CN113209481A - 用于可植入装置的电路 - Google Patents

Abstract

一种集成电路，包括：射频(RF)到直流(DC)整流电路，其耦合至受到无线供电的可植入装置上的一个或多个天线，所述整流电路被配置为：对在所述一个或多个天线处并通过电辐射耦合从外部控制器接收的输入RF信号进行整流；以及从所述输入RF信号提取DC电功率和配置数据；逻辑控制电路，其连接至所述整流电路和驱动电路，所述逻辑控制电路被配置为：仅仅使用所提取的DC电功率生成用于所述驱动电路的电流；根据所提取的配置数据，为每个电极设置极性状态信息；以及耦合至一个或多个电极的驱动电路，所述驱动电路包括电流镜并且被配置为：仅仅从所生成的电流将刺激电流经由所述电流镜导引至每个电极。

Description

用于可植入装置的电路

本申请为分案申请，其原申请是于2017年2月28日(国际申请日为 2015年7月10日)向中国专利局提交的专利申请，申请号为 201580046708.3，发明名称为“用于可植入装置的电路”。

相关申请

本申请要求2014年7月10日提交的美国临时申请No.62/022768的权 益，通过引用将该美国临时申请的全部内容并入本文。

技术领域

本申请总体上涉及可植入刺激器。

背景技术

通过电刺激调节身体内的易兴奋组织已经变成慢性致残性疾病患者的 重要治疗方式，慢性致残性疾病包括慢性疼痛、运动发起和控制问题、不 自主运动、血管机能不足、心率不齐等。有各种各样的治疗性体内电刺激 技术能够治疗这些疾病。例如，可以使用装置向易兴奋组织输送刺激信号， 记录生命体征，执行起搏或除颤操作，记录目标组织的动作电势活动，控 制长效缓释型胶囊或药泵单元的药物释放，或者与听觉系统对接以进行听力辅助。通常，这样的装置利用皮下电池运行的可植入脉冲发生器(IPG) 提供电源或其他电荷存储机制。

发明内容

在一个方面中，一些实施方式提供了一种用于受到无线供电的可植入 装置的集成电路，所述装置用于植入患者体内，所述电路包括：耦合至受 到无线供电的可植入装置上的一个或多个天线的射频(RF)到直流(DC) 整流电路，所述整流电路被配置为：对在一个或多个天线处并通过电辐射 耦合从外部控制器接收的输入RF信号进行整流；以及从输入RF信号提取 DC电功率和配置数据；耦合至一个或多个电极的驱动电路，其被配置为： 根据所提取的配置数据将刺激电流导引至每一个电极，以对患者体内的神 经组织进行调节；以及连接至整流电路和驱动电路的逻辑控制电路，所述 逻辑控制电路被配置为：单独使用所提取的DC电功率来生成用于驱动电路 的电流；根据所提取的配置数据，设置每一个电极的极性状态信息；以及 耦合至一个或多个电极的驱动电路，所述驱动电路包括电流镜并且被配置 为：经由电流镜将刺激电流单独从所生成的电流导引至每一个电极，以调 节患者体内的神经组织。

实施方式可以包括一个或多个下述特征。驱动电路可以包括：电流源 数模电路(DAC)和电流吸收器(current sink)数模电路(DAC)，电流源 DAC和电流吸收器DAC彼此互补，并且两者均经由电流镜镜像接至每一 个电极，其中，刺激电流可以是由电流镜比确定的，并且其中配置数据可 以包括电流镜比。电流镜比可以与电极的数量相等匹配。

驱动电路可以包括被配置为控制每一个电极的极性状态的开关组。驱 动电路可以包括：可变分流电阻器，其适于在刺激电流刚刚结束时降低与 其连接的电极上的纹波。

集成电路还可以包括：用于使与电极中的每者耦合的电容器的开始延 迟的放电延迟定时器。

集成电路还可以包括：用于保持每一个电极的默认状态信息以及每一 个电极的刺激电流的默认参数的通电复位(PoR)电路，所述PoR电路被 配置为通过上升沿来触发并通过下降沿来关断。

集成电路还可以包括：一个或多个地址控制位，其可被配置为通过所 提取的电功率进行无线供电的可植入装置的逻辑地址。集成电路还可以包 括二极管桥。

整流电路可以耦合至受到无线供电的可植入装置上的差分天线。整流 电路可以包括：用于从输入信号提取电功率和配置数据的幅度调制(AM) 检测电路。

逻辑控制电路可以包括：用于基于所提取的配置数据来记录每一个电 极的状态信息的状态机，所述配置数据包括每一个电极的极性设置。逻辑 控制电路还可以被配置为在通信初始化脉冲持续期间设置每一个电极的极 性状态。逻辑控制电路可以包括用于控制所生成的用于驱动电路的电流的 持续时间的定时器电路。

附图说明

图1描绘了无线刺激系统的示例的高层级图。

图2描绘了无线刺激系统的示例的详图。

图3是示出无线刺激系统的操作的示例的流程图。

图4是示出无线可植入刺激器装置的示例的电路图。

图5是无线可植入刺激器装置的另一示例的电路图。

图6是示出无线可植入刺激器装置的控制和反馈功能的示例的块图。

图7是具有用于实施控制和反馈功能的部件的无线可植入刺激器装置 的示例的示意图。

图8是极性路由开关网络的示例的示意图。

图9A是与无线可植入刺激器装置一起工作的示例性微波场刺激器 (MFS)的图。

图9B是与无线可植入刺激器装置一起工作的另一示例性MFS的图。

图10是示例性MFS的详图。

图11是示出MFS向无线可植入刺激器装置发射极性设置信息的示例 性过程的流程图。

图12是示出MFS接收并处理遥测反馈信号以对后续的传输做出调整 的示例性过程的另一流程图。

图13是无线可植入刺激器装置上的功率、信号和控制流的示例性实施 方式的示意图。

图14是用于可植入用途的示例性专用集成电路(ASIC)的图。

图15示出了图14所示的ASIC芯片的操作过程中的示例性序列。

图16A示出了图14所示的ASIC芯片的示例性电流导引特征。

图16B示出了基于所描绘的ASIC芯片模型所模拟的示例性波形。

图17示出了具有电流导引特征的ASIC芯片中的各个点处的示例性波 形。

在各图中使用类似的附图标记指示类似的元件。

具体实施方式

在各种实施方式中，所公开的系统和方法用于向目标易兴奋组织(例 如，神经)施加一个或多个电脉冲，以治疗慢性疼痛、炎症、关节炎、睡 眠呼吸暂停、癫痫发作、失禁、与癌症有关的疼痛、失禁、运动发起和控 制问题、不自主运动、血管机能不足、心率不齐、肥胖、糖尿病、颅面疼 痛(例如，偏头痛或者群集性头痛)以及其他病症。在某些实施例中，可以使用装置以通过在没有电缆或电感耦合的情况下使用远程射频(RF)能 量对无源植入式无线刺激器装置供电，来向目标神经组织发送电能。目标 神经可以包括但不限于脊髓和周围区域，包括脊髓背角、脊神经后根神经 节、发出神经根、神经节、脊髓背柱纤维以及离开脊髓背柱和大脑的周围 神经束，例如，迷走神经、枕神经、三叉神经、舌下神经、荐神经、尾神 经等。

无线刺激系统可以包括具有一个或多个电极以及一个或多个导电天线 (例如，偶极子或贴片天线)的可植入刺激器装置以及用于频率、波形和 电能校正的内部电路。系统还可以包括用于从外部源向可植入刺激器装置 发射射频或微波能量的外部控制器和天线，在没有电缆、也没有电感耦合 的情况下提供功率。

在各种实施方式中，无线可植入刺激器装置被无线供电(因此不需要 有线连接)并且包含从身体外部的源接收脉冲指令所需的电路。例如，各 种实施例采用内部偶极子(或者其他)天线构造来通过电辐射耦合接收RF 功率。这允许这种装置在没有与可植入脉冲发生器(IPG)进行物理连接或 者没有使用电感线圈的情况下产生能够刺激神经束的电流。

根据一些实施方式，无线可植入刺激器装置包括用于与外部控制器以 及该装置内包含的电极相互作用的专用集成电路(ASIC)芯片。ASIC芯片 可以从所接收到的从外部控制器发送的输入信号获取RF功率，以对包括 ASIC芯片的无线可植入刺激器装置供电。ASIC芯片还可以从所接收到的 输入信号提取波形参数，并使用这种信息创建用于通过电极刺激易兴奋组 织的电脉冲。具体而言，ASIC芯片包含电流导引特征，以在保持紧凑的芯片尺寸的同时均匀地将电流反射至每一个电极。此外，ASIC芯片可以从接 收到的输入信号提取极性设置信息，并使用这种信息设置电极接口的极性。

可以在共同转让的共同待审的公开的PCT申请中找到对用于为患者提 供神经刺激的示例性无线系统的进一步的描述，所述PCT申请为2011年1 月28日提交的PCT/US2012/23029，2011年4月11日提交的 PCT/US2012/32200，2011年1月28日提交的PCT/US2012/48903，2011年 8月12日提交的PCT/US2012/50633，以及2011年9月15日提交的 PCT/US2012/55746，通过引用将这些申请的全部公开内容并入本文。

图1描绘了无线刺激系统的示例的高层级图。无线刺激系统可以包括 四个主要部件，即，编程器模块102、RF脉冲发生器模块106、发射(TX) 天线110(例如，贴片天线、缝隙天线或偶极子天线)以及植入式无线刺激 器装置114。编程器模块102可以是计算机装置，例如智能电话，其运行支 持无线连接104(例如，

)的软件应用。所述应用能够使用户能够查 看系统状态和诊断，改变各种参数，提高/降低电极脉冲的预期刺激幅度， 以及调整RF脉冲发生器模块106的反馈灵敏度以及其他功能。

RF脉冲发生器模块106可以包括支持无线连接104的通信电子设备、 刺激电路以及对发生器电子设备供电的电池。在一些实施方式中，RF脉冲 发生器模块106包括嵌入到其封装外形因子中的TX天线，而在其他实施方 式中，TX天线通过有线连接108或者无线连接(未示出)连接至RF脉冲 发生器模块106。TX天线110可以直接耦合至组织，以创建对植入式无线 刺激器装置114供电的电场。TX天线110通过RF接口与植入式无线刺激 器装置114通信。例如，TX天线110辐射出受到RF脉冲发生器模块110 的调制和编码的RF传输信号。模块114的植入式无线刺激器装置包含一个 或多个天线，例如偶极子天线，以通过RF接口112进行接收和发射。具体 而言，天线110与模块114的植入式无线刺激装置上的一个或多个天线之 间的耦合机制利用电辐射耦合，而非电感耦合。换言之，耦合是通过电场 而非磁场进行的。

通过该电辐射耦合，TX天线110能够向植入式无线刺激器装置114提 供输入信号。该输入信号包含能量，并且可以包含对要在植入式无线刺激 器装置114的电极处施加的刺激波形进行编码的信息。在一些实施方式中， 该输入信号的功率电平直接确定了使用输入信号中包含的电能创建的一个 或多个电脉冲的施加幅度(例如，功率、电流或电压)。在植入式无线刺 激器装置114内有用于对RF传输信号进行解调的部件以及向周围神经元组 织输送刺激的电极。

RF脉冲发生器模块106可以被皮下植入，或者可以被佩戴在身体外面。 在处于身体外面时，RF发生器模块106能够被结合到皮带或者背带设计中， 以允许通过皮肤和下层组织进行电辐射耦合，以向植入式无线刺激器装置 114传递功率和/或控制参数。在任一事件中，无线刺激器装置114(或者图 14所示的圆柱形无线可植入刺激器装置1400)内部的接收器电路能够俘获 TX天线110辐射的能量并将该能量转换成电波形。接收器电路还可以对波 形进行修改，以创建适于对神经组织进行刺激的电脉冲。

