其是在设备具有其幅度在有限的动态范围内可变的电源的情况下更加适宜。例如，在电压电源中，方便的是改变电池电源和最大输出之间的输出电压，而不是降至零电压。如果要求低于电池电压的幅度，那么对分量或子分量脉冲进行脉宽调制，以降低施加的脉冲的有效幅度。

另一种选择是通过供给模拟电流源，所述模拟电流源又向开关矩阵供电，开关矩阵通过根据需要依次连接适当的电极对，直接合成分量或子分量脉冲，根据开关技术提供可变电压电源。这种方法的优点在于可变电压源的电力效率高，仅仅为模拟电流源提供足以获得良好控制的余量电压。开关模式可变电压电源与模拟电流源的组合是电力效率和电子器件复杂性之间的良好折衷，同时提供模拟输出级可提供的高带宽和低噪声。

其它选择包括具有开关矩阵的脉宽调制的固定电流电源，或者固定或可变电压、电流、能量或电荷控制的其它组合。

附图说明

图1表示典型的双相方波TENS波形，和施加于图2中图解说明的线性阵列中的电极A-E每一个的分量波形。

图2表示具有排成线性阵列的5个电极A-E的经皮电极阵列。

图3通过名义上的均匀一致的臂的截面，表示组织中的电流路径，其中按照图2的两个线性电极阵列经皮应用于臂的两侧。

图4表示在首次开始有感觉时的峰值脉冲电流，和借助两个50mm×50mm正方形电极经皮施加的以100Hz重复的方波脉冲的脉冲宽度之间的关系，所述两个50mm×50mm正方形电极被布置在前臂中部，一个在前表面上，另一个在后表面上。

图5表示经皮施加的电压脉冲，表示了脉冲期间的电流逐渐下降。

图6表示持续时间50μs的典型双相方波脉冲和由2μs分量脉冲的脉冲串组成的分量波形A-E的例子。

图7表示具有低幅度再充电脉冲的正向方波复合脉冲和所得到的分量波形的例子。

图8表示植入式刺激器和电极组件。

图9a给出现有技术中的典型植入电极引脚外形的例子，表示位于远端的公共电极外形。

图9b是典型的刺激器连接器布置的上剖面图，引脚被插入刺激器装置中。

图10a表示通过利用线性阵列中的两个阴极和两个阳极，由复合脉冲产生的聚集刺激场的例子，以及基本分量波形(为清楚起见，省略了低幅度再充电脉冲或回波脉冲)。

图10b表示与图10a中的例子关联的分量脉冲的备选方案，它包含由子分量脉冲串组成的高频分量波形。

图10c表示图10a的备选方案，它包含脉冲间间距扩大的分量波形。

图10d表示图10a的备选方案，它包含脉冲间间距扩大的高频分量波形。

图10e表示图10a的备选方案，它包含重叠的分量波形。

图11表示16个触点的并排阵列的例子，以及基本分量波形(未示出低幅度再充电或再充电脉冲)。

图12a表示通过利用植入的16个触点的阵列中的6个电极(三个电极对)，由复合脉冲产生的聚集刺激场的例子，以及相关的分量波形(脉冲间间距未按比例绘制)。

图12b表示图12a中所示方案的备选高频分量波形(脉冲间间距未按比例绘制)。

图13表示与图12a类似的植入阵列，10个电极(五个电极对)被激活，以产生与图12a相比更扩散的复合刺激场。

图14表示以在阵列左侧的电极E1为中心的复合刺激场。

图15表示由顺序激活的两组电极产生的刺激场，组1：E1-E2、D1-F2、F1-D2，组2：F1-F2，E1-G2，G1-E2。

图16表示用于刺激器设备的计算机编程系统的触摸屏的示例布局。

图17a表示在二维均匀电阻性介质中流动的电流的有限元模型，图解说明电压分布。

图17b表示与图17a中的电压分布相关的电流向量。

图18表示设备的方框图。

图19表示具有嵌入式温度感测的桨式引脚。

图20a表示具有嵌入式温度传感器的经皮引脚的总体布置。

图20b表示具有嵌入式温度传感器的上述经皮引脚的电极触点的剖面。

图21表示双导线电阻温度装置接口。

具体实施方式

通过考虑本发明对经皮和植入式刺激器的应用，举例说明本发明。图解说明电极阵列的附图可被认为或者代表临床情况，或者代表用于导出适当的分量波形的组织的对应数学模型。附图中的脉冲可被认为代表电流、电压、电荷或能量，取决于刺激器装置所使用的控制方法。

参见图1，波形01是例如在经皮神经电刺激应用中影响易兴奋组织的行为所需的复合波形。本例中的波形由均衡的正向和反向复合脉冲组成，正向脉冲的持续时间为t_fp(一般为50、100、500或1000μs)，反向脉冲的持续时间为t_rp，t_fp＝t_rp，使得在组织中流动的净电流为零。为零的净电流是可取的，因为它使电极之间能够导致皮肤反应的离子输送降至最小。正向脉冲和反向脉冲可由脉冲间间距t_ip隔开，所述脉冲间间距t_ip可为零。复合波形01被分成五个分量波形，标记为A-E。在本例中，任意两对电极之间的电阻被假定为相等，并且分量波形的每个分量脉冲的希望幅度相等，从而每个分量脉冲持续时间相同。每个分量波形由持续时间为t_cp μs(t_cp＝t_fp/5)的正向脉冲，和t_fp+t_ipμs之后(在上升沿之间测量)的持续时间为t_cpμs的反向脉冲组成。除了在时间上从前一分量波形的起点被延迟t_cpμs之外，每个分量波形相同。把分量波形A-E加起来，则产生初始的复合波形01。

图2表示由在本例中，以20mm间距安装在绝缘背板04上的5个电极03组成的线性电极阵列。对应于图1中的分量波形，阵列中的每个电极被标记为A-E。

图3表示图2中所示类型的两个线性电极阵列06和07的示例应用。每个电极阵列被分别布置在臂08的两侧，使得在电极对A1-A2之间应用分量波形A-E。每个电极对的穿过组织的相应电流路径近似用所示的虚线图解说明，比如用粗体表示的电流路径E1-E2。

可看出分量波形的电流路径在用阴影区分的区域中的组织中交叉。阴影区中的传入神经或其它易兴奋组织会被持续时间与图1中的复合波形01类似的复合波形影响，而在阴影区之外的区域中的传入神经或其它易兴奋组织会被持续时间对应较短的单个分量波形(图1中的02)影响。

当然，图3是在假定臂在横截面上均匀一致的情况下的理想情况；在临床情况下，电流将沿由不同组织和骨骼等的相对电导率决定的路径流动。在以上两种情况下，当电流路径在两个电极对之间通过时，电流路径展开，其起点和终点由电极对的排列决定。如图所示的交叉排列在深部组织中形成刺激波形的聚集点，而备选的非交叉排列(每个电极对彼此相对，和梯子上的梯级类似)形成分布更广的刺激区。也可通过改变分量波形的相对占空比和电极的配对，改变刺激区的形状和该刺激区的中心。

图4中的图举例说明了脉冲宽度对感觉阈值的影响。该图表示在感觉阈值下，峰值脉冲电流随着脉冲宽度的变化。在测试对象检测到刚刚开始有感觉的幅度下，在一对电极之间记录脉冲电流。脉冲是利用布置在前臂中部的两个50mm×50mm的正方形电极经皮施加的按100Hz重复的方波电压脉冲，一个电极被置于前臂中部的前表面上，另一个电极被置于前臂中部的后表面上。本例针对的是一个测试对象，一位成年男性。要认识到电流可随着测试对象，以及随着电极的类型和布置而变化。特别地，由于没有皮肤电阻，并且接触区的尺寸一般较小，从而在电极提供更高的电流密度，因此植入电极只需小得多的电流就能引起感觉。然而，曲线的形状保持相同，随着脉冲宽度的增大，刺激电流近似成指数地降低。

对经皮应用来说，选择恰当的分量脉冲宽度和刺激强度，以及阵列电极的布置，使得深部组织中的电流会增大，能够在深部组织中产生动作电位，而不激活皮肤传入神经纤维。

但是，单独并不具有足以产生动作电位的能量的一串短脉冲可能激活皮肤传入神经纤维，因为它们单独并不具有激活神经上的电压门控通道的足够能量，不过通过积累，它们可激活神经上的电压门控通道。由于阵列中的电极段密切相邻，于是来自相邻电极段的脉冲将加起来。在目的是使皮肤传入神经纤维的激活降至最小的经皮刺激器的设计中，按照保证两个相邻电极段不会被依次激活的顺序激活图3中的电极。图1中的分量波形及图2和3中它们的对应电极的标记是这种顺序的一个例子。另外可取的是图2中所示的阵列中的每个电极段被隔开几毫米。

