CN116367885A - 确定用于电刺激治疗的递送的相对相位关系 - Google Patents

Abstract

本公开涉及用于确定一个或多个相位关系的装置、系统和技术。一种医疗装置系统包括存储器和与该存储器通信的处理电路。该处理电路被配置为接收指示患者的神经组织的目标区内的两个或更多个组织区域之间的相位关系的多个电信号。另外，该处理电路被配置为基于该多个电信号来确定该两个或更多个组织区域之间的该相位关系，并且将该相位关系与该目标区内的该两个或更多个组织区域的目标相位关系进行比较。该处理电路被进一步配置为基于该比较来确定用于递送至该患者的刺激的一个或多个参数，并且使得治疗递送电路确定该刺激。

Description

确定用于电刺激治疗的递送的相对相位关系

本申请要求于2020年10月22日提交的美国专利申请序列号17/077,805的优先权，该美国专利申请的全部内容以引用方式并入。

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的位置。使用安装在刺激外壳上的电极可使用无引线刺激。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

本公开描述了用于监测由医疗装置接收的电信号之间的相位关系并且递送使得该相位关系接近目标相位关系的治疗的一种或多种示例性技术。例如，医疗装置可联接到多个电极，并且医疗装置可经由多个电极中的每个电极接收时变电信号。这样，医疗装置接收多个时变电信号，多个时变电信号中的每个时变电信号对应于多个电信号中的相应电极。医疗装置可基于多个电信号来确定一个或多个相位关系。例如，医疗装置可确定多个电信号中的两个或更多个电信号之间的相位差。两个电信号之间的相位差可指示两个电信号上的两个对应点的位置之间的时间差。例如，第一电信号中的峰值和第二电信号中的最近峰值之间的时间差可指示第一电信号和第二电信号之间的相位差。

基于多个时变电信号，医疗装置可确定对应于多个电极中的每个电极的电流源密度(CSD)的测量值。这些CSD测量值可为时变电压测量值。在一些示例中，医疗装置可基于CSD测量值来确定电信号的相位并且基于所确定的相位来确定相位关系。在一些情况下，处理电路(例如，医疗装置的处理电路和/或其他处理电路)可确定用于电刺激治疗的一个或多个参数，以便使得相位关系接近目标相位关系。

本公开的技术可以提供一个或多个优点。例如，医疗装置基于CSD的对应于多个电极的多个时变测量值来确定脑组织区域之间的一个或多个相位关系可能是有益的。医疗装置可基于CSD的时变测量值来确定电刺激并将电刺激递送至患者以便使得相位关系接近目标相位关系。在一些示例中，目标相位关系可表示同步相位关系或非同步相位关系。当组织区域之间的相位关系是同步相位关系时，组织区域之间可能存在一定水平的神经通信。当组织区域之间的相位关系是非同步相位关系时，组织区域之间可能不存在一定水平的神经通信。因此，将相位关系控制成接近目标相位关系可影响对应于相位关系的组织区域之间的神经通信的水平。脑区域之间的通信水平可能对诸如不自主震颤和/或癫痫发作一种或多种患者症状有影响。与不导致相对相位关系接近目标相位关系的医疗装置系统相比，控制神经通信水平可降低一种或多种患者症状的严重性。

在一些示例中，医疗装置系统包括存储器和与存储器通信的处理电路。处理电路被配置为经由多个电极中的一个或多个电极接收指示患者的神经组织的目标区内的两个或更多个组织区域之间的相位关系的多个电信号；基于多个电信号来确定两个或更多个组织区域之间的相位关系；以及将该相位关系与目标区内的两个或更多个组织区域的目标相位关系进行比较。另外，处理电路被配置为基于该相位关系和目标相位关系的比较来确定用于递送至患者的刺激的一个或多个参数；以及使得治疗递送电路基于所确定的一个或多个参数来确定刺激。

在一些示例中，一种方法包括：通过经由多个电极中的一个或多个电极与存储器通信的处理电路接收指示患者的神经组织的目标区内的两个或更多个组织区域之间的相位关系的多个电信号；基于多个电信号来确定两个或更多个组织区域之间的相位关系；以及将该相位关系与目标区内的两个或更多个组织区域的目标相位关系进行比较。另外，该方法包括基于该相位关系和目标相位关系的比较来确定用于递送至患者的刺激的一个或多个参数，以及使得治疗递送电路基于所确定的一个或多个参数来确定刺激。

在一些示例中，一种计算机可读存储介质包括指令，该指令在被执行时致使一个或多个处理器：经由多个电极中的一个或多个电极接收指示患者的神经组织的目标区内的两个或更多个组织区域之间的相位关系的多个电信号；基于多个电信号来确定两个或更多个组织区域之间的相位关系；以及将该相位关系与目标区内的两个或更多个组织区域的目标相位关系进行比较。另外，该指令致使一个或多个处理器基于该相位关系和目标相位关系的比较来确定用于递送至患者的刺激的一个或多个参数，以及使得治疗递送电路基于所确定的一个或多个参数来确定刺激。

本发明内容旨在提供对本公开中所描述的主题的概述。本发明内容并不旨在提供对以下附图和说明书内详细描述的系统、装置和方法的排他性或详尽解释。在附图和以下具体实施方式中阐述了本公开的一个或多个示例的进一步细节。根据说明书和附图以及权利要求，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一种或多种技术的示例性系统的概念图，该示例性系统包括被配置为基于一个或多个相位关系测量值向患者递送深度脑部刺激的植入式医疗装置(IMD)。

图2是示出根据本公开的一种或多种技术的用于确定一个或多个相对相位关系的图1的示例性IMD的框图。

图3是示出根据本公开的一种或多种技术的图1的外部编程器的示例性配置的框图。

图4A是示出根据本公开的一或多种技术的引线上电极的第一示例的概念图，利用该电极执行电流源密度(CSD)测量。

图4B是示出根据本公开的一或多种技术的引线上电极的第二示例的概念图，利用该电极执行CSD测量。

图5是示出根据本公开的一种或多种技术的针对多个电极的CSD的示例性相位幅值表示的概念图。

图6A和图6B是示出根据本公开的一种或多种技术的分别对应于图5的电极C1-C6的波形曲线和相位幅值曲线的图示。

图7是示出根据本公开的一种或多种技术的指示生理信号的实时相位检测的曲线的图示。

图8A至图8F是示出根据本公开的一种或多种技术的指示生理信号对之间的关系的一组曲线的图示。

图9是示出根据本公开的一种或多种技术的用于基于一个或多个相位关系来控制刺激的示例性操作的流程图。

图10是示出根据本公开的一种或多种技术的用于确定是否重新评估相位关系的示例性操作的流程图。

图11是示出根据本公开的一种或多种技术的示例性操作的流程图。

图12是示出根据本公开的一种或多种技术的另一个示例性操作的流程图。

图13是示出根据本公开的一种或多种技术的另一个示例性操作的流程图。

图14是示出根据本公开的一种或多种技术的另一个示例性操作的流程图。

图15是示出根据本公开的一种或多种技术的另一个示例性操作的流程图。

图16是示出根据本公开的一种或多种技术的另一个示例性操作的流程图。

具体实施方式

本公开描述了用于监测患者的目标区的组织区域之间的一个或多个相位关系的示例性技术。例如，植入式医疗装置(IMD)可接收多个时变电信号，多个时变电信号中的每个时变电信号对应于多个电极中的相应电极。处理电路(例如，IMD的处理电路或其他处理电路)可确定对应于多个电极中的每个电极的电流源密度(CSD)，并且随后基于相应的CSD来确定目标区的组织区域之间的一个或多个相位关系。

IMD可基于一个或多个所确定的相位关系来确定递送至患者的电信号的一个或多个参数。例如，IMD可执行相位关系测量，以便确定对应于由IMD经由多个电极接收的电信号的一组相位关系。在一些情况下，IMD可从多个电极中的每个电极接收时变电压信号。IMD可基于对应于多个电极中的每个电极的时变电压信号来计算对应于多个电极中的每个电极的CSD的相应时变测量值。IMD可确定CSD的每个相应时变测量的相位幅值表示以便确定对应于多个电极中的每个电极的相位。IMD可基于对应于多个电极中的每个电极的相位来确定一个或多个相位关系。

例如，第一脑组织区域和第二脑组织区域之间的相位关系可影响第一脑组织区域和第二脑组织区域之间的神经通信。脑组织区域之间的此类神经通信或缺乏此类神经通信可导致患者出现一种或多种症状(例如，帕金森震颤、癫痫发作)。IMD可向患者递送一个或多个电信号，以便控制脑组织区域之间的相位关系，使得一种或多种患者症状减弱和/或改善。例如，将一个或多个相位关系控制成接近一个或多个相应目标相位关系可降低帕金森震颤的严重性和/或改善一种或多种其他患者症状。

与不测量电极之间的相位关系的一种或多种系统相比，本文所述的一种或多种技术可改善IMD管理电刺激与患者中正在进行的神经活动的交互的方式。神经动力学可能受到目标组织内局部电场的振荡的影响。在神经振荡的特定相位进行刺激可对网络振荡的动力学具有累加或破坏性效应，从而使与这些振荡的产生相关的神经元活动同步或去同步。即，IMD可向脑的目标区递送电刺激，以便促进目标区的两个或更多个区域之间的通信或抑制目标区的两个或更多个区域之间的通信。相位关系测量值允许IMD控制目标组织的不同区域的相位并因此控制不同区域内的神经活动。

例如，对丘脑的腹中间核的相位特定刺激可减少可由在患者运动系统中的组织中产生的信号的相位相去同步引起的震颤。类似地，控制一个或多个区域相位同步和/或一个或多个区域相位去同步可降低患者经历癫痫发作的可能性或以其他方式改善与癫痫症相关联的一种或多种患者症状。在帕金森氏病的情况下，病理性振荡的“协调复位”可导致空间分布的模式化刺激的发展，以引起持久的治疗改善。因此，估计局部和区域性网络中的相位关系并利用这些相位关系向脑的特定区域递送相位靶向刺激的一种或多种技术对于改善一种或多种患者症状可能是有益的。产生生物信号的组织(例如，脑组织)在本文中可被称为“振荡器”。

与不控制脑的组织区域之间的相位关系的医疗装置系统相比，刺激脑的组织区域以便控制组织区域之间的一个或多个相位关系可减少医疗装置消耗的功率量。例如，当第一组织区域和第二组织区域之间存在一定水平的神经通信时，医疗装置可通过仅刺激组织区域中的一个组织区域而导致在第一组织区域和第二组织区域两者中发生神经活动。临床医生可选择一个或多个目标相位关系，使得当医疗装置致使相对相位关系接近一个或目标相位关系时，与不控制脑的组织区域之间的相位关系的医疗装置系统相比，医疗装置可提高向脑递送电刺激的能量效率。

图1是示出根据本公开的一种或多种技术的示例性系统100的概念图，该示例性系统包括被配置为基于一个或多个相位关系测量值向患者112递送深度脑部刺激(DBS)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。在一些情况下，生物标记信号可包括起源于脑组织中的生理脑信号。例如，由IMD 106监测的生物标记信号可包括在患者112的脑120中记录的β频带活动，然而这不是必需的。生物标记信号可另外或另选地包括其他脑信号(诸如δ频带、θ频带、γ频带或高γ频带)和/或其他生物测定信号(诸如电描记图(EGM))。

