(57)【要約】  神経刺激システムは、ユーザから入力を受入れるように構成されたユーザ入力デバイスと、（ａ）ユーザ入力の受入れに応答して第１の電極形態を選択し、（ｂ）特定振幅で第１の電極形態によって理論的に伝達される電気エネルギによって誘導される神経応答を予測し、（ｃ）予測神経応答からメトリック値を導出し、（ｄ）メトリック値を基準閾値と比較し、（ｅ）メトリック値が基準閾値に対して特定の範囲にない場合に電気エネルギの特定振幅を調整し、（ｆ）メトリック値が基準閾値に対して特定の範囲になるまで特定振幅として調整振幅を使用してステップ（ｂ）〜（ｅ）を繰返し、かつ（ｇ）第１の電極形態を介して調整振幅の電気エネルギを送出して患者を刺激するように神経刺激デバイスに命令するように構成された処理回路とを含む。
2014502542.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者に治療を提供するのに使用するための神経刺激システムであって、
ユーザから入力を受入れるように構成されたユーザ入力デバイスと、
処理回路と、を含み、
前記処理回路は、
（ａ）前記入力をユーザからユーザ入力デバイスを介して受入れることに応答して、第１の電極形態を選択し、
（ｂ）前記第１の電極形態によって理論的に伝達される特定振幅の電気エネルギによって誘導される患者の神経応答を予測し、
（ｃ）予測した前記神経応答からメトリック値を導出し、
（ｄ）前記メトリック値を基準閾値と比較し、
（ｅ）前記メトリック値が前記基準閾値に対する特定の範囲内にない場合、電気エネルギの特定振幅を調整し、
（ｆ）前記メトリック値が前記基準閾値に対して前記特定の範囲になるまで、調整した前記振幅を前記特定振幅として使用して、前記（ｂ）〜（ｅ）を繰返し、
（ｇ）患者を刺激するために、調整した前記振幅の電気エネルギを前記第１の電極形態を介して送出するように神経刺激デバイスに命令する、
ように構成される、神経刺激システム。
【請求項２】
前記第１の電極形態は、分割電極形態である、請求項１に記載の神経刺激システム。
【請求項３】
前記第１の電極形態によって理論的に伝達される電気エネルギの特定振幅は、均一な増分で調整される、請求項１に記載の神経刺激システム。
【請求項４】
前記第１の電極形態によって理論的に伝達される電気エネルギの前記特定振幅は、前記メトリック値が前記基準閾値よりも小さい場合に増大される、請求項１に記載の神経刺激システム。
【請求項５】
前記第１の電極形態によって理論的に伝達される電気エネルギの前記特定振幅は、前記メトリック値が前記基準閾値を特定の差の値よりも大きい値だけ超えた場合に低減される、請求項１に記載の神経刺激システム。
【請求項６】
前記メトリック値は、少なくとも１つのニューロン要素の見積り膜電位であり、前記基準閾値は、閾値膜電位である、請求項１に記載の神経刺激システム。
【請求項７】
前記メトリック値は、見積り活性化容積であり、前記基準閾値は、閾値活性化容積である、請求項１に記載の神経刺激システム。
【請求項８】
前記処理回路は、患者の神経応答を予測するように構成され、
前記予測を、前記第１の電極形態によって理論的に伝達される単位振幅値の電気エネルギによって誘導される電気パラメータ値の空間分布を見積り、前記電気パラメータに前記特定振幅を乗算してスケーリングされた電気パラメータ値の空間分布を取得し、スケーリングされた前記電気パラメータに応答して患者の少なくとも１つのニューロン要素の膜電位を見積ることによって行う、請求項１に記載の神経刺激システム。
【請求項９】
前記電気パラメータ値は、前記第１の電極形態によって理論的に伝達される電気エネルギの前記特定振幅と線形関係にある、請求項８に記載の神経刺激システム。
【請求項１０】
前記電気パラメータ値の各々は、電場電位値、電場値、及び電流密度値のうちの１つから選択される、請求項８に記載の神経刺激システム。
【請求項１１】
前記処理回路は、前記第１の電極形態の電場モデルを発生させ、かつ、前記少なくとも１つのニューロン要素の電気モデルを発生させることによって、前記神経応答を予測するように構成され、
前記電気パラメータ値は、前記第１の電極形態の前記電場モデルに基づいて見積られ、
前記膜電位は、前記少なくとも１つのニューロン要素の前記電気モデルに基づいて見積りされる、請求項８に記載の神経刺激システム。
【請求項１２】
前記電場モデルは、解析モデル及び数値モデルのうちの一方であり、
前記少なくとも１つのニューロン要素の前記電気モデルは、受動ニューロンモデル、能動ニューロンモデル、及びアナログチップベースの回路モデルのうちの１つである、請求項１１に記載の神経刺激システム。
【請求項１３】
前記誘導された膜電位は、前記少なくとも１つのニューロン要素の前記電気モデルの活性化機能及び総駆動機能のうちの一方を使用して見積られる、請求項１１に記載の神経刺激システム。
【請求項１４】
前記第１の電極形態によって理論的に伝達される電気エネルギの振幅は、アンペア値である、請求項１に記載の神経刺激システム。
【請求項１５】
前記第１の電極形態によって理論的に伝達される電気エネルギの振幅は、電圧値である、請求項１に記載の神経刺激システム。
【請求項１６】
前記処理回路は、
既知の振幅の基準電気エネルギを基準電極形態に送出するように前記神経刺激デバイスに命令し、
患者の知覚閾値が達成されるか又はそれを超えるまで前記基準電気エネルギの前記基準振幅を調整し、
前記基準電極形態による前記基準振幅の前記基準電気エネルギによって誘導されると考えられる患者の少なくとも１つの基準ニューロンの膜電位を見積り、
前記少なくとも１つの基準ニューロンの前記見積り膜電位に基づいて前記基準閾値を導出する、ように構成される、請求項１に記載の神経刺激システム。
【請求項１７】
前記処理回路は、さらに、
（ｈ）前記入力をユーザから受入れることに応答して異なる第２の電極形態を選択し、
（ｉ）前記第２の電極形態に対して前記（ｂ）〜（ｇ）を繰返す、
ように構成される、請求項１に記載の神経刺激システム。
【請求項１８】
ユーザ入力デバイスは、ユーザから前記入力を受入れるための指令プログラミングデバイスを有する、請求項１７に記載の神経刺激システム。
【請求項１９】
前記処理回路は、
（ｈ）前記第１の電極形態に対して第１の倍率を決定し、
（ｉ）前記第１の電極形態を介して既知の振幅の電気エネルギを送出して患者を刺激するように、前記神経刺激デバイスに命令し、
（ｊ）前記入力をユーザから受入れることに応答して別の異なる電極形態を選択し、
（ｋ）前記第２の電極形態に対してステップ（ｂ）〜（ｆ）を繰返し、
（ｌ）前記第２の電極形態に対して第２の倍率を決定し、
（ｍ）前記第１及び第２の倍率に基づいてブースト係数を計算し、
（ｎ）前記ブースト係数を前記既知の振幅に適用して見積り振幅を生成し、
（ｏ）前記第２の電極形態を介して前記見積り振幅の電気エネルギを送出して患者を刺激するように前記神経刺激デバイスに命令するように構成される、請求項１に記載の神経刺激システム。
【請求項２０】
前記第１の倍率は、前記第１の電極形態に対して前記調整された振幅と基準振幅の間にあり、前記第２の倍率は、前記第２の電極形態に対して前記調整された振幅と前記基準振幅の間にある、請求項１９に記載の神経刺激システム。
【請求項２１】
前記第１の倍率は、前記第１の電極形態に対する前記メトリック値と基準振幅での基準メトリック値との間にあり、前記第２の倍率は、前記第２の電極形態に対する前記メトリック値と前記基準振幅での前記基準メトリック値との間にある、請求項１９に記載の神経刺激システム。
【請求項２２】
前記既知の振幅は、前記調整された振幅である、請求項１９に記載の神経刺激システム。
【請求項２３】
前記既知の振幅は、前記調整された振幅と異なる、請求項１９に記載の神経刺激システム。
【請求項２４】
前記ブースト係数は、方程式ＢＦ＝（ＳＦB−ＳＦA）／ＳＦAに従って計算され、
ＢＦが、前記ブースト係数であり、ＳＦAが、前記第１の倍率であり、ＳＦBが、前記第２の倍率である、
、請求項１９に記載の神経刺激システム。
【請求項２５】
前記ブースト係数は、方程式ＡEST＝ＡKNOWN×（１＋ＢＶ）に従って前記既知の振幅に適用され、
ＡESTが、前記見積り振幅であり、ＡKNOWNが、前記既知の振幅である、
、請求項１９に記載の神経刺激システム。
【請求項２６】
前記処理回路が、前記調整可能振幅の電気エネルギを前記第１の電極形態に実際に送出するように前記神経刺激デバイスに命令するように構成された出力回路を更に含む、請求項１に記載の神経刺激システム。
【請求項２７】
ユーザインタフェースデバイスと前記処理回路とを収容するハウジングを更に含む、請求項１に記載の神経刺激システム。
【請求項２８】
前記ハウジングと、ユーザインタフェースと、デバイスと、前記処理回路とを含む外部制御デバイスを更に含む、請求項２７に記載の神経刺激システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本出願は、２０１０年１２月２３日出願の米国仮特許出願第６１／４２７，０２７号の「３５  Ｕ．Ｓ．Ｃ．§１１９」に基づく優先権を主張する。この出願の全体を本明細書に援用する。
【０００２】
本発明は、組織刺激システムに関し、特に、神経刺激リードをプログラムするための神経刺激システムに関する。
【背景技術】
【０００３】
埋込み可能神経刺激システムは、広範な病気及び疾患の治療効果を明らかにしている。ペースメーカー及び「埋込み可能心臓除細動器（ＩＣＤ）」は、いくつかの心臓の病気（例えば、不整脈）の処置において非常に有効であることを明らかにしている。「脊髄刺激（ＳＣＳ）」システムは、慢性疼痛症候群の処置のための治療法として長い間受入れられており、組織刺激の適用は、狭心症及び失禁のような付加的な適用例に広がり始めている。「脳深部刺激（ＤＢＳ）」はまた、難治性慢性疼痛症候群の処置のために１０年以上治療的に適用されており、ＤＢＳ（脳深部刺激）はまた、運動障害及びてんかんのような付加的な領域において近年適用されている。更に、近年の調査では、「末梢神経刺激（ＰＮＳ）」システムは、慢性疼痛症候群及び失禁の処置において有効性を明らかにしており、いくつかの付加的な適用例は現在調査中である。更に、ＮｅｕｒｏＣｏｎｔｒｏｌ（米国オハイオ州のクリーブランド）による「フリーハンド」システムのような「機能的電気刺激（ＦＥＳ）」システムは、脊髄損傷患者の麻痺した四肢の何らかの機能を回復させるために適用されている。
【０００４】
これらの埋込み可能神経刺激システムは、典型的には、望ましい刺激部位において埋込まれる刺激リードを担持する１つ又は２つ以上の電極と、刺激部位から遠隔に埋込まれるが、直接に神経刺激リードに又は間接的にリード延長部を介して刺激リードにそのいずれかで結合される神経刺激器（例えば、埋込み可能パルス発生器（ＩＰＧ））とを含む。神経刺激システムは、外部制御デバイスを更に含み、選択刺激パラメータに従って電気刺激パルスを発生させるように神経刺激器に遠隔的に命令することができる。
【０００５】
電気刺激エネルギは、電気パルス波形の形態で神経刺激器から電極に送出することができる。従って、刺激エネルギは、制御可能に電極に送出され、神経組織を刺激することができる。電気パルスをターゲット組織に送出するのに使用する電極の組合せは、アノード（正）、カソード（負）、又はオフのまま（ゼロ）として作用するように選択的にプログラムすることができる電極によって電極組合せを構成する。言い換えると、電極組合せは、正、負、又はゼロである極性を表している。制御又は変更することができる他のパラメータは、電極アレイを通して提供する電気パルスの振幅、幅、及び繰返し数を含む。電気パルスパラメータと共に各電極組合せは、「刺激パラメータセット」と呼ぶことができる。
