專利名稱：用于去耦和/或去同步神經(jīng)大腦活動的方法和裝置的制作方法
專利說明用于去耦和/或去同步神經(jīng)大腦活動的方法和裝置 本發(fā)明涉及用于去耦和/或去同步神經(jīng)大腦活動的裝置，如權(quán)利要求1的前序所述。能夠例如在基底神經(jīng)節(jié)中具有其起源的病理性同步大腦活動，也能夠在像例如運動皮質(zhì)之類的跟隨區(qū)域(following area)中產(chǎn)生同步作為驅(qū)動力。這種次級同步顯著涉及生成病理性癥狀。本發(fā)明涉及允許驅(qū)動病理性活動從跟隨區(qū)域去耦的裝置，由此意味著能夠致使病理性癥狀大大減少。在進一步的實施例中，根據(jù)本發(fā)明的裝置還能夠用于去同步，亦即用于抑制有節(jié)律的集體活動，或者分別對被稱作驅(qū)動群體(drivingpopulation)的病理性同步神經(jīng)細胞群體的神經(jīng)元的集體激發(fā)進行抑制。在具有例如帕金森病、特發(fā)性震顫、肌張力障礙或強迫癥疾病的神經(jīng)或精神疾病的患者中，神經(jīng)細胞群體在例如丘腦和基底神經(jīng)節(jié)的大腦規(guī)定區(qū)域中病理性活動，例如過度同步。在這種情況下，大量的神經(jīng)元形成同步動作電位；涉及的神經(jīng)元在同步地過度激發(fā)。與此相反，在健康的人中，神經(jīng)元例如以不相關(guān)的方式在這些大腦區(qū)域中性質(zhì)上不同地激發(fā)。病理性同步大腦活動改變了例如諸如主要運動皮質(zhì)之類的大腦皮層的區(qū)域中的其他大腦區(qū)域中的神經(jīng)活動。病理性同步活動然后將其節(jié)律強加于丘腦和基底神經(jīng)節(jié)的區(qū)域中的大腦皮層區(qū)域，以致最終這些區(qū)域所控制的肌肉出現(xiàn)病理性活動，例如有節(jié)律的顫抖(震顫)。在不再能夠通過藥物治療的患者中，取決于癥狀以及疾病是單側(cè)還是雙側(cè)地發(fā)生，單側(cè)或雙側(cè)地實行深度電極。在這種布置中，電纜在皮膚下從頭部引導(dǎo)到所謂的發(fā)生器，其包含具有電池的控制裝置，并且植入例如鎖骨區(qū)域中的皮膚之下。經(jīng)由深度電極實行具有例如矩形脈沖的單脈沖的高頻周期序列(具有＞100Hz頻率的脈沖串)的連續(xù)刺激。這種方法具有抑制目標(biāo)區(qū)域中神經(jīng)元激發(fā)的目的?；跇?biāo)準深度刺激的有效機理仍然尚未被充分解釋。大量的研究結(jié)果表明，標(biāo)準深度刺激作用就像可逆的損害，亦即就像組織的可逆消除。標(biāo)準深度刺激抑制了目標(biāo)區(qū)域和/或相關(guān)大腦區(qū)域中神經(jīng)元的激發(fā)。這種形式的刺激的不利特征在于，發(fā)生器的能量消耗非常高，以致于僅僅在大約1到3年之后就必須頻繁地手術(shù)替換發(fā)生器及其電池。甚至更加不利的是，連續(xù)的高頻刺激，作為分別例如丘腦或基底神經(jīng)節(jié)的大腦區(qū)域中的非生理性(不自然的)輸入，能夠?qū)е略趲啄昶陂g受影響的神經(jīng)細胞群體適應(yīng)。為了實現(xiàn)相同的刺激結(jié)果，由于這種適應(yīng)，于是就有必要用更高的刺激幅度來刺激。刺激幅度越大，由于相鄰區(qū)域的刺激而發(fā)生副作用的可能性就越大——諸如發(fā)音困難(語言失常)、感覺遲鈍(在某些情況下是非常疼痛的感覺異常)、小腦運動失調(diào)(沒有輔助就不能站穩(wěn))或精神分裂癥狀等?；颊卟荒苋萑踢@些副作用。在這種情況下，治療因此在幾年之后就喪失了它的有效性。在如DE 102 11 766.7“醫(yī)藥方面的用于通過大腦刺激治療患者的裝置、電子元件以及所述裝置和電子元件的使用”、DE 103 18 071.0-33“用于去同步神經(jīng)大腦活動的裝置”以及DE 103 18 071.0“用于通過大腦的時間延遲多電極刺激治療患者的裝置”所述的其他刺激方法中，提議在需要控制的各個目標(biāo)區(qū)域中施加刺激。這些方法和這些裝置的目的，不是如標(biāo)準深度刺激的情況下那樣簡單地抑制病理性同步激發(fā)，而是使其更接近生理性的不相關(guān)激發(fā)模式。通過這種手段，與標(biāo)準深度刺激相比，一方面電流消耗將會減少，并且另一方面，通過需求控制的刺激將會減少輸入到組織中的能量。然而，這些需求控制的去同步方法同樣具有相應(yīng)的缺點。根據(jù)DE 102 11 766.7的需求控制的去同步刺激方法的缺點起因于以下事實為了借助于電刺激使同步的神經(jīng)細胞群體去同步，必須以目標(biāo)區(qū)域中的病理性節(jié)律活動的特定相精確地給予特定持續(xù)時間的電刺激。由于目前用實驗方法仍然不能可靠地實現(xiàn)這樣的精確度，所以使用復(fù)合刺激。這樣的復(fù)合刺激的第一刺激借助于復(fù)位、亦即重啟控制將要去同步的群體的動態(tài)，而復(fù)合刺激的第二刺激則撞擊脆弱狀態(tài)下的的神經(jīng)細胞群體并使其去同步。然而，為了這個目的，絕對有必要的是，控制的質(zhì)量、亦即復(fù)位的質(zhì)量足夠，這可能具有下述效果為了復(fù)位必須使用強刺激。然而，為了減少副作用，這是應(yīng)當(dāng)避免的。然而，甚至更加決定性的是，只有當(dāng)最佳選擇刺激參數(shù)，換言之即單獨刺激的持續(xù)時間，具體地即第一和第二刺激之間的間隔時，希望的去同步效果才發(fā)生。這具有嚴重的后果1.需要耗時的校準過程，其典型地長于30分鐘。
2.由于耗時的校準過程，不能為了用于深度電極的最適當(dāng)目標(biāo)點的外科手術(shù)進行時采取的選擇而利用根據(jù)DE 102 11 766.7的去同步刺激的效果。為了實現(xiàn)這個，根據(jù)DE 102 11 766.7的去同步刺激的效果將不得不為不同的目標(biāo)點分開測試，這將需要為每個目標(biāo)點分開校準；這將為患者不合理地延長電極植入的持續(xù)時間。
3.當(dāng)在網(wǎng)絡(luò)特性中發(fā)生大的波動，亦即像例如突觸強度和激發(fā)權(quán)重之類的描述神經(jīng)細胞群體活動的參數(shù)波動時，有必要重新校準。于是不利的是，在校準期間不能實現(xiàn)治療效果。
4.由于根據(jù)DE 102 11 766.7的去同步刺激只有當(dāng)將要去同步的神經(jīng)元群體的頻率不經(jīng)受大的波動時才有效，所以它不能應(yīng)用于具有短期時期的病理性過度同步活動的疾病中，其具有極大變化的頻率，例如癲癇的情況。根據(jù)DE 103 18 071.0-33的需求控制的去同步刺激方法的缺點起因于以下事實為了借助于電刺激使同步的神經(jīng)細胞群體去同步，執(zhí)行多電極刺激。向單獨的電極施加短持續(xù)時間的高頻脈沖串或低頻脈沖串。這導(dǎo)致刺激的神經(jīng)元群體相復(fù)位。以這樣的方式選擇經(jīng)由不同的電極施加刺激的時刻在與刺激電極相關(guān)聯(lián)的神經(jīng)亞群體之間產(chǎn)生等距相移。在若干電極之上給予的這樣的刺激已結(jié)束之后，完全的去同步由于神經(jīng)元之間的病理性增加的交互作用而自動地發(fā)生。這種方法具有快速校準和關(guān)于參數(shù)波動的耐久性的優(yōu)點，并且這種刺激方法因而也能夠用于只有短期的具有極大變化頻率的同步活動發(fā)生的情況。然而，方法DE 103 18 071.0-33同樣具有大的缺點1.DE 10318 071.0-33提出的方法中的要素是總體刺激的重復(fù)的和可能需求控制的應(yīng)用。刺激的組織在總體刺激之間再同步。這導(dǎo)致將要去同步的神經(jīng)群體在兩個非生理性的狀態(tài)之間交替N簇狀態(tài)，其中N表示將要用于刺激的電極的數(shù)目；以及再同步的過渡狀態(tài)。將要去同步的群體因而從未處于希望的去同步狀態(tài)任何長度的時間，但這不得不成為目的，以便減少疾病相關(guān)的癥狀和刺激相關(guān)的副作用。
2.DE 103 18 071.0-33中提出的需求控制需要復(fù)雜的控制系統(tǒng)，其具有復(fù)雜的控制電子裝置，并且必然地具有較高的能量消耗。上述刺激方法使用單脈沖、高頻和低頻脈沖串作為刺激信號，其調(diào)制刺激神經(jīng)元的動態(tài)——具體地即相動態(tài)，例如借助于相復(fù)位使將要去同步的神經(jīng)元群體進入N簇狀態(tài)。刺激脈沖串被構(gòu)造，而沒有使用將要去同步的神經(jīng)元群體的固有動態(tài)，并且在這個意義上，對于將要去同步的神經(jīng)元群體是外來的和非生理性的信號。為了抑制病理性的癥狀，必須以高強度施加刺激脈沖串，這導(dǎo)致將要去同步的神經(jīng)元群體對非生理性刺激的適應(yīng)和將要受到影響的可能的副作用。DE 103 18 071.0“用于通過大腦的時間延遲多電極刺激治療患者的裝置”中描述的方法同樣具有缺點1.為了刺激必須使用至少兩個電極。
2.必須基本上如深度電極那樣構(gòu)造電極，這導(dǎo)致例如為患者植入深度電極期間的腦組織損傷的較高風(fēng)險。上述刺激方法需要使用一個或多個深度電極，這代表了高手術(shù)工作量和并發(fā)癥的高風(fēng)險，像在為患者植入深度電極期間的例如可能的腦組織損傷或腦出血之類。然而，著眼于成功治愈患者和減少副作用，應(yīng)當(dāng)減少這種風(fēng)險。因此本發(fā)明的目的就是要制造用于去耦和/或去同步神經(jīng)大腦活動的裝置，借助于此，能夠和緩地并且有效地治療具有病理性同步大腦活動的患者。關(guān)于這一點，對非生理性持久刺激的適應(yīng)應(yīng)當(dāng)被防止。漫長的校準過程應(yīng)當(dāng)被防止，并且當(dāng)病理性節(jié)律活動的主要頻率成分經(jīng)受大的波動時，刺激也應(yīng)當(dāng)是成功的。進而，該裝置應(yīng)當(dāng)實現(xiàn)持久的去耦和/或去同步，并且過渡的刺激相關(guān)非生理性狀態(tài)應(yīng)當(dāng)在很大程度上被避免。根據(jù)本發(fā)明的裝置不需要另外的需求控制，其如部分6.3所述能夠隨意地添加，這就是為什么在技術(shù)上容易實行，并且在控制電子裝置的復(fù)雜性方面并因而同樣在電流消耗方面只要作出低的需求。根據(jù)本發(fā)明的刺激裝置打算以電流節(jié)約的方式操作，以便患者中植入的刺激器的電池較少頻繁地需要手術(shù)替換。由于優(yōu)選地只有一個電極的植入是必要的，并且由于這個電極在跟隨的并因而可能更加容易接近的大腦區(qū)域中植入，像例如運動皮質(zhì)區(qū)域中的外皮質(zhì)電極之類，所以與深度大腦刺激的上述方法相比，根據(jù)本發(fā)明的裝置代表了顯著的進步。這是因為大腦刺激不需要深度電極——特別是在根據(jù)本發(fā)明的裝置的特定實施例中，所以沒有由于對動脈的傷害而在外科手術(shù)進行時發(fā)生出血的風(fēng)險。在權(quán)利要求1前序的基礎(chǔ)上，通過權(quán)利要求1的特征部分中限定的特征，根據(jù)本發(fā)明實現(xiàn)了目的。通過使用將要去耦和/或?qū)⒁ネ降纳窠?jīng)元群體的測量過和處理過的活動作為反饋刺激信號，見部分3，令人驚異地實現(xiàn)了目的，其在于，神經(jīng)元以這樣的方式借助于電極用反饋刺激信號通過刺激處于它們的活動受影響的每種情況將要從驅(qū)動病理性神經(jīng)元群體去耦的神經(jīng)元群體的完全去耦和/或去同步令人驚異地發(fā)生，作為其結(jié)果，在患者中令人驚異地抑制了癥狀。在如部分8所述的根據(jù)本發(fā)明的裝置的進一步的實施例中，該裝置同樣能夠用于例如去同步驅(qū)動神經(jīng)元群體。在這個實施例中，驅(qū)動神經(jīng)元群體的測量過和處理過的神經(jīng)活動經(jīng)由刺激電極作為反饋刺激信號施加，以便驅(qū)動神經(jīng)元群體用反饋刺激信號的直接或間接刺激發(fā)生。通過這種手段，以這樣的方式影響了將要去同步的神經(jīng)元群體完全的去同步令人驚異地發(fā)生，作為其結(jié)果，抑制了疾病相關(guān)的癥狀。為了這個目的，根據(jù)本發(fā)明的裝置包含控制系統(tǒng)4，其接收傳感器3的測量信號，并且從這個信號生成刺激信號，而且將其作為刺激施加到電極2。根據(jù)本發(fā)明的裝置以電流節(jié)約的方式操作，所以患者中植入的電池較少頻繁地需要替換。根據(jù)本發(fā)明的裝置使借助于去耦刺激在外科手術(shù)進行時實現(xiàn)的效果能夠用于為電極選擇最適當(dāng)?shù)哪繕?biāo)點。當(dāng)使用如電極2那樣的深度大腦電極時，在電極的植入期間，在解剖上預(yù)先計算好的目標(biāo)點的區(qū)域中用根據(jù)本發(fā)明的裝置以毫米步長首先執(zhí)行反饋信號的測試刺激和/或?qū)С?。能夠?qū)崿F(xiàn)最好治療效果的目標(biāo)點被選擇作為用于永久植入的目標(biāo)點。除了展示具有相對固定頻率的頻繁持久的病理性同步活動的上述疾病之外，也能夠治療其中病理性同步活動僅間歇地發(fā)生(短時間發(fā)生)的疾病。主要的指標(biāo)是不再能夠通過藥物治療的癲癇的治療。根據(jù)本發(fā)明的裝置能夠?qū)崿F(xiàn)例如帕金森病、特發(fā)性震顫、肌張力障礙、癲癇、抑郁和強迫癥疾病的癥狀的抑制。在從屬權(quán)利要求中限定了本發(fā)明的有益進步。附圖顯示了本發(fā)明的示范性實施例。

