CN102369042A - 具有电压保护和快速信号恢复的生理信号放大器 - Google Patents

Abstract

一种生理感测放大器实现无需消隐地在例如传递去纤颤脉冲时接收到大电压后的快速恢复时间。当设备的周围组织或外壳的极化不存在时，该恢复时间可小于1微秒。当超出一预定阈值时，感测放大器使用反馈网络将增益放大器的输入电压钳位在预定值。

Description

具有电压保护和快速信号恢复的生理信号放大器

技术领域

本发明涉及医疗设备，更具体地涉及感测生理信号的医疗设备。

背景

已采用或提出多种用于将治疗传递给患者和/或监测患者生理状况的医疗设备。一些医疗设备全部或主要地位于患者体外，而另一些可植入到患者体内。一些医疗设备采用刺激电极、感测电极和/或其它传感器。医疗设备将电刺激传递至心脏、肌肉、神经、大脑、胃或其它器官或组织，和/或监视与这些器官或组织关联的状况。在一些示例中，电极或传感器检测血液或其它体液中的蛋白质或化学物质的存在或检测其浓度。

医疗引线被配置成允许将电极或传感器放置在要求的位置以传递刺激或感测。例如，在将引线的近端部耦合于医疗设备外壳的情况下，可将电极或传感器设置在引线的远端部。其它医疗设备包括在设备上或设备内的电极或传感器，或者以无线方式耦合于传感器，并因此需要耦合于医疗引线。

例如心脏起搏器或复律器-去纤颤器经由通过一根或多根引线携带的电极将治疗性电刺激提供给心脏。电刺激可包括例如用于起搏、复律或去纤颤的脉冲或电击的信号。在一些情形下，医疗设备感测心脏的固有去极化，并基于感测到的去极化控制刺激信号向心脏的传递。一旦检测到异常节律，例如心搏徐缓，传递一个或多个适宜的电起搏刺激信号以维持或恢复正常的节律。在一些情形下，一旦检测到心动过速，则医疗设备将快速起搏脉冲传递至患者的心脏。为了心动过速的复律或为了在检测到纤颤时对心脏作去纤颤，可传递高压电击。

总地来说，心脏起搏器、复律器和/或去纤颤器包括生理感测放大器，该生理感测放大器耦合于电极以检测与心脏的去极化或复极化关联的心脏电信号，这除了确定心率外还可用来实现许多目的。例如，心脏电信号可用于节律分级，这可包括信号的形态分析或其它分析。又如，也可存储心脏电信号以供医生以后观察以例如作出评估或诊断。其它可植入或外部设备也包括生理感测放大器，用于感测其它生理信号，例如神经信号。

生理感测放大器放大生理信号，该生理信号的振幅通常为20mV或更小，而在一些情形下，生理感测放大器还在处理信号前对感测到的生理信号滤波以增大信噪比(SNR)。然而，用于复律或去纤颤的例如起搏脉冲或电击之类的大电压信号会使感测放大器饱和。放大器的饱和可能使放大器的输出不可用。例如，当放大器饱和时，来自感测信号的信息可能不存在于放大器的输出中。靠近电极的心肌组织的极化或本身可充当刺激和/或感测电极的设备外壳的极化也可能导致感测放大器的饱和。

感测放大器从饱和状态返回到正常感测状态所花费的时间被称为恢复时间。恢复时间可持续几秒。为了这个原因，在传递脉冲或电击过程中经常对感测放大器进行消隐(blank)以避免感测放大器的饱和。消隐使感测放大器输入从电极脱离耦合。消隐通常持续超出电刺激持续时间长达一段时间，这段时间被称为消隐周期。

概述

本公开描述一种用于医疗设备的信号调节生理感测放大器。该感测放大器可独立地使用，或作为医疗设备中的更复杂感测放大器的一部分使用。感测放大器可用于可植入医疗设备(IMD)，例如可植入起搏器、复律器和/或去纤颤器或可植入神经刺激器(INS)或任何其它可植入设备。在其它示例中，感测放大器用于外部设备，例如外部起搏器、外部去纤颤器、外部神经刺激器、外部脉冲发生器或外部监视器。

感测放大器被配置成实现在接收到大电压后——例如在将复律或去纤颤信号传递至心脏后——的快速恢复时间，而无需消隐。在由于所施加电压无法预计而无法对感测放大器消隐的情况下，例如当感测放大器位于第一设备中而第二设备传递复律或去纤颤脉冲时，从大电压快速恢复的能力可能是尤为有利的。当设备的周围组织或外壳不存在极化时，该感测放大器的恢复时间可能小于大约1毫秒。

该感测放大器使用反馈网络将去往增益放大器的输入电压钳位在一预定值以实现快速恢复时间而无需对感测放大器解除耦合。在操作中，尤其是当例如心脏电信号的小振幅信号出现在输入端时，反馈网络不提供钳位并使小振幅信号由增益放大器放大。然而，当存在较大电压时，反馈网络的钳位特征被激活并将送至增益放大器的输入电压钳位在预定值。

感测放大器包括高通滤波器，该高通滤波器包括电容器，如果至增益级的输入电压在治疗脉冲期间不被钳位，该电容器存储大直流(DC)电压。当由增益级输入端的大振幅信号激活时，反馈网络将高通滤波电容器连接于低阻电流路径，该低阻电流路径允许高通滤波电容器根据电压的极性比其它可能情形更快地放电或充电。该低阻电流路径将增益级的输入电压钳位在预定值并也使高通滤波器的极点平移。因此，感测放大器也可描述为使用极点平移技术来无需消隐地实现快速恢复时间。

在一些示例中，感测放大器也包括用来防止感测放大器的输出遭受假电平感测的时延。在治疗脉冲或其它大电压已结束后，IMD的电极和/或外壳周围的组织可通过衰减的DC电压受到极化。没有时延的话，心脏电信号承载在DC信号上，并可能由后面的处理电路错误地检测为多个心脏事件。时延使反馈网络的钳位特征在治疗脉冲已结束后的一段时间仍然保持激活，由此使DC极化耗散。在时延结束后，反馈网络的钳位特征被解除激活，并且感测放大器返回到正常工作，即放大小振幅信号。

另外，感测放大器可包括阻断可能有害的电压电平以免损害感测放大器的电路。该电压阻断电路可包括耦合于仪器放大器的输入的一对高电压晶体管。高电压晶体管可偏置，以使高电压晶体管工作在当不再超出栅极-源极导通阈值电压时钳位源极侧电压的模拟模式。在一个示例中，晶体管将电压钳位在大约2.5V。

在一个示例中，配置成用于医疗设备以感测患者的生理电信号的生理感测放大器包括：高通滤波器，该高通滤波器包括串联耦合的电容器和电阻器，其中施加在电阻器两侧的电压与生理电信号成比例；放大输入电压以产生输出电压的放大器，其中当输入电压小于预定阈值时输入电压是施加于电阻器的电压的函数；以及包括与电阻器并联耦合的晶体管的反馈网络。放大器的输出电压耦合于晶体管的控制端子以当输入电压超出预定阈值时激活晶体管，并且该晶体管当被激活时将放大器的输入电压钳位在一大致恒定的值。

在另一示例中，医疗设备包括：感测放大器，该感测放大器从第一和第二电极接收差分电压，当该差分电压小于一预定阈值时输出与该差分电压成比例的电压，并当该差分电压超出该预定阈值时输出大致恒定的电压。该医疗设备还包括用于处理感测放大器的输出以感测患者生理信号的处理器。该感测放大器包括：高通滤波器，该高通滤波器包括串联耦合的电容器和电阻器，其中施加在电阻器两侧的电压与生理电信号成比例；放大输入电压以产生输出电压的放大器，其中当输入电压小于预定阈值时输入电压是施加于电阻器的电压的函数；以及包括与电阻器并联耦合的晶体管的反馈网络。放大器的输出电压耦合于晶体管的控制端子以当输入电压超出预定阈值时激活晶体管，并且该晶体管当被激活时将放大器的输入电压钳位在一大致恒定的值。

