本申請要求于2014年7月3日提交的美國臨時專利申請序列號62/020,836的根據35U.S.C.§119(e)的優先權的權益，其通過引用整體包含在此。
技術領域：
本發明涉及可植入醫療系統，并且更具體地，涉及用于刺激組織的系統和方法。
背景技術：
：可植入神經刺激系統已被證明對多種疾病和病癥有療效。心臟起搏器和可植入心臟除顫器(ICD)已被證明對治療一些心臟疾病(例如心律失常)非常有效。脊髓刺激(SCS)系統早已被接受為用于治療慢性疼痛綜合癥的治療方式，且組織刺激的應用已開始擴展至額外的應用，例如心絞痛和失禁。深部腦刺激(DBS)也已被用于治療難治性慢性疼痛綜合征超過十幾年，且DBS最近也被應用至額外的區域，例如運動障礙和癲癇。進一步地，已經應用功能性電刺激(FES)系統來恢復脊髓損傷患者的癱瘓肢端的一些功能。此外，在最近的調查中，外周神經刺激(PNS)系統已被證明對慢性疼痛綜合征和失禁的治療具有療效，且一些額外的應用目前也在進行調查。其中引線被植入在枕骨神經上的組織中的枕葉神經刺激(ONS)已展示出治療各種頭痛(包括偏頭痛、叢集性頭痛和頸源性頭痛)的希望。這些可植入神經刺激系統通常包括在所期望刺激部位處被植入的攜帶刺激引線的一個或多個電極以及從遠離刺激部位被植入、但卻被直接耦接至一個或多個神經刺激引線或經由引線延伸部被間接耦接至一個或多個神經刺激引線的神經刺激器(例如，可植入脈沖發生器(IPG))。因此，電脈沖可以從神經刺激器被遞送到神經刺激引線以刺激組織并向患者提供期望的有效治療。神經刺激系統可以進一步包括以遠程控制(RC)形式的手持式患者編程器，以遠程指引神經刺激器根據選出的刺激參數來生成電刺激脈沖。典型的刺激參數集合可以包括：充當陽極或陰極的電極、以及刺激脈沖的振幅、寬度和速率。因此，RC可以被用于指引神經刺激器根據選出的刺激參數來生成電刺激脈沖。通常，編程到神經刺激器的刺激參數可以通過操控RC上的控制來調整，以修改由神經刺激器系統提供給患者的電刺激。因此，根據由RC編程的刺激參數，可以將電脈沖從神經刺激器遞送到一個或者多個刺激電極，以根據刺激參數集合來刺激或激活組織量并且向患者提供期望的有效治療。最好的刺激參數集合將通常為以下一個：即遞送刺激能量到必須被刺激以便提供治療益處(例如疼痛治療)的組織量而同時最小化被刺激的非目標組織量。IPG可以由用戶例如通過使用用戶編程器(CP)來編程，該用戶編程器(CP)通常包括通用計算機，例如膝上型計算機，其上安裝有編程軟件包。通常，RC只能以有限的方式(例如，通過僅選擇程序或調整脈沖振幅或脈沖寬度)來控制神經刺激器，而CP可以被用于控制所有刺激參數，包括哪些電極是陰極或陽極。神經刺激方案的有效性可以最好根據刺激能力三元組(stimulationcapabilitytriad)來描述，該刺激能力三元組包括空間分量(即，在正確的位置進行刺激，其高度依賴于待治療的病癥)、時間分量(即，響應于狀態而進行刺激，例如，感測相關生理參數并響應刺激)以及信息分量(即，使用模式進行脈動以發送正確的信息來進行刺激)。關于刺激能力三元組的信息分量，許多當代神經刺激系統使用脈沖模式來進行編程，其本質上是強直性(tonic)的(即，具有均勻脈沖速率、脈沖寬度、脈沖振幅等的連續脈沖模式，其可預測地在神經系統中生成動作電位)或本質上是突發性的(即，交替打開和關閉的脈沖模式)。然而，人類神經系統使用更復雜的模式與環境通信，其中編碼了許多類型的信息，包括疼痛、壓力、溫度等。參見Kandel、Schwartz和Jessell，PrinciplesofNeuralScience，第四版，其記錄脈沖模式如何傳達關于不同類型的機械刺激的尺寸和形狀的信息、傳達關于溫度如何變化的信息、以及傳達關于刺激的開始和停止的信息。因此，神經系統可以將強直性刺激解釋為非自然現象，其在一些神經刺激應用中可以采取感覺異常的形式。對一些當代神經刺激系統(例如聽覺/耳蝸刺激和視覺/視網膜刺激裝置)進行編程以遞送非強直性脈沖模式，其由神經刺激解釋為以適當視覺或聽覺感知形式的自然或接近自然的現象。最近，在開發刺激能力三元組的信息分量以改進已知刺激應用的功效和效率方面已經進行了廣泛的研究。例如，已經示出了涉及高脈沖速率和/或快速突發的非強直性刺激以避免通常伴隨常規神經刺激治療或疼痛減輕的潛在不舒服的副作用，例如感覺異常。作為另一個例子，一些刺激應用試圖模仿周圍神經系統響應于外部刺激而自然地感測并發送到脊髓的自然非強直性信號，從而允許截肢者經由機械手臂感測觸摸、壓力和溫度。作為又一個實例，可以使用更節能的非強直性脈沖模式來刺激大腦，以便治療帕金森病。雖然可以定制神經刺激系統以遞送適合于該神經刺激系統要被用于的應用的非強直性脈沖模式，但是這種定制的神經刺激系統將被限于該特定應用并且通常不可用于使用不同非強直性脈沖模式的應用。像這樣，需要可動態定制以在安全限度內遞送任何非強直性脈沖模式的神經刺激系統。技術實現要素：根據本發明的第一個方面，提供了一種外部控制裝置，其被配置為用于控制植入患者體內的神經刺激器。所述外部控制裝置包括：用戶界面，其被配置為用于接收來自用戶的輸入；遙測電路，其被配置為用于與所述神經刺激器通信；以及控制電路，其被配置為用于響應于來自所述用戶的輸入而在逐個脈沖的基礎上(onapulse-by-pulsebasis)定制脈沖模式，并且經由所述遙測電路指引所述神經刺激器根據定制的脈沖模式向所述患者遞送電刺激能量。所述神經刺激器可以包括專用集成電路(ASIC)，在這種情況下，所述控制電路可以被配置為用于對所述ASIC進行編程以生成所述定制的脈沖模式。所述控制電路可以被配置為用于響應于來自所述用戶的輸入而獨立地限定所述脈沖模式中的鄰近脈沖對之間的脈沖間間隔、獨立地限定所述脈沖模式中的脈沖的寬度、獨立地限定所述脈沖模式中的脈沖的振幅、獨立地限定以所述脈沖模式遞送脈沖的電極組合、和/或向所述脈沖模式添加脈沖或從所述脈沖模式減去脈沖。