用于调节神经调制设备中的顺从电压的系统和方法
【技术领域】
[0001]本发明涉及组织调制系统，更具体地，涉及可编程神经调制系统。
【背景技术】
[0002 ]可植入式神经调制系统已被证明是对多种疾病和不适有疗效。心脏起搏器和可植入式心脏除颤器(ICD)已被证明对治疗一些心脏疾病(如心律失常)非常有效。脊髓调制(SCS)系统早已被接受为被配置成治疗慢性疼痛综合症的治疗方式，且组织调制的应用已开始扩展至额外的应用，如心绞痛和失禁。深部脑调制(DBS)已被被配置成治疗难治性慢性疼痛综合征超过十几年，且DBS最近也被应用至额外的区域，如运动障碍和癫痫。进一步地，在最近的调查中，外周神经调制(PNS)系统已被证明对慢性疼痛综合征和失禁的治疗具有疗效，且一些额外的应用目前也在进行调查。此外，功能性电调制(FES)系统已被应被配置成恢复脊髓损伤患者的瘫痪四肢的一些功能。
[0003]这些可植入式神经调制系统通常包括被植入在所期望刺激部位的至少一个神经调制引线以及从远离刺激部位被植入、但却被直接耦接至神经调制引线或经由一个或多个引线延伸部被间接耦接至神经调制引线的神经调制设备，例如，可植入脉冲发生器(IPG)。因此，可以将电脉冲从神经调制设备传送到神经调制引线所携带的电极以根据一组调制参数来调制大量组织并且向患者提供预期的有效治疗。所述神经调制系统可进一步包含手持式遥控器(RC)以远程指示神经调制器根据选择的调制参数生成电调制脉冲。RC本身可由照顾患者的技师，例如，通过使用临床医生编程器(CP)，以安装于其上的编程软件包进行编程，其中临床医生编程器(CP)通常包括通用计算机，例如，膝上型电脑。
[0004]可以将电刺激能量以脉冲电波形的形式从神经刺激器传送到电极。因此，刺激能量可以可控地被传送到电极，以刺激神经组织。用于传送电脉冲到目标组织的电极的构造构成电极构造，这些电极能够被选择性地编程以用作阳极(正的)、阴极(负的)或者不用(零)。换言之，电极组合表示极性为正、负或者零。可以被控制或者变化的其它参数包括通过电极阵列提供的电脉冲的振幅、持续时间和速度。每个电极组合连同电脉冲参数可以称为“调制参数集”。
[0005]针对一些相关领域的神经刺激系统，且尤其是具有独立受控的电流源或者电压源的那些，电极(包括神经刺激器用作电极的情况)之间的治疗电流的分布可以被改变，使得电流经由大量不同电极配置来提供。在不同配置中，电极可以以正电流或者电压和负电流或电压的不同相对百分比来提供电流或者电压，以创建不同电流分布(即细分的电极配置)。
[0006]与本发明更为相关的是，一种神经调制设备可包括一个或多个电流源/宿，其被配置成向/从电极供应/接收治疗电流。例如，如图1所示，将描述基本输出电流源I和用于向一般以负载电阻R来举例说明的组织递送电能的对应的输出电流宿2。输出电流源I包括电流发生器3、数字-模拟电路(DAC)4和选择晶体管5。同样地，输出电流宿2包括电流发生器6、DAC 7和选择晶体管8。
[0007]电流发生器3、6中的每一个包括晶体管Ml、M3，其各自被配置成产生参考电流Iref。DAC 4、7中的每一个被配置成使用并联数量N的晶体管M2、M4对参考电流Iref进行按比例缩放。应理解，晶体管Ml/M3和晶体管M2/M4中的每一个可被看作电流镜。输出电流源I中的晶体管M1、M3为P型晶体管，因此，DAC 4可被看作PDAC，并且类似地，输出电流源I可被看作PDAC电路。相反，输出电流宿2中的晶体管M2、M4为N型晶体管，因此，DAC 7可被看作NDAC，并且类似地，输出电流宿2可被看作NDAC电路。无需对晶体管物理学进行全面论述，本领域的技术人员将认识到这种极性的晶体管的使用是明智的，假定输出电流源I将连接到正电压(V+，本文称为“顺从电压”)，而输出电流宿2将连接到更负电压，例如，接地。如本文所使用，“接地电压”应被理解为关于顺从电压的任何参考电压。