在一些实施方式中，RF脉冲发生器模块106能够对刺激参数(即施加 至神经组织的电脉冲的参数)进行远程控制，并基于从植入式无线刺激器 装置114接收的RF信号监测来自无线刺激器装置114的反馈。RF脉冲发 生器模块106实施的反馈检测算法能够监测由植入式无线刺激器装置114 无线发送的数据，其包括有关植入式无线刺激器装置114从RF脉冲发生器 接收的能量的信息以及有关正在向电极焊盘输送的刺激波形的信息。为了 针对给定医学疾病提供有效的治疗，能够对该系统进行调谐，以通过电刺 激为神经纤维提供最佳量的刺激或抑制。可以使用闭环反馈控制方法，其 中，来自植入式无线刺激器装置114的输出信号被监测，并用于确定用于 保持有效的神经元激活的适当的神经刺激电流电平，或者在一些情况下， 患者能够通过开环控制方法对输出信号进行人工调整。

图2描绘了无线刺激系统的示例的详图。如所示，编程模块102可以 包括用户输入系统202和通信子系统208。用户输入系统221可以允许用户 通过指令集的形式对各种参数设置进行调整(在一些情况下，以开环方式)。 通信子系统208可以将这些指令集(以及其他信息)经由无线连接104(例 如蓝牙或Wi-Fi)发射至RF脉冲发生器模块106并且从模块106接收数据。

例如，能够用于多个用户的编程器模块102(例如，患者的控制单元或 者临床医生的编程器单元)可以用于向RF脉冲发生器模块106发送刺激参 数。能够被控制的刺激参数可以包括处于表1所示的范围内的脉冲幅度、 脉冲频率和脉冲宽度。在该背景下，术语脉冲是指直接产生对组织的刺激 的波形的相位，能够对电荷平衡相位(如下文所述)的参数进行类似控制。 患者和/或临床医生还可以任选地对治疗的总持续时间和模式进行控制。

刺激参数表1

脉冲幅度：0到20mA

脉冲频率：0到10000Hz

脉冲宽度：0到2ms

在初始植入过程期间可以将RF脉冲发生器模块106最初编程为满足每 一个体患者的具体参数设置。由于医学疾病或身体本身能随时间变化，因 而重新调整参数设置的能力可以有利于确保神经调节治疗的持续效力。

编程器模块102在功能上可以是智能装置和相关联的应用。智能装置 硬件可以包括CPU 206，并且可以用作对图形用户界面(GUI)204上的触 摸屏输入进行操纵以处理并存储数据的载体。

RF脉冲发生器模块106可以经由有线连接108连接至外部TX天线 110。替代地，天线和RF脉冲发生器两者均位于皮下(未示出)。

RF脉冲发生器模块106发送至植入式无线刺激器装置114的信号可以 包括功率以及有关刺激波形、幅度、脉冲宽度和频率的参数设置属性两者。 RF脉冲发生器模块106还可以充当接收来自植入式无线刺激器装置114的 反馈信号的无线接收单元。出于该目的，RF脉冲发生器模块106可以包含 用于对发射至装置114的信号的生成进行操纵以及对反馈信号(例如，来 自刺激器装置114的那些)进行操纵的微电子器件或其他电路。例如，RF 脉冲发生器模块106可以包括控制器子系统214、高频振荡器218、RF放 大器216、RF开关和反馈子系统212。

控制器子系统214可以包括操纵数据处理的CPU 230、存储器子系统 228(例如，本地存储器)、与编程器模块102通信(包括接收来自编程器 模块的刺激参数)的通信子系统234、脉冲发生器电路236和数字/模拟(D/A) 转换器232。

患者和/或临床医生可以使用控制器子系统214控制刺激参数设置(例 如，通过控制RF脉冲发生器模块106发送到刺激器装置114的信号的参 数)。这些参数设置能够影响(例如)一个或多个电脉冲的功率、电流电 平或形状。可以使用上文所述的编程模块102执行对刺激参数的编程，以 设置将通过RF能量发射到植入式无线刺激装置214中的通常为偶极子天线 (但是也可以使用其他类型)的接收(RX)天线238的重复率、脉冲宽度、 幅度和波形。临床医生可以选择锁定和/或隐藏编程器接口内的某些设置， 从而限制患者查看或调整某些参数的能力，因为对某些参数的调整可能要 求关于神经生理学、神经解剖学、神经调节协议以及电刺激安全限制的详 细医学知识。

控制器子系统214可以将接收到的参数设置存储到本地存储器子系统 228中，直到该参数设置被从编程模块102接收到的新输入数据修改为止。 CPU 206可以使用本地存储器中存储的参数来控制脉冲发生器电路236，以 生成受到在300MHz到8GHz的范围内(优选在大约700MHz和5.8GHz之 间，更优选在大约800MHz和1.3GHz之间)的高频振荡器218的调制的刺 激波形。之后，得到的RF信号可以被RF放大器226放大，并通过RF开 关223被发送至TX天线110，以穿过组织的深度抵达RX天线238。

在一些实施方式中，TX天线110发送的RF信号可以简单地是无线刺 激装置模块114用于生成电脉冲的功率传输信号。在其他实施方式中，还 可以向无线刺激器装置114发射遥测信号，以发送有关无线刺激器装置114 的各种操作的指令。可以通过对载波信号的调制来发送遥测信号(如果处 于外部则穿过皮肤，或者如果脉冲发生器模块106被植入到皮下，则穿过 其他身体组织)。使用遥测信号对载波信号(高频信号)进行调制，所述 载波信号被耦合到植入式天线238上并且不干扰在同一刺激器装置上接收 到的用于对该装置供电的输入。在一个实施例中，遥测信号和供电信号组 合成一个信号，其中使用RF遥测信号对RF供电信号进行调制，因而直接 通过接收到的遥测信号对无线刺激装置供电；无线刺激装置中的单独的子 系统利用信号中包含的功率，并解释该信号的数据内容。

RF开关223可以是多用途装置，例如双向耦合器，其以最低插入损耗 将相对较高幅度的持续时间极短的RF脉冲传送至TX天线110，而同时向 反馈子系统212提供两个低电平输出；一个输出向反馈子系统212输送正 向功率信号，其中，正向功率信号是发送至TX天线110的RF脉冲的衰减 形式，另一输出向反馈子系统212的不同端口输送反向功率信号，其中， 反向功率是从TX天线110反射的RF能量的衰减形式。

在开启循环时间期间(在RF信号被发射到无线刺激器装置114时)， RF开关223被设置为向反馈子系统发送正向功率信号。在关闭循环时间期 间(在RF信号未被发射到无线刺激器装置114时)，RF开关223能够改 变为接收模式，在该模式中，接收来自无线刺激器装置114的反射的RF能 量和/或RF信号，以在反馈子系统212中进行分析。

RF脉冲发生器模块106的反馈子系统212可以包括接收电路，以接收 并提取来自无线刺激器装置114的遥测信号或其他反馈信号和/或来自由 TX天线110发送的信号的反射的RF能量。反馈子系统可以包括放大器226、 滤波器224、解调器222以及A/D转换器220。

反馈子系统212接收正向功率信号，并将该高频AC信号转换为DC电 平，该电平能够被采样并被发送至控制器子系统214。通过这种方式，能够 将生成的RF脉冲的特征与控制器子系统214内的参考信号进行比较。如果 任何参数存在不一致(误差)，那么控制器子系统214能够对通往RF脉冲 发生器106的输出进行调整。调整的性质可以(例如)与计算出的误差成 比例。控制器子系统214可以对其调整方案引入额外的输入和限制，例如 反向功率的信号幅度以及各种脉冲参数的任何预定的最大值或最小值。

反向功率信号可以用于检测RF功率输送系统中的故障状况。在理想状 况下，当TX天线110对于与之接触的组织具有完美匹配的阻抗时，由RF 脉冲发生器106生成的电磁波从TX天线100不受阻碍地传送到身体组织 中。然而，在现实世界应用中，在用户体型、所穿衣物的类型以及天线110 相对于体表的定位方面可能存在大程度的变异。由于天线110的阻抗取决 于下层组织和任何介入材料的相对电容率，并且还取决于天线与皮肤的总 间隔距离，因而在任何给定应用中，在TX天线110与体表的界面处都可能 存在阻抗失配。在出现这种失配时，从RF脉冲发生器106发送的电磁波在 该界面处被部分反射，并且该反射的能量通过天线馈电而向后传播。

双定向耦合器RF开关223可以防止反射的RF能量传播回放大器226， 并且可以使该反射的RF信号衰减，继而将衰减后的信号作为反向功率信号 发送至反馈子系统212。反馈子系统212能够将该高频AC信号转换为DC 电平，其可以被采样并被发送至控制器子系统214。之后，控制器子系统 214能够计算反向功率信号的幅度与正向功率信号的幅度之比。反向功率信 号的幅度与正向功率的幅度水平之比可以指示阻抗失配的严重程度。

为了感测阻抗失配状况，控制器子系统214能够实时测量反射功率比， 并且根据该测量结果的预设阈值，控制器子系统214能够修改由RF脉冲发 生器106生成的RF功率的电平。例如，对于中等程度的反射功率，行动的 过程可以是控制器子系统214提高发送至TX天线110的RF功率的幅度， 如对略微偏离最佳情况但仍可接受的TX天线与身体的耦合做出补偿所需 的。对于较高的反射功率比，行动的过程可以是防止RF脉冲发生器106工 作，并设置故障代码以指示TX天线110与身体的耦合很差或者没有耦合。 该类型的反射功率故障状况还可能由与TX天线的不良的或断开的连接而 生成。在任一种情况下，可能希望的是在反射功率比超过定义的阈值时停 止RF传输，因为内部反射的功率可能造成不希望出现的对内部部件的加 热，该故障状况意味着系统不能向植入式无线刺激装置输送足够的功率，因而不能向用户提供治疗。

无线刺激器装置114的控制器242可以通过天线238发射信息信号， 例如遥测信号，以在其接收周期期间与RF脉冲发生器模块106通信。例如， 在晶体管电路的用于启用或禁用产生对应RF突发脉冲的波形的接通和关 断状态期间，其中该对应RF突发脉冲是发射至外部(或远程植入式)脉冲 发生器模块106所必需的，来自无线刺激器装置114的遥测信号可以耦合 至偶极子天线238上的经调制的信号。天线238可以连接至与组织接触的 电极254，以为所发射的信号提供返回通路。可以使用A/D(未示出)转换 器将所存储的数据转换成能够从无线刺激器装置114的内部天线238在脉 冲调制信号上发射的串行化模式。

来自植入式无线刺激器装置114的遥测信号可以包括刺激参数，例如 从电极输送至组织的功率或电流的幅度。反馈信号可以被发射至RF脉冲发 生器模块116，以通过将信号耦合至向外部(或远程植入式)RF脉冲发生 器模块106辐射遥测信号的植入式RX天线238而指示神经束处的刺激强 度。反馈信号可以包括模拟和数字遥测脉冲调制的载波信号中的任一者或 两者。可以将诸如刺激脉冲参数和刺激器性能的所测量的特性等数据存储 到植入式刺激器装置114内的内部存储器装置中，并在遥测信号上发送该 数据。载波信号的频率可以在300MHz到8GHz的范围内(优选在大约 700MHz和5.8GHz之间，并且更优选在大约800MHz和1.3GHz之间)。

在反馈子系统212中，可以使用解调器222对遥测信号进行向下调制 (downmodulate)，并通过经由模数(A/D)转换器220进行处理来将遥 测信号数字化。之后，可以将数字遥测信号发送至具有嵌入代码的CPU 230， 以借助于重新编程选项基于接收到的信号的幅度将该信号转化成组织中的 对应电流测量结果。控制器子系统214的CPU 230可以将所报告的刺激参 数与本地存储器228中保存的那些参数进行比较，以验证无线刺激器装置114向组织输送了指定的刺激。例如，如果无线刺激装置报告了低于指定值 的电流，那么可以提高来自RF脉冲发生器模块106的功率电平，从而使植 入式无线刺激器装置114将具有更多的可用于刺激的功率。植入式无线刺 激器装置114可以实时地以(例如)8K比特/秒的速率生成遥测数据。从植 入式刺激器装置114接收的所有反馈数据都可以尽快地被记录下来，并且 被采样以进行存储，以用于由医疗保健专业人员可访问的远程监测系统进 行检索，以进行趋势和统计相关分析。