在一個實施例中，所述控制電路可以被配置為用于響應于來自所述用戶的輸入通過調整被應用于所述脈沖模式的基線刺激參數的乘法因子而在逐個脈沖的基礎上定制所述脈沖模式。另外或可替代地，所述用戶界面被配置為用于顯示所述脈沖模式，并且所述控制電路被配置為用于通過允許所述用戶使用指向元素拖拽顯示出的脈沖模式的一部分來定制所述脈沖模式。另外或可替代地，所述控制電路被配置為用于根據啟發式安全/監管規則集合來限制所述脈沖模式的定制。另外或可替代地，所述外部控制裝置還包括存儲器，其被配置為用于存儲多個不同的定制的脈沖模式，在這種情況下，所述控制電路可以被配置為用于響應于來自所述用戶的輸入而選擇一個或多個定制的脈沖模式、從所述存儲器調用(recall)選出的一個或多個脈沖模式、并且經由所述遙測電路指引所述神經刺激器根據被調用的一個或多個脈沖模式來遞送所述電刺激能量。另外或可替代地，所述控制電路可以被配置為用于響應于來自所述用戶的輸入而在逐個脈沖的基礎上定制另一脈沖模式，并且指引所述神經刺激器根據所述定制的脈沖模式和所述另一定制的脈沖模式而分別在兩個時序信道中同時遞送所述電刺激能量。在這種情況下，所述控制電路可以被配置為用于響應于來自所述用戶的輸入而限定在相應時序信道內的所述定制的脈沖模式和所述另一定制的脈沖模式之間的相位偏移。另外或可替代地，所述控制電路可以被配置為用于響應于來自所述用戶的輸入而全局地修改針對強直性脈沖模式的所有脈沖的刺激參數，并且用于根據所述強直性脈沖模式來指引所述神經刺激器向所述患者遞送所述電刺激能量。另外或可替代地，所述控制電路可以被配置為用于將所述定制的脈沖模式導出到可由多個用戶訪問的中央數據庫。根據本發明的第二個方面，提供了一種被配置為用于向患者提供神經刺激治療的神經刺激系統。所述神經刺激系統包括：至少一個電極，其與患者的組織接觸；神經刺激器，其被配置為用于將所述電刺激能量遞送到一個或多個電極；以及外部控制裝置，其被配置為用于允許用戶在逐個脈沖的基礎上定制脈沖模式，并且指引所述神經刺激器根據定制的脈沖模式將所述電刺激能量遞送到一個或多個電極。神經刺激器可以包括專用集成電路(ASIC)，在這種情況下，所述外部控制裝置可以被配置為用于對所述ASIC進行編程以生成定制的脈沖模式。所述外部控制裝置可以被配置為用于允許用戶獨立地限定所述脈沖模式中的鄰近脈沖對之間的脈沖間間隔、允許用戶獨立地限定所述脈沖模式中的脈沖的寬度、允許用戶獨立地限定所述脈沖模式中的脈沖的振幅，允許用戶獨立地限定以所述脈沖模式遞送脈沖的電極組合、和/或允許用戶向所述脈沖模式添加脈沖或從所述脈沖模式減去脈沖。在一個實施例中，所述外部控制裝置可以被配置為用于通過允許用戶調整被應用于所述脈沖模式的基線刺激參數的乘法因子而在逐個脈沖的基礎上允許用戶定制所述脈沖模式。另外或可替代地，所述外部控制裝置可以被配置為用于顯示所述脈沖模式，并且用于通過允許用戶使用指向元素拖拽顯示出的脈沖模式的一部分來允許用戶定制所述脈沖模式。另外或可替代地，所述外部控制裝置可以被配置為用于根據啟發式安全/監管規則集合來限制所述脈沖模式的定制。另外或可替代地，所述外部控制裝置可以被配置為用于存儲多個不同的定制的脈沖模式、允許用戶選擇一個或多個定制的脈沖模式、調用選出的一個或多個脈沖模式、并且指引所述神經刺激器根據被調用的一個或多個脈沖模式來遞送所述電刺激能量。另外或可替代地，所述外部控制裝置可以被配置為用于允許用戶在逐個脈沖的基礎上定制另一脈沖模式，并且指引所述神經刺激器根據所述定制的脈沖模式和所述另一定制的脈沖模式而分別在兩個時序信道中同時遞送所述電刺激能量。在這種情況下，所述外部控制裝置可以被配置為用于允許用戶限定在相應時序信道內的所述定制的脈沖模式和所述另一定制的脈沖模式之間的相位偏移。另外或可替代地，所述外部控制裝置可以被配置為用于允許用戶全局地修改針對強直性脈沖模式的所有脈沖的刺激參數，并且根據所述強直性脈沖模式來指引所述神經刺激器將所述電刺激能量遞送到一個或多個電極。另外或可替代地，所述外部控制裝置可以被配置為用于將所述定制的脈沖模式導出到可由多個用戶訪問的中央數據庫。另外或可替代地，所述神經刺激器被配置為用于感測環境信號，并且所述外部控制裝置被配置為用于基于感測到的環境信號而針對逐個脈沖定制所述脈沖模式。通過閱讀旨在說明而不是限制本發明的以下優選實施例的詳細說明，本發明的其它和進一步的方面和特征將是顯而易見的。附圖說明附圖示出本發明的優選實施例的設計和實用性，其中類似的元件由共同的參考數字所表示。為了更好地理解如何獲得本發明的上述和其它優點和目的，將通過參照在附圖中示出的本發明的具體實施例來呈現上面簡述的本發明的更具體的描述。要理解的是這些附圖僅描繪本發明的典型實施例且因此不被認為是限制其范圍，將通過使用附圖利用附加的特殊性和細節來描述和解釋本發明，其中：圖1是根據本發明布置的神經刺激系統的一個實施例的平面圖；圖2是圖1的神經刺激系統用于對患者執行脊髓刺激(SCS)的平面圖；圖3是圖1的神經刺激系統用于對患者執行深部腦刺激(DBS)的平面圖；圖4是具有可使用圖1的神經刺激系統在逐個脈沖的基礎上定制的脈沖間間隔的一個脈沖模式的時序圖；圖5是具有可使用圖1的神經刺激系統在逐個脈沖的基礎上定制的脈沖寬度的另一脈沖模式的時序圖；圖6是具有可使用圖1的神經刺激系統在逐個脈沖的基礎上定制的脈沖振幅的又一脈沖模式的時序圖；圖7是具有可使用圖1的神經刺激系統在逐個脈沖的基礎上定制的脈沖場的又一脈沖模式的時序圖；圖8是具有可使用圖1的神經刺激系統在逐個脈沖的基礎上定制的間隔、脈沖寬度、脈沖振幅和脈沖場的又一脈沖模式的時序圖；圖9是可使用圖1的神經刺激系統使用添加后的或減去后的脈沖定制的脈沖模式的時序圖；圖10是可使用圖1的神經刺激系統定制的嵌套脈沖模式的時序圖；圖11是具有可使用圖1的神經刺激系統定制的具有在兩個時序信道之間的偏移的兩個定制的脈沖模式的時序圖；圖12是可在圖1的神經刺激系統中使用的可植入脈沖發生器和一對經皮神經刺激引線的側視圖；圖13是在圖1的神經刺激系統中使用的臨床醫生編程器(CP)的內部組件的框圖；圖14是用于對圖12的IPG進行編程的圖13的CP的編程屏幕的平面圖；圖15是用于定制脈沖模式的圖13的CP的編程屏幕的平面圖，其中已選擇基礎脈沖模式用于定制；圖16是圖15的編程屏幕的平面圖，其中已選擇重復脈沖模式用于定制；圖17是圖15的編程屏幕的平面圖，其中已選擇組合脈沖模式用于定制；圖18和圖19是示出了用于使用圖15的編程屏幕來定制脈沖間間隔的一種技術的平面圖；圖20和圖21是示出了用于使用圖15的編程屏幕來定制脈沖寬度的一種技術的平面圖；并且圖22和圖23是示出了用于使用圖15的編程屏幕來定制脈沖振幅的一種技術的平面圖。