神经振荡信号源位置检测

技术领域

本公开整体涉及电刺激治疗。

背景技术

医疗装置可为外部的或植入的，并且可用于将电刺激治疗递送至患者的各个组织位点以治疗多种症状或病症，例如慢性疼痛、震颤、帕金森氏病、其他运动障碍、癫痫、尿失禁或大便失禁、性功能障碍、肥胖症或胃轻瘫。本发明公开了一种医疗装置，该医疗装置经由一条或多条引线递送电刺激治疗，该一条或多条引线包括位于与患者的脑、脊髓、骨盆神经、末稍神经或胃肠道相关联的目标位置附近的电极。对于双极刺激，用于刺激的电极可在一条或多条引线上。对于单极刺激，电极可在一条或多条引线上，并且刺激器外壳上的电极位于远离目标位点(例如，锁骨附近)的位置。使用安装在刺激外壳上的电极可使用无引线刺激。因此，电刺激用于不同的治疗应用，诸如脑深部刺激(DBS)、脊髓刺激(SCS)、骨盆刺激、胃刺激或末梢神经场刺激(PNFS)。

临床医生可选择多个可编程参数的值，以便限定将由植入式刺激器递送至患者的电刺激治疗。例如，临床医生可选择用于递送刺激的一个或多个电极、每个所选择电极的极性、电压或电流脉冲振幅、脉冲宽度和脉冲频率作为刺激参数。可将一组参数(诸如，包括电极组合、电极极性、振幅、脉冲宽度和脉冲频率的一组参数)称为程序，这是因为该组参数定义了要递送至患者的电刺激治疗。

发明内容

本公开描述了用于确定振荡信号源在患者脑内的位置的示例性技术。在示例性技术中，医疗装置(例如，植入式医疗装置(IMD)或编程器)可被配置为将由于由振荡信号源生成的信号而在电极上形成的电信号的实际测量结果与电信号的预期(例如，理论或建模)测量结果进行比较。预期测量结果可基于振荡信号源的假想位置。医疗装置可不断调整振荡信号源的假想位置以使得实际测量结果和预期测量结果之间的差值迭代地减小到低于阈值(例如，最小化)。医疗装置可确定其中预期测量结果和实际测量结果之间的差值低于阈值(例如，最小化)的振荡信号源的假想位置是振荡信号的位置。基于所确定的振荡信号源的位置，医疗装置可确定哪些电极用于治疗递送(例如，最靠近振荡信号源的电极)。

在一个示例中，本公开描述了一种方法，该方法包括确定植入患者的组织中的多个电极处或跨多个电极的电信号电平，其中这些电信号电平由该患者的该组织中的至少一个振荡信号源生成；基于该至少一个振荡信号源的假想位置来确定该多个电极处的预期电信号电平；基于所确定的电信号电平和这些预期电信号电平来确定误差值；重复地调整该假想位置，以及针对该至少一个振荡信号源的所调整假想位置中的每个所调整假想位置重复地确定该误差值直到所确定的误差值小于或等于阈值，其中该至少一个振荡信号源的位置基于所确定的误差值小于或等于该阈值的该至少一个振荡信号源的假想位置；以及生成指示该至少一个振荡信号源的该位置的信息。

在一个示例中，本公开描述了一种医疗装置，该医疗装置包括存储器和处理电路，该存储器被配置为存储指示植入患者的组织中的多个电极处或跨多个电极的电信号电平的信息。该处理电路被配置为基于所存储的信息来确定这些电信号电平；基于该至少一个振荡信号源的假想位置来确定该多个电极处的预期电信号电平；基于所确定的电信号电平和这些预期电信号电平来确定误差值；重复地调整该假想位置，并且针对该至少一个振荡信号源的所调整假想位置中的每个所调整假想位置重复地确定该误差值直到所确定的误差值小于或等于阈值，其中该至少一个振荡信号源的位置基于所确定的误差值小于或等于该阈值的该至少一个振荡信号源的假想位置；并且生成指示该至少一个振荡信号源的该位置的信息。

在一个示例中，本公开描述了一种系统，该系统包括：一条或多条引线，该一条或多条引线包括植入患者的组织中的电极；感测电路，该感测电路被配置为感测在多个电极处或跨多个电极的电信号电平；和处理电路。该处理电路被配置为基于指示来自该感测电路的所感测到的电信号的信息来确定这些电信号电平；基于至少一个振荡信号源的假想位置来确定该多个电极处的预期电信号电平；基于所确定的电信号电平和这些预期电信号电平来确定误差值；重复地调整该假想位置，并且针对该至少一个振荡信号源的所调整假想位置中的每个所调整假想位置重复地确定该误差值直到所确定的误差值小于或等于阈值，其中该至少一个振荡信号源的位置基于所确定的误差值小于或等于该阈值的该至少一个振荡信号源的假想位置；并且生成指示该至少一个振荡信号源的该位置的信息。

在一个示例中，本公开描述了一种计算机可读存储介质，该计算机可读存储介质包括存储在其上的指令，这些指令在由医疗装置的一个或多个处理器执行时用于：确定植入患者的组织中的多个电极处或跨多个电极的电信号电平，其中这些电信号电平由该患者的该组织中的至少一个振荡信号源生成；基于该至少一个振荡信号源的假想位置来确定该多个电极处的预期电信号电平；基于所确定的电信号电平和这些预期电信号电平来确定误差值；重复地调整该假想位置，并且针对该至少一个振荡信号源的所调整假想位置中的每个所调整假想位置重复地确定该误差值直到所确定的误差值小于或等于阈值，其中该至少一个振荡信号源的位置基于所确定的误差值小于或等于该阈值的该至少一个振荡信号源的假想位置；并且生成指示该至少一个振荡信号源的该位置的信息。

在附图和以下描述中阐述了本公开的技术的一个或多个示例的细节。根据说明书和附图以及权利要求书，这些技术的其他特征、目标和优点将是显而易见的。

附图说明

图1是示出根据本公开的技术的示例的示例性系统的概念图，该示例性系统包括被配置为将适应性DBS递送至患者的植入式医疗装置(IMD)。

图2是根据本公开的技术的示例的用于递送适应性DBS治疗的图1的示例性IMD的框图。

图3是示出具有分段电极和环形电极的引线的示例的概念图。

图4是根据本公开的技术的示例的用于控制适应性DBS治疗的递送的图1的外部编程器的框图。

图5是示出根据本公开的技术的示例性操作的流程图。

具体实施方式

本公开描述了基于电信号的实际测量结果与电信号的预期(例如，理论或建模的)测量结果的比较来限定振荡信号源的位置的示例性技术。这些示例性技术利用回归公式(例如，最小二乘公式)来确定振荡信号源的坐标，这些回归公式将实际测量结果和预期测量结果之间的误差迭代地减小到阈值误差水平。在一些示例中，示例性技术可确定使实际测量结果和预期测量结果之间的误差最小化的振荡信号源的坐标。例如，医疗装置可测量跨电极的电压，其中这些电压由输出电流的振荡信号源生成。给定振荡信号源的假想(例如，假定)位置，医疗装置还可确定跨电极的电压(例如，预期电压)应是多少。误差值可以是测量电压和预期电压之间的差值，并且医疗装置可更新振荡信号源的坐标以减小误差值，例如，通过迭代更新以减小误差值。在一些示例中，医疗装置可更新坐标以使误差最小化或大致最小化。

给定振荡信号的假想位置，确定跨电极的电压(例如，预期电压)应是多少的一种示例性方式基于引导场模型值，这些引导场模型值基于振荡信号源的坐标来限定电压应是多少。引导场模型值乘以振荡信号源的电荷值应等于测量电压。

信号源的电荷值可能是未知的。然而，可基于测量电压和引导场模型值来计算信号源的预期电荷值。预期电压可为预期电荷值乘以引导场模型值。

例如，假设存在N个电极，分别位于R1至RN。在这些电极中的每个电极处的测量电压分别为V(R1)至V(RN)。此外，假设存在单个振荡信号源。这N个电极的引导场值等于G(R1,r)至G(RN,r)，其中r为振荡信号源的假想位置。在该示例中，V(R1)至V(RN)可被假设为1×N大小的矩阵，并且G(R1,r)至G(RN,r)可被假设为1×N大小的矩阵。

信号源的预期电荷值(称为Q')可表示为：Q'＝(G

在上述示例中，假设仅有一个振荡信号源。然而，这些技术可扩展到其中存在多个振荡信号源的示例。同样，上述示例假设振荡信号源为点电荷。然而，这些技术可扩展到其中包括偶极振荡信号源的示例。

此外，在上述示例中，利用电极处的电压进行计算。然而，在一些情况下，电压测量结果可表示跨电极的电压(例如，双极测量结果)，而不是电极处相对于接地的电压(例如，单极测量结果)。在一些示例中，为了确定电压，医疗装置可在引线上的相同轴向位置(即，z向距离)处使分段电极短路，以允许采用短接的跨分段电极和环形电极的双极测量结果。医疗装置可确定跨未短路的分段电极的双极测量结果。在该示例中，医疗装置可不确定跨分段电极和环形电极的双极测量结果。