内部天线接收到的远程可编程RF信号序列可以被调节成在可植入无 线刺激器装置114内受到控制子系统242控制并被发送至放置在接近要刺 激的组织处的适当电极254的波形。例如，可以通过RX天线238接收由 RF脉冲发生器模块106发射的RF信号，并通过植入式无线刺激器装置114 内的电路(例如波形调节电路240)对该RF信号进行处理，以将其转换成 通过电极接口252施加至电极254的电脉冲。在一些实施方式中，植入式 无线刺激器装置114包含两个到十六个电极254。

波形调节电路240可以包括整流器244，其对通过RX天线238接收到 的信号进行整流。可以将经整流的信号馈送至控制器242，以接收来自RF 脉冲发生器模块106的经编码的指令。还可以将整流器信号馈送至电荷平 衡部件246，其被配置为创建一个或多个电脉冲，使得所述一个或多个电脉 冲在一个或多个电极处产生基本为零的净电荷(即，所述脉冲是电荷平衡 的)。电荷平衡脉冲通过电流限制器248被传送至电极接口252，电极接口 252视情况将所述脉冲施加至电极254。

电流限制器248确保施加至电极254的脉冲的电流电平不超过阈值电 流电平。在一些实施方式中，接收到的RF脉冲的幅度(例如，电流电平、 电压电平或功率电平)直接确定刺激的幅度。在该情况下，包括用于防止 通过电极输送过多的电流或电荷的电流限制器248可能尤为有利，尽管在 非此情况的其他实施方式中也可以使用电流限制器248。一般而言，对于具 有几平方毫米表面积的给定电极而言，应当出于安全的考虑限制每一相的 电荷(其中，通过刺激相输送的电荷是电流的积分)。但是，在一些情况 下，可以反而对电流施加限制，其中，最大电流乘以最大可能脉冲持续时 间小于等于最大安全电荷。更一般而言，限制器248充当电荷限制器，其 限制电脉冲的特征(例如，电流或持续时间)，从而使每一相的电荷保持 低于阈值水平(通常为安全电荷限度)。

假设植入式无线刺激器装置114接收到足以生成会超过预定安全电荷 限度的刺激的RF功率的“强”脉冲，那么电流限制器248能够自动限制或者 “削减”刺激相，以使该相的总电荷维持在安全限度内。电流限制器248可以 是无源电流限制部件，一旦达到安全电流限度(阈值电流电平)，该部件 就切断通往电极254的信号。替代地或此外，电流限制器248可以与电极 接口252通信，以关断所有电极254，从而防止组织破坏电流电平。

削减事件可以触发电流限制器反馈控制模式。削减行动可以使控制器 向脉冲发生器106发送阈值功率数据信号。反馈子系统212检测阈值功率 信号，并将该信号解调为被传达至控制器子系统214的数据。控制器子系 统214算法可以通过专门降低由RF脉冲发生器生成的RF功率或者完全切 断供电而对该电流限制状况起作用。通过这种方式，如果植入式无线刺激 器装置114报告其正在接收过多的RF功率，那么脉冲发生器106能够降低 输送给身体的RF功率。

刺激器205的控制器250可以与电极接口252通信，以控制电极设置 和施加至电极254的脉冲的各个方面。电极接口252可以充当多路复用并 控制电极254中的每者的极性和切换。例如，在一些实施方式中，无线刺 激器106具有与组织接触的多个电极254，对于给定刺激而言，RF脉冲发 生器模块106能够通过与参数指令一起无线发送的分配的通信(控制器250 用于视情况对电极接口252进行设置)任意地将一个或多个电极分配为：1) 充当刺激电极，2)充当返回电极，或者3)不起作用。从生理学的角度来 讲可能有利的是，将(例如)一个或两个电极分配作为刺激电极，将所有 其余电极分配作为返回电极。

而且，在一些实施方式中，对于给定刺激脉冲而言，控制器250可以 控制电极接口252，以将电流任意分配在指定的刺激电极之间(或根据来自 脉冲发生器模块106的指令)。对电极分配的这种控制和电流控制可以是 有利的，因为在实践中，电极254可以是沿各种神经结构空间分布的，并 且通过对刺激电极位置和为每一位置指定的电流的比例的战略选择，能够 对组织中的累积电流分布进行修改，以有选择地激活特定的神经目标。该 电流导引策略能够改善患者的治疗效果。

在另一种实施方式中，可以对刺激的时间过程进行任意操纵。给定刺 激波形可以在时刻T_start启动并在时刻T_final结束，并且可以使该时间过 程跨所有的刺激和返回电极是同步的；此外，该刺激周期的重复频率可以 对于所有电极是同步的。然而，控制器250能够独立地或者响应于来自脉 冲发生器106的指令控制电极接口252，以指定用于以非同步的开始和停止 时间输送刺激波形的电极的一个或多个子集，并且每一个刺激周期的重复 频率都可以被任意且独立地规定。

例如，具有八个电极的刺激器可以被配置为具有由五个电极构成的被 称为集合A的子集以及由三个电极构成的被称为集合B的子集。集合A可 以被配置为使用其中的两个电极作为刺激电极，其余的作为返回电极。集 合B可以被配置为只有一个刺激电极。之后，控制器250可以规定集合A 在200us的持续时间内输送具有3mA的电流的刺激相，随后是400us的电 荷平衡相。可以将该刺激周期规定为以60周期/秒的速率重复。之后，对于 集合B而言，控制器250可以规定在500us的持续时间内具有1mA电流的 刺激相，随后是800us的电荷平衡相。可以独立于集合A设置集合B的刺 激周期的重复速率，例如，可以将其规定为25周期/秒。或者，如果控制器 250曾被配置为使集合B的重复速率与集合A的重复率匹配，那么对于这 种情况，控制器250能够将刺激周期的相对起始时间规定为在时间上一致 或者相对于彼此任意地偏移一定延迟间隔。

在一些实施方式中，控制器250能够任意地设定刺激波形幅度的形状， 并且可以响应于来自脉冲发生器106的指令这样做。可以通过恒流源或者 恒压源来输送刺激相，并且这种类型的控制可以生成静态的特征波形，例 如，恒流源生成特征矩形脉冲，其中电流波形具有非常陡峭的上升，在刺 激的持续期间具有恒定幅度，之后非常陡峭地返回至基线。替代地或此外， 控制器250能够在刺激相期间或者电荷平衡相期间的任何时间提高或者降 低电流的电平。于是，在一些实施方式中，控制器250能够输送任意形状 的刺激波形，例如三角形脉冲、正弦脉冲或者高斯脉冲。类似地，能够对 电荷平衡相进行任意的幅度塑形，并且类似地也可以对引导阳极脉冲(在 刺激相之前)进行幅度塑形。

如上所述，无线刺激器装置114可以包括电荷平衡部件246。一般而言， 对于恒流刺激脉冲而言，应当通过使阴极电流的量等于阳极电流的量而使 脉冲达到电荷平衡，这通常被称为双相刺激。电荷密度是电流乘以电流施 加的持续时间得到的量，其通常以单位uC/cm²表示。为了避免不可逆的电 化学反应，例如pH变化、电极溶解以及组织破坏，不应在电极-电解质界 面处出现净电荷，并且电荷密度低于30uC/cm²一般是可接受的。双相刺激电流脉冲确保在每一刺激周期和电化学过程之后不会在电极处出现净电 荷，对双相刺激电流脉冲进行平衡，以防止出现净直流电流。无线刺激器 装置114可以被设计为确保所产生的刺激波形具有净零电荷。电荷平衡刺 激被认为通过减少或者消除在电极-组织界面处创建的电化学反应产物而对 组织具有最低的破坏作用。

刺激脉冲可以具有负电压或电流，其被称为波形的阴极相。刺激电极 可以在刺激周期期间的不同时间具有阴极相和阳极相二者。输送具有足以 刺激相邻神经组织的幅度的负电流的电极被称为“刺激电极”。在刺激相期 间，刺激电极充当电流吸收器。一个或多个额外的电极充当电流源，并且 这些电极被称为“返回电极”。返回电极被放置到组织内的别处，与刺激电极 相隔一定距离。当在刺激电极处向组织输送典型的负刺激相时，返回电极 具有正刺激相。在后续的电荷平衡相期间，使每一电极的极性反转。

在一些实施方式中，电荷平衡部件246在刺激器电路内生成刺激的点 和向组织输送刺激的点之间使用与刺激电极和身体组织电串联放置的阻塞 电容器。通过这种方式，可以形成电阻器-电容器(RC)网络。在多电极刺 激器中，可以对每一电极使用一个电荷平衡电容器或者可以在电极选择点 之前在刺激器电路内使用集中式电容器。RC网络能够阻挡直流电流(DC)， 但是其还能防止低频交流电流(AC)传送至组织。串联RC网络实质上阻 挡低于某一频率的信号，通常将该频率称为截止频率，在一个实施例中， 刺激器系统的设计可以确保截止频率不超过刺激波形的基频。在文中公开 的该实施例中，无线刺激器所具有的电荷平衡电容器的值可以是根据各电 极的测量的串联电阻以及刺激器被植入的组织环境而选择的。通过选择特 定电容值，该实施例中的RC网络的截止频率处于刺激脉冲的基频或者低于 基频。

在其他实施方式中，可以将截止频率选择为处于刺激的基频或者高于 基频，在该情境下，在电荷平衡电容器之前创建的被称为驱动波形的刺激 波形可以被设计为非固定，其中，在驱动脉冲的持续期间改变驱动波形的 包络。例如，在一个实施例中，将驱动波形的初始幅度设置为初始幅度Vi， 并且在该脉冲的持续期间增大幅度直到其达到最终值k*Vi为止。通过随时 间改变驱动波形的幅度，修改了通过电荷平衡电容器的刺激波形的形状。可以通过这种方式修改刺激波形的形状，以创建在生理学上有利的刺激。

在一些实施方式中，无线刺激器装置114可以创建遵循由接收偶极子 天线238接收的RF脉冲的包络的驱动波形包络。在这种情况下，RF脉冲 发生器模块106能够直接控制无线刺激器装置114内的驱动波形的包络， 因而在刺激器本身内部不需要任何能量存储。在该实施方式中，刺激器电 路可以修改驱动波形的包络，并且可以将其直接传送给电荷平衡电容器和/ 或电极选择级。

在一些实施方式中，植入式无线刺激器装置114可以向电荷平衡电容 器输送单相驱动波形，或者其可以输送多相驱动波形。就单相驱动波形(例 如，负的进行中的矩形脉冲)而言，该脉冲包括生理刺激相，并且在该相 期间使电荷平衡电容器极化(对其充电)。在完成了驱动脉冲之后，通过 电荷平衡电容器的被动放电而单独执行电荷平衡功能，其中，所述电荷平 衡电容器使其电荷通过组织消散，所述电荷相对于前面的刺激具有相反极性。在一种实施方式中，刺激器内的电阻器促进了电荷平衡电容器的放电。 在一些实施方式中，使用被动放电相，该电容器可以允许在下一刺激脉冲 开始之前几乎完全放电。

就多相驱动波形而言，无线刺激器可以执行内部切换，以将负的进行 中的或者正的进行中的脉冲(相)传送至电荷平衡电容器。可以按照任何 顺序、以变化的幅度和波形形状输送这些脉冲，以实现预期的生理效果。 例如，刺激相之后可以跟随者有源驱动电荷平衡相，和/或可以使相反相居 于刺激相之先。在具有相反极性的相的刺激之前，能够(例如)具有降低 使组织兴奋所需的刺激相的幅度的优点。

在一些实施方式中，通过来自RF脉冲发生器模块106的RF脉冲的幅 度和定时来控制刺激相和电荷平衡相的幅度和定时，换言之，可以通过无 线刺激器装置114的板载电路(例如，控制器250)对该控制进行内部管理。 就板载控制而言，可以通过从脉冲发生器模块106输送的数据命令对幅度 和定时进行规定或修改。

