CN110769892B - 用于耦接至多个可植入电极的医疗装置及控制医疗装置的操作的方法 - Google Patents

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Abstract

本文档公开了一种用于耦接至多个可植入电极的医疗装置。所述医疗装置包括：治疗电路、生物标记感测电路和操作性地耦接至所述治疗电路和生物标记感测电路的控制电路。所述治疗电路将电神经刺激能量递送至所述多个可植入电极。所述生物标记感测电路生成代表受试者的生理生物标记的感测的生物标记信号。所述控制电路根据第一治疗方案启动所述电神经刺激能量的脉冲的突发至所述多个可植入电极的递送，并使用所述感测的生物标记信号监测所递送的电神经刺激能量的功效；以及一旦使用感测的生物标记信号检测到所述第一治疗方案的功效降低，将所述电神经刺激改变至第二治疗方案。

Description

用于耦接至多个可植入电极的医疗装置及控制医疗装置的操 作的方法
优先权声明
本申请基于35 U.S.C.§119(e)要求于2017年6月22日提交的美国临时专利申请序列号62/523,579以及于2017年4月11日提交的美国临时专利申请序列号62/484,200的优先权权益，其每个均通过引用整体包含在此。
技术领域
本文档大体上涉及医疗装置，以及更具体地涉及用于神经刺激的系统。
背景技术
也称作神经调制的神经刺激已经被建议作为针对许多条件的治疗。神经刺激的示例包括脊髓刺激(SCS)、深部脑刺激(DBS)、外周神经刺激(PNS)、功能性电刺激(FES)。可植入神经刺激系统已经被应用于递送这样的治疗。可植入神经刺激系统可以包括还被称作可植入脉冲发生器(IPG)的可植入神经刺激器，以及每一个包括一个或多个电极的一个或多个可植入引线。可植入神经刺激器通过被放置在神经系统中的目标位置上或其附近的一个或多个电极来递送神经刺激能量。外部编程装置可以被用于利用控制神经刺激能量的递送的刺激参数来编程可植入神经刺激器。
在一个示例中，以电神经刺激脉冲的形式来递送神经刺激能量。使用指定了神经刺激脉冲模式的空间(在哪里刺激)、时间(何时刺激)、和信息(引导神经系统根据需要作出响应的脉冲模式)方面的刺激参数来控制该递送。许多当前神经刺激系统被编程为利用一个或几个均匀波形连续地或以突发方式来递送周期性脉冲。然而，递送的神经刺激模式的功效会随时间而降低。本发明人已经认识到需要改进医疗装置提供的电神经刺激。
发明内容
电神经刺激能量可以以电神经刺激脉冲的形式来传递。最近，一些研究表明，对不同神经元亚群的神经元进行时间模式化刺激可能是优越的。与这种类型的神经刺激相关的挑战是确定何时改变模式化刺激。当开具的治疗方案的效果在几天或几周的时段内不稳定时，这可能尤为严重。而且，在一段时间内改善了患者症状的治疗方案有可能会停止改善这些症状。
示例1包括这样的主题(比如用于耦接至多个可植入电极的医疗装置)，其包括：治疗电路，其被配置为将电神经刺激能量递送至所述多个可植入电极；生物标记感测电路，其被配置为生成代表受试者的生理生物标记的感测的生物标记信号；以及控制电路，其操作性地耦接至所述治疗电路和生物标记感测电路。所述控制电路被配置为：根据第一治疗方案启动所述电神经刺激能量至所述多个可植入电极的递送，其中所述第一治疗方案激活第一神经元；使用所述感测的生物标记信号检测与根据所述第一治疗方案递送的电神经刺激能量相关的功效降低；以及响应于检测到所述功效降低，将所述电神经刺激的递送从所述第一治疗方案改变至第二治疗方案，其中所述第二治疗方案激活与所述第一神经元不同的第二神经元。
在示例2中，示例1的主题可选地包括信号处理电路，其中所述生物标记感测电路被配置为感测局部场电势(LFP)信号，其中所述信号处理电路被配置为确定所述感测的LFP信号的频带的能量，并且其中所述控制电路被配置为：在根据所述第一治疗方案递送所述电神经刺激期间，当所述频带的能量达到局部最小值时，将所述电神经刺激的递送从所述第一治疗方案改变为所述第二治疗方案。
在示例3中，示例2的主题可选地包括信号处理电路，其被配置为确定所述感测的LFP信号在脑电图(EEG)频带的α频带、β频带、γ频带或θ频带中的至少一个中的能量，并且其中所述控制电路被配置为：在所述第一治疗方案期间，当所述LFP信号在α频带、β频带、γ频带或θ频带中的所述至少一个中的能量达到局部最小值时，将所述电神经刺激改变至所述第二治疗方案。
在示例4中，示例1-3中的一个或任意组合的主题可选地包括信号处理电路，其中所述生物标记感测电路被配置为感测LFP信号，其中所述信号处理电路被配置为确定所述感测的LFP信号中的EEG频带之间的相位幅度耦合，并且其中所述控制电路被配置为：当所述相位幅度耦合指示在所述第一治疗方案期间递送的所述电神经刺激能量的功效降低时，将所述电神经刺激改变至所述第二治疗方案。
在示例5中，示例4的主题可选地包括信号处理电路，其被配置为确定在所述感测的LFP信号中的γ频带与β频带之间的相位幅度耦合，并且其中所述控制电路被配置为：当所述γ频带与β频带之间的相位幅度耦合指示在所述第一治疗方案期间递送的所述电神经刺激能量的功效降低时，将所述电神经刺激改变至所述第二治疗方案。
在示例6中，示例1-5中的一个或任意组合的主题可选地包括生物标记感测电路，其被配置为感测代表所述受试者的生理症状的生理信号，并且其中所述控制电路被配置为：当所述感测的生理信号指示在所述第一治疗方案期间递送的所述电神经刺激能量的功效降低时，将所述电神经刺激改变至所述第二治疗方案。
在示例7中，示例1-6中的一个或任意组合的主题可选地包括生物标记感测电路，其被配置为感测代表所述受试者的运动的运动信号，并且其中所述控制电路被配置为使用所述运动信号来检测所述受试者的震颤，并在感测的运动信号指示在所述第一治疗方案期间递送的所述电神经刺激能量的功效降低时，将所述电神经刺激改变至所述第二治疗方案。
在示例8中，示例1-7中的一个或任意组合的主题可选地包括第一治疗方案，其包括以下中的一个或多个：用于递送脉冲的突发的指定的电极组合、突发之内的指定脉冲内时段、突发之间的指定突发间时段、一个或多个指定脉冲幅度、和一个或多个指定脉冲宽度，并且所述第二治疗方案包括从所述第一治疗方案改变以下中的至少一个：所述电极组合、所述脉冲内时段、所述突发间时段、脉冲幅度、或脉冲宽度。
