ES2834958T3 - Sistema para controlar las condiciones eléctricas de un tejido - Google Patents

Abstract

Dispositivo implantable para controlar las condiciones eléctricas de un tejido, comprendiendo el dispositivo: una pluralidad de electrodos que incluyen uno o más electrodos de estímulo nominales (504), uno o más electrodos de detección nominales (510), al menos un electrodo de detección de retroalimentación nominal (506) y al menos un electrodo de compensación nominal (508), estando los electrodos configurados para colocarse proximales al tejido para hacer contacto eléctrico con el tejido; una fuente de estímulo (502) para proporcionar un estímulo que se administrará desde el uno o más electrodos de estímulo al tejido neurológico; circuitos de medición (516) para amplificar una señal neurológica detectada en el uno o más electrodos de detección; una unidad de control (110) configurada para aplicar un estímulo eléctrico al tejido neurológico desde el electrodo de estímulo y obtener una medición de una respuesta neurológica desde el electrodo de medición; y un amplificador de retroalimentación (512) configurado para hacer referencia a un valor eléctrico deseado y para tomar como entrada una señal de retroalimentación del electrodo de detección de retroalimentación, estando conectada una salida del amplificador de retroalimentación al electrodo de compensación de modo que el amplificador de retroalimentación esté configurado para llevar el tejido neurológico a través del electrodo de compensación a una disposición de retroalimentación que busca llevar la señal de retroalimentación al valor eléctrico deseado.

Description

DESCRIPCIÓN

Sistema para controlar las condiciones eléctricas de un tejido

Referencia cruzada a solicitudes relacionadas

[0001] Esta solicitud reivindica el beneficio de la solicitud de patente provisional australiana n.° 2012904836 presentada el 6 de noviembre de 2012, y la solicitud de patente provisional australiana n.° 2012904838 presentada el 6 de noviembre de 2012.

Campo técnico

[0002] La presente invención se refiere al control de las condiciones eléctricas de un tejido, por ejemplo, para su uso en la supresión de artefactos para permitir una medición mejorada de una respuesta a un estímulo, como la medición de un potencial de acción compuesto mediante el uso de uno o más electrodos implantados proximales a una vía neurológica.

Antecedentes de la invención

[0003] La neuromodulación se utiliza para tratar una variedad de trastornos que incluyen dolor crónico, la enfermedad de Parkinson y migraña. Un sistema de neuromodulación aplica un pulso eléctrico al tejido con el fin de generar un efecto terapéutico. Cuando se usa para aliviar el dolor crónico, el pulso eléctrico se aplica a la columna dorsal (CD) de la médula espinal o ganglio de la raíz dorsal (DRG, por sus siglas en inglés). Dicho sistema comprende normalmente un generador de pulsos eléctricos implantado y una fuente de energía como una batería que puede recargarse mediante transferencia inductiva transcutánea. Una matriz de electrodos se conecta al generador de pulsos y se coloca en el espacio epidural dorsal por encima de la columna dorsal. Un pulso eléctrico aplicado a la columna dorsal mediante un electrodo provoca la despolarización de las neuronas y la generación de potenciales de acción de propagación. Al estimular las fibras de esta manera se inhibe la transmisión del dolor desde ese segmento de la médula espinal al cerebro.

[0004] Si bien el efecto clínico de la estimulación de la médula espinal (SCS, por sus siglas en inglés) está bien asentado, no se llegan a comprender los mecanismos precisos implicados. La CD es el objetivo de la estimulación eléctrica, ya que contiene las fibras Ap aferentes de interés. Las fibras Ap actúan como mediadores de sensaciones de tacto, vibración y presión de la piel. La opinión predominante es que una SCS estimula solo un pequeño número de fibras Ap en la CD. Se cree que los mecanismos de alivio del dolor de la SCS incluyen la actividad antidrómica provocada de las fibras Ap que tiene un efecto inhibidor, y la actividad ortodrómica provocada de las fibras Ap desempeñan un papel en la supresión del dolor. También se cree que una SCS incorpora fibras nerviosas Ap principalmente en la CD con la propagación antidrómica de la respuesta provocada de la CD en el asta posterior que se cree que enlaza mediante sinapsis neuronas de amplio rango dinámico de una manera inhibidora.

[0005] La neuromodulación también se puede utilizar para estimular las fibras eferentes, por ejemplo para inducir funciones motoras. En general, el estímulo eléctrico generado en un sistema de neuromodulación desencadena un potencial de acción neurológica que luego tiene un efecto inhibidor o excitador. Los efectos inhibidores se pueden utilizar para modular un proceso no deseado, como la transmisión del dolor, o para causar un efecto deseado, como la contracción de un músculo.

[0006] Los potenciales de acción generados entre una gran cantidad de fibras suman para formar un potencial de acción compuesto (CAP, por sus siglas en inglés). El CAP es la suma de las respuestas de un gran número de potenciales de acción de una sola fibra. El CAP registrado es el resultado de un gran número de diferentes fibras que se despolarizan. La velocidad de propagación está determinada en gran medida por el diámetro de la fibra, y para grandes fibras mielinizadas que se encuentran en la zona de entrada de la raíz dorsal (DREZ) y la columna dorsal cercana la velocidad puede ser superior a 60 ms-1. El CAP generado a partir de la activación de un grupo de fibras similares se mide como un potencial máximo positivo P1, luego uno máximo negativo N1, seguido de un segundo máximo positivo P2. Esto es causado por la región de activación que pasa por el electrodo de registro cuando los potenciales de acción se propagan a lo largo de las fibras individuales.

[0007] Para comprender mejor los efectos de la neuromodulación y/u otros estímulos neurológicos, es deseable registrar un CAP resultante del estímulo. Sin embargo, esto puede ser una tarea difícil ya que una señal de CAP observada normalmente tendrá una amplitud máxima en el intervalo de microvoltios, mientras que un estímulo aplicado para provocar el CAP normalmente es de varios voltios. El artefacto del electrodo suele ser resultado del estímulo y se manifiesta como una salida en decrecimiento de varios milivoltios durante todo el tiempo que se produce el CAP, presentando un obstáculo significativo para el aislamiento del CAP de interés. Algunos neuromoduladores utilizan pulsos monofásicos y tienen condensadores para garantizar que no haya flujo de la CD hacia el tejido. En dicho diseño, la corriente fluye a través de los electrodos en todo momento, ya sea corriente de estimulación o corriente de equilibrio, lo que dificulta los intentos de medición del potencial de la médula espinal (SCP, por sus siglas en inglés). El condensador recupera la carga a la velocidad más alta inmediatamente después del estímulo, causando de forma no deseable el mayor artefacto al mismo tiempo que se produce la respuesta provocada.

