用于控制神经刺激-e的方法和设备的制作方法

用于控制神经刺激-e的方法和设备的制作方法
【专利摘要】一种可植入装置施加和控制一个神经刺激。该装置具有多个电极，以及一个刺激源，这一刺激源用于提供将被从这些电极递送到一个神经通路上的一个刺激，以便在该神经通路（例如，脊髓）上诱发一个动作电位。一个控制单元如一组参数值所限定来控制一个神经刺激的施加并且经由测量电路测量一个诱发的神经复合动作电位反应。这一控制单元根据这一测量到的诱发反应来确定一个反馈变量并且将这一反馈变量与一个治疗图相比较。这一治疗图限定控制变量与反馈变量的一种治疗关系。改变一个或多个刺激参数值来实现这一控制变量中的所需变化。反复地执行此过程，以便随着时间改善这一反馈变量与这一治疗图的对准。
【专利说明】用于控制神经刺激-E的方法和设备
[0001]相关申请的交叉引用
[0002]本申请要求于2011年5月13日提交的澳大利亚临时专利申请号2011901829、2011年5月13日提交的澳大利亚临时专利申请号2011901817、2011年5月13日提交的澳大利亚临时专利申请号2011901821以及2011年5月13日提交的澳大利亚临时专利申请号2011901827的优先权，将这些临时申请的每一个通过引用结合在此。
【技术领域】
[0003]本发明涉及控制对刺激的神经反应，并且具体地，涉及通过使用靠近神经通路植入的一个或多个电极来测量复合动作电位，以便提供反馈对随后施加的刺激进行控制。_4] 发明背景
[0005]存在其中需要施加神经刺激以便引起复合动作电位(CAP)的一系列情况。例如，神经调节用于治疗多种紊乱，包括慢性疼痛、帕金森氏病以及偏头痛。神经调节系统向组织施加一种电脉冲，以便产生治疗效果。当用于减轻慢性疼痛时，该电脉冲被施加到脊髓的背柱(DC)上。此种系统典型地包括一个植入的电脉冲发生器以及一个电源，例如，可以是通过经皮感应传递可再充电的电池。电极阵列连接到该脉冲发生器上、并且位于背柱上方的背侧硬膜外腔。由一个电极施加到背柱上的电脉冲引起神经元去极化并且产生传播的动作电位。以此方式刺激纤维会抑制疼痛从脊髓中的那个区段传输到大脑。为了维持疼痛减轻效果，例如，大体上以IOOHz不断地施加刺激。
[0006]尽管脊髓刺激(SCS)的临床效果已很好地确立，但是对所涉及的精确机制理解很差。DC是电刺激的目标，因为它含有感兴趣的传入Αβ纤维。Αβ纤维调制来自皮肤的触感、振动和压力并且是响应无害刺激的厚髓鞘的机械敏感性受体。普遍认为SCS仅刺激DC中的少数Αβ纤维。SCS的疼痛减轻机制被认为包括Aβ纤维中具有抑制效果的诱发的逆向活动，以及Αβ纤维中对疼痛抑制发挥作用的诱发的顺向活动。还认为，SCS募集主要位于DC中的Aβ神经纤维，其中诱发反应从DC逆向传播到背角中被认为是以一种抑制方式突触到宽动态范围神经元。
[0007]神经调节还可以用于刺激传出纤维，例如，从而诱发运动机能。通常，一个神经调节系统中产生的电刺激会触发神经动作电位，该神经动作电位随后具有抑制作用亦或或兴奋作用。抑制作用可以用于调节不希望的过程，例如疼痛的传输，或者用于产生所希望的效果，例如肌肉收缩。
[0008]在大量纤维之间产生的动作电位叠加而形成复合动作电位(CAP)。CAP是来自大量单个纤维动作电位的响应之和。所记录的CAP是大量不同纤维去极化的结果。传播速度主要由纤维直径确定，并且对于如在脊髓后根入髓区(DREZ)中和背柱附近所发现的大髓鞘纤维，速度可以超过eOms—1。由于一组类似纤维的放电所产生的CAP被测量为正峰电位P1、随后为负峰NI，随后被测量为第二正峰P2。这是由动作电位沿着单个纤维传播时穿过记录电极的活化区所引起的。观察到的CAP信号将典型地在微伏范围内具有最大振幅，而经施加以诱发CAP的刺激典型地为若 干伏特。[0009]对于有效且舒适的操作，需要将刺激振幅或递送的电荷维持在一个募集阈值之上，在小于该募集阈值时，刺激将无法募集任何神经反应。还需要施加小于一个舒适阈值的刺激，在大于该舒适阈值时，会由于不断募集Αδ纤维而产生不舒服或疼痛感，这些A δ纤维是与急性疼痛、寒冷和压力感相关联的薄的髓鞘感觉神经纤维。在几乎所有的神经调节应用中，需要单类的纤维反应，但是所采用的刺激波形可以募集引起不想要的副作用的其他类纤维，例如，如果募集运动纤维，则会引起肌肉收缩。由于电极迁移和/或植入接受者的姿势变化，维持适当的刺激振幅的任务变得更加困难，电极迁移以及植入接受者的姿势变化中的任一者都可以取决于刺激是在电极位置或使用者姿势变化之前或之后施加而显著地改变从给定刺激中产生的神经募集。单独的姿势变化可以导致一个舒适且有效的刺激方案变成无效亦或疼痛的。
[0010]面对所有类型的神经调节系统，控制问题正以治疗效果所需的足够水平而且以最小能量消耗来实现神经募集。刺激范例的功率消耗对电池需求具有直接影响，进而会影响装置的物理尺寸和寿命。对于可再充电系统，增加的功率消耗会使充电更频繁，并且假设电池仅允许有限的充电周次数，那么这样最终会减少装置的寿命。
[0011]对包括在本说明中的文件、法案、材料、装置、条款等进行的任何讨论仅用于提供本发明的背景的目的。这不会被视作承认任何或所有这些内容形成现有技术基础的一部分或者在与本发明相关的领域中是公知常识，因为其存在于本申请的每个权利要求的优先日期之前。
[0012]贯穿本说明书，词“包括(comprise)”或者其变化(例如"comprises"或"comprising")应理解为暗示包括所述元件、整数或步骤或者一组元件、整数或步骤,而不排除任何其他元件、整数或步骤或者一组元件、整数或步骤。
[0013]发明概沭
[0014]根据第一方面，本发明提供一种控制神经刺激的自动方法，该方法包括:
[0015]将该神经刺激施加到一个神经通路上，以便在该神经通路上引起一个诱发动作电位，该刺激是如一组参数值所限定而施加；
[0016]测量由该刺激所诱发的一个神经复合动作电位反应，并且从测量到的诱发反应中导出一个反馈变量；