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。

如图1中所见，系统100包括外部编程器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(统称为“电极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电刺激递送至脑120。在一些示例中，在一个电极位于IMD106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包括刺激发生器(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)，该刺激发生器包括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的刺激发生器。用于将电刺激递送至患者112的电极116、118的子集，以及在某些情况下，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。

可利用在脑120内感测到的神经信号来确定由IMD 106和/或其他装置递送至患者105的治疗(例如，电刺激脉冲)。例如，与一个或多个其他系统相比，可能希望减少IMD 106在递送治疗中消耗的能量多少并增加递送至患者112的治疗的功效。例如，系统100可执行感测神经信号中的任一者或组合，执行实时相位检测，确定CSD的一个或多个测量值，确定CSD的测量值的一个或多个相位幅值表示，以及实施闭环算法以便以与不实施这些技术的其他系统相比更节能和更有效的方式向患者105递送治疗。在一些示例中，本公开的一种或多种技术实施神经信号感测、实时相位检测和CSD估计，以便实现对患者105的更低能量、更有效的治疗递送。例如，IMD 106可执行闭环算法以识别、测量和瞄准患者定网络动态，以便向患者105递送治疗。

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。

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确定一个或多个相位关系的神经脑信号。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(例如，丘脑的腹中间核)、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的刺激发生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的刺激发生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。

在患者112的脑120中感测到的生理信号可与一个或多个相位值相关联。例如，多个电极116、118中的每个电极可感测一个或多个生理信号，并且IMD 106可执行本文所述的技术以识别对应于经由多个电极116、118中的每个电极由IMD 106感测到的相应生理信号的相位。这样，IMD 106可确定对应于脑120中的一组组织区域的每个组织区域的相位，其中该组组织区域的每个组织区域表示对应于(例如，接近)电极116、118中的相应电极的组织体积。

IMD 106可执行相位关系测量以便确定脑120的该组组织区域的相应组织区域之间的一个或多个相位关系。例如，IMD 106可感测对应于电极116、118中的每个电极的电信号。基于接收到的电信号，IMD 106可确定与对应于电极116、118中的每个电极的相应组织区域相关联的相位。IMD 106可基于所确定的相位来确定一对或多对组织区域之间的一组相位关系。这些相位关系可以识别相对于基准相位的一个或多个组织区域的相位的相位幅值关系的形式确定。

IMD 106可控制脑120的组织区域之间的一个或多个相位关系，以便改善一种或多种患者症状。例如，患者症状可能受到脑120的组织区域之间的生理信号的相位关系的影响，并且IMD 106可将一个或多个相位关系控制成接近目标相位关系，以便改善一种或多种不利的患者症状，诸如帕金森震颤。

IMD 106可通过以对于脑120的相应组织区域“期望”的相位用电信号刺激脑120来控制脑120内的生理信号的相位关系。例如，IMD 106可经由电极116、118中的第一电极递送处于第一相位的第一电信号，并且经由电极116、118中的第二电极递送处于第二相位的第二电信号。第一电信号可致使第一组织区域内对应于第一电极的生理信号占据第一相位，并且第二电信号可致使第二组织区域内对应于第二电极的生理信号占据第二相位。第一组织区域和第二区域之间的“相位关系”可表示第一相位和第二相位之间的关系。因此，IMD106可通过控制分别递送至第一组织区域和第二组织区域的电刺激的相位来控制第一组织区域和第二组织区域之间的相位关系。在一些示例中，第一信号和第二信号之间的相位关系可表示“同步”相位关系或“非同步”相位关系中的一者。

如更详细地描述，本公开中所述算法中的一些可用于确定电极116、118中在振荡信号源最近侧的电极。在一些示例中，电极116、118中在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，在振荡信号源最远侧的电极116、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、118应用于刺激。因此，确定哪些电极116、118处于最近侧和最远侧可用于确定使用哪些电极116、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。

多个电极116、118中在振荡信号源最近侧的一个或多个电极可以是具有最高CSD的电极。例如，电极116、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、118处生成的电压也是振荡的。CSD基于电极116、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、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、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通信并且为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也能够完成功能测试(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，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也可被配置为供患者112使用。当被配置为患者编程器时，编程器104可以具有有限的功能(与临床医生相比)，以防止患者112改变IMD 106的关键功能或可能对患者112有害的应用。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。

可以实施治疗系统100以在几个月或几年的过程中向患者112提供慢性刺激治疗。然而，系统100也可以在完全植入之前在试用的基础上用于评估治疗。如果临时实施，则系统100的某些部件可能未植入患者112内。例如，患者112可以装配有外部医疗装置，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，则临床医生可以将慢性刺激器植入患者112内以进行相对长期的治疗。

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。在一些情况下，IMD 106可执行闭环算法以便调制一个或多个电信号的相位。在一些示例中，刺激的提供或刺激的振幅可以信号的实时相位估计的相对振幅为条件。例如，由IMD 106经由电极116、118接收的一个或多个电信号可指示相应的局部场电位(LFP)。当IMD 106识别对应于电信号的LFP时，IMD 106可确定LFP的相位和LFP的振幅。

在一些示例中，IMD 106可感测来自电极116、118的表示LFP的实时测量值的一个或多个电信号。IMD 106可基于由IMD 106接收的LFP的实时测量值来确定当IMD 106不向患者105递送电刺激时一对或多对电极之间的相应相位关系。IMD 106可从电极116、118中的每个电极接收表示LFP的时变测量值的电信号，其中LFP的时变测量值指示组织区域内对应于电极116、118中的相应电极的一个或多个生理信号的时变测量值。IMD 106可基于从电极116、118接收的LFP的一组时变测量值来确定CSD的一组时变测量值，其中CSD的每个时变测量值对应于电极116、118中的相应电极。因此，CSD的每个时变测量值对应于与对应于CSD的相应时变测量值的电极相关联的相应组织区域。

在一些示例中，IMD 106可基于CSD的时变测量值来确定要递送至患者105的电刺激的一个或多个参数。IMD 106可基于所确定的一个或多个参数来向脑120递送电刺激治疗。当IMD 106向脑120递送电刺激时，IMD 106可执行一个或多个实时相位测量并基于相对实时相位测量来连续地调整经由电极116、118递送的电刺激脉冲的相对定时。实时相位测量IMD 106可允许IMD 106在电刺激治疗的递送期间使一个或多个相位关系接近目标相位关系。

如上所述，系统100的医疗装置(例如，IMD 106或编程器104)可被配置为基于由IMD 106经由电极116、118接收的LSD的一个或多个时变测量值来确定CSD的时变测量值。确定相应电极的CSD的一个示例方式是基于相邻电极的电压差(例如，从相应相邻电极接收的LFP的相应时变测量值之间的电压差)。例如，IMD 106可基于与对应于所讨论的CSD的测量值的电极相邻的一个或多个电极之间的电压差来确定对应于该电极的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、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、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：(e_r)、(e_θ)、

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、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(t)-ΔV_i，i+1(t)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、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的接触部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、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、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、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_j，j+1(t)-ΔV_j-1，j(t))和两个竖直相邻电极之间的水平距离(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

引线的半径为r，并且缩放可包括将/>

乘以/>

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记信号的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，IMD 106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)分别是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、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、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、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、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、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、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、118可以是更接近振荡源或宿的电极，并且远侧电极116、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、118中的一个或多个电极(例如，包括电极116、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，A_i(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ZZ_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ZZ_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、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表示。

在一些示例中，可能有利的是确定与对应于电极116、118的CSD的每个时变测量对应的相位，使得IMD 106可控制与CSD的每个时变测量对应的相位以便实现治疗结果。例如，可能的情况是脑120的一个或多个生理生物标记信号的相应相位可能对一种或多种患者症状有影响，诸如慢性疼痛、震颤、帕金森氏病、其他运动障碍、癫痫症、小便或大便失禁、性功能障碍、肥胖症或胃轻瘫。

在一些示例中，脑120中的组织区域之间的相位关系似乎在导致诸如由帕金森氏病引起的不自主震颤的运动症状的夸张病理性同步中起作用。例如，当递送DBS疗法来治疗诸如帕金森氏病的一种或多种患者病症时，表示用于刺激的目标区的丘脑底核(STN)和皮质之间的相位关系是重要的。某些相位关系支持信息传送，而其他相位关系禁止信息传送。

当患者105患有帕金森氏病时，例如，STN和皮质可以特定的相位关系被锁定。IMD106可检测该相位差并且向脑120递送刺激以便调整STN和皮质之间的相位关系，以便改变STN和皮质之间的通信水平，从而改善一种或多种症状(例如，降低不自主震颤的严重性)。另外地或另选地，IMD 106可确定STN和苍白球(GP)之间的相位关系。基于STN和GP之间的相位关系，IMD 106可递送治疗以便改变STN和GP之间的相位关系，以便改变STN和CP之间的通信水平，从而改善一种或多种症状(例如，降低不自主震颤的严重性)。脑区域之间的相位关系可确定在区域之间发生的神经通信的量。与没有帕金森氏病或癫痫症的患者的类似脑区域之间的相位关系相比，这些相位关系在诸如帕金森氏病或癫痫症的病症中可能被破坏。跟踪脑区域之间的相位关系可允许IMD 106确定治疗，使得脑区域之间发生有益水平的神经通信，从而降低患者症状的一种或多种症状的严重性。

如上所述，IMD 106可向STN递送一个或多个电信号，从而使STN成为脑120的“目标区域”。IMD 106可跟踪STN内的子区域之间的一个或多个相位关系。例如，电极116、118中的每个电极可接近一组组织区域中的相应组织区域，其中每个组织区域至少部分地在STN内，然而这不是必需的。接近电极116、118中的每个电极的组织区域可位于脑的不是STN的区域中。STN的子区域之间的相位差在治疗刺激方法(诸如协调复位，这可改善与帕金森氏病相关的一种或多种症状)中起重要作用。在此，可在STN的不同空间区域中检测基础振荡的相位。例如，IMD 106可检测组织区域内对应于电极116、118中的每个电极的一个或多个生理信号的相位。一种方法通过诸如引线114A和/或引线114B的引线上的电极不同地施加刺激而以彼此不同的相位携带STN的不同组织区域。通过检测对应于电极116、118中的每个电极的组织区域的相应相位，与不监测STN的子区域之间的相位关系的系统相比，可更高效且有效地递送刺激。例如，IMD 106可确定对应于第一电极的STN的第一子区域是否变得与对应于第二电极的STN的第二子区域过于同步。

在一些示例中，脑120的半球之间的相位差在帕金森氏病的步态冻结方面可能是重要的。在一些示例中，引线114A被植入脑120的第一半球并且引线114B被植入脑120的第二半球。这意味着IMD 106可通过经由引线114递送刺激来控制第一半球和第二半球之间的相位关系。监测刺激如何影响半球之间的同步性可帮助IMD 106确定刺激。

