KR20210095638A - 신경 활동을 모니터링하기위한 시스템 및 방법 - Google Patents

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리차드 에이치. 톰슨
폴 비. 피츠제랄드
칼리 설리반
마크 해리슨
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모나쉬 유니버시티
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Abstract

생체 전기 자극을 수행하는 장치로서, 자극 유닛; 증폭기를 포함하는 측정 유닛; 환자의 조직에 전기 신호를 인가하도록 동작가능한 제1 및 제2 자극 전극; 환자의 조직으로부터 제1 및 제2 측정 신호를 수신하도록 동작가능한 제1 및 제2 측정 전극을 포함하고; 자극 유닛은 제1 자극 신호를 제1 자극 전극으로 전달하고 제2 자극 신호를 제2 자극 전극으로 전달하도록 구성되고; 제1 신호 및 제2 신호는 바이어싱 전압에 관하여 미러링되고(mirrored), 바이어싱 전압은 증폭기의 동적 범위에 따라 설정되는, 장치.

Description

신경 활동을 모니터링하기위한 시스템 및 방법
본 개시내용은 경두개 전기 자극(tES) 동안 신경 활동을 모니터링하는 방법에 관한 것이다.
경두개 전기 자극(tES)은 통상적으로 10 uA 내지 5 mA 범위의 전류가 2개 이상의 자극 전극을 통해 환자의 뇌의 일부를 통과하는 신경 자극 방법이다. 일반적으로 임시 표면 전극이 사용되지만, 완전히 이식된 전극이 또한 사용될 수 있다. 전류는 연속 "직류"(DC) 또는 시변 "교류"(AC)일 수 있다.
경두개 전기 자극(tES)은 비-침습적 신경 자극의 형태이다. 이는 환자의 두피에 배치되거나 뇌에 이식된 한 쌍의 표면 전극(양극 및 음극)을 사용하여 통상적으로 10 μA 내지 5 mA 범위의 저 전류 전기 신호를 뇌의 표적 영역으로 전달하는 것을 포함한다. tES의 인가는 지각, 기억, 인지 및 감정을 포함한 정신 활동의 여러 양태에 영향을 미치는 것으로 나타났다. 정확한 작용 메커니즘은 여전히 불확실하지만, 그 효과는 주로 뇌에서 뉴런의 전기 화학적 프로세싱과의 상호 작용에 기인한다.
tES는 지정된 관심 주파수에서 진동하는 저 전류 전기 신호를 전달한다. 이들 외부적으로 인가된 진동이 뇌의 내인성 진동, 즉 외부적으로 인가된 진동 전류에 대한 뇌 진동의 위상 정렬, 및 스파이크-타이밍 의존 가소성(spike-timing dependent plasticity)의 변조를 동반하고/하거나 영향을 미칠 수 있다고 생각된다.
지금까지의 연구는 주로 tES의 신경생리학적 후유증, 또는 거동에 대한 이의 영향을 조사하는 것으로 제한되었다. 그러나, 종래의 tES가 큰 전기 아티팩트(artefact)를 도입하고 관심있는 기본 생물학적 활동과 관련된 이들 아티팩트의 크기가 기본 생물학적 활동을 측정하기 어렵게 하기 때문에, 자극 동안 신경 활동에 대한 이의 영향에 대해서 거의 알려지지 않았다.
MEG에서 주요 구성 요소 분석, 시간 필터링, 및 빔 형성을 사용하여 기본 뇌 활동으로부터 tES 자극 아티팩트를 분리하려는 시도가 있었다. 이들 기법은 다소 비효율적인 것으로 밝혀졌고; 이러한 기법을 사용하더라도 상당한 비선형 아티팩트가 남는다. 추가적으로, 이들 기법은, tES 자극 아티팩트가 뇌 활동을 모니터링하는 데 사용되는 증폭기를 포화시키거나 과부하시킬 때 기본 뇌 활동을 복구할 수 없게 할 수 있다.
본 명세서에 포함된 문서, 법률, 자료, 디바이스, 물품 등에 관한 모든 논의는 이들 문제 중 일부 또는 전부가 선행 기술 기반의 일부를 형성하거나, 본 출원의 각각의 청구항의 우선일 이전에 존재했기 때문에 본 개시내용과 관련된 분야에서 공통의 일반적인 지식이었다는 것을 인정하는 것으로 취급되지 않아야 한다.
본 개시내용의 양태에 따라, 생체 전기 자극을 수행하는 장치가 제공되고, 장치는 자극 유닛; 증폭기를 포함하는 측정 유닛; 환자의 조직에 전기 신호를 인가하도록 동작가능한 제1 및 제2 자극 전극; 환자의 조직으로부터 제1 및 제2 측정 신호를 수신하도록 동작가능한 제1 및 제2 측정 전극을 포함하고; 자극 유닛은 제1 자극 신호를 제1 자극 전극으로 전달하고 제2 자극 신호를 제2 자극 전극으로 전달하도록 구성되고; 제1 신호 및 제2 신호는 바이어싱 전압에 관하여 실질적으로 미러링되고(mirrored), 바이어싱 전압은 증폭기의 동적 범위에 따라 설정된다.
측정 유닛은 제1 측정 신호와 제2 측정 신호 사이의 전압 차이에 따라 신호를 생성하도록 구성될 수 있다. 측정 유닛은 제1 측정 신호와 제2 측정 신호의 평균에 따라 신호를 생성하도록 구성될 수 있다.
제1 자극 신호 및 제2 자극 신호는 진동 신호 또는 펄스 신호일 수 있다. 진동 신호는 사인파, 톱니파, 구형파, 또는 임의의 신호일 수 있다.
제1 자극 신호 및 제2 자극 신호는 직류(DC) 신호일 수 있다.
바이어싱 전압은 증폭기의 동적 범위의 중심점에 따라 설정될 수 있다.
자극 유닛 및 측정 유닛은 공통 기준 전압을 공유할 수 있다. 이 경우, 바이어싱 전압은 공통 기준 전압과 제1 및 제2 측정 전극에서 측정된 공통 모드 전압 사이의 DC 오프셋에 따라 조정될 수 있다. 추가적으로, 또는 대안적으로, 바이어싱 전압은 공통 기준 전압과 제1 및 제2 측정 전극에서 측정된 공통 모드 전압 사이의 DC 오프셋을 감소시키도록 조정될 수 있다.
신호는 뇌파(EEG) 신호일 수 있다.
측정 유닛은 차동 증폭기를 포함할 수 있고, 차동 증폭기는 제1 측정 전극에 결합된 제1 입력, 제2 측정 전극에 결합된 제2 입력, 및 출력을 포함한다.
자극 유닛은 출력을 갖는 전류 소스; 비-반전 입력 및 반전 출력을 갖는 반전 증폭기; 및 제1 합산 입력, 제2 합산 입력 및 합산 출력을 갖는 합산 회로를 포함할 수 있다.
전류 소스의 출력은 제1 자극 전극 및 제1 합산 입력에 결합될 수 있다. 반전 증폭기의 반전 출력은 제2 자극 전극에 결합될 수 있다. 제2 합산 입력은 기준 오프셋 전압에 결합될 수 있다. 합산 출력은 반전 증폭기의 반전 입력에 결합될 수 있다.
측정 회로는 피드백 출력을 포함할 수 있고, 측정 회로는 피드백 출력에서, 제1 측정 전극 상의 전압과 제2 측정 전극 상의 전압의 평균에 비례하는 전압을 출력하도록 구성될 수 있다.
전류 소스의 출력은 제1 자극 전극 및 제1 합산 입력에 결합될 수 있다. 제2 합산 입력은 피드백 출력에 결합될 수 있다. 반전 입력은 합산 출력에 결합될 수 있다.
장치는 전류 소스의 제1 출력과 제1 합산 입력 사이에 결합된 자극 보상 필터를 더 포함할 수 있다.
장치는 피드백 출력과 제2 합산 입력 사이에 결합된 측정 보상 필터를 더 포함할 수 있다.
