CN108159564A - 把疗法施加于患者靶神经的系统 - Google Patents
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Abstract
提供了一种把疗法施加于患者靶神经的系统，包含：至少两个电极，每一个电极具有至少2000欧姆的阻抗，其被配置为被植入患者的体内并且被放置在靶神经处；可植入部件，放置在患者体内，所述可植入部件被配置为生成电场，其中选择所述电场以调制靶神经上的活动，所述可植入部件耦合于植入的天线；外部部件，包括外部天线，被配置为被放置在皮层之上，并且适合于通过射频通信跨越皮层与植入的天线进行通信。
Description
本申请是申请日为2014年1月24日、申请号为201480017075.9、发明名称为“高效能量神经调制”的发明专利申请的分案申请。
本申请于2014年1月24日作为PCT国际专利申请提出，并且要求于2013年1月28日提出的申请号为61/757,575的美国临时专利申请的优先权，特将其所公开的内容全部并入此处，以作参考。
背景技术
肥胖症、糖尿病、高血压、以及其它胃肠道功能障碍为导致发病率和死亡率增加的严重健康问题。例如，在最近十几年中，肥胖症发病率增长了80％以上，这表明，到2002年，成年人中肥胖症的发病人数将约达4300万(Mokdad AH等人，The spread of the obesityepidemic in the United States，1991-1998.JAMA 1999；(282)：1519-22)。就死亡率而言，在美国，每年因与肥胖症相关的原因导致约280,000～325,000的成年人死亡(AllisonDB等人,Annual deaths attributable to obesity in the United States.JAMA 1999；282：1530-8)。更严重的是，超重与生存年限的损失正相关(Fontaine KR等人，Years oflife lost due to obesity.JAMA 2003；(289)：187-93)。与肥胖症并发的几种其它疾病是，例如，代谢综合症、二型糖尿病、心脏病、以及高血压。
因此，还需要对诸如糖尿病、高血压、肥胖症、心脏病、以及代谢综合症的疾病进行有效的处置。
发明内容
根据本公开的一个方面，公开了一种把疗法施加于病人的内部组织部分的治疗系统。所述系统至少包括植入病人体内，并且放置在组织部分(例如，神经)处的高阻抗电极，以当把处置信号施加于电极时把治疗信号施加于所述部分。把可植入部件放入病人的身体中，在皮层之下，并且将其耦合于电极，以使用所选择的电流或者所选择的电压传递电信号。所述信号为单相的或者双相的。可植入部件包括植入的天线。外部部件具有放置在皮肤之上并且适合于将其电耦合于植入的天线的外部天线。
在各实施例中，一种把疗法施加于患者靶神经的系统包含至少两个电极，每一个电极具有至少2000欧姆的阻抗，将其配置为被植入患者的体内并且被放置在靶神经处，放置在患者体内的可植入部件，把可植入部件配置为按所选择的电压或者所选择的电流生成电信号，其中，选择所述电信号以调制靶神经上的活动，把可植入部件耦合于植入的天线；外部部件，包括外部天线，将其配置为被放置在皮层之上并且适合于与植入的天线进行通信。在各实施例中，权利要求1的系统还包含外部编程器，将其配置为可通信地耦合于外部部件，把外部编程器配置为向外部部件提供治疗指令，其中，把外部部件配置为经由外部天线和植入的天线向可植入部件发送治疗指令。
根据本公开的另一个方面，公开了一种处置患者病症的方法，包含把电极施加于靶神经，其中，电极具有至少2000欧姆的阻抗，并且将其可操作地耦合于可植入神经调节器；向靶神经施加治疗周期，其中，治疗周期包含按所选择的电流或者所选择的电压把电信号断续地施加于电极，并且选择所述电信号减量调节或者增量调节靶神经上的活动。
在各实施例中，处置患者病症的方法包含把至少两个电极施加于靶神经，其中，每一个电极具有至少2000欧姆的阻抗，并且将其可操作地耦合于可植入神经调节器；以及向靶神经施加治疗周期，其中，治疗周期包含按所选择的电压或者所选择的电流把电信号断续地施加于电极，其中，选择所述电信号调制靶神经上的活动。在各实施例中，从由肥胖症、代谢综合症、糖尿病、高血压、炎症性肠病、胰腺炎、以及贪食症组成的一组病症中选择病症。
根据本公开的再一个方面，公开了一种把疗法施加于患者靶神经的系统，包含：至少两个电极，每一个电极具有至少2000欧姆的阻抗，其被配置为被植入患者的体内并且被放置在靶神经处；可植入部件，放置在患者体内，所述可植入部件被配置为生成电场，其中选择所述电场以调制靶神经上的活动，所述可植入部件耦合于植入的天线；外部部件，包括外部天线，被配置为被放置在皮层之上，并且适合于通过射频通信跨越皮层与植入的天线进行通信。
附图说明
图1为具有作为本发明原理各发明方面的实例的特性的治疗系统的示意性表示，所述治疗系统包括神经调节器和外部充电器。
图2A为根据本公开各方面的图1的治疗系统中所使用的可植入神经调节器的平面图。
图2B为根据本公开各方面的图1的治疗系统中所使用的另一个可植入神经调节器的平面图。
图3A为根据本公开各方面的图2A和图2B的神经调节器的代表性电路模块的结构图。
图3B为专门针对可植入治疗设备的低功率任意波形发生器的结构图。某些功能部件是可选的，例如，存储器和遥测模块。
图4为根据本公开各方面的图1的治疗系统中所使用的外部充电器的电路模块的结构图。
图5A至图5C描述了电极配置和HFAC波形。(A)隔离的迷走神经上刺激(S)、HFAC、以及记录(R)电极的相对位置的示意性表示。(B)HFAC波形具有按1分钟5000Hz传递的电荷平衡的交流脉冲。脉冲宽度(w，90或者10μs)为常数，每个周期中包括10或者90μs的停歇时间。电流振幅(a)为随机变化的。(C)简化的电极系统的示意性表示。描述了电极至神经的接触面的电表示。通常，电极至神经的电容为高(在数十～数百pF的量级)，而电阻为低(在数十欧姆的量级)。
图6A至图6C描述了A)恒流设备的电流与时间的比照(i)以及电压与时间的比照(ii)的描绘。注意，对神经的电容和电极系统充电的电流导致(ii)中电压快速增高。然后，对电极至神经的电容充电的电流导致电压继续缓慢上升。
B)具有低(i)和高(iii)阻抗电极的恒压设备的电压与时间的比照(i)以及电流与时间的比照(ii和iii)的描绘。注意，在(ii)对神经的电容和电极系统充电过程中，初始电流峰值之后，剩余电流将基本上由神经的并联电阻加以决定。在(iii)中，电极至神经的接触面的额外电阻导致电流下降至较低的水平。
C)表示裸露的电极(i)与涂覆的电极(ii)的电阻(R)电容(C)以及阻抗(Z)的对照的向量。注意，具有涂覆电极的电阻增加很大。
图7描述的是：C-波振幅的减小取决于电流和阻抗。传导封锁之后的C-波振幅图与具有3个不同阻抗范围的电流的描绘。注意，阻抗越高，衰减C-波所要求的电流越少。
图8描述的是：诱发的C-波的衰减取决于跨越HFAC电极的电压。封锁之后的C-波振幅与电压的比照。虚线表示衰减C-波振幅的50％所要求的电压。
图9示意性地描述了用于根据恒定电流源创建恒压波形的电路。在考虑到电极阻抗的情况下，使用欧姆定律可以把跨越各电极的电压量计算为电流振幅的一个函数。
图10描述了跨越HFAC电极的阻抗与跨越导致50％封锁的HFAC电极流动的电流的比照的描绘。注意：随着阻抗的增加，导致传导封锁所要求的电流越少。
图11描述了A)跨越具有90μS脉冲宽度的串联电阻器的电压与时间的比照的描绘。第一峰值为设备短路以确保无DC偏移的结果。第二峰值为向高阻抗电极的电容充电的电流所导致的。注意，在第二峰值之后，下降至几乎为0的电压表示流过神经的非常小的电流。
B)使用电流探针进行的描绘，其展示了流过神经的几乎为0的电流。第一峰值为设备短路以确保无DC偏移的结果。第二峰值为向高阻抗电极的电容充电的电流所导致的。注意，在第二峰值之后，电流下降至几乎为0。在这一实验中，使用了90μS的脉冲宽度。
图12描述了跨越使用10μS脉冲宽度的串联电阻器的电压与时间的比照的描绘。第一峰值为向高阻抗电极的电容充电所导致的。第二峰值为沿相反方向向电极的电容充电所导致的。注意，在第一峰值之后，下降至几乎为0的电压表示流过神经的非常小的电流。
图13描述了5000Hz脉冲之后的脉冲宽度与Aδ-或者Aα-波振幅的比照的描绘。
图14描述了高阻抗电极配置。i)高阻抗电极设计的侧面图。把电极的螺旋部分放置在神经的周围。ii)高阻抗电极的前俯视图。iii)高阻抗电极的后俯视图。较亮的彩色条纹代表涂覆的电极。
图15描述了电极的一个实施例。
图16描述了包括沿与神经相接触的护套的内部具有两块平行板的硅护套的电极的一个实施例。
具体实施方式
在各实施例中，方法与系统涉及使用高阻抗电极建立一个跨越神经的电场。由于电极是绝缘的，所以最小化了场维持电流的量。在这一情况下，电流以流过神经的非常小的电流向电极电容充电。所施加的电压差将环绕打开或者关闭的各单元上的驱动电压门控通道的神经。在这种情况下，施加电压首先给电极的电容充电。此后，很小电流流过神经，因为使用了导致能量节省并且提高了安全性的最小化场维持电流量的有限导电材料来涂覆电极。这不同于使用需要流过神经的电阻的大电流以导致电压差的低阻抗电极的传统的方法。绝缘电极神经接触面的使用，提供了能够使用极低电荷加以维持的电场。
对于诸多使用电信号调制神经活动的情况而言，这样的电极的使用具有广泛的可应用性。例如，具有使用高阻抗电极的电压或者电流调节的源的系统可用于：使用电信号以至少部分地减量调节诸如迷走神经、肾神经、腹神经、颅神经以及内脏神经的靶神经上的活动。在其它实施例中，所述信号可以增量调节诸如舌咽神经和压力感受器的靶神经上的活动。可以使用靶神经上的活动的调制处置诸如肥胖症、糖尿病、高血压、代谢病症、胰腺炎、炎症性肠病、贪食症、运动功能障碍、以及它们的组合的各种病症。