圖1顯示了根據(jù)本發(fā)明的裝置。圖2顯示了用如部分8.1中的例子1所述的刺激的刺激去耦效果。為了顯示，在圖2a到2d中，耦合在4秒鐘時接通，刺激在7.5秒鐘時開始。圖2a未耦合狀態(tài)期間、耦合期間和刺激期間將要去耦的神經(jīng)元群體的經(jīng)由傳感器3測量的神經(jīng)活動的隨時間變化。圖2b未耦合狀態(tài)期間、耦合期間和刺激期間將要去耦的神經(jīng)元群體的激發(fā)模式的隨時間變化。圖2c刺激間隔期間的將要去耦的神經(jīng)元群體的同步范圍的隨時間變化。小的值對應(yīng)于小的同步，而大的值則對應(yīng)于強同步。圖2d刺激對將要去耦的神經(jīng)元群體的合成影響、亦即耦合與刺激影響之和的隨時間變化。圖2e耦合之前(左)、耦合期間(中)和刺激接通(右)時的激發(fā)頻率分布。圖3顯示了用如部分8.1中的例子2所述的刺激激勵的刺激去耦效果。為了顯示，在圖3a到3d中，耦合在4秒鐘時接通，刺激在7.5秒鐘時開始。圖3a未耦合狀態(tài)期間、耦合期間和刺激期間將要去耦的神經(jīng)元群體的經(jīng)由傳感器3測量的神經(jīng)活動的隨時間變化。圖3b未耦合狀態(tài)期間、耦合期間和刺激期間將要去耦的神經(jīng)元群體的激發(fā)模式的隨時間變化。圖3c將要去耦的神經(jīng)元群體的同步范圍的隨時間變化。小的值對應(yīng)于小的同步，而大的值則對應(yīng)于強同步。圖3d刺激對將要去耦的神經(jīng)元群體的合成影響、亦即耦合與刺激影響之和的隨時間變化。圖3e耦合之前(左)、耦合期間(中)和刺激接通(右)時的激發(fā)頻率分布。圖4驅(qū)動的病理性同步神經(jīng)元群體1和將要去耦的被驅(qū)動神經(jīng)元群體2之間的耦合的示意圖。例如，神經(jīng)元群體2表示皮質(zhì)運動前區(qū)和/或運動皮質(zhì)。在圖2a-d和3a-d中，橫坐標(biāo)指示以秒為單位的時間軸，而沿著縱坐標(biāo)，則測量的神經(jīng)活動(圖2a、3a)或激發(fā)模式(圖2b、3b)或同步范圍(圖2c、3c)或耦合與刺激影響之和(圖2d、3d)處于以任意單位繪制的每個情況。經(jīng)由傳感器3測量的神經(jīng)活動(圖2a、3a)用作用于生成刺激激勵的基礎(chǔ)。在圖2e和3e中，橫坐標(biāo)指示頻率，而縱坐標(biāo)則指示具有對應(yīng)頻率的神經(jīng)元的相對數(shù)。根據(jù)圖1的裝置包含隔離放大器1，其連接到電極2和用于檢測生理測量信號的至少一個傳感器3。使用的電極2能夠例如是外皮質(zhì)電極或大腦電極。隔離放大器還連接到用于信號處理和控制的單元4，其連接到用于刺激的光發(fā)送器5。光發(fā)送器5經(jīng)由光波導(dǎo)管6連接到光接收器7，其連接到用于信號生成的刺激器單元8。用于信號生成的刺激器單元8連接到電極2。在電極2進入隔離放大器1的輸入?yún)^(qū)域，設(shè)置繼電器9或晶體管。單元4經(jīng)由線10連接到遙測發(fā)送器11，其連接到遙測接收器12，所述遙測接收器12位于將要植入的裝置外面，并且連接到用于顯示、處理和存儲數(shù)據(jù)的裝置13。使用的傳感器3能夠例如是外皮質(zhì)電極、大腦電極或外圍電極。電極2能夠是專家已知的并且適合于根據(jù)本發(fā)明的應(yīng)用的任何電極。因此，在本發(fā)明的更廣泛的意義上，電極是能夠根據(jù)本發(fā)明施加激勵的物體。電極2例如是至少兩根導(dǎo)線，為了刺激起見向其末端施加電位差。它能夠是宏或微電極。作為選擇，電極2也能夠是單根導(dǎo)線。在這種情況下，為了刺激起見，在單根導(dǎo)線和發(fā)生器外殼的金屬部分之間施加電位差。另外，但不是強制性地，能夠經(jīng)由電極2測量電位差以記錄神經(jīng)活動。在進一步的實施例中，電極2還能夠由多于兩個的單根導(dǎo)線組成，其能夠既用于確定大腦中的測量信號又用于刺激。在電極2包含多于兩根導(dǎo)線的情況下，這些導(dǎo)線中的至少一根也能夠充當(dāng)傳感器3，以便在這種情況下，存在其中電極2和傳感器3被組合在單個部件中的實施例。電極2的導(dǎo)線能夠具有不同的長度，以便它們能夠刺入不同的大腦深度。如果電極2由n根導(dǎo)線組成，其中n是大于2的整數(shù)，則能夠經(jīng)由至少一對導(dǎo)線實現(xiàn)刺激，形成對的導(dǎo)線的任何再組合都是可能的。也能夠在n根導(dǎo)線中的一根和發(fā)生器外殼的金屬部分之間執(zhí)行刺激。除了這個部件之外，沒有在構(gòu)造上與電極2組合的傳感器3也能夠另外存在。經(jīng)由例子并且說明性地，借助于傳感器在第一步驟中通過根據(jù)本發(fā)明的裝置測量神經(jīng)活動。在第二步驟中，通過測量信號的進一步處理，例如，通過在時間方面延遲神經(jīng)活動，并且可能地通過將其濾波和/或放大，生成刺激信號。從這種刺激信號中生成的刺激激勵然后用于經(jīng)由植入電極的第三操作步驟中的刺激。作為這種刺激的后果，在刺激的組織中發(fā)生病理性活動的去耦和/或去同步。在部分1中解釋了根據(jù)本發(fā)明的裝置操作的細節(jié)。如部分6所述，能夠在激勵應(yīng)用的時間控制的各種實施例中實行根據(jù)本發(fā)明的裝置。激勵應(yīng)用的時間控制的變體是持久的、重復(fù)的和需求控制的激勵應(yīng)用。根據(jù)本發(fā)明的持久激勵應(yīng)用是根據(jù)本發(fā)明的裝置的簡單實施例，其操作而沒有另外的需求控制，并且如部分6.1所述持久地施加激勵。持久激勵應(yīng)用因而就表示了根據(jù)本發(fā)明的裝置的容易植入的實施例。與此同時，以少的能量輸入到將要去耦的群體或?qū)⒁ネ降娜后w中的方式，如部分5所述，由于根據(jù)本發(fā)明的自調(diào)節(jié)的需求控制，發(fā)生了持久刺激的良好去耦和/或去同步效果。在根據(jù)本發(fā)明的重復(fù)激勵應(yīng)用中，根據(jù)本發(fā)明的裝置具有以這樣的方式編程的控制系統(tǒng)它僅在特定的時間間隔期間向電極2施加刺激激勵。在這些時間間隔之外沒有刺激。因此以這樣的方式編程控制單元4在部分6.2中描述的重復(fù)刺激的實施例中，在控制單元4所確定的時刻，例如周期性地一個接一個地，以控制單元4所計算的持續(xù)時間生成刺激信號，并且將其遞送到電極2。如持久激勵應(yīng)用的情況下那樣，根據(jù)部分5的刺激信號的自調(diào)節(jié)的需求控制也在重復(fù)激勵應(yīng)用中發(fā)生。在根據(jù)本發(fā)明的需求控制的激勵應(yīng)用中，根據(jù)本發(fā)明的裝置具有如部分6.3所述的另外的需求控制。為了這個目的，根據(jù)本發(fā)明的裝置優(yōu)選地裝備有用于檢測電極2的信號中和/或傳感器3中和/或處理的神經(jīng)活動中的病理性特征的發(fā)生和/或?qū)嵗难b置。取決于病理性特征的發(fā)生和實例，刺激信號被遞送到部分6.3中描述的需求控制的激勵應(yīng)用的實施例中的電極2，以便實現(xiàn)腦組織的刺激。通過這種手段，神經(jīng)元群體中的病理性神經(jīng)活動被去耦和/或去同步，并因而更加接近自然的生理狀態(tài)。病理性活動和健康活動不同在于其模式和/或其幅度和/或其頻率內(nèi)容和/或其隨時間變化的特性變化。用于檢測病理性模式的裝置是計算機，其處理電極2和/或傳感器3的測量信號，并且將它們與計算機中存儲的數(shù)據(jù)相比較。計算機具有存儲數(shù)據(jù)的數(shù)據(jù)介質(zhì)。這些能夠用作根據(jù)部分6和7的校準和/或控制的部分?？刂茊卧?能夠包含例如具有可比較的計算能力的芯片或另一個電子裝置。以這樣的方式編程控制單元4在部分6.3中描述的需求控制的激勵應(yīng)用的實施例中，以控制單元4所預(yù)定的刺激間隔生成激勵并將其遞送到電極2?？傊c根據(jù)本發(fā)明的裝置的各個過程有關(guān)的全部參數(shù)，其用于激勵的類型和強度，它們的時間延遲，以及涉及電極相關(guān)應(yīng)用的信息，還有有關(guān)用于需求控制的操作并由傳感器3確定的測量值，或者從其中導(dǎo)出的參數(shù)，都將被存儲?？刂茊卧?優(yōu)選地以以下方式控制電極2控制單元4將控制數(shù)據(jù)前轉(zhuǎn)到用于刺激的光發(fā)送器5，其經(jīng)由光波導(dǎo)管6驅(qū)動光接收器7。控制信號進入光接收器7的光耦合導(dǎo)致控制單元4和電極2的DC隔離。這就意味著防止了干擾信號從用于信號處理和控制的單元4注入到電極2中。將要考慮的光接收器7例如是光電元件(photocell)。光接收器7將經(jīng)由用于刺激的光發(fā)送器5輸入的信號前轉(zhuǎn)到刺激器單元8。然后經(jīng)由刺激器單元8將選擇的刺激經(jīng)由電極2前轉(zhuǎn)到大腦中的目標(biāo)區(qū)域。在也經(jīng)由電極2進行測量的情況下，也從用于刺激的光發(fā)送器5經(jīng)由光接收器7驅(qū)動繼電器9，這防止了干擾信號的注入。繼電器9或晶體管確保了緊接著在沒有隔離放大器的每個激勵被過度驅(qū)動之后，能夠再次測量神經(jīng)活動。DC隔離沒有強制性地必須通過控制信號中的光耦合再現(xiàn)，代替地，能夠使用其他可選擇的控制系統(tǒng)。這些能夠例如是例如超聲波范圍內(nèi)的聲波鏈路。例如通過使用適當(dāng)?shù)哪M或數(shù)字濾波器，也能夠?qū)崿F(xiàn)抗干擾控制。進而，根據(jù)本發(fā)明的裝置優(yōu)選地經(jīng)由遙測接收器12連接到用于顯示和處理測量和/或刺激信號并且用于保存數(shù)據(jù)的裝置13。在這種布置中，單元13能夠具有用于下述數(shù)據(jù)分析的方法。進而，根據(jù)本發(fā)明的裝置能夠經(jīng)由遙測接收器13連接到另外的參考數(shù)據(jù)庫，以便監(jiān)視例如裝置的正確操作，并且可能地通過修改參數(shù)使部分7.2中描述的控制機制更加有效。在部分1中，詳細地解釋了刺激的機理。最重要術(shù)語的定義能夠在部分2中找到。從神經(jīng)活動的測量經(jīng)由它們的處理一直到生成刺激信號的操作步驟在部分3中解釋。電極和傳感器的空間布置是部分4的主題。部分5處理刺激信號的自調(diào)節(jié)的需求控制。在部分6和7中，描述了激勵應(yīng)用的控制以及刺激參數(shù)的校準和適應(yīng)。在部分8中，解釋了裝置的例子和其他可能的使用和實施例。在部分9中列出了根據(jù)本發(fā)明的裝置的優(yōu)點。刺激的機理[50]根據(jù)本發(fā)明的方法和裝置能夠用于將被驅(qū)動的神經(jīng)元群體從驅(qū)動的神經(jīng)元群體去耦。驅(qū)動的神經(jīng)元群體也能夠被去同步。在圖4中顯示了這種關(guān)系。這是通過借助于電極施加激勵作出的，所述激勵通過以下生成測量神經(jīng)活動，并且在可能存在的、優(yōu)選地還包括時間延遲的任何處理步驟之后，將其轉(zhuǎn)換成刺激信號并進一步轉(zhuǎn)換成刺激激勵，并且將其施加以便去耦和/或去同步令人驚異地發(fā)生。如部分3.1所述，在去耦過程中刺激被驅(qū)動的神經(jīng)單元群體2(圖4)。在去同步過程中，刺激驅(qū)動的神經(jīng)元群體1。使用根據(jù)本發(fā)明的裝置和根據(jù)本發(fā)明的刺激方法，將要去耦的神經(jīng)單元群體被直接帶入到去耦和去同步的狀態(tài)中，或者將要去同步的群體被去同步。希望的狀態(tài)，換言之即完全的去耦和/或去同步，典型地在神經(jīng)活動的幾個周期期間、常常在少于一個周期內(nèi)發(fā)生。持久或重復(fù)刺激的必要性典型地存在，因為將要去耦和/或?qū)⒁ネ降纳窠?jīng)單元群體，根據(jù)經(jīng)驗，在已斷開刺激之后，由于生病和/或由于耦合，會再次再同步。由于根據(jù)本發(fā)明，刺激直接與神經(jīng)活動相關(guān)聯(lián)，所以對將要去耦或?qū)⒁ネ降纳窠?jīng)元群體的合成刺激影響、亦即耦合與刺激之和的幅度，在成功去耦和/或去同步之后被自動最小化。由于下述事實使這成為可能反饋刺激信號、換言之即處理的神經(jīng)活動用作刺激，亦即同步并因而耦合的范圍，持久地控制刺激信號的強度和形式。施加的刺激信號補償了外部耦合和/或內(nèi)部同步的力，所以對將要去耦或?qū)⒁ネ降纳窠?jīng)元群體的合成刺激影響的幅度被最小化，并且它們的神經(jīng)活動更加接近自然的生理狀態(tài)。這個過程對大范圍的可修改的刺激參數(shù)起作用，像例如刺激周期T、時間延遲和強度之類，并不需要任何精心設(shè)計的校準，并且具有大的容錯。進而，輸入到將要去耦或?qū)⒁ネ降慕M織中的能量，由于神經(jīng)活動和刺激模式之間的直接關(guān)系而被最小化，這允許預(yù)期更小的副作用。在隨后的文本中，將經(jīng)由例子解釋根據(jù)本發(fā)明的裝置及其操作。根據(jù)本發(fā)明的裝置和控制系統(tǒng)裝備有這樣的裝置，其能夠執(zhí)行根據(jù)本發(fā)明的治療方法的全部步驟。使用披露的方法步驟，用于執(zhí)行方法步驟的裝置也將被隱含地披露。方法步驟因而與此同時表示了功能化的裝置特征。根據(jù)本發(fā)明，電極被引入到大腦區(qū)域中或者——在外皮質(zhì)電極的情況下——附著到大腦區(qū)域。