在示例9中，示例1-8中的一个或任意组合的主题可选地包括控制电路，其被配置为：当检测到根据所述第一方案递送的所述递送的电神经刺激能量的功效降低了特定持续时间时，将所述电神经刺激改变至所述第二治疗方案。
在示例10中，示例1-9中的一个或任意组合的主题可选地包括控制电路，其被配置为在所述第一治疗方案期间根据第一电极顺序将电刺激能量的所述脉冲的突发递送至所述可植入电极的组合，并且在所述第二治疗方案期间根据第二电极顺序将电刺激能量的所述脉冲的突发递送至所述可植入电极的组合。
示例11可以包括主题(比如控制医疗装置的操作的方法、用于执行动作的设备、或者包括指令的装置可读介质，所述指令在被所述医疗装置执行时使得所述医疗装置执行动作)，或者可以可选地与示例1-10中的一个或任意组合的主题相结合来包括这种主题，所述主题包括：根据第一治疗方案将电神经刺激能量递送至多个可植入电极，其中所述第一治疗方案激活受试者的第一神经元；使用所述医疗装置感测所述受试者的生物标记信号，其中所述生物标记信号代表所述受试者的生理生物标记；以及一旦使用感测的生物标记信号检测到所述第一治疗方案的功效降低，将所述电神经刺激改变至第二治疗方案，其中所述第二治疗方案激活与所述第一神经元不同的第二神经元。
在示例12中，示例11的主题可选地包括：感测局部场电势(LFP)信号，并监测感测的LFP信号的频带的能量，并且其中所述改变所述电神经刺激能量包括：当在所述第一治疗方案期间所述频带的能量达到局部最小值时将所述电神经刺激改变至所述第二治疗方案。
在示例13中，示例12的主题可选地包括：监测脑电图(EEG)频带的α频带、β频带、γ频带或θ频带中的一个的能量。
在示例14中，示例11-13中的一个或任何组合的主题可选地包括：感测LFP信号并且确定所述LFP信号中的EEG频带之间的相位幅度耦合，并且其中所述改变所述电神经刺激包括：当所述相位幅度耦合指示在所述第一治疗方案期间递送的所述电神经刺激能量的功效降低时将所述电神经刺激改变至所述第二治疗方案。
在示例15中，示例14的主题可选地包括：当γ频带与β频带之间的相位幅度耦合指示在所述第一治疗方案期间递送的所述电神经刺激能量的功效降低时，将所述电神经刺激改变至所述第二治疗方案。
在示例16中，示例11-15中的一个或任何组合的主题可选地包括：感测代表所述受试者的生理症状的生理信号，并且其中改变所述电神经刺激包括：当感测的生理信号指示在所述第一治疗方案期间递送的所述电神经刺激能量的功效降低时，将所述电神经刺激改变至所述第二治疗方案。
在示例17中，示例11-16中的一个或任何组合的主题可选地包括：感测在所述受试者经历震颤时变化的运动信号，并且当感测的运动信号指示在所述第一治疗方案期间递送的所述电神经刺激能量的功效降低时，将所述电神经刺激改变至所述第二治疗方案。
示例18可以包括这样的主题(比如包括指令的非暂时性机器可读介质，所述指令在被医疗装置操作时使得所述医疗装置执行动作)，其包括：根据第一治疗方案将电神经刺激能量递送至多个可植入电极，其中所述第一治疗方案激活受试者的第一神经元；使用所述医疗装置感测所述受试者的生物标记信号，其中所述生物标记信号代表所述受试者的生理生物标记；以及一旦使用感测的生物标记信号检测到所述第一治疗方案的功效降低，将所述电神经刺激改变至第二治疗方案，其中所述第二治疗方案激活与所述第一神经元不同的第二神经元。
在示例19中，示例18的主题可选地包括使得所述医疗装置执行包括如下的动作的指令：感测局部场电势(LFP)信号，监测感测的LFP信号的频带的能量，并且当在所述第一治疗方案期间所述频带的能量达到局部最小值时将所述电神经刺激改变至所述第二治疗方案。
在示例20中，示例18和19中的一个或两者的主题可选地包括使得所述医疗装置执行包括如下的动作的指令：感测LFP信号，确定所述LFP信号中的EEG频带之间的相位幅度耦合，并且当所述相位幅度耦合指示根据所述第一治疗方案递送的所述电神经刺激能量的功效降低时将所述电神经刺激改变至所述第二治疗方案。
示例21可以包括、或者可以可选地与示例1-20中的任一个或多个的任何部分或任何部分的组合相结合来包括如下主题，该主题可以包括用于执行示例1-20的功能中的任一个或多个的设备，或者包括指令的机器可读介质，所述指令在被机器执行时使得所述机器执行示例1-20的功能中的任一个或多个。
这些非限制示例可以以任何排列或组合的方式来进行组合。
本发明内容旨在提供对本专利申请的主题的概览。其不旨在提供对本公开的排他性或穷尽性说明。包括了详细描述以提供关于本专利申请的进一步信息。本公开的其他方面对于阅读和理解了以下详细描述并观看作为其一部分的附图之后的本领域技术人员而言是显而易见的，详细描述和附图均不应视为限制性的。
附图说明
在附图中(其不一定按比例绘制)，相似的数字可以在不同视图中描述相似的部件。具有不同字母后缀的相似数字可以表示相似部件的不同实例。附图通过示例而非限制的方式大体上示出了本文档中讨论的各个实施例。
图1是电刺激系统的示例的各部分的图示。
图2是电刺激引线的示例的示意性侧视图。
图3A-图3H是具有分段电极的引线的不同实施例的图示。
图4是包括脉冲的突发的神经刺激脉冲的示例的图示。
图5是控制医疗装置的操作的方法的示例的流程图。
图6是医疗装置的实施例的示例的各部分的框图。
图7是局部场电势信号的峰值能量相对于时间的波形的示例的图示。
图8是局部场电势信号波形的示例的图示。
图9是使用多个电极递送电神经刺激能量的示例的图示。
图10是刺激场修改功能的示例的图示。
具体实施方式
在下面详细描述中，对形成其一部分的附图进行参考，并且在附图中通过图示的方式示出了可以实践本发明的特定实施例。对这些实施例进行了足够详细的描述，以使本领域技术人员能够实施本发明，并且应当理解，可以将这些实施例进行组合，或者可以利用其他实施例，并且在不脱离本发明的精神和范围的情况下可以进行结构、逻辑和电气改变。在本公开中对“一”、“一个”或“各种”实施例的引用不一定是同一实施例，并且这样的引用考虑了多于一个实施例。以下详细描述提供了示例，并且本发明的范围由所附权利要求及其合法等同物来限定。
