用于高频神经刺激的ECAP感测的制作方法

用于高频神经刺激的ecap感测
技术领域
1.本公开总体上涉及医学治疗，并且更具体地涉及电刺激治疗。


背景技术：

2.包括植入式医疗装置(imd)在内的医疗装置可用于治疗多种医学病状。例如，医疗电刺激装置可经由外部和/或植入电极向患者递送电刺激治疗。电刺激治疗可包括刺激神经组织、肌肉组织、脑、心脏或患者体内的其他组织。在一些示例中，将电刺激装置完全植入患者体内。例如，植入式电刺激装置可包括植入式电刺激发生器和一个或多个带电极的植入式引线。另选地，电刺激装置可包括无引线刺激器。在一些情况下，植入式电极可经由一个或多个经皮引线或具有经皮引线延伸部的全植入引线耦合到外部电刺激发生器。
3.医疗电刺激器已被提出用于缓解多种症状或病状，诸如慢性疼痛、震颤、帕金森氏病、抑郁症、癫痫、偏头痛、小便或大便失禁、骨盆疼痛、性功能障碍、肥胖症和胃轻瘫。电刺激器可被配置为经由引线递送电刺激治疗，所述引线包括能够在靠近患者的脊髓、骨盆神经、胃肠道器官、骶神经、周围神经处或在患者脑内植入的电极。靠近脊髓、靠近骶神经、脑内和靠近外周神经的刺激通常分别被称为脊髓刺激(scs)、骶神经调节(snm)、深部脑刺激(dbs)和外周神经刺激(pns)。


技术实现要素：

4.一般来讲，本公开描述了用于实现使用电诱发复合动作电位(ecap)来自适应地调整限定高频电刺激脉冲的参数的技术。可以采用所感测到的ecap的特征值来控制低频脊髓神经刺激(scs)系统的振幅的滴定，以便在患者体内维持期望水平的感觉异常的感觉。低频刺激系统通常递送脉冲频率小于500赫兹的刺激脉冲。然而，使用低频系统的患者可能经历由刺激电极与脊髓之间距离的细微偏移造成的不一致或不均匀的感觉。
5.高频刺激通常涉及递送脉冲频率大于或等于500赫兹的刺激脉冲。与低频刺激相比，高频刺激可能采用其他作用机制来对患者进行治疗递送。ecap反馈仍可用于控制高频刺激的参数。然而，高频刺激脉冲可能掩盖ecap信号，从而阻碍来自目标神经的ecap信号的检测。因此，用于结合ecap反馈来控制低频刺激参数的技术对于高频刺激系统中的部署可能是无效的。
6.本文公开的系统、装置和技术提供了高频刺激，所述高频刺激也可采用ecap来自适应地调整限定高频电刺激(例如，脉冲频率大于或等于500赫兹的刺激)的脉冲的参数。在一个示例中，医疗装置以电刺激脉冲串的形式递送高频刺激，并且在每个串之间具有高频电刺激的暂停。通过使高频刺激暂时性地暂停预定时间量，医疗装置可在此时间量期间感测来自目标神经的ecap响应并且没有来自递送脉冲的干扰。以此方式，医疗装置可使用所感测到的ecap来调整限定高频刺激的一个或多个参数的值(例如，以用于后续脉冲)。在一些示例中，串中的最后一个脉冲与串中的先前脉冲不同并且被配置为引发可检测的ecap。附加地或另选地，医疗装置可在高频刺激的暂停期间递送低频电刺激。低频刺激的一个或
多个脉冲可在暂停期间引发可检测的ecap信号和/或维持患者的治疗功效。
7.因此，通过使用本文所述的技术，医疗装置可暂停高频电刺激的递送，以便留出时间让医疗装置检测可以用于调节高频电刺激的ecap信号。在脉冲递送期间，ecap信号可能无法以其他方式检测到，因为来自高频电刺激的递送脉冲的较大振幅可遮蔽ecap信号。此外，如本文所述的医疗装置可递送低频电刺激，同时暂停高频电刺激并感测由低频刺激的一个或多个脉冲导致的ecap信号，从而在感测ecap的同时维持患者的治疗功效。如本文所述的医疗装置可递送足够的脉冲以用于高频电刺激，同时还在脉冲递送的短暂暂停期间检测患者的ecap响应，从而允许使用所感测到的ecap的特征值来控制限定高频电刺激治疗的脉冲的一个或多个参数的值的滴定。
8.在一个示例中，本公开描述了一种方法，所述方法包括：通过医疗装置向患者递送包括第一电刺激脉冲串的电刺激治疗，其中所述第一电刺激脉冲串包括大于或等于500赫兹的第一脉冲频率；在递送所述第一电刺激脉冲串之后，通过所述医疗装置使所述电刺激治疗的递送停止预定时间段；在所述预定时间段期间，通过所述医疗装置感测来自所述患者的组织的诱发复合动作电位(ecap)信号；通过所述医疗装置并基于所述ecap信号的特征值确定至少部分地限定第二电刺激脉冲串的至少一个参数的值，其中所述第二电刺激脉冲串包括大于或等于500赫兹的第二脉冲频率；以及响应于过去了所述预定时间段，根据至少部分地限定所述第二组脉冲的所述至少一个参数的值递送所述第二电刺激脉冲串。
9.在另一示例中，本公开描述了一种医疗装置，其被配置为：向患者递送包括第一电刺激脉冲串的电刺激治疗，其中所述第一电刺激脉冲串包括大于或等于500赫兹的第一脉冲频率；在递送所述第一电刺激脉冲串之后，使所述电刺激治疗的递送停止预定时间段；在所述预定时间段期间，感测来自所述患者的组织的诱发复合动作电位(ecap)信号；基于所述ecap信号的特征值确定至少部分地限定第二电刺激脉冲串的至少一个参数的值，其中所述第二电刺激脉冲串包括大于或等于500赫兹的第二脉冲频率；并且响应于过去了所述预定时间段，根据至少部分地限定所述第二组脉冲的所述至少一个参数的值递送所述第二电刺激脉冲串。
10.在另一示例中，本公开描述了一种非暂态计算机可读介质，其包括指令，所述指令在被执行时被配置为使得植入式医疗装置的处理电路：控制所述植入式医疗装置的刺激发生器向患者递送包括第一电刺激脉冲串的电刺激治疗，其中所述第一电刺激脉冲串包括大于或等于500赫兹的第一脉冲频率；在递送所述第一电刺激脉冲串之后，控制所述刺激发生器，以使所述电刺激治疗的递送停止预定时间段；在所述预定时间段期间，感测来自所述患者的组织的诱发复合动作电位(ecap)信号；基于所述ecap信号的特征值确定至少部分地限定第二电刺激脉冲串的至少一个参数的值，其中所述第二电刺激脉冲串包括大于或等于500赫兹的第二脉冲频率；并且响应于过去了所述预定时间段，控制所述刺激发生器，以根据至少部分地限定所述第二组脉冲的所述至少一个参数的值递送所述第二电刺激脉冲串。
11.在附图和以下描述中阐述了本公开的技术的一个或多个示例的细节。根据说明书和附图以及权利要求书，这些技术的其他特征、目标和优点将是显而易见的。
附图说明
12.图1是示出包括由植入式引线承载的一对植入式刺激电极阵列的示例性植入式刺
激系统的示意图。
13.图2是示出imd(诸如图1所示的imd)的示例性部件的功能框图。
14.图3是示出用于imd的外部编程器(诸如图1所示的外部编程器和imd)的示例性部件的功能框图。
15.图4a、4b和4c是示出根据本公开的技术的示例性电刺激脉冲串的图。
16.图5是示出根据本公开的技术的示例性电刺激脉冲串和从患者响应感测到的信号的图。
17.图6是示出根据本公开的技术的操作的流程图。
18.在所有附图和描述中，类似的附图标记是指类似的元件。
具体实施方式
19.本公开包括涉及调整限定递送至患者的高频电刺激的电刺激参数值的系统、装置和方法。在治疗或干预类型的应用中，患者可接受电刺激治疗以缓解多种症状或病状。在一些情况下，医师或临床医生可根据患者反馈，诸如患者对疼痛水平降低的感知或症状的任何变化，手动调整电刺激参数。然而，患者反馈随时间的推移可能是不一致的并且也是主观的。以此方式，可能难以确定最适当的刺激参数来缓解患者的症状或病状并提供改进的系统性能(例如，有效的能量利用和靶向治疗递送)。
20.在过去，患者的脊髓刺激(scs)由出于诱导感觉异常的目的而低频周期性递送至患者背柱的电脉冲组成。如本文所述，“低频电刺激”是指包括小于500赫兹的脉冲频率的电刺激，其通常可导致患者的感觉异常。感觉异常用于掩盖在身体的特定区域，诸如下背部或腿部感受到的疼痛。感觉信号，在这种情况下为来自脊髓刺激器的周期性电脉冲或疼痛信号本身，经由脊髓的背柱中继到脑。背柱由多种感觉神经纤维类型组成，通常通过纤维厚度及其相关联的信号传播速度分类。非常厚的(13-20μm)aα纤维具有大约100m/s的动作电位传播速度并且与本体感受相关联。厚直径的(6-12μm)aβ纤维是严重有髓鞘的，具有接近60m/s的动作电位传播速度。利用scs实现的感觉异常被认为是由aβ纤维的调节导致的。直径较薄(2-5μm)、有髓鞘的aδ纤维具有大约10m/s的动作电位传播速度。无髓鞘的c纤维(0.2μm
–
1.5μm)以2m/s传输信号。aδ和c纤维均负责将疼痛信号传输到脑，其中aδ和c纤维分别贡献了剧烈和灼伤疼痛特征。
21.存在许多可能影响信号沿脊髓传播的因素。示例包括某些化学因素、疾病状态或电刺激的存在或不存在。在一些情况下，期望基于所测量的脊髓信号传播特征调整对患者的治疗干预。用于处理可能随时间变化的这些因素的一种方法包括检测ecap信号。在各种示例中，将电刺激施加至特定位置的患者脊髓，并且可以检测并记录所得的ecap。这些ecap信号的感测和测量不限于脊髓，并且还可在除脊髓之外的其他位置，诸如外周神经中记录，或者例如从脑内记录。
22.鉴于这些因素，用于递送与历史上应用的scs治疗不同的scs治疗的其他参数可在特定患者的治疗方面提供功效。例如，高频递送刺激的scs系统利用比以例如50赫兹频率提供的传统scs治疗快得多的脉冲频率。如本文所述，“高频电刺激”是指包括大于或等于500赫兹的脉冲频率的电刺激。应用高频电刺激治疗的确定优势是，患者已经报告了在使用低频scs治疗时疼痛感减少或消除并且没有通常经历的相关联的感觉异常。然而，这些高频脉