[0017]将这一反馈变量与一个治疗图相比较，这一治疗图限定控制变量与反馈变量的一种治疗关系，并且根据这一治疗图来确定这一控制变量中的所需变化，以便改善这一反馈变量与这一治疗图的对准；
[0018]改变一个或多个刺激参数值来实现这一控制变量中的所需变化；以及
[0019]反复地执行施加、测量、比较和改变，以便随着时间改善这一反馈变量与这一治疗图的对准。
[0020]根据第二方面，本发明提供一种用于可控制地施加神经刺激的可植入装置，该装置包括:
[0021]多个电极，这些电极包括一个或多个标称刺激电极以及一个或多个标称感测电极；
[0022]一个刺激源，用于提供将被从一个或多个刺激电极递送到一个神经通路上的一个刺激，以便在该神经通路上引起一个诱发动作电位；[0023]测量电路，用于记录在一个或多个感测电极处感测到的一个神经复合动作电位信号；以及
[0024]一个控制单元，这一控制单元被配置成:
[0025]如一组参数值所限定来控制神经刺激的施加；
[0026]经由该测量电路来测量由该刺激诱发的一个神经复合动作电位反应；
[0027]根据测量到的诱发反应来确定一个反馈变量；
[0028]将这一反馈变量与一个治疗图相比较，这一治疗图限定控制变量与反馈变量的一种治疗关系；
[0029]改变一个或多个刺激参数值来实现这一控制变量中的所需变化，以及
[0030]反复地执行施加、测量、比较和改变，以便随着时间改善这一反馈变量与这一治疗图的对准。
[0031]在多个优选实施例中，这一治疗图以一种方式限定控制变量与反馈变量的一种治疗关系，该方式响应于(例如)可以由变化的阵列至神经距离d、神经适应性或疾病引起的变化的募集敏感性和/或测量敏感性而是自适应的。例如，在这一反馈变量是对诱发反应强度的一种量度，而这一控制变量是一种刺激强度的情况下，这一治疗关系优选地表示在给定输入刺激强度下限定诱发反应强度的所希望的输出量度的一条轨迹或曲线，其中诱发反应强度的所希望的输出量`度是以根据不同刺激强度而变化的方式进行限定。这一治疗图优选地适合单个植入接受者，并且反映治疗关系的轨迹或曲线可以例如是一条连续的曲线，例如，一条单调递减曲线。可替代地，这一治疗关系可以限定一条阶梯状轨迹，由此不同刺激强度带与诱发反应强度的不同所希望的测量相关联。例如，这一治疗关系可以限定一条阶梯状递减轨迹，由此较高刺激强度带而不是较低刺激强度带与诱发反应强度的较低所希望的量度相关联。为了避免相邻刺激强度带之间的大量转变，优选地通过部分重叠的刺激强度带来实现滞后现象。
[0032]可以在临床医生的控制下通过临床配合过程来实现治疗图与个人的配合。可替代地，治疗图可以基于以下项中的一者或多者以自动的方式部分或者全部进行限定:使用者控制优选刺激强度的输入；一个电极阵列至神经距离d的自动确定，以及/或者一个刺激阈值和一个给定d的舒适水平的自动估计。
[0033]反馈变量可以是以下项中的任何一者:振幅；能量；功率；整数；信号强度；或以下项中的任何一者的导数:整个诱发复合动作电位；(例如)刺激之后Oms至2ms测量窗口中的快神经反应；(例如)刺激之后2ms至6ms测量窗口中的慢神经反应；或者反应的经过滤版本的导数。在一些实施例中，反馈变量可以是根据多个刺激/测量周期确定的任何此种变量的一个平均数。在一些实施例中，这一反馈变量可以是零截距，或者Αβ振幅对不同刺激电流的反应的直线部分的斜率。在一些实施例中，这一反馈变量可以从一个以上前述测量中导出。
[0034]控制变量可以是以下项中的一者或多者:总的刺激电荷、刺激电流、脉冲振幅、相位延续时间、相间间隙持续时间、脉冲形状、重复率、电极选择和电极组合。
[0035]多个优选实施例提供一种受控的转换率，由此控制变量的变化率受到限制，以便避免对于突然的阶跃变化产生不适当的用户感知。一些实施例优选地提供不同的转换率，由此响应于一个检测到的过度刺激条件的控制变量的变化率快于响应于一个检测到的刺激不足条件的控制变量的变化率。此类实施例认识到，对用户而言，过度刺激通常显著比刺激不足更加不舒服，因此可能由于姿势变化产生的过度刺激条件应该更快地得到解决。
[0036]在一个优选实施例中，实时地对刺激参数进行改进，从而响应于用户的姿势变化自适应地控制刺激。在此类实施例中，可以基于定期地(例如)每隔一秒对参数搜索空间进行重新评估。可替代地，可以仅响应于一个触发而对该参数搜索空间进行重新评估，该触发例如是从已经检测到患者移动的一个加速度计产生的信号，由此避免在患者不移动时监测反馈变量导致过度的功率消耗。
[0037]在本发明的一些实施例中，反馈变量可以包括神经纤维传导速度的量度。在此类实施例中，测量到的神经纤维传导速度可以用于确定一个目标纤维类的募集选择性，用于与由所希望的反应所限定的一个所希望的纤维类募集率或范围相比较。例如，对于疼痛抑制，所希望的反应可以限定为需要较高的Αβ纤维选择性。
[0038]另外或可替代地，反馈变量可以包括神经反应振幅的量度。在此类实施例中，参数搜索空间可以通过反复地施加刺激并且测量神经反应来进行探测，以便识别出刺激电流的一个“感知”阈值，在低于该阈值时，不会从刺激中产生诱发反应。另外或可替代地，此类实施例可以探测参数搜索空间，以便通过在发生任何慢反应的预期时间(例如，约在刺激后3ms至4ms)评估神经反应振幅来识别一个电流水平下的一个“最大”或“舒适”阈值，在大于该电流水平时，首先开始产生一个慢反应。
[0039]在反馈变量包括神经反应振幅的量度的多个实施例中，控制变量和刺激参数可以实时地得到改进，从而响应于用户的姿势变化而自适应地控制刺激，从而在治疗图所限定的感知阈值之上的一个固定点处维持诱发反应振幅。因此，此类实施例可以甚至在用户姿势变化期间确保神经募集的一个受控水平，从而与治疗图相一致、并且还可以有利于避免所诱发的感觉异常与一个优选位置未对准。为了最大程度地使所诱发的感觉异常与一个优选位置对准，这一治疗图可以包括一个身体图或者可以从一个身体图中导出，在由一个电极阵列中的每一个电极施加刺激时，该身体图展出刺激效果的位置。该身体图可以被预先限定并且基于患者对临床试验刺激的反馈，或者可以在持`续使用期间(例如)通过用户对植入物的远程控制的输入来进行修正。因此，身体感知图可以有助于治疗图的限定。
