CN111712295A - 用于通过电刺激治疗神经系统疾病的装置和用于处理由所述装置收集的神经信号的方法 - Google Patents
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Abstract
本文公开了通过电刺激治疗神经系统疾病的装置和方法。用于治疗神经系统疾病的装置(10)包括能够植入患者大脑的至少一个电极(12)，以及连接到至少一个电极(12)的处理和刺激装置(14)。处理和刺激装置(14)可以包括：刺激模块(16)，其配置为产生要发送到至少一个电极(12)的刺激信号；以及采集模块(20)，其测量来自患者大脑的脑活动。采集模块(20)可以具有前端块(27)，其配置为放大其输入信号(V1a，V2a)的电势差并滤波刺激伪迹；并且可以包括多级全差分开关电容器电路(例如，集成电路)，其配置用于离散时间信号处理。
Description
技术领域
本文描述了用于通过电刺激、特别是自适应电刺激治疗神经系统疾病的装置，以及在刺激脉冲的传递期间用于处理由电刺激装置采集的神经信号的方法。本文描述的方法包括抑制获取的神经信号中的刺激伪迹，以便提取神经活动数据。
背景技术
深部脑刺激(也以首字母缩写DBS已知)是一种治疗方法，该治疗方法电调节中枢神经系统的神经元结构的活动。一个或多个DBS电极通过神经外科手术植入患者的大脑中，以向处于包围电极的大脑区域中的神经元传递电刺激。电刺激包括使用脉冲发生器产生一系列电脉冲，并将这些脉冲传输到植入的一个或多个电极，该电极再将这些脉冲传递到感兴趣的大脑区域。在一些情况下，电脉冲具有相对高频率(>100Hz)的双相波形，其具有阴极相位随后是阳极相位。在两个相位中注入的总电荷强制为零以避免组织损伤。在传统的DBS系统中，刺激参数(例如，幅度、频率和脉冲宽度)在整个时间内是恒定的，并且在计划的门诊就诊期间只能由临床医生调节。
DBS目前用于治疗多种疾病，包括帕金森氏疾病。这种方法使得可以改善患者的功能自主性，从而提供更好的生活质量。然而，一些患者仍然从不利的运动症状和临床波动的欠佳控制遭受痛苦。可以通过调节刺激参数减轻这种与DBS相关的问题。例如，调整刺激参数可以避免由DBS引起的运动症状(Bronstein等人，2011年)，即引起的半球症(Limousin等人，1996年)、例如运动障碍(Hamani等人，2005年)、言语和步态障碍(Bronstein等人，2011年)的运动副作用。此外，在长期的随访研究中已经观察到，对于DBS参数调节的随访次数越多，DBS的临床结果就越有希望(Moro等人，2006年)。
在神经生理学、神经影像学和神经工程领域的最新研究和技术创新为探索帕金森氏疾病的病理生理学和DBS机制提供了新的机会。随着这些发展，DBS系统的构思-可以随着时间的推移关于症状波动和不良反应自适应调整(adapt)刺激参数，引起了人们的高度兴趣(Burgess等人，2010年；Rosin等人，2011年；Santaniello等人，2011人)，并且通常被称为自适应DBS或闭环DBS。
闭环范例基于控制变量自适应调整刺激参数，该控制变量可表示患者的临床状态及其症状。美国专利号7,277,758描述了一种用于治疗神经系统疾病的装置，该装置配置为，通过记录作为控制变量的生理标记(也称为生物标记)，相对于患者的临床状态自适应调整刺激参数。文献中还提出了其他方法，其基于不同控制变量：神经化学信号(Chang SY等人，2013年)、基于微电极阵列的单个单位和多个单位的活动(Rosin等人，2011年)、皮层电图(Hemptinne等人，2015年)、表面脑电图、表面肌电图和加速度计。
自适应DBS技术可以将电极周围的神经元群体的电活动的低频振荡分量(称为局部场电势(LFP))作为用于调节刺激参数的控制变量。在一些情况下，已发现LFP与患者的临床状态相关(Priori等人，2004年；Eusebio等人，2011年；Kuhn等人，2009人)。一些DBS系统可能能够使用电极记录LFP，该电极也用于刺激。LFP的幅度可能包含代表特定大脑区域的状态的信息。例如，在帕金森氏疾病中，β频带(12-35Hz)中的基底神经节网络的过度同步与运动障碍有关(Kuhn等人，2009年)。因此，已经提出将β带的功率值作为适于自适应DBS的控制变量(Priori等人，2013年)。
从DBS电极记录的LFP是微伏范围内的低幅度信号(Yoshida等人，2012年)，其具有感兴趣的频率低至1Hz。尤其是在可植入装置中，由于受限的功率和空间预算(通常会影响噪声性能)，记录系统的开发是困难的，该记录系统在传递电刺激的同时测量这些低幅度、低频率的信号。为了实现适当的空间和功率尺寸，已经将现有技术的记录电路开发为专用集成电路(ASIC)，其使用低电压CMOS电路实现。更具体地，现有技术的记录电路利用带有MOS输入晶体管的运算放大器。由于几种非理想影响(例如1/f噪声、热噪声、DC偏移)，这意味着在其缩小规模上的限制，在低电压下运行的装置技术的尺寸减小中该非理想影响是固有的。
在美国专利号7,847,628中提出了一种用于模拟前端的方案，该模拟前端可以处理输入噪声，同时满足对于可植入装置的尺寸和功耗标准，该专利描述了一种斩波放大器，用于将目标信号调制为更高频率，其中1/f闪烁噪声是忽略不计的。在美国专利号7,847,628中的“斩波稳定技术”(用于消除运算放大器的非理想影响)在于在放大器上游将输入信号调制到非常高的频率(即，相对于信号频率成分)。这样，由放大器产生的闪烁噪声不会叠加到输入信号。在放大的下游，输入信号以适当的幅度调制回到其原始频带，以在1/f噪声中占主导。可以通过低通滤波进一步降低这种噪声。
然而，同时记录LFP和传递刺激可能会带来关于1/f噪声滤波的其他技术问题。伴随着并存刺激感测LFP在自适应DBS中是期望的特征。在记录LFP数据时同时地刺激大脑区域可用于随时间推移追踪LFP功率调制，并确认或测量刺激效果。
在深部脑刺激期间记录局部场电势的问题在于，伴随着并存的数十毫伏的电刺激伪迹，感测具有小于1μV的幅度的神经信号。电刺激伪迹是由两个不完全匹配的记录电极之间的刺激信号产生的电压差。为了能够检测到这样的低幅度/低频率神经信号，需要高增益放大。然而，由于刺激伪迹的存在，高增益放大可能导致记录链的饱和。由于从一开始即在任何调制发生之前就在输入信号中包括了刺激伪迹，所以美国专利号7,847,628中描述的斩波稳定技术显示出不适合减少刺激伪迹。此外，将刺激信号移动到高频率可能会另外地带来一个问题，即刺激伪迹的高频成分与“斩波”谐波相互作用。
为了减轻刺激伪迹的问题，Stanslanski等人，2011年描述了一种方案，该方案利用实现为模拟前端的第一级，第一级之后是第二级，模拟前端在美国专利号7,847,628中描述，第二级包括常规低通滤波器(美国专利号9,888,861，Stanslanski等人，2011年)。然而，在低通滤波之后，信号仍然遭受残余刺激干扰，即由于刺激伪迹而导致的残余干扰，如下文详细描述的那样。
