CN104168949A - 用于防止电子电路中磁感生电流的神经刺激系统 - Google Patents

用于防止电子电路中磁感生电流的神经刺激系统 Download PDF

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Abstract

一种能处在活动刺激状态和非活动刺激状态之间的神经刺激装置以及使用该装置的方法。所述神经刺激装置包括多个被配置成被分别联接至多个刺激电极的电气端子、被联接至所述电气端子中的第一个的第一固态开关器件、被联接至所述第一开关器件的可变电源以及控制器，其被配置成，当所述神经刺激装置处于所述非活动刺激状态中时，促使所述可变电源选择性地输出相对较低的电压以将所述第一开关器件置于第一打开状态中以及输出相对较高的电压以将所述第一开关器件置于第二打开状态中。

Description

用于防止电子电路中磁感生电流的神经刺激系统
技术领域
本发明涉及组织刺激系统。
背景技术
可植入式神经刺激系统已被证明是对多种疾病和不适有疗效。心脏起搏器和可植入式心脏除颤器(ICD)已被证明对治疗一些心脏疾病(如心律失常)非常有效。脊髓刺激(SCS)系统早已被接受为用于治疗慢性疼痛综合症的治疗方式，且组织刺激的应用已开始扩展至额外的应用，如心绞痛和失禁。深部脑刺激(DBS)已被用于治疗难治性慢性疼痛综合症超过十几年，且DBS最近也被应用至额外的区域，如运动障碍和癫痫。进一步地，在最近的调查中，外周神经刺激(PNS)系统已被证明对慢性疼痛综合征和失禁的治疗具有疗效，且一些额外的应用目前也在进行调查。此外，功能性电刺激(FES)系统，如神经控制(NeuroControl)公司(位于克利夫兰，俄亥俄)的“徒手(Freehand)”系统已被应用于恢复脊髓损伤患者的瘫痪四肢的一些功能。
这些可植入式神经刺激系统中的每一个通常包括被植入所需刺激部位的至少一个刺激导线，以及从远离刺激部位被植入、但却被直接联接至刺激导线或经一个或多个导线延伸部被间接联接至刺激导线的可植入式脉冲发生器(IPG)。因此，电脉冲可从神经刺激器被递送至经刺激导线而承载的电极以根据一组刺激参数而刺激或激活一定体积的组织并向患者提供所需的有效治疗。通常的刺激参数组可包括在任何给定的时间输出刺激(阳极)或返回(阴极)刺激的电极，以及刺激脉冲的幅度、持续时间、速率和爆发速率。对于本文所述的本发明来说显著的是，通常的IPG可将磁体放置到植入IPG上方而由患者手动停用，其关闭了在IPG中所包含的簧片开关。
神经刺激系统可还包括手持遥控装置(RC)以根据所选的刺激参数远程指导神经刺激器生成电刺激脉冲。RC本身可通过照顾患者的技术人员进行编程，例如，通过使用通常包括具有被安装在其上的编程软件包的通用计算机，如笔记本电脑的临床医生的编程器(CP)而实现。
电刺激能量可从神经刺激器被递送至使用一个或多个用于提供指定和已知电流的刺激脉冲(即电流调节输出脉冲)的电流控制源，或一个或多个用于提供指定和已知电压的刺激脉冲(即电压调节输出脉冲)的电压控制源的电极。神经刺激器的电路还可包括电压转换器、功率调节器、输出耦合电容和其它用于产生恒定电压或恒定电流刺激脉冲所需要的元件。
电刺激能量可在指定电极组之间递送以作为单相电能或多相电能。单相电能包括一系列脉冲，其全部为负(阴极)或全部为正(阳极)。多相电能包括一系列正负交替的脉冲。
例如，多相电能可包括一系列双相脉冲，每个双相脉冲均包括阴极(负)刺激脉冲(在第一相位)和阳极(正)电荷恢复脉冲(在第二相位)，其是在刺激脉冲后生成的以用于防止直流电荷经由组织而迁移，从而避免电极退化和细胞损伤。也就是说，在刺激期(刺激脉冲的长度)电荷经由电极处的电流传送通过电极-组织界面，而随后在再充电期(电荷恢复脉冲的长度)，电荷经由在相同电极处的极性相反的电流而被拉回离开电极-组织界面。
第二相位可具有有源电荷恢复脉冲，其中电流可经电流或电压源而通过电极进行有源传送和/或无源电荷恢复脉冲，其中电流经从电路中存在的耦合电容流出的电荷的重新分布而通过电极进行无源传送，而电流或电压源则被关闭。在无源电荷恢复的情况下，与活动电极相关联的开关被关闭以将电荷无源地传送至AC接地端。
在需要磁共振成像(MRI)的患者体内例行地植入可能不限于用于治疗慢性疼痛的SCS的神经刺激系统。因此，当设计可植入式神经刺激系统时，必须考虑到植入神经刺激器的患者可能受到MRI扫描仪所产生的电磁力，其可能会导致神经刺激器的损害以及患者的不舒服。
特别地，在MRI中，空间编码依赖于连续施加的磁场梯度。磁场强度是在整个成像过程中应用梯度场的位置和时间的函数。梯度场通常在大的静磁场存在的情况下获得单一图像的过程中数千次地开和关梯度线圈(或磁铁)。当今MRI扫描仪能具有为100mT/m的最大梯度强度以及与刺激疗法的频率相比快得多的为150mT/m/ms的开关次数(转换率)。典型的MRI扫描仪生成在100 Hz至30 KHz的范围内的梯度场，以及用于1.5 Tesla扫描仪的64 MHz的射频(RF)和用于3 Tesla扫描仪的128 MHz的射频。
尽管在接受MRI的患者体内植入的IPG将被自动停用(即，在MRI扫描仪中存在的磁场将经关闭簧片开关而自动停用IPG)，但梯度磁场的强度将足够高以感应生成电压(5-10伏，这取决于在体内导线相对于MRI扫描仪的方向)至刺激导线上，其反过来可出现在IPG电子装置上。如果这些感生电压高于IPG电子装置的电压供电轨，则在IPG中可能存在感生出通过刺激导线上的电极的电流的路径，电流由于在MRI生成的梯度场和用于治疗的预期刺激能量频率之间的频带类似，反过来会对患者产生不必要的刺激，以及可能破坏在IPG中的电子装置。为了进一步地详细说明，梯度(磁)场可能在刺激导线的电线中感生出电能，其可被传送至IPG的电路且随后经无源电荷恢复开关向外传送以到达刺激导线的电极。例如，在传统的神经刺激系统中，高于IPG电池电压(～4-5V)的在IPG连接器的感生电压可感生出这种不必要的刺激电流。通过MRI扫描仪产生的RF能量可在IPG中感生出更高电压的电流。
