CN110337313B - 用于在刺激治疗期间感测生理信号的设备和方法 - Google Patents

Abstract

设备和方法通过提供刺激波形来提供对生理信号的感测，所述刺激波形包括：刺激脉冲、接着是用于清除刺激路径内的电容器中的电荷的有源再充电脉冲。有源再充电脉冲之后是无源再充电的时段，并且随后是无再充电的时段。可以通过提供短暂的无源再充电时段、接着是冗长的无再充电时段来处理感知到的生理信号内的伪影的非神经源，这可能通过在无源再充电之前使用有源再充电脉冲来实现。无再充电的时段移除了从刺激电极到地的任何低阻抗路径，这允许感测电路的放大器提供对存在于感测电极处的非神经信号(诸如，心脏信号)的共模抑制。

Description

用于在刺激治疗期间感测生理信号的设备和方法

技术领域

实施例提供了用于感测生理信号的设备和方法。更具体地，实施例提供了用于在正进行刺激治疗时感测生理信号的设备和方法。

背景技术

电刺激治疗可用于各种形式的治疗。例如，可以提供刺激治疗以解决神经问题，诸如慢性疼痛、震颤等。在这样的示例中，植入式刺激设备通常位于便利的一个位置，并且被连接到电引线，所述电引线被引导到诸如脑部内、脊柱内、骨盆区域内或其他地方之类的刺激部位。电引线包括与刺激部位处的组织相接的电极，以从刺激设备递送刺激信号。

还感测刺激部位附近的生理信号可能是有用的。这些信号对于使刺激治疗适应于所治疗的特定病症和/或更好地理解刺激部位附近的组织对刺激信号的响应是有用的。在可以基于生理信号至少部分地控制刺激治疗的情况下，感测生理信号可能是特别有用的。

感测刺激部位附近的生理信号可能特别对于神经刺激系统而言是有困难的。可以存在于刺激部位附近的身体内的其他信号可具有比要感知的神经信号大几个数量级的电压。例如，考虑到心脏可位于紧密接近神经刺激设备和引线(尤其是在当设备位于上躯干中时的深部脑刺激治疗的情况下)，由心脏系统产生的电信号可能是非常造成困难的。

发明内容

实施例通过提供降低非神经信号在感知到的生理信号中产生不想要的伪影的可能性的设备和方法来解决诸如这些和其他问题之类的问题。一些实施例提供在刺激脉冲之后发生的有源(active)再充电，并随后在有源再充电之后短暂地发生无源(passive)再充电。随后关闭再充电达在下一个刺激脉冲之前发生的剩余时段，该剩余时段提供足够的时间量来感测感兴趣的生理信号，诸如神经信号。当再充电关闭时，不存在到设备接地电位的低阻抗路径，这防止任何大量的心脏或其他非神经产生的电流流过通向感测放大器的差分输入的信号路径。结果，非神经信号在感测放大器的两个差分输入两端呈现基本相同的电压，使得发生非神经信号的共模抑制。

实施例提供了提供刺激和感测生理信号的方法，该方法包括从身体内的第一电极提供第一刺激脉冲并且在第一刺激脉冲终止之后，从第一电极提供有源再充电脉冲。该方法进一步包括在有源再充电脉冲终止之后，从第一电极提供无源再充电并且在无源再充电终止之后，不提供再充电达一时间段。该方法还包括在无再充电的该时间段的至少一部分期间，从身体内的第二电极感测生理信号，并且在无再充电的该时间段之后，提供来自第一电极的第二刺激脉冲。

实施例提供了植入式医疗设备，其包括刺激输出和向刺激输出提供波形的刺激引擎，该波形包括：刺激脉冲，接着是有源再充电脉冲，接着是无源再充电，接着是无再充电的一时间段。植入式医疗设备进一步包括第一感测输入和被连接到第一感测输入的差分放大器。植入式医疗设备还包括控制器，该控制器在无再充电的该时间段的至少一部分期间从差分放大器获得生理信号，该控制器致使刺激引擎重复地产生所述波形。

实施例提供了植入式医疗系统，其包括至少一个植入式医疗引线，该植入式医疗引线包括第一电极和第二电极。植入式医疗系统进一步包括植入式医疗设备，该植入式医疗设备具有电耦合到第一电极的刺激输出。植入式医疗系统还包括刺激引擎，该刺激引擎向刺激输出提供波形。波形包括：刺激脉冲，接着是有源再充电脉冲，接着是无源再充电，接着是无再充电的一时间段。植入式医疗系统还包括电耦合到第二电极的第一感测输入和连接到第一感测输入的差分放大器。植入式医疗系统包括控制器，该控制器在无再充电的该时间段的至少一部分期间从差分放大器获得生理信号，并且该控制器致使刺激重复地产生所述波形。