조직은 뇌 조직일 수 있다.
제1 및 제2 측정 전극은 경두개 전극이거나, 경피 전극이거나, 뇌에 이식될 수 있다. 추가적으로 또는 대안적으로, 제1 및 제2 자극 전극은 경두개 전극이거나, 경피 전극이거나, 뇌에 이식될 수 있다.
본 개시내용의 다른 양태에 따라, 제1 신호를 생성하는 단계; 제2 신호를 생성하는 단계로서, 제1 자극 신호 및 제2 자극 신호가 바이어싱 전압에 관하여 미러링되고, 바이어싱 전압이 증폭기의 동적 범위에 따라 설정되는, 단계; 전기 신호를 환자의 조직에 결합하도록 동작가능한 제1 신호를 제1 자극 전극에 인가하는 단계; 전기 신호를 환자의 조직에 결합하도록 동작가능한 제2 신호를 제2 자극 전극에 인가하는 단계; 제1 및 제2 측정 전극에서 환자의 조직으로부터 제1 및 제2 측정 신호를 수신하는 단계; 및 증폭기를 사용하여 수신된 전기 신호를 증폭시키는 단계를 포함하는, 생체 전기 자극을 수행하는 방법이 제공된다.
상기 방법은 제1 측정 신호와 제2 측정 신호 사이의 전압 차이에 따라 신호를 생성하는 단계를 더 포함할 수 있다.
측정 유닛은 제1 측정 신호와 제2 측정 신호의 평균에 따라 신호를 생성하도록 구성될 수 있다.
제1 자극 신호 및 제2 자극 신호는 진동 신호 또는 펄스 신호일 수 있다. 진동 신호는 사인파, 톱니파, 구형파 또는 임의의 신호일 수 있다.
제1 자극 신호 및 제2 자극 신호는 직류(DC) 신호일 수 있다.
바이어싱 전압은 증폭기의 동적 범위의 중심점에 따라 설정될 수 있다.
제2 자극 신호 및 신호는 공통 기준 전압에 기반하여 생성될 수 있다.
상기 방법은 공통 기준 전압과 제1 측정 신호 및 제2 측정 신호의 공통 모드 전압 사이의 DC 오프셋에 따라 바이어싱 전압을 조정하는 단계를 더 포함할 수 있다.
바이어싱 전압은 공통 기준 전압과 공통 모드 전압 사이의 DC 오프셋을 감소시키도록 조정될 수 있다.
신호는 뇌파(EEG) 신호일 수 있다.
조직은 뇌 조직일 수 있다.
제1 진동 신호 및/또는 제2 진동 신호는 경두개로, 경피로, 또는 이식된 전극을 통해 인가될 수 있다.
제1 및 제2 측정 전극은 경두개 전극이거나, 경피 전극이거나, 뇌에 이식될 수 있다.
본 명세서 전반에 걸쳐, "포함하다(comprise)"라는 단어, 또는 "포함하다(comprises)" 또는 "포함하는(comprising)"과 같은 변형은 언급된 엘리먼트, 정수 또는 단계, 또는 엘리먼트, 정수 또는 단계의 그룹을 포함하지만, 임의의 다른 엘리먼트, 정수 또는 단계, 또는 엘리먼트, 정수 또는 단계의 그룹을 배제하지 않는 것을 의미하는 것으로 이해될 것이다.
본 개시내용의 실시예는 이제 도면을 참조하여 비-제한적인 예를 통해 설명될 것이다.
도 1은 생물학적 조직의 전기 자극 및 측정을 위한 공지된 장치의 회로도이다.
도 2는 본 개시내용의 실시예에 따른 생물학적 조직의 전기 자극 및 측정을 위한 장치의 회로도이다.
도 3은 본 개시내용의 실시예에 따른 생물학적 조직의 전기 자극 및 측정을 위한 장치의 회로도이다.
도 4는 본 개시내용의 실시예에 따른 생물학적 조직의 전기 자극 및 측정을 위한 장치의 회로도이다.
도 5는 본 개시내용의 실시예에 따른 생물학적 조직의 전기 자극 및 측정을 위한 장치의 회로도이다.
도 6은 본 개시내용의 실시예에 따른 생물학적 조직의 전기 자극 및 측정을 위한 장치의 회로도이다.
도 7a 내지 도 7d는 도 2 내지 도 6에 도시된 장치의 안정화 효과를 그래픽으로 예시한다.
동시 tES 자극 및 측정을 위한 공지된 장치(100)가 도 1에 도시된다. 장치는 한 쌍의 자극 전극(104, 106)에 결합된 자극 유닛(102) 및 한 쌍의 측정 전극(110, 112)에 결합된 뇌파(EEG) 유닛(108)을 포함한다. 각 쌍의 전극(104, 106, 110, 112)은 환자의 두피와 접촉하도록 고정될 수 있어 전류는 각각 자극 전극(104, 106) 및 측정 전극(110, 112)을 사용하여 전달 및 측정될 수 있다. 별도의 자극 및 측정 전극 쌍(104, 106, 110, 112)은 자극에 필요한 더 높은 전압과, 측정될 더 작은 EEG 전압 사이의 절연 정도를 제공한다. 환자 머리(114)는 기술 분야에서 공지되고 저항기 네트워크(R1 내지 R4)를 포함하는 전기 머리 모델에 의해 도 1에 표현된다.
자극 유닛은 자극 전극(104, 106)을 경유하여 신경 조직을 통해 제어된 전류를 전달하도록 동작가능한 전류 소스(116)를 포함한다. 전류 소스(116)에 의해 전달된 전류는 조직 및 전극 임피던스(들)의 변화와 무관하도록 제어된다. 교류는 상기 쌍의 제1 자극 전극(104)에 전달되고 제2 자극 전극(106)은 기준 전압, 예컨대 접지(0 V)로 유지된다.
EEG 유닛(108)은 측정 전극(110, 112) 사이의 전압 변동을 증폭시키도록 구성된 증폭기(118)를 포함한다. 내인성 신경 활동과 연관된 전압 변동이 매우 작기 때문에, EEG 유닛(108)은 측정 전극(110, 112)에 걸친 전압 변동에 매우 민감하도록 구성된다. 인가된 압력, 조직 저항 및 두피와의 전극 접촉 충실도의 변화로 인해 전극(104, 106, 110, 112)의 임피던스(들)가 시간이 지남에 따라 가변할 수 있기 때문에, 감도는 문제를 일으킨다. 자극 전극(104, 106)의 임피던스의 불균형은 환자에게 인가되는 자극 전압의 변화를 야기한다. 평균 조직 전압의 이러한 변화는 결과적으로 측정 전극(110, 112)에서 측정된 공통 모드 전압의 변화를 야기한다. 공통 모드 전압의 변화는 EEG 유닛(108)이 포화 모드 또는 비-선형 모드에서 동작하도록 유도할 수 있고, 이는 결과적으로 뇌(114)에서 전기 활동의 부정확한 측정을 야기한다.
본 개시내용의 실시예는 전압 미러링 차동 전류 소스를 사용하는 신규한 자극 및 측정 기법을 구현함으로써 이러한 문제를 극복한다. 도 2는 예시적인 전압 미러링 차동 전류 소스를 포함하는 장치(200)의 개략도이다.
장치(200)는 제1 및 제2 자극 전극(204, 206)에 결합된 차동 자극 유닛(202) 및 제1 및 제2 측정 전극(210, 212)에 결합된 뇌파(EEG) 유닛(208)을 포함한다. 도 1에 도시된 장치(100)에서와 같이, 각각의 전극(204, 206, 210, 212)은 환자의 두피와 접촉하도록 고정될 수 있어 전류는 각각 자극 전극(204, 206) 및 측정 전극(210, 212)을 사용하여 전달 및 측정될 수 있다. 도 1에 도시된 장치(100)에서와 같이, 전극(204, 206, 210, 212)의 임피던스(들)는 시간이 지남에 따라 극적으로 가변할 수 있다. 환자의 머리(214)는 뇌의 신경 구조를 나타내는 저항기 네트워크(R1 내지 R4)를 포함하는 공지된 전기 머리 모델로 다시 표현된다.