本文档讨论了用于编程并递送电神经刺激至患者或受试者的装置、系统和方法。神经科学和神经刺激研究的进步导致需要为各种类型的治疗提供复杂的神经刺激能量的模式。可以使用被设计为应用任何神经刺激(神经调制)治疗的硬件和软件的组合来实现本系统，所述神经刺激治疗包括但不限于SCS、DBS、PNS、FES和迷走神经刺激(VNS)治疗。
图1是电刺激系统10的实施例的各部分的图示，电刺激系统10包括一个或多个刺激引线12和可植入脉冲发生器(IPG)14。系统10还可以包括一个或多个外部遥控器(RC)16、临床医师的编程器(CP)18、外部试验刺激器(ETS)20或外部充电器22。IPG 14可以可选地经由一个或多个导联延伸部24而被物理连接至(多个)刺激引线12。每个引线携带以阵列布置的多个电极26。IPG 14包括脉冲产生电路，其根据一组刺激参数以例如脉冲电波形(即，电脉冲的时间序列)的形式将电刺激能量递送至电极阵列26。IPG 14可以植入到患者体内，例如，在患者锁骨区域下方或在患者臀部或腹腔内。可植入脉冲发生器可以具有多个刺激通道(例如8或16个)，其可以独立地编程以控制来自每个通道的电流刺激的大小。IPG 14可以具有一个、两个、三个、四个或更多个连接器端口，用于接收引线12的端子。
ETS 20还可以可选地经由经皮引线延伸部28和外部电缆30物理地连接至刺激引线12。ETS 20(其可以具有与IPG 14类似的脉冲产生电路)还可以根据一组刺激参数以例如脉冲电波形的形式将电刺激能量递送至电极阵列26。ETS 20与IPG 14之间的一个区别是，ETS 20通常是不可植入装置，其在已经植入了神经刺激引线12之后且在植入IPG 14之前试用性地被用来测试对将提供的刺激的反应性。本文关于IPG 14描述的任何功能同样可以关于ETS 20执行。
RC 16可用于经由无线通信链路32与IPG 14或ETS 20进行遥测通信或控制IPG 14或ETS 20。一旦植入IPG 14和神经刺激引线12，RC 16就可用于经由通信链路34与IPG遥测通信或控制IPG。该通信或控制允许IPG 14被打开或关闭，并且可以用不同的刺激参数集对其编程。IPG 14也可以被操作以修改编程的刺激参数，以主动控制由IPG 14输出的电刺激能量的特性。CP 18允许诸如临床医师的用户在手术室和后续环节中对用于IPG的刺激参数进行编程的能力。CP 18可以通过经由无线通信链路36通过RC 16与IPG 14或ETS 20间接通信来执行该功能。替代地，CP 18可以经由无线通信链路(未示出)与IPG 14或ETS 20直接通信。由CP 18提供的刺激参数也被用来对RC 16进行编程，使得随后可以通过以独立方式(即，无需CP 18的帮助)通过RC 16的操作来修改刺激参数。
为简洁起见，RC16、CP 18、ETS 20和外部充电器22的细节在本文中将不进一步描述。这些装置的示例实施例的细节在美国专利No.6,895,280中公开，其通过引用并入本文。电刺激系统的其他实施例可以在美国专利No.6,181,969；No.6,516,227；No.6,609,029；No.6,609,032；No.6,741,892；No.7,949,395；No.7,244,150；No.7,672,734；No.7,761,165；No.7,974,706；No.8,175,710；No.8,224,450；No.8,364,278；和No.8,700,178中找到，其全部通过引用并入本文。
图2是电刺激引线的实施例的示意性侧视图。图2示出了引线110，其具有沿着引线110的远端部分至少部分地围绕引线110的圆周布置的电极125、以及沿着引线的近端部分布置的端子145。电极可用于空间地分布神经刺激能量的场。引线110可以被植入在待刺激的身体的期望部分(例如，大脑、脊髓或其他身体器官或组织)附近或之内。在深部脑刺激手术的一个示例中，可以通过用颅钻(通常称为钻子(burr))在患者的颅骨或头盖上钻一个孔，然后凝结并切开硬脑膜或大脑覆层，来接近大脑中的期望位置。引线110可以在管心针(未示出)的帮助下插入头盖和脑组织。可以使用例如立体定位框架和微驱动电动机系统将引线110引导至大脑内的目标位置。在一些实施例中，微驱动电动机系统可以是完全或部分自动的。微驱动电动机系统可以被配置为执行以下一项或多项动作(单独地或组合地)：插入引线110、推进引线110、缩回引线110或旋转引线110。
在一些实施例中，与被目标神经元刺激的肌肉或其他组织耦接的测量装置或者响应于患者或临床医师的单元可以被耦接至可植入脉冲发生器或微驱动电动机系统。测量装置、用户或临床医师可以指示目标肌肉或其他组织对刺激或(多个)记录电极的响应，以进一步识别目标神经元，并促进对(多个)刺激电极的定位。例如，如果目标神经元被引导至经历震颤的肌肉，则测量设备可以被用来观察该肌肉并指示例如响应于神经元刺激的震颤频率或幅度的变化。替代地，患者或临床医师可以观察该肌肉并提供反馈。
用于深度大脑刺激的引线110可以包括刺激电极、记录电极或这两者。在至少一些实施例中，引线110是可旋转的，以使得在使用记录电极对神经元定位之后刺激电极可以与目标神经元对准。刺激电极可以布置在引线110的圆周上以刺激目标神经元。刺激电极可以是环形的，以使得电流沿着引线110的长度从电极的位置在每个方向上均等地从每个电极投射。在图2的实施例中，电极中的两个为环状电极120、122。环状电极通常不使刺激电流仅从围绕引线的有限角度范围被引导。然而，可以使用分段电极130、132将刺激电流引导至围绕导联的选定角度范围。当分段电极与递送恒定电流刺激的可植入脉冲发生器结合使用时，可实现电流导向，以将刺激更精确地递送至围绕引线轴线的位置(例如，围绕引线轴线径向定位)。为了实现电流导向，除环形电极之外或作为环形电极的替代，可以利用分段电极。
引线100包括引线主体110、端子145、一个或多个环状电极120、122、以及一组或多组分段电极130、132(或任何其他电极组合)。引线主体110可以由诸如例如聚合材料的生物相容的非导电材料形成。合适的聚合物材料包括但不限于硅树脂、聚氨酯、聚脲、聚氨酯脲、聚乙烯等。一旦植入体内，引线100可以与身体组织接触延长的时间段。在至少一些实施例中，引线100的横截面直径不大于1.5毫米(1.5mm)，并且可以在0.5至1.5mm的范围内。在至少一些实施例中，引线100具有至少10厘米(10cm)的长度，并且引线100的长度可以在10至70cm的范围内。