本例中，直接在电极段之下的组织经历不大于复合脉冲持续时间的1/5的脉冲宽度。在特定的刺激强度下，这不足以激活皮肤传入神经纤维。不过，在更深的组织中，施加的信号会流经相同的组织。各个短脉冲将依次相加，从而重新构成图1中的复合波形01形式的更长脉冲。这导致一种有趣的效果，借助该效果，能够在不直接刺激直接位于电极阵列之下的组织的情况下，激活支配远离电极的布置位置的区域的神经。

此外，在包括如图1中所示的均衡的正向脉冲和反向脉冲的系统中，(指定幅度和持续时间的)正向脉冲和反向脉冲之间的间距影响刺激强度。当所述间距从0增大到约20μs时，感知的刺激强度增大，并在约200μs之前保持相对恒定，当所述间距进一步增大时，感知的刺激强度降低。对持续时间数微秒，比如1-20μs的典型分量脉冲持续的脉冲来说，这种效果更明显。在净电流为零，但是要求最小的皮肤神经纤维的激活的系统中，于是可取的是在时间上把反向脉冲和正向脉冲分开，或者在正向脉冲之后立即交替地产生反向脉冲。由于反向分量脉冲与正向脉冲必须至少间隔复合脉冲的持续时间(在上升沿之间测量)，因此后者难以实现。从而，在复合脉冲重复速率为100Hz的典型系统中，所述间距优选地使均衡的反向脉冲出现在正向脉冲之间的中途，即，在正向脉冲的上升沿之后的5000μs处出现。一种备选方法借助正向脉冲之间渐进的反向充电(reverse charge)，提供均衡反向充电。由于典型的神经刺激波形的低脉冲间隔比(mark-spaceratio)，这种均衡反向充电可被布置成以适当低于激活传入神经纤维的水平的幅度出现。

在所述的五电极阵列的一种应用中，两个电极阵列被直接放置在疼痛区，比如受伤的膝盖之上，并增大刺激强度，直到患者确定刺激强度达到最大舒适程度为止。在五电极阵列的最大舒适程度下，皮肤和深部传入神经纤维一般都放电。这里描述的阵列装置和电极具有相同面积的标准TENS装置之间的比较表明用户不能容易地区分由皮肤和深部传入神经纤维产生的感觉。一些测试对象描述阵列装置“更有穿透力”，不过两种装置之间在感觉方面的差异并不显著。不过，在相同的最大舒适程度下，从阵列装置流入组织中的电流一般为标准TENS装置的电流的3倍。于是，这种方法的优点在于当依据施加的电流测量疼痛阈值时，疼痛阈值被增大-在本例中，被增大3倍。

该方法的另一优点在于降低了组织的电容效果。图5中关于2μs的短脉冲图解说明了这些效果。由于组织的电容的缘故，矩形电压脉冲产生在脉冲期间逐渐下降的电流，当除去电压时，产生回流脉冲。当脉冲宽度被扩展到50-100μs的典型复合脉冲长度时，这种效果引起在脉冲期间传送的电荷的显著减少。由于分量脉冲比复合脉冲短，因此与以传统方式得到的宽持续时间脉冲，比如由现有技术中的TENS装置产生的脉冲相比，更深组织中的电流能够被保持在更高的水平。

通过把分量脉冲分成子分量脉冲串，在这方面获得另一益处。图6中对此进行了图解说明，其中具有持续时间为50μs的相同正向和反向脉冲，并且脉冲间间距为0的理想复合波形10被分成5个分量波形12，A-E，每个分量波形由按10μs重复的2μs子分量脉冲串组成。尽管本文中为了清楚起见，表示基本的(即，单脉冲)分量波形，不过对分量脉冲可能超过希望的最大持续时间的长复合脉冲持续时间来说，更高频率的脉冲串形式是优选的方法。在优选实施例中，得到子分量脉冲串，使得任意子分量脉冲的最小脉冲宽度为0.1-0.5μs，最大脉冲宽度为2-20μs。

预期脉冲串波形会有利于深部传入神经纤维进一步减小皮肤传入神经纤维的激活。情况确实如此，但是在实践中，该效果不像通过观察图4中的图表所预期的那样显著，因为上面提及的积累过程会导致由本身通常预期不会引起激活的一系列极短脉冲产生动作电位。不过，该方法确实允许对皮肤施加更高的电流，而不会在电极周围产生不适。

就上面说明的经皮方案来说，在阵列中的电极的数目，刺激器装置的复杂性和连接每个电极阵列与刺激器的电缆的重量之间，存在不可避免的折衷。克服电缆重量的一种手段是在电极阵列的背面的柔性基板上构成开关矩阵。这可通过利用来自刺激器的两导线供电(twowire supply)起作用，并且或者根据自复合脉冲的起点开始的时间，或者利用来自刺激器的具有独立时钟信号的三导线供电(three wiresupply)，把信号多路复用到阵列。

在前面的例子中，复合脉冲由相同幅度和持续时间的均衡正向脉冲和反向脉冲构成。尽管不是本发明的必要特征，不过可取的是正向电荷和反向电荷之和为零，以避免电极之间的离子输送，不过正向脉冲和反向脉冲的形状不必相同。图7图解说明这样的例子，这种情况下，正向脉冲13和图1中所示的正向脉冲相同，但是零净电荷由正向脉冲之间的渐进反向再充电14提供。一般来说，正向脉冲占总循环持续时间的1％或更小，从而在正向脉冲之间的较长静默期内，能够以适当低于激活神经的幅度发生反向再充电。

仅仅通过用适当的信号发生器生成希望的正向脉冲，并把生成的正向脉冲经串联电容器耦合到组织，就能够实现反向再充电脉冲，不过最好应控制再充电，以便它不会干扰其它分量脉冲，这会引入额外的复杂性。

另一方面并且可取的是，可用具有双极输出的信号发生器，或者在输出端具有适当的开关矩阵的单极信号发生器明确生成反向脉冲。图7图解说明这种系统中的理想电流波形，希望的复合刺激脉冲13由在曲线之下具有相同面积的反向再充电脉冲14均衡。正向刺激脉冲通常是负向的(即，阴极)。为了清楚起见，图中所示的正回波再充电脉冲的持续时间为正向脉冲的五倍，幅度为正向脉冲的1/5。但是，在实际的实现中，回波脉冲(return pulse)会仅仅为正向脉冲的幅度的百分之几，从而具有更长的持续时间，有时占据正向脉冲之间的大部分静默期。可取的是，在输出端没有串联电容器的设备中，输出级包括集成每个电极上的正向和反向电流，作为使净电流保持为零的交互核对(cross check)的电路。来自该集成器的误差被反馈回系统中，以修改每个通道上的回波脉冲的持续时间。

如前所述，根据希望的刺激场得到每个正向分量脉冲16(在本例中，所有分量脉冲具有相同的量值，不过这不应被解释成对本发明的限制)。计算反向分量再充电脉冲17，以具有和正向分量脉冲相同的净电荷，并如图中所示依次提供。分量波形15可被提供给电极阵列，如前在图2和3中所述，或者如果希望的话，阳极可由一个更大的电极构成，有效阵列仅仅位于阴极(即，提供负向的正向分量脉冲)。这为刺激器设备中的电极阵列和输出电子器件的简化创造了条件。

图8图解说明植入式刺激器的典型结构。植入式刺激器包括刺激器装置18，它包括包含在外壳19内的电子器件、电池、充电电子器件和信号发生器，外壳19通常是密封的钛壳体。在刺激器装置18的上面，连接器组件提供与止于一个或多个电极阵列22的一个或多个引脚21(图中缩短地示出)的连接。如果由导电材料构成，那么外壳19也可用作电极，并且可选的是，可构成电极的可用阵列的一部分。典型的现代植入式刺激器提供许多电极触点，一般是16个触点，被布置成两组8个输出端。植入式刺激器的应用包括把电极植入硬膜外腔中的脊髓刺激，和把电极植入脑中的深部脑刺激。