具體實施方式首先轉到圖1，現在將描述根據本發明構造的示例性神經刺激系統10。神經刺激系統可以被用于神經刺激應用，包括SCS、DBS、FES、PNS、ONS等。神經刺激系統10通常包括多個神經刺激引線12(在這種情況下，兩個經皮引線12a和12b)、可植入脈沖發生器(IPG)14、外部遙控器(RC)16、用戶編程器(CP)18、外部試驗刺激器(ETS)20和外部充電器22。IPG14經由兩個引線延伸部24物理連接到神經刺激引線12，該神經刺激引線12承載以陣列布置的多個電極26。在示出的實施例中，神經刺激引線12為經皮引線，并且為此，電極26沿著神經刺激引線12成一直線布置。雖然可以設置任何合適數量(包括僅一個)的神經刺激引線12，但是示出的神經刺激引線12的數量為兩個。可替換地，外科槳式(paddle)引線可以被使用以替換經皮引線中的一個或者多個。如下面還將更詳細描述，IPG14包括脈沖生成電路，該脈沖生成電路根據刺激參數集合將電刺激能量以脈沖式電波形(即一個時間序列的電脈沖)形式遞送至電極陣列26。IPG14和神經刺激引線12可以作為可植入神經刺激工具包連同例如中空針、探針、隧道工具和隧道式吸管一起被設置。討論可植入工具包的進一步細節在題為“TemporaryNeurostimulationLeadIdentificationDevice”的美國申請序列號No.61/030,506中公開，其通過引用方式明確地并入本文。ETS20也可經由經皮引線延伸部28或外部電纜30而物理連接至神經刺激引線12。具有與IPG14類似的脈沖生成電路的ETS20還根據刺激參數集合以脈沖式電波形的形式將電刺激能量遞送至電極陣列26。ETS20和IPG14之間的主要區別是ETS20是非可植入裝置，其在植入了神經刺激引線12后并在植入IPG14前在試驗的基礎上進行使用以測試要被提供的刺激的響應性。因此，本文所述的相對于IPG14的任何功能可同樣地相對于ETS20而予以執行。RC16可以被用于經由雙向RF通信鏈路32而遙測控制ETS20。一旦植入IPG14和刺激引線12，RC16可以被用于經由雙向RF通信鏈路34而遙測控制IPG14。這種控制允許IPG14被打開或關閉以及在植入之后使用不同刺激程序進行編程。一旦IPG14已經被編程，并且其電源已經被充電或者另外地重新裝滿，IPG14就可以在RC16不存在的情況下起到被編程的作用。CP18提供用戶詳細的刺激參數，用于在手術室和后續會話中對IPG14和ETS20進行編程。CP18可以經由IR通信鏈路36通過RC16與IPG14或ETS20間接通信來執行該功能。可替代地，CP18可以經由RF通信鏈路(未示出)而與IPG14或ETS20直接通信。外部充電器22為用于經由感應鏈路38對IPG14進行經皮充電的便攜式裝置。一旦IPG14被編程且其電源由外部充電器22充電或者另外地重新裝滿，IPG14就可以在RC16或者CP18不存在的情況下起到被編程的作用。出于本說明書的目的，術語“神經刺激器”、“刺激器”、“神經刺激”和“刺激”通常是指例如通過啟動動作電位、抑制或阻斷動作電位的傳播、影響神經遞質/神經調節劑釋放或攝取的變化、以及誘導組織的神經可塑性或神經發生的變化來影響神經組織的神經元活性(其可以是興奮性的或抑制性的)的電能的遞送。出于簡潔的目的，在本文中將不描述RC18、ETS20以及外部充電器22的細節。在美國專利No.6,895,280中公開了這些組件的示例性實施例的細節，其通過引用方式明確并入本文中。參照圖2，如果神經刺激系統10被用于執行SCS，則在患者40的脊柱42內的初始位置處植入神經刺激引線12。神經刺激引線12的優選布置鄰近于(即靠近)與待被刺激的脊髓區相鄰的硬脊膜或在該硬脊膜上。由于在神經刺激引線12退出脊柱42的位置附近缺少空間，因此通常將IPG14植入在腹部中或臀部以上的手術造口袋中。當然，IPG14也可被植入患者身體的其它位置。引線延伸部24便于將IPG14定位在遠離神經刺激引線12的出口點。如圖所示，CP18經由RC16與IPG14通信。在植入之后，IPG14可以被操作以相對于待被治療的目標組織生成一定量的激活，從而在患者的控制下提供治療性刺激。參照圖3，如果神經刺激系統10被用于執行DBS，則兩個神經刺激引線12通過在患者40的顱骨46中形成的鉆孔44(或者可替換地，兩個相應的鉆孔)被引入，并以常規方式被引入患者40的大腦48的薄壁組織(parenchyma)，使得電極26與目標組織區域相鄰，其刺激將治療功能障礙(例如，腹外側丘腦、蒼白球內部段、黑質網狀部、丘腦底核或蒼白球外部段)。因此，刺激能量可以從電極26被傳送到目標組織區域以改變功能障礙的狀態。由于在神經刺激引線12離開鉆孔44的位置附近缺少空間，因此通常將IPG14植入在胸部中或腹部中的手術造口袋中。當然，IPG14也可被植入患者身體的其他位置。一個或多個引線延伸部24便于將IPG14定位在遠離神經刺激引線12的出口點。對于本發明更重要的是，神經刺激系統10允許用戶編程、保存和導入/導出復雜的脈沖模式模式，這使能唯一信息被遞送到神經系統，如
背景技術：