脑120的第一组织区域和第二组织区域之间的相互作用或没有相互作用可取决于第一组织区域和第二组织之间的相位关系表示同步相位关系还是非同步相位关系。

第一组织区域的生物标记信号和第二组织区域的生物标记信号之间的同步相位关系可导致在第一组织区域和第二组织区域之间发生一定水平的神经“通信”。即，当第一组织区域的生物标记信号和第二组织区域的生物标记信号之间存在同步相位关系时，第一组织区域的刺激可引起第二组织区域被刺激并且第二组织区域的刺激可引起第一组织区域被刺激。这样，当IMD 106将第一组织区域和第二组织区域之间的相位关系控制为同步时，IMD 106可连接第一组织区域和第二组织区域，使得一个区域中的活动影响另一个区域中的活动。

第一组织区域的生物标记信号和第二组织区域的生物标记信号之间的非同步相位关系可阻止在第一组织区域和第二组织区域之间发生一定水平的神经“通信”。即，当第一组织区域的生物标记信号和第二组织区域的生物标记信号之间存在非同步相位关系时，第一组织区域的刺激可抑制第二组织区域的刺激，并且第二组织区域的刺激可抑制第一组织区域的刺激。这样，当IMD 106将第一组织区域和第二组织区域之间的相位关系控制为非同步时，IMD 106可阻止第一组织区域和第二组织区域连接，使得一个区域中的活动不影响另一个区域中的活动或阻止另一个区域中的活动。

向患者112提供治疗的一种方式是通过控制由IMD 106递送的电刺激来控制由IMD106感测到的一个或多个生理信号的相位关系。例如，将第一相位的第一电信号递送至脑120的第一组织区域可导致脑120的第一组织区域内的生物标记信号的相位接近第一相位。另外地或另选地，将第二相位的第二电信号递送至脑120的第二组织区域可导致脑120的第二组织区域内的生物标记信号的相位接近第二相位。这意味着IMD 106可通过将第一电信号的第一相位和第二电信号的第二相位控制为同步(例如，第一相位和第二相位基本上相同)来诱导第一组织区域和第二组织区域之间的同步相位关系。另选地，IMD 106可通过将第一电信号的第一相位和第二电信号的第二相位控制为非同步(例如，第一相位和第二相位不同)来诱导第一组织区域和第二组织区域之间的非同步相位关系。IMD 106可控制第一相位和第二相位之间的差异量。

在一些示例中，脑120的组织区域内的生物标记信号的相位可在组织区域的刺激之后的一段时间内改变或“漂移”。例如，IMD 106可刺激组织区域以便使生物标记信号接近第一相位，并且第一相位可在组织区域的刺激之后的一段时间内从第一相位漂移到第二相位。如上所述，将第一区域的相位维持在第一相位可能是有益的，以便允许或抑制该组织区域和一个或多个其他组织区域之间的通信。这样，如果IMD 106确定第一组织区域的相位偏离第一相位，则IMD 106可执行相位测量以便确定相位是否已从第一相位漂移并刺激组织区域以便将组织区域的相位恢复到第一相位。

在一些情况下，IMD 106可确定对应于电极116、118的多个CSD时变测量值中的每对CSD时变测量值之间的相位差，以便确定对应于一对或多对相应组织区域中的每对组织区域的相位关系。例如，电极116、118中的每个电极可对应于脑120的相应一个或多个区域，并且对应于一个或多个电极中的每个电极的CSD时变测量值的相位可表示从对应于电极116、118中的相应电极的一个或多个区域感测到的生理信号的相位。IMD 106可执行一个或多个相位关系测量以便确定多个CSD时变测量值中的每个CSD时变测量值的相位。通过确定多个CSD时变测量值中的每个CSD时变测量值的相位，IMD 106可确定对应于靠近对应于多个CSD时变测量值中的每一者的每个电极的组织区域内的一个或多个感测到的生物标记信号的相位。

在一些示例中，处理电路(例如，IMD 106的处理电路和/或编程器104的处理电路)可被配置为发起对应于患者112的目标区的相位关系测量。目标区可表示脑120的一个区域，IMD 106向该区域提供刺激和/或从其感测一个或多个生理信号。在一些示例中，处理电路可响应于接收到指示用以发起相位关系测量的用户指令的信息而发起相位关系测量。在一些示例中，IMD 106可从编程器104接收执行相位关系测量的用户指令并发起相位关系测量。在一些示例中，处理电路可根据存储在IMD 106的存储器中的相位关系测量程序来执行相位关系测量。例如，相位关系测量程序可包括每小时、每天、每周或以另一时间间隔执行相位关系测量的指令。处理电路可基于相位关系测量程序来确定是否发起相位关系测量。

处理电路可经由电极116、118中的一个或多个电极接收指示脑120的目标区内的两个或更多个组织区域之间的相位关系的两个或多个电信号。随后，IMD 106可确定两个或更多个电信号之间的相位关系。两个或更多个电信号之间的相位关系可表示两个或更多个组织区域的生物标记信号之间的相位关系。在一些示例中，两个或更多个电信号表示多个时变电压信号，多个时变电压信号中的每个时变电压信号对应于电极116、118中的相应电极。基于时变电压信号，处理电路可计算对应于电极116、118中的每个电极的CSD的时变测量值。处理电路可使用本文所述的一种或多种技术以便确定CSD的时变测量值。

在一些示例中，处理电路可确定对应于与电极116、118对应的多个CSD时变测量值中的每个CSD时变测量值的相位。在一些情况下，为了确定对应于CSD的时变测量值的相位，处理电路可通过计算CSD的时变测量值的傅立叶变换来确定CSD的时变测量值的相位幅值表示。确定CSD以确定时变信号的相位是一个示例。示例性技术不限于确定来自目标区内的区域中的不同振荡源的电信号的相位的任何特定方式。

然而，可存在用以确定对应于CSD的时变测量值的相位的各种其他方式。例如，IMD106可将感兴趣信号映射到电极116、118中的每个电极。另外，IMD 106可通过应用小波和经验模式分解来隔离感兴趣信号中的频带。IMD 106可检测对应于电极116、118中的每个电极的感兴趣频带相对于基准相位的相对相位。在一些示例中，基准相位对应于具有最大振幅的电极。在一些示例中，基准相位对应于另一信号，诸如双极记录或来自外部装置的外部信号。在一些示例中，IMD 106总体执行相位检测。在一些示例中，IMD 106在分解方法(例如，带通滤波器、小波、EMD或希尔伯特变换)之后立即执行相位检测，或IMD 106使用计算频带的相位和振幅的实时测量(例如，实时相位测量)立即执行相位检测。

仅作为一个示例，下文描述用于确定相位幅值表示的示例性算法。IMD 106可被配置为确定电极116、118中的哪个电极具有CSD的对应时变测量值的最大平均电平值(例如，RMS CSD值)。对于所确定的电极，IMD 106可对其CSD的时变测量值执行傅里叶变换并确定CSD的时变测量值的最大频率分量。例如，IMD 106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、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为在频率w_j下电极k的FTC。在该示例中，A_w0，i(例如，在频率w₀下第i个电极的FTC)等于

在该示例中，M_i为频率为w₀的频率分量的幅值，/>

为频率为w₀的频率分量的相位，并且j为-1的平方根。M_i和/>

的值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。用于确定M_i-和/>

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。相应地，A_w0，k等于

在该示例中，/>

是在电极116、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可将所有FTC(例如，A_w0，i)相位值从

中减去以获得相位归一化FTC。例如，IMD 106可确定/>

等于/>

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，/>

是所有其他相位(例如，/>

)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，“相位关系”可指基于对应于电极116、118的CSD的时变测量值的相应TTC所确定的归一化FTC值。

例如，当电极116和/或电极118包括一组六个电极时，A_w0，1表示第一电极在频率w₀下的时变CSD的FTC，A_w0，1表示第一电极在频率w₀下的时变CSD测量值的FTC，A_w0，2表示第二电极在频率w₀下的时变CSD测量值的FTC，A_w0，3表示第三电极在w₀下的时变CSD测量值的FTC，A_w0，4表示第四电极在频率w₀下的时变CSD测量值的FTC，A_w0，5表示第五电极在频率w₀下的时变CSD测量值的FTC，并且A_w0，6表示第六电极在频率w₀下的时变CSD测量值的FTC。例如，IMD106可确定A_w0，6是该组FTS值中的最大FTC值。为了确定第五电极的归一化FTC，在该示例中，IMD 106可确定

等于/>

该归一化FTC可表示第五电极和第六电极之间的相位关系。IMD 106将第五电极和第六电极之间的相位关系维持在目标相位关系值(例如，目标归一化FTC值)以便实现患者112的治疗结果可能是有益的。

在一些示例中，

和/>

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，/>

)，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，

和/>

可用于确定电极116、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)。/>

和/>

可以一起形成CSD的时变测量值的归一化相位幅值表示。

被称为归一化幅值，并且/>

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。

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

的绝对值的值来确定针对

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、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、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、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CSD值生成相应RMS值)。IMD 106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(例如，归一化幅值

和归一化相位值/>

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、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，IMD 106可执行本文所述的一种或多种技术，以便与不向脑递送刺激以控制脑的组织区域之间的一个或多个相对相位关系的医疗装置系统相比改善系统100的功率效率。例如，IMD 106可监测一个或多个相对相位关系并且当其发展时识别“不期望的”相位关系。不期望的相位关系可表示组织区域之间的相位关系，该相位关系导致或加重一种或多种不期望的症状，诸如不自主震颤。IMD 106可向脑120递送一个或多个电信号，以便使不期望的相位关系接近“期望的”目标相位关系。期望的目标相位关系表示控制组织区域之间的神经活动的相位关系，使得一个或多个不良患者症状减弱或消除。这样，IMD 106可通过在检测到不期望的相位关系时递送电信号来节省功率，并且在没有检测到不期望的相位关系时抑制递送电信号。

IMD 106可另外或另选地识别期望的相位关系中的“衰减”。即，IMD 106可识别相对相位关系从期望的相位关系到不期望的相位关系的漂移。IMD 106可向脑120递送一个或多个电信号，以便响应于检测到衰减而将相对相位关系恢复到期望的目标相位关系。另外，可能有益的是IMD 106检测相对相位关系朝向想要的目标相位关系的漂移，使得IMD 106可拒绝递送刺激并且因此节省功率。在任何情况下，IMD 106可向脑120递送电刺激以便使相位关系接近相位关系，并且IMD 106可在相位关系处于或接近期望的相位关系时向脑120递送电刺激。这样，监测相位关系可允许IMD 106在需要电刺激来实现期望的相位关系时消耗功率，并且在不需要电信号来实现期望的相位关系时拒绝消耗功率来递送电信号。

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是示出根据本公开的一种或多种技术的用于确定一个或多个相对相位关系的图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202、刺激生成电路222、感测电路224、开关电路226、遥测电路228、存储器204和电源230。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204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204可存储计算机可读指令，这些指令在由处理电路202执行时致使IMD 106执行各种功能。存储器204可以是存储装置或其他非暂态介质。

IMD 106可被配置为执行一个或多个相位关系测量，以便监测在患者112的脑120的区域中测量的生理信号之间的相对相位关系。例如，IMD 106从多个电极116、118中的每个电极接收时变电压信号。基于从多个电极116、118接收到的多个时变电压信号，IMD 106可确定CSD的多个时变测量值。CSD的多个时变测量值可指示对应于多个电极116、118中的每个电极的区域之间的一个或多个相位关系。可能有益的是确定一个或多个相位关系，使得IMD 106可确定要递送至患者112的电刺激治疗的一个或多个治疗参数。