图9a中表示了用于脊髓刺激的已知植入引脚类型的例子，每种植入引脚类型都包括成阵列的许多电极触点。引脚类型包括经皮引脚23，它包括在柔性引脚上规则或不规则地直线间隔排列的许多触点24。称为经皮引脚是因为通过利用中空的针状导引器作为导引，易于植入所述引脚。其它类型的引脚包括按其形状命名的桨式引脚25。这种引脚在植入时更具侵袭性，但是优点是一旦被植入，就不太易于迁移。存在许多不同类型的桨式引脚，包括具有排列成预定阵列的许多电极的类型26，两个或者更多的单独桨式引脚与公共引脚连接的类型27。在每种情况下，各个触点具有嵌入绝缘套中的相应的小直径导线，所述绝缘套提供与刺激器装置的电连接。可以安装一个、两个或者更多的引脚，以覆盖特定的组织或神经区。为了便于把中空的针状导引器用于经皮引脚(图9a，23)，理想情况下，与刺激器装置的连接器的直径应和引脚相等。

图9b中图解说明了典型的刺激器连接器布置。该图显示插入刺激器装置中的引脚32。设置应变消除装置31，以减小引脚在刺激器的引出点的弯折。一系列弹簧触点30提供电极和刺激器输出端之间的电连接。夹具29由固定螺丝调节，以固定引脚。如果需要的话，所述夹具可用作额外的触点。

无论什么目标组织区，植入都是不精确的技术，于是许多触点允许神经外科医生横跨特定的组织区，并用阵列中的电极的不同组合进行实验，以产生所需的疗效。随着时间的过去，引脚随时间而发生的迁移，或者由植入电极周围的瘢痕组织的累积而引起的接触阻抗的变化使得需要重新设计电极的组合。此外，当与待刺激的组织区相比时，电极间距在物理上可能较大，从而，提出一种控制刺激的手段，该手段以比电极间距更小的分辨率提供刺激点的变化。外科医生(或者患者)应能控制许多参数，以便优化刺激模式，这些参数包括施加的刺激的幅度(绝对电流、电压、电荷、能量或者它们基于接触阻抗或者感知的感觉的归一化值)、复合脉冲的脉冲宽度、脉冲的重复频率、刺激区的中心位置，和刺激模式是严格集中在所述中心周围，还是更广泛地分布在组织中。

为了按照本发明控制刺激中心的位置，复合波形被分成两个或更多的分量波形。控制分量波形的脉冲的占空比和使用的电极数目，使得分量波形在组织中重新组合，以便在所需的覆盖范围上的希望位置，重构形成复合波形的复合脉冲。

最简单的例子是线性阵列，比如经皮引脚或桨式引脚(图9a，23和25)。图10a表示图中分别用圆表示的8个触点A-H的线性阵列，以及基本分量波形，同时为了清楚起见，上面提及的低幅度再充电脉冲或回波脉冲未示出。

就这种阵列来说，理想的是从阵列的顶部到底部能够无缝地控制刺激区的中心。在图10a中，中央点大约位于从电极F到电极E的距离的3/10处(用×33示出)，×33表示希望的刺激中心。实践中，在阴影34指示的扩散区(“刺激场”)内感觉到刺激。多数情况下，对于神经刺激来说，阴极是优选电极(不过应注意在阴极和阳极都会产生感觉)。该例子使用在图7中图解说明的那种波形，该波形由在阴极(由图10a中的电极E和F上的负号表示)提供的正向脉冲，和图中未示出但是与图7中图解说明的类似的低幅度反向充电构成。

图10a中的阳极是阵列中的标有正号的电极H和C。希望的复合刺激波形是方波脉冲35。为了得到分量波形36和37，必须作出关于组织的电特性的一些假设。在最简单的情况下，我们例如可以合理地假定刺激的感知点与两个阴极E和F的占空比成比例。从而，图10a中的分量波形36和37分别持续30％和70％的正向刺激脉冲时间t_fp有效。

图10b图解说明一种改进，依据该改进，分量波形39和40被进一步细分成具有相同的30％和70％占空比的频率更高的脉冲串。如前所述，就较长的复合脉冲来说，这是施加复合脉冲的优选方法，因为它会降低组织电容的影响，并保证电极E和F的区域中的神经把两个分量波形感觉为一个分量波形。本例中，分量波形39被施加于阳极C和H都有效时的阴极E，分量波形40被施加于同样相对于阳极C和H的阴极F。阳极的选择对阵列区中的电流路径和电流密度有影响；在一些情况下，合适的是使用刺激器的外壳作为阳极，或者只使用阵列中的一个其它电极，以便更严格的控制电流路径。

利用这种布置，通过控制施加于每个电极的相对占空比，能够沿阵列上下平滑地改变刺激场的中心33。此外，通过加入另外的阴极D和G，并在四个电极之间共享占空比，能够提供覆盖更宽范围的更发散的刺激场。还可扩展这种方法，以覆盖成一行地植入的多个电极。

图10c图解说明分量波形的进一步变化，其中分量脉冲的提供被延迟脉冲间周期t_ip。和前面一样，分量脉冲宽度42和43之和，(t_cp1+t_cp2)等于正向复合脉冲的总长度t_fp 41，并且相对占空比相同。脉冲间间距t_ip的效果是相对于指定的复合脉冲持续时间和幅度，增加神经激活的水平。在t_ip≈20μs之前，该效果增大，并且是有用的，因为在特定水平的知觉下，它增加了刺激器的电池寿命。

该方法还适用于高频情况，在高频情况下，如前所述，每个分量脉冲被分成脉冲串，并且在所得到的子分量脉冲的脉冲宽度为1μs-5μs范围的情况下特别有利，因为在该范围内，增大脉冲间间距的效果达到最大。这图解示于图10d中，其中高频分量波形44和45的脉冲宽度均为图10c中图解说明的脉冲宽度长度的1/3，脉冲间间距被减小到t_ip/3，从而在相同的总时间内完成该循环。

图10e图解说明分量波形的应用的另一种变化。在本例中，标称复合刺激波形46和前面的相同，并且分量波形47和48具有相同的持续时间和幅度，但是不是顺序提供的，分量波形47和48同时开始，不过结束于不同的时间。

另一种变化是固定占空比，但是改变脉冲的幅度，以在相应电极之间提供复合脉冲的电荷或能量的所需共享。这种方法的缺点在于它或者需要多个电源，或者需要一个带宽很高的电源。

为清楚起见，图10a-10e和下面的图11未示出反向脉冲，不过这样的反向脉冲，或者是与图7中图解说明的类似的低幅度脉冲，或者是与图1中图解说明的类似的均衡反向脉冲一般会形成所述波形的一部分。

图11图解说明电极的另一种排列，所述电极由并排的两个8电极阵列组成。例如，这种排列可用作脊髓刺激应用中的双侧性疼痛的治疗。本例中，使用四个电极：E1、F1、E2和F2，E1上的占空比(刺激波形50的百分比)为35％，F1上的占空比为35％，E2上的占空比为15％，F2上的占空比为15％。结果偏向于左侧电极上的更高占空比，从而产生刺激中心位于这四个电极的几何中心的中左侧的刺激场。阳极的选择对感受到的刺激模式影响不大，在本例中，阳极为C1、C2、H1和H2，并由刺激器装置中的开关矩阵并联连接。对这四个阴极顺序施加分量波形51、52、53和54。本例中，可看出通过对并联连接的E1和F1施加占空比70％的波形，和对E2和F2施加占空比30％的波形，能够获得相似的结果。在实际应用中，在给定希望的刺激模式和刺激中心的情况下，很少只存在分量波形和电极配对的唯一解。

前面的附图基于具有所述的正向负脉冲和低幅度再充电脉冲的波形的假定。一种备选方案是使用如前所述并例示于图1和6中的由相等的正向脉冲和反向脉冲构成的双向均衡波形。在这些情况下，阳极和阴极实际上每半个周期颠倒。优选地，该波形具有选择成使反向脉冲和正向脉冲在时间上间隔相等的脉冲间间距(图1中的t_ip)。就均衡的双相波形来说，优选的方法同样是耦接各对电极，或者各小组电极，而不是同时使许多阳极并联连接。这便于更精确地限定电极之间的电流路径，从而更好地控制复合波形的位置和覆盖范围。图12-15表示用由两排各8个电极组成的阵列实现的这种系统的例子。