另外，尽管相对于单个源描述了上述示例，但是示例性技术可扩展到其中存在多个源的示例。例如，本公开中描述的算法可跨多个子频带运行多次，以检测可能表现为一个大的源的多个源的位置。

基于上述技术，医疗装置可确定该一个或多个振荡源的相对位置。基于所确定的该一个或多个振荡源的位置，医疗装置可选择哪些电极用于治疗递送。例如，与其他电极相比，靠近(例如，电极中最靠近)的电极可更适于递送治疗。另外，医疗装置可被配置为基于该一个或多个振荡源的相对位置来确定(例如，估计或推荐)治疗参数。

图1是示出示例性系统100的概念图，该示例性系统包括被配置为将适应性脑深部刺激(DBS)递送至患者112的植入式医疗装置(IMD)106。由于IMD 106可响应于患者活动或移动的变化、患者疾病的一个或多个症状的严重程度、由于DBS引起的一个或多个副作用的存在或患者的一个或多个感测信号而调整、增大或减小DBS的一个或多个参数的量值，因此DBS可为适应性的。

例如，系统100的一个示例是具有递送刺激和感测内在神经元信号两者的能力的双向DBS系统。系统100提供“闭环”治疗，其中IMD 106可连续监测某些生物标记信号的状态并基于这些生物标志物信号根据预先编程的例程递送刺激。

系统100可被配置为治疗患者病症，诸如患者112的运动障碍、神经退行性损伤、心境障碍或癫痫症。患者112通常是人类患者。然而，在一些情况下，治疗系统100可应用于其他哺乳动物或非哺乳动物、非人类患者。虽然本文主要提及运动障碍和神经退行性损伤，但在其他示例中，治疗系统100可提供治疗以管理其他患者病症的症状，诸如但不限于癫痫症(例如，癫痫)或心境(或心理)障碍(例如，重性抑郁障碍(MDD)、双相性精神障碍、焦虑性障碍、创伤后精神压力障碍、心境恶劣障碍和强迫性障碍(OCD))。这些障碍中的至少一些障碍可表现为一个或多个患者运动行为。如本文所述，运动障碍或其他神经退行性损伤可包括症状，诸如肌肉控制损伤、运动损伤或其他运动问题，诸如僵硬、痉挛、运动迟缓、节律性运动过度、非节律性运动过度和运动不能。在一些情况下，运动障碍可为帕金森氏病的症状。然而，运动障碍可归因于其他患者病症。

示例性治疗系统100包括医疗装置编程器104、植入式医疗装置(IMD)106、引线延伸部110以及具有相应电极组116、118的引线114A和114B。在图1所示的示例中，引线114A、114B的电极116、118被定位成将电刺激递送至脑120内的组织位点，诸如患者112的脑120的硬脑膜下方的脑深部位点。在一些示例中，向脑120的一个或多个区域诸如丘脑底核、苍白球或丘脑递送刺激可以是管理运动障碍诸如帕金森氏病的有效治疗。电极116、118中的一些或全部电极还可被定位成感测患者112的脑120内的神经脑信号。在一些示例中，电极116、118中的一些电极可被配置为感测神经脑信号，并且电极116、118中的其他电极可被配置为将适应性电刺激递送至脑120。在其他示例中，电极116、118中的所有电极都被配置为感测神经脑信号并将适应性电刺激递送至脑120。在一些示例中，在一个电极位于IMD 106的外壳上的情况下，单极刺激是可能的。

IMD 106包括治疗模块(例如，其可包括处理电路、信号生成电路或被配置为执行归于IMD 106的功能的其他电路)，该治疗模块包括刺激生成器，该刺激生成器被配置为分别经由引线114A和114B的电极116、118的子集生成电刺激治疗并将该电刺激治疗递送至患者112。用于将电刺激递送至患者112的电极116、118的子集，以及在一些情况下，电极116、118的子集的极性可被称为刺激电极组合。如下文进一步详细描述的，可为特定患者112和目标组织位点选择(例如，基于患者病症来选择)刺激电极组合。电极组116、118包括至少一个电极并且可包括多个电极。在一些示例中，多个电极116和/或118可具有复杂的电极几何形状，使得两个或更多个电极位于相应引线的周边周围的不同位置处。

在一些示例中，在脑120内感测到的神经信号可反映由整个脑组织的电位差总和产生的电流变化。神经脑信号的示例包括但不限于由在脑120的一个或多个区域内感测到的局部场电位(LFP)生成的生物电信号。脑电图(EEG)信号或皮层脑电图(ECoG)信号也是生物电信号的示例。例如，神经元生成生物电信号，并且如果在深部处测量，则该生物电信号为LFP，如果在皮层上测量，则该生物电信号为ECoG，并且如果在头皮上测量，则该生物电信号为EEG。在本公开中，术语“振荡信号源”用于描述生成生物电信号的信号源。

LFP内感兴趣的特征(例如，生物标记)的一个示例是在帕金森氏病患者的丘脑底核(STN)的感觉运动区域内记录的同步β频带(13Hz-33Hz)LFP活动。LFP活动源可被认为是患者脑内的振荡信号源，该振荡信号源输出由电极116和/或118中的一个或多个电极感测到的振荡电压信号。药物和DBS两者对病理性β活性的抑制(例如，抑制或清除由处于β频带内的振荡LFP信号源生成的生物电信号的信号分量)可与患有帕金森氏病的患者的运动症状的改善相关。

在一些示例中，可在脑120的与用于电刺激的目标组织位点相同的区域内感测用于选择刺激电极组合的神经脑信号。如先前所指出的那样，这些组织位点可包括解剖结构内的组织位点(诸如，脑120的丘脑、丘脑底核或苍白球)，以及其他目标组织位点。可基于患者病症来选择脑120内的特定目标组织位点和/或区域。因此，在一些示例中，刺激电极组合和感测电极组合两者均可从同一组电极116、118中选择。在其他示例中，用于递送电刺激的电极可不同于用于感测神经脑信号的电极。

由IMD 106生成的电刺激可被配置为管理各种障碍和病症。在一些示例中，IMD106的刺激生成器被配置为经由所选择的刺激电极组合的电极生成电刺激脉冲并将该电刺激脉冲递送至患者112。然而，在其他示例中，IMD 106的刺激生成器可被配置为生成并递送连续波信号，例如正弦波或三角波。在任一种情况下，IMD 106内的刺激生成器可根据选择的治疗程序生成针对DBS的电刺激治疗。在IMD 106递送刺激脉冲形式的电刺激的示例中，治疗程序可包括一组治疗参数值(例如，刺激参数)，诸如用于将刺激递送至患者112的刺激电极组合、脉冲频率、脉冲宽度以及脉冲的电流或电压振幅。如先前所指出的，电极组合可指示被选择用于将刺激信号递送至患者112的组织的特定电极116、118，以及所选择电极的相应极性。

在一些示例中，电极116、118可为径向分段的DBS阵列(rDBSA)的电极。径向分段的DBS阵列是指沿引线径向分段的电极。作为一个示例，引线114A和114B可包括周向围绕引线114A和114B布置的第一组电极，该第一组电极全部在引线114A和114B上处于相同高度水平。第一组电极中的每个电极是单独的分段电极并且形成径向分段阵列的电极的电平。引线114A和114B可包括周向围绕引线114A和114B布置的第二组电极，该第二组电极全部在引线114A和114B上处于相同高度水平。第一组电极中的每个电极是单独的分段电极并且形成径向分段阵列的电极的电平。rDBSA电极可有利于定向刺激和感测。

β频带中的信号分量被描述为一个示例，并且该技术适用于其他类型的LFP活动。此外，示例性技术不限于电极116、118为rDBSA电极的示例。使用rDBSA电极的示例被描述为定向刺激和感测的方式。然而，示例性技术也可用于定向刺激和感测不可用或未使用定向刺激和感测的示例中。此外，可存在执行定向刺激和感测的其他方式，这些方式不需要使用rDBSA电极。

为了抑制来自振荡信号源的具有β频带的信号分量，IMD 106可输出改变振荡信号源的神经元产生信号的方式的电刺激信号。例如，电刺激直接抑制包括振荡信号源的某个神经元群体或激发一组神经元，该组神经元继而抑制另一组神经元(例如，网络效应)。刺激可直接作用于神经元，而不一定作用于神经元(例如，振荡信号源)产生的信号。

如更详细所述，算法可用于确定电极116和118中最靠近振荡信号源的电极。通常，电极116和118中最靠近振荡源的电极往往是应用于递送电刺激的电极。本公开描述了用于确定振荡信号源的位置的示例性技术，并且基于振荡信号源的位置，IMD 106或编程器104可确定哪些电极116和118最靠近振荡信号源。

为了确定振荡信号源的位置，IMD 106可确定电极116、118处的电信号电平(例如，电压电平)。在一些示例中，电压电平可基于(例如，跨电极116和/或118中的相邻电极)双极测量结果。IMD 106还可基于振荡信号源的假想位置来确定预期电信号电平。例如，引导场方程(也称为电场方程)定义了振荡信号源的电压和位置之间的数学关系。例如，电极处的电压(V)等于距离标量值乘以振荡信号源的电荷(Q)，其中距离标量值基于电极和振荡信号源的位置之间的距离。