자극 유닛(202)은 신호 생성기(216), 전압 제어 전류 소스(218) 및 반전 전압 증폭기(220)를 포함한다. 신호 생성기(216)의 출력은 전압 제어 전류 소스(218)의 입력에 결합된다. 전압 제어 전류 소스(218)의 출력은 반전 증폭기(220)의 반전 입력과 제1 자극 전극(204) 둘 모두에 결합된다. 반전 증폭기(220)의 출력은 제2 자극 전극(206)에 결합된다. 전압 제어 전류 소스(218) 및 반전 증폭기(220)는 공통 기준 전압(222)을 공유한다.
EEG 유닛(208)은 차동 증폭기(224)를 포함한다. 제1 및 제2 측정 전극(210, 212)은 차동 증폭기(224)의 반전 및 비-반전 입력(226, 228)에 각각 결합된다. 차동 증폭기(224)는 전압 제어 전류 소스(218) 및 반전 증폭기(220)와 동일한 공통 기준 전압(222)을 공유한다. 차동 증폭기(224)의 출력 전압(Vout)은 아래의 방정식에 따라 제1 및 제2 측정 전극(210, 212)에서의 전압들(Ve1, Ve2) 사이의 차이에 비례한다.
Figure pct00001
여기서 이득은 차동 증폭기(224)의 차동 이득이다.
자극 유닛(202)은, 크기가 같고 극성이 반대인 전압을 제1 및 제2 자극 전극(204, 206)에 제공한다. 즉, 자극 유닛(208)은 제1 및 제2 자극 전극(204, 206)에서의 전위(Vs1, Vs2)를 공통 기준 전압(222)에 대하여 동일하지만 반대인 전압으로 상승시키도록 구성된다. 환자의 머리(214)가 공통 기준 전압(222)으로부터 절연되고, EEG 유닛(208)의 입력이 자극 전극(204, 206)의 임피던스 및 환자 머리의 임피던스(R3, R4)에 비해 상대적으로 높은 임피던스를 가지면, 제1 자극 전극(204)에 전달되는 전류(IS1)는 제2 자극 전극(206)에 전달되는 전류(IS2)와 동일할 것이다. EEG 유닛(208)의 상대적으로 높은 입력 임피던스는 측정 전극(210, 212)을 통해 자극 전극(204, 206)으로부터 자극 유닛(202)으로의 전류 흐름을 최소화하고, 이는 결과적으로 환자의 머리(214) 내에서 의도하지 않은 표유 자극 경로를 감소시킨다. 이것은 결과적으로 표유 자극 전류에 의해 생성될 수 있는 측정 전극(210, 212)의 접촉 영역 주위의 전기 자극 감각을 최소화할 수 있다.
반대이지만 동일한 전압을 제1 및 제2 자극 전극(204, 206)에 인가함으로써, 환자의 머리(214)에 제시되는 전압 차이는 도 1에 도시된 것과 같은 종래의 단일 종단 양극 전류 소스를 사용하여 제시되는 전압의 차이의 대략 2배이다. 제시된 전압을 2배로 만드는 것은 몇 가지 이점을 갖는다. 첫째, 동일한 전류가 부하 임피던스의 2배로 전달될 수 있다. 둘째, 주어진 부하 임피던스에 2배의 전류가 전달될 수 있다. 또한, 측정 전극(210, 212)에서의 공통 모드 자극 전압이 또한 감소된다. 이것은 전류 소스(218), 반전 증폭기(220) 및 차동 증폭기(224)를 포함하는 회로 구성 요소가 공통 기준 전압(222)에 대하여 더 낮은 전압에서 동작할 수 있음을 의미한다.
도 2의 장치(200)는 또한 머리(214)와 공통 기준 전압(222) 사이에 존재하는 표유 용량성 및 저항성 결합을 통해 결합된 전압을 감소시킴으로써 환자의 머리(214)를 통해 자극 유닛(202)으로부터 EEG 유닛(208)으로 흐르는 표유 전류를 실질적으로 감소시킨다.
도 2에 도시된 장치(200)가 종래의 tES 자극기에 비해 몇 가지 장점을 제공하지만, 도 1에 도시된 장치(100)와 연관된 것과 동일한 단점 중 일부는 도 2에 도시된 장치(200)에 남아있다.
이상적인 조건 하에서, 자극 전극(204, 206)의 임피던스는 바람직하게는 동일할 것이고, 이는 제1 및 제2 자극 전극(204, 206)에 걸친 전압 강하의 크기를 동일하게 할 것이다. 추가적으로, 이상적인 조건 하에서, 환자의 머리(214)의 조직 임피던스(R1 내지 R4)는 또한 동일할 것이고, 따라서 제1 및 제2 측정 전극(210, 212)의 전압은, 동일한 크기이고 반대 극성인 Vs1과 Vs2로 인해 공통 기준 전압(222)에 대하여 0이 될 것이다.
그러나, 실제로, 제1 및 제2 자극 전극(204, 206)의 임피던스는 상이할 가능성이 있고, 이는 머리(214)의 전위가 공통 기준 전압(222)에 관련하여 오프셋되게 한다. 제1 및 제2 측정 전극(210, 212)에서의 전압은 또한 오프셋될 수 있고, 이는, 특히 차동 증폭기(224)가 공통 기준 전압(222)을 자극 유닛(202)과 공유하기 때문에, 차동 증폭기(224)가 자신의 공통 모드 작동 범위 밖에서 동작하게 한다.
또한, 실제로 환자의 머리에서 임피던스 비율(R1/R2 및 R3/R4)이 동일하지 않을 것이고, 이는 제1 및 제2 측정 전극(210, 212)에 걸쳐 작은 차동 아티팩트 전압의 생성을 야기할 가능성이 있다. 이어서, 이 아티팩트는 내인성 신경 EEG 신호와 함께 EEG 유닛(208)에 의해 증폭되어, 장치(200)의 신호 대 잡음 성능을 저하시킬 것이다. 이 아티팩트는 필터링 또는 적응적 소거와 같은 기술 분야에서 알려진 신호 프로세싱 기법을 사용하여 감소 또는 제거될 수 있다. 그러나, 이러한 기법은 tES와 연관된 복잡성 및 비용을 증가시킨다.
도 2에 도시된 장치(200)와 연관된 일부 결점을 처리하기 위해, tES를 위한 추가 장치(300)가 도 3에 제안된다.
장치(300)는 제1 및 제2 자극 전극(304, 306)에 결합된 차동 자극 유닛(302) 및 제1 및 제2 측정 전극(310, 312)에 결합된 뇌파(EEG) 유닛(308)을 포함한다. 도 1 및 도 2에 도시된 장치(100, 200)에서와 같이, 각각의 전극(304, 306, 310, 312)은 환자의 두피와 접촉하도록 고정될 수 있어 전류는 각각 자극 전극(304, 306) 및 측정 전극(310, 312)을 사용하여 전달 및 측정될 수 있다. 환자의 머리(314)는 뇌의 신경 구조를 나타내는 저항기 네트워크(R1 내지 R4)를 포함하는 공지된 전기 머리 모델로 다시 표현된다.
도 2의 자극 유닛(202)에서와 같이, 자극 유닛(302)은 신호 생성기(316), 전압 제어 전류 소스(318) 및 반전 전압 증폭기(320)를 포함한다. 그러나, 자극 유닛(302)의 이들 엘리먼트는 도 2에 도시된 자극 유닛(202)의 엘리먼트와 약간 상이하게 구성된다.