在各实施例中，希望提供一种能够向神经传递电信号以至少部分地调制神经活动、同时最小化功率需求的可植入设备。最小化功率需求减小了电池的尺寸，从而允许构造较小的设备、延长设备中电池的寿命，并且要求对电池的较短的充电时间。具有高阻抗的电极的使用，提供了按所选择的电压或者电流、具有极低功率需求并且具有低风险的任何组织损伤的电信号的施加。
现在，参照各附图描述本公开的实施例，其中，在所有附图中，以相同的数字标识相同的元件。
A.治疗系统
图1示意性地说明了治疗系统100。治疗系统100包括神经调节器104、电导管装置108、以及外部充电器101。神经调节器104适合于植入病人体内。如此处将更全面地加以描述的，通常把神经调节器104刚好植入在皮层103之下。
把神经调节器104配置为电连接于电导管装置108。一般情况下，电导管装置108包括两或两个以上的电导管组件106，106a。在各实施例中，一条单一的导管包含至少两个电极。在其它实施例中，每一条导管包含一个单一的电极。在所描述的实例中，电导管装置108包括两个相同的(双极)电导管组件106，106a。神经调节器104生成治疗信号，并且将治疗信号传输给导管组件106，106a。
导管组件106，106a根据神经调节器104所提供的治疗信号，增量调节和/或减量调节病人的神经。在一个实施例中，导管组件106，106a包括远端电极212，212a，将它们放置在病人的一或多个神经上。例如，可以分别单独把电极212，212a放置在病人的前迷走神经AVN和后迷走神经PVN上。例如，可以把远端电极212，212a恰好放置在病人的横隔膜之下。然而，在其它实施例中，可以把或多或少的电极放置在或多或少的神经上。在各实施例中，所述电极具有至少大约2000欧姆的阻抗。
外部充电器101包括用于与植入的神经调节器104进行通信的电路。一般情况下，沿箭头A所示的双向信号路径跨越皮肤103传输所述通信。在外部充电器101和神经调节器104之间传输的实例通信信号包括处置指令、病人数据、以及此处将加以描述的其它信号。也可以把能量从外部充电器101传输给此处将加以描述的神经调节器104。
在所描述的实例中，外部充电器101可以经由双向遥测装置(例如，经由射频(RF)信号)与植入的神经调节器104进行通信。图1中所示的外部充电器101包括可以发送和接收RF信号的线圈102。可以把类似的线圈105植入病人的体内，并且将其耦合于神经调节器104。在一个实施例中，线圈105与神经调节器104相集成。线圈105用于从外部充电器101的线圈102接收信号以及把信号传输给外部充电器101的线圈102。
例如，外部充电器101可以通过振幅调制或者频率调制RF载波，把信息编码为比特流。最好令线圈102、105之间传输的信号具有大约6.78MHz的载波频率。例如，在信息通信阶段期间，可以通过切换半波整流和未整流之间的整流电平传输参数的值。然而，在其它实施例中，也可以使用更高或者更低的载波频率。
在一个实施例中，神经调节器104使用负载转移(例如，外部充电器101上导致的负载的修改)与外部充电器101进行通信。通过感耦外部充电器101感知负载的这一变化。然而，在其它实施例中，神经调节器104和外部充电器101也可以使用其它类型的信号进行通信。
在一个实施例中，神经调节器104从诸如电池的可植入功率源151(参见图3A)接收生成治疗信号的功率。在一个优选实施例中，功率源151为可重新充电电池。在某些实施例中，当未连接外部充电器101时，功率源151可以把功率提供给植入的神经调节器104。在其它实施例中，也可以把外部充电器101配置为提供神经调节器104的内部功率源151的定期的重新充电。然而，在一个可选的实施例中，神经调节器104可以完全依赖于从外部源接收的功率。例如，外部充电器101可以经由RF链路(例如，在线圈102、105之间)把功率传输给神经调节器104。
在各实施例中，可以由可重新充电电池向神经调节器提供功率，使用可移动充电器对可重新充电电池定期地进行充电，把可移动充电器放置在紧邻可植入神经调节器的地方。作为选择，也可以由可移动充电器提供的RF能量直接向神经调节器提供功率。通过可移动充电器的设置或者通过临床编程器进行提供功率的模式的选择。在另一个实施例中，可以使用远程无线能量实现对神经调节器中可重新充电电池的充电(Grajski等人的，IEEEMicrowave Workshop series on Innovative Wireless Power Transmission：Technology，Systems，and Applications，2012年，发表在a4wp.org上)。
在某些实施例中，神经调节器104启动治疗信号的生成与向导管组件106，106a的传输。然而，在一个实施例中，当由内部电池151提供功率时，神经调节器104启动疗法。然而，在其它实施例中，外部充电器101触发神经调节器104开始生成治疗信号。在从外部充电器101接收到启动信号之后，神经调节器104生成治疗信号，并且把治疗信号传输给导管组件106，106a。
在其它实施例中，外部充电器101还可以提供一些根据它们生成治疗信号的指示信息(例如，脉冲宽度、振幅、以及其它这样的参数)。在一个优选实施例中，外部充电器101包括其中可以存储向神经调节器104传输的各个参数、程序、和/或治疗进度安排的存储器。可以由用户在用户接口上进行这些参数的选择。在各实施例中，这些参数包括脉冲宽度、恒压设置、恒流设置、频率、以及电极尺寸。例如，一个这样的程序可能涉及对大约200～5000Hz频率的选择、对大约1～20伏特恒定电压的选择、以及对范围从大约10微秒～100微秒各种脉冲宽度的选择。外部充电器101还能够使用户选择显示在用户接口上的参数/程序/治疗进度安排，然后将它们存储在存储器中，以向神经调节器104加以传输。在另一个实施例中，外部充电器101可以向处置指令提供每一个启动信号。
通常，内科医生可以调整存储在外部充电器101上的参数/程序/治疗进度安排任何之一，以适应病人的个体需求。例如，可以把计算设备(例如，笔记本计算机、个人计算机等)107可通信地连接于外部充电器101。通过所建立的这样的连接，内科医生可以使用计算设备107把参数和/或疗法编程于外部充电器101中，以向神经调节器104存储或者传输。
神经调节器104还可以包括其中可以存储指令和/或病人数据的存储器152(参见图3A)。例如，神经调节器104可以存储治疗程序或者指示应该把哪一种疗法传递给病人的各个参数。神经调节器104还可以存储指示病人如何利用治疗系统100和/或病人对所传递的疗法有何反应的病人数据。
在以下的描述中，详细描述的重点是，其中神经调节器104包含可植入功率源151，神经调节器104可以从其获取功率(图3)。
1.系统硬件部件
a.神经调节器
图2A和2B中分别示意性地说明了神经调节器104，104'的不同的实施例。把神经调节器104，104'配置为被皮下地植入于病人的体内。在各实施例中，把神经调节器104，104'皮下地植入在轴线稍前以及腑窝尾侧区域中的胸侧壁上。在其它实施例中，可以由植入外科医生决定可选的植入位置。
通常，平行于皮肤表面植入神经调节器104，104'，以最大化与外部充电器101的RF耦合效率。在一个实施例中，为了有利于神经调节器104，104'的内部线圈105，105'和外部充电器101的外部线圈102之间的最佳信息和功率传送，病人可以确定神经调节器104，104'的位置(例如，通过触诊或者借助皮肤上一个固定的标志)。在一个实施例中，外部充电器101可促进线圈的定位。
如图2A和图2B中所示，神经调节器104，104'通常分别包括与内部线圈105，105'包覆成型的外壳109，109'。由可使RF信号(即，或者其它这样的通信信号)得以传输的生物兼容材料形成神经调节器104，104'的包覆造型110，110'。某些这样的生物兼容材料是这一技术领域中人们所熟悉的。例如，可以由硅酮橡胶或者其它适合的材料形成神经调节器104，104'的包覆造型110，110'。包覆造型110，110'还可以包括缝合调整片或者孔119，119'，以利于向病人体内的放置。
神经调节器104，104'的外壳109，109'还可以包含电路模块，例如，电路112(参见图1、3A、以及3B)，可以沿路径105a，105a'把线圈105，105'电连接于这一电路模块。通过导体114，114a可以把外壳109内的电路模块电连接于导管组件，例如，电连接于电导管组件106，106a(图1)。在其它实施例中，可以使用一条单一的导管。在图2A中所示的实例中，导体114，114a通过应力放松装置118，118a延伸出外壳109。这样的导体114，114a是这一技术领域中人们所熟悉的。
导体114，114a终止于连接器122，122a，将连接器122，122a配置为接纳导管组件106，106a或者把导管组件106，106a连接于导体114，114a(图1)。通过在神经调节器104和导管组件106，106a之间提供连接器122，122a，可以独立于神经调节器104植入导管组件106，106a。另外，在植入之后，可以把导管组件106，106a留在原地，同时使用不同的神经调节器取代最初植入的神经调节器104。
如图2A中所示，可以把连接器122，122a配置为接纳导管组件106，106a的连接器126。例如，可以把神经调节器104的连接器122，122a配置为接纳导管组件106，106a的插头连接器(未在图中加以显示)。在另一个实施例中，可以把连接器122，122a配置为分别使用止动螺钉123，123a或者其它这样的固定装置被固定于电导管组件106，106a。在一个优选实施例中，连接器122，122a为人们所熟悉的IS-1连接器。如此处所使用的，术语“IS-1”指的是心脏起搏业所使用的一种连接器标准，由国际标准化组织ISO 5841-3制定。