這種大腦區(qū)域優(yōu)選地以這樣的方式選擇它直接或間接地連接到一個或多個大腦區(qū)域，或者直接屬于這些區(qū)域中之一，所述區(qū)域負責(zé)形成疾病模式或者由病理性活動驅(qū)動。關(guān)于這一點，電極在其環(huán)境中遞送電信號，所述電信號在其環(huán)境中或經(jīng)由神經(jīng)纖維束帶離的另一個區(qū)域中直接產(chǎn)生去耦和/或去同步。為了產(chǎn)生去耦和/或去同步，測量并處理的、優(yōu)選地時間延遲的神經(jīng)活動用作刺激信號，見部分3。根據(jù)本發(fā)明的裝置因此具有以這樣的方式驅(qū)動電極2的控制系統(tǒng)它在其比較接近的環(huán)境中和/或在通過經(jīng)由纖維束來前轉(zhuǎn)刺激的另一個大腦區(qū)域中實現(xiàn)去耦和/或去同步。根據(jù)本發(fā)明，電極用刺激驅(qū)動，所述刺激是從具有優(yōu)選地T/2整數(shù)倍的時間延遲的測量并處理的神經(jīng)活動中形成的。T是刺激周期，并且如下所述，基本上近似于驅(qū)動或被驅(qū)動的神經(jīng)元群體的有節(jié)律神經(jīng)活動的周期。如果刺激電極2沒有位于將要去耦和將要去同步的區(qū)域中，則當(dāng)驅(qū)動這樣的電極2時，必須考慮刺激位置和它影響的神經(jīng)元群體的位置之間的傳播時間。這在部分7.3中描述。令人驚異地，這種刺激導(dǎo)致與病理性癥狀的抑制相關(guān)聯(lián)的將要去耦的整個神經(jīng)元群體的去耦和去同步以及/或者將要去同步的神經(jīng)元群體的去同步。如果電極2位于將要去耦和將要去同步的區(qū)域之外，則必須考慮間接刺激的效果，如部分7.3所述。使用新穎的方法和新穎的裝置，與上述現(xiàn)有技術(shù)相比，以性質(zhì)上不同的方法實現(xiàn)了抑制病理性癥狀的目標(biāo)。代替用強刺激激勵抑制病理性同步神經(jīng)細胞群體的神經(jīng)活動，病理性同步驅(qū)動神經(jīng)細胞群體被簡單地去同步，或者病理性活動所驅(qū)動的別的神經(jīng)元群體從這種力中去耦和去同步，這導(dǎo)致病理性癥狀的抑制。單獨神經(jīng)元的生理性活動不受影響。在這個過程期間，根據(jù)部分3.3處理的神經(jīng)活動用在激勵的位置處。去耦和/或去同步令人驚異地發(fā)生是由驅(qū)動區(qū)域中神經(jīng)元之間的交互作用支持的。這利用了負責(zé)病理性同步的作用機制。說明性地，將要影響的系統(tǒng)的能量用于以最小的干預(yù)實現(xiàn)治療效果。如果使用這樣的刺激激勵，所述刺激激勵從時間延遲對應(yīng)于刺激周期T一半的整數(shù)倍的刺激信號中生成，則獲得最好的結(jié)果。刺激周期T近似于病理性活動的周期。然而，如果電極2遞送的激勵的時間延遲包含其他的時間延遲，則同樣實現(xiàn)治療成功。在這樣的情況下，產(chǎn)生例如至少部分的去耦和/或去同步。然而，選擇的時間延遲越接近病理性活動周期一半的倍數(shù)，治療結(jié)果會越好。術(shù)語定義[58]神經(jīng)活動[59]根據(jù)本發(fā)明的裝置的機制描述基本上基于術(shù)語神經(jīng)活動。將要去耦的神經(jīng)元群體和/或?qū)⒁ネ降纳窠?jīng)元群體(見術(shù)語驅(qū)動和被驅(qū)動群體)的神經(jīng)活動被測量、存儲、并且根據(jù)部分3.3被處理并用作反饋刺激信號，作為其結(jié)果實行根據(jù)本發(fā)明的自調(diào)節(jié)的需求控制。在隨后的文本中，將要去耦的神經(jīng)元群體和/或?qū)⒁ネ降纳窠?jīng)元群體的測量的神經(jīng)活動被理解為這樣的信號，其再現(xiàn)將要去耦的神經(jīng)元群體和/或?qū)⒁ネ降纳窠?jīng)元群體的活動的隨時間發(fā)展。例如，局部場勢(local field potential)能夠再現(xiàn)將要去耦的神經(jīng)元群體和/或?qū)⒁ネ降纳窠?jīng)元群體的活動的隨時間發(fā)展。神經(jīng)活動能夠優(yōu)選地在將要去耦的區(qū)域中和/或?qū)⒁ネ降膮^(qū)域中直接測量，但是也可以測量與將要去耦的區(qū)域和/或?qū)⒁ネ降膮^(qū)域的神經(jīng)活動相關(guān)聯(lián)的活動，例如別的大腦區(qū)域的活動，例如運動皮質(zhì)和/或皮質(zhì)運動前區(qū)的活動，或者將要由將要去耦的區(qū)域和/或?qū)⒁ネ降膮^(qū)域控制的肌肉組的活動。在根據(jù)本發(fā)明的裝置的進一步的實施例中，神經(jīng)活動能夠在各種位置測量并組合，以便獲得將要去耦的神經(jīng)元群體和/或?qū)⒁ネ降纳窠?jīng)元群體的神經(jīng)活動的充分代表性。與將要去耦的區(qū)域和/或?qū)⒁ネ降膮^(qū)域的神經(jīng)活動相關(guān)聯(lián)的這些量在隨后的文本中也將被稱作神經(jīng)活動并包含在這個術(shù)語中。節(jié)律[61]節(jié)律被理解為有節(jié)律的，換言之即近似周期性的神經(jīng)活動，其能夠作為神經(jīng)細胞的病理性過度同步活動的后果而產(chǎn)生。節(jié)律能夠短時間發(fā)生或者持續(xù)長時間。周期用于根據(jù)本發(fā)明的裝置的中心術(shù)語是有節(jié)律的神經(jīng)活動的周期，其用作用于刺激激勵應(yīng)用的時間基準。像例如部分7.2.1所述的刺激周期T的適應(yīng)優(yōu)選地具有下述效果有節(jié)律的神經(jīng)活動的周期對應(yīng)于刺激周期T。驅(qū)動群體[65]驅(qū)動群體被理解為這樣的神經(jīng)細胞群體，其生成病理性同步神經(jīng)活動，或者再現(xiàn)從屬區(qū)域的病理性同步活動。驅(qū)動群體能夠?qū)⒉±硇酝交顒忧稗D(zhuǎn)到被驅(qū)動群體(圖4)。驅(qū)動神經(jīng)元群體的病理性節(jié)律被產(chǎn)生(1)涉及基本上整體的驅(qū)動神經(jīng)元群體和/或(2)以部分的驅(qū)動神經(jīng)元群體和/或(3)以不同于驅(qū)動和被驅(qū)動神經(jīng)元群體的第三神經(jīng)元群體，其驅(qū)動驅(qū)動神經(jīng)元群體。在(3)的情況下，驅(qū)動神經(jīng)元群體自身是被驅(qū)動神經(jīng)元群體。驅(qū)動神經(jīng)元群體也被稱作將要去同步的群體或?qū)⒁ネ降膮^(qū)域。驅(qū)動神經(jīng)細胞群體并不束縛于解剖界限。代替地，它還能夠被理解為由以下的組所組成的至少一個組成部分[66]——至少一個解剖區(qū)域的至少一個部分；[67]——至少一個完全的解剖區(qū)域。被驅(qū)動群體[69]被驅(qū)動群體被理解為這樣的神經(jīng)細胞群體，其經(jīng)由驅(qū)動群體直接或間接受影響(圖4)。直接影響是指經(jīng)由直接連接兩個群體的纖維——亦即沒有別的群體插入的影響。間接影響是指經(jīng)由至少一個插入群體的影響。受驅(qū)動群體影響的神經(jīng)細胞群體也被稱作將要去耦的神經(jīng)元群體或?qū)⒁ヱ畹膮^(qū)域。將要去耦的區(qū)域并不束縛于解剖界限。代替地，它還能夠被理解為由以下的組所組成的至少一個組成部分[70]——至少一個解剖區(qū)域的至少一部分；[71]——至少一個完全的解剖區(qū)域。丘腦下神經(jīng)核-蒼白球(nucleus subthalamicus-globus pallidus)外部的區(qū)域的連接，其由于疾病而充當(dāng)起搏器并且能夠生成病理性有節(jié)律的同步活動，能夠用作驅(qū)動神經(jīng)元群體的例子。生成的同步活動控制大腦區(qū)域、例如運動皮質(zhì)的神經(jīng)活動，其在這里能夠被稱作被驅(qū)動群體，并且還連接到肌肉并控制它們的活動。去耦刺激[74]去耦刺激在本發(fā)明的意義上被理解為這樣的刺激，其使驅(qū)動神經(jīng)元群體對被驅(qū)動神經(jīng)元群體的病理性驅(qū)動效果最小化到這樣的程度它不再功能性地扮演角色——換言之即用于癥狀的實例。目標(biāo)群體[76]在隨后的文本中，目標(biāo)群體被理解為植入的刺激電極所直接刺激的神經(jīng)細胞群體。通過它里面或其附近植入的電極直接刺激目標(biāo)群體。直接或間接地刺激將要去耦和/或?qū)⒁ネ降娜后w。直接刺激[78]在這種情況下，刺激電極2直接位于將要去耦的區(qū)域中或?qū)⒁ネ降膮^(qū)域中。這個電極2影響位于將要去耦的區(qū)域中或?qū)⒁ネ降膮^(qū)域中的目標(biāo)群體。間接刺激[80]在這種情況下，沒有直接借助于刺激電極2刺激將要去耦的區(qū)域或?qū)⒁ネ降膮^(qū)域。代替地，通過電極2刺激功能上緊密連接到將要去耦的區(qū)域或?qū)⒁ネ降膮^(qū)域的目標(biāo)群體或纖維束。在這個過程中，優(yōu)選地經(jīng)由解剖連接來帶離對將要去耦的區(qū)域或?qū)⒁ネ降膮^(qū)域的刺激影響。對于間接刺激，目標(biāo)區(qū)域?qū)⒈蛔鳛橛糜谀繕?biāo)群體和纖維束的通稱引入。關(guān)于術(shù)語目標(biāo)區(qū)域，功能上緊密地連接到將要去耦的區(qū)域或?qū)⒁ネ降膮^(qū)域的神經(jīng)元群體以及連接纖維束將在隨后的文本中被理解，其由植入電極2直接刺激。
時間延遲[81]根據(jù)本發(fā)明的裝置將信號前轉(zhuǎn)到刺激電極2，其根據(jù)部分3.2，能夠?qū)?yīng)于較早時間的測量過并可能處理過的神經(jīng)活動(＝反饋刺激信號)。這個時移在隨后的文本中將被稱作時間延遲，并且表示與刺激周期T相關(guān)聯(lián)的重要刺激參數(shù)，所述刺激周期T對應(yīng)于有節(jié)律的神經(jīng)活動的周期。反饋刺激信號[83]反饋刺激信號或刺激信號被理解為這樣的信號，其表示測量過并處理過的神經(jīng)活動，并且用作用于刺激的基礎(chǔ)。例如，能夠如部分3.3所述執(zhí)行處理步驟。刺激信號由處理過的神經(jīng)活動組成，并且用于刺激將要去耦的大腦區(qū)域或?qū)⒁ネ降拇竽X區(qū)域。執(zhí)行反饋刺激信號，可能有必要通過多重處理步驟生成測量信號，所述處理步驟可能相互獨立，具有不同的處理參數(shù)(具體地即不同的時間延遲)，其然后例如相加和/或相乘和/或相除和/或相減和/或借助于其他的非線性函數(shù)計算，用于形成實際的刺激信號。從反饋刺激信號中，刺激激勵被生成，然后借助于電極施加到目標(biāo)群體。合成刺激影響[85]對將要去耦的神經(jīng)元群體或?qū)⒁ネ降纳窠?jīng)元群體的合成刺激影響被理解為向?qū)⒁ヱ詈?或?qū)⒁ネ降娜后w施加的外力之和。根據(jù)部分3.1，在根據(jù)本發(fā)明的裝置的一個實施例中，借助于直接或間接刺激將被驅(qū)動神經(jīng)元群體從驅(qū)動神經(jīng)元群體去耦。在這種情況下，對將要去耦的群體的結(jié)果刺激影響是刺激信號和耦合到驅(qū)動群體的驅(qū)動力之和。在根據(jù)本發(fā)明的裝置的另一個實施例中，借助于該刺激來去同步將要去同步的驅(qū)動群體。對將要去同步的群體的合成刺激影響在這里只是刺激信號。由于部分5中描述的自調(diào)節(jié)的需求控制，對將要去耦的神經(jīng)元群體或?qū)⒁ネ降纳窠?jīng)元群體的合成刺激影響的幅度，在成功去耦和/或去同步之后自動最小化。刺激方法和激勵的形成[87]3.1去耦和去同步方法[88]大腦區(qū)域中的病理性同步神經(jīng)元群體由于有節(jié)律的活動而能夠充當(dāng)別的跟隨神經(jīng)元群體上的驅(qū)動力。這能夠?qū)е氯后w之間“驅(qū)動群體—被驅(qū)動群體”形式的交互作用體制，如圖4中圖解顯示的那樣。如果驅(qū)動力足夠強，則被驅(qū)動神經(jīng)元群體也將變得同步，這能夠產(chǎn)生病理性癥狀。這當(dāng)被驅(qū)動群體驅(qū)動肌肉時發(fā)生，如皮質(zhì)運動前區(qū)或運動皮質(zhì)中的情況那樣。如部分1中所述，根據(jù)本發(fā)明的裝置和根據(jù)本發(fā)明的刺激方法的目標(biāo)是去同步病理性同步神經(jīng)活動，其允許預(yù)期抑制癥狀。在去耦刺激模式的情況下，被驅(qū)動神經(jīng)元群體2從驅(qū)動群體1去耦和去同步，或者，在去同步刺激模式的情況下，為了這個目的，來去同步驅(qū)動神經(jīng)元群體1。在去耦刺激模式下，借助于刺激電極根據(jù)部分3.4和4.1直接或間接地刺激被驅(qū)動神經(jīng)元群體2。刺激產(chǎn)生神經(jīng)元群體從驅(qū)動神經(jīng)元群體1的去耦，這導(dǎo)致群體2的去同步。在去同步刺激模式下，借助于刺激電極直接或間接地刺激驅(qū)動神經(jīng)元群體1。借助于這種刺激，群體1被去同步，以便其在群體2上的驅(qū)動力消失。后者也被去同步，作為其結(jié)果，病理性癥狀被抑制。如果群體2自身同步，則它必須像驅(qū)動神經(jīng)元群體一樣直接去同步。根據(jù)部分5，刺激信號的自調(diào)節(jié)的需求控制在兩種上述刺激方法中發(fā)生，其中對刺激的神經(jīng)元群體的合成刺激影響自動最小化。根據(jù)部分2，在去耦刺激模式下對被驅(qū)動神經(jīng)元群體的合成刺激影響是刺激信號與驅(qū)動群體的驅(qū)動力之和。