[0040]在反馈变量包括神经反应振幅的量度的多个实施例中,控制变量和刺激参数可以实时地得到改进，从而将刺激维持在一个亚阈值水平，例如，如可能用于非感觉异常的治疗用途。
[0041]在一些实施例中，反馈变量可以包括响应于变化的刺激电流的一个快速神经反应的一个振幅的变化的测量。在此类实施例中，响应于提高的刺激电流，可以相对于标志快反应振幅递减增长的一个拐点对一个舒适水平阈值进行限定。此类实施例认识到，响应于提高的刺激电流的该快反应振幅增长的减速通常反映其他募集开始衰减并且开始产生不希望的副作用的位置，例如，慢神经反应的发动或增加。
[0042]在一些实施例中，反馈变量可以包括响应于变化的刺激电流的一个快速神经反应的一个振幅的变化的测量，该刺激可以维持在神经募集对比电流曲线的线性范围内，并且可以对一个电极至纤维的距离d进行估计。d的估计值可以通过以下方式获得:对针对一个第一刺激在两个间隔开的感测电极(表示为el和e5)处测量到的神经反应的振幅(Relpl,Re5pl)进行测量，以及在d发生变化之后，对针对同一刺激在这两个感测电极处的神经反应的振幅(Relpl，Re5pl)进行测量。此实施例认识到，尽管由于变化的测量敏感性产生d的比例因数Ss，响应于d，这些测量允许募集比例因数As的变化，比例因数As计算如下:
[0043](Relp2/Relpi) ~~ (Re5p2/Re5pi) ~K
[0044]另外或可替代地，在一些实施例中，电极至纤维的距离d可以通过以下方式进行估计:响应于针对恒定d的不同电流水平的至少两个刺激，获得神经反应振幅测量值，该刺激大体上在神经募集对比电流曲线的线性范围内。将振幅测量值线性外推至X轴(即，零神经反应的点)会提供刺激电流阈值的一个估计值，可以从这一估计值中产生一个d的估计值。[0045]在获得电极至纤维的距离d的一个估计值的多个实施例中，此估计值可以用于影响控制变量和刺激参数以及/或者适当地缩放测量到的神经反应，从而补偿改变的测量敏感性，以便维持如由治疗图所限定的恒定或受控的神经募集。
[0046]在本发明的一些实施例中，反馈变量可以包括相对于距刺激位点的距离的反应分散的量度。在此类实施例中，分散的变化可以用作电极至纤维的距离d的变化的指示，其中提高的分散与增加的电极至纤维的距离d相关联。
[0047]在本发明的一些实施例中，反馈变量可以包括相对于刺激的快速神经反应峰位置的量度。在本发明的一些实施例中，反馈变量可以包括快速神经反应P1峰宽度的量度。在此类实施例中，电极至纤维的距离d、以及/或者神经募集功效可以通过对快速神经反应的峰位置和/或峰宽度的参考来进行估计，其中较快较窄的峰反映出更大的募集量并且潜在地反映电极朝向纤维的移动。
[0048]在本发明的一些实施例中，反馈变量可以包括诱发反应的频谱特性的量度。在此类实施例中，电极至纤维的距离d可以通过参考频谱特性来确定，可以认识到，一个动作电位沿着一个神经纤维并且横向到达一个传感电极的传递函数取决于d。例如，d的变化可以通过以下方式进行检测和估计:选择在CAP的频谱中显著的两个不同频率，以及随着时间检查这两个频率之间的比率。
[0049]根据另一方面，本发明提供一种包括计算机程序代码的计算机程序产品，该计算机程序代码用于使一个计算机执行对一个神经刺激进行自动控制的程序，该计算机程序产品包括用于执行第一方面的方法的计算机程序代码。
[0050]附图简要说明
[0051]现将参考附图来描述本发明的实例，在附图中:
[0052]图1图示了适合于实施本发明的一个可植入装置；
[0053]图2是一个典型的两相电荷平衡的刺激脉冲的示意图；
[0054]图3图示了脉冲形状的选择，该脉冲形状可以经测试以确定在生产时最有效的去极化；
[0055]图4图示了根据本发明的可以受到控制的一组刺激参数；
[0056]图5图示了由于连续施加不同振幅的刺激而产生的绵羊的复合动作电位，以便合适的阈值和舒适水平；
[0057]图6绘制了由宽度为120μ s的两相刺激引起的测量到的脊髓电位(SCP)振幅，如在处于一个坐姿的一个人类受试者中测量到的，每个刺激具有在OmA至4.5mA范围内的电流水平；[0058]图7图示了一个诱发SCP中的两个主要反应类型；
[0059]图8图示了演示快反应和慢反应的测量到的绵羊的诱发反应以及从植入对应肌肉的一个电极中记录到的一个肌电图(EMG)轨迹；
[0060]图9是图示了诱发神经反应的峰到峰的振幅的测量值的示意图；
[0061]图10是相对于刺激电流的神经反应振幅增长曲线的示意图；
[0062]图11绘制了在执行姿势操纵时人类受试者的“快”反应和“慢”反应的振幅，
[0063]图12是用以响应于神经元的募集来实现刺激控制的一个反馈控制器的示意图；
[0064]图13是指示出各个阈值水平之间的关系的SCP增长曲线(诱发反应振幅对比刺激电流)的线性近似的图；
[0065]图14a和图14b分别绘制了递增和递减的诱发CAP N1-P2振幅，每一个振幅在四个感测电极上进行测量，并且用两相40us的脉冲宽度在绵羊中进行记录
[0066]图15图示了两个感测电极的相应SCP振幅反应曲线，这两个感测电极沿着脊髓间隔开并且与该脊髓相距不同的距离；
[0067]图16图示了与用户的两个不同姿势相对应的理论上的SCP振幅反应曲线，以便经由一种2点方法图示SCP斜率测定；
[0068]图17图示了从三种相应 姿势的人类受试者中测量到的三个SCP振幅反应曲线；
[0069]图18是用以图示显著特征的一条SCP振幅增长曲线的理想化表示；
[0070]图19是多条曲线的图，每条曲线反映出在用户处于一个单个姿势时，针对一个刺激振幅扫描而测量到的Αβ振幅，其中每条曲线反映出不同的用户姿势；
[0071]图20是一个优选实施例的治疗图的图，这一治疗图在滞后现象下限定所希望的输出测量到的反应与输入刺激强度的阶梯状关系；
[0072]图21a图示了一个替代实施例的一个治疗图，其中恒定募集Rn由测量到的恒定反应振幅来近似；并且图21b图示了图21a的治疗图的实施的结果；
