具体实施方式

本公开描述了用于确定哪些电极相对于其他电极在振荡信号源的更近侧的示例性技术。在一个或多个示例中，植入式医疗装置(IMD)确定每个电极上的电流源密度(CSD)。CSD是患者体内(例如，患者脑内)的一个或多个振荡信号源的结果。例如，振荡信号源可被认为是输出振荡电流的电流源(例如，时变电流具有随时间变化的振幅并且可为周期性的但不限于周期性时变电流)。这些电极感测振荡电流，这会导致电极上的电压彼此相关或形成公共接地。CSD指示由于振荡信号源引起的电极上的电流密度，该电流密度与电极上电压的振幅成比例。

由于来自振荡信号源的电流而具有较高电压的电极，相比于由于来自振荡信号源的电流而具有较低电压的电极在振荡信号源的更近侧。在振荡信号源的更近侧的电极相对于在振荡信号源的稍远侧的其他电极可为更好的治疗递送候选。

为了确定电极上的电流源密度，IMD可确定电极与一个或多个相邻电极(例如，竖直相邻电极和水平相邻电极)之间的差分电压。根据一个或多个示例，IMD可基于水平相邻电极之间的角水平距离来缩放这些水平相邻电极的差分电压。另外，IMD可基于竖直相邻电极之间的竖直距离来缩放这些竖直相邻电极的差分电压。这样，作为CSD确定的一部分，IMD可考虑电极的位置。例如，IMD可将CSD确定划分为单独缩放的水平分量和竖直分量，以提供对CSD的更好测量。

此外，因为来自振荡信号源的电流是时变信号，所以在电极处形成的电压也是时变信号，并且因此在电极处形成的电压是CSD的时变测量值。因此，电极的CSD的瞬时测量值可能不指示CSD的总振幅，因为CSD的瞬时测量是CSD的快照并且无法考虑信号的变化性质。

在一个或多个示例中，IMD可被配置为将来自每个电极的CSD测量值的时间序列(即，CSD时间序列)聚合成该电极的单个值。例如，IMD可被配置为聚合CSD的相应时变测量值以生成多个电极中的一个或多个电极(例如，针对多个电极中的电极)的相应平均电平值。聚合CSD的时变测量值的一种示例性方式是确定一个或多个电极的CSD的均方根(RMS)值。均方根是用于量化与信号的能量或功率相关的估计值的许多方法之一，其他选项将包括但不限于sum(abs(CSD(t)))、sum(squared(CSD(t))、sqrt(sum(squared(CSD(t)-mean(CSD(t)))))。一般来讲，这些测量值可被视为平均电平值。

然而，平均电平值仅提供有关CSD信号的相对振幅的信息，而忽略对于区分不同生理相关信号源可能重要的相位信息。因此，IMD可被配置为针对多个电极中的一个或多个电极(包括多个电极中的每个电极)确定CSD的时变测量值的相应相位幅值表示。如更详细地描述，这些相应相位幅值表示指示CSD的相应时变测量值的特定频率分量的相应幅值和相位。可基于与特定治疗应用相关的标准来选择特定频率分量，诸如与和病理状态相关联的脑振荡相关的已知频带，如在帕金森患者的丘脑底核中观察到的异常β节律。在CSD的时变测量值中具有最大变换系数的频率分量可用作相位基准，例如，通过从针对所有其他电极导出的分量中减去该分量的相位，从而使相位基准相对于零相位。

在一个或多个示例中，IMD或编程器可生成指示相应平均电平值(例如，作为一个非限制性示例的RMS值)和相应相位幅值表示的信息。临床医生然后可基于所生成的信息来确定哪些电极位于振荡信号源的最近侧。在一个或多个示例中，IMD或编程器可基于相应平均值和相应相位幅值来确定哪些电极在振荡信号源最近侧，并且生成指示所确定的电极的信息。如上所述，振荡信号源的最近侧的电极往往是应用于刺激(例如，用于帕金森患者)的电极。在一些示例中，振荡信号源最远侧的电极可为应用于刺激的电极。在一些示例中，最远侧电极和最近侧电极之间的电极应用于刺激。

这样，这些示例性技术能够生成可用于更准确地确定哪些电极应用于刺激的信息，并且更准确地确定一个或多个治疗参数。例如，利用CSD的时变测量值的平均电平值，与CSD的瞬时测量值相比，可更准确地确定哪些电极具有最高CSD。另外，利用相位幅值表示，可以确定振荡信号源在其他信号源为电流源时是否作为电流宿工作，或反之亦然，从而有效地对局部组织的两个或更多个区域进行区分，进而允许相应地选择刺激参数以干扰由感兴趣的振荡信号源生成的信号。这种方法可有利于在多个电极上图案化或交织刺激。此外，因为CSD测量值被分成水平分量和竖直分量，所以与不考虑电极之间的竖直距离和水平距离的技术相比，这些示例性技术可以更高的准确度确定CSD的时变测量值。

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志物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的外壳上或在远离引线114A、114B的远侧端部的另一个位置处的情况下，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，则生物电信号为LFP，如果在皮层上测量，则生物电信号为EcoG信号，并且如果在头皮上测量，则生物电信号为EEG信号。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，生物标志物)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LFP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(例如，沿引线114A和114B长度的相同轴向位置)。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。

如更详细地描述，算法可用于确定电极116和118中位于振荡信号源的最近侧的电极。在一些示例中，电极116和118中位于振荡信号源最近侧的电极往往是应用于递送电刺激的电极。在一些示例中，振荡信号源最远侧的电极116和118可为应用于刺激的电极。在一些示例中，最远侧电极和最近侧电极之间的电极116和118应用于刺激。因此，确定哪些电极116和118处于最近侧和最远侧可用于确定使用哪些电极116和118进行刺激。

例如，可更容易地将电流引导至近侧电极以形成电场，从而影响振荡信号源。从更远的电极产生适当的电场可能需要更多的功率并且也可导致刺激除振荡信号源的组织之外的更多组织。

电极116和118中在振荡信号源最近侧的电极可为具有最高电流源密度(CSD)的电极。例如，电极116和118中具有最高CSD的电极也最接近振荡信号源。

因为振荡信号源输出振荡信号(例如，时变信号)，所以在电极116和118处生成的电压也是振荡的。CSD基于电极116和118处的电压来确定。确定电压的瞬时测量值提供了CSD的瞬时测量值。然而，CSD的瞬时测量值可能不反映CSD的实际测量值。因此，在本公开所述的示例性技术中，IMD 106可针对多个电极116和118中的一个或多个电极来确定CSD的相应时变测量值。下文更详细地描述了用于确定CSD的时变测量值的示例性技术。IMD 106可聚合CSD的相应时变测量值以生成多个电极116和118中的一个或多个电极的相应平均电平值(例如，确定均方根(RMS)值)。

然而，CSD的平均电平值可能缺少关于CSD的时变测量值的相位的信息。因此，IMD106可被配置为确定CSD的时变测量值的相应相位幅值表示。这些相应相位幅值表示指示CSD在不同相位处的相应时变测量值的相应频率分量振幅。下文更详细地描述了用于确定相位幅值表示的示例性技术。IMD 106可生成指示相应平均电平值和相应相位幅值表示的信息。

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由抵抗来自体液的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，所述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为在振荡信号源最近侧的那些刺激电极，例如使用本公开所述的示例性技术。另选地，用于将刺激递送至目标组织位点的刺激电极可为振荡信号源最远侧的那些刺激电极，例如以便避免产生副作用或激活无源电路。例如，可能会由于过度刺激而发生γ振荡，并且因此，可能期望不对在γ振荡信号源近侧的电极输出刺激以减轻过度刺激。

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IMD106。

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IMD106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/或查看和修改治疗参数的患者编程器。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，所述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，如本公开所述，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在振荡信号源最近侧来确定使用哪些电极进行刺激。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。在一些示例中，这些示例性技术可在云计算环境中执行，在该环境下计算设备分布在云计算系统中，并且这些示例性技术在云计算系统的分布式计算设备中执行。

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。然而，还可在试验基础上采用系统100，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，以治疗运动障碍或盆底刺激。

根据本公开的技术，系统100的医疗装置(例如，IMD 106或编程器104)可被配置为确定CSD的时变测量值。确定相应电极的CSD的一种示例性方式是基于相邻电极的电压差值来确定。例如，IMD 106可基于相邻电极之间的电压差值来确定CSD值。在一些示例中，CSD值可以是沿电极的电压差值的第二空间差值。电压差值的第二空间差值中的每个第二空间差值可为电压差值之间的差值。换句话讲，在一些示例中，CSD值可以是沿引线的电压差值之间的差值。在更具体的示例中，四电极系统的两个CSD值将为(V₁-V₂)-(V₂-V₃)和(V₂-V₃)-(V₃-V₄)。