在一个或多个示例中，作为确定振荡信号源的假想位置的方式，IMD106可将坐标值分配给振荡信号源。基于坐标值，IMD 106可基于电极116、118中的一个或多个电极与振荡信号源的假想位置之间的距离来确定距离标量值的矩阵。距离标量值的矩阵被称为G，其中G包括基于电极116、118中的第一电极和振荡信号源的假想位置之间的距离的第一距离标量值，基于电极116、118中的第二电极和振荡信号源的假想位置之间的距离的第二距离标量值，以此类推。距离标量值的一个示例是电极116、118中的一个或多个电极和振荡信号源的假想位置之间的距离的平方的倒数。

基于标量值的矩阵，可确定电极116、118处由振荡信号源引起的电压。例如，电极116、118中的每个相应电极处的电压等于其相应距离标量值乘以Q(例如，振荡信号源的电荷)。换句话讲，电极116、118中的第一电极处的电压等于第一距离标量值乘以Q，其中第一距离标量值基于电极116、118中的第一电极和振荡信号源的假想位置之间的距离。电极116、118中的第二电极处的电压等于第二距离标量值乘以Q，其中第二距离标量值基于电极116、118中的第二电极和振荡信号源的假想位置之间的距离，以此类推。

然而，Q的值(例如，振荡信号源的电荷)是未知的。因此，针对振荡信号源的假想位置确定电极116、118处的电压将是多少可能是困难的。根据本公开中描述的一个或多个示例，可基于距离标量值的矩阵(例如，G)和实际测量电压来估计Q的值(例如，振荡信号源的电荷)。例如，假设电极116、118中的一个或多个电极中的每个电极处的实际测量电压表示为矩阵V(例如，矩阵V的第一值是电极116、118中的第一电极的实际测量电压，矩阵V的第二值是电极116、118中的第二电极的实际测量电压，以此类推)。在该示例中，Q的预期值(称为Q')等于(G

如上所述，一个或多个电极116、118处由振荡信号源引起的电信号电平(例如，电压电平)等于距离标量值(例如，G)乘以振荡信号源的电荷(例如，Q)。换句话讲，电压等于G*Q。因此，一个或多个电极116、118处的预期电信号电平(例如，预期电压电平)等于G*Q'。预期电压电平被称为V'。

例如，IMD 106可确定振荡信号源的假想位置。振荡信号源的实际位置是未知的，因此IMD 106以振荡信号源的位置的猜测开始。对振荡信号源的位置的这种猜测被称为振荡信号源的假想位置。基于振荡信号源的假想位置，IMD 106可确定电极116、118中的一个或多个电极的距离标量值的矩阵(例如，G)。另外，基于一个或多个电极116、118处的实际测量电压(例如，矩阵V)，IMD 106可确定振荡信号源的预期电荷值(Q')(例如，Q'＝(G

这样，如果振荡信号源位于假想位置处，则IMD 106可确定电极116、118处的预期电压电平(V')。IMD 106可确定实际测量电压电平(V)与预期电压电平之间的误差值(例如，V–V')。

在一个或多个示例中，IMD 106可调整假想位置，并且针对振荡信号源的所调整假想位置中的每个所调整假想位置重复地确定误差值直到所确定的误差值减小到小于或等于阈值(这包括其中误差值最小化的示例)。例如，当假设振荡信号源位于第一假想位置处时，假设矩阵V'

振荡信号源的位置基于所确定的误差值小于或等于阈值的振荡信号源的假想位置。例如，假设(V–V'

这样，IMD 106可确定振荡信号源的位置。基于振荡信号源的位置，IMD 106可确定电极116、118中的哪些电极最靠近振荡信号源。电极116、118中的所确定的电极可非常适合于电刺激的递送。

在上述示例中，误差值被描述为V和V'之间的差值。在一些示例中，V是值的矩阵并且V'是值的矩阵。在此类示例中，误差值可基于V矩阵和V'矩阵中的每个值的比较。例如，IMD 106可确定norm(V–V')，其中“范数”函数指示V矩阵和V'矩阵中的值之间的距离。例如，norm(V–V')等于((V的第一值–V'的第一值)

IMD 106调整假想位置的一种方式是使用最小均方回归技术，但其他技术也是可能的。在最小平均回归技术中，表示使误差值最小化的另一种方式是使拟合最大化，其中拟合等于-log10(误差值)。

在上述示例中，假设存在一个振荡信号源。然而，这些技术并不限于此。在一些示例中，可存在多个振荡信号源。在此类示例中，IMD 106可确定二维矩阵G值(每个振荡信号源的每个电极一个值)并且确定每个振荡信号源的Q'值。其他操作可以是相同的。

此外，可存在不同示例性类型的振荡信号源，诸如点电荷信号源和偶极电荷信号源。示例性技术适用于点电荷信号源和偶极电荷信号源两者。点电荷信号源和偶极电荷信号源的距离标量值(例如，G值)的示例在下文中更详细地描述。

IMD 106可植入锁骨上方的皮下袋内，或者另选地，植入在颅骨122上或内，或者植入患者112体内的任何其他合适的位点处。一般来讲，IMD 106由抵抗体液腐蚀和降解的生物相容性材料构成。IMD 106可包括气密外壳以基本上包封部件，诸如处理器、治疗模块和存储器。

如图1所示，植入引线延伸部110经由连接器108(也称为IMD 106的连接器块或接头)联接到IMD 106。在图1的示例中，引线延伸部110从IMD 106的植入位点并沿患者112的颈部横穿到患者112的颅骨122以进入脑120。在图1所示的示例中，引线114A和114B(统称为“引线114”)分别植入患者112的右半脑和左半脑内(或在一些示例中仅植入一个半脑)，以便将电刺激递送至脑120的一个或多个区域，该一个或多个区域可基于由治疗系统100控制的患者病症或障碍来选择。然而，可例如根据所识别的患者行为和/或其他所感测到的患者参数来选择特定目标组织位点和用于将刺激递送至该目标组织位点的刺激电极。例如，目标组织位点可以是在β频带中生成具有信号分量的生物电信号的振荡信号源的位置。用于将刺激递送至目标组织位点的刺激电极可以是最靠近振荡信号源的那些刺激电极，例如使用本公开中描述的示例性技术的那些。设想了其他引线114和IMD 106植入位点。例如，在一些示例中，IMD 106可植入在颅骨122上或内。在一些示例中，引线114A和114B可植入同一半脑内，或者IMD 106可联接到植入单个半脑中的单条引线。

现有的引线组包括承载设置在不同轴向位置处的环形电极的轴向引线和承载平面阵列电极的所谓“桨叶”引线。对轴向引线内、桨叶引线内或两个或更多个不同引线之间的电极组合的选择给临床医生带来了挑战。在一些示例中，可使用更复杂的引线阵列几何形状。

虽然引线114在图1中被示出为联接到公共引线延伸部110，但在其他示例中，引线114可经由单独的引线延伸部联接到IMD 106或直接联接到连接器108。引线114可被定位成将电刺激递送至脑120内的一个或多个目标组织位点，以管理与患者112的运动障碍相关联的患者症状。可植入引线114以通过颅骨122中的相应孔将电极116、118定位在大脑120的期望位置处。引线114可被放置在脑120内的任何位置处，使得电极116、118能够在治疗期间向脑120内的目标组织位点提供电刺激。例如，电极116、118可经由患者112的颅脑122中的钻孔通过外科手术植入到脑120的硬脑膜下方或脑120的大脑皮质内，并经由一条或多条引线114电联接到IMD 106。

在图1所示的示例中，引线114的电极116、118被示出为环形电极。环形电极可用于DBS应用中，因为环形电极相对易于编程并且能够将电场递送至与电极116、118相邻的任何组织。在其他示例中，电极116、118可具有不同的配置。例如，引线114的电极116、118中的至少一些电极可具有能够产生成型电场的复杂电极阵列几何形状。复杂电极阵列几何形状可包括每条引线114的外周边周围的多个电极(例如，部分环形或分段电极)，而不是一个环形电极。这样，可在特定方向上从引线114引导电刺激，以增强治疗功效并减少由于刺激大量组织引起的可能的不良副作用。

在一些示例中，IMD 106的外壳可包括一个或多个刺激和/或感测电极。在一些示例中，引线114可具有除如图1所示的细长圆柱体之外的形状。例如，引线114可以是桨叶引线、球形引线、能够弯曲的引线或在治疗患者112和/或最小化引线114侵入性方面有效的任何其他类型的形状。

IMD 106包括用于存储多个治疗程序的存储器，每个治疗程序定义一组治疗参数值。在一些示例中，IMD 106可基于各种参数(诸如，所感测到的患者参数和所识别的患者行为)从存储器中选择治疗程序。IMD 106可基于选择的治疗程序的参数来生成电刺激，以管理与运动障碍相关联的患者症状。