在去同步刺激方法中，對驅(qū)動神經(jīng)元群體的合成刺激影響?yīng)氂械貫榇碳ば盘柕挠绊?。在隨后的文本中，經(jīng)由例子、亦即去耦刺激模式描述根據(jù)本發(fā)明的裝置的實施例，其中，將要去耦的神經(jīng)元群體借助于直接或間接刺激從驅(qū)動神經(jīng)元群體去耦。根據(jù)本發(fā)明的裝置的進一步的實施例在部分8中描述。3.2測量神經(jīng)活動[95]將要去耦的區(qū)域和/或驅(qū)動區(qū)域的神經(jīng)活動的隨時間變化能夠經(jīng)由傳感器3直接和/或間接地測量。在間接測量的情況下，對受將要去耦的區(qū)域影響的肌肉組的和/或驅(qū)動區(qū)域的活動的隨時間變化，和/或與將要去耦的區(qū)域和/或驅(qū)動區(qū)域相關(guān)聯(lián)的神經(jīng)元群體的活動的隨時間的變化進行測量。傳感器3(見圖1)位于大腦內(nèi)和/或大腦外。在大腦內(nèi)，它們安置在將要去耦的區(qū)域和/或驅(qū)動區(qū)域內(nèi)和/或功能上連接到其的至少一個其他區(qū)域內(nèi)。在大腦外，傳感器3位于連接到病理性同步神經(jīng)活動的身體部位，例如像顫抖肌肉中的電極那樣。在用于信號處理的單元4中處理并存儲例如肌肉活動(其也被稱作神經(jīng)活動，見部分2)的神經(jīng)元群體的神經(jīng)活動的測量信號。測量、處理和存儲能夠持久地或以離散的時間間隔執(zhí)行。在后者的情況下，離散測量間隔的持續(xù)時間和/或間隔由確定性和/或隨機算法確定。3.3處理神經(jīng)測量信號[99]然后處理用于信號處理的單元4中存儲的測量信號，以便可用作反饋刺激信號。能夠施加以下處理步驟1.能夠濾波測量的神經(jīng)活動，例如能夠帶通濾波神經(jīng)活動。濾波可能是必要的，如果除了疾病相關(guān)的活動之外，例如從其他神經(jīng)元群體經(jīng)由傳感器3測量非疾病相關(guān)的活動的話。由于疾病相關(guān)的活動典型地在與非疾病相關(guān)的活動的頻率范圍不同的頻率范圍內(nèi)發(fā)生，所以在這種情況下優(yōu)選地在疾病相關(guān)的頻率范圍內(nèi)確定該活動。這例如借助于頻率分析實現(xiàn)。類似地，可能有必要執(zhí)行小波分析和/或希耳伯特(Hilbert)變換和/或時域中的濾波。
2.如果經(jīng)由若干傳感器3測量將要去耦的神經(jīng)元群體和/或?qū)⒁ネ降纳窠?jīng)元群體的神經(jīng)活動，則能夠線性和/或非線性地組合測量的神經(jīng)活動。例如，測量的神經(jīng)信號相互或自身相乘、相除、相加和/或相減，和/或借助于其他的非線性函數(shù)變換。
3.在時間方面延遲測量的神經(jīng)活動。用于這個目的的時間延遲在部分3.4中定義，并且根據(jù)部分7.3，還考慮刺激電極關(guān)于將要去耦的神經(jīng)元群體的位置。另外，根據(jù)部分7.2.1和7.2.2，優(yōu)選地能夠在刺激期間使時間延遲適應(yīng)。
4.放大測量的神經(jīng)活動。測量的神經(jīng)活動典型地比根據(jù)經(jīng)驗導(dǎo)致刺激效果的刺激幅度小幾個數(shù)量級。因為這個原因，必須執(zhí)行放大，這根據(jù)部分7.2.3能夠在刺激期間適應(yīng)。
5.時間編碼測量的神經(jīng)活動。由于具有大梯度的信號對神經(jīng)動態(tài)具有大影響，所以例如以脈沖串或由短矩形脈沖組成的低或高頻脈沖串的形式編碼測量的神經(jīng)活動。為了增強刺激的效果，也能夠使用其他的編碼方法。
6.改變神經(jīng)活動的極性。
7.線性和/或非線性地變換神經(jīng)活動。這能夠例如借助于希耳伯特和/或傅立葉(Fourier)和/或小波變換進行。
8.限制刺激信號的最大幅度。
9.以這樣的方式變換測量的神經(jīng)活動產(chǎn)生其凈電荷輸入基本上為零的刺激信號。
10.測量的神經(jīng)活動直接用作反饋刺激信號。通過施加上述處理步驟中的至少一個組成部分，來確定處理的神經(jīng)活動，亦即反饋刺激信號。例如，能夠總是使用相同的處理步驟從測量的神經(jīng)活動中生成刺激信號。同樣，治療步驟的集合和/或它們的參數(shù)能夠通過確定性的和/或隨機的和/或組合的隨機/確定性的算法及時改變。3.4刺激激勵的形成[102]刺激激勵被理解為這樣的刺激激勵，其經(jīng)由電極2施加，并且在時間間隔中起作用。為了形成刺激激勵，使用反饋刺激信號，換言之即根據(jù)部分3.3處理的神經(jīng)活動。為了生成刺激激勵，刺激信號例如相互和/或自身相乘、相除、相加和/或相減，和/或借助于其他非線性函數(shù)變換。神經(jīng)活動的處理期間使用的時間延遲，例如被限定為將要去耦的振蕩神經(jīng)活動和/或驅(qū)動神經(jīng)活動的周期的分數(shù)，并且優(yōu)選地基本上為周期的N分之一的倍數(shù)，其中N是小的整數(shù)，例如為2。刺激信號的時間延遲也能夠被選擇例如大于刺激周期T。根據(jù)本發(fā)明的裝置還提供使用若干優(yōu)選地不同的時間延遲用于形成刺激激勵的可能性。合成的時間延遲反饋刺激信號能夠線性和/或非線性地組合以形成刺激激勵。為了這個目的，根據(jù)本發(fā)明的裝置具有施加以描述的方式描述的電刺激激勵的裝置。該裝置為電極2、控制系統(tǒng)4，其向電極2遞送控制信號，用于遞送這些激勵。進而傳感器3和用于信號處理的單元4，其接收神經(jīng)活動并將其準備用于進一步用作刺激激勵。優(yōu)選地如此生成刺激，其凈電荷輸入基本上為零。例如，能夠以根據(jù)部分3.3的相同處理過的神經(jīng)活動的形式用相同的刺激驅(qū)動電極2。也能夠用不同的刺激信號和/或刺激信號的組合和/或借助于刺激信號的不同變換和/或組合來驅(qū)動電極2。能夠借助于確定性的和/或隨機的和/或組合的隨機/確定性的算法來確定激勵的等級和/或類型和/或能量輸入和/或參數(shù)。處理步驟中使用的刺激激勵的時間延遲和/或極性和/或應(yīng)用周期和/或強度，見部分3.3，能夠系統(tǒng)性地變化或任意控制，換言之即根據(jù)確定性的或隨機的規(guī)則。為了這個目的，根據(jù)本發(fā)明的裝置具有以這樣的方式編程的控制系統(tǒng)它確定性地和/或隨機地激活刺激激勵的處理步驟的時間延遲和/或極性和/或應(yīng)用周期和/或強度。通過改變刺激信號的處理步驟之內(nèi)的時間延遲和/或極性和/或應(yīng)用周期和/或強度，能夠防止神經(jīng)元群體的適應(yīng)過程，其產(chǎn)生刺激強度的增加以便實現(xiàn)相同的治療效果。電極和傳感器的空間布置[110]4.1刺激電極[111]電極2優(yōu)選地用于刺激。在電極2安置在將要去耦的神經(jīng)細胞群體中的情況下，電極應(yīng)當(dāng)優(yōu)選地以這樣的方式布置電極能夠用于刺激將要去耦的整個神經(jīng)細胞群體。這能夠通過電極的幾何安置來實現(xiàn)。例如，電極2能夠安置在將要去耦的區(qū)域中心。在電極2沒有安置在將要去耦的神經(jīng)細胞群體中的情況下，在與以這種形式的刺激將要去耦的區(qū)域不同的目標(biāo)區(qū)域中施加刺激。然后通過與將要去耦的神經(jīng)細胞群體不同的神經(jīng)元群體的刺激，和/或通過刺激連接到將要去耦的神經(jīng)細胞群體的纖維束，能夠施加間接刺激。4.2傳感器的數(shù)目[115]根據(jù)本發(fā)明的裝置的機理基本上在于，如部分1和3所述，將要去耦的神經(jīng)元群體和/或驅(qū)動神經(jīng)元群體的測量過和處理過的神經(jīng)活動作為刺激被再次施加。傳感器3是根據(jù)本發(fā)明的裝置的最重要的部件之一，并且能夠或者安置在將要去耦的神經(jīng)元群體和驅(qū)動神經(jīng)元群體之外，或者優(yōu)選地直接安置在將要去耦的神經(jīng)元群體和/或驅(qū)動神經(jīng)元群體內(nèi)，如部分3.2所述。只有一個傳感器3優(yōu)選地用于檢測將要去耦的神經(jīng)元群體和/或驅(qū)動神經(jīng)元群體的活動。結(jié)果，將要植入的傳感器的數(shù)目保持得盡可能地少，以便防止植入期間的不必要的組織傷害并且尤其是腦出血。然而，例如同樣能夠使用兩個或多個傳感器，以便作為測量活動的組合完全得多地重構(gòu)將要去耦的神經(jīng)元群體和/或驅(qū)動神經(jīng)元群體的神經(jīng)活動。進而，通過在一個將要植入的電極中組合至少一個傳感器3和刺激電極2，植入所造成的可能大腦傷害被進一步減少或避免，并且改善了刺激效果。在傳感器3全部安置在將要去耦的神經(jīng)細胞群體和/或驅(qū)動神經(jīng)細胞群體內(nèi)的情況下，應(yīng)當(dāng)優(yōu)選地以這樣的方式布置傳感器3借助于傳感器能夠覆蓋大比例的將要去耦的神經(jīng)細胞群體和/或驅(qū)動神經(jīng)細胞群體。這能夠用傳感器關(guān)于將要去耦的組織和/或驅(qū)動組織的幾何布置來實現(xiàn)。在用只有一個傳感器3布置的情況下，后者例如能夠位于組織的中心。在用若干傳感器布置的情況下，例如能夠以對稱的方式布置傳感器。在傳感器3中的至少一個沒有安置在將要去耦的神經(jīng)細胞群體和驅(qū)動神經(jīng)細胞群體內(nèi)的情況下，在與以這種形式的活動測量的將要去耦的區(qū)域和驅(qū)動區(qū)域不同的至少一個區(qū)域中，測量與將要去耦的神經(jīng)元群體和/或驅(qū)動神經(jīng)元群體的神經(jīng)活動相關(guān)聯(lián)的活動。如部分3.2所述，通過測量與將要去耦的神經(jīng)細胞群體和驅(qū)動神經(jīng)細胞群體不同的神經(jīng)元群體和/或連接到將要去耦的神經(jīng)細胞群體/驅(qū)動神經(jīng)細胞群體的纖維束和/或身體部位的活動，能夠?qū)崿F(xiàn)間接測量。5.刺激信號的自調(diào)節(jié)的需求控制[120]根據(jù)本發(fā)明的裝置的機理的最重要特性之一是刺激信號的自調(diào)節(jié)的需求控制。描述的自調(diào)節(jié)由于刺激激勵由處理過的神經(jīng)活動組成的事實而發(fā)生。在將要去耦的區(qū)域中更加強烈的同步活動和/或與將要去耦的區(qū)域的驅(qū)動群體耦合的情況下，必須預(yù)期測量神經(jīng)活動的大變化，如專家已知的那樣。這直接導(dǎo)致刺激根據(jù)本發(fā)明時間延遲，具有增加的刺激幅度。根據(jù)本發(fā)明，并且說明性地，施加的刺激信號的力補償了內(nèi)部同步和/或與將要去耦的區(qū)域的驅(qū)動群體的耦合的力，導(dǎo)致將要去耦的群體的去耦和去同步。結(jié)果，對將要去耦的群體的合成刺激影響、亦即刺激和耦合之和的幅度被獨立地最小化。在已實現(xiàn)去耦和去同步之后，預(yù)期小變化的神經(jīng)活動，作為其結(jié)果，刺激信號被直接影響并獨立地適應(yīng)。如果新的耦合和/或再同步再次發(fā)生，則根據(jù)本發(fā)明的裝置自動考慮對去耦和/或去同步刺激的增加需求更大變化的神經(jīng)活動導(dǎo)致形成更強的刺激。這代表了根據(jù)本發(fā)明的裝置的自調(diào)節(jié)的需求控制。形成自調(diào)節(jié)的需求控制的基礎(chǔ)的機理，在隨后的文本中更加詳細地描述的根據(jù)本發(fā)明的裝置的全部實施例中都起作用。6.激勵應(yīng)用的控制[123]激勵應(yīng)用的時間控制被理解為事先優(yōu)選地編程的根據(jù)本發(fā)明的裝置的實施例，所述刺激激勵借助于刺激器單元8以特殊的方式施加。激勵應(yīng)用的時間控制的變體是持久、重復(fù)和需求控制的激勵應(yīng)用。另外，例如對于患者或醫(yī)生所執(zhí)行的激勵應(yīng)用，能夠?qū)嵭惺止ば枨罂刂啤?.1持久激勵應(yīng)用[125]在持久激勵應(yīng)用中，根據(jù)本發(fā)明的裝置具有以這樣的方式編程的控制系統(tǒng)它在電極2處執(zhí)行刺激的連續(xù)應(yīng)用。持久激勵應(yīng)用代表了根據(jù)本發(fā)明的裝置的最簡單和容易實行的實施例。與此同時，由于部分5中描述的根據(jù)本發(fā)明的自調(diào)節(jié)的需求控制，持久刺激以輸入到將要去耦的群體中的很少能量產(chǎn)生良好的去耦和去同步效果。在持久激勵應(yīng)用期間，根據(jù)部分7.2.3能夠使強度參數(shù)適應(yīng)。類似地，時間參數(shù)——刺激周期T和/或時間延遲，根據(jù)部分7.2.1和7.2.2，能夠與刺激強度的適應(yīng)聯(lián)合或者其獨立地在持久刺激期間適應(yīng)。6.2重復(fù)激勵應(yīng)用[128]在重復(fù)激勵應(yīng)用中，根據(jù)本發(fā)明的裝置具有以這樣的方式編程的控制系統(tǒng)它僅在特定的時間間隔期間在電極2處執(zhí)行刺激激勵的應(yīng)用。在這些時間間隔之外沒有刺激。在重復(fù)激勵應(yīng)用中，能夠在時間方面嚴格周期性地或時間方面非周期性地給予刺激激勵。在這個實施例中，根據(jù)本發(fā)明的裝置具有以這樣的方式編程的控制系統(tǒng)它周期性地和/或非周期性地控制刺激間隔之間的時間間隔和/或間隔的持續(xù)時間。刺激的時間非周期性序列能夠通過隨機和/或確定性和/或組合的隨機/確定性的算法來生成，以便實現(xiàn)將要去耦的群體的預(yù)期去耦和去同步狀態(tài)。