附图说明

图1示出了根据各种实施例的具有用于在提供刺激信号的同时感测生理信号的植入式医疗系统的示例的患者。

图2示出了植入式医疗系统，其包括附连到刺激引线以及感测引线或附连到感测与刺激引线的医疗设备。

图3示出了实现有源再充电、无源再充电和大的无再充电时段的医疗设备的感测电路系统的示例。

图4示出了包括有源再充电、无源再充电和大的无再充电时段的刺激波形的第一示例以及对应的感测状态。

图5示出了用于提供刺激波形的刺激脉冲部分的第一刺激引擎电路配置。

图6示出了用于提供刺激波形的有源再充电脉冲部分的第二刺激引擎电路配置。

图7示出了用于提供刺激波形的无源再充电部分的第三刺激引擎电路配置。

图8示出了用于提供刺激波形的无再充电时段的第四刺激引擎电路配置。

图9示出了一组逻辑操作，用于确定相对于刺激脉冲振幅的适当的有源再充电脉冲振幅比，以便使在感测期间被放大的非神经信号最小化。

图10示出了非神经信号源和当刺激引擎为刺激节点提供无源再充电时到医疗设备的感测电路系统的差分放大器的输入的等效电路。

图11示出了非神经信号源和当刺激引擎提供无再充电时段以创建非神经信号源的共模抑制时到医疗设备的感测电路系统的差分放大器的输入的等效电路。

图12A示出了感知到的神经信号的频谱图，其中刺激波形仅利用冗长的无源再充电并且在感知到的信号中存在显著的心脏能量。

图12B示出了感知到的神经信号的频谱图，其中刺激波形利用短暂的有源再充电接着是冗长的无源再充电并且在感知到的信号中存在显著的心脏能量。

图12C示出了感知到的神经信号的频谱图，其中刺激波形利用大量的有源再充电接着是短暂的无源再充电并且在感知到的信号中存在心脏能量。

图13示出了一组逻辑操作，用于确定是否实现有源再充电、接着是无源再充电和无再充电时段。

图14示出了感知到的信号和基于感知到的信号和阈值的检测信号。

具体实施方式

实施例提供了使感知到的信号上的非神经信号伪影的存在最小化的医疗设备和相关方法。实施例利用刺激波形，该刺激波形包括：有源再充电时段、接着是无源再充电时段并且随后是无再充电时段，其中至少在无再充电时段期间执行感测。一些实施例确定在使用无源再充电而无有源再充电时感知到的信号中是否存在非神经信号伪影，并且随后当存在非神经信号伪影时切换到使用有源再充电接着是无源再充电。此外，一些实施例优化有源再充电振幅与刺激脉冲振幅的比率，以进一步使伪影最小化。

图1示出了各种实施例的操作环境的示例。植入式医疗系统100被植入患者112的身体内。植入式医疗系统100包括耦合到刺激引线104的刺激与感测设备102。刺激与感测设备102包括导电外壳106以及头部108，头部108包括孔，其中刺激引线104的近端被定位在该孔中。刺激引线104包括引线主体109和引线主体109的远端上的一个或多个电极110，该一个或多个电极110位于患者112的身体内的刺激部位处。刺激设备102产生刺激信号，该刺激信号通过刺激引线104的导体被递送到电极110，在该电极110处那些刺激信号进入患者112的组织。

在该示例中，头部108还包括孔，感测引线114的近端被定位在该孔中。感测引线114包括引线主体116和一个或多个电极118、120，该一个或多个电极118、120被定位在患者112的身体内的刺激部位附近，以便能够捕获从刺激部位发出的生理信号。刺激与感测设备102提供电容器再充电的模式，并且当非神经信号可存在于患者112体内时感测生理信号。

前述示例提供专用于提供刺激信号的刺激引线104和专用于感测生理信号的感测引线114。在又另一示例中，相同的一个或多个引线可用于提供刺激和感测功能两者。例如，单个引线的一个或多个电极可用于将刺激信号递送到患者112的组织，并且相同引线的一个或多个不同电极可用于感测从刺激部位发出的生理信号。替代地，驻留在多个引线上的多个电极可用于递送刺激信号，而由多个引线中的一个或两个提供的一个或多个电极可用于感测生理信号。在这种情况下，引线被电连接到刺激引擎和感测电路两者，该选项在下面讨论的图2中被示为虚线。在一些示例中，用于提供刺激信号的相同电极可用于执行感测。在这样的示例中，可以使用一个或多个开关来选择性地将刺激引擎206和感测电路204连接到同一电极。例如，在将感测电路204连接到电极之前，刺激引擎206可以与该电极断开连接，等等。在这种情况下，一旦再充电完成，电极到感测模式的切换开始，使得该电极不再涉及提供再充电路径。

用于提供刺激信号和用于感测生理信号的一个或多个引线可以是各种类型的。在一个示例中，具有简单电极阵列几何形状的引线可以用于刺激和/或用于感测。简单电极阵列几何形状的示例可包括沿引线长度分布在不同轴向位置处的一个或多个环形电极。简单电极阵列几何形状的另一示例是诸如用于脊柱刺激部位的桨叶(paddle)引线上的平面的电极阵列。