구체적으로, 신호 생성기의 출력은 전압 제어 전류 소스(318)의 입력에 결합된다. 전압 제어 전류 소스(318)의 출력은 합산 회로(317)의 제1 합산 입력뿐만 아니라 제1 자극 전극(304)에 결합된다. 합산 회로(317)의 제2 합산 입력은 그 자체가 오프셋 전압(Voffset)을 생성하여 합산 회로(317)에 전달하도록 구성된 고정 오프셋 전압 생성기(319)의 출력에 결합된다. 합산 회로(317)의 출력은 반전 증폭기(320)의 반전 입력에 결합된다. 반전 증폭기(320)의 출력은 제2 자극 전극(306)에 결합된다. 전압 제어 전류 소스(318) 및 반전 증폭기(320)는 공통 기준 전압(322)을 공유한다.
도 3에 도시된 어레인지먼트(arrangement)의 변형에서, 합산 회로(317) 및 반전 전압 증폭기(320)는 반전 및 비-반전 입력 둘 모두를 갖는 차동 증폭기로 대체될 수 있다. 이러한 변형에서, 고정 오프셋 전압 생성기(319)의 출력은 차동 증폭기의 비-반전 입력에 결합되고 전압 제어 전류 소스(318)의 출력은 차동 증폭기의 반전 입력에 결합된다.
EEG 유닛(308)은 도 2에 도시된 장치(200)의 차동 증폭기(224)와 동일한 방식으로 구성된 차동 증폭기(324)를 포함하고, 이때 제1 및 제2 측정 전극(310, 312)은 각각 차동 증폭기(324)의 반전 및 비-반전 입력(326, 328)에 결합된다. 차동 증폭기(324)는 전압 제어 전류 소스(318) 및 반전 증폭기(320)와 동일한 공통 기준 전압(322)을 공유한다.
도 2를 참조하여 위에서 설명된 바와 같이, 전극 임피던스와 조직 임피던스의 불균형은 측정 전극(310, 312)에서의 공통 모드 전압 레벨이 차선이 되게 하고 따라서 측정된 EEG 신호의 신호 대 잡음비를 저하시킬 수 있다. 자극 유닛(302)은 제2 자극 전극(306)에 인가되는 전압(Vs2)에 오프셋 전압을 더하여 제1 및 제2 측정 전극(310, 312) 사이의 공통 모드 전압 아티팩트를 최소화하도록 동작한다. 측정 전극(310, 312)에서의 공통 모드 전압은 반전 증폭기(320)의 오프셋 전압 및 이득을 제어함으로써 감소될 수 있다. 오프셋 전압을 조정함으로써, 제2 자극 전극(306)에 인가되는 전압은 공통 기준(322)에 관련하여 바이어싱될 수 있다. 반전 증폭기(322)의 이득을 조정함으로써, 제2 자극 전극(306)에 인가되는 전압의 진폭이 조정될 수 있다. 전압 제어 전류 소스(318)의 고유 성질로 인해, 제1 및 제2 자극 전극(304, 306) 사이의 전압 차이는 자극 전류(Is1) 및 제1 및 제2 시뮬레이션 전극(304, 306) 사이의 임피던스에만 비례한다. 제2 자극 전극(306)의 전압을 변경하면 전류 소스(318)가 제1 자극 전극(304)에서의 전압을 동일한 양만큼 조정하여 제1 자극 전극(304)에서의 전류(Is1)가 유지되게 할 것이다. 결과적으로, 측정 전극(310, 312)에서의 공통 모드 전압은 또한 제2 자극 전극(306)에서의 조건을 추적할 것이다.
오프셋 전압은 수동으로 조정될 수 있다. 그러나, 바람직하게는, 오프셋 전압은 EEG 유닛(308)에서의 측정을 위한 최적의 조건을 유지하기 위해 제1 및 제2 측정 전극(310, 312)에서의 공통 모드 전압에 기반하여 프로그래밍되고/되거나 제어된다. 오프셋 전압은 예컨대 아날로그 폐 루프 제어 또는 디지털 폐 루프 제어를 사용하여 자동으로 제어될 수 있다.
도 3에 도시된 장치(300)가 도 1 및 도 2에 도시된 것보다 개선되었지만, 도 2의 장치(200)에서와 같이, EEG 유닛(308)에서 보이는 공통 모드 전압은 여전히 제1 및 제2 자극 전극(304, 306)의 임피던스 및 자극 전극(304, 306)에 대하여 측정 전극(310, 312)의 배치에 의해 좌우된다는 것이 인식될 것이다. 전극 임피던스의 변화를 수용하기 위해, 오프셋 전압 생성기에서의 오프셋 전압 및 반전 증폭기(320)의 이득이 연속하여 조정될 필요가 있을 수 있다.
도 4에 도시된 장치(400)는 아래에서 더 상세히 설명될 바와 같이 이들 장애를 극복한다.
장치(400)는 제1 및 제2 자극 전극(404, 406)에 결합된 차동 자극 유닛(402) 및 제1 및 제2 측정 전극(410, 412)에 결합된 뇌파(EEG) 유닛(408)을 포함한다. 도 1 내지 도 3에 도시된 장치(100, 200, 300)에서와 같이, 각각의 전극(404, 406, 410, 412)은 환자의 두피와 접촉하도록 고정될 수 있어 전류는 각각 자극 전극(404, 406) 및 측정 전극(410, 412)을 사용하여 전달 및 측정될 수 있다. 환자의 머리(414)는 뇌의 신경 구조를 나타내는 저항기 네트워크(R1 내지 R4)를 포함하는 공지된 전기 머리 모델로 다시 표현된다.
도 2 및 도 3의 자극 유닛(202, 302)에서와 같이, 자극 유닛(402)은 신호 생성기(416), 전압 제어 전류 소스(418) 및 반전 전압 증폭기(420)를 포함한다. 그러나, 자극 유닛(402)의 이들 엘리먼트는 도 2 및 도 3에 도시된 것과는 다른 구성으로 제공된다.
구체적으로, 신호 생성기(416)의 출력은 전압 제어 전류 소스(418)의 입력에 결합된다. 전압 제어 전류 소스(418)의 출력은 제1 자극 전극(404)에 결합된다. 전압 제어 전류 소스(418)의 출력은 또한 선택적으로 자극 보상 필터(415)를 통해 합산 회로(417)의 제1 합산 입력에 결합된다. 합산 회로(417)는 제2 입력에서 EEG 유닛(408)으로부터 공통 모드 에러 피드백 신호(421)를 수신하고, 이는 아래에서 더 상세히 설명된다. 합산 회로(417)의 출력은 반전 증폭기(420)의 반전 입력에 결합된다. 반전 증폭기(420)의 출력은 제2 자극 전극(406)에 결합된다. 전압 제어 전류 소스(418) 및 반전 증폭기(420)는 공통 기준 전압(422)을 공유한다.
도 4에 도시된 어레인지먼트의 변형에서, 합산 회로(417) 및 반전 전압 증폭기(420)는 반전 및 비-반전 입력 둘 모두를 갖는 차동 증폭기로 대체될 수 있다. 이러한 변형에서, 공통 모드 피드백 신호(421)는 차동 증폭기의 반전 입력에 공급되고 전압 제어 전류 소스(418)의 출력은 (선택적으로 보상 필터(415)를 통해) 차동 증폭기의 반전 입력에 결합된다.
EEG 유닛(408)은 제1 차동 증폭기(424)를 포함하고, 이때 제1 및 제2 측정 전극(410, 412)은 각각 제1 차동 증폭기(424)의 반전 및 비-반전 입력(426, 428)에 결합된다. 제1 차동 증폭기(424)는 전압 제어 전류 소스(418) 및 반전 증폭기(420)와 동일한 공통 기준 전압(422)을 공유한다.
EEG 유닛(408)은 평균화 회로(430), 제2 차동 증폭기(432), 오프셋 전압 생성기(434) 및 측정 보상 필터(436)를 더 포함한다.
