用于在存在刺激伪影情况下辅助可植入刺激器设备中的神经感测的电路
阅读说明：本技术 用于在存在刺激伪影情况下辅助可植入刺激器设备中的神经感测的电路 (Circuit for assisting neural sensing in an implantable stimulator device in the presence of stimulation artifacts ) 是由 普吉塔·维拉孔 诺兰·N·马飞德 于 2020-03-17 设计创作，主要内容包括：公开了在感测可植入脉冲发生器(IPG)中的神经反应中特别有用的感测放大器电路。IPG包括多个电极,其中一个被选为感测电极,并且另一个被选为参考,以从测量中减去共模电压(例如,刺激伪影)的方式差分地感测神经反应。这些电路包括在其输入端处接收所选电极的差分放大器,以及用于评估每个差分放大器输入以确定其大小是否与差分放大器的输入要求一致的比较器电路。基于这些确定,生成使能信号,其通知差分放大器的输出是否在任何时间点处有效地提供神经反应。此外,钳位电路连接到差分放大器输入端以钳位这些输入的大小,以防止差分放大器损坏。(Sense amplifier circuits are disclosed that are particularly useful in sensing neural responses in an Implantable Pulse Generator (IPG). The IPG includes a plurality of electrodes, one of which is selected as a sensing electrode and the other of which is selected as a reference, to differentially sense neural responses in a manner that subtracts a common mode voltage (e.g., stimulation artifact) from the measurements. These circuits include differential amplifiers that receive selected electrodes at their inputs, and comparator circuits for evaluating each differential amplifier input to determine whether its magnitude is consistent with the input requirements of the differential amplifier. Based on these determinations, an enable signal is generated that informs whether the output of the differential amplifier is effectively providing a neural response at any point in time. In addition, a clamp circuit is connected to the differential amplifier inputs to clamp the size of these inputs to prevent damage to the differential amplifier.)
技术领域
本申请涉及可植入医疗设备(IMD)，并且更具体地涉及用于在可植入刺激器设备中辅助感测神经信号的电路。
背景技术
可植入神经刺激器设备是生成电刺激并向身体神经和组织递送电刺激以治疗各种生物障碍的设备，诸如用于治疗心律失常的起搏器、用于治疗心脏纤颤的除颤器、用于治疗耳聋的耳蜗刺激器、用于治疗失明的视网膜刺激器、用于产生协调的肢体运动的肌肉刺激器、用于治疗慢性疼痛的脊髓刺激器、用于治疗运动和心理障碍的皮质和深部脑刺激器、用于治疗尿失禁、睡眠呼吸暂停、肩关节半脱位等的其他神经刺激器。接下来的描述通常集中于本发明在脊髓刺激(SCS)系统中的使用，诸如美国专利6,516,227中所公开的。然而，本发明可以发现适用于任何可植入神经刺激器设备系统。