[0008]选择晶体管5、8中的每一个响应于数字信号的输入而选择各个DAC4、7中将被激活的输出级M2、M4的数量。因此，DAC 4可以以选择的数字j对参考电流Iref进行按比例缩放以向电极Ex发起等于的输出电流Icmt，并且DAC7可以以选择的数字k对选择晶体管5进行按比例缩放以从电极Ey接收等于k*Iref的输入电流Iin。因此，输出电流源I和输出电流宿2通常通过选择晶体管5、8是数字可控制的以分别生成输出电流Iciut和输入电流Iin。若电极Ex、Ey为神经刺激器所使用的唯一电极，则Ex处的电流Iciut将等于Ey处的电流Iin。然而，典型地，可使用两个以上电极，在此情况下，被发起至特定电极的输出电流可不等于被接收入另一电极的输出电流。在任何情况下，以任何数量的电极而发起的输出电流1-之和将等于被接收到任何数量的电极的输入电流Iin之和。
[0009]如刚刚提到，神经调制器通常以若干电极来运行，并且可对各种电流源和电流宿进行控制以向任意特定电极发起或接收电流，其对治疗特定患者是有效的。可将不同的输出源/宿架构用于神经调制设备。例如，可将各个电极耦接到专用PDAC/NDAC电路，其允许电极作为电流源或电流宿运行，如美国专利6 ,181,996中所描述。作为另一实例，可通过低阻抗开关矩阵将H)AC/NDAC电路选择性地耦接到任何电极，如美国专利6，516，227中所描述。作为又一实例，不是使用服务于各种电极的离散PDAC和NDAC块，而是有效地分布PDAC和NDAC电路，使得大量电流镜中的任何一个可耦接到电极中的任何一个，如美国专利8，606，362中所描述。
[0010]不管使用的电流源/宿架构，通常均具有类似的电流输出路径特征。即，回头参看图1，各个架构中的电流输出路径最少包含电流源输出晶体管(或多个晶体管，若为实现电流增益而并联)3、用于控制电流源晶体管3的流动的选择晶体管5、负载电阻R、电流宿晶体管(或多个晶体管，若为实现电流增益而并联)6以及用于控制电流宿晶体管6的流动的选择晶体管7。这些元件中的每一个具有一些电阻，因此当电流流经负载电阻R时，顺从电压V+的量将在这些元件上下降。具体地，顺从电压V+将等于Vdsi+Vr+Vds2，其中Vdsi为电流源晶体管3和选择晶体管4上的漏-源电压降，而Vds2为电流宿晶体管6和选择晶体管7上的漏-源电压降，并且Vr等于负载电阻R上的电压降。
[0011]应理解，M1/M3和M2/M4电流镜要求晶体管Ml和M2以饱和模式运行，使得晶体管的通道处于“夹断”(pinch off)，如图2所示。当处于饱和模式时，输出电流1_与晶体管Ml或M2的栅电压成比例，但是非取决于第一阶漏电压。然而，为了使晶体管Ml和M2保持饱和模式，对于各个晶体管，必须满足特定的漏-源电压Vds。
[0012]在图1的输出电流电路的上下文中，此意为电路可在顺从电压V+的范围内适当地运行。例如，假设患者的适当治疗建议应在电极Ex和Ey之间流过Ι- = 5πιΑ的电流。进一步假设负载电阻R等于800欧姆。当5mA的电流流经负载电阻R时，在电阻负载R上将建立电压Vr =4V(V = I*R)。进一步假设为简单起见，当包括选择晶体管4、7的效应时，保持输出晶体管Ml和M2处于饱和的最小漏-源电压等于IV。实际值可不同，但是为便于说明，选择为IV。为了提供此电流，将需要至少6V的最小顺从电压V+;若V+〈6V，则电路将不能生成预期量的电流。
[0013]顺从电压V+可高于6V，同时仍可生成适当量的电流。例如，假设对于相同实例，顺从电压V+为8V。在此情况下，电路仍可提供5mA的电流，并且负载(其未变化)在该电流仍下降4V。此意为剩余的顺从电压必须在输出晶体管Ml和M2及其关联的选择晶体管4、7上下降，例如2V，若源宿匹配的话。
[0014]然而，在本实例中以8V的顺从电压运行电路不是高效的。尽管在6V和8V下电路性能相同，即，两者均能够生成5mA的电流。在6V下，仅汲取30mW的功率(P = I*V)，而在8V下，将汲取40mW的功率。换言之，在输出晶体管Ml、M2及其选择晶体管4、7上不必要地下降1mW的功率。在要求通过电池或外部充电源供应能量源的可植入医学设备，例如IPG的环境中，此功率浪费是可惜的。因此，对不必要地消耗电池并导致IPG停止运行或不必要地要求患者更频繁地对电池再充电的电路运行进行最小化是重要的。