[0073]图22图示了以一种自动方式在通过在设定点之间的线性内插而产生的一个治疗图，每个设定点是一个阈值刺激的倍数；
[0074]图23图示了一个治疗图，这一治疗图通过一个最佳治疗的线性近似产生、并且通过最大可允许测量到的诱发反应强度限制在较低刺激值处以及通过最大可允许刺激强度限制在较高刺激值处；
[0075]图24a至图24d图示了响应于在不同的时间优选刺激强度的用户输入，一个治疗图的自动导出；以及
[0076]图25a和图25b图示了对刺激强度施加变化的一个优选方式，以便允许神经适应。
[0077]优选实施例的i兑明
[0078]图1图示了适合于实施本发明的一个可植入装置100。装置100包括一个植入的控制单元110，这一植入的控制单元控制神经刺激的施加并且控制一个测量过程，用于获得由来自多个电极中的每一者的刺激诱发的一个神经反应的测量值。这一控制单元Iio包括一个存储内存(或一个或多个其他存储装置，未示出)，用于存储含有限定治疗图的数据的一个查找表。装置100进一步包括一个电极阵列120,该电极阵列由一个三乘八的电极阵列122组成，该阵列中的每一者可以选择性地用作刺激电极亦或感应电极，或者这两者。
[0079]在此实施例中，通过使用在题为“用于测量神经反应的方法和设备(Method andapparatus for measurement of neural response)”的澳大利亚国家信息通信技术有限公司(National ICT Australia Ltd)的澳大利亚临时专利申请号2011901817中所提出的神经反应测量技术来作出诱发CAP测量，本申请要求该临时专利申请的优先权。
[0080]效率和募集选择性方面的改善是高度令人希望的。已经存在用以产生传播动作电位的两种主要类型的刺激波形:电压控制和电流控制。电流控制脉冲通常是两相的-电流从一个电极传递到系统中的另一个电极，随后反向流动。一种典型的两相电荷平衡的刺激脉冲具有带有相间间隙0的振幅(A)和宽度(t)，如图2所示。施加到脊髓上的此种脉冲产生一个诱发反应。这一诱发反应的强度与神经募集有关，并且这一诱发反应的形状与正在募集的纤维类型分配有关。考虑到参数A、t、0,可能以一种系统的方式调节这些参数，从而获得一个所希望的诱发反应输出。
[0081]本发明可以进一步提供部分或完全自动的装置拟合。诱发反应的振幅提供一种对进行刺激的纤维募集的量度。刺激越大，募集越大并且这一诱发反应越大。图5示出在一个绵羊脊柱中测量到的用于多个刺激振幅的复合动作电位的图。峰高以一致的(即，单调递增的)方式随着所施加刺激的振幅而变化。
[0082]图6绘制了由宽度为120 μ s的两相刺激引起的测量到的脊髓电位(SCP)振幅，如在处于一个坐姿的一个人类受试者中测量到的，每个刺激具有在OmA-4.5mA范围内的电流水平。在一些振幅处，患者经受从刺激(图6中在2.75mA的电流处)中得到的一种感觉。感知阈值与一个诱发反应的出现相对应。如本文中其他地方进一步讨论，存在可以影响由固定的一组刺激参数生成的反应的振幅的多个因素。
[0083]在植入以及随后装置的编程期间，可以通过多种方式使用Αβ纤维的诱发反应。这些方式包括:`[0084]1.确定电极的最佳组合以生成所希望的治疗效果；
[0085]2.选择刺激参数以生成所希望的治疗效果；
[0086]3.不断调节刺激参数以消除脊髓相对于电极位置的移动或相对移动所诱发的募集变化；以及
[0087]4.将刺激副作用最小化
[0088]非常经常在患者对脊髓刺激的适合性进行评估期间，开始进行一个试验周期，在该试验周期期间，一个电极被临时地植入脊髓上方的硬膜外腔中。本发明的CAP测量可以在此植入期间进行记录、并且可以提供足够的神经生理学反应的诊断指标以保证外科医生执行全系统的植入。
[0089]从脊髓中的硬膜外腔中记录到的诱发反应随着刺激振幅的变化而变化、并且在高振幅处具有两个组分。这一诱发反应由一个立即反应(来自具有高传导速度的纤维的具有短持续时间特征的反应)以及随后具有远远更长时间尺度的一个反应构成。更短反应是背柱中的Αβ纤维募集的特征。在更长时间尺度处发生的反应涉及运动系统神经反应、EMG、等。这些信号特征在图7中示出。
[0090]用于调节脊髓刺激参数的正常临床过程涉及脉冲宽度、电流和速率的调节，以在疼痛位置引起感觉异常。存在刺激强度的上限，超过该上限患者将不会接受进一步的增加，这称为剂量极限。对于一些患者，这个点还与存在有效感觉异常并且能够有效减轻疼痛的点相对应，然而对于一些点，刺激的副作用对患者而言是无法忍受的。Αβ纤维的过度刺激对接受者而言也是不愉快的、并且不幸地会产生较差功效，因为尽管获得较好的覆盖，但是患者无法从治疗中获得益处，因为副作用太严重。
[0091]在剂量极限处对应的纤维类型已根据所诱发的患者感觉反馈来进行评估。选定的结果包括:
[0092].56%的患者报告典型A β反应的感觉。
[0093].15%报告A δ典型感觉。
[0094].6%报告C纤维反应。
[0095].21%报告与运动肌肉脊髓反应相对应的感觉。
[0096]A β纤维直径较大(13 μ m至20 μ m)并且大于A δ纤维(I μ m至5 μ m)和C纤维(0.2 μ m至1.5 μ m)。C纤维具有最低的传导速度0.5m.至2.0m.s4,而A δ纤维具有3m.S-1至30m.s_1的传导速度。
[0097]考虑到沿着脊髓上升的募集的A δ纤维的传播速度为15m.s—1，并且一个脊髓电极阵列的典型距离为7cm长，因此从电极阵列的一端到另一端的传播时延为4.6ms。
[0098]图8图示了一个绵羊脊髓中的诱发反应,从而演示快反应和慢反应。轨迹802是从植入对应肌肉中的一个电极中记录到的一个肌电图(EMG)轨迹。Αβ活动存在于Oms至
1.5ms的时间窗口中。在一个阈值刺激电流水平之上,在刺激之后2ms观察到一个慢反应。该慢反应是激活其他神经元素的结果。Αδ纤维的激活会引起脊髓反射回路(伤害性反射)的激活并且可能引起肌肉收 缩。运动神经元的直接激活也会引起运动反应。动物实验中观察到慢反应会伴随着观察到肌肉抽搐，而在人体中观察到慢反应仅在不舒服的刺激水平下获得。因此，本发明的多个实施例可以将图8所示的一个慢反应的存在用作反馈变量，与这一反馈变量相比较，治疗图限定控制变量应该处于不会引起任何慢反应或大于一个阈值的任何慢反应的水平，从而实现舒适的治疗。