在图2B中所示的实例中，可以把配置为接纳导管组件106，106a的母连接器122'，122a'成型为神经调节器104的包覆造型110'的一部分。把导管连接器126插入这些造型的连接器122'，122a'，并且经由止动螺钉123'，123a'、密封装置(例如，Bal)和/或另外的固定装置加以固定。
通常，将电路模块112(参见图1、3A、以及3B)配置为生成治疗信号，并且将治疗信号传输给导管组件106，106a。也可以把电路模块112配置为经由内部线圈105从外部充电器101接收功率和/或数据传输。可以把内部线圈105配置为把从外部充电器所接收的功率发送给电路模块112，以用于神经调节器104的内部功率源(例如，电池)151或者向功率源151重新充电。
图3A、图3B中分别描述了实例电路模块112，112a的结构图。可以随诸如以上所描述的神经调节器104，104'的任何神经调节器一起使用电路模块112或者112a。电路模块112，112a的不同之处在于：可以在不存在减少其功耗的微控制器的情况下从现场可编程门阵列(204)直接操作电路模块112a，而电路模块112则不然。可以由外部充电器101或者由内部功率源151提供电路模块112的功率操作。可以随诸如图2A，图2B中所描述的神经调节器104,或者104'一起使用电路模块112或者112a。
电路模块112包括含有整流器164的RF输入157。整流器164把从内部线圈105所接收的RF功率转换为DC电流。然后可以使用直流电流提供高阻抗电极上的电位。作为选择，也可以使用交变电流提供可选的、但恒定的电压或者电流。恒定的电压或者电流设备的电路为这一技术领域中的技术人员所熟悉。
例如，RF输入157可以从内部线圈105接收RF功率，把RF功率整流为DC功率，并且将DC电流传输给内部功率源151，以加以存储。在一个实施例中，可以对RF输入157和线圈105进行调谐，以使固有频率能够把从外部充电器101传送的功率最大化。
在一个实施例中，RF输入157可以首先把所接收的功率传输给充电控制模块153。充电控制模块153从RF输入157接收功率，并且通过功率调节器156把功率传递给需要功率的地方。例如，RF输入157可以把功率传递给电池151以进行充电或者把功率传递给用于创建治疗信号的电路，如以下将加以描述的。当未从线圈105接收到功率时，充电控制模块153可以从电池151获取功率，并且通过功率调节器160传输使用的功率。例如，神经调节器104的中央处理器(CPU)154可以管理充电控制模块153，以判断是否应该把从线圈105所获得的功率用于向功率源151重新充电或者是否应该使用所述功率产生治疗信号。CPU 154还可以判断何时应该把存储在功率源151中的功率用于产生治疗信号。
经由RF/电感耦合的能量与数据的传输，是这一技术领域中人们所熟悉的。在以下的参考文献中可以发现对经由RF/电感耦合向电池重新充电，以及对从电池所获得的能量与经由电感耦合所获得的能量的比例进行控制的更详细的描述，特将所有这些参考文献并入此处，以作参考：1973年4月17日发布的申请号为3,727,616的美国专利、1986年9月23日发布的申请号为4,612,934的美国专利、1988年12月27日发布的申请号为4,793,353的美国专利、1994年1月18日发布的申请号为5,279,292的美国专利、以及1998年3月31日发布的申请号为5,733,313的美国专利。
总之，可以把内部线圈105配置为在外部充电器101和神经调节器104的遥测模块155之间进行数据传输。通常，遥测模块155把从外部充电器101所接收的调制的信号转换为神经调节器104的CPU 154能够理解的数据信号。例如，遥测模块155可以解调调幅的载波，以获得数据信号。在一个实施例中，从内部线圈105所接收的信号对来自内科医生的指令(例如，在植入时或者在接下来的跟踪检查时提供的)进行编程。遥测模块155还可以从CPU154接收信号(例如，病人数据信号)，并且可以把数据信号发送给内部线圈105，以传输给外部充电器101。
CPU 154可以把在神经调节器104处所接收的操作参数和数据信号存储在神经调节器104的可选的存储器152中。通常，存储器152包括非易失存储器。在其它实施例中，存储器152还能够存储导管106的序列号和/或型号；外部充电器101的序列号、型号、和/或固件版本号；和/或神经调节器104的序列号、型号、和/或固件版本号。
神经调节器104的CPU 154还可以接收输入信号，并且产生控制神经调节器104的信号生成模块159的输出信号。可以经由线圈105和遥测模块155把信号生成时序从外部充电器101传送给CPU 154。在其它实施例中，可以把信号生成时序从振荡器模块(未在图中加以显示)提供给CPU 154。CPU 154还可以从时钟(未在图中加以显示)接收进度安排信号，例如，所述时钟为32KHz的实时时钟。
当准备产生治疗信号时，CPU 154把时序信号传递给信号生成模块159。CPU 154还可以把有关电极装置108的配置的信息传递给信号生成模块159。例如，CPU 154可以经由线圈105和遥测模块155传递从外部充电器101所获得的信息。
信号生成模块159把控制信号提供给输出模块161，以产生治疗信号。在一个实施例中，控制信号至少部分地基于从CPU 154所接收的时序信号。控制信号还可以基于从CPU154接收的电极配置信息。
输出模块161根据从信号生成模块159所接收的控制信号产生治疗信号。在一个实施例中，输出模块161通过放大控制信号产生治疗信号。然后，输出模块161把治疗信号传递给导管装置108。
在一个实施例中，信号生成模块159经由第一功率调节器156接收功率。功率调节器156把功率的电压调节至适合于驱动信号生成模块159的预先确定的电压。例如，功率调节器156可以在1～20伏特范围内调节电压。
在一个实施例中，输出模块161经由第二功率调节器160接收功率。第二功率调节器160可以响应来自CPU 154的指令调节功率的电压，以达到规定的恒压电平。第二功率调节器160还可以提供向输出模块161传递恒定电流所需的电压。
输出模块161可以测量输出给导管装置108的治疗信号的电压，并且把所测量的电压报告给CPU 154。可以提供把电压测量结果放缩至适合CPU 154的水平的电容分压器162。在另一个实施例中，输出模块161可以测量导管装置108的阻抗，以判断导管106，106a是否与组织相接触。也可以把这一阻抗测量结果报告给CPU 154。希望导管的阻抗值大约为2000～10兆欧，取决于电极的材料或者其上的任何涂料。在各实施例中，在整个处置期间，有规律地进行阻抗检查，以确定电极的有限导电性的完整性。电极的有限导电性的损失会导致跨越神经的较大的电流泄漏，从而导致神经损伤。
图3B中描述了电路的另一个实施例。把治疗算法划分为多个非常小的时间段，并且把该治疗波形段的相应的电压或者电流值存储在现场可编程门阵列(204)中。治疗算法电压或者电流值可以为绝对值或者相对前一个电压或者电流值变化。存在从EEPROM(203)检索交变波形的选项。时钟振荡器(201)确定连续治疗波形段之间的时间，并且把各种时钟信号提供给其它电路。充电泵(205)根据电池电压提供操作电路所需的电压电平，HV生成器(207)和电流源(208)向可以由用户编程的治疗波形提供可施加的电压和电流电平。各种电压监视器(202)、调节器和阻抗检测器(206)测量和控制电路的正确操作。某些功能部件是可选的，例如存储器(203)和遥测模块(155)。
另外，由于活动的不同，可以随时改变神经调节器104的功耗需求。例如，与向内部电池151重新充电所需相比，神经调节器104将要求较少的功率向外部充电器101传输数据或者生成治疗信号。
a.电极
电极、修改的电极、电连接、以及电极涂料具有诸多良好的特性，包括在植入组织之后随时间趋于电稳定的、相对非可生物降解但可生物相容的电极和电极涂料材料具有高阻抗以及有限的导电性。电极或者电极涂料的设计旨在提供创建电场的足够的电容。在各实施例中，当向具有很小或者无组织损坏的神经施加所选择的恒定电压或者恒定电流时，在神经活动的封锁过程中使用所述电极。
在各实施例中，所述电极具有至少大约2000欧姆或者以上、至少大约10,000欧姆或者以上、至少大约60,000欧姆或者以上、或者至少大约10,000～10兆欧的阻抗。电极或者电极涂料可以允许一定程度的场维持电流，并且还可以在不导致组织损伤的情况下提供神经传导封锁或者刺激。在各实施例中，这样的场维持电流大约为400nC/脉冲或者以下。在各实施例中，选择最小化场维持电流的电极或者电极涂料。
在各实施例中，电极具有至少大约2000～10兆欧、2000～6兆欧、2000～1兆欧、2000～175,000欧姆、2000～100000欧姆、2000～60,000欧姆、或者
2000～20,000欧姆的阻抗。在其它实施例中，电极具有至少大约1000～10兆欧、1000～6兆欧、10000～1兆欧、10000～175,000欧姆、10000～100000欧姆、
10000～60,000欧姆、或者10000～20,000欧姆的阻抗。在另一个实施例中，电极具有至少大约60,000～10兆欧、60,000～6兆欧、60,000～1兆欧、60,000～175,000欧姆、或者60,000～100000欧姆的阻抗。
在各实施例中，场维持电流为大约400nC/脉冲或者以下、40nC/脉冲或者以下、15nC/脉冲或者以下、10nC/脉冲或者以下、5nC/脉冲或者以下、1nC/脉冲或者以下、或者0.5nC/脉冲或者以下。
在各实施例中，高阻抗电极具有至少102欧姆/cm(厘米)的电阻率。在各实施例中，电极具有大约102～1024、102～1020、102～1015、或者102～1010欧姆/cm的电阻率。对于这一领域中的技术人员而言，材料的电阻率是他们所熟悉的，例如，聚合物手册中所标识的。例如，硅酮橡胶具有4x1010的电阻率。聚氨酯具有1014的电阻率。特氟隆具有1020的电阻率。高密度聚乙烯具有1017的电阻率。