处理电路202可包括固定功能电路和/或可编程处理电路。处理电路202可包括例如微处理器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)或等效离散或集成逻辑电路，或前述装置或电路中的任一者的组合。因此，处理电路202可包括任何合适的结构，无论是硬件、软件、固件还是其任意组合，以执行本文赋予IMD 106的功能。

在一些示例中，存储器204包括计算机可读指令，这些指令在由处理电路202执行时致使IMD 106执行在本文中归于IMD 106的各种功能。存储器204可包括短期存储器或长期存储器中的一者或两者。存储器可包括例如随机存取存储器(RAM)、非暂态随机存取存储器(NVRAM)、动态随机存取存储器(DRAM)、静态随机存取存储器(SRAM)、只读存储器(ROM)、磁盘、光盘、闪存存储器或者电可编程存储器(EPROM)或电可擦除可编程存储器(EEPROM)的形式。在一些示例中，存储器用于存储由处理电路202执行的程序指令。

在图2所示的示例中，存储器204存储治疗程序206、感测电极组合和相关联的刺激电极组合208(统称为“组合208”)、检测到的相位关系210和目标相位关系212。在一些示例中，存储器204将治疗程序206、组合208、检测到的相位关系210和目标相位关系212存储在存储器204内的分开存储器中或存储器204内的分开区域中，但这不是必需的。治疗程序206中的每个所存储的治疗程序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。

组合208包括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，感测电极组合和刺激电极组合208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204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202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。

检测到的相位关系210可表示由处理电路202基于由处理电路202经由电极116、118接收到的一个或多个电信号确定的相位关系。目标相位关系212可表示为了实现针对患者112的一个或多个治疗结果所期望的相位关系。即，当处理电路202识别出检测到的相位关系210与目标相位关系212之间的一个或多个差异时，处理电路202可确定需要一个或多个治疗变化以使得检测到的相位关系接近目标相位关系。

在处理电路202的控制下，刺激生成电路222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222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。在一些示例中，响应于处理电路202确定检测到的相位关系210与目标相位关系212之间的一个或多个差异，刺激22根据由处理电路202确定的一个或多个治疗参数生成电刺激信号。

在一些示例中，感测电路224可包括用于感测信号的感测电路。例如，感测电路224可经由开关电路226从电极116、118接收一个或多个电信号。在一些情况下，由感测电路224接收的一个或多个电信号可包括一组时变电压信号，其中该组时变电压信号中的每个时变电压信号对应于电极116、118中的相应电极。感测电路224可包括用于对由感测电路224接收到的一个或多个电信号进行滤波的电路，但这不是必需的。在一些示例中，感测电路224可基于由感测电路224接收到的一个或多个电信号向处理电路202输出一个或多个信号。

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202还控制开关电路226，以将由刺激生成电路222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226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226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222经由开关电路226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226。

刺激生成电路222可为单通道或多通道刺激生成器。具体地，刺激生成电路222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222和开关电路226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226可用于在不同时间对不同电极组合上的刺激生成电路222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222可包括多个电压或电流源和宿，该多个电压或电流源和宿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226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造而成。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226，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224在图2中与刺激生成电路222和处理电路202一起结合到公共外壳中，但在其他示例中，感测电路224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202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，如果在皮质上测量，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202的控制下，遥测电路228支持IMD 106和外部编程器104或另一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202可经由遥测电路228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204的治疗程序206部分内。IMD 106中的遥测电路228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228可经由IMD 106与编程器104的近侧感应交互来与外部编程器104通信。因此，遥测电路228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230将操作功率递送至IMD 106的各种部件。电源230可包括小的可再充电电池或不可再充电电池以及发电电路，以产生操作功率。再充电可通过外部充电器与IMD 106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IMD 106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202经由电极116、118和感测电路224来感测患者112的脑120的一个或多个生物电信号。此外，处理电路202控制刺激生成电路222以基于感测到的脑120的一个或多个生物电信号经由电极116、118向患者112递送电刺激治疗。DBS治疗由存储在存储器204内的具有一个或多个参数的一个或多个治疗程序206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)、脉冲率或频率、脉冲或脉冲序列、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、断开时间和电脉冲系列相位中的一者或多者。处理电路202经由电极116、118将DBS递送至患者112，并且可基于感测到的脑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。例如，处理电路202可调整限定电刺激的一个或多个参数，以便使一个或多个检测到的相位关系接近一个或多个目标相位关系。

在一些示例中，处理电路202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202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202和/或感测电路224以约150、250、500或1000赫兹的频率周期性地对信号进行采样，但这不是必需的。处理电路202和/或感测电路224可以任何频率对信号进行采样。在一些示例中，处理电路202可从电极116、118的一个或多个电极接收对应于接近电极116、118中的相应电极的组织区域的时变电压信号。例如，处理电路202可接收来自电极116A的第一时变电压信号、来自电极116B的第二时变电压信号、来自电极116C的第三时变电压信号以及来自电极116D的第四时变电压信号，但这不是必需的。处理电路202可接收来自电极116、118中的任一者或组合的信号。

作为确定CSD值的一种示例性方式，处理电路202可使感测电路224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。例如，电极116A和116C“两端的电压”表示对应于电极116A的时变电压信号与对应于电极116C的时变电压信号之间的差值。所测量的电压的结果可以是一组差分电压。然后，处理电路202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202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。作为一个示例，处理电路202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202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202可基于包括电极116、118中的相应电极的引线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

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202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202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202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202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202可执行以下公式的运算以生成平均电平值。

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。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。例如，A_i(j)表示对应于水平相邻于电极j的两个电极的时变电压测量值之间的差的第一时变测量值以及这两个水平相邻电极之间的水平距离，并且Z_i(j)表示对应于垂直相邻于电极j的两个电极的时变电压测量值之间的差的第二时变测量值以及这两个垂直相邻电极之间的垂直距离。即，A_i(j)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(j)可被认为是纵向分量。处理电路202可基于上述公式计算对应于电极116、118中的一个或多个电极的CSD的时变测量值，并且基于所计算的CSD的时变测量值确定一个或多个相位关系。

除了生成平均电平值之外，处理电路202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202可确定电极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202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202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为在频率w₀下第i个电极的FTC，并且等于

在该示例中，M_i为频率为w₀的频率分量的幅值，/>

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202可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202可利用M_i和

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202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/>

处理电路202可确定与所确定的最大变换系数相关联的相位值(例如，确定/>

)。处理电路202可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/>

)。处理电路202可基于所确定的差值和所确定的相应变换系数来确定相应归一化相位幅值表示(例如，/>

等于/>

在一些示例中，处理电路202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202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，并且相位的颜色不透明度基于幅值。又如，处理电路202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，可能有益的是处理电路202使得脑120的第一组织区域的生物电信号和脑120的第二组织区域的生物电信号之间的相位关系接近目标相位关系。例如，当处理电路202使得第一组织区域和第二组织区域之间的相位关系接近或达到同步相位关系时，处理电路202可使得在第一组织区域和第二组织区域之间发生一定水平的神经活动(例如，神经通信)。第一组织区域和第二组织区域之间的神经活动或神经通信可表示其中一个组织区域中的活动(例如，“活动神经元”)可引起另一个区域中的活动的现象。另外，当第一组织区域和第二组织区域与第三组织区域神经通信时，可出现同步相位关系，从而导致第一组织区域和第二组织区域具有同步相位关系。同步相位关系还包括其中两个组织区域具有相互连接的示例，例如，第一组织区域激发第二组织区域，并且第二组织区域激发或抑制第一组织区域。相位振幅耦合(PAC)是同步相位关系的一种形式，其中来自一个组织区域的输入允许或准许在第二组织区域中进行更快的处理。这可表示第二组织区域中的较快振荡的振幅与第一组织区域中的振荡的振幅之间的耦合。另外，当第一组织区域和第二组织区域接收高度相关的单独输入(例如，处理肌肉移动的本体感受性输入的传感系统，以及指挥肌肉移动的运动系统)时，可出现同步相位关系。

处理电路202可使得第一组织区域和第二组织区域之间的相位关系接近或达到非同步相位关系。非同步相位关系可包括其中第一组织区域和第二组织区域的电信号没有相同相位的相位关系。在一些示例中，非同步相位关系可使得处理电路202阻止在第一组织区域和第二组织区域之间发生一定水平的神经通信。即，通过阻止第一组织区域和第二组织区域之间的神经通信，在一个组织区域中发生的神经活动不会导致在另一个组织区域中发生神经活动。可能的情况是，在第一组织区域和第二组织区域之间存在非同步相位关系时，在第一组织区域和第二组织区域两者中同时发生神经活动，然而，在第一组织区域和第二组织区域之间存在非同步相位关系时，一个区域中的神经活动不诱导另一个区域中的神经活动。非同步相位关系可表示导致第一组织区域和第二组织区域之间的通信减弱的任何相位关系。

处理电路202可从外部编程器104接收一个或多个目标相位关系212。在一些示例中，目标相位关系212可由临床医生经由外部编程器104的用户界面来选择，以便实现一个或多个治疗结果。通过引起脑120的组织区域之间的相位关系，处理电路202可通过阻止或允许两个或更多个组织区域的相应组之间的神经通信来实现临床医生旨在实现的一个或多个治疗结果。例如，引起脑120的组织区域接近一个或多个目标相位关系的脑120的丘脑的腹中间核的相位特异性刺激可减少可能由患者运动系统中的振荡器的相位去同步化引起的震颤。与不控制脑的组织区域之间的相位关系的系统相比，防止两个或更多个组织区域之间的神经通信和/或允许两个或更多个组织区域之间的神经通信可导致患者105的不自主震颤的频率和/或严重性降低。换句话讲，控制一个或多个区域相位同步和/或一个或多个区域相位去同步可降低患者105经历癫痫发作的可能性或以其他方式改善与癫痫症相关联的一种或多种患者症状。在帕金森氏病的情况下，病理性振荡的“协调复位”可导致空间分布的模式化刺激的发展，以引起持久的治疗改善。因此，估计局部和区域性网络中的相位关系并利用这些相位关系向脑的特定区域递送相位靶向刺激的一种或多种技术对于改善一种或多种患者症状可能是有益的。

协调复位可表示一个或多个相位关系的中断，使得信号相位变得更分散或更少锁相。例如，协调复位可导致第一相位和第二相位之间的差异增大(例如，变得更加不同)。一组同步振荡器可导致目标频率范围中减小的信号振幅，这减小了IMD 106可检测信号之间的可靠相位关系的概率。因此，可能有益的是执行一个或多个经协调复位以降低一对或多对振荡器的同步性。

处理电路202可被配置为基于确定由处理电路202基于从电极116、118接收的信号确定的CSD的时变测量值的一个或多个归一化相位幅值表示(例如，

)来确定一个或多个检测相位关系210。由处理电路202确定的归一化相位幅值表示可指示脑120内的目标组织区域的一个或多个相位关系。例如，归一化相位幅值表示/>

指示相位关系/>

该相位关系表示第一电极i和第二电极k之间的相位关系。处理电路202可将检测到的相位关系/>

与对应于第一电极i和第二电极k的目标相位关系进行比较。基于该比较，处理电路202可确定用于经由第一电极i递送的电信号的一个或多个参数以及用于经由第二电极k递送的电信号的一个或多个参数，其中通过确定这些参数，处理电路202使得相位关系/>