参见图12，刺激场的中心55用×表示。希望的复合刺激波形56被分成三个分量波形57、58和59。如前所述，这些波形可代表电流、电压、能量或电荷，取决于刺激器中使用的输出驱动器的类型。分量波形被分别提供给电极对：D1-F2，E1-E2和F1-D2。目标组织区用阴影区60指示。图解说明的图12a中的分量波形是分别占复合脉冲的33％的三个脉冲。实践中，如前所述，可取的是把分量波形进一步细分成以如图12b中图解说明的脉冲串的形式提供的，具有相同的总占空比的一系列更短的脉冲。

图12图解说明聚焦的刺激场；它具有作为整个阵列覆盖的组织区的一部分的较低的覆盖区。

如果合适的是较少聚焦的刺激场，那么如图13中所示，这可通过加入另外两个电极对C1-G2和G1-C2来实现。这导致沿垂直轴扩展的标称刺激场。在这种情况下，从复合波形65得到图13中的五个分量波形，并将其应用于五个电极对：D1-F2、E1-E2、F1-D2、C1-G2和G1-C2。

现在假定应朝左改变图12中的刺激场的质心的位置。图14表示与图12类似的三个分量波形，但是与图12和13的不同之处在于一个电极E1是所有三个分量波形中的电极对的一部分。从而，在复合脉冲68的整个持续时间内，电极E1都传送电流，而其它三个有效电极D2、E2和F2只在该时间的33％内传送电流。

图12、13和14可被视为三种“参考”刺激模式，代表三种具体情况，即，位于阵列中线的聚焦刺激，位于阵列中线的分布刺激，和朝向阵列一侧的聚焦刺激。

实践中，外科医生或患者最好应不关心用于产生刺激模式的具体电极和分量波形。这应通过利用直观的用户界面，从刺激场的希望位置和覆盖范围的高级输入自动获得。

在顺序提供分量脉冲的情况下，如前面的许多附图中所示，合理的是假定图12、13和14中描述的各种参考刺激场可被相加或者插入，以产生希望的代表中间情况的刺激场。

图15图解说明了一种这样的中间情况。在本例中，外科医生指令沿箭头74所示方向的阵列的中线改变刺激场73的中心。这可通过在电极阵列上(即，用表示电流路径的虚线图解说明的电极对E1-G2、F1-F2和G1-G2)下移一个间距的距离，重复首先在图12中图解说明的一组6个电极(由表示电流路径的点线图解说明的电极对D1-F2、E1-E2和F1-D2)来实现。随后与刺激中心的所需位移成比例地，在相应的这两组电极之间划分占空比。图15中表示了作为结果得到的六个分量波形75。应注意和前一例子中一样，一个电极可构成一对或多对电极的一部分，以产生希望的刺激场。此外，和前面一样，如果任意分量波形包含超过最大的希望脉冲宽度(一般2μs或4μs或10μs或20μs或50μs)的脉冲，那么优选地通过把每个分量脉冲分成如图12b中所示的相同占空比的相同子分量脉冲串，进一步细分所述脉冲。

前面的附图仅仅涉及电极阵列的一种结构，和数目有限的配对阵列内的电极的方式。其它组合也是可能的，例如，电流路径不必像图12-15中那样交叉，而是由诸如D1-D2、E1-E2和F1-F2之类的电极对的梯式排列组成。此外，在一些情况下，优选地使用刺激器的外壳(图8、19)作为电极对之一。这产生会从电极的位置穿透更深的刺激场，从而使离植入阵列一定距离的组织能够被刺激。所述的借助分量波形控制刺激场的方法同样适用于这种结构。

如果可用的话，刺激器外壳也是用于测量接触阻抗的有用电极。一般来说，接触阻抗是通过对外壳施加已知的电流或电压，并依次测量每个电极的对应电压或电流来测量的。类似地，在特定的各对电极之间也能够测量阻抗。使用外壳作为一个电极来感测阻抗的一个优点是能够在该一个输出端上实现高精度的电流传感器，而不需要在其它多个输出端上重复。如果阵列中没有使用所述外壳，那么高阻值感应电阻器是一种选择。外壳输出也可采用或者正弦波或者方波的AC感测电流。这消除了由外壳和电极触点中的金属的不同电极电位引起的测量误差。

随着瘢痕组织在植入电极周围的积累，接触阻抗会随时间而变化。在附图中，分量波形以每个电极和组织具有相同接触质量的假定为基础。在观察到接触阻抗的变化的情况下，尤其是当复合脉冲是电压输出时，合适的是改变应用的占空比与电极输出的比值，使得补偿不同的阻抗。这种过程被称为归一化。

归一化的另一种应用和感觉相关。在电流控制和电压控制系统中，可取的是相对于外壳电极校准每个电极，使得所有电极在最大输出下产生类似的知觉水平。为了实现这一点，每个输出被依次激活，患者调整该输出，使得该输出看起来和其它输出类似，这些相对设置被保存并被用于通过对分量波形的占空比的比值加权，使系统归一化。

优选地，外科医生配有基于计算机的编程系统，所述编程系统用电极阵列的相对位置，以图形方式描述使用中的电极阵列。编程系统应包括一系列的页面，以便利刺激器装置的设置，这最少应包括设置页面、诊断页面、刺激页面和程序创建页面。

设置页面允许配置基本参数，比如：脉冲类型的选择(例如，均衡的正向脉冲和反向脉冲，或者具有慢速再充电的正向脉冲)；使用刺激器外壳作为电极；和阵列的结构(例如，单行、双行、并排、宽间距或窄间距，以及各种桨式引脚外形)。

诊断页面报告刺激器装置的状态，包括诸如电池状态、错误日志、序列号之类的参数。它允许相对于刺激器外壳或者任何其它组的参考电极测量接触阻抗。通过对外壳施加电流或电压，并测量所考虑的电极上的对应电压或电流，可实现这种测量。

诊断页面还包括上面提及的感觉归一化测试模式。一种方法是在刺激器外壳充当阳极的情况下，依次对每个电极触点应用参考波形。缓慢增大参考波形的幅度，直到患者刚好可感觉到信号为止。随后如果需要的话，每个电极上的相对幅度可用于调整刺激期间的占空比，以使来自每个电极的感觉水平归一化。关于双极均衡波形的第二种方法是在用于建立刺激模式的合适的各对电极之间应用参考波形。第二种方法可产生更准确的结果，不过会涉及多对电极。

诊断屏幕还应能够显示保存在编程系统、患者控制器或者刺激器上的历史阻抗和感觉归一化数据。这允许跟踪随着时间的变化，所述随着时间的变化例如可被用于识别电极周围的瘢痕组织的形成。

刺激页面使患者或外科医生可以实时控制刺激场和其它关键参数。图16中图解说明例证的编程屏幕。该屏幕由变化以匹配植入阵列的结构，比如直线和并排结构的阵列的图形表示组成。该页面还允许控制常用的参数，例如幅度、复合脉冲宽度、脉冲速率和覆盖范围。

借助诸如鼠标、触摸屏、操纵杆之类的指示装置，外科医生或患者利用滑动块78在阵列的图形表示上指示刺激场的中心77。所示的例子主要是为在触摸屏上使用而设计的，不过也可在具有或没有显示器的情况下，使用诸如操纵杆之类的专用物理控制装置。系统提供保存一系列的刺激点79的装置，稍后利用程序创建页面，把所述一系列的刺激点79组合成限定特定的刺激点的组和序列，以获得希望的治疗结果的程序。

该界面提供刺激场的图形表示80，并指示哪些电极有效81。可选的是，图形显示可把外部数据源用于阵列和附近的组织结构的定位，例如，从诸如计算机断层成像(CT)扫描仪之类的医学成像系统产生的脊柱和实际的植入电极的图像。

编程页面允许把刺激点组合成治疗程序，所述治疗程序优选地被赋予对患者来说有意义的名称。

一旦编程结束，借助仅仅提供基本控制，比如按名称选择程序，和控制刺激的幅度的患者控制器提供植入式刺激器的控制，所述患者控制器具有小型LCD或OLED或其它小巧的显示屏。编程单元和患者控制器借助无线遥测与刺激器装置通信。在一个优选实施例中，患者控制器(或者植入物的充电装置)配有插入编程单元计算机中的USB接口。患者控制器(或者充电装置)从而提供相对于植入的刺激器单元的无线桥接器。程序可以保存在患者控制器或刺激器装置上。在该优选实施例中，程序被保存在患者控制器上，需要时被下载到刺激器装置上以便执行。