類似地，在隨后的文本中，確定性和隨機規(guī)則的組合被理解為這樣的函數(shù)關(guān)系，其中，確定性和隨機術(shù)語例如通過加法和/或乘法用函數(shù)式相互鏈接。刺激和測量間隔能夠布置得重疊或同時發(fā)生或在時間上分開。在重復(fù)激勵應(yīng)用期間，強度參數(shù)能夠根據(jù)部分7.2.3適應(yīng)。類似地，時間參數(shù)——刺激周期T和/或時間延遲，根據(jù)部分7.2.1和7.2.2，能夠與刺激強度的適應(yīng)聯(lián)合或者其獨立地在重復(fù)刺激期間適應(yīng)。6.3需求控制的激勵應(yīng)用[131]在需求控制的激勵應(yīng)用中，根據(jù)本發(fā)明的裝置具有以這樣的方式編程的控制系統(tǒng)它根據(jù)將要去耦的神經(jīng)元群體和/或驅(qū)動神經(jīng)元群體的特殊狀態(tài)執(zhí)行刺激的接通和斷開。為了這個目的，控制單元4使用測量信號和/或刺激信號用于檢測病理性特征。例如如隨后的文本中描述的那樣接通刺激。經(jīng)由傳感器3來測量將要去耦的神經(jīng)元群體和/或驅(qū)動群體的活動。神經(jīng)活動被前轉(zhuǎn)到用于信號處理和/或控制的單元4，其尤其充當(dāng)用于檢測病理性特征的裝置。用于信號處理和/或控制的單元4一旦在神經(jīng)活動中檢測到病理性特征，就啟動刺激激勵的應(yīng)用。病理性特征由于施加刺激的效果而一旦消失，就優(yōu)選地斷開刺激。根據(jù)本發(fā)明的裝置因此在一個可能的實施例中包含計算機作為用于信號處理和/或控制的單元4，所述計算機包含數(shù)據(jù)介質(zhì)，其攜帶疾病模式的數(shù)據(jù)并將它與測量數(shù)據(jù)相比較。疾病模式的數(shù)據(jù)被理解為與刺激相關(guān)的參數(shù)和測量變量，例如經(jīng)由傳感器3測量的神經(jīng)活動的瞬時頻率、對于需求控制的激勵應(yīng)用的過程所必要的閾值、限定激勵強度的刺激參數(shù)。病理性特征被理解為例如將要去耦的神經(jīng)元群體和/或驅(qū)動神經(jīng)元群體的疾病相關(guān)的同步，并且能夠通過神經(jīng)活動的以下特性識別a)如果經(jīng)由傳感器3，專有地或突出地為將要去耦的神經(jīng)元群體和/或驅(qū)動神經(jīng)元群體的病理性活動，其如例如部分3.2和部分4.2中描述的直接測量中那樣被測量，則神經(jīng)活動直接用于確定神經(jīng)活動的幅度是否超過閾值。在優(yōu)選實施例中，根據(jù)本發(fā)明的裝置因此裝備有用于檢測對應(yīng)于閾值的神經(jīng)活動的幅度值的裝置。在這種情況下，神經(jīng)活動自身和/或其量和/或其幅度優(yōu)選地與閾值相比較。在這個實施例中，能夠以這樣的方式編程用于檢測閾值的裝置它將例如神經(jīng)活動自身和/或其量和/或其幅度與閾值相比較?；蛘咄ㄟ^確定信號的量以簡單的方式和/或使用帶通濾波和/或希耳伯特變換和/或小波分析來確定幅度。在這種情況下，以這樣的方式編程用于信號處理的單元4它能夠執(zhí)行信號量的確定和/或帶通濾波和/或希耳伯特變換和/或小波分析。特別優(yōu)選地使用神經(jīng)活動或其量，因為幅度的計算意味著顯然更高的計算工作量，并且幅度不能在神經(jīng)活動的單個測量值上面確定，而是必須在對于專家已知的足夠大的時間間隔中確定，這能夠略微延遲病理性特征的檢測。
b)如果除了將要去耦的神經(jīng)元群體和/或驅(qū)動神經(jīng)元群體的這種病理性活動之外，例如從其他神經(jīng)元群體經(jīng)由傳感器3還另外測量非疾病特定的活動，像例如部分3.2和4.2中描述的間接測量中那樣，則必須在神經(jīng)活動的分析中插入進一步的算法步驟。由于疾病特定的活動典型地在與非疾病特定的活動的頻率范圍不同的頻率范圍內(nèi)發(fā)生，所以為了這個目的優(yōu)選地執(zhí)行疾病特定的頻率范圍內(nèi)的活動估計是足夠的。例如通過確定連續(xù)觸發(fā)點的差來確定疾病特定活動的頻率。觸發(fā)點是諸如最大值、最小值、轉(zhuǎn)折點和零過渡之類的點。這種分析優(yōu)選地在滑動時間窗口中執(zhí)行，形成增加穩(wěn)定性的若干時間差的平均值。作為選擇，頻率也能夠用對于專家已知的頻譜估計方法和像例如借助于傅立葉分析之類的其他頻率估計器來估計。為了這個目的，根據(jù)本發(fā)明的裝置在特殊的實施例中具有用于估計疾病特定頻率范圍內(nèi)活動的手段，諸如頻譜估計方法、傅立葉和/或小波分析等。這例如通過用于執(zhí)行頻率分析的裝置實行。例如，能夠在滑動窗口中確定疾病特定頻率范圍內(nèi)的頻譜能量。作為選擇，在帶通濾波之后，通過確定帶通濾波信號的最大值，或者通過確定帶通濾波信號的量的平均值，和/或通過希耳伯特變換和/或通過小波分析，能夠確定疾病特定頻率范圍內(nèi)的幅度。為了這個目的，根據(jù)本發(fā)明的裝置具有例如用于帶通濾波幅度的裝置和用于確定帶通濾波信號最大值的裝置和/或用于確定帶通濾波信號的量的平均值的裝置和/或用于執(zhí)行希耳伯特變換和/或小波分析的裝置。在需求控制的激勵應(yīng)用的情況下，例如總是使用相同的刺激激勵。刺激周期T如部分7.2.1所述優(yōu)選地適合于將要去耦的神經(jīng)元群體和/或?qū)⒁?qū)動的神經(jīng)元群體的瞬時頻率。當(dāng)病理性特征存在時，然后以適合于瞬時頻率的刺激周期T施加激勵。類似地，根據(jù)部分7.2.2能夠使時間延遲適應(yīng)，并且/或者這種激勵的強度優(yōu)選地保持不變。然而，強度參數(shù)也能夠根據(jù)刺激效果而修改，如部分7.2.3中那樣。6.3.1確定需求[135]為什么在病理性特征的實例和疾病特定癥狀的實例之間沒有明確的關(guān)系存在至少兩個原因。一方面，傳感器3從將要去耦的區(qū)域和/或其中生成將要測量的神經(jīng)活動的驅(qū)動區(qū)域的距離，導(dǎo)致疾病特定頻率范圍內(nèi)幅度的變化。另一方面，疾病特定特征的特殊實例，換言之即疾病特定頻率范圍內(nèi)有節(jié)律活動的實例，并不明確地與疾病特定癥狀相關(guān)聯(lián)。由于疾病特定節(jié)律對大腦中的復(fù)雜神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)具有影響，其另外典型地并不遵守簡單線性動態(tài)規(guī)則，所以在疾病特定節(jié)律和癥狀的實例之間沒有明確的關(guān)系。如果例如疾病特定節(jié)律沒有充分對應(yīng)于末端的生物力學(xué)確定的固有頻率，則與如果疾病特定節(jié)律與末端的生物力學(xué)預(yù)定的固有頻率共振相比，疾病特定節(jié)律所造成的震顫顯然較少。像例如測量的神經(jīng)活動的主頻率和幅度之類的特性處于對專家已知的經(jīng)驗范圍內(nèi)。經(jīng)由傳感器3測量的神經(jīng)活動的疾病特定特征的實例的值被稱作閾值，它的越界(transgression)典型地引起例如震顫的癥狀發(fā)生。閾值是必須為部分6.3中描述的需求控制的激勵應(yīng)用的實施例選擇的參數(shù)。根據(jù)本發(fā)明的裝置因此以控制單元4的形式包含用于檢測閾值的裝置。根據(jù)本發(fā)明的需求控制的激勵應(yīng)用的方法實現(xiàn)了下述優(yōu)點根據(jù)本發(fā)明的裝置的有效性并不決定性地取決于閾值的選擇，而是考慮關(guān)于閾值選擇的大的容錯，其處于例如直到疾病特定特征最大實例的50％的范圍之內(nèi)?；蛘咴谕饪剖中g(shù)進行時，或者優(yōu)選地在手術(shù)之后的第一次情況下，通過經(jīng)由傳感器3測量神經(jīng)活動，以確定疾病特定特征的實例并與例如震顫強度的癥狀實例相比較的方式，確定閾值的選擇。在需求控制的激勵應(yīng)用的較少優(yōu)選的實施例中，閾值被取為代表性的值，例如患者中測量的閾值集體的平均值。在優(yōu)選實施例中，閾值的選擇在基本上規(guī)則的間隔中檢查，例如在每半年的控制期間。在部分6.1和6.2中描述的具有需求控制激勵強度的持久和重復(fù)刺激的實施例中，閾值檢測是不必要的。能夠優(yōu)選地在與部分7.2中描述的用于使刺激參數(shù)適應(yīng)的方法的不同組合中使用上述三種刺激方法。全部三種刺激方法共同具有固有的根據(jù)本發(fā)明的自調(diào)節(jié)的需求控制。刺激信號對測量的神經(jīng)活動的直接依賴使部分5中描述的自調(diào)節(jié)的需求控制成為必要，作為其結(jié)果，輸入到將要去耦的群體中的能量被最小化。這種自調(diào)節(jié)的需求控制獨立于部分6.3中描述的另外需求控制的實行和如部分7所述的參數(shù)的校準與控制而起作用。參數(shù)的校準和適應(yīng)在隨后的文本中，假定電極2位于將要去耦的神經(jīng)元群體內(nèi)。電極位于將要去耦的神經(jīng)元群體之外的情況在該部分的末尾分開考慮。能夠?qū)Ω鶕?jù)本發(fā)明的裝置的以下參數(shù)執(zhí)行校準和適應(yīng)，例如其倒數(shù)對應(yīng)于刺激周期的刺激信號的頻率、刺激信號的時間延遲和刺激激勵強度。7.1刺激開始時的刺激參數(shù)[144]7.1.1頻率、刺激周期[145]裝置的沒有事先操作的頻率選擇對于各個疾病模式，病理性神經(jīng)活動的頻率范圍對專家是已知的(Elble，R.J.and Koller W.C.(1990)Tremor，John Hopkins University Press，Baltimore)。關(guān)于這種頻率范圍，能夠優(yōu)選地取平均值。作為選擇，能夠代替地使用與年齡和性別相關(guān)的預(yù)期頻率值。為了根據(jù)本發(fā)明的裝置的成功操作，不必要的是，初始預(yù)定的頻率對應(yīng)于將要去耦的神經(jīng)元群體的活動或驅(qū)動神經(jīng)元群體的活動的頻率，實際存在。即使當(dāng)使用大大偏離正確頻率值的初始值時，在7.2.1描述的刺激周期T的控制也起作用。大大偏離意味著值也能夠以至少10的因數(shù)而太大或太小。作為選擇，從而也可以優(yōu)選地以處于疾病典型的并對專家已知的頻率范圍之內(nèi)的頻率值開始。同樣能夠優(yōu)選地通過對各個患者單獨的適應(yīng)來獲得刺激開始時的頻率值。這能夠例如通過為刺激作準備的如部分6.3所述的將要去耦的神經(jīng)元群體和/或驅(qū)動神經(jīng)元群體的活動的神經(jīng)活動測量和主頻率估計來實現(xiàn)。裝置的具有事先操作的頻率選擇用于頻率的開始值被選擇為裝置的在先操作期間頻率的平均值。在兩種情況下，換言之即具有和不具有裝置的事先操作，刺激周期T被計算為頻率開始值的倒數(shù)。7.1.2時間延遲[150]刺激信號的時間延遲優(yōu)選地在刺激頻率或刺激周期T的第一確定之后分別確定。時間延遲優(yōu)選地被選擇為刺激周期T的分數(shù)，例如T/2。優(yōu)選地，也能夠選擇這樣的時間延遲，其對應(yīng)于刺激周期T的分數(shù)的倍數(shù)，并且可能超過刺激周期T。部分7.2.2中描述的時間延遲的適應(yīng)在上述情況下也起作用，其中，從其中生成刺激激勵的反饋刺激信號的時間延遲的至少一些不同于和/或超過了刺激周期T。7.1.3強度[152]確定刺激激勵的強度的刺激參數(shù)(例如反饋刺激信號的放大率)的開始值根據(jù)對專家已知的實驗值來確定(例如最大幅度10V)。如果使用大大不同于最優(yōu)強度值的開始值，在7.2.3描述的強度控制同樣起作用。大大不同意味著值也能夠以至少10的因數(shù)(優(yōu)選地最大幅度10V)而太大或太小。作為選擇，從而也可以優(yōu)選地以處于對專家已知的范圍之內(nèi)的強度值開始。特別地，優(yōu)選以刺激信號的小強度值、例如0.5V的最大幅度開始刺激，以便因而可能減少刺激的副作用。如果存在使用更強刺激信號的必要性，則能夠以小的步長增加強度，如部分7.2.3所述。用于頻率和強度的開始值因而能夠被預(yù)定，并且特別地，并不需要作為耗時校準的部分而被確定。7.2刺激參數(shù)的適應(yīng)[155]7.2.1刺激周期T的適應(yīng)[156]在將要去耦的區(qū)域中和/或驅(qū)動區(qū)域和/或功能上緊密連接到其的區(qū)域中，神經(jīng)活動被測量，其在處理之后，用作刺激信號。例如，在帕金森病中，除了經(jīng)由傳感器3直接在將要去耦的區(qū)域中和/或驅(qū)動區(qū)域中測量之外，還能夠經(jīng)由外皮質(zhì)傳感器在例如皮質(zhì)運動前區(qū)的跟隨區(qū)域中測量活動。在具有下面限定的長度的時間窗口中，確定主要平均周期。為了這個目的，能夠使用不同的算法。例如，刺激周期T能夠適合于將要去耦的神經(jīng)元群體和/或驅(qū)動神經(jīng)元群體的瞬時周期。例如，瞬時周期能夠被確定為測量的神經(jīng)活動的兩個連續(xù)最大值之間的時間差。同樣，例如，能夠首先估計神經(jīng)活動的平均頻率，并且刺激周期T能夠被確定為平均頻率的倒數(shù)。如果經(jīng)由傳感器3測量的不僅僅是疾病特定活動，則對于這種類型的頻率估計，首先必須經(jīng)由對疾病特定的頻率范圍的帶通濾波提取疾病特定活動。作為選擇，例如，能夠經(jīng)由部分6.3中提到的頻率估計器確定頻率。用于這種頻率估計的時間窗口具有這樣的長度，其能夠朝向上限值打開，并且對應(yīng)于病理性活動的例如10000個周期，優(yōu)選地為1000個周期，特別優(yōu)選地為100個周期，但同樣可以是其他任意值。