【０００６】
いくつかの神経刺激システム、特に独立に制御された電流又は電圧供給源を有する神経刺激システムにより、電極への電流の分配（電極として作用する場合がある神経刺激器の場合を含む）は、電流が多数の異なる電極形態を介して供給されるように変更することができる。異なる構成では、電極は、正及び負の電流又は電圧の異なる相対的割合で電流又は電圧を提供し、異なる電流分配（すなわち、分割電極組合せ）を生成することができる。
【０００７】
簡単に上述したように、外部制御デバイスを使用して、選択刺激パラメータに従って電気刺激パルスを発生させるように神経刺激器に命令することができる。典型的には、神経刺激器の中にプログラムされた刺激パラメータは、外部制御デバイス上の制御器を操作することによって調整され、神経刺激器システムによって患者に提供された電気刺激を調整することができる。すなわち、外部制御デバイスによってプログラムされた刺激パラメータに従って、電気パルスは、神経刺激器から刺激電極に送出され、刺激パラメータのセットに従って組織の容積を刺激又は活性化し、望ましい効率的治療を患者に提供することができる。最良の刺激パラメータセットは、典型的には、刺激された非ターゲット組織の容積を最小にしながら、治療利益（例えば、疼痛の治療）を提供するために刺激する必要がある組織の容積に刺激エネルギを送出するものになる。
【０００８】
しかし、様々な複合刺激パルスを発生させる機能と共に利用することができる電極の数は、刺激パラメータセットの非常に大きな選択を臨床医又は患者に呈する。例えば、プログラムすべき神経刺激システムが１６の電極のアレイを有する場合、何百万もの刺激パラメータセットが、神経刺激システムの中にプログラムするために利用することができる。今日、神経刺激システムは、３２の電極まで有することができ、それによってプログラムするために利用することができる刺激パラメータセットの数を指数関数的に増加させる。
【０００９】
このような選択を容易にするために、臨床医は、一般的に、コンピュータ化プログラムシステムを介して神経刺激器をプログラムする。このプログラムシステムは、内蔵型ハードウエア／ソフトウエアシステムとすることができ、又は標準パーソナルコンピュータ（ＰＣ）で作動するソフトウエアによって主に形成することができる。ＰＣ（パーソナルコンピュータ）又は特注ハードウエアは、神経刺激器によって発生する電気刺激の特性を能動的に制御し、最適刺激パラメータを患者フィードバック又は他の手段に基づいて決定し、その後に１つの最適刺激パラメータセット又は複数の最適刺激パラメータセットを有する神経刺激器をプログラムすることを可能にすることができ、これは、典型的には、治療利益を提供するためにターゲット組織の全てを刺激するものになり、なお刺激された非ターゲット組織の容積を最小にする。コンピュータ化プログラムシステムは、いくつかのシナリオで患者を担当する臨床医によって作動させることができる。
【００１０】
例えば、ＳＣＳ（脊髄刺激）から有効な結果を達成するために、１つのリード又は複数のリードは、電気刺激が異常感覚を引き起こすようにある一定の位置に置く必要がある。刺激により誘導され、患者が知覚する異常感覚は、処理のターゲットである疼痛として患者の身体の略同じ位置に置くべきである。リードが正しく位置決めされない場合、患者は埋込みＳＣＳ（脊髄刺激）システムから殆ど又は全く利益を受けない可能性がある。従って、正しいリード配置は、有効な疼痛治療と効果のない疼痛治療の間の差を意味する可能性がある。電気リードが患者内に埋込まれる時に、手術室（ＯＲ）及びマッピング手順との関連で、コンピュータ化プログラムシステムを使用して、リード及び／又は電極の配置を試験するために電気刺激を加えるように神経刺激器に命令することができ、それによってリード及び／又は電極が患者内の有効な位置に埋込まれることを確実にする。
【００１１】
リードが正しく位置決めされた状態で、ナビゲーションセッションと呼ぶ場合がある適合手順が、コンピュータ化プログラムシステムを使用して実施され、疼痛部位に最も良く対処する刺激パラメータのセットを使用して外部制御デバイス及び適用可能な場合は神経刺激器をプログラムすることができる。従って、ナビゲーションセッションを使用して、疼痛に相関する刺激領域又は区域を正確に示すことができる。このようなプログラム機能は、埋込み中に又はリードが漸次的に又は予測外に移動してターゲット部位から刺激エネルギを離して移動する場合には埋込み後に組織を標的にするためには特に有利である。神経刺激器をプログラムし直すことによって（典型的には、独立に電極に対する刺激エネルギを変更することにより）、刺激領域は、多くの場合、リード及びその電極アレイを位置決めし直すために患者に対して作動し直す必要なく、有効な疼痛部位に移動して戻ることができる。刺激領域を組織に対して調整する時に、神経繊維の空間動員の変化が、滑らかで連続的であり、増分的ターゲット機能を有すると患者が知覚するように、電流の割合を少し変化させることが望ましい。
【００１２】
ＳＣＳ（脊髄刺激）に対する１つの公知のコンピュータ化プログラムシステムは、ボストン・サイエンティフィック・ニューロモジュレーション・コーポレーションから入手可能な「Ｂｉｏｎｉｃ  Ｎａｖｉｇａｔｏｒ（登録商標）」と呼ばれるものである。「Ｂｉｏｎｉｃ  Ｎａｖｉｇａｔｏｒ（登録商標）」は、適切なＰＣ（パーソナルコンピュータ）上で作動するソフトウエアパッケージであり、臨床医が刺激パラメータを外部手持ち式プログラム装置（遠隔制御器と呼ばれる）の中にプログラムすることを可能にする。電極に対して分割電流分配（パーセントカソード電流、パーセントアノード電流、又はオフ）を含む刺激パラメータの各セットは、「Ｂｉｏｎｉｃ  Ｎａｖｉｇａｔｏｒ（登録商標）」及び遠隔制御器の両方に格納され、次に、患者内の複数の領域を刺激するのに使用することができる刺激プログラムに組み合わせることができる。
【００１３】
刺激プログラムを生成する前に、「Ｂｉｏｎｉｃ  Ｎａｖｉｇａｔｏｒ（登録商標）」は、「手動モード」で臨床医によって作動され、電極を流れるパーセントカソード電流及びパーセントアノード電流を手動で選択することができ、又は「自動モード」で臨床医によって作動され、実時間に埋込みリードに沿って電流を電気的に「ステアリングさせる」ことができ（例えば、ジョイスティック又はジョイスティック様制御器を使用して）、それによって臨床医が、刺激プログラムの中に格納され、最終的に組み合わせることができる最も効率的な刺激パラメータセットを決定することを可能にする。「Ｂｉｏｎｉｃ  Ｎａｖｉｇａｔｏｒ（登録商標）」は、埋込みリードに沿って電流を電気的にステアリングさせるように２つの方法うちの１つを使用することができる。
【００１４】
「埋込み可能電気アレイのための指令プログラム」という名称の米国特許第６，３９３，３２５号明細書に説明する１つの方法では、電流ステアリングは、ステアリング又はナビゲーションテーブルに関連して実施され、これは、分割電流値（すなわち、分割電極形態）に関連付けられた一連の基準電極組合せ（８つの電極のリードに対して）を含む。ナビゲーションテーブルの横列は、次に、段階を経て、１つの基本電極組合せから次の基本電極組合せまで電流を漸次的にステアリングさせることができ、それによってリードに沿って刺激領域を電子的にステアリングさせる。
【００１５】
本明細書に引用により組込まれている「任意的な電気刺激場を既存のリード電極にマップするためのシステム及び方法」という名称の米国仮特許出願第６１／２５７，７５３号明細書に説明する別の新しい方法では、理想の２極又は３極の形態をなす刺激ターゲットが形成され、電極の各々に対する分割電流値を含む刺激パラメータは、これらの理想の極を模倣する方式でコンピュータ的に決定される。電極に対する適切な分割電流値が、理想の２極又は３極の様々な位置の各々に対して計算されるように、電流ステアリングは、理想の２極又は３極をリードの周りに移動することによって埋込むことができることをこれから認めることができる。
【００１６】
望ましい患者転帰を生成するのに必要な最適刺激エネルギ振幅は、刺激エネルギを送出するのに使用する電極組合せに依存し、従って、ターゲット組織の刺激を過度の刺激による副作用又は低刺激による感受性の損失を引き起こすことなく維持することができるように、電極形態変化として（手動モード又は自動モードのコンピュータ化プログラムシステムの作動の得られるいずれか）刺激エネルギの振幅を調整し、それによって１つの最適電極形態又は複数の構成をできるだけ効率的かつ迅速に識別することを可能にすることが望ましい。
【００１７】
しかし、医師又は臨床医は、多くの場合、ターゲット組織の最適刺激を維持するために電極組合せの間で移行する時に刺激エネルギの振幅を数回手動で調整する必要がある。刺激エネルギ振幅のこの手動調整は、時間を消費し、高度の要件を医師又は患者の知識に課す。ナビゲーションテーブルを利用する場合、望ましい刺激エネルギ振幅は、経験的にいくつかの電極形態に対して決定され、ナビゲーションテーブルの中に組込むことができる。しかし、この経験的方法は、複数の神経刺激リードの間の相対位置が典型的には各患者によって異なるので、典型的には１つの神経刺激リードに閉じ込められた一定の数の公知の電極形態に適用可能であるに過ぎない。更に、電極形態を選択し、神経刺激リードに対してステアリングされた理想の２極又は３極を模倣する場合には、使用することができる数千の又はそうでなければ数百万の異なる電極形態があり、従って、多くの電極形態のための刺激振幅を決定するために経験的方法を合理的に使用することができない。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１８】
【特許文献１】米国特許第６，３９３，３２５号明細書
【特許文献２】米国仮特許出願第６１／２５７，７５３号明細書
【特許文献３】米国特許第６，８９５，２８０号明細書
【特許文献４】米国特許第６，５１６，２２７号明細書
【特許文献５】米国特許第６，９９３，３８４号明細書
【特許文献６】米国特許出願第１２／５０１，２８２号明細書
【特許文献７】米国特許出願第１２／６１４，９４２号明細書
【特許文献８】米国特許仮出願第６１／３７４，８７９号明細書
【特許文献９】米国特許出願第１２／９０４，９３３号明細書
【特許文献１０】米国特許第７，６２７，３８４号明細書
【非特許文献】
【００１９】
【非特許文献１】Ａ．Ｍ．Ｍ．Ｆｒａｎｋｅｍｏｌｌｅ他著「脳深部刺激プログラムに計算モデル化手法を使用したパーキンソン病患者における認知−運動障害の回復」、Ｂｒａｉｎ  ２０１０；ｐｐ．１−１６
【非特許文献２】Ｅｄｕａｒｄｏ  Ｎ．Ｗａｒｍａｎ著「神経繊維に対する電場の効果のモデル化：励起閾値の決定」、「ＩＥＥＥ  Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ  ｏｎ  Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ  Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ」，Ｖｏｌ．３９，Ｎｏ．１２，Ｄｅｃｅｍｂｅｒ  １９９２
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００２０】