通常，所有的电流阻挡技术，如在IPG中添加过滤器，必须进行专门设计以适应特别的IPG。因此，仍需要以对IPG进行最小修改的方式阻挡在IPG中经外部装置，如MRI所感生的电流。
发明内容
根据本发明的第一个方面，提供了一种能处在活动刺激状态和非活动刺激状态之间的神经刺激装置。神经刺激装置包括多个被配置成被分别联接至多个刺激电极的电气端子以及被联接至电气端子中的第一个的第一固态开关器件。在一个实施例中，第一和第二开关器件中的每一个包括两个互补传输门开关(例如：N沟道金属氧化物半导体(NMOS)晶体管和P沟道金属氧化物半导体(PMOS))。
神经刺激装置还包括被联接至第一开关器件的可变电源以及控制器，其被配置成，当神经刺激装置处于非活动刺激状态中时，促使可变电源选择性地输出相对较低的电压(例如，低于5伏)以将第一开关器件置于第一打开状态中以及输出相对较高的电压(例如，高于10伏)以将第一开关器件置于第二打开状态中。控制器可被进一步配置成，当神经刺激装置处于活动刺激状态中时，促使可变电源输出相对较高的电压以将第一开关器件置于第二打开状态中。可变电源可包括电池以及高电压电路，电池被配置成输出相对较低的电压，高电压电路被配置成输出相对较高的电压。
在一个实施例中，神经刺激装置还包括被联接至电气端子中的第二个的第二固态开关器件，其中第一和第二开关器件相互短路。在这种情况下，可变电源被联接至第二开关器件，且控制器被配置成，当神经刺激装置处于非活动刺激状态中时，促使可变电源选择性地输出相对较低的电压以将第二开关器件置于第一打开状态中以及输出相对较高的电压以将第二开关器件置于第二打开状态中。
第一和第二开关器件中的每一个包括两个互补传输门开关(例如：N沟道金属氧化物半导体(NMOS)晶体管和P沟道金属氧化物半导体(PMOS))。在该实施例中，神经刺激装置可能还包括至少一个刺激源，在这种情况下，控制器可被配置成，当神经刺激装置处于活动刺激状态中时，促使刺激源在第一和第二电气端子之间传送一系列刺激脉冲，并在传送脉冲中的每一个的期间促使可变电源输出相对较高的电压，以及在传送脉冲中的每一个后使第一开关接地以将第一开关器件置于关闭状态中。
在一个可选的实施例中，神经刺激装置还包括遥测电路，其被配置成接收在神经刺激装置外部的信号，在这种情况下，控制器可被配置成响应于外部信号促使可变电源输出相对较高的电压。神经刺激装置可能还包括传感机构，其被配置成在存在外部磁场的情况下停用所述神经刺激装置，从而响应于外部信号，控制器可被配置成防止所述神经刺激装置被停用；例如，通过禁用传感机构而实现。
根据本发明的第二个方面，提供了一种防止在暴露于外部能量的、与患者相关联(例如，通过植入患者体内而实现)的神经刺激装置中的感生电流的方法。神经刺激装置包括经第一电气端子被联接至第一刺激电极的第一固态开关器件。第一刺激电极可通过被联接至神经刺激装置的刺激导线所承载。该方法包括将神经刺激装置置于非活动刺激状态中；当神经刺激装置处于非活动刺激状态中时将相对较低的电压(例如：低于5伏)施加至第一开关器件，从而将第一开关器件置于第一打开状态中；当神经刺激装置处于非活动刺激状态中时将相对较高的电压(例如：高于10伏)施加至第二开关器件，从而将第一开关器件置于第二打开状态中；以及将外部能量(例如：磁能，如通过磁共振成像(MRI)扫描仪所产生的梯度磁场)施加至患者，从而在第一电气端子上感生出电压。该感生电压处于一个水平上，在该水平电流能被防止在第二打开状态中时传导通过第一开关器件，否则将会在第一打开状态中传导通过第一开关器件。
在一个实施例中，神经刺激装置包括经第二电气端子被联接至第二刺激电极的第二固态开关器件，该方法可能还包括：当神经刺激装置处于非活动刺激状态中时，将相对较低的电压施加至第二开关器件，从而将第二开关器件置于第一打开状态中；当神经刺激装置处于非活动刺激状态中时将相对较高的电压施加至第二开关器件，从而将第二开关器件置于第二打开状态中；以及将外部能量施加至患者，从而在第二电气端子上感生出电压。该感生电压处于一个水平上，在该水平电流能被防止在第二打开状态中时传导通过第二开关器件，否则将会在第一打开状态中传导通过第二开关器件。在这种情况下，该方法可能还包括在第一和第二电极之间经第一和第二电气端子传送一系列刺激脉冲，从而在邻近第一电极的组织中产生电荷，其中相对较高的电压在传送脉冲中的每一个的期间被施加至第一和第二开关器件，且在传送脉冲中的每一个后第一和第二开关器件被接地以将第一和第二开关器件置于关闭状态中，从而从组织恢复电荷。
一种可选的方法包括将信号传输至神经刺激装置，其中响应于传输的信号而将相对较高的电压施加至第一开关器件。该方法可能还包括，响应于该信号，在外部能量存在的情况下防止神经刺激装置被停用。例如，如果神经刺激装置包括传感机构，其被配置成在外部能量存在的情况下停用神经刺激装置，且通过禁用传感机构而防止神经刺激装置被停用。
本发明的其他和进一步的方面和特性将通过阅读下面旨在说明而非限制本发明的优选实施例的详细描述而变得显而易见。
附图说明
附图示出本发明的优选实施例的设计和实用性，其中类似的元件由共同的参考数字所表示。为了更好地理解如何获得本发明的上述和其他优点和目的，将参照其具体的实施例对上面简述的本发明提供更特别的描述，其将在附图中进行阐明。要理解的是这些附图仅描绘本发明的典型实施例且因此不被认为是用于限制其范围，且将通过使用附图利用附加的特殊性和细节来描述和解释本发明，其中：