[0008] Para resolver un SCP de 10 uV con resolución de 1 uV en presencia de un estímulo de entrada de 5 V, por ejemplo, se requiere un amplificador con un rango dinámico de 134 dB, que no es práctico en los sistemas de implantes. Como la respuesta neurológica puede ser contemporánea al estímulo y/o al artefacto de estímulo, las mediciones del CAP constituyen un difícil desafío de diseño del amplificador. En la práctica, muchos aspectos mejorables de un circuito conducen a un artefacto, y como estos en su mayoría tienen una apariencia exponencial en descrecimiento que puede ser de polaridad positiva o negativa, su identificación y eliminación pueden ser laboriosas.

[0009] Se han propuesto varios enfoques para registrar un CAP. King (patente US 5.913.882) mide el potencial de la médula espinal (SCP) utilizando electrodos que están físicamente separados del lugar de estímulo. Para evitar la saturación del amplificador durante el período del artefacto de estímulo, el registro comienza al menos 1-2,5 ms después del estímulo. A velocidades de conducción neurológicas normales, esto requiere que los electrodos de medición estén separados alrededor de 10 cm o más del lugar de estímulo, lo cual no es deseable ya que la medición entonces se produce necesariamente en un segmento espinal diferente y puede ser de amplitud reducida.

[0010] Nygard (patente US 5,785,651) mide el CAP provocado sobre un nervio auditivo en la cóclea y tiene como objetivo tratar los artefactos mediante una secuencia que comprende: (1) equilibrar electrodos cortocircuitando electrodos de estímulo y un electrodo de detección entre sí; (2) aplicar un estímulo a través de los electrodos de estímulo, estando el electrodo de detección en circuito abierto tanto desde los electrodos de estímulo como desde los circuitos de medición; (3) un retraso, en el que los electrodos de estímulo se conmutan a circuito abierto y el electrodo de detección permanece en circuito abierto; y (4) medir conmutando el electrodo de detección en los circuitos de medición. Nygard también enseña un método para anular el amplificador después del estímulo. Esto establece un punto de sesgo para el amplificador durante el período posterior al estímulo, cuando el electrodo no está en equilibrio. A medida que el punto de sesgo se reinicia en cada ciclo, es susceptible al ruido. El amplificador de medición de Nygard es un diferenciador durante la fase de anulación, lo que lo hace susceptible a la captación de ruido y transitorios de entrada cuando se utiliza un amplificador mejorable con ganancia finita y ancho de banda para la implementación.

[0011] Daly (solicitud de patente US 2007/0225767) utiliza un estímulo bifásico más un estímulo "compensatorio" de tercera fase que se refina mediante retroalimentación para contrarrestar el artefacto de estímulo. Al igual que con Nygard, el enfoque de Daly es la cóclea. La secuencia de medición de Daly comprende (1) una fase quiescente donde los electrodos de estímulo y de detección se conmutan a Vdd; (2) la aplicación del estímulo y luego la fase compensatoria, mientras que los electrodos de detección están en circuito abierto tanto desde los electrodos de estímulo como desde los circuitos de medición; (3) una fase de asentamiento de la carga de aproximadamente 1 ps en la que los electrodos de estímulo y los electrodos de detección se cortocircuitan a Vdd; y (4) una medición con los electrodos de estímulo en circuito abierto desde Vdd y desde la fuente de corriente, y con los electrodos de detección conmutados a los circuitos de medición. Sin embargo, un período de asentamiento de carga de 1 ps es demasiado corto para equilibrar electrodos que normalmente tienen una constante de tiempo de alrededor de 100 ps. Además, la conexión de los electrodos de detección a Vdd empuja la carga sobre los electrodos de detección, exacerbando el mismo problema al que está designado a dirigirse el circuito. VAN DEN BERG R J ET AL: "Nerve fiber size-related block of action currents by phenytoin in mammalian nerve", Noviembre 1994 (1994-11), EPILEPSIA 1994 NOV-DEC, VOL. 35, N.° 6, PÁGINA(S) 1279 - 1288, ISSN: 0013-9580, presenta un circuito eléctrico para el registro y la estimulación.

[0012] Las respuestas provocadas son menos difíciles de detectar cuando aparecen más tarde en el tiempo que el artefacto, o cuando la relación señal/ruido es lo suficientemente alta. El artefacto a menudo se restringe a un tiempo de 1-2 ms después del estímulo y, por lo tanto, siempre que la respuesta neurológica se detecte después de esta ventana de tiempo, se pueden obtener datos. Este es el caso en la monitorización quirúrgica donde hay grandes distancias entre los electrodos de estímulo y de registro de modo que el tiempo de propagación desde el sitio de estímulo hasta los electrodos de registro supera los 2 ms.

[0013] Debido a la anatomía única y al acoplamiento más ajustado en la cóclea, los implantes cocleares utilizan pequeñas corrientes de estimulación con respecto a las decenas de mA que a veces se requieren para una SCS, y así las señales medidas en los sistemas cocleares presentan un artefacto relativamente menor. Para caracterizar las respuestas de las columnas dorsales, se requieren altas corrientes de estimulación y proximidad inmediata entre los electrodos. Además, cuando se utilizan electrodos poco separados tanto para el estímulo como para la medición, el proceso de medición debe superar el artefacto directamente, a diferencia de las técnicas de "monitorización quirúrgica" existentes que implican uno o más electrodos de medición que están relativamente distantes del electrodo o electrodos de estímulo.

[0014] Cualquier explicación de documentos, actos, materiales, dispositivos, artículos o similares incluida en la presente memoria descriptiva tiene el único propósito de proporcionar un contexto para la presente invención sin que con ello se admita que alguna o todas estas entidades formen parte de la base de la técnica anterior o constituyan conocimientos generales comunes en el sector de la técnica relevante para la invención tal como existía en cualquier lugar antes de la fecha de prioridad de esta solicitud.

[0015] A lo largo de esta memoria descriptiva, se entenderá que la palabra "comprende" o variaciones tales como "que comprende" o "comprendiendo", implican la inclusión de un elemento, un número entero o una etapa, o un grupo de elementos, números enteros o etapas indicados pero no la exclusión de ningún otro elemento, número entero o etapa, o grupo de elementos, números enteros o etapas.