従って、異なる電極形態の間で移行中に刺激振幅を管理するための改良された方法の必要性が残っている。
【課題を解決するための手段】
【００２１】
本発明により、患者に治療を提供するのに使用するための神経刺激システムを提供する。神経刺激システムは、ユーザから入力を受入れるように構成されたユーザ入力デバイス（例えば、指令プログラミングデバイス）と、（ａ）ユーザ入力デバイスを介してユーザからの入力の受入れに応答して第１の電極形態（例えば、分割電極形態）を選択し、（ｂ）特定振幅（例えば、アンペア値又は電圧値）において第１の電極形態によって理論的に伝達される電気エネルギによって誘導される患者の神経応答を予測するように構成された処理回路とを含む。
【００２２】
１つの実施形態では、処理回路は、単位振幅値において第１の電極形態によって理論的に伝達される電気エネルギによって誘導される電気パラメータ値（例えば、電場電位値、電場値、又は電流密度値）の空間分布を見積ることによって患者の神経応答を予測するように構成される。例えば、処理回路は、第１の電極形態の電場モデル（例えば、解析モデル又は数値モデル）を生成し、電場モデルに基づいて電気パラメータ値を決定することができる。電極パラメータ値は、第１の電極形態によって理論的に伝達される電気エネルギの特定振幅と線形関係とすることができる。処理回路は、電気パラメータに特定振幅を更に乗算して、スケーリングされた電気パラメータ値の空間分布を得ることができる。処理回路は、スケーリングされた電気パラメータに応答して患者の少なくとも１つのニューロン要素の膜電位の見積りを更に含むことができる。例えば、処理回路は、ニューロン要素の電気モデル（例えば、受動ニューロンモデル、能動ニューロンモデル、又はアナログチップベース回路モデル）を生成し、例えば、活性化機能又は総駆動機能のうちの１つを使用してニューロン要素の電気モデルに基づいて膜電位を見積ることができる。
【００２３】
処理回路は、（ｃ）予測神経応答からメトリック値を導出し、（ｄ）メトリック値を基準閾値と比較するように更に構成される。１つの実施形態では、メトリック値は、少なくとも１つのニューロン要素の見積り膜電位とすることができ、基準閾値は、閾値膜電位とすることができる。別の実施形態では、メトリック値は、活性化の見積り容積とすることができ、基準閾値は、活性化の閾値容積とすることができる。任意的な実施形態では、処理回路は、神経刺激装置に命令し、既知の振幅における基準電気エネルギを基準電極形態に送出し、患者の知覚閾値が達成されるか又はそれを超えるまで基準電気エネルギの基準振幅を調整し、基準電極形態による基準振幅の基準電気エネルギによって誘導されると考えられる患者の少なくとも１つの基準ニューロンの膜電位を見積り、かつ少なくとも１つの基準ニューロンの見積り膜電位に基づいて基準閾値を導出するように構成される。
【００２４】
処理回路は、（ｅ）メトリック値が基準閾値に対して特定の範囲にない場合、電気エネルギの特定振幅を調整するように更に構成される。１つの実施形態では、第１の電極形態によって理論的に伝達される電気エネルギの特定振幅は、メトリック値が基準閾値よりも小さい場合に増加し、メトリック値が特定の差の値よりも大きく基準閾値を超える場合に減少する。
【００２５】
処理回路は、（ｆ）メトリック値が基準閾値に対して特定の範囲になるまで特定振幅として調整振幅を使用して（例えば、均一な増分を使用して）ステップ（ｂ）〜（ｅ）を繰返し、（ｇ）第１の電極形態を介して調整振幅の電気エネルギを送出して患者を刺激するように神経刺激装置に命令するように更に構成される。処理回路は、ユーザからの入力の受入れに応答して第２の異なる電極形態を選択し、第２の電極形態に対してステップ（ｂ）〜（ｇ）を繰返すように更に構成することができる。
【００２６】
任意的な実施形態では、処理回路は、（ｈ）第１の電極形態に対して第１の倍率を決定し、（ｉ）第１の電極形態を介して既知の振幅（これは調整振幅又は異なる振幅とすることができる）の電気エネルギを送出し、患者を刺激するように神経刺激装置に命令し、（ｊ）ユーザからの入力の受入れに応答して別の異なる電極形態を選択し、（ｋ）第２の電極形態に対してステップ（ｂ）〜（ｆ）を繰返し、かつ（ｌ）第２の電極形態に対して第２の倍率を決定するように構成される。１つの実施形態では、第１の倍率は、第１の電極形態に対する調整振幅と基準振幅（例えば、単位振幅）の間にあり、第２の倍率は、第２の電極形態に対する調整振幅と基準振幅の間にある。別の実施形態では、第１の倍率は、基準振幅において第１の電極形態に対するメトリック値と基準メトリック値の間にあり、第２の倍率は、基準振幅において第２の電極形態に対するメトリック値と基準メトリック値の間にある。
【００２７】
処理回路は、任意的な実施形態では、（ｍ）第１及び第２の倍率に基づいてブースト係数を計算すること、（ｎ）見積り振幅を生成するようにブースト係数を既知の振幅に適用すること、及び（ｏ）患者を刺激するように構成された第２の電極を介して見積り振幅の電気エネルギを送出するように神経刺激装置に命令することを更に含む。１つの実施形態では、ブースト係数は、方程式ＢＦ＝（ＳＦB−ＳＦA）／ＳＦAに従って計算され、ＢＦはブースト係数であり、ＳＦAは第１の倍率であり、ＳＦBは第２の倍率であり、かつブースト係数は、方程式ＡEST＝ＡKNOWN×（１＋ＢＶ）に従って既知の振幅に適用され、式中、ＡESTは見積り振幅であり、ＡKNOWNは既知の振幅である。
【００２８】
１つの実施形態では、神経刺激システムは、構成された出力回路を更に含み、それによって処理回路は、調整可能振幅における電気エネルギを第１の電極形態に実際に送出するように神経刺激装置に命令する。神経刺激システムは、ユーザインタフェースデバイス及び処理回路を収容するハウジングを更に含むことができ、これらの全ては、外部制御デバイスに含むことができる。
【００２９】
本発明の他の及び更に別の態様、並びに特徴は、本発明を以下に限定せずに例示するように考えられている好ましい実施形態の以下の詳細説明を読むと明らかであろう。
【００３０】
同様の要素が共通の参照番号で呼ばれる図面は、本発明の好ましい実施形態の設計及び有用性を示すものである。本発明の上記で引用された及び他の利点、並びに目的がどのようにして得られるかをより良く理解するために、簡単に上述した本発明のより詳細な説明を添付の図面に示す本発明の具体的な実施形態を参照して提供する。それらの図面は本発明の典型的な実施形態のみを描き、従って、本発明の範囲を限定すると考えるべきではないことを理解して、本発明を添付の図面の使用による付加的な特殊性及び詳細と共に以下に説明して解説する。
【図面の簡単な説明】
【００３１】
【図１】本発明の１つの実施形態により構成された「脊髄刺激（ＳＣＳ）」システムの平面図である。
【図２】患者に関して図１のＳＣＳ（脊髄刺激）システムの配置の斜視図である。
【図３】図１のＳＣＳ（脊髄刺激）システムと共に使用する埋込み可能パルス発生器（ＩＰＧ）及び経皮リードの外形図である。
【図４】図１のＳＣＳ（脊髄刺激）システムと共に使用する遠隔制御器（ＲＣ）の正面図である。
【図５】図４のＲＣ（遠隔制御器）の内部構成要素のブロック図である。
【図６】図１のＳＣＳ（脊髄刺激）システムと共に使用する臨床医のプログラム装置（ＣＰ）の内部構成要素のブロック図である。
【図７】図３のＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）をプログラムするための図６のＣＰ（臨床医用プログラム装置）のユーザインタフェースの平面図である。
【図８】電極形態移行間の電気エネルギの振幅を管理する１つの方法を示す流れ図である。
【図９】電極形態移行間の電気エネルギの振幅を管理する別の方法を示す流れ図である。
【図１０】電極形態移行間の電気エネルギの振幅を管理する更に別の方法を示す流れ図である。
【発明を実施するための形態】
【００３２】
以下の説明は、脊髄刺激（ＳＣＳ）システムに関する。しかし、本発明は、ＳＣＳ（脊髄刺激）における適用例に適切であるが、本発明は、その最も広い態様ではそのように制限されるものではないことを理解すべきである。そうではなく、本発明は、組織を刺激するのに使用するあらゆるタイプの埋込み可能電気回路と共に使用することができる。例えば、本発明は、ペースメーカー、除細動器、蝸牛刺激器、網膜刺激器、協働四肢移動を生じるように構成された刺激器、皮質刺激器、脳深部刺激器、末梢神経刺激器、超小型刺激器、又は尿失禁、睡眠時無呼吸、肩関節亜脱臼、頭痛、その他を処置するように構成されたあらゆる他の神経刺激器の一部として使用することができる。
【００３３】
最初に図１を見ると、例示のＳＣＳ（脊髄刺激）システム１０は、一般的に、複数の（この場合は２つの）埋込み可能な刺激リード１２と、埋込み可能なパルス発生器（ＩＰＧ）１４と、外部遠隔制御部ＲＣ１６と、臨床医用プログラム装置（ＣＰ）１８と、外部試験刺激器（ＥＴＳ）２０と、外部充電器２２を含んでいる。
【００３４】
ＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４は、１つ又は２つ以上の経皮リード延長部２４を介して神経刺激リード１２に物理的に接続され、神経刺激リード１２は、アレイに配置された複数の電極２６を担持している。図示の実施形態では、神経刺激リード１２は、経皮リードであり、この目的のために、電極２６は、神経刺激リード１２に沿って線状に配置されるのがよい。後でより詳細に説明するように、ＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４は、パルス発生回路を含み、パルス発生回路は、パルス電気波形の形態（すなわち、時間的に連続した電気パルス）の電気刺激エネルギを電極アレイ２６に１組の刺激パラメータに従って送出する。
【００３５】
ＥＴＳ（外部試験刺激器）２０はまた、経皮リード延長部２８及び外部ケーブル３０を介して神経刺激リード１２に物理的に接続されるのがよい。ＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４と同様のパルス発生回路を有するＥＴＳ（外部試験刺激器）２０はまた、パルス電気波形の形態の電気刺激エネルギを電極アレイ２６に１組の刺激パラメータに従って送出する。ＥＴＳ（外部試験刺激器）２０とＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４の間の大きな違いは、ＥＴＳ（外部試験刺激器）２０が、神経刺激リード１２が埋込まれた後及びＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４の埋込み前に試験的に使用され、与えられるべき刺激の反応性を試験する非埋込み可能デバイスであるということである。従って、ＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４に関して本明細書に説明する任意の機能は、ＥＴＳ（外部試験刺激器）２０に関して同様に実施することができる。例示のＥＴＳ（外部試験刺激器）の更なる詳細は、特許文献３に説明され、その内容を本明細書に援用する。
【００３６】