图1为根据本发明的一个实施例而构造的脊髓刺激(SCS)系统的平面图；
图2为在患者体内使用的SCS系统的平面图；
图3为用于图1所示的SCS系统中的可植入式脉冲发生器(IPG)和三个经皮刺激导线的平面图；
图4为用于图2所示的SCS系统中的可植入式脉冲发生器(IPG)和手术桨导线的平面图；
图5为图5所示的IPG的内部组件的方框图；
图6为示出图5所示的IPG中所包含的刺激输出电路的相关组件的方框图；
图7为示出当受到经磁共振成像(MRI)扫描仪产生的磁能时IPG的商业实施例的无源电荷恢复电路中的感生电流的图；
图8为现有技术的IPG复位管理电路的方框图；
图9为在图5所示的IPG中使用的复位管理电路的方框图；以及
图10为示出图1所示的神经刺激系统所使用的一种技术的流程图，且该技术用于将刺激能量递送至组织、从使用图6所示的无源电荷恢复电路的组织恢复电荷并当受到MRI时在无源电荷恢复电路中防止感生出电流。
具体实施方式
以下描述涉及一种脊髓刺激(SCS)系统。然而，要理解的是，虽然本发明本身很适合在SCS中的应用，但在其最广泛的各个方面上，本发明可能并不仅限于此。相反地，本发明可与用于刺激组织的任何类型的可植入式电路一起使用。例如，本发明可用作心脏起搏器、除颤器、耳蜗刺激器、视网膜刺激器、被配置成产生协调的肢体运动的刺激器、大脑皮层刺激器、深部脑刺激器、外周神经刺激器、微刺激器或被配置成治疗小便失禁、睡眠呼吸暂停、肩部半脱位、头痛等的任何其他的神经刺激器的一部分。
首先转向图1，一种示例性的脊髓刺激(SCS)系统10一般包括一个或多个(在这种情况下为三个)可植入式刺激导线12、以可植入式脉冲发生器(IPG)14为形式的脉冲发生装置、以远程控制器RC 16为形式的外部控制装置、临床医生的编程器(CP)18、外部试验刺激器(ETS)20和外部充电器22。
该IPG 14经一个或多个导线延伸部24被物理连接至刺激导线，所述刺激导线带有多个布置成阵列的电极26。在图1中刺激导线12被示为经皮导线，尽管下面将更详细地进行描述，但手术桨(surgical paddle)导线也能被用来替代经皮导线。如下面将更详细的描述，IPG 14包括脉冲生成电路，其根据一组刺激参数将以脉冲电波形(即一个时间序列的电脉冲)为形式的电刺激能量递送至电极阵列26。
ETS 20也可经由经皮导线延伸部28和外部电缆30而被物理连接至刺激导线12。具有与IPG 14类似的脉冲生成电路的ETS 20还根据一组刺激参数将以脉冲电波形为形式的电刺激能量递送至电极阵列26。ETS 20和IPG 14之间的主要区别是ETS 20是非植入式装置，其在已植入刺激导线12后并在植入IPG 14前在试验的基础上进行使用以测试要被提供的刺激的响应性。因此，本文所述的相对于IPG 14的任何功能可相对于ETS 20而同样地予以执行。
RC 16可用于经双向RF通信链路32而遥感控制ETS 20。一旦植入IPG 14和刺激导线12，RC 16则可用于经双向RF通信链路32而遥感控制IPG 14。这种控制允许IPG 14被打开或关闭以及通过不同刺激参数组而进行编程。IPG 14也可进行操作以修改编程的刺激参数以有源地控制IPG 14输出的电刺激能量的特征。如下面将进一步详细描述的，CP 18提供临床医生详细的刺激参数以用于在手术室和后续会话中对IPG 14和ETS 20进行编程。
CP 18可经由IR通信链路36通过RC 16与IPG 14或ETS 20间接通信而执行该功能。可替代地，CP 18可经RF通信链路(未示出)而与IPG 14或ETS 20直接通信。CP 18所提供的临床医生详细的刺激参数也可用于对RC 16进行编程，从而可通过RC 16在独立模式(即，没有CP 18的协助)中的操作而对刺激参数进行后续修改。
为了简单起见，本文将不对RC 16、CP 18、ETS 20和外部充电器22的细节进行描述。在美国专利6895280中公开了这些装置的示例性实施例的细节。
如在图2中所示，在患者40的脊柱42中植入刺激导线12。优选地，将电极导线12布置在邻近待刺激的脊髓区处，即留在其附近。由于在电极导线12离开脊柱42的位置附近缺少空间，因此通常将IPG 14植入腹部或臀部以上的手术造口袋中。当然，IPG 14也可被植入患者身体的其他位置上。导线延伸部24有助于将IPG14定位在远离电极导线12的出口点处。如图所示，CP 18经RC 16与IPG 14相连通。
现在参照图3，其将简述刺激导线12和IPG 14的外部特性。刺激导线12中的每一个均具有8个电极26(分别被标为E1-E8、E9-E16和E17-E24)。当然，导线和电极的实际数量和形状将会根据预期应用而变化。在美国专利公开号2007/016800和2007/0168004中公开了描述该构造和制造经皮刺激导线的进一步的细节。
可替代地，如图4所示，刺激导线12采用手术桨导线的形式，在其上面沿刺激导线12的轴线在三列(其分别被标为E1-E5、E6-E10和E11-E15)二维阵列中布置电极26。在所示的实施例中，提供了五排电极26，然而也可使用任何排数的电极。电极26中的每一排均以与导线12的轴线成横向的线进行排列。当然，导线和电极的实际数量将根据预期应用而变化。在美国专利公开号2007/0150036中公开了关于该构造和制造手术桨导线的进一步的细节。