电极125可以使用金属、合金、导电氧化物或任何其他合适的导电生物相容的材料制成。合适材料的示例包括但不限于铂、铂铱合金、铱、钛、钨、钯、钯铑等。优选地，电极由生物相容的材料制成，并且在预期使用期限内在手术环境中的预期手术条件下基本不腐蚀。每个电极都可以被使用或不使用(关闭)。当使用电极时，该电极可以用作阳极或阴极并携带阳极或阴极电流。在一些情况下，电极在一个时间段内可能是阳极，并且在一个时间段内可能是阴极。
深度大脑刺激引线和其他引线可以包括一组或多组分段电极。分段电极可以比环状电极提供更优越的电流导向，因为深度大脑刺激或其他刺激中的目标结构通常不关于远侧电极阵列的轴线对称。相反，可以将目标放置在穿过引线轴线的平面的一侧。通过使用径向分段电极阵列(“RSEA”)，不仅可以沿着引线的长度而且可以围绕引线的圆周执行电流导向。这提供了精确的三维定靶并将电流刺激递送至神经目标组织，同时潜在地避免刺激其他组织。
可以在引线主体110上布置任何数量的分段电极130、132，例如包括从一至十六或更多个分段电极的任何地方。将会理解，可以沿着引线主体110的长度布置任何数量的分段电极。分段电极130、132通常围绕引线的圆周仅延伸75％、67％、60％、50％、40％、33％、25％、20％、17％、15％或更少。
分段电极可以被分组为分段电极组，其中每一组围绕引线100的圆周被布置在引线100的特定纵向部分处。引线100在给定分段电极组中可以具有任何数量的分段电极。引线100在给定组中可以具有一个、两个、三个、四个、五个、六个、七个、八个或更多分段电极。在至少一些实施例中，引线100的每组分段电极包含相同数量的分段电极。引线100上布置的分段电极可以包括与引线100上布置的至少另外一组分段电极数量不同的电极。分段电极可以在尺寸和形状上不同。在一些实施例中，分段电极全部为相同尺寸、形状、直径、宽度或面积或者其任何组合。在一些实施例中，每个圆周组的分段电极(甚至布置在引线100上的所有分段电极)均可以在尺寸和形状上相同。
可以将每组分段电极围绕引线主体110的圆周布置以形成围绕引线主体110的基本上圆柱的形状。给定分段电极组的各个电极之间的间隔可以与引线100上的另一分段电极组的各个电极之间的间隔相同或不同。在至少一些实施例中，在围绕引线主体110的圆周的每个分段电极之间布置相等的间隔、间隙或切口。在其他实施例中，分段电极之间的间隔、间隙或切口可以尺寸不同，或者，分段电极之间的切口对于特定的分段电极组或对于所有分段电极组可以是统一的。可以沿着引线主体110的长度以不规则或规则的间距来定位各分段电极组。
附接至环状电极120、122或分段电极130、132的导体线(未示出)沿着引线主体110延伸。这些导体线可以延伸通过引线100的材料或沿着由引线100限定的一个或多个管腔延伸，或者这两者。导体线将电极120、122、130、132耦接至端子145。图3A-图3H是具有分段电极330、可选的环状电极320或尖端电极320a以及引线主体310的引线300的不同实施例的图示。各组分段电极330分别包括两个(图3B)、三个(图3E-图3H)或四个(图3A、图3C和图3D)或任何其他数量的分段电极，包括(例如)三个、五个、六个或更多。各组分段电极330可以彼此对准(图3A-图3G)或交错(图3H)。
当引线100包括环状电极120、122和分段电极130、132两者时，环状电极和分段电极可以以任何适当配置来布置。例如，当引线100包括两个环状电极和两组分段电极时，环状电极可以位于两组分段电极的侧翼(例如，见图2、图3A和图3E-图3H，环状电极320和分段电极330)。替代地，两组环状电极可以被布置成靠近两组分段电极(例如，见图3C，环状电极320和分段电极330)，或者两组环状电极可以被布置成远离两组分段电极(例如，见图3D，环状电极320和分段电极330)。环状电极之一可以是尖端电极(例如，见图3E和图3G的尖端电极320a)。将理解的是，其他配置也是可能的(例如，交替的环状和分段电极等)。
通过改变分段电极的位置，可以选择目标神经元的不同覆盖范围。例如，如果医师预料神经目标将更靠近引线主体110的远侧末端，则图3C的电极布置会是有用的，而如果医生预料神经将目标将更靠近引线主体110的近端，则图3D的电极布置会是有用的。
可以在引线100上布置环状电极和分段电极的任何组合。例如，引线可以包括第一环状电极、两组分段电极(每组由四个分段电极形成)以及在引线端部处的最终环状电极。该配置可以简称为1-4-4-1配置(图3A和图3E，环状电极320和分段电极330)。用这种简写方式来指代电极会是有用的。因此，图3C的实施例可以被称为1-1-4-4配置，而图3D的实施例可以被称为4-4-1-1配置。图3F、图3G和图3H的实施例可以被称为1-3-3-1配置。其他电极配置包括例如：2-2-2-2配置，其中在引线上布置四组分段电极；以及4-4配置，其中在引线上布置两组分段电极，每组具有四个分段电极。图3F、图3G和图3H的1-3-3-1电极配置具有两组分段电极，每组包含三个围绕引线的圆周布置的电极，其侧翼是两个环状电极(图3F和图3H)，或者环状电极和尖端电极(图3G)。在一些实施例中，引线包括16个电极。16个电极引线的可能配置包括但不限于4-4-4-4；8-8；3-3-3-3-3-1(以及此配置的所有重新排列)；以及2-2-2-2-2-2-2-2。
可以使用分段和/或环状电极的任何其他合适的布置，包括但不限于在美国临时专利申请序列号62/113,291以及美国专利申请公开号2012/0197375和2015/0045864中公开的那些，其通过引用并入本文。作为示例，其中分段电极相对于彼此螺旋地布置的布置。一个实施例包括双螺旋。