在另一实施例中，用于提供刺激信号和用于感测生理信号的一个或多个引线可具有复杂的电极阵列几何形状。复杂电极阵列几何形状通常指代在多个非平面或非同轴位置处的刺激电极的布置，与简单电极阵列几何形状相反，在简单电极阵列几何形状中电极共享共同的平面或共同的轴线。根据本公开的复杂电极阵列几何形状的示例是沿着引线的长度被定位在不同轴向位置处的，以及围绕引线外周(例如圆周)的被定位在不同角度位置处的电极阵列。在相同的实施例中，复杂阵列几何形状中的电极可以看起来类似于传统环形电极的不连续的弧状(arc-like)段。具有复杂电极阵列几何形状的引线可包括这种电极段的多个“环”。每个环被设置在不同的轴向位置处。给定环内的每个电极段被设置在不同的角度位置处。引线可以是圆柱形的或具有不同直径的圆形横截面。这种引线可被称为“分段”引线。

复杂电极阵列几何形状的另一示例是被定位在引线的多个平面或面上的电极阵列。作为说明，电极阵列可被定位在桨叶引线的相对的平面上或特别是针对脊柱刺激部位具有多边形横截面的引线的多个面上。在题为“用于配置刺激治疗的电气和激活场模型(Electrical and Activation Field Models for Configuring Stimulation Therapy)”的美国专利号7,822,483中示出并描述了复杂阵列几何形状的示例，该美国专利已转让给本申请的受让人。根据本公开可以使用其他类型的感测和/或刺激电极，包括适形电极、袖带(cuff)电极、分段电极、或能够形成单极、双极或多极电极配置的任何其他类型的电极。

可以使用各种电极布置(诸如，单极布置、双极布置或多极布置)来递送刺激信号。单极刺激布置通常是指使用在导电外壳106上的发起(source)电流的阳极以及在一个或多个引线(例如，104、114)上的吸收电流的一个或多个阴极。双极刺激布置通常是指使用在引线(例如，引线104)上的发起电流的阳极以及在同一引线和/或另一引线上的吸收电流的阴极。多极刺激布置通常是指使用在引线(例如，引线104)上的各自发起电流的不止一个阳极以及在同一引线或另一引线上的吸收电流的一个或多个阴极，或者使用引线上的发起电流的一个阳极以及同一引线或另一引线上的吸收电流的多个阴极。

组合单极和双极电极关系的混合刺激布置可以被称为全极(omnipolar)布置。在全极布置中，壳体上的阳极可用于基本上与引线上的至少一个阳极和引线上的至少一个阴极同时递送刺激脉冲。在这种情况下，对于全极布置，引线上的至少一个阳极和壳体上的至少一个阳极可以同时与引线上的至少一个阴极组合使用。在其他全极布置中，壳体上的阴极可用于基本上与引线上的至少一个阴极和引线上的至少一个阳极同时递送刺激脉冲。在这种替代情况下，对于全极布置，引线上的至少一个阴极和壳体上的至少一个阴极可以同时与引线上的至少一个阳极组合使用。根据本公开中描述的技术，上述电极布置的任一个或其他电极布置可用于递送电刺激。

图2更详细地示出了植入式医疗系统100。这里，刺激设备102包括刺激引擎206、感测电路204和控制器202。传统的刺激引擎206产生刺激脉冲和再充电脉冲，所述刺激脉冲和再充电脉冲经由电连接210被施加到刺激路径，到达头部块108内的刺激引线104。感测电路204经由连接208将生理信号捕获到头部块108内的感测引线114。在其中感测和刺激功能由相同引线中的一个或多个提供的实施例中，刺激引擎206和感测电路204两者可以适当地被耦合到相同的一个或多个引线。针对图2的引线114示出了这样的选项，其中虚线指示被电连接到引线114的刺激引擎206的可选电连接，在该可选电连接中电极118或120中的一个电极用于刺激而另一个电极用于感测。

刺激引擎206可在各种形式的治疗期间提供电压控制的刺激或电流控制的刺激。被认为在用于管理患者的运动障碍的深部脑刺激(DBS)治疗中是有效的、用于刺激引擎206实现的电刺激参数和对应范围的具体示例包括：

1.频率：刺激信号可以包括在第一频率范围内的信号分量，例如，在大约0Hz和大约10000Hz之间，或者在一些示例中，在大约0Hz和大约500Hz之间，或者在大约2Hz和大约250Hz之间。

2.电压振幅：在大约0伏特与大约50伏之间，诸如在大约0伏与大约25伏之间。

3.电流振幅：电流振幅可以在大约0毫安和大约40毫安之间，或者在大约0到25毫安。

4.脉冲宽度：在大约1微秒和大约5000微秒之间，诸如在大约10微秒和大约1000微秒之间，或者在大约10微秒和大约450微秒之间。

感测电路204可以通过避免刺激信号来捕获刺激部位附近的生理信号。例如，感测电路204可以在刺激信号期间以及在刺激信号之后的有源再充电部分(如果有的话)期间利用消隐。因此，刺激脉冲和有源再充电脉冲不会对感测电路204产生负面影响，使得感测电路204可以在刺激脉冲之间的时间期间捕获准确的生理数据。