ＲＣ（遠隔制御器）１６を使用して、双方向ＲＦ通信リンク３２を介してＥＴＳ（外部試験刺激器）２０を遠隔測定的に制御することができる。ＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４及び刺激リード１２が埋込まれた状態で、ＲＣ（遠隔制御器）１６を使用して、双方向ＲＦ通信リンク３４を介してＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４を遠隔測定的に制御することができる。このような制御により、ＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４をオン又はオフにして異なる刺激パラメータセットによりプログラムすることを可能にする。ＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４はまた、プログラムされた刺激パラメータを調整してＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４によって出力された電気刺激エネルギの特性を能動的に制御するように作動させることができる。以下により詳細に説明するように、ＣＰ（臨床医用プログラム装置）１８は、手術室及び追跡セッションにおいてＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４及びＥＴＳ（外部試験刺激器）２０をプログラムするために臨床医の詳細な刺激パラメータを提供する。
【００３７】
ＣＰ（臨床医用プログラム装置）１８は、ＩＲ通信リンク３６を通じたＲＣ（遠隔制御器）１６を通して、ＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４又はＥＴＳ（外部試験刺激器）２０と間接的に通信することによってこの機能を行うことができる。変形例では、ＣＰ（臨床医用プログラム装置）１８は、ＲＦ通信リンク（図示せず）を介してＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４又はＥＴＳ（外部試験刺激器）２０と直接に通信することができる。ＣＰ（臨床医用プログラム装置）１８によって提供された臨床医の詳細な刺激パラメータはまた、刺激パラメータをその後に独立モードで（すなわち、ＣＰ（臨床医用プログラム装置）１８の支援なしに）ＲＣ（遠隔制御器）１６の作動によって調整することができるようにＲＣ（遠隔制御部）１６をプログラムするのに使用される。
【００３８】
外部充電器２２は、誘導リンク３８を介して経皮的にＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４を充電するのに使用する携帯用装置である。簡略化するために、外部充電器２２の詳細は、本明細書では以下に説明しない。外部充電器の例示の実施形態の詳細は、既に本明細書に援用している特許文献３に開示されている。ＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４がプログラムされ、その電源が外部充電器２２によって充電され、又はそうでなければ補充された状態で、ＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４は、ＲＣ（遠隔制御部）１６又はＣＰ（臨床医用プログラム装置）１８が存在することなしにプログラムされるように機能することができる。
【００３９】
図２に示すように、電極リード１２は、患者４０の脊柱４２内に埋込まれる。電極リード１２の好ましい配置は、刺激すべき脊髄領域に隣接し、すなわち、かかる脊髄領域の上に位置している。電極リード１２が脊柱４２を出る位置の近くの空間の不足により、ＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４は、一般的に、腹部の中又は臀部の上の任意の外科的に作られたポケットに埋込まれる。ＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４はまた、勿論、患者の身体の他の位置に埋込まれてもよい。リード延長部２４は、電極リード１２の出口点から離れたＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４の位置決めを容易にする。図示のように、ＣＰ（臨床医用プログラム装置）１８は、ＲＣ（遠隔制御部）１６を介してＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４と通信する。
【００４０】
ここで図３を参照して、神経刺激リード１２及びＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４の外部的特徴を簡単に説明する。神経刺激リードのうちの一方１２（１）は、Ｅ１−Ｅ８の符号を付した８つの電極２６を有し、神経刺激リードの他方１２（２）は、Ｅ９−Ｅ１６の符号を付した８つの電極２６を有している。リード及び電極の実際の数及び形状は、勿論、意図する適用例により変化する。ＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４は、電子部品及びその他の構成要素（後でより詳細に説明する）を収容する外側ケース４０とコネクタ４２を含み、神経刺激リード１２の近位端部は、電極２６を外側ケース４０内の電子部品に電気的に接続させるようにコネクタ４２に係合する。外側ケース４０は、チタン等の導電性の生体適合性材料で構成され、気密にシールされた区画を形成し、内部電子部品は、身体組織及び体液から保護される。いくつかの場合、外側ケース４０は、電極として機能してもよい。
【００４１】
ＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４は、バッテリと、パルス発生回路を含み、パルス発生回路は、ＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４の中にプログラムされた刺激パラメータのセットに従って、パルス化電気波形の形態の電気刺激エネルギを電極アレイ２６に送出する。かかる刺激パラメータは、アノード（正）及びカソード（負）として活性化され且つオフ（ゼロ）にされる電極の組合せと、各電極（分割電極の組合せ）に割当てられる刺激エネルギのパーセントと、電気パルスパラメータを含み、電気パルスパラメータは、パルス振幅（埋込み可能なパルス発生器（ＩＰＧ）１４が電極アレイ２６に一定の電流を供給するか一定の電圧を供給するかに応じてミリアンペア又はボルトで測定される）と、パルス幅（マイクロ秒で測定される）と、パルス速度（１秒当たりのパルスとして測定される）を含む。
【００４２】
電気刺激は、２つ（又は３つ以上の）の活性化された電極の間で起こり、電極のうちの１つは、埋込み可能なパルス発生器（ＩＰＧ）ケースであるのがよい。刺激エネルギは、単極又は多極（例えば、２極、３極等）の仕方で組織に送信されるのがよい。単極刺激は、リード電極２６のうちの選択された１つが埋込み可能なパルス発生器（ＩＰＧ）１４のケース４０と共に活性化されるときに起こり、それにより、刺激エネルギが、選択された電極２６とケースの間で送信される。２極刺激は、リード電極２６のうちの２つがアノード及びカソードとして活性化されるときに起こり、それにより、刺激エネルギが、選択された電極２６の間で送信される。例えば、第１のリード１２上の電極Ｅ３が、アノードとして活性化され、それと同時に、第２のリード１２上の電極Ｅ１１が、カソードとして活性化される。３極刺激は、リード電極２６のうちの３つが活性化されるときに起こり、３つのリード電極２６のうちの２つがアノードで、残りの１つがカソードであってもよいし、２つがカソードで、残りの１つがアノードであってもよい。例えば、第１のリード１２上の電極Ｅ４及びＥ５が、アノードとして活性化され、それと同時に、第２のリード１２上の電極Ｅ１２が、カソードとして活性化される。
【００４３】
図示の実施形態では、埋込み可能なパルス発生器（ＩＰＧ）１４は、電極の各々を流れる電流のマグニチュードを個々に制御することができる。この場合、埋込み可能なパルス発生器（ＩＰＧ）１４は、電流発生器を有することが好ましく、独立の電流源からの電流が調節された個々の振幅が、電極毎に選択的に発生する。このシステムは、本発明を利用するのに最適であるけれども、本発明で使用することができる他の刺激器は、電圧調節された出力を有する刺激器を含む。個々にプログラム可能な電極振幅が、微細な制御を達成するのに最適であるけれども、電極の前後で切換えられる単一の出力源を使用してもよく、この場合、プログラムにより、それほど微細な制御にならない。電流と電圧の混合で制御されるデバイスを本発明で使用してもよい。埋込み可能なパルス発生器（ＩＰＧ）の詳細な構造及び機能を示した更なる詳細は、本明細書に明示的に援用する特許文献４（米国特許第６，５１６，２２７号明細書）及び特許文献５（米国特許第６，９９３，３８４号明細書）により完全に説明されている。
【００４４】
ＳＣＳ（脊髄刺激）システム１０は、変形例として、埋込み可能なパルス発生器（ＩＰＧ）ではなく、神経刺激リード１２に接続された埋込み可能な受信機−刺激器（図示せず）を利用してもよいことに注目すべきである。この場合、埋込まれた受信機に給電するための電源、例えば、バッテリと、受信機−刺激器に命令する制御回路は、電磁気結合を介して受信機−刺激器に誘導結合された外部コントローラに収容される。データ／電力信号は、埋込まれた受信機−刺激器の上に置かれたケーブル接続送信コイルから経皮的に結合される。埋込まれた受信機−刺激器は、信号を受信し、制御信号に従って刺激を発生させる。
【００４５】
ここで図４を参照して、遠隔制御部（ＲＣ）１６の１つの例示の実施形態を説明する。上述したように、遠隔制御部（ＲＣ）１６は、埋込み可能なパルス発生器（ＩＰＧ）１４、臨床医用プログラム装置（ＣＰ）１８、又は外部試験刺激器（ＥＴＳ）２０と通信することが可能である。遠隔制御部（ＲＣ）１６は、ケーシング５０を含み、ケーシング５０は、内部構成要素（プリント基板（ＰＣＢ）を含む）、並びにケーシング５０の外部によって担持される照明付き表示スクリーン５２及びボタンパッド５４を収容する。図示の実施形態では、表示スクリーン５２は、照明付き平面パネル表示スクリーンであり、ボタンパッド５４は、可撓性の回路の上に位置決めされた金属ドームを有する膜スイッチと、プリント基板（ＰＣＢ）に直接接続されたキーパッドコネクタを含む。選択的な実施形態では、表示スクリーン５２は、タッチスクリーン機能を有する。ボタンパッド５４は、多くのボタン５６、５８、６０、６２を含み、それらは、埋込み可能なパルス発生器（ＩＰＧ）１４をオン及びオフさせることを可能にし、埋込み可能なパルス発生器（ＩＰＧ）１４内の刺激パラメータの調節又は設定を行い、スクリーン間の選択を行う。
【００４６】
図示の実施形態では、ボタン５６は、埋込み可能なパルス発生器（ＩＰＧ）１４をオン及びオフさせるように作動させることができるオン／オフボタンとして機能する。ボタン５８は、遠隔制御部（ＲＣ）１６をスクリーン表示及び／又はパラメータの間で切換える選択ボタンとして機能する。ボタン６０、６２は、埋込み可能なパルス発生器（ＩＰＧ）１４が発生させるパルスの任意の刺激パラメータを増加又は減少させるように作動させることができるアップ／ダウンボタンとして機能し、かかるパラメータは、パルス振幅、ハルス幅、及びパルス速度を含む。例えば、選択ボタン５８は、遠隔制御部（ＲＣ）１６を、パルス振幅をアップ／ダウンボタン６０、６２を介して調節することができる「パルス振幅調節モード」、パルス幅をアップ／ダウンボタン６０、６２を介して調節することができる「パルス振幅調節モード」、パルス速度をアップ／ダウンボタン６０、６２を介してその間に調節することができる「パルス速度調節モード」に設定するように作動させることができる。変形例では、刺激パラメータ毎に専用のアップ／ダウンボタンを設けてもよい。アップ／ダウンボタンを使用せずに、ダイヤル、スライダーバー、又はキーパッド等の任意その他のタイプのアクチュエータを使用して、刺激パラメータを増加又は減少させてもよい。遠隔制御部（ＲＣ）１６の機能性及び内部構成要素の更なる詳細は、既に本明細書に援用した特許文献３（米国特許第６，８９５，２８０号明細書）に開示されている。