7.2.2時間延遲的適應(yīng)[158]如部分3.4和7.1.2所述，刺激信號的時間延遲優(yōu)選地被選擇為刺激周期T的分數(shù)。在刺激期間，時間延遲能夠例如是固定的，或者優(yōu)選地適合于根據(jù)部分7.2.1適應(yīng)的刺激周期。為了能夠用很少的合成刺激影響實現(xiàn)最佳去耦和/或去同步，刺激信號的時間延遲優(yōu)選地通過確定性或隨機和/或組合的隨機/確定性的算法在刺激期間改變。為了這個目的，根據(jù)本發(fā)明的裝置以控制單元4的形式包含允許刺激信號的時間延遲在刺激期間變化的裝置。進而，能夠例如不僅在刺激周期之內(nèi)而且作為若干周期的部分改變時間延遲。在這種情況下，刺激信號對應(yīng)于較早幾個周期時已測量的神經(jīng)活動。7.2.3強度的適應(yīng)[160]通過傳感器3測量這樣的神經(jīng)活動，其表示將要去耦的神經(jīng)元群體和/或驅(qū)動神經(jīng)元群體的活動。這種神經(jīng)活動被前轉(zhuǎn)到用于信號處理和/或控制的單元4。用于信號處理和/或控制的單元4執(zhí)行根據(jù)部分6的持久或重復(fù)或需求控制的刺激，其中在各個時間施加的刺激激勵的強度取決于神經(jīng)活動中病理性特征的實例。為了這個目的，優(yōu)選地刺激激勵的強度能夠被適應(yīng)。在這個實施例中，裝置包含以這樣的方式編程的控制系統(tǒng)它根據(jù)部分3.3改變測量信號的放大率，用于控制激勵強度。能夠取決于刺激結(jié)果或者手工或者自動地控制激勵強度和病理性特征的實例之間的關(guān)系。在自由可選擇的、優(yōu)選地不變長度的時間窗口中，其在各個激勵之前的恒定時間間隔中結(jié)束，以以下方式確定病理性特征的實例a).在專有地或突出地將要去耦的病理性活動和/或驅(qū)動病理性活動經(jīng)由傳感器3測量的情況下，幅度對應(yīng)于將要去耦的神經(jīng)元群體的同步實例。幅度這樣一來就代表了病理性特征。然后能夠經(jīng)由信號最大值的確定或者經(jīng)由信號量平均值或者用帶通濾波和/或用希耳伯特變換和/或小波分析來估計幅度。特別優(yōu)選地使用前兩個變體(信號最大值的確定或信號量平均值的確定)，因為借助于希耳伯特變換和/或小波分析的幅度計算意味著顯然更高的計算工作量，并且它們的準確度取決于算法參數(shù)的正確選擇。
b)如果除了疾病特定活動之外，經(jīng)由傳感器3還測量例如來自其他神經(jīng)元群體的非疾病特定活動，則神經(jīng)活動不能直接應(yīng)用于估計病理性特征的實例。由于疾病特定活動典型地在與非疾病特定活動的頻率范圍不同的頻率范圍內(nèi)發(fā)生，所以在這種情況下優(yōu)選地在疾病特定頻率范圍內(nèi)估計該活動。這例如通過頻率分析來實行。例如，能夠確定疾病特定頻率范圍內(nèi)的頻譜能量。作為選擇，在帶通濾波之后，能夠通過確定帶通濾波信號的最大值或通過確定信號量平均值和/或用希耳伯特變換和/或用小波分析來確定幅度。如果預(yù)期效果沒有實現(xiàn)，換言之如果將要去耦的群體沒有充分去耦并從而神經(jīng)活動的病理性特征沒有轉(zhuǎn)移到閾值之下，則慢慢增加激勵的最大強度，一直到為了安全的原因而嚴格預(yù)定的最大值，例如5V(例如以每50個周期0.5V的步長)。為了這個目的，根據(jù)本發(fā)明的裝置具有這樣的控制系統(tǒng)，其檢測神經(jīng)活動中的變化，并且當(dāng)神經(jīng)活動中的變化消失時，朝向上限值適應(yīng)刺激信號。在近似20個成功周期的刺激之后，裝置能夠開始慢慢地將激勵的最大強度(例如以每50個周期0.5V的步長)校正到較低值，只要刺激結(jié)果仍然存在。在這個過程期間，如上所述地確定刺激結(jié)果。以這樣的方式編程控制系統(tǒng)它檢測神經(jīng)活動中的變化以及因而的刺激結(jié)果。以這樣的方式在神經(jīng)活動的10和1000個周期之間的時間尺度上優(yōu)選地控制最大激勵強度充分地對將要去耦的神經(jīng)元群體去耦和去同步。獨立于上面規(guī)定的刺激強度值，對將要去耦的神經(jīng)元群體的合成刺激影響的幅度，在成功的去耦之后，由于根據(jù)本發(fā)明的裝置的刺激機理的部分5中描述的特性而被自動地最小化。7.3用于電極2沒有位于將要去耦的神經(jīng)元群體內(nèi)的情況的刺激參數(shù)[164]如描述的電極2沒有位于將要去耦的神經(jīng)元群體內(nèi)的情況下那樣，經(jīng)由如部分4.1所述的間接刺激影響將要去耦的神經(jīng)元群體。由于在間接刺激的情況下，一方面刺激目標(biāo)群體和另一方面將要去耦的群體之間的傳導(dǎo)時間能夠在每個情況下都具有不同的量級，所以在執(zhí)行去耦刺激之前首先測量各個傳導(dǎo)時間。為了這個目的，經(jīng)由刺激電極2施加激勵，并且經(jīng)由置于將要去耦的神經(jīng)元群體內(nèi)的傳感器3測量對該激勵的響應(yīng)。這被執(zhí)行L次，其中L典型地為一直到例如200的小整數(shù)。由此以以下方式優(yōu)選地估計平均傳導(dǎo)時間[165]經(jīng)由電極2的激勵應(yīng)用的開始和對激勵的響應(yīng)或?qū)畹捻憫?yīng)的量的第一最大值之間的持續(xù)時間τ(k)，為每個單獨的激勵應(yīng)用確定。在τ(k)中，指數(shù)k代表第k個施加的激勵。由此，根據(jù)以下的公式1，對于經(jīng)由其間接施加刺激的刺激電極2，然后分開地確定激勵開始和激勵響應(yīng)之間的平均持續(xù)時間τ‾=1LΣk=1Lτ(k)]]>
公式1[166]其中L是經(jīng)由刺激電極2施加的刺激的數(shù)目。對于刺激，以以下方式考慮以這種方式確定的傳導(dǎo)時間τ[168]如果在直接刺激將要去耦的神經(jīng)元群體的情況下，則會經(jīng)由刺激電極2以時間延遲t施加激勵，在間接刺激的情況下，經(jīng)由刺激電極2以時間延遲t-τ給予激勵，其中t必須大于τ，其能夠根據(jù)部分7.2.2實現(xiàn)。如上所述地考慮傳導(dǎo)時間τ，如部分7.1和7.2中描述的那樣完全類似地執(zhí)行刺激開始時刺激參數(shù)的確定和刺激期間的控制機制。例子和裝置的其他實施例[171]8.1例子[172]例如，經(jīng)由電極能夠遞送以下激勵1.經(jīng)由電極，施加刺激激勵，其由兩個成分組成反饋刺激信號，亦即處理過的神經(jīng)活動，其中刺激信號時間偏移T/2，其中T是將要去耦的神經(jīng)元群體的振蕩平均周期。非時間延遲處理的神經(jīng)活動被添加到這個信號上。它們一起形成刺激激勵，見圖2。
2.經(jīng)由電極，施加信號，其由三個成分組成處理過并且非時間延遲的神經(jīng)活動被平方并乘以時間延遲T/2的且處理過的神經(jīng)活動，其中T是驅(qū)動神經(jīng)元群體的節(jié)律周期，見圖3。刺激對將要去耦的群體的影響在測量的神經(jīng)活動的幅度減少方面變得明顯，見圖2a和3a，其中神經(jīng)元的激發(fā)模式顯然不同于病理性狀態(tài)下的激發(fā)模式，見圖2b和3b。在將要去耦的神經(jīng)元群體的同步的程度中也反映了這種刺激影響，見圖2c和3c，其表示了將要去耦的群體的去同步正在發(fā)生的證實。在這個過程中，合成刺激影響、亦即耦合與刺激之和的幅度，由于部分5中描述的刺激信號的自調(diào)節(jié)的需求控制而自動減少并最小化，見圖2d和3d。進而，在刺激期間對神經(jīng)元的固有動態(tài)沒有影響，其證實神經(jīng)元群體的固有頻率分布在圖2e和3e中。固有頻率被理解為沒有交互作用并且沒有刺激的狀態(tài)下的神經(jīng)元的頻率。這證實將要去耦的神經(jīng)元群體的最佳去耦和去同步由于根據(jù)本發(fā)明的刺激已發(fā)生，并且該群體已因而返回到其正常功能狀態(tài)，其允許預(yù)期疾病相關(guān)癥狀的顯著減少。例如，部分6中描述的激勵應(yīng)用的三種不同控制機制用于刺激，借助于此，優(yōu)選地使需求控制的、并因而能量節(jié)省且和緩的刺激(避免副作用)成為可能，如部分7所述1.持久激勵應(yīng)用持久地、優(yōu)選地以刺激周期適應(yīng)的方式施加刺激。直接地在刺激施加之后，將要去耦的神經(jīng)元群體的去耦和去同步發(fā)生。這使測量的神經(jīng)活動的幅度最小化。與此同時，刺激對將要去耦的群體的合成影響的幅度，由于部分5中描述的自調(diào)節(jié)的需求控制的機制而被最小化。在已斷開刺激之后，再同步由于群體之間病理性相互作用而可能在短時間之后發(fā)生。
2.重復(fù)激勵應(yīng)用，優(yōu)選地具有需求控制的激勵強度重復(fù)地施加刺激。在這個過程中，激勵的強度適合于神經(jīng)元群體的同步的強度耦合和/或同步越強，協(xié)同的激勵將越強。
在這個變體中，τ/2而不是T/2能夠優(yōu)選地選擇作為時間延遲，其中T是沒有刺激的節(jié)律周期，而τ則是通過刺激在節(jié)律上強加的周期。換言之1/τ是用其施加單獨激勵的刺激信號的頻率。結(jié)果，僅有的決定性刺激參數(shù)被強加到系統(tǒng)上代替作為精心設(shè)計的校準的部分以適當(dāng)?shù)姆绞酱_定這個參數(shù)，它由刺激指示。另外，這種形式的需求控制的刺激利用了下述環(huán)境受影響區(qū)域中的神經(jīng)元具有用于周期性激發(fā)或爆發(fā)(動作電位脈沖有節(jié)律的產(chǎn)生)的(病理性)趨勢。因為這個原因，關(guān)于強加的頻率能夠?qū)崿F(xiàn)將要去耦的神經(jīng)元群體的神經(jīng)活動的傳輸(entrainment)。
3.刺激激勵的需求控制的激勵應(yīng)用(亦即刺激的開始和結(jié)束時間的需求控制的選擇)如果神經(jīng)細胞群體的同步超過閾值，則經(jīng)由電極遞送下一個激勵，如部分6.3所述。在經(jīng)由上面的例子描述的全部三種控制方法中，部分5中描述的自調(diào)節(jié)的需求控制使輸入到將要去耦的群體中的能量的最小化成為必要。在這個過程中，通過測量將要去耦的神經(jīng)元群體和/或驅(qū)動神經(jīng)元群體或緊密連接到其的別的神經(jīng)細胞群體中的神經(jīng)細胞群體的頻率，能夠優(yōu)選地適應(yīng)僅有的重要刺激參數(shù)，即刺激周期T以及因而的時間延遲。存在例如通過在從電極的末端的不同距離處安置刺激觸點將若干刺激電極組合在將要植入的一個刺激電極中的可能性。這使得可以實現(xiàn)盡可能全面的將要去耦的區(qū)域的刺激。8.2裝置的其他實施例[178]根據(jù)本發(fā)明的裝置還能夠用于對病理性同步的神經(jīng)元群體去同步。在根據(jù)本發(fā)明的裝置的這個實施例中，病理性同步的神經(jīng)元群體，例如將要去同步的驅(qū)動神經(jīng)元群體，借助于具有根據(jù)本發(fā)明的反饋刺激信號的刺激而去同步。上面描述的裝置的特性和用于將要去耦的神經(jīng)元群體去耦的刺激方法同樣適用于裝置的這個實施例，其具有下述修改在將要去同步的神經(jīng)元群體內(nèi)施加刺激。如果目標(biāo)是去同步，則這能夠借助于根據(jù)部分4.1的刺激電極2的布置來實現(xiàn)。傳感器3的直接和間接布置也是可能的。在這種情況下，必須以這樣的方式布置傳感器3將要去同步的區(qū)域的神經(jīng)活動的檢測是可能的。這種布置的細節(jié)對應(yīng)于部分4.2中描述的細節(jié)，其中現(xiàn)在測量的是將要去同步的活動。根據(jù)部分3直接和/或間接地測量并處理將要去同步的神經(jīng)元群體的病理性同步活動。這生成刺激信號，其用作用于刺激激勵的基礎(chǔ)。借助于刺激電極將生成的刺激激勵施加到將要去同步的區(qū)域，以便根據(jù)部分3和4.1發(fā)生將要去同步的群體的直接或間接刺激，并且根據(jù)本發(fā)明去同步驅(qū)動群體并抑制病理性癥狀。如果存在，則到被驅(qū)動神經(jīng)元群體的驅(qū)動耦合也由于驅(qū)動群體的去同步、亦即由于驅(qū)動神經(jīng)元群體的去同步而被自動地去耦，被驅(qū)動神經(jīng)元群體的病理性驅(qū)動消失。由于刺激信號與將要去同步的神經(jīng)元群體的神經(jīng)活動的關(guān)系，刺激對將要去同步的群體的合成影響的幅度，亦即當(dāng)前情況下刺激信號的幅度(見部分2)，如部分5所述被自動最小化。根據(jù)部分4的適合于刺激目標(biāo)的電極和傳感器的布置、根據(jù)部分6的控制激勵應(yīng)用的全部三種控制方法、以及根據(jù)部分7的參數(shù)的校準和適應(yīng)，同樣能夠用于描述的根據(jù)本發(fā)明的裝置的實施例。裝置還能夠用于去耦由非同步病理性神經(jīng)元群體驅(qū)動的神經(jīng)元群體。進而，裝置能夠用于去耦這樣的群體，其由病理性活動驅(qū)動，并且在去耦狀態(tài)下自身展示非病理性同步活動。在這種情況下，電極和傳感器的布置與部分4中描述的布置相同。同樣根據(jù)部分3實現(xiàn)神經(jīng)活動的檢測和處理。進而，裝置能夠用于消除或抑制非病理性區(qū)域的耦合。這能夠例如用在神經(jīng)元群體的交互作用的檢查中。神經(jīng)活動的檢測和處理以及電極和傳感器的布置在這里根據(jù)部分3和4發(fā)生。如果像引言中提到的那樣，對于去耦病理性活動雙側(cè)刺激是必要的，則優(yōu)選地用兩個單獨裝置雙側(cè)地或者用根據(jù)本發(fā)明的一個裝置，其為了這個目的而設(shè)計，能夠?qū)⑿盘柷稗D(zhuǎn)到至少兩個刺激電極，來施加刺激。優(yōu)點[185]與例如DE 103 18 071.0-33“用于去同步神經(jīng)大腦活動的裝置”的現(xiàn)有裝置相比，根據(jù)本發(fā)明的裝置具有若干優(yōu)點1.根據(jù)本發(fā)明的裝置的主要優(yōu)點在于，病理性激勵，亦即反饋刺激信號，換言之即將要去耦的神經(jīng)元群體和/或?qū)⒁ネ降纳窠?jīng)元群體的測量過并處理過的神經(jīng)活動，用于刺激。結(jié)果，部分5中描述的刺激信號的自調(diào)節(jié)的需求控制發(fā)生，其使輸入到將要去耦的神經(jīng)元群體或?qū)⒁ネ降纳窠?jīng)元群體中的能量最小化，并且導(dǎo)致輕微的副作用。