对于该问题的不同解决方法提供了一种系统，系统包括低增益差分级，然后是低通滤波器和最终放大级。保持低的差分增益可有助于避免饱和，并且可以促进神经信号的放大，神经信号的放大在低通滤波器的输入参考噪声之上。在低通滤波之后，刺激频率分量显著降低或消除。这允许单端级的引入，以增加增益而不会出现饱和，并将信号幅度调节到A/D转换器动态范围。如果其增益/输入动态范围性能需要，则可以在差分级之前引入一个低通无源网络，以在第一放大器之前进一步抑制伪影。
尽管已经证明该方案在刺激期间记录LFP是有效的，但是在低通滤波之后仍然存在一些残余刺激干扰。残余刺激干扰可能以如图9a中示出的总功率(包括信号)和/或伪造伪音的不希望的增加的形式发生，伪造的伪音处于用于LFP记录(<40Hz)的感兴趣的带中。尽管已观察到这些残余刺激干扰，但尚未确定其原因。一种来应对减少或消除这种残余刺激干扰的问题的尝试用于通过其总功率对经滤波的神经信号的谱容量进行归一化。该方法的主要缺点是，每当在观察到的频带之外发生生理功率谱变化时，就会引入偏差。例如，与选择作为控制变量的频带(即，β带)不同的频带中的功率增加可能导致有用信号的低估。
在替代方案中，Stanslanski及其同事使用支持向量机(SVM)逻辑，以在有刺激和无刺激下记录的相同信号之间引入线性分隔(Stanslanski等人，2011年，美国专利号9,888,861)。该方法的基本假设是，刺激对带功率的影响是线性的。然而，即使假设是正确的，SVM逻辑通常也需要大量特定于患者的数据来训练网络，并且此外它不适合需要连续改变刺激参数的算法。
发明内容
申请人考虑了克服上述缺点的问题，并且尤其考虑了消除或基本上减少残余刺激干扰的问题，残余刺激干扰在用于治疗神经系统疾病的装置中的低通滤波之后影响神经信号。
在上述问题的范围内，申请人考虑了在提供自适应电刺激的用于治疗神经系统疾病的装置中允许伴随着并存刺激的可靠感测的目的。
因此，技术问题在于设计用于处理神经信号的装置和方法，所述装置和方法能够通过抑制刺激伪迹并减少或消除残余刺激干扰(例如，总功率和/或处于低频(<40Hz)的伪造伪音的不希望的增加)在刺激期间记录LFP，该残余刺激干扰可能会影响神经信号，从而提供神经信号数据的可靠的和准确的采集，用于以适合于可植入系统和工业制造过程可靠性(在空间和功耗方面进行了优化)的架构来自适应调整电刺激。
用于治疗神经系统疾病的装置的一种变型可以包括：至少一个电极，其是能够植入患者大脑中的；以及处理和刺激装置，其连接到至少一个电极。处理和刺激装置至少包括：刺激模块，其配置为产生刺激信号，刺激信号待发送到至少一个电极；以及采集模块，其配置为采集脑活动的局部场电势(LFP)特性(例如，神经信号)，局部场电势(LFP)特性由来自患者大脑的电极测量。采集模块至少包括前端块，前端块配置为放大其输入信号(V1a，V2a)的电势差，并且通过截止预定频带以上的频率来对刺激伪迹进行滤波，其特征在于，前端块包括多级全差分开关电容器电路(例如，集成电路)，其配置用于离散时间信号处理。
首次，基于数学模拟和体外测试，申请人能够确定以上讨论的残余刺激干扰的成因。申请人意识到，真实的刺激信号不是仅具有高频分量的理想的周期性单相/双相方波，而是即使在低频中也携带附加噪声(即，具有与LFP的频谱重叠的频率分量)。通过记录电极上的不平衡以及通过采集系统的有限共模抑制，可以将低频中的该附加噪声转换为差分伪影。
此外，申请人观察到，采集系统的有限共模抑制导致叠加在刺激信号上的共模噪声转换为差分形式，从而被放大和采集。因此，申请人确定了优化多级前端的共模抑制的重要性。
本文描述了LFP采集模块(即，电路)的变型，该变型允许在用于深部脑电刺激的装置中伴随着并存刺激的可靠的LFP信号感测。采集模块的一个变型可以包括高阶低通滤波器(即，转折频率<100Hz)，该滤波器可以减少或消除残余刺激干扰，促进共模抑制，并且可以在可植入装置的尺寸和功耗约束下操作。采集模块可以包括基于开关电容器的全差分多级架构，其配置为处理离散信号。
申请人已经确定，基于开关电容器技术的全差分架构的使用可以提供良好的共模抑制，并且使得可以实现非常低的滤波器转折频率，同时满足可植入装置的尺寸约束。
本文描述的包括开关电容器技术的全差分电路架构可以配置为，使用离散时间处理方法以帮助减轻1/f噪声和DC偏移，而不会影响(例如，增加)电路尺寸。
本文还描述了一种用于处理由用于治疗神经系统疾病的装置或DBS系统收集的神经信号的方法。在一个变型中，该方法可以包括：使用第一级对神经信号进行放大和预滤波，第一级包括全差分开关电容器电路(例如，集成电路)，其配置用于离散时间信号处理；以及使用第二级通过截止预定频带以上的信号对经放大和预滤波的信号进行滤波，第二级包括全差分开关电容器电路(例如，集成电路)，其配置用于离散时间信号处理。优选地，对神经信号进行放大和预滤波的步骤以及对经放大和预滤波的信号进行滤波的步骤中的至少一个包括相关双采样(CDS)。可选地，对神经信号进行放大和预滤波的步骤可以包括将神经信号放大到大于第二级的输入参考噪声的值。
有利地，本文描述的用于处理神经信号的方法实现了以上关于用于治疗神经系统疾病的装置描述的技术效果。
尽管一些变型可以包括以上方面中的至少一个和/或可以具有以下优选特征中的至少一个，但是本文描述的任何特征可以根据需要彼此组合以满足特定的实现目的。
在本文描述的装置的一个变型中，多级前端块可包括预滤波器级和抑制滤波器级，抑制滤波器级位于预滤波器级下游。采集模块可以包括模数(A/D)转换器块，其可以与前端块处于下游通信。在一些变型中，前端块可以包括两级、全差分开关电容器电路，其配置用于离散时间信号处理，以便最大化采集系统的共模抑制比。因此，差分信号可以以其离散时间形式从前端块传输到A/D转换器，该A/D转换器将模拟输入信号转换为数字输出信号。
在一些变型中，前端块的预滤波器级可以包括全差分低通开关电容滤波器，其以第一时钟频率计时。因此，对神经信号进行放大和预滤波的步骤可以使用以第一时钟频率计时的第一全差分开关电容滤波器执行。有利地，预滤波器级提供放大，同时滤除可能引起混叠效应的高频分量，即，可以将预滤波器级配置为执行抗混叠功能。
在一些变型中，前端块的抑制滤波器级可以包括全差分低通开关电容滤波器，其以第二时钟频率计时。预滤波器级的第一时钟频率可以大于抑制滤波器级的第二时钟频率。在一些变型中，第一时钟频率可以是约1KHz或更高。第二时钟频率可以小于第一时钟频率的一半。
优选地，预滤波器级可以包括滤波器，滤波器具有的阶数比抑制滤波器级的滤波器的阶数低。在一些变型中，抑制滤波器级的滤波器可以具有至少三阶或更多的阶数。预滤波器级可以包括具有第一截止频率的低通滤波器，第一截止频率在最小刺激频率(例如，约50-250Hz)和第二时钟频率之间的范围内。例如，第一截止频率可以大于约50Hz。