【００４７】
図５を参照して、例示の遠隔制御部（ＲＣ）１６の内部構成要素を説明する。遠隔制御部（ＲＣ）１６は、一般的に、プロセッサ６４（例えば、マイクロコントローラ）と、プロセッサ６４によって実行するための作動プログラムを記憶するメモリ６６と、ナビゲーションテーブル（後で説明する）内の刺激パラメータセットと、入力／出力回路と、特に埋込み可能なパルス発生器（ＩＰＧ）１４に刺激パラメータを出力し、且つ、埋込み可能なパルス発生器（ＩＰＧ）１４からステータス情報を受入れるための遠隔測定回路６８と、ボタンパッド５４から刺激制御信号を受入れ、且つ、表示スクリーン５２（図４に示す）にステータス情報を送信するための入力／出力回路７０を含む。簡潔にするために本明細書では説明していない遠隔制御部（ＲＣ）１６の他の機能の制御と同様、プロセッサ６４は、ボタンパッド５４のユーザ操作に応答して、新しい刺激パラメータセットを生成する。それらの新しい刺激パラメータセットは、次に、遠隔測定回路６８を介して埋込み可能なパルス発生器（ＩＰＧ）１４に送信される。遠隔制御部（ＲＣ）１６の機能性及び内部構成要素の更なる詳細は、既に引用により本明細書に組み込まれている特許文献３（米国特許第６，８９５，２８０号明細書）に開示されている。
【００４８】
簡単に上述したように、臨床医用プログラム装置（ＣＰ）１８は、複数の電極の組合せのプログラムを非常に簡素化し、ユーザ（例えば、医師又は臨床医）が埋込み可能なパルス発生器（ＩＰＧ）１４、並びに遠隔制御部（ＲＣ）１６の中にプログラムすべき望ましい刺激パラメータを容易に決定することを可能にする。かくして、埋込み後の埋込み可能なパルス発生器（ＩＰＧ）１４のプログラム可能なメモリの刺激パラメータの修正は、臨床医用プログラム装置（ＣＰ）１８を使用するユーザによって実施され、臨床医用プログラム装置（ＣＰ）１８は、埋込み可能なパルス発生器（ＩＰＧ）１４と直接に通信してもよいし、遠隔制御部（ＲＣ）１６を介して埋込み可能なパルス発生器（ＩＰＧ）１４と間接的に通信してもよい。すなわち、臨床医用プログラム装置（ＣＰ）１８は、脊髄の近くの電極アレイ２６の作動パラメータを修正するためにユーザによって使用される。
【００４９】
図２に示すように、臨床医用プログラム装置（ＣＰ）１８の全体の外観は、ラップトップパーソナルコンピュータ（ＰＣ）のものであり、実際、指示プログラムデバイスを含むように適正に構成され且つ本明細書に説明する機能を実施するようにプログラムされたパーソナルコンピュータ（ＰＣ）を使用して実現される。かくして、臨床医用プログラム装置（ＣＰ）１８内に格納されたソフトウエア命令を実行することによって、プログラム作成を実行することができる。変形例では、かかるプログラム作成を、ファームウエア又はハードウエアを使用して実施してもよい。いずれの場合でも、最適な刺激パラメータを患者フィードバックに基づいて決定し、引き続いて、最適な刺激パラメータを用いて、埋込み可能なパルス発生器（ＩＰＧ）１４のプログラム作成をするために、臨床医用プログラム装置（ＣＰ）１８は、埋込み可能なパルス発生器（ＩＰＧ）１４が発生させた電気刺激の特性を積極的に制御するのがよい。
【００５０】
図６を更に参照すると、ユーザがそれらの機能を実施することを可能にするために、臨床医用プログラム装置（ＣＰ）１８は、マウス７２と、キーボード７４と、ハウジング７８内に収容された表示モニタ７６を含む。マウス７２に加えて又はその代わりに、ジョイスティック、ボタンパッド、１群のキーボード矢印キー、ローラボール追跡デバイス、並びに水平及び垂直ロッカータイプのアームスイッチ等の他の指示プログラム作成デバイスを使用してもよいことを理解すべきである。図示の実施形態では、モニタ７６は、従来のスクリーンである。変形例では、従来型の代わりに、モニタ７６は、タッチスクリーン（図示せず）のようなデジタイザースクリーンとすることができ、これは、能動的又は受動的デジタイザースタイラス／指タッチと共に使用することができる。ＣＰ（臨床医用プログラム装置）１８は、プロセッサ８０（例えば、中央演算処理ユニット（ＣＰＵ））、及びプロセッサ８０によって実行され、ユーザがＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４、及びＲＣ（遠隔制御部）１６をプログラムすることを可能にすることができる刺激プログラムパッケージ８４を格納するメモリ８２を更に含む。ＣＰ（臨床医用プログラム装置）１８は、ＲＣ（遠隔制御部）１６の遠隔測定回路６８を介して、刺激パラメータをＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４及びＲＣ（遠隔制御部）１６にダウンロードするための及び既にＲＣ（遠隔制御部）１６のメモリ６６に格納された刺激パラメータをアップロードするための出力回路８６を更に含む。
【００５１】
プロセッサ８０によるプログラムパッケージ８４の実行は、ユーザ入力デバイス７２の使用を介してナビゲートすることができる多くの表示スクリーン（図示せず）を提供する。これらの表示スクリーンは、他の機能の中でも、臨床医が患者プロフィール情報（例えば、名前、誕生日、患者識別、医師、診断、及び住所）を選択又は入力し、手順情報（例えば、プログラム／フォローアップ、インプラント試行システム、インプラントＩＰＧ、インプラントＩＰＧ及びリード、交換ＩＰＧ、交換ＩＰＧ及びリード、交換又は改定リード、外植、その他）を入力し、治療マップ（例えば、患者のメトリックと共に治療の標的にする身体領域、副作用を最小にするための身体領域）を発生させ、リードの構成及び向きを定め、リード１２により出力された電気刺激エネルギを起動して制御し、かつ手術設定及び臨床設定の両方において刺激パラメータでＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４を選択してプログラムすることを可能にする。上述のＣＰ機能を説明する更なる詳細は、引用により本明細書に明示的に組込まれている「電流ステアリングナビゲータによって使用可能なフォーマットに組織刺激プログラムを変換するためのシステム及び方法」という名称の米国特許出願第１２／５０１，２８２号明細書、及び「複数の神経刺激電極の中で刺激エネルギを分配するための適切なステアリングテーブルを決定するためのシステム及び方法」という名称の米国特許出願第１２／６１４，９４２号明細書に開示されている。
【００５２】
最も本発明に関連付けられるものとして、プログラムパッケージ８４の実行は、電極形態が手動で又は自動的に移行すると電気刺激エネルギの刺激振幅を自動的に管理する直感的ユーザインタフェースを提供する。
【００５３】
特に、プログラムスクリーン１００は、図７に示すようにＣＰ１６によって発生させることができる。プログラムスクリーン１００は、ユーザが刺激パラメータ試験を実施することを可能にする。この目的のために、プログラムスクリーン１００は、刺激をオン又はオフにするように交互にクリックすることができる刺激オン／オフ制御器１０２を含む。プログラムスクリーン１００は、刺激パラメータを手動で調整するようにユーザが操作することができる様々な刺激パラメータ制御器を更に含む。特に、プログラムスクリーン１００は、パルス幅調整制御器１０４（マイクロ秒（μｓ）で表される）、パルス速度調整制御器１０６（１秒当たりのパルス（ｐｐｓ）で表される）、及びパルス振幅調整制御器１０８（ミリアンペア（ｍＡ）で表される）を含む。各制御器は、それぞれの刺激パラメータの値を低減するようにクリックすることができる第１の矢印と、それぞれの刺激パラメータの値を増加させるようにクリックすることができる第２の矢印とを含む。プログラムスクリーン１００はまた、多極／単極刺激選択制御器１１０を含み、これは、ユーザが交互にクリックして多極又は単極刺激を提供することができるチェックボックスを含む。任意的な実施形態では、ＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４のケース４０は、ケース電極４０及びリード電極２６のうちの少なくとも１つの両方を使用して同時にアノード電流を伝達することができるように、リード電極２６のうちの１つとして処理することができる。更に、ケース電極は、完全アノード及びカソード機能化によってリード電極の全てのプログラム装置ブル機能を用いて構成することができる。
【００５４】
プログラムスクリーン１００はまた、４つの異なる電極組合せ１〜４のうちの１つを選択するようにユーザがクリックすることができる矢印を有する電極組合せ制御器１１２を含む。電極組合せ１〜４の各々は、様々な制御要素を使用して発生させることができる。
【００５５】
プログラムスクリーン１００はまた、軸線方向刺激場変位制御要素１１６のセットと、軸線方向電気刺激場形状制御要素１１８のセットを含む。図示の実施形態では、制御要素１１６、１１８、並びに本明細書に説明する他の制御要素は、グラフィックアイコンとして実施され、グラフィクアイコンは、マウスでクリックされ、タッチスクリーンの場合は指でタッチされる。変形例では、本明細書に説明する制御要素は、それを作動させるように押したり又はそうでなければ移動したりすることができるジョイスティック、タッチパッド、ボタンパッド、キーボード矢印キーの群、マウス、ローラボール追跡デバイス、水平又は垂直ロッカータイプのアームスイッチ、その他として実施することができる。
【００５６】
軸線方向電気刺激場変位制御要素１１６のいずれかを作動させる時に、制御信号が発生し、それに応答してプロセッサ８０は、電気刺激場の中心をリード１２の軸線に対して軸線方向に変位させるように設計された刺激パラメータセットを発生させるように構成される。好ましくは、制御要素１１６又は変形制御要素の作動に応答して発生する制御信号は、電気刺激場の中心を位置電気刺激場位置の現在位置に関係なく単一制御要素の連続作動に応答して定められた方向に変位させることを意味する方向である。軸線方向電気刺激場形状制御要素１１８のいずれかを作動させる時に、制御信号が発生し、それに応答してプロセッサ８０は、電気刺激場をその位置まで軸線方向に拡張させるか又は収縮させるように設計された刺激パラメータセットを発生させるように構成される。
【００５７】
制御要素１１６、１１８を連続的に作動させて（すなわち、制御要素１１６、１１８の一方を連続的に作動させ、例えば、制御要素１１６、１１８の一方をクリックし、クリックを保持することにより（すなわち、初期「クリック」の後の制御器の連続的作動）、又は制御要素１１８、１１８の一方を繰返し作動させ、例えば、制御要素１１６、１１８の一方を反復的にクリックして解除することにより）、プロセッサ８０が複数の刺激パラメータセットを発生させるように構成されるのに応答して一連の制御信号を発生させる。出力遠隔測定回路８６は、これらの刺激パラメータセットをＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４に送信するように構成される。
【００５８】