在图3和4所示的实施例中的每一个中，IPG 14包括用于容纳电子和其他组件的外壳44(下面将更详细地进行描述)。外壳44由导电生物相容性材料，如钛等所构成并形成密封的隔室，保护其中的内部电子装置免受人体组织和体液的损害。在一些情况下，外壳44可充当电极。该IPG 14还包括连接器46，刺激导线12的近端以将电极26电性联接至外壳44内的内部电子装置(下面将进一步的详细描述)的方式紧密配合至该连接器46。为此，连接器46包括一个或多个端口(三个端口48或三个经皮导线或一个用于手术桨导线的一个端口)以接收刺激导线12的近端。在使用导线延伸24的情况下，端口48可代替接收这种导线延伸24的近端。
IPG 14包括脉冲生成电路，其根据一组被编程至IPG 14中的刺激参数而将以脉冲电波形为形式的电调节及刺激能量提供至电极阵列26。这种刺激参数可包括电极组合，其限定被激活为阳极(正)、阴极(负)并被关闭(为零)的电极、被分配至每个电极(分成几部分的电极配置)的刺激能量的百分比、以及限定脉冲幅度(根据IPG 14是将恒定电流还是恒定电压供给至电极阵列26而以毫安或伏特计)、脉冲宽度(以微秒计)、脉率(以每秒脉冲数计)以及爆发速率(作为刺激开启持续时间X和刺激关闭持续时间Y进行测量的)的电脉冲参数。
电刺激将在两个(或多个)激活电极之间发生，其中的一个可能是IPG壳44。刺激能量可通过单极或多极(例如，双极、三极等)方式而被传输至组织。当导线电极26中所选的一个沿IPG 14的外壳44进行激活时，发生单极刺激，从而在所选电极26和外壳44之间传输刺激能量。当导线电极26中的两个被激活作为阳极和阴极时，发生双极刺激，从而在所选的电极26之间传输刺激能量。例如，一个导线上的电极12可被激活作为阳极，同时在同一导线或另一导线上的电极12可被激活作为阴极。当导线电极26中的三个被激活时，发生三极刺激，两个作为阳极且剩余的一个作为阴极，或者两个作为阴极且剩余的一个作为阳极。例如，一个导线12上的两个电极可被激活作为阳极，同时在另一导线12上的电极被激活作为阴极。
可在电极之间递送刺激能量以作为单相电能或多相电能。单相电能包括一系列脉冲，其全部为正(阳极)或全部为负(阴极)。多相电能包括一系列正负交替的脉冲。例如，多相电能可包括一系列双相脉冲，每个双相脉冲均包括阴极(负)刺激脉冲和阳极(正)再充电脉冲，其在刺激脉冲之后产生以防止直流电荷通过组织迁移，从而避免电极退化和细胞损伤。也就是说，在刺激期(刺激脉冲的长度)电荷经由电极处的电流传送通过电极-组织界面，且随后在再充电期(再充电脉冲的长度)经由在相同电极处的极性相反的电流而被拉回离开电极-组织界面。
接下来，转向图5，现在将描述IPG 14的主要内部组件。IPG 14包括刺激输出电路50，其被配置成根据所定义的脉冲波形在通过数据总线54的控制逻辑52的控制下生成电刺激能量，所述的脉冲波形具有指定脉冲幅度、脉率、脉冲宽度、脉冲形状和爆发速率。通过可具有合适的分辨率，如10μs的定时逻辑电路56可便于对电波形的脉率和脉冲宽度进行控制。刺激输出电路50生成的刺激能量可经电容器C1-Cn输出至对应于电极26的电气端子58。在所示的实施例中，刺激输出电路50可包括独立控制的电流源以提供给电极26或从电极26提供具有指定和已知安培数的刺激脉冲，或包括独立控制的电压源以提供电极26处的具有指定和已知伏特数的刺激脉冲。如下面将进一步详细描述的，刺激输出电路50还包括电荷恢复电路以提供电极的电荷均衡以及从组织恢复电荷。
IPG 14还包括监控电路60，其用于监控贯穿整个IPG 14的各种节点或其他点62的状态，例如电源电压、温度、电池电压等。监控电路60还被配置成测量电参数数据(例如，电极阻抗和/或电极场电势)。IPG 14还包括处理电路，其采用微控制器(μC)64的形式，该微控制器通过数据总线66控制控制逻辑52并经数据总线68，以及从监控电路60获得状态数据。IPG 14额外地控制定时逻辑56。IPG 14还包括被联接至微控制器64的存储器70以及振荡器和时钟电路72。结合存储器70以及振荡器和时钟电路72的微控制器64因此包括微处理器系统，其根据在存储器70中存储的合适的程序执行程序功能。可替代地，对于一些应用来说，微处理器系统提供的功能可通过合适的状态机予以执行。
因此，微控制器64生成必要的控制和状态信号，其允许微控制器64根据所选的操作程序和刺激参数控制IPG 14的操作。在控制IPG 14的操作过程中，微控制器64能够使用刺激输出电路50并结合控制逻辑52和定时逻辑56在电极26处单独生成刺激脉冲，从而允许每个电极26与其他电极26(包括单极壳电极)配对或构成组以控制极性、幅度、速率、脉冲宽带和通过其提供电流刺激脉冲的通道。
IPG 14还包括交流(AC)接收线圈74，其用于从RC 16和/或CP 18接收为适当的调制载波信号的编程数据(例如，操作程序和/或刺激参数)，以及充电及正向遥测电路76用于解调其通过AC接收线圈74接收到的载波信号以恢复编程数据，该编程数据随后被存储在存储器70中或在分布于整个IPG 14中的其他存储器元件(未示出)内。
IPG 14还包括反向遥测电路78和交流(AC)传输线圈80，其用于将通过监控电路60感测到的信息数据发送至RC 16和/或CP 18。IPG 14的反向遥测特性也允许对其状态进行检查。例如，当RC 16和/或CP 18发起与IPG 14的编程会话时，对电池的容量进行遥测，从而使RC 16和/或CP 18能计算要进行再充电的估计时间。通过反向遥测确认对电流刺激参数的任何改变，从而保证这些改变已被正确地接收并在植入系统中进行执行。此外，在通过RC 16和/或CP 18进行讯问后，在IPG 14中存储的所有可编程设置均可被上传至RC 16和/或CP 18。