图3是示出无线神经刺激系统的操作的示例的流程图。在块302中， 将无线刺激器装置114植入到神经束附近，并耦合至由TX天线110产生的 电场。也就是说，通过使TX天线110与无线刺激器装置114的植入式RX 天线238电辐射耦合的方式放置脉冲发生器模块106和TX天线110(例如， 接近于患者)。在某些实施方式中，天线110和RF脉冲发生器106两者均位于皮下。在其他实施方式中，天线110和RF脉冲发生器106位于患者身 体外。在该情况下，TX天线110可以直接耦合至患者的皮肤。

来自RF脉冲发生器的能量从天线110通过组织辐射至植入式无线刺激 器装置114，如块304中所示。在块301中，可以通过患者/临床医生参数 输入来控制所辐射的能量。在一些情况下，能够由对块301中的至系统的 参数输入进行调整的患者或临床医生按照开环方式对参数设置进行调整。

植入式无线刺激器装置114使用接收到的能量生成要通过电极238施 加至神经组织的电脉冲。例如，无线刺激器装置114可以包含这样的电路， 其对接收到的RF能量进行整流并对波形进行调节，以使被输送到电极以用 于对目标神经或组织进行刺激的能量达到电荷平衡，如块306中所示。植 入式无线刺激器装置114通过使用天线238发送遥测信号而与脉冲发生器106通信，如块308中所示。遥测信号可以包含有关施加至电极的电脉冲的 参数的信息，例如电极的阻抗、是否已经达到了安全电流限度或者从电极 提供给组织的电流的幅度。

在块310中，RF脉冲发生器106检测接收到的遥测信号，并分别使用 放大器226、滤波器224和解调器222对接收到的遥测信号进行放大、滤波 和调制。之后，A/D转换器230使产生的模拟信号数字化，如312中所示。 数字遥测信号被发送至CPU 230，其基于数字遥测信号来判断发送至无线 刺激器装置114的信号的参数是否需要被调整。例如，在块314中，CPU 230 将数字信号的信息与查找表进行比较，这可以指示刺激参数的适当改变。 例如，所指示的改变可以是施加至电极的脉冲的电流电平的改变。作为结 果，CPU可以改变发送至无线刺激器装置114的信号的输出功率，以调整 由电极254施加的电流，如块316中所示。

因而，例如，CPU 230可以每个周期调整发送至无线刺激器装置114 的信号的参数，以使之与由患者编程的预期电流幅度设置匹配，如块318 中所示。可以按照遥测数据的8K比特/秒的速率对刺激器系统的状态进行 实时采样。可以尽快地保持从无线刺激器装置114接收的所有反馈数据， 并且每分钟对反馈数据进行采样以进行存储，以供下载或者上载到保健专 业人员可访问的远程监测系统以进行块318中的趋势和统计相关分析。如 果以开环方式工作，那么刺激器系统操作可以被减少到只有块302、304、 306和308中所示的功能要素，并且患者使用其判断而不是来自植入式装置 的闭环反馈来调整参数设置。

图4是示出无线刺激器装置114的示例的电路图。该示例包含成对的 电极，包括阴极电极408和阳极电极410，如图所示。在被通电时，被充电 的电极在组织内创建电流密度的容积传导场。在该实施方式中，通过偶极 子天线238接收无线能量。至少四个二极管被连接到一起，以形成附接至 偶极子天线238的全波桥式整流器402。每一个在长度上高达100微米的二 极管使用结电势来防止从阴极至阳极的负电流流动在所述电流不超过反向 阈值时通过该装置。对于经由无线功率通过组织发射的神经刺激，损耗材 料的固有的低效率可能带来低阈值电压。在该实施方式中，零偏压二极管 整流器造成装置的低输出阻抗。跨桥式整流器的输出节点放置电阻器404 和平滑电容器406，以将电极放电至桥阳极的地。整流桥402包括两个由二 极管对构成的分支，所述二极管对将阳极连接到阳极并且然后将阴极连接 到阴极。电极408和410连接至电荷平衡电路246的输出。

图5是无线刺激器装置114的另一示例的电路图。图5所示的示例包 括多电极控制，并且可以采用全闭环控制。无线刺激装置包括电极阵列254， 其中，电极的极性可以被分配为阴极或阳极，并且对于电极阵列254，可以 替代地不以任何能量对电极供电。在被通电时，充电的电极在组织内创建 电流密度的容积传导场。在该实施方式中，由装置通过偶极子天线238接 收无线能量。通过板载控制器电路242控制电极阵列254，控制器电路242向电极接口252发送适当的位信息，以设置阵列中的每个电极的极性以及 对每个个体电极的供电。不对特定电极供电会将该电极设置在功能关闭位 置。在另一实施方式(未示出)中，还通过控制器242控制发送到每个电 极的电流的量。被示为控制器输出的控制器电流、极性和供电状态参数数 据被发送回到天线238，以用于遥测传输回到脉冲发生器模块106。控制器 242还包括电流监测功能，并且对位寄存器计数器进行设置，从而能够将汲 取的总电流的状态发送回脉冲发生器模块106。

可以将至少四个二极管连接到一起，以形成附接至偶极子天线238的 全波桥式整流器302。每个在长度上高达100微米的二极管使用结电势来防 止从阴极至阳极的负电流流动在所述电流不超过反向阈值时通过该装置。 对于经由无线功率通过组织发射的神经刺激，损耗材料固有的低效率可能 带来低阈值电压。在该实施方式中，零偏压二极管整流器造成装置的低输 出阻抗。跨桥式整流器的输出节点放置电阻器404和平滑电容器406，以将 电极放电至桥阳极的地。整流桥402可以包括两个由二极管对构成的分支， 所述二极管对将阳极连接到阳极并且然后将阴极连接到阴极。电极极性输 出，即阴极408和阳极410两者连接至通过桥连接形成的输出。电荷平衡 电路246和电流限制电路248被放置为与输出串联。

图6是示出可植入无线刺激器装置600(例如，上文或者下文描述的装 置)的控制功能605和反馈功能630的示例的块图。示例性实施方式可以 是无线刺激器装置模块114，如上文联系图2所讨论的。控制功能605包括 用于电极的极性切换的功能610和用于通电复位的功能620。

例如，极性切换功能610可以采用极性路由开关网络向电极254分配 极性。对电极的极性分配可以是(例如)阴极(负极性)、阳极(正极性) 或者中性(关闭)极性之一。电极254的每者的极性分配信息可以被包含 在由可植入无线刺激器装置600通过Rx天线238从RF脉冲发生器模块106 接收的输入信号中。由于编程器模块102可以控制RF脉冲发生器模块106， 因而可以由程序员通过编程器模块102对电极254的极性进行远程控制， 如图2所示。

通电复位功能620可以在每次通电事件后立即使每个电极的极性分配 复位。如下文进一步详细描述的，该复位操作可以使RF脉冲发生器模块 106向可植入无线刺激器装置600发射极性分配信息。一旦极性分配信息被 可植入无线刺激器装置600接收到，极性分配信息就可以被存储到寄存器 堆或者其他短期存储器部件中。尔后，极性分配信息可以用于配置每个电 极的极性分配。如果响应于复位发射的极性分配信息对与通电事件之前相 同的极性状态进行编码，那么可以在每次通电事件之前和之后维持每个电 极的极性状态。

反馈功能630包括用于监测输送到电极254的功率的功能640以及用 于对电极254做出阻抗诊断的功能650。例如，输送功率功能640可以提供 对从电极254向易兴奋组织输送的功率的量进行编码的数据，并且组织阻 抗诊断功能650可以提供对组织阻抗的诊断信息进行编码的数据。组织阻 抗是当刺激电流正被释放在负电极和正电极之间时在负电极和正电极之间 看到的组织的电阻抗。

反馈功能630可以另外包括组织深度估计功能660，以提供指示来自脉 冲发生器模块(例如，RF脉冲发生器模块106)的输入射频(RF)信号在 抵达无线可植入刺激器装置600(例如，植入式无线刺激器装置114)内的 植入式天线(例如，RX天线238)之前已经穿透的总的组织深度。例如， 可以通过将接收到的输入信号的功率与由RF脉冲发生器106发射的RF脉 冲的功率进行比较而提供组织深度估计。接收到的输入信号的功率与由RF 脉冲发生器106发射的RF脉冲的功率之比可以指示由通过组织的波传播引 起的衰减。例如，如下文所述的二次谐波可以被RF脉冲发生器106接收并 与RF脉冲发生器发送的输入信号的功率一起用于确定组织深度。可以使用 所述衰减推断可植入无线刺激器装置600在皮肤下面的总深度。

如图1和图2所示，来自块640、650和660的数据可以被(例如)通 过Tx天线110发射至可植入RF脉冲发生器106。

如上文联系图1、图2、图4和图5讨论的，可植入无线刺激器装置600 可以利用整流电路将输入信号(具有处于大约300MHz到大约8GHz的范 围内的载波频率)转换为用于驱动电极254的直流(DC)功率。一些实施 方式可以提供对DC功率进行远程调节的能力。一些实施方式还可以向不同 的电极提供不同的功率量，如下文进一步详细讨论的。

图7是示出具有用于实施如上文联系图6讨论的控制和反馈功能的部 件的可植入无线刺激器装置700的示例的示意图。RX天线705接收输入信 号。RX天线705可以作为偶极子、微带、折叠偶极子或者除了线圈构造以 外的其他天线构造被嵌入，如上文所述。输入信号具有处于GHz的范围内 的载波频率，并且包含用于对无线可植入刺激器装置700供电以及用于向 电极254提供刺激脉冲的电能。一旦被天线705接收到，输入信号就被发 送至电源管理电路710。电源管理电路710被配置为对输入信号进行整流并 将其转换为DC电源。例如，电源管理电路710可以包括二极管整流桥，例 如图4中所示的二极管整流桥402。DC电源向刺激电路711和逻辑电源电 路713供电。整流可以利用电源管理电路710内的一个或多个全波二极管 桥式整流器。在一种实施方式中，可以跨桥式整流器的输出节点放置电阻 器，以将电极放电至桥阳极的地，如通过图7中的分流电阻器404所例示 的。

暂时转到图8，示出了极性路由开关网络800的示例的示意图。如上文 所讨论的，分别在输入1(块722)和输入2(块723)处接收阴极(-)能 量和阳极能量。极性路由开关网络800使其输出之一耦合至电极254中的 一个电极，电极254最少可以包括两个电极，最多可以包括十六个电极。 在该实施方式中示出了八个电极作为示例。

极性路由开关网络800被配置为将每个输出单独连接至输入1或输入2 之一，或者将输出与输入中的任一者断开。这将电极254中的每个个体电 极的极性选择为中性(关闭)、阴极(负)或阳极(正)之一。每个输出 耦合至对应的三态开关830，以设置输出的连接状态。每个三态开关由来自 选择输入850的位中的一者或多者来控制。在一些实施方式中，选择输入 850可以向每个三态开关分派多于一个位。例如，两个位可以对三态信息进 行编码。因而，极性路由开关装置800的每个输出的状态可以由对存储在 寄存器732中的位进行编码的信息来控制，所述位可以由从远程RF脉冲发 生器模块106接收的极性分配信息来设置，如下文进一步所述。

返回到图7，功率和阻抗感测电路可以用于确定输送到组织的功率和组 织的阻抗。例如，感测电阻器718可以放置为与阳极分支714串联连接。 电流感测电路719感测跨电阻器718的电流，并且电压感测电路720感测 跨电阻器的电压。测量的电流和电压可以对应于由电极施加至组织的实际 电流和电压。

如下文所述，测量的电流和电压可以作为反馈信息被提供给RF脉冲发 生器模块106。输送到组织的功率可以通过在输送到电极254的波形的持续 时间内对测量的电流和电压的乘积进行积分而确定。类似地，组织的阻抗 可以基于所测量的施加至电极的电压和施加至组织的电流而确定。也可以 使用替代的电路(未示出)来代替感测电阻器718，取决于特征的实施方式 以及阻抗和功率反馈二者是单独测量的还是合并测量的。