接近对应于第一电极i和第二电极k的目标相位关系。

在一些情况下，目标相位关系212可表示目标归一化相位幅值表示。如上所述，当处理电路202确定检测到的相位关系210和目标相位关系212之间的一个或多个差异时，处理电路202以调整递送至患者112的电刺激治疗的一个或多个参数以便使得检测到的相位关系210接近目标相位关系212。

图3是示出根据本公开的一种或多种技术的图1的外部编程器104的示例性配置的框图。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可被作为外部充电装置的一部分包括在内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312、用户界面322、遥测电路328和电源330。

处理电路310可包括固定功能电路和/或可编程处理电路。处理电路310可包括例如微处理器、DSP、ASIC、FPGA、等效的离散或集成逻辑电路或前述装置或电路中的任一者的组合。因此，处理电路310可包括任何合适的结构，无论是硬件、软件、固件还是其任意组合，以执行本文赋予编程器104的功能。

存储器312可存储指令，这些指令在由处理电路310执行时致使处理电路310和外部编程器104执行在本文中归于编程器104的功能。存储器312可包括短期存储器或长期存储器中的一者或两者。存储器可包括例如RAM、NVRAM、DRAM、SRAM、ROM、磁盘、光盘、闪存存储器或各种形式的EPROM或EEPROM。在一些示例中，存储器用于存储由处理电路310执行的程序指令。例如，存储器312可包括使得处理电路310系统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312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。存储器312可存储一个或多个目标相位关系。

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322和遥测电路328的技术。尽管处理电路310和遥测电路328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328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328对应于各个硬件单元，诸如ASIC、DSP、FPGA或其他硬件单元。

存储器312(例如，存储装置)可存储指令，这些指令在由处理电路310执行时致使处理电路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312可包括使得处理电路310系统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IMD106的指令，或者用于任何其他功能的指令。此外，存储器312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322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322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322还可经由用户界面322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328可支持IMD 106与编程器104之间的无线通信。遥测电路328还可被配置为经由无线通信技术与另一计算装置通信，或者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328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328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。

可用于促进编程器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。以此方式，其他外部设备能够在无需建立安全无线连接的情况下与编程器104通信。

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312中的电刺激治疗的参数，以将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328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。另外地或另选地，处理电路310可确定一个或多个目标相位关系(例如，图2的目标相位关系212)并且经由遥测电路328将一个或多个目标相位关系输出到IMD 106。在一些示例中，处理电路310可基于经由用户界面322接收的用户输入来确定一个或多个目标相位关系。这样，外部编程器104可使得IMD 106基于目标相位关系212来控制脑120的组织区域之间的一个或多个相对相位关系。

在一个或多个示例中，编程器104可被配置为执行本文所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202所述的示例性操作中的任一种操作。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224，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222。在一些示例中，遥测电路328可被配置为接收由感测电路224接收的生物电信号的信息(例如，IMD106的遥测电路228可将生物电信号的信息输出到编程器104的遥测电路328)。处理电路310可执行上文相对于处理电路202所述的示例性操作。例如，处理电路310可基于对应于电极116、118的CSD的时变测量值来确定一个或多个相位关系。另外地或另选地，处理电路310可基于所确定的相位关系与一个或多个目标相位关系之间的所识别差异来确定对治疗参数的一个或多个调整。

图4A是示出根据本公开的一或多种技术的引线上电极的第一示例的概念图，利用该电极执行CSD测量。为了确定电极400的CSD测量值，处理电路202或310可确定电极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,)。对于第一时变测量值，处理电路202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202或310可确定电极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202或310可随后将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202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是示出根据本公开的一或多种技术的引线上电极的第二示例的概念图，利用该电极执行CSD测量。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202可确定电极i 410和电极i+1 414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202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202或310可确定电极j 410和电极j+1 416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202或310可随后将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202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，处理电路202或310可执行滤波或傅里叶变换来作为在时域或频域中执行操作的方式。

图5是示出根据本公开的一种或多种技术的针对多个电极的CSD的示例性相位幅值表示的概念图。图5包括包含幅值标度504和相位标度506的相位幅值条502、包含电极C1-C3的第一电极图508以及包含电极C4-C6的第二电极图510。相位幅值条502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处于引线上的第一电平并且电极C4-C6处于引线上的第二电平。在图5的示例中，来自电极C4的时变信号可提供基准相位，因为CSD的对应于C4的幅值大于CSD的对应于每个其他电极的相应幅值(例如，

为在频率分量w₀下电极C4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的时变测量中具有最大变换系数的频率分量)。

如在幅值标度504上所见，电极C4与最大幅值相关联，电极C1与第二大幅值相关联，电极C5与第三大幅值相关联，电极C2与第四大幅值相关联，电极C6与第五大幅值相关联，并且电极C3与第六大(例如，最小)幅值相关联。如在相位刻度506上所见，电极C4(基准电极)与基准相位(360°)相关联，电极C5与相对于基准相位的第二高相位相关联，电极C3与相对于基准相位的第三高相位相关联，电极C1与相对于基准相位的第四高相位相关联，电极C2与相对于基准相位的第五高相位相关联，并且电极C6与相对于基准相位的第六高相位相关联。与电极C1-C6相关联的幅值和相位可基于

的值。与电极C1-C6相关联的相位指示与基准相位的相位差异量(例如，/>

)。

图6A和图6B是示出根据本公开的一种或多种技术的分别对应于图5的电极C1-C6的波形曲线602和相位幅值曲线604的图示。波形曲线602包括对应于与电极C1对应的时变CSD的归一化FTC的单个周期的第一波形W1、对应于与电极C2对应的时变CSD的归一化FTC的单个周期的第二波形W2、对应于与电极C3对应的时变CSD的归一化FTC的单个周期的第三波形W3、对应于与电极C4对应的时变CSD的归一化FTC的单个周期的第四波形W4、对应于与电极C5对应的时变CSD的归一化FTC的单个周期的第五波形W5以及对应于与电极C6对应的时变CSD的归一化FTC的单个周期的第六波形W6。

如图6A的波形曲线602所示，第一波形W1、第二波形W2、第三波形W3、第四波形W4、第五波形W5和第六波形W6都具有不同的相位和不同的幅值。如本文所述，波形的相对“相位”是指一个波形上的点的位置相对于另一波形上的对应点的位置。例如，由于对应于电极C1的第一波形W1的峰值612与对应于电极C2的第二波形W2的峰值614发生在不同时间，所以第一波形W1的相位与第二波形W2的相位不同，这意味着第一波形W1和第二波形W2具有“非同步”相位关系。在一些情况下，当一个波形的峰与另一个波形的峰对准并且一个波形的谷与另一个波形的谷对准时，一对波形可具有相同相位，表示“同步”相位关系。如图6A中所见，例如，对应于电极C4的第四波形W4的幅值大于对应于电极C2的第二波形W2的幅值。

相位幅值曲线604示出了六个波形中的每个波形的相位和幅值。例如，相位幅值曲线604上的点P1是波形曲线602上的第一波形W1的相位幅值表示，相位幅值曲线604上的点P2是波形曲线602上的第二波形W2的相位幅值表示，相位幅值曲线604上的点P3是波形曲线602上的第三波形W3的相位幅值表示，相位幅值曲线604上的点P4是波形曲线602上的第四波形W4的相位幅值表示，相位幅值曲线604上的点P5是波形曲线602上的第五波形W5的相位幅值表示，并且相位幅值曲线604上的点P6是波形曲线602上的第六波形W6的相位幅值表示。

相位幅值曲线604的x轴622和y轴624可形成笛卡尔坐标系，用于根据其相应相位和幅值将点C1-C6放置在相位幅值曲线604上。例如，点P4被放置在相位幅值曲线604的x轴622上以便指示“基准”相位。例如，点P4在波形曲线602上指示第四波形W4的相位和幅值，其中曲线602的其他波形中的每个波形的相位被标绘在相位幅值曲线604上以便指示它们相对于第四波形W4的相位的相位。例如，在相位幅值曲线604上示出的点P5与点P4之间的角位移626指示第四波形W4的相位与第五波形W5的相位之间的差。另外，在相位幅值曲线604上示出的点P3与点P4之间的角位移628指示第三波形W3的相位与第五波形W5的相位之间的差。如图3B中所见，角位移628大于角位移626，这意味着第四波形的相位与第五波形的相位之间的差大于第四波形的相位与第三波形的相位之间的差。

因此，相位幅值曲线604指示一组相位关系，其中该组相位关系中的每个相位关系表示一个波形相对于基准波形的相位的相位。IMD 106的处理电路202可确定递送至患者105的刺激的定时，以便使得相位关系接近目标相位关系，诸如通过刺激以增大或减小两个不同神经目标群体之间的相位同步性。例如，处理电路202可确定电刺激的定时，以便使得来自由第五波形W5表示的神经群体的信号的相位接近来自由第四波形W4表示的神经群体的信号的相位。响应于处理电路202确定一个或多个参数，点P5可随时间推移移位以位于曲线604的x轴624上，从而指示第四波形的相位与第五波形的相位相同，从而表示同步相位关系。另选地，处理电路202可确定用于电刺激的一个或多个参数，以便使得第五波形W5的相位移动得更远离第四波形W4，从而增大曲线604上示出的角位移626。在任何情况下，处理电路202可将波形W1-W6控制成接近相应的目标相位关系，以便实现一个或多个治疗结果，诸如降低不自主震颤的严重性。

图7是示出根据本公开的一种或多种技术的指示生理信号的实时相位检测的曲线700的图示。曲线700包括生理信号曲线702、具有降低噪声的生理信号曲线704、实时相位曲线706和实际相位曲线710。在一些示例中，当IMD 106正在向脑120递送一个或多个刺激脉冲时，IMD 106可执行对由IMD 106感测到的一个或多个电信号的实时相位检测。例如，当IMD 106不向脑120递送刺激时，IMD 106可首先确定电极之间的相对相位差(例如，确定如图6A、图6B中所示的相对相位关系)。当IMD 106向脑120提供刺激以便使得相对相位关系接近相应的目标相位关系时，IMD 106可测量对应于相对相位关系的每个感兴趣信号(SOI)的实时相位，以便基于在IMD 106不递送刺激时初始测量的相对相位差来连续地调整电极116、118中的有源电极上的刺激的相对定时。

在一些示例中，图2的处理电路202可在执行实时相位检测时确定曲线702、704、706、710中的一者或多者。例如，曲线700是生理信号的实时相位710(例如，生理信号曲线702和具有降低噪声的生理信号曲线704)。在一些示例中，生理信号曲线702和具有降低噪声的生理信号曲线704可表示在患者112的脑120中检测到的θ波，但这不是必需的。生理信号曲线702和具有降低噪声的生理信号曲线704可表示一个或多个其他脑信号，诸如β波或γ波。如图7中所见，实时相位曲线706从实际相位曲线710偏移。实际相位曲线710可表示当IMD 106检测到如图6A、图6B所示的一个或多个相对相位关系时检测到的相位。因此，当基于实时相位曲线706所示的检测到的实时相位来向脑120递送刺激时，IMD 106可应用一个或多个偏移。在一些示例中，IMD 106可使用在较早时间收集的聚集数据来确定一个或多个相位幅值关系。