例如，用于确定CSD的公式如下。

在上述公式中，i表示维度的索引(例如，笛卡尔空间中的x、y或z)，x-_i-表示维度中的一个维度(即，笛卡尔空间中的x、y或z)，σ_ii表示对应于维度索引i的电导张量的对角分量，表示感兴趣的电压信号(例如，电极116和118处的电压)，并且I表示电流(例如，CSD)。如果净电流从电极附近的神经组织流出，则记录电流源并且I为正，并且如果电流流入电极附近的神经组织中，则产生电流宿，并且I为负。

作为近似值，通常假设组织的电导率是各向同性的，并且在电极的空间附近没有明显的变化。这得出如下的简化公式。

由于感兴趣的信号(其为电极116和118中的一者处的电压并且为时变信号)可在相邻的等距电极对之间差分地感测，因此的二阶导数可近似如下。

在上述公式中，a、b和c为相邻电极，Δx_i(a,b)为电极a和b之间的距离，Δx_i(b,c)为电极b和c之间的距离，为电极a和b之间的信号差值，并且为电极b和c之间的信号差值。电极之间的距离可从一个电极的边缘上的预先确定的点到相邻电极的边缘上的预先确定的点(诸如相邻电极之间存在的最近的两个点)来测量。另选地，距离可以是相邻电极的最近边缘的点之间存在的平均间距。在一些示例中，该距离可以是这些电极的中心点之间的距离。一般来讲，距离可指示电极之间的间距。如更详细地描述，为了分离某些频率标记(例如，β带)，可以对感兴趣的信号进行滤波，或者确定感兴趣的信号的变换(例如，傅里叶变换)，并且根据所变换的信号确定感兴趣的频率。

上述公式提供了笛卡尔坐标中的CSD值。以下提供了用于具有柱形几何形状的引线(诸如分段DBS引线)的柱坐标系中CSD公式的推导。

如上所述，电极上的CSD公式为：

对于具有径向分布的电极的引线，可在柱坐标方面展开。假设电导率矩阵以柱坐标表示，则结果可为

需注意，该坐标系中的梯度为并且因此

其可在柱坐标基向量方面表示为：

在上述公式中，r为距引线中心的半径，并且θ为围绕引线的角位置。扩展并分配导数，除了在两种情况下：和之外，基向量的偏导数几乎全部为零。分配偏导数并应用乘法法则：

假设σ_ii、和-I将以柱坐标表示，并且由于基向量是正交的，因此当应用点积时，许多项等于零：

如果假设组织的电导率在电极附近没有明显变化，则σ_rr、σ_θθ和σ_zz为常数，并且这可以重写为：

对于半径r不变的示例，诸如在引线114A和114B中，上述公式可进一步简化如下。

上述公式可用于定制待使用局部组织阻抗的相对各向异性或绝对各向异性来测量或估计的CSD，以提供个性化或目标特定的CSD估计。另外，如果假设电导率张量的值全部相等(例如，σ_ii＝σ)，这意味着存在各向同性介质，则可如下进一步简化上述公式。

在上述公式中，对于分段引线的固定、规则的角度和竖直间距， 并且例如，Δθ表示两个水平相邻电极之间的水平距离(例如，角距离)，并且Δz表示两个竖直相邻电极之间的竖直距离。对于差分记录ΔV_i,i+1，(其中i为基准(阳极)并且i+1为阴极)，相邻双极记录之间的差值ΔV_i+1,i+2-ΔV_i,i+1可用于近似二阶导数，如下所述。

例如，IMD 106可被配置为确定电极116和118处的电压的双极测量值。双极测量值意味着IMD 106确定成对电极两端的电压而不是相对于地的电压。双极测量值由ΔV_i,i+1表示，其中i为基准(阳极)并且i+1为阴极。双极测量值表示一阶导数，并且同时记录的两个相邻双极对之间的差值为二阶导数的估计值。例如，ΔV_i+1,i+2-ΔV_i,i+1为二阶导数的估计值，并且可重写如下：(V_i+1-V_i+2)-(V_i-V_i+1)。当确定电极i的CSD时，该公式可用作二阶导数。因此，可能需要最少两个电极116和118的相邻电极对来确定电极是否在振荡信号源近侧(例如，吸收电流的振荡信号源或提供电流的振荡信号源)。

基于上文，CSD值的公式可写成如下。

对于各向同性情况，上述公式可简化如下。

I_i(t)＝-σ[A_i(t)+Z_i(t)]其中

在上述公式中，时变CSD值(例如，I_i(t))通过分离水平分量和竖直分量的测量值来计算。例如，A_i(t)为CSD的水平分量的测量值，并且Z_i(t)为CSD的竖直分量的测量值。需注意，为了获得最大准确度，通常同时测量A_i(t)和Z_i(t)。在上述公式中，组织阻抗各向异性仅有一个值(例如，σ)。然而，在一些示例中，可凭经验确定电导率张量，使得能够分离出组织阻抗各向异性的值(例如，σ₁₁、σ₂₂和σ₃₃的值可为独立的)。此外，这些值可以是相对或归一化的值，因为通常实际应用可能仅需要相对CSD值。

能够对具有相等竖直间距和水平间距h的触点进行的另一个计算简化是可将分母Δθ²和Δz²替换为间距h，从而消除了平方步骤，因为有兴趣查看电极两端的CSD的相对大小。

如上所述，IMD 106可被配置为针对多个电极116和118中的一个或多个电极确定CSD的相应时变测量值。为了执行此类操作，IMD 106可被配置为针对多个电极116和118中的一个或多个电极，基于水平相邻于每个电极的两个电极之间的二阶电压差(例如，ΔV_i,i+1(t)-ΔV_i-1,i(t))和两个水平相邻电极之间的水平距离(例如，Δθ)来确定相应第一时变测量值(例如，A_i(t))。IMD 106还可被配置为针对多个电极116和118中的一个或多个电极，基于竖直相邻于每个电极的两个电极之间的二阶电压差(例如ΔV_j,j+1(t)-ΔV_j-1,j(t))和两个竖直相邻电极之间的竖直距离(例如，Δz)来确定相应第二时变测量值(例如，Z_i(t))。如上所述，可以各种方式测量两个相邻电极之间的距离。IMD 106可基于相应第一时变测量值和第二时变测量值来确定CSD的相应时变测量值(例如，I_i(t)＝-σ[A_i(t)+Z_i(t)])。

在一些示例中，为了确定第一时变测量值(例如，A_i(t))，IMD 106可按包括相应电极的引线的半径来缩放(ΔV_i,i+1(t)-ΔV_i-1,i(t))/(Δθ)²。引线的半径为r，并且缩放可包括将(ΔV_i,i+1(t)-ΔV_i-1,i(t))/(Δθ)²乘以1/r。另外，在一些示例中，IMD 106可基于两个水平相邻电极或两个竖直相邻电极的局部组织阻抗的各向异性来缩放第一时变测量值(例如，A_i(t))或第二时变测量值(例如，Z_i(t))中的至少一者。在上述示例中，σ表示局部组织阻抗的各向同性，并且可假设对于水平相邻电极和竖直相邻电极为相同的，另选地，如先前所示，解剖学变化或电极特性会导致对于水平相邻电极和竖直相邻电极而言可能不同的组织阻抗。

在一个或多个示例中，IMD 106分别确定水平分量的时变测量值(例如，A_i(t))和竖直分量的时变测量值(例如，Z_i(t))。例如，A_i(t)基于电极之间的水平距离(例如，Δθ)，并且Z_i(t)基于电极之间的竖直距离(例如，Δz)。通过分离水平分量和竖直分量(例如，分别基于水平距离和竖直距离确定水平分量和竖直分量)，与不分离水平分量和竖直分量并且仅依赖于相邻电极之间的电压差的其他技术相比，CSD的时变测量值会更准确。

在一些示例中，IMD 106可执行滤波以分离感兴趣的生物标志物信号的时域表示(例如，基于匹配滤波器、小波或其他信号处理技术)。例如，可使用15Hz至30Hz的带通滤波器来分离β振荡，β振荡是帕金森病运动障碍症状的公认生物标志物。