[0016] En esta memoria descriptiva, una declaración de que un elemento pueda ser "al menos uno de" una lista de opciones, se entenderá como que el elemento puede ser cualquiera de las opciones enumeradas o que puede ser cualquier combinación de dos o más de las opciones enumeradas.

Explicación resumida de la invención

[0017] La presente invención proporciona un dispositivo implantable para controlar las condiciones eléctricas de un tejido, comprendiendo el dispositivo:

una pluralidad de electrodos que incluyen al menos un electrodo de detección de retroalimentación nominal y al menos un electrodo de compensación nominal, estando los electrodos configurados para colocarse proximales al tejido para hacer contacto eléctrico con el tejido;

un amplificador de retroalimentación configurado para estar en relación con un valor eléctrico deseado y para tomar como entrada una señal de retroalimentación del electrodo de detección de retroalimentación, estando conectada una salida del amplificador de retroalimentación al electrodo de compensación de modo que el amplificador de retroalimentación esté configurado para llevar el tejido neurológico, a través del electrodo de compensación, a una disposición de retroalimentación que busca llevar la señal de retroalimentación al valor eléctrico deseado.

[0018] En algunas formas de realización, el dispositivo puede configurarse además para medir una respuesta neurológica a un estímulo, y puede comprender además: uno o más electrodos de estímulo nominales; uno o más electrodos de detección nominales; una fuente de estímulo para proporcionar un estímulo que se administrará desde el uno o más electrodos de estímulo al tejido neurológico; circuitos de medición para amplificar una señal neurológica detectada en el uno o más electrodos de detección; y una unidad de control configurada para aplicar un estímulo eléctrico al tejido neurológico desde el electrodo de estímulo y obtener una medición de una respuesta neurológica desde el electrodo de medición.

[0019] En algunas formas de realización de la invención, el amplificador de retroalimentación puede desconectarse durante la aplicación de un estímulo neurológico desconectando el electrodo de detección de retroalimentación del amplificador de retroalimentación y/o desconectando una salida del amplificador de retroalimentación desde el electrodo de compensación. De forma alternativa, durante la aplicación del estímulo neurológico, por ejemplo durante todo el período de estimulación, el amplificador de retroalimentación puede funcionar y estar conectado con el electrodo de detección de retroalimentación y el electrodo de compensación.

[0020] En formas de realización preferidas, el electrodo de detección de retroalimentación y el electrodo de medición están ubicados fuera del dipolo formado por el electrodo de estímulo y el electrodo de compensación. En dichas formas de realización, el funcionamiento del amplificador de retroalimentación actúa para proteger espacialmente al electrodo de medición del campo de estímulo, observando que la tensión en puntos entre los polos de un dipolo es comparable a la tensión en los electrodos, mientras que fuera del dipolo la tensión cae con el cuadrado de la distancia.

[0021] Por lo tanto, las formas de realización preferidas de la invención pueden reducir el artefacto al reducir la interacción entre el estímulo y el registro de medición a través de una capacitancia de entrada del amplificador de medición.

[0022] Algunas formas de realización de la invención pueden utilizar un circuito de supresión para suprimir el amplificador de medición durante y/o cercano en el tiempo de la aplicación de un estímulo. Sin embargo, las formas de realización alternativas pueden utilizar un amplificador de medición de desbloqueo que conecte un electrodo de medición a un circuito analógico-digital, reduciendo significativamente la complejidad en la cadena de señales de medición.

[0023] El valor eléctrico deseado puede ser voltaje cero, es decir, masa eléctrica. La masa eléctrica puede estar en relación con un electrodo de masa de un paciente distal de la matriz, como un electrodo del cuerpo del dispositivo, o con una masa del dispositivo. Por lo tanto, llevar la señal de retroalimentación a la masa actuará para contrarrestar cualquier artefacto de estímulo distinto de cero producido por la aplicación del estímulo.

[0024] En formas de realización alternativas, en algunas circunstancias se puede desear un voltaje distinto de cero en el tejido y, por lo tanto, el amplificador de retroalimentación puede estar en relación con un valor eléctrico distinto de cero en dichas formas de realización.

[0025] Los electrodos son preferiblemente parte de una sola matriz de electrodos, y son físicamente muy idénticos por lo que cualquier electrodo de la matriz puede servir como cualquiera de los electrodos nominales en un momento dado. De forma alternativa, los electrodos pueden formarse por separado y no en una sola matriz, mientras se están colocando de forma individual proximales al tejido de interés.

[0026] En formas de realización preferidas de la invención, el electrodo de detección de retroalimentación, el electrodo de compensación, el electrodo de estímulo y el electrodo de detección se seleccionan de una matriz de electrodos implantados. La matriz de electrodos puede comprender, por ejemplo, una matriz lineal de electrodos dispuestos en una sola columna a lo largo de la matriz. De forma alternativa, la matriz de electrodos puede comprender una matriz bidimensional que tenga dos o más columnas de electrodos dispuestas a lo largo de la matriz. Preferiblemente, cada electrodo de la matriz de electrodos está provisto de un amplificador de medición asociado para evitar la necesidad de conmutar el/los electrodo(s) de detección a un amplificador de medición compartido, ya que dicha conmutación puede añadirse a un artefacto de medición. Proporcionar un amplificador de medición dedicado para cada electrodo de detección es además ventajoso para permitir que los registros se obtengan de múltiples electrodos de detección simultáneamente.

[0027] En algunas formas de realización de la invención, la medición puede ser una medición de un solo extremo obtenida al pasar una señal desde un solo electrodo de detección a un amplificador de un solo extremo. De forma alternativa, la medición puede ser una medición diferencial obtenida al pasar señales desde dos electrodos de medición a un amplificador diferencial. Un solo electrodo de estímulo puede aplicar un estímulo monopolar que esté en relación con un punto de referencia distal como un caso de cuerpo para implante, de forma alternativa se pueden utilizar dos electrodos de estímulo para aplicar estímulos bipolares, o se pueden utilizar tres electrodos de estímulo para aplicar un estímulo tripolar, por ejemplo utilizando un electrodo de estímulo como cátodo y dos electrodos de estímulo como ánodos, y viceversa. El estímulo puede ser monofásico, bifásico o de otro tipo.

[0028] Las formas de realización de la invención pueden resultar beneficiosas para obtener una medición del CAP que tenga un rango dinámico inferior y una morfología más simple en comparación con sistemas más susceptibles a un artefacto. Por lo tanto, dichas formas de realización de la presente invención pueden reducir los requisitos del rango dinámico de los amplificadores implantados, y pueden evitar o reducir la complejidad de los sistemas de procesamiento de señales para la extracción de características, simplificando y miniaturizando un circuito integrado implantado. Por lo tanto, dichas formas de realización pueden ser particularmente aplicables para un sistema implantado automatizado de retroalimentación de respuesta provocada para el control de estímulos.