[0099]因此，本实施例认识到，例如图7所示的诱发反应测量可以用于确定对患者有用的可允许的刺激动态范围、并且进一步可以用于证明正在进行的刺激递送所希望的治疗。在此实施例中，慢反应的存在通过植入装置自动地进行检测，方式是寻找在刺激开始之后约3ms至4ms之间具有一个峰的一个诱发反应。该慢反应是纤维种类而不是目标A β纤维的募集的指标、并且伴随着不希望的副作用。因此，对患者可用的动态范围可以通过将一个慢反应的发动用作刺激设置的一个上限的指标来确定。可以在装置的正常使用期间亦或在全身麻醉下引起或测量到该慢反应，方式是调节刺激水平，直到慢反应特征显现在测量到的神经反应中，从而指示出已达到舒适阈值为止。此过程可以在阵列的每个电极上、电极的多个组合上以及患者的多个不同姿势中进行。随后，可以在每个电极的患者的控制器中设置一个最大安全刺激水平。
[0100]在提供一种用于对随着时间施加的刺激进行控制的自动方法时，本实施例认识到，理想控制变量是募集的纤维数目(Rn)。在恒定的电极阵列至脊髓距离d下，测量到的Αβ振幅与募集成比例。然而，由于感测电极至脊髓的距离d变化，因此对于恒定Rn，测量到的Αβ振幅会变化并且与距离的平方成反比。此外，由于从刺激电极到脊髓的距离会变化，因此需要用来激活一个给定Rn的刺激电流与距离的平方成比例。因此，本实施例认识到，除非患者敏感性较低，否则将测量到的Αβ振幅控制成恒定的将不可能维持恒定的募集Rn。而是，当电极阵列更靠近脊髓时，典型的是，测量到的A β振幅应该被控制成较高，以便实现恒定的募集Rn，并且当该电极阵列更加远离脊髓时，典型的是，Αβ振幅应该较低以继续实现恒定的募集Rn。
[0101]图19是多条曲线1902的图，每条曲线反映出在用户处于一个单个姿势时，针对一个刺激振幅扫描的一组Αβ振幅测量值，其中每条曲线反映出不同的用户姿势。第二组曲线1904给出对于一个样本用户而言疗效恒定的曲线的一个实例，其中一者是需要用来通过一个合适的治疗图进行估计的疗效的优选曲线。尽管图19中所示的恒定疗效1904的曲线是单调递减的，但是应注意，此类曲线的轮廓可以在用户之间显著变化、并且例如，可以具有正斜率以及/或者可能不是单调的。以反映出用于单个植入接受者的这些曲线的方式来对治疗图进行限定，并且因此装置拟合包括:确定用于所涉及用户的疗效的所希望的曲线。应注意，在图19中，对于倾斜、中间姿势以及仰卧姿势的Αβ振幅反应曲线1902是从一个人类受试者中获得的实际Aβ振幅反应数据，而其他曲线1902是合成数据。
[0102]为了提供最好地估计疗效所希望的曲线的一个治疗图，图20中的实施例提供具有多个不同目标反馈变量值2004的一个治疗图2002，基于平均控制变量值，在任何给定时间选择这些反馈变量值中的一者。需要选择的参数是具有一个控制变量值转变点、以及一个滞后带；以及对控制变量取平均值以确定反馈目标选择的一个周期的反馈目标值。在图20中，这一反馈变量是Αβ振幅，并且这一控制变量是平均输入刺激电流。
[0103]治疗图2002通过以下方式得到:首先获得“舒适点”2006，随后对于若干不同姿势将电流调节到患者的舒适水平。随后对 从该舒适点引起的Αβ振幅进行测量，并且在治疗图中将该Αβ振幅限定为一个合适的目标Αβ振幅2004。与每个舒适点2006相关联的一个刺激强度带2008限定在该舒适点的任一侧中，并且每个带2008具有包围到下一舒适点的距离的一部分或全部的宽度。通过叠加带2008而实现一个滞后带2010，因此在刺激强度接近两个带2008的边缘时，反馈目标2004不会在两个值之间快速摆动。
[0104]用于控制刺激的方法(例如使用图12中的装置来实施)不断地寻找在实际测量到的Αβ与治疗图所限定的当前目标水平2004之间的误差。相应地可能以一种适度的方式对瞬时的刺激电流(即，下一个刺激脉冲的刺激电流)进行调节，从而实现如下文进一步论述的一个所希望的刺激转换率。当最后100个刺激循环中平均穿过的刺激电流偏离带2008的电流滞后边缘的外部时，目标2004变化至与相邻刺激强度带2008相对应的水平。因此，当患者移动时，平均刺激电流值提供一种患者活动/姿势的指示，并且这样进而会将目标反馈值2004变化至对于给定活动/姿势，患者体验最舒适的点。
[0105]尽管图20示出一种优选解决方案，但是其他控制方法也可以提供于本发明的其他实施例中。对于具有较强忍耐力的用户，一个平坦的治疗图可以提供一种对所希望的疗效曲线的足够精确的估计。此图通过对于直至一个最大可允许刺激水平的所有刺激水平都是固定的一个Αβ振幅目标来实现。此方法在图21a和图21b中示出，其中轨迹2102是治疗图。相对于最佳曲线2104，平坦的治疗图2102在到达脊髓的较小距离处刺激不足并且在较大阵列至神经的距离处刺激过度。
[0106]图21b图示了在图21a的治疗图实施于一个羊受体中时获得的结果。图21b中的上部分图是Αβ振幅，在操作反馈周期2112，该Αβ振幅用作反馈变量。下部分图示出刺激电流，该刺激电流在一个反馈周期2112并且随后在一个非反馈周期2114期间产生。值得注意的是，在时刻2116和2118，绵羊头移动，使得反馈回路能够在施加的刺激电流中作出显著变化，以便维持目标Αβ振幅。在这些周期期间，远离目标值的Αβ振幅的显著偏差没有发生，揭示本实施例的方法甚至在姿势变化期间在维持恒定诱发反应振幅方面的功效。在周期2112之后，反馈控制被停用并且随后施加一个恒定刺激。如可以看到，在反馈后的周期，该恒定刺激在2120处诱发随着移动而显著变化的一个A β振幅。