本公开提供了可以沉淀在通常所使用的诸如铂、铱、铟、氧化锡、以及钨的导电衬底材料上的有限导电涂料。根据本公开，提供了一种可植入电极，所述可植入电极具有包含丙烯酸涂料、硅酮、聚乙烯、聚苯乙烯、聚氨酯、聚醚醚酮(PEEK)、特氟纶、聚酰亚胺、二氧化硅/石英、氧化铱、氧化钽、氧化铝、或者聚对二甲苯的有限导电涂料。在各实施例中，所述涂料出现其表面上的在一或多个涂料层中，当植入电极以及每一个涂料层均为非导电聚合物层时，涂料层或者涂料层中的至少一个涂料层用于与体组织相接触。
可以把有限导电涂料沉淀在电极的表面，例如，通过将其涂在电极上、热熔敷、溅镀、光致抗蚀方法。非导电涂料至少约为1～1000、1～100、或者1～10微米厚。在各实施例中，增加电极上有限导电涂料的厚度会增加电极的阻抗。
电极和导管可以具有各种配置，包括双极的、三极的等。在各实施例中，一条单一的导管上至少有两个电极。在其它实施例中，每一条导管具有一个电极，并且使用了多条导管。
在各实施例中，把电极定位在靶神经或者神经组织上，从而能够在它们之间创建一个电场。根据神经的阻抗值和每脉冲传递给神经的电荷选择电极的表面面积，以提供神经活动的减量调节和增量调节。在各实施例中，可以依据电极的表面面积和电极相间的距离，修改传递给神经电极接触面的每脉冲总电荷。在某些实施例中，电极的表面面积约为0.1～20mm2。在各实施例中，电极之间的距离约为0.1mm～20mm。
在各实施例中，一条导管包含一或多个电极。图15描述了诸如导管106(参见图1)的双极导管远端的一个实例。导管106包括一个弯曲的、以接纳神经(例如，迷走神经)的导管体210。导管体210包含一个高阻抗末端电极212，高阻抗末端电极212被配置为与容纳在导管体210中的神经相接触。在各实施例中，高阻抗末端电极212能够把电荷传递给直径在大约1毫米到4毫米范围的神经。
导管体210还可以具有把导管体210附接于病人身体以稳定导管体210的位置的缝合调整片214。封装着来自电极212的导体的柔韧的导管延伸部分216的第一端与导管体210相耦合。第二端(导管延伸部分216的相反的一端)终止于用于附接于一个连接器(例如，IS-1连接器)122(图1中所描述的)的插头连接器(未在图中加以显示)。
图15中所描述的导管组件106还包括在与末端电极212相间隔的一个位置围绕导管延伸部分216的环电极218。在一个实施例中，每一个电极212，218的表面面积大于或者等于0.1～20平方毫米。在各实施例中，电极的表面具有至少2000欧姆的阻抗。为了把环电极218放置在病人身体上通常靠近神经上末端电极212的放置位置，可以提供缝合调整片220。
图14中描述了此处所描述的系统中所使用的导管的另一个实施例。在这一实施例中，把电极作为导电材料的细带嵌入材料的非导电带中。可以从丙烯酸涂料、硅酮、聚乙烯、聚苯乙烯、或者聚对二甲苯中选择非导电材料。与神经相接触的电极的表面具有至少2000欧姆的阻抗。导管具有至少一圈螺旋线，所述至少一圈螺旋线具有允许把神经放置在螺旋线圈中的螺旋线角度。导管还具有用于把导管的一端固定在应处位置的缝合调整片。
在另一各实施例中，图16中描述了一个电极配置。在这一实施例中，导管体由形成神经周围的护套的非导电材料构成。沿护套的内表面，有两个互相面对放置的电极板。面对神经的所述电极板的表面具有至少2000欧姆的阻抗。
可以把高阻抗电极放置在任何易兴奋组织中或者附近。在各实施例中，可以把此处所描述的设备和电极放置在迷走神经、颅神经、腹神经、腹神经丛、肾神经、内脏神经、舌咽神经、或者压力感受器上或者附近。在各实施例中，靶神经包括迷走神经、内脏神经或者肾神经。
在各实施例中，把电极放置在迷走神经上，最好放置在横隔膜之下。通常，后迷走神经PVN和前迷走神经AVN位于恰在病人横隔膜之下食道E的直径上对置的侧上。把导管装置108的第一末端电极212(图1)放置在前迷走神经AVN上。把导管装置108的第二电极212a放置在后迷走神经PVN上。通过导管106，106a把电极212，212a连接于神经调节器104(图1)。
在放置导管106，106a时，使用所选择的、告知导致可检测生理反应的神经冲动的刺激信号(例如，窦幽门波的生成)分别激励末端电极212，212a可能是有利的。生理反应的不存在可以指示所测试的电极212，212a与迷走神经PVN、AVN的重叠关系不存在。相反，生理反应的存在可以指示所测试的电极212，212a与迷走神经PVN、AVN的重叠关系(例如，正确的放置)。在确定了导管106，106a创建了生理反应之后，可以把电极212，212a附接于神经PVN、AVN。
为了减量调节和/或增量调节靶神经，可以通过使用封锁电极或者刺激电极或者两者，使用以上所描述的疗法。
c.电信号参数和所传递的电荷
可以使用此处所描述的设备中的恒定但可选的电压、恒定但可选的电流，生成电信号。尽管不旨在限制本公开的范围。但应该意识到，与低阻抗电极的情况相比，使用具有高阻抗的电极导致具有较少的传递电荷的神经传导封锁。
在各实施例中，传递给靶神经、导致神经活动的至少部分地减量调节或者增量调节的每脉冲的电荷量可以由电极的阻抗、电极的大小、电极相互间的距离加以确定。然后使用下列方程选择所选择频率处的恒定电压或者电流：
电容＝εrε0*A/d(1)
其中，εr＝相对静态介电常数，ε0＝电常数，*＝乘法，A＝电极的面积以及d＝电极之间的距离。当疗法继续时，可以调整脉冲宽度，以提高疗法效率。
例如，对于2个具有可忽略场维持电流的高阻抗电极，电流填充神经电极接触面的电容。对于2个电极，每一个具有5mm2的面积、2mm的间隔，电容将＝εrε0*A/d＝(8.854×10- 12F m–1)*3*(5mm2/2mm)＝66皮可法拉。由于电容被定义为电荷(以库仑(C)为单位)除以电位(以伏特(V)为单位)，所以电荷＝电压*电容。当所选择的电压为8伏特时，电荷/脉冲＝(8V)*(66pF)＝0.53nC，以把电极充电至神经电容。在与使用具有1000欧姆或者以下阻抗的低阻抗电极的相同的情况下，就导致所需传导封锁而言，其为电荷/脉冲1,600倍的降低。
为了使用高阻抗电极(与典型的低阻抗电极相比)提供一定量的所传递的电荷/脉冲，对电信号参数进行设计。在各实施例中，确定电极的阻抗、电极的大小、以及电极的间隔。如以上所讨论的，在各实施例中，阻抗可以从大约2000欧姆至10兆欧变化。在各实施例中，电极的大小可以从大约0.1至大约20mm2变化。在各实施例中，电极之间的距离可处于大约0.1～大约20mm的范围。
在各实施例中，选择提供增量调节和/或减量调节信号的频率。对于减量调节或者封锁信号，选择200Hz或者以上的频率。例如，至少大约200～10,000Hz、200～5000Hz、200～2500Hz、200～1000Hz、250～10,000Hz、250～5000Hz、250～2500Hz、250～1000Hz、500～10,000Hz、,500～5000Hz、500～2500Hz、或者500～1000Hz的频率。对于增量调节信号，选择低于200Hz的频率。例如，大约1～195Hz、1～150Hz、1～100Hz、1～75Hz、1～50Hz、或者1～25Hz。
如果把使用交变电流的高频率传导封锁信号(例如，200Hz或者以上)施加于使用恒定但可选的电压的靶神经，则可以从大约1伏特～大约50伏特、大约1伏特～大约25伏特、大约1伏特～大约15伏特、或者大约1伏特～大约10伏特选择电压。在各实施例中，为了最小化电池的功率需求，电压约为8～10伏特。
如果把使用交变电流的高频率传导封锁信号(例如，200Hz或者以上)施加于使用恒定电流的靶神经，则电流范围可以为大约0.1～15000μAmp、0.1～1μAmp、大约1～10μAmp、大约10～300μAmp、大约100～1000μAmp、或者大约1000～15000μAmp。
如果把使用交变电流的低频率增量调节信号(例如，200Hz以下)施加于使用恒定但可选的电压的靶神经，则可以从大约1伏特～大约50伏特、大约1伏特～25伏特、大约1伏特～大约15伏特、或者大约1伏特～大约10伏特选择电压。在各实施例中，为了最小化电池的功率需求，电压约为8～10伏特。
如果把使用交变电流的低频率增量调节信号(例如，200Hz以下)施加于使用恒定但可选的电流的靶神经，则电流范围可以为大约0.1～15000μAmp、0.1～1μAmp、大约1～10μAmp、大约10～300μAmp、大约100～1000μAmp、或者大约1000～15000μAmp。
在各实施例中，可以通过交变电流或者直流源生成恒定电压或者恒定电流。在各实施例中，可以使用致使设备不需要电池的射频生成恒定电压或者恒定电流，如以上所描述的。
d.工作周期
在各实施例中，可以改变工作周期。把工作周期定义为一个周期中所传递的电流或者电压的时间百分比。在各实施例中，使用高频电信号创建神经传导封锁。在各实施例中，信号的频率为200Hz或者以上、大约200Hz～大约50,000Hz、大约200Hz～10,000Hz、大约200Hz～5000Hz、大约200～2500Hz、大约200～1000Hz、大约200～500Hz、大约300～大约50,000Hz、大约300～10,000Hz、大约300～5000Hz、大约300～2500Hz、大约300～1000Hz、或者大约300～500Hz。在各实施例中，对外部部件进行配置，以允许用户选择多个频率任何之一。
可以改变同一频率的高频电信号的脉冲宽度，以从大约1～100％改变工作周期。例如，当脉冲宽度为100微秒时，5000Hz的高频信号具有100％的工作周期。如果把频率维持在5000Hz，则可以通过减小脉冲宽度减小工作周期。例如，10微秒的脉冲宽度是10％的工作周期。已经描述过：使用此处所描述的有限导电性电极，低于100％工作周期的高频电信号的脉冲宽度足以创建一个神经传导封锁。在各实施例中，把外部部件配置为提供对工作周期的选择，以便能够根据对病症的处置功效和病人的舒适度调整神经活动的封锁的百分比。