在另一示例中，医疗系统包括配置成将电刺激信号传递给患者的第一医疗设备以及配置成感测患者的生理电信号的第二医疗设备。第二医疗设备包括感测放大器，该感测放大器从第一和第二电极接收差分电压，当该差分电压小于一预定阈值时输出与该差分电压成比例的电压，并当该差分电压超出该预定阈值时输出大致恒定的电压，其中由第一医疗设备传递的电刺激信号使差分电压超出预定阈值。第二医疗设备还包括用于处理感测放大器的输出以感测患者生理信号的处理器。该感测放大器包括：高通滤波器，该高通滤波器包括串联耦合的电容器和电阻器，其中施加在电阻器两侧的电压与生理电信号成比例；放大输入电压以产生输出电压的放大器，其中当输入电压小于预定阈值时输入电压是施加于电阻器的电压的函数；以及包括与电阻器并联耦合的晶体管的反馈网络。放大器的输出电压耦合于晶体管的控制端子以当输入电压超出预定阈值时激活晶体管，并且该晶体管当被激活时将放大器的输入电压钳位在一大致恒定的值。

附图简述

图1是示出包括具有用于监视患者心脏的快速恢复信号调节生理放大器的可植入心脏设备(ICD)的示例性系统的理念图。

图2是示出包括配置有快速恢复信号调节生理放大器的自动外部去纤颤器(AED)和ICD的另一示例性系统的理念图。

图3是示出包括向患者的心脏提供治疗的ICD和配有快速恢复信号调节生理放大器用以监视患者的神经信号的可植入神经刺激器的另一示例性系统的理念图。

图4是更详细地示出图1中所示的系统的ICD和引线的理念图。

图5是示出图1所示的ICD的示例性配置的功能框图。

图6-10是示出示例性快速恢复信号调节生理放大器的概略电路图。

图11A-D是示出快速恢复信号调节生理放大器的示例性操作的时序图。

详细描述

图1是示出包括监视患者14的心脏12并将治疗传递给患者14的心脏12的可植入心脏设备(ICD)16的示例性系统10的理念图。ICD 16包括信号调节生理感测放大器，这将在下文中更详细地描述，该信号调节生理感测放大器实现在将治疗传递至心脏12之后的快速恢复时间而无消隐。当ICD16的周围组织或外壳不存在极化时，该恢复时间可能小于大约1毫秒(ms)。

在图示示例中，ICD 16耦合于引线18、20和22。ICD 16将电信号传递至心脏12并经由耦合于引线18、20、22中的一根或多根引线的电极(未示出)和在某些情形下ICD 16的外壳电极(未示出)感测伴随着心脏12的去极化和复极化的电信号。ICD 16可作为可植入起搏器、复律器和/或去纤颤器工作。

右心室(RV)引线18延伸通过一条或多条静脉(未示出)、上腔静脉(未示出)和右心房26并进入右心室28。左心室(LV)冠状窦引线20延伸通过一条或多条静脉、腔静脉、右心室26并进入冠状窦30直至心脏12的左心室32的自由壁附近的区域。右心房(RA)引线22延伸通过一条或多条静脉和腔静脉并进入心脏12的右心房26。其它配置(即引线的数目和位置)是可能的。

在将电脉冲传递至心脏后，监视心脏以确定患者状况是重要的。具体地说，确定治疗是否有效，如果无效则传递附加的适宜治疗是重要的。ICD16的快速恢复信号调节生理感测放大器使ICD 16在将电脉冲传递至心脏之后基本立即无消隐地感测心脏12的心脏电信号。本公开全文中参照信号调节生理感测放大器的恢复周期，使用“基本立即”，当ICD 16周围的组织或ICD 16的外壳不存在极化时，该恢复周期可小于1微秒(ms)。

该ICD 16的感测放大器使用反馈网络将去往增益放大器的输入电压钳位在一预定值以无消隐地实现快速恢复时间。一般来说，感测放大器包括：用于去除或抑制直流(DC)信号的高通滤波器；以及用于增加感测信号的信噪比(SNR)的增益放大器。高通滤波器可以是电阻-电容(RC)高通滤波器，它具有相对低的截止频率以滤除DC信号但使心脏电信号通过。图6-10给出感测放大器的示例性电路图。

总地来说，感测放大器工作在两种不同的模式下。在第一模式下，感测放大器正常工作，即作为放大器工作，该放大器将由引线18、20、22中的一根或多根上携带的电极和在某些情形下由ICD 16的外壳电极感测到的心脏电信号放大。当感测放大器工作在第一模式时，反馈网络不被激活，即不提供钳位反馈。当增益放大器侧的输入电压小于预定阈值电压时，感测放大器工作在该第一模式下。选择阈值电压的值以使其大于常见心脏电信号或其它生理信号的值，并小于起搏或复律/去纤颤脉冲的值。例如，由于心脏电信号一般小于20mV并且常见起搏脉冲大于1V，因此例如可在大约30毫伏(mV)至大约1伏(V)的范围内选取该值。在本公开全文中，使用420mV的示例性阈值。预定阈值可通过选择例如图6-10所示的感测放大器电路中的电路器件和值(例如电阻值或电压值)予以配置。

当增益放大器输入侧的电压大于该预定阈值时，感测放大器工作在第二模式下。当工作在第二模式时，感测放大器激活反馈网络以将增益放大器的输入电压钳位在预定的阈值。具体地说，当被激活时，反馈网络将高通滤波电容器连接于低阻电流路径，这使高通滤波电容器根据治疗脉冲的极性比其它可能的情形更快地放电或充电。这对送至增益放大器输入端的输入电压作出钳位，并为放大器后期治疗提供快速恢复时间。

低阻电流路径使高通滤波器的极点平移，以使高通滤波器的截止频率增加。例如，当感测放大器工作在第一模式时，高通滤波器的截止频率可以是相对低的频率，例如小于1赫兹(Hz)，用于阻断直流电。当感测放大器工作在第二模式时，截止频率平移至较高值。具体地说，截止频率可平移以使其高于起搏或复律/去纤颤脉冲的频率。作为一个示例，高通滤波器的截止频率当工作在第一模式时大约为0.15Hz，而当工作在第二模式时则平移至大约1MHz或更高频率。为此，感测放大器也可描述为使用极点平移技术来无消隐地取得快速恢复时间。

感测放大器也可采用防止假电平感测的时延。在治疗脉冲已结束后，ICD 16的电极和/或机壳周围的组织本身可能被极化，并且心脏电信号可承载在该DC极化信号上。没有时延的话，感测放大器可返回到工作在第一模式，这可能导致ICD 16错误地检测到基于DC平移信号的多个心脏事件。然而，当治疗脉冲结束时，该时延使ICD 16延迟返回到工作在第一模式。这使DC极化在ICD 16返回到工作在第一模式前耗散。

由于感测放大器的电路元件可以是低电压器件而治疗脉冲(起搏、复律或去纤颤脉冲)可以具有相对高的电压，因此感测放大器可在前端包括电压阻断电路。例如，感测放大器的电路元件可具有小于或等于大约6V或小于或等于大约3.3V的额定电压。例如，治疗脉冲电压对于由植入医疗引线传递的起搏脉冲可大约为1V或1V以上，而对于植入的复律和去纤颤脉冲可高达大约800V，且对于经由设置在患者身体上的外部电极传递的去纤颤脉冲可以显著更高。在本公开中，感测放大器的前端用来表示电路的电压阻断器件，而电路的后端用来表示使用反馈网络来无消隐地提供快速恢复时间后期“治疗”的实际感测放大器。