制御要素１１６、１１８のセットの各々は、両矢印（すなわち、互いに反対の２つ方向を指す制御要素矢印）の形態を有し、両矢印は、作動モードに応じて電気刺激場を調整するように作動される。例えば、上側矢印制御要素１１６ａは、電気刺激場の中心を軸線方向（すなわち、リード１２の軸線に沿って）に近位方向に変位させるためにクリックされ、下側矢印制御要素１１６ｂは、電気刺激場の中心を軸線方向（すなわち、リード１２の軸線に沿って）に遠位方向に変位させるためにクリックされ、下側矢印制御要素１１８ａは、電気刺激場を軸線方向にその周りに収縮させるためにクリックされ、上側矢印制御要素１１８ｂは、電気刺激場を軸線方向にその位置の周りで拡張させるためにクリックすることができる。
【００５９】
電気刺激場の中心は、例えば、単一タイミングチャンネルの電極の間で電流を漸次的に「ステアリングさせ」又はシフトさせることによって変位させることができる。例えば、電気刺激場の中心は、刺激電極群に電極を漸次的に含めること、及び単一タイミングチャンネルの刺激電極群から他の電極を漸次的に除外することによってリード１２に沿って遠位方向に軸線方向に漸次的に変位させることができる。
【００６０】
電気刺激場の中心は、変形例として、複数のタイミングチャンネルを使用して変位することができる。特に、電極エネルギは、複数のタイミングチャンネルに従って電極の異なる組合せの間で伝達することができ、すなわち、第１の刺激電極群は、第１のタイミングチャンネル中に使用することができ、第２の刺激電極群は、第２のタイミングチャンネル中に使用することができるなどであり、群は、重なることができ、又はそうでないこともできる。複数のタイミングチャンネルのうちの少なくとも１つに従って伝達された電気エネルギのマグニチュードは、患者が受けるに従って刺激領域の位置を有効に変位させるように調整することができる。
【００６１】
電気刺激場は、電気刺激場が拡張又は収縮することを除いて電気刺激場の中心の変位に関して上述した同様の方式で、電極の間で電流を漸次的に「ステアリング」又はシフトさせることによって拡張して収縮することができる。
【００６２】
例えば、電気刺激場は、刺激電極群に電極を漸次的に含めることによってリード１２に沿って軸線方向に漸次的に拡張することができ、刺激電極群から電極を漸次的に除外することによってリード１２に沿って軸線方向に漸次的に収縮することができる。電気刺激場は、電気刺激場が拡張又は収縮することを除いて電気刺激場の中心の変位に関して上述した同様の方式で、複数のタイミングチャンネルを使用して交互に拡張して収縮することができる。例えば、複数のタイミングチャンネルのうちの少なくとも１つに従って伝達された電気エネルギのマグニチュードは、刺激場を有効に拡張又は収縮させるように調整することができる。
【００６３】
電気刺激場を調整するための異なる技術を説明する更なる詳細は、引用により本明細書に明示的に組込まれている「分割神経刺激リードのためのユーザインタフェース」という名称の米国特許仮出願第６１／３７４，８７９号明細書に開示されている。任意的な実施形態では、付加的な制御要素は、米国特許仮出願第６１／３７４，８７９号明細書に開示するように、電気刺激場の中心を周方向に変位させ、電気刺激場を周方向に収縮又は拡張させ、電場の位置を半径方向に変位させ、又は電気刺激場を半径方向に収縮又は拡張させるように提供することができる。
【００６４】
プログラムスクリーン１００は、１次元のみで配置された電極を有する１つの神経刺激リード１２のみを示し、それによって電流が１次元でのみステアリングすることを可能にし、プログラムスクリーン１００は、追加的に他の神経刺激リード１２を示すことができ、それによって２次元で電極を配置し、電流が２次元でステアリングすることを可能にすることをここで認めるべきである。この場合、適切な制御要素（例えば、左向き及び右向き矢印）を使用して、電気刺激場の中心は、横断方向に（軸線方向に垂直、及びこの場合左側又は右側に）変位することができ、及び／又は電気刺激場は、横断方向に拡張又は収縮することができる。勿論、電極は、３次元で配置することができ（例えば、３次元で３つの神経刺激リードを配置すること又は３次元で配置された単一神経刺激リード上の電極、例えば、米国特許仮出願第６１／３７４，８７９号明細書に開示している分割神経刺激リードを使用することにより）、その場合には、電流は、３次元でステアリングすることができる。
【００６５】
プログラムスクリーン１００は、リード１２’及び電極２６’の３次元図形表現を表示する。任意的な実施形態では、アイコン制御要素１２０は、３次元表現の電極２６’に画像上で連結される。制御要素１２０の連続的作動は、プロセッサ８０を促して電気刺激場を調整するように設計された刺激パラメータを発生させる制御信号を発生させ、刺激パラメータは、次に、ＣＰ（臨床医用プログラム装置）１８の出力回路８６からＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４に送信される。図示の実施形態では、制御要素１２０の各々は、上側矢印及び下側矢印を有し、上側矢印及び下側矢印はそれぞれ（例えば、クリックすることにより）作動し、作動された制御要素１２０が図形上で結合している図形表現の電極２６’に対応する電極２６を流れる電流をそれぞれ増減させる。
【００６６】
制御要素１２０の任意の作動は、基本的に、他の活性電極から作動制御要素１２０に関連付けられた電極に又は作動制御要素１２０に関連付けられた電極から他の活性電極に電流をステアリングさせる。このようにして、電気刺激場の中心を変位させることができ、電気刺激場の形状を調整することができ、２つの個別の電気刺激場電流が存在する場合、電流を電気刺激場の一方（有効にそのサイズを縮小する）から電気刺激場の別の方向（有効にそのサイズを増大する）にシフトさせることができる。
【００６７】
制御要素１２０はまた、分割された電流値に関して電極２６の各々の中を流れる電流の量を示すインジケータ１２２を含む。インジケータ１２２は、それぞれの制御要素１２０を作動させた時に、又は軸線方向電気刺激場変位制御要素１１６及び軸線方向電気刺激場形状制御要素１１８を作動させた時にこの機能を実施することができる。プログラムスクリーン１００は、好ましくは、刺激ターゲットである図形表現の解剖学的構造１５０に対する３次元図形表現のリード１２’及び電極２６’を表示する。プロセッサ８０は、得られる活性化容積（ＶＯＡ）１５２の見積り値を計算し、モニタ７６を促し、図形のリード１２’及び図形の解剖学的構造１５０によってＶＯＡ１５２の図形表現を表示する表示信号を発生させる。好ましい実施形態では、図形ＶＯＡ１５２は、図形の解剖学的構造１５０の上に重ね合わせられる。ＶＯＡの見積り値を計算するための技術を説明する更なる詳細は、引用により本明細書に明示的に組込まれているＡ．Ｍ．Ｍ．Ｆｒａｎｋｅｍｏｌｌｅ他著「脳深部刺激プログラムに計算モデル化手法を使用したパーキンソン病患者における認知−運動障害の回復」、Ｂｒａｉｎ  ２０１０；ｐｐ．１−１６に開示されている。
【００６８】
上記で簡単に説明したように、ユーザインタフェースは、電極形態及びこの場合分割電極形態の間の移行間の電気刺激エネルギの振幅を管理する。本明細書に説明する管理振幅技術は、電極形態から理論的に発生する電場に基づいて刺激振幅を見積る。注意すべきは、細胞外神経刺激では、電場の発生により、ニューロン要素の活性化を容易にし、ニューロン要素のうちの１つ又は２つ以上を刺激するのに必要な閾値振幅は、電場分布及びニューロン要素の特性に依存することである。振幅見積り値は、電場、並びにニューロン要素の適切なモデル化に基づいている。本明細書に説明する振幅管理技術は、電極形態の連続変化に対して段階的に適用することができる。これは、刺激強度を維持するために刺激振幅の自動の段階的調整を可能にする。振幅の自動調整は、患者の必要性に基づく手動振幅調整の必要性を完全に排除するものではないが、振幅管理技術は、異なる電極形態をナビゲートする時に、一般化手法を提供してプログラム中の振幅変化を管理する。
【００６９】
特に、かつ図８を参照して、プロセッサ８０は、上述したように、プログラムスクリーン１００を介してユーザからの入力の受入れに応答して電極形態（これは、選択的電極形態とすることができ又は所定の複数の電極形態から選択することができる）を選択する（ステップ２００）。次に、プロセッサ８０は、選択電極形態によって理論的に伝達される電気エネルギによって誘導される患者の神経応答を予測する（ステップ２０２〜２１０）。電気エネルギは、特定の理論的振幅を有する。図示の実施形態では、電流源を使用して実際に電気エネルギを発生させるので、特定の理論的振幅は、便宜上特定のアンペア値とすることができる。変形例として、電圧供給源を使用して実際に電気エネルギを発生させる場合、特定の理論的振幅は、便宜上特定の電圧値とすることができる。
【００７０】
一例として、プロセッサ８０は、従来の方式で基準振幅（例えば、単位振幅）で選択電極形態の電場モデルを最初に生成する（ステップ２０２）ことによって神経応答を予測する。電場モデルは、例えば、３次元解析モデル又は数値モデル（例えば、有限要素モデル（ＦＥＭ）又は境界要素モデル（ＢＥＭ））とすることができる。各電極は、引用により本明細書に明示的に組込まれている「電極形態を成形するためのシステム及び方法」という名称の米国特許出願第１２／９０４，９３３号明細書に説明するように、１つ又は２つ以上の点源で成形することができる。電場モデルは、神経刺激リードが埋込まれる組織媒体を考慮に入れることができ、これは、０．３Ｓ／ｍの均一伝導性を有し、０．２ｍｍの厚み及び０．１５Ｓ／ｍの伝導性を有する神経刺激リードを取り囲む封入組織のシースを含むと仮定することができる。変形例として、電場モデルは、引用により本明細書に明示的に組込まれている米国特許第７，６２７，３８４号明細書に説明するように、不均一伝導性の組織媒体を考慮に入れることができる。
【００７１】
電場モデルを生成した後に、プロセッサ８０は、モデルを解いて、電極形態から理論的に伝達された電気エネルギによって誘導される電気パラメータ値の空間分布を見積ることができる（ステップ２０４）。特定的な実施形態では、電気パラメータ値の各々は、電極形態から伝達された電気エネルギの振幅と線形関係にある。例えば、図示の実施形態では、電気パラメータ値は、電場電位値であるが、電場値、電流密度値などのような他のタイプの電気パラメータを使用することができる。
【００７２】
次に、プロセッサ８０は、電気パラメータ値の見積り空間分布に電極形態から理論的に伝達された電気エネルギの特定振幅を乗算し、スケーリングされた電気パラメータ値の空間分布を得る（ステップ２０６）。
【００７３】
次に、プロセッサ８０は、従来の方式で患者の少なくとも１つのニューロン要素の電気モデルを生成し（ステップ２０８）、電気ニューロンモデルに基づいてニューロン要素の神経応答を見積る（ステップ２１０）。図示の実施形態では、神経応答は、膜電位であるが、膜電位の関数として導出することができる膜伝導性又は膜電流のような他のパラメータを使用することができる。図示の実施形態では、多数の軸線方向に整列したニューロン要素が、電極形態の周りに成形され、ニューロン要素の各々の「ランビエの絞輪」における膜電位を見積る。ニューロン要素は、好ましくは、適正に選択された特性（例えば、形態及び電気特性）で成形され、誘導膜電位の時間的経過及び分布は、ニューロン要素にわたって計算される。電気ニューロンモデルは、例えば、受動的ニューロンモデル、能動的ニューロンモデル、又はアナログチップベース回路モデルとすることができる。誘導膜電位は、例えば、活性化機能（すなわち、各ニューロン要素の軸線に沿った外部電場の２次空間導関数）又は駆動関数（すなわち、ランビエの絞輪における活性化機能とニューロン要素に沿った隣接する絞輪における活性化機能の加重平均）、又は各ニューロン要素の軸線に沿った外部電場の１次空間導関数のうちの１つを使用して見積ることができる。