应当理解，可存在能够应用于分离感兴趣的特定频带的各种信号处理技术。作为一个示例，IMD 106可确定电压测量值的二阶导数(例如，ΔV_i,i+1(t)-ΔV_i-1,i(t)和ΔV_j,j+1(t)-ΔV_j-1,j(t))。IMD 106然后可确定A_i(t)和Z_i-(t)，并且然后对感兴趣的生物标志物信号的A_i(t)和Z_i(t)进行滤波(例如，滤波到15Hz至30Hz)。又如，IMD 106可首先对电压测量值进行滤波，并且然后确定这些电压测量值的二阶导数。基于根据经滤波的电压测量值生成的这些电压测量值的二阶导数，IMD 106可确定A_i(t)和Z_i(t)。尽管描述了电压测量值，但这些示例性技术也可扩展到其他类型的电信号电平(例如，电流测量值)。

在上述示例中，利用了时域滤波(例如，带通滤波器)。然而，这些技术并不限于此。例如，IMD 106可在频域中执行操作，而不是在时域中执行操作。例如，IMD 106可将傅里叶变换(例如，快速傅里叶变换(FFT)应用于电信号电平(例如，电压测量值)以确定在15Hz至30Hz范围内的频率分量的振幅。对于在15Hz至30Hz范围内的频率分量，IMD106可确定水平分量和竖直分量的值；然而，这些测量值将在频域中而不是在时域中。例如，除了或代替确定A_i(t)和Z_i(t)，IMD 106可将A_i(f)和Z_i(f)确定为频变值。换句话讲，A_i-(f)和Z_i(f)分别为A_i-(t)和Z_i(t)的FFT。在处理算法中可存在时域滤波器或从时域到频域的变换可能发生的各种情况，并且这些示例性技术适用于发生滤波或变换的不同情况。

在一些示例中，IMD 106可被配置为将所计算的时变CSD值(例如，I_i(t))的值输出到编程器104，并且编程器104可显示有助于可视化电极两端的CSD的信息。例如，编程器104可显示表示电极的CSD的图形时变信号。该可视化可被映射到电极以用于不需要利用振荡信号源的取向标记物进行成像或引线瞄准的视图。在一些示例中，该可视化可结合相对于围绕引线114A和114B的组织的局部表示、成像或图谱分段的电极映射。例如，该可视化将示出电极116和118的电极、周围组织以及时变CSD值。

在一些示例中，这些CSD值可被映射到用于1维阵列的一对同时双极记录或用于2维阵列的双极记录的四元组(例如，柱形或桨叶阵列)的中心或共享电极。例如，这些CSD值在电极上的不同点处可略微不同，并且在一些示例中，这些CSD值可被视为电极中心处的CSD值。又如，在确定用于确定CSD值的双极电压测量中，可以将两个或更多个电极耦合在一起，使得这些电极的阻抗相同。在此类示例中，这些CSD值可被认为是耦合在一起的电极的中心点(例如，耦合电极的质心)。在一些情况下，如果在环形电极和分段电极之间进行测量，则可能存在阻抗失配，并且因此测量值不正确。

在一些示例中，能够以相同的轴向水平耦合所有分段电极，使得耦合在一起的电极等同于环形电极。例如，可使用开关将处于相同轴向水平的分段电极短接到一起(例如，联接(ganging)分段电极)，测量环之间(例如，真环与由联接电极形成的环之间)的信号，并且使用这些信号来选择特定行。然后，例如，通过开关使分段电极不短路，这些电极段可以是“解联的(un-ganged)”。在一些示例中，可在解联电极之间测量CSD值。

在一些示例中，IMD 106可将电极联接成行，并且使用本公开所述的技术来挑选具有联接电极的中间一行分段电极。IMD 106可解联这些电极，并且使用本公开所述的技术进行重新测量，并且选择所选择的行内的一个或多个分段电极以用于治疗递送。联接和解联电极是一个示例，并且不应被认为是限制性的。在一些示例中，联接电极可用于与实际的环形电极一起递送治疗。

如所描述的，CSD为时变值。显示或可视化时变值对于临床医生或患者来说可能是复杂的并且可能难以理解。提供CSD的瞬时值可能不足以让临床医生或患者理解哪些电极116和118在振荡信号源近侧，因为CSD的瞬时值是该瞬间的快照值，并且未提供关于CSD值如何随时间变化的足够信息。

因此，在一个或多个示例中，IMD 106可被配置为聚合CSD的时变值。可存在IMD106能够聚合CSD的时变值的各种方式。作为一个示例，IMD 106可基于感兴趣频率的频域中的幅值或基于相位/振幅的排序来平均电极两端的相对CSD振幅。

呈现CSD的聚合时变值与归一化值而不是仅基于排序或绝对值可具有某些益处。例如，原始聚合CSD值(例如，根据RMS确定的平均电平值)可能导致难以区分电极之间的重要差值的缩放，并且排序可能过度强调具有非常相似CSD值的电极之间的差值。因此，将CSD值归一化以使得具有类似高或低值的电极可如此被看到可能是有益的。例如，两个相邻电极可与非常强的信号源几乎等距，其中两者之间的CSD的微小差值主要是由于噪声，而下一个最近的电极可具有小得多的CSD。排序将分配这三者之间的增量差值，这可能会掩盖两者几乎相同的事实。然而，在需要相对差值的情况下，绝对缩放可能无法提供如此多的信息。因此，归一化将保留相对比较，同时使具有特别高或低CSD的电极从平均值中突显出来。

在一些示例中，IMD 106可确定相位/振幅映射。在相位/振幅映射中，IMD 106可确定均方根(RMS)值，其中RMS值表示电极116和118中的一个或多个电极的CSD的平均电平值。此外，IMD 106可确定电极116和118中的每一者的相位幅值表示。这些相位幅值表示可指示CSD在不同相位处的相应时变测量值的频率分量的相应振幅。

例如，平均电平值(例如，基于RMS或其他示例性技术中的一些)可提供表示时变CSD值的值。然而，在平均电平值中，可能会丢失关于时变CSD值的相位的信息。相位信息可能是有用的，因为相位信息在充当振荡信号源(例如，输出电流)或充当信号宿(例如，接收电流)的组织区域之间进行区分。例如，基于差分相位测量值(例如，第一电极处的信号相对于某个基线相位的相位)，可以确定两个不同电极周围的组织区域具有相位相差180度的信号，这意味着一个组织区域充当信号源，并且另一个组织区域充当信号宿。通过使用相位信息的圆形映射以及将不透明度映射到平均电平值，可在异相信号发生器(例如，作为源的振荡信号源和作为宿的振荡信号源)之间产生强烈对比。

生成可视化信息(例如，图形信息)的上述示例性技术是IMD 106可生成然后使编程者104显示的信息的一个示例。然而，本公开所述的技术不限于此。在一些示例中，IMD106可不提供任何图形可视化信息。相反，基于相位幅值信息，IMD 106可生成列出CSD的平均电平值的数据并且生成指示振荡信号源是电流源还是电流宿的数据。又如，IMD 106可确定哪些电极116和118在振荡信号源近侧、远侧或介于振荡信号源近侧电极和远侧电极之间(例如，基于CSD值的平均电平值和相位幅值表示)，并且生成指示哪些电极116和118在近侧(例如，“更接近”)、远侧(例如，“更远离”)或介于振荡信号源近侧电极和远侧电极之间的数据。在一个或多个示例中，近侧电极116和118可以是更接近振荡源或宿的电极，并且远侧电极116和118可以是更远离振荡源或宿的电极。

在一些示例中，IMD 106可自动生成上述示例性信息。此外，在一些示例中，IMD106可被配置为响应于生成上述示例性信息而改变电极上的刺激设置(例如，在电极近侧、远侧或介于电极之间，以及电极附近的组织充当信号源还是信号宿)。这些变化可以自适应的方式针对组织中的变化，其作用类似于信号源或信号宿。

如上所述，IMD 106可被配置为聚合CSD的相应时变测量值以生成多个电极116和118中的一个或多个电极(例如，包括电极116和118中的每个电极)的相应平均电平值。生成相应平均水平值的一种示例性方式是基于RMS计算。如上所述，_Ai(t)表示水平相邻于每个电极的两个电极之间的第一时变测量值以及两个水平相邻电极之间的水平距离，并且Z_i(t)表示竖直相邻于每个电极的两个电极之间的第二时变测量值以及两个竖直相邻电极之间的竖直距离。A_i(t)可被认为是水平分量(例如，环形电极的角度和桨叶电极的跨度)，并且Z_i(t)可被认为是纵向分量。