在一个示例中，感测放大器的前端使用耦合于输入的一对晶体管。例如，一个晶体管可耦合于一个感测电极而另一晶体管可耦合于另一感测电极。晶体管可用来感测电极两侧的差分电压，并耦合于信号调节生理感测放大器的后端的输入。如结合图6-10的电路图更详细描述的那样，感测放大器的后端的输入可以是用来将差分电压信号转换成单端信号的仪器放大器的输入。晶体管也可通过基准电位(即感测放大器的基准接地点)彼此耦合。控制晶体管中的每一个的栅极电压，由此当晶体管的栅极-源极导通阈值电压不再超出预定值时，使晶体管工作在模拟模式下。在模拟模式下，晶体管将源极侧的电压钳位在大致恒定值，由此阻止感测放大器的后端受到可能有害的电压电平的影响。例如，晶体管可配置成将电压钳位在大约2.5V。因此，该前端可将相对较少的能量分流离开心脏。另外，由于晶体管可实现为高电压部件，例如1200V额定电压的晶体管，因此该前端可提供比例如使能量分流离开心脏的瞬态电压抑制器或二极管之类的其它钳位器件更高的可靠性。

快速恢复信号调节生理感测放大器可提供优于常见生理感测放大器的某些优势。常见生理感测放大器依赖于消隐以避免长饱和周期。然而，所描述的信号调节生理感测放大器不需要消隐，并当不存在极化时可实现小于大约1毫秒的恢复时间。此外，所描述的感测放大器可提供自动设定起搏振幅的优势。具体地说，所描述的感测放大器能在起搏脉冲后足够快速地恢复，以检测由心脏从起搏脉冲唤起的响应，该起搏脉冲可用来确定起搏捕捉阈值。所描述的感测放大器的快速恢复时间也可提供其它信号分析方面的优势。

根据本公开的信号调节生理感测放大器可在消隐不可行的情形下尤其具有优势。消隐不可行的一些示例性系统包括具有不能通信协调消隐的两个或更多个医疗设备的系统。在这些系统中，当一个医疗设备传递刺激脉冲时，在另一医疗设备中根据本公开的信号调节生理感测放大器可受到保护并从未预料的电压相对快速地恢复。具有多个医疗设备的示例性系统示出于图2和图3。

图2是示出包括外部去纤颤器42和ICD 16的另一示例性系统40的理念图。外部去纤颤器42可以是例如自动外部去纤颤器(AED)或更完全特征的外部去纤颤器。ICD 16、外部去纤颤器42或前述两者可配有快速恢复信号调节生理感测放大器。

在图示示例中，外部去纤颤器42耦合于施加在例如患者14的皮肤的表面的两个电极48A、48B(统称为电极48)。电极48通过相应的引线或缆线46A、46B(统称为缆线46)耦合于去纤颤器42。外部去纤颤器42经由电极48检测患者14的心脏12的电活动，并经由电极48将电刺激传递给心脏12。例如，去纤颤器42可检测快速性心律失常并经由电极48将一个或多个响应性去纤颤脉冲传递给患者14。如图2所示，去纤颤器42包括显示器44，经由该显示器44可显示基于由电极48检测到的电活动而产生的心电图。

在一些示例中，ICD 16和外部去纤颤器42被配置成彼此通信。因此，ICD 16和外部去纤颤器42不以协调方式工作，并因此ICD 16和去纤颤器42可能不清楚何时ICD 16和外部去纤颤器42中的另一个向心脏12传递治疗。然而，在ICD 16配有根据本公开的快速恢复信号调节生理感测放大器的示例中，ICD 16能在外部去纤颤器42向患者14传递治疗脉冲(例如去纤颤电击)后更有效且快速地监视心脏电信号。ICD 16可另外配置成基于检测到来自去纤颤器42的外部电击而暂停治疗，或进入诊断模式以记录事件，或传递附加治疗以补充由去纤颤器42传递的治疗。此外，在外部去纤颤器42配有本公开所述的快速恢复生理感测放大器的示例中，外部去纤颤器42能在ICD 16传递治疗脉冲后更有效且更快速地监视心脏电信号，或将有用的心电图信号显示在显示器44上。另外，ICD 16和去纤颤器42两者可避免受到其它设备传递的治疗的损害。

图3是示出包括ICD 16和可植入神经刺激器(INS)52的另一示例性系统50的理念图。在一些情形下，ICD 16和INS 52未被配置成彼此通信。另外，由ICD 16传递给心脏12的治疗脉冲可由INS 52感测，且类似地，由INS 52传递的刺激脉冲可由ICD 16感测。在图示示例中，INS 52和ICD16中的一者或两者可配有如本公开所述的快速恢复信号调节生理感测放大器，以利于在由其它设备传递刺激脉冲后的感测恢复并提供对预料之外的刺激脉冲的保护。

INS 52可以是任何适宜的可植入医疗设备，该可植入医疗设备包括用于产生可传递至患者12的组织(例如神经组织)的刺激电信号的信号发生器。示例性目标刺激点包括脊髓54、大脑、迷走神经或末梢神经附近的组织。INS经由一个或多个引线56传递刺激。INS 52可在皮下或肌肉下植入到患者14的体内，例如植入到患者14的胸腔、腰、小腹或臀部内。

在一些示例中，INS 52将电刺激传递至患者12的自律神经，即交感神经和/或副交感神经，例如迷走神经。副交感神经的刺激例如可帮助减慢心脏12的固有节律或减少心脏12的应激性，这可作为由ICD 16传递的抗快速性心律失常治疗(例如抗心动过速起搏、复律或去纤颤)的补充，或更广泛地控制患者12的心率。

INS 52可经由设置在INS的引线56或外壳上的电极感测电信号，例如神经或心脏信号。在一些示例中，INS 52因变于感测到的信号控制神经刺激的传递。根据本公开的快速恢复信号调节生理感测放大器可通过使INS52无消隐地从ICD 16的刺激传递中恢复而允许感测。同样，根据本公开的快速恢复信号调节生理感测放大器可通过使INS 16无消隐地从ICD 52的刺激传递中恢复而允许感测。另外，本公开的感测放大器的电压阻断前端可保护INS 52和ICD 16两者不受由另一设备传递的预料之外的高电压治疗的影响。

应当理解，图1-3所示的系统仅代表可使用快速恢复信号调节生理感测放大器的诸可能系统中的一些系统。又如，系统可包括：植入患者体内的起搏器；以及之后植入患者体内的皮下复律器/去纤颤器，用以提供起搏器无法提供的复律和/或去纤颤治疗。起搏器或皮下复律器/去纤颤器中的一者或两者可包括本文描述的快速恢复信号调节生理感测放大器，该快速恢复信号调节生理感测放大器利于在其它设备传递治疗脉冲或治疗协调或由其它设备传递补充治疗之后监视心脏电信号。其它系统可包括外部临时起搏器或包含配有所述感测放大器的外部脉冲发生器的其它设备。总地来说，所描述的感测放大器可用于包括监视患者的生理信号的医疗设备的任何系统。

图4是更详细地示出ICD 16和引线18、20和22的理念图。引线18、20、22中的每一根包括细长的绝缘引线本体，该绝缘引线本体可携带一定数量的导线。双极电极60、62位于引线18的远端附近。另外，双极电极64、66位于引线20的远端附近，而双极电极68、70位于引线22的远端附近。此外，每条引线18、20、22包括细长电极82、84、86中的相应一个。电极60、62、64、66、68、70、82、84和86中的每一个电耦合于其关联引线18、20、22的引线本体内的相应一根导线，并由此耦合于ICD 16中的信号发生和感测电路。