来自电流感测电路719和电压感测电路720的测量结果可以被发送至 电压控制振荡器(VCO)733或者能够从模拟信号源转换为用于调制的载波 信号的等效电路。VCO 733可以生成具有载波频率的数字信号。载波频率 可以基于诸如电压、电压的微分和功率等模拟测量结果而变化。VCO 733 还可以使用幅度调制或者相移键控以在载波频率下对反馈信息进行调制。 VCO或者等效电路一般可以被称为模拟控制载波调制器。调制器可以将对 感测到的电流或电压进行编码的信息发射回到RF脉冲发生器106。

天线725可以将处于(例如)GHz频率范围内的已调制信号发射回RF 脉冲发生器模块106。在一些实施例中，天线705和725可以是同一物理天 线。在其他实施例中，天线705和725可以是单独的物理天线。在单独天 线的实施例中，天线725可以在高于天线705的谐振频率的谐振频率下工 作，以向RF脉冲发生器模块106发送刺激反馈。在一些实施例中，天线725也可以在较高谐振频率下工作以接收对来自RF脉冲发生器模块106的 极性分配信息进行编码的数据。

天线725可以包括遥测天线725，其可以将接收到的数据(例如极性分 配信息)发送到刺激反馈电路730。经编码的极性分配信息可以处于GHz 范围内的频带上。接收到的数据可以被解调电路731解调，之后存储在寄 存器堆732中。寄存器堆732可以是易失性存储器。寄存器堆732可以是8 通道存储体，其能够存储(例如)用于要被分配极性的每个通道的数据的 几位。一些实施例可以没有寄存器堆，而一些实施例可以具有尺寸高达64 位的寄存器堆。可以将这些位所编码的信息作为极性选择信号发送至极性 路由开关网络721，如箭头734所指示的。所述位可以将极性路由开关网络 的每个输出的极性分配编码为+(正)、-(负)或0(中性)之一。每个输 出连接至一个电极并且通道设置确定了电极将被设置为阳极(正)、阴极 (负)还是关闭(中性)。

返回至电源管理电路710，在一些实施例中，接收到的能量的大约90％ 被发送至刺激电路711，并且接收到的能量的不到10％被发送至逻辑电源电 路713。逻辑电源电路713可以对用于极性和遥测的控制部件供电。在一些 实施方式中，然而，电源电路713不向电极提供用于刺激组织的实际功率。 在某些实施例中，离开逻辑电源电路713的能量被发送至电容器电路716， 以存储一定量的方便可用的能量。可以将电容器电路716中存储的电荷的 电压标示为Vdc。接下来，该存储的能量用于为通电复位电路716供电， 通电复位电路716被配置为在通电事件时发送复位信号。如果无线可植入 神经刺激器700损失了某一时间段(例如，在大约1毫秒到超过10毫秒的 范围内)的功率，那么寄存器堆732中的内容以及对极性路由开关网络721 的极性设置可以被置零。例如，在可植入无线刺激装置700变得与RF脉冲 发生器模块106较少对准时，可植入无线刺激装置700可能损失功率。通 电复位电路740可以使用该存储的能量提供复位信号，如箭头717所示。 该复位信号可以使刺激反馈电路730将功率的损失通知给RF脉冲发生器模 块106。例如，刺激反馈电路730可以向RF脉冲发生器模块106发射遥测 反馈信号作为电力中断的状态通知。可以响应于复位信号并在电力回到无 线刺激装置700上之后立即发射该遥测反馈信号。之后，RF脉冲发生器模 块106向可植入无线刺激装置发射一个或多个遥测包。遥测包包含极性分 配信息，所述极性分配信息可以被保存至寄存器堆732，并且可以被发送至 极性路由开关网络721。因而，可以从RF脉冲发生器模块106所发射的遥 测包中恢复寄存器堆732中的极性分配信息，并且可以基于极性分配信息 相应地更新极性路由开关网络721的每个输出的极性分配。

遥测天线725可以在比RX天线705的特征频率高的频率下将遥测反馈 信号发射回RF脉冲发生器模块106。在一种实施方式中，遥测天线725可 以具有增高谐振频率，其为RX天线705的特征频率的二次谐波。例如，可 以利用二次谐波发射有关电极接收到的功率的量的估计的功率反馈信息。 之后，RF脉冲发生器可以使用反馈信息确定对要由RF脉冲发生器106发 射的功率电平的调整。通过类似的方式，可以使用二次谐波能量检测组织 深度。可以通过(例如)RF脉冲发生器模块106上的被调谐至二次谐波的 外部天线来检测二次谐波传输。作为一般情况，电源管理电路710可以包 含整流电路，其为能够由输入信号生成谐波能量的非线性装置。获取这种 谐波能量来发射遥测反馈信号可以提高可植入无线刺激器装置700的效率。

图9A是作为利用可植入无线刺激器装置922的刺激系统的部分的微波 场刺激器(MFS)902的示例性实施方式的图。在该示例中，MFS 902处于 患者体外，并且可以放置在密切接近可植入无线刺激器装置922的位置处， 例如在3英尺内。RF脉冲发生器模块106可以是MFS 902的一种示例性实 施方式。MFS 902一般被称为控制器模块。可植入无线刺激器装置922为 无源装置。可植入无线刺激器装置922不具有其自身的独立电源，相反其 从由MFS902供电的TX天线所发射的传输信号接收功率以用于其操作。

在某些实施例中，MFS 902可以与编程器912通信。编程器912可以 是移动计算装置，例如，膝上型电脑、智能电话、平板电脑等。通信可以 是有线的，例如，使用USB或者火线电缆。通信还可以是无线的，例如其 利用由与编程器912内的主机蓝牙模块914通信的发射蓝牙模块904实施 的蓝牙协议。

此外，MFS 902可以通过经由耦合至放大器906的Tx天线907发射传 输信号而与无线刺激器装置922通信。传输信号可以通过皮肤和下层组织 传播，以抵达无线刺激器装置922的RX天线923处。在一些实施方式中， 无线刺激器装置922可以将遥测反馈信号发射回到微波场刺激器902。

微波场刺激器902可以包括被配置为管理与编程器912的通信并生成 输出信号的微控制器908。调制器909可以使用输出信号对RF载波信号进 行调制。载波信号的频率可以处于微波范围内，例如，从大约300MHz到 大约8GHz，优选从大约800MHz到1.3GHz。经调制的RF载波信号可以被 放大器906放大，以提供用于通过TX天线907传输至无线刺激器装置922的传输信号。

图9B是作为利用无线刺激器装置922的刺激系统的部分的微波场刺激 器902的实施方式的另一个示例的图。在该示例中，微波场刺激器902可 以被嵌入到患者体内，例如，皮下。嵌入的微波场刺激器902可以从分离 的远程无线电池充电器932接收功率。

可以在处于MHz或GHz范围内的频率下将功率从无线电池充电器932 发射至嵌入的微波场刺激器902。微波场刺激器902应被嵌入到皮下的非常 浅的深度(例如小于1cm)，并且可以使用替代的耦合方法通过本领域公 知的最有效率的方式将能量从无线电池充电器932转移至嵌入的MFS 902。

在一些实施例中，微波场刺激器902可以适于放置在脊柱的硬膜层处、 脊柱的硬脑膜上或附近、紧密靠近脊柱的组织中、位于脊髓背角附近的组 织中、背根神经中枢中、背根中的一者或多者中、脊柱纤维中、或者离开 脊柱的背柱的周围神经束中。

在该实施例中，微波场刺激器902应向同样嵌入在皮下的无源Tx天线 发射功率和参数信号，所述Tx天线应当耦合至无线刺激器装置922内的 RX天线。该实施例中所需的功率低得多，因为TX天线和RX天线已经处 于身体组织中，因而不需要穿过皮肤发射信号。

图10是示例性微波场刺激器902的详图。微波场刺激器902可以包括 微控制器908、遥测反馈模块1002和电源管理模块1004。微波场刺激器902 具有与编程器912以及与通信或遥测天线1006的双路通信方案。微波场刺 激器902通过TX天线1008发送输出功率和数据信号。

微控制器908可以包括存储装置1014、蓝牙接口1013、USB接口1012、 电源接口1011、模数转换器(ADC)1016和数模转换器(DAC)1015。存 储装置1014的实施方式可以包括非易失性存储器，例如静态电可擦可编程 只读存储器(SEEPROM)或NAND闪速存储器。存储装置1014可以存储 供微控制器908使用以使调制器909使用的输出信号同步的波形参数信息。 刺激波形可以包括多个脉冲。波形参数信息可以包括每个脉冲的形状、持 续时间、幅度以及脉冲重复频率。存储装置1014可以另外存储无线刺激器 装置922的每个电极的极性分配信息。蓝牙接口1013和USB接口1012分 别与蓝牙模块1004或者USB模块交互，以与编程器912通信。

通信天线1006和TX天线1008可以(例如)被配置成各种尺寸和外形 因子，包括但不限于贴片天线、缝隙天线或偶极子天线。TX天线1008除 了可以适于向可植入无源神经刺激器装置922发射功率之外，还可以向其 发射传输信号。如上文所述，调制器909可以使用微控制器908生成的输 出信号来提供用于创建已调制的RF载波信号的指令。RF载波信号可以被 放大器906放大，以生成传输信号。定向耦合器1009可以用于提供双路耦 合，从而使TX天线1008发射的传输信号流的正向功率和被反射的传输的 反向功率可以被遥测反馈模块1002的功率检测器1022拾取。在一些实施 方式中，单独的通信天线1006可以充当从无线刺激器装置922接收遥测反 馈信号的接收天线。在一些构造中，通信天线可以在比TX天线1008高的 频带下工作。例如，通信天线1006具有的特征频率可以是TX天线1008 的特征频率的二次谐波，如上文所讨论的。

在一些实施例中，微波场刺激器902可以另外包括遥测反馈模块902。 在一些实施方式中，遥测反馈模块1002可以直接耦合至通信天线1006，以 接收遥测反馈信号。功率检测器1022可以提供传输信号的正向功率和传输 信号的在传输期间被反射的部分的反向功率的读数。遥测信号、正向功率 读数和反向功率读数可以被低噪声放大器(LNA)1024放大，以供进一步 处理。例如，遥测模块902可以被配置为通过对遥测反馈信号进行解调而 对遥测反馈信号进行处理，以提取经编码的信息。这种经编码的信息可以 包括(例如)无线刺激器装置922的状态以及与无线刺激器装置922的特 定通道(电极)相关联的一个或多个电参数。基于经解码的信息，遥测反 馈模块1002可以用于计算无线刺激器装置922的预期工作特性。

MFS 902的一些实施例还可以包括电源管理模块1004。电源管理模块 1004可以管理MFS 902的各种电源。示例性电源包括但不限于锂离子电池 或者锂聚合物电池。电源管理模块1004可以提供几个工作模式，以节省电 池功率。示例性工作模式可以包括但不限于普通模式、低功率模式、睡眠 模式、深睡眠/休眠模式和关闭模式。普通模式提供对通往无线刺激器装置 922的传输信号和刺激的传输的调节。在普通模式下，接收并处理遥测反馈信号以如常地对刺激进行监测。低功率模式也提供对通往无线刺激装置的 电极的传输信号和刺激的传输的调节。然而，在该模式下，可以忽略遥测 反馈信号。更具体而言，对刺激功率进行编码的遥测反馈信号可以被忽略， 由此节约MFS 902的总功耗。在睡眠模式下，收发器和放大器906被关闭， 而微控制器保持其存储器中的最后保存的状态。在深睡眠/休眠模式下，收 发器和放大器906被关闭，而微控制器处于断电模式，但功率调节器被开 启。在关闭模式下，所有的收发器、微控制器和调节器都被关闭，以获得 零静态功率。

图11是微波场刺激器902向无线刺激器装置922发射极性设置信息的 示例性过程的流程图。极性分配信息存储在MFS 902的微控制器908内的 非易失性存储器1102中。极性分配信息可以是有具体代表性的 (representative-specific)，并且可以被选择为满足特定患者的具体需要。 基于针对特定患者选择的极性分配信息，微控制器908执行专用例程以向 电极阵列的每个电极分配极性。特定患者具有如上文所述的无线刺激装置。