电极的CSD的RMS值可等于

在上述公式中，i为感兴趣的电极，并且N为所确定的CSD值的时间窗口中数据点的数量。这样，IMD 106能够将每个电极的CSD的时变测量值聚合成该电极的单个值。代替或除了使用电压振幅之外，还可利用功率或能量。IMD 106可出于比较或排序的目的而使用RMSCSD值，以确定哪些电极116和118在振荡信号源近侧。在一些示例中，RMS CSD值可与颜色相关联以提供RMS的视觉指示。

在一些示例中，可以应用加权来缩放A_-i-(j)和Z_i(j)样本。例如，与较远期采集的A_-i-(j)和Z_i(j)样本相比，更近期采集的A_-i-(j)和Z_i(j)样本的权重可能更大。又如，与发生在远离感兴趣事件时间的A_-i-(j)和Z_i(j)样本相比，发生在更接近感兴趣事件时间的A_-i-(j)和Z_i(j)样本的权重可能更大。

然而，RMS CSD值(或更一般地，CSD的聚合时变测量值)可仅提供CSD的时变测量值的相对振幅的信息。可能会丢失能够用于区分不同生理相关源的相位信息。为了解决这个问题，IMD 106可被配置为确定CSD的时变测量值的相位幅值(PHM)表示。

以下描述了用于确定PHM表示的示例性算法。IMD 106可被配置为确定电极116和118中的哪个电极具有最大平均电平值(例如，RMS CSD值)。对于所确定的电极，IMD 106可对其时变测量值执行傅里叶变换，并且确定CSD的时变测量值的最大频率分量。例如，IMD106可确定CSD的时变测量值的特定频率分量具有最大傅里叶变换系数(FTC)。该特定频率分量被称为w0。

对于电极116和118中的一个或多个电极，IMD 106可确定频率w0下的FTC。例如，假设A_j,k-为电极k在频率wj下的FTC。在该示例中，A_w0,i(例如，第i个电极在频率w0下的FTC)等于M_ie^jφ _i。在该示例中，M_i为频率为w0的频率分量的幅值，φ_i为频率为w0的频率分量的相位，并且j为-1的平方根。可根据特定频率分量(例如，w0)的快速傅里叶变换(FFT)的输出来确定M_i-和φ_i的值。用于确定M_i-和φ_i的值的其他示例性方式包括拉普拉斯变换、希尔伯特变换或实时相位和振幅跟踪。A_w0,i的值是相位幅值表示的一个示例。在一些示例中，该相位幅值表示可被进一步归一化。

例如，IMD 106可确定哪个电极在频率w0下的FTC是最大的。例如，假设存在六个电极，并且因此存在六个A_w0值(即，A_w0,1、A_w0,2、A_w0,3-、A_w0,4-、A_w0,5和A_w0,6)。IMD 106可确定这六个值中的哪个最大。假设频率为w0的频率分量的第k个电极的FTC最大，在存在六个电极的示例中k等于1-6。因此，A_w0,k等于M_ke^jφ _k。在该示例中，φ_k是在电极116和118中的一个或多个电极处时变CSD值的最大FTC在频率为w0的频率分量的相位。如上所述，频率w0是产生最大聚合CSD值(例如，最大RMS值)的时变CSD值的最大频率分量。

IMD 106可从φ_k减去所有FTC(例如，A_w0,i)相位值来获得相位归一化的FTC。例如，IMD 106可确定A_{w0,i_norm}等于M_ie^j(φi-φk)。在所有示例中，归一化可能不是必需的，或者可执行其他类型的归一化。一般来讲，在时变CSD信号中，可能不存在能够被识别为0度的基准相位。因此，选择一个特定相位作为基准相位。在上述示例中，φ_k为所有其他相位(例如，φ_i)所归一化为的基准相位。可以一些其他方式来归一化相位。

在一些示例中，A_{w0,i_norm}和(φ_i-φ_k)可指示围绕“i”个电极中的每个电极的组织作为信号源或信号宿的贡献。例如，从上面可以看出，对于每个电极，存在归一化相位值(例如，φ_i-φ_k)，这些归一化相位值之间的差值可指示哪些电极相隔180度。例如，如果第一电极的归一化相位值为20度并且第二电极的归一化相位值为-160度，则第一电极和第二电极之间存在180度差值。在该示例中，第一电极和第二电极可在充当信号源和信号宿的相应组织近侧。

以这种方式，A_{w0,i_norm}和(φ_i-φ_k)可用于确定电极116和118中的哪些电极在振荡信号源最近侧，并且类似地确定哪些电极不在振荡信号源近侧(例如，归一化相位差值不大)。A_{w0,i_norm}和(φ_i-φ_k)可以一起形成CSD的时变测量值的归一化相位幅值表示。A_{w0,i_norm}被称为归一化幅值，并且(φ_i-φ_k)被称为归一化相位。该归一化相位将在0至2π的范围内，并且这些值可指示振荡信号源是电流宿还是电流源。

如上所述，相位信息(例如，归一化相位)可能是有用的，因为相位信息在充当振荡信号源(例如，输出电流)或充当信号宿(例如，接收电流)的组织区域之间进行区分。在不包括DC分量的情况下可能很难确定哪一个是确定的源或宿。然而，当一个区域与另一个区域异相时，它们会作为电路的不同部分发挥作用(例如，一个是源并且一个是宿)，诸如接收突触输入与生成输出或生成局部抑制响应。利用示例性技术，可以区分最接近彼此的电极(例如，最接近源和宿)而不知道是源还是宿。通过比较，简单地依赖于平均电平值(例如，RMS)将仅示出每个区域的强值，使得它们看起来更相似(例如，不指示组织区域充当信号源还是信号宿，而是指示振荡在近侧发生)。

在一些示例中，基于来自IMD 106的指令或基于对编程器104的电路的确定，编程器104可被配置为提供相位幅值表示的视觉指示。为了方便起见，以下描述了编程器104执行操作，但在一些示例中，IMD 106可执行操作并将指示操作结果的信息输出到编程器104。

例如，编程器104可利用被分为256级的圆形颜色映射，使得接近0至2π的归一化相位值显示为红色(在颜色条的两端处)，而接近π的归一化相位值显示为青色(在颜色条的中间)。这样，基于每个电极与在频率为w0的频率分量处具有最大FTC幅值的电极之间的FTC相位差(例如，归一化相位值)来建立颜色对比。该表示的实用性是使用基于相位信息的CSD时变测量值来将生理宿和生理源彼此区分开。这种显示器的示例在图12中使用黑白灰度而非颜色示出。

对于归一化幅值，编程器104可被配置为将归一化幅值的绝对值映射到归一化相位值的对应颜色的不透明度。例如，编程器104可基于A_{w0,i_norm}的绝对值的值来确定针对(φ_i-φ_k)确定的颜色的不透明度。在一些示例中，编程器104可将100％不透明度分配给归一化相位值的最大值，并且将0％不透明度(例如，100％透明度)分配给归一化相位值的最小值。

以上描述了显示CSD值的时变测量值的相位幅值表示的示例性方式。然而，示例性技术不限于上述显示相位幅值表示的方式。一般来讲，电极116和118中的电极的相位幅值表示可指示该电极的CSD的时变测量值的特定频率分量的幅值和相位。该特定频率分量可以是在具有最大平均电平值的CSD的时变测量值中在感兴趣的频谱带内具有最大变换系数的频率分量。例如，特定频率分量是频率为w0的频率分量。

这样，IMD 106可被配置为针对多个电极116和118中的一个或多个电极确定电流源密度(CSD)的相应时变测量值。针对多个电极116和118中的一个或多个电极，IMD 106可聚合CSD的相应时变测量值以生成多个电极中的一个或多个电极的相应平均电平值(例如，根据CDS值生成相应RMS值)。IMD 106可针对多个电极116和118中的一个或多个电极确定CSD的时变测量值的相应相位幅值表示。这些相应相位幅值表示指示CSD的相应时变测量值的特定频率分量的相应幅值和相位(例如，归一化幅值(A_{w0,i_norm})和归一化相位值(φ_i-φ_k)，但归一化在所有示例中不是必需的)。该特定频率分量是在具有最大平均电平值的CSD的时变测量值中在感兴趣的频谱带内具有最大变换系数的频率分量(例如，频率分量为频率w0)。

IMD 106可生成指示相应平均电平值和相应相位幅值表示的信息。例如，IMD 106可输出指示平均电平值和相位幅值表示的信息，并且编程器104可提供临床医生能够用于确定哪些电极116和118在振荡信号源近侧以及振荡信号源可能是电流宿还是电流源的视觉表示。在一些示例中，除了或代替使用视觉表示，IMD 106可利用平均电平值和相位幅值表示来确定哪些电极在振荡信号源最近侧(例如，最接近)和/或哪些电极在最远侧(例如，最远离)。IMD 106可生成指示所确定的在振荡信号源最近侧的电极的信息。