冲的至少一个缺点是高频递送至患者的电脉冲串可能掩盖任何ecap信号。因此，当医疗装置向患者递送高频电刺激时，医疗装置可能无法检测ecap，从而阻碍医疗装置使用ecap响应来控制限定高频电刺激的脉冲的一个或多个参数的值的滴定。
23.如本文所论述，描述了用于基于所检测到的ecap调整高频电刺激的一个或多个参数的系统、装置和方法。ecap可响应于根据刺激参数集限定的一个或多个电刺激脉冲的施加而诱发。基于所检测到的ecap对电刺激参数进行调整可提供比患者反馈更客观的信息。此外，ecap检测可允许系统提供闭环刺激控制。与不结合ecap检测的技术相比，将ecap结合到刺激参数的调整和/或滴定中可使得刺激系统能够提供使用较少能量的刺激治疗、改善的对刺激的患者感知、至期望组织的更多靶向刺激递送，和/或改善的治疗功效。在一些示例中，根据限定刺激参数的值的治疗程序来提供背柱刺激治疗(例如，一类脊髓刺激)或其他电刺激治疗，所述刺激参数诸如电流或电压振幅、脉冲频率、脉冲宽度、突发频率(burst frequency)和/或脉冲形状，其经过选择以提供一定水平的治疗，诸如患者感受到的疼痛减少或消除。在一些示例中，脊髓刺激还可包括对背侧神经根部的刺激。此外，刺激不限于脊髓的刺激，并且可施加于外周神经或其末端器官。此外，外周刺激器不必为植入装置，并且它们还可包括非电刺激(例如，机械、热)。
24.本文公开的技术、系统和装置可以提供采用ecap来自适应地调整限定高频电刺激(例如，脉冲频率大于或等于500赫兹的刺激)的参数的高频刺激。在一个示例中，医疗装置以电刺激脉冲串的形式递送高频刺激，并且在每个串之间具有高频电刺激的暂停。通过使高频刺激暂时性地暂停预定时间量，医疗装置可在此时间量期间感测来自目标神经的ecap响应，从而允许医疗装置使用所感测到的ecap来调整限定高频刺激的脉冲的一个或多个参数的值。在一些示例中，医疗装置使用串中的最后一个脉冲，其不同于串中的其他脉冲且被配置为引发可检测的ecap。附加地或另选地，医疗装置可在高频刺激的暂停期间递送低频电刺激(例如，一个或多个脉冲)，以便在暂停期间引发ecap响应和/或维持患者的治疗功效。因此，通过使用本文所述的技术，可使得医疗装置能够递送高频电刺激并在高频刺激的暂停期间感测ecap响应，使得所述装置可以使用ecap信号作为反馈来调节高频电刺激的一个或多个参数以用于后续递送。在高频电刺激的递送中没有这种暂停的情况下，ecap信号可能不可检测并且不可用于反馈。
25.与患者反馈相比，所检测到的ecap可提供更客观的信息，以用于调整限定后续高频刺激脉冲的参数值。另外，本文阐述的技术使得装置能够采用ecap检测作为递送高频电刺激的系统的闭环控制。通过将ecap信号的检测结合到反馈中以用于调整刺激参数和/或滴定，与不结合ecap检测的技术相比，医疗装置可递送高频电刺激，从而提供至期望组织的更靶向的刺激递送、改善的治疗功效，和/或更少的功率消耗。电感测系统，诸如植入式医疗装置内的电感测系统，或与这种植入式医疗装置电连通的电感测系统，可执行本文所述的ecap检测。所述感测系统可包括定位在远离施加电刺激的部位一定距离处的一个或多个电极。
26.在一些示例中，响应于以特定治疗参数集提供的刺激而检测到或未检测到ecap的存在用于经由植入式医疗装置对提供给患者的初始刺激治疗参数进行编程。在其他示例中，响应于以特定治疗参数集提供的刺激而检测到ecap可用于自动调整现有的刺激治疗参数。响应于刺激治疗程序集而存在或不存在ecap或ecap的特征值可用于控制高频电刺激的
参数的编程和调整。
27.例如，imd(或其他医疗装置)可根据初始治疗参数集(例如，包括相对高的频率，诸如15khz)开始提供刺激。imd检测由于所施加的刺激而由一个或多个神经纤维生成的ecap信号，并且将ecap信号的特征值与ecap的目标特征值进行比较。基于比较结果，imd可调整刺激治疗的一个或多个参数，以便减小ecap信号的特征值与ecap的目标特征值之间的差异。例如，imd可降低所施加的刺激脉冲的振幅和/或脉冲频率，以生成用于后续治疗的新治疗参数集。然后，imd可将新刺激治疗应用于患者，感测由于新治疗的应用而生成的所得ecap，并且可进一步根据该闭环控制方案生成用于用于治疗的新治疗参数集。
28.在一些示例中，可将给定的刺激治疗应用于患者，并且对所得的ecap信号进行感测和分析，以确定患者对所述同一特定刺激参数集的响应是否改变。在一些示例中，响应于当前刺激治疗程序检测ecap信号以持续的方式进行。例如，可每几秒一次、一分钟一次、每几分钟一次、每小时一次、每天一次或每周一次检测ecap信号。在一些示例中，医疗装置可响应于另一所感测到的生理参数的变化而引发和检测ecap信号。例如，当存在可指示应改变高频刺激脉冲的一个或多个参数的值(例如，因为电极可能已相对于目标神经移动)的患者活动水平或姿势的变化时，医疗装置可暂停高频刺激以检测ecap信号。患者的活动水平和/或姿势的这些变化可通过向患者提供刺激治疗的相同装置或通过不是向患者提供刺激治疗的相同装置的装置来感测和/或确定。
29.如本文所用的患者一般是指人类患者，但不限于人，并且可包括动物。对如本文所用的“测试患者”的各种提及可包括用于接受测试刺激模式并且用于收集与根据本文所述的各种技术的刺激测试相关的数据的动物。
30.图1是示出示例性植入式刺激系统10的示意图，所述植入式刺激系统10包括呈刺激引线16a和16b形式的一对植入式电极阵列。尽管本公开中描述的技术通常可适用于包括外部和植入式医疗装置(imd)在内的多种医疗装置，但是出于说明的目的，将描述将此类技术应用于imd，并且更具体地，植入式电刺激器，诸如神经刺激器。更具体地，出于说明的目的，本公开将涉及植入式脊髓刺激(scs)系统，但又不限于此，还涉及其他类型的医疗装置。
31.如图1所示，系统10包括imd 14和外部编程器20，其与患者12结合示出。在图1的示例中，imd 14是被配置用于脊髓刺激(scs)例如以缓解慢性疼痛或其他症状的植入式电刺激器。同样，尽管图1示出植入式医疗装置，但是其他实施方案可包括外部刺激器，例如，具有经皮植入的引线，或具有经皮引线延伸部的植入式引线。刺激能量经由设置在植入式引线16a和16b(统称为“引线16”)上的一个或多个电极从imd 14递送至患者12的脊髓18。在一些应用中，诸如用以治疗慢性疼痛的脊髓刺激(scs)，相邻的植入式引线16可具有基本上彼此平行的纵向轴线。
32.尽管图1涉及scs治疗，但系统10可另选地针对可受益于刺激治疗的任何其他病状。例如，系统10可用于向一个或多个组织递送刺激以便治疗震颤、帕金森氏病、癫痫、小便或大便失禁、性功能障碍、肥胖症或胃轻瘫。以此方式，系统10可被配置为提供采取深部脑刺激(dbs)、骨盆底刺激、胃刺激或任何其他刺激治疗形式的治疗。此外，患者12通常是人类患者。
33.引线16中的每一个可包括电极并且通过imd 14控制刺激治疗的递送的程序的参数可包括识别已经根据刺激程序选择了哪些电极来递送刺激的信息、所选电极的极性(即，
用于程序的电极配置)以及由电极递送的刺激的电压或电流振幅、脉冲速率和脉冲宽度。出于说明的目的，将描述刺激脉冲的递送。然而，刺激可以其他形式递送，诸如连续波形。通过imd14控制其他治疗的递送的程序可包括其他参数，例如针对药物递送的剂量、速率等。
34.在图1的示例中，引线16承载与脊髓的目标组织相邻放置的一个或多个电极。一个或多个电极可设置在引线16的远侧末端和/或沿该引线的中间点处的其他位置。引线16可植入并耦合到imd 14。另选地，如上所述，引线16可植入并耦合到外部刺激器，例如通过经皮端口。在一些情况下，外部刺激器可以是试验或筛选刺激，其以临时性的方式使用来评估潜在的功效，以有助于考虑针对患者的慢性植入。在另外的实施方案中，imd 14可以是无引线刺激器，其具有布置在该刺激器的壳体上的一个或多个电极阵列，而不是从壳体延伸的引线。
35.刺激可经由引线16中的一个或两个承载的电极的选定组合来递送，例如，以双极性、单极性或多极性组合的形式。目标组织可以是受电刺激能量影响的任何组织，诸如电刺激脉冲或波形。此类组织包括神经、平滑肌和骨骼肌。在图1所示的示例中，目标组织是脊髓18。例如，刺激脊髓18可防止疼痛信号行进通过脊髓并到达患者的脑。患者12可将疼痛信号的中断感知为疼痛的减轻，并因此感知为有效的治疗结果。
36.出于说明的目的描述了电极经由引线16的部署，但是电极阵列能够以不同的方式部署。例如，与无引线刺激器相关联的壳体可承载电极阵列，例如行和/或列(或其他图案)，可对这些电极阵列应用多路复用操作。此类电极可以被布置为表面电极、环形电极或突起部。作为另一种替代方案，电极阵列可以由一条或多条桨状引线上的电极的行和/或列形成。在一些实施方案中，电极阵列可包括电极区段，这些电极区段可被布置在围绕引线周边的相应位置处，例如，被布置为围绕圆柱形引线的圆周的一个或多个分段环的形式。其他电极和引线配置可适于与本公开一起使用，只要它们使得imd 14能够电刺激目标组织并从其中感测即可。