【００７４】
誘導電場に応答してニューロン要素のモデル化を説明する更なる詳細は、米国特許第７，６２７，３８４号明細書、Ｅｄｕａｒｄｏ  Ｎ．Ｗａｒｍａｎ著「神経繊維に対する電場の効果のモデル化：励起閾値の決定」、「ＩＥＥＥ  Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ  ｏｎ  Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ  Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ」，Ｖｏｌ．３９，Ｎｏ．１２，Ｄｅｃｅｍｂｅｒ  １９９２、及び引用により本明細書に明示的に組込まれている米国特許出願第６０／ｘｘｘ，ｘｘｘ号明細書（代理人整理番号第１０−００２０８−０１号）に説明されている。
【００７５】
プロセッサ８０が、ステップ２０２〜２１０において選択電極形態によって理論的に伝達される電気エネルギによって誘導される神経応答を予測した後、プロセッサ８０は、予測神経応答から、特に見積り膜電位からメトリック値を導出し（ステップ２１２）、メトリック値を基準閾値と比較する（ステップ２１４）。図８に示す実施形態では、導出メトリック値は、「ランビエの絞輪」の全てのうちで最も高い膜電位であり、基準閾値は、活動電位が患者のニューロン内で誘発される閾値膜電位である。
【００７６】
閾値膜電位は、患者の間で異なる場合があり、患者の領域の間で異なる場合があるので（例えば、閾値膜電位は、脊髄のニューロンと脳のニューロン内で異なる場合がある）、患者の特定の刺激領域に対する閾値膜電位は、最初は分からない場合がある。患者の閾値膜電位は、経験的に決定することができる。例えば、プロセッサ８０は、ＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４に命令し、既知の振幅で基準電気エネルギを基準電極形態に送出し、患者の知覚閾値が達成され、又はそれを超えるまで基準電気エネルギの既知の振幅を調整し（これは、患者からの言葉によるフィードバックに基づく場合がある）、かつ基準電極形態による基準閾値振幅の基準電気エネルギによって誘導するという患者の少なくとも１つの基準ニューロンの膜電位を見積る（例えば、既知の振幅及び基準電極形態を使用して図８のステップ２０２〜２１０を実施することにより）。見積り膜電位は、従って、全てのその後に試験した電極形態に対して閾値膜電位として使用することができる。閾値膜電位が得られる状態で、閾値膜電位は、このような較正曲線で公知の場合、他の基準電気エネルギ（例えば、様々なＰＷのパルス）に対して閾値膜電位を較正又は導出するために使用することができる。別の実施形態では、様々な基準電気エネルギ（例えば、ＰＷの関数として）に対する閾値膜電位は、オフラインで決定し、メモリに格納することができる。
【００７７】
最も高い見積り膜電位が、閾値膜電位に対して特定の範囲にない場合（ステップ２１６）、プロセッサ８０は、電極形態によって理論的に伝達される電気エネルギの特定振幅を自動的に調整し（ステップ２１８）、次に、特定の理論的振幅として調整された理論的振幅を使用してステップ２０２〜２１６を繰返す。１つの実施形態では、理論的振幅は、均一な増分で調整される。例えば、特定の理論的振幅がアンペアである場合、それは、０．１ｍＡの増分で調整することができる。
【００７８】
一例では、電気エネルギが実際に電極形態によって伝達される場合、患者内の組織を刺激しないように最も高い見積り膜電位が閾値膜電位よりも小さい場合、プロセッサ８０は、次に、最も高い見積り膜電位が閾値膜電位により近くなるように、特定の理論的振幅を自動的に増加させることができる。最も高い見積り膜電位が、閾値膜電位を達成するか又はそれを超える状態で、プロセッサ８０は、特定の理論的振幅の増加を停止することになる。
【００７９】
別の実施形態では、電気エネルギが実際に電極形態によって伝達される場合、患者に望ましくない副作用を引き起こす場合があるような最も高い見積り膜電位が特定の差の値だけ閾値膜電位を超える（例えば、閾値膜電位を１０ｍＶよりも大きく超える）場合、プロセッサ８０は、次に、最も高い見積り膜電位が閾値膜電位により近くなるように、特定の理論的振幅を自動的に低減することができる。最も高い見積り膜電位が、閾値膜電位の特定の差の値内にある状態で、プロセッサ８０は、特定の理論的振幅の減少を停止することになる。
【００８０】
最も高い見積り膜電位が閾値膜電位に対して特定の範囲にある場合（ステップ２１６）、プロセッサ８０は、遠隔測定回路８６を介してＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４に命令し、ニューロン要素を刺激するように選択電極形態を介して特定の理論的振幅の電気エネルギを送出する（ステップ２２０）。プロセッサ８０は、次に、プログラムスクリーン１００を介してユーザからの入力の受入れに応答して別の電極形態を選択し、ステップ２０２〜２２０に従って他の電極形態から伝達すべき電気エネルギの望ましい振幅を決定することができる。
【００８１】
図８に示す技術は、特定振幅の調整を決定するのに個々のニューロン要素の神経応答を考慮するが、ニューロン要素の集団の反応を評価することができ、その場合には、最も高い見積り膜電位、特に活性化容積（ＶＯＡ）と異なるメトリック値は、電気エネルギに対して望ましい振幅を決定するために解析することができる。
【００８２】
特に、かつ図９を参照して、プロセッサ８０は、プログラムスクリーン１００を介してユーザからの入力の受入れに応答して電極形態を選択し、図８に関して上述した同じ方式で選択電極形態によって理論的に伝達される電気エネルギによって誘導される患者の神経応答を予測する（ステップ３０２〜３１０）。しかし、メトリック値として「ランビエの絞輪」の全ての最も高い膜電位、及び基準閾値として閾値膜電位を使用する代わりに、活性化容積は、メトリック値として使用され、閾値活性化容積は、基準閾値として使用される。
【００８３】
特に、プロセッサ８０は、各ニューロン要素に対して「ランビエの絞輪」に沿って最も高い膜電位を得て（ステップ３１２）、これらを閾値膜電位と比較し（ステップ３１４）、かつこれらの比較に基づいて、活性化されたニューロン要素及び従って見積り活性化容積を決定する（ステップ３１６）。プロセッサ８０は、次に、見積り活性化容積を閾値活性化容積と比較する（３１８）。見積り活性化容積が閾値活性化容積に対して特定の範囲にない場合（ステップ３２０）、プロセッサ８０は、電極形態によって理論的に伝達される電気エネルギの特定振幅を自動的に調整し（ステップ３２２）、次に、特定の理論的振幅として調整された理論的振幅を使用してステップ３０２〜３２２を繰返す。
【００８４】
一例では、電気エネルギが実際に電極形態によって伝達される場合、ターゲット組織を十分刺激できないように見積り活性化容積が特定の差の値だけ閾値活性化容積よりも小さい場合に、プロセッサ８０は、次の見積り活性化容積が閾値活性化容積により近くなるように、特定の理論的振幅を自動的に増加させることができる。見積り活性化容積が、閾値活性化容積の特定の差の値内にある状態で、プロセッサ８０は、特定の理論的振幅の増加を停止することになる。
【００８５】
別の例では、電気エネルギが実際に電極形態によって伝達される場合、非ターゲット組織を刺激することができるように見積り活性化容積が特定の差の値だけ閾値活性化容積を超える場合に、プロセッサ８０は、次に、見積り活性化容積が閾値活性化容積により近くなるように、特定の理論的振幅を自動的に低減することができる。見積り活性化容積が、閾値活性化容積の特定の差の値内にある状態で、プロセッサ８０は、特定の理論的振幅の減少を停止することになる。
【００８６】
見積り活性化容積が閾値活性化容積に対して特定の範囲にある場合（ステップ３１８）、プロセッサ８０は、遠隔測定回路８６を介してＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４に命令し、ターゲット組織を刺激するように選択電極形態を介して特定の理論的振幅の電気エネルギを送出する（ステップ３２４）。プロセッサ８０は、次に、プログラムスクリーン１００を介してユーザからの入力の受入れに応答して別の電極形態を選択し、ステップ３０２〜３２４に従って他の電極形態から伝達すべき電気エネルギの望ましい振幅を決定することができる。
【００８７】
別の振幅管理技術では、現在選択されている電極形態の振幅は、図８及び図９に示す技術に従って決定された選択電極形態に対して見積った理論的振幅（又は変形例としてメトリック値）から計算された倍率を使用して、以前に選択された電極形態の既知の振幅に対して調整される。異なる電極形態に対する見積り膜電位が、一貫した方式で計算されて同じ閾値膜電位と比較される場合、閾値膜電位が患者に対して相対不変であると仮定すると、倍率の相対変化を使用して、電極形態移行中の刺激強度を維持するのに必要な振幅で相対調整（ブースト値）を見積ることができる。従って、異なる電極形態の間の見積り膜電位の相対値のみが問題になり、メトリック値を比較する基準閾値は、適正値が基準閾値に対して選択され、かつ同じ基準閾値が選択電極形態に対して使用される限り正確である必要はない。
【００８８】
特に、かつ図１０を参照して、プロセッサ８０は、図８のステップ２００又は図９のステップ３００に関して上述した同じ方式でプログラムスクリーン１００を介してユーザからの入力の受入れに応答して第１の電極形態を選択し（ステップ４００）、図８のステップ２０２〜２１８又は図９のステップ３０２〜３２２に関して上述した同じ方式で第１の電極形態から伝達すべき電気エネルギの特定振幅を見積る（ステップ４０２）。プロセッサ８０は、次に、第１の電極形態に対して見積った特定振幅（又は変形例として、メトリック値）と単位振幅との間で第１の倍率を計算する（ステップ４０４）。例えば、電場電位の空間分布は、電気エネルギの単位振幅から計算されるので、倍率は、電気エネルギの予測振幅に比例し、従って、倍率は、図８のステップ２０６又は図９のステップ３０６において電場電位の単位値の空間分布を乗算するのに最後の繰返しで使用される数とすることができる。
【００８９】
プロセッサ８０は、次に、ＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４を指令して、実際に見積り振幅で第１の電極形態から電気エネルギを伝達し（ステップ４０６）、次に、副作用を引き起こすことなく患者のターゲット組織を刺激することが既知の電気エネルギの振幅を決定する（ステップ４０８）。この既知の振幅は、この振幅を有する電気エネルギが実際に副作用を引き起こすことなく患者のターゲット組織を刺激することが見出された場合、ステップ４０４において予測した振幅とすることができ、又は予測振幅と異なる振幅とすることができる（例えば、予測振幅における電気エネルギが、組織を刺激することなく又は副作用を生じない場合、ユーザは、患者からのフィードバックに基づいて、ターゲット組織が副作用なく刺激されるまで、電気エネルギの振幅を手動で調整することができる）。
【００９０】