以上示例性技术相对于DBS进行了描述。然而，示例性技术并不限于此。例如，示例性技术可与唤起的响应一起使用。例如，根据本公开所述的一个或多个示例，来自相同或另一个引线上的电极的刺激脉冲或脉冲串唤起神经响应，并且CSD用于识别哪些电极与具有神经响应的组织最接近或最远离。作为一些示例，这些示例性技术可与DBS、脊柱刺激和周围神经刺激场景一起使用。

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，所述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。

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。在振荡信号源最近侧的电极116和118的组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与外部医疗装置编程器104的近侧感应交互来与编程器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利用患者运动并且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，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，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、250赫兹、500赫兹或1000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可被配置为确定哪些电极116、118应用于递送电刺激。为了确定哪些电极116、118用于递送电刺激，由于对来自振荡信号源的时变信号的感测，处理电路210可以确定哪些电极116、118具有最大电流源密度(CSD)值。然而，确定哪些电极116、118用于递送电刺激的其他技术也是可能的。

作为确定CSD值的一种示例性方式，处理电路210可使感测电路204测量电极对116、118两端的电压，其中电极对116、118两端的电压是由于由振荡信号源生成的时变信号引起的。所测量的电压的结果可以是一组差分电压。然后，处理电路210可确定该组差分电压中的差分电压之间的差值，以确定电极116、118中的一个或多个电极(可能期望顶部电极和底部电极)的CSD值。

例如，处理电路210可针对多个电极116和118中的一个或多个电极确定CSD的相应时变测量值。作为一个示例，处理电路210可针对多个电极中的一个或多个电极，基于水平相邻于每个电极的两个电极之间的二阶电压差以及这两个水平相邻电极之间的水平距离来确定相应第一时变测量值，以及针对多个电极中的一个或多个电极，基于竖直相邻于每个电极的两个电极之间的二阶电压差以及这两个竖直相邻电极之间的竖直距离来确定相应第二时变测量值。处理电路210可基于相应第一时变测量值和第二时变测量值来确定CSD的相应时变测量值。

作为一个示例，处理电路210可基于包括电极116、118的相应电极的引线104A、104B的半径来缩放相应第一时变测量值(例如，如上所述通过按1/r的系数进行缩放来确定A_i(t))。另外，在一些示例中，处理电路210可基于两个水平相邻电极或两个竖直相邻电极的局部组织阻抗的各向异性来缩放相应第一时变测量值或第二时变测量值中的至少一者。例如，处理电路210可将CSD的第一时变测量值和第二时变测量值乘以σ。

处理电路210可被配置为针对多个电极116、118中的一个或多个电极，聚合CSD的相应时变测量值以生成多个电极中的一个或多个电极的相应平均电平值。例如，处理电路210可被配置为针对多个电极116、118中的一个或多个电极基于相应第一时变测量值和第二时变测量值来确定相应均方根(RMS)值。如上所述，作为聚合CSD的相应时变测量值的方式，处理电路210可执行以下公式的运算以生成平均电平值其中i为感兴趣的电极，并且N为所确定的CSD值的时间窗口中数据点的数量。可使用除计算RMS值的技术之外的技术来聚合CSD值的时变测量值。

除了生成平均电平值之外，处理电路210还可针对多个电极116、118中的一个或多个电极确定CSD的时变测量值的相应相位幅值表示。这些相应相位幅值表示指示CSD的相应时变测量值的特定频率分量的相应幅值和相位，其中该特定频率分量是在具有最大平均电平值的CSD的时变测量值中具有最大变换系数的频率分量。可存在用于确定相位幅值表示的各种方式。

例如，处理电路210可以确定电极116、118中的哪个电极具有最高平均电平值，并且确定CSD的时变测量值中具有最高平均电平值的电极的最大频率分量。例如，假设电极X具有CSD的时变测量值的最高平均电平值，并且假设频率w0是在电极X处的CSD时变测量值中的最大频率分量。

处理电路210可针对多个电极116、118中的一个或多个电极确定CSD的相应时变测量值中所确定的最大频率分量(例如，w0)处的相应变换系数(例如，傅里叶变换系数(FTC))。处理电路210还可针对多个电极116、118中的一个或多个电极确定与相应变换系数相关联的相应相位值。例如，假设A_w0,i为第i个电极在频率w0下的FTC，并且等于M_ie^jφ _i。在该示例中，M_i为频率为w0的频率分量的幅值，φ_i为频率为w0的频率分量的相位(例如，与变换系数相关联的相位值)，并且j为-1的平方根。

在该示例中，处理电路210可以基于所确定的相应变换系数和相应相位值来确定相应相位幅值表示。例如，处理电路210可以利用M_i和φ_i值来确定电极i的相应相位幅值表示。作为一个示例，处理电路210可根据相应变换系数来确定最大变换系数。例如，A_w0,k表示最大变换系数并且为电极-k的系数。A_w0,k等于M_ke^jφ _k。处理电路210可以确定与所确定的最大变换系数相关联的相位值(例如，确定φ_k)。处理电路210可以确定与相应变换系数相关联的相应相位值和与所确定的最大变换系数相关联的所确定的相位值之间的差值(例如，确定(φ_i-φ_k))。处理电路210可以基于所确定的差值和所确定的相应变换系数来确定相应相位幅值表示(例如，A_{w0,i_norm}等于M_ie^j(φi-φk))。

在一些示例中，处理电路210可被配置为生成指示相应平均电平值和相应相位幅值表示的信息。作为一个示例，处理电路210可输出表示电极的不同平均电平值的颜色信息，并且输出相位的颜色信息，并且相位的颜色的不透明度基于幅值。又如，处理电路210可输出平均电平值和相位幅值表示作为数据值。

在一些示例中，处理电路210可被配置为利用以上示例性技术基于所生成的指示相应平均电平值和相应相位幅值表示的信息来确定一个或多个电极116、118中的哪些电极在振荡信号源(例如，源或宿)最近侧(例如，最接近)或最远侧(例如，最远离)。在此类示例中，处理电路210可生成并输出指示所确定的电极的信息。

处理电路210可选择所确定的在信号源最近侧的电极以用于递送电刺激。处理电路210可使得刺激生成电路202和/或开关电路206利用所选择的电极递送电刺激，以便从被确定为在振荡源最近侧的电极递送刺激。

图3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3所示，编程器104可包括处理电路310、存储器311、用户界面302、遥测电路308和电源320。存储器311可存储指令，这些指令在由处理电路310执行时使得处理电路310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310可包括被配置为执行相对于处理电路310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310、用户界面302和遥测电路308的技术。在各种示例中，编程器104可包括一个或多个处理器，所述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311(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310和遥测电路308被描述为单独的模块，但在一些示例中，处理电路310和遥测电路308可在功能上彼此集成。在一些示例中，处理电路310和遥测电路308对应于各个硬件单元，诸如ASIC、DSP、FPGA或其他硬件单元。

存储器311(例如，存储装置)可存储指令，这些指令在由处理电路310执行时使得处理电路310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311可包括使得处理电路310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311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302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302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302还可经由用户界面302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310的控制下，遥测电路308可支持IMD 106与编程器104之间的无线通信。遥测电路308还可被配置为经由无线通信技术与另一个计算装置通信或通过有线连接与另一个计算装置直接通信。在一些示例中，遥测电路308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308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进行通信，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310限定存储在存储器311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310经由遥测电路308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310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308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308)。处理电路310可执行上文相对于处理电路210所述的示例性操作。例如，处理电路310可确定哪些电极与信号源具有特定空间关系(例如，最接近信号源)，并且可选择这些电极用于递送电刺激。然后，处理电路310可向IMD 106发出命令，使得IMD 106经由所选择的电极递送电刺激治疗。

图4A和图4B是示出用于执行电流源密度(CSD)测量的引线上的电极的示例的概念图。图4A示出了分段电极。为了确定电极400的CSD测量值，处理电路210或310可以确定电极i 400和电极i+1 404处的电压之间的差值(即ΔV_i,i+1)，并且确定电极i 400和电极i-1 402处的电压之间的差值(即ΔV_i-1,i)。对于第一时变测量值，处理电路210或310然后可将ΔV_i-1,i和ΔV_i,i+1之间的差值确定为水平相邻于每个电极的两个电极之间的二阶电压差。类似地，处理电路210或310可以确定电极j 400和电极j+1 406处的电压之间的差值(即ΔV_j,j+1)，并且确定电极j 400和电极j-1 408处的电压之间的差值(即ΔV_j-1,j)。处理电路210或310然后可将ΔV_j-1,j和ΔV_j,j+1之间的差值确定为竖直相邻于每个电极的两个电极之间的二阶电压差。