37.在图1的示例中，刺激能量由imd 14递送到脊髓18以减少患者12感知到的疼痛的量。如上所述，imd 14可与多种不同的疼痛治疗一起使用，诸如外周神经刺激(pns)、外周神经区域刺激(peripheral nerve field stimulation，pnfs)、dbs、皮层刺激(cs)、骶骨神经调节(snm)、骨盆底刺激、胃刺激等。imd 14递送的电刺激可采取电刺激脉冲或连续刺激波形的形式，并且可通过受控的电压电平或受控的电流电平以及脉冲宽度和脉冲速率(即，脉冲频率)(在刺激脉冲的情况下)来表征。
38.在一些示例中，imd 14可根据一个或多个程序递送刺激治疗。一种程序限定一个或多个参数，这些参数限定了由imd 14根据该程序递送的治疗的一个方面。例如，控制imd 14以脉冲形式递送刺激的程序可限定由imd 14根据该程序递送的刺激脉冲的电压或电流脉冲振幅、脉冲宽度和脉冲速率。该程序还可限定用于递送刺激脉冲的电极组合，包括电极极性。此外，可根据多个程序递送治疗，其中多个程序包含在多个组中的每个组内。
39.在使用imd 14治疗患者12期间，患者12在不同姿势状态之间的移动可能影响imd 14递送一致的有效或最佳感知治疗的能力。例如，当患者12弯腰时，引线16可能朝imd 14迁移，从而导致电极的位移并可能破坏有效治疗的递送。被传递至目标组织的刺激能量可能由于电极运动而减少，从而导致在缓解症状诸如疼痛方面的功效降低。又如，当患者12躺下时，引线16可被朝向脊髓18挤压。这种挤压可能导致被传递至目标组织的刺激能量的量增
加。在此情况下，可减小刺激治疗的振幅以避免给患者12造成另外的疼痛或不寻常的感觉，所述感觉可能被视为有损整体功效的不良副作用。
40.另外，姿势状态变化可能呈现症状或症状水平(例如疼痛水平)的变化。由于姿势变化和/或与患者姿势状态相关联的活动水平的变化，可能发生由刺激能量与目标组织的耦合增加或减少而造成的功效降低。为了避免或减少由姿势状态变化造成的有效治疗的可能破坏，imd 14可包括检测患者12的姿势状态并且使得imd 14响应于姿势状态的变化而自动检测ecap信号的姿势状态模块。基于所检测到的ecap信号，imd 14确定对刺激参数的调整是否是推荐的或以其他方式适当的。例如，姿势状态模块可包括姿势状态传感器，诸如加速度计，其检测患者12何时躺下、站立或以其他方式改变姿势。在一些示例中，代替患者的姿势或除此之外，由姿势状态传感器检测到的姿势状态还可包括活动水平。
41.姿势状态模块可包括，例如，一个或多个加速度计，所述加速度计检测患者12何时采取可能适于减小刺激振幅的姿势状态，例如，患者12何时躺下。在一些示例中，imd可自动降低刺激振幅，使得患者12不必手动进行。然后，imd可响应于经过调整的刺激参数而检测ecap信号，以确定调整是否有效。在其他示例中，当在对刺激参数做出调整之前检测到姿势变化时，imd可响应于刺激而检测ecap信号。imd 14可分析所检测到的ecap信号以确定ecap信号的一个或多个特征值(例如，所检测到的ecap的一个或多个峰的振幅或ecap的一个或多个峰的曲线下面积)，并且接着确定对刺激参数的一个或多个值的适当调整。示例性姿势状态可包括“直立”、“直立且活动”、“躺下”等。
42.如下文将更详细地描述，在一些示例中，imd 14可被配置为在检测到患者12已改变位置时自动调整刺激振幅。在一些示例中，响应于位置变化的检测，imd 14确定对刺激参数的适当调整。在一些示例中，所述确定可包括基于当前刺激参数检测ecap信号，并且基于所检测到的ecap信号的经确定的特征值对一个或多个刺激参数做出调整。在其他示例中，imd 14可基于相同位置的先前检测到的ecap来选择存储在存储器中的新刺激参数集。
43.在一些示例中，刺激参数可被配置为以适于防止不良影响的速率改变，所述不良影响例如，由患者12躺下时引线16朝向脊髓18的挤压而造成的影响。在一些示例中，imd 14可被配置为在由imd 14检测到患者12躺下时基本上立即将刺激振幅减小至第一预定较低振幅值。然后，imd 14可基于ecap评估新刺激振幅的适当性，并且根据需要做出进一步的调整。在其他示例中，imd 14可被配置为在检测到患者12躺下时检测对刺激的ecap信号。基于所检测到的ecap信号，imd 14可调整一个或多个刺激参数，直到实现所检测到的ecap信号的期望特征。
44.响应于姿势状态模块的姿势状态指示，imd 14可改变程序组、程序、刺激振幅、脉冲宽度、脉冲速率和/或一个或多个其他参数、组或程序，以维持治疗功效。例如，当患者躺下时，imd 14可自动减小刺激振幅，使得患者12不需要手动减小刺激振幅。可至少部分地基于新姿势状态中所检测到的ecap信号的特征值来确定自动减小的量。在一些情况下，imd 14可与外部编程器20通信，以响应于姿势状态变化而给出所提议的刺激变化，例如对于第一姿势状态到第二姿势状态，并且在自动应用治疗变化之前从用户(诸如患者12或临床医生)接收变化的批准或拒绝。在一些示例中，姿势状态检测还可用于提供通知，诸如经由无线链路向护理人员提供患者可能经历跌倒的通知。
45.在一些示例中，imd 14可周期性地检测响应于当前刺激参数而生成的ecap，并且
如果所检测到的ecap信号的特征值相对于目标ecap特征值存在显著变化，即大于预定阈值变化，则调整当前刺激参数。例如，imd 14可每小时、每天、每周或每月检测和分析ecap。在一些示例中，如果从最后一次ecap检测以来已经过去预定时间量，则imd 14可启动ecap信号检测和分析循环。imd 14可响应于检测到ecap信号而重置此时间。在一些示例中，imd 14可基于患者12的姿势或响应于患者12的姿势变化而调整ecap检测的速率。例如，响应于检测到患者12已改变姿势，imd 14可增加或降低检测ecap的速率。
46.用户(诸如临床医生或患者12)可与外部编程器20的用户界面交互，以对imd 14进行编程。用户界面可包括用于信息呈现的输出装置和用于接收用户输入的输入装置。imd 14的编程通常可指命令、程序或其他信息的生成和传递，以控制imd 14的操作。例如，外部编程器20可传输程序、参数调整、程序选择、组选择或其他信息以控制imd 14的操作，例如通过无线遥测。例如，外部编程器20可传输参数调整以支持由患者12的姿势变化造成的治疗变化。又如，用户可选择程序或程序组。同样，程序可通过电极组合、电极极性、电压或电流振幅、脉冲宽度、脉冲速率和/或持续时间来表征。程序组可通过同时或者以交错或轮流的方式递送的多个程序来表征。
47.在刺激治疗的递送期间，患者12可做出患者治疗调整，即经由编程器的用户界面的输入装置对治疗的一个或多个参数做出患者调整，以在患者12移动到不同的姿势状态之后或在预计下一个姿势状态时自定义治疗。如下文更详细地描述，imd 14可响应于治疗调整而检测ecap。在一些示例中，响应于经过调整的治疗的所检测到的ecap可被存储为指示针对特定患者状态的有效治疗。如果再次检测到相同的患者状态，则imd 14可自动调整一个或多个刺激参数，以便实现与所存储的目标ecap特征值相对应的ecap特征值。在imd 14处于记录模式以存储与特定患者状态相关联的所有患者治疗调整的示例中，imd 14可实现一种方法，以确保在做出治疗调整时患者治疗调整与患者12预期的正确患者状态相关联。患者12可多次采取所述患者状态，使得存在所感测到的患者状态的多个实例。例如，患者状态可以是姿势或活动水平。在一些示例中，每当患者12采取一种姿势状态时，患者可键入一种或多种治疗调整。
48.在一些情况下，如果外部编程器20主要旨在由医师或临床医生使用，则其可被表征为医师或临床医生编程器。在其他情况下，如果外部编程器20主要旨在由患者使用，例如用于录入患者输入以指定对一个或多个治疗参数的患者调整，则其可被表征为患者编程器。患者编程器通常是患者12能够访问的，并且在许多情况下，可以是在患者的日常生活中可随时陪伴患者的便携式装置。通常，医师或临床医生编程器可支持由临床医生来选择和生成程序，以供刺激器14使用，而患者编程器可在常规使用期间支持由患者手动或经由其他用户输入媒体来调整和选择此类程序。
49.imd 14可被构造为具有生物相容性壳体，诸如钛或不锈钢，或者聚合物材料(诸如硅树脂或聚氨酯)，并且通过外科手术植入患者12骨盆附近的部位。imd 14也可在患者12最不容易注意到的位置处植入患者12中。另选地，imd 14可以是外部的，具有经皮植入的引线。对于scs，imd 14可位于下腹部、下背部、上臀部或其他用以固定imd 14的位置。引线16可从imd 14隧穿穿过组织到达与脊髓18相邻的目标组织以进行刺激递送。
50.在引线16的远端处是一个或多个电极，所述电极将电刺激从引线传递至组织。电极可以是桨状引线上的电极垫、包围引线16主体的圆形(例如，环形)电极、适形电极、袖带
电极、分段电极(例如，围绕引线的周边定位在不同的周向位置处的部分环形电极)，或者能够形成用于治疗的单极性、双极性或多极性电极配置的任何其他类型的电极。电极可直接刺穿或附连到组织本身。通常，出于说明的目的，将描述布置在引线16远端的不同轴向位置处的环形电极。