在该示例中，控制器202协调感测电路204和刺激引擎206的操作。控制器202激活和停用在刺激治疗期间发生的刺激的各种操作阶段。这些阶段可以包括刺激脉冲被递送的刺激输出阶段，以及再充电阶段，该再充电阶段清除刺激引擎206内的刺激路径中的耦合电容器上的电压。阶段还可以包括无再充电时段。同样地，当单独使用无源再充电信号时，控制器202激活感测电路204的消隐开关以对刺激信号和无源再充电信号的至少一部分(诸如，无源再充电信号的峰值)进行消隐。对于有源再充电脉冲接着是短暂的无源再充电信号接着是冗长的无再充电时段，除了对有源再充电脉冲中的一些或全部进行消隐之外，取决于感测生理信号的所需时间量，还可以对无源再充电信号中的一些进行消隐。

控制器202可以具有各种形式。例如，控制器202可以包括通用可编程处理器，该通用可编程处理器实现编程指令以引起刺激引擎206和感测电路204的操作。作为其他示例，控制器202可以包括专用处理器和/或硬连线数字逻辑。

图3示出了感测电路204的示例，其对刺激脉冲以及有源再充电脉冲(如果有的话)中的一些或全部进行消隐。每个感测电极118、120被电耦合到由控制器202控制的消隐开关302、304。消隐开关可以用硅(诸如，单独的晶体管)实现，或者以如下面讨论的更复杂的布置实现。控制器202提供消隐控制信号306、308，消隐控制信号306、308使开关导通信号或停止导通来自电极118、120的信号。开关302、304从再充电阶段之后的时间到下一个刺激阶段开始之前的时间导通，并且至少在刺激阶段和随后的再充电阶段的峰值期间停止导通，以便对来自感知到的信号的刺激伪影进行消隐。

在相应的信号路径中滤波器310可以接着消隐开关302、304，滤波器310包括从感知到的信号中去除外来频率的高通和低通滤波器。经滤波的信号被提供作为到常规差分放大器312的输入，常规差分放大器312根据需要缩放振幅以产生感知信号输出314。滤波器310可以包括高通滤波器以与消隐时段期间可能出现的DC去耦合(decouple)。滤波器310可以包括低通滤波器以避免波形扩散并且避免来自高频干扰的整流效应。

图4示出了一组信号及其相关的计时，包括刺激治疗波形400和消隐控制信号420。可以看出，刺激治疗波形400包括：具有脉冲宽度PWS的刺激脉冲402、接着是相对短暂的关闭时段404(例如，64-96μs)、随后接着是相反极性的有源再充电脉冲406。通过使用有源再充电，可以向再充电脉冲406提供稳定的振幅而不是像无源再充电脉冲一样衰减。有源再充电脉冲406还可以具有比无源再充电脉冲的峰值更大的振幅，因此用于提供再充电以清除电容器的时间量被大大减少。此外，在感测生理信号之前消除来自非神经信号的伪影以清除电容器是有益的。因此，如在该示例中，在刺激脉冲402结束之后很快提供有源再充电脉冲406。

消隐控制信号420保持在使消隐控制开关偏置到导通状态的振幅，以允许电流流动。然而，消隐控制信号420包括反向脉冲422，反向脉冲422将消隐控制开关从导通状态偏置到非导通状态以禁止电流流动。消隐控制信号420在时间上与刺激波形400同步，使得消隐控制信号反向脉冲422恰好在刺激脉冲402之前开始并且在再充电脉冲406之后立即终止。因此，消隐控制信号反向脉冲422由此使得在整个刺激脉冲402和有源再充电脉冲406中的至少大部分期间电流流动被阻止。

有源再充电脉冲406具有可以与刺激脉冲402的脉冲宽度挂钩(peg)的脉冲宽度PWAR。随后可以将有源再充电脉冲406的振幅设置成在脉冲宽度的时间量内有效地清除电容器。如上所述，清除电容器有助于消除信号伪影。确保这种情况的一种方式是：将有源再充电振幅设置成刺激脉冲振幅的某个比率，测量感知到的信号，调整该比率，并重复直到使信号伪影最小化。下面参考图9更详细地讨论这一点。

一旦有源再充电脉冲406已经完成，并且在刺激引擎的无源再充电开关转换到导通状态的同时已发生无再充电408的非常短暂的时段408(例如，8-12μs)之后，就发生无源再充电410的时段。无源再充电410完成电容器的平衡以完全准备用于下一个刺激脉冲的电容器，这避免了刺激振幅的损失并且避免了任何电荷中性问题。无源再充电410的持续时间TPR可以被设置为特定的固定值(例如，264-396μs)，并随后根据无源再充电的该固定持续时间允许调整有源再充电比率，以有效地清除电容器并使信号伪影最小化。

随后在无源再充电410的时段之后是相对冗长的无再充电时段412。无再充电的时段412具有持续时间TNR，其等于在无源再充电412的结束与下一个刺激脉冲的开始之间可用的时间量。该下一个刺激脉冲根据刺激引擎当前正在使用的给定刺激频率而发生。

在有源再充电脉冲406的结束和无再充电时段412的开始附近的某一点处，消隐开关被反转，如消隐信号420中在信号部分424处的状态的反转所示的。在信号部分424期间，消隐开关导通接收的信号以允许捕获和放大所感知到的信号。因此，至少在无再充电412的时段期间捕获并放大所感知到的信号。在一些实施例中，还可以在无源再充电410中的一些或全部期间以及可能在有源再充电脉冲406的结束部分或关闭时段408期间捕获感知到的信号。