IPG 14还包括可充电电源82和用于将操作电力提供至IPG 14的电源电路84。例如，可再充电电源82可包括锂离子或锂离子聚合物电池。可再充电电池82将未调节电压提供至电源电路84(例如：3V)。电源电路84然后生成各种电压86，根据位于IPG 14中的各种电路所需，其中的一些被调节且其中的一些未被调节。如下面将进一步详细描述的，电源电路84包括高电压生成(HVG)电路，其在微控制器64的控制下将电池电压转换成更高的电压，从而防止通过强磁场，如通过磁共振图像(MRI)扫描仪产生的那些感生电流在电荷恢复电路中创建回路，那样可能导致对患者无意的刺激。
可充电电源82是使用通过AC接收线圈74接收的整流的AC电源(或通过其他方式，例如也被称为“逆变器电路”的AC至DC转换器电路从AC电源转换而来的DC电源)而进行充电的。为了对电源82进行充电，生成AC磁场的外部充电器22(在图1中示出)被置于靠着或以其他方式邻近在植入的IPG 14上方的患者皮肤的地方。外部充电器发出的AC磁场在AC接收线圈74中感应AC电流。充电和正向遥测电路76对AC电流进行整流以产生DC电流，其用于对电源82进行充电。虽然AC接收线圈74被描述为用于无线地接收通信(例如：编程和控制数据)并从外部装置对能量进行充电，但应理解的是，AC接收线圈74能被布置成专用的充电线圈，而另一线圈，如线圈80则能被用于双向遥测。
可在美国专利号6516227、美国专利公开号2003/0139781和2005/0267546中找到有关上述和其他IPG的额外细节。应注意的是，系统10可替代地采用被连接至导线12的可植入式接收器-刺激器(未示出)而非IPG。在这种情况下，用于向植入的接收器提供电能的电源，例如电池，以及用于命令接收器-刺激器的控制电路，将被包含在经电磁链接被感应地联接至接收器-刺激器的外部控制器中。数据/电力信号通过在置于植入的接收器-刺激器上方的电缆连接的传输线圈而经皮耦合。植入的接收器-刺激器接收信号并根据控制信号产生刺激。
现在参照图6，刺激输出电路50包括可变电源100，其用于调节至刺激输出电路50的剩余组件的电压、被配置成当IPG 14处于活动刺激状态中时传送一列刺激脉冲的有源刺激电路102、以及被配置成当IPG 14处于活动刺激状态中时恢复电荷的无源电荷恢复电路104。可变电源100包括电池106，其输出固定电压Vbat(例如，3伏)和高电压生成(HVG)电路108，其能够将电池106的固定电压转换成更高的电压VH(例如，18伏)。因此，可变电源100可通过关闭HVG电路108输出相对较低的电压(例如，小于5伏)，并通过打开HVG电路108以将电压泵升至VH而输出相对较高的电压(例如，大于10伏)。出于本说明书的目的，相对较低的电压和相对较高的电压是相对于彼此而言的且简单地表示在两个电压之间，较低的电压能被认为是相对较低的电压，而较高的电压则能被认为是相对较高的电压。
无源电荷恢复电路104包括多个被分别联接至多个电气端子58的开关器件。为简单起见，仅示出开关器件S1和S2中的两个，以演示可以如何通过开关器件S1、S2(一个被用于在活动刺激状态中传导阳极电流且一个被用于在活动刺激状态中传导阴极电流)使有源电气端子(x和y)中的两个短路在一起而从组织恢复电荷的。特别地，开关器件S1和S2分别在点C和D被彼此短路在一起至AC接地，并且尤其是电池108的输出端。
在正常的操作中，在每个刺激脉冲的持续时间内开关器件S1和S2被打开且在传送刺激脉冲期间被关闭。当两个开关器件S1和S2均被打开时，有源刺激电路104所生成的刺激脉冲中任何部分都不会通过开关器件S1和S2被传送回来，从而所有刺激能量均经电气端子58传送到各电极26。当两个开关器件S1和S2均被关闭时，无源电荷恢复模式被激活以用于电极上的电荷均衡；即，电极26上的任何电荷均通过关闭的开关器件S1和S2进行传送以使组织放电，且特别地，电流经开关器件S1和S2被无源地从阳极电极传送至阴极电极以使组织放电。
无独有偶，开关S1和S2促成以下问题：响应于通过MRI扫描仪产生的强梯度磁场，即使当IPG 14处于非活动刺激状态中时(即，没有刺激脉冲列通过有源刺激电路102被有源地传送至患者)，在无源电荷恢复电路104中产生电流回路，其可能导致对患者的有意的刺激。对于本发明来说显著的是，当IPG 14处于非活动刺激输出时(即，其当前未传送一系列刺激脉冲)，可变电源100选择性地输出不同的电压等级，如上面所讨论的，且特别地，在非MRI条件下输出相对较低的电压等级且在MRI条件下输出相对较高的电压等级，从而防止通过外部能量(例如，MRI扫描仪生成的梯度磁场)而在电气端子58上感生的电能通过无源电荷恢复电路104进行传送并向外传送至电极26，否则其可能导致对患者的无意和无需的刺激，如下面将进一步详细描述的。在所示的实施例中，当IPG 14处于活动刺激状态中时(即，其当前传送一系列刺激脉冲)，可变电源100输出与在MRI条件下输出的电压等级相同的相对较高的电压等级。然而，在MRI条件下当IPG 14处于非活动刺激状态中时以及当IPG 14处于活动刺激状态中时，源于可变电源100的电压可以是不同的。
开关器件S1和S2中的每一个包括通过点C和D彼此短路的被联接至电气端子x和y中的一个的第一贯穿端子T1和第二贯穿端子T2，以及两者在HVG电路100的输出或接地之间联接的两个控制端子T3和T4。虽然仅为了说明的目的，开关器件S1和S2的控制端子T3被示为硬连线至可变电源100的输出且开关器件S1和S2的控制端子T4被示为硬连线至地面，可提供控制逻辑(未示出)以允许可变输出电源100的输出或接地被选择性地联接至开关器件S1和S2的控制端子T3，以及允许可变输出电源100的输出或接地被选择性地联接至开关器件S1和S2的控制端子T4。如将在下面进行的进一步的详细讨论，可变输出电源100和地面至开关器件S1和S2的控制端子T3和T4的交替切换允许开关器件S1和S2被选择性地打开和关闭。HVG电路100输出电压VH，其被存储在电容器CVH中。