SCS系统典型地包括图1中示出的可植入脉冲发生器(IPG)10。IPG 10包括生物相容性设备外壳12，其容纳电路和用于为IPG工作提供功率的电池14。IPG 10经由形成电极阵列17的一个或多个电极引线耦合到组织刺激电极16。例如，可以使用一个或多个经皮引线15，其具有在柔性本体上承载的环形或开口环电极16。在另一示例中，桨状引线19提供定位于其大体上平坦表面之一上的电极16。引线内的引线导线20耦合到电极16和可插入到固定在IPG 10上的头部23中的引线连接器22中的近端触点21，该头部可以包括例如环氧树脂。一旦插入，近端触点21就连接到引线连接器22内的头部触点24，该引线触点24继而由馈通引脚25通过外壳馈通26耦合到外壳12内的刺激电路28。
在示出的IPG 10中，存在32个电极(E1-E32)，在四个经皮引线15之间分开，或包含在单个桨状引线19中，并且因此，头部23可包括八电极引线连接器22的2x2阵列。但是，IPG中引线的类型和数量以及电极的数量是特定于应用的，并且因此可以变化。导电外壳12还可以包括电极(Ec)。在SCS应用中，典型地将一个或多个电极引线植入到患者脊髓中靠近硬脑膜的脊柱中，优选地跨越患者脊柱的左右两侧。近端触点21通过患者组织隧穿到远处位置，诸如IPG外壳12被植入在的臀部，在该点处它们被耦合到引线连接器22。在被设计用于直接植入需要刺激的部位处的其他IPG示例中，IPG可以是无引线的，其电极16替代地出现在IPG 10的主体上以用于接触患者组织。在其他解决方案中一个或多个IPG引线可以与IPG10集成在一起并永久连接。SCS治疗的目的是提供来自电极16的电刺激，以减轻患者的症状，诸如慢性背痛。
IPG 10可以包括天线27a，以允许其与用于编程或监视IPG的一些外部设备进行双向通信，诸如手持式患者控制器或临床医生编程器，如例如在美国专利申请公开2019/0175915中描述的。如示出的天线27a在外壳12内包括导电线圈，尽管线圈天线27a也可以出现在头部23中。当天线27a被配置为线圈时，优选地使用近场磁感应发生与外部设备的通信。IPG 10也可以包括射频(RF)天线27b。在图1中，RF天线27b被示出在头部23内，但是它也可以在外壳12内。RF天线27b可以包括贴片、插槽或导线，并且可以作为单极子或偶极子操作。RF天线27b优选地使用远场电磁波进行通信，并且可以根据诸如蓝牙、Zigbee、WiFi、MICS和诸如此类的任何数量的已知RF通信标准进行操作。
IPG 10中的刺激典型地由脉冲提供，该脉冲中的每个可以包括多个相位，诸如30a和30b，如图2A的示例中示出的。刺激参数典型地包括幅度(电流I，尽管也可以使用电压幅度V)；频率(F)；脉冲的脉冲宽度(PW)或其独立相位；所选以提供刺激的电极16；以及这些所选电极的极性，即它们是否充当向组织拉(source)电流的阳极或从组织灌(sink)电流的阴极。这些以及可能的其他刺激参数一起包括刺激程序，IPG 10中的刺激电路28可以执行该刺激程序以向患者提供治疗刺激。
在图2A的示例中，电极E4已经被选择为阳极(在其第一相位30a期间)，并且因此提供了脉冲，该脉冲向组织拉幅度为+I的正电流。电极E5已经被选择为阴极(同样在第一相位30a期间)，并且因此提供了从组织灌幅度为-I的对应负电流的脉冲。这是双极刺激的示例，其中仅两个基于引线的电极用于对组织提供刺激(一个阳极，一个阴极)。然而，可以选择超过一个的电极在给定的时间处充当阳极，并且可以选择超过一个的电极在给定的时间处充当阴极。
如所提到的IPG 10包括刺激电路28以在患者的组织处形成规定的刺激。图3示出了刺激电路28的示例，其包括一个或多个电流拉电路40i和一个或多个电流灌电路42i。拉电路40i和灌电路42i可以包括数模转换器(DAC)，并且根据它们分别发出的正(拉、阳极)电流和负(灌、阴极)电流而可以被称为PDAC40i和NDAC 42i。在所示出的示例中，NDAC/PDAC40i/42i配对专用(硬接线)于特定的电极节点ei 39。出于以下解释的原因，每个电极节点ei 39均经由隔直流电容器Ci38连接到电极Ei16。在该示例中的刺激电路28还支持选择导电外壳12作为电极(Ec12)，典型地选择该外壳电极用于单极刺激。PDAC 40i和NDAC 42i也可以包括电压源。