ICD 16包括一个或多个外壳电极，例如外壳电极34，所述外壳电极与ICD 16的密封外壳88的外表面一体地形成或以其它方式耦合于外壳88。在一些示例中，外壳电极34由ICD 16的外壳88的面朝外部分的非绝缘部分限定。可采用外壳88的绝缘和非绝缘部分之间的其它划分以限定两个或更多个外壳电极。在一些示例中，外壳电极34包括几乎整合外壳88。如下面参照图5进一步详细地说明那样，外壳88可围住产生例如心脏起搏脉冲和去纤颤电击的治疗刺激的信号发生器以及用于监视患者14体内的心脏12的节律的感测模块。该感测模块可包括如本公开所描述的一个或多个快速恢复生理感测放大器。

ICD 16经由电极34、60、62、64、66、68、70、82、84和86中的选定组合来感测伴随心脏12去极化和复极化的电信号。在一些示例中，ICD 16经由电极60、62、64、66、68和70的双极组合传递起搏脉冲以产生心脏12的心脏组织的去极化。在一些示例中，ICD 16经由电极60、62、64、66、68和70中的任何一个结合以单极配置的外壳电极34而传递起搏脉冲。此外，ICD 16可经由细长电极82、84、86和外壳电极34的任意组合来将复律或去纤颤脉冲传递至心脏12。

图5是ICD 16的一个示例性配置的功能方框图。在图示示例中，ICD 16包括处理器90、存储器92、信号发生器94和电感测模块96。存储器92包括计算机可读指令，当由处理器90执行该指令时，使ICD 16和ICD 16的任何其它组件执行本文属于它们的各种功能。存储器92可包括任何易失、非易失、磁、光或电介质，例如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存或任何其它数字介质。处理器90可包括微处理器、控制器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)或等效的分立或集成逻辑电路中的一个或多个。在一些示例中，处理器90可包括多个组件，例如一个或多个微处理器、一个或多个控制器、一个或多个DSP、一个或多个ASIC或者一个或多个FPGA以及其它分立或集成逻辑电路的任意组合。本文中分配给处理器90的功能可体现为软件、固件、硬件或其任意组合。

处理器90控制信号发生器94以基于存储在存储器92中治疗程序中所选的一个或多个治疗程序将例如起搏、复律或去纤颤的刺激治疗传递至心脏12。信号发生器94例如经由相应引线18、20、22的导线或在外壳电极34的情形下经由设置在ICD 16的外壳88内的电导线电耦合于电极60、62、64、66、68、70、82、84和86。也可提供开关矩阵以将信号发生器94连接于电极34、60、62、64、66、68、70、82、84和86中所选的一个或多个，并使电极具有所选择的极性。信号发生器94以脉冲或脉冲以外的信号(例如正弦波、方波或其它基本连续的时间信号)的形式传递刺激。

电感测模块96监视来自电极34、60、62、64、66、68、70、82、84或86中的至少一个的信号以监视心脏12的电活动。如图5所示，感测模块96包括开关模块102和放大器106。放大器106在图5中表示为包括快速恢复感测放大器104。如结合图6-10提供的电路图在本公开中更详细描述的那样，快速恢复感测放大器104可以是放大器106的多个级中的一个级。放大器106例如除快速恢复感测放大器104外还包括一个或多个其它增益级或滤波级。开关模块102可受处理器90控制以选择使用哪些可用电极来感测心脏活动，例如哪些可用电极耦合于放大器106。

快速恢复感测放大器104是一种感测放大器，该感测放大器使用反馈网络来钳位增益放大器的输入电压，从而实现本公开中描述的快速恢复时间。放大器106也可包括增益放大器和滤波器电路中的一个或多个，所述滤波器电路用于在处理信号以监视心脏活动之前进一步增加快速恢复感测放大器104的输出的信噪比(SNR)。

在一些示例中，感测模块96包括多个感测通道，每个感测通道可包括快速恢复感测放大器。因此，快速恢复感测放大器104可代表多个快速恢复感测放大器，其中多个感测放大器中的每一个专门用于多个感测通道中的一个。

在一些示例中，感测模块96的一个通道包括R波放大器，该R波放大器从电极60、62接收信号，所述信号用于在心脏12的右心室28中的起搏和感测。另一通道可包括另一R波放大器，该R波放大器从电极64、66接收信号，所述信号用于在心脏12的左心室32附近作出起搏和感测。在一些示例中，R波放大器可采用自动增益受控的放大器形式，这种放大器提供随心率的测得R波振幅改变的可调整的感测阈值。

另外，在一些示例中，感测模块96的一个通道可包括P波放大器，该P波放大器从电极68和70接收信号，该信号用于在心脏12的右心房26中作起搏和感测。在一些示例中，P波放大器可采用自动增益受控放大器的形式，这种放大器提供随心率的测得P波振幅改变的可调整的感测阈值。R波和P波放大器的示例记载在1992年6月2日公布的题为“APPARATUS FORMONITORING ELECTRICAL PHYSIOLOGIC SIGNALS(用于监测生理电信号的装置)”的Keimel等人的美国专利No.5,117,824中并在这里全文援引纳入于此。也可使用其它放大器。此外，在一些示例中，感测模块96的一个或多个感测通道可选择地耦合于外壳电极34或细长电极82、84或86，具有或取代一个或多个电极60、62、64、66、68或70，例如用于单极感测心脏12的腔室26、28、36或32中的任何一个中的R波或P波。

在一些示例中，感测模块96包括一通道，该通道包括具有比R波或P波放大器相对更宽通频带的放大器。宽带放大器可包括快速响应感测放大器104。来自被选择为耦合于该宽带放大器的所选感测电极的信号可被提供给多路复用器，并随后通过模-数转换器转换成多位数字信号以存储在存储器92中或与编程器或例如电描记图(EGM)的其它外部设备通信。处理器90也可采用数字信号分析技术来表征数字化信号以根据电信号检测和分级患者的心率。处理器90可通过采用业内已知的众多信号处理方法中的任何方法来检测和分级患者的心率。

图6是示出示例性电路120的电路示意图，该电路120是图5中的快速恢复感测放大器104的示例性实现。电路120可用于ICD 16的多个感测通道中的一个或多个感测通道。如前所述，快速恢复感测放大器104是使用极点平移技术以无消隐得实现快速恢复时间的信号调节生理感测放大器。在图6所示的示例中，电路120包括保护电路后端160不受高电压影响的电路前端122。一般来说，后端160的电路器件实现极点平移技术并具有低的额定电压。因此，前端122被配置成防止后端160暴露于因起搏、复律或去纤颤脉冲产生的潜在有害电压。具体地说，前端122自动地保护后端160。

在图6中，电路120的输入——即P_INPUT和N_INPUT——耦合于感测电极，尽管不一定是直接耦合的。例如，P_INPUT可耦合于环形电极而N_INPUT可耦合于末梢电极。如前所述，跨这些输入的电压对心脏电信号来说可小于大约20mV，而对外部施加的去纤颤脉冲来说可高达几百伏。跨电路120输入两端的差分电压被施加于晶体管130、140。如下面更详细描述的，晶体管130、140彼此耦合并通过电阻器132、134、142和144耦合于仪器放大器150的相应输入。晶体管130、140和电阻器132、134、142和144形成前端122。电阻器124和电容器129也是前端122的部件。前端122阻断可能的有害电压以使其不损害后端160，更具体地说是不损害仪器放大器150。仪器放大器150基于在其输入侧的差分信号产生单端信号。为简化电路图，图6、7、9或10中不提供仪器放大器150的独立实施。然而，包括仪器放大器的独立实施的快速恢复感测放大器的电路图示出于图8。