在所示的实施例中，两个开关器件S1和S2采用固态开关的形式，且特别是互补金属氧化物半导体(CMOS)的传输门开关。即，开关器件S1和S2中的每一个包括P沟道金属氧化物半导体(PMOS)晶体管和N沟道金属氧化物半导体(NMOS)晶体管，从而在活动刺激状态中被关闭时，两个开关器件S1和S2能在两个方向传导电流以考虑电气端子x和y(以及从而指被联接至其的电极)分别为阳极的和阴极的或电气端子x和y(以及从而指被联接至其的电极)分别为阴极的和阳极的情况。
如图所示，开关器件S1的第一和第二贯穿端子T1和T2被分别联接至PMOS晶体管的漏极端子d和源极端子s，且开关器件S2的第一和第二贯穿端子T1和T2被分别联接至NMOS晶体管的源极端子s和漏极端子d。类似地，开关器件S1的第一和第二贯穿端子T1和T2被分别联接至NMOS晶体管的源极端子s和漏极端子d，且开关器件S2的第一和第二贯穿端子T1和T2被分别联接至PMOS晶体管的漏极端子d和源极端子s。开关器件S1和S2中的每一个的控制端子T3被联接至各PMOS晶体管的栅极端子g和衬底端子ss，且开关器件S1和S2中的每一个的控制端子T4被联接至各NMOS晶体管的栅极端子g和衬底端子ss。
在正常操作中(即，当没有外部磁场存在时)，开关器件S1和S2在每个刺激脉冲的传送期间被打开，且在传送每个刺激脉冲之后被关闭。在该特殊情况下，微控制器62通过提示可变电源100的HVG电路106用相对较高的电压(例如，18伏)泵升控制端子T3(即，被联接至PMOS晶体管的端子)并使控制端子T4(即，被联接至NMOS晶体管的端子)接地来打开开关器件S1和S2。相反地，微控制器62通过使控制端子T3(即，被联接至PMOS晶体管的端子)接地并提示可变电源100的HVG电路106用相对较高的电压(例如，18伏)泵升控制端子T4(即，被联接至NMOS晶体管的端子)而关闭开关器件S1和S2。
如上面简要讨论的，在MRI扫描期间，可通过开关器件S1和S2传送电流，从而无意地刺激患者。为了完全理解用于防止通过开关器件S1和S2传导感生电流的技术，解释打开开关器件S1和S2的环境则是很重要的。
考虑以下情况，即当刺激导线L形成暴露于变化的磁场BM的回路时的情况，该变化的磁场BM按与其变化率dBM/dt成比例的方式在刺激导线L上感生出电压Vind(即，Vx-Vy)。如果电容器CVH被充电至HVG电路100输出的电压VH以使电气端子x上的电压Vx超出电压VH的幅度大于在开关器件S1的PMOS晶体管中的衬底二极管DS1的正向偏置电压，衬底二极管DS1则打开，从而生成衬底电流。当衬底电流流动时，由于有限的N阱电阻RNwell，在控制栅极g以下的区域则不再处于VH，从而变为反向。当电压Vx超越电压VH的幅度为其阈值电压|Vthp|时，开关器件S1中的PMOS晶体管打开。NMOS晶体管也存在有类似的现象。也就是说，如果电气端子y上的电压Vy低于接地时，衬底二极管DS2打开，从而生成衬底电流。当衬底电流流动时，由于有限的N阱电阻RNwell，在控制栅极g以下的区域则不再处于接地，从而变为反向。当电压Vy小于接地的幅度为其阈值电压|Vthn|时，开关器件S2中的NMOS晶体管打开。
当电压VH大于[Vthn|+|Vthp|(通常为1-1.5V，这取决于工艺技术)但低于感生电压Vind时，具有通过开关器件S1的PMOS晶体管和开关器件S2的NMOS晶体管的通道传导(channel donduction)。当感生电压VIND的极性颠倒时，这种情况则是对称相同的；即，在开关器件S2中的PMOS晶体管在电压Vy超过电压VH的幅度为其阈值电压|Vthp|时打开，且开关器件S1中的NMOS晶体管在电压Vx小于接地的幅度为阈值电压|Vthn|时打开。因此，当电压VH大于[Vthn|+|Vthp|(通常为1-1.5V，这取决于工艺技术)但低于感生电压Vind时，具有通过开关器件S2的PMOS晶体管和开关器件S1的NMOS晶体管的通道传导。因此，即使开关器件S1和S2被打开，感生电压Vind仍有可能使电流流过开关器件S1和S2(打开开关器件S1和S2)，从而关闭电极之间的回路。
通常，当IPG 14处于非活动刺激状态中时，微控制器64提示可变电源100输出相对较低的电压。在所示的实施例中，这是通过关闭可变电源100的HVG电路106而实现的，从而有效地使电池电压Vbat通过至控制端子T3(即，被联接至PMOS晶体管的端子)。为了当患者在接受MRI扫描时防止通过开关器件S1和S2进行通道传导，微控制器64提示可变电源100的HVG电路106以相对较高的电压(例如，18伏)泵升控制端子T3(即，被联接至PMOS晶体管的端子)。优选地，响应于正向遥测电路76(在图5中示出)从RC 16或CP 18或替代地从专门设计用于传感经MRI扫描仪产生的强磁场(其将充当外部信号)的传感器(未示出)接收的外部信号，微控制器64提示HVG电路106以相对较高的电压泵升开关器件S1和S2的控制端子T3，其中强磁场区别于被设计成激活簧片开关以关闭IPG 14的磁铁而产生的相对较弱的磁梯度场。
参照图7，进行实验，测量当被暴露于常规的MRI梯度线圈装置产生的磁梯度场时，IPG的商业实施例中无源恢复开关电路相对于时间流过的电流。当用大于MRI装置感生的电压减去恢复开关的阈值电压的电压(VH>Vind–(Vthp+Vthn))泵升商业IPG 14的无源恢复开关时，在IPG 14的电气端子感生的电流被阻挡，如图7所示的图中左侧所示。然而，当用小于MRI装置感生的电压减去恢复开关的阈值电压的电压(VH<Vind-(Vthp+Vthn))泵升商业IPG 14的无源恢复开关时，在IPG 14的电气端子感生的电流未被阻挡，如图7所示的图中右侧所示。