可以将一个或多个电刺激引线植入患者的体内(例如，患者的大脑或脊髓中)，并用于刺激周围组织。(多个)引线被耦接至可植入脉冲发生器(例如，图1中的IPG 14)。在植入后，临床医师将使用临床医师编程器、遥控器或其他编程装置对IPG 14进行编程。根据至少一些编程技术，临床医师录入用于刺激程序的刺激器参数，并且该刺激程序用于刺激患者。临床医师观察患者的反应。在至少一些情况下，临床医师要求患者描述、评价或以其他方式提供有关刺激效果的信息，比如身体的哪个部分受到影响，刺激效果有多强，是否有副作用或负面效果等。
图4是包括脉冲的突发的神经刺激脉冲的实施例的图示。在该实施例中，神经刺激脉冲可以根据突发内时间段434和突发间时间段436来递送。突发内时间段是一个突发期间在各脉冲之间的时间，并且突发内频率是递送脉冲的频率。在图4中，使用两个频率来递送脉冲；以相对较低的频率递送的脉冲438与以相对较高的频率递送的一突发的脉冲440相交替。在不旨在限制的说明性示例中，较低的频率可以是50-200赫兹(Hz)，而较高的频率可以是100-300Hz。在某些变型中，仅递送突发速率的脉冲，而在突发之间不以较低频率递送脉冲。从第一突发的开始至第二突发的开始的时间是突发间时间段。突发间时间段在图4中还可以被视为快速脉冲和慢速脉冲重复的循环的时间。由于频率是时间段的倒数，因此可以将这些循环视为以突发间频率重复。神经刺激脉冲可以被递送一段运行时间，其中在神经刺激之间具有暂停。控制电路可以在该暂停的持续时间之后重启运行时间。
无需一次将神经刺激能量递送至一个电极部位。可以将部分总神经刺激能量递送至多个电极，并且神经刺激不必相等地递送至组合中的各电极。相反，可以将该不同的部分能量递送至组合中的不同电极。例如，可以使用图2中的电极120和130作为刺激阳极来提供总神经刺激电流，其能量在两者之间均分，以创建两个相等的刺激场。电极122可以用作返回电极。然而，在另一布置中，可以使用环状电极120提供90％的神经刺激电流，并且可以使用分段电极130提供10％的神经刺激电流。不同的部分是可以的，比如环状电极120为30％而分段电极130为70％。可以使用多于两个电极的电极组合来提供神经刺激，并且可以将不同的部分神经电刺激提供给组合中的部分电极。例如，可以将30％的电流提供给环状电极120，并且可以将35％的电流提供给分段电极130和132中的每一个。
当在不同电极部位处耦接的电极/组织存在差异时，将不同的部分电流递送至不同电极是有用的。这些耦接差异可能导致皮下组织对电神经刺激的不同反应。电流的分数划分可用于在不同的电极部位处获得相同的刺激结果。引线110上的分数划分可以以任何方式变化，只要分数划分的电流的总和等于100％即可。
在一些实施例中，不同的部分一个突发一个突发地被施加到电极。在图2的示例中，第一突发的脉冲可以将90％的能量施加到电极120，并且将10％的能量施加到电极130。在第二突发的脉冲中，将80％的神经刺激能量施加到电极120，并将20％的神经刺激能量施加到电极130。在第三脉冲突发中，电极120接收神经刺激能量的60％，并且电极130接收神经刺激能量的40％。这可以持续到电极120接收10％的神经刺激能量并且电极130接收90％的电极刺激能量为止。
可以使用刺激引线的电极以重复突发模式将电神经刺激提供给组织目标。如果模式不变，这有时被称为强直刺激。电神经刺激模式对目标神经元的功效可能会随着时间而降低。因此，神经刺激可以改变为不同的模式。这可以由用户手动完成，或者用户可以对IPG进行编程以在指定的(例如编程的)时间段之后自动改变神经刺激的模式。例如，可以以脉冲的突发向电极提供神经刺激。用户可以指定IPG自动地(例如每五秒钟)周期性地改变一个或多个突发参数。
当IPG确定当前治疗的功效已降低到对于患者次优的水平时，将神经刺激改变为其他模式会是优越的。次优效益可能意味着该治疗的效益已降至临床医师所希望的水平以下，或者该治疗已完全停止提供效益。神经系统可能处于一些神经元被“卡在”次优状态的状态下。改变神经刺激的模式可以重新建立期望的治疗功效。新的一组神经元(其至少一部分与第一神经元不同)被激活，并且通过它们与第一神经元的连接，可以刺激系统或使其“摆脱”次优状态。使用基于装置的治疗功效评估的该反馈可以提供闭环控制，以改善确定何时改变神经刺激模式才有益的过程。
图5是控制医疗装置的操作以提供电神经刺激治疗的方法500的流程图。该医疗装置可以操作性地耦接至多个可植入电极。在一些实施例中，可植入电极包括在被配置用于深度大脑刺激的可植入引线中。
在505，根据第一治疗方案将电神经刺激能量的脉冲的突发递送至可植入电极。第一治疗方案可以指定以下中一个或多个：用于递送脉冲的突发的电极的组合、提供给该组合中的各电极的部分神经刺激能量、脉冲突发内的指定脉冲内时段、各突发之间的指定突发间时段、递送的脉冲的脉冲幅度、以及递送的脉冲的脉冲宽度。
在510，使用医疗装置来感测生物标记信号。生物标记代表受试者的生理生物标记。可以从生物标记信号确定电神经刺激能量的功效。感测的生物标记信号可以是感测的局部场电势(LFP)信号。LFP信号是由在少量或局部量的神经组织内的附近神经元中流动的电能聚集产生的电生理信号。在一些示例中，感测的生物标记信号可以是感测的脑电图(EEG)信号。在一些示例中，感测的生物标记信号可以是指示患者症状(例如，患者震颤)的信号。
在515，如果该装置(使用感测的生物标记信号)检测到第一治疗方案的功效降低，则该医疗装置改变到第二治疗方案。第二种治疗方案包括：从第一治疗方案改变所用电极的组合、提供给组合中的各电极的部分神经刺激能量、脉冲内时段、突发间时段、脉冲幅度、脉冲宽度当中的至少一个；或者递送至组合中的各电极的部分神经刺激能量。改变神经刺激的模式可以重新建立期望的治疗功效。
图6是用于提供神经刺激治疗的医疗装置600的实施例的各部分的框图。装置600可以用于实现图5的方法示例，并且包括治疗电路602、控制电路604和生物标记感测电路606。治疗电路602可以操作性地耦接至刺激电极(比如本文所述的电极中的任何一个)并向电极提供或递送电神经刺激能量。