在图6中，晶体管130、140是N沟道增强模式金属氧化物半导体场效应管(MOSFET)。在本公开中，术语“晶体管”用来表示MOSFET。尽管本公开提及MOSFET，然而应当理解，其它类型的FET或晶体管可用来取代所述MOSFET，如电路领域内技术人员所熟知的那样。每个晶体管130、140的栅极端子通过电阻器124耦合于正极供电电压(+V)。在例如可植入复律器、可植入去纤颤器或纯诊断设备之类的可植入设备中，供电电压可以是大约5V的干线电压。然而应当理解，也可使用例如6V或12V的其它供电电压。用于控制晶体管130、140的栅极电压的其它配置也是可行的，例如分压器。如果电源经历短暂的电压瞬变，使用电容器128来通过提供额外的电压稳定性来将晶体管130、140栅极侧的电压保持为基本恒定。晶体管130、140中的每一个的漏极耦合于相应输入(N_INPUT或P_INPUT)，而晶体管130、140中的每一个的源极分别通过电阻器132、142耦合于仪器放大器150的相应输入。晶体管130的源极通过电阻器132耦合于仪器放大器150的反相输入，而晶体管140的源极通过电阻器142耦合于仪器放大器150的非反相输入。电阻器134和144的一端耦合于仪器放大器150的相应输入，且其另一端耦合于系统接地点以为放大器150的偏置电流提供电流路径，并使电阻器130、140彼此耦合。

一般来说，晶体管130、140配置成作为钳位器件工作以阻止高电压损害后端160的器件。具体地说，晶体管130、140偏置以使晶体管工作在模拟通过模式，从而当该小电压信号被提供给N_INPUT和P_INPUT时使后端160放大相对小的心脏电信号。当高电压被提供给输入时，晶体管130、140也工作在线性电压阻断模式，从而保护后端160不受N_INPUT和P_INPUT之间的高电压的影响。当工作在电压阻断模式时，前端122将后端160的输入电压——具体地说是仪器放大器150的输入电压——钳位在预定值，由此保护后端160的所有器件不受可能有害的电压电平的影响。尽管前端122对仪器放大器150的输入电压进行钳位，然而前端122通常被称为配置成“阻断电压”以保护后端160，或称为“电压阻断电路”以避免与由后端160执行的电压钳位产生混淆。

作为一个示例，可控制晶体管130、140的栅极电压以使其相对于电路基准保持在大约6V。当晶体管140的源极电压增大时，晶体管140则工作在线性电压阻断模式，以使栅极-源极阈值电压对晶体管140而言不再满足条件，例如当治疗脉冲(起搏、复律或去纤颤脉冲)以足够的振幅和相对于P_INPUT呈正极性以及相对于N_INPUT呈负极性地施加时。在施加该治疗脉冲过程中，电流流过晶体管130并随后流过电阻器132、134、144、142，并流过晶体管140由此经由电阻器142、144两侧相对于电路基准的电压在晶体管140的源极建立一电压。当晶体管140的源极电压增加以使大约6伏的栅极电压和大约2.5V的源极电压之间的差不再超过大约3.5V的栅极-源极阈值电压时，晶体管140工作在线性电压阻断模式下。当工作在线性电压阻断模式时，晶体管140在晶体管140的源极端和漏极端子之间形成电压降以满足栅极-源极阈值电压。结果，相对于电路基准大约2.5V的基本恒定电压出现在晶体管140的源极，直到治疗脉冲振幅不再将晶体管140驱动至线性电压阻断模式并因此保护仪器放大器150的非反相输入以免受到可能有害的高电压的影响为止。之后，仪器放大器150的反相输入受到保护而不会受因存在于电阻器134两侧关联于流过晶体管130、140和电阻器132、134、144和142的电流量的电压降引起的相对于电路基准的负高电压的影响。尽管已针对所施加的正极治疗脉冲对前端122的电压阻断能力进行了描述，然而当负极性治疗脉冲施加于电路120时，即当晶体管130工作在线性电压阻断模式而晶体管140通过其本体二极管传导一小电流时，前端122以相同方式工作。

由于当工作在线性电压阻断模式时晶体管130、140仅允许2.5V，因此可选择电阻器132、134、142和144来限制分流的总电流，并且电路120不使大量能量从患者那里离开。作为一个示例，电阻器132、142可选为4.99kΩ电阻器，而电阻器134、144可选为4.99kΩ电阻器。另外，由于晶体管130、140是高电压器件，所以电路120可提供了比使用瞬态电压抑制器以阻断来自感测放大器的低电压器件的高电压的电路更高的可靠性。晶体管130、140可以是1200V器件，这只是一个例子。

重要的是要注意该电阻器124仅为示例并用来解说控制晶体管130、140的栅极电压的许多不同偏置机制中的一种。同样，电阻器132、134和电阻器142、144仅为示例并用来解说控制仪器放大器150的输入侧的信号电压的许多不同偏置机制中的一种。电阻器132、134、142和144可彼此匹配，并可基于仪器放大器150的要求的最大输出电压选择这些电阻器的值，所述要求的最大输出电压是提供给后端160的电压的要求最大值。

电路120的后端160作为感测放大器工作以放大在仪器放大器150输出侧的信号，从而增加SNR以实现改善的信号处理。后端160包括仪器放大器150、高通滤波器162、增益放大器168和反馈网络170。高通滤波器162包括与电阻器166串联耦合的电容器164。可选择电容器164和电阻器166以使高通滤波器162具有相对低的截止频率，例如0.159Hz，以对来自增益放大器168的DC信号进行滤波。作为示例，电容器164可以是1.0μF电容器而电阻器166可以是1MΩ电阻器。如图6所示，增益放大器168可以是运算放大器，该运算放大器通过将负反馈通过电阻器196、198施加于增益放大器168的反相输入而配置成作为非反相放大器工作。增益放大器168也可配置成作为反相放大器而工作。

仪器放大器150和增益放大器168从正电压源(+V)和负电压源(-V)接收功率。电压源可以是设备(例如IMD 16)的正电压干线和负电压干线。电压源的值一般取决于其功率需求并可具有例如3V、5V或12V的值。电容器152、154、167和169与电容器128起到相同的作用，即如果功率源经历电压瞬变则通过提供额外的电压稳定性来保持供电电压基本恒定。

反馈网络170包括：正极反馈路径，该正反馈路径包括晶体管172和二极管174；以及负反馈路径，该负反馈路径包括晶体管176和二极管178。晶体管172可实现为N沟道增强模式MOSFET而晶体管176可实现为P沟道增强模式MOSFET。在图6中，反馈网络170也包括时延单元180、190。当输出199存在极性摆动时二极管174、178用来防止来自时延单元180、190的任何信号影响到输出199。时延单元180包括电容器182和电阻器184。时延单元190包括电容器192和194。如下所述，可选择时延单元180、190的电容器和电阻器的值以防止不正确的电平感测。例如，电容器182、192可以是0.1μF电容器，而电阻器184、194可以是1MΩ电阻器。

尽管时延单元180、190在图6中表示为并联耦合在相应的反馈路径和系统接地点之间的电阻器和电容器，然而时延单元也可使用其它模拟或数字器件来实现。图7中示出实现时延单元的另一示例。

与前端122相似，后端160也工作在两种模式下。后端160基于增益放大器168的输入电压自动在两种不同工作模式之间切换。具体地说，后端160配置成当增益放大器168的输入电压小于预定阈值时工作在第一模式(感测放大器模式)，并当超出阈值电压时工作在第二模式(快速恢复模式)。同样，可将阈值电压选择为一值，该值大于通常检测到的心脏电信号并小于常见的治疗脉冲。预定阈值是放大器168的增益和晶体管172、176的栅极-源极阈值的函数。一示例性阈值可落在大约20mV至大约500mV的范围内，并可选为大约420mV。如下文中更详细描述的那样，也可基于预定阈值来选择放大器168的增益。因此，由于电阻器196和198设定放大器168的增益，可选择电阻器196和198的值。

在第一模式下，后端160作为感测放大器工作，该感测放大器产生作为增益放大器168输入电压的放大版本的输出199。当工作在感测放大器模式时，反馈网络170不导通，即不有效地施加改变输出199的反馈信号。因此，仪器放大器150的输出被高通滤波器162滤波。高通滤波器162将信号频率抑制在截止频率以下。对于电路120，高通滤波器162可配置成抑制直流信号并因此具有小于大约1Hz的截止频率。