图8A至图8F是示出根据本公开的一种或多种技术的指示生理信号对之间的关系的一组曲线的图示。图8A的曲线810示出了第一生理信号812和第二生理信号814之间的同步相位关系。图8B的曲线820示出了第三生理信号822和第四生理信号824之间的同步相位关系。图8C的曲线830示出了第一生理信号832的峰值特征和第二生理信号834的峰值特征的“重合检测”。图8D的曲线840示出了对应于脑120的第一组织区域的第一生理信号842和对应于脑120的第二组织区域的第二生理信号844，其中第一生理信号842和第二生理信号844指示第一组织区域和第二组织区域之间的神经通信。图8E的曲线850可与图8D的曲线840基本上相同。图8E还包括指示第一组织区域和第二组织区域之间的神经连接的神经元图示856。图8F的曲线860示出了当第一组织区域的第一生理信号862和第二组织区域的第二生理信号864之间存在同步关系时的长期增强(LTP)和长期抑制(LTD)的示例性具体实施。

曲线810例如包括第一生理信号812和第二生理信号814。如图8A中所见，第一生理信号812和第二生理信号814之间存在同步相位关系。即，第一生理信号812的一个或多个峰值与第二生理信号814的对应峰值对准。这意味着在第一组织区域和第二组织区域之间可能存在一定水平的神经通信。例如，第二组织区域中的神经活动可能引起第一组织区域中的神经活动，并且第一组织区域中的神经活动可能引起第二组织区域中的神经活动。在一些示例中，IMD 106可确定在对应于第一组织区域的第一生理信号812和对应于第二组织区域的第二生理信号814之间存在相位同步。

曲线820包括第一生理信号822和第二生理信号824。如图8B中所见，第一生理信号812和第二生理信号814之间存在非同步相位关系。即，第一生理信号812的一个或多个峰值不与第二生理信号814的对应峰值对准。这意味着在第一组织区域和第二组织区域之间不存在一定水平的神经通信。例如，第二组织区域中的神经活动可能不引起第一组织区域中的神经活动，并且第一组织区域中的神经活动可能不引起第二组织区域中的神经活动。IMD106可确定在对应于第一组织区域的第一生理信号822和对应于第二组织区域的第二生理信号824之间不存在非同步相位关系。

曲线830示出了一对生理信号之间的重合检测。“重合”可指一个生理信号的峰值与另一个生理信号的峰值同时发生的情况。IMD 106可执行一个或多个重合检测测量，以便确定第一生理信号832和第二生理信号834是否具有同步相位关系。例如，曲线840示出了对应于曲线830的第一生理信号832的第一生理信号842和对应于曲线830的第二生理信号834的第二生理信号844。如图8D中所见，第一生理信号842和第二生理信号844之间存在同步相位关系。这意味着在对应于第一生理信号842的第一组织区域和对应于第二生理信号844的第二组织区域之间存在一定水平的神经通信。例如，图8E的神经元图示856示出了当第一生理信号852和第二生理信号854之间存在同步关系时，第二组织区域中的神经活动可使得第一组织区域中发生神经活动。

在一些示例中，IMD 106可递送LTP刺激和/或LTD刺激以便向患者105递送治疗。LTP刺激表示其中IMD 106在生理信号诸如第二生理信号864的相应峰处递送一个或多个刺激脉冲的刺激。LTP刺激导致脑组织中突触的增强。LTD刺激表示其中IMD 106在生理信号诸如第二生理信号864的相应谷处递送一个或多个刺激脉冲的刺激。LTD刺激导致脑组织中突触的弱化。曲线860示出了其中IMD 106可向第二组织区域递送LTP刺激和/或LTD刺激的场景。由于第二组织区域和第一组织区域之间存在同步相位关系，因此向第二组织区域递送LTP刺激和/或LTD刺激导致第一组织区域中发生LTP和/或LTD。

图9是示出根据本公开的一种或多种技术的用于基于一个或多个相位关系来控制刺激的示例性操作的流程图。图9结合图1至图3的编程器104和IMD 106进行描述。然而，图9的技术可由编程器104和IMD 106的不同部件或者由另外或另选的医疗装置来系统执行。

IMD 106可发起对应于患者的目标区的相位关系测量(902)。在一些示例中，IMD106可响应于接收到指示用以发起相位关系测量的用户指令的信息而发起相位关系测量。在一些示例中，IMD 106可从编程器104接收执行相位关系测量的用户指令并发起相位关系测量。例如，IMD 106可响应于患者105感知到的降低治疗功效而接收用户指令以发起相位关系测量。在一些示例中，IMD 106可根据存储在IMD 106的存储器中的相位关系测量程序来执行相位关系测量。例如，相位关系测量程序可包括每小时、每天、每周或以另一时间间隔执行相位关系测量的指令。IMD 106基于相位关系测量程序来确定是否发起相位关系测量。这可确保IMD 106连续地检查以确保一个或多个相位关系与一个或多个目标相位关系对准，使得与不规则地评估检测到的相位关系是否与目标相位关系对准的系统相比，患者105接受更有效的治疗。

IMD 106可经由电极116、118接收指示目标区内的两个或更多个组织区域之间的相位关系的两个或多个电信号(904)。在一些示例中，目标区是脑120的目标区。IMD 106可从电极116的每个电极接收时变电压信号(例如，时变LFP)，并且基于相应的时变电压信号来确定两个或更多个区域之间的相位关系。例如，电极116、118中的每个电极可接近一组组织区域中的相应组织区域。由IMD 106从电极116、118中的每个电极接收的时变电压信号可表示对应于该组组织区域中的相应组织区域的时变电压。

IMD 106可确定两个或更多个组织区域之间的相位关系(906)。为了确定相位关系，IMD 106可基于电信号来确定两个或更多个CSD。例如，IMD 106可基于由IMD 106从该组电极116、118接收到的该组时变电压信号来确定一组CSD时变测量值。例如，为了确定CSD时变测量值，IMD 106可基于对应于多个电极中的电极116、118中的第一电极的时变电压信号与对应于电极116、118中的第二电极的时变电压信号之间的二阶电压差来确定第一时变测量值，其中第一电极和第二电极与对应于CSD时变测量值的相应电极水平相邻。另外，为了确定CSD时变测量值，IMD 106可基于对应于多个电极中的电极116、118中的第三电极的时变电压信号与对应于电极116、118中的第四电极的时变电压信号之间的二阶电压差来确定第一时变测量值，其中第三电极和第四电极与对应于CSD时变测量值的相应电极竖直相邻。IMD 106可基于相应第一时变测量值和相应第二时变测量值来确定CSD的相应时变测量值。

IMD 106可确定对应于电极116、118中的每个电极的CSD时变测量值。在一些示例中，IMD 106可计算每个CSD时变测量值的傅立叶变换以便确定对应于每个CSD时变测量值的相位幅值表示。即，IMD 106可确定对应于由IMD 106确定的每个CSD时变测量值的相位和幅值。为了确定两个或更多个组织区域之间的相位关系，IMD 106可确定对应于与第一组织区域相关联的CSD的第一时变测量值的第一相位与对应于与第二组织区域相关联的CSD的第二时变测量值的第二相位之间的差异。在一些示例中，CSD的第一时变测量值和CSD的第二时变测量值中的一者可表示CSD的基准时变测量值。

IMD 106可选择该组CSD时变测量值中的一个CSD时变测量值来表示具有基准相位的CSD的基准时变测量值。在一些示例中，IMD 106可选择具有最大幅值的CSD时变测量值来表示CSD的基准时变测量值。IMD 106可确定CSD的每个时变测量值相对于CSD的基准时变测量值的基准相位的相位。CSD的第一时变测量值的相位与CSD的基准时变测量值的相位之间的差异可表示对应于CSD的第一时变测量值的第一组织区域与对应于CSD的基准时变测量值的第二组织区域之间的相对相位关系。

IMD 106可将由两个或更多个电信号指示的相位关系与目标区内的两个或更多个组织区域的目标相位关系进行比较(908)。例如，目标相位关系可包括针对目标组织的第一组织区域的第一目标相位和针对目标组织的第二组织区域的第二目标相位。比较相位关系和目标相位关系以便确定相位关系和目标相位关系之间是否存在差异可能是有益的。当检测到的相位关系不同于目标相位关系时，与检测到的相位关系与目标相位关系基本上相同的情况相比，递送至患者105的治疗的功效可能降低。例如，组织区域之间的相位关系可确定两个或更多个组织区域之间的神经通信水平。相位关系可表示第一组织区域的生理信号和第二组织区域的生理信号之间的相位关系。

当第一组织区域和第二组织区域之间的相位关系是其中第一组织区域的相位和第二组织区域的相位基本上相同的同步相位关系时，第一组织区域中发生的神经活动可能导致第二组织区域中发生神经活动。因此，当IMD 106在第一组织区域和第二组织区域之间存在同步相位关系时刺激第一组织区域时，由第一组织区域的刺激诱导的神经活动可能导致第二组织区域增加。

当第一组织区域和第二组织区域之间的相位关系是其中第一组织区域的相位和第二组织区域的相位基本上不同的非同步相位关系时，第一组织区域中发生的神经活动可能不导致第二组织区域中发生神经活动。因此，当IMD 106在第一组织区域和第二组织区域之间存在非同步相位关系时刺激第一组织区域时，由第一组织区域的刺激诱导的神经活动可能不导致第二组织区域的神经活动的任何改变。

因此，IMD 106可控制脑120的组织区域之间的一个或多个相对相位关系，以便控制这些组织区域之间存在神经活动的方式或水平。脑的组织区域之间的神经活动可能对诸如不自主震颤和/或癫痫发作一种或多种患者症状有影响。例如，IMD 106可基于相位关系和目标相位关系之间的比较来确定用于递送至目标区的一个或多个电信号的一个或多个参数(910)。随后，IMD 106可使得治疗递送电路(例如，图2的刺激生成电路222)基于所确定的一个或多个参数来确定一个或多个电信号，从而使得相位关系接近目标相位关系(912)。

在一些示例中，脑120的组织区域内的生理信号的相位可与在当前时间之前开始的时间窗口期间由IMD 106递送至组织区域的一个或多个电信号的相位基本上相同。例如，当IMD 106以第一相位向组织区域递送一个或多个电信号时，源自组织区域内的生理信号可接近第一相位。在一些示例中，在IMD 106完成以第一相位递送一个或多个电信号之后，源自组织区域内的生理信号可以第一相位保持一个时间段。随后，在IMD 106完成以第一相位递送一个或多个电信号之后结束的时间段之后，源自组织区域内的生理信号的相位可从第一相位漂移。通过以第一相位将一个或多个另外的电信号递送至组织区域而将生理信号返回到第一相位可能是有益的。