中所描述的，使用具有比由常規神經刺激系統生成的脈沖模式更復雜的模式的動作電位。為此，神經刺激系統10能夠允許用戶在逐個脈沖的基礎上定制脈沖模式，意味著與每個脈沖或相鄰脈沖之間的脈沖間隔相關聯的至少一個刺激參數獨立于脈沖模式中的其他脈沖或脈沖間隔。以這種方式，可以以任意方式限定脈沖模式。然后可以根據這些定制的脈沖模式之一將電刺激能量傳遞到電極26，從而更有效地和/或高效地治療為其設計了脈沖模式的定制的特定疾病。在用于定制脈沖模式的一種技術中，可以在脈沖模式中的鄰近脈沖對之間獨立地限定脈沖模式的脈沖間間隔(IPI)。例如，如圖4中示出的，脈沖P1和P2之間的脈沖間間隔可以由時間間隔t1來限定，脈沖P2和P3之間的脈沖間間隔可以由大于時間間隔t1的時間間隔t2來限定，并且脈沖P3和P4之間以及P4和P5之間的脈沖間間隔可以由小于時間間隔t1和t2的相等時間間隔t3和t4來限定。在用于定制脈沖模式的另一技術中，可以獨立地限定脈沖模式中的脈沖的寬度。例如，如圖5中示出的，脈沖P1的寬度可以由持續時間T1來限定，脈沖P2的寬度可以由小于持續時間T1的持續時間T2來限定，脈沖P3的寬度可以由大于持續時間T1和T2這二者的持續時間T3來限定，脈沖P4的寬度可以由等于持續時間T1的持續時間T4來限定，并且脈沖P5的寬度可以由等于持續時間T1和T5這二者的持續時間T5來限定。在用于定制脈沖模式的又一技術中，可以獨立地限定脈沖模式中的脈沖的振幅。例如，如圖6中示出的，脈沖P1的振幅可以被限定為振幅A1，脈沖P2的振幅可以被限定為大于振幅A1的振幅A2，脈沖P3的振幅可以被限定為小于振幅A1和A2的振幅A3，脈沖P4的振幅可以被限定為等于振幅A1的振幅A4，并且脈沖P5的振幅可以被限定為等于振幅A1和A4的振幅A5。在用于定制脈沖模式的又一技術中，可以獨立地限定在脈沖模式中遞送脈沖的電極組合，以針對各個脈沖生成不同的電場。例如，如圖7中示出的，電極E1可以被用于遞送脈沖P1以生成電場F1，電極E1、E2可以被用于遞送脈沖P2以生成電場F2，電極E4可以被用于遞送脈沖P3以生成電場F3，電極E1可以被用于遞送脈沖P4以生成將與電場F1相同的電場F4，并且電極E4和E5可以被用于遞送脈沖P5以生成電場F5。在用于定制脈沖模式的又一實施例中，可以獨立地限定脈沖模式中的脈沖的形狀。例如，任何脈沖可以被限定為方波脈沖、指數脈沖、對數脈沖、斜坡脈沖、梯形脈沖或任何任意形狀。討論限定脈沖式波形的脈沖形狀的進一步細節在美國專利8,036,754中進行闡述，其通過引用方式明確地并入本文。應當理解的是，雖然在圖4至圖7中針對每個脈沖模式僅一個刺激參數被示出為在逐個脈沖的基礎上被獨立地限定，但是任何數量的不同刺激參數可以在逐個脈沖的基礎上被獨立地限定。例如，如圖8中示出的，脈沖間隔、脈沖寬度、脈沖振幅和電極組合由脈沖P1至P5獨立地限定。還應當理解的是，雖然與脈沖模式的預先存在的脈沖相關聯的一個或多個刺激參數已經被描述為相對于圖4至圖8被獨立地限定，但是可以在脈沖模式內或從脈沖模式中的任何地方獨立地添加或減去脈沖。例如，如圖9中示出的，脈沖P2a可以被添加到脈沖P2和P3之間的脈沖模式，或者脈沖P3可以從脈沖模式中被減去。當然，脈沖模式可以在脈沖被添加到脈沖模式或從脈沖模式減去之前或之后以圖4至圖8中描述的方式被定制。可在脈沖模式中獨立地改變的脈沖的數量可以是任何值，例如在2-1000獨立可變脈沖的范圍內。任何特定波形中的脈沖模式可以在嵌套循環時間(nestedcycletime)中重復，如圖10中示出的。具體地，五脈沖基礎模式可以在嵌套級別1(NestLevel1)處被重復兩次以創建組合的十脈沖模式，并且該十脈沖模式可以在嵌套級別2(NestLevel2)處被重復不定次數。嵌套級別1處的五脈沖基礎模式之間的時間段t1可以由用戶限定，并且組合的十脈沖模式之間的時間段t2可以由用戶限定。這種脈沖模式可以擴展到額外嵌套級別。雖然單個定制的脈沖模式被示出為在圖4至圖10中被遞送，但是神經刺激系統10可以在多個時序信道中遞送多個定制的脈沖模式或定制的脈沖模式和常規的脈沖模式的組合。例如，如圖11中示出的，兩個定制的脈沖模式在兩個時序信道TC1和TC2中被同時遞送。神經刺激系統10允許用戶限定脈沖模式之間的相位偏移。為了確保用戶不會以可能對患者和/或電極26造成傷害的方式來定制脈沖模式，神經刺激系統10被配置為根據啟發式安全/監管規則集合來限制每個脈沖模式的定制。例如，神經刺激系統10可以具有對應于最大有效脈沖速率的最小脈沖間間隔，可以要求時序信道利用獨立電極或其他資源共享規則，可以要求累積電荷保持低于最大值(例如，12.7μC)，可以要求累積電荷在最小時間內(例如，4至10ms之間的值)過零，或者可以要求針對每個脈沖的主動或被動放電階段以避免電荷的累積。神經刺激系統10能夠存儲不同的定制的脈沖模式，允許用戶選擇存儲的定制的脈沖模式之一、調用選出的脈沖模式、以及根據調用的脈沖模式遞送電刺激能量。神經刺激系統10可選地具有允許用戶從中央數據庫彼此共享定制的脈沖模式的導入/導出能力。神經刺激系統10還可選地被配置為用于感測環境信號(例如，生理信號)，并且基于感測到的環境信號在逐個脈沖的基礎上定制脈沖模式，或者基于外部信號或從該信號導出的信息在預先配置的脈沖模式之間改變。雖然神經刺激系統10僅被描述為允許用戶在逐個脈沖的基礎上定制脈沖模式，但是神經刺激系統10還能夠常規地允許用戶全局地修改用于強直性脈沖模式的所有脈沖的刺激參數，在這種情況下，神經刺激系統10將根據強直性脈沖模式來將電刺激能量遞送到電極26。現在參照圖12，將簡要描述神經刺激引線12a、12b和IPG14的外部特性。神經刺激引線12中的每個具有8個電極26(分別被標記為引線12a的E1至E8和引線12b的E9至E16)。當然，引線和電極的實際數量和形狀將會根據意圖應用而變化。