外部编程器104根据需要与IMD 106进行无线通信以提供或检索治疗信息。编程器104是用户(例如，临床医生和/或患者112)可用于与IMD 106通信的外部计算装置。例如，编程器104可以是临床医生编程器，临床医生使用该编程器来与IMD 106通信并为IMD 106编程一个或多个治疗程序。另选地，编程器104可以是允许患者112选择程序和/或查看和修改疗法参数的患者编程器。临床医生编程器可包括比患者编程器更多的编程特征。换句话讲，仅临床医生编程器可允许更复杂或敏感的任务，以防止未经培训的患者对IMD 106作出不期望的改变。

当编程器104被配置为由临床医生使用时，编程器104可用于将初始编程信息传输到IMD 106。该初始信息可包括硬件信息，诸如引线114的类型和电极布置、引线114在脑120内的位置、电极阵列116、118的配置、限定治疗参数值的初始程序、以及临床医生希望编程到IMD 106中的任何其他信息。编程器104还能够完成功能测试(例如，测量引线114的电极116、118的阻抗)。

临床医生还可借助于编程器104将治疗程序存储在IMD 106内。在编程会话期间，临床医生可确定一个或多个治疗程序，该一个或多个治疗程序可向患者112提供有效的治疗以解决与患者病症相关联的症状，以及在一些情况下，特定于一种或多种不同的患者状态(诸如，睡眠状态、移动状态或休息状态)的症状。例如，临床医生可选择一个或多个刺激电极组合，利用该一个或多个刺激电极组合将刺激递送至脑120。在编程会话期间，临床医生可评估基于由患者112提供的反馈或基于患者112的一个或多个生理参数(例如，肌肉活动、肌肉张力、僵硬、震颤等)评估的特定程序的功效。另选地，根据视频信息的识别的患者行为可用作初始编程会话和后续编程会话期间的反馈。编程器104可通过提供用于识别潜在有益的治疗参数值的条理系统来协助临床医生创建/识别治疗程序。

然而，在一些示例中，IMD 106或编程器104(例如，医疗装置)可单独或组合地自动确定电极配置和治疗参数。例如，医疗装置可基于哪些电极最靠近振荡信号源来确定使用哪些电极来进行刺激。在一些示例中，编程器104可输出指示用于刺激的所选择的电极配置以及所确定的刺激振幅或其他治疗参数的信息，以供临床医生或医师在IMD 106经由具有所确定的刺激振幅的所选择的电极配置递送治疗之前查看和确认。

编程器104还可被配置为由患者112使用。当被配置为患者编程器时，编程器104可具有有限的功能(与临床医生编程器相比)，以便防止患者112改变可能对患者112有害的IMD 106或应用的关键功能。这样，编程器104可仅允许患者112调整某些治疗参数的值或设定特定治疗参数的值的可用范围。

编程器104还可在递送治疗时、在患者输入已触发治疗改变时或在编程器104或IMD 106内的电源需要被替换或再充电时向患者112提供指示。例如，编程器104可包括警示LED，可经由编程器显示器向患者112发送消息，生成可听声音或体感提示，以确认接收到患者输入，例如以指示患者状态或手动修改治疗参数。

治疗系统100可被实施为在数月或数年的过程中为患者112提供慢性刺激治疗。然后，系统100还可在试验基础上采用，以在进行完全植入之前评价治疗。如果暂时实施，则系统100的一些部件可能不会植入患者112体内。例如，患者112可配有外部医疗装置，诸如试验刺激器，而不是IMD 106。外部医疗装置可经由经皮延伸部联接到经皮引线或植入引线。如果试验刺激器指示DBS系统100向患者112提供有效的治疗，则临床医生可将慢性刺激器植入患者112体内以用于相对长期的治疗。

虽然IMD 106被描述为将电刺激治疗递送至脑120，但IMD 106可被配置为将电刺激引导至患者112的其他解剖区域。此外，IMD可提供其他电刺激，诸如脊髓刺激，以治疗运动障碍。

根据本公开的技术，系统100的医疗装置(例如，单独或组合的IMD 106或编程器104)可被配置为确定多个电极116、118处或跨多个电极的由至少一个振荡信号源生成的电信号电平(例如，电压电平)。例如，振荡信号源可吸收或供应电流，并且电流的吸收或供应使得在电极116、118上形成电压。在一些示例中，医疗装置可确定跨成对电极116、118的电压(例如，双极电压测量结果)。

医疗装置可被配置为基于该至少一个振荡信号源的假想位置来确定电极116、118中的多个电极处的预期电信号电平。例如，作为猜测该至少一个振荡信号源的位置的方式，医疗装置可分配坐标值，其中所分配的坐标值限定该至少一个振荡信号源的假想位置。医疗装置可基于电极116、118中的多个电极中的每个电极和振荡信号源的假想位置之间的距离来确定距离标量值(例如，G矩阵)。医疗装置可基于距离标量值和测量电压电平来确定振荡信号源的电荷的估计值(例如，Q'＝(G

在一个或多个示例中，医疗装置可基于所确定的电信号电平和预期电信号电平来确定误差值。例如，误差值等于norm(V–V')。

根据一个或多个示例，医疗装置可调整假想位置，并且针对该至少一个振荡信号源的所调整假想位置中的每个所调整假想位置重复地确定误差值直到所确定的误差值小于或等于阈值(例如，包括其中误差值最小化的示例)。该至少一个振荡信号源的位置基于所确定的误差值小于或等于阈值的该至少一个振荡信号源的假想位置。例如，振荡信号源的位置等于所确定的误差值减小到低于阈值的该至少一个振荡信号源的假想位置，包括其中误差值最小化的示例(例如，使误差值最小化是确定减小到低于阈值的误差值的一个示例)。

医疗装置可生成指示该至少一个振荡信号源的位置的信息。例如，调整假想位置以减小误差值的操作的结果是生成指示该至少一个振荡信号源的位置的信息。医疗装置可输出指示该至少一个振荡信号源的位置的信息或利用指示该至少一个振荡信号源的位置的信息来确定哪些电极116、118最接近该至少一个振荡信号源。

图2是用于递送适应性脑深部刺激治疗的图1的示例性IMD 106的框图。在图2所示的示例中，IMD 106包括处理电路210、存储器211、刺激生成电路202、感测电路204、开关电路206、遥测电路208和电源220。这些电路中的每个电路可为或包括被配置为执行归于每个相应电路的功能的电路。存储器211可包括任何易失性或非易失性介质，诸如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦可编程ROM(EEPROM)、闪存存储器等。存储器211可存储计算机可读指令，该计算机可读指令在由处理电路210执行时使得IMD106执行各种功能。存储器211可以是存储装置或其他非暂态介质。

在图2所示的示例中，存储器211将治疗程序214和感测电极组合以及相关联的刺激电极组合218存储在存储器211内的单独存储器中或存储器211内的单独区域中。每个所存储的治疗程序214定义一组特定的电刺激参数(例如，治疗参数集)，诸如刺激电极组合、电极极性、电流或电压振幅、脉冲宽度和脉冲频率。在一些示例中，各个治疗程序可被存储为治疗组，该治疗组定义可用于生成刺激的一组治疗程序。由治疗组的治疗程序定义的刺激信号可在重叠或非重叠(例如，时间交错)的基础上一起递送。

感测和刺激电极组合218存储感测电极组合和相关联的刺激电极组合。如上所述，在一些示例中，感测和刺激电极组合218可包括电极116、118的相同子集、IMD 106的用作电极的外壳，或者可包括此类电极的不同子集或组合。因此，存储器211可存储多个感测电极组合，并且针对每个感测电极组合，存储识别与相应感测电极组合相关联的刺激电极组合的信息。感测电极组合与刺激电极组合之间的关联可例如由临床医生确定或由处理电路210自动确定。在一些示例中，对应的感测电极组合和刺激电极组合可包括相同电极中的一些或全部电极。然而，在其他示例中，对应的感测电极组合和刺激电极组合中的电极中的一些或所有电极可以是不同的。例如，刺激电极组合可包括比对应的感测电极组合更多的电极，以便增加刺激治疗的功效。

在处理电路210的控制下，刺激生成电路202生成刺激信号，以用于经由所选择的电极116、118的组合递送至患者112。据信在DBS中有效管理患者的运动障碍的电刺激参数的示例范围包括：

1.脉冲频率，即频率：在约40赫兹和约500赫兹之间，诸如在约90赫兹至170赫兹之间或诸如约90赫兹。

2.就电压控制系统而言，电压振幅：在约0.1伏和约50伏之间，诸如在约2伏和约3伏之间。

3.就电流控制系统而言，电流振幅：在约1毫安至约3.5毫安之间，诸如在约1.0毫安和约1.75毫安之间。

4.脉冲宽度：在约50微秒和约500微秒之间，诸如在约50微秒和约200微秒之间。

因此，在一些示例中，刺激生成电路202根据上述电刺激参数生成电刺激信号。治疗参数值的其他范围也可以是有用的，并且可取决于患者112体内的目标刺激位点。虽然描述了刺激脉冲，但刺激信号可为任何形式，诸如连续时间信号(例如，正弦波)等。

