"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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。前記ブースト係数は、方程式AEST=AKNOWN×1BV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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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×1BV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。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。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。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。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。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IPG14と、外部遠隔制御部RC16と、臨床医用プログラム装置CP18と、外部試験刺激器ETS20と、外部充電器22を含んでいる。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。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。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。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。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。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。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121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122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。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IPG14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。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IPG14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。図示の実施形態では、埋込み可能なパルス発生器IPG14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IPG14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。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。ここで図4を参照して、遠隔制御部RC16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RC16は、埋込み可能なパルス発生器IPG14、臨床医用プログラム装置CP18、又は外部試験刺激器ETS20と通信することが可能である。遠隔制御部RC16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IPG14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IPG14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。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IPG14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RC16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IPG14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RC16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RC16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。図5を参照して、例示の遠隔制御部RC16の内部構成要素を説明する。遠隔制御部RC16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IPG14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IPG14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RC16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IPG14に送信される。遠隔制御部RC16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。簡単に上述したように、臨床医用プログラム装置CP18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IPG14、並びに遠隔制御部RC16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IPG14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CP18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CP18は、埋込み可能なパルス発生器IPG14と直接に通信してもよいし、遠隔制御部RC16を介して埋込み可能なパルス発生器IPG14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CP18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。図2に示すように、臨床医用プログラム装置CP18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CP18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IPG14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CP18は、埋込み可能なパルス発生器IPG14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。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CP18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。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。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。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1061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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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VOA152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、Brain2010;pp.1-16に開示されている。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。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。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。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。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。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。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、EduardoN.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、IEEETransactionsonBiomedicalEngineering,Vol.39,No.12,December1992、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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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×1BV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。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。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。"