[0029] Según otro aspecto, la presente descripción proporciona un programa informático que comprende medios de código de programa informático para hacer que un procesador implantado ejecute un procedimiento para controlar las condiciones eléctricas del tejido neurológico, comprendiendo el programa informático medios de código de programa informático para llevar a cabo el método del primer o segundo aspecto.

[0030] Según otro aspecto, la presente descripción proporciona un medio de almacenamiento legible por ordenador, excluyendo señales, cargado con medios de código de programa informático para hacer que un procesador implantado ejecute un procedimiento para controlar las condiciones eléctricas de tejido neurológico, siendo el medio de almacenamiento legible por ordenador cargado con medios de código de programa informático para llevar a cabo el método del primer o segundo aspecto.

[0031] La presente invención reconoce que, cuando se tiene en cuenta la estimulación de la médula espinal, es muy deseable obtener información sobre la actividad dentro del segmento espinal donde se produce la estimulación. Observar la actividad y el grado de propagación tanto por encima (rostralmente) como por debajo (caudalmente) del nivel de estimulación también es muy deseable. La presente invención reconoce que el registro de la actividad provocada dentro del mismo segmento espinal que aquel en el que se produce el estímulo requiere un sistema de registro de potencial provocado que sea capaz de registrar un SCP dentro de aproximadamente 3 cm de su fuente, es decir, dentro de aproximadamente 0,3 ms del estímulo, y reconoce además que el registro de la actividad provocada utilizando la misma matriz de electrodos que aplicó el estímulo requiere un sistema de registro de potencial provocado que sea capaz de registrar un SCP dentro de aproximadamente 7 cm de su fuente, es decir, dentro de aproximadamente 0,7 ms del estímulo.

[0032] En algunas formas de realización, el método puede aplicarse a la medición de otras señales bioeléctricas tales como potenciales musculares. El método puede ser aplicable a cualquier medición de cualquier tensión dentro del tejido durante o después de la estimulación, y donde la estimulación puede oscurecer la tensión que se está midiendo. Dichas situaciones incluyen la medición de potenciales provocados de la médula espinal, potenciales provocados localmente a un electrodo durante la estimulación cerebral profunda (DBS, por sus siglas en inglés), la medición de EEG durante la estimulación cerebral profunda (donde la fuente del potencial está distante de los electrodos de estímulo), la medición de señales en el corazón (ECG) mediante un marcapasos, la medición de tensiones en músculos estimulados (EMG) y la medición de los músculos estimulados (EMG) activada por la estimulación del tejido nervioso distante y de control.

Breve descripción de los dibujos

[0033] A continuación se describirá un ejemplo de la invención en relación a los dibujos adjuntos, en los que:

la Figura 1 ilustra un dispositivo implantable adecuado para implementar la presente invención;

la Figura 2 ilustra corrientes y tensiones que pueden contribuir a las mediciones del SCP;

la Figura 3 ilustra el circuito equivalente de un sistema normal para aplicar un estímulo neurológico e intentar medir una respuesta neurológica;

la Figura 4 es un circuito equivalente que modela la interfaz del tejido/electrodo y la carga del electrodo;

la Figura 5a ilustra una configuración de un sistema de masa virtual con medición de doble extremo según una forma de realización de la invención, y la Figura 5b ilustra una configuración de un sistema de masa virtual con medición de un solo extremo según otra forma de realización de la invención; la Figura 5c es un modelo de la forma de realización de la Figura 5b; la Figura 5d es un circuito equivalente del modelo de la Figura 5c;

la Figura 6 es un sistema de multiplexación de funcionalidades de la masa virtual a través de múltiples electrodos que se ilustra esquemáticamente;

la Figura 7a ilustra un circuito equivalente de la forma de realización de la masa (GND, por sus siglas en inglés) virtual de la Figura 6;

la Figura 8a ilustra el funcionamiento de la forma de realización de la Figura 6 cuando la función de la masa virtual está deshabilitada;

las Figuras 8b y 8c muestran el funcionamiento del circuito de la Figura 6 cuando se activa la función de la masa virtual, cuando se demuestra experimentalmente en una mesa de laboratorio usando un baño de solución salina; la Figura 9a ilustra el funcionamiento de la forma de realización de la Figura 6 cuando la función de la masa virtual está deshabilitada con la supresión del amplificador; la Figura 9b ilustra la respuesta en escalón de la forma de realización de la Figura 6 cuando la función de la masa virtual está habilitada con la supresión del amplificador; la Figura 10a ilustra el rendimiento de la forma de realización de la Figura 6 cuando la función de la masa virtual está deshabilitada con la supresión del amplificador y la inyección sinusoidal; la Figura 10b ilustra la respuesta en escalón de la forma de realización de la Figura 6 cuando la función de la masa virtual está habilitada con la supresión del amplificador y la inyección sinusoidal;

la Figura 11a representa un gráfico de las mediciones de una matriz de electrodos en respuesta a un estímulo suministrado por la matriz a una columna dorsal de oveja, mientras que la Figura 11b es una gráfica superpuesta de datos similares que demuestra la sincronización de las características de las señales respectivas;

la Figura 12 ilustra una forma de realización alternativa destinada a la implementación de un circuito integrado para aplicaciones específicas (ASIC, por sus siglas en inglés);

la Figura 13 ilustra otra forma de realización destinada a la implementación de un ASIC; y

la Figura 14 ilustra otra forma de realización más destinada a la implementación de un ASIC.

Descripción de las formas de realización preferidas

[0034] La Figura 1 ilustra un dispositivo implantable 100 adecuado para implementar la presente invención. El dispositivo 100 comprende una unidad de control 110 implantada que controla la aplicación de una secuencia de estímulos neurológicos. En esta forma de realización, la unidad 110 también está configurada para controlar un proceso de medición para obtener una medición de una respuesta neurológica provocada por un único estímulo administrado por uno o más electrodos 122. El dispositivo 100 comprende además una matriz de electrodos 120 que consiste en una matriz de electrodos 122 de tres por ocho, cada uno de los cuales puede usarse selectivamente como el electrodo de estímulo, electrodo de detección, electrodo de compensación o electrodo de detección.