[0107]在又另一实施例中，从每个姿势处的阈值电流值中导出治疗图，如图22所示。在这种方法下，对于一个给定姿势，响应于不同强度的2个刺激而测量该Αβ振幅，如本文中其他地方参考图13、图15、图16、图17和图18所述，这两个不同强度的刺激处于A β振幅反应曲线的线性范围内。此姿势的阈值电流It (图22中在2212处示出)乘以一个预定常数K，从而在该特定Αβ振幅反应曲线上导出一个点2214，该点被输入治疗图2202中。随着在临床医生亦或拟合软件要求时，或者仅仅根据后来用户自身意志而改变姿势，这一治疗图2202上的其他点以类似方式参考相应阈值电流来确定。在此实施例中，这一治疗图通过在点2214之间的一个分段线性内插而完成，然而此治疗图可替代地为一个最佳拟合线性解决方案或从设定点2214导出的一条光滑曲线，或者为具有图20所示的类型的滞后现象的一个阶梯状反应。
[0108]为了进一步描述图22中每个点的产生，参考图13，图13是指示出多个阈值水平之间的关系的SCP增长曲线(Αβ振幅对比刺激电流)的图:Tf，快反应的阈值；Ts，慢反应的阈值；以及Tt，治疗反应的阈值。对于自动反馈控制，在Tf与Ts之间的某个点处初始地设置治疗刺激水平。对于初始设置，确定将Tt放置在Tf与Ts之间的一个初始比率Ri。
[0109]Tt - Tf=Ri
[0110]Tf - Ts
[0111]随后，对于任何随后的刺激
[0112]Tt=Ri* (Ts-Tf)+Tf`[0113]用以探测慢反应是否存在的刺激在不会令接受者讨厌的频率下输出。记录的快(<2ms)反应是由于脊髓中的Αβ纤维的激活而产生的，而观察到的慢反应伴随着不想要的、不舒适的或不希望的刺激(例如，肌肉纤维激活)。因此，刺激水平应该理想地设置在快反应阈值(图13中的Tf)与诱发一个不想要的反应的值之间。
[0114]图23图示了一个进一步的实施例，其中治疗图2302被配置成通过使用一个线性关系:Ai3=m*I+b来估计所希望的曲线2304，该曲线受到较小电流的一个最大Αβ水平的限制并且还受到一个最大刺激电流的限制。在此实施例中，系数m为负的。在此实施例中，根据刺激强度(b)和姿势敏感性(m)对用户进行实时控制。
[0115]再一次地，尽管图2302仅仅是实际所希望的关系2304的一个估计，但是误差可能在患者感知限度内并且也在可靠地测量Αβ的限度内。
[0116]图24a至图24d图示了另一实施例，其中响应于用户输入形成一个治疗图。装置初始地配置有图21a中所示类型的一个平坦治疗图。然而，随着用户开始使用该装置，用户对于每个姿势的优选设置以自动方式受到该装置的监测。治疗图的导出不需要了解用户的实际姿势。相反地，无论什么时候用户选择输入刺激振幅的变化(通常，响应于姿势的变化)，控制器从那个用户输入导出治疗图上的一个其他点。控制器观察到如用户设置的优选刺激电流、并且观察到从中产生的测量到的诱发Αβ振幅，如图24a所示。为了确保用户输入是可靠的，在患者调节电流之后，系统允许Aβ响应调节的时间以确保患者对新设置满意。如果用户快速改变设置，那么这被认为是非优选的且被丢弃；如果用户未快速改变设置，那么新的设定点被认为是令人希望的并且被构建成治疗图。下一次用户改变姿势并且输入一个新的优选设置时，这一治疗图可以用一个新的设定点进行更新，方式是观察如用户所设置的新的优选刺激电流，并且观察从中产生的测量到的诱发Αβ振幅，如图24b所示。如图24c和图24d所示此过程继续，从而使得治疗图仅通过系统监视用户在不同时间所强加的设置来逐渐地进行限定，如图24a至图24d所示。在对来自患者输入的设定点进行限定之后，治疗图通过以下方式来完成:在这些点之间进行线性内插，以及在较低刺激电流处施加Iv最大Αβ振幅，以及强加Iv最大刺激电流值。在治疗图2402中，患者限定的点可以在诊所通过用户手动地进行限定，随后在家限定一个合适的编程序列，或者甚至在用户只要在他们感到有必要时调节刺激强度的情况下，自动地对患者限定的点进行限定。随后，在根据初始患者输入对治疗图适当地进行限定之后，用户手动地调节刺激强度的需求应显著降低。
[0117]脊髓刺激器的接受者经常会报告使用他们的系统所产生的移动相关的副作用。如果这些接受者以使得他们的植入电极更靠近他们的脊髓移动的方式进行移动，那么这些接受者会体验到刺激强度的增加。类似地，如果电极更加移动远离这些接受者的脊髓，那么这些接受者会体验到刺激强度的降低。过度刺激可为极其不舒服的并且对于用户而言可能存在危险。长时间的刺激不足可能会引起用户潜在的慢性疼痛重新出现，但是通常没有过度刺激那么严重。这样，取决于系统是刺激不足还是过度刺激，在副作用的严重程度和时间限期上存在差别。因此，在多个优选实施例中，使用控制回路从而使得刺激不断地得到调节以满足此类副作用，但是取决于反馈是用来增加刺激强度还是降低刺激强度，调节刺激的方式是不同的。
[0118]在此实施例中，这是使用不同的增益和转换率来实现。对于不同的增益，作为来自其目标值的反馈变量(FBVE)与所得的控制变量变化之间的关系，针对正或负FBVE，反馈增益被设为不同的值。对于不同的转换率限度，取决于FBVE是正的还是负的，控制变量中可允许的最大变化也被设为两个不同的值。
[0119]应注意，响应于一`个给定刺激的神经“适应性”的影响可能引起一个初始募集水平2504，从而在首次使刺激2502发生变化后的几秒以及甚至几分钟内减少，如图25a所示。因此，在多个优选实施例中，当反馈回路指示出募集水平上的所需的变化时，如在图25b中的2512处所示，刺激参数的变化在该变化以补偿适配的方式实施后的几秒以及几分钟之内优选地经过适配，以便在Αβ振幅2514中产生更加类似阶梯的变化。事实上，此种刺激轮廓可以在图21b的下部分图中的40秒至60秒的区域中看到。
[0120]本发明的多个实施例可以进一步提供一种恒定神经募集的估计。以电方式诱发的复合动作电位是对正进行激励的神经组织的激励水平的量度。ECAP是对来自大量纤维的单个纤维动作电位求和的结果。ECAP量值取决于纤维的数目以及它们距感测电极的距离。由于在感测电极与纤维之间的耦合强度，因此远离该感测电极的纤维对ECAP作出的贡献较少。
[0121]神经调节用于描述组织的电刺激，以便产生疗效。使电流穿过该组织并且产生动作电位，以便产生治疗结果。响应于该电流而产生的动作电位的数目和强度并不总是与电流成比例、而是取决于多个因素:[0122].神经中神经元的不应期