제1 및 제2 측정 전극(410, 412)은 평균화 회로(430)의 제1 및 제2 입력(438, 440)에 결합된다. 평균화 회로(430)의 출력은 제2 차동 증폭기(432)의 비-반전 입력(442)에 결합된다. 오프셋 전압 생성기(434)는 오프셋 전압(Voffset)을 생성하여 제2 차동 증폭기(432)의 반전 입력(444)에 제공하도록 구성된다. 제2 차동 증폭기(432)의 출력은 측정 보상 필터(436)의 입력에 결합된다. 측정 보상 필터(436)의 출력은 공통 모드 에러 피드백 신호(421)를 합산 유닛(417)의 제2 합산 입력에 출력하도록 구성된다.
장치(400)는 제2 자극 전극(406)에 에러 전압(Verror)을 인가함으로써 측정 전극(410, 412)에서의 공통 모드 전압을 최적화하도록 구성된다. 평균화 회로(430)는 제1 및 제2 측정 전극(410, 412)에서의 공통 모드 전압을 나타내는 제1 및 제2 측정 전극(410, 412)에서의 전압의 평균을 출력하도록 구성된다. 결정된 공통 모드 전압은 결정된 공통 모드 전압과 오프셋 전압 생성기(434)에 의해 출력된 오프셋 전압(Voffset) 사이의 차이와 동일한 공통 모드 에러 신호(446)를 출력하는 제2 차동 증폭기(432)에 제공된다. 공통 모드 에러 신호(446)는 제1 차동 증폭기(424)의 성능을 최대화하기 위한 최적 공통 모드 전압과 실제 공통 모드 전압 사이의 에러를 나타낸다. 제2 차동 증폭기(432)는 또한 공통 모드 에러 신호(446)에 이득(G)을 적용할 수 있다. 공통 모드 에러 신호(446)는 측정 보상 필터(436)에 의해 필터링되어, 공통 모드 에러 신호(446)의 필터링된 버전(421)을 제공한다. 필터링된 공통 모드 에러 신호(421)는 합산 회로(417) 및 반전 증폭기(420)를 통해 제2 자극 전극(406)에 결합되고, 따라서 네거티브 피드백 루프를 완료하고 제1 및 제2 측정 전극(410, 412)에서 실제 공통 모드 전압을 최소화한다.
측정 보상 필터(436)는 피드백 루프의 안정성을 증가시키기 위해 제공된다. 측정 보상 필터(436)의 위상 및 주파수 특징은 광범위한 동작 조건 하에서 안정성을 달성하도록 선택된다.
제1 자극 전극(404)에 인가된 자극 파형이 실질적으로 피드백 루프의 대역폭 내에 속하는 주파수 성분으로 구성되면, 제2 자극 전극(406)에 인가된 피드백-보정 전압은 제1 및 제2 측정 전극(410, 412)에서의 공통 모드 전압에 대해 제1 자극 전극(404)에서의 전압의 영향을 실질적으로 소거해야 한다. 그러나, 제1 자극 전극(404)에 인가된 자극 파형이 피드백 루프의 대역폭을 벗어나는 주파수 성분(예컨대 고차 고조파)을 포함하는 경우 문제가 발생할 수 있다. 자극 보상 필터(415)는 피드백 루프의 대역폭을 벗어나는 자극 파형의 주파수 성분과 연관된 에러를 최소화하기 위해 피드-포워드 신호를 제2 자극 전극(406)에 제공함으로써 이러한 문제를 처리하도록 구성될 수 있다.
보상 필터(415)는 반대 전압을 생성하여 제2 자극 전극(406)에 인가하기 위해 제1 자극 전극(404)에 인가된 자극 파형의 고주파 전압 성분에 대한 경로를 제공하여, 결과적으로 측정 전극(410, 412)에서의 공통 모드 전압에 존재하는 고주파 성분을 최소화할 수 있다.
피드백 루프의 루프 주파수 및 위상 응답이 전극(404, 406, 410, 412), 증폭기(430, 432), 및 측정 보상 필터(436)의 복소 임피던스의 주파수 응답의 곱이라는 것이 인식될 것이다. 따라서, 일부 실시예에서, 결과적인 피드-포워드 보상 경로는 피드백 루프의 것에 대한 상보적인 주파수 및 위상 응답을 가질 수 있다.
일부 실시예에서, 보상 필터(415)의 특징은 적응적으로 제어될 수 있다.
보상 필터(415)를 제공함으로써, 측정 전극(410, 412)에서의 공통 모드 전압, 임의의 잔류 자극 아티팩트 및 임의의 생물학적 신호는 EEG 증폭기(424)의 선형 입력 전압 범위 내에서 유지될 수 있다.
위에서 설명된 장치(400)는 예컨대 하나 초과의 전류 소스를 사용하여 2개 초과의 전극을 구동하도록 적응될 수 있다. 도 5는 3개의 자극 전극을 구동하도록 구성된 2개의 전류 소스와 함께 사용하도록 적응된, 도 4에 도시된 장치(400)와 유사한 예시적인 장치(500)를 도시한다. 도 5에서, 도 4의 장치(400)에 공통된 엘리먼트는 도 4에서 사용된 번호와 유사한 번호로 표시되었다.
도 4에 도시된 자극 유닛(402)의 구성 요소에 더하여, 도 5에 도시된 장치(500)의 자극 유닛(502)은 제2 신호 생성기(516), 제2 전압 제어 전류 소스(518), 제2 자극 보상 필터(515)를 더 포함한다. 제1 및 제2 전극(404, 406)에 더하여, 제3 자극 전극(504)이 또한 제공된다. EEG 유닛(508)이 또한 제공되며, 이의 엘리먼트 및 구성은 도 4에 도시된 EEG 유닛(408)과 실질적으로 동일하다.
장치(500)는 차동 자극 유닛(502) 및 EEG 유닛(508)을 포함한다. EEG 유닛(508)의 엘리먼트 및 구성은 도 4에 도시된 EEG 유닛(408)과 실질적으로 동일하다.
차동 자극 유닛(502)은 제1 및 제2 측정 전극(410, 412)에 결합된 뇌파(EEG) 유닛(508) 및 제1, 제2 및 제3 자극 전극(404, 406, 504)에 결합된다.
도 4에 도시된 장치(400)에서와 같이, 각각의 전극(404, 406, 504, 410, 412)은 환자의 두피와 접촉하도록 고정될 수 있어 전류는 각각 자극 전극(404, 406, 504) 및 측정 전극(410, 412)을 사용하여 전달 및 측정될 수 있다. 환자의 머리(514)는 뇌의 신경 구조를 나타내는 저항기 네트워크(R1 내지 R6)를 포함하는 공지된 전기 머리 모델로 표현된다.
도 4의 자극 유닛(402)에서와 같이, 자극 유닛(502)은 신호 생성기(416), 전압 제어 전류 소스(418), 반전 전압 증폭기(420), 자극 보상 필터(415), 및 합산 회로(517)를 포함한다. 또한, 자극 유닛(502)은 제2 신호 생성기(516), 제2 전압 제어 전류 소스(518), 제2 자극 보상 필터(515)를 더 포함한다.
신호 생성기(416)의 출력은 전압 제어 전류 소스(418)의 입력에 결합된다. 전압 제어 전류 소스(418)의 출력은 제1 자극 전극(404)에 결합된다. 전압 제어 전류 소스(418)의 출력은 또한 선택적으로 자극 보상 필터(415)를 통해 합산 회로(417)의 제1 합산 입력에 결합된다.
제2 신호 생성기(516)의 출력은 제2 전압 제어 전류 소스(518)의 입력에 결합된다. 제2 전압 제어 전류 소스(518)의 출력은 제3 자극 전극(504)에 결합된다. 제1 전압 제어 전류 소스(418)의 출력은 또한 선택적으로 제2 자극 보상 필터(515)를 통해 합산 회로(517)의 제2 합산 입력에 결합된다. 반전 증폭기(420)의 출력은 제2 자극 전극(406)에 결합된다. 전압 제어 전류 소스(418), 제2 전압 제어 전류 소스(518), 및 반전 증폭기(420)는 공통 기준 전압(422)을 공유한다.