2.由于根據(jù)部分5的自調(diào)節(jié)的刺激信號，所以根據(jù)本發(fā)明的裝置的操作節(jié)約能量，因為既能量節(jié)約信號由于需求控制的刺激信號而用于刺激，又在刺激控制所需的根據(jù)本發(fā)明的控制裝置中能夠預(yù)期能量節(jié)約。結(jié)果，令患者筋疲力盡的必要電池更換之間的間隔能夠更長。
3.具有需求控制的刺激強度的重復(fù)或持久應(yīng)用的實施例尤其有利，因為在這種方法中不需要檢測閾值。結(jié)果，能夠借助于簡單得多的算法實行這個實施例。相應(yīng)地，它們的軟件或硬件實現(xiàn)更少復(fù)雜。
4.在具有需求控制的激勵強度的持久和重復(fù)刺激以及將要去耦的神經(jīng)元群體或?qū)⒁ネ降纳窠?jīng)元群體的直接刺激的情況下，校準不是必要的，亦即沒有必要執(zhí)行其中刺激參數(shù)被系統(tǒng)性地改變的一系列測試刺激，這導(dǎo)致減少的校準持續(xù)時間。
5.與諸如強度、刺激周期和時間延遲之類的參數(shù)的估計相比，關(guān)于大的優(yōu)點總的就是根據(jù)本發(fā)明的裝置的一般公差和耐久性。
6.通過僅使用一個電極，手術(shù)復(fù)雜性以及因而的手術(shù)期間并發(fā)癥的風(fēng)險對于患者顯著降低。結(jié)果，根據(jù)本發(fā)明的裝置提供了和緩得多的激勵應(yīng)用。
7.由于將要去耦的區(qū)域優(yōu)選地位于大腦表面附近，例如運動皮質(zhì)中，所以接近將要刺激的區(qū)域容易得多并且具有更少的風(fēng)險，例如沒有刺激電極的深度植入。
8.裝置還能夠用于去耦非病理性活動，并且這樣一來就為檢查大腦中神經(jīng)群體的交互作用提供了新穎且重要的可能性。
沒有耗時的校準以及甚至具有相對大的頻率波動的效果穩(wěn)定性——尤其是在控制激勵應(yīng)用的方法1中(持久刺激，見部分6.1)——具有重要的后果。
1.在電極的置換期間甚至在外科手術(shù)進行時就能立刻檢查刺激結(jié)果。結(jié)果，能夠明顯改善適當(dāng)目標(biāo)點的發(fā)現(xiàn)。以前的需求控制方法需要持續(xù)長于每電極30分鐘的校準。這不能在外科手術(shù)進行時執(zhí)行，并且不是患者所期待的(其未被麻醉)。
2.新的方法還能夠用在神經(jīng)或精神疾病中，其中病理性節(jié)律具有很大波動的頻率。特別地，新的方法還能夠用于去耦間歇(亦即短時期)發(fā)生的節(jié)律。結(jié)果是，新的刺激方法能夠用在多得多的疾病中，尤其是還能夠用于癲癇的情況。使用根據(jù)本發(fā)明的裝置，用新的刺激方法通過去耦適當(dāng)?shù)拇竽X區(qū)域能夠治療以下疾病或癥狀。在所有的神經(jīng)或精神疾病中，其中病理性神經(jīng)同步扮演了與疾病特定癥狀的實例相關(guān)的角色，例如帕金森病、特發(fā)性震顫、肌張力障礙、強迫癥疾病、多發(fā)性硬化中的震顫、作為中風(fēng)或其他組織損傷(例如腫瘤組織損傷，例如在丘腦和/或基底神經(jīng)節(jié)的區(qū)域中)的后果的震顫、舞蹈手足徐動癥以及癲癇，這種列舉并不規(guī)定為限制性的。在當(dāng)前使用的標(biāo)準方法中，連續(xù)高頻的刺激，使用以下目標(biāo)區(qū)域，例如帕金森病情況下的丘腦下神經(jīng)核或震顫支配的帕金森病情況下的丘腦，例如丘腦中間腹側(cè)核。在特發(fā)性震顫的情況下，丘腦，例如丘腦中間腹側(cè)核。在肌張力障礙和舞蹈手足徐動癥的情況下，蒼白球內(nèi)部，在癲癇的情況下，丘腦下神經(jīng)核、小腦、丘腦核心區(qū)域，例如丘腦腹側(cè)核或尾狀核。在強迫癥疾病的情況下，內(nèi)囊或伏隔核。在根據(jù)本發(fā)明的裝置中，例如，能夠選擇用于各個疾病的上面列舉的目標(biāo)區(qū)域和/或與其耦合的區(qū)域。因為根據(jù)本發(fā)明的裝置或者不需要校準，或者能夠非常迅速地執(zhí)行校準，所以存在下述可能性作為電極植入的部分測試可選擇的目標(biāo)區(qū)域，其中能夠甚至更好地改善根據(jù)本發(fā)明的裝置的去耦效果和/或去同步效果。本發(fā)明還包含控制系統(tǒng)，其如規(guī)定的那樣控制根據(jù)本發(fā)明的裝置的操作，和裝置與控制系統(tǒng)的使用，用于治療下述疾病帕金森病、特發(fā)性震顫、肌張力障礙、強迫癥疾病、舞蹈手足徐動癥、多發(fā)性硬化中的震顫、作為中風(fēng)或其他組織損傷(例如腫瘤組織損傷，例如在丘腦和/或基底神經(jīng)節(jié)的區(qū)域中)的后果的震顫、以及癲癇。根據(jù)本發(fā)明的裝置既能夠作為植入物用于上述神經(jīng)和精神疾病的持久治療，又能夠用于外科手術(shù)進行時的目標(biāo)診斷，亦即在外科手術(shù)進行時發(fā)現(xiàn)用于電極植入的最佳目標(biāo)點。
權(quán)利要求
1.一種用于去耦和/或去同步神經(jīng)大腦活動的裝置，特征在于它包括——至少一個傳感器(3)，用于測量至少一個信號，其再現(xiàn)將要去耦的神經(jīng)元群體和/或?qū)⒁ネ降纳窠?jīng)元群體的活動在時間方面的發(fā)展；——電極(2)；以及——控制系統(tǒng)(4)，其接收所述傳感器(3)的測量信號，從這些信號中生成刺激信號和刺激激勵，并且將這些轉(zhuǎn)移到所述電極(2)。
2.如權(quán)利要求1所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)經(jīng)由所述傳感器(3)直接和/或間接地測量將要去耦的神經(jīng)元群體和/或?qū)⒁ネ降纳窠?jīng)元群體的活動的隨時間變化。
3.如權(quán)利要求2所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)經(jīng)由所述傳感器(3)中的至少一個測量將要去耦和/或?qū)⒁ネ降膮^(qū)域所影響的肌肉組的活動的隨時間變化，和/或與將要去耦和/或?qū)⒁ネ降膮^(qū)域相關(guān)聯(lián)的神經(jīng)元群體的活動的隨時間變化。
4.如權(quán)利要求2或3所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)持久地測量所述活動的隨時間變化。
5.如權(quán)利要求2或4所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)在以時間限制的測量間隔中測量所述活動的隨時間變化。
6.如權(quán)利要求5所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)借助于確定性和/或隨機和/或組合的隨機/確定性的算法控制所述限制的測量間隔的持續(xù)時間和/或間隔。
7.如權(quán)利要求2至6中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)存儲所述測量信號。
8.如權(quán)利要求1至7中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)處理所述測量信號。
9.如權(quán)利要求8所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)從處理過的測量信號中生成所述刺激信號。
10.如權(quán)利要求8或9所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)通過生成關(guān)于所述測量信號時間延遲的刺激信號來處理所述測量信號。
11.如權(quán)利要求10所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)生成刺激信號，其時間延遲對應(yīng)于所述測量信號周期的分數(shù)或分數(shù)的倍數(shù)。
12.如權(quán)利要求10或11所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)生成具有至少部分不同的時間延遲的刺激信號。
13.如權(quán)利要求8至12中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)通過濾波所述測量信號來處理所述測量信號。
14.如權(quán)利要求8至13中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)通過對所述測量信號執(zhí)行頻率分析和/或帶通濾波和/或小波分析和/或希耳伯特變換和/或時域中的濾波來處理所述測量信號。
15.如權(quán)利要求8至14中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)通過線性和/或非線性地組合和/或變換所述測量信號來處理所述測量信號。
16.如權(quán)利要求15所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)將所述測量信號相互和/或與自身相乘、相除、相加和/或相減，和/或借助于其他非線性函數(shù)變換所述測量信號，和/或形成絕對值。
17.如權(quán)利要求8至16中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)通過放大所述測量信號來處理所述測量信號。
18.如權(quán)利要求8至17中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)通過改變所述測量信號的極性來處理所述測量信號。
19.如權(quán)利要求8至18中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)通過時間編碼所述測量信號來處理所述測量信號。
20.如權(quán)利要求19所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)將所述測量信號編碼為脈沖串。
21.如權(quán)利要求20所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)將所述測量信號編碼為低或高頻脈沖串。
22.如權(quán)利要求8至21中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)通過生成用相同處理步驟生成的刺激信號來處理所述測量信號。
23.如權(quán)利要求8至21中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)用不同的處理步驟生成至少兩個刺激信號。
24.如權(quán)利要求8至23中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)借助于確定性和/或隨機和/或組合的隨機/確定性的算法改變處理步驟和/或它們的時間參數(shù)。
25.如權(quán)利要求1至24中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)限制所述刺激信號的最大幅度。
26.如權(quán)利要求1至25中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)用刺激激勵來驅(qū)動所述電極(2)。
27.如權(quán)利要求26所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)從所述刺激信號中生成刺激激勵。
28.如權(quán)利要求26或27所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)將所述測量信號相互和/或與自身相乘、相除、相加和/或相減，和/或借助于其他非線性函數(shù)變換所述測量信號，和/或形成絕對值，以便生成刺激激勵。
29.如權(quán)利要求26至28中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)生成其凈電荷輸入基本上為零的刺激激勵。
30.如權(quán)利要求26至29中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)在時間方面控制所述刺激激勵的應(yīng)用。
31.如權(quán)利要求30所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)持久地施加所述刺激激勵。