51.使用ecap的一个或多个特征值来控制低频scs系统的振幅的滴定，以便维持患者12的甚至感觉异常的感觉。低频刺激通常包括脉冲频率小于500赫兹的刺激脉冲。然而，使用低频刺激的患者可能经历由刺激电极相对于脊髓的细微偏移造成的不一致或不均匀的感觉。高频刺激通常包括脉冲频率大于或等于500赫兹的刺激脉冲。高频刺激可能潜在地采用其他作用机制，使得患者可经历疼痛的减少，而不是感觉异常(或具有较低水平的感觉异常)。高频刺激功效也可随着患者的移动而改变。然而，高频刺激脉冲可能发生得过于频繁而使得这些递送脉冲的存在掩盖了ecap信号，从而阻碍了来自目标神经的ecap信号的检测。因此，用于结合ecap反馈以控制或调节高频刺激脉冲(以及在一些示例中的低频刺激参数)的技术可包括在递送高频刺激期间暂停足够长的预定时间段以检测至少一个ecap信号。
52.根据本公开的技术，imd 14可使用ecap来自适应地确定(例如，设置或调整)高频电刺激的参数。在一个示例中，imd 14以电刺激脉冲串的形式递送高频刺激，并且在每个串之间具有高频电刺激的暂停。通过使高频刺激暂时性地暂停预定时间量，imd 14可在此时间量期间感测来自患者12的一个或多个目标神经的ecap信号并且没有来自高频刺激的干扰。因此，imd 14可使用所感测到的ecap来调整高频刺激的参数。在一些示例中，imd 14递送该串的最后一个脉冲(例如，主脉冲)来引发可检测的ecap，其中最后一个脉冲不同于同一串内的先前脉冲(例如，初级脉冲)。附加地或另选地，imd 14可在高频刺激的暂停期间递送低频电刺激，以便在暂停期间引发ecap响应和/或维持患者的治疗功效。
53.因此，通过使用本文所述的技术，imd 14可暂停高频电刺激的递送，以便留出时间让imd 14检测针对高频电刺激的ecap响应，所述ecap否则可能由递送连续高频电刺激的其他系统无法检测到。此外，如本文所述的医疗装置可递送低频电刺激，同时暂停高频电刺激并感测ecap，从而在感测ecap的同时维持患者12的治疗功效。因此，如本文所述的医疗装置可避免一个或多个高频电刺激脉冲掩盖患者的ecap信号，从而允许使用所感测到的ecap作为用于滴定高频电刺激治疗的一个或多个参数的控制信号。
54.图2是示出imd 14的各种部件的功能框图。在图2的示例中，imd 14包括处理电路80、存储器82、切换电路83、刺激发生器84、姿势状态模块86、遥测电路88、功率源90和感测电路92。刺激发生器84可形成治疗递送模块。处理电路83可控制切换电路83，所述切换电路83将信号切换至和/或从引线16切换至感测电路92和/或刺激发生器84。存储器82可存储用于由处理电路80执行的指令、刺激治疗数据、ecap特征值、姿势状态信息、姿势状态指示，以及关于治疗或患者12的任何其他信息。可记录治疗信息以用于长期存储和由用户检索，并且治疗信息可包括由imd 14创建或存储在其中的任何数据。存储器82可包括单独存储器，其用于存储指令(包括用于ecap分析的指令)、姿势状态信息、治疗调整信息、先前检测到的ecap信号和/或ecap的特征值、程序历史，以及任何其他有关数据或指令。
55.处理电路80控制刺激发生器84，以通过由一个或多个电极阵列中的电极形成的电极组合来递送电刺激。例如，刺激发生器84可通过一个或多个引线16上的电极(例如，相应
引线16a和16b的电极94a-94d和96a-86d)递送电刺激治疗，例如作为刺激脉冲或连续波形。在imd 14、外部编程器20或本公开中描述的任何其他装置内描述为处理电路的部件可各自包括单独地或呈任何合适组合的一个或多个处理器，诸如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)、可编程逻辑电路等。
56.刺激发生器84可包括用于生成刺激脉冲或波形的刺激发生电路以及用于例如响应于处理电路80的控制在不同的电极组合之间切换刺激的切换电路。具体地，处理电路80可选择性地控制切换电路，以使得刺激发生器84向选定的电极组合递送电刺激，并且当治疗必须被递送到患者12内的不同位置时在第一方向或第二方向上将电刺激偏移至不同的电极组合。在其他示例中，刺激发生器84可包括多个电流源和电流宿，以一次驱动多于一个电极组合。例如，每个电极可具有其自身的电流源和电流宿，它们可以被选择性地激活，使得电极可以拉或灌受控量的电流。电极配置，例如电极组合和相关联的电极极性，可通过存储在例如imd 14的存储器82中的存储器位置中的数据表示。处理电路80可访问存储器位置，以确定电极组合并控制刺激发生器84通过指示的电极组合递送电刺激。为了调整电极组合、振幅、脉冲速率或脉冲宽度，处理电路80可命令刺激发生器84根据存储器82内的指令对治疗做出适当变化，并且重写存储器位置以指示经改变的治疗。在其他示例中，处理电路80可利用两个或更多个存储器位置，而不是重写单个存储器位置。
57.当激活刺激时，处理电路80不仅可访问指定电极组合的存储器位置，而且还可访问指定各种刺激参数诸如电压或电流振幅、脉冲宽度和脉冲速率的其他存储器位置。刺激发生器84，例如在处理电路80的控制下，接着在配制(formulating)电刺激并将其递送至患者12时利用所述电极组合和参数。
58.根据本文所述的示例，处理电路80可基于患者12的所检测到的ecap信号来调整此类刺激参数以修改由imd 14递送的刺激治疗。在一些示例中，处理电路80可经由感测电路92检测指示刺激治疗的修改是适当的患者12的ecap信号，例如，根据存储在存储器82中的指令。处理电路80可访问用于基于所检测到的ecap信号修改刺激治疗的指令，例如，通过从当前刺激程序改变为导致ecap的期望特征值(例如，实现目标ecap特征值的特征值)的程序。
59.根据本文所述的其他示例，可基于所检测到的ecap信号和所检测到的姿势状态的组合来调整此类刺激参数以修改由imd 14递送的刺激治疗。在一些示例中，处理电路80可经由感测电路92检测患者12的ecap信号以及经由姿势状态模块86检测患者12的姿势状态。如果已经检测到ecap信号的变化(例如，ecap特征值的变化)，则所检测到的姿势状态可用于帮助处理电路80确定适当的刺激程序，以便实现目标ecap特征值。例如，存储器82可包括与在过去导致目标ecap特征值的所检测到的姿势状态相关联的刺激程序。
60.处理电路80访问存储器82中的刺激参数，例如作为程序和程序组。在选择特定程序组后，处理电路80可控制刺激发生器84，以例如同时或以时间交错的方式根据组中的程序递送刺激。组可包括单个程序或多个程序。如先前所述，每个程序可指定一个刺激参数集，诸如振幅、脉冲宽度和脉冲速率。此外，每个程序可指定用于递送刺激的特定电极组合。同样，电极组合可指定单个阵列或多个阵列中的特定电极，例如单个引线上或多个引线之间的特定电极。处理电路80还可控制遥测电路88向外部编程器20发送信息并从其中接收信息。例如，遥测电路88可将信息发送至编程器20并从其中接收信息。
61.在一些示例中，imd 14包括姿势状态模块86，其允许imd 14感测或检测当前患者姿势状态，例如，患者12的姿势、活动或任何其他静态位置或运动。在图2的示例中，姿势状态模块86可包括一个或多个加速度计，诸如三轴加速度计，其能够以三维检测静态取向或矢量。三轴加速度计可以是微型机电式加速度计。在其他示例中，姿势状态模块86可另选地或附加地包括一个或多个陀螺仪、压力换能器或其他传感器，以感测患者12所采取的当前姿势状态。由姿势状态模块86和处理电路80生成的姿势状态信息可与患者12所进行的活动和/或姿势或物理活动的总水平(例如基于脚步声的活动计数)等相对应。
62.来自姿势状态模块86的姿势状态信息可存储在存储器82中以供临床医生后期查看，用于调整治疗，将姿势状态指示呈现给患者12和/或临床医生，例如，经由外部编程器20的用户界面显示器，或其某种组合。例如，处理电路80可记录3轴加速度计的姿势状态参数值或输出，并将姿势状态参数值分配给由姿势状态参数值指示的特定预定义姿势。以此方式，imd14能够跟踪患者12保持在某一姿势状态内的频率。当患者12处于所感测到的姿势状态时，imd 14还可存储哪个组或哪个程序正在被用来递送治疗。此外，处理电路80还可在姿势状态模块86指示患者12实际上已经改变姿势时针对新姿势状态调整治疗。在一些示例中，姿势的变化可触发ecap信号的感测。基于来自感测电路92的所感测到的ecap，处理电路80可确定对一个或多个当前刺激治疗参数的适当调整，以便实现目标ecap特征值。在一些示例中，可将ecap信号的当前特征值与对应于有效治疗的目标ecap特征值(例如，特征或ecap信号模板的数值)相比较。
63.处理电路80可分析所感测到的ecap信号，以根据本文所述的技术确定不同类型的特征的值。例如，所感测到的ecap信号可包括表示来自ecap的传播动作电位的第一峰振幅、第二峰振幅以及第三峰振幅。每个峰的示例性持续时间为大约1毫秒(ms)。例如，ecap的特征可以是介于第一峰与第二峰之间的振幅。即使在所感测到的信号中存在伪影或电子漂移的情况下，这种振幅也可很容易检测。在其他示例中，特征可以是相对于中性点电压或零电压的第一、第二或第三峰中的一个的振幅。在一些示例中，特征可以是第一、第二或第三峰中的两个或更多个的总和。在其他示例中，特征可以是第一、第二或第三峰中的一个或多个下方的面积。在其他示例中，ecap的特征可以是第一、第二或第三峰中的一个与所述峰中的另一个的比率。在一些示例中，ecap的特征可以是ecap信号中的两个点之间的斜率，诸如第一、第二或第三峰中的两个之间的斜率。在其他示例中，ecap的特征可以是ecap的两个点之间的时间，诸如第一、第二或第三峰中的两个之间的时间。在递送刺激脉冲的时间与ecap信号中的一个点之间的时间可被称为ecap的延迟，并且可指示由控制刺激脉冲捕获的纤维的类型。ecap的延迟也可以是处理电路80所评估的特征。具有较低延迟(例如，较小的延迟值)的ecap信号指示具有较快信号传播的神经纤维具有较高百分比，而具有较高延迟(例如，较大的延迟值)的ecap信号指示具有较慢信号传播的神经纤维具有较高百分比。在其他示例中，可以使用ecap信号的其他特征。