根据外科医生或患者输入编程系统的数据得到分量波形。用户输入的关键参数是：复合脉冲宽度、刺激场的中心、刺激场的覆盖范围、所需波形的类型(即，具有均衡的正向和反向脉冲，或者缓慢的反向再充电)、电极阵列的结构、和刺激器外壳电极的使用(或不使用)。另外，该过程要求作出关于组织的电特性的一些假定。

计算分量波形的复杂性随电极的数目和阵列的物理排列而变化，最简单的是如图10a中所示的仅仅考虑正向脉冲的线性阵列。在这种情况下，如果假定组织是均匀的，那么分量波形的导出是一项平常任务。

就图3中图解说明的经皮阵列及图11和12中图解说明的植入阵列来说，复杂性增大。在更复杂的情况下，可能不存在特定的一组输入的唯一解。

在上文中，一种计算分量波形的方法是使用一组参考刺激场，比如关于图12、13和14中的并排阵列描述的那些参考刺激场，把所述参考刺激场相加，或者在它们之间进行插入，以产生希望的代表中间情况的刺激场。这种方法的计算开销很小，对刺激场，例如上面说明的编程系统中的刺激设置页面所需的刺激场的实时控制来说十分理想。

参考刺激场方法的扩展是考虑出自阵列中的电极的电流路径，并得出这些路径中与外科医生输入的参数最匹配的组合。可利用组织的二维或三维有限元模型计算电流路径。

例如，下面说明顺序提供脉冲的电极对的组合的有限元方法。最简单地，该有限元模型由任意值的电阻器的二维网络构成，所述电阻器被布置成一系列的正方形或三角形，电阻元件在位于n＊m个顶点的各个单元和节点的两侧。对阵列中的每个电极对，施加额定电流，根据除了代表阵列中的有效电极的那些顶点之外，流入和流出每个顶点的电流之和为零的假设，通过迭代产生作为结果的二维电流分布。通过迭代得到有限元模型的解产生一个n＊m矩阵，它是关于特定电极对的、包含位于矩阵中的每个点的电流向量的电流分布图。

图17a和17b中表示了上面所述内容的一个示意例子。图17a表示了以20×20元模型为基础，在对电极施加+1和-1(分别为82和83)单位电压的情况下两个电极之间的电压分布，所述20×20元模型具有为1(unity)的元间边界电阻，和边缘元与外界之间的无穷大电阻。图17b表示矩阵中的电流的向量图，其中每个向量表示在每个元的中心的预测电流的方向和大小。两个电极用84和85表示。

对于每个电极阵列产生一个矩阵库，表示可采用的每个配对。在外科医生或患者移动刺激中心的时候，不必实时计算这些矩阵，相反可以预先计算这些矩阵，并保存在编程系统计算机上。通过找出定义可用矩阵的加权和的系数的值，实现分量波形的导出，所述可用矩阵提供与希望的刺激场的最佳匹配。例如，如果[d_ij]是定义希望的刺激场的n＊m维矩阵，[a_ij]、[b_ij]等是定义可能电极配对中的电流分布图的m＊n矩阵，那么我们得到满足下式的系数x₁、x₂等的值：

[d_ij]≈x₁[a_ij]+x₂[b_ij]+x₃[c_ij]...

系数x₁、x₂等表示用于每个对应分量波形的相对占空比或幅度。现代微计算机功能强大到足以实时地利用启发式技术解决这一问题。

可看出该方法适用于多个电极的组合，只要为每个组合，例如单一阴极和多个阳极，或者在一起使用多个电极阵列的情况下，例如成一行地植入的两个线性阵列，产生了电流分布矩阵。还要认识到上面的方法是可用于得到分量脉冲的解的许多分析和数值方法中的一种。

如上所述，在编程系统中提供诊断屏幕。诊断系统的一个输出是关于刺激器外壳的电极接触阻抗。在没有电荷或电流的闭环控制的系统中，接触阻抗可被包括在每个电流分布图的计算中，当刺激设置页面载入时，编程系统计算这些电流分布图。

另外，每个触点上的感觉的归一化也在诊断屏幕中提供。如前所述，如果希望的话，那么该信息可被用于修改各个占空比，试图使每个电极对产生的感觉水平归一化。备选方案是使用该信息来修改矩阵，使得矩阵代表“感觉图”而不是电流分布图。

有限元可被修改，使得它们并不完全是电阻性的，相反例如包括组织的极化的影响。所得到的分量波形可产生其中用交替极性激发相邻电极对，从而聚焦希望的电流路径的刺激模式。

显然，有限元模型可被进一步扩展，以包括组织的电特性的二维或三维解剖模型。这可通过把组织的电特性映射到模型中的每个元上来实现。

图18表示按照本发明的典型植入式设备的方框图。该设备由三个子系统、植入式刺激器装置86、患者控制器87和配置系统88组成。

刺激器装置86由受微处理器系统90控制的电源89组成。电源从电池108获得能量，并在微处理器90控制下，产生适当的电流脉冲或电压供给，从而产生希望的复合脉冲107(本例图解说明来自单极电源的电流)。电源可以是单极输出(例如，电流或电压源)，或者它可以是能够汇集和发出电流的双极输出。在植入式装置的优选实施例中，电源是借助额定电压3.6V的可再充电锂离子电池工作的开关式电路，产生电流或电压控制输出。在电流供给的情况下，微处理器命令电源产生复合电流脉冲，其幅度可变，一直到一般20mA的最大值为止，不过受15V的最大输出电压限制。在电压供给的情况下，微处理器命令电源产生电压，其幅度可变，一直到一般15V的最大峰值为止，不过受20mA的最大输出电流限制。在电压控制的情况下，电压本身不需要是脉冲的-复合脉冲107是由各个输出级提取的所有电流之和形成的电流脉冲。在两种情况下，微处理器都控制电源和输出级，使得在电源的输出端产生希望的复合刺激脉冲。

提供许多输出级(例如，91、92和93)，以形成分量脉冲94。一般来说，提供16或17个输出级，图中只表示了其中的三个。16个输出级(所有16个输出级都相同，不过图中只表示了两个，92和93)被用于借助位于刺激器装置顶部的两个八路连接器驱动16个电极触点，第17个输出级91被用于驱动刺激器外壳。每个输出级由一个高端开关元件和一个低端开关元件(称为“图腾柱”输出级)95和96组成，所述开关元件由微处理器控制并提供三态输出：与脉冲发生器连接、与地连接、或者在两个开关元件都断开的情况下的高阻抗。

如果刺激器具有单极脉冲发生器，那么高端开关和低端开关只需要沿一个方向传导电流，从而都可包含单一晶体管。就双向双极电源来说，开关需要沿两个方向传导电流，于是包含背对背P和N沟道晶体管。

就双向电源来说，不需要用于刺激器外壳的第17个图腾柱输出级91。相反，外壳经低通或带阻滤波器109，以及单个开关元件被连接，从而如果需要的话，它可以是高阻抗的。

输出驱动器(91、92和93)在微处理器90的控制下，通过按适当的极性依次连接适当的电极对，从而把复合刺激脉冲107顺序引导到电极对，来合成分量波形94。可取的是，各个分量脉冲较短，小于50μs或20μs的最大值，优选地是小于10μs、4μs或2μs，从而需要高速开关元件95和96。

经相应的开关元件施加于输出级的电流I_p和电压V_p的大小由脉冲发生器电路89中的电压和电流传感器测量，并被反馈给微处理器。由于微处理器在任何时候控制使用中的电极对，因此该数据可被用于计算接触阻抗，识别断线等等。还可被用于检查正向和反向电流是否匹配，这是DC耦合刺激器装置中的一个重要安全特征。如前所述，不均衡的双向波形可导致组织中的离子不合需要地朝着一个电极迁移；另外，这还会在长期电极分解中起作用。不过，应注意尽管优选均衡的正向和反向充电，不过本发明同样适用于在希望的信号中存在DC偏移的情况。

可选的是，每个输出级可配备输出传感器97，它测量输出电流I_o和输出电压V_o，并反馈给微处理器。通常，输出传感器由与输出级串联的低阻值电阻器和测量电阻器两端的压降，从而得到电流的精密模-数转换器(A-D)组成。为了小巧起见，通常跨多个输出通道多路复用该A-D。

另外，输出传感器电路可包含测量相应输出级上的净电流或电荷的积分器或取样与保持电路。该电路可按每分量脉冲一次或多次地获得离散读数，或者累积每个循环内的电荷，以比通过从微处理器直接取样易于获得的分辨率更高的分辨率，记录正向和反向提供的电荷的大小。