描述制造經皮刺激引線的結構和方法的進一步細節在題為“LeadAssemblyandMethodofMakingSame”的美國專利申請序列號No.11/689,918以及題為“CylindricalMulti-ContactElectrodeLeadforNeuralStimulationandMethodofMakingSame”的美國專利申請序列號No.11/565,547中公開，其公開內容明確地通過引用方式并入本文。IPG14包括用于容納電子和其它組件的外殼50(下面將更詳細地進行描述)。外殼50由導電生物相容性材料諸如鈦構成并且形成密封的隔室，保護其中的內部電子裝置免受人體組織和體液的損害。在一些情況下，外殼50可以用作電極。IPG14還包括連接器52，神經刺激引線12的近端以將電極26電耦接到外殼50內的內部電子裝置(下面進一步詳細描述)的方式配對到該連接器52。為此，連接器52包括用于接收引線12的近端的兩個端口(未示出)。在使用引線延伸部24的情況下，該端口可替代地接納這種引線延伸部24的近端。如上面簡要討論的，IPG14包括根據參數集合而向電極26提供電刺激能量的電路。這種刺激參數可以包括電極組合，其限定被激活為陽極(正)、陰極(負)并被關閉(為零)的電極、被分配至每個電極的刺激能量的百分比(細分的電極配置)、以及限定了脈沖振幅(取決于IPG14是將恒定電流還是恒定電壓供應至電極陣列26而以毫安或伏特計)、脈沖寬度(以微秒計)、脈沖速率(以每秒脈沖數計)以及突發速率(以刺激開啟持續時間X和刺激關閉持續時間Y來測量)的電脈沖參數。如下面將進一步詳細描述的，IPG14還包括提供電信號以及響應于該電信號而測量的電阻抗的電路。關于在SCS系統10的操作期間提供的脈沖式電波形，被選擇來發送或接收電能的電極在本文中被稱為“激活的”，而未被選擇來發送或接收電能的電極在本文中被稱為“非激活的”。電能遞送將在兩個(或更多個)電極之間發生，其中之一可以是IPG殼體50，使得電流具有從被包含在IPG殼體50內的能量源到組織的路徑以及從組織到被包含在殼體內的能量源的匯路徑(sinkpath)。電能可以以單極或多極(例如，雙極、三極等)的方式被傳輸到組織。當選出的引線電極26中的一個或多個連同IPG14的殼體50被激活時，發生單極遞送，從而在選出的電極26和殼體50之間傳輸電能。當引線電極26中的一個或多個連同遠離該一個或多個引線電極26而定位的一大群引線電極被激活時，也可以發生單極遞送，以便產生單極效應；也就是說，以相對各向同性的方式從一個或多個引線電極26傳送電能。當引線電極26中的兩個被激活而作為陽極和陰極時，發生雙極遞送，從而在選出的電極26之間傳輸電能。當引線電極26中的三個被激活時，發生三極遞送，兩個作為陽極且剩余的一個作為陰極，或者兩個作為陰極且剩余的一個作為陽極。IPG14包括電子組件，諸如存儲器54、控制器/處理器(例如，微控制器)56、監視電路58、遙測電路60、電池62、刺激輸出電路64以及本領域中的那些技術人員已知的其他合適的組件。存儲器54被配置為用于存儲編程包、刺激參數(包括定制的脈沖模式)、測量的生理信息和IPG14的正常運行所需的其它重要信息。微控制器56執行存儲在存儲器54中的合適程序以用于指導和控制由IPG14執行的神經刺激。監視電路58被配置為用于監視遍及IPG14的各個節點或其他點的狀態，例如電源電壓、溫度、電池電壓等。值得注意的是，電極26緊密地貼合在患者體內，并且由于組織是導電的，因此電測量可以在電極26之間采取。因此，監視電路58被配置為用于采取這樣的電測量(例如電極阻抗、場電位、誘發動作電位等)以用于執行諸如檢測電極26和刺激輸出電路64之間的故障狀況、確定電極26和組織之間的耦合效率、確定患者的姿勢/患者活動、促進引線遷移檢測等功能，并且對于本發明更重要的是，定制脈沖模式、感測諸如局部場電位或單個單元動作電位之類的生理信號。包括天線(未示出)的遙測電路60被配置為用于以適當的調制載波信號從RC16和/或CP18接收編程數據(例如，操作程序和/或刺激參數，包括脈沖模式)，該編程數據然后被存儲在存儲器54中。遙測電路60還被配置為用于以適當的調制載波信號將狀態數據和感測到的生理數據發送到RC16和/或CP18。電池62可以是可再充電鋰離子或鋰離子聚合物電池，其向IPG14提供操作電力。刺激輸出電路64被配置為用于在微控制器56的控制下生成電能并以電脈沖串的形式將電能遞送到每個電極26以及用于獲取電測量結果所需的任何電信號。為了適應根據定制的脈沖模式的刺激能量的生成，刺激輸出電路64可以包括專用集成電路(ASIC)，在這種情況下，微控制器56可以對ASIC進行編程以生成定制的脈沖模式。可替換地，微控制器56可以連續地或頻繁地與刺激輸出電路64進行通信以生成定制的脈沖模式，盡管后者的布置可能消耗更多的能量。值得注意的是，雖然微控制器56在圖12中被示出為單個裝置，但是處理功能和控制功能可以由分離的控制器和處理器來執行。因此，可以理解的是，由IPG14執行的控制功能可以由控制器來執行，并且由IPG14執行的處理功能可以由處理器來執行。關于上述和其它IPG的額外細節可以在美國專利No.6,516,227、美國專利公開No.2003/0139781和題為“LowPowerLossCurrentDigital-to-AnalogConverterUsedinanImplantablePulseGenerator”的美國專利申請序列號No.11/138,632中找到，其通過引用方式明確地并入本文。應當注意，不是IPG，而是SCS系統10可以可替代地利用連接到引線12的可植入接收器-調制器(未示出)。在這種情況下，用于給可植入接收器供電的電源例如電池以及命令接收器-調制器的控制電路將被包含在經由電磁鏈路而感應耦接到接收器-調制器的外部控制器中。從在可植入接收器-調制器上放置的電纜連接的傳輸線圈而經皮耦接到數據/電源信號。可植入接收器-調制器接收信號并且根據控制信號來生成刺激。