对于为了增量调节靶神经组织上的活动对低频电信号的使用，所选择的频率为大约200Hz或者以下、大约0.01～150Hz、大约0.01～100Hz、或者大约0.01～50Hz。例如，对于按50Hz传递的双相电信号，10毫秒(ms)的脉冲宽度为100％工作周期。典型的脉冲宽度的范围为大约0.06～0.8ms、大约0.06～1ms或者大约0.4～10ms。
在各实施例中，治疗周期可以包括开始于1％的工作周期，然后在工作时间期间增加到100％。在工作时间期间，在5000Hz信号的情况下，可以从大约1微秒起把电信号的脉冲宽度逐步增加至100微秒。在其它实施例中，工作周期开始于100％，然后在工作时间期间降低到1％。在工作时间期间，在5000Hz信号的情况下，可以从大约100微秒起把电信号的脉冲宽度逐步降低至1微秒。
使用此处所描述的系统，电信号脉冲宽度的变化提供了一种改变神经活动的封锁的％的方法。例如，10微秒的脉冲提供了大约10％或者以下的神经活动的封锁。当脉冲宽度增加至100微秒时，封锁活动增加至大约40％或者以上。如果所选择的初始脉冲宽度未向病症提供有效的疗法，则为了增加所封锁的神经活动的％，可以增加脉冲宽度。
B.系统软件
外部充电器101和神经调节器104包含允许在各种处置进度安排、操作模式、系统监视以及接口中使用治疗系统100的软件，如此处将加以描述的。
1.处置进度安排
为了启动处置方式，临床医生从外部计算设备107把处置说明和治疗进度安排下载到外部充电器101。一般情况下，处置说明指出神经调节器104的配置值。例如，在针对肥胖症的迷走神经处置的情况下，处置说明可以规定植入的神经调节器104所发射的电信号的振幅、固定的但是可选的电压或者电流、频率、电极的阻抗值、以及脉冲宽度。在另一个实施例中，可以指定“持续增加”时间(即，在电信号增加至目标振幅期间的时间周期)以及“持续减少”时间(即，在电信号从目标振幅下降至大约0期间的时间周期)。
一般情况下，治疗进度安排指示一周中至少一天的疗程开始时间和疗程持续时间。疗程指的是在离散的时间周期上对疗法的管理。较佳的做法是，临床医生对一周中每天的疗程开始时间和持续时间进行编程。在一个实施例中，可以在单一一天中安排多个疗程。也可以根据临床医生的决定停止疗法一或多天。
在治疗疗程期间，神经调节器104完成一或多个处置周期，在所述处置周期内，神经调节器104排列出“接通”状态和“关闭”状态之间的一个序列。就本公开的目的而言，处置周期包括其间神经调节器104连续发布处置命令(即，“接通”状态)的时间周期以及其间神经调节器104不发布处置命令(即，“关闭”状态)的时间周期。通常，每一个治疗疗程包括多个处置周期。临床医生可以对每一个处置周期的持续时间进行编程(例如，经由临床计算机107)。
当按“接通”状态进行配置时，神经调节器104连续地实施处置(例如，发射电信号)。按断续周期，把神经调节器104循环至其中神经调节器104不发射信号的“关闭”状态，以减少人体触发代偿机制的机会。例如，如果把一个连续的信号施加于病人的神经达一段足够的持续时间，则病人的消化系统最终能够学习自主操作。
日常进度安排包括一条时间线，当进度安排施加于病人的处置时，其指示白天期间的时间。工作周期线(虚线)沿其间安排处置的周期的时间延伸。例如，在上午8点和上午9点之间安排第一疗程。在某些实施例中，处置进度安排也涉及其它细节。例如，日常进度安排指示波形的细节(例如，持续增加/持续减少特征)以及处置周期的细节。
2.导管阻抗测量
治疗系统100的实施例具有独立测量和记录导管阻抗值的能力。在一个预先规定的范围之外的导管阻抗值可以指示治疗系统100中的问题或者故障。治疗系统100的这些实施例允许内科医生根据需要测量导管阻抗。治疗系统100还可以使内科医生能够周期性地测量阻抗而无需启动封锁治疗设置。总之，针对每一电极配置的每一通道独立地测量与存储阻抗。通过计算移动平均数，可以使用这些测量为每一个病人建立额定阻抗值。在各实施例中，阻抗值范围为大约2000～6.0兆欧。因涂有任何涂料所致，阻抗值的任何减小可表示电极的有限导电性的下降。阻抗值减小至一个预先确定的量，将触发警报，并且导致疗法停止，以避免神经上过度的场维持电流以及可能的神经损伤。可以把额定阻抗和阻抗容差范围用于系统的不兼容监视。
3.外部计算机接口
内科医生可以使用其对处置配置与进度安排进行编程的程序员软件驻留在外部计算设备107(图1)上，并且与外部计算设备107兼容，其中，外部计算设备107与外部充电器101进行通信。通常，针对计算设备107的应用软件能够根据要求生成按普遍可接受的数据文件格式存储的处置程序。
把计算设备107的编程接口设计为使内科医生能够与治疗系统100的部件进行交互。例如，所述编程接口可以使内科医生能够修改外部充电器101的操作模式(例如，训练模式、处置模式)。所述编程接口还有助于向外部充电器101下载处置参数。所述编程接口使内科医生能够改变神经调节器104的处置参数，以及经由外部充电器101安排处置疗程。
所述编程接口还使内科医生能够在治疗系统100的部件之间进行内部操作测试。例如，内科医生可以经由编程接口启动导管阻抗测试。内科医生还能够对临时处置设置进行编程，以进行具体的生理测试。编程接口还有助于在病人与内科医生之间、在跟踪检查时，进行诊断激励。
计算设备107的编程接口还使内科医生能够存取病人数据(例如，所传递的处置以及处置的显著生理效应)。例如，编程接口可以使内科医生能够存取与分析治疗系统100所记录的(例如，存储在神经调节器104的存储器152和/或外部充电器101的存储器181中的)病人数据。内科医生还能够把病人数据上载至外部计算设备107，以进行存储与分析。
所述编程接口还可以使内科医生能够观察系统操作信息，例如，治疗系统100的非兼容情况、系统故障、以及其它操作信息(例如，导管阻抗)。也可以把这一操作数据上载至外部计算设备107，以进行存储与分析。
4.程序
可以把一或多个程序存储在外部计算机107的存储器中。治疗程序可以包括一系列预先确定的参数和疗法传递进度安排。例如，每一个治疗程序可以规定可选的电流或者电压、频率、工作周期、每脉冲电荷、脉冲宽度、持续增加速率、持续减少速率、以及接通-关闭循环周期。在一个实施例中，可以分别与独立地对这些参数的一或多个进行编程。例如，恒定电压的范围为大约1～20伏特，可以对其进行选择，默认值为8或者14伏特。电流的范围可以为大约0.1～15000μAmp、0.1～1μAmp、大约1～10μAmp、大约10～300μAmp、大约100～1000μAmp、或者大约1000～15000μAmp，默认值设置为1000μAmp。在另一个实施例中，可以从200Hz到10,000Hz选择频率，默认值设置为5000Hz。在另一个实施例中，可以从1到100微秒选择脉冲宽度，默认值为90或者10微秒。
在各实施例中，疗法传递进度安排也可以是可选的。在各实施例中，可以从1到24小时选择每天治疗时间的范围。在各实施例中，默认值可以为6、9、或者12个小时。另外，治疗进度安排的开始时间和结束时间也是可选的。例如，在高血压的情况下，开始时间最早可以在上午4点或者5点开始。在另一个实施例中，开始时间可以为下午晚些时候或者晚上，以迁就换班时间。在这一情况下，开始时间的范围可以为下午4点到晚上大约9点。
在使用中，内科医生可以选择这些治疗程序任何之一，并且可以将所选择的治疗程序传输给植入的神经调节器104(例如，经由外部充电器101)，以存储在神经调节器104的存储器中。然后所存储的治疗程序可以经由神经调节器104控制传递给病人的治疗信号的参数。
通常，在发货之前，在工厂设置程序的默认参数设置。然而，也可以由内科医生在一定范围内调整这些参数中的每一个参数，从而可以使用计算机100产生可选的、定制化的治疗程序。使用这些可选的、定制化的治疗程序，内科医生能够按适当的方式管理对病人的护理。
例如，当病人要求更多变化的疗法时，神经调节器104可以存储治疗程序，所述治疗程序包括一天中程序化的多个治疗模式的一或多个组合。
C.外部充电器
外部充电器101的一个实施例可以改变传输信号的(例如，功率和/或数据的)放大电平，从而有助于按线圈102，105之间的不同距离，以及针对它们的不同的相对方位的有效传输。如果从外部充电器101所接收的功率的电平变化，或者如果神经调节器104的功率需求改变，则外部充电器101可以动态地调整所传输的信号的功率电平，以满足神经调节器104所希望的目标电平。
可以设计和选择至少部分地封锁了神经活动的所传递给神经的波形，以最小化功耗。最小化疗法的功耗允许使用更小的电池和/或较短的重新充电时间。
图4中描述了一个实例外部充电器101的结构图。所述实例外部充电器101可以与以上所讨论的神经调节器104，104'任何之一协作，向病人提供疗法。把外部充电器101配置为向神经调节器104传输(例如，经由RF链路)所希望的治疗参数和处置进度安排，并且从神经调节器104接收数据(例如，病人数据)。还把外部充电器101配置为向神经调节器104传输能量，以向治疗信号的生成提供功率和/或向神经调节器104的内部电池151重新充电。外部充电器101也可以与外部计算机107进行通信。
通常，外部充电器101包括功率与通信电路170。把功率与通信电路170配置为从多个源接收输入、在中央处理器(CPU)200处处理所述输入、并且输出数据和/或能量(例如，经由线圈102、插座174、或者显示器172)。应该意识到，本领域技术人员(受益于本公开的讲授)能够很好地创建这样的具有如此功能的电路部件。