[0015]不幸地是，难以将顺从电压设计为最佳电平。取决于被激活的电极、有效治疗给定患者所要求的电流等级以及患者肉体的电阻，从功率守恒的优势得出的最佳顺从电压是可变的。像这样，已将每次用户改变编程电流振幅或电极组合时对顺从电压进行调节的机制设计入先前技术神经调制系统。尽管在理论上可以较快的速率调节顺从电压(例如，每分钟)以补偿组织环境的潜在变化，由此确保电流源/宿电路持续适当地运行以响应于这些组织阻抗变化以被编程的振幅提供电流，但是顺从电压调节要求突发的高功率消耗，并且可消耗大量的能量。因此，执行过多的顺从电压调节将浪费能量。在极端情况下，持续的顺从电压调节不仅产生高系统功率消耗，还阻止IPG执行其它任务。因而，将固定的顺从电压余量(例如，12%)建设到调节后的顺从电压中以确保在不必持续地进行顺从电压调节的情况下被传送的治疗不折衷。
[0016]当然，此顺从电压余量表示浪费的能量，并且若组织环境在一定时期内保持稳定，则顺从余量无需太大。此外，在一些治疗应用的设备场境中，例如SCS，相对于振幅和/或电极组合并因此的顺从电压在其处被调节的频率，组织阻抗的变化极为缓慢。因而，适度顺从电压余量，例如12%，将足以补偿顺从电压调节之间的组织阻抗变化。
[0017]然而，在例如DBS等其它治疗应用中，已发现组织(在DBS的情况下，脑组织)的阻抗在长期和短期均发生较大变化。尤其，存在来自动物试验和有限的人类试验大量的DBS阻抗数据集，其认为脑组织阻抗在长期和短期均倾向于显著变化。
[0018]例如，已表明，从神经调制引线测量的脑组织的组织阻抗在植入的最初四周快速增大(在此情况下，约40% )，在植入后接下来的八周逐渐减小(在此情况下，约-40% )，并且其后稳定，如图3所示。若顺从电压在植入后保持不变，则治疗将在植入后两周被显著妥协(在顺从性下)，直到阻抗随后降低到顺从电压为足够的等级为止。即使在此期间至少调整一次振幅和/或电极组合以及因此的顺从电压，由此至少部分地补偿阻抗的长期变化，当组织阻抗稳定时，可转化为较高顺从电压的顺从电压余量也将相对较大，由此不必要地浪费能量。
[0019]还表明，神经调制引线所测量的脑组织的组织阻抗在电能传送的最初十分钟内从基线水平快速增大峰值(在此情况下，约30%)，在电能传送的下一个十分钟内快速减小(在此情况下，约-30%)，在接下来的四十分钟内逐渐减小(在此情况下，约-15%)，并且其后稳定，如图4所示。因为在治疗的最初六十分钟内不太可能调整或不太可能至少以顺从电压调节能够有效补偿阻抗变化的速率调整振幅值或电极组合，所以在最初的二十分钟内(在组织阻抗快速增大到峰值期间以及在组织阻抗快速减小到基线水平期间)治疗将被显著妥协，并且对于余下的治疗会话(在组织阻抗从基线水平逐渐减小期间)将显著浪费能量。
[0020]从上文可理解，需要一种用于对设计用于传送恒定电流的神经调制设备的顺从电压进行有力地且有效地调节的改良技术。
【发明内容】
[0021]根据本发明的第一方面，提供一种治疗性神经调制系统。所述神经调制系统包含:多个电端子，其被配置成分别耦接到被植入在组织内的多个电极;模拟输出电路，其被配置成根据包括定义的电流值(例如，用户编程值)的一组调制参数来在所述多个电端子之间传送治疗电能(例如，电脉冲串)；以及电压调节器，其被配置成向所述模拟输出电路供应可调顺从电压。所述神经调制系统可选地包含:电池，其与所述电压调节器耦接。
[0022]在一个实施例中，所述模拟输出电路包含电流源和/或电流宿，其被配置成在所述电端子之间传送治疗电能。所述神经调制系统可进一步包含分别耦接到所述多个电端子的多个耦合电容器，在此情况下，所述电流源和/或电流宿可被配置成通过所述电容器在所述多个电端子之间传送治疗电能。
[0023]所述神经调制系统进一步包含控制/处理电路，其被配置成通过以顺从电压余量的函数周期性计算调节后的顺从电压值并且指引所述电压调节器将所述顺从电压调节到所述调节后的顺从电压值来在顺从电压调节间隔处自动执行顺从电压校准过程。当在不改变所述一组调制参数的情况下所述模拟输出电路在连续的治疗期内在所述多个电端子之间传送治疗电能时，可执行所述顺从电压校准过程。每次由模拟输出电路进行的电能的传送根据未改变的一组调制参数而被发起时，可发起所述顺从电压校准过程。
[0024]所述神经调制系统可进一步包含监控电路，其被配置成测量模拟输出电路中的电压降(