处理电路210可包括固定功能处理电路和/或可编程处理电路，并且可包括例如以下中的一者或多者：微处理器、控制器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)、离散逻辑电路或被配置为提供归于处理电路210的功能的任何其他处理电路，处理电路210在本文可体现为固件、硬件、软件或它们的任何组合。处理电路210可根据存储在存储器211中的治疗程序214控制刺激生成电路202，以应用由程序中的一个或多个程序指定的特定刺激参数值，诸如电压振幅或电流振幅、脉冲宽度和/或脉冲频率。

在图2所示的示例中，该组电极116包括电极116A、116B、116C和116D，并且该组电极118包括电极118A、118B、118C和118D。处理电路210还控制开关电路206，以将由刺激生成电路202生成的刺激信号施加到所选择的电极116、118的组合。具体地，开关电路204可将刺激信号耦合到引线114内的所选择的导体，继而通过所选择的电极116、118递送刺激信号。开关电路206可以是开关阵列、开关矩阵、多路复用器，或者被配置为选择性地将刺激能量耦合到所选择的电极116、118并利用所选择的电极116、118选择性地感测神经脑信号的任何其他类型的开关模块。因此，刺激生成电路202经由开关电路206和引线114内的导体联接到电极116、118。然而，在一些示例中，IMD 106不包括开关电路206。

刺激生成电路202可为单通道或多通道刺激生成器。具体地，刺激生成电路202可能够经由单个电极组合在给定时间递送单个刺激脉冲、多个刺激脉冲或连续信号，或者经由多个电极组合在给定时间递送多个刺激脉冲。然而，在一些示例中，刺激生成电路202和开关电路206可被配置为在时间交错的基础上递送多个通道。例如，开关电路206可用于在不同时间对不同电极组合上的刺激生成电路202的输出进行时间划分，以将刺激能量的多个程序或通道递送至患者112。另选地，刺激生成电路202可包括多个电压或电流源和接收器，该多个电压或电流源和接收器联接到相应的电极以驱动电极作为阴极或阳极。在该示例中，IMD 106可不需要开关电路206的经由不同电极进行刺激的时间交错多路复用的功能。

相应引线114上的电极116、118可由多种不同的设计构成。例如，引线114中的一条或多条引线可包括在沿引线长度的每个纵向位置处的两个或更多个电极，诸如位置A、B、C和D中的每个位置处、引线周边周围的不同周边位置处的例如被布置成区段的多个电极。

例如，引线114中的一条或多条引线可包括径向分段的DBS阵列(rDBSA)的电极。在rDBSA中，作为一个示例，在引线114A上的第一纵向位置(例如，位置A)处引线114A的周边周围可存在电极116的第一环形电极。在第一环形电极下方，在引线114A上的第二纵向位置(例如，位置B)处引线114A的周边周围可存在电极116的三个分段电极。在这三个分段电极下方，在引线114A的第三纵向位置(例如，位置C)处引线114A的周边周围可存在电极116的另一组三个分段电极。在这三个分段电极下方，引线114A的周边周围(例如，位置D)可存在电极116的第二环形电极。电极118可类似地沿引线114B定位。相对于图4更详细地描述引线上的电极的rDBSA阵列的示例。

以上为rDBSA阵列的电极的一个示例，并且示例性技术不应被视为限于这种示例。可存在用于DBS的电极的其他配置。此外，示例性技术不限于DBS，并且其他电极配置也是可能的。

在一个示例中，电极116、118可经由相应的线材电联接到开关电路206，该线材在引线的外壳内是笔直的或盘绕的并且延伸到引线的近侧端部处的连接器。在另一个示例中，引线114的电极116、118中的每个电极可以是沉积在薄膜上的电极。该薄膜可包括用于每个电极的导电迹线，该导电迹线沿该薄膜的长度延伸到近侧端部连接器。然后可将该薄膜包裹(例如，螺旋式包裹)在内部构件周围以形成引线114。这些和其他构造可用于形成具有复杂电极几何形状的引线。

虽然感测电路204在图2中与刺激生成电路202和处理电路210一起结合到公共外壳中，但在其他示例中，感测电路204可位于与IMD 106分开的外壳中，并且可经由有线或无线通信技术与处理电路210通信。示例性神经脑信号包括但不限于由在脑120的一个或多个区域内的局部场电位(LFP)生成的信号。EEG和ECoG信号是可在脑120内测量的局部场电位的示例。LFP、EEG和ECoG可为对脑中相同生物电信号的不同测量。神经元生成信号，并且如果在深部处测量，则该信号为LFP，如果在皮层上测量，则该信号为ECoG，并且如果在头皮上测量，则该信号为EEG。一般来讲，生物电信号可由一个或多个振荡信号源形成。最靠近振荡信号源的电极组116和118是用于递送治疗的良好候选。

在处理电路210的控制下，遥测电路208支持IMD 106与外部编程器104或另一个计算装置之间的无线通信。作为对程序的更新，IMD 106的处理电路210可经由遥测电路208从编程器104接收各种刺激参数的值诸如量值和电极组合。对治疗程序的更新可存储在存储器211的治疗程序214部分内。IMD 106中的遥测电路208以及本文所述的其他装置和系统(诸如，编程器104)中的遥测模块可通过射频(RF)通信技术来实现通信。此外，遥测电路208可经由IMD 106与编程器104的近侧感应交互来与外部医疗装置编程器104通信。因此，遥测电路208可连续地、以周期性间隔或根据来自IMD 106或编程器104的请求向外部编程器104发送信息。

电源220将操作功率递送至IMD 106的各种部件。电源220可包括小的可再充电电池或不可再充电电池和发电电路，以产生操作功率。再充电可通过外部充电器与IMD 104内的感应充电线圈之间的近侧感应交互来实现。在一些示例中，功率需求可足够小以允许IMD104利用患者运动并实现动能清除装置以对可再充电电池进行涓流充电。在其他示例中，传统电池可使用有限的时间段。

在一个示例中，IMD 106的处理电路210经由沿引线114插置的电极116、118(和感测电路204)感测患者112的脑120的一个或多个生物电信号。此外，IMD 106的处理电路210基于所感测到的脑120的该一个或多个生物电信号经由电极116、118(和刺激生成电路202)将电刺激治疗递送至患者112。适应性DBS治疗由具有存储在存储器211内的一个或多个参数的一个或多个治疗程序214限定。例如，该一个或多个参数包括电流振幅(针对电流控制系统)或电压振幅(针对电压控制系统)、脉冲频率或频率，以及脉冲宽度，或者每个周期的脉冲数量。在根据脉冲的“突发”或由“接通时间”和“断开时间”限定的一系列电脉冲递送电刺激的示例中，该一个或多个参数还可限定每次突发的脉冲数量、接通时间和断开时间中的一者或多者。处理电路210经由电极116、118将适应性DBS递送至患者112，并且可基于所感测到的脑120的该一个或多个生物电信号的对应参数来调整限定电刺激的一个或多个参数。

在一些示例中，处理电路210连续实时测量该一个或多个生物电信号。在其他示例中，处理电路210根据预先确定频率或在预先确定时间量之后周期性地对该一个或多个生物电信号进行采样。在一些示例中，处理电路210以约150赫兹的频率周期性地对信号进行采样。

根据本公开的技术，处理电路210可被配置为确定指示一个或多个振荡信号源的位置的信息。处理电路210可被配置为通过确定振荡信号源的假想位置的预期电信号电平并且确定实际测量电信号电平(例如，测量电压电平)和预期电信号电平(例如，预期电压电平)之间的差值来执行此类示例性技术。处理电路210可调整振荡信号源的假想位置，直到处理电路210确定其中测量信号电平和预期信号电平之间的差值低于阈值(包括其中差值最小化的示例)的振荡信号源的假想位置。

如上所述，处理电路210可被配置为确定电极116、118中的一个或多个电极处或跨电极116、118中的电极对的电信号电平(例如，电压电平)。例如，图3是示出具有分段电极和环形电极的引线300的示例的概念图。引线300是引线114A和114B的示例。

引线300的引线半径为大约0.66mm。引线300包括环形电极302、分段电极304A-304C、分段电极306A-306C和环形电极308。引线300上的电极可竖直地(例如，轴向地)间隔开距离D(例如，2mm至3mm)。例如，假设环形电极302的z坐标为0。在该示例中，分段电极304A-304C的z坐标是D，分段电极306A-306D的z坐标是2D，并且环形电极308的z坐标是3D。

分段电极304A-304C可全部处于相同竖直水平(例如，轴向水平)，并且分段电极306A-306C可全部处于相同竖直水平(例如，轴向水平)。在该示例中，分段电极304A-304C之间的角距可以是120度。因此，分段电极304A和306A位于引线300的背面上并以虚线示出。

在一个或多个示例中，处理电路210可基于引导场方程来针对振荡信号源的假想位置确定引线300的电极上的预期电压电平，该引导场方程基于到假想位置的距离来限定引线300上的电极处的电压应是多少。例如，令R

在此类示例中，电极R

基于振荡信号源的假想位置，引线300的电极中的每个电极处的电压电平可表示为：

在上述方程中，V(R

G矩阵表示每个振荡信号源r

例如，V＝G*Q+e，其中E(e)＝0，cov(e)＝Iσ

在一个或多个示例中，处理电路210可调整假想位置以使误差值最小化。使误差值最小化可与使最小二乘公式中的拟合值最大化相同。拟合值等于-log10(误差值)。在最小二乘公式中，对于未知Q和已知G，V＝G*Q+e的解是最小二乘问题：Q