[0123]?温度
[0124].从电极到神经的距离
[0125]随着电极与组织之间的间隔的变化，募集水平可以具有较大的变动，事实上此类变动可以将刺激参数从亚阈值变为治疗受益范围之上。这常常利用脊髓刺激器来进行，其中一个电极被植入硬膜外腔中并且刺激目标在该脊髓脊柱的附近。电极与目标组织之间的间隔随着姿势的变化而变化。为了解决这个问题，本发明的多个实施例可以测量诱发反应的强度并且将此用作控制刺激水平的反馈点。测量到的ECAP电位与神经募集水平以及一个比例因数成比例，该比例因数与感测电极距离神经元素的间隔(以及中介的组织特性)有关。为了产生一个目标值以便执行反馈控制，必须消除由于与电极分离而产生的信号变化。
[0126]本发明呈现出多种方法，通过这些方法来提取下层组织的募集水平，而与感测电极的间隔无关。对于来自脊髓的Αβ纤维，所记录的诱发反应在图6中示出。该反应的振幅可以表征如下:Ρ2-Ν1峰、仅NI峰或仅Ρ2峰。
[0127]在存在不同的电极至纤维的距离d的情况下，用于估计募集的第一实施例是基于在两个电极处的测量值中所发现的相对振幅来确定的。诱发反应的振幅随着所施加的电荷而变化，并且该反应可以在远离施加刺激的电极的多个不同电极上进行测量。对于在递升方向上的反应(即，对于沿着该脊髓的中线远离刺激电极定位的电极)，在绵羊脊髓中测量到的反应在图8中示出。图14a显示在递升方向的四个分开的电极上，诱发SCP振幅随着不同刺激电流的变化，而图14b示出在递降方向上的等效物。具体来说，图14示出响应于两相40 μ s的刺激脉冲宽度，在绵羊中所记录的递升和递降的诱发CAP Ν1-Ρ2振幅。
[0128]更加远离刺激位点的电极的反应振幅不会随着电极靠近刺激位点而与刺激电流一样显著增加。远离的电极对沿着脊髓递升(或递降)的动作电位的传播进行测量、并且不会经历任何局部募集现象。在大于一个临界值Asat的一个给定刺激水平处，靠近可以进行记录的感测电极的纤维的数目都进行募集并且增加的刺激不再引起反应振幅的增加。
[0129]测量的不同区域的不同敏感性可以用于估计反馈回路控制的目标值。考虑在电极相对于刺激组织(在此种情况下为脊髓)的两个不同位置处的反应。图示了电极I和电极5(替代符号el和e5)的处于位置I (在图15中标为pi)的振幅反应曲线。对于一个替代位置P2，反应通过离电极的距离变化的影响来进行缩放。募集较少的组织并且测量较少的诱发反应。在刺激的一个饱和水平Ssat之上，远离的电极的振幅反应仅微弱地取决于刺激振幅的变化。也就是说，Ssat是一个振幅，该振幅由如远离刺激的电极所发现的反应来渐进地接近。
[0130]如果假设一个大于Ssat的完全平坦的反应，那么由于此电极的距离的移动而产生的比例因数仅仅是在较大电极间隔处的反应比率。
[0131 ] Relp2= (Ss+As) Relpl 等式 I
[0132]测量到的反应以与变化的测量敏感性有关的一个因数Ss进行缩放、并且以与由于募集水平的变化而产生的振幅变化有关的一个因数As进行缩放。对于在一个远离的电极处的振幅微弱地取决于刺激电流的情况，于是:
[0133]Re5p2= (Ss+As) Re5pl 等式 2
[0134]并且因此[01 35] (Relp2,Relpi) ~~ (Re5p2/Re5pi) ~K 等式 3
[0136]因此了解到，As允许甚至在存在不同的电极至纤维的距离d的情况下根据测量到的反应对实际的神经募集进行估计。
[0137]在存在变化的电极至纤维的距离d的情况下，用于估计募集的第一实施例是基于在两个电极处的测量值中所发现的相对振幅来确定的。在阈值与饱和之间的操作区域中并且对于一个给定的刺激脉冲宽度，在一个电极上测量到的诱发反应几乎线性地取决于所施加的电流。该反应随着所施加电荷的变化而变化(与脉冲宽度无关)。如果我们考虑在两个不同姿势Pl和P2处的两个反应曲线，那么这两条曲线将具有不同的振幅和饱和点，这将取决于在每个相应姿势中电极距离组织的间隔。
[0138]对于脊髓中的固定电活动，将感测电极移远的效应将会以与间隔有关的因数对反应曲线进行缩放。然而，电活动会变化，因为在此种情况下，感测电极和刺激电极都相对于脊髓移动。该刺激电极远离脊髓的移动会由于场强的减小而减少该脊髓中产生的诱发电活动，并且这具有改变阈值的效应。
[0139]图16示出两个不同姿势的SCP振幅反应曲线，从而经由一种2点方法指示出斜率测定。线性反应的斜率和阈值仅可以根据相应振幅增长曲线的线性部分中的两个不同电流(刺激)强度处的反应测量值来确定。可以采用更多的刺激水平来产生对斜率和反应的更准确估计。对于图16中反映出的两个不同姿势Pl和P2，针对两个不同刺激强度SI和S2来测量反应，这样产生四个不同的反应。
[0140]相应线的等式简单地是:
[0141 ] r=Rs2pl+ ((Rslpl - Rs2pl) / (S1-S2)) * (s - S2)等式 4
[0142]对于Pl，以及
[0143]r=Rs2p2+ ((Rslp2 - Rs2p2) / (S1-S2)) * (s - S2)等式 5
[0144]对于P2。
[0145]由于移位对感测电极产生的影响，募集的强度并不直接与记录到的反应有关。然而，等式4或5的线与X轴线的截距接近阈值，即，最小刺激，在该最小刺激处出现一个神经反应。随后，该阈值可以用于建立刺激参数控制回路变量，以对变化的d作出响应。
[0146]Tpl=Rs2pl - ((Rslpl - Rs2pl) / (S1-S2)) *S2 等式 6
[0147]该阈值随着电场由于移位而产生的变化的影响而进行缩放。为了实现一个恒定的募集水平，以此种方式确定的阈值估计值可以用于确定控制回路的目标反应信号。
[0148]图17示出从三种不同姿势(俯卧、仰卧以及斜倚)的人类受试者中收集到的示例性数据。相对于刺激电流绘制峰到峰的振幅。从与等式4和5中所提出的类型的直线的线性符合中计算出的阈值可以用于估计实现相同水平的神经募集所需的刺激，而与电极的位置无关。如可以从图17中看到，本发明的此实施例的技术在用户姿势之间提供巨大差别，从而允许对变化的姿势的自动反馈控制。此外，图17揭示如果刺激被调节成提供诱发反应的测量值的相同振幅，那么在姿势的两个极限值中，刺激值将具有20%的误差。