在一些变型中，抑制滤波器级可以包括具有第二截止频率的滤波器，第二截止频率在神经信号的最大频率分量(例如，约35-40Hz)和刺激伪迹的频率(例如，约50-250Hz)之间的范围内。因此，可以使用以第二时钟频率计时的第二全差分开关电容滤波器执行对经放大和预滤波的信号进行滤波的步骤。预滤波器级的第一截止频率优选地大于抑制滤波器级的第二截止频率。
优选地，第二截止频率在约35–250Hz的范围内。
在至少两个级之间分配功能(例如，将抗混叠滤波分配给预滤波器，以及将刺激伪迹抑制分配给抑制滤波器)，这允许在电路的性能与尺寸/复杂度之间实现最佳平衡。
在一些变型中，全差分开关电容预滤波器级和/或抑制滤波器级可以实现为梯形滤波器，梯形滤波器在无损LC梯形结构的有源仿真中采用开关电容积分器。
详细地，可以使用CMOS技术实现全差分开关电容滤波器级(预滤波器和/或抑制滤波器)。有利地，这些滤波器架构可以实现非常精确的响应(其特点是对分量值的扩展的灵敏度非常低)，并且实现了宽的动态范围，而需要小的芯片面积、低功耗和性能相对较低的运算放大器。
在优选实施例中，全差分开关电容预滤波器和/或抑制滤波器包括基本构建单元，其具有全差分双线性开关电容积分器。有利地，包括全差分双线性开关电容积分器的预滤波器和/或抑制滤波器可以在感兴趣的频率下(即在记录的神经信号和/或任何神经活动信号的频率下)(例如在约1Hz至约40Hz的范围内，例如从约1Hz至约35Hz)帮助提高共模抑制比(CMRR)。
在一些变型中，基本构建单元可以包括两个输入，所述两个输入能够选择地连接到两个输入电容器的一端，两个输入电容器的另一端配置为可选地连接到参考电压源，或者每个分别连接到放大器的两个输入之一，运算放大器的每个输入分别通过第一反馈电容器和第二反馈电容器的插入可连接到运算放大器的一个相应输出。该电路布置可以有助于进一步增加CMRR，并且促进噪声(例如，来自刺激伪迹和/或1/f噪声)的减少和/或消除，以提取感兴趣的神经信号(例如，神经活动数据)。
在一些变型中，基本构建单元可以配置为实现相关双采样(CDS)技术。
在一些变型中，基本构建单元能够选择地包括分别与第一反馈电容器和第二反馈电容器并联连接的第三反馈电容器和第四反馈电容器。
在一些变型中，第一时钟信号和/或第二时钟信号可以配置为，对第三反馈电容器和第四反馈电容器与放大器的输入信号的可选的连接和断开进行计时。
输入信号和输入电容器、输入电容器和放大器的输入、反馈电容器和放大器之间的连接的计时可以由第一时钟信号和/或第二时钟信号控制，第一时钟信号和/或第二时钟信号对于每个连接级具有特定相位，用于实现相关双采样(CDS)技术。
输入信号与输入电容器之间的连接以及反馈电容器之间的连接可以由第一时钟信号控制，该第一时钟信号分别处于180°相对。输入电容器和放大器的输入之间的连接由第二时钟信号控制，该第二时钟信号与第一时钟信号相比被延迟并且分别处于180°相对。
有利地，相关双采样(CDS)技术降低低频下的噪声密度，并且因此特别适用于开关电容滤波器的非常低的频率应用，其中主要噪声是运算放大器的1/f噪声分量。CDS技术允许实现非常紧凑的预滤波器级，同时仍能有效消除非理想的1/f噪声。实际上，开关电容器电路允许通过添加开关实现CDS技术。
在一些变型中，抑制滤波器级的输出可以差分地馈送到A/D转换器。因此，在一些变型中，采集模块还包括连接在前端块下游的A/D转换器块。A/D转换器块可以优选地包括delta-sigma转换器。
在一些变型中，A/D转换器块可以包括全差分开关电容器电路(例如，集成电路)。
在一些变型中，A/D转换器包括第一采样级，然后是滤波器级，以及抽取级，滤波器级配置用于去除量化噪声。
在一些变型中，刺激装置可以进一步包括控制模块，控制模块配置用于基于由采集模块采集的信号实现刺激模块的自适应控制。
在一些变型中，采集模块能够选择地包括在前端上游的功能模块，功能模块配置为从刺激模块接收输入同步信号，用于在由刺激模块产生的刺激脉冲期间使前端块的输入断开或接地。
为了促进刺激期间的感测，该功能模块在来自采集链的每个刺激脉冲期间使后续处理模块的输入断开或接地。在每个刺激期间使输入断开或接地，并在每个刺激脉冲之后将它们重新连接到记录系统，这提供了刺激伪迹的附加抑制/减轻，从而减轻第二抑制滤波器级的层面的衰减要求。
在一些变型中，采集模块可以进一步包括第二功能模块，其配置为抑制由第一功能模块的操作产生的信号中的高频。
在一些变型中，采集模块还可以包括第三功能模块，其配置为提供高通滤波，以便减轻至少一个电极处的偏移电势(例如，共模和DC差分电势)，偏移电势由界面电化学平衡中的差异产生。
在一些变型中，刺激装置可以包括控制模块，控制模块配置为基于由采集模块采集的信号实施刺激模块的自适应控制。控制模块可以有利地利用采集的神经信号确定刺激信号的参数的反馈，以便使治疗自适应于患者神经活动数据，其可以代表患者症状状态。
在一些变型中，刺激装置可以包括能够植入患者的大脑中的至少一个电导管，并且至少一个电极可以位于至少一个电导管上。至少一个电导管可包括至少三个电极，其中至少两个电极用作传感器，其配置为采集患者大脑区域中的神经信号并将采集的神经信号发送至采集模块，以及至少一个电极从刺激模块接收刺激信号，以将电刺激传递到患者的大脑区域。
附图说明
参考附图，将利用其一些优选实施例的以下详细描述示出本发明的其他特征和优点。
根据以上描述，每个实施例的几个特征可以不受限制地且彼此独立地组合，以实现具体地源自其特定组合的优点。
图1示出用于治疗神经系统疾病的大脑刺激装置的优选实施例的示意图；
图2a和图2b示出由图1的装置采用的采集模块的两个框图；
图2c和图2d分别示出由图1的装置采用的采集模块的前端块和A/D转换器块的框图；
图3是形成基本构建单元的积分器的第一优选实施例的示意图，该基本构建单元用于实现图2a和图2b的采集模块的前端块的滤波器级；
图4是传统的全差分开关电容积分器的示意图；
图5是示出在输入电容之间存在10％的电容失配时根据图4的传统的开关电容积分器与根据图3的改进的双线性全差分开关电容积分器之间的CMRR(共模抑制比)的曲线图；
图6是形成基本构建单元的积分器的第二优选实施例的示意图，该基本构建单元用于实现图2a和图2b的采集模块的前端块的滤波器级；
图7是图2a和图2b的采集模块的前端块的预滤波级的示意图；
图8a-图8d是示出在图2a和图2b的采集模块的前端块内的各个级处的信号的频率分量的图表；
图9a和图9b是两个对数图，分别示出使用现有技术单端模拟前端和全差分开关电容器前端处理的在刺激期间和没有刺激时的信号功率。
具体实施方式