利用模拟电子器件以这种方式测量电流或电荷较方便，因为不要求来自微处理器的快速数据采集。随后，在循环结束之后，微处理器能够在波形之间的较长时段中，从每个输出级获得该数据。该数据可被用于控制电流、电荷、或者调整正向和反向脉冲占空比，以正确地保证长时期内的零净电荷提供。备选方法(未示出)是在每个输出级中放入一个串联电容器。

相对于各个输出传感器的一种更紧凑的备选方案是在所有输出驱动器的公共接地连接中放入单一的接地电流传感器98。接地电流传感器测量在任意特定时刻流经有效电极对的返回路径的电流。接地电流传感器的优点在于只需要一个电流传感器，而不是在每个输出级重复该电路。为了防止测量误差，在脉冲发生器和接地或输出级的电流传感器的取样需要同步。由于一些分量脉冲的持续时间较短(亚微秒)，因此理想的是使取样在每个脉冲的上升沿之后立即同步发生。数据可被数字取样和保存，这需要快速取样和转换，或者通过把模拟装置用于微处理器的稍后转换，可以使用多路复用器来保存数据。

其它方法也是可能的，比如每个图腾柱的接地分支中的传感器，其优点是使感应电阻器接地，而不是像输出级中的感应电阻器那样处于浮动状态。

微处理器还比较每个输出传感器，或者接地传感器上的测量电流(和电压)与信号发生器产生的电流(和电压)。这提供系统正在正确工作的交互核对，从而为患者提供额外的安全度。

已指出驱动电极阵列的16个输出级，例如92和93不同于驱动刺激器外壳的单一输出级91，因为输出级91具有串联连接在输出级中的低通或带阻滤波器109。这是一种无源谐振滤波器，对与磁共振成像(MRI)扫描仪产生的射频(RF)信号频率相同(例如1.5特斯拉机器的64MHz和3特斯拉机器的128MHz)的信号来说是高阻抗的。MRIRF信号导致沿刺激器引脚形成电压，在没有该滤波器的情况下，这会在植入的电极阵列和刺激器外壳之间引起电流。这些电流足以在电极阵列的区域中引起大大超过美国食品和药品管理局认为可接受的2℃限度的组织加热。与输出级中的滤波器相比，输出级91中具有低通或带阻滤波器的优点在于每个刺激器只需要一个滤波器，而不是每个输出级一个滤波器。不过，在设备的变形中，提供额外的输出滤波器，以把一个八路电极连接器和另一个八路电极连接隔开，使得在MRI期间，也不会引起电流在两个引脚之间流动。

刺激器装置还包括电池108和电池控制电路99。如果电池是可再充电电池，那么电池控制电路利用由外部充电单元提供给植入式装置的磁、电磁或直接电能，控制充电顺序。图中未示出外部充电装置，不过它可以是独立的单元，或者构成患者控制器87的一部分。

患者控制器优选地便携，通常向用户提供有意限制的功能。小型LCD或OLED显示器和小键盘100使患者可以选择许多预先定义的治疗程序之一、开始和结束治疗、控制刺激的总幅度、和检查植入物的电池状态。患者控制器包含无线接口101，它能够与刺激器装置上的类似接口102通信。该无线接口优选地采用已制定的用于与医疗植入物通信的标准，医疗植入物通信服务(MICS)。MICS是一种向植入的医疗装置传送数据，和从植入的医疗装置接收数据的低功率无线电服务。在优选实施例中，治疗程序可被保存在患者控制器处理器103中，只有当需要时才被传送给刺激器装置，这简化了刺激器装置中的固件，从而提高了可靠性。

配置系统88是基于PC的系统，它具有图形用户界面105，所述图形用户界面105向外科医生和/或患者提供诊断和编程功能，比如治疗程序的创建，如前所述。配置系统借助通用串行总线(USB)104与患者控制器通信。为了简单起见，患者控制器是与植入物直接通信的唯一装置。来自配置系统的关于植入物的所有指令由患者控制器微处理器103解释，之后通过无线接口传送。

应注意图18中描述的设备不能提供按照本发明可能的整个范围的脉冲。该设备不能产生如图10e中所示的重叠的分量脉冲，对图10e中所示的分量脉冲来说，优选具有用于每个重叠的分量脉冲的一个独立信号发生器的设备。专用于每个输出的独立信号发生器是最灵活的结构，不过由于尺寸约束的缘故，对植入式设备来说，这不是优选方案。不过对外部刺激器来说，在尺寸不太重要的情况下，这是可接受的。对植入式应用来说，图18中的设备具有只需要一个电源的优点，所述电源可被用来一步地中升高电池电压和合成复合脉冲。利用能量高效的开关模式技术，能够构成组合的电源和信号发生器。

如前所述，对电源来说存在许多选择。概括来说，这些选择包括：

a)固定电压或固定电流，同时通过调制作为可用于每个脉冲的占空比的一部分的分量或子分量脉冲的脉冲宽度，控制输出幅度。

b)可变电压或可变电流。

c)上面的a)和b)的组合，比如具有有限的动态范围和较低带宽的可变电源，加上分量脉冲的调制和/或这些脉冲的相对占空比的变化。

d)a)、b)和c)的单极或双极型式。

对空间非常珍贵的植入式装置来说，理想的高带宽开关模式电流源并不易于实现。

可行的折衷是较低带宽的可变电压、开关模式电源，加上分量或子分量脉冲的脉冲宽度的调制，以提供每个脉冲的有效幅度的控制的额外高带宽(上面的选择c))。该系统包括通过在循环中的特定点(一般刚好在上升沿之后)对电流取样，或者借助积分器累积该脉冲内的平均电流，反馈在每个分量或子分量脉冲中流动的电流。后者更可取，并且如前所述可在输出传感器97中，或者在电源89，或者接地电流传感器98中实现。一种备选方案是驱动模拟高带宽电流源的开关模式电压源。开关模式电压源高效但带宽较低，只向模拟电流源提供最小的电压余量，在可用的余量电压的限制范围内，该模拟电流源能够提供高带宽且稳定的输出。

在小型设备中，对每个输出重复电流感测是不切实际的，从而，不实现输出传感器97，而是用接地电流传感器98代替，接地电流传感器98是相对于内置到电源和脉冲发生器89中的输入传感器的交互核对。这允许逐个脉冲地实现电流控制，从而补偿输出阻抗的变化。还允许在持续进行的条件下测量接触阻抗；该数据被保存在刺激器装置中，并且可被反馈给编程系统，或者在特定触点的阻抗快速变化的情况下，用于发出警报。

上面的实施例中的电源是单极电源，输出开关矩阵根据需要反转输出的极性。由于单极电源的缘故，每个图腾柱输出驱动器仅仅需要由经电平变换电路从微处理器驱动的高端和低端金属氧化物半导体场效应晶体管构成。这样的结构具有最小的分量计数。能够不重叠顺序提供的分量脉冲，比如图10b中图解说明的那些分量脉冲。还可以产生具有脉冲间间距的分量脉冲，例如图10c中图解说明的分量脉冲。就电压控制来说，信号发生器持续与分量脉冲和其脉冲间间距之和相等的周期保持希望的输出电压。

电压控制电源的带宽不必高到足以改变每个分量脉冲的幅度，但是应足以允许减小输出幅度，使得能够每个循环地改变幅度，从而允许逐个循环地控制电流或电荷，还允许产生低幅度的反向再充电脉冲，比如图7中图解说明的反向再充电脉冲。

返回图18，MRI是一种极其有用的诊断技术，不过在许多植入式刺激器应用中并不可取，因为已知过度的电极发热会导致永久损伤或死亡。不过，由于电极发热的程度随着引线的物理布置、刺激器单元的放置、围绕电极的组织的特性、患者相对于磁场和RF场的取向、以及其它许多因素而变化，因此难以预测电极发热的程度。对于认为MRI相容性极为重要的情况，可以结合专门的电极引脚使用具有精确的电流或电压控制的脉冲发生器89，和输出传感器97，或者电流和电压的其它精确感测装置一起来测量MRI成像期间的电极温度。