[0035] La Figura 2 muestra las corrientes y tensiones que contribuyen a las mediciones del potencial de la médula espinal (SCP) en un sistema normal del tipo mostrado en la Figura 3. Estas señales incluyen la corriente de estímulo 202 aplicada por dos electrodos de estímulo, que es un pulso bifásico de carga equilibrada para evitar la transferencia neta de carga hacia o desde el tejido y para proporcionar un artefacto bajo. En cambio, formas de realización alternativas pueden utilizar tres electrodos para aplicar un estímulo de carga tripolar equilibrada, por ejemplo donde un electrodo central. En el caso de la estimulación de la médula espinal, las corrientes de estímulo 202 utilizadas para proporcionar parestesia y alivio del dolor consisten normalmente en pulsos en el intervalo de 3­ 30 mA de amplitud con un ancho de pulso normalmente en el intervalo de 100-400 js, o de forma alternativa pueden estar libres de parestesia como los estímulos de tipo neurológico o en escalera. Los estímulos pueden comprender pulsos monofásicos o bifásicos.

[0036] El estímulo 202 induce una tensión en electrodos adyacentes, denominada diafonía de estímulo 204. Cuando los estímulos 202 son estímulos de SCP, normalmente inducen una tensión 204 en el intervalo de alrededor de 1-5 V en un electrodo de detección de SCP.

[0037] El estímulo 202 también induce artefacto del electrodo. El mecanismo de producción de artefactos se puede considerar de la siguiente manera. La diafonía del estímulo se puede modelar como una tensión con una impedancia de salida equivalente. En una médula espinal humana, esta impedancia es normalmente de alrededor de 500 ohmios por electrodo, pero será mayor o menor en diferentes aplicaciones. Esta resistencia tiene poco efecto en el circuito, pero se incluye para completarlo. La diafonía del estímulo lleva los amplificadores de medición a través de la interfaz del electrodo/tejido. Esta interfaz se muestra en la Figura 4 como un conjunto de pares de capacitancia/resistencia en serie, modelando un componente denominado en la literatura como "elemento Warburg". Los pares de RC modelan el comportamiento complejo de difusión en la superficie del electrodo y tienen constantes de tiempo de microsegundos a segundos. Los cables del electrodo al amplificador añaden capacitancia que carga el electrodo junto con la impedancia de entrada resistiva del propio amplificador. La carga normal sería de 200 pF de capacitancia y 1 megaohmio de resistencia. A continuación hay un amplificador ideal en este circuito equivalente de la Figura 4.

[0038] El artefacto del electrodo es la respuesta de la interfaz de electrodo/tejido cuando es impulsado por la diafonía del estímulo y cargado por la capacitancia y resistencia en la entrada del amplificador. Se puede observar bien con un simulador de circuito o en un laboratorio. También se puede observar que el signo del artefacto es opuesto para la carga capacitiva y resistiva. El artefacto eléctrico generalmente también surge del comportamiento de los circuitos del amplificador en respuesta a estas circunstancias particulares.

[0039] Es posible reducir el artefacto mediante la reducción de la carga en el electrodo, sin embargo, en situaciones prácticas, hay límites en la cantidad que se puede disminuir esta capacitancia. El aumento del área de superficie del electrodo también disminuye el artefacto, pero nuevamente en situaciones prácticas habrá límites para el tamaño del electrodo. El artefacto también se puede reducir añadiendo resistencia o capacitancia a la entrada del amplificador basándose en el signo opuesto del artefacto producido con estos términos. Sin embargo, esto solo funciona hasta cierta medida, y cambiar el tamaño del electrodo cambia el tamaño de los componentes de compensación requeridos, lo que dificulta hacer un amplificador polivalente que pueda conectarse a una variedad de electrodos. También se puede reducir el artefacto mediante la reducción del tamaño de la diafonía del estímulo, y este es el objetivo de la forma de realización del circuito de la masa virtual de esta invención mostrado en la Figura 5, que se refiere a provocación y medición de una respuesta neurológica.

[0040] Haciendo de nuevo referencia a las Figuras 2 y 3, un estímulo 202 eléctrico apropiado inducirá los nervios a activarse, y de este modo produce una respuesta neurológica provocada 206. En la médula espinal, la respuesta neurológica 206 puede tener dos componentes principales: una respuesta rápida que dure ~2 ms y una respuesta lenta que dure ~15 ms. La respuesta lenta solo aparece en amplitudes de estimulación que son mayores que el estímulo mínimo requerido para provocar una respuesta rápida. Muchos paradigmas de estímulos terapéuticos buscan provocar solo respuestas rápidas y evitar provocar cualquier respuesta lenta. Por lo tanto, la respuesta neurológica de interés para las mediciones de respuestas neurológicas concluye en aproximadamente 2 ms. La amplitud de la respuesta provocada observada por los electrodos epidurales normalmente no es más de cientos de microvoltios, pero en algunas situaciones clínicas pueden ser de solo decenas de microvoltios.

[0041] En la implementación práctica, un amplificador de medición utilizado para medir la respuesta provocada no tiene un ancho de banda infinito, y normalmente tendrá polos de filtro de respuesta de impulso infinito, y por lo tanto la diafonía del estímulo 204 producirá una salida 208 durante la respuesta provocada 206, denominándose esta salida artefacto eléctrico.

[0042] El artefacto eléctrico puede estar en los cientos de milivoltios en comparación con un SCP de interés en las decenas de microvoltios. Sin embargo, el artefacto eléctrico se puede reducir un poco mediante la elección adecuada de una frecuencia de polo de filtro de paso alto.

[0043] Por lo tanto, la salida del amplificador de medición 210 contendrá la suma de estas diversas contribuciones 202-208. Separar la respuesta de interés provocada (206) de los artefactos 204 y 208 es un desafío técnico significativo. Por ejemplo, para resolver un SCP de 10 pV con una resolución de 1 pV y tener en la entrada un estímulo de 5 V se requiere un amplificador con un rango dinámico de 134dB. Como la respuesta puede superponerse al estímulo, esto representa un desafío difícil para el diseño del amplificador.

[0044] La Figura 5a ilustra un estímulo neurológico y un sistema de respuesta que proporciona mediciones neurológicas diferenciales y utiliza un electrodo compartido para la medición y detección de la retroalimentación. Las formas de realización alternativas podrían utilizar dos electrodos separados para mediciones y la detección de la retroalimentación respectivamente.