합산 회로(417)는 제3 입력에서, EEG 유닛(508)으로부터 공통 모드 에러 피드백 신호(421)를 수신하고, EEG 유닛(508)은 (선택적으로 필터링된) 공통 모드 에러 피드백 신호(421)를 생성하기 위해 도 4의 EEG 유닛(408)과 유사한 방식으로 구성되어 동작한다. 합산 회로(417)의 출력은 반전 증폭기(420)의 반전 입력에 결합된다. 반전 증폭기(420)의 출력은 제2 자극 전극(406)에 결합된다.
동작 동안, 합산 회로(517)는 자극 보상 필터(415) 및 제2 자극 보상 필터(515)로부터 출력된 선택적 피드-포워드 신호로부터의 전압을 EEG 유닛(508)으로부터 수신된 공통 모드 에러 피드백 신호(421)에 더한다. 이와 같이, 제2 자극 전극(406)의 전류(Is2)는 제1 자극 전극(404)의 전류(Is1)와 제3 자극 전극(504)의 전류(Is3)의 합과 동일하게 구동된다. 장치(500)는, 제2 자극 전극에 인가되는 공통 모드 에러 피드백 신호가 제1 및 제2 측정 전극(410, 412)에서의 실제 공통 모드 전압을 최소화한다는 점에서 도 4의 장치(400)와 유사한 방식으로 작동한다.
자극 보상 필터(415) 및 제2 자극 보상 필터(515)는 공통 모드 에러 피드백 신호(421)를 사용하여 구현된 네거티브 피드백 루프의 대역폭을 벗어나는 에러를 최소화하기 위해 피드-포워드 신호를 제2 자극 전극(406)에 제공하도록 구성될 수 있다. 이를 위해, 자극 보상 필터(415) 및 제2 자극 보상 필터(515) 각각은 도 4를 참조하여 설명된 자극 보상 필터(415)와 유사한 방식으로 구성될 수 있다.
자극 보상 필터(415) 및 제2 자극 보상 필터(515)는 선택적이며, 제1 및 제3 자극 전극(404, 504)에 인가된 자극 파형이 피드백 루프(421)의 주파수 및 위상 응답 내에 속하는 주파수 성분을 포함하는 경우 필요하지 않을 수 있음이 인식될 것이다. 마찬가지로, 일부 실시예에서, 자극 보상 필터(415) 및 제2 자극 보상 필터(515) 중 하나만 필요할 수 있다. 예컨대, 파형(516)이 피드백 루프(421)의 주파수 및 위상 응답을 벗어나는 고주파 성분을 갖지만 파형(416)이 피드백 루프(421)의 주파수 및 위상 응답 내에 속하는 고주파 성분을 갖는 경우, 제2 자극 보상 필터(515)만 필요할 수 있다.
도 5는 본원에 설명된 장치의 확장성을 예시한다. 도 5에서, 하나의 추가 신호 생성기가 제공된다. 다른 실시예에서, n개의 추가 신호 생성기가 사용될 수 있고, 여기서 n은 양의 정수이다. 예컨대, 자극된 조직 내에서 복소 전기장 전위를 생성하기 위해 다중 신호 생성기가 제공될 수 있다. 이것은 중첩된 복수의 독립적인 자극 신호의 진폭, 주파수 및 위상 중 하나 이상을 변조함으로써 달성될 수 있다.
본원에 설명된 실시예는, 공유된 공통 기준 전압(222, 322, 422)이 전기 장치를 생물학적 조직과 결합하는 것과 연관된 표유 전류 및 비선형성을 설명할 수 있기 때문에 이들 복소 장이 제어되게 한다.
또한 환자의 머리에서 신호를 동시에 측정할 수 있는 능력은 피드백 제어 및 결과적인 전기장 효과의 소스 측위(source localisation)을 허용한다.
위에서 설명된 도 4 및 도 5에서, 단일 차동 증폭기(424)는 2개의 측정 전극(410, 412) 둘 모두에 조합되어 사용되고, 그에 따라 뇌의 내인성 신경 활동을 측정한다. 추가적으로, 공통 모드 전압의 측정을 위해 2개의 측정 전극(410, 412)만 사용된다. 그러나, 본 개시내용의 실시예는 단일 쌍의 측정 전극의 사용으로 제한되지 않는다.
일부 실시예에서, 예컨대, 하나 이상의 조직 영역으로부터 EEG 활동을 측정하기 위해 다수의 전극 세트(각각 2개 이상의 전극을 포함함)가 제공될 수 있다. 도 6은 2개의 측정 전극 세트를 포함하도록 적응된, 도 4에 도시된 장치(400)와 유사한 예시적인 장치(600)를 도시한다. 도 6에서, 도 4의 장치(400)에 공통된 엘리먼트는 도 4에서 사용된 번호와 유사한 번호로 표시되었다.
도 4에 도시된 측정 유닛(408)의 구성 요소에 더하여, 도 6에 도시된 장치(600)의 EEG 유닛(608)은 제3 차동 증폭기(624)를 더 포함한다. 제1 및 제2 측정 전극(410, 412)에 더하여, 제3 및 제4 측정 전극(610, 612)이 또한 제공된다. 제3 및 제4 측정 전극(610, 612)은 제3 차동 증폭기(624)의 각각의 비-반전 및 반전 입력(626, 628)에 결합된다. 도 4에 도시된 장치(400)의 평균화 회로(430)는 도 6에서 다중-입력 평균화 회로(630)로 대체되고 제1, 제2, 제3 및 제4 측정 전극(410, 412, 610, 612) 중 2개 이상은 각각 다중-입력 평균화 회로(630)의 입력에 결합된다. 다중-입력 평균 회로(630)가 제1, 제2, 제3 및 제4 측정 전극(410, 412, 610, 612)으로부터의 신호 중 임의의 2개 이상을 사용할 수 있다는 것이 인식될 것이다. 선택적으로, 다중-입력 평균화 회로(630)의 입력은, 측정 전극(410, 412, 610, 612) 중 2개 이상으로부터 수신된 신호에 가중치를 부여하기 위해, 동일하게 가중치가 부여되거나 다르게 가중치가 부여될 수 있다.
도 4에 도시된 장치(400)에서와 같이, 각각의 전극(404, 406, 410, 412, 610, 612)은 환자의 두피와 접촉하도록 고정될 수 있어 전류는 각각 자극 전극(404, 406) 및 측정 전극(410, 412, 610, 612)을 사용하여 전달 및 측정될 수 있다. 환자의 머리(614)는 뇌의 신경 구조를 나타내는 저항기 네트워크(R1.1, R1.2, R1.3, R1.3, R2.1, R2.2, R2.3, R2.4)를 포함하는 공지된 전기 머리 모델로 표현된다.
다수의 전극 세트(410, 412, 610, 612)에서 수신된 EEG 측정은 내인성 신경 활동의 보다 정확한 측정을 생성하기 위해 조합될 수 있다. 추가적으로 또는 대안적으로, 다수의 전극 세트에서 수신된 공통 모드 전압의 측정치는 평균 공통 모드 전압을 생성하기 위해 조합될 수 있다. 평균 공통 모드 전압 에러는 최소 평균 에러를 보상하기 위해 폐 루프 제어에 사용될 수 있다.
도 6에 도시된 실시예에서, 내인성 신경 활동을 측정하기 위해 각각의 전극 세트에 차동 증폭기가 제공된다. 다른 실시예에서, 단일 차동 증폭기는 도 6에 도시된 2개의 쌍의 측정 전극(410, 412, 610, 612)과 같은 다수의 전극 세트 사이에서 다중화될 수 있다.
도 6에 도시된 실시예에서, 공통 모드 전압 피드백 에러 회로는 모든 다수의 전극 세트(410, 412, 610, 612) 사이에서 다중화된 모든 다수의 전극 세트에 제공된다. 다른 실시예에서, 도 4 및 도 5(평균화 회로(430), 오프셋 전압 생성기(434) 및 차동 증폭기(432)를 포함함)에 도시된 것과 같은 공통 모드 전압 피드백 에러 회로는 각각의 전극 세트에 대한 공통 모드 전압 피드백 에러 신호를 생성하기 위해 각각의 전극 세트에 제공될 수 있다.