在附图和以下描述中，相同的附图标记或符号用于指示具有相同功能的构造元件。此外，为了图示的清楚起见，有可能在所有附图中没有重复一些附图标记。尽管在本文示出和描述了本发明的示例和变型，但是应当理解的是，并不旨在将本发明限制于下文描述的特定示例和变型实施例，相反，本发明旨在涵盖落入权利要求限定的本发明的保护范围内的所有改进、或替代的和等同的实施。
除非明确地另外指出，如“给出的示例”、“等”、“或”之类的表述表示非排他性的替代方案而没有限制。除非明确地另外指出，否则如“包括”和“包含”的表述具有“包括或包含但不限于”的含义。此外，贯穿全文引用的“模块”可以指代电子电路的组件和/或布置和连接以执行本文描述的一个或多个功能的电子部件，和/或可以指代被编程以执行本文描述的功能的专用计算机。
参考图1，示出用于治疗神经系统疾病的装置的一个变型，其整体以10表示。
特别地，图1中示出的装置适合于配置为检测来自刺激电极或来自连续电极(contiguous electrode)的生物电势(例如，局部场电势或LFP)的自适应深部脑刺激，以将这样的信号与刺激效果相关联和/或用于自适应调整刺激参数，以便于患者治疗。
用于治疗神经系统疾病的装置10包括至少一个探针或电导管11，其配置为植入患者的大脑中以进行电刺激。探针或电导管11可包括至少三个金属触点或导线，至少三个金属触点或导线可通过外部连接(也称为电极12)接触。但是，在其他变型中，电极可以不位于同一电导管上(例如，用于自适应DBS的装置可以包括两个或更多个电导管，并且电极可以位于两个不同的电导管上)。
用于治疗神经系统疾病的装置10可以包括一个或多个可植入探针，其中每个探针可以包括一个或多个电极。装置10还可包括用于每个可植入探针的连接器或探针延伸部。探针(例如，探针11)可以具有远端部和近端部。一个或多个电极(用于传递电刺激和/或神经活动数据采集)位于远端部上，以及一个或多个连接器触点位于近端部上，并且探针内的一根或多根导线将电极与连接器触点电连接。探针11可包括任意数量的电极12(例如1、2、3、4、5、6、8、10、12、16、24、36、48、64、96等)以及相应数量的连接器触点。探针延伸部可以具有：远端部，其具有连接器块，连接器块具有包围一个或多个导电触点的容座壳体；近端部，其具有刺激装置(例如，装置10)连接器触点，其中每个刺激装置连接器触点经由一根或多根导线对应于容座壳体中的导电触点；以及在近端部和远端部之间的细长主体。探针延伸部可以包括任意数量(例如1、2、3、4、5、6、8、10、12、16、24、36、48、64、96等)的导电触点，以及相应数量的刺激装置连接器触点。探针延伸部的导电触点的数量可以等于或大于探针上的电极的数量，探针延伸部连接到该探针。探针的远端部可以植入到目标大脑区域内，而探针的近端部可以在大脑组织的外部延伸，并且与探针延伸部的远端部连接。探针延伸部的容座壳体可配置成保持探针的近端部，使得探针的连接器触点与探针延伸部的导电触点电连接，使得在探针的远端部处的电极电耦合到在探针延伸部的近端部处的刺激装置连接器触点。刺激装置连接器触点可以配置为耦合到处理和刺激装置14的端口或连接器(例如，头部接口)。在一些变型中，容座壳体可以包括附接机构，以将探针的近端部接合或保持在容座壳体内。可选地，探针延伸部可以包括连接器套筒或护套，连接器套筒或护套包括电绝缘材料，该电绝缘材料放置在容座壳体的至少一部分上，以帮助将探针的连接器触点和探针延伸部的导电触点与周围组织电隔离。探针延伸部的细长主体可以在远端部和近端部之间具有恒定的直径，或者可以沿着其长度具有变化的直径。例如，细长主体的一段的直径可以更大(例如，更粗)，其中该段旨在位于大脑组织与头骨或皮肤之间的界面处。这可以帮助减少探针延伸部的细长主体内的导线的过度扭曲、扭转、和/或弯曲，从而减少导线上的机械磨损和/或有助于延长探针延伸部的可使用寿命。
尽管图1中示出的用于治疗神经系统疾病的装置10包括具有四个金属触点或电极12的探针11，探针的其他变型可以包括任意数量的电极(例如，1、2、3、4、5、6、7、8、9、10、12、16、18、20、25、30、36、48或更多)。如前所述，用于治疗神经系统疾病的装置10可以包括任意数量的探针(例如，两个或更多个)，其中每个探针可以具有任意数量的电极。例如，用于治疗神经系统疾病的装置10可以包括具有第一电极的第一探针和具有第二电极的第二探针。使用时，第一探针可以在第一大脑区域中植入，以及第二探针可以在第二大脑区域中植入(例如，用于双侧刺激)。在另一变型中，用于治疗神经系统疾病的装置10可以包括两个探针，其中每个探针可以具有四个电极(用于总共八个通道)或者可以具有八个电极(用于总共十六个通道)。
在一个变型中，探针11可以包括多个电极，其中第一电极是传递电刺激的刺激电极，以及第二电极是采集神经活动信号的测量电极。例如，第一多个电极(其可以彼此相邻或不相邻)可以用于刺激，以及第二多个电极(其可以彼此相邻或不相邻，或者可以以与第一多个电极交替的方式布置)可以用于采集神经活动信号。替代地或附加地，同一电极可以同时或顺序地用于神经活动信号采集和电刺激。DBS探针可包括一个或多个圆柱形电极或盘形电极，其具有的高度为从约0.5mm至约3mm，例如约1.5mm，以及其具有的直径为约0.5mm至约2mm，例如约1.27mm。在一些变型中，DBS探针可以包括两个或更多个圆柱形电极(例如，2、4、6、10、12、15、16、20等或更多个电极)。替代地或附加地，DBS探针可以包括平面电极和/或尖锐电极，其具有至少部分地基于目标神经结构或大脑区域选择的几何形状。两个电极之间的间隔可以是从约0.25mm至约2mm，例如约0.5mm，并且可选地，绝缘体可以布置在两个电极之间和/或电极周围，以减少电极之间的电耦合或串扰。绝缘体例如可以包括聚氨酯和/或聚酰亚胺和/或类似物。电极可以由任何金属或任何金属合金(例如，铂-铱合金)制成。
在图1中示出的实施例中，电极12连接到处理和刺激装置14，该装置包括以反馈且相互操作配置连接在一起的三个功能模块：刺激模块16、数据采集模块20和控制模块18。
在一种变型中，刺激装置14可以包括十六个通道，其可以连接到每个具有八个电极的两个探针、或者每个具有四个电极的四个探针、或者每个具有两个电极的八个探针等。可以存在比通道少的电极，例如，虽然刺激装置14可以配置成容纳十六个通道(例如，用于十六个刺激电极和/或LFP采集电极)，但是用于治疗神经系统疾病的装置10或DBS系统的特定实例可以包括八个电极(例如，每个具有四个电极的两个探针)或四个电极(例如，具有四个电极的单个探针)。
采用刺激模块16以产生刺激信号并将其发送到电极12。刺激模块16可以包括脉冲或函数发生器，函数发生器包括电压源和/或电流源以及配置为产生电脉冲的电路，电脉冲具有由用户和/或控制器确定的特定参数值，并且还可以包括将电脉冲传递到探针的导线，该导线将电脉冲传递到大脑区域。