在一些示例中，该计算可基于电极周围的“右手法则”(例如，ΔV_i-1,i＝电极400处的电压-电极402处的电压，并且ΔV_i,i+1＝电极404处的电压-电极400处的电压)。然后，处理电路210可计算二阶差ΔV_i,i+1-ΔV_i-1,i的近似值。这同样适用于z方向(例如，上下)。

在一些示例中，当同时测量水平和竖直的所有电压(或更典型地，电压差ΔV)时，可以实现对CSD的最准确估计。这对于时域或频域(至少在减去相量时)是真实的。否则，在不同时间进行测量将需要首先进行聚合(例如，计算功率)，然后进行减法，这将仅是CSD的粗略近似值。

图4B类似于图4A，不同的是图4B包括环形电极418和419。为了确定电极410的CSD测量值，处理电路210可以确定电极i 410和电极i+1414处的电压之间的差值(即ΔV_i,i+1)，并且确定电极i 410和电极i-1 412处的电压之间的差值(即ΔV_i-1,i)。对于第一时变测量值，处理电路210或310然后可将ΔV_i-1,i和ΔV_i,i+1之间的差值确定为水平相邻于每个电极的两个电极之间的二阶电压差。类似地，处理电路210或310可以确定电极j 410和电极j+1416处的电压之间的差值(即ΔV_j,j+1)，并且确定电极j 410和电极j-1 418处的电压之间的差值(即ΔV_j-1,j)。处理电路210或310然后可将ΔV_j-1,j和ΔV_j,j+1之间的差值确定为竖直相邻于每个电极的两个电极之间的二阶电压差。

在上述示例性技术中，处理电路210或310可被配置为执行各种操作来作为确定CSD值的方式。例如，作为在时域或频域中执行操作的方式，处理电路210或310可执行滤波或傅里叶变换。图5值图8为流程图，示出了处理电路210或310可执行示例性操作以确定CSD值的时变测量值的示例性方式。为了便于说明，相对于处理电路210描述了示例，但可由处理电路310或处理电路210和处理电路310的组合来执行。

图5是示出根据本公开的技术的示例性操作的流程图。在该示例中，处理电路210可从电极116、118接收指示电信号电平(例如，电压测量值)的信息(502)。例如，存储器211可存储电信号电平，并且处理电路210可从存储器211接收电信号电平。处理电路210可将所接收的电信号电平滤波(例如，带通滤波)到感兴趣的频带(例如，滤除β频带之外的所有频率分量)(504)。处理电路210可基于经滤波的电信号电平(例如ΔV_i,i-1-ΔV_i+1,i和ΔV_j,j-1-ΔV_j+1,j)计算差分对(506)。处理电路210可基于所计算的差分对来计算每个触点(例如，电极)的CSD值(例如，确定A_i(t)和Z_i(t)并将它们相加在一起以确定CSD值)(508)。

图6是示出根据本公开的技术的另一示例性操作的流程图。在该示例中，处理电路210可从电极116、118接收电信号电平(例如，电压测量值)(602)。例如，存储器211可存储电信号电平，并且处理电路210可从存储器211接收电信号电平。处理电路210可基于电信号电平(例如ΔV_i,i-1-ΔV_i+1,i和ΔV_j,j-1-ΔV_j+1,j)计算差分对(604)。处理电路210可将所计算的差分对的结果滤波(例如，带通滤波)到感兴趣的频带(例如，滤除β频带之外的所有频率分量)(606)。处理电路210可基于经滤波的所计算差分对来计算每个触点(例如，电极)的CSD值(例如，确定A_i(t)和Z_i(t)并将它们相加在一起以确定CSD值)(608)。处理电路210可计算聚合度量和/或排序(610)。聚合测量值的一个示例是平均电平值(例如，RMS值)，并且排序的一个示例是相位幅值表示，如上所述。

图7是示出根据本公开的技术的另一示例性操作的流程图。在该示例中，处理电路210可从电极116、118接收电信号电平(例如，电压测量值)(702)。例如，存储器211可存储电信号电平，并且处理电路210可从存储器211接收电信号电平。处理电路210可基于电信号电平(例如ΔV_i,i-1-ΔV_i+1,i和ΔV_j,j-1-ΔV_j+1,j)计算差分对(704)。处理电路210可基于所计算的差分对来计算每个触点(例如，电极)的CSD值(例如，确定A_i(t)和Z_i(t)并将它们相加在一起以确定CSD值)(706)。处理电路210可确定CSD值的快速傅里叶变换(FFT)(或从时域到频域的其他类型的变换)(708)。处理电路210可计算聚合度量和/或排序(710)。聚合测量值的一个示例是平均电平值(例如，RMS值)，并且排序的一个示例是相位幅值表示，如上所述。

例如，FFT会在频域中产生相量。可以与上述时域方法类似的方式减去电极之间的这些相量P_i(例如，P_i,i-1-P_i+1,i和P_j,j-1-P_j+1,j)。如果相位下降并且使用了|P|，则得到近似值。如果水平分量是独立于竖直分量计算的，则这可能是最相关的。另外，RMS值为一个示例，并且用于确定平均电平值的其他技术包括sum(abs(CSD(t)))、sum(squared(CSD(t))、sqrt(sum(squared(CSD(t)-mean(CSD(t)))))等。也可使用其他技术来确定平均电平值。

图8是示出根据本公开的技术的另一示例性操作的流程图。在该示例中，处理电路210可从电极116、118接收电信号电平(例如，电压测量值)(802)。例如，存储器211可存储电信号电平，并且处理电路210可从存储器211接收电信号电平。处理电路210可基于电信号电平(例如ΔV_i,i-1-ΔV_i+1,i和ΔV_j,j-1-ΔV_j+1,j)计算差分对(804)。处理电路210可确定每个触点的CSD值的快速傅里叶变换(FFT)(或从时域到频域的其他类型的变换)(806)。处理电路210可如上所述计算频域中的CSD值(808)。处理电路210可计算聚合度量和/或排序(810)。聚合测量值的一个示例是平均电平值(例如，RMS值)，并且排序的一个示例是相位幅值表示，如上所述。另外，RMS值为一个示例，并且用于确定平均电平值的其他技术包括sum(abs(CSD(t)))、sum(squared(CSD(t))、sqrt(sum(squared(CSD(t)-mean(CSD(t)))))等。也可使用其他技术来确定平均电平值。

图9是示出根据本公开的技术的另一示例性操作的流程图。为了便于描述，相对于处理电路210描述了示例，但这些操作可由处理电路310或处理电路210和处理电路310的组合来执行。

处理电路210可从电极116、118接收电信号电平(例如，电压测量，但其他类型的电信号电平也是可能的)(902)。例如，存储器211可存储电信号电平，并且处理电路210可从存储器211接收电信号电平。电极116、118处的电压可为振荡信号源吸收电流或供应电流的结果，这在电极116、118上形成了电压。

处理电路210可针对多个电极116和118中的一个或多个电极确定CSD的相应时变测量值(904)。处理电路210可根据相对于图5至图8所述的技术中的任一者或它们的组合(如果适用的话)来执行操作。

作为一个示例，处理电路210可针对多个电极中的一个或多个电极，基于水平相邻于每个电极的两个电极之间的二阶电压差以及这两个水平相邻电极之间的水平距离来确定相应第一时变测量值，以及针对多个电极中的一个或多个电极，基于竖直相邻于每个电极的两个电极之间的二阶电压差以及这两个竖直相邻电极之间的竖直距离来确定相应第二时变测量值。处理电路210可基于相应第一时变测量值和第二时变测量值来确定CSD的相应时变测量值。

作为一个示例，处理电路210可基于包括电极116、118的相应电极的引线114A、114B的半径来缩放相应第一时变测量值(例如，如上所述通过按1/r的系数进行缩放来确定A_i(t))。另外，在一些示例中，处理电路210可基于两个水平相邻电极或两个竖直相邻电极的局部组织阻抗的各向异性来缩放相应第一时变测量值或第二时变测量值中的至少一者。例如，处理电路210可将CSD的第一时变测量值和第二时变测量值乘以σ。