然而，在一些示例中，处理电路210可不确定电极处的电压(例如，不确定V(R

可存在引线300的各种电极，处理电路210可确定跨这些电极的电压差。在一些示例中，由于分段电极和环形电极之间的阻抗失配，处理电路210可不确定跨分段电极和环形电极的电压。然而，在一些示例中，处理电路210可以将相同竖直(例如，轴向)水平的分段电极耦合在一起以形成有效环形电极。处理电路210可确定跨有效环形电极和实际环形电极的电压。

一般来讲，处理电路210可确定跨某些电极对的电压，然后还可以根据所确定的电压确定跨其他电极对的电压。确定跨一组电极对的电压电平被称为电压测量结果的导联。在一些示例中，处理电路210可测量电压测量结果的参考导联，并且根据电压测量结果的参考导联确定跨不同组电极对的电压测量结果。

例如，在下文中，x表示测量信号。另外，在下文中，V0是指电极302处的电压，V1是指当电极304A-304C耦合在一起以形成第一有效环形电极时的电压，其中电极304A-304C处于相同的轴向水平，V2是指当电极306A-306C耦合在一起以形成第二有效环形电极时的电压，其中电极306A-306C处于相同的轴向水平，并且V3是指电极308处的电压。V1a、V1b和V1c是指当电极304A-304C未耦合在一起时电极304A-304C处的相应电压，并且V2a、V2b和V2c是指当电极306A-306C未耦合在一起时电极306A-306C处的相应电压。

同样，V0、V1、V2、V3、V1a-V1c和V2a-V2c表示单感测电压(例如，相对于接地的单极电压电平测量结果)。然而，感测电路204可测量电极之间的电压(例如，双极电压测量结果)，而不是相对于接地的电压。因此，在下文中，处理电路210可基于来自感测电路204的信息来确定(例如，接收)“x”值，其中“x”值表示不同的双极测量结果。

x1＝V0–V1

x2＝V2–V1

x3＝V2–V3

x4＝V0–V3

x5＝V1a–V1b

x6＝V1c–V1b

x7＝V1a–V2a

x8＝V2a–V2b

x9＝V2c–V2b

x10＝V2c–V1c

虽然x1-x10的电压测量结果导联可以是处理电路210确定的值，但处理电路210可基于x1-x10电压来计算其他电压测量结果导联。例如，在下文中，“y”值表示用于确定电压电平的期望电压值，这些电压电平用于确定振荡信号源的位置。

y1＝V0–V1，其与x1相同

y2＝V0–V2，其与x1–x2相同

y3＝V0–V3，其与x4相同

y4＝V1a–V1b，其与x5相同

y5＝V1a–V1c，其与x5–x6相同

y6＝V1a–V2a，其与x7相同

y7＝V1a–V2b，其与x7+x8相同

y8＝V1a–V2c，其与x7+x8–x9相同

引线300用作示例，并且如上所述，引线300是引线114A和114B的示例。在一些示例中，为了并联感测电压电平，处理电路210可使得引线114A和114B的处于相同轴向水平的分段电极耦合在一起以形成有效环形电极，并且在环形电极之间、在环形电极和有效环形电极之间、以及在有效环形电极之间执行电压测量。然后，处理电路210可使得引线114A和114B的分段电极不彼此耦合，并且在相同轴向水平的分段电极之间执行电压测量。

如上所述，双极导联可表示为C*V。例如，如上所述：

因为处理电路210可确定双极导联，所以在一些示例中，处理电路210可利用电压的双极导联(例如，C*V)来执行本公开中描述的示例性技术，作为一般化最小二乘算法的一部分。

例如，如上所述，V＝G*Q+e。因此，C*V＝C*G*Q+C*e。在该示例中，C*V表示处理电路210确定的实际电压测量结果。假设Y＝C*V，X＝C*G，并且e_bipolar为C*e，则C*V＝C*G*Q+C*e可重写为Y＝X*Q+e_bipolar。与上述类似，E(e_bipolar)＝0，并且cov(e_bipolar)＝C*C

误差值e_bipolar-基于实际测量的双极电压电平(例如，Y或C*V)和预期电压电平(例如，Y'或C*V')之间的差值。例如，e_bipolar的误差值等于norm(Y–Y')。预期双极电压电平Y'基于距离标量值和预期电荷值(Q'_bipolar)。在该示例中，Q'_bipolar是对其中电压电平测量结果为双极电压电平的振荡信号源的电荷的估计值。例如，Y'＝X*Q'_bipolar，其中X＝C*G，并且因此e_bipolar＝norm(Y–X*Q'_bipolar)。Q'_bipolar的预期电荷值等于(X

双极电压测量结果可为时变电压测量结果(例如，电压电平为时变的)，因为来自振荡信号源的信号为时变的(例如，振荡的)。因此，电压的瞬时测量结果可能无法准确反映电压电平的时变性质。因此，在一些示例中，处理电路210可基于双极电压测量结果来确定均方根(RMS)电压电平，并且基于RMS电压电平来执行本公开中描述的示例性技术。

例如，Y＝C*V并且X＝C*G。因此，RMS(Y)＝RMS(X*Q+e_bipolar)。假设Y

本公开中描述的示例性技术可适用于其中使用电极的单极电压测量结果(例如，V)、使用电极的双极电压测量结果(例如，Y，其中Y＝C*V)、以及使用RMS电压电平(例如，RMS(V)或RMS(Y))的示例。例如，处理电路210可确定多个电极处或跨多个电极的由至少一个振荡信号源生成的电信号电平(例如，确定V、Y、RMS(V)或RMS(Y))。处理电路210可基于该至少一个振荡信号源的假想位置来确定该多个电极处的预期电信号电平。例如，处理电路210可确定V'，其中V'等于G*Q'；可确定Y'，其中Y'等于X*Q'_bipolar，并且其中X等于C*G；或者可确定RMS(Y')，其中RMS(Y')等于Y

处理电路210可基于所确定的电信号电平和预期电信号电平来确定误差值。例如，处理电路210可确定e(例如，norm(V–V'))，可确定e_bipolar(例如，norm(Y–Y'))，或者可确定e_bipolar

处理电路210可调整假想位置，并且针对该至少一个振荡信号源的所调整假想位置中的每个所调整假想位置重复地确定误差值(例如，e_biploar或e_bipolar

如上所述，使误差值最小化等同于使拟合值最大化。因此，针对振荡信号源的位置的柱面坐标(例如，r、θ、z)，处理电路210可执行操作以使拟合值最大化。例如，处理电路210可基于是确定单极电压测量结果、双极电压测量结果还是RMS电压测量结果来执行以下操作中的一者。这些技术可扩展到其中RMS单极电压测量结果可用的示例。

argmax{-log10(norm(V–G(Ω)*Q'))}用于单极电压电平测量结果；

argmax{-log10(norm(Y–X(Ω)*Q_bipolar'))}用于双极电压电平测量结果；或

argmax{-log10(norm(Y

在上述方程中，由于坐标是圆柱形的，因此对于振荡信号源的点电荷：

对于振荡信号源的偶极电荷，对于柱面坐标：

图4是图1的外部编程器104的框图。尽管编程器104通常可被描述为手持装置，但编程器104可为更大的便携式装置或更固定的装置。此外，在其他示例中，编程器104可被包括作为外部充电装置的一部分或者包括外部充电装置的功能。如图4所示，编程器104可包括处理电路410、存储器411、用户界面402、遥测电路408和电源420。存储器411可存储指令，这些指令在由处理电路410执行时使得处理电路410和外部编程器104提供在本公开通篇中归于外部编程器104的功能。这些部件中的每一者或模块可包括被配置为执行本文所述功能中的一些或全部功能的电路。例如，处理电路410可包括被配置为执行相对于处理电路410所讨论的过程的处理电路。

一般来讲，编程器104包括单独的或与软件和/或固件组合的任何合适的硬件布置，以执行归于编程器104以及编程器104的处理电路410、用户界面402和遥测电路408的技术。在各种示例中，编程器104可包括一个或多个处理器，该一个或多个处理器可包括固定功能处理电路和/或可编程处理电路，如由例如一个或多个微处理器、DSP、ASIC、FPGA或任何其他等效的集成或离散的逻辑电路，以及此类部件的任何组合所形成的。在各种示例中，编程器104还可包括存储器411(诸如，RAM、ROM、PROM、EPROM、EEPROM、闪存存储器、硬盘、CD-ROM)，该存储器包括用于使得该一个或多个处理器执行归于它们的动作的可执行指令。此外，尽管处理电路410和遥测电路408被描述为单独的模块，但在一些示例中，处理电路410和遥测电路408可在功能上彼此集成。在一些示例中，处理电路410和遥测电路408对应于各个硬件单元，诸如ASIC、DSP、FPGA或其他硬件单元。