如上面简要讨论的，商业IPG包含磁场传感机构，如在外部磁场存在的情况下提示进行IPG的停用的簧片开关或霍尔效应传感器，其通常被称为“复位模式”或“磁铁模式”。IPG 14以类似的方式操作；然而，为了使可变电源100的电压增加以防止感生电流传导通过无源电荷恢复电路104，响应于RC 16或CP 18生成的、且通过正向遥测电路76接收的外部编程信号(例如，患者或临床医生能在MRI的预期中发送这种编程信号)，微控制器62防止IPG 16被停用。
例如，微控制器76可以通过禁用磁传感机构而防止IPG 14被停用。在一个实例中，如图8所示，现有技术的实施例包括被联接在电池电压或接地和复位管理组件202之间的簧片开关200，其根据逻辑可输出有效低态或有效高态以使IPG复位。如图9所示，IPG 14中的微控制器62操作将电池电压或接地连接至簧片开关200的启用/禁用开关204以交替地禁用簧片开关200。例如，在簧片开关200将被正常地硬连线至电池电压的情况下，微控制器62将操作启用/禁用开关204以将簧片开关200联接至电池电压以启用簧片开关200，并将簧片开关200联接至地面以禁用簧片开关200。在簧片开关200将被正常地硬连线至接地的替代情况下，微控制器62将操作启用/禁用开关204以将簧片开关200联接至接地以启用簧片开关200并将簧片开关200联接至电池电压以禁用簧片开关200。
已描述了SCS系统10的所述结构和功能，现在将参照图10描述一种用于操作系统10以防止感生电流通过无源电荷恢复电路104进行传导的技术。对该技术进行描述，从而照惯例操作系统10以刺激患者，从而提供治疗(步骤300-304)且随后被配置成在MRI扫描(步骤306-316)中保护患者和/或电子装置。
首先，IPG 14可按刺激模式进行操作(即，IPG 14被置于活动刺激状态中)，在这期间，一列刺激脉冲从IPG 14的有源刺激电路102被传送至刺激导线12以向患者提供神经刺激治疗，且在所示的情况下，用于治疗慢性疼痛(步骤300)。在传送每个刺激脉冲期间，微控制器62提示可变电源100将相对较高的电压施加至无源电荷恢复电路104的PMOS晶体管的控制栅极并使无源电荷恢复电路104的NMOS晶体管的控制栅极接地，从而打开PMOS和NMOS开关以将开关器件置于第二打开状态中并防止任何刺激能量进入电荷恢复电路104(步骤302)。当目前没有传送任何刺激脉冲(即，在刺激脉冲之间进行传送)时，微控制器62提示可变电源100将相对较高的电压i施加至无源电荷恢复电路104的NMOS晶体管的控制栅极并使无源电荷恢复电路104的PMOS晶体管的控制栅极接地，从而关闭PMOS和NMOS开关以将开关器件置于关闭状态中并恢复之前通过刺激脉冲所导致的组织中的任何电荷(步骤304)。
IPG 14可按待机模式进行操作(即，IPG 14被置于非活动刺激状态中)，在这期间，没有刺激脉冲从IPG 14的有源刺激电路被传送至刺激导线12(步骤306)。在这段时间，微控制器62提示可变电源100将相对较低的电压施加至无源电荷恢复电路104的PMOS晶体管的控制栅极并使无源电荷恢复电路104的NMOS晶体管的控制栅极接地，从而打开PMOS和NMOS开关以将开关器件置于第一打开状态中(步骤308)。由于通过可变电源100应用的电压相对较低，因此节省了电能。
在预期患者受到高梯度磁场，如通过MRI扫描仪生成的那些磁场作用下，可将编程信号传输至IPG 14(步骤310)。作为响应，微控制器62通过禁用簧片开关200以防止IPG 14被磁能停用(步骤312)并提示可变电源100将相对较高的电压施加至无源电荷恢复电路104的PMOS晶体管的控制栅极并使无源电荷恢复电路104的NMOS晶体管的控制栅极接地，从而打开PMOS和NMOS开关以将开关器件置于第二打开状态中(步骤314)。随后，患者接受MRI，从而创建梯度磁场，其经刺激导线12在IPG 14的电气端子上感生出电压(步骤316)。虽然，当相对较低的电压被施加至PMOS晶体管的控制栅极时，该感生电压可使电流通过无源电荷恢复电路104进行传导，但是被施加至PMOS晶体管的控制栅极的相对较高的电压防止了电流通过无源电荷恢复电路104进行传导。
尽管可能在无源电荷恢复电路104中感生电流的外部能量已被描述为MRI扫描仪生成的梯度磁场，应理解的是，其他外部能量，如MRI扫描仪或其他来源生成的射频(RF)电场可能在无源电荷恢复电路104中感生电流，这可通过与上述方式同样的方式而予以防止。此外，尽管感生电流会通过的开关器件已被描述为无源电荷恢复开关，但应理解的是，可利用本发明以防止在IPG 14内的其他开关中电流的感生，例如，在刺激来源和电气端子之间的开关中电流的感生。
虽然已经示出和描述了本发明的特定实施例，将理解的是本发明并不局限于优选的实施例，且对于本领域的技术人员而言，将显而易见的是可在不脱离本发明的精神和范围的情况下做出各种变化和修改。因此，本发明旨在涵盖可包括在如权利要求所限定的本发明的精神和范围中的替代方式、修改和等同物。

Claims (22)

1.一种能处在活动刺激状态和非活动刺激状态之间的神经刺激装置，其包括：
多个被配置成被分别联接至多个刺激电极的电气端子；
被联接至所述电气端子中的第一个的第一固态开关器件；
被联接至所述第一开关器件的可变电源；以及