图5-8示出了刺激引擎可以用于引起图4的刺激波形400的各阶段中的每一阶段的电路配置的示例。图5具体示出了用于产生刺激脉冲402的配置。该示例的刺激引擎包括第一电流源502，第一电流源502迫使电流通过刺激路径的第一电容器506，通过刺激电极所在的身体组织(例如，由脑部提供的电阻，R_脑部)，并通过刺激路径的另一电容器508。第二电流源504将该电流拉到系统接地。虽然示出了多个电流源502、504，但是应当理解，可以替代地使用单个电流源。此外，虽然图5中示出了电流源，但是将进一步理解，可以替代地使用一个或多个电压源。

图6具体示出了用于产生有源再充电脉冲406的配置。该示例的刺激引擎包括第一电流源602，第一电流源602迫使电流沿与图5的电流源502、504相反的方向并且通过刺激路径的第二电容器508，通过身体的组织(例如，R_脑部)，并通过刺激路径的第一电容器506。第二电流源604将该电流拉到系统接地。虽然示出了多个电流源602、604，但是应当理解，可以替代地使用单个电流源。此外，虽然图6中示出了电流源，但是将进一步理解，可以替代地使用一个或多个电压源。

图7具体示出了用于提供无源再充电410的时段的配置。这里，刺激引擎使两个刺激路径接地，从而经由低阻抗路径将两个电容器506、508短接到地。如下面关于图10所讨论的，正是这种低阻抗路径可以允许捕获和放大来自非神经源的伪影，诸如，心脏系统的ECG信号。因此，该相被最小化，例如被最小化到最小固定量(诸如，264-396μs)，如上面关于图4所讨论的。

图8具体示出了用于提供无再充电412的时段的配置。这里，刺激引擎通过不提供与任何特定电压电位的电连接来允许两个刺激路径电浮动。正是这种到系统接地的高阻抗路径导致在感测电路的差分放大器处的非神经信号的共模抑制。

图9示出了一组逻辑操作，控制器202可以使用这组逻辑操作来设置上面讨论的有源再充电比率。该示例的有源再充电比率将有源再充电脉冲406的振幅设置为基线有源再充电脉冲的振幅的某个百分比，该基线通常是刺激脉冲402的振幅，以便从最小化感知到的信号中的伪影的角度来最佳地清除刺激路径的电容器506、508。最初，在操作902处反复地使用刺激波形400，其中每次迭代使用不同的有源再充电比率。例如，第一次迭代可以使用0.8的比率，第二次可以使用0.9，第三次可以使用1，第四次可以使用1.1，第五次可以使用1.2。

一旦该组有源再充电比率已各自被使用，就在操作904处测量每个得到的感知信号的峰-峰振幅。控制器202随后在操作906处选择产生感知信号的最小峰-峰振幅的有源再充电比率。刺激引擎随后在操作908处开始使用用于设置有源再充电脉冲406的振幅的选定有源再充电比率来产生刺激波形400。刺激引擎随后可以无限期地继续，诸如直到植入式医疗设备102接收到使得控制器202以某种方式改变刺激波形400的编程，这随后可以触发控制器202再次使用图9的操作以设置有源再充电比率，除非该编程已经指定有源再充电比率应该是什么。

由通向操作910的图9的虚线操作流程指示的另一示例解释了(account for)生理和设备变量可能随时间漂移使得不同的有源再充电比率最终可能是更好的选择的可能性。在该示例中，控制器202可以允许刺激波形400以所选择的有源再充电比率继续，直到从最初选择有源再充电比率的时间开始达到设定的时间量，诸如，24小时。此时，控制器202可以重复图9的操作900以再次找到使峰-峰振幅最小化的有源再充电比率，并随后选择使用该有源再充电达在操作910处测得的下一个时间段。

图10示出了对无源再充电配置进行建模的等效电路1000。该电路包括非神经源(诸如，心脏1002)，以及通过身体到感测电路的差分放大器1020的节点1016、1018(例如，感测电极118、120)以及到刺激路径的节点1014(例如，刺激节点110)的电路径。电阻1004、1006、1008和1010表示位于各个节点之间的组织。该电阻通常在1.5千欧的范围内。在该无源再充电配置中，刺激路径节点1014被连接到地，如图7所示。因此，存在电路径，该电路经被建立其中电流从心脏1004流动并通过组织电阻1004到达感测节点1016。

考虑到节点1016的放大器输入没有短接到地，电路径继续穿过组织电阻1006到达中心节点1012，中心节点1012具有与感测节点1018基本相同的电压，因为由于节点1018处的放大器1020的大输入阻抗而导致几乎没有电流通过组织电阻1010。电路径从中心节点1012继续通过另外的组织电阻1008到处于系统接地的刺激节点1014。因此，由心脏1002产生的这种电流流动引起节点1016上的第一电压，而在节点1018上出现第二电压。如等式2所示，节点1016的电压(VE2)和节点1018的电压(VE0)是心脏1002的电压(V心脏)和组织1016、1018的电阻(R组织)以及设备泄露1004的电阻(R泄露)的函数。节点1016上的电压(VE2)和节点1018上的电压(VE0)分别如下所示为等式1和等式2：