[0045] La Figura 5b ilustra una configuración del dispositivo 100 para controlar las condiciones eléctricas del tejido neurológico según otra forma de realización de la presente invención, proporcionando mediciones neurológicas de un solo extremo. En la configuración de la Figura 5b, el dispositivo tiene una fuente de corriente 502 que lleva la corriente hacia dentro del tejido a través del electrodo de estímulo 504 con el fin de estimular el tejido neurológico y provocar una respuesta neurológica. También se proporciona un electrodo de detección de retroalimentación 506, un electrodo de compensación 508 y un electrodo de medición 510. Los electrodos 504-510 se colocan proximales al tejido neurológico para hacer contacto eléctrico con el tejido. Un amplificador de retroalimentación 512 está en relación con la masa 514 y toma como entrada una señal de retroalimentación del electrodo de detección de retroalimentación 506. Una salida del amplificador de retroalimentación 512 está conectada al electrodo de compensación 508 de modo que el amplificador de retroalimentación 512 esté configurado para llevar el tejido a través del electrodo de compensación 508 a una disposición de retroalimentación que busca llevar la señal de retroalimentación a la masa. Por lo tanto, este mecanismo funcionará para anular el artefacto de estímulo en la interfaz de electrodo y tejido, mejorando las condiciones de medición para los circuitos de medición 516 de respuesta neurológica.

[0046] Como se muestra en la Figura 5c, los electrodos de estímulo, compensación, detección de la retroalimentación y medición adyacentes en contacto con tejido resistivo se pueden modelar como contactos respectivos, cada uno conectado a un rail tisular por una resistencia respectiva R1, R2, R3 y R4.

[0047] Un circuito equivalente de la Figura 5c se muestra en la Figura 5d. El estímulo y el artefacto de estímulo que ocurre en el electrodo de estímulo crean una corriente I a través de R1. El amplificador de retroalimentación 512 funciona para mantener la corriente a cero en cada entrada del amplificador, y también funciona para mantener la tensión en cada entrada para que sea idéntica. Por lo tanto, en la configuración de las Figuras 5a-d, la tensión en cada entrada del amplificador es cero, porque la entrada positiva está en relación con la masa. Además, la corriente a través de R3 se fuerza a cero, siendo la misma que la corriente de entrada al amplificador 312. Esto asegura que no haya diferencial de tensión a través de R3 y que, por lo tanto, el nodo tisular debe ser forzado a la masa en este modelo. En esta memoria, a este efecto se le denomina proporcionar una masa virtual.

[0048] La tensión generada por el estímulo de corriente viaja a la velocidad de la luz en el medio tisular, mientras que un potencial de acción provocado en el tejido neurológico viaja a alrededor de 60 m/s. Cuando el electrodo de detección de retroalimentación está sujeto a (o detecta) la respuesta provocada, cancelará la diafonía del estímulo en el tejido, pero debido al mayor retraso de propagación, las tensiones producidas por la respuesta provocada en diferentes electrodos (como los electrodos de medición) diferirán y se pueden registrar. Simplemente será la tensión que de otro modo se registraría como la diferencia entre el electrodo de medición y el electrodo de detección de retroalimentación. Como alternativa, el electrodo de detección se puede colocar en otra parte del tejido más lejos del/de los electrodo/s de estímulo, y sustancialmente no se producirá ninguna cancelación de la respuesta provocada, aunque el electrodo estará sujeto a otras señales eléctricas en el cuerpo de los músculos y otros haces nerviosos. Esta podría ser la situación en la que el electrodo de detección está en el cuerpo de un implante, con los electrodos de estímulo en un cable.

[0049] La Figura 6 es un sistema de multiplexación de funcionalidades de la masa virtual a través de múltiples electrodos que se ilustra esquemáticamente aplicable a la forma de realización de la Figura 5a o la Figura 5b. Esta muestra el amortiguador en la salida del MUX de referencia. Un conjunto de electrodos está conectado a una fuente de corriente y un conjunto de amplificadores. El "MUX de la fuente de corriente" permite dirigir la corriente de estímulo a cualquier electrodo. El "MUX de la masa" permite elegir cualquier electrodo como el segundo del par de electrodos de estímulo. Los interruptores "Std" y "VG" permiten que el circuito proporcione selectivamente estimulación convencional o estimulación según esta invención. Un tercer multiplexor selecciona el electrodo que utilizar como punto de referencia (electrodo de detección de retroalimentación). Una vez que se ha elegido la configuración del electrodo, el circuito funciona según las Figuras 5a-d. Por lo tanto, cada uno de los N electrodos de la matriz de la Figura 6 puede, en un momento dado, servir nominalmente como cualquiera de los electrodos de estímulo, de detección o de medición.

[0050] El circuito de la Figura 6 puede modificarse de forma alternativa de modo que la tensión de referencia pasado al amplificador de retroalimentación de la masa virtual sea una combinación de las tensiones en los electrodos de medición, por ejemplo el promedio de dos o más tensiones de electrodos.

[0051] En principio, el circuito de la masa virtual de la forma de realización de la Figura 5b hace que una fuente de corriente accione el electrodo de estímulo 504. Un circuito con un amplificador operacional 512 (op-amp) y un electrodo de compensación 508 proporciona un bucle de retroalimentación que mantiene la tensión del tejido a 0 V, medido en un electrodo de detección 510. En una situación ideal, la tensión en el electrodo de compensación 508 es idéntico en amplitud pero de polaridad opuesta a la tensión en el electrodo de estímulo 504. Idealmente, esto deja el potencial en un electrodo de medición 510 sin cambios por la estimulación y, por lo tanto, mejora significativamente las condiciones para la medición de una respuesta provocada con un artefacto reducido.

[0052] Con referencia a la Figura 6, se observa que los componentes que forman el circuito de la masa virtual se extienden por todo el dispositivo 100, teniendo componentes en el multiplexor de referencia (MUX de ref.). Como se muestra en la Figura 6, un electrodo está cableado al multiplexor de entrada inversora. Esto incluye un amortiguador para impulsar la capacitancia en las entradas de la matriz de amplificadores y el amplificador de la masa virtual. Estos componentes, sus parásitos y la capacitancia del cableado en las placas de circuito desde las que se hace el sistema deben tenerse en cuenta para diseñar un circuito estable.

[0053] La Figura 7a ilustra el circuito real utilizado para el amplificador en el multiplexor de referencia ("MUX de ref.") de la Figura 6, en la forma de realización preferida del circuito de masa virtual. La señal de referencia seleccionada por el MUX se amortigua antes de que se pase a las entradas negativas del amplificador y al circuito de masa virtual. El amortiguador utiliza un amplificador de retroalimentación de corriente porque este amplificador está dentro del bucle de retroalimentación de la masa virtual, y este amplificador introduce menos desplazamiento de fase que un dispositivo de retroalimentación de tensión. Esto se ha utilizado tanto para la verificación experimental en un baño salino (del que se obtuvieron las figuras adjuntas) como en un sujeto humano.