增益放大器168放大经滤波的信号以产生输出199。在一些示例中，例如当增益放大器168的增益大约为10或更小时，可将输出199施加于另一增益和/或滤波放大器以在处理信号前进一步增大SNR。输出199可施加于第二增益放大器的原因是输出199作为反馈经由反馈网络170如下所述地施加于晶体管172、176以控制晶体管何时导通(传导)和截止(不传导)。

当例如增益放大器168的输入电压超出预定阈值电压时，后端160可工作在第二模式(快速恢复模式)。预定阈值电压可由晶体管172、176确定。这是因为当相应栅极电压超出晶体管导通阈值电压时晶体管172、176导通。为了对电路120进行描述，对于晶体管172、176而言，晶体管阈值电压分别为大约+3.5和-3.5V。由于还存在贯穿二极管174、178的大约0.7V电压降，因此当输出199超出大约±4.2V时，晶体管172、176导通。由于心脏信号可具有大约20mV或更小的振幅并且治疗脉冲可能具有大约1V或更大的振幅，因此可选择放大器168的增益，使得具有这两个值之间的振幅的信号导致预定阈值被超过。因此，增益放大器168可配置成具有大约10的增益，由此导致大约420mV的输入阈值电压。尽管其它增益值也是可能的，然而电路120是根据该例予以描述的。

由于放大器168的增益是由电阻器196、198的值设定的，因此可将电阻器196选为9kΩ电阻器并将电阻器198选为1kΩ电阻器。重要的是要注意其它电压阈值也是可行的。例如，该阈值在使用具有0.3V工作电压降的二极管取代二极管174、178的示例中是不同的。

对于前述示例，当增益放大器168的输入电压超出大约420mV时，晶体管172侧的栅极电压将晶体管172导通并且反馈网络170通过晶体管172提供低阻电流路径，该晶体管172将电容器164连接于系统接地点。在操作中，少量电流可流过电阻器166，但由于晶体管172的电阻远小于电阻器166的电阻，因此大量电流可流过晶体管172。这使治疗脉冲期间电容器164的充电快速形成，并当晶体管172导通时快速泄放出，由此提供电路120的快速恢复时间。后端160被描述为使用极点平移技术，因为由晶体管172提供的低阻电流路径在晶体管导通时有效地使高通滤波器的极点向上平移。作为示例，高通滤波器162可从大约0.15Hz高通滤波器平移至大约1MHz高通滤波器。

在图6中，晶体管172在感测到治疗脉冲后不立即导通。相反，由于信号(治疗脉冲)传播通过增益放大器168以及电容器182的充电，晶体管172在很短一段时间后——即比治疗脉冲时长更短的时间段后——导通。当晶体管172导通时，电容器164上的电荷通过由晶体管172提供的低阻路径快速泄放至地面，由此将增益放大器168的输入电压驱动至大约0V。

晶体管172在电容器164上的电荷被泄放后也不立即截止。相反，当二极管172传导时，累积在电容器182上的电荷使晶体管172保持导通。这是因为电容器182上的电荷通过电阻器184放出，并且由于二极管174防止电流沿相反方向流动，泄漏电流流过晶体管172。因此，增益放大器168的输入电压在时延期间被钳位在大约0V。通过在时延期间保持晶体管172导通，任何信号通过晶体管172分流并且输入电压保持钳位在大约0V，直到电容器182放电至低于晶体管172的导通阈值为止。

在时延期间将输入电压钳位在大约0V防止由后面的处理电路的不正确电平感测。在用于感测的电极周围的组织在治疗脉冲传递后可能变得极化。如果存在极化并且输入电压不被钳位在大约0V，则后面的信号处理可能不正确地将DC极化解读成心脏电事件。因此，重要的是在治疗脉冲结束后使时延延长一段时间，例如直到DC极化耗散为止。在图6中，可通过选择电容器182和电阻器184来控制时延。

当负电压超出增益放大器168的输入处的预定阈值时，包括晶体管176、二极管178和时延单元190的负反馈路径以与之前描述的正反馈路径相同的方式工作。

图7是示出可用来实现图5的快速恢复放大器104的另一示例性电路220的电路示意图。总地来说，电路220以与图6所示的电路120相似的方式工作。然而，电路220提供在反馈网络中实现时延的另一配置。

因此，电路220的元件具有与电路120的类似工作元件对应的附图标记。也就是说，包括电阻器224、232、234、242和244、电容器228和晶体管230、240的前端222以与包括电阻器124、132、134、142和144、电容器128和晶体管130、140的前端122相似方式工作。另外，后端260包括：仪器放大器250；由电容器264和电阻器266构成的高通滤波器262；由增益放大器268、电阻器296和298以及电容器252、254、267和269构成的非反相增益放大器；，该后端260对应于图6中的电路120的后端160并以相似方式工作，所述后端160包括：仪器放大器250；由电容器164和电阻器166构成的高通滤波器162；由增益放大器168和电阻器196、198以及电容器152、154、167和169构成的非反相增益放大器。相对于电路120的反馈网络170，电路220的反馈网络270以相同方式工作。然而，反馈网络270包括时延单元280、290，这些时延单元可具有与电路120中的时延单元180、190不同的结构。在任何情形下，电路220的晶体管272、276以与电路170的晶体管172、176相同的方式工作。

例如，时延单元280、290可配置成当输出299大于一阈值时触发的时延多谐振荡器或数字时延。数字时延可通过将输出299施加于FPGA、DSP或图5的处理器90的其它处理电路而实现。

图8是示出作为图5中的快速恢复感测放大器104的示例性实现的附加示例电路320的示意图。总地来说，电路320以与图6所示电路120相似方式工作，但提供仪器放大器的独立实施。电路320也提供用于控制电压阻断晶体管330、340的栅极电压的另一示例性配置。

因此，电路320的诸元件的附图标记对应于电路120的相似工作元件。也就是说，包括电阻器332、334、342和344、电容器328和晶体管330、340的前端322以与包括电阻器132、134、142和144、电容器128以及晶体管130、140的前端122相似的方式工作。然而，电路320包括配置成分压器以分别控制晶体管330、340的栅极电压的电阻器324和326。例如，电阻器324和326可彼此匹配以使通过电源(+V)施加的电压均等地分配到晶体管330和340。

另外，后端360对应于图6的电路120中的后端160并以与之相似的方式工作，其中后端360包括：仪器放大器350；由电容器364和电阻器366构成的高通滤波器362；由增益放大器368和电阻器396、398以及电容器367、369构成的非反相增益放大器，而后端160包括：仪器放大器150；由电容器164和电阻器166构成的高通滤波器162；由增益放大器168和电阻器196、198以及电容器167和169构成的非反相增益放大器。然而，图8示出仪器放大器350的示例性独立实施，该仪器放大器350包括运算放大器400、410和420、电阻器402、404、406、408、412、414、416和418以及电容器422、424和426。相对于电路320的反馈网络，该反馈网络包括晶体管372和374、二极管374和378、电容器382和392以及电阻器384和394，它们的工作方式类似于晶体管172和174、二极管174和178，电容器182和192以及电阻器184和194。应当理解，电路320包括与电路120的反馈网络170和时延单元180、190相同的反馈网络和时延单元。

图9是示出作为图5中的快速恢复放大器104的另一示例性实现的另一示例性电路520的示意图。总地来说，电路520以类似于图6所示电路120的方式工作。然而，电路520使用双极结型晶体管(BJT)，例如NPN或PNP晶体管，而不是电路120中使用的MOSFET。