如圖2中示出的，CP18的整個外觀可以為膝上型個人計算機(PC)的那個，并且實際上，可以使用PC來實施，該PC適當地被配置為包括定向編程裝置且被編程為執行本文中所述功能。可替換地，CP18可以采取微型計算機、個人數字助理(PDA)、智能手機等或者甚至具有擴展功能的遠程控制(RC)的形式。因此，編程方法可以通過執行CP18中包含的軟件指令來執行。可替換地，這種編程方法可以使用固件或者硬件來執行。不管怎樣，CP18可以主動控制由IPG14生成的電刺激的特性，以允許基于患者反饋來確定最佳刺激參數，并且用于使用最佳刺激參數來隨后對IPG14進行編程。為了允許用戶執行這些功能，CP18包括鼠標72、鍵盤74以及在殼體78中容納的編程顯示屏76。要理解的是，除了鼠標72之外或者代替鼠標72，可以使用其它定向編程裝置，例如，軌跡球、觸摸板或者操縱桿或者被包括為與鍵盤74相關聯的按鍵的一部分的定向按鍵。在下面描述的示出實施例中，顯示屏76采取傳統屏的形式。在這種情況下，虛擬指向裝置諸如由鼠標、操縱桿、軌跡球等控制的光標可以被用于操縱顯示屏76上的圖形目標。在可替換實施例中，顯示屏76采取數字化觸摸屏的形式，其可以是無源的或有源的。如果是無源的，則顯示屏76包括檢測電路(未示出)，其在無源裝置(例如手指或非電子觸控筆)接觸屏幕時識別壓力或電流的變化。如果是有源的，則顯示屏76包括識別由電子筆或觸控筆發送的信號的檢測電路(未示出)。在任一情況下，檢測電路能夠檢測物理指向裝置(例如，手指、非電子觸控筆或電子觸控筆)何時接近屏幕、指向裝置和屏幕之間是進行物理接觸還是使指向裝置在預定距離內接近屏幕、以及檢測其中物理指向裝置接近所處的屏幕的位置。當指向裝置觸摸或者接近屏幕時，與觸摸點相鄰的屏幕上的圖形目標被“鎖定”以用于操縱，并且當指向裝置遠離屏幕而移動時，先前鎖定的目標被解鎖。在下面描述的一些情況下，指向裝置可以被用于選擇和拖拽圖形元素。選擇和拖拽圖形元素的方式將取決于用戶界面的性質。例如，當結合鼠標72或其他指向裝置采用常規顯示屏76時，用戶可以通過例如將光標放置在圖形元素上并點擊或按下鼠標72的適當按鈕來選擇圖形元素。用戶然后可以移動光標以拖拽編程屏幕內的圖形元素，從而將圖形表示移動到顯示器上的所期位置。一旦圖形元素根據需要被定位，用戶就可以釋放鼠標按鈕，從而將圖形元素固定在所期位置處。可替換地，對于也被稱為數字化儀屏幕的觸摸屏，觸控筆或手指被使用，并且用戶可以通過例如物理地觸摸其中圖形元素所在的屏幕來選擇圖形元素。用戶可以通過跨編程屏幕移動觸控筆/手指來拖拽圖形元素，最后將圖形元素固定在所期位置處。如圖14中示出的，CP18通常包括控制/處理電路80(例如，中央處理器單元(CPU))和存儲刺激編程包84的存儲器82，其可由控制/處理電路80來執行以允許用戶對IPG14和RC16進行編程。CP18還包括輸入/輸出電路86，用于將刺激參數下載到IPG14和RC16以及用于上傳已經被存儲在IPG14或RC16的存儲器66中的刺激參數。通過控制/處理電路80對編程包84進行的執行提供了眾多顯示屏(未示出)，其可以通過經由鼠標72的使用來導航。這些顯示屏允許用戶除了其它功能之外選擇或者輸入患者簡檔信息(例如名字、出生日期、患者識別號、內科醫生、診斷和地址)、輸入程序信息(例如編程/跟蹤、植入嘗試系統、植入IPG，植入IPG和一個或者多個引線、替換IPG、替換IPG和多個引線、替換或者修改引線、外植體等)、生成患者的疼痛映射圖、限定引線的配置和定向、初始化且控制由神經刺激引線12輸出的電刺激能量并且使用外科設置和臨床設置中的刺激參數來選擇且編程IPG14。在題為“SystemandMethodforConvertingTissueStimulationProgramsinaFormatUsablebyanElectricalCurrentSteeringNavigator”的美國專利公開序列號No.12/501,282和題為“SystemandMethodforDeterminingAppropriateSteeringTablesforDistributingStimulationEnergyAmongMultipleNeurostimulationElectrodes”的美國專利申請序列號No.12/614,942中公開了討論上述CP功能的進一步細節，其通過引用方式明確并入本文中。首先參照圖14，將描述編程屏幕100，其可以由CP18生成以允許用戶對IPG14進行編程。在示出的實施例中，編程屏幕100包括三個面板：程序選擇面板102、引線顯示面板104和刺激參數調整面板106。編程屏幕100的一些實施例可以允許用于通過在選項卡108上點擊(以示出或者隱藏參數調整面板106)或者在選項卡110上點擊(以示出或者隱藏引線選擇面板104和參數調整面板106二者的全視圖)來關閉和展開引線顯示面板102和參數調整面板106中的一個或者二者。程序選擇面板102提供與(已經或者可以針對IPG14限定的)刺激程序和覆蓋區域有關的信息。特別地，程序選擇面板102包括圓盤112，可以在該圓盤112上顯示且選擇多個刺激程序114(在這種情況下，多達十六個)。程序選擇面板102還包括選定程序狀態字段116，其指示當前選擇的刺激程序114的數字(從“1”至“16”的任意數字)。在示出的實施例中，程序1為當前選擇的唯一一個，如由字段116中的數字“1”所指示。程序選擇面板102還包括其中用戶可以關聯唯一名字到當前選定的刺激程序114的名字字段118。在示出的實施例中，當前選擇的程序1被稱為“下背部”，從而將程序1識別為被設計為提供用于下背部疼痛的治療的刺激程序114。程序選擇面板102還包括多個覆蓋區域120(在這種情況下，多達四個)，多個刺激參數集合可以分別與該多個覆蓋區域120相關聯，以創建當前選定的刺激程序114(在這種情況下，程序1)。