例如，可以把电路功率与通信电路170电连接于外部线圈102，以感应电耦合于神经调节器104的线圈105。还可以把功率与通信电路170耦合于接口部件，从而能够实现从病人或者外部计算设备(例如，个人计算机、膝上机、个人数字助手等)107的输入。例如，外部充电器101可以经由电隔离串行端口与计算设备107进行通信。
外部充电器101也包括存储器或者数据存储模块181，其中，可以存储从神经调节器104(例如，经由线圈102和插座输入176)、外部计算机107(例如，经由插座输入174)、和/或病人(例如，经由选择输入178)所接收的数据。例如，存储器181可以存储从外部计算机107提供的一或多个参数、治疗程序和/或治疗进度安排。存储器181还可以存储操作外部充电器101的软件(例如，与外部计算机107相连接的、对外部操作参数进行编程的、向神经调节器104传输数据/能量的、和/或升级CPU 200的操作的)。作为选择，外部充电器101可以包括提供这些功能的固件。存储器181也可以存储诊断信息，例如，软件和硬件错误状态。
外部计算机或者编程器107可以通过第一输入174连接于通信电路170。在一个实施例中，第一输入174为一个能够把耦合于外部计算机107的电缆插入其中的端口或者插座。然而，在其它实施例中，第一输入174可以包括任何能够把外部计算机107连接于外部充电器101的连接机制。外部计算机107在外部充电器101和内科医生(例如，或者其它医务人员)之间提供了接口，以使内科医生能够对疗法进行编程，将其编入外部充电器101，以运行诊断和系统测试，以及从外部充电器101检索数据。
第二输入176允许外部充电器101有选择性地耦合于外部功率源180或者外部线圈102任何之一(参见图1)。例如，第二输入176可以定义功率源180或者外部线圈102能够插入其中的插座或者端口。然而，在其它实施例中，也可以把第二输入176配置为经由任何所希望的连接机制耦合于电缆或者其它耦合设备。在一个实施例中，外部充电器101不同时连接于线圈102和外部功率源180。因此，在这样的一个实施例中，外部功率源180不直接连接于植入的神经调节器104。
当未把外部充电器101耦合于线圈102时，外部功率源180可以经由第二输入176向外部充电器101提供功率。在一个实施例中，外部功率源180使外部充电器101能够处理治疗程序和进度安排。在另一个实施例中，外部功率源180供给能够使外部充电器101与外部计算机107进行通信的功率(参见图1)。
外部充电器101可以有选择地包括封装在能够向CPU 200供给功率的外部充电器101中的电池、电容器、或者其它存储设备182(图4)(例如，当把外部充电器101从外部功率源180切断时)。功率与通信电路170可以包括其配置旨在从电池182接收功率、调节电压、以及把电压导向CPU 200的功率调节器192。在一个优选实施例中，功率调节器192把2.5伏特的信号发送给CPU 200。
当未把线圈102耦合于外部充电器101时，电池182也能够供给操作外部线圈102的功率。当从外部充电器101切断外部功率源180时，电池182还能够供给使外部充电器101能够与外部计算机107进行通信的功率。指示器190可以提供向用户指示电池182中余留电力的可视或者可听的指示信息。
在一个实施例中，外部充电器101的电池182是可重新充电的。每脉冲电荷至少2～80000倍的减少导致明显的能量节省，这将允许在较小设备中使用较小的电池，或者把充电减少至每月1次或者更少。例如，外部功率源180可以耦合于外部充电器101以向电池182供给电压。于是，在这样的一个实施例中，可以切断外部充电器101与外部功率源180的连接，并且将其连接于外部线圈102以向神经调节器104传输功率和/或数据。
在一个可选的实施例中，电池180为可替代、可重新充电电池，可在其自己的重新充电架中、在外部充电器101的外部对其进行重新充电。在另一个实施例中，外部充电器101中的电池182可为可替换、非可重新充电电池。
在使用中，来自外部功率源180的能量流过第二输入176到达功率与通信电路170的能量传送模块199。能量传送模块199把能量导向CPU 200，以向外部充电器101的内部处理提供功率或者将其导向电池182。在一个实施例中，在把能量发送给电池182之前，能量传送模块199首先把能量导向功率调节器194，功率调节器194能够调节能量信号的电压。
在某些实施例中，外部充电器101的外部线圈102可以把能量从电池182供给于神经调节器104的内部线圈105(例如，为了对神经调节器104的内部功率源151(图3)重新充电)。在这样的实施例中，能量传送模块199经由功率调节器194从电池182接收功率。例如，功率调节器194可以提供激活能量传送模块199的足够的电压。能量传送模块199还可以从CPU 200接收有关何时从电池182获得功率和/或何时把功率传递给外部线圈102的指令。能量传送模块199根据CPU 200所提供的指令，把从电池182所接收的能量传递给外部充电器101的线圈102。通过RF信号或者其它所希望的功率传送信号把能量从外部线圈102发送给神经调节器104的内部线圈105。在一个实施例中，在内部功率源151的重新充电期间，暂停神经调节器104处的疗法传递，并且从外部充电器101传递功率。
在某些实施例中，外部充电器101控制何时向植入的神经调节器104的内部电池151重新充电。在各实施例中，植入的神经调节器104控制何时向电池151重新充电。这些细节通常类似于电池制造商有关如何为电池充电的建议。
如上所述，除了功率传输之外，也可以把外部线圈102配置为从神经调节器104接收数据以及向神经调节器104传输编程指令(例如，经由RF链路)。数据传送模块196可以在CPU 200和内部线圈105之间接收和传输数据与指令。在一个实施例中，编程指令包括治疗进度安排和参数设置。此处，将更详细地讨论外部线圈102和植入的线圈105之间传输的指令和数据的更多的实例。
能够由用户选择的实例功能包括设备重新设置、电池状况的询问、线圈位置的询问、和/或导管/组织阻抗的询问。在其它实施例中，用户还可以选择组织/导管阻抗的测量和/或胃收缩测试的启动。通常，当把病人放置在手术室、医生办公室、或者由医务人员围绕时，执行测量和测试操作。
在另一个实施例中，用户能够选择一或多个传递给神经调节器104的存储器152的参数、程序和/或治疗进度安排。例如，用户可以通过反复按压外部充电器101上的选择器按钮178循环选择可用参数或者程序。例如，用户可以通过按压选择器按钮178达一段预先确定的时间或者在一段预先确定的时间内快速连续按压选择器按钮178指出用户的选择。
在使用中，在某些实施例中，可以把外部充电器101配置为多种操作模式之一。每一种操作模式均可使外部充电器101能够执行具有不同限制的不同功能。在一个实施例中，可以把外部充电器101配置为5种操作模式：手术室模式、编程模式、疗法传递模式、充电模式、以及诊断模式。
A.方法
在另一个方面中，本公开提供了使用此处所描述的系统的方法。在各实施例中，一种处置患者病症的方法包含把电极施加于靶神经，其中，所述电极具有至少2000欧姆的阻抗，并且将其可操作地耦合于植入的神经调节器；把治疗周期施加于靶神经，其中，治疗周期包含把电信号断续地施加于电极，其中，使用恒定电压或者恒定电流施加电极信号，并且选择所述电极信号以减量调节靶神经上的活动。在其它实施例中，选择所述电极信号以增量调节靶神经上的活动。
可以把本公开的方法施加于任何易兴奋组织。在各实施例中，把诸如迷走神经、内脏神经、腹神经、腹神经丛、肾神经、颅神经、舌咽神经、或者压力感受器的神经作为目标。选择希望针对其进行神经活动调节的病症。这样的病症包括肥胖症、糖尿病、高血压、炎症性肠病、代谢紊乱、胰腺炎、以及贪食症。
在各实施例中，把至少两个电极施加于靶神经，以生成电场。所述至少两个电极可以出现在一个或者多个导管中。接触神经的电极表面具有高阻抗。可以通过施加一或多个具有此处所描述的有限导电性的涂料获得这样的电极。在各实施例中，所述电极具有至少2000欧姆的阻抗，如此处先前所描述的。
治疗周期的实施包括：经由电极把电信号施加于神经。在各实施例中，使用恒定电压生成电信号。内科医生可以在1～50伏特、1～40伏特、1～30伏特、1～20伏特、或者1～10伏特的范围选择和设置所述恒定电压。
电流可以在大约0.1～15000μAmp、0.1～1μAmp、大约1～10μAmp、大约10～300μAmp、大约100～1000μAmp、或者大约1000～15000μAmp的范围。
可以根据所选择的脉冲宽度设置恒定电压。对于特定的频率，可以选择脉冲宽度，以包括大约1～100％的工作周期。例如，对于5000Hz的电信号，100％的工作周期将具有100微秒的脉冲宽度。脉冲宽度的范围可以为10～100微秒。在处置期间，为了增强治疗周期的疗效或者适应病人的舒适要求，可以改变脉冲宽度。
对于诸如迷走神经的神经的减量调节活动，频率包括200Hz或者以上、大约200Hz～大约50,000Hz、大约200～10,000Hz、大约200～5000Hz、大约200Hz～2500Hz、大约200Hz～1000Hz、大约200～500Hz、大约300～大约50,000Hz、大约300～10,000Hz、大约300～5000Hz、大约300～2500Hz、大约300～1000Hz、或者大约300～500Hz。对于增量调节信号，按低于200Hz选择频率，例如，大约1～195Hz、1～150Hz、1～100Hz、1～75Hz、1～50Hz、或者1～25Hz。
在各实施例中，设置治疗周期的参数的方法包含选择频率，接着选择一或多个脉冲宽度，然后根据所选择的脉冲宽度选择恒定电压或者恒定电流。在各实施例中，内科医生编程器或者外部部件具有允许选择这些参数中每一参数的用户接口。
实例