因此，电路520的元件具有与电路120的相似工作元件对应的附图标记。也就是说，包括电阻器524、532、534、542和544、电容器528和晶体管530和540的前端522以与包括电阻器124、132、134、142和144、电容器128、晶体管130和140的前端122相似的方式工作。另外，后端560对应于后端160，其中后端560包括：仪器放大器550；由电容器564和电阻器566构成的高通滤波器562；由增益放大器568、电阻器596和598、电容器552、554、567和569构成的非反相增益放大器；包括晶体管572、576和二极管574、578的反馈网络570；以及包括电容器582、592和电阻器584、594的时延单元580、590，而后端160包括：仪器放大器150；由电容器164和电阻器166构成的高通滤波器162；由增益放大器168、电阻器196和198、电容器152、154、167和169构成的非反相增益放大器；包括晶体管172、176和二极管174、178的反馈网络170；以及包括电容器182、192和电阻器184、194的时延单元180、190。

图9示出根据本公开的快速恢复放大器不局限于包括MOSFET的示例，而是可作为附加或替代地包括其它晶体管，例如BJT。因此，在本公开的各个方面在本文中是参照MOSFET描述并利用与MOSFET相关的术语的情形下，要理解这些方面也可通过BJT或其它晶体管来实现。术语“晶体管”在本文中用来表示任何类型的晶体管，包括MOSFET或BJT。

在本文中使用与MOSFET相关的术语(例如栅极、源极和漏极)的情形下，要理解，与其它类型晶体管相关的其它对应术语，例如BJT的基极、发射极和集电极或更常用的控制端、输入端和输出端也是适用的。因此，本文中对施加于漏极的电压或信号的引用被理解为涵盖将电压或信号施加于输入端的情形。类似地，本文中对栅极-源极电压或阈值的任何引用可理解为涵盖基极-发射极电压或阈值，并可更一般地理解为控制端-基准端电压或阈值。

图10是示出作为图5的快速恢复放大器104的另一示例性实现的另一示例电路620的示意图。总地来说，电路620的工作方式类似于图6所示的电路120，但电路620不包括时延单元。由于电路620不包括时延单元，因此电路的时间响应是不同的并将在下文中更详细地描述。电路620的时序图示出于图11D。

由于电路620以类似于电路120的方式工作，电路620的元件具有与电路120的相似工作元件对应的附图标记。也就是说，包括电阻器624、632、634、642和644以及晶体管630和640的前端622以与包括电阻器124、126、132、134、142和144以及晶体管130和140的前端122相似的方式工作。另外，后端660对应于后端160，其中后端660包括：仪器放大器650；由电容器664和电阻器665构成的高通滤波器662；由增益放大器668、电阻器696和698、电容器652、654、667和669构成的非反相增益放大器；包括晶体管672、676和二极管674、678的反馈网络670，而后端160包括：仪器放大器150；由电容器164和电阻器166构成的高通滤波器162；由增益放大器168、电阻器196和198、电容器152、154、167和169构成的非反相增益放大器；包括晶体管172、176和二极管174、178的反馈网络170。

然而，由于电路620不包括时延单元，因此后端660的钳位特征以与电路120、220、320和520不同的方式工作。在图10中，当增益放大器668的输入电压超出大约420mV时，晶体管672导通，由此提供低阻电流路径以快速泄放电容器164上的电荷。因此，晶体管672当施加治疗脉冲时导通并在治疗脉冲的持续时间内将输入电压钳位在大约420mV。当治疗脉冲结束时，电容器672上的电荷通过电阻器665泄放。

同样，当例如负治疗脉冲的负电压超出增益放大器668的输入侧的预定阈值(对于电路620为420mV)时，包括晶体管676和二极管678的负反馈路径以与前述正反馈路径相似的方式工作。

图11A-D是示出在快速恢复感测放大器的各个测量点随时间的电压信号的时序图。为了说明目的，现在将参照图6所示的电路120对图11A-C进行说明。将参照图10所示的电路620对图11D进行说明。应当理解，图11A-D中的相对振幅可能不一定正确地比例绘出。然而，这些时序图是时间同步的，用以示出在给定时间点感测放大器电路中的不同点的电压。

图11A是示出电路120的输入电压信号600的时序图，尽管应当理解，信号700可以是针对任何电路120、220、320、520和620的适宜信号。具体地说，图11A中的信号700是具有正极性脉冲和负极性脉冲的方波。如图11A所示，正和负脉冲可具有大于约1V的振幅。典型地，由ICD传递的起搏脉冲可具有大约1V或更大的振幅而去纤颤脉冲可具有高达800V或更高的振幅。在任何情形下，信号700的目的是给出任何治疗脉冲振幅，这些治疗脉冲振幅可传递给患者而不论波形如何，并由此提供给电路120。图11A还示出信号700以时间段702隔开的正脉冲和负脉冲，在时间段702上信号的振幅为零。

图11B是示出晶体管140源极处相对于图6电路120的电路接地点的电压信号710的时序图。然而应当理解，图11B的时序图是各电路120、220、320、520和620的操作的表征，由于所有这些电路包括电压阻断前端。图11B所示时序图的目的是为了将晶体管140的操作表述为钳位器件，该钳位器件阻断可能有害的电压电平到达感测放大器电路的后端。对于输入电压信号700，当晶体管140的栅极-源极电压不再满足条件时，晶体管140将其源极侧的电压钳位在相对于电路接地点大约2.5V。如前所述，可通过将晶体管140的栅极通过电阻器124连接于电压干线而控制晶体管140的栅极电压以使其大约为6V。结果，当输入信号700超出3.5V时，晶体管140通过在其源极-漏极两侧形成有效地将源极电压钳位在2.5V的电压降而工作在线性电压阻断模式。信号710的上升沿712表示在输入信号700保持大于6V的同时晶体管140将其源极的电压钳位在2.5V。信号710的下降沿714与信号700的正脉冲的结束点一致。

在时间段702，信号700和信号710两者具有零振幅。另外，在信号700的负脉冲期间，信号710具有大约0V的电压。这是因为晶体管140的源极由于通过电阻器142、144形成的电压降以及脉冲的反极性相对于常见电路来说略呈负极性。结果，信号700的负脉冲使晶体管140导通，以使其导通，导致源极和漏极端子之间几乎没有电压降。

图11C是示出图6中的电路120的增益放大器168的输入侧的电压信号720的时序图。如图11C所示，附图标记722表示晶体管172在信号700的正极性脉冲开始时导通。如前所述，晶体管172可当增益放大器168的输入电压超出大约420mV时导通，并在信号在电容器182上累积电荷的同时将输入电压钳位在该值。这导致使晶体管172导通的晶体管172栅极侧的电压，同时电荷继续累积。由于晶体管172导通，电容器164上的电荷通过晶体管172快速泄放，由此将增益放大器168的输入电压钳位在大约0V。使放大器168的输入为零伏，168的输出也变为0伏并且二极管174阻断存储在电容器182中的电流使其无法回零，由此在放大器168的输出低于将晶体管172保持导通所需的电压之后使晶体管172保持导通。在晶体管182通过电阻器184和通过晶体管172的栅极泄漏电流耗散的同时，晶体管172保持导通。附图标记724表示何时电容器182上的电荷足以导通晶体管172并使晶体管172导通并且输入电压在时延单元180期间或在治疗脉冲极性反转时被钳位在大约0V。

输入电压在“时延”725上保持钳位在大约0V，即直到电容器182放电至低于晶体管172的导通阈值或当治疗脉冲726的极性反转时。在图11C中，选择时延单元180并因此选择电容器182、电阻器184以使时延至少延长至像时间段702那样长。总地来说，时延单元190、180具有同一时长并被选择以使组织电极界面在治疗脉冲后的DC极化不造成假电平感测，不管治疗脉冲的极性为何。也就是说，选择时延以使增益放大器168的输入电压保持钳位在大约0V，直到DC极化耗散为止。在图11C中，时延729不由附加治疗脉冲截短并能延长至其完全时长，由此可能暂时处于组织电极界面上的DC极化不导致假电平感测。