在一些变型中，刺激模块可以包括波形发生器(例如，脉冲或函数发生器)、电流控制器和多路复用器，其中的一个或多个可以配置为从控制模块或主处理器18接收命令信号。命令信号可以包括电刺激参数数据，其包括但不限于刺激幅度、脉冲宽度、脉冲频率、占空比和/或特定的探针和/或电极，具有特定参数的电刺激将从该特定的探针和/或电极传递。电流控制器可以配置为设置由命令信号指定的电刺激幅度，和/或波形发生器可以配置成产生电流脉冲或电压脉冲，电流脉冲或电压脉冲具有由命令信号指定的脉冲宽度和/或脉冲频率。多路复用器可以配置为将由命令信号指定的探针和/或电极与电流控制器和/或波形发生器电连接。在一些变型中，多路复用器可以包括多路复用器阵列，该多路复用器阵列可以根据来自主处理器的命令信号配置，使得可以将来自波形发生器的电脉冲引导到选择的探针和/或电极。波形发生器与电极之间的连接性可以通过多路复用器布置成单极刺激配置和/或双极刺激配置。在单极配置中，一个或多个电极可以连接到波形发生器的一个或多个有源(例如，正)端子(其中返回垫(return pad)放置在患者的其他地方)。在双极配置中，一个或多个电极的第一组可以连接到波形发生器的一个或多个有源(例如，正)端子，而一个或多个电极的第二组(例如，与电极的第一组不同)可以连接到波形发生器的一个或多个返回(例如，负)端子。
在一些变型中，刺激模块16可以配置为产生刺激信号V刺激，该刺激信号V刺激可以由一组参数表征，并且将刺激信号V刺激传递至电极12中的一个或多个。例如，刺激模块16可以包括具有电流源(和/或电压源)的脉冲发生器，该电流源产生电信号，该电信号具有由用户和/或控制模块指定的参数。在一些变型中，脉冲发生器可以形成具有指定的幅度、频率和/或脉冲宽度或持续时间值的输出脉冲。可选地，脉冲发生器可以产生具有两个脉冲或更多个脉冲的脉冲序列，更多个脉冲以由用户和/或控制模块18指定的占空比重复，并且控制模块18可以根据采集的神经活动信号的一个或多个特性(例如，本文描述的任何模式或特性)调节脉冲占空比。
数据采集模块20负责代表来自患者的大脑的大脑活动的信号的采集，例如，可以代表植入探针11的大脑区域中的大脑活动的LFP信号。采集模块20与探针11电连通，在一些变型中，探针11可以是用于电刺激大脑区域的同一探针。采集模块20和/或探针11可以配置为采集神经活动信号，例如局部场电势(LFP)，其由靠近探针11的大脑区域的活动导致。采集模块20可以包括采集处理器和存储器，其存储和分析采集的神经活动信号。
控制模块18基于由采集模块20采集的信号实施对刺激模块16的自适应控制。控制模块可以具有电路，电路配置为促进采集模块20与刺激模块16之间的通信、协调采集模块20和刺激模块16之间的信号、和/或对采集的神经活动信号执行附加计算。
控制模块18可以是采集模块或刺激模块的一部分，或者可以是单独的模块。在一些变型中，控制模块包括电路，电路配置为基于来自采集模块的信号(例如，基于指示神经活动的LFP信号)调整/协调刺激模块的操作。控制模块可以具有控制模块(主)处理器和存储器，其分析并存储采集的神经活动信号和/或来自采集模块的信号。在一些变型中，控制模块可以包括电路，该电路例如与电刺激参数协调地调整供应到刺激模块的功率，电刺激参数由采集模块和/或采集的神经活动信号确定。电刺激的特性或参数可以由采集模块和/或控制模块确定。例如，采集模块和/或控制模块的处理器可以分析采集的和/或存储的神经活动信号，以识别神经活动信号的模式或特征的变化或改变。控制模块可以将命令信号提供给刺激模块的脉冲发生器，以根据神经活动信号的变化改变电刺激的参数，神经活动信号由采集模块检测或提取。控制模块还可以包括电池(例如，可再充电电池)和电路，电路配置为对电池上剩余的电荷充电和/或测量。例如，控制模块可以包括可再充电电池、感应链路和感应线圈，感应链路用于对电池充电，感应线圈用于促进外部充电装置与刺激装置(其可以植入患者体内)之间的能量传递。可选地，控制模块可以包括无线传输接口(例如，收发器)，无线传输接口包括RF芯片和RF天线，用于可植入刺激装置与外部装置之间的信号传输。在一些变型中，采集模块可以包括处理器，该处理器配置为计算采集的神经活动信号的谱功率值，并且计算出的功率值可以传输到控制模块，并且控制模块处理器可以配置为，根据功率值和到脉冲发生器的通用命令信号，导出刺激参数，以自适应调整或调节电刺激的参数。可选地，控制模块可以包括具有电路的附加子模块，电路配置成用于刺激模块的电源管理、电极阻抗检查、和/或校准和/或诊断分析(例如，故障排除)。
回到图1的采集模块20，其主要功能是测量局部生物电势的电场变化，局部生物电势的电场变化直接感测参考公共电极17的电势V1和V2之间的差异，并放大这种差异，以达到可用于信号处理需要的模拟-数字转换的电压水平。
因此，采集模块20可以包括输入端口V1和V2以及电路，该输入端口分别连接到探针11上的不同的电极12，电路配置为，基于来自输入端口V1和V2的信号，测量局部生物电势或局部场电势(LFP)的电场变化。采集模块的电路可以包括一个或多个处理单元或处理器(例如，CPU、和/或一个或多个现场可编程门阵列、和/或一个或多个专用集成电路)、一个或多个存储元件、一个或多个放大器、一个或多个滤波器、和/或一个或多个模数转换器，该一个或多个处理单元或处理器可以配置为执行计算操作。
如图2b中示出，采集模块20可以通过使用前置放大器感测电势V1和V2的变化(例如，如参考公共电极或接地电极17的V1和V2之间的差异或者V1和V2的值之间的差异)来测量电场变化，并可以使用放大器放大该变化(和/或任何电场变化)。可以使用模数转换器将放大的输出转换为数字信号，并且可以将数字信号传输至控制模块18(图1中示出)，用于进一步的分析和处理。
在一些变型中，采集模块20可以包括采集处理器，其配置为将采集的神经活动信号(例如，LFP)转换成谱信号(例如，谱功率值)，该谱信号代表频域中的脑活动(即频域表示)。例如，采集模块的采集处理器可以配置为实施神经活动信号的傅立叶变换(例如，快速傅立叶变换或离散傅立叶变换)，神经活动信号来自输入端口V1和V2。采集处理器可以包括通用微处理器，该通用微处理器执行来自软件程序的指令以执行频域信号变换。替代地或附加地，采集处理器可以包括数字信号处理器(DSP)，其具有用于执行频域信号变换的专用电路。替代地或附加地，采集处理器可以包括FPGA和/或ASIC，其配置用于执行频域信号变换。另外，采集模块20的采集处理器可以配置为在感兴趣的某些频带(例如，低频带、α频带、β频带、γ频带、和/或可能期望的任何频率范围)中计算神经活动信号的功率值。在一些变型中，采集处理器可以在时域中执行功率计算。采集处理器可以包括带通滤波器，其后跟随整流器以在时域中执行功率计算。在一些变型中，采集模块20的处理器可以包括功率值的积分块和导数块(未示出)，以便分别突出功率值的慢时间变化和快时间变化。积分块或集成块可以配置为随时间的推移组合功率值(例如，通过计算平均值，该平均值可以是移动平均值)，以帮助增强功率值的较慢变化或长期趋势。导数块可以配置为组合功率值以帮助增强功率值的较快变化或瞬时变化。