(等式1)VE2＝V心脏*(2*R组织)/(R泄露+(2*R组织))

(等式2)VE0＝V心脏*(R组织)/(R泄露+(2*R组织))

从等式1和等式2可以看出，节点1018上的电压是节点1016上的电压的一半。考虑到差分放大器1020放大节点1016处的信号与1018处的信号之间的差异，大量的心脏信号被放大。下面更详细地讨论的图12A、图12B和图12C示出了以下各项的结果：单独使用该配置，组合有源再充电但没有无充电时段，以及最后具有有源再充电、非常短暂的无源再充电时段和随后冗长的无再充电时段。

图11示出了等效电路1100，其对无再充电时段的配置进行建模。该电路包括非神经源(诸如，心脏1002)，以及通过身体到感测节点1016、1018和刺激节点1014的电路径。然而，在该无再充电配置中，允许刺激路径节点1014电浮动，如图8所示。因此，不再存在被建立其中电流可以从心脏1004流动并通过组织电阻1008的低阻抗电路径。

差分放大器1020在相应差分输入处具有输入阻抗，被表示为电阻1102和1104。这些通常在兆欧范围内，诸如2兆欧。虽然这些输入阻抗也存在于图10的无源再充电配置1000中，但是从节点1014到地的低阻抗路径使得它们与节点1016和1018处的电压无关。然而，在图11的无再充电配置1100中，允许节点1014浮动导致电流仅进入差分放大器1020的输入。因此，这些输入阻抗是相关的。

考虑到这些输入阻抗明显大于信号路径中的组织所呈现的那些电阻，特别是节点1016和1018之间的电阻1006和1010，节点1016上存在的电压基本上与节点1018上存在的电压相同。节点1016上的电压基本上是心脏1002的电压(V心脏)、泄露电阻1004(R泄露)和放大器输入阻抗1102(R输入)的函数。节点1018上的电压基本上是心脏1002的电压(V心脏)、泄露电阻1004(R泄露)、放大器输入阻抗1104(R输入)和组织电阻1006、1010(2*R组织)的函数。因此，节点1016上的电压(VE2)和节点1018上的电压(VE0)分别如下等式3和等式4所示：

(等式3)VE2＝V心脏*(R输入)/(R泄露+R输入)

(等式4)VE0＝V心脏*(R输入)/(R泄露+(2*R组织)+R输入)

可以看出，感测电极之间的差异是微不足道的，其中差别仅仅是在分母中增加双倍组织电阻的结果。与包含大约2兆欧输入电阻的较大分子相比，对分母的这一增加(大约3千欧姆的增加)是微不足道的。考虑到仅存在这种微不足道的差异，心脏信号主要呈现为两个感测电极之间的共模信号，并因此发生放大器1020对心脏信号的共模抑制。

在图10和图11的配置中，要被捕获的生理信号(即，从目标部位发出的神经信号)将从一个感测节点1016到另一个感测节点1018呈现显着差异。要被捕获的该生理信号从一个感测电极附近的区域向另一个感测电极传播，这导致两个感测电极之间的差分信号。该差分信号由差分放大器1020放大，并最终作为感知信号被提供给控制器202，其中该信号可用于后续目的或存储以供以后检取。

图图12A-12C示出了已经由差分放大器1020放大的感知信号的频谱图。沿垂直轴表示频率，而沿水平轴表示时间。如图所示，迹线示出了大部分强度的频率。图12A示出了频谱图1202，其展示了仅使用无源再充电的结果。图12B示出了频谱图1206，其展示了使用短暂有源再充电与冗长的无源再充电的结果，该无源再充电延伸直到下一个刺激脉冲的时间。如在这些谱图1202和1206中都可看到的，存在跨越显著频率(例如，高达100Hz)的显著的心脏能量，如垂直尖峰所示。表示心脏能量存在的尖峰在由椭圆1204和1208指示的区域中是明显的。由于图10中所示的状况，这些心脏能量强度出现在被放大的信号中。

转换到图12C的频谱图1210，根据图4的刺激波形400，其中无源再充电仅是短暂的(例如，330μs)，存在这么少的无源再充电时间量，以致几乎没有心脏能量被捕获。因此，图11的无再充电电路配置1100支配感测时段，并且因为在对应的冗长的无再充电时段期间发生共模抑制，所以从感知到的信号中消除心脏能量。心脏能量的缺乏是明显的，因为在由椭圆1212指示的区域中，迹线中不再存在垂直尖峰。

利用有源再充电来更快地清除电容器允许图12C中所示的冗长的无再充电时段。然而，有源再充电需要由植入式医疗设备102提供的能量。如上所讨论并如图6所示，电流源602和604迫使电流沿反方向通过刺激路径电容器506、508，以更快地清除在刺激脉冲期间累积的电荷。因此，与仅使用无源再充电相比，有源再充电可以更快地减少植入式医疗设备的电池中的电荷量。

为了解决电池上的这种增加的消耗，植入式医疗设备102的一些实施例可以利用如图13的示例1300的逻辑操作来确定是否需要有源再充电。由于设备状况、患者生理学等随时间的变化，心脏能量被捕获为感知到的信号中的伪影的可能性可以波动。因此，根据示例1300，仅在必要时可以利用有源再充电来消除不想要的伪影。