处理电路210可被配置为针对多个电极116、118中的一个或多个电极，聚合CSD的相应时变测量值以生成多个电极中的一个或多个电极的相应平均电平值(906)。例如，处理电路210可被配置为针对多个电极116、118中的一个或多个电极基于相应第一时变测量值和第二时变测量值来确定相应均方根(RMS)值。如上所述，作为聚合CSD的相应时变测量值的方式，处理电路210可执行以下公式的运算以生成平均电平值其中i为感兴趣的电极，并且N为所确定的CSD值的时间窗口中数据点的数量。可使用除计算RMS值的技术之外的技术来聚合CSD值的时变测量值。

除了生成平均电平值之外，处理电路210还可针对多个电极116、118中的一个或多个电极确定CSD的时变测量值的相应相位幅值表示(908)。这些相应相位幅值表示指示CSD的相应时变测量值的特定频率分量的相应幅值和相位，其中该特定频率分量是在具有最大平均电平值的CSD的时变测量值中具有最大变换系数的频率分量。可存在用于确定相位幅值表示的各种方式。上文描述了用于确定相位幅值表示的示例性方式中的一者，并且相对于图10进行了更详细描述。

在一些示例中，处理电路210可被配置为生成指示相应平均电平值和相应相位幅值表示的信息(910)。作为一个示例，处理电路210可输出表示电极的不同平均电平值的颜色信息，并且输出相位的颜色信息，其中相位的颜色的不透明度基于幅值。又如，处理电路210可输出平均电平值和相位幅值表示作为数据值。

在一些示例中，处理电路210可被配置为基于所生成的指示相应平均电平值和相应相位幅值表示的信息来确定一个或多个电极116、118中的哪些电极在振荡信号源最近侧、最远侧或介于近侧和远侧之间。在此类示例中，处理电路210可生成并输出指示所确定的电极的信息。

图9的示例性技术可用于以下各项中的任一者或它们的组合。示例性技术可在外围装置(例如，患者或医师编程器104)或云平台中执行，并且作为电极选择、基于最大/最小值的推荐或基于值对电极的排序呈现给医师，并且/或者可用于对IMD 106进行编程以在半自动或自动的基础上利用电极选择来递送刺激。示例性技术可在IMD 106上计算并自动选择。示例性技术可在IMD 106上计算并作为基于最大/最小值的推荐或基于值对电极的排序在外围装置(例如，患者或医师编程器104)或云平台上呈现给医师。

图10是示出根据本公开的技术的另一示例性操作的流程图。为了便于描述，相对于处理电路210描述了示例，但这些操作可由处理电路310或处理电路210和处理电路310的组合来执行。

处理电路210可以确定电极116、118中的哪个电极具有最高平均电平值(1002)，并且确定CSD的时变测量值中具有最高平均电平值的电极的最大频率分量(1004)。例如，假设电极X具有CSD的时变测量值的最高平均电平值，并且假设频率w0是在电极X处的CSD时变测量值中的最大频率分量。

处理电路210可针对多个电极116、118中的一个或多个电极确定CSD的相应时变测量值中所确定的最大频率分量(例如，w0)处的相应变换系数(例如，傅里叶变换系数(FTC))(1006)。处理电路210还可针对多个电极116、118中的一个或多个电极确定与相应变换系数相关联的相应相位值(1008)。例如，假设A_w0,i为第i个电极在频率w0下的FTC，并且等于M_ie^{j φ} _i。在该示例中，M_i为频率为w0的频率分量的幅值，φ_i为频率为w0的频率分量的相位(例如，与变换系数相关联的相位值)，并且j为-1的平方根。

处理电路210可以基于所确定的相应变换系数和相应相位值来确定相应相位幅值表示(1010)。例如，处理电路210可以利用M_i和φ_i值来确定电极i的相应相位幅值表示。作为一个示例，处理电路210可根据相应变换系数来确定最大变换系数。例如，A_w0,k表示最大变换系数并且为电极-k的系数。A_w0,k等于M_ke^jφ _k。处理电路210可以确定与所确定的最大变换系数相关联的相位值(例如，确定φ_k)。处理电路210确定与相应变换系数相关联的相应相位值和与所确定的最大变换系数相关联的所确定的相位值之间的差值(例如，确定(φ_i-φ_k))。处理电路210可以基于所确定的差值和所确定的相应变换系数来确定相应相位幅值表示(例如，A_{w0,i_norm}等于M_ie^j(φi-φk))。

在一些示例中，可以跨多个子频带(例如，不同频带)多次执行结合图5至图10描述的以上示例性操作，以检测可能表现为一个大源的多个源的位置。例如，上述示例性技术被描述为在β频带上执行，但在一些示例中，IMD 106和/或编程器104可在不同频带处执行示例性操作以识别多个振荡源。

图11是示出多个电极的平均CSD值的示例的概念图。图11示出了电极C1-C6的平均CSD值(例如，平均电平值)，其中电极C1-C3处于相同电平并且电极C4-C6处于相同电平。在图11中，来自电极C4和C6的时变信号的平均电平值可能最大，来自电极C1和C3的时变信号的平均电平值可能介于最大与最小之间，其中电极C1的平均电平值大于电极C3的平均电平值，并且电极C2和C5的时变信号的平均电平值可能最小。

图12是示出用于多个电极的CSD的示例性相位幅值表示的概念图。图12示出了电极C1-C6的相位幅值表示(例如，归一化相位幅值表示，但此类归一化在所有示例中可能不是必需的)，其中电极C1-C3处于相同电平，并且电极C4-C6处于相同电平。在图12的示例中，来自电极C3的时变信号可提供基准相位(例如，φ_k为在频率分量w0下电极C3处的时变信号的相位，其中频率分量w0为在具有最大平均电平值的CSD的时变测量值中具有最大变换系数的频率分量)。

电极C1-C6的灰度级可基于A_{w0,i_norm}的值(例如，A_{w0,i_norm}的值越大，电极在图12中示出得越暗)。另外，电极C1-C6内所示的箭头指示与基准相位的相位差的量(例如，(φ_i-φ_k))。例如，对于电极C4和C5，箭头指示它们的相应(φ_i-φ_k)值接近0度或360度(例如，0或2π)。对于电极C1和C2，箭头指示它们的相应(φ_i-φ_k)值接近180度(例如，π)。因此，在该示例中，电极C4和C5与电极C1和C2之间的相位差为大约180度。因此，如果在电极C4和C5近侧的组织作用类似于信号源，或者充当信号源，如果在电极C4和C5近侧的组织作用类似于信号宿，则电极C4和C5可能在充当信号源或信号宿的组织近侧，并且电极C1和C2可能在充当信号源的组织近侧。在该示例中，电极C3和C6可在作用类似于信号源或信号宿的组织远侧。

以下实施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，包括：针对多个电极中的一个或多个电极，确定电流源密度(CSD)的相应时变测量值；针对多个电极中的一个或多个电极，聚合CSD的相应时变测量值以生成多个电极中的一个或多个电极的相应平均电平值；针对多个电极中的一个或多个电极，确定CSD的时变测量值的相应相位幅值表示，其中这些相应相位幅值表示指示CSD的相应时变测量值的特定频率分量的相应幅值和相位，并且其中该特定频率分量是在具有最大平均电平值的CSD的时变测量值中具有最大变换系数的频率分量，以及生成指示相应平均电平值和相应相位幅值表示的信息。

实施例2.根据实施例1所述的方法，还包括基于所生成的相应平均电平值的信息和相应相位幅值表示来确定一个或多个电极中的哪些电极位于振荡信号源的最近侧或最远侧，并且生成指示所确定的电极的信息。

实施例3.根据实施例1和2中任一项所述的方法，其中确定CSD的相应时变测量值包括：针对多个电极中的一个或多个电极，基于水平相邻于每个相应电极的两个电极之间的二阶电压差以及这两个水平相邻电极之间的水平距离来确定相应第一时变测量值，针对多个电极中的一个或多个电极，基于竖直相邻于每个相应电极的两个电极之间的二阶电压差以及这两个竖直相邻电极之间的竖直距离来确定相应第二时变测量值，以及基于相应第一时变测量值和第二时变测量值来确定CSD的相应时变测量值。

实施例4.根据实施例3所述的方法，还包括基于包括相应电极的植入式引线的半径来缩放相应第一时变测量值，其中确定CSD的相应时变测量值包括基于缩放的相应第一时变测量值和第二时变测量值来确定CSD的相应时变测量值。

实施例5.根据实施例3和4中任一项所述的方法，还包括基于两个水平相邻电极或两个竖直相邻电极的局部组织阻抗的各向异性来缩放相应第一时变测量值或第二时变测量值中的至少一者，其中确定CSD的相应时变测量值包括基于缩放的相应第一时变测量值或缩放的相应第二时变测量值来确定CSD的相应时变测量值。