已經限定的每個覆蓋區域120包括指定字段122(字母“A”至“D”中的一個)和電脈沖參數字段124，該電脈沖參數字段124顯示與那個覆蓋區域相關聯的刺激參數集合的電脈沖參數(尤其是脈沖振幅、脈沖寬度和脈沖速率)。在該示例中，僅覆蓋區域A被限定以用于程序1，如由指定字段122中的“A”指示的。電脈沖參數字段124指示5mA的脈沖振幅、210μs的脈沖寬度以及40Hz的脈沖速率已經與覆蓋區域A相關聯。限定的覆蓋區域120中的每一個還包括選擇圖標126，其可以被交替地致動以激活或者禁用相應的覆蓋區域120。當激活覆蓋區域時，根據與那個覆蓋區域相關聯的刺激參數集合將電脈沖串從IPG14遞送到電極陣列26。值得注意的是，多個覆蓋區域120可以通過致動用于相應覆蓋區域的選擇圖標126來同時激活。在這種情況下，多個電脈沖串根據與覆蓋區域120相關聯的相應刺激參數集合以交錯方式在時序信道期間從IPG14同時遞送到電極陣列26。因此，每個覆蓋區域120與時序信道對應。就未限定覆蓋區域120中的任一個(在這種情況下，未限定三個覆蓋區域)程度而言，它們包括文本“點擊以增加另一個程序區域”，指示這些剩余覆蓋區域120中的任一個可以被選擇用于與刺激參數集合相關聯。一旦選定，該覆蓋區域120填有指定字段122、電脈沖參數字段124和選擇圖標126。引線顯示面板104包括圖形引線128，其每個被示出為具有八個圖形電極130(針對第一引線128的標記電極E1-E8和針對第二引線128的電極E9-E16)。引線顯示面板104還包括表示IPG14的殼體44的圖形殼體132。引線顯示面板104還包括對應于四個覆蓋區域120的引線組選擇標簽134(在這種情況下為四個)，其中任何一個可以被致動以選擇四組圖形引線128中的一組。在這種情況下，第一引線組選擇標簽134已經被致動，從而在它們限定的取向上顯示兩個圖形引線128。在其中額外引線12被植入患者體內的情況下，它們可以與額外引線組相關聯。參數調整面板106還包括用于調整脈沖的振幅的脈沖振幅調整控制136(以毫安(mA)表示)、用于調整脈沖寬度的脈沖寬度調整控制138(以微秒(μs)表示)以及用于調整脈沖的速率的脈沖速率調整控制140(以赫茲(Hz)表示)，其在所有編程模式下顯示并是可致動的。控制136-140中的每一個包括：可以被致動以降低相應刺激參數值的第一箭頭和可以被致動以增加相應刺激參數值的第二箭頭。控制136-140中的每一個也包括用于顯示當前選定參數的顯示區域。參數調整面板106包括下拉編程模式字段142，其允許用戶在手動編程模式和電子拖捕(trolling)編程模式之間切換。這些編程模式中的每一個允許用戶經由上述參數調整面板106中的圖形控制的操縱來限定用于當前選定程序114的當前選定覆蓋區域120的刺激參數集合。手動編程模式被設計為允許用戶以最大的靈活性手動地限定用于電極陣列的細分電流；電子拖捕編程模式被設計為使用有限數量的電極配置來快速掃過電極陣列以相對于神經刺激引線逐漸引導電場，直到定位了目標刺激位置為止；并且導航編程模式被設計為使用大量的電極配置來掃描電極陣列以對電場進行成形，從而對刺激覆蓋進行微調和優化以實現患者舒適度。如圖14中示出的，選擇了手動編程模式。在手動編程模式中，可以單獨選擇圖形引線128中的每個電極130以及圖形殼體132，從而允許臨床醫生使用在參數調整面板106的振幅/極性區域144中定位的圖形控制來設置分配給那個電極130、132的極性(陰極或者陽極)和電流的振幅(百分比)。特別地，位于振幅/極性區域144中的圖形極性控制146包括“+”圖標、“-”圖標以及“關閉(OFF)”圖標，其可以分別被致動以將選定的電極130、132在正極性(陽極)、負極性(陰極)和關閉狀態之間切換。振幅/極性區域144中的振幅控制148包括：可以被致動以降低選定電極130、132的細分電流的大小的箭頭、以及可以被致動以增加選定電極130、132的細分電流的大小的箭頭。振幅控制148也包括顯示區域，其指示選定電極134的細分電流的調整大小。如果在引線顯示面板104中沒有可見且選擇的電極，則優選禁用振幅控制148。在示出的實施例中，電極E2已被選為已向其分配了100％的陰極電流的陰極，并且電極E1和E3已分別被選為已分別向其分配了25％和75％的陽極電流的陽極。電極E15被示出為被選擇以允許用戶隨后經由位于振幅/極性區域144中的圖形控制向其分配極性和細分電流。雖然可以針對電極中的任一個操控振幅/極性區域14中放置的圖形控制，但是用于選擇極性和細分電流值的專用圖形控制可以與每個電極相關聯，如在題為“NeurostimulationSystemwithOn-EffectorProgrammerControl”的美國專利公開No.2012/0290041中描述的，其通過引用方式明確并入本文中。當選擇手動編程模式時，參數調整面板106也包括均衡控制150，其可以被致動以向由相應“陽極+”圖標和“陰極-”圖標選擇的極性的所有電極自動均衡電流分配。討論電子拖捕編程模式和導航編程模式的進一步細節在美國專利No.8,660,653中闡述，其通過引用方式明確地并入本文。對于本發明重要的是，參數調整面板106還包括可以被致動以允許用戶定制一個或多個脈沖模式的定制脈沖模式控制152。當定制脈沖模式控制152被致動時，用戶被自動帶到如圖15中示出的定制脈沖模式屏幕200。定制脈沖模式屏幕200允許用戶定制最大數量的十六個脈沖模式，但是任何數量的脈沖模式可以被定制，包括僅一個。在示出的實施例中，定制脈沖模式屏幕200包括脈沖模式定制面板202、脈沖模式顯示面板204和引線顯示面板206。脈沖模式定制面板202包括脈沖模式選擇菜單208，其可以被致動以選擇多個存儲的定制脈沖模式中的任何一個。在示出的實施例中，可以生成并存儲最大數量的十六個定制脈沖模式以用于隨后的選擇，但是在可替選的實施例中，可以生成和存儲任何數量的定制脈沖模式，包括僅一個定制脈沖模式。