这些逻辑操作开始于在操作1302处控制器202在使用包括的冗长的无源再充电的刺激波形时获得感知信号。此时，该波形可以仅使用无源再充电(诸如，其中尚不需要有源再充电)或者可以已经包括有源再充电和无源再充电两者。然而，为了实现该检测过程，无源再充电的时段应该是显著的，使得在无源再充电时段期间用于感测的窗口允许非神经源的大量循环。例如，无源再充电可以活跃达15秒，以确保在无源再充电时段期间已经发生了至少10次心跳。

一旦获得了感知信号，控制器202就在操作1304处应用检测阈值以产生检测信号。图14示出了感知信号1402和检测阈值1406的示例。检测阈值被设置为某个振幅，该振幅低于感知信号1402中存在的非神经伪影1408的峰值，但是高于感知信号1402内的神经信号的峰值。检测阈值的应用产生检测信号1404，检测信号1404包括感知信号1402的超过检测阈值1406的每个实例的脉冲1410。

在获得检测信号1404后，控制器202在操作1306处针对设定数量的脉冲(例如10个)计算检测信号脉冲之间的平均间期(图14的T_平均)。随后可以将该平均间期与限定对于感兴趣的非神经信号而言典型的跨度的范围进行比较。例如，典型的脉冲率具有从0.375秒间期(即每分钟160次)到1.5秒间期(即每分钟40次)的任何间期。如控制器202在查询操作1308处所确定的，如果平均间期落在指示检测信号可能不是由感兴趣的非神经源产生的范围之外，则控制器202在操作1312处利用其中仅使用无源再充电的模式。当平均间期确实落在该范围内时，则控制器202在操作1310处利用包括有源再充电、接着是短暂的无源再充电时段、接着是冗长的无再充电时段的模式。

在示例1300的一个实施例中，逻辑操作结束并且设备继续无限期地使用所选模式。例如，可以继续该模式直到外部编程器指令控制器202重复操作1300。在用操作流程的虚线示出的另一实施例中，在操作1310或1312处选择模式之后，控制器202在操作1314处以所选模式继续达设定的时间段，诸如24小时。控制器202随后重复在操作1302处开始的操作，以再次设置在该时间处最合适的模式。因此，植入式医疗设备102以可能不理想的模式操作达仅如在操作1314中设定的时间段一样长的时间段。

虽然已经具体示出和描述了各实施例，但是本领域技术人员将理解，在本文中可以对形式和细节做出各种其他改变而不脱离本发明的精神和范围。

Claims (18)

1.一种植入式医疗设备，包括：

刺激输出；

刺激引擎，所述刺激引擎向所述刺激输出提供波形，所述波形包括：刺激脉冲、接着是有源再充电脉冲、接着是无源再充电、接着是无再充电的一时间段；

第一感测输入；

差分放大器，所述差分放大器被连接到所述第一感测输入；以及

控制器，所述控制器在无再充电的所述时间段的至少一部分期间从所述差分放大器获得生理信号，所述控制器致使所述刺激引擎重复地产生所述波形。

2.如权利要求1所述的植入式医疗设备，其特征在于，所述控制器除了在无再充电的所述时间段的所述至少一部分期间，还在所述无源再充电的至少一部分期间从所述差分放大器获得生理信号。

3.如权利要求1所述的植入式医疗设备，其特征在于，所述无源再充电发生达264-396微秒的时间量。

4.如权利要求1所述的植入式医疗设备，其特征在于，所述刺激引擎在所述刺激脉冲终止之后在提供所述有源再充电脉冲之前延迟64-96微秒。

5.如权利要求1所述的植入式医疗设备，其特征在于，所述刺激引擎在所述有源再充电脉冲终止之后在提供所述无源再充电之前延迟8-12微秒。

6.如权利要求1-5中任一项所述的植入式医疗设备，其特征在于，所述控制器将在一时间量内出现的感知生理信号的峰值与阈值进行比较，计算超过所述阈值的峰值中的每一个之间的平均时间量，当所述峰值中的每一个之间的所述平均时间量落在指定范围内时则致使所述刺激引擎在所述刺激脉冲发生之后包括所述有源再充电脉冲、接着是所述无源再充电，以及当所述峰值中的每一个之间的所述平均时间量落在所述指定范围之外时则致使所述刺激引擎在所述刺激脉冲终止之后仅包括所述无源再充电而不是所述有源再充电脉冲。

7.如权利要求6所述的植入式医疗设备，其特征在于，当所述峰值中的每一个之间的所述平均时间量落在所述指定范围内时，所述峰值与峰值心脏活动相对应，并且其中所述指定范围跨越从0.375秒至1.5秒。