为了保持与标准的八触点引脚的连接器相容性，专门的温度感测引脚的一个实施例与标准的八电极引脚的不同之处在于它具有较少的电极输出，并把来自刺激器单元的剩余输出专用于温度感测。例如，桨式引脚可具有四个电极触点。每个电极由惰性生物相容材料，比如铂-铱形成。绝缘基板，通常是陶瓷材料被粘合到一个或多个电极的底面。在基板的背面，铂薄膜被沉积在表面上，利用照相平版印刷技术使之变成细蛇纹石形状，从而产生电阻温度检测器(RTD)。RTD依赖于铂的随温度而不断变化的电阻。通常，RTD是用激光修整的，使得在0℃的额定电阻为例如100Ω。RTD表现出约0.4Ω/℃的电阻变化，不过该关系不是完全线性的，在37℃的体温下产生114.382Ω的额定电阻。这样形成的RTD的优点在于它可完全利用已知的生物相容材料来构成。

图19中表示了这种引脚及其与刺激器单元的接口的示意例子。四个电极112中的每一个都具有粘合在背面的陶瓷基板111，在陶瓷基板111上构成薄膜铂RTD 110。借助原位熔化的陶瓷或玻璃覆盖层(未示出)密封RTD，以防止湿气污染。图中表示了其组织接触面朝下并且不在视野中的电极触点，为了清楚起见，省略了从每个触点到刺激器单元的四条导线。

RTD可以仅仅存在于四个电极之一上面，或者如图所示，可在每个电极上重复，并利用导线链接114连接在一起，使得测量这四个电极的平均温度。桨式电极组件由用轮廓线表示的柔性绝缘载体113结合在一起。

引线115包含8条独立的绝缘导线(包括未示出的4条电极触点导线)。每个电阻器R1、R2、R3和R4代表感测引脚的电阻，一般为3-4Ω。

电极发热的安全极限为2℃，从而需要精确的温度测量。为了补偿连接RTD和刺激器单元的导线的电阻，以及补偿这两者之间的连接的接触电阻，本例中使用与RTD的四导线连接。在四导线布置中，两条导线被用于传送由电流源117提供的感测电流，另外两条导线被用于测量由模数转换器116测量的传感器元件两端的电压。感测电流一般为1mA或者更小，因为更高的电流会引起传感器自身发热。在1mA感测电流下，传感器上的电压变化较小，对于从37℃到38℃的1℃变化，名义上为386μV(假定0℃下，RTD的额定电阻为100Ω)。

参见图18，通过在输出级97中，或者在电源89中包含用于测量电压和/或电流(优选地同步采集电压和电流)的精密模数转换器(优选地具有16位或更好的分辨率)，可使用可用的刺激输出借助温度感测引脚进行测量。不过，这意味需要精确地控制来自脉冲发生器的输出电流或电压，这会增加复杂性。

为了提高分辨率，感测电流可被增大到10mA或者更大，只要每次获取读数时，仅仅施加该电流几微秒，以使自身发热降至最小。

缠绕导线的铂RTD也是用于植入引脚的适当温度传感器。在这些传感器中，极细的铂线被缠绕在玻璃棒上，或者预先形成线圈，将其插入陶瓷管中，并密封以防止水分进入。可按小到足以装入如图9a中所示的经皮引脚23的端部内的直径来制造传感器。

来自MRI RF子系统的高频噪声(例如1.5T下64MHz)和来自梯度线圈的较低频率的噪声(例如，具有更高边缘速率的近似音频的重复速率)会导致在连接RTD和脉冲发生器的导线上感应产生电压。于是，优选地在模数转换器的输入端设置低通滤波器，以消除这些高频分量。

由于传感器中必须要检测的微小电阻变化和来自MRI系统的高水平的电磁干扰，另一种方法是只在RF脉冲串之间的静默期中，并且当梯度线圈暂停不用时获取读数，或者连续取样但是忽略由于这种噪声而明显不正确的读数。从而，在MRI过程中，刺激器装置通过对电压定期取样，监视电极引脚上的感应电压，并且只在静默期中才获取温度读数。在每个样本获取一系列的读数，以便求平均值，并作为不存在明显的电磁干扰的交互核对。刺激器单元借助无线遥测，把温度信息传送给患者控制器，或者如果在特定的超时时间之后不可能存在任何读数，那么传送错误消息。患者控制器或者显示电极温度，或者把该信息传送给MRI操作人员看得见的另一装置。如果发生危险的电极温度升高，那么会响起警报并且MRI过程被终止，该过程被中断，以使植入电极可以冷却到安全温度，或者患者在扫描仪中被改变位置，使得MRI RF场和引脚之间的耦合被降至最小。

如上所述，四条导线为单一RTD传感器提供最高精度。一般来说，考虑到与非感测引脚的相容性，专门的温度感测引脚在刺激器连接器上具有8个触点，不过只具有4个电极触点，4条导线保留用于传感器。另外，通过利用夹具触点(图9b，29)，可提供第五条导线。在存在5个引脚的情况下，可以独立地对串联连接的两个RTD取样。这些RTD可被用于测量阵列中的4个电极之中的两个电极的温度，或者可以使用在每个电极触点的背面的4个串联连接的RTD，刺激器装置感测两组各两个电极的平均温度。

一种备选方案是三导线结构，其中两条导线与RTD的一侧连接，并在假设与该装置的另一侧连接的导线相似的情况下，这被用于校正导线电阻。

另一种备选方案是双导线布置，其中在相同的两条导线上供给检测电流和进行电压测量。这种方法的缺点在于电极尖端温度的绝对温度测量不是同样可靠，因为引脚和电触点的电阻并不易于补偿。然而，该电路能够提供关于MRI过程中电极尖端温度的变化的高分辨率信息，只要能够假定引脚和接触电阻是恒定的(在感兴趣的短时间内，这是一个合理的假设)。考虑到下面说明的原因，这种双导线布置是优选的实施例。

如前所述，需要借助标准的八触点引脚保持连接器相容性，从而标准的刺激器装置可以和感测引脚和非感测引脚一起使用。于是，布置图9b中图解说明的标准的非感测引脚，使得自由端足够长，可以包含一个额外的触点。

图20a图解说明具有嵌入的温度传感器的经皮引脚的例子，所述嵌入的温度传感器具有双导线感测布置。在引脚的端部增加第九个触点，RTD连接122。夹具121被用作另一个RTD连接。从而，与引线123的连接总共有10个，现在8个触点可用于刺激电极124。由于另外两条导线专用于RTD接口，因此在刺激器单元中不需要任何内部隔离或开关电路。

在具有温度感测的经皮引脚的这个例子中，采用缠绕导线的铂RTD。图20b表示引脚的端部的剖面。8条电极导线127和两条传感器导线128被嵌入引脚中。引脚本身是中空的，从而能够插入加强的导丝，以在植入期间帮助定位。在引脚的端部，电极导线(剖面图中表示了8条中的4条)被焊接到每个电极触点125的内侧。被密封以防止水分进入的卷曲铂RTD 126成良好热接触地被放置在电极阵列内，使得它能够测量触点的发热。整个组件的直径约为1.3mm。

在MRI过程之前，两个导线RTD电路对照刺激器单元内的另一个温度传感器被校准，或者在假设正常体温稳定的条件下被调到零点，或者对照临床医生获取的体温的读数被校准。在该过程中，如果尖端温度升高预置量(一般2℃)，RTD值的变化被用于触发警报。由于在本例中，RTD测量所有8个电极的平均温度，因此在一个电极比其它电极更快地改变温度的情况下，可设置在较低的值触发警报，不过通常情况并不是如此，因为所有电极和它们对应的导线与外部场具有相似的耦合。

图21图解说明与刺激器单元中的RTD传感器的接口的示例实现。该电路使用两个电流源129在RTD 130两端沿正向和反向方向施加已知的感测电流。差分化正向和反向电压补偿低频感应噪声和例如由连接器或布线中的不同金属接点引起的DC偏移。

在该示例电路中，所述两个电流源由与稳定的3.0V电源连接的两个高精度(0.1％)15kΩ电阻器提供。RTD具有在0℃下的额定电阻500Ω，在37℃下对应于571.91Ω。RTD中的电流名义上为193μA。1℃的温度升高引起RTD的电阻值变化1.932Ω，对应于在约110mV的DC电平下约360μV的电压变化。

在晶体管Q1断开并且Q2接通的情况下，电流“向下”流过RTD130。在Q1接通并且Q2断开的情况下，电流“向上”流动。从而，通过在这两种条件下，在模数转换器(ADC)131获得电压，并以数字方式相加这两个电压，电路中的任意DC偏移和RTD引脚中的任意驻流被消除。

低通RC滤波器(R1、C1和R2、C2)减小由MRI RF和梯度线圈引起的高频噪声的影响。ADC 131是设计输入增益为8的16位σ-δ装置，使得1LSB对应于约5.7μV。