在經由菜單208選擇定制脈沖模式后，選出的脈沖模式將被顯示在脈沖模式顯示面板204中，并且在當致動定制脈沖模式控制152時與當前在編程屏幕100中選出的覆蓋120相關聯(參見圖14)。任何選出的定制脈沖模式可以如下所述進行修改。脈沖模式定制面板202還包括可以被致動以在基礎脈沖模式、第一嵌套和第二嵌套之間進行選擇的脈沖嵌套菜單210。如圖15中示出的，經由脈沖嵌套菜單210進行的基礎脈沖模式的選擇允許用戶以逐個脈沖的方式修改脈沖模式的參數，以限定可被稱為基礎脈沖模式212的相鄰脈沖的群組，其可以被顯示在脈沖圖形顯示面板204中。如圖16中示出的，第一嵌套的選擇允許用戶修改重復脈沖模式214的循環重復基礎脈沖模式212之間的時間段。如圖17中示出的，第二嵌套的選擇允許用戶修改在完整脈沖模式216的循環重復脈沖模式214之間的時間段。脈沖定制面板202還包括用于單獨地修改以下參數的多個控制：基礎脈沖模式212的選定脈沖或脈沖間間隔(圖15)、或者重復脈沖模式214內的基礎脈沖模式212之間的間隔(圖16)、或者完整脈沖模式216的循環重復脈沖模式212之間的間隔(圖17)。具體地，脈沖定制面板202包括用于調整所選脈沖間間隔的時間間隔調整控制218(如果已經經由脈沖嵌套菜單210選擇了基礎脈沖模式的話)、調整基礎脈沖模式之間的選定時間間隔(如果已經經由脈沖嵌套菜單210選擇了第一嵌套的話)以及基礎脈沖模式的相鄰群組之間的選定時間間隔(如果已經經由脈沖嵌套菜單210選擇了第二嵌套(以毫秒(ms)表示)的話)。脈沖定制面板202還包括用于調整所選脈沖的寬度(以微秒(μs)表示)的脈沖寬度調整控制220以及用于調整所選脈沖的幅度(以毫安(mA)表示)的脈沖振幅調整控制222。控制218-222中的每一個包括可以被致動以減小相應參數的值的第一箭頭以及可以被致動以增加相應參數的值的第二箭頭。控制218-222中的每一個還包括用于顯示當前所選參數的顯示區域。在示出的實施例中，可以使用適當的指向裝置在脈沖模式顯示面板204中選擇當前使用控制218-222修改的特定脈沖或時間間隔。控制218-222中的每一個的解析度可以比相應參數的最小期望值更精細，或者可以等于相應參數的最小基線值，在這種情況下，控制218-222中的每一個可以允許用戶調整最小基線值的乘法因子。例如，如果脈沖寬度的最小基線值為50μs，則可以致動脈沖寬度而以50μs的增量調整所選脈沖的脈沖寬度。脈沖、脈沖間間隔或脈沖間群組間隔也可以通過允許用戶使用適當的指向元素(例如，實際指向元素或虛擬指向元素)來拖拽顯示出的基礎脈沖模式212、重復脈沖模式214或完整脈沖模式216中的一部分而直接在脈沖模式顯示面板204中進行修改。例如，如圖18中示出的，可以向左拖拽所選脈沖232a的頂部線234以減小相鄰脈沖232b和所選脈沖232a之間的脈沖間間隔236a，同時增加相鄰脈沖232c和所選脈沖232a之間的脈沖間間隔236b。類似地，如圖19中示出的，可以向右拖拽所選脈沖232a的頂部線234以增加相鄰脈沖232b和所選脈沖232a之間的脈沖間間隔236a，同時減小相鄰脈沖232c和所選脈沖232a之間的脈沖間間隔236b。作為另一示例，如圖20中示出的，所選脈沖232a的右線238a或左線238b可以從脈沖232a的中心向外拖拽，以增加所選脈沖232a的寬度，或者如圖21中示出的，可以朝著脈沖232a的中心向內拖拽以減小所選脈沖232a的寬度。作為又一示例，如圖22中示出的，所選脈沖232a的頂部線234可以被向上拖拽以增加所選脈沖232a的幅度，或者如圖23中示出的，可以向下拖拽以減小所選脈沖232a的幅度。當然，可以通過拖拽這些其它脈沖的一部分以關于所選脈沖232a描述的相同方式選擇并隨后修改顯示出的脈沖模式的所有脈沖。非常類似于引線顯示面板104的引線顯示面板206顯示圖形引線128、圖形電極130和圖形殼體132。在示出的實施例中，正好在致動圖14中的定制脈沖模式控制152之前針對電極130、132選出的極性和細分電流值將在引線面板206中被自動選擇并且與在脈沖模式顯示面板204中選出的脈沖224中的任何一個相關聯。因此，電極E2已被選為已向其分配了100％的陰極電流的陰極，并且電極E1和E3已分別被選為已分別向其分配了25％和75％的陽極電流的陽極。當然，隨后可以在引線顯示面板206中修改極性和細分電流值。為此，脈沖模式定制面板202還包括振幅/極性區域224，其包括具有“+”圖標、“-”圖標和“關閉(OFF)”圖標的圖形極性控制226，這些圖標可以分別被致動以在正極性(陽極)、負極性(陰極)和關閉狀態之間切換所選電極232、234。振幅/極性區域224還包括振幅控制228，其包括可以被致動以減小所選電極232、234的細分電流的振幅的箭頭以及可以被致動以增加所選電極232、234的細分電流的振幅的箭頭。脈沖模式定制面板202還包括脈沖定制完成控制230，其可以被致動以與經由定制模式選擇控制208當前選擇的脈沖模式的數字相關聯地存儲當前定制的脈沖模式(在這種情況下，當前定制的脈沖模式將被存儲為定制脈沖模式3)。可替換地，如果致動定制模式選擇控制208以選擇不同的定制脈沖模式數字，則將存儲當前定制的脈沖模式。值得注意的是，如果當脈沖定制完成控制230已經被致動時沒有限定第一嵌套中的時間間隔或第二嵌套中的時間間隔，則將使用合適的默認值自動限定這些時間間隔。一旦存儲了定制的脈沖模式，就可以以上述方式選擇或限定另一個定制脈沖模式。雖然已經示出和描述了本發明的特定實施例，將理解的是本發明并不局限于優選的實施例且對于本領域的技術人員而言，將顯而易見的是可在不脫離本發明的精神和范圍的情況下做出各種變化和修改。因此，本發明旨在涵蓋可包括在如權利要求所限定的本發明的精神和范圍中的替代方式、修改和等同物。當前第1頁1 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