8.如权利要求1-5中任一项所述的植入式医疗设备，其特征在于，所述有源再充电脉冲具有基线脉冲振幅，并且其中，所述控制器测量从所述差分放大器获得的所述生理信号的峰值，在下一个波形的所述刺激脉冲终止之后，所述刺激引擎提供具有与所述基线脉冲振幅不同的第一经调整的脉冲振幅的有源再充电脉冲，并且所述刺激引擎重复所述波形，其中所述控制器继续测量所述峰值达设定次数，其中针对提供所述有源再充电脉冲的每个实例所述有源再充电脉冲振幅与紧接在前的有源再充电脉冲振幅不同，所述控制器确定哪个有源再充电脉冲振幅与最小的峰值相对应并且所述刺激引擎继续重复所述波形，其中所重复的波形中的所述有源再充电脉冲具有被确定为与所述最小峰值相对应的所述有源再充电脉冲振幅。

9.如权利要求1-5中任一项所述的植入式医疗设备，其特征在于，进一步包括第二感测输入，其中所述差分放大器从所述第二感测输入接收生理信号，以将差分放大应用于在所述第一和第二感测输入处感知到的生理信号。

10.如权利要求9所述的植入式医疗设备，其特征在于，所述生理信号包括作为所述第一感测输入与所述第二感测输入之间的差分信号出现的神经信号，同时所述生理信号包括作为所述第一感测输入与所述第二感测输入之间的共模信号出现的心脏信号，并且其中，提供对在所述第一感测输入处感知到的所述生理信号和在所述第二感测输入处感知到的所述生理信号的差分放大包括在引起对所述心脏信号的共模抑制的同时放大所述神经信号。

11.一种植入式医疗系统，包括：

至少一个植入式医疗引线，所述至少一个植入式医疗引线包括第一电极和第二电极；

植入式医疗设备，所述植入式医疗设备包括：

刺激输出，所述刺激输出被电耦合到所述第一电极；

刺激引擎，所述刺激引擎向所述刺激输出提供波形，所述波形包括：刺激脉冲、接着是有源再充电脉冲、接着是无源再充电、接着是无再充电的一时间段；

第一感测输入，所述第一感测输入被电耦合到所述第二电极；

差分放大器，所述差分放大器被连接到所述第一感测输入；以及

控制器，所述控制器在无再充电的所述时间段的至少一部分期间从所述差分放大器获得生理信号，所述控制器致使所述刺激重复地产生所述波形。

12.如权利要求11所述的植入式医疗系统，其特征在于，所述控制器除了在无再充电的所述至少一部分期间，还在所述无源再充电的至少一部分期间获得所述生理信号。

13.如权利要求11所述的植入式医疗系统，其特征在于，所述无源再充电发生达264-396微秒的时间量。

14.如权利要求11所述的植入式医疗系统，其特征在于，所述刺激引擎在所述刺激脉冲终止之后在提供所述有源再充电脉冲之前延迟64-96微秒，并且其中所述刺激引擎在所述有源再充电脉冲终止之后在提供所述无源再充电之前延迟8-12微秒。

15.如权利要求11-14中任一项所述的植入式医疗系统，其特征在于，所述控制器将在一时间量内出现的感知生理信号的峰值与阈值进行比较，计算超过所述阈值的峰值中的每一个之间的平均时间量，当所述峰值中的每一个之间的所述平均时间量落在指定范围内时则致使所述刺激引擎在所述刺激脉冲发生之后包括所述有源再充电脉冲、接着是所述无源再充电，以及当所述峰值中的每一个之间的所述平均时间量落在所述指定范围之外时则致使所述刺激引擎在所述刺激脉冲终止之后仅包括所述无源再充电而不是所述有源再充电脉冲，并且其中，当所述峰值中的每一个之间的所述平均时间量落在所述指定范围内时，所述峰值与峰值心脏活动相对应，并且其中所述指定范围跨越从0.375秒至1.5秒。

16.如权利要求11-14中任一项所述的植入式医疗系统，其特征在于，所述有源再充电脉冲具有基线脉冲振幅，并且其中，所述控制器测量从所述感测输入测得的所述生理信号的峰值，在下一个波形的所述刺激脉冲终止之后，所述刺激引擎提供具有与所述基线脉冲振幅不同的第一经调整的脉冲振幅的有源再充电脉冲，并且所述刺激引擎重复所述波形，其中所述控制器继续测量所述峰值达设定次数，其中针对提供所述有源再充电脉冲的每个实例所述有源再充电脉冲振幅大于紧接在前的有源再充电脉冲振幅，所述控制器确定哪个有源再充电脉冲振幅与最小的峰值相对应并且所述刺激引擎继续重复所述波形，其中所重复的波形中的所述有源再充电脉冲具有被确定为与所述最小峰值相对应的所述有源再充电脉冲振幅。

17.如权利要求11-14中任一项所述的植入式医疗系统，其特征在于，进一步包括第二感测输入，并且其中，所述至少一个引线包括电耦合到所述第二感测输入的第三电极，其中所述生理信号包括作为所述第一感测输入与所述第二感测输入之间的差分信号出现的神经信号，同时所述生理信号包括作为所述第一感测输入与所述第二感测输入之间的共模信号出现的心脏信号，并且其中，提供对在所述第一感测输入处感知到的所述生理信号和在所述第二感测输入处感知到的所述生理信号的差分放大包括在引起对所述心脏信号的共模抑制的同时放大所述神经信号。

18.如权利要求11-14中任一项所述的植入式医疗系统，其特征在于，所述第一电极和所述第二电极是不同的电极。