对PDAC 40i和NDAC 42i的适当控制允许任何电极16充当阳极或阴极以创建通过患者组织R的电流，希望具有良好的治疗效果。在所示的示例中(图2A)，以及在第一相位30a期间(其中电极E4和E5分别被选择为阳极和阴极)，PDAC404和NDAC 425被激活并进行数字编程以产生具有正确时序(例如，按照规定的频率F和脉冲宽度PWa)的期望电流I。在第二相位30b(PWb)期间，PDAC405和NDAC 424将被激活以反转电流的极性。可以同时选择一个以上的阳极电极和一个以上的阴极电极，并且因此电流可以流经两个或多个电极16之间的组织R。
刺激电路28的功率由顺从电压VH提供。如美国专利申请公开2013/0289665中进一步详细描述的，顺从电压VH可以由顺从电压发生器29产生，该顺从电压发生器29可以包括用于将电池14的电压(Vbat)升压至足以驱动规定电流I通过组织R的电压VH的电路。顺从电压发生器29可以包括如'665公开中描述的基于电感器的升压转换器，或者可以包括基于电容器的电荷泵。因为组织的电阻是可变的，所以VH也可以是可变的，并且在一个示例中可以高达18伏。
其他刺激电路28也可以在IPG 10中使用。在未示出的示例中，开关矩阵可以介入一个或多个PDAC 40i与电极节点ei 39之间，以及介入一个或多个NDAC 42i与电极节点之间。开关矩阵允许在给定时间处将PDAC中的一个或多个或NDAC中的一个或多个连接到一个或多个阳极或阴极电极节点。刺激电路的各种示例可以在美国专利6,181,969、8,606,362、8,620,436和美国专利申请公开2018/0071520和2019/0083796中找到。图3的刺激电路28中的许多(包括PDAC 40i和NDAC 42i、开关矩阵(如果存在的话)以及电极节点ei 39)可以集成在一个或多个专用集成电路(ASIC)上，如美国专利申请公开2012/0095529、2012/0092031和2012/0095519中描述的。如这些参考文献中解释的，一个或多个ASIC还可以包含在IPG10中有用的其他电路，诸如遥测电路(用于将芯片外与遥测天线27a和/或27b进行对接)、顺从电压发生器29、各种测量电路等。
图3中还示出了串联放置在电极节点ei 39和电极Ei 16(包括外壳电极Ec 12)中的每个之间的电极电流路径中的隔直流电容器Ci 38。隔直流电容器38充当防止DC电流注入患者的安全措施，例如如果刺激电路28中存在电路故障，则可能发生这种情况。隔直流电容器38典型地设置在芯片外(在一个或多个ASIC之外)，并且替代地可以在用于集成其各种组件的IPG 10中的电路板中或其上设置，如US专利申请公开2015/0157861所解释的那样。
尽管未示出，但包括刺激电路28的IPG 10中的电路也可以被包括在外部试验刺激器(ETS)设备中，该ETS设备用于在试验时段期间和在IPG 10植入之前模拟IPG的操作。ETS设备典型地在电极阵列17已经植入患者体内之后使用。电极阵列17中的引线的近端穿过患者的切口并连接到外部穿戴的ETS，从而允许ETS在试验时段期间向患者提供刺激。在USP9,259,574和美国专利申请公开2019/0175915中描述了关于ETS设备的更多细节。
再次参考图2A，所示出的刺激脉冲是双相的，其中每个电极处的每个脉冲包括第一相位30a，随后是相反极性的第二相位30b。双相脉冲有助于主动地恢复可能存储在电极电流路径中的电容元件上的任何电荷，诸如隔直流电容器38、电极/组织界面或组织本身内。为了在每个脉冲的第二脉冲相位30b结束时恢复所有电荷(Vc4＝Vc5＝0V)，第一相位30a和第二相位30b优选地在每个电极处充电平衡，其中这些相位包括相等数量的电荷但极性相反。在所示出的示例中，对于脉冲相位30a和30b中的每个，通过使用相同的脉冲宽度(PWa＝PWb)和相同的幅度(|+I|＝|-I|)来实现这种充电平衡。然而，如已知的，如果两个相位30a和30b的幅度和脉冲宽度的乘积相等，则脉冲相位30a和30b也可以充电平衡。