如图2b中更详细地示出，采集模块20包括前端块27(在图2c中示出)和A/D转换器块23。在示出的优选实施例中，A/D转换器块23可以包括delta-sigma转换器。
前端块27可以包括预滤波器级21和抑制滤波器级22。预滤波器级21、抑制滤波器级22和A/D转换器块23可以包括一个或多个全差分开关电容器电路。详细地，预滤波器级21可以包括全差分开关电容器架构，该全差分开关电容器架构可以配置用于放大和抗混叠滤波。
抑制滤波器级22可包括全差分开关电容器架构，该全差分开关电容器架构提供低通滤波和附加放大。
A/D转换器块23可以包括开关电容器网络，该开关电容器网络提供放大和模数信号转换。
预滤波器级21可以配置为，在不损害最小可检测信号(为μV的量级)的情况下并且通过避免记录链的饱和，将信号差分放大到大于抑制滤波器级22的输入参考噪声的值。因此，如图3中示意性地示出的那样，预滤波器级21可以包括全差分运算放大器21a、多个输入电容器C1、C2以及反馈电容器C3、C4，多个输入电容器C1、C2在其输入端子处连接，反馈电容器C3、C4在其输入端子和输出端子之间连接。通过选择输入电容器和反馈电容器的值配置预滤波器级21的增益。预滤波器级电路的变型将在下面进一步描述。
预滤波器级21和/或抑制滤波器级22可以包括全差分低通开关电容滤波器的梯形配置。梯形配置利用基本的构建单元，例如图3中示出的那些。在该变型中，基本构建单元是一阶双线性开关电容积分器，与传统积分器(图4)的CMRR相比，该一阶双线性开关电容积分器允许在感兴趣的频率处CMRR的改善。如图5中示出，与图4的传统积分器相比，图3的基本构建单元实现了更高的CMMR。
使用的积分器(图3)的输入网络21b采用寄生不敏感的开关电容器配置，开关电容器配置是开关电容器的每个节点连接在两个电压源V1a、V2a之间、或公共参考电压V参考和虚拟地面之间。
以这种方式，在每个采样周期期间，可以通过从采集链的前端处的正信号减去负信号执行差分采样。
详细地，输入V1a和V2a能够选择地连接到两个输入电容器C1和C2的一端。两个输入电容器C1、C2的另一端能够选择地连接到参考电压V参考，或者每个分别连接到全差分运算放大器21a的两个输入之一。运算放大器21a的每个输入分别通过第一反馈电容器C3和第二反馈电容器C4的插入连接到一个相应的差分输出；在该配置中，通过设置输入V1a和V2a的共模等于V参考，放大器21a的输入V+和V-在整个采样周期内也在该值下极化。
运算放大器内部的共模反馈确保了在任何瞬间V1b＝-V2b。
假设输入电压在整个采样周期T内不改变，则图3的电路的操作条件可以通过以下等式组总结：
其中z是信号处理数学中使用的离散时间变量。
通过使所有电容器不同推广了图3中示出的电路示意图。进行此扩展是为了观察不匹配不会影响电路的CMRR能力。实际上，适当的设计将使C1＝C2和C3＝C4。
输出信号VO由下式给出：
VO＝V1b-V2b
假设输入信号以比采样率低得多的频率变化，则因此其中
因此：
从上一个等式可以简单地看出该电路的优点。如果将共模电压ΔVC加到两个输入电压，如下示出：
V1a’＝V1a+ΔVC
和
V2a’＝V2a+ΔVC,
理想情况下，共模信号ΔVC在输出电压VO中抵消。
该特性来自开关电容电路的离散时间方法。
在实际情况下，在存在输入电容不匹配ΔC12的情况下，共模输入电压ΔVc不会被完全抑制，但是在相同的差分传递增益的情况下，与图4的传统开关积分器相比，双线性开关电容积分器实现了较小的差分输出电压(由ΔVc引起)。因此，在输入电容的失配为10％的情况下，在共模抑制上有改善，如图5中示出。
但是，该CMRR值并不会保持恒定，而是随着频率的增加而降低，因为条件
已不再成立。
在图6中示出的第二优选实施例中，基本构建单元是一阶双线性开关电容积分器，其配置为实现相关双采样(CDS)。与图4中示出的传统积分器相比，除了实现在感兴趣的频率处的最佳CMRR之外，这还实现了DC偏移的最佳抑制和1/f噪声的最佳抑制。
与图3的基本构建单元不同，在图6的基本构建单元中，运算放大器21a的每个输入，分别通过第一对反馈电容器C3和C5以及第二对反馈电容器C4和C6的插入，连接到一个相应的差分输出。更详细地，第三反馈电容器C5和第四反馈电容器C6分别与第一反馈电容器C3和第二反馈电容器C4并联连接。反馈电容器对C3、C5和C4、C6能够选择地与放大器21a的相应输入连接或断开。
输入V1a、V2a与输入电容器C1、C2，输入电容器C1、C2和放大器的输入V1a'、V2a'，成对反馈电容器C3、C5和C4、C6和放大器的输入V1a′、V2a′之间的连接的计时由图6a中示出的多个时钟信号(即四个时钟信号Clk1、Clk2、Clk3、Clk4)控制。在特定时钟信号的高状态期间的开关连接性状态(即，由开关连接的电路节点)由
表示。
多个时钟信号Clk1、Clk2、Clk3、Clk4中的每个时钟信号相对于彼此具有相移。时钟信号Clk1、Clk2以180°相移控制输入V1a、V2a与输入电容器C1、C2之间的连接，以及反馈电容器对C3、C5和C4、C6与放大器的输入V1a'、V2a'之间的连接。例如，当Clk2处于高状态而Clk1处于低状态时，输入V1a连接至输入电容器C1，输入V2a连接至输入电容器C2，反馈电容器C3、C5连接至放大器输入V1a'，以及反馈电容器C4、C6连接到放大器输入V2a'。时钟信号Clk3、Clk4以180°相移控制输入电容器C1、C2与放大器的输入V1a’、V2a’之间的连接。例如，当Clk4处于高状态而Clk3处于低状态时，输入电容器C1、C2分别连接到放大器输入V1a′、V2a′。此外，时钟信号Clk3、Clk4相对于时钟信号Clk1、Clk2相移。图6指示每个电路开关节点的连接性，每个节点根据每个相应时钟信号Clk1、Clk2、Clk3、Clk4的时钟相位
标记。
如图7中示出，优选地，预滤波器级21，例如使用图6的构建单元，实现为三阶全差分开关电容低通滤波器。更优选地，预滤波器级21实现为具有256kHz的采样率、3kHz的-3dB带宽的三阶Cauer(例如，椭圆形)滤波器。
预滤波器级21提供放大，同时滤除可能引起混叠效应的高频分量(抗混叠预滤波器)。
抑制滤波器级22通过截止感兴趣频带(2-40Hz)以上的频率执行伪影的抑制。优选地，其实现为七阶全差分开关电容低通滤波器。更优选地，抑制滤波器级22实现为椭圆梯形滤波器，其以32kHz操作并且具有40Hz的截止频率。其传递函数的特征在于在130Hz处的-52dB的衰减。