通常，这样实现使用低阻抗电极的神经组织的刺激：使用电荷平衡的双相电流脉冲最小化直流电流的生成以及有害电化学产生物的产生。可以使用简化的电极系统模拟电流对神经的影响程度，如图5C中所示。该图描述了神经至电极的接触面。在这一系统中，通常，电极至神经的电容为高(在数十至数百pF的量级)，电阻为低(在数十欧姆的量级)。
在电流调节的设备中，由于跨越神经隔膜的阻抗流动的电流，跨越低阻抗电极的电压将快速升高。随着时间的推移，电压将不断上升，但因向电极至神经的电容填充的电荷，这一上升速率较慢(参见图6A(i和ii))。在恒压调节设备中，由于向神经的电容和电极系统进行充电，存在初始电流峰值。图6B(ii和iii)。将由神经的并联电阻实际决定剩余的电流。在使用典型低阻抗电极的系统的情况下，通过旁路流过的神经电流，把电流维持在较高的电平上。
尽管不旨在对本公开加以限制，但应该意识到，把电压或者电流信号施加于神经上或者神经附近的电极上，会导致影响神经中的离子门的电场的形成，而且在高频信号的情况下，这会导致神经活动的减量调节。应该意识到，向电极的电容充电将启动这一电场，以及流过所述电极的连续的电流维持着这一电场。传统低阻抗电极的电容为电极至神经的接触面的面积的函数。
通过向电极添加高阻抗介电涂料，电极的电容将增加等于涂料的介电常数的量，通常在高于传统低阻抗电极2～4倍的量级。电极神经接触面的电阻将更显著地增加，并且能够处于高于传统低阻抗电极10,000～1,000,000倍的量级。把电压或者电流信号施加在高阻抗电极上，一旦向电极电容充电，将导致电场的启动，而且由于电极上的高阻抗介电涂料防止了电荷的消耗，所以能够按低于传统电极中的电流维持这一电场。参见图6B(iii)。使用最佳电压或者电流对电极的电容的快速充电和电极阻抗至神经的小心匹配与体内其环境，允许影响神经中离子门所要求的电荷明显减少。另外，由于传递给神经的电荷/脉冲的减少，高阻抗电极增加了安全性。
为了说明使用高阻抗电极的电荷的减少，使用了简化的模型模拟神经电容(图5C)。我们估计电极的电容＝εrε0*A/d，其中，εr＝相对静态介电常数，ε0＝电常数，A＝电极的面积，以及d＝电极之间的距离。在传统低阻抗电极的情况下，εr约为1。当电极表面积为5平方毫米(mm2)以及间隔为2mm时，电容＝εrε0*A/d＝(8.854×10-12F m–1)*1*(5mm2/2mm)＝22皮法拉(pF)。8V刺激电压时低阻抗电极上的电荷等于电压*电容＝(8V)*(22pF)＝0.18nC。按大约1000欧姆模拟传统低阻抗电极的电阻特性。可以使用欧姆定律近似维持电场所需的电流量。这一电流等于电压/电阻＝4.6V/1000欧姆＝0.0046安培。当5000Hz时，双相脉冲的脉冲宽度为(1/5000Hz)/2＝0.0001秒。由于电荷＝脉冲宽度*电流，所以维持电场所需的电荷等于0.0046安培*0.0001秒＝460nC。
通过使用有限导电材料涂敷电极，阻抗显著增加，例如，在2000欧姆至10兆欧的范围(图6C ii)。当表面面积和高、低阻抗电极之间的距离保持固定时，对于施加于电极的材料，电容仅因εr而改变。在一个实施例中，电容增加大约3倍，达66pF。8V刺激电压时，电极上的电荷等于电压*电容＝(8V)*(66pF)＝0.53nC。假设高阻抗电极大约为100,000欧姆，维持电场的电流等于电压/电阻＝8V/100,000欧姆＝0.00008安培。当5000Hz时，双相脉冲的脉冲宽度为(1/5000Hz)/2＝0.0001秒。由于电荷＝脉冲宽度*电流，维持电场所需的电荷等于0.00008安培*0.0001秒＝8nC。在同样条件下，与具有1000欧姆或者以下阻抗的低阻抗电极相比，这把导致传导封锁所需的电荷/脉冲降低了大约60倍。
可以通过选择电流或者电压、电极面积，然后为达到高阻抗值选择适当的涂料和厚度，决定实现神经传导减量调节和/或增量调节所要求的电荷量的减少。电极阻抗的增加旨在把维持电场所需的电流减小至允许神经的减量或者增量调节的最低值。对于不同阻抗值的电极，可以计算每脉冲电荷。
表1总结了使用不同阻抗电极所计算的电荷/脉冲。
表1：使用各种阻抗电极所计算的电荷/脉冲的总结。电压为8V，频率为5000Hz，电极表面面积为5mm2，间隔为2mm。注意：随着阻抗的增加，维持的电荷/脉冲接近电容电荷/脉冲。
实例1
就使用低阻抗电极的高频传导封锁而言，可以把能量要求视为电荷/脉冲。当电流振幅和脉冲宽度已知时，可以计算电荷/脉冲。例如，当在大约2.5mA的电流和90μs的脉冲宽度(Waataja等人，2011)的5000Hz的信号之后，封锁了50％的迷走神经Aδ波时，计算这些情况下的每脉冲电荷。由于电荷/脉冲＝电流*脉冲宽度，大约封锁了50％的迷走神经Aδ波的电荷/脉冲为2.5mA*90μs＝225nC。在具有90μs脉冲宽度的5000Hz的信号之后对迷走神经C波的大约50％的封锁要求大约7.25mA(Waataja等人，2011)。于是，对于C波的传导封锁，电荷/脉冲＝7.25mA*90μs＝653nC。
我们考察了一种使用相当低的能量封锁通至迷走神经传导的方法。所述方法包括使用高阻抗电极限制维持电场所要求的电流(图6B(iii))。这一考察旨在判断维持电场所要求的电压、电极/神经阻抗、电容以及电流在封锁通至迷走神经传导的过程中是否发挥作用，以及发挥到何种程度。
为了按不同阻抗和电压、在电诱发复合动作电位上测试5000Hz HFAC的效果，我们使用了一个隔离的老鼠迷走神经标本。
方法
迷走神经隔离
Minnesota大学(University of Minnesota)的动物看护与使用委员会(theInstitutional Animal Care and Use Committee)批准了多项实验，并且在成年雄性Sprague-Dawley鼠(225-375g，n＝10)身上进行了这些实验。使用过量异氟烷杀死老鼠。紧在胸骨之下进行切割，以暴露胸廓。然后去除胸廓，以暴露胸和颈迷走神经。此时，把氧饱和合成间隙液体(SIF(Koltzenburg等人，1997)，(以mM为单位)NaCl 108、KCl 3.5、CaCl21.5、MgSO4 0.7、NaHCO3 26、NaH2PO4 1.7、葡萄糖酸钠9.6、葡萄糖5.5以及蔗糖7.6)引入暴露的胸和颈腔。把左右迷走神经定位在颈动脉杈的水平面，并且朝心脏轻轻切割，将其与老鼠剥离。进一步切割神经，以去除多余的组织、脉管系统以及脂肪。在隔离了神经之后，将其放入冰冷充氧的SIF中。
电生理学
把切离的神经悬挂在36℃矿物油中的3组双极挂钩电极上。图5a中描述了所述电极装置。刺激和记录电极分别包括铂/铱和Ag/AgCl导线(0.01～0.015英寸直径)对儿。电极传递HFAC为一对儿间隔2mm的铂-铱带状导线(0.02英寸厚；0.05英寸宽)。在某些实验中，使用基于丙烯酸的漆、硅或者聚对二甲苯覆盖铂-铱带状导线。通常，把刺激和HFAC电极定位在颈迷走神经的水平面上，而且把记录电极定位在胸端。矿物油之下的一层SIF提供了接地路径。
使用具有电刺激器(型号A300，World Precision Instruments,Sarasota,FL,USA)所生成的以及按0.5～1Hz、通过恒定电流刺激隔离单元(最大10mA，WPI型号A360)所传递的单相(负)脉冲(0.1～10毫秒持续时间)的刺激电极，激活迷走神经。
把诱发刺激的神经信号从记录电极导向差分放大器(WPI型号DAM80，1000X增益，典型的10Hz～3kHz的带通)的头阶段，并且将其定位于下面的SIF中的一个Ag/AgCl托盘上。在把信号平行导向示波器和数据采集系统(Power 1401with Spike 2，CambridgeElectronic Design，剑桥，英格兰)之前，使用信号调节设备(Humbug，Quest Scientific，北温哥华，BC,加拿大)最小化来自线路噪声的干扰。
HFAC
由一家专卖公司(EnteroMedics，Inc.St.Paul，明尼苏达州，美国)的计算机控制的设备生成高频交变电流。在某些实验中，HFAC的施加包括按5000Hz、1分钟传递的电荷平衡的交变双相电流脉冲(90～10μs持续时间)(图5B)。在每一实验中，按随机次序传递不同的HFAC电流振幅。
在某些实验中，使用了恒定电压源。为了创建恒定电压源，使用电流控制设备，把电阻器与神经平行地加以放置(图9)。于是，跨越电阻器和神经的电压降将相等。使用欧姆定律(电压＝电流*电阻)，通过施加给定的电流，可以跨越神经施加确定的电压。
测量与分析
在颈位置电激活隔离的迷走神经，把所进行的活动作为来自胸端的复合动作电位波形加以记录。测量最近的刺激和记录电极之间的传导距离，并且测量从刺激伪迹的开始至CAP波形的最大峰值负性时的反应时间，把每一个波形的峰值传导速度估计为距离/反应时间(m/s)。把峰值波形负性作为对波形振幅的测量。
在测试HFAC的效果之前，首先通过调整刺激持续时间与振幅优化CAP波形。典型地，按1.5～2.0x刺激阈限把CAP波形振幅建立为基线测量。在HFAC(基线)之前、紧在HFAC之后、在HFAC之后30秒以及HFAC之后每一相继分钟，连续地测量CAP振幅至少10分钟，直至恢复明显。把HFAC之后的CAP振幅表示为相对基线值的一个比率。把CAP波形的完全恢复视为CAP基线振幅的95％。当比较各神经组时，规格化CAP振幅的基线测量。HFAC强度(mA或者伏特)为变化的，同时保持频率、波形时序、以及持续时间(1分钟)不变。在CAP波形的任何全封锁之后，不测试处于较高电流或者电压振幅的HFAC。
使用SigmaPlot/SigmaStat(Systat Software，芝加哥，依利诺斯州，美国)和Microsoft Excel(Microsoft，雷蒙德，华盛顿，美国)执行曲线拟合、静态分析、以及图像处理。按平均±SEM传递所有数据，在有效值的测试中，使用了0.05的P电平。
结果
通至迷走神经的高频传导封锁依赖于电压