32.如權(quán)利要求30所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)重復(fù)地施加所述刺激激勵。
33.如權(quán)利要求32所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)在以時間限制的刺激間隔內(nèi)施加所述刺激激勵。
34.如權(quán)利要求33所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)借助于確定性和/或隨機和/或組合的隨機/確定性的算法控制所述刺激間隔的持續(xù)時間和/或間隔。
35.如權(quán)利要求1至34中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)包括另外的需求控制。
36.如權(quán)利要求35所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)使用所述測量信號和/或所述刺激信號用于所述需求控制。
37.如權(quán)利要求35或36所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)檢測所述測量和/或刺激信號中的病理性特征。
38.如權(quán)利要求35至37中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)使用所述測量和/或刺激信號的幅度用于所述需求控制。
39.如權(quán)利要求35至38中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)通過使用信號自身和/或信號的絕對值和/或在疾病特定頻率范圍內(nèi)帶通濾波的信號和/或在疾病特定頻率范圍內(nèi)帶通濾波的信號的絕對值和/或希耳伯特變換和/或小波分析所確定的瞬時幅度來估計所述測量和/或刺激信號的幅度。
40.如權(quán)利要求35至39中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)當(dāng)在所述測量和/或刺激信號中檢測病理性特征時，施加刺激激勵。
41.如權(quán)利要求35至40中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)通過檢測所述測量和/或刺激信號的幅度閾值的違反來檢測病理性特征。
42.如權(quán)利要求35至41中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)通過檢測在疾病特定頻率范圍內(nèi)帶通濾波的測量信號和/或刺激信號的幅度閾值的違反來檢測病理性特征。
43.如權(quán)利要求35至42中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)為了檢測病理性特征，在滑動時間窗口中將所述測量和/或刺激信號的幅度與所述閾值相比較。
44.如權(quán)利要求26至43中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)用相等的刺激激勵來驅(qū)動所述電極(2)。
45.如權(quán)利要求26至43中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)用不同的刺激激勵來驅(qū)動所述電極(2)。
46.如權(quán)利要求45所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)生成不同的刺激激勵，其從不同的刺激信號和/或借助于所述刺激信號的不同變換和/或組合而生成。
47.如權(quán)利要求45或46所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)借助于確定性和/或隨機和/或組合的隨機/確定性的算法來確定并改變所述刺激激勵的等級和/或類型和/或能量輸入和/或參數(shù)。
48.如權(quán)利要求1至47中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)改變所述刺激信號和/或刺激激勵的參數(shù)。
49.如權(quán)利要求48所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)通過使刺激周期T適應(yīng)于將要去耦和/或?qū)⒁ネ降纳窠?jīng)元群體的瞬時周期來改變所述刺激信號和/或刺激激勵的參數(shù)。
50.如權(quán)利要求49所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)或者通過估計觸發(fā)點的時間差或者借助于頻率估計器來確定所述瞬時周期。
51.如權(quán)利要求48至50中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)通過使刺激周期T適應(yīng)于將要去耦和/或?qū)⒁ネ降纳窠?jīng)元群體的平均頻率來改變所述刺激信號和/或刺激激勵的參數(shù)。
52.如權(quán)利要求48至51中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)通過使所述刺激信號的時間延遲適應(yīng)于刺激周期T來改變所述刺激信號和/或刺激激勵的參數(shù)。
53.如權(quán)利要求48至52中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)通過適應(yīng)激勵強度來改變所述刺激信號和/或刺激激勵的參數(shù)。
54.如權(quán)利要求53所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)以足夠的去耦和/或去同步發(fā)生的方式，在神經(jīng)活動的10和1000個周期之間的時間尺度上控制所述激勵強度。
55.如權(quán)利要求53或54所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)改變所述測量信號的放大率，用于控制所述激勵強度。
56.如權(quán)利要求48至55中之一所述的裝置，其特征在于，以這樣的方式編程所述控制系統(tǒng)(4)激勵強度和病理性特征的實例之間的關(guān)系能夠取決于刺激結(jié)果而或者手工地調(diào)整和/或自動地控制。
57.如權(quán)利要求1至56中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)包括另外的手工需求控制。
58.如權(quán)利要求1至57中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)將測量和刺激間隔布置得重疊或同時發(fā)生或在時間上分開。
59.如權(quán)利要求1至58中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)經(jīng)由所述電極(2)或者直接或者間接地刺激將要去耦和/或?qū)⒁ネ降纳窠?jīng)元群體。
60.如權(quán)利要求59所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)經(jīng)由所述電極(2)，刺激經(jīng)由神經(jīng)纖維束與將要去耦和將要去同步的神經(jīng)元群體連接的神經(jīng)元群體，和/或刺激連接到將要去耦和/或去同步的神經(jīng)元群體的神經(jīng)纖維束。
61.如權(quán)利要求1至60中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)檢測所述電極(2)的刺激位置和它所刺激的神經(jīng)元群體的位置之間的傳導(dǎo)時間差。
62.如權(quán)利要求1至61中之一所述的裝置，其特征在于，所述控制系統(tǒng)(4)當(dāng)計算所述刺激信號的時間延遲時和/或當(dāng)處理所述測量信號時，還算入相關(guān)的傳導(dǎo)時間。
63.如權(quán)利要求1至62中之一所述的裝置，其特征在于，所述電極(2)在結(jié)構(gòu)上與至少一個傳感器(3)組合。
64.如權(quán)利要求1至63中之一所述的裝置，其特征在于，在所述控制系統(tǒng)(4)和所述電極(2)之間存在DC隔離。
65.如權(quán)利要求1至64中之一所述的裝置，其特征在于，它經(jīng)由遙測發(fā)送器(11)和遙測接收器(12)連接到這樣的裝置，其用于顯示并處理所述測量和/或刺激信號，并且用于保存數(shù)據(jù)。
66.如權(quán)利要求1至65中之一所述的裝置，其特征在于，它經(jīng)由遙測發(fā)送器(11)和遙測接收器(13)連接到另外的參考數(shù)據(jù)庫。
67.一種控制系統(tǒng)，特征在于它以這樣的方式編程它控制用于執(zhí)行如權(quán)利要求1至66中之一所述的裝置的操作的步驟。
68.如權(quán)利要求1至66中之一所述的裝置的用途，用于治療由神經(jīng)群體的病理性相關(guān)激發(fā)引起和/或與其相關(guān)聯(lián)的疾病。
69.如權(quán)利要求68所述的裝置的用途，用于治療下述疾病帕金森氏疾病、特發(fā)性震顫、肌張力障礙、強迫癥疾病、抑郁癥和癲癇。
70.如權(quán)利要求67所述的控制系統(tǒng)的用途，用于治療由神經(jīng)群體的病理性相關(guān)激發(fā)引起和/或與其相關(guān)聯(lián)的疾病。
71.如權(quán)利要求70所述的控制系統(tǒng)的用途，用于治療下述疾病帕金森病、特發(fā)性震顫、肌張力障礙、強迫癥疾病、抑郁癥和癲癇。
72.一種用于治療由神經(jīng)群體的病理性相關(guān)激發(fā)引起或與其相關(guān)聯(lián)的疾病的方法，其特征在于，測量神經(jīng)活動或與疾病模式的實例相關(guān)聯(lián)的病理性特征的信號，其中從這些信號中生成電刺激信號，其經(jīng)由電極應(yīng)用于引發(fā)疾病模式的大腦區(qū)域和/或緊密連接到其的大腦區(qū)域。
73.如權(quán)利要求72所述的方法，用于治療下述疾病帕金森病、特發(fā)性震顫、肌張力障礙、強迫癥疾病、抑郁癥和癲癇，其特征在于，測量神經(jīng)活動或與疾病模式的實例相關(guān)聯(lián)的病理性特征的信號，并且從這些信號中生成電刺激信號，其經(jīng)由電極應(yīng)用于引發(fā)疾病模式的大腦區(qū)域和/或緊密連接到其的大腦區(qū)域。
74.如權(quán)利要求72或73所述的方法，其特征在于，用時間延遲施加這些刺激信號。
75.如權(quán)利要求72至74中之一所述的方法，其特征在于，用時間延遲施加所述刺激信號，所述時間延遲是所述測量信號的刺激周期T的分數(shù)或分數(shù)的倍數(shù)。
76.如權(quán)利要求72至75中之一所述的方法，其特征在于，直接測量將要去耦和/或?qū)⒁ネ降纳窠?jīng)元群體的活動的變化。
77.如權(quán)利要求72至76中之一所述的方法，其特征在于，間接測量所述神經(jīng)活動隨時間的變化。
78.如權(quán)利要求72至77中之一所述的方法，其特征在于，持久地、周期性地或在需求控制下施加所述刺激信號。
79.如權(quán)利要求72至78中之一所述的方法，其特征在于，如權(quán)利要求51至58所述地使所述刺激信號適應(yīng)。
80.如權(quán)利要求1至66中之一所述的裝置或如權(quán)利要求67所述的控制系統(tǒng)的用途，用于為刺激發(fā)現(xiàn)目標(biāo)點。
81.一種用于將將要去耦的神經(jīng)元群體從別的神經(jīng)元群體去耦的方法，其特征在于，刺激將要去耦的神經(jīng)元群體。
82.如權(quán)利要求81所述的方法，其特征在于，電施加刺激。
全文摘要
本發(fā)明涉及用于去耦和/或去同步神經(jīng)的病理性同步大腦活動的裝置，其中，根據(jù)本發(fā)明，借助于電極刺激大腦區(qū)域的局部區(qū)域或功能上相關(guān)的大腦區(qū)域中的活動，令人驚異地導(dǎo)致使受影響的神經(jīng)元群體從病理性區(qū)域去耦和去同步并抑制患者中的癥狀。在裝置的可選擇的實施例中，由疾病引起的病理性同步大腦活動被去同步，其還導(dǎo)致癥狀被抑制。作為激勵，使用反饋刺激信號，換言之即測量過的、時間延遲的并且處理過的神經(jīng)活動，由此以根據(jù)本發(fā)明的自調(diào)節(jié)的方式按需求控制刺激信號，作為其結(jié)果，對將要去耦的神經(jīng)元群體或?qū)⒁ネ降纳窠?jīng)元群體的合成刺激影響的強度，在成功去耦和/或去同步之后被自動地最小化。為了成功地操作，裝置既不需要精心設(shè)計的校準，又不需要刺激參數(shù)的控制，而是它們能夠優(yōu)選地通過另外的控制系統(tǒng)來適應(yīng)和最優(yōu)化。裝置包括刺激電極(2)和至少一個傳感器(3)，其由控制系統(tǒng)以這樣的方式驅(qū)動它們在它們的局部環(huán)境中產(chǎn)生去耦和/或去同步。
文檔編號A61B5/0476GK1956751SQ200580016785
公開日2007年5月2日 申請日期2005年4月28日 優(yōu)先權(quán)日2004年5月27日
發(fā)明者彼得·塔斯, 奧列克山大·波波維奇, 克里斯蒂安·豪普特曼, 瓦萊里·克拉奇科夫斯基 申請人:于利奇研究中心有限公司