图3示出刺激电路28可以包括被动恢复开关41i，其在美国专利申请公开2018/0071527和2018/0140831中进一步描述。被动恢复开关41i可以附接到电极节点39中的每个，并且用于在发出第二脉冲相位30b之后被动地恢复在隔直流电容器Ci 38上剩余的任何电荷——即，在不使用DAC电路主动驱动电流的情况下恢复电荷。被动电荷恢复可以是谨慎的，这是因为刺激电路28中的非理想性可能导致不完全电荷平衡的脉冲相位30a和30b。通过闭合被动恢复开关41i，被动电荷恢复典型地发生在脉冲之间的安静时段的至少一部分30c(图2A)期间。如图3中示出的，未耦合到电极节点39的开关41i的另一端连接到公共参考电压，在该示例中，该公共参考电压包括电池14的电压Vbat，尽管可以使用另一参考电压。如上面引用的参考文献中所解释的，被动电荷恢复倾向于通过将电容器并联放置在参考电压(Vbat)和患者组织之间来平衡隔直流电容器38和其他电容元件上的电荷。请注意，被动电荷恢复在图2A中的30c期间示出为小的指数衰减曲线，其可以是正的或负的，这取决于脉冲相位30a或30b是否在给定电极处具有电荷优势。
发明内容
公开了一种可植入医疗设备，其可以包括：第一电极节点，其可耦合到被配置为与患者组织进行电接触的第一电极，以及第二电极节点，其可耦合到被配置为与所述患者组织进行电接触的第二电极，其中所述第一电极节点被配置为经由所述第一电极接收来自所述患者组织的组织信号；放大器，其具有连接到所述第一电极节点的第一输入并且具有连接到所述第二电极节点的第二输入，其中所述放大器产生指示所述组织信号的放大器输出；第一比较器电路，其被配置为接收所述第一输入并生成指示所述第一输入是否满足所述放大器的输入要求的第一输出；第二比较器电路，其被配置为接收所述第二输入并生成指示所述第二输入是否满足所述放大器的输入要求的第二输出；以及第一逻辑电路，其被配置为接收所述第一输出和所述第二输出并生成使能信号，其中所述使能信号指示出指示所述组织信号的放大器输出是有效还是无效。
在一个示例中，所述第一电极节点和第二电极节点包括多个电极节点中的两个，并且其中所述第一电极和第二电极包括多个电极中的两个，其中所述多个电极节点中的每个可耦合到所述多个电极中的不同的一个，其中所述多个电极被配置为与所述患者的组织进行电接触。在一个示例中，可植入医疗设备还包括选择器电路，其被配置为从所述多个电极节点中选择所述第一电极节点和第二电极节点。在一个示例中，可植入医疗设备还包括刺激电路，其被配置为经由所述多个电极中的所选电极在所述组织中产生刺激，其中响应于所述刺激在所述患者的组织中生成所述组织信号。在一个示例中，所述第二电极包括所述可植入医疗设备的导电外壳。在一个示例中，可植入医疗设备还包括引线，其中所述引线包括所述第一电极和第二电极。在一个示例中，第一隔直流电容器介入所述第一电极节点与所述第一电极之间，并且其中第二隔直流电容器介入所述第二电极节点与所述第二电极之间。在一个示例中，组织信号包括神经反应。在一个示例中，可植入医疗设备还包括：第一钳位电路，其被配置为阻止所述第一输入处的电压超过第一值；以及第二钳位电路，其被配置为阻止所述第二输入处的电压超过所述第一值。在一个示例中，所述第一钳位电路还被配置为阻止所述第一输入处的电压低于第二值，并且其中所述第二钳位电路还被配置为阻止所述第二输入处的电压低于第二值。在一个示例中，可植入医疗设备还包括：第一DC电平移位电路，其被配置为在所述第一输入处设置DC电压参考；以及第二DC电平移位电路，其被配置为在所述第二输入处设置所述DC电压参考。在一个示例中，所述放大器包括具有用于接收所述第一输入的第一控制端子的第一输入晶体管，以及具有用于接收所述第二输入的第二控制端子的第二输入晶体管，其中所述第一输入晶体管和第二输入晶体管包括必须分别在所述第一输入和第二输入处被超过以导通所述第一晶体管和第二晶体管的阈值电压。在一个示例中，所述第一比较器电路包括第一比较器，其被配置为在所述第一输出处指示所述第一输入处的电压是否超过所述阈值电压，并且其中所述第二比较器电路包括第二比较器，其被配置为在所述第二输出处指示所述第二输入处的电压是否超过所述阈值电压。