例如，IMD 106可通过以第一相位向第一组织区域递送一个或多个电信号并且以第二相位向第二组织区域递送一个或多个电信号来使得第一组织区域的生理信号和第二组织区域的生理信号之间的相对相位关系接近目标相位关系。这可使得第一组织区域的生理信号接近第一相位并且使得第二组织区域的生理信号接近第二相位。第一相位和第二相位之间的关系可表示IMD 106使得第一组织区域和第二组织区域接近的目标相位关系。这可影响第一组织区域和第二组织区域之间的神经通信水平，从而改善患者112的一种或多种患者症状(例如，降低不自主震颤的严重性)。

图10是示出根据本公开的一种或多种技术的用于确定是否重新评估相位关系的示例性操作的流程图。图10结合图1至图3的编程器104和IMD106进行描述。然而，图10的技术可由编程器104和IMD 106的不同部件或者由另外或另选的医疗装置来系统执行。

IMD 106可基于第一电信号和第二电信号来确定脑120的第一组织区域和脑120的第二组织区域之间的相对相位关系(1002)。在一些示例中，第一电信号对应于与靠近第一组织区域的电极116、118中的第一电极相关联的CST时变测量值，并且第二电信号对应于与靠近第二组织区域的电极116、118中的第二电极相关联的CST时变测量值。由IMD 106确定的相位关系可表示第一组织区域的生理信号和第二组织区域的生理信号之间的相位关系。另外，IMD 106可确定对应于第一信号的第一幅值和对应于第二信号的第二幅值(1004)。在一些示例中，IMD 106可基于图9的示例性操作来确定相对相位关系，但这不是必需的。IMD106可基于一种或多种其他技术来确定相对相位关系。

在一些示例中，当IMD 106不经由电极116、118向患者112递送电刺激时，IMD 106可确定相对相位关系。可能有益的是使IMD 106致使检测到的相对相位关系接近目标相位关系，以便控制第一组织区域和第二组织区域之间的神经通信水平。为了使IMD 106致使相对相位关系接近目标相位关系，IMD 106可识别对应于第一组织区域的生理信号的第一实时相位，并且可识别对应于第二组织区域的生理信号的第二实时相位(1006)。IMD 106可以第一相位向第一组织区域递送一个或多个电信号并且以第二相位向第二组织区域递送一个或多个电信号(1008)，同时IMD 106识别第一实时相位并且识别第二实时相位，使得IMD106可监测第一组织区域和第二组织区域之间的相位关系是否正在接近目标相位关系。换句话讲，IMD 106将第一一个或多个电信号递送至第一组织区域并且将第二一个或多个电信号递送至第二组织区域以便使得相位关系接近目标相位关系，并且IMD 106监测第一实时相位和第二实时相位以便确定第一组织区域和第二组织区域之间的相位关系是否接近目标相位。

在一些示例中，当IMD 106正在向第一组织区域递送一个或多个电信号并且向第二区域递送一个或多个电信号时，IMD 106可执行实时相位检测，以便在IMD 106递送刺激时可靠地确定第一区域的相位和第二区域的相位。例如，对于确定目标组织区域之间的一个或多个相对相位关系而言，在IMD 106递送刺激时相比于其中IMD 106不递送刺激的情况，可能更困难。实时相位检测可能比在IMD 106不递送刺激时确定相对相位关系消耗更多功率。因此，在IMD 106递送刺激时仅执行实时相位检测以便限制IMD 106的功耗可能是有益的。

在框1010处，IMD 106可确定是否重新评估第一信号和第二信号之间的相位关系。当IMD 106确定重新评估相位关系时(框1010的“是”分支)，示例性操作可返回到框1002。当IMD 106确定不重新评估相位关系时(框1010的“否”分支)，IMD 106可拒绝重新评估相位关系。IMD 106可响应于确定一个或多个参数而基于一个或多个所确定的参数来递送电刺激(1012)。

在一些示例中，IMD 106可响应于接收到指示用以发起相位关系测量的用户指令的信息来确定重新评估相位关系。例如，IMD 106可响应于患者105感知到的降低治疗功效而接收用户指令以发起相位关系测量。在一些示例中，IMD 106可根据存储在IMD 106的存储器中的相位关系测量程序来确定重新评估相位关系。例如，相位关系测量程序可包括每小时、每天、每周或以另一时间间隔执行相位关系测量的指令。IMD 106可基于相位关系测量程序来确定是否重新评估相位关系。这可确保IMD 106连续地检查以确保一个或多个相位关系与一个或多个目标相位关系对准，使得与不规则地评估检测到的相位关系是否与目标相位关系对准的系统相比，患者105接受更有效的治疗。

图11是示出根据本公开的一种或多种技术的示例性操作的流程图。在该示例中，处理电路202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(1102)。例如，存储器204可存储电信号电平，并且处理电路202可从存储器204接收电信号电平。处理电路202可将所接收的电信号电平滤波(例如，带通滤波)到感兴趣频带(例如，滤除β频带之外的所有频率分量)(1104)。处理电路202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)来计算差分对(1106)。处理电路202可基于所计算的差分对来计算每个接触部(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)(1108)。

图12是示出根据本公开的一种或多种技术的另一个示例性操作的流程图。在该示例中，处理电路202可从电极116、118接收电信号电平(例如，电压测量值)(1202)。例如，存储器204可存储电信号电平，并且处理电路202可从存储器204接收电信号电平。处理电路202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)来计算差分对(1204)。处理电路202可将所计算的差分对的结果滤波(例如，带通滤波)到感兴趣频带(例如，滤除β频带之外的所有频率分量)(1206)。处理电路202可基于经滤波的计算差分对来计算每个接触部(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)(1208)。处理电路202可计算聚合度量和/或排序(1210)。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13是示出根据本公开的一种或多种技术的另一个示例性操作的流程图。在该示例中，处理电路202可从电极116、118接收电信号电平(例如，电压测量值)(1302)。例如，存储器204可存储电信号电平，并且处理电路202可从存储器204接收电信号电平。处理电路202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)来计算差分对(1304)。处理电路202可基于所计算的差分对来计算每个接触部(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)(1306)。处理电路202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)(1308)。处理电路202可计算聚合度量和/或排序(1310)。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14是示出根据本公开的一种或多种技术的另一个示例性操作的流程图。在该示例中，处理电路202可从电极116、118接收电信号电平(例如，电压测量值)(1402)。例如，存储器204可存储电信号电平，并且处理电路202可从存储器204接收电信号电平。处理电路202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)来计算差分对(1404)。处理电路202可确定每个接触部的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)(1406)。处理电路202可如上所述计算频域中的CSD值(1408)。处理电路202可计算聚合度量和/或排序(1410)。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15是示出根据本公开的一种或多种技术的另一个示例性操作的流程图。为了便于描述，相对于处理电路202描述了示例，但这些操作可由处理电路310或处理电路202和处理电路310的组合来执行。

处理电路202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)(1502)。例如，存储器204可存储电信号电平，并且处理电路202可从存储器204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202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(1504)。处理电路202可根据相对于图11至图14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202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202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202可基于包括电极116、118中的相应电极的引线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202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202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202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(1506)。例如，处理电路202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202可执行以下公式的运算以生成平均电平值。

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。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202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(1508)。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202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(1510)。例如，处理电路202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202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202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202可生成并输出指示所确定的电极的信息。

图15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，外部编程器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，外部编程器104)或云平台上呈现给医师。

图16是示出根据本公开的一种或多种技术的另一个示例性操作的流程图。为了便于描述，相对于处理电路202描述了示例，但这些操作可由处理电路310或处理电路202和处理电路310的组合来执行。

处理电路202可确定电极116、118中的哪个电极具有最高平均电平值(1602)，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(1604)。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202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))(1606)。处理电路202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(1608)。例如，假设A_w0,为在频率w₀下第i个电极的FTC，并且等于

在该示例中，M_i为频率为w₀的频率分量的幅值，/>

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202可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(1610)。例如，处理电路202可利用M_i和

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202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/>

处理电路202可确定与所确定的最大变换系数相关联的相位值(例如，确定/>

)。处理电路202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/>

)。处理电路202可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，/>

等于/>

)。

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11至图15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。

以下示例为本文所述的示例性系统、装置和方法。

实施例1：一种医疗装置系统，包括：存储器；和与所述存储器通信的处理电路。所述处理电路被配置为：经由所述多个电极中的一个或多个电极接收指示患者的神经组织的目标区内的两个或更多个组织区域之间的相位关系的多个电信号；以及基于所述多个电信号来确定所述两个或更多个组织区域之间的所述相位关系。另外，所述处理电路被配置为将所述相位关系与所述目标区内的所述两个或更多个组织区域的目标相位关系进行比较；基于所述相位关系和所述目标相位关系的所述比较来确定用于递送至所述患者的刺激的一个或多个参数；以及使得治疗递送电路基于所确定的一个或多个参数来确定所述刺激。

实施例2：根据实施例1所述的医疗装置系统，其中为了接收所述多个电信号，所述处理电路被配置为：接收对应于所述患者的所述目标区内的所述两个或更多个组织区域中的第一组织区域的第一组电信号；以及接收对应于所述患者的所述目标区内的所述两个或更多个组织区域中的第二组织区域的第二组电信号。为了确定所述相位关系，所述处理电路被进一步配置为基于所述第一组电信号和所述第二组电信号来确定所述相位关系。

实施例3：根据实施例2所述的医疗装置系统，其中所述多个电信号中的每个电信号对应于所述多个电极中的相应电极的时变电压信号，其中所述处理电路被进一步配置为：基于所述多个电信号来确定对应于所述多个电极中的每个电极的电流源密度(CSD)的时变测量值；以及针对对应于所述多个电极中的每个电极的CSD的所述时变测量值来确定所述CSD的所述时变测量值的相应相位幅值表示，其中所述相应相位幅值表示指示所述CSD的所述相应时变测量值的特定频率分量的幅值和相位。

实施例4：根据实施例3所述的医疗装置系统，其中为了确定对应于所述多个电极中的每个电极的CSD的所述时变测量值，所述处理电路被进一步配置为：针对所述多个电极中的每个电极，基于所述多个电极中水平相邻于所述相应电极的两个电极之间的二阶电压差和所述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；针对所述多个电极中的每个电极，基于所述多个电极中竖直相邻于所述相应电极的两个电极之间的二阶电压差和所述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；以及基于所述相应第一时变测量值和所述相应第二时变测量值来确定所述CSD的所述相应时变测量值。

实施例5：根据实施例3至4中任一项所述的医疗装置系统，其中所述处理电路被进一步配置为：确定对应于所述多个电极中的第一电极的所述CSD的第一时变测量值的最大频率分量；以及确定对应于所述多个电极中的第二电极的所述CSD的第二时变测量值的最大频率分量。另外，所述处理电路被进一步配置为在所述CSD的所述第一时变测量值的所述最大频率分量处计算所述CSD的所述第一时变测量值的傅立叶变换，其中所述CSD的所述第一时变测量值的所述傅立叶变换指示第一相位；在所述CSD的所述第一时变测量值的所述最大频率分量处计算所述CSD的所述第一时变测量值的傅立叶变换，其中所述CSD的所述第二时变测量值的所述傅立叶变换指示第二相位；以及确定所述第一相位和所述第二相位之间的差异，以便确定所述目标区内的所述两个或更多个组织区域之间的所述相位关系。