64.只要刺激脉冲的振幅大于阈值，ecap信号的振幅就随着脉冲振幅的增加而增加，使得神经去极化并且传播信号。目标ecap特征(例如，目标ecap振幅)可根据从刺激脉冲检测到的ecap信号来确定，以向患者递送有效治疗。因此，ecap信号表示刺激电极与神经之间的适合于当时递送的刺激脉冲的刺激参数值的距离。因此，处理电路80可尝试使用测量的ecap特征值的检测到的变化来改变刺激脉冲参数值，并且在初级刺激脉冲和主刺激脉冲的
递送期间维持目标ecap特征值。
65.因此，imd 14可被配置为向患者12提供ecap响应性刺激治疗。响应于ecap信号的变化或患者状态的刺激调整可以是自动的或半自动的(需经患者批准)。在许多情况下，完全自动调整可能是期望的，使得imd 14可更快速地对患者状态的变化或对可能与患者状态的变化无关的治疗功效的变化作出反应。在一些示例中，ecap感测和分析可用于细化基于所感测到的姿势选择的刺激治疗程序。
66.存储器82可包括患者12的每个姿势状态的定义。在一个示例中，每个姿势状态的定义可被示出为三维空间中的锥体。每当来自姿势状态模块86的三轴加速度计的姿势状态参数值(例如矢量)驻留在预定义的锥体或体积内时，处理电路80就指示患者12处于所述锥体或体积的姿势状态。在其他示例中，可将来自3轴加速度计的姿势状态参数值与查找表或方程式中的值进行比较，以确定患者12当前驻留的姿势状态。用于检测患者姿势状态的示例性技术包括在2009年4月30日提交并且在2014年4月29日授权的标题为“reorientation of patient posture states for posture-responsive therapy”的美国专利第8,708,934号中描述的示例，所述专利的全部内容通过引用并入本文。
67.尽管将姿势状态模块86描述为含有一个3轴加速度计，但是姿势状态模块86可含有多个单轴加速度计、双轴加速度计、3轴加速度计或其某种组合。在一些示例中，加速度计或其他传感器可位于imd 14内或上、引线16中的一个上(例如，在远侧末端处或在中间位置)、位于患者12体内某处的附加传感器引线、处于独立的植入式传感器内，或甚至穿戴在患者12身上。例如，可将一个或多个微传感器植入患者12体内以将姿势状态信息无线地传送至imd 14。以此方式，可从放置在患者12身体上或身体内的各个位置上的多个活动传感器确定患者12姿势状态。
68.在一些示例中，姿势状态模块86可附加地或另选地被配置为感测患者12的一个或多个生理参数。例如，生理参数可包括心率、肌电图(emg)、脑电图(eeg)、心电图(ecg)、体温、呼吸速率或ph。在一些实施方案中，处理电路80可使用这些生理参数来确认或拒绝可能由振动、患者行进(例如，在飞机、汽车或火车中)或姿势状态的一些其他误报(false positive)造成的所感测到的姿势状态的变化。在一些示例中，一个或多个生理参数可用于确定除姿势以外的患者状态。此外，ecap感测和分析可用于确认刺激源与患者12体内的刺激目标之间的关系的变化。
69.响应于所感测到的ecap的变化对一个或多个刺激参数进行调整可允许imd 14在治疗调整中实现一定水平的自动化。具体地，imd 14可连续地或周期性地调整刺激治疗参数，以便维持与有效治疗相对应的目标ecap特征值。自动调整刺激可将患者12从每当患者12改变姿势时手动调整治疗的固定任务中解放出来。基于所感测到的ecap信号自动调整刺激还可校正引线16的自然漂移，而不管姿势状态如何。例如，通过随时间推移检测ecap信号，处理电路80可确定正在被刺激的神经的位置已随时间的推移而变化，并且根据正在变化的状况自动调整治疗，而无需经由编程器20从患者12接收不同患者状态的变化。
70.此外，imd 14可存储关于未被任何所实现的传感器检测到的所感知的生理状况(例如，症状)的患者12输入。例如，患者12可向编程器20提供指示患者感知到任何症状的位置和所述特定类型的症状的特征的输入。处理电路80可将这种生理状况信息与当前检测到的姿势状态、刺激参数和/或时间戳相关联，以在稍后的时间向患者或临床医生提供完整的
治疗图片。此类信息可存储在imd 14的存储器82、编程器20的存储器和/或一些其他装置的存储器中。
71.使用外部编程器20，例如，患者编程器或临床医生编程器或另一装置在imd 14中进行无线遥测可通过imd 14与外部编程器20的射频(rf)通信或近侧感应交互来实现。遥测电路88可以以连续的方式、以周期性间隔、以非周期性间隔或在刺激器或编程器请求时向外部编程器20发送信息和从其中接收信息。为了支持rf通信，遥测电路88可包括适当的电子部件，诸如放大器、滤波器、混合器、编码器、解码器等。
72.功率源90向imd 14的部件递送操作功率。功率源90可包括小的可再充电电池或不可再充电电池和发电电路，以产生操作功率。再充电可通过外部充电器与imd 14内的感应充电线圈之间的近侧感应交互来实现。在一些实施方案中，功率需求可足够小以允许imd 14利用患者运动并实现动能清除装置以对可再充电电池进行涓流充电。在其他实施方案中，传统电池可使用有限的时间段。作为另外的替代方案，当需要或期望时，外部感应电源可以经皮为imd 14供能。
73.感测电路92可被配置为检测ecap信号。在其他示例中，感测电路92可位于引线16上，并且可包括例如与合适的放大、滤波和/或信号处理电路相组合的引线16中的一个或多个电极。在一些示例中，感测电路92可包括imd 14的壳体上的附加电极。在一些示例中，感测电路92可由位于患者12体内某处的附加传感器引线承载，被提供为独立的植入式传感器或甚至穿戴在患者12身上。例如，可将一个或多个微传感器植入患者12体内，以将所感测到的ecap信号或特征值无线地传送至imd 14。以此方式，可以独立于递送电刺激治疗的电极的位置获得ecap信号。
74.根据本公开的技术，imd 14可使用ecap来自适应地调整高频电刺激的参数值。在一个示例中，处理电路80控制刺激发生器84生成为高频电刺激脉冲串形式的高频刺激，以用于通过引线16递送至患者12，其中在每个串之间具有不递送高频电刺激的暂停。
75.在一些示例中，脉冲串的每个脉冲由相同的刺激参数值限定。在其他示例中，电刺激脉冲串包括后面跟着主电刺激脉冲的多个初级电刺激脉冲，其中主电刺激脉冲不同于初级电刺激脉冲。例如，初级电刺激脉冲可被配置为向患者12提供治疗。主电刺激脉冲可被配置为在高频电刺激的暂停期间从患者12的组织中诱发ecap响应。主电刺激脉冲可以或可以不向患者12提供一些治疗效果。
76.下面列出了电刺激参数的示例性范围。然而，设想了其他参数值。虽然描述了刺激脉冲，但刺激信号可为多种形式中的任何形式，诸如正弦波等。
77.每个电刺激脉冲串可以至少部分地由多个脉冲、脉冲频率和突发频率限定。脉冲频率限定了串内的每个脉冲被递送至患者的频率。突发频率限定了一个或多个脉冲的每个串被递送至患者的频率。通常，脉冲频率高于突发频率。在一些示例中，每串电刺激脉冲包括选自大于或等于500赫兹且小于或等于20千赫的范围的脉冲频率。在一些示例中，每串电刺激脉冲包括约1.2千赫的脉冲频率。在一些示例中，限定脉冲串的频率的突发频率选自约1赫兹至约200赫兹的范围。在一些示例中，每个串之间的暂停大于或等于1毫秒。
78.在一些示例中，一串中的每个脉冲包括选自约1毫安至约25毫安的范围的脉冲振幅。在一些示例中，一串中的每个脉冲包括选自约30微秒至约300微秒的范围的脉冲宽度。在一些示例中，一串中的每个初级脉冲包括选自约90微秒的范围的脉冲宽度。在一些示例
中，一串中的每个主脉冲包括选自介于约60微秒至约0.5毫秒之间的范围的脉冲宽度。
79.通常，一串中的脉冲数量是脉冲频率的函数。例如，对于包括高脉冲频率的脉冲串，脉冲串可包括数百个脉冲或更多。又如，对于包括低脉冲频率的脉冲串，脉冲串可仅包括几个脉冲。在一些示例中，每串脉冲可包括2个或更多个、5个或更多个，或10个或更多个脉冲。在另一示例中，电刺激串包括10个电刺激脉冲(例如，9个初级电刺激脉冲和1个主电刺激脉冲)。
80.通常，主电刺激脉冲包括与限定初级电刺激脉冲的参数值不同的一个或多个参数值。例如，主电刺激脉冲包括大于初级电刺激脉冲的电流振幅或脉冲宽度中的一个或多个。在一些示例中，初级电刺激脉冲中的每一个包括约0.4毫安的电流振幅，并且主电刺激脉冲包括约1.0毫安的电流振幅。
81.在一些示例中，当调整电刺激治疗的一个或多个参数时，处理电路80维持初级电刺激脉冲的一个或多个参数的值与主电刺激脉冲的一个或多个参数的值的比率。例如，处理电路80控制刺激发生器84生成后面跟着主电刺激脉冲的多个初级电刺激脉冲的脉冲串。初级电刺激脉冲中的每一个包括约0.4毫安的电流振幅，并且主电刺激脉冲包括约1.0毫安的电流振幅(例如，初级电刺激脉冲与主电刺激脉冲的振幅的比率为0.4毫安比1.0毫安，或1:2.5)。处理电路80可响应于所感测到的ecap信号而根据增量步长来调整脉冲串的电流振幅，同时维持初级电刺激脉冲与主电刺激脉冲的比率。