通常，归因于RF发热和类似效应的温度变化较慢(大约几秒钟或几分钟的量级)，于是，温度读数的样本采集速率可一般小于10Hz。ADC中的数字滤波被用于消除由电源电力供应引起的50Hz和60Hz区间中的任何噪声。

其它类型的温度传感器也是可能的，比如其它RTD材料或热电偶。由于其长期稳定性、相对敏感性和生物相容性，因此首选铂RTD。

如上所述，刺激器系统能够感测刺激器引脚中的电磁感应电流，该数据被传送给MRI操作人员。由于电磁干扰，要求中间存储器和/或纠错无线传输协议。操作人员可使用该信息决定患者在场中的位置，使得MRI系统和刺激器引脚之间的耦合被降至最小。此外，在不适合于温度测量的引脚中，通过监视引脚系统上的电噪声的水平，并且如果该水平超过已知会导致电极发热的极限，则警告MRI操作人员，刺激器装置可为患者提供有限形式的保护。

在植入系统中，本发明的实施例包含下述元件。

具有图形用户界面的编程系统使用户和外科医生易于使用相对于8个或16个电极的阵列，控制希望的刺激脉冲的位置和覆盖范围的方法。所述用户界面提供使电极之间的感觉归一化的方法。这可通过缓慢增大电极子集上的刺激输出(每次一个电极)，直到用户最初报告有感觉为止来实现。该数据随后可被自动插值，以导出用于所有电极的数据。

控制器中的变换元件以来自图形用户界面的刺激脉冲的希望位置和焦点作为其输入，并考虑归一化数据来计算一系列的子分量脉冲串的相应占空比和电极配对。所述脉冲应具有优选0.1μs或者更好的持续时间上的分辨率，使得通过改变相应的占空比，能够精确地控制并围绕阵列平滑地移动电极阵列上感觉到的刺激。优选地，子分量脉冲是最大持续时间等于或小于10μs，最小持续时间等于或小于0.5μs的恒流脉冲。优选地，在刺激模式的配置过程中，分量脉冲数据通过MICS无线通道被实时地传送给植入物，使得当外科医生调整刺激场时，用户能够向外科医生报告。

植入物优选地具有向可变电压开关模式电源供电的可再充电电池，可变电压开关模式电源向高带宽模拟电流源供电。高带宽模拟电流源又供给使16个电极和刺激器壳体任意之一可以与电源连接或者接地的一系列34个输出开关。输出开关应是能够产生最小0.5μs或更小的持续时间，最大幅度20mA，并且最大电压20V的复合脉冲的高速器件。与高速可编程逻辑器件耦接的微处理器控制开关矩阵，根据指令合成子分量脉冲。为了便于实时更新刺激模式，微处理器可实现编程系统的变换元件的副本，从而通过根据描述电极阵列的参数和希望的刺激脉冲的高级信息，依据基于表格的参数数据进行插值，内部推导子分量脉冲。优选地，子分量脉冲是顺序提供的，使得它们不重叠，而是在每个脉冲之间具有0～20μs的间距。

参考文献

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Claims

1.一种对患者施加电脉冲的设备，所述设备或者可植入患者体内，或者可经皮应用于患者，所述设备包括：排列成阵列的多个电极，所述电极形成多个电极对，其中每个电极对包含由并联电连接的阵列中的一个或多个电极构成的阳极和阴极，和用于生成给所述电极的信号以便形成所述电脉冲的信号发生器，所述信号发生器被布置成生成所述信号，使得所述信号被循环地顺序传送给连续电极对，从而相应电极对在不同时间接收对应信号，或者被交替地传送使得信号被电极对接收，从而它们不会全部在相同时间点开始和结束，其中通过复合脉冲的相加，形成所述电脉冲，所述复合脉冲具有4μs-1500μs之间的持续时间，和当所述设备是植入式设备时，2V-50V之间的最大电压，以及当所述设备可经皮应用时，15V-500V之间的最大电压。

2.按照权利要求1所述的设备，其中所述信号发生器被布置成生成所述信号，使得在所述复合脉冲的整个持续时间内，所述连续电极对接收对应的信号。

3.按照权利要求1所述的设备，其中所述信号发生器被布置成生成所述信号，使得在所述复合脉冲期间，在所述信号之间存在持续时间不大于200μs的间距。

4.按照任意一个前述权利要求所述的设备，其中所述信号发生器被布置成生成所述信号，使得所述信号都是最小脉冲宽度为0.1μs和最大脉冲宽度为50μs的脉冲串。

5.按照任意一个前述权利要求所述的设备，其中所述复合脉冲具有20μs-1000μs之间的持续时间。

6.按照任意一个前述权利要求所述的设备，其中所述信号发生器具有形成所述电极之一的外壳。

7.按照任意一个前述权利要求所述的设备，其中所述信号发生器具有多个信号发生装置，每个信号发生装置与所述多个电极中的一个对应电极相关联。

8.按照权利要求1-6中任意一个所述的设备，其中所述信号发生器具有至少一个信号发生装置和一个高速开关元件网络，所述开关元件网络被布置成把所述至少一个信号发生装置的输出送往所述电极对。

9.按照前述权利要求之一所述的设备，其中所述信号发生器被布置成生成所述信号，使得所述复合脉冲具有标称脉冲宽度和标称电压、电流或电荷，并且所述复合脉冲被布置成在患者体内产生希望位置和范围的刺激场。

10.按照权利要求9所述的设备，其中所述信号发生器被布置成控制所述信号的相对占空比，以便改变所述希望位置和/或范围。

11.按照权利要求10所述的设备，其中所述信号发生器还被布置成控制接收所述对应信号的电极对的数目、分布和/或结构。

12.按照权利要求10或11所述的设备，具有用于控制所述信号发生器以便改变所述希望位置和/或范围的操作人员界面。

13.按照任意一个前述权利要求所述的设备，其中每个所述信号包括多个子分量。

14.按照权利要求13所述的设备，其中所述信号发生器被布置成分离所述子分量，使得在所述子分量之间存在间距，以及在所述电脉冲之间存在另外的间距，所述间距和所述另外的间距均具有不大于200μs的持续时间，以及不包括所述间距和所述另外的间距的所述子分量的持续时间之和等于所述复合脉冲的持续时间。

15.按照任意一个前述权利要求所述的设备，其中所述信号发生器被布置成生成所述信号，使得所述电脉冲具有10μs的最大脉冲宽度。

16.按照权利要求14所述的设备，其中所述电脉冲具有2μs的最大脉冲宽度。

17.按照任意一个前述权利要求所述的设备，其中所述复合脉冲具有20μs-1000μs之间的持续时间。

18.按照任意一个前述权利要求所述的设备，其中所述信号发生器包括电源、被布置成生成与所述复合脉冲对应的复合信号的控制器、和被布置成利用高速开关元件网络把复合信号转换成所述信号的转换器。

19.按照任意一个前述权利要求所述的设备，其中所述信号发生器包括电源、保存代表所述复合脉冲的数据的控制器、和高速开关元件网络，所述控制器被布置成控制所述电源和所述开关元件，以便生成所述信号。

20.按照任意一个前述权利要求所述的设备，具有被布置成控制、代表或保存在阵列的区域中的人或动物组织的数学或经验推导模型中的所需标称电压、电流、电荷或能量分布的控制器，以及所述信号发生器包括被布置成使所述标称电压、电流、电荷或能量分布减小为所述信号的变换元件，和被布置成把所述信号发送给电极阵列的刺激器，所述刺激器被布置成在不同的时间把所述信号顺序传送给所述电极，使得连续电极对被布置成循环地生成所述脉冲，或者传送所述信号，使得所述脉冲并不全部在相同的时间点开始和结束。

21.按照权利要求20所述的设备，其中所述控制器包括有选择地控制所述标称电压、电流、电荷或能量分布的操作人员界面。

22.按照任意一个前述权利要求所述的设备，其中所述信号发生器被布置成生成所述信号，使得所述电脉冲几乎没有或不激活传入神经纤维，但是所述复合脉冲足以在这种神经纤维中引起动作电位。

23.按照任意一个前述权利要求所述的设备，其中所述信号发生器被布置成生成所述信号，使得所述电脉冲的相对脉冲宽度和极性彼此相对变化。

24.按照任意一个前述权利要求所述的设备，其中所述信号发生器被布置成生成所述信号，使得相对于彼此确定所述电脉冲的相对脉冲宽度，以使在每个电极的感觉归一化。