如图11C所示，电路120，更具体地是后端160，当感测到负治疗脉冲时以相似方式工作。附图标记726表示何时信号700的负脉冲开始并且晶体管176导通以将增益放大器168的输入电压钳位在大约420mV。输入电压保持钳位在该值，直到以附图标记728表示的电容器192被充电为止，并形成使晶体管176保持导通的电压。因此，输入电压在附图标记728时钳位在大约0V，并在时延729上保持钳位在大约0V。

图11D是示出当时延单元180、190不存在并且图11A的电压信号700施加于电路620时图10电路620中的增益放大器668的输入处的电压信号730的时序图。如图11D所示，附图标记732表示晶体管672在信号700的正极性脉冲开始处导通。如前面描述的，当增益放大器668的输入电压超出大约420mV时晶体管672导通，并在信号700正脉冲期间将输入电压钳位在该值。

当信号700的正脉冲结束时，晶体管672截止，这由附图标记734表示。尽管信号700的振幅在时间段702上为零并且晶体管172截止，然而随时间段702的指数衰减信号就是高通滤波器极点移回到初始设定点并且电荷非常缓慢地通过电阻器665回流到电容器664的结果。该电容器664上的电荷指数衰减，直到电荷耗散或信号700的负脉冲开始为止。

当信号700的负脉冲开始时，这由附图标记736表示，晶体管676导通并将增益放大器668的输入电压钳位在大约-420mV。晶体管676在本例中对输入电压钳位，直到信号700的负脉冲结束为止，这用附图标记738标记在信号730上。同样，由于滤波器极点在启用钳位前回移到最初值，增益放大器668处的输入电压在信号700的负脉冲结束后指数地衰减。

已描述了多个示例。这些和其它示例落在下面权利要求书的范围内。

Claims (22)

1.一种配置成用于医疗设备以感测患者的生理电信号的生理感测放大器，包括：

高通滤波器，所述高通滤波器包括串联耦合的电容器和电阻器，其中施加在所述电阻器两侧的电压与生理电信号成比例；

放大器，所述放大器放大输入电压以产生输出电压，其中当所述输入电压小于预定阈值时所述输入电压是施加于电阻器的电压的函数；以及

反馈网络，所述反馈网络包括与电阻器并联耦合的晶体管，

当所述输入电压超出所述预定阈值时，所述放大器的输出电压耦合于所述晶体管的控制端子以激活晶体管，并且

当激活所述晶体管时，所述晶体管将所述放大器的输入电压钳位在大致恒定的值。

2.如权利要求1所述的感测放大器，其特征在于，

当将治疗电刺激传递给患者身体时，所述输入电压超出所述预定阈值，并且

在电刺激传递后所述感测放大器具有小于约1毫秒的恢复时间。

3.如权利要求2所述的感测放大器，其特征在于，所述电刺激包括心脏起搏脉冲、复律脉冲、去纤颤脉冲或其它治疗脉冲中的至少一个。

4.如权利要求1所述的感测放大器，其特征在于，所述生理信号包括心脏信号。

5.如权利要求1所述的感测放大器，其特征在于，所述预定阈值是所述晶体管的控制端子-输入端子阈值的函数。

6.如权利要求1所述的感测放大器，其特征在于，经钳位的输入电压值接近0伏。

7.如权利要求1所述的感测放大器，其特征在于，当激活所述晶体管时，高通滤波器的极点平移。

8.如权利要求1所述的感测放大器，其特征在于，当晶体管被激活以将输入电压钳位在大致恒定值时，所述晶体管为电容器提供低阻电流路径以放电或充电。

9.如权利要求1所述的感测放大器，其特征在于，

所述反馈网络包括在晶体管激活后的一时间段内将一电压施加于所述晶体管的控制端子的时延单元，并且

由所述时延单元施加于所述晶体管的控制端子的电压使晶体管偏置以在所述时间段内为电容器提供低阻电流路径以对电容器进行放电或充电。

10.如权利要求9所述的感测放大器，其特征在于，所述时间段在超出预定阈值的输入电压已结束后的一个时间结束。

11.如权利要求1所述的感测放大器，其特征在于，还包括：

具有第一和第二输入的仪器放大器；

包括第一输入端子、第一控制端子和第一基准端子的第一晶体管，其中所述第一晶体管的第一输入端子耦合于第一感测电极，其第一基准端子通过第一电流路径耦合于仪器放大器的第一输入；以及

包括第二输入端子、第二控制端子和第二基准端子的第二晶体管，其中所述第二晶体管的第二输入端子耦合于第二感测电极，其第二基准端子通过第二电流路径耦合于仪器放大器的第二输入，

其中所述第一和第二晶体管通过在第一和第二基准端子之间的第三电流路径彼此耦合，

其中相对于第二晶体管的输入端子将一电压施加于第一晶体管的输入端子致使电流流过所述第一、第二和第三电流路径，以及

其中当流过所述第一或第二电流路径的电流致使所述第一或第二基准端子的电压满足所述第一或第二晶体管的控制端子-基准端子阈值电压时，相对于第二晶体管的输入端子施加于第一晶体管的输入端子的电压超出控制端子-基准端子阈值电压的剩余部分将落在第一输入和基准端子或第二基准和输入端子之间。

12.一种医疗设备，包括：

感测放大器，所述感测放大器从第一和第二电极接收差分电压，当所述差分电压小于一预定阈值时输出与该差分电压成比例的电压，并当所述差分电压超出所述预定阈值时输出大致恒定的电压；以及

处理器，用于处理感测放大器的输出以感测患者的生理信号；

其中所述感测放大器包括：

高通滤波器，所述高通滤波器包括串联耦合的电容器和电阻器，其中施加在所述电阻器两侧的电压与生理电信号成比例；

放大器，所述放大器放大输入电压以产生输出电压，其中当所述输入电压小于预定阈值时所述输入电压是施加于电阻器的电压的函数；以及

反馈网络，所述反馈网络包括与电阻器并联耦合的晶体管，

当所述输入电压超出所述预定阈值时，所述放大器的输出电压耦合于所述晶体管的控制端子以激活所述晶体管，并且

当激活所述晶体管时，所述晶体管将所述放大器的输入电压钳位在大致恒定的值。

13.如权利要求12所述的医疗设备，其特征在于，

当通过所述医疗设备或另一医疗设备将治疗电刺激传递给患者身体时，所述输入电压超出所述预定阈值，并且

在电刺激传递后所述感测放大器具有小于约1毫秒的恢复时间。

14.如权利要求12所述的医疗设备，其特征在于，所述预定阈值是所述晶体管的控制端子-基准端子阈值的函数。

15.如权利要求12所述的医疗设备，其特征在于，经钳位的输入电压接近0伏。

16.如权利要求12所述的医疗设备，其特征在于，当激活所述晶体管时，高通滤波器的极点平移。

17.如权利要求12所述的医疗设备，其特征在于，当晶体管被激活以将输入电压钳位在大致恒定值时，所述晶体管为电容器提供低阻电流路径以放电或充电。

18.如权利要求12所述的医疗设备，其特征在于，

所述反馈网络包括在晶体管激活后的一时间段内将一电压施加于所述晶体管的控制端子的时延单元，并且

由所述时延单元施加于所述晶体管的控制端子的电压使晶体管偏置以在所述时间段内为电容器提供低阻电流路径以对电容器进行放电或充电。

19.如权利要求18所述的医疗设备，其特征在于，所述时间段在超出预定阈值的输入电压已结束后的一个时间结束。

20.如权利要求12所述的医疗设备，其特征在于，所述医疗设备包括起搏器、复律器、去纤颤器、心脏监视器或神经刺激器中的至少一个。

21.如权利要求20所述的医疗设备，其特征在于，所述医疗设备包括可植入医疗设备。

22.如权利要求20所述的医疗设备，其特征在于，所述医疗设备包括外部医疗设备。

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