控制电路604可以包括解释或执行软件模块或固件模块中的指令的处理器，诸如微处理器、数字信号处理器、专用集成电路(ASIC)或其他类型的处理器。在一些实施例中，控制电路604包括逻辑定序器电路。逻辑定序器是指顺序地逐步执行一系列固定的步骤以执行一个或多个功能的状态机或其他电路。这些步骤通常在硬件或固件中实现。控制电路604可以包括其他电路或子电路以执行所描述的功能。这些电路可以包括软件、硬件、固件或其任何组合。可以根据需要在一个或多个电路或子电路中执行多种功能。例如，控制电路604启动电神经刺激能量的脉冲的突发至电极的递送。控制电路604可以包括一个或多个定时器子电路，以对治疗电路602的激活和去激活进行定时，以实现突发定时。
生物标记感测电路606生成感测的生物标记信号，其代表接受治疗的患者或受试者的生理生物标记。生理生物标记反映了神经刺激疗法的功效。控制电路604根据第一治疗方案启动电神经刺激能量的脉冲的突发至多个可植入电极的递送，并使用感测的生物标记信号监测所递送的电神经刺激能量的功效。当控制电路604使用感测的生物标记信号检测到第一治疗方案的功效降低时，控制电路604将电神经刺激改变为第二治疗方案。在一些示例中，确定功效需要时间量，并且控制电路604在检测到根据第一方案递送的电神经刺激能量的功效降低了指定(例如编程的)持续时间时，将电神经刺激改变为第二治疗方案。
如本文之前所解释的，生物标记感测电路606可以感测LFP信号。生物标记感测电路606的示例是外部或硬脑膜下脑电图(EEG)传感器，并且可以包括诸如DBS电极的深度电极。该医疗装置可以包括信号处理电路608。信号处理电路608可以确定感测的LFP信号的指定频带的峰值能量。感兴趣的一些频带包括脑电图(EEG)频带的α频带、β频带、γ频带或θ频带。
图7是LFP信号的峰值能量相对于时间的波形700的图示。在时间t＝0时，根据第一种治疗方案递送神经刺激治疗。在示例波形中，峰值能量在治疗开始时显示为最大值710，然后开始下降。随着治疗继续被递送，峰值能量达到局部最小值712。控制电路604监测峰值能量，并在检测到指定频带的峰值能量在第一治疗方案期间达到局部最小值时将电神经刺激改变为第二治疗方案。
在波形中的714处示出了向第二治疗方案的过渡。LFP信号的峰值能量在第一治疗过渡之后降低一段时间，然后达到第二局部最小值716。控制电路604可以在检测到指定频带的峰值能量达到第二治疗方案中的第二局部最小值时将电神经刺激改变为第三治疗方案。该过程可以继续，直到该治疗递送在受试者中未产生期望的结果为止。在一些示例中，如果在治疗的功效下降到指定功效阈值以下之后向不同的治疗方案的过渡没有产生改善，则控制电路604停止神经刺激能量的突发的传递。
在一些示例中，图6的信号处理电路608被配置为确定在感测的LFP信号中的EEG频带之间的相位幅度耦合。图8是LFP信号波形800的示例的图示。LFP信号包括低频信号分量和施加在低频信号分量上的高频信号分量。高频信号分量具有比低频信号分量低的幅度。在一些实施例中，较低频率在β频带的范围内(例如15-25赫兹或Hz)，而较高频率信号在γ频带的范围内(例如30-90Hz)。在图8的示例中，较高频率信号分量具有两个幅度。较低频率信号分量的第一或上升相位805上的一个幅度，以及在下降相位810上的不同的第二幅度。示出了在下降相位上的幅度小于上升相位的第一幅度。
频带之间减小的或最小化的相位幅度耦合可能指示当前编程的治疗方案正在为受试者提供效益。当相位幅度耦合指示在第一治疗方案期间递送的电神经刺激能量的功效降低时，控制电路604可以将电神经刺激改变为不同的治疗方案。这可以是当相位幅度耦合包括具有满足指定幅度阈值的幅度的较高频率分量(例如，γ频带与β频带的相位幅度耦合)时。
根据一些示例，生物标记感测电路606被配置为感测代表受试者的生理症状的生理信号。例如，生物标记感测电路606可以包括运动感测电路，该运动感测电路生成表示受试者的运动的运动信号。运动感测电路的一个示例是加速度计。当受试者经历肌肉震颤时，震颤会反映在运动信号中。生物标记感测电路可以包括滤波电路，以增强运动信号中的震颤的频率，从而改善震颤检测。
当感测的生理信号指示在第一治疗方案期间递送的电神经刺激能量的功效降低时(例如，当运动信号指示受试者正经历震颤或震颤强度增大时)，控制电路604将电神经刺激改变为第二治疗方案。
如本文之前所解释的，改变治疗方案可以包括改变以下中的一个或多个：用于递送脉冲的突发的电极的组合、突发内的指定脉冲内时段、各突发之间的指定突发间时段、一个或多个指定脉冲幅度、和一个或多个指定脉冲宽度，并且第二治疗方案包括从第一治疗方案改变以下中的至少一个：电极的组合、脉冲内时段、突发间时段、脉冲幅度、或脉冲宽度。
改变治疗方案还可以包括改变神经刺激至电极的递送顺序。例如，控制电路604可以在第一治疗方案期间根据第一电极顺序将电刺激能量的脉冲的突发递送至可植入电极的组合，并且在第二治疗方案期间根据第二电极顺序将电刺激能量的脉冲的突发递送至可植入电极的组合。
图9是使用多个电极递送电神经刺激能量的示例的图示。在该示例中，使用具有四个电极的引线910来递送脉冲的突发。神经刺激的定时可以通过图6的控制电路604来控制。电极可以是环状电极或分段电极。使用电极925A将刺激提供至目标区域1，使用电极925B将刺激提供至目标区域2，并使用电极925C将刺激提供至目标区域3。电极925D可以是参考电极，或者可以被用于将刺激提供至目标区域4。然而，这仅为示例，刺激场可以不束缚于唯一电极。目标区域的刺激可以包括多个电极的激活。另外，可以由电极中的每一个来提供不同百分比的刺激。
图9示出了递送至电极的三个神经刺激循环。第一神经刺激循环包括向区域1-3递送一突发的脉冲。第一循环940开始于使用电极925B将多个脉冲942A的一个或多个突发递送至区域2。然后，第一刺激循环继续进行，其中使用电极925C将脉冲942B的一个或多个突发递送至区域3并随后使用电极925A将脉冲942C的一个或多个突发递送至区域1。
第二循环644开始于使用电极925B将多个脉冲942A的一个或多个突发递送至区域2，但是与第一循环不同的是，在使用电极925C将脉冲的突发递送至区域3之前，使用电极925A将脉冲的突发递送至区域1。因此，从第一循环940改变了将刺激能量递送至电极的顺序。
第三循环946开始于使用电极925A将脉冲的一个或多个突发递送至区域1，接着使用电极925C将脉冲的一个或多个突发递送至区域3，接着使用电极925B将脉冲的一个或多个突发递送至区域2。因此，从第一循环和第二循环两者改变了第三循环中向电极递送刺激能量的顺序。