在一些实施方式中，极性分配过程包括向无线刺激装置发送具有初始 通电部分以及随后的对极性分配进行编码的配置部分的信号。例如，通电 部分可以简单地包括RF载波信号。初始通电部分具有足以对无线刺激装置 通电并允许该装置复位到配置模式的持续时间。一旦处于配置模式，该装 置就读取配置部分中的编码信息，并如编码信息指示地设置电极的极性。

因而，在一些实施方式中，微控制器908接通调制器909，从而将未调 制的RF载波发送至无线刺激器装置1104。在设置的持续时间之后，微控 制器908自动启动发射对极性分配进行编码的信息。在这种情境下，微控 制器908在没有来自无线刺激装置的握手信号的情况下发射极性设置。由 于微波场刺激器902在紧密靠近无线刺激器装置922处工作，因而信号劣 化可能不会严重到足以准许使用握手信号来提高通信质量。

为了发射极性信息，微控制器908从非易失性存储器读取极性分配信 息并生成对极性信息进行编码的数字信号1106。对极性信息进行编码的数 字信号可以被转换为模拟信号，例如，通过数模(DAC)转换器1112。对 波形进行编码的模拟信号可以在调制器909处对载波信号进行调制，以生 成传输信号的配置部分(1114)。传输信号的该配置部分可以通过功率放 大器906放大，以生成将通过天线907发送的信号(1116)。尔后，将传 输信号的配置部分发射至无线刺激器装置922(1118)。

一旦配置部分被发射至无线刺激装置，微控制器908就启动传输信号 的刺激部分。与配置部分类似，微控制器908生成对刺激波形进行编码的 数字信号。使用DAC将数字信号转换为模拟信号。之后，使用模拟信号来 在调制器909处对载波信号进行调制，以生成传输信号的刺激部分。

在其他实施方式中，在微控制器908识别出了由神经刺激器发射的通 电复位信号之后，微控制器908启动极性分配协议。通电复位信号可以是 从由微控制器908从无线刺激器装置922接收的反馈信号中提取的。反馈 信号又称为握手信号，因为其提醒微波场刺激器902无线刺激器装置922 的就绪状态。在示例中，在于数字域中提取通电复位信号之前，可以将反 馈信号解调并且采样至数字域。

图12是示出微波场刺激器902接收并处理遥测反馈信号以对后续的传 输进行调整的过程的示例的流程图。

在一些实施方式中，微控制器908对遥测反馈模块1002进行轮询 (1212)。轮询是为了判断是否已经接收到遥测反馈信号(1214)。遥测 反馈信号可以包括MFS 902可以用来确定由无线刺激器装置922的电极所 利用的功耗的信息。该信息还可以用于确定MFS 902和无线刺激器装置922 的组合系统的工作特性，如将联系图13更详细讨论的。信息还可以被微波 场刺激器902记录，从而使患者的响应可以与随着时间的推移而接收的治 疗关联。该关联可以揭示患者对其最新接收的治疗的个体响应。

如果微控制器908判断遥测反馈模块1002尚未接收到遥测反馈信号， 那么微控制器908可以继续轮询(1212)。如果微控制器908判断遥测反 馈模块1002已经接收到遥测反馈信号，那么微控制器908可以提取遥测反 馈信号中包含的信息，以执行计算(1216)。可以通过在数字域中对遥测 反馈信号进行解调以及对已解调信号进行采样而执行提取。计算可以揭示 无线刺激器装置922的工作特性，包括(例如)与特定电极相关联的电压 或电流电平、特定电极的功耗和/或通过电极受到刺激的组织的阻抗。

尔后，在某些实施例中，微控制器908可以存储从遥测信号提取的信 息以及计算结果(1218)。可以在请求时通过编程器向用户提供所存储的 数据(1220)。用户可以是患者、医生或者制造商代表。数据可以存储在 非易失性存储器中，例如，存储在NAND闪速存储器或者EEPROM中。

在其他实施例中，可以由微控制器(908)触发1222电源管理方案。 在电源管理方案下，微控制器908可以判断是否要调整后续传输的参数 (1224)。所述参数可以是幅度或者刺激波形形状。在一种实施方式中， 可以基于示出通过电极施加至组织的幅度水平和对应功率之间的关系的查 找表来调整幅度水平。在一种实施方式中，波形形状可以被预扭曲，以补 偿微波场刺激器902和无线刺激器装置922的频率响应。所述参数还可以 是传输信号的载波频率。例如，传输信号的载波频率可以被修改，以提供 改善传输效率的精细调谐。

如果实施调整，则接下来发射的传输信号被相应地调整。如果不实施 调整，那么微控制器908可以返回进行针对遥测反馈信号对遥测反馈模块 1002进行轮询(1212)。

在其他实施方式中，替代对遥测反馈模块1002进行轮询，微控制器908 可以等待来自遥测反馈模块1002的中断请求。中断可以是软件中断，例如， 通过应用程序的异常处理程序。中断也可以是硬件中断，例如，硬件事件， 并且可以由底层操作系统的异常处理程序进行处理。

图13是无线刺激器装置922的功率、信号和控制流的示例性实施方式 的示意图。DC源1302在RF功率斜升时，在传输信号的初始通电部分期间 从在无线刺激器装置922处接收到的传输信号获得能量。在一种实施方式 中，整流器可以对接收到的通电部分整流，以生成DC源1302，并且电容 器1304可以在初始部分期间存储来自整流信号的电荷。在存储的电荷达到 某一电压(例如，足以或者近乎足以对无线刺激器装置922的操作供电的 电压)时，通电复位电路1306可以被触发，以发送对神经刺激器的部件进 行复位的通电复位信号。通电复位信号可以被发送至电路1308，以对例如 数字寄存器、数字开关、数字逻辑或者诸如发射和接收逻辑1310的其他数 字部件进行复位。数字部件还可以与控制模块1312相关联。例如，控制模 块1312可以包括电极控制252、寄存器堆732等。通电复位可以对数字逻辑复位，以使电路1308从已知的初始状态开始工作。

在一些实施方式中，通电复位信号可以随后使FPGA电路1308将通电 复位遥测信号发射回到MFS 902，以指示可植入无线刺激器装置922准备 好接收传输信号的包含极性分配信息的配置部分。例如，控制模块1312可 以向RX/TX模块1310发信号，以将通电复位遥测信号发送至遥测天线 1332，以用于传输至MFS 902。

在其他实施方式中，不提供通电复位遥测信号。如上所述，由于MFS 902 和可植入无源刺激器装置922之间的接近度，由传播损耗引起的信号劣化 可能不会严重到足以准许响应于传输信号而实施来自可植入无源刺激器装 置922的握手信号。此外，可植入无源神经刺激器装置922的工作效率可 以是不利于实施握手信号的另一因素。

一旦FPGA电路1308已经被复位到初始状态，FPGA电路1308就转变 到被配置为读取在配置状态期间在接收到的传输信号上进行编码的极性分 配的配置模式。在一些实施方式中，传输信号的配置部分可以通过RX天线 1334抵达无线刺激装置。接收到的传输信号可以提供AC源1314。AC源 1314可以处于传输信号的载波频率上，例如，从大约300MHz到大约8GHz。

尔后，控制模块1312可以读取极性分配信息，并且根据接收到的传输 信号的配置部分中的极性分配信息通过模拟复用控制1316来设置每个电极 的极性。电极接口252可以是模拟复用控制1316的一个示例，其可以向可 植入无线刺激器装置922的相应电极提供通道。

一旦通过模拟复用控制1316设置了每个电极的极性，可植入无线刺激 器装置922就准备好接收刺激波形。一些实施方式可以不采用握手信号指 示无线刺激器装置922已经准备好接收刺激波形。相反，传输信号可以自 动从配置部分转变至刺激部分。在其他实施方式中，可植入无线刺激器装 置922可以提供握手信号，以通知MFS 902可植入无线刺激器装置922已 经准备好接收传输信号的刺激部分。如果实施握手信号的话，握手信号可 以由RX/TX模块1310提供并通过遥测天线1332来发射。

在一些实施方式中，传输信号的刺激部分还可以通过RX天线1334抵 达可植入无线刺激装置。接收到的传输信号可以提供AC源1314。AC源 1314可以处于传输信号的载波频率上，例如，从大约300MHz到大约8GHz。 可以根据上文的讨论对刺激部分进行整流和调节，以提供提取的刺激波形。 提取的刺激波形可以被施加至可植入无线刺激器装置922的每个电极。在 一些实施例中，刺激波形的施加可以是同时发生的，即，同时施加至各电 极。如上讨论的，已经根据对应通道的极性设置设置了每个电极的极性， 并且已经向各电极施加了刺激波形。

在一些实施方式中，模拟复用控制1316的每个通道连接至对应的电极， 并且可以具有串联放置的参考电阻器。例如，图13示出了与匹配通道串联 连接的参考电阻器1322、1324、1326和1328。模拟复用控制1316可以额 外包括被放置到单独且接地的通道中的校准电阻器1320。校准电阻器1320 与特定通道上的给定电极并联。参考电阻器1322、1324、1326和1328以 及校准电阻器1320也可以被称为感测电阻器718。这些电阻器可以感测给 定通道中的电参数，如下文讨论的。

在一些配置中，模拟控制载波调制器可以接收用于确定应当生成的载 波频率的差分电压。生成的载波频率可以与差分电压成比例。示例性模拟 控制载波调制器为VCO733。

在一种配置中，载波频率可以指示根据与预定且已知的电压的相对差 而测得的绝对电压。例如，差分电压可以是连接至正在测量的通道的参考 电阻器两端的电压与标准电压之间的差。差分电压可以是校准电阻器1320 两端的电压和标准电压之间的差。一个示例性标准电压可以是地。

在另一配置中，载波频率可以揭示给定通道的阻抗特征。例如，差分 电压可以是连接至正在测量的通道的电极处的电压与串联的参考电阻器两 端的电压之间的差。由于串联的原因，参考电阻器两端的电压与电极处的 电压的比较将指示相对于参考电阻器的阻抗的受到刺激的下层组织的阻 抗。由于参考电阻器的阻抗是已知的，因而可以基于所得到的载波频率来 推断出受到刺激的下层组织的阻抗。

例如，差分电压可以是校准电阻器处的电压与参考电阻器两端的电压 之间的差。由于校准电阻器与给定通道并联放置，因而校准电阻器处的电 压与给定通道处的电压大体上相同。由于参考电阻器与给定通道串联连接， 因而参考电阻器处的电压是跨给定通道的电压的一部分。因而，校准电阻 器处的电压与参考电阻器两端的电压之间的差对应于电极处的电压降。因 而，可以基于电压差而推断出电极处的电压。

在又一配置中，载波频率可以提供对电流的读取。例如，如果已经测 量了参考电阻器1322上的电压，如上文所讨论的，则可以通过将测得的电 压除以参考电阻器1322的阻抗而推断出流经参考电阻器和对应通道的电 流。

根据上文具体公开的示例可以存在很多种变化。各示例及其变型可以 同时感测一个或多个电参数，并且可以使用同时感测的电参数来驱动模拟 控制调制器装置。所得到的载波频率随着同时产生的测量结果的差异而变 化。遥测反馈信号可以包括在所得到的载波频率处的信号。

MFS 902可以通过在固定频率下解调而确定载波频率变化并测量由载 波频率变化引起的相移累积。一般而言，所得到的载波频率下的RF波的几 个周期就可能足以解出下层载波频率变化。所确定的变化可以指示可植入 无线刺激器装置922的工作特性。工作特性可以包括阻抗、功率、电压、 电流等。工作特性可以与个体通道相关联。因此，感测和载波频率调制可 以是具有通道特异性的，并且可以在给定时刻施加到一个通道。因此，遥 测反馈信号可以被可植入无线刺激器装置922的各个通道时间共享。

在一种配置中，控制器模块1312可以使用模拟MUX 1318选择时间共 享方案中的特定通道。特定通道的(例如)采用载波频率调制的形式的感 测信息可以被发送至RX/TX模块1310。尔后，RX/TX模块1310通过遥测 天线1332将对特定通道的感测信息进行编码的遥测反馈发射至MFS 902。