实施例6：根据实施例1至5中任一项所述的医疗装置系统，其中所述处理电路被进一步配置为：基于由所述处理电路接收的一个或多个信号来确定发起相位关系测量；以及基于所述确定来发起所述相位关系测量。

实施例7：根据实施例6所述的医疗装置系统，其中为了确定发起，所述处理电路被配置为：接收指示用以发起所述相位关系测量的用户指令的信息；以及基于接收到所述信息来确定发起所述相位关系测量。

实施例8：根据实施例6至7中任一项所述的医疗装置系统，其中所述处理电路被进一步配置为：根据存储在所述存储器中的相位关系测量程序来确定相位关系测量，在确定发起的情况下，所述处理电路被配置为基于所述相位关系测量程序来确定发起所述相位关系测量。

实施例9：根据实施例1至8中任一项所述的医疗装置系统，还包括植入式医疗装置(IMD)，其中所述IMD包括所述处理电路。

实施例10：根据实施例9所述的医疗装置系统，其中所述IMD还包括所述存储器。

实施例11：一种方法，包括：通过经由多个电极中的一个或多个电极与存储器通信的处理电路接收指示患者的神经组织的目标区内的两个或更多个组织区域之间的相位关系的多个电信号；以及基于所述多个电信号来确定所述两个或更多个组织区域之间的所述相位关系。另外，所述方法包括：将所述相位关系与所述目标区内的所述两个或更多个组织区域的目标相位关系进行比较；基于所述相位关系和所述目标相位关系的所述比较来确定用于递送至所述患者的刺激的一个或多个参数；以及使得治疗递送电路基于所确定的一个或多个参数来确定所述刺激。

实施例12：根据实施例11所述的方法，其中接收所述多个电信号包括：接收对应于所述患者的所述目标区内的所述两个或更多个组织区域中的第一组织区域的第一组电信号；以及接收对应于所述患者的所述目标区内的所述两个或更多个组织区域中的第二组织区域的第二组电信号，并且其中确定所述相位关系包括基于所述第一组电信号和所述第二组电信号来确定所述相位关系。

实施例13：根据实施例12所述的方法，其中所述多个电信号中的每个电信号对应于所述多个电极中的相应电极的时变电压信号，并且其中所述方法还包括：基于所述多个电信号来确定对应于所述多个电极中的每个电极的电流源密度(CSD)的时变测量值；以及针对对应于所述多个电极中的每个电极的CSD的所述时变测量值来确定所述CSD的所述时变测量值的相应相位幅值表示，其中所述相应相位幅值表示指示所述CSD的所述相应时变测量值的特定频率分量的幅值和相位。

实施例14：根据实施例13所述的方法，其中确定对应于所述多个电极中的每个电极的CSD的所述时变测量值包括：针对所述多个电极中的每个电极，基于所述多个电极中水平相邻于所述相应电极的两个电极之间的二阶电压差和所述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；针对所述多个电极中的每个电极，基于所述多个电极中竖直相邻于所述相应电极的两个电极之间的二阶电压差和所述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；以及基于所述相应第一时变测量值和所述相应第二时变测量值来确定所述CSD的所述相应时变测量值。

实施例15：根据实施例13至14中任一项所述的方法，还包括：确定对应于所述多个电极中的第一电极的所述CSD的第一时变测量值的最大频率分量；以及确定对应于所述多个电极中的第二电极的所述CSD的第二时变测量值的最大频率分量。另外，所述方法还包括在所述CSD的所述第一时变测量值的所述最大频率分量处计算所述CSD的所述第一时变测量值的傅立叶变换，其中所述CSD的所述第一时变测量值的所述傅立叶变换指示第一相位；在所述CSD的所述第一时变测量值的所述最大频率分量处计算所述CSD的所述第一时变测量值的傅立叶变换，其中所述CSD的所述第二时变测量值的所述傅立叶变换指示第二相位；以及确定所述第一相位和所述第二相位之间的差异，以便确定所述目标区内的所述两个或更多个组织区域之间的所述相位关系。

实施例16：根据实施例11至15中任一项所述的方法，还包括：基于由所述处理电路接收的一个或多个信号来确定发起相位关系测量；以及基于所述确定来发起所述相位关系测量。

实施例17：根据实施例16所述的方法，其中确定发起包括：接收指示用以发起所述相位关系测量的用户指令的信息；以及基于接收到所述信息来确定发起所述相位关系测量。

实施例18：根据实施例16至17中任一项所述的方法，还包括：根据存储在所述存储器中的相位关系测量程序来确定相位关系测量，其中确定发起包括基于所述相位关系测量程序来确定发起所述相位关系测量。

实施例19：根据实施例11至18中任一项所述的方法，其中植入式医疗装置(IMD)包括所述处理电路。

实施例20：一种包括指令的计算机可读存储介质，所述指令在被执行时致使一个或多个处理器：经由多个电极中的一个或多个电极接收指示患者的神经组织的目标区内的两个或更多个组织区域之间的相位关系的多个电信号；基于所述多个电信号来确定所述两个或更多个组织区域之间的所述相位关系；将所述相位关系与所述目标区内的所述两个或更多个组织区域的目标相位关系进行比较；基于所述相位关系和所述目标相位关系的所述比较来确定用于递送至所述患者的刺激的一个或多个参数；以及使得治疗递送电路基于所确定的一个或多个参数来确定所述刺激。

本公开中所描述的技术可至少部分地以硬件、软件、固件或它们的任何组合来实现。例如，所描述的技术的各个方面可以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以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设备内或在单独设备内实施，以支持本公开中描述的各种操作和功能。此外，所描述的单元、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。这些和其他示例在所附权利要求书的范围内。

Claims (14)

1.一种医疗装置系统，包括：

存储器；和

与所述存储器通信的处理电路，所述处理电路被配置为：

经由多个电极中的一个或多个电极接收指示患者的神经组织的目标区内的两个或更多个组织区域之间的相位关系的多个电信号；

基于所述多个电信号来确定所述两个或更多个组织区域之间的所述相位关系；

将所述相位关系与所述目标区内的所述两个或更多个组织区域的目标相位关系进行比较；

基于所述相位关系和所述目标相位关系的所述比较来确定用于递送至所述患者的刺激的一个或多个参数；以及

使得治疗递送电路基于所确定的一个或多个参数来确定所述刺激。

2.根据权利要求1所述的医疗装置系统，

其中为了接收所述多个电信号，所述处理电路被配置为：

接收对应于所述患者的所述目标区内的所述两个或更多个组织区域中的第一组织区域的第一组电信号；以及

接收对应于所述患者的所述目标区内的所述两个或更多个组织区域中的第二组织区域的第二组电信号，并且

其中为了确定所述相位关系，所述处理电路被进一步配置为：

基于所述第一组电信号和所述第二组电信号来确定所述相位关系。

3.根据权利要求2所述的医疗装置系统，其中所述多个电信号中的每个电信号对应于所述多个电极中的相应电极的时变电压信号，并且其中所述处理电路被进一步配置为：

基于所述多个电信号来确定对应于所述多个电极中的每个电极的电流源密度(CSD)的时变测量值；以及

针对对应于所述多个电极中的每个电极的CSD的所述时变测量值来确定CSD的所述时变测量值的相应相位幅值表示，其中所述相应相位幅值表示指示所述CSD的所述相应时变测量值的特定频率分量的幅值和相位。

4.根据权利要求3所述的医疗装置系统，其中为了确定对应于所述多个电极中的每个电极的CSD的所述时变测量值，所述处理电路被进一步配置为：

针对所述多个电极中的每个电极，基于所述多个电极中水平相邻于所述相应电极的两个电极之间的二阶电压差和所述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；

针对所述多个电极中的每个电极，基于所述多个电极中竖直相邻于所述相应电极的两个电极之间的二阶电压差和所述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

基于所述相应第一时变测量值和所述相应第二时变测量值来确定所述CSD的所述相应时变测量值。

5.根据权利要求3至4中任一项所述的医疗装置系统，其中所述处理电路被进一步配置为：

确定对应于所述多个电极中的第一电极的所述CSD的第一时变测量值的最大频率分量；

确定对应于所述多个电极中的第二电极的所述CSD的第二时变测量值的最大频率分量；

在所述CSD的所述第一时变测量值的所述最大频率分量处计算所述CSD的所述第一时变测量值的傅立叶变换，其中所述CSD的所述第一时变测量值的所述傅立叶变换指示第一相位；

在所述CSD的所述第一时变测量值的所述最大频率分量处计算所述CSD的所述第一时变测量值的傅立叶变换，其中所述CSD的所述第二时变测量值的所述傅立叶变换指示第二相位；以及

确定所述第一相位和所述第二相位之间的差异，以便确定所述目标区内的所述两个或更多个组织区域之间的所述相位关系。

6.根据权利要求1至5中任一项所述的医疗装置系统，其中所述处理电路被进一步配置为：

基于由所述处理电路接收的一个或多个信号来确定发起相位关系测量；以及

基于所述确定来发起所述相位关系测量。

7.根据权利要求6所述的医疗装置系统，其中为了确定发起，所述处理电路被配置为：

接收指示用以发起所述相位关系测量的用户指令的信息；以及

基于接收到所述信息来确定发起所述相位关系测量。

8.根据权利要求6至7中任一项所述的医疗装置系统，其中所述处理电路被进一步配置为：

根据存储在所述存储器中的相位关系测量程序来确定相位关系测量，

在确定发起的情况下，所述处理电路被配置为基于所述相位关系测量程序来确定发起所述相位关系测量。

9.根据权利要求1至8中任一项所述的医疗装置系统，还包括植入式医疗装置(IMD)，其中所述IMD包括所述处理电路。

10.根据权利要求9所述的医疗装置系统，其中所述IMD还包括所述存储器。

11.一种包括指令的计算机可读存储介质，所述指令在被执行时致使一个或多个处理器：

经由多个电极中的一个或多个电极接收指示患者的神经组织的目标区内的两个或更多个组织区域之间的相位关系的多个电信号；

基于所述多个电信号来确定所述两个或更多个组织区域之间的所述相位关系；

将所述相位关系与所述目标区内的所述两个或更多个组织区域的目标相位关系进行比较；

基于所述相位关系和所述目标相位关系的所述比较来确定用于递送至所述患者的刺激的一个或多个参数；以及

使得治疗递送电路基于所确定的一个或多个参数来确定所述刺激。

12.根据权利要求11所述的计算机可读存储介质，还包括致使所述一个或多个处理器执行根据权利要求2至8中任一项所述的处理电路的操作的指令。

13.根据权利要求11和12中任一项所述的计算机可读存储介质，其中所述计算机可读存储介质是植入式医疗装置(IMD)的一部分。

14.一种方法，包括：

通过经由多个电极中的一个或多个电极与存储器通信的处理电路接收指示患者的神经组织的目标区内的两个或更多个组织区域之间的相位关系的多个电信号；

基于所述多个电信号来确定所述两个或更多个组织区域之间的所述相位关系；

将所述相位关系与所述目标区内的所述两个或更多个组织区域的目标相位关系进行比较；

基于所述相位关系和所述目标相位关系的所述比较来确定用于递送至所述患者的刺激的一个或多个参数；以及

使得治疗递送电路基于所确定的一个或多个参数来确定所述刺激。

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