在一些示例中，第一循环940可以是在第一治疗方案期间使用的电极的顺序，第二循环944可以是在第二治疗方案期间使用的电极的顺序，并且第三循环946可以是在第三治疗方案中使用的电极的顺序。图9示出了第二组循环948、950和952。可以看出，电极处的刺激的顺序与前三个循环中的顺序不同。在一些示例中，在第一方案中使用第一组三个循环940、944和946，而在第二治疗方案中使用第二组循环948、950和952。当控制电路在954检测到第一治疗方案的功效降低时，控制电路604将刺激从第一组循环改变为第二组循环。
如本文之前所解释的，递送至受试者的电神经刺激的模式的功效会随时间降低。迄今为止描述的几个实施例以闭环方式使用感测的生理反馈来确定何时改变提供给受试者的神经刺激。在一些实施例中，受试者可以基于他们对治疗的感知来启动对治疗方案的改变。例如，可以给与受试者与IPG通信的装置。如果患者感觉到当前治疗无法提供期望的效益，则患者可以通过使用通信装置向IPG发送消息来启动治疗的改变。由患者激活的治疗方案的改变可以由临床医师预先编程到装置中。
神经刺激的治疗方案也可以在经过一个时间段后自动改变。临床医师可以使用临床医师编程器、遥控器或其他编程装置对IPG进行编程，以使IPG的控制电路在神经刺激被递送了指定的时间段时自动改变治疗方案。这可以像对IPG进行编程以在计时器到期时改变治疗方案一样简单。例如，计时器可以指示一分钟何时到期，并且IPG的控制电路每分钟自动改变治疗方案。在变型中，IPG可以被编程为根据指定的时间表改变治疗方案。
在一些实施例中，临床医师可以根据持续指定时间段或持续多个神经刺激事件(例如，多个突发或一系列突发)的治疗窗对IPG进行编程以递送神经刺激。用户可以指定在指定数量的窗之后改变治疗方案。指定的治疗窗的数量可以不是整数，而是可以包括某分数的窗(例如1.25个窗或2.33个窗)。
在某些实施例中，IPG的控制电路可以根据刺激时间的层级来递送神经刺激。例如，控制电路可以从时间窗T1、T2和T3改变神经刺激。时间窗可以具有相同的持续时间或不同的持续时间。在时间窗T1期间，每x秒或分钟改变一次神经刺激，其中x可以是整数值，也可以包括分数。在时间窗T2期间，每y秒或分钟改变一次神经刺激，而在时间窗T3期间，每z秒或分钟改变一次神经刺激。临床医师可以指定T1、T2和T3的值，x、y和z的值，并指定用于改变治疗方案的治疗参数。
在一些实施例中，可以选择时间窗的持续时间，使得神经刺激处于特定的频带中。因为频率是时间段的倒数(f＝1/T)，所以可以选择时间窗持续时间T，以将神经刺激放置在期望频带中，比如EEG频带的α频带、β频带、γ频带或θ频带中的一个。可以改变时间窗持续时间，以将神经刺激移动到不同的频带。例如，治疗方案可包括以具有与γ频带相对应的持续时间的第一时间窗递送神经刺激，然后在改变回γ频带或不同频带(例如α频带)之前，以具有与β频带相对应的持续时间的第二时间窗递送神经刺激。
在一些实施例中，用户可以指定治疗改变，其包括用于改变的时间窗T和在该时间窗期间要使用的一组刺激场(例如，f1、f2)。控制电路可以在时间窗T期间根据指定场的函数提供神经刺激能量。例如，IPG的控制电路可以将神经刺激N提供为
N(t)＝a(t)·f1+b(t)·f2
其中a(t)和b(t)是修改场f1和f2的函数。
图10是刺激场修改函数a(t)和b(t)的示例的图示。在时间窗T期间，函数a(t)将其值逐渐从1变为零。函数b(t)＝1-a(t)。在时间窗T期间，神经刺激在t＝0作为场f1开始，并通过时间t＝T逐渐变化成场f2。如果场f1和f2使用不同的电极或电极的不同组合来提供神经刺激，则神经刺激改变可以被看作在利用场f1刺激的区域和利用场f2刺激的区域之间行进的神经刺激的波。
该方法可以扩展到两个以上的场和两个修改函数。例如，可以通过函数a(t)、b(t)和c(t)修改场f1、f2和f3，其中a(t)和b(t)如图10被定义，而c(t)＝1-[a(t)+b(t)]。临床医师可以明智地选择函数a(t)、b(t)和c(t)，以实现患者期望的某些效果。在逐脉冲的基础上会出现神经刺激从一个场到另一个场的变化，以使得使用f1提供第一脉冲(例如，突发的第一脉冲)，随后的脉冲是场f1、f2、f3或f2、f3等的叠加，并且可以使用场f3提供突发的最终脉冲。
该方法可以应用于场的空间分布。返回图9的示例，场f1可以包括使用电极925D、925C、925B、925A的序列施加神经刺激。场f2可以包括电极序列925C、925B、925A、925D。场f3可以包括电极序列925D、925B、925C、925A。神经刺激的变化可能涉及从具有相等加权刺激的电极f1和f2的序列变化至具有相等加权刺激的电极f2和f3的序列。在另一实施例中，该变化可能更复杂，其中该变化涉及一组指定场f1，f2…fN，并且神经刺激可能涉及场Σai(t)·fi的线性组合，其中Σai(t)＝1。条件Σai(t)＝1确保当场中的任一个减小时，场中的另一个增大。
已经描述了用于使用图4的医疗装置400提供神经刺激的许多不同选项。用户界面(例如，图1的外部RC 16或CP 18的用户界面)可以用于所描述的神经刺激参数的编程。在一些实施例中，用户界面包括图形用户界面(GUI)，其显示神经刺激的图形或表示，其具有可供临床医师录入用于神经刺激的参数的字段。这可以帮助用户理解和解释编程的神经刺激。
改变神经刺激的模式可以建立或重新建立基于装置的治疗的期望功效。使用反馈可以导致最佳方法，其控制神经刺激场的时间变化以优化对受试者的治疗并提高用户对装置确定的神经刺激治疗的满意度。但是，即使已知没有明显的优化变化，神经刺激治疗中的时间变化对患者也会是有价值的。
本文描述的实施例可以是至少部分地由机器或计算机实现的方法。一些实施例可以包括编码有指令的计算机可读介质或机器可读介质，所述指令可操作以配置电子装置或系统以执行如以上示例中所述的方法。这种方法的实现可以包括代码，比如微代码、汇编语言代码、高级语言代码等。这样的代码可以包括用于执行各种方法的计算机可读指令。该代码可以形成计算机程序产品的部分。此外，可以在执行期间或其他时间将代码有形地存储在一个或多个易失性或非易失性计算机可读介质上。上面的图中示出了各种实施例。一个或多个这些实施例的一个或多个特征可以被组合以形成其他实施例。