[0054] Como se muestra en la Figura 7b, el circuito de masa virtual de esta forma de realización incluye un amplificador inversor y un amortiguador de alta velocidad. El op-amp por sí solo no tiene la capacidad de suministro de corriente para llevar la corriente disponible desde las fuentes de corriente, que pueden suministrar hasta 50mA. El condensador 470p proporciona al bucle una compensación de polo dominante. Los interruptores están en paralelo para proporcionar caminos de baja impedancia y coinciden con la configuración del interruptor de la Figura 6.

[0055] Los transistores de efecto de campo (FET, por sus siglas en inglés) Q902 y Q903 en la Figura 7b desde la entrada a los suministros proporcionan protección contra la descarga electrostática (ESD, por sus siglas en inglés). El condensador C900 y la resistencia de empuje hacia abajo R901 establecen el punto de sesgo de la CD para el bucle.

[0056] La Figura 8a ilustra el problema de la diafonía del estímulo cuando la función de la masa virtual está deshabilitada. La trayectoria 801 es del electrodo 1 (electrodo de estímulo), la trayectoria 804 es del electrodo 2 (electrodo de masa), la trayectoria 802 es del electrodo 4 (primer electrodo de medición) y la trayectoria 803 es del electrodo 5 (segundo electrodo de medición).

[0057] Las Figuras 8b y 8c muestran el comportamiento del circuito de la Figura 6 cuando se activa la función de la masa virtual, cuando se implementa experimentalmente en una mesa de laboratorio usando un baño de solución salina real. Las Figuras 8b y 8c muestran la respuesta a un estímulo de pulso bifásico de 10 mA en PBS 1:10 (solución salina amortiguada con fosfato). Como se puede ver, ahora los electrodos de estímulo y retroalimentación (811 y 814) oscilan en direcciones opuestas, mientras que los electrodos de medición (812 y 813) permanecen mayoritariamente en la masa. La oscilación en los electrodos de medición es la respuesta del bucle de retroalimentación a los límites de la fuente de corriente con valor máximo posible de la derivada temporal de la tensión de salida muy alto, pero representa un artefacto significativamente reducido en comparación con la Figura 8a.

[0058] La Figura 9a muestra un artefacto con la masa virtual deshabilitada, y en particular muestra el comportamiento del circuito de la Figura 6 cuando la función de la masa virtual se desactiva, cuando se implementa experimentalmente en una mesa de laboratorio usando un baño salino real. En la Figura 9a, el estímulo ocurrió y concluyó en algún momento antes de t = 0,6ms, momento en el que los amplificadores se bloquearon. Entonces los amplificadores se desbloquearon a t = 0,6 ms. La Figura 9 muestra las tensiones medidas en dos electrodos de medición, con un artefacto pico de alrededor de 400 uV.

[0059] La Figura 9b muestra las salidas del amplificador con la masa virtual habilitada, pero por lo demás con estimulación idéntica a la producida en la Figura 9a. Como se puede observar, cuando se utiliza la masa virtual en el circuito de la Figura 6, el artefacto es de aproximadamente 100uV, o más pequeño en aproximadamente un 75%.

[0060] La Figura 10a muestra la salida del amplificador para el mismo experimento que la Figura 9a pero con una señal sinusoidal de 50 uV pp inyectada en serie con el electrodo 4, para dar una idea de cómo una respuesta provocada se superpondría al artefacto. La señal sinusoidal no se puede ver fácilmente antes de aproximadamente 1,5 ms, es decir, el primer 1 ms de tiempo de medición está oscurecido por el artefacto.

[0061] La Figura 10b es para el mismo experimento que la Figura 10a pero con la masa virtual habilitada. Aquí, la señal sinusoidal se puede ver distinta del artefacto desde alrededor de 0,75 ms, o alrededor de 750 us (80%) antes que para la Figura 10a en relación con el tiempo de desbloqueo.

[0062] La Figura 11a muestra la respuesta provocada en una columna dorsal de oveja. En particular, la Figura 11a representa un gráfico de las mediciones obtenidas simultáneamente de 22 electrodos de una matriz de 24 electrodos en respuesta a un estímulo administrado por dos electrodos adyacentes colocados en el centro de la matriz. Como se puede ver, las respuestas provocadas se propagan simultáneamente tanto caudalmente como rostralmente desde el lugar de estímulo central. La corriente requerida para provocar tal respuesta en una oveja es mucho menor que en los seres humanos, y las señales de respuesta provocada son más altas, por lo que el artefacto supone un problema menor. En otros aspectos, las señales en una oveja son similares al caso humano. En la Figura 11a, los amplificadores se desbloquean a aproximadamente 0,75 ms y la respuesta termina dentro de otros 0,75ms. La Figura 11b es un gráfico superpuesto de datos similares que demuestra la sincronización de las características de las señales respectivas cuando se mide en varios electrodos a una distancia creciente desde el lugar de estímulo. Las Figuras 11a y 11b ilustran la importancia de reducir el artefacto durante el período inmediatamente posterior a la estimulación.

[0063] En un primer modo de funcionamiento según algunas formas de realización de la invención, al final de la estimulación los dos electrodos de estimulación están desconectados. El baño (o sujeto) es flotante en este punto, ya que no hay conexión entre el baño y la masa del circuito. Dado que todos los amplificadores son diferenciales, tomar la diferencia entre el electrodo de referencia y los otros electrodos epidurales compensará cualquier cambio en la tensión. Este modo de funcionamiento refleja la lógica de que otras opciones de electrodo a masa parecen empeorar el artefacto: conectar un electrodo de estimulación hará que el potencial de baño cambie cuando se estabilice la tensión del electrodo; conectar un electrodo epidural a GND podría incorporarle un transitorio que se vería en todos los canales.

[0064] En un segundo modo de funcionamiento de otras formas de realización de la invención, el circuito VG permanece activo después de la estimulación, lo que hace que la situación bioeléctrica sea bastante diferente. La tensión en el electrodo de compensación cambiará a medida que los potenciales del electrodo se estabilicen, pero el bucle VG lo compensará de modo que no afecte al potencial del baño. Al mismo tiempo, el circuito VG puede mantener el baño a una tensión fija de GND. El circuito VG intentará mantener el espacio epidural a una tensión estática, es decir, GND

[0065] En otra forma de realización, la presente invención se implementa en un circuito integrado para aplicaciones específicas (ASIC). La principal diferencia que se encuentra en una implementación de un ASIC es que, mientras que la mayoría de los amplificadores y componentes de una PCB están destinados a dividir el funcionamiento de suministro, la mayoría de los diseños de ASIC, especialmente uno destinado a la operación implantable, operarán desde un solo suministro. Además, en un ASIC se incrementa el deseo de producir un diseño de bajo coste ya que una implementación de un ASIC sería preferible para la explotación comercial.