위에서 설명된 도 5 및 도 6은 각각 자극 전극 및 측정 전극의 증가에 따른 도 4의 장치의 변형을 예시한다. 이들 변형이 상호 배타적이지 않고 본 개시내용의 실시예가 도 4 내지 도 6 각각과 관련하여 위에서 설명된 임의의 수의 자극 전극, 측정 전극 및 임의의 연관된 자극 또는 측정 회로를 갖는 장치로 확장된다는 것이 인식될 것이다. 예컨대, 일부 실시예는 도 5의 자극 유닛(502) 및 자극 전극(404, 406, 504) 및 도 6의 측정 유닛(608) 및 측정 전극(410, 412, 610, 612)을 포함할 수 있다.
도 7a 내지 도 7d는 신체 전위에 대해 위에서 설명된 다양한 자극 및 측정 기법의 안정화 효과를 그래픽으로 예시한다. 도 7a는 도 1에 도시된 종래 기술 장치(100)에 대응한다. 도 7b는 전압 미러링 차동 전류 소스를 포함하는 도 2에 도시된 장치(200)에 대응한다. 도 7c는, 오프셋 바이어스가 제2 자극 전극(306)에 인가되는 도 3에 도시된 장치(300)에 대응한다. 도 7d는 측정 전극(410, 412)에서 공통 모드 전압의 능동적 피드백 제어를 포함하는 도 4에 도시된 장치(400)에 대응한다. 각각의 플롯에서, 빗금친 영역 사이의 백색 영역은 내인성 신경 활동을 측정하는 데 사용되는 개별 EEG 증폭기의 최적 동적 범위를 예시한다. 빗금친 영역은 이 범위를 벗어난다.
도 7a는 각 반복에 무작위 잡음이 추가되어 3회 반복되는, 도 1에 도시된 장치(100)를 사용하여 인가된 단일 2상 신호를 도시한다. 교류는 상기 쌍의 제1 자극 전극(104)에 전달되고 제2 자극 전극(106)은 기준 전압, 예컨대 접지(0 V)로 유지된다. 신호(실선)는 정전류 소스의 제1 자극 전극(104) 출력에서 인가된 전압을 나타낸다. 각각의 반복에 대해 추가된 무작위 잡음은 정전류를 유지하는 데 필요한 예측할 수 없는 전압 변동을 시뮬레이팅한다. 흑색 점선은 환자의 머리 부분에서 볼 수 있는 신체 접지 기준(Vref)을 나타낸다. 백색 영역은 EEG 증폭기의 동적 범위(이 경우 0 V 내지 3.3 V)를 예시하고 빗금친 영역은 이 동적 범위를 벗어나는 전압을 예시한다.
비교해보면, 도 7b는 도 2에 도시된 장치(200)를 사용하여 인가되는 2개의 상보 사인파를 도시한다. 흑색 실선은 제1 자극 전극(204)으로 전달되는 신호를 나타내고 흑색 파선은 제2 자극 전극에 인가되는 상보 신호를 나타낸다. 흑색 점선은 EEG 증폭기에서 보이는 공통 모드 신호를 나타낸다. 제1 자극 전극(204)에 인가되는 전압과 크기가 같고 극성이 반대인 전압으로 제2 자극 전극(206)을 구동하는 것은 머리의 2개의 전극 전압의 합산을 야기하고, 따라서 공통 기준에 대하여 머리 전압을 소거한다. 이것은 EEG 증폭기(208)(점선)에서 보이는 공통 모드 신호가 0의 전압 지점에 가깝게 유지되게 한다.
그러나, 때때로, 공통 모드 신호가 EEG 증폭기 입력 전압의 선형 범위의 하한 아래로 떨어지는 것을 도 7b에서 볼 수 있다(빗금친 영역으로 표현됨). 도 7c는 도 3에 도시된 장치(300)를 사용하여 인가된 상보 사인파를 예시한다. 오프셋 전압(Voffset)을 도입하는 추가 합산 회로(317)의 추가가 조직에 의해 보이는 공통 기준 전압을 EEG 증폭기의 선형 범위로 이동시키는 것을 볼 수 있다. 흑색 점선은 환자 머리 부분의 전압을 나타낸다.
도 7d는 도 4에 도시된 장치(400)를 사용하여 인가되는 2개의 상보 사인파를 도시한다. 제2 자극 전극(406)에서 더 높은 이득 차동의 추가가 신체의 비선형성을 보상하기 위해 전압 미러에 비대칭을 도입하는 것을 볼 수 있다. 도 4를 참조하여 위에서 설명된 바와 같이, 피드백 신호는 측정 전극(410, 412)에서 보이는 전압의 공통 평균으로서 계산된다. 이것은, 합산 회로(417) 및 반전 증폭기(420)를 통해 제2 자극 전극(406)에 결합되고, 따라서 네거티브 피드백 루프를 완료하는 공통 모드 에러 신호를 나타낸다. 줄무늬 영역은 피드백 신호에 기반하여 제2 자극 전극(406)에 추가된 전압의 마진을 예시한다. 전극(404, 406, 410, 412)에서의 임피던스 불균형을 보상함으로써, 흑색 점선으로 표현되는 신체 접지 기준(Vref)은 일정한 레벨로 유지된다.
위에서 설명된 실시예는 환자의 머리 표면에 부착된 경두개 전극을 사용하여 구현되었다. 그러나, 본 개시내용은 경두개 전극의 사용으로 제한되지 않는다. 일부 실시예에서, 위에서 설명된 전극 중 하나 이상은 예컨대 뇌 표면에 배치되고/되거나 뇌 내에 이식된 두개내의 전극으로 대체될 수 있다(뇌심부 자극(DBS: deep brain stimulation) 및 뇌심부 측정(DBM: deep brain measurement)). 본 발명의 실시예는 자극 및/또는 측정을 위해 용량성 전극을 사용하여 동일하게 구현될 수 있다. 동시 전기 자극 및 신경 활동 측정을 위한 위에서 설명된 기법은 위에서 설명된 두개내 및/또는 용량성 전극을 사용하는 자극에 동일하게 적용할 수 있다.
추가적으로, 위에서 설명된 기법은 뇌의 신경 조직의 자극 및 측정을 개선하는 것으로 제한되지 않는다. 본원에 설명된 실시예는 임의의 인간 또는 동물 조직에서 신경 활동의 자극 및 측정에 사용될 수 있다. 예컨대, 실시예는 위장 운동 장애에 대한 소화 기관의 자극에 사용될 수 있다. 실시예는 또한 예컨대 재활 동안 근육의 기능적 자극(FES)에 사용될 수 있다. 본 발명의 실시예는 또한 환자 심장의 일 부분에서 근육을 전기적으로 자극하면서 환자 심장의 다른 부분에서 근육 수축으로부터의 신경 활동을 모니터링하는 것이 유리할 수 있는 심전도 적용에 사용될 수 있다.
본 개시내용의 광범위한 일반적인 범위를 벗어나지 않으면서, 위에서-설명된 실시예에 대해 다수의 변형 및/또는 수정이 이루어질 수 있음이 통상의 기술자에 의해 인식될 것이다. 그러므로, 본 실시예는 모든 양태에서 제한적이지 않고 예시적인 것으로 간주되어야 한다.