存储器411(例如，存储装置)可存储指令，这些指令在由处理电路410执行时使得处理电路410和编程器104提供在本公开通篇中归于编程器104的功能。例如，存储器411可包括使得处理电路410从存储器获取参数集或接收用户输入并将对应命令发送到IMD 106的指令，或者用于任何其他功能的指令。此外，存储器411可包括多个程序，其中每个程序包括限定刺激治疗的参数集。

用户界面402可包括按钮或小键盘、灯、用于语音命令的扬声器、显示器诸如液晶(LCD)、发光二极管(LED)或有机发光二极管(OLED)。在一些示例中，显示器可以是触摸屏。用户界面402可被配置为显示与刺激治疗的递送、所识别的患者行为、所感测到的患者参数值、患者行为标准或任何其他此类信息相关的任何信息。用户界面402还可接收用户输入。输入可以是例如按下小键盘上的按钮或从触摸屏选择图标的形式。

在处理电路410的控制下，遥测电路408可支持IMD 106与编程器104之间的无线通信。遥测电路408还可被配置为经由无线通信技术与另一计算装置通信或通过有线连接与另一计算装置直接通信。在一些示例中，遥测电路408经由RF或近侧感应介质提供无线通信。在一些示例中，遥测电路408包括天线，该天线可采取多种形式，诸如内部天线或外部天线。

可用于有利于编程器104与IMD 106之间的通信的本地无线通信技术的示例包括根据802.11或蓝牙规范集或其他标准或专有遥测协议的RF通信。这样，其他外部装置可能够与编程器104通信，而无需建立安全无线连接。

在一些示例中，外部编程器104的处理电路410限定存储在存储器411中的电刺激治疗的参数，以将适应性DBS递送至患者112。在一个示例中，外部编程器104的处理电路410经由遥测电路408向IMD 106发出命令，使得IMD 106经由电极116、118、经由引线114递送电刺激治疗。

在一个或多个示例中，编程器104可被配置为执行本公开中描述的示例性技术中的一者或多者。例如，处理电路410可被配置为执行上文相对于处理电路210所述的示例性操作中的任一者。例如，如上所述，IMD 106包括用于从一个或多个电极接收生物电信号的感测电路204，以及用于递送具有最终治疗参数值的电刺激的刺激生成电路202。在一些示例中，遥测电路408可被配置为接收由感测电路204接收的生物电信号的信息(例如，IMD106的遥测电路208可将生物电信号的信息输出到编程器104的遥测电路408)。处理电路410可执行上文相对于处理电路210所述的示例性操作。在一些示例中，编程器104可执行操作中的一些操作，并且IMD 106可执行操作中的一些操作。

图5是示出根据本公开的技术的示例性操作的流程图。为了便于描述，图5的示例相对于IMD 106的处理电路210进行描述，但图5的示例可由编程器104的处理电路410来执行或可能由两者的组合来执行。

处理电路210可被配置为确定在多个电极处或跨多个电极的电信号电平(500)。例如，处理电路210可使得感测电路204执行多次电压测量。感测电路204可将电压测量结果存储在存储器211(或一些其他存储器，诸如处理电路210的本地存储器)中。处理电路210可从存储器(例如，存储器211、包括寄存器的处理电路210的存储器或一些其他存储器)中检索电压测量结果。

例如，电信号可由脑120中的至少一个振荡信号源生成。在一些示例中，感测电路204可测量引线114A和114B的电极116、118上的单极电压测量结果，其中单极电压测量是相对于接地进行的。在一些示例中，感测电路204可测量跨电极116、118的双极电压测量结果。例如，感测电路204可测量两个分段电极之间的差分电压(例如，双极电压)。又如，处理电路210可将相同轴向水平上的电极彼此耦合以形成有效环形电极，并且确定有效环形电极和另一个环形电极之间的差分电压(例如，双极电压)。感测电路204可测量的差分电压(例如，双极电压)的示例是上述x1-x10电压的导联。此外，在一些示例中，所确定的电信号可为RMS电压电平。

在一些示例中，感测电路204可将所测量的电压(例如，在电极处或跨电极)输出到处理电路210，并且在此类示例中，处理电路210可基于所接收的测量电压来确定电信号电平(例如，电压电平)。在一些示例中，期望电压电平和测量电压电平可不同。期望电压电平的示例可为上述y1-y8电压电平。在此类示例中，处理电路210可基于对所接收的测量电压执行计算以生成期望电压电平(例如，对x1-x10执行运算以生成y1-y8值)来确定电信号电平(例如，期望电压电平)。

处理电路210可基于该至少一个振荡信号源的假想位置来确定该多个电极处的预期信号电平(502)。例如，处理电路210可将坐标(例如，笛卡尔坐标或圆柱形坐标)分配为该至少一个振荡信号源的起始假想位置。实际振荡信号源可不位于假想位置，并且假想位置是对振荡信号源的位置的猜测。

可存在用于确定预期信号电平的各种方式。例如，处理电路210可基于引导场方程(也称为电场方程)来确定预期电信号电平，该引导场方程定义预期电信号电平和假想位置之间的关系。例如，引导场方程基于电极的坐标和假想位置的坐标来定义多个距离标量值(例如，G矩阵)。例如，对于点电荷振荡信号源，距离标量值可为：G

如上所述，对于单极电压测量，预期电压电平等于G*Q'，对于双极电压测量结果，预期电压电平等于C*G*Q'_bipolar，对于RMS双极测量结果，预期电压电平等于C*G*Q'_bipolar

处理电路210可基于所确定的电信号电平和预期电信号来确定误差值(504)。例如，处理电路210可基于测量电压电平和预期电压电平之间的差值来确定误差值(例如，e_bipolar或e_bipolar

处理电路210可确定误差值是否小于或等于阈值(506)。确定误差值是否小于或等于阈值的一个示例是确定误差值是否最小化。如果误差值不小于或等于阈值(506的N)，则处理电路210可调整该至少一个振荡信号源的假想位置(508)，并且确定所调整位置的预期电信号电平(502)以及所确定的电信号电平和所调整位置的预期电信号电平之间的误差值(504)。

这样，处理电路210可重复地调整振荡信号源的假想位置，并且针对该至少一个振荡信号源的所调整假想位置中的每个所调整假想位置重复地确定误差值直到所确定的误差值小于或等于阈值(例如，506的Y)。例如，该至少一个振荡信号源的位置基于所确定的误差值小于或等于阈值的该至少一个振荡信号源的假想位置(例如，包括其中误差值最小化的示例)。在一些示例中，处理电路210可确定该至少一个振荡信号源的位置等于所确定的误差值小于或等于阈值的该至少一个振荡信号源的假想位置。

处理电路210可生成指示振荡信号源的位置的信息(510)。例如，指示振荡信号源的位置的信息可为重复地调整假想位置直到处理电路210确定振荡信号源的假想位置的结果。在一些示例中，处理电路210还可确定电极116、118中的哪些电极最靠近振荡信号源，并且生成指示哪些电极116、118最靠近的信息。

例如，处理电路210可输出指示哪些电极116、118最靠近的信息，然后可选择这些电极作为用于递送治疗的电极。因此，处理电路210可被配置为使得治疗从最靠近振荡信号源的电极116、118递送。

一般来讲，处理电路210可被配置为使用基于振荡信号源的位置而选择的电极来递送治疗。例如，处理电路210可被配置为使用最靠近振荡信号源的电极递送治疗，但示例性技术不限于此。在一些示例中，除了振荡信号源的位置之外，各种其他因素诸如IMD 106的能力、电场等可一起使用以确定哪些电极用于治疗递送。此外，处理电路210可被配置为基于振荡器信号源的位置来确定治疗参数。例如，基于所确定的位置，处理电路210可确定振幅、频率以及使用哪些电极以便形成包围振荡器信号源的治疗场。

以下示例为本文所述的示例性系统、装置和方法。

实施例1.一种方法，所述方法包括：确定植入患者的组织中的多个电极处或跨多个电极的电信号电平，其中所述电信号电平由所述患者的所述组织中的至少一个振荡信号源生成；基于所述至少一个振荡信号源的假想位置来确定所述多个电极处的预期电信号电平；基于所确定的电信号电平和所述预期电信号电平来确定误差值；重复地调整所述假想位置，以及针对所述至少一个振荡信号源的所调整假想位置中的每个所调整假想位置重复地确定所述误差值直到所确定的误差值小于或等于阈值，其中所述至少一个振荡信号源的位置基于所确定的误差值小于或等于所述阈值的所述至少一个振荡信号源的假想位置；以及生成指示所述至少一个振荡信号源的所述位置的信息。

实施例2.根据实施例1所述的方法，其中所述至少一个振荡信号源的所述位置等于所确定的误差值小于或等于所述阈值的所述至少一个振荡信号源的所述假想位置。

实施例3.根据实施例1和2中任一项所述的方法，还包括基于所述至少一个振荡信号源的所述位置来确定所述多个电极中的哪些电极最靠近所述至少一个振荡信号源，以及生成指示所确定的电极的信息。

实施例4.根据实施例3所述的方法，还包括使得所确定的电极递送电刺激。

实施例5.根据实施例1至4中任一项所述的方法，其中基于所述至少一个振荡信号源的所述假想位置来确定所述多个电极处的预期电信号电平包括基于引导场方程来确定所述预期电信号电平，所述引导场方程定义所述预期电信号电平与所述假想位置之间的一个或多个关系。