实施例6.根据实施例1至5中任一项所述的方法，其中确定相应相位幅值表示包括：确定一个或多个电极中的哪个电极具有最高平均电平值；确定CSD的时变测量值中具有最高平均电平值的电极的最大频率分量；针对多个电极中的一个或多个电极，确定在CSD的相应时变测量值中所确定的最大频率分量处的相应变换系数；针对多个电极中的一个或多个电极，确定与该相应变换系数相关联的相应相位值，以及基于所确定的相应变换系数和相应相位值来确定相应相位幅值表示。

实施例7.根据实施例6所述的方法，其中基于所确定的相应变换系数和相应相位值确定相应相位幅值表示包括：根据该相应变换系数确定最大变换系数；确定与所确定的最大变换系数相关联的相位值；确定与相应变换系数相关联的相应相位值和与所确定的最大变换系数相关联的所确定的相位值之间的差值，以及基于所确定的差值和所确定的相应变换系数来确定相应相位幅值表示。

实施例8.一种系统，包括存储器和处理电路，该存储器被配置为存储电信号电平，该处理电路被配置为：针对多个电极中的一个或多个电极，基于这些电信号电平来确定电流源密度(CSD)的相应时变测量值；针对多个电极中的一个或多个电极，聚合CSD的相应时变测量值以生成多个电极中的一个或多个电极的相应平均电平值；针对多个电极中的一个或多个电极，确定CSD的时变测量值的相应相位幅值表示，其中这些相应相位幅值表示指示CSD的相应时变测量值的特定频率分量的相应幅值和相位，其中该特定频率分量是在具有最大平均电平值的CSD的时变测量值中具有最大变换系数的频率分量，以及生成指示相应平均电平值和相应相位幅值表示的信息。

实施例9.根据实施例8所述的系统，还包括植入式医疗装置(IMD)，其中该IMD包括处理电路。

实施例10.根据实施例8和9中任一项所述的系统，还包括编程器，该编程器包括显示器，该显示器被配置为显示指示相应平均电平值和相应相位幅值表示的信息。

实施例11.根据实施例8至10中任一项所述的系统，其中处理电路被配置为基于所生成的相应平均电平值的信息和相应相位幅值表示来确定一个或多个电极中的哪些电极位于振荡信号源的最近侧或最远侧，并且生成指示所确定的电极的信息。

实施例12.根据实施例8至11中任一项所述的系统，其中为了确定CSD的相应时变测量值，处理电路被配置为：针对多个电极中的一个或多个电极，基于水平相邻于每个相应电极的两个电极之间的二阶电压差以及这两个水平相邻电极之间的水平距离来确定相应第一时变测量值；针对多个电极中的一个或多个电极，基于竖直相邻于每个相应电极的两个电极之间的二阶电压差以及这两个竖直相邻电极之间的竖直距离来确定相应第二时变测量值，以及基于相应第一时变测量值和第二时变测量值来确定CSD的相应时变测量值。

实施例13.根据实施例12所述的系统，其中处理电路被配置为基于包括相应电极的植入式引线的半径来缩放相应第一时变测量值，其中为了确定CSD的相应时变测量值，该处理电路被配置为基于缩放的相应第一时变测量值和第二时变测量值来确定CSD的相应时变测量值。

实施例14。根据实施例12和13中任一项所述的系统，其中处理电路被配置为基于两个水平相邻电极或两个竖直相邻电极的局部组织阻抗的各向异性来缩放相应第一时变测量值或第二时变测量值中的至少一者，其中为了确定CSD的相应时变测量值，该处理电路被配置为基于缩放的相应第一时变测量值或缩放的相应第二时变测量值来确定CSD的相应时变测量值。

实施例15.根据实施例8至14中任一项所述的系统，其中为了确定相应相位幅值表示，处理电路被配置为：确定一个或多个电极中的哪个电极具有最高平均电平值；确定CSD的时变测量值中具有该最高平均电平值的电极的最大频率分量；针对多个电极中的一个或多个电极，确定在CSD的相应时变测量值中所确定的最大频率分量处的相应变换系数；针对多个电极中的一个或多个电极，确定与该相应变换系数相关联的相应相位值，以及基于所确定的相应变换系数和相应相位值来确定相应相位幅值表示。

实施例16.根据实施例15所述的系统，其中为了基于所确定的相应变换系数和相应相位值来确定相应相位幅值表示，处理电路被配置为：根据该相应变换系数确定最大变换系数；确定与所确定的最大变换系数相关联的相位值；确定与相应变换系数相关联的相应相位值和与所确定的最大变换系数相关联的所确定的相位值之间的差值，以及基于所确定的差值和所确定的相应变换系数来确定相应相位幅值表示。

实施例17.一种计算机可读存储介质，该计算机可读存储介质包括指令，这些指令在被执行时使得一个或多个处理器：针对多个电极中的一个或多个电极，确定电流源密度(CSD)的相应时变测量值；针对多个电极中的一个或多个电极，聚合CSD的相应时变测量值以生成多个电极中的一个或多个电极的相应平均电平值；针对多个电极中的一个或多个电极，确定CSD的时变测量值的相应相位幅值表示，其中这些相应相位幅值表示指示CSD的相应时变测量值的特定频率分量的相应幅值和相位，其中该特定频率分量是在具有最大平均电平值的CSD的时变测量值中具有最大变换系数的频率分量，以及生成指示相应平均电平值和相应相位幅值表示的信息。

实施例18.根据实施例17所述的计算机可读存储介质，还包括指令，这些指令使得一个或多个处理器基于所生成的相应平均电平值的信息和相应相位幅值表示来确定一个或多个电极中的哪些电极位于振荡信号源的最近侧或最远侧，并且生成指示所确定的电极的信息。

实施例19.根据实施例17和18中任一项所述的计算机可读存储介质，其中使得一个或多个处理器确定CSD的相应时变测量值的指令包括使得一个或多个处理器确定以下各项的指令：针对多个电极中的一个或多个电极，基于水平相邻于每个相应电极的两个电极之间的二阶电压差以及这两个水平相邻电极之间的水平距离来确定相应第一时变测量值；针对多个电极中的一个或多个电极，基于竖直相邻于每个相应电极的两个电极之间的二阶电压差以及这两个竖直相邻电极之间的竖直距离来确定相应第二时变测量值，以及基于相应第一时变测量值和第二时变测量值来确定CSD的相应时变测量值。

实施例20.根据实施例19所述的计算机可读存储介质，还包括指令，这些指令使得一个或多个处理器：基于包括相应电极的植入式引线的半径来缩放相应第一时变测量值，其中使得一个或多个处理器确定CSD的相应时变测量值的指令包括使得一个或多个处理器基于缩放的相应第一时变测量值和第二时变测量值来确定CSD的相应时变测量值的指令。

实施例21.根据实施例19和20中任一项所述的计算机可读存储介质，还包括指令，这些指令使得一个或多个处理器基于两个水平相邻电极或两个竖直相邻电极的局部组织阻抗的各向异性来缩放相应第一时变测量值或第二时变测量值中的至少一者，其中使得一个或多个处理器确定CSD的相应时变测量值的指令包括使得一个或多个处理器基于缩放的相应第一时变测量值或缩放的相应第二时变测量值来确定CSD的相应时变测量值的指令。

实施例22.根据实施例17至21中任一项所述的计算机可读存储介质，其中使得一个或多个处理器确定相应相位幅值表示的指令包括使得一个或多个处理器确定以下各项的指令：确定一个或多个电极中的哪个电极具有最高平均电平值；确定CSD的时变测量值中具有该最高平均电平值的电极的最大频率分量；针对多个电极中的一个或多个电极，确定在CSD的相应时变测量值中所确定的最大频率分量处的相应变换系数；针对多个电极中的一个或多个电极，确定与该相应变换系数相关联的相应相位值，以及基于所确定的相应变换系数和相应相位值来确定相应相位幅值表示。

实施例23.根据实施例22所述的计算机可读存储介质，其中使得一个或多个处理器基于所确定的相应变换系数和相应相位值来确定相应相位幅值表示的指令包括使得一个或多个处理器确定以下各项的指令：根据该相应变换系数确定最大变换系数；确定与所确定的最大变换系数相关联的相位值；确定与相应变换系数相关联的相应相位值和与所确定的最大变换系数相关联的所确定的相位值之间的差值，以及基于所确定的差值和所确定的相应变换系数来确定相应相位幅值表示。

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。