图8a-图8d是概念性地示出前端块27内各个级处的信号的频率分量的图表。特别地，图8a示出输入信号(V1a-V2a)的频率分量，其既包括位于基带的神经信号40，又包括刺激伪迹的谐波41。
图8b示出输入信号的频率分量40、41，输入信号的频率分量40、41以预滤波器级21的第一时钟频率F时钟_预滤波器采样。在图8b中，仅在第一时钟频率F时钟_预滤波器处表示采样的输入信号42的频率分量(通过以第一时钟频率F时钟_预滤波器采样产生)。将1/f噪声43的频率分量表示为在基带频率处叠加到原始输入信号的神经分量40上。图8b还示出预滤波器级21的第一截止频率F截止_预滤波器。
由预滤波器级21通过相关双采样，即通过信号的双采样，将1/f噪声43的频率分量去除，使得第二采样(其是出于固定原因承载了与自身相关的噪声的采样)从第一采样中减去。就频率响应而言，这导致仅作用于1/f噪声43而不作用于输入信号42的高通滤波(未显示)。
图8c示出预滤波器级21下游的频率分量(中间信号)并且以抑制滤波器级22的第二时钟频率F时钟_抑制滤波器采样。在图8c中，再一次，采样的中间信号44的频率分量(通过以第二时钟频率F时钟_抑制滤波器采样产生)仅在第二时钟频率F时钟_抑制滤波器处表示，并且还示出了抑制滤波器级22的第二截止频率F截止_抑制滤波器。从图8c明显的是，预滤波器21使采样的输入信号42的频率分量衰减，频率分量每隔采样频率的倍数重复一次，该采样频率位于图8b中示出的预滤波器21的通带(0Hz-F截止_预滤波器)之外。
图8d是示出理想地仅包括神经信号分量40的输出信号(V1out-V2out)的频率分量的图表。图8d示出抑制滤波器22使来自刺激伪迹的频率分量41和调制的中间信号44的频率分量衰减，中间信号44的频率分量位于图8c中示出的抑制滤波器22的通带(0Hz-F截止_抑制滤波器)之外。
图9a和图9b示出采集模块20的效果，即，采集模块20设有多级全差分开关电容器集成前端块21，与现有技术的单端模拟前端(图9a)相比，多级全差分开关电容器集成前端块21配置用于离散时间信号处理(图9b)。详细地，从两个图的比较中，可以明显看出由于残余刺激干扰而导致的功率失配的相应减少。
理论上，刺激伪迹的宽带谱容量是无限的。对于任何有限的采样率，这都会变成不可避免的混叠效应，该混叠效应可以通过增加采样频率降低。然而，这将不利地影响功耗，这对于可穿戴和/或可植入装置是不可接受的。
因此，在A/D转换器块23中，第一采样级28之后是滤波器级29和抽取级30，第一采样级28具有高采样率(优选地至少为32kHz)，滤波器级29用于去除量化噪声，如图2d中示出。
采样级28包括一个单比特的、三阶的、离散时间的delta-sigma(DT-ΔΣ)调制器。
将为低通滤波器的滤波器级29设计为，通过将截止频率设置在小于刺激频率的值，进一步抑制残余刺激干扰。
A/D转换器块23的第一采样级28包括在模数转换之前的放大子级(未示出)，以调节信号的动态范围。A/D转换器块23具有作为输入的差分信号，并且在输出处提供数字数据。
如图2b中示出，采集模块20能够选择地包括输入开关模块24、低通滤波器模块25和高通滤波器模块26。
输入开关模块24可以与刺激模块16通信。例如，刺激模块16可以产生同步信号24a并将同步信号24a发送到输入开关模块24，该同步信号24a可以指示在刺激期间是否将输入V1a和V2a连接至参考电压17或使其与记录系统断开。该模块24提供与刺激模块16的同步或使用电刺激本身，以便能够在刺激期间断开前端块27的输入。在每个刺激期间将输入断开或接地，并在每个刺激脉冲之后将其重新连接到记录系统，这提供了刺激伪迹的附加抑制/减轻，从而减轻在第二抑制滤波器级22的层面的衰减要求。
输入开关模块24的打开和闭合可以引入以高频频率为特征的波动，该波动可以使用第二功能模块25来去除或减轻，第二功能模块25实现为低通滤波器。
此外，第三功能模块26提供高通滤波，以便消除DC共模电压(在输入开关24之前)和在电极与大脑的界面处产生的DC差分分量。
本文描述的装置和方法提供了一种用于可植入的神经刺激器装置的方案，神经刺激器装置需要超低功率特征，同时受到电路尺寸的约束。
在存在刺激伪迹(通常具有几十mV的幅度)的情况下，使用全差分开关电容积分器实现多级(例如，两级)前端块代表一种独特的记录神经信号的方案，神经信号即以在极低频率(1-40Hz)处的低幅度(<1μV)为特征的信号，全差分开关电容积分器配置用于离散时间信号处理(例如，实现相关的双采样技术)。
前端块27的全差分配置以及基本构建单元(例如，图3或图6的基本构建单元)的特定设计确保高的CMRR，前端块的预滤波器级和抑制滤波器级基于该基本构建单元构建。
此外，图6的基本构建单元允许实现高DC偏移和1/f噪声抑制，该图6的基本构建单元允许相关双采样技术的实现。
尤其重要的是，开关电容器电路允许低功率和小尺寸的实现。
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Claims (27)
1.用于治疗神经系统疾病的装置(10)，其包括：
-至少一个电极(12)，其是能够植入患者大脑的；以及
-处理和刺激装置(14)，其连接到至少一个电极(12)，其中处理和刺激装置(14)至少包括：
-刺激模块(16)，其配置为产生刺激信号，所述刺激信号待发送到至少一个电极(12)；以及
-采集模块(20)，其配置为从患者的大脑采集神经信号，所述神经信号由至少一个电极(12)测量；
其中所述采集模块(20)至少包括前端块(27)，前端块(27)配置为放大其输入信号(V1a，V2a)的电势差，并且通过截止预定频带以上的频率来对刺激伪迹进行滤波；其特征在于，前端块(27)包括多级全差分开关电容器电路，其配置用于离散时间信号处理。
2.根据权利要求1所述的用于治疗神经系统疾病的装置(10)，其特征在于，前端块(27)包括预滤波器级(21)和抑制滤波器级(22)，抑制滤波器级(22)位于所述预滤波器级(21)下游，预滤波器级(21)和抑制滤波器级(22)中的每一个包括全差分开关电容器电路，其配置用于离散时间信号处理。
3.根据权利要求2所述的用于治疗神经系统疾病的装置(10)，其特征在于，预滤波器级(21)包括第一全差分低通开关电容滤波器，其以第一时钟频率计时。
4.根据权利要求2或3所述的用于治疗神经系统疾病的装置(10)，其特征在于，抑制滤波器级(22)包括第二全差分低通开关电容滤波器，其以第二时钟频率计时。
5.根据权利要求3或4所述的用于治疗神经系统疾病的装置(10)，其特征在于，预滤波器级(21)和/或抑制滤波器级(22)的全差分开关电容滤波器包括至少一个双线性开关电容积分器。
6.根据权利要求5所述的用于治疗神经系统疾病的装置(10)，其特征在于，双线性开关电容积分器配置为实现相关双采样。