一些实施方式可以包括无线刺激器装置上的用于处理输入信号并且与 植入式电极对接的专用集成电路(ASIC)芯片。ASIC芯片可以耦合至天线， 以从外部控制器接收输入信号。ASIC芯片可以从接收到的输入信号获取 RF功率，以对ASIC芯片和电极供电。ASIC芯片还可以从接收到的输入信 号提取出极性设置信息，并使用这种信息来设置电极接口的极性。此外， ASIC芯片还可以从接收到的输入信号提取出波形参数，并使用这种信息创 建用于通过电极刺激易兴奋组织的电脉冲。具体而言，ASIC芯片可以包括 电流导引特征，以在保持紧凑的芯片尺寸的同时均匀地将电流镜像反射至 每个电极。

图14是用于可植入用途的ASIC芯片1400的示例的图。芯片1400可 以是利用高值电阻器、肖特基二极管和高电压晶体管基于0.6um双层多晶 硅工艺(double polyprocess)制作的。在一些实施方式中，芯片1400可以 被制造为具有0.5mm的宽度，以纳入(例如)18号针头中。在这些实施方 式中，芯片1400可以具有最高可达10比1的长宽比。芯片1400可以耦合 至(例如)四(4)个或者八(8)个向组织输送电脉冲的铂铱电极。

芯片1400包括RF到DC整流电路1402、逻辑控制电路1404和驱动电 路1406。RF到DC整流电路1402耦合至差分天线1412A和1412B。可以 在差分天线处接收RF输入信号并且然后对RF输入信号进行整流，以检测 其幅度。整流后的信号可以为芯片1400提供功率。尔后，逻辑控制电路1404 可以从经幅度检测的信号提取出波形参数。接下来，逻辑控制电路1404可 以根据所提取的波形参数并仅仅基于所提取的功率而生成电脉冲。然后可 以将生成的电脉冲提供给驱动电路1406，驱动电路1406包括电荷平衡电路 和电流镜电路。驱动电路1406耦合至电极接口1408A到1408H，每个电极 接口耦合至相应的电负载1409A到1409H。电脉冲接下来被输送至每个电 极，即，1410A到1410H。

在该图中，包括二极管桥电路1414以向从差分天线1412A和1412B 以差分形式接收到的输入信号提供全波整流。全波整流可以利用在差分天 线1412A和1412B处接收到的RF输入信号的正部分和负部分二者。

在一些实施方式中，差分构造中的偶极子天线可以嵌入到无线可植入 刺激器装置中。偶极子天线从置于患者身体外部的外部发射器接收功率、 串行通信和刺激波形。偶极子天线直接连接至嵌入可植入刺激器装置内的 柔性电路板，所述柔性电路板包含分立部件和芯片1400。芯片1400可以包 括无线串行命令接收器，该接收器具有高达八通道的复用功能。

整流可以为芯片1400的其余部分提供功率。在一些情况下，VDD电 路1418和接地电路1419耦合至电容器C1 1420，以提供存储的电荷。存储 的电荷一般可以为芯片1400供电。在一些实施方式中，可以使用二极管从 Vrect供应VDD逻辑电源。如果芯片1400是有源的并且电压VDD降至1.8V 以下，那么芯片1400可以进入“VDD低电压恢复”模式。在该状态下， 任何/所有的高侧驱动器都将被暂时重写至高阻抗状态(Hi-Z)，并且所有 的低侧驱动器都将为Hi-Z。一旦VDD返回至3.0V以上的状态并且处于运 行模式，那么驱动器将返回至其先前编程的状态。

来自整流电路1402的输出耦合至逻辑控制电路1404。如所示，逻辑控 制电路1404可以包括逻辑控制/状态机1422和定时器/振荡器1424。逻辑控 制/状态机1422可以耦合至通道选择器1426。

接收到的RF输入信号可以包含用于刺激组织的电脉冲的波形参数。接 收到的RF输入信号可以包含用于设置每个电极的接口的极性设置信息。

参考图15，示出了芯片1400的操作期间的序列图。具体地，脉冲序列 1500包括脉冲的段。每个段可以持续epoch时间(被示为T_epoch)。每个段 可以包括两个部分，即初始部分和接下来的刺激部分。更详细地，初始部 分是指获取在RF输入信号中包含的电功率并将电荷泵送至电容器C1 1420 的部分。初始部分可以持续被标示为Thigh的时段。初始部分可以被称为通 信初始化脉冲1502A和1502B。刺激部分对应于部分1504，并且可以包含 对电脉冲的波形参数以及电极接口的极性设置信息进行编码的串行消息。 在一些情况下，部分1504可以存在于序列1500的第一段中，其对电脉冲 和极性设置进行配置。在没有通电复位事件的情况下，一旦完成了初始化， 波形参数和极性设置的配置信息就可以是固定的。

芯片1400可以容许在供电突增之间嵌入串行消息。例如，发射器可以 通过发送2ms的“通信初始化脉冲”CIP(T_high)、然后是2ms时段的无功 率传输(T_msg-T_high)而启动串行通信消息。在该示例中，数据传输可以紧随 该2ms的延迟并在时刻T_msg开始。可以通过测量发射的数据流中的标题字 节的长度来执行位定时校准。

在一些实施方式中，串行数据可以使用基于IrDA SIR格式的格式。该 编码格式发送出要发送的位为“0”的脉冲。在将位设置为“1”的位时间期间 可以不发送脉冲。每个脉冲可以短到位时间的3/16，但是在必要的情况下 可以对该宽度予以调整。该格式可以需要更少的功率，因此能够允许串行 数据传输以更低的波特率工作。

在示例性串行数据通信中，可以将数据作为具有1起始和1停止位的 字节进行异步发射(例如，8-n-1格式与发射10位的RS-232携带相同的开 销，但是10位中仅有8位携带数据，而另外两位为协议开销)。LSB可以 是发射的第一数据位。这对于7字节的数据而言，总共发射总计70位。这 些位中10位是协议开销，并且这些位中的60位可用来携带数据。在该示 例中，字节之间没有额外的延迟，数据流是连续的。

在该示例中，串行波特率为19200。串行消息可以具有7字节的固定长 度，包括标题字节、五个有效负荷字节以及校验和字节。有效负荷字节一 般可以对每个电极接口的极性设置、用于每个电极的电极驱动器、每个电 极驱动器的幅度水平等进行编码。校验和字节一般有助于确保消息完整性。

标题字节用于识别数据消息的开始。在一些实施方式中，可以将其预 为值OxAA。在这些实施方式中，可以抛弃标题字节，直到接收到正确的 标题字节为止。标题还可以用于对由VDD上存储的无线能量供电的内部振 荡器进行校准。一些实施方式可以按照规律的(传输之间的104μs)间隔为 10位序列提供开-关-开-关-开-关-开-关-开-关的唯一结构作为定时标记。

在一些实施方式中，标题可以包括所选择的电极阵列的地址。例如， 字节1的位7可以是区分该消息所意指的两个可能电极阵列之一的引线地 址。电极阵列可以仅实施与其被分配的引线地址匹配的消息。如果通道A 的引线接收到旨在用于通道B的消息，那么状态机可以拒绝新消息，并保 持先前存储的寄存器内容。在该示例中，每个电极阵列可以具有地址0或1， 其可以由在引线制造期间的引脚捆扎(strapping)确定。

返回到图14，在一些实施方式中，AM检测器1416可以在接收到RF 功率时输出逻辑零。在一些实施方式中，对低电压数据信号的预放大或者 对高电压数据信号的限制可以扩展AM检测器1416的工作范围。因而将检 测到100mV或更大的信号。AM检测器1416可以对以19200波特发射的串 行流进行解码。AM检测器1416输入可以处于芯片1400的内部，并且具有 在高频(869-915MHz)下使用的特征。

AM检测器1416一般可以对在50mVpp到15Vpp电源电平(峰峰)之 间的标称范围内的经整流信号进行处理。AM检测器1416可以包括前置放 大器，以对较高摆幅信号箝位而没有输出塌落或者向下折叠。前置放大器 应当具有足够的增益和低偏移量，以解出100m Vpp数据信号。

AM检测器1416可以检测使用IrDA(SIR)格式化进行编码的串行数 据。串行数据接收器可以包括在AM检测器1416中，并且可以将数据从串 行格式转化成并行格式。串行数据接收器硬件的操作可以受到以数据率的 倍数运行的时钟信号的控制。在一些实施方式中，接收器能够测试每个时 钟脉冲上的输入信号的状态，以搜索起始位。如果明显起始位是有效的， 那么该位标志着新字符的开始。如果不是这样，则认为该位是假脉冲或电 源脉冲，并将其忽略。在等待额外的位时间后，再次对该线的状态进行采 样，并将得到的电平的时间记录到移位寄存器中。

在经过了字符长度的所需数量的位周期之后，使移位寄存器的内容可 用于接收系统。除了通信信号之外，串行数据接收器没有与发射器共享的 定时系统。

芯片1400上的串行数据接收器可以接收并缓冲七(7)个八位字。如 果校验和匹配成功，则字中包含的数据将被用于对接收器IC LMI927中的 控制寄存器编程。如果校验和匹配不成功，则将忽略数据，并且接收器将 继续侦听有效数据。如果接收到的字节不符合IrDA(SIR)构架参数，则 串行数据接收器将复位并准备接收新字。这将允许串行接收器在因接收到 假信号或者刺激功率脉冲而被错误地激活之后快速复位。如果任何个体字 节不符合定时参数，则串行数据接收器将不必等待完全接收所有的字。

芯片1400可以保持未配置状态(所有的高侧输出都是高Z，低侧输出 处于三极管模式)，直到接收到有效的串行数据组为止。值得注意的是， 在一些实施方式中，如果设置了装置锁位，则串行接收器可能不可以工作。

可以通过定时器/振荡器1424使逻辑控制/状态机1422同步。同步可以 使逻辑控制/状态机1422从部分1504中提取波形参数以及极性设置信息并 对其解码。之后，逻辑控制/状态机1422可以根据波形参数创建一个或多个 电脉冲。逻辑控制/状态机1422还可以根据所提取的极性设置信息来设置电 极接口1408A到1408H的极性。

逻辑控制/状态机1422的输出可以耦合至驱动电路1406，驱动电路1406 包括电荷平衡、分流电阻器和电流镜的特征。具体而言，驱动电路1406包 括被构造为将分流电阻器耦合至开关网络1432的分流电阻器控制器1430。 耦合能够通过延迟控制器1433增强默认电阻器1431。延迟控制器可以在电 脉冲结束时将对应的分流电阻器插入包括刺激电极的电路，以降低漏电流 的量。

一些实施方式可以并入可变分流电阻器，以控制刺激脉冲从DC阻塞电 阻器的放电。在这些实施方式中，初始串行命令包含针对分流电阻器的设 置值的指令。例如，操作者可以在四(4)个不同的设置之间进行选择。内 部分流被配置为使它们在刺激脉冲持续期间关闭，并在一个脉冲之后启用。

可以遵循电脉冲的施加而使电阻器的启用延迟。定时器用于延迟DC 阻塞电阻器的放电的开始。定时器可以在刺激脉冲持续期间被初始化，并 且其在刺激脉冲结束时开始其延迟。延迟具有固定的持续时间，并且可以 独立于刺激幅度、重复率和脉冲宽度。

在一些实施方式中，刺激电脉冲通过开关网络1432被输送至特定电极。 为了输送两种极性的电脉冲，开关网络耦合至电流源DAC 1434A和电流吸 收器DAC 1434B。如所示，电流源DAC 1434A包括7位动态范围，并且耦 合至整流电压Vrect 1417。在连接的电极的极性被设置为正的情况下，调用 电流源DAC 1434A。类似地，电流源DAC 1434A包括7位动态范围。在 连接的电极的极性被设置为负的情况下，调用电流吸收器DAC 1434B。电 流源DAC1434A和电流吸收器DAC 1434B互补。电流源DAC 1434A和电 流吸收器DAC 1434B两者均包括电流镜，电流镜可以用于产生一个装置(例 如，用于生成电压Vrect 1417的装置)中的电流的副本，这是通过在另一 装置(例如，电流源DAC 1434A或电流吸收器DAC 1434B)中复制该电流 而实现的。电流镜一般具有相对较高的输出电阻，其有助于使输出电流保 持恒定而不管负载状况如何。电流镜的另一特征是相对较低的输入电阻， 其有助于使输入电流保持恒定而不管驱动状况如何。