[0149]根据阈值进行缩 放的刺激强度与感觉异常的身心感知相对应。对于数据显示在图17中的个人，阈值与左腿上的感觉相对应。通过调节刺激强度并且要求患者描述感觉的位置和强度来测量阈值。此任务在三个不同姿势中执行，即，患者坐立、仰卧以及俯卧，如表1中的三行中所呈现。体验到的第一感觉在左腿中，并且从与每个等式4和5的线的线性拟合中计算出的阈值与测量到的阈值完美地对应。随着刺激强度增加，覆盖范围会增加，从而覆盖两条腿。实现此身心阈值所需的刺激水平在不同姿势处是不同的。不管姿势如何，产生一个相同的身心反应所需的刺激电流可以根据阈值(针对当前姿势)计算出，方式是乘以根据在另一不同姿势处的测量值确定的一个比例因数。
[0150]表1:
[0151]
【权利要求】
1.一种控制一个神经刺激的自动方法，该方法包括: 将该神经刺激施加到一个神经通路上，以便在该神经通路上引起一个诱发动作电位，该刺激是如一组参数值所限定而施加； 测量由该刺激所诱发的一个神经复合动作电位反应，并且从这一测量到的诱发反应中导出一个反馈变量； 将这一反馈变量与一个治疗图相比较，这一治疗图限定控制变量与反馈变量的一种治疗关系，并且根据这一治疗图来确定这一控制变量中的所需变化，以便改善这一反馈变量与这一治疗图的对准； 改变一个或多个刺激参数值来实现这一控制变量中的所需变化；以及 反复地执行该施加、测量、比较和改变，以便随着时间改善这一反馈变量与这一治疗图的对准。
2.如权利要求1所述的方法，其中这一治疗图以一种方式限定控制变量与反馈变量的这一治疗关系，该方式响应于变化的募集敏感性和/或测量敏感性而是自适应的。
3.如权利要求2所述的方法，其中这一反馈变量是对诱发反应强度的一种量度，而这一控制变量是一种刺激强度，并且这一治疗关系表示在一个给定输入刺激强度下限定诱发反应强度的所希望的输出量度的一条轨迹，其中诱发反应强度的该所希望的输出量度是以根据不同刺激强度而变化的方式进行限定。
4.如权利要求3所述的方法，其中该轨迹包括一条不连续的阶梯状轨迹。
5.如权利要求4所述的方法，其中通过限定该阶梯状轨迹中的部分重叠的阶梯的这一治疗图来实现滞后现象。
6.如权利要求3所述的方法，其中该轨迹包括一条连续的曲线。
7.如权利要求6所述的方法，其中该轨迹包括一条连续的单调曲线。
8.如权利要求7所述的方法，其中该轨迹包括一条连续的单调递减曲线。
9.如权利要求1至8中任一权利要求所述的方法，其中通过确定装置的多个优选的设定点并且通过使这一治疗图配合这些设定点，而使这一治疗图配合用户。
10.如权利要求9所述的方法，其中根据优选刺激强度的用户控制输入以一种自动方式确定这些设定点。
11.如权利要求9或权利要求10所述的方法，其中根据一个给定姿势处的一个刺激阈值的自动估计以一种自动方式确定这些设定点。
12.如权利要求9至11中任一权利要求所述的方法，其中通过这些设定点之间的线性内插从这些设定点导出这一治疗图。
13.如权利要求1至12中任一权利要求所述的方法，进一步提供不同的转换率，由此响应于一个检测到的过度刺激条件的控制变量的变化率快于响应于一个检测到的刺激不足条件的控制变量的变化率。
14.如权利要求1至13中任一权利要求所述的方法，其中至少部分从一个身体感知图导出这一治疗图。
15.如权利要求1至14中任一权利要求所述的方法，其中这一反馈变量是电极至纤维的距离d的一个估计值。
16.如权利要求15所述的方法，其中d的这一估计值是通过以下方式获得:对针对一个第一刺激在两个间隔开的感测电极el和e5处测量到的神经反应的振幅(Relpl，Re5pl)进行测量；以及在d发生变化之后，对针对同一刺激在这两个感测电极处的神经反应的振幅(Relp2, Re5p2)进行测量；以及响应于d，将募集比例因数As的变化计算为:
(Relp2/Relpi) (Re5p2/Re5pi)
17.如权利要求15或权利要求16所述的方法，其中该电极至纤维的距离d是通过以下方式进行估计:响应于针对恒定d的不同电流水平的至少两个刺激，获得神经反应振幅测量值，该刺激大体上在神经募集对比电流曲线的线性范围内；采用振幅测量值至零神经反应的点的一个线性外插法来估计刺激电流阈值；以及根据该刺激电流阈值来估计d。
18.如权利要求1至17中任一权利要求所述的方法，其中这一反馈变量包括相对于距刺激位点的距离的反应分散的一个量度，并且其中用增加的分散来指示增加的电极至纤维的距离d。
19.一种用于可控制地施加一个神经刺激的可植入装置，该装置包括: 多个电极，这些电极包括一个或多个标称刺激电极以及一个或多个标称感测电极； 一个刺激源，用于提 供将被从该一个或多个刺激电极递送到一个神经通路上的一个刺激，以便在该神经通路上引起一个诱发动作电位； 测量电路，用于记录在该一个或多个感测电极处感测到的一个神经复合动作电位信号；以及 一个控制单元，这一控制单元被配置成: 如一组参数值所限定来控制一个神经刺激的施加； 经由该测量电路来测量由该刺激诱发的一个神经复合动作电位反应； 根据这一测量到的诱发反应来确定一个反馈变量； 将这一反馈变量与一个治疗图相比较，这一治疗图限定控制变量与反馈变量的一种治疗关系； 改变一个或多个刺激参数值来实现这一控制变量中的所需变化，以及 反复地执行该施加、测量、比较和改变，以便随着时间改善这一反馈变量与这一治疗图的对准。
20.如权利要求19所述的装置，其中这一控制器被配置成执行如权利要求1至18中任一权利要求所述的方法。
【文档编号】A61B5/04GK103842022SQ201280034678
【公开日】2014年6月4日 申请日期:2012年5月11日 优先权日:2011年5月13日
【发明者】约翰·路易斯·帕克, 詹姆斯·汉密尔顿·莱尔德, 迪安·迈克尔·卡兰托尼斯, 米兰·奥布拉多维奇, 罗伯特·布鲁斯·戈尔曼 申请人:萨鲁达医疗有限公司