7.根据权利要求5或6所述的用于治疗神经系统疾病的装置(10)，其特征在于，双线性开关电容积分器包括两个输入(V1a，V2a)，所述两个输入(V1a，V2a)能够选择地连接至两个输入电容器(C1，C2)的一端，两个输入电容器(C1，C2)的另一端配置为能够选择地连接到参考电压源(V参考)，或者每个分别连接到运算放大器(21a)的两个输入之一，运算放大器(21a)的每个输入分别通过第一反馈电容器对(C3，C5)和第二反馈电容器对(C4，C6)的插入能够连接到运算放大器(21c)的一个相应输出，其中反馈电容器对(C3，C5)和(C4，C6)分别包括并联连接的第一反馈电容器(C3，C4)和第二反馈电容器(C5，C6)，并且配置为能够选择地连接到放大器(21a)的相应输入。
8.根据权利要求5所述的用于治疗神经系统疾病的装置(10)，其特征在于，双线性开关电容积分器包括两个输入(V1a，V2a)，所述两个输入(V1a，V2a)能够选择地连接至两个输入电容器(C1，C2)的一端，以及两个输入电容器(C1，C2)的另一端配置为能够选择地连接到参考电压源(V参考)，或每个分别连接到运算放大器(21a)的两个输入之一，运算放大器(21a)的每个输入分别通过第一反馈电容器(C3)和第二反馈电容器(C4)的插入能够连接到运算放大器(21c)的一个相应输出。
9.根据权利要求2至8中任一项所述的用于治疗神经系统疾病的装置(10)，其特征在于，预滤波器级(21)和/或抑制滤波器级(22)的全差分开关电容器电路实施为梯形滤波器，其在无损LC梯形结构的有源仿真中包括多个开关电容积分器。
10.根据权利要求4至9中任一项所述的用于治疗神经系统疾病的装置(10)，其特征在于，预滤波器级(21)的第一全差分开关电容滤波器具有的阶数低于抑制滤波器级(22)的第二全差分开关电容滤波器的阶数。
11.根据权利要求4至10中任一项所述的用于治疗神经系统疾病的装置(10)，其特征在于，预滤波器级(21)的第一全差分开关电容滤波器的第一时钟频率大于抑制滤波器级(22)的第二全差分开关电容滤波器的第二时钟频率。
12.根据权利要求4至11中任一项所述的用于治疗神经系统疾病的装置(10)，其特征在于，第一时钟频率为至少1KHz。
13.根据权利要求4至11中任一项所述的用于治疗神经系统疾病的装置(10)，其特征在于，预滤波器级(21)的第一全差分开关电容滤波器的第一截止频率大于抑制滤波器级(22)的第二全差分开关电容滤波器的第二截止频率。
14.根据权利要求3至13中任一项所述的用于治疗神经系统疾病的装置(10)，其特征在于，预滤波器级(21)的第一全差分开关电容滤波器的第一截止频率为至少50Hz，并且低于第二时钟频率。
15.根据权利要求4至14中任一项所述的用于治疗神经系统疾病的装置(10)，其特征在于，抑制滤波器级(22)的第二全差分开关电容器滤波器的第二截止频率在约35-250Hz的范围内。
16.根据前述权利要求中任一项所述的用于治疗神经系统疾病的装置(10)，其特征在于，采集模块(20)还包括A/D转换器块(23)，A/D转换器块(23)连接在前端块(27)下游，并且其中A/D转换器块能够选择地包括delta-sigma转换器。
17.根据权利要求16所述的用于治疗神经系统疾病的装置(10)，其特征在于，A/D转换器块(23)包括全差分开关电容器电路。
18.根据权利要求16或17所述的用于治疗神经系统疾病的装置(10)，其特征在于，A/D转换器块(23)包括第一采样级(28)，然后是滤波器级(29)和抽取级(30)，所述滤波器级(29)配置成用于去除量化噪声。
19.根据前述权利要求中任一项所述的用于治疗神经系统疾病的装置(10)，其特征在于，采集模块(20)还包括在以下之间的至少一个功能模块(24、25、26)：
-第一功能模块(24)，其配置为在由刺激模块(16)产生的刺激脉冲期间接收来自刺激模块(16)的输入同步信号(24a)，以使前端块(27)的输入断开或接地，所述第一功能模块(24)连接在前端块(21)的上游；和/或
-第二功能模块(25)，其配置用于消除由第一功能模块(24)的操作产生的信号中的高频；和/或
-第三功能模块(26)，其配置用于提供高通滤波，以便减轻至少一个电极(12)处的偏移电势。
20.用于处理使用用于治疗神经系统疾病的装置收集的神经信号的方法，所述用于治疗神经系统疾病的装置是根据前述权利要求中任一项所述的装置，其特征在于，所述方法包括以下步骤：
-使用第一级来对神经信号进行放大和预滤波，第一级包括全差分开关电容器电路，其配置用于离散时间信号处理；和
-使用第二级来截止预定频带以上的频率，以对经放大和预滤波的信号进行滤波，所述第二级包括全差分开关电容器电路，其配置用于离散时间信号处理。
21.根据权利要求20所述的用于处理使用用于治疗神经系统疾病的装置收集的神经信号的方法，其特征在于，对神经信号进行放大和预滤波的步骤以及对经放大和预滤波的信号进行滤波的步骤中的至少一个包括相关双采样。
22.根据权利要求20或21所述的用于处理使用用于治疗神经系统疾病的装置收集的神经信号的方法，其特征在于，对神经信号进行放大和预滤波的步骤使用第一全差分开关电容滤波器执行，所述第一全差分开关电容滤波器以第一时钟频率计时。
23.根据权利要求20至22中任一项所述的用于处理使用用于治疗神经系统疾病的装置收集的神经信号的方法，其特征在于，对经放大和预滤波的信号进行滤波的步骤使用第二全差分开关电容滤波器执行，所述第二全差分开关电容滤波器以第二时钟频率计时。
24.根据权利要求22和23所述的用于处理使用用于治疗神经系统疾病的装置收集的神经信号的方法，其特征在于，第一全差分开关电容滤波器的第一时钟频率大于第二全差分开关电容滤波器的第二时钟频率。
25.根据权利要求22至24中任一项所述的用于处理使用用于治疗神经系统疾病的装置所收集的神经信号的方法，其特征在于，第一时钟频率下的第一时钟信号和/或第二时钟频率下的第二时钟信号配置为，对成对的反馈电容器对(C3，C5)和(C4，C6)中的第二反馈电容器(C5，C6)与运算放大器(21a)的输入的连接和断开进行计时。
26.根据权利要求22至25中任一项所述的用于处理使用用于治疗神经系统疾病的装置收集的神经信号的方法，其特征在于，第一全差分开关电容滤波器是具有第一截止频率的低通滤波器，第二全差分开关电容滤波器是具有第二截止频率的低通滤波器，其中第一截止频率大于第二截止频率。
27.根据权利要求22至26中任一项所述的用于处理使用用于治疗神经系统疾病的装置收集的神经信号的方法，其特征在于，预滤波器级(21)的第一全差分开关电容滤波器具有的阶数低于抑制滤波器级(22)的第二全差分开关电容滤波器的阶数。
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