[0066] La Figura 12 muestra un diseño destinado a un funcionamiento con un ASIC. El diseño utiliza fuentes de corriente separadas para proporcionar corriente anódica y catódica. Estas están conectadas a una matriz de electrodos. También hay electrodos que se pueden conectar arbitrariamente a la salida y entrada del amplificador de la masa virtual. El punto "Vgref proporciona el punto de sesgo para el amplificador; este normalmente sería la mitad de la fuente de alimentación. En este caso, la fuente de alimentación se denomina "VDDH", lo que indica que es una fuente de alta tensión adecuada para la estimulación tisular.

[0067] Las conexiones conmutadas directamente a VDDH y GND permiten modos de estimulación que no utilizan el amplificador de la masa virtual. En el diseño de la Figura 5a, el amplificador de la masa virtual proporciona toda la corriente para el segundo de los dos electrodos de estímulo. Para crear la implementación de un ASIC se requirieron algunos cambios. En el diseño de la PCB de la Figura 5a, la salida del amplificador proporciona toda la corriente opuesta a la de la salida del conductor de corriente. Esto requiere un amplificador con un impulso de salida considerable, por ejemplo, si la fuente de corriente puede llevar 50 mA, también debe hacerlo el amplificador. Un amplificador con este impulso de corriente, estable en un bucle de retroalimentación y con el ancho de banda requerido, puede ser difícil de obtener, aunque están disponibles.

[0068] Por lo tanto, un problema en una implementación de un ASIC es proveer al amplificador de la masa virtual de suficiente capacidad de corriente para equilibrar la fuente de corriente; esto requiere un área de silicio considerable y se incurre en gastos. Teniendo en cuenta que las fuentes de corriente tanto positiva como negativa están disponibles en el ASIC, la presente forma de realización utiliza así el circuito de la Figura 13, adecuado para la implementación de circuitos integrados. Esta implementación requiere el uso de conductores de corriente positiva y negativa emparejados. También opera desde un único suministro, simplificando la implementación del sistema. El bucle de retroalimentación mantiene la tensión del tejido a una tensión estable - el punto medio de los dos suministros. El amplificador solo tiene que suministrar o disminuir una corriente igual al desajuste entre los dos amplificadores, indicado como dl en la Figura 13. Dado que la fuente de corriente tiene una alta impedancia de salida, la carga considerada por el amplificador no cambia en comparación con el caso de la Figura 5a, donde el amplificador proporciona todo el impulso, sin embargo, el amplificador ya no tiene que proporcionar alta corriente. En un caso en el que las fuentes de corriente coinciden con el 10%, se logra una reducción de 0,1 en la capacidad.

[0069] La Figura 14 ilustra otra forma de realización más en la que el amplificador está conectado como un amortiguador de ganancia unitaria. Cabe señalar que esta propuesta puede integrarse en el diseño de la solicitud de patente provisional australiana n.° 2012904838.

[0070] Los expertos en la materia apreciarán que se pueden realizar numerosas variaciones y/o modificaciones a la invención como se muestra en las formas de realización específicas sin salirse del alcance de la invención como se describe en términos generales. Por ejemplo, aunque se describe la aplicación del método a la estimulación neurológica, se aprecia que las técnicas descritas en esta patente se aplican en otras situaciones que implican la medición de una tensión en un tejido durante o después de la estimulación.

[0071] Por lo tanto, las presentes formas de realización deben considerarse en todos los aspectos como ilustrativas y no restrictivas.

Claims (7)

REIVINDICACIONES

1. Dispositivo implantable para controlar las condiciones eléctricas de un tejido, comprendiendo el dispositivo: una pluralidad de electrodos que incluyen uno o más electrodos de estímulo nominales (504), uno o más electrodos de detección nominales (510), al menos un electrodo de detección de retroalimentación nominal (506) y al menos un electrodo de compensación nominal (508), estando los electrodos configurados para colocarse proximales al tejido para hacer contacto eléctrico con el tejido;

una fuente de estímulo (502) para proporcionar un estímulo que se administrará desde el uno o más electrodos de estímulo al tejido neurológico;

circuitos de medición (516) para amplificar una señal neurológica detectada en el uno o más electrodos de detección;

una unidad de control (110) configurada para aplicar un estímulo eléctrico al tejido neurológico desde el electrodo de estímulo y obtener una medición de una respuesta neurológica desde el electrodo de medición; y

un amplificador de retroalimentación (512) configurado para hacer referencia a un valor eléctrico deseado y para tomar como entrada una señal de retroalimentación del electrodo de detección de retroalimentación, estando conectada una salida del amplificador de retroalimentación al electrodo de compensación de modo que el amplificador de retroalimentación esté configurado para llevar el tejido neurológico a través del electrodo de compensación a una disposición de retroalimentación que busca llevar la señal de retroalimentación al valor eléctrico deseado.

2. Dispositivo implantable de la reivindicación 1 en donde el valor eléctrico deseado es la masa eléctrica con referencia a un electrodo de masa del paciente distal del electrodo de detección de retroalimentación.

3. Dispositivo implantable de la reivindicación 2 en donde la unidad de control está configurada además para desconectar el amplificador de retroalimentación durante la aplicación de un estímulo neurológico.

4. Dispositivo implantable de la reivindicación 3 en donde el amplificador de retroalimentación se desconecta desconectando el electrodo de detección de retroalimentación del amplificador de retroalimentación.

5. Dispositivo implantable de la reivindicación 3 o la reivindicación 4 en donde el amplificador de retroalimentación se desconecta desconectando una salida del amplificador de retroalimentación del electrodo de compensación.

6. Dispositivo implantable de la reivindicación 1 o la reivindicación 2 en donde la unidad de control está configurada además para operar el amplificador de retroalimentación y para mantener el amplificador de retroalimentación en conexión con el electrodo de detección de retroalimentación y el electrodo de compensación durante todo un período de estimulación.

7. Dispositivo implantable de cualquiera de las reivindicaciones 2 a 6 en donde el electrodo de detección de retroalimentación y el electrodo de medición están ubicados fuera de un dipolo formado por el electrodo de estímulo y el electrodo de compensación.