在一个示例中，所述第一比较器电路包括：第一比较器，其被配置为指示所述第一输入处的电压是否超过第一电压，第二比较器，其被配置为指示所述第一输入处的电压是否低于第二电压，以及第二逻辑电路，其被配置为接收所述第一比较器和第二比较器的输出并生成所述第一输出，其中所述第一输出指示所述第一输入处的电压是否在所述第一电压和第二电压之间；并且其中，所述第二比较器电路包括：第三比较器，其被配置为指示所述第二输入处的电压是否超过所述第一电压，第四比较器，其被配置为指示所述第二输入处的电压是否低于所述第二电压，以及第二逻辑电路，其被配置为接收所述第三比较器和第四比较器的输出并生成所述第二输出，其中所述第二输出指示所述第二输入处的电压是否在所述第一电压和第二电压之间。在一个示例中，所述第一电压包括所述放大器中的输入晶体管的阈值电压，并且其中所述第二电压包括所述放大器的电源电压。在一个示例中，可植入医疗设备还包括控制电路，其被配置为接收指示所述组织信号的放大器输出，其中所述控制电路利用被配置为分析所述放大器输出的算法编程，其中所述算法的操作由所述使能信号控制。
公开了一种可植入医疗设备，其可以包括：第一电极节点，其可耦合到被配置为与患者组织进行电接触的第一电极，其中所述第一电极节点被配置为经由所述第一电极接收来自所述患者组织的组织信号；放大器，其具有连接到所述第一电极节点的第一输入和可连接到参考电压的第二输入，其中所述放大器产生指示所述组织信号的放大器输出；以及比较器电路，其被配置为接收所述第一输入并生成指示所述第一输入是否满足所述放大器的输入要求的使能信号，其中所述使能信号指示出指示所述组织信号的放大器输出是有效还是无效。
在一个示例中，其中所述第一电极节点包括多个电极节点中的一个，并且其中第一电极包括多个电极中的一个，其中所述多个电极节点中的每个可耦合到所述多个电极中的不同的一个，其中所述多个电极被配置为与所述患者的组织进行电接触。在一个示例中，可植入医疗设备还包括选择器电路，其被配置为从所述多个电极节点中选择所述第一电极节点。在一个示例中，可植入医疗设备还包括刺激电路，其被配置为经由所述多个电极中的所选电极在所述组织中产生刺激，其中响应于所述刺激在所述患者的组织中生成所述组织信号。在一个示例中，所述参考电压包括DC电压。在一个示例中，可植入医疗设备还包括引线，其中所述引线包括所述第一电极。在一个示例中，第一隔直流电容器介入所述第一电极节点和所述第一电极之间。在一个示例中，组织信号包括神经反应。在一个示例中，可植入医疗设备还包括钳位电路，其被配置为阻止所述第一输入处的电压超过第一值。在一个示例中，所述钳位电路还被配置为阻止所述第一输入处的电压低于第二值。在一个示例中，可植入医疗设备还包括DC电平移位电路，其被配置为在所述第一输入处设置DC电压参考。在一个示例中，所述放大器包括具有用于接收所述第一输入的第一控制端子的第一输入晶体管，以及具有用于接收所述第二输入的第二控制端子的第二输入晶体管，其中所述第一输入晶体管和第二输入晶体管包括必须分别在所述第一输入和第二输入处被超过以导通所述第一晶体管和第二晶体管的阈值电压。在一个示例中，所述比较器电路包括比较器，其被配置为在使能信号处指示所述第一输入处的电压是否超过所述阈值电压。在一个示例中，所述比较器电路包括：第一比较器，其被配置为指示所述第一输入处的电压是否超过第一电压，第二比较器，其被配置为指示所述第一输入处的电压是否低于第二电压，以及逻辑电路，其被配置为接收所述第一比较器和第二比较器的输出并生成所述使能信号，其中所述使能信号指示所述第一输入处的电压是否在所述第一电压和第二电压之间。在一个示例中，所述第一电压包括所述放大器中的输入晶体管的阈值电压，并且其中所述第二电压包括所述放大器的电源电压。在一个示例中，可植入医疗设备还包括被配置为接收指示所述组织信号的放大器输出的控制电路，其中所述控制电路利用被配置为分析所述放大器输出的算法编程，其中所述算法的操作由所述使能信号控制。