82.例如，当使脉冲串的振幅增加10％的步进增量时，处理电路80控制刺激发生器84将初级电刺激脉冲的电流振幅从0.4毫安增加至约0.44毫安，并且将主电刺激脉冲的电流振幅从1.0毫安增加至约1.1毫安(例如，比率为1:2.5)。又如，当使脉冲串的振幅减小10％的步进减量时，处理电路80控制刺激发生器84将初级电刺激脉冲的电流振幅从0.4毫安减小至约0.36毫安，并且将主电刺激脉冲的电流振幅从1.0毫安减小至约0.9毫安(例如，比率为1:2.5)。
83.通过使高频刺激暂时性地暂停预定时间量，感测电路92可在此时间量期间感测来自患者12的目标神经的ecap信号并且没有来自高频刺激的干扰。因此，处理电路80可使用所感测到的ecap来调整高频电刺激脉冲串的一个或多个参数的值。在一些示例中，处理电路80控制刺激发生器84修改所述串的最后一个电刺激脉冲的一个或多个参数以引发可检测的ecap。
84.附加地或另选地，处理电路80可控制刺激发生器84在高频电刺激脉冲串中的暂停期间递送低频电刺激，以便在暂停期间引发ecap响应和/或维持患者12的治疗功效。例如，低频电刺激可包括以小于500赫兹的脉冲频率递送的多个电刺激脉冲。在一些示例中，低频电刺激包括以约50赫兹递送的多个电刺激脉冲。以此方式，在高频刺激暂停时，患者12在暂停期间可不经历治疗的中断或可经历较少的中断，并且感测电路92感测来自患者12的组织的ecap。
85.在一些示例中，处理电路80可使用经由姿势状态模块86感测到的患者86的姿势来调整感测到患者12的ecap的速率。例如，处理电路80可控制刺激发生器84将第一高频电刺激脉冲串递送至患者12。第一电刺激脉冲串中的每一个包括被配置为向患者12提供治疗的多个初级脉冲。在一些示例中，处理电路80可不在第一高频电刺激脉冲串之间包括电刺激递送的暂停。周期性地且以时间交错的方式，处理电路80可控制刺激发生器84向患者12递
送第二高频电刺激脉冲串，接着在高频电刺激治疗的递送中暂停。第二电刺激脉冲串包括被配置为向患者12提供治疗的多个初级脉冲，后面跟着被配置为诱发患者的ecap信号的主脉冲。处理电路80可通过控制第二高频电刺激治疗串被递送至患者12的速率来控制患者12的ecap感测的速率。例如，响应于患者12的姿势变化，处理电路80可调整第二高频电刺激治疗串被递送至患者12的速率。
86.又如，处理电路80可仅将第一高频电刺激治疗串递送至患者12，而患者12的姿势是恒定的。响应于检测到患者12的姿势变化，处理电路80控制刺激发生器84递送第二高频电刺激治疗串，接着暂停高频电刺激治疗的递送，以便诱发ecap信号，处理电路80可以使用所述ecap信号作为反馈来调整电刺激治疗的一个或多个参数的值以将患者12的新姿势考虑在内。以此方式，当患者12的姿势恒定时，处理电路80可向患者12递送包括第一高频电刺激治疗串的连续电刺激，并且响应于检测到姿势的变化，使用第二高频电刺激治疗串来引发ecap响应，以调整高频电刺激治疗的一个或多个参数以适应患者12的新假定姿势。
87.因此，使用本文所述的技术，处理电路80可暂停高频电刺激的递送，以便为刺激发生器84留出时间以诱发ecap并为感测电路92留出时间以感测ecap信号。否则ecap可能无法被递送例如连续高频电刺激的系统检测到。因此，如本文所述的医疗装置可避免高频电刺激掩盖患者的ecap信号，从而允许使用所感测到的ecap的特征值作为用于滴定高频电刺激治疗的一个或多个参数的控制信号。
88.图3是示出imd 14的外部编程器20的各种部件的功能框图。如图3所示，外部编程器20是包括处理电路104、存储器108、遥测电路110、用户界面106和功率源112的外部装置。外部编程器20可实现为患者编程器或临床医生编程器。临床医生或患者12与用户界面106交互，以便手动改变程序的刺激参数、改变组内的程序、打开或关闭ecap响应性刺激、查看治疗信息、查看患者状态信息、查看姿势状态指示，或以其他方式与imd 14通信。
89.用户界面106可包括允许外部编程器20接收来自用户的输入的屏幕和一个或多个输入按钮，如在编程器的示例中。另选地，用户界面106可另外或仅利用触摸屏显示器，如在临床医生编程器的示例中。屏幕可以是液晶显示器(lcd)、点阵显示器、有机发光二极管(oled)显示器、触摸屏，或能够递送和/或接受信息的任何其他装置。对于可见的姿势状态指示，显示屏可满足需要。对于听觉和/或触觉姿势状态指示，编程器20可进一步包括一个或多个音频扬声器、语音合成器芯片、压电蜂鸣器等。用户界面106的输入按钮可包括触摸板、增加和减小按钮、紧急关闭按钮以及其他控制刺激治疗的按钮，如上文关于编程器20所描述的。处理电路104控制用户界面106、从存储器108中检索数据并且将数据存储在存储器108内。处理电路104还控制数据通过遥测电路110到imd 14或26的传输。存储器108包括用于处理电路104的操作指令和与患者12治疗相关的数据。
90.遥测电路110允许向imd 14传递数据和从其中传递数据。遥测电路110可实时地、在预定时间或当遥测电路检测到刺激器的靠近时与imd 14自动通信。然后，用户界面106可相应地更新所显示的信息。另选地，当用户通过用户界面106发送信号时，遥测电路110可与imd 14通信。为了支持rf通信，遥测电路110可包括适当的电子部件，诸如放大器、滤波器、混合器、编码器、解码器等。功率源112可以是可再充电电池，诸如锂离子或镍金属氢化物电池。还可以使用其他可再充电或传统的电池。在一些情况下，当直接或经由ac/dc适配器耦合到交流(ac)插座(即，ac线路功率)时，可使用外部编程器20。
91.在一些示例中，除了对imd 14进行编程之外，外部编程器20可被配置为还对imd 14进行再充电。另选地，再充电装置能够与imd 14通信。然后，再充电装置能够将编程信息、数据或本文描述的任何其他信息传递至imd 14。以此方式，再充电装置能够充当外部编程器20与imd 14之间的中间通信装置。在其他情况下，编程器可在组合的编程/再充电装置中集成再充电功能。本文所述的技术可通过能够与imd 14通信的任何类型的外部装置在imd 14之间传送。
92.图4a、4b和4c是示出根据本公开的技术的示例性电刺激脉冲串的图。为方便起见，相对于图1和2的imd 14对图4a
–
4c进行描述。
93.图4a示出包括第一脉冲串410a和第二脉冲串410b的高频电刺激脉冲的示例性刺激信号430。脉冲串410a、410b(统称为“串410”)中的每一个包括后面跟着主电刺激脉冲408的多个初级电刺激脉冲400。可以例如通过图2的imd 14的刺激发生器84生成刺激信号430。
94.初级电刺激脉冲400可被配置为向患者12提供治疗。相比之下，主电刺激脉冲408可被配置为从患者12的组织中诱发ecap响应，所述ecap响应可在高频电刺激脉冲的两个连续串410a、410b之间的暂停416期间由imd 14感测到。imd 14可使用由主电刺激脉冲408导致的ecap来调整初级电刺激脉冲400和主电刺激脉冲408中的任一者或两者的一个或多个参数(例如，脉冲400、408的振幅或脉冲宽度)。在一些示例中，imd 14以比率方式调整初级电刺激脉冲400和主电刺激脉冲408两者(例如，以保持初级电刺激脉冲400的一个或多个参数与主电刺激脉冲408的一个或多个参数的比率)。
95.主电刺激脉冲408由与初级电刺激脉冲400相比不同的参数值限定。如图4a所示，与初级电刺激脉冲400的脉冲宽度404和脉冲振幅406相比，主电刺激脉冲408具有更大的脉冲宽度414和更大的脉冲振幅412。尽管形成串410a的脉冲400、408被描绘为具有矩形形态，但是脉冲的形态可以是三角形、正弦曲线、高斯、指数、斜坡或用于向患者12的目标组织递送电荷和从其中递送电荷的任何形态或其组合。
96.在一些示例中，初级电刺激脉冲400的数量选自大于或等于2且小于或等于50的范围。在一些示例中，初级电刺激脉冲400的数量为9，后面跟着单个主电刺激脉冲408。
97.初级电刺激脉冲400的初级脉冲间隔402和脉冲宽度404可以是固定的或可变的。初级电刺激脉冲400中的每一个可具有用于阳极和阴极相的不对称初级脉冲宽度402。
98.刺激信号430进一步包括脉冲间间隔416(在本文也称为“暂停”)，在此期间没有电荷被递送至患者12。imd 14的感测电路92可在暂停间隔416期间感测由主电刺激脉冲408诱发的患者12的ecap响应。暂停间隔416的使用可减少初级电刺激脉冲400掩盖患者12的ecap响应和/或对所述响应造成干扰的情况，使得imd 14可使用ecap响应的一个或多个特征值来调整初级电刺激脉冲400或主电刺激脉冲408中的任一者或两者的一个或多个参数。
99.图4b示出包括第一脉冲串410a和第二脉冲串410b的高频电刺激脉冲的示例性刺激信号440。脉冲串410a、410b中的每一个包括后面跟着主电刺激脉冲408的多个初级电刺激脉冲400。可以例如通过图2的imd 14的刺激发生器84生成串440。刺激信号440可以基本上类似于图4a的刺激信号430。然而，刺激信号440进一步包括脉冲间间隔418，在此期间没有电荷被递送至患者12。脉冲间间隔418插置在最后一个初级电刺激脉冲400与主电刺激脉冲408之间。