芯片1400可以包括监督通电复位(POR)电路，其被设计为使装置保 持复位，直到系统电压达到了适当电平并且稳定为止。POR电路还在电源 电压降到最低工作电平以下时作为电压不足状况的防护来工作。POR电路 设计使得其在复位和启用电平之间结合了适当的迟滞，从而避免启动涌入 电流在正常工作加电状况期间引起装置复位。在所有的功率波动状况下， 包括在高速瞬变和慢速率的变化电压状况下，POR电路根据需要执行，以 维持适当的芯片功能。如果需要，POR电路可以结合看门狗定时器tick事 件以确保芯片1400的正确操作。

如图14所示，每个电极接口耦合至相应的电容器1409A到1409H。这 些电容器被串联放置，以用于DC阻塞的目的。在将刺激电脉冲输送至电极 之前，电容器处于信号链中的最后。在一些实施方式中，每个电极处的标 称串行电容可以为3.0/μF。每个电容器依次耦合至8电极刺激器装置上的 相应的电极1410A到1410H。如所指出的，芯片1400可以耦合至8个电极 输出。每个电极输出可以被设置为灌电流(sourcing)、吸电流(sinking) 或者Hi-Z。

参考图16A，其示出了用于芯片1400的示例性数模电流镜。示例强调 了电流镜特征。一般而言，多个具有可单独寻址和控制的电流代码的DAC 将提高ASIC的寄存器空间和设计复杂度以及管芯面积。另一方面，所具有 的DAC比可用通道少可能需要库仑计数，以限制通过各个通道的电流。在 具有的DAC通道比电极少的情况下，通过各个电极的电流可能由于更少的 阻抗通道而提高。

在一些实施方式中，使用具有按比缩小的最低有效位(LSB)电流值的 单个电流导引DAC生成主偏置电流。在这些实施方式中，不会在电流镜中 浪费电流。在生成了主偏置电流之后，使用1:N的电流镜比将DAC电流镜 像反射至各个电极。这里，镜像反射至各个电极大体是指经由电流镜连接 至各个电极。可以基于电流导引DAC匹配要求而选择N。例如，N可以处 于10的范围内。各个电极的LSB尺寸可以是100uA。就7位而言，驱动电 流的全动态范围可以高达12.7mA。

图16A中所示的实施方式示出了具有跨八(8)个电极的镜像反射电流 源的双DAC方案。在1:1晶体管反射镜中，晶体管栅极1603A是晶体管栅 极1603B的复制。数模转换(DAC)电路1602A表示推送(push)DAC， 并且可以对应于电流吸收器。与此同时，DAC 1602B表示拉取(pull)DAC， 并且可以对应于电流源。逻辑上，DAC 1602A和DAC 1602B可以分别对应 于如图14所示的DAC 1434A和DAC 1434B。为了降低电流镜失配和浪费 的电流，将N侧电流吸收器DAC用于该应用。在该配置中，利用互补信号 启用各个通道。具体而言，通过互补晶体管1604A(用于CH0正)和1604B (用于CH0负)启用通道0。晶体管栅极1604A耦合至Vrect1417，而晶 体管栅极1604B则耦合至VDD 1418。电路1605表示通道0上的组织负载 以及DC阻塞电阻器。在一些实施方式中，通道0的组织负载除了可以包括 电阻分量之外还可以包括电容分量。类似地，互补晶体管1606A和1606B 分别表示用于驱动通道1的组织负载1607的正极性布置和负极性布置。该 实施方式描绘了8侧电流吸收器DAC配置，其中，针对与电极引线耦合的 8通道中的每个通道复制电流镜像反射。例如，通过互补晶体管1608A和1608以及组织负载1608表示通道7驱动布置，如图16A所示。值得注意 的是，在该N侧实施方式中，可以为电流吸收器中的每者配置三个状态， 即，受控(镜像反射)电流吸收器模式、切断装置(关闭模式)和作为三 极管模式开关的接通装置。如所示，每个通道还包括开启开关。例如，通 道0包括CH0_ON开关，而通道1和通道7则分别包括CH1_ON和CH7_ON 开关。

基于该模型，可以在制造ASIC芯片之前对各种电信号参数建模。在一 个示例中，将整流之后的刺激波形标记为Vstim，图16B示出了预期的Vstim 波形(通道1上)和RF输入信号(通道2上)。如所演示的，能够在设计 阶段期间模拟出大量的具体性能。

图17示出了上述实施方式中的波形的示例性定时。迹线1712示出了 在开关CH0_N上看到的经整流的RF输入信号的刺激部分，而迹线1714A示 出了在开关

上看到的波形，迹线1714B示出了在开关CH0_ON上看到 的波形。三极管模式的开启电阻可能不重要，因为其在反向放电期间开启， 并且在刺激模式期间不开启。

实施的电流导引(一个电流源和八个电流镜)可以限制每相的电荷， 从而可以在安全范围内施加用于实施刺激的电脉冲。在一些实施方式中， 外部发射器可以规定对脉冲宽度以及幅度的串行写入的电流电平的限制。 使用这些规定的(规定上限的)参数，避免了患者用户请求不安全的每相 电荷，因为患者用户只有有限的参数选择选项。在这些实施方式中，当在 经整流的RF输入信号中不存在刺激部分时，电流DAC可以不工作。

为了避免单个电极的灌电流或吸电流超过可接受的每相电荷，可以对 高侧和低侧二者使用电流控制方案。在电流导引刺激方案中，高侧是连接 至Vrect电压的单个电流源DAC，并且电流镜用于每一电极。低侧是电流 吸收器DAC。每个电流导引DAC可以包括7位转换器。由于LSB对应于 100μA，最大电流可以限制于每电极12.7mA。可以从Vrect导出DAC的主 电流参考。可以从Vrect得到下面的电流镜。可以在低侧上使用类似的方案 以防止单个电极吸收太多的电荷。

已经描述了若干实施方式。然而，应当理解可以做出各种修改。相应 地，其他实施方式也处于下述权利要求的范围内。

Claims (20)

1.一种用于受到无线供电的可植入装置的电路，所述可植入装置用于植入患者身体中，所述电路包括：

射频(RF)到直流(DC)整流电路，其适于耦合至所述受到无线供电的可植入装置上的一个或多个天线，所述整流电路被配置为：

对在所述一个或多个天线处并通过非电感耦合从外部控制器接收的输入RF信号进行整流；以及

从所述输入RF信号提取DC电能和配置数据；

逻辑控制电路，其连接至所述整流电路和驱动电路，所述逻辑控制电路被配置为：

仅仅使用所提取的DC电能生成用于所述驱动电路的电流；

根据所提取的配置数据，为每个电极设置极性状态信息；

适于耦合至一个或多个电极的所述驱动电路，所述驱动电路包括电流镜并且被配置为：

仅仅从所生成的电流将刺激电流经由所述电流镜导引至每个电极，以调节所述患者身体内的神经组织；以及

通电复位(PoR)电路，其用于保持每个电极的默认状态信息以及每个电极的所述刺激电流的默认参数，所述PoR电路被配置为通过上升沿来触发，并通过下降沿来关断。

2.根据权利要求1所述的电路，其中，所述驱动电路包括：电流源数模电路(DAC)和电流吸收器数模电路(DAC)，所述电流源DAC和所述电流吸收器DAC彼此互补，并且两者均适于经由所述电流镜连接至每个电极，其中，所述刺激电流是由电流镜比确定的，并且其中，所述配置数据包括所述电流镜比。

3.根据权利要求2所述的电路，其中，所述电流镜比与所述电极的数量匹配。

4.根据权利要求1所述的电路，其中，所述驱动电路包括被配置为控制每个电极的极性状态的开关组。

5.根据权利要求1所述的电路，其中，所述驱动电路包括：

可变分流电阻器，其适于在所述刺激电流刚刚结束时降低与之连接的所述电极上的纹波。

6.根据权利要求1所述的电路，还包括：用于使与所述电极中的每个电极耦合的电容器的放电的开始延迟的放电延迟定时器。

7.根据权利要求1所述的电路，还包括：一个或多个地址控制位，所述一个或多个地址控制位能够被配置作为由所提取的电能来无线供电的所述可植入装置的逻辑地址。

8.根据权利要求1所述的电路，其中，所述整流电路包括二极管桥。

9.根据权利要求1所述的电路，其中，所述整流电路适于耦合至所述受到无线供电的可植入装置上的差分天线。

10.根据权利要求1所述的电路，其中，所述整流电路包括：用于从所述输入信号提取电能和配置数据的幅度调制(AM)检测电路。

11.根据权利要求1所述的电路，其中，所述逻辑控制电路包括：基于所提取的配置数据来记录每个电极的状态信息的状态机，所述配置数据包括每个电极的极性设置。

12.根据权利要求1所述的电路，其中，所述逻辑控制电路还被配置为在所述输入RF信号的通信初始化脉冲期间设置每个电极的极性状态。

13.一种用于受到无线供电的可植入装置的系统，包括：

射频(RF)到直流(DC)整流电路，其适于耦合至所述受到无线供电的可植入装置上的一个或多个天线，所述整流电路被配置为：

对在所述一个或多个天线处并通过非电感耦合从外部控制器接收的输入RF信号进行整流；以及

从所述输入RF信号提取DC电能和配置数据；

逻辑控制电路，其连接至所述整流电路和驱动电路，所述逻辑控制电路被配置为：

仅仅使用所提取的DC电能生成用于所述驱动电路的电流；

根据所提取的配置数据，为每个电极设置极性状态信息；

适于耦合至一个或多个电极的所述驱动电路，所述驱动电路包括电流镜并且被配置为：

仅仅从所生成的电流将刺激电流经由所述电流镜导引至每个电极，以调节所述患者身体内的神经组织；以及

通电复位(PoR)电路，其用于保持每个电极的默认状态信息以及每个电极的所述刺激电流的默认参数，所述PoR电路被配置为通过上升沿来触发，并通过下降沿来关断。

14.根据权利要求13所述的系统，其中，所述驱动电路包括：电流源数模电路(DAC)和电流吸收器数模电路(DAC)，所述电流源DAC和所述电流吸收器DAC彼此互补，并且两者均适于经由所述电流镜连接至每个电极，其中，所述刺激电流是由电流镜比确定的，并且其中，所述配置数据包括所述电流镜比。

15.根据权利要求14所述的系统，其中，所述电流镜比与所述电极的数量匹配。

16.根据权利要求13所述的系统，其中，所述驱动电路包括被配置为控制每个电极的极性状态的开关组。

17.根据权利要求13所述的系统，其中，所述驱动电路包括：

可变分流电阻器，其适于在所述刺激电流刚刚结束时降低与之连接的所述电极上的纹波。

18.根据权利要求13所述的系统，还包括：用于使与所述电极中的每个电极耦合的电容器的放电的开始延迟的放电延迟定时器。

19.根据权利要求13所述的系统，还包括：一个或多个地址控制位，所述一个或多个地址控制位能够被配置作为由所提取的电能来无线供电的所述可植入装置的逻辑地址。

20.根据权利要求1所述的电路，其中：

所述整流电路被配置为：

在所述一个或多个天线处接收所述输入RF信号的周期，所述周期被划分成初始部分和接下来的刺激部分；

使用从所述输入RF信号的所述周期的所述初始部分提取的DC电能对电容器充电；

所述逻辑控制电路被配置为：

从所述输入RF信号的所述周期的所述接下来的刺激部分提取用于每个电极的极性状态信息；并且

所述驱动电路被配置为：

在所述刺激部分之后，根据所述极性状态信息并使用存储在所述电容器中的电荷将所述电流施加到所述电极。

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