公开了一种可植入医疗设备，其可包括：第一电极节点，其可耦合到被配置为与患者组织进行电接触的第一电极，以及第二电极节点，其可耦合到被配置为与所述患者组织进行电接触的第二电极，其中所述第一电极节点被配置为经由所述第一电极接收来自所述患者组织的组织信号；放大器，其具有连接到所述第一电极节点的第一输入并且具有连接到所述第二电极节点的第二输入，其中放大器产生第一放大器输出和第二放大器输出，它们一起包括指示组织信号的差分放大器输出；比较器电路，其被配置为从第一放大器输出确定指示第一输入是否满足放大器的输入要求的第一比较器输出，并且从第二放大器输出确定指示第二输入是否满足放大器的输入要求的第二比较器输出；以及逻辑电路，其被配置为接收第一比较器输出和第二比较器输出并生成使能信号，其中使能信号指示出指示组织信号的差分放大器输出是有效还是无效。
在一个示例中，所述第一电极节点和第二电极节点包括多个电极节点中的两个，并且其中所述第一电极和第二电极包括多个电极中的两个，其中所述多个电极节点中的每个可耦合到所述多个电极中的不同的一个，其中所述多个电极被配置为与所述患者的组织进行电接触。在一个示例中，可植入医疗设备还包括选择器电路，其被配置为从所述多个电极节点中选择所述第一电极节点和第二电极节点。在一个示例中，可植入医疗设备还包括刺激电路，其被配置为经由所述多个电极中的所选电极在所述组织中产生刺激，其中响应于所述刺激在所述患者的组织中生成所述组织信号。在一个示例中，所述第二电极包括所述可植入医疗设备的导电外壳。在一个示例中，可植入医疗设备还包括引线，其中所述引线包括所述第一电极和第二电极。在一个示例中，第一隔直流电容器介入所述第一电极节点与所述第一电极之间，并且其中第二隔直流电容器介入所述第二电极节点与所述第二电极之间。在一个示例中，组织信号包括神经反应。在一个示例中，可植入医疗设备还包括：第一钳位电路，其被配置为阻止所述第一输入处的电压超过第一值；以及第二钳位电路，其被配置为阻止所述第二输入处的电压超过所述第一值。在一个示例中，所述第一钳位电路还被配置为阻止所述第一输入处的电压低于第二值，并且其中所述第二钳位电路还被配置为阻止所述第二输入处的电压低于所述第二值。在一个示例中，可植入医疗设备还包括：第一DC电平移位电路，其被配置为在所述第一输入处设置DC电压参考；以及第二DC电平移位电路，其被配置为在所述第二输入处设置所述DC电压参考。在一个示例中，所述放大器包括具有用于接收所述第一输入的第一控制端子的第一输入晶体管，以及具有用于接收所述第二输入的第二控制端子的第二输入晶体管，其中所述第一输入晶体管和第二输入晶体管包括必须分别在所述第一输入和第二输入处被超过以导通所述第一晶体管和第二晶体管的阈值电压。在一个示例中，放大器还包括串联连接在第一输入晶体管和电源电压之间的第一电阻，以及串联连接在第二输入晶体管和电源电压之间的第二电阻，其中第一放大器输出包括第一输入晶体管和第一电阻之间的节点，并且其中第二放大器输出包括第二输入晶体管和第二电阻之间的节点。在一个示例中，比较器电路包括：第一比较器，其被配置为指示第一差分输出处的电压是否低于第一电压；第二比较器，其被配置为指示第二差分输出处的电压是否低于第一电压。在一个示例中，放大器由电源电压供电，并且其中第一电压小于电源电压。在一个示例中，可植入医疗设备还包括控制电路，其被配置为接收指示组织信号的差分放大器输出，其中所述控制电路利用被配置为分析所述放大器输出的算法编程，其中所述算法的操作由所述使能信号控制。
公开了一种可植入医疗设备，其可以包括：第一电极节点，其可耦合到被配置为与患者组织进行电接触的第一电极，其中所述第一电极节点被配置为经由所述第一电极接收来自所述患者组织的组织信号；放大器，其具有连接到所述第一电极节点的第一输入和可连接到参考电压的第二输入，其中放大器产生第一放大器输出和第二放大器输出，它们一起包括指示组织信号的差分放大器输出；以及比较器电路，其被配置为从第一放大器输出确定指示第一输入是否满足放大器的输入要求的使能信号，其中该使能信号指示出指示组织信号的差分放大器输出是有效还是无效。