Claims (36)

  1. 생체 전기 자극을 수행하는 장치로서,
    자극 유닛;
    증폭기를 포함하는 측정 유닛;
    환자의 조직에 전기 신호를 인가하도록 동작가능한 제1 및 제2 자극 전극;
    상기 환자의 조직으로부터 제1 및 제2 측정 신호를 수신하도록 동작가능한 제1 및 제2 측정 전극을 포함하고;
    상기 자극 유닛은 제1 자극 신호를 상기 제1 자극 전극으로 전달하고 제2 자극 신호를 상기 제2 자극 전극으로 전달하도록 구성되고;
    상기 제1 자극 신호 및 상기 제2 자극 신호는 바이어싱 전압에 관하여 미러링되고(mirrored), 상기 바이어싱 전압은 상기 증폭기의 동적 범위에 따라 설정되는, 장치.
  2. 제1항에 있어서, 상기 측정 유닛은 상기 제1 측정 신호와 상기 제2 측정 신호 사이의 전압 차이에 따라 신호를 생성하도록 구성되는, 장치.
  3. 제2항에 있어서, 상기 측정 유닛은 상기 제1 측정 신호와 상기 제2 측정 신호의 평균에 따라 상기 신호를 생성하도록 구성되는, 장치.
  4. 제1항 내지 제3항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 제1 자극 신호 및 상기 제2 자극 신호는 진동 신호 또는 펄스 신호인, 장치.
  5. 제4항에 있어서, 상기 진동 신호는 사인파, 톱니파, 구형파, 또는 임의의 신호인, 장치.
  6. 제1항 내지 제3항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 제1 자극 신호 및 상기 제2 자극 신호는 직류(DC) 신호인, 장치.
  7. 제1항 내지 제6항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 바이어싱 전압은 상기 증폭기의 동적 범위의 중심점에 따라 설정되는, 장치.
  8. 제1항 내지 제7항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 자극 유닛 및 상기 측정 유닛은 공통 기준 전압을 공유하는, 장치.
  9. 제8항에 있어서, 상기 바이어싱 전압은 상기 공통 기준 전압과 상기 제1 및 제2 측정 전극에서 측정된 공통 모드 전압 사이의 DC 오프셋에 따라 조정되는, 장치.
  10. 제9항에 있어서, 상기 바이어싱 전압은 상기 공통 기준 전압과 상기 제1 및 제2 측정 전극에서 측정된 공통 모드 전압 사이의 DC 오프셋을 감소시키도록 조정되는, 장치.
  11. 제1항 내지 제10항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 신호는 뇌파(EEG) 신호인, 장치.
  12. 제1항 내지 제11항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 측정 유닛은
    차동 증폭기를 포함하고, 상기 차동 증폭기는
    상기 제1 측정 전극에 결합된 제1 입력,
    상기 제2 측정 전극에 결합된 제2 입력, 및
    출력을 포함하는, 장치.
  13. 제1항 내지 제12항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 자극 유닛은
    출력을 갖는 전류 소스;
    비-반전 입력 및 반전 출력을 갖는 반전 증폭기; 및
    제1 합산 입력, 제2 합산 입력 및 합산 출력을 갖는 합산 회로를 포함하는, 장치.
  14. 제13항에 있어서,
    상기 전류 소스의 출력은 상기 제1 자극 전극 및 상기 제1 합산 입력에 결합되고;
    상기 반전 증폭기의 반전 출력은 상기 제2 자극 전극에 결합되고;
    상기 제2 합산 입력은 기준 오프셋 전압에 결합되고;
    상기 합산 출력은 상기 반전 증폭기의 반전 입력에 결합되는, 장치.
  15. 제12항에 있어서, 상기 측정 회로는 피드백 출력을 포함하고 상기 측정 회로는 상기 피드백 출력에서, 상기 제1 측정 전극 상의 전압과 상기 제2 측정 전극 상의 전압의 평균에 비례하는 전압을 출력하도록 구성되는, 장치.
  16. 제15항에 있어서,
    상기 전류 소스의 출력은 상기 제1 자극 전극 및 상기 제1 합산 입력에 결합되고;
    상기 제2 합산 입력은 상기 피드백 출력에 결합되고;
    상기 반전 입력은 상기 합산 출력에 결합되는, 장치.
  17. 제16항에 있어서, 상기 전류 소스의 제1 출력과 상기 제1 합산 입력 사이에 결합된 자극 보상 필터를 더 포함하는, 장치.
  18. 제16항에 있어서, 상기 피드백 출력과 상기 제2 합산 입력 사이에 결합된 측정 보상 필터를 더 포함하는, 장치.
  19. 제1항 내지 제18항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 조직은 뇌 조직인, 장치.
  20. 제1항 내지 제19항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 제1 및 제2 측정 전극은 경두개 전극이거나, 경피 전극이거나, 뇌에 이식되는, 장치.
  21. 제1항 내지 제20항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 제1 및 제2 자극 전극은 경두개 전극이거나, 경피 전극이거나, 뇌에 이식되는, 장치.
  22. 생체 전기 자극을 수행하는 방법으로서,
    제1 자극 신호를 생성하는 단계;
    제2 자극 신호를 생성하는 단계로서, 상기 제1 자극 신호 및 상기 제2 자극 신호가 바이어싱 전압에 관하여 미러링되고, 상기 바이어싱 전압이 증폭기의 동적 범위에 따라 설정되는, 단계;
    전기 신호를 환자의 조직에 결합하도록 동작가능한 상기 제1 신호를 제1 자극 전극에 인가하는 단계;
    전기 신호를 상기 환자의 조직에 결합하도록 동작가능한 상기 제2 신호를 제2 자극 전극에 인가하는 단계;
    제1 및 제2 측정 전극에서 상기 환자의 조직으로부터 제1 및 제2 측정 신호를 수신하는 단계; 및
    상기 증폭기를 사용하여 상기 수신된 전기 신호를 증폭시키는 단계를 포함하는, 방법.
  23. 제22항에 있어서, 상기 제1 측정 신호와 상기 제2 측정 신호 사이의 전압 차이에 따라 신호를 생성하는 단계를 더 포함하는, 방법.
  24. 제23항에 있어서, 상기 신호를 생성하는 단계는 상기 제1 측정 신호와 상기 제2 측정 신호의 평균에 따라 상기 신호를 생성하는 것을 포함하는, 방법.
  25. 제22항 내지 제24항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 제1 자극 신호 및 상기 제2 자극 신호는 진동 신호 또는 펄스 신호인, 방법.
  26. 제25항에 있어서, 상기 진동 신호는 사인파, 톱니파, 구형파, 또는 임의의 신호인, 방법.
  27. 제22항 내지 제24항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 제1 자극 신호 및 상기 제2 자극 신호는 직류(DC) 신호인, 방법.
  28. 제22항 내지 제27항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 바이어싱 전압은 상기 증폭기의 동적 범위의 중심점에 따라 설정되는, 방법.
  29. 제22항 내지 제28항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 제2 자극 신호 및 상기 신호는 공통 기준 전압에 기반하여 생성되는, 방법.
  30. 제29항에 있어서, 상기 공통 기준 전압과 상기 제1 측정 신호 및 상기 제2 측정 신호의 공통 모드 전압 사이의 DC 오프셋에 따라 상기 바이어싱 전압을 조정하는 단계를 더 포함하는, 방법.
  31. 제30항에 있어서, 상기 바이어싱 전압은 상기 공통 기준 전압과 상기 공통 모드 전압 사이의 DC 오프셋을 감소시키도록 조정되는, 방법.
  32. 제22항 내지 제31항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 신호는 뇌파(EEG) 신호인, 방법.
  33. 제22항 내지 제32항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 조직은 뇌 조직인, 방법.
  34. 제22항 내지 제33항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 제1 자극 신호 및/또는 상기 제2 자극 신호는 경두개로, 경피로, 또는 이식된 전극을 통해 인가되는, 방법.
  35. 제22항 내지 제34항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 제1 및 제2 측정 전극은 경두개 전극이거나, 경피 전극이거나, 뇌에 이식되는, 장치.
  36. 본원에 개시되거나 본 출원의 명세서에 개별적으로 또는 집합적으로 표시된 단계, 특징, 정수, 조성물 및/또는 화합물, 및 상기 단계 또는 특징 중 2개 이상의 모든 조합.
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