实施例6.根据实施例5所述的方法，其中所述引导场方程基于所述电极的坐标和所述假想位置的坐标来定义多个距离标量值，其中所确定的电信号包括多个测量电压电平，并且其中基于所确定的电信号电平和所述预期电信号电平来确定所述误差值包括基于所述距离标量值和所述测量电压电平来确定所述至少一个振荡信号源的预期电荷值，将所述预期电荷值和所述测量电压电平相乘以确定多个预期电压值，以及基于所述测量电压电平和所述预期电压电平之间的差值来确定所述误差值。

实施例7.根据实施例1至6中任一项所述的方法，其中确定所述多个电极处或跨多个电极的由所述至少一个振荡信号源生成的所述电信号电平包括确定所述多个电极中的两个分段电极之间的差分电压。

实施例8.根据实施例1至7中任一项所述的方法，其中确定所述多个电极处或跨多个电极的由所述至少一个振荡信号源生成的所述电信号电平包括将处于相同轴向水平的多个分段电极耦合在一起以形成有效环形电极，以及确定所述有效环形电极和另一个环形电极之间的差分电压。

实施例9.根据实施例1至8中任一项所述的方法，其中针对所述至少一个振荡信号源的所调整假想位置中的每个所调整假想位置重复地确定所述误差值直到所确定的误差值小于或等于所述阈值包括针对所述至少一个振荡信号源的所调整假想位置中的每个所调整假想位置重复地确定所述误差值直到使所确定的误差值最小化。

实施例10.一种医疗装置，所述医疗装置包括存储器和处理电路，所述存储器被配置为存储指示植入患者的组织中的多个电极处或跨多个电极的电信号电平的信息，所述处理电路被配置为：基于所存储的信息来确定所述电信号电平；基于所述至少一个振荡信号源的假想位置来确定所述多个电极处的预期电信号电平；基于所确定的电信号电平和所述预期电信号电平来确定误差值；重复地调整所述假想位置，并且针对所述至少一个振荡信号源的所调整假想位置中的每个所调整假想位置重复地确定所述误差值直到所确定的误差值小于或等于阈值，其中所述至少一个振荡信号源的位置基于所确定的误差值小于或等于所述阈值的所述至少一个振荡信号源的假想位置；并且生成指示所述至少一个振荡信号源的所述位置的信息。

实施例11.根据实施例10所述的医疗装置，其中所述医疗装置包括植入式医疗装置。

实施例12.根据实施例10所述的医疗装置，其中所述医疗装置包括编程器。

实施例13.根据实施例10至12中任一项所述的医疗装置，其中所述至少一个振荡信号源的所述位置等于所确定的误差值小于或等于所述阈值的所述至少一个振荡信号源的所述假想位置。

实施例14.根据实施例10至13中任一项所述的医疗装置，其中所述处理电路被配置为基于所述至少一个振荡信号源的所述位置来确定所述多个电极中的哪些电极最靠近所述至少一个振荡信号源，并且生成指示所确定的电极的信息。

实施例15.根据实施例10至14中任一项所述的医疗装置，其中所述处理电路被配置为使得所确定的电极递送电刺激。

实施例16.根据实施例10至15中任一项所述的医疗装置，其中为了基于所述至少一个振荡信号源的所述假想位置来确定所述多个电极处的预期电信号电平，所述处理电路被配置为基于引导场方程来确定所述预期电信号电平，所述引导场方程定义所述预期电信号电平与所述假想位置之间的一个或多个关系。

实施例17.根据实施例16所述的医疗装置，其中所述引导场方程基于所述电极的坐标和所述假想位置的坐标来定义多个距离标量值，其中所确定的电信号包括多个测量电压电平，并且其中为了基于所确定的电信号电平和所述预期电信号电平来确定所述误差值，所述处理电路被配置为：基于所述距离标量值和所述测量电压电平来确定所述至少一个振荡信号源的预期电荷值；将所述预期电荷值和所述测量电压电平相乘以确定多个预期电压值；并且基于所述测量电压电平和所述预期电压电平之间的差值来确定所述误差值。

实施例18.根据实施例10至17中任一项所述的医疗装置，其中为了确定所述多个电极处或跨多个电极的由所述至少一个振荡信号源生成的所述电信号电平，所述处理电路被配置为确定所述多个电极中的两个分段电极之间的差分电压。

实施例19.根据实施例10至18中任一项所述的医疗装置，其中为了确定所述多个电极处或跨多个电极的由所述至少一个振荡信号源生成的所述电信号电平，所述处理电路被配置为使得处于相同轴向水平的多个分段电极耦合在一起以形成有效环形电极，并且确定所述有效环形电极和另一个环形电极之间的差分电压。

实施例20.根据实施例10至19中任一项所述的医疗装置，其中为了针对所述至少一个振荡信号源的所调整假想位置中的每个所调整假想位置重复地确定所述误差值直到所确定的误差值小于或等于所述阈值，所述处理电路被配置为针对所述至少一个振荡信号源的所调整假想位置中的每个所调整假想位置重复地确定所述误差值直到使所确定的误差值最小化。

实施例21.一种系统，所述系统包括：一条或多条引线，所述一条或多条引线包括植入患者的组织中的电极；感测电路，所述感测电路被配置为感测在所述多个电极处或跨多个电极的电信号电平；和处理电路，所述处理电路被配置为基于指示来自所述感测电路的所感测到的电信号的信息来确定所述电信号电平，基于所述至少一个振荡信号源的假想位置来确定所述多个电极处的预期电信号电平，基于所确定的电信号电平和所述预期电信号电平来确定误差值，重复地调整所述假想位置，并且针对所述至少一个振荡信号源的所调整假想位置中的每个所调整假想位置重复地确定所述误差值直到所确定的误差值小于或等于阈值，其中所述至少一个振荡信号源的位置基于所确定的误差值小于或等于所述阈值的所述至少一个振荡信号源的假想位置，并且生成指示所述至少一个振荡信号源的所述位置的信息。

实施例22.根据实施例21所述的系统，其中所述系统包括植入式医疗装置，其中所述植入式医疗装置包括所述感测电路和所述处理电路。

实施例23.根据实施例21所述的系统，其中所述系统包括植入式医疗装置和编程器，其中所述植入式医疗装置包括所述感测电路，并且所述编程器包括所述处理电路。

实施例24.一种计算机可读存储介质，所述计算机可读存储介质包括存储在其上的指令，所述指令在由医疗装置的一个或多个处理器执行时用于：确定植入患者的组织中的多个电极处或跨多个电极的电信号电平，其中所述电信号电平由所述患者的所述组织中的至少一个振荡信号源生成；基于所述至少一个振荡信号源的假想位置来确定所述多个电极处的预期电信号电平；基于所确定的电信号电平和所述预期电信号电平来确定误差值；重复地调整所述假想位置，并且针对所述至少一个振荡信号源的所调整假想位置中的每个所调整假想位置重复地确定所述误差值直到所确定的误差值小于或等于阈值，其中所述至少一个振荡信号源的位置基于所确定的误差值小于或等于所述阈值的所述至少一个振荡信号源的假想位置；并且生成指示所述至少一个振荡信号源的所述位置的信息。

实施例25.根据实施例24所述的计算机可读存储介质，还包括指令，所述指令使得所述一个或多个处理器基于所述至少一个振荡信号源的所述位置来确定所述多个电极中的哪些电极最靠近所述至少一个振荡信号源，并且生成指示所确定的电极的信息。

本公开中描述的技术可至少部分地在硬件、软件、固件或它们的任何组合中实施。例如，所述技术的各个方面可在一个或多个处理器内实施，该一个或多个处理器包括一个或多个微处理器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)或任何其他等效的集成或离散的逻辑电路，以及此类部件的任何组合。术语“处理器”或“处理电路”通常可指单独的或与其他逻辑电路组合的任何前述逻辑电路或任何其他等效电路。包括硬件的控制单元还可执行本公开的技术中的一种或多种技术。

此类硬件、软件和固件可在相同装置内或在单独装置内实施，以支持本公开中描述的各种操作和功能。此外，所述单元、模块或部件中的任一者可一起或单独地被实施为离散但可互操作的逻辑装置。将不同特征描述为模块或单元旨在突出不同的功能方面，并且不一定暗示此类模块或单元必须由单独的硬件或软件部件来实现。相反，与一个或多个模块或单元相关联的功能可由单独的硬件或软件部件执行，或者集成在公共或单独的硬件或软件部件内。

本公开中描述的技术还可嵌入或编码在包含指令的计算机可读介质(诸如，计算机可读存储介质)中。嵌入或编码在计算机可读存储介质中的指令可使得可编程处理器或其他处理器例如在执行这些指令时执行该方法。计算机可读存储介质可包括随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、可编程只读存储器(PROM)、可擦除可编程只读存储器(EPROM)、电可擦除可编程只读存储器(EEPROM)、闪存存储器、硬盘、CD-ROM、软盘、盒式磁带、磁性介质、光学介质或其他计算机可读介质。

已经描述了各种示例。这些和其他示例在以下权利要求书的范围内。