100.如上文相对于图4a所述，imd 14的感测电路92在暂停间隔416期间感测由主电刺
激脉冲408诱发的患者12的第一ecap信号。此外，imd 14的感测电路92在暂停间隔418期间感测由最后一个初级电刺激脉冲400诱发的患者12的第二ecap信号。暂停间隔416和418的使用可减少初级电刺激脉冲400掩盖患者12的ecap信号和/或对所述信号造成干扰的情况，使得imd 14可使用第一和第二ecap信号的一个或多个特征值来控制初级电刺激脉冲400或主电刺激脉冲408中的任一者或两者的一个或多个参数的调整。
101.此外，针对最后一个初级电刺激脉冲400的第一ecap信号可表现出与针对主电刺激脉冲408的第二ecap响应不同的形态。imd 14或查看第一和第二ecap信号的临床医生可使用第一ecap信号与第二ecap信号之间的形态差异来进一步调整限定初级电刺激脉冲400或主电刺激脉冲408中的任一者或两者的一个或多个参数的值。
102.图4c示出示例性高频刺激信号450和低频刺激信号460。高频刺激信号450包括高频第一脉冲串410a和第二脉冲串410b。串410中的每一个包括后面跟着主电刺激脉冲408的多个初级电刺激脉冲400。低频刺激信号460包括一个或多个低频电刺激脉冲的低频脉冲串420。刺激信号450和460可以例如由图2的imd 14的刺激发生器84生成。刺激信号450可以基本上类似于图4a的刺激信号430。
103.如图4c的示例中所描绘，在间隔416期间，imd向患者12递送低频电刺激脉冲的串420。在暂停416过去之后，imd 14可停止递送低频电刺激脉冲的串420并恢复高频电刺激脉冲的串410b的递送。在一些示例中，电刺激脉冲420包括小于500赫兹的脉冲频率。在一些示例中，电刺激脉冲420包括约50赫兹的脉冲频率。
104.低频电刺激脉冲的串420可基本上不掩盖从患者12感测到的ecap信号或基本上不干扰其感测。例如，电刺激脉冲420可被配置为引发来自患者12的ecap响应。附加地或另选地，电刺激脉冲420可被配置为在高频电刺激脉冲的串410a与410b之间的暂停416期间维持患者12的治疗功效。因此，通过在高频电刺激脉冲的串410a与410b之间的暂停416期间递送低频电刺激脉冲的串420，imd 14可避免在暂停416期间造成患者12的治疗中断，同时感测来自患者12的组织的ecap。
105.图5是示出根据本公开的技术的电刺激脉冲的示例性刺激串502和从患者感测到的ecap信号504的图。为方便起见，相对于图1和2的imd14对图5进行描述。
106.与低频刺激相比，高频刺激可采用除了感觉异常的感觉之外的其他作用机制。然而，如果电极位置相对于目标神经改变，则高频刺激效果可能改变。因此，将反馈控制系统结合到高频scs系统中可以向患者提供更一致的均匀的治疗。然而，高频电刺激脉冲可能掩盖患者的ecap响应。例如，在高频刺激的存在下解析ecap信号特别具有挑战性，因为与低频刺激相比，高频刺激可诱导更大的刺激伪影。刺激伪影是非线性干扰源，其与高频电刺激脉冲的递送同时显现。刺激伪影用于削弱医疗装置系统(诸如imd 14)解析患者12组织的ecap信号的能力。因此，高频scs系统可能无法在高频刺激的存在下解析ecap信号。
107.根据本公开的技术，医疗装置系统暂时性地暂停高频电刺激脉冲的递送。高频电刺激中的暂停在递送下一个高频电刺激脉冲之前为ecap信号的显现和检测留出短暂窗口。在一些示例中，高频刺激是包括大于或等于500赫兹的脉冲频率的两个或更多个刺激脉冲的串。所述串可以以1赫兹至200赫兹的突发频率重复，其中imd 14在第一刺激串的结束与第二刺激串的开始之间插置至少1毫秒的暂停。因此，使用本文公开的技术，imd 14可使用ecap对高频刺激进行滴定，而不存在高频电刺激脉冲对ecap的掩盖。
108.如图5所描绘，处理电路80控制刺激发生器84生成用于递送至患者12的电刺激脉冲的串502。在图5的示例中，刺激发生器84生成10个平衡的双相脉冲的串502，其包括1,000赫兹的脉冲频率、5.75毫安的脉冲振幅和90微秒的脉冲宽度。处理电路80控制刺激发生器84每12毫秒递送每个串502(例如，83.3赫兹的突发速率)。处理电路80控制刺激发生器84，以使高频电刺激的递送停止2毫秒的暂停间隔506。
109.在暂停间隔506期间，感测电路92感测来自患者12的指示对串502的ecap响应的信号。如图5所示，在电刺激串502的递送期间，由刺激发生器84递送的电刺激引起噪声510。噪声510具有比患者12的ecap响应大得多的量值，并且可使得感测电路92无法检测患者12的ecap响应。通过使用暂停间隔506，感测电路92能够感测患者12的干净、无伪影的ecap响应508。暂停间隔506经过选择，以便为ecap响应508的显现留出足够的时间，因为否则ecap响应508在高频电刺激的存在下可能不可检测。然后，处理电路80可使用ecap响应508来调整如上文所述的所递送的高频电刺激的一个或多个参数。
110.图6是示出根据本公开的技术的操作的流程图。具体地，图6的流程图描绘了使用患者的ecap响应来调整包括高频电刺激脉冲串的电刺激治疗的一个或多个参数的操作。为方便起见，相对于图1和2的imd 14和处理电路80对图6进行描述。
111.如图6的示例中所描绘，处理电路80控制刺激发生器84向患者12递送包括第一电刺激治疗脉冲串的电刺激治疗(602)。在一些示例中，第一电刺激治疗脉冲串包括大于或等于500赫兹的脉冲频率。在一些示例中，电刺激脉冲串包括后面跟着主电刺激脉冲的多个初级电刺激脉冲。初级电刺激脉冲可被配置为向患者12提供治疗。主电刺激脉冲可被配置为在高频电刺激的暂停期间从患者12的组织中诱发ecap响应。然而，在一些示例中，主电刺激脉冲可向患者12提供一些治疗益处。
112.在递送第一电刺激脉冲串之后，处理电路80控制刺激发生器84，以使电刺激治疗的递送停止预定时间段(604)。在一些示例中，预定时间段大于或等于1毫秒。
113.在预定时间段期间，感测电路92感测来自患者12的组织的ecap信号(606)。附加地或另选地，处理电路80可控制刺激发生器84，以在预定时间段期间递送低频电刺激，以便在中止高频电刺激治疗的同时引发ecap响应和/或维持患者12的治疗功效。例如，低频电刺激可包括以小于500赫兹的脉冲频率递送的多个电刺激脉冲。在一些示例中，低频电刺激包括以约50赫兹递送的多个电刺激脉冲。以此方式，患者12在暂停期间可不经历治疗的中断，同时感测电路92感测来自患者12的组织的ecap。处理电路80还可确定所感测到的ecap信号的特征值，处理电路80可将其与目标ecap特征值进行比较。
114.处理电路80基于所感测到的ecap信号的特征值确定至少部分地限定第二电刺激脉冲串的至少一个参数的值(608)。在一些示例中，第二电刺激治疗脉冲串包括大于或等于500赫兹的脉冲频率。例如，所感测到的ecap信号可指示沿引线16设置的电极与患者12的目标神经的距离。处理电路80将ecap信号的特征值与ecap的目标特征值进行比较。如果ecap信号的特征值大于ecap的目标特征值，则ecap信号可指示沿引线16设置的电极已经偏移得更靠近目标神经，并且需要高频电刺激脉冲的一个或多个参数(诸如振幅)的相应降低来维持对患者12的恒定水平的治疗。
115.相反，如果ecap信号的特征值小于ecap的目标特征值，则ecap信号可指示沿引线16设置的电极已经偏移远离目标神经，并且需要高频电刺激脉冲的一个或多个参数(诸如
振幅)的相应增加来维持对患者12的恒定水平的治疗。基于比较结果，处理电路80确定限定第二电刺激治疗脉冲串的至少一个参数的值，以便减小ecap信号的特征值与ecap的目标特征值之间的差异。
116.响应于过去了预定时间段，处理电路80控制刺激发生器84，以根据至少一个参数的值递送第二电刺激脉冲串(610)。因此，如本文所述的医疗装置可避免高频电刺激掩盖患者12的ecap响应，从而允许使用所感测到的ecap的一个或多个特征值控制高频电刺激治疗的一个或多个参数的滴定。
117.以下实施例可示出本公开的一个或多个方面。
118.实施例1：一种方法，所述方法包括：通过医疗装置向患者递送包括第一电刺激脉冲串的电刺激治疗，其中所述第一电刺激脉冲串包括大于或等于500赫兹的第一脉冲频率；在递送所述第一电刺激脉冲串之后，通过所述医疗装置使所述电刺激治疗的递送停止预定时间段；在所述预定时间段期间，通过所述医疗装置感测来自所述患者的组织的诱发复合动作电位(ecap)信号；通过所述医疗装置并基于所述ecap信号的特征值确定至少部分地限定第二电刺激脉冲串的至少一个参数的值，其中所述第二电刺激脉冲串包括大于或等于500赫兹的第二脉冲频率；以及响应于过去了所述预定时间段，根据至少部分地限定所述第二组脉冲的所述至少一个参数的值递送所述第二电刺激脉冲串。