使用从0.5至8.5mA的电流振幅，在诱发的C-波(传导速度<1m/s)上测试使用传统低阻抗电极的通至迷走神经的高频诱发传导封锁。在一个单一的神经上，电流振幅和C-波衰减之间存在清晰的关系。然而，在神经之间，在电流振幅和C-波衰减之间不存在清晰的关系。例如，在一个神经中，将按1.5mA废除C-波，然而，对于另一个神经，1.5mA无效果。在其它神经中，将按8.5mA废除C-波。
神经之间最大的变量之一是阻抗差。HFAC电极之间阻抗的范围为1800～19,000欧姆(平均值＝6500±1100欧姆，n＝25个神经，12只老鼠)。假设实现神经之间的封锁所要求的电流振幅的差源于阻抗的差。神经之间的不同阻抗值可源于神经上相连组织的不同。因此，在封锁进行之前进行阻抗测试，并且把神经分为3个阻抗范畴：低于3000欧姆的、在3000和6500欧姆之间的以及大于10,000欧姆的。
然后，根据阻抗创建电流振幅的随机化封锁次序。把较低的电流(0.5～1.5mA)施加于具有高阻抗(>10,000欧姆)的神经，而把高电流(5.5～8.5mA)施加于具有低阻抗(<3000欧姆)的神经。已经向那些已经具有处于中间阻抗(3000～6500欧姆)的神经施加了2～5.5mA之间的电流。图7说明了按阻抗对神经进行分组时HFAC之后电流振幅和减小的CAP振幅之间的关系。对于小于3000欧姆的阻抗，衰减50％C-波的有效电流为～7.1mA，对于3000～6500欧姆之间的阻抗，衰减50％C-波的有效电流为～4.2mA，以及对于大于10,000欧姆的阻抗，衰减50％C-波的有效电流为～1.1mA。
与电流不同，为了确定诱发封锁的迷走神经C-波所要求的电压量，不必把神经分组为不同的范畴。把所有神经归为一组，建立实现C-波衰减的不同量级所要求的电压之间的关系。衰减50％迷走神经C-波的有效电压为～15.6V(图8)。
使用高阻抗电极封锁通至迷走神经的传导
当阻抗较高时，封锁通至迷走神经的传导要求较少的电流。例如，与生成50％封锁要求大约7mA的低于3000欧姆的阻抗相比，1mA时，10000欧姆的阻抗导致50％的封锁。参见图7。较低的电流振幅将减小封锁所要求的总能量。通过使用有限导电材料涂覆增加电极阻抗将减小维持电场所要求的电流。由于图8中也描述了：通至迷走神经的传导封锁依赖于电压，所以，与恒流设备相比，使用恒压设备更加适合。于是，使用有限导电材料涂覆电极，以增加阻抗，并且通过恒流设备创建恒定电压源(图9)。
通过使用非导电的基于丙烯酸的漆涂覆铂-铱带状导线创建绝缘电极。为了确定维持电场所要求的小电流量，计算HFAC电极之间的阻抗。可以使用如下方程完成这一计算：
Re＝(Rs*Rt)/(Rs-Rt). (2)
其中，Rs为并联电阻器的电阻，Rt为电路的所测量的总电阻，以及Re为HFAC电极之间的电阻。
使用阻抗范围为32～120k欧姆的Re测试总共5个神经。然后，可以根据欧姆定律求解电流(I＝V/Re)，计算出维持电场所要求的电流。封锁>50％诱发的Aδ-波所要求的电流在80和333μA之间。应该注意到，封锁～50％不具有基于丙烯酸涂料的Aδ-波的电流在2,000和3,000μA之间(Waataja等人，2011)。还应该注意到，阻抗越高，导致传导封锁的电流越少(图10)。由于电荷/脉冲与电流成正比，所以使用较高的阻抗进行封锁要求较少电荷/脉冲。
为了实现对场维持电流的更精确的测量，把电阻器串行地添加在HFAC电极之一和电流调节器之间。然后跨越串行电阻器探测所维持的电压，并且根据欧姆定律计算电流。此时，使用3种不同的涂料增加阻抗：硅酮、聚对二甲苯以及基于丙烯酸的漆。导致50％封锁的流过串行电阻器的所维持电流的范围为22～41μA(表2)。
表2：使用各种电极屏蔽的HFAC电极的阻抗与所维持的跨越这些电极流动的电流。
| 材料 | 电极阻抗(k欧姆) | 维持电流(μA) |
| 硅酮 | 63 | 23 |
| 聚对二甲苯(1.2μM) | 94 | 41 |
| 丙烯酸 | 32 | 22 |
在不同的实验组中，为了导致传导封锁，使用了涂覆了较高阻抗聚对二甲苯的电极。可以通过使用较厚的聚对二甲苯涂料实现这一点。为了获得250k欧姆的阻抗，使用了5μM厚的聚对二甲苯涂料。为了获得5400和5800k欧姆的阻抗，使用了8μM厚的聚对二甲苯涂料。并且使用探针测量5000Hz时的电容。使用所选择的电压、所测量的阻抗以及所测量的电容，可以计算总的电荷/脉冲，并且可以与低阻抗电极进行比较。
这些实验说明了3个主要方面。第一，与低阻抗电极情况一样，使用高阻抗5μM和8μM聚对二甲苯涂覆的电极可以实现同样程度的传导封锁。第二，当导致了同等程度的封锁时，高阻抗电极与低阻抗电极相对照，总电荷/脉冲明显降低。第三，针对高阻抗电极所测量的电容(平均值＝95pF)类似于针对电极/神经接触面使用并联平行板电容器所计算的电容(66pF)。表3中总结了这些结果。
表3：不同阻抗电极的各种百分比封锁和总电荷/脉冲的总结
注意：使用较高阻抗的电极时，所测量的电容电荷/脉冲接近于所维持的电荷/脉冲。
封锁期间串行电阻器范围描绘
封锁期间跨越串联电阻器记录电压时间比照的范围描绘。在这一情况下，使用5μM聚对二甲苯涂覆的电极传递5000Hz的封锁信号。如图11A中所示，第一峰值为设备短路以确保无DC偏移的结果。第二峰值为因向5μM聚对二甲苯屏蔽的电极的电容充电的电流所致。注意，在第二峰值之后下降至几乎为0电压表示可以忽略的流过串联电阻器(即，神经)的场维持电流。使用这样的标本，按跨越HFAC电极8.4V的电压，把-波衰减47％。
如图11B中所示，取代串联电阻器，使用电流探测设备，第一峰值再次为设备短路以确保无DC偏移的结果。第二峰值为因向5μM聚对二甲苯屏蔽的电极的电容充电的电流所致。注意，在第二峰值之后电流下降至几乎为0。于是，流向屏蔽的电极的电流以可以忽略的用于维持电场的电流向神经至电极的电容充电。系统的电容被测量为65pF。把这些结果复制在独立的标本上。
由于向屏蔽的HFAC电极的电容充电的时间明显短于90μS(图12)，所以测试到10μS的脉冲宽度。第一峰值为向5μM聚对二甲苯屏蔽的电极的电容充电的电流所致。第二峰值为沿相反方向向电极的电容充电的电流所致。注意，在第一峰值之后下降至实际为0电压表示可以忽略的流过神经的场维持电流。跨越屏蔽的HFAC电极的电压为8.4伏特，衰减了28％的-波。
按不同脉冲宽度进行测试
按不同的脉冲宽度测试导致通至迷走神经的传导封锁的HFAC的效果，同时使用5μM聚对二甲苯涂覆的电极保持频率与振幅固定(图5b)。按14.2Vb-p(从波形底部至波形峰值所测量的电压)施加5000Hz交变电流信号1分钟。场维持电流可以忽略不计。在5000Hz之后，按90μS脉冲宽度，把诱发的Aδ-波衰减31％。这一衰减随脉冲宽度的变短而减弱(图13)。
在施加5000Hz期间，也分析较快的Aα-波。按90μS脉冲宽度把所述波衰减75％。所述衰减按与Aδ-波相类似的方式也随脉冲宽度的变短而减弱(图13)。因此，可以通过改变脉冲宽度调整传导封锁的程度，同时保持所有其它变量不变。这是通过迷走神经调整封锁程度的一种新型的方法。
总结
这些结果表明可以通过使用非导电材料涂覆典型的低阻抗电极增加阻抗。所涂覆的高阻抗电极能够通过传递高频电信号封锁通至神经的传导。另外，与低阻抗电极相比，当使用高阻抗电极时，还能够以相当少的电荷/脉冲实现同样的封锁。降低电荷/脉冲则降低封锁所需的能量。
所公开的概念的修改以及与所公开的概念等同的概念，例如本领域技术人员可明显意识到的，均旨在被包括在此处所附权利要求的范围内。另外，这一公开还考虑到通过在一或多个神经上放置电极来施加电信号处置的组合。这一公开考虑到通过在一或多个神经上放置电极来施加电信号处置，以应用减量调节神经活动的治疗程序。这一公开考虑到通过在一或多个神经上放置电极来施加电信号处置，以应用增量调节神经活动的治疗程序。将此处所引用的所有出版物并入此处，以作参考。
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Claims (6)
1.一种把疗法施加于患者靶神经的系统，包含：
至少两个电极，每一个电极具有至少2000欧姆的阻抗，其被配置为被植入患者的体内并且被放置在靶神经处；
可植入部件，放置在患者体内，所述可植入部件被配置为生成电场，其中选择所述电场以调制靶神经上的活动，所述可植入部件耦合于植入的天线；
外部部件，包括外部天线，被配置为被放置在皮层之上，并且适合于通过射频通信跨越皮层与植入的天线进行通信。
2.如权利要求1所述的系统，其中，靶神经为迷走神经、内脏神经、颅神经、腹神经、舌咽神经、腹神经或者肾神经。
3.根据权利要求1所述的系统，其中，电极具有10,000欧至10兆欧的阻抗。
4.根据权利要求3所述的系统，其中，使用具有至少102欧姆/cm的电阻率的绝缘材料涂覆电极。
5.根据权利要求4所述的系统，其中，电极包含丙烯酸漆、聚对二甲苯、硅酮橡胶、聚安酯、聚乙烯、聚醚醚酮、聚酰亚胺、特氟纶、二氧化硅/石英、氧化铱、氧化钽、氧化铝、或者它们的组合的涂层。
6.根据权利要求1和4-5中任何之一所述的系统，其中，靶神经为舌咽神经或者压力感受器。
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| PB01 | Publication | ||
| PB01 | Publication | ||
| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
| WD01 | Invention patent application deemed withdrawn after publication |
Application publication date: 20180615 |
|
| WD01 | Invention patent application deemed withdrawn after publication |