控制器，其被配置成，当所述神经刺激装置处于所述非活动刺激状态中时，促使所述可变电源选择性地输出相对较低的电压以将所述第一开关器件置于第一打开状态中以及输出相对较高的电压以将所述第一开关器件置于第二打开状态中。
2.根据权利要求1所述的神经刺激装置，其中所述控制器被进一步配置成，当所述神经刺激装置处于所述活动刺激状态中时，促使所述可变电源输出所述相对较高的电压以将所述第一开关器件置于所述第二打开状态中。
3.根据权利要求1所述的神经刺激装置，其还包括被联接至所述电气端子中的第二个的第二固态开关器件，其中所述第一和第二开关器件相互短路，其中所述可变电源被联接至所述第二开关器件，且所述控制器被配置成，当所述神经刺激装置处于所述非活动刺激状态中时，促使所述可变电源选择性地输出所述相对较低的电压以将所述第二开关器件置于所述第一打开状态中以及输出所述相对较高的电压以将所述第二开关器件置于所述第二打开状态中。
4.根据权利要求3所述的神经刺激装置，其中所述第一和第二开关器件中的每一个包括两个互补传输门开关。
5.根据权利要求4所述的神经刺激装置，其中所述两个互补传输门开关包括N沟道金属氧化物半导体(NMOS)晶体管和P沟道金属氧化物半导体(PMOS)。
6.根据权利要求2所述的神经刺激装置，其还包括至少一个刺激源，其中所述控制器被配置成，当所述神经刺激装置处于所述活动刺激状态中时，促使所述至少一个刺激源在所述第一和第二电气端子之间传送一系列刺激脉冲，并在传送所述脉冲中的每一个的期间促使所述可变电源输出所述相对较高的电压，以及在传送所述脉冲中的每一个后使所述第一开关器件接地以将所述第一开关器件置于关闭状态中。
7.根据权利要求1所述的神经刺激装置，其中所述相对较低的电压低于5伏且所述相对较高的电压高于10伏。
8.根据权利要求1所述的神经刺激装置，其还包括遥测电路，其被配置成接收在所述神经刺激装置外部的信号，其中所述控制器被配置成响应于所述外部信号促使所述可变电源输出所述相对较高的电压。
9.根据权利要求8所述的神经刺激装置，其还包括传感机构，其被配置成在存在外部磁场的情况下停用所述神经刺激装置，其中响应于所述外部信号，所述控制器被配置成防止所述神经刺激装置被停用。
10.根据权利要求9所述的神经刺激装置，其中所述控制器被配置成通过禁用所述传感机构而防止所述神经刺激装置被停用。
11.根据权利要求1所述的神经刺激装置，其中所述可变电源包括电池以及高电压电路，所述电池被配置成输出所述相对较低的电压，所述高电压电路被配置成输出所述相对较高的电压。
12.一种防止在暴露于外部能量的、与患者相关联的神经刺激装置中的感生电流的方法，所述神经刺激装置包括经第一电气端子被联接至第一刺激电极的第一固态开关器件，所述方法包括：
将所述神经刺激装置置于非活动刺激状态中；
当所述神经刺激装置处于所述非活动刺激状态中时，将相对较低的电压施加至所述第一开关器件，从而将所述第一开关器件置于第一打开状态中；
当所述神经刺激装置处于所述非活动刺激状态中时，将相对较高的电压施加至所述第二开关器件，从而将所述第一开关器件置于第二打开状态中；
将所述外部能量施加至所述患者，从而在所述第一电气端子上感生出电压，其中所述感生电压处于一个水平上，在所述水平电流能被防止在所述第二打开状态中时传导通过所述第一开关器件，否则将会在所述第一打开状态中传导通过所述第一开关器件。
13.根据权利要求12所述的方法，其中所述外部能量为磁能。
14.根据权利要求12所述的方法，其中所述磁能为磁共振成像(MRI)扫描仪所生成的梯度磁场。
15.根据权利要求12所述的方法，其中所述第一刺激电极是通过被联接至所述神经刺激装置的刺激导线所承载。
16.根据权利要求12所述的方法，其中所述神经刺激装置包括经第二电气端子被联接至第二刺激电极的第二固态开关器件，所述方法还包括：
当所述神经刺激装置处于所述非活动刺激状态中时，将相对较低的电压施加至所述第二开关器件，从而将所述第二开关器件置于第一打开状态中；
当所述神经刺激装置处于所述非活动刺激状态中时，将相对较高的电压施加至所述第二开关器件，从而将所述第二开关器件置于第二打开状态中；
将所述外部能量施加至所述患者，从而在所述第二电气端子上感生出电压，其中所述感生电压处于一个水平上，在所述水平电流能被防止在所述第二打开状态中时传导通过所述第二开关器件，否则将会在所述第一打开状态中传导通过所述第二开关器件。
17.根据权利要求16所述的方法，其还包括在所述第一和第二电极之间经由所述第一和第二电气端子传送一系列刺激脉冲，从而在邻近所述第一电极的组织中产生电荷，其中所述相对较高的电压在传送所述脉冲中的每一个的期间被施加至所述第一和第二开关器件，且在传送所述脉冲中的每一个之后所述第一和第二开关器件被接地以将所述第一和第二开关器件置于关闭状态中，从而从所述组织恢复所述电荷。
18.根据权利要求12所述的方法，其中所述相对较低的电压低于5伏，且所述相对较高的电压高于10伏。
19.根据权利要求12所述的方法，其还包括当所述神经刺激装置处于所述非活动刺激状态中时，将信号传输至所述神经刺激装置，其中响应于所述传输的信号而将所述相对较高的电压施加至所述第一开关器件。
20.根据权利要求19所述的方法，其还包括，响应于所述信号，在所述外部能量存在的情况下防止所述神经刺激装置被停用。
21.根据权利要求20所述的方法，其中所述神经刺激装置包括传感机构，其被配置成在所述外部能量存在的情况下停用所述神经刺激装置，其中通过禁用所述传感机构而防止所述神经刺激装置被停用。
22.根据权利要求12所述的方法，其中所述神经刺激装置被植入所述患者的体内。
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