プロセッサ８０は、図８のステップ２００又は図９のステップ３００に関して上述した同じ方式でプログラムスクリーン１００を介してユーザからの入力の受入れに応答して第２の電極形態を選択し（ステップ４１０）、図８のステップ２０２〜２１８又は図９のステップ３０２〜３２２に関して上述した同じ方式で第２の電極形態から伝達すべき電気エネルギの特定振幅を見積る（ステップ４１２）。プロセッサ８０は、次に、見積り振幅（又は変形例として、メトリック値）と第２の電極形態に対する単位振幅との間で第２の倍率を計算する（ステップ４１４）。
【００９１】
プロセッサ８０は、次に、第１及び第２の倍率に基づいてブースト係数を計算し（ステップ４１６）、第２の電極形態に対して見積り振幅を生成するように構成された第１の電極によって伝達された電気エネルギの既知の振幅にブースト係数を適用し（４１８）、ＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４に命令して実際に予測振幅で第２の電極形態から電気エネルギを伝達する（ステップ４０６）。図示の実施形態では、ブースト係数は、方程式ＢＦ＝（ＳＦB−ＳＦA）／ＳＦAに従って計算され、ＢＦはブースト係数であり、ＳＦAは第１の倍率であり、ＳＦBは第２の倍率であり、かつブースト係数は、方程式ＡEST＝ＡKNOWN×（１＋ＢＶ）に従って既知の振幅に適用され、式中、ＡESTは見積り振幅であり、ＡKNOWNは既知の振幅である。
【００９２】
上述の技術は、ＣＰ（臨床医用プログラム装置）１８内で実行されるように説明したが、かかる技術は、代替的に又は追加的にＲＣ（遠隔制御部）１６内で実行することができ、この技術の処理機能は、ＩＰＧ（埋込み可能なパルス発生器）１４内でさえも実行することができることに注意すべきである。
【００９３】
本発明の特定の実施形態を示し且つ説明したけれども、本発明を好ましい実施形態に限定するように考えていないことを理解すべきであり、本発明の精神及び範囲から逸脱することなしに、様々な変形例及び変更例を行うことができることは、当業者に明らかである。従って、本発明は、変形例、変更例、及び均等物を包含することを意図し、それらは、特許請求の範囲によって定められる本発明の精神及び範囲に含まれる。
【図１】
2014502542.tif 000003
【図２】
2014502542.tif 000004
【図３】
2014502542.tif 000005
【図４】
2014502542.tif 000006
【図５】
2014502542.tif 000007
【図６】
2014502542.tif 000008
【図７】
2014502542.tif 000009
【図８】
2014502542.tif 000010
【図９】
2014502542.tif 000011
【図１０】
2014502542.tif 000012
【手続補正書】
【提出日】平成25年8月29日(2013.8.29)
【手続補正１】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者に治療を提供するのに使用するための神経刺激システム（１０）であって、
ユーザから入力を受入れるように構成されたユーザ入力デバイス（７２，７４）と、
処理回路（８０）と、を含み、
前記処理回路（８０）は、
（ａ）前記入力をユーザからユーザ入力デバイス（７２，７４）を介して受入れることに応答して、第１の電極形態を選択し、
（ｂ）前記第１の電極形態によって理論的に伝達される特定振幅の電気エネルギによって誘導される患者の神経応答を予測し、
（ｃ）予測した前記神経応答からメトリック値を導出し、
（ｄ）前記メトリック値を基準閾値と比較し、
（ｅ）前記メトリック値が前記基準閾値に対する特定の範囲内にない場合、電気エネルギの特定振幅を調整し、
（ｆ）前記メトリック値が前記基準閾値に対して前記特定の範囲になるまで、調整した前記振幅を前記特定振幅として使用して、前記（ｂ）〜（ｅ）を繰返し、
（ｇ）患者を刺激するために、調整した前記振幅の電気エネルギを前記第１の電極形態を介して送出するように神経刺激デバイスに命令する、
ように構成される、神経刺激システム（１０）。
【請求項２】
前記第１の電極形態は、分割電極形態である、請求項１に記載の神経刺激システム（１０）。
【請求項３】
前記第１の電極形態によって理論的に伝達される電気エネルギの特定振幅は、均一な増分で調整される、請求項１に記載の神経刺激システム（１０）。
【請求項４】
前記第１の電極形態によって理論的に伝達される電気エネルギの前記特定振幅は、前記メトリック値が前記基準閾値よりも小さい場合に増大される、請求項１に記載の神経刺激システム（１０）。
【請求項５】
前記第１の電極形態によって理論的に伝達される電気エネルギの前記特定振幅は、前記メトリック値が前記基準閾値を特定の差の値よりも大きい値だけ超えた場合に低減される、請求項１に記載の神経刺激システム（１０）。
【請求項６】
前記メトリック値は、少なくとも１つのニューロン要素の見積り膜電位であり、前記基準閾値は、閾値膜電位である、請求項１に記載の神経刺激システム（１０）。
【請求項７】
前記メトリック値は、見積り活性化容積であり、前記基準閾値は、閾値活性化容積である、請求項１に記載の神経刺激システム（１０）。
【請求項８】
前記処理回路（８０）は、患者の神経応答を予測するように構成され、
前記予測を、前記第１の電極形態によって理論的に伝達される単位振幅値の電気エネルギによって誘導される電気パラメータ値の空間分布を見積り、前記電気パラメータに前記特定振幅を乗算してスケーリングされた電気パラメータ値の空間分布を取得し、スケーリングされた前記電気パラメータに応答して患者の少なくとも１つのニューロン要素の膜電位を見積ることによって行う、請求項１に記載の神経刺激システム（１０）。
【請求項９】
前記電気パラメータ値は、前記第１の電極形態によって理論的に伝達される電気エネルギの前記特定振幅と線形関係にある、請求項８に記載の神経刺激システム（１０）。
【請求項１０】
前記電気パラメータ値の各々は、電場電位値、電場値、及び電流密度値のうちの１つから選択される、請求項８に記載の神経刺激システム（１０）。
【請求項１１】
前記処理回路（８０）は、前記第１の電極形態の電場モデルを発生させ、かつ、前記少なくとも１つのニューロン要素の電気モデルを発生させることによって、前記神経応答を予測するように構成され、
前記電気パラメータ値は、前記第１の電極形態の前記電場モデルに基づいて見積られ、
前記膜電位は、前記少なくとも１つのニューロン要素の前記電気モデルに基づいて見積りされる、請求項８に記載の神経刺激システム（１０）。
【請求項１２】
前記電場モデルは、解析モデル及び数値モデルのうちの一方であり、
前記少なくとも１つのニューロン要素の前記電気モデルは、受動ニューロンモデル、能動ニューロンモデル、及びアナログチップベースの回路モデルのうちの１つである、請求項１１に記載の神経刺激システム（１０）。
【請求項１３】
前記誘導された膜電位は、前記少なくとも１つのニューロン要素の前記電気モデルの活性化機能及び総駆動機能のうちの一方を使用して見積られる、請求項１１に記載の神経刺激システム（１０）。
【請求項１４】
前記第１の電極形態によって理論的に伝達される電気エネルギの振幅は、アンペア値である、請求項１に記載の神経刺激システム（１０）。
【請求項１５】
前記第１の電極形態によって理論的に伝達される電気エネルギの振幅は、電圧値である、請求項１に記載の神経刺激システム（１０）。
【請求項１６】
前記処理回路は、
既知の振幅の基準電気エネルギを基準電極形態に送出するように前記神経刺激デバイスに命令し、
患者の知覚閾値が達成されるか又はそれを超えるまで前記基準電気エネルギの前記基準振幅を調整し、
前記基準電極形態による前記基準振幅の前記基準電気エネルギによって誘導されると考えられる患者の少なくとも１つの基準ニューロンの膜電位を見積り、
前記少なくとも１つの基準ニューロンの前記見積り膜電位に基づいて前記基準閾値を導出する、ように構成される、請求項１に記載の神経刺激システム（１０）。
【請求項１７】
前記処理回路（８０）は、さらに、
（ｈ）前記入力をユーザから受入れることに応答して異なる第２の電極形態を選択し、
（ｉ）前記第２の電極形態に対して前記（ｂ）〜（ｇ）を繰返す、
ように構成される、請求項１に記載の神経刺激システム（１０）。
【請求項１８】
ユーザ入力デバイス（７２，７４）は、ユーザから前記入力を受入れるための指令プログラミングデバイスを有する、請求項１７に記載の神経刺激システム（１０）。
【請求項１９】
前記処理回路（８０）は、
（ｈ）前記第１の電極形態に対して第１の倍率を決定し、
（ｉ）前記第１の電極形態を介して既知の振幅の電気エネルギを送出して患者を刺激するように、前記神経刺激デバイスに命令し、
（ｊ）前記入力をユーザから受入れることに応答して別の異なる電極形態を選択し、
（ｋ）前記第２の電極形態に対してステップ（ｂ）〜（ｆ）を繰返し、
（ｌ）前記第２の電極形態に対して第２の倍率を決定し、
（ｍ）前記第１及び第２の倍率に基づいてブースト係数を計算し、
（ｎ）前記ブースト係数を前記既知の振幅に適用して見積り振幅を生成し、
（ｏ）前記第２の電極形態を介して前記見積り振幅の電気エネルギを送出して患者を刺激するように前記神経刺激デバイスに命令するように構成される、請求項１に記載の神経刺激システム（１０）。
【請求項２０】
前記第１の倍率は、前記第１の電極形態に対して前記調整された振幅と基準振幅の間にあり、前記第２の倍率は、前記第２の電極形態に対して前記調整された振幅と前記基準振幅の間にある、請求項１９に記載の神経刺激システム（１０）。
【請求項２１】
前記第１の倍率は、前記第１の電極形態に対する前記メトリック値と基準振幅での基準メトリック値との間にあり、前記第２の倍率は、前記第２の電極形態に対する前記メトリック値と前記基準振幅での前記基準メトリック値との間にある、請求項１９に記載の神経刺激システム（１０）。
【請求項２２】
前記既知の振幅は、前記調整された振幅である、請求項１９に記載の神経刺激システム（１０）。
【請求項２３】
前記既知の振幅は、前記調整された振幅と異なる、請求項１９に記載の神経刺激システム（１０）。
【請求項２４】
前記ブースト係数は、方程式ＢＦ＝（ＳＦB−ＳＦA）／ＳＦAに従って計算され、
ＢＦが、前記ブースト係数であり、ＳＦAが、前記第１の倍率であり、ＳＦBが、前記第２の倍率である、請求項１９に記載の神経刺激システム（１０）。
【請求項２５】
前記ブースト係数は、方程式ＡEST＝ＡKNOWN×（１＋ＢＶ）に従って前記既知の振幅に適用され、ＡESTが、前記見積り振幅であり、ＡKNOWNが、前記既知の振幅である、請求項１９に記載の神経刺激システム（１０）。
【請求項２６】
前記処理回路が、前記調整可能振幅の電気エネルギを前記第１の電極形態に実際に送出するように前記神経刺激デバイスに命令するように構成された出力回路（８０）を更に含む、請求項１に記載の神経刺激システム（１０）。
【請求項２７】
ユーザ入力デバイス（７２，７４）と前記処理回路（８０）とを収容するハウジング（７８）を更に含む、請求項１に記載の神経刺激システム（１０）。
【請求項２８】
前記ハウジング（７８）と、ユーザ入力デバイス（７２，７４）と、前記処理回路（８０）とを含む外部制御デバイスを更に含む、請求項２７に記載の神経刺激システム（１０）。
【国際調査報告】
2014502542.tif 000013
2014502542.tif 000014
2014502542.tif 000015