以上详细描述意图是说明性的，而不是限制性的。因此，本公开的范围应参考所附的权利要求书以及这些权利要求书所赋予的等效物的全部范围来确定。

Claims (14)

1.一种用于耦接至多个可植入电极的医疗装置，所述医疗装置包括：
治疗电路，其被配置为将电神经刺激能量递送至所述多个可植入电极；
生物标记感测电路，其被配置为生成代表受试者的生理生物标记的感测到的生物标记信号，包括感测局部场电势（LFP）信号；
信号处理电路，其被配置为确定所述感测到的局部场电势（LFP）信号中的脑电图（EEG）频带之间的相位幅度耦合，其中所述频带之间减小的或最小化的相位幅度耦合指示当前编程的治疗方案正在为受试者提供效益；以及
控制电路，其操作性地耦接至所述治疗电路和所述生物标记感测电路，并被配置为：
根据第一治疗方案启动所述电神经刺激能量至所述多个可植入电极的递送，其中所述第一治疗方案激活第一神经元；
使用所述感测到的生物标记信号检测与根据所述第一治疗方案递送的电神经刺激能量相关的功效降低；以及
当所述相位幅度耦合指示在所述第一治疗方案期间递送的所述电神经刺激能量的功效降低时，响应于检测到所述功效降低，将所述电神经刺激的递送从所述第一治疗方案改变至第二治疗方案，其中所述第二治疗方案激活与所述第一神经元不同的第二神经元。
2.根据权利要求1所述的医疗装置，其中所述信号处理电路被配置为确定所述感测到的局部场电势（LFP）信号的频带的能量，并且其中所述控制电路被配置为：在根据所述第一治疗方案递送所述电神经刺激期间，当所述频带的能量达到局部最小值时，将所述电神经刺激的递送从所述第一治疗方案改变为所述第二治疗方案。
3.根据权利要求2所述的医疗装置，其中所述信号处理电路被配置为确定所述感测到的局部场电势（LFP）信号的在脑电图（EEG）频带的α频带、β频带、γ频带或θ频带中的至少一个中的能量，并且其中所述控制电路被配置为：在所述第一治疗方案期间，当所述感测到的局部场电势（LFP）信号的在α频带、β频带、γ频带或θ频带中的所述至少一个中的能量达到局部最小值时，将所述电神经刺激改变至所述第二治疗方案。
4.根据权利要求1所述的医疗装置，其中所述信号处理电路被配置为确定在所述感测到的局部场电势（LFP）信号中的γ频带与β频带之间的相位幅度耦合，并且其中所述控制电路被配置为：当所述γ频带与β频带之间的相位幅度耦合指示在所述第一治疗方案期间递送的所述电神经刺激能量的功效降低时，将所述电神经刺激改变至所述第二治疗方案。
5.根据权利要求1所述的医疗装置，其中所述生物标记感测电路被配置为感测代表所述受试者的生理症状的生理信号，并且其中所述控制电路被配置为：当所述感测的生理信号指示在所述第一治疗方案期间递送的所述电神经刺激能量的功效降低时，将所述电神经刺激改变至所述第二治疗方案。
6.根据权利要求5所述的医疗装置，其中所述生物标记感测电路被配置为感测代表所述受试者的运动的运动信号，并且其中所述控制电路被配置为使用所述运动信号来检测所述受试者的震颤，并在感测到的运动信号指示在所述第一治疗方案期间递送的所述电神经刺激能量的功效降低时，将所述电神经刺激改变至所述第二治疗方案。
7.根据权利要求1所述的医疗装置，其中所述第一治疗方案包括以下中的一个或多个：用于递送脉冲的突发的指定的电极组合、突发之内的指定脉冲内时段、突发之间的指定突发间时段、一个或多个指定脉冲幅度、和一个或多个指定脉冲宽度，并且所述第二治疗方案包括从所述第一治疗方案改变以下中的至少一个：所述电极组合、所述脉冲内时段、所述突发间时段、脉冲幅度、或脉冲宽度。
8.根据权利要求1所述的医疗装置，其中所述控制电路被配置为：当检测到根据所述第一治疗方案递送的所述递送的电神经刺激能量的功效降低了特定持续时间时，将所述电神经刺激改变至所述第二治疗方案。
9.根据权利要求1-8中任一项所述的医疗装置，其中所述控制电路被配置为在所述第一治疗方案期间根据第一电极顺序将电刺激能量的脉冲的突发递送至所述可植入电极的组合，并且在所述第二治疗方案期间根据第二电极顺序将电刺激能量的所述脉冲的突发递送至所述可植入电极的组合。
10.一种控制医疗装置的操作的方法，所述方法包括：
根据第一治疗方案将电神经刺激能量递送至多个可植入电极，其中所述第一治疗方案激活受试者的第一神经元；
使用所述医疗装置感测所述受试者的生物标记信号，其中所述生物标记信号代表所述受试者的生理生物标记，包括局部场电势（LFP）信号；
使用所述医疗装置确定所述感测到的局部场电势（LFP）信号中的脑电图（EEG）频带之间的相位幅度耦合，其中所述频带之间减小的或最小化的相位幅度耦合指示当前编程的治疗方案正在为受试者提供效益；以及
当所述相位幅度耦合指示在所述第一治疗方案期间递送的所述电神经刺激能量的功效降低时，一旦使用感测的生物标记信号检测到所述第一治疗方案的功效降低，将所述电神经刺激改变至第二治疗方案，其中所述第二治疗方案激活与所述第一神经元不同的第二神经元。
11.根据权利要求10所述的方法，其中所述感测所述生物标记信号包括：感测局部场电势（LFP）信号，并监测感测的局部场电势（LFP）信号的频带的能量，并且其中所述改变所述电神经刺激的方案包括：当在所述第一治疗方案期间所述频带的能量达到局部最小值时将所述电神经刺激改变至所述第二治疗方案。
12.根据权利要求11所述的方法，其中监测频带的能量包括监测脑电图（EEG）频带的α频带、β频带、γ频带或θ频带中的一个的能量。
13.根据权利要求10-12中任一项所述的方法，其中所述感测所述生物标记信号包括：感测局部场电势（LFP）信号并且确定所述局部场电势（LFP）信号中的脑电图（EEG）频带之间的相位幅度耦合。
14.根据权利要求13所述的方法，其中所述改变所述电神经刺激包括：当γ频带与β频带之间的相位幅度耦合指示在所述第一治疗方案期间递送的所述电神经刺激能量的功效降低时，将所述电神经刺激改变至所述第二治疗方案。
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