119.实施例2：根据实施例1所述的方法，其中所述ecap信号包括第一ecap信号，并且其中所述方法还包括：在递送所述第二电刺激脉冲串之后，通过所述医疗装置使所述电刺激治疗的递送停止所述预定时间段；在所述预定时间段期间，通过所述医疗装置感测来自所述患者的所述组织的第二ecap信号；通过所述医疗装置并基于所述第二ecap信号的特征值确定至少部分地限定第三电刺激脉冲串的至少一个参数的值，其中所述第三电刺激脉冲串包括大于或等于500赫兹的脉冲频率；以及响应于过去了所述预定时间段，根据至少部分地限定所述第二组脉冲的所述至少一个参数的值递送所述第三电刺激脉冲串。
120.实施例3：根据实施例1至2中任一项所述的方法，其中：所述第一电刺激脉冲串包括后面跟着主电刺激脉冲的多个初级电刺激脉冲，所述多个初级电刺激脉冲由初级参数集限定并且被配置为有助于所述患者的治疗，并且所述主电刺激脉冲由主参数集限定并且被配置为从所述患者的所述组织中诱发所述ecap信号，其中所述主参数集的值不同于所述初级参数集的值。
121.实施例4：根据实施例3所述的方法，其中所述第一串的所述主电刺激脉冲包括大于所述第一串的所述多个初级电刺激脉冲的脉冲振幅的电流振幅。
122.实施例5：根据实施例3至4中任一项所述的方法，其中所述第一串的所述多个初级电刺激脉冲是第一初级电流振幅，其中所述第一串的所述主电刺激脉冲包括第一主电流振幅，其中所述第二串的所述多个初级电刺激脉冲包括第二初级电流振幅，其中所述第二串的所述主电刺激脉冲包括第二主电流振幅，并且其中确定限定所述第二电刺激脉冲串的所述至少一个参数的值包括：确定与所述第一初级电流振幅的值不同的所述第二初级电流振幅的值；确定与所述第一主电流振幅的值不同的所述第二主电流振幅的值，其中所述第二初级电流振幅与所述第二主电流振幅的比率与所述第一初级电流振幅与所述第一主电流振幅的比率相同。
123.实施例6：根据实施例5所述的方法，其中所述第二初级电流振幅的值大于所述第
一初级电流振幅的值，其中所述第二主电流振幅的值大于所述第一主电流振幅的值，并且其中所述第二初级电流振幅与所述第二主电流振幅的比率与所述第一初级电流振幅与所述第一主电流振幅的比率相同。
124.实施例7：根据实施例5至6中任一项所述的方法，其中所述第二初级电流振幅的值小于所述第一初级电流振幅的值，其中所述第二主电流振幅的值小于所述第一主电流振幅的值，并且其中所述第二初级电流振幅与所述第二主电流振幅的比率与所述第一初级电流振幅与所述第一主电流振幅的比率相同。
125.实施例8：根据实施例1至7中任一项所述的方法，其中所述方法还包括：在所述预定时间段期间，通过所述医疗装置向所述患者递送包括第三电刺激脉冲串的电刺激治疗，其中所述第三电刺激脉冲串包括小于500赫兹的第三脉冲频率；以及响应于过去了所述预定时间段，停止包括所述第三电刺激脉冲串的所述电刺激治疗的递送。
126.实施例9：根据实施例1至8中任一项所述的方法，其还包括向所述患者递送包括多个初级电刺激脉冲的电刺激治疗；通过所述医疗装置检测所述患者的姿势变化，其中：向所述患者递送包括所述第一电刺激脉冲串的所述电刺激治疗包括响应于所检测到的所述患者的姿势变化，向所述患者递送包括后面跟着主电刺激脉冲的多个初级电刺激脉冲的所述第一电刺激脉冲串，所述多个初级电刺激脉冲被配置为向所述患者提供治疗，并且所述主电刺激脉冲被配置为从所述患者的所述组织中诱发所述ecap信号。
127.实施例10：根据实施例1至9中任一项所述的方法，其中所述电刺激治疗包括大于或等于1赫兹且小于或等于200赫兹的突发频率，其中所述突发频率包括所述第一电刺激脉冲串和所述第二电刺激脉冲串被递送至所述患者的频率。
128.实施例11：根据实施例1至10中任一项所述的方法，其中所述医疗装置是植入式医疗装置。
129.实施例12：一种医疗装置，其被配置为：向患者递送包括第一电刺激脉冲串的电刺激治疗，其中所述第一电刺激脉冲串包括大于或等于500赫兹的第一脉冲频率；在递送所述第一电刺激脉冲串之后，使所述电刺激治疗的递送停止预定时间段；在所述预定时间段期间，感测来自所述患者的组织的诱发复合动作电位(ecap)信号；基于ecap信号的特征值确定至少部分地限定第二电刺激脉冲串的至少一个参数的值，其中第二电刺激脉冲串包括大于或等于500赫兹的第二脉冲频率；并且响应于过去了所述预定时间段，根据至少部分地限定所述第二组脉冲的所述至少一个参数的值递送所述第二电刺激脉冲串。
130.实施例13：根据实施例12所述的医疗装置，其中所述ecap信号包括第一ecap信号，并且其中所述医疗装置进一步被配置为：在递送所述第二电刺激脉冲串之后，使所述电刺激治疗的递送停止所述预定时间段；在所述预定时间段期间，感测来自所述患者的所述组织的第二ecap信号；基于所述第二ecap信号的特征值确定至少部分地限定第三电刺激脉冲串的至少一个参数的值，其中所述第三电刺激脉冲串包括大于或等于500赫兹的脉冲频率；并且响应于过去了所述预定时间段，根据至少部分地限定所述第二组脉冲的所述至少一个参数的值递送所述第三电刺激脉冲串。
131.实施例14：根据实施例12所述的医疗装置，其中：所述第一电刺激脉冲串包括后面跟着主电刺激脉冲的多个初级电刺激脉冲，所述多个初级电刺激脉冲由初级参数集限定并且被配置为有助于所述患者的治疗，并且所述主电刺激脉冲由主参数集限定并且被配置为
从所述患者的所述组织中诱发所述ecap信号，其中所述主参数集的值不同于所述初级参数集的值。
132.实施例15：根据实施例14所述的医疗装置，其中所述第一串的所述主电刺激脉冲包括大于所述第一串的所述多个初级电刺激脉冲的脉冲振幅的电流振幅。
133.实施例16：根据实施例14至15中任一项所述的医疗装置，其中所述第一串的所述多个初级电刺激脉冲是第一初级电流振幅，其中所述第一串的所述主电刺激脉冲包括第一主电流振幅，其中所述第二串的所述多个初级电刺激脉冲包括第二初级电流振幅，其中所述第二串的所述主电刺激脉冲包括第二主电流振幅，并且其中为了确定限定所述第二电刺激脉冲串的所述至少一个参数的值，所述医疗装置被配置为：确定与所述第一初级电流振幅的值不同的所述第二初级电流振幅的值；并且确定与所述第一主电流振幅的值不同的所述第二主电流振幅的值，其中所述第二初级电流振幅与所述第二主电流振幅的比率与所述第一初级电流振幅与所述第一主电流振幅的比率相同。
134.实施例17：根据实施例16所述的医疗装置，其中所述第二初级电流振幅的值大于所述第一初级电流振幅的值，其中所述第二主电流振幅的值大于所述第一主电流振幅的值，并且其中所述第二初级电流振幅与所述第二主电流振幅的比率与所述第一初级电流振幅与所述第一主电流振幅的比率相同。
135.实施例18：根据实施例16至17中任一项所述的医疗装置，其中所述第二初级电流振幅的值小于所述第一初级电流振幅的值，其中所述第二主电流振幅的值小于所述第一主电流振幅的值，并且其中所述第二初级电流振幅与所述第二主电流振幅的比率与所述第一初级电流振幅与所述第一主电流振幅的比率相同。
136.实施例19：根据实施例12至18中任一项所述的医疗装置，其中所述医疗装置进一步被配置为：在所述预定时间段期间，向所述患者递送包括第三电刺激脉冲串的电刺激治疗，其中所述第三电刺激脉冲串包括小于500赫兹的第三脉冲频率；并且响应于过去了所述预定时间段，停止包括所述第三电刺激脉冲串的所述电刺激治疗的递送。
137.实施例20：一种非暂态计算机可读介质，其包括指令，所述指令在被执行时被配置为使得植入式医疗装置的处理电路：控制所述植入式医疗装置的刺激发生器向患者递送包括第一电刺激脉冲串的电刺激治疗，其中所述第一电刺激脉冲串包括大于或等于500赫兹的第一脉冲频率；在递送所述第一电刺激脉冲串之后，控制所述刺激发生器，以使所述电刺激治疗的递送停止预定时间段；在所述预定时间段期间，感测来自所述患者的组织的诱发复合动作电位(ecap)信号；基于所述ecap信号的特征值确定至少部分地限定第二电刺激脉冲串的至少一个参数的值，其中所述第二电刺激脉冲串包括大于或等于500赫兹的第二脉冲频率；并且响应于过去了所述预定时间段，控制所述刺激发生器，以根据至少部分地限定所述第二组脉冲的所述至少一个参数的值递送所述第二电刺激脉冲串。
138.应当理解，本文公开的各个方面可以与说明书和附图中具体呈现的组合不同的组合进行组合。还应该理解，取决于示例，本文描述的任何过程或方法的某些动作或事件可以不同的顺序执行，可以完全添加、合并或省略(例如，执行所述技术可能不需要所有描述的动作或事件)。另外，尽管为清楚起见，本公开的某些方面被描述为由单个模块或单元执行，应当理解，本公开的技术可以通过与例如医疗设备相关联的单元或模块的组合来执行。
139.在一个或多个示例中，描述的技术可在硬件、软件、固件或它们的任何组合中实
现。如果在软件中实现，则功能可作为一个或多个指令或代码存储在计算机可读介质上并由基于硬件的处理单元执行。计算机可读介质可包括非暂态计算机可读介质，其对应于有形介质，诸如数据存储介质(例如，ram、rom、eeprom、闪存存储器，或可用于存储指令或数据结构形式的期望程序代码并且可由计算机访问的任何其他介质)。
140.指令可由一个或多个处理器执行，诸如一个或多个数字信号处理器(dsp)、通用微处理器、专用集成电路(asic)、现场可编程逻辑阵列(fpga)或其他等同的集成或离散逻辑电路。因此，如本文所用的术语“处理器”可指适于实现所描述技术的前述结构或任何其他物理结构中的任一者。另外，本技术可在一个或多个电路或逻辑元件中完全实现。
141.已经描述了各种示例。这些和其他示例在以下权利要求书的范围内。