在一个示例中，其中所述第一电极节点包括多个电极节点中的一个，并且其中第一电极包括多个电极中的一个，其中所述多个电极节点中的每个可耦合到所述多个电极中的不同的一个，其中所述多个电极被配置为与所述患者的组织进行电接触。在一个示例中，可植入医疗设备还包括选择器电路，其被配置为从所述多个电极节点中选择所述第一电极节点。在一个示例中，可植入医疗设备还包括刺激电路，其被配置为经由所述多个电极中的所选电极在所述组织中产生刺激，其中响应于所述刺激在所述患者的组织中生成所述组织信号。在一个示例中，所述参考电压包括DC电压。在一个示例中，可植入医疗设备还包括引线，其中所述引线包括所述第一电极。在一个示例中，第一隔直流电容器介入所述第一电极节点和所述第一电极之间。在一个示例中，组织信号包括神经反应。在一个示例中，可植入医疗设备还包括钳位电路，其被配置为阻止所述第一输入处的电压超过第一值。在一个示例中，所述钳位电路还被配置为阻止所述第一输入处的电压低于第二值。在一个示例中，可植入医疗设备还包括DC电平移位电路，其被配置为在所述第一输入处设置DC电压参考。在一个示例中，所述放大器包括具有用于接收所述第一输入的第一控制端子的第一输入晶体管，以及具有用于接收所述第二输入的第二控制端子的第二输入晶体管，其中所述第一输入晶体管和第二输入晶体管包括必须分别在所述第一输入和第二输入处被超过以导通所述第一晶体管和第二晶体管的阈值电压。在一个示例中，放大器还包括串联连接在第一输入晶体管和电源电压之间的第一电阻，以及串联连接在第二输入晶体管和电源电压之间的第二电阻，其中第一放大器输出包括第一输入晶体管和第一电阻之间的节点，并且其中第二放大器输出包括第二输入晶体管和第二电阻之间的节点。在一个示例中，比较器电路包括：比较器，其被配置为指示第一差分输出处的电压是否低于第一电压。在一个示例中，放大器由电源电压供电，并且其中第一电压小于电源电压。在一个示例中，可植入医疗设备还包括控制电路，其被配置为接收指示组织信号的差分放大器输出，其中所述控制电路利用被配置为分析所述放大器输出的算法编程，其中所述算法的操作由所述使能信号控制。
公开了一种可植入医疗设备，其可以包括：第一电极节点，其可耦合到被配置为与患者组织进行电接触的第一电极，以及第二电极节点，其可耦合到被配置为与所述患者组织进行电接触的第二电极，其中所述第一电极节点被配置为经由所述第一电极接收来自所述患者组织的组织信号；放大器，其具有连接到所述第一电极节点的第一输入并且具有连接到所述第二电极节点的第二输入，其中所述放大器产生指示所述组织信号的放大器输出；第一钳位电路，其被配置为阻止所述第一输入处的电压超过第一值；以及第二钳位电路，其被配置为阻止所述第二输入处的电压超过所述第一值。
在一个示例中，所述第一钳位电路还被配置为阻止所述第一输入处的电压低于第二值，并且其中所述第二钳位电路还被配置为阻止所述第二输入处的电压低于所述第二值。在一个示例中，所述第一电极节点和第二电极节点包括多个电极节点中的两个，并且其中所述第一电极和第二电极包括多个电极中的两个，其中所述多个电极节点中的每个可耦合到所述多个电极中的不同的一个，其中所述多个电极被配置为与所述患者的组织进行电接触。在一个示例中，可植入医疗设备还包括选择器电路，其被配置为从所述多个电极节点中选择所述第一电极节点和第二电极节点。在一个示例中，可植入医疗设备还包括刺激电路，其被配置为经由所述多个电极中的所选电极在所述组织中产生刺激，其中响应于所述刺激在所述患者的组织中生成所述组织信号。在一个示例中，所述第二电极包括所述可植入医疗设备的导电外壳。在一个示例中，可植入医疗设备还包括引线，其中所述引线包括所述第一电极和第二电极。在一个示例中，第一隔直流电容器介入所述第一电极节点与所述第一电极之间，并且其中第二隔直流电容器介入所述第二电极节点与所述第二电极之间。在一个示例中，组织信号包括神经反应。
公开了一种可植入医疗设备，其可以包括：第一电极节点，其可耦合到被配置为与患者组织进行电接触的第一电极，以及第二电极节点，其可耦合到被配置为与所述患者组织进行电接触的第二电极，其中所述第一电极节点被配置为经由所述第一电极接收来自所述患者组织的组织信号；放大器，其具有连接到所述第一电极节点的第一输入并且具有连接到所述第二电极节点的第二输入，其中所述放大器产生指示所述组织信号的放大器输出；第一DC电平移位电路，其被配置为在所述第一输入处设置DC电压参考；以及第二DC电平移位电路，其被配置为在所述第二输入处设置所述DC电压参考。
在一个示例中，所述第一电极节点和第二电极节点包括多个电极节点中的两个，并且其中所述第一电极和第二电极包括多个电极中的两个，其中所述多个电极节点中的每个可耦合到所述多个电极中的不同的一个，其中所述多个电极被配置为与所述患者的组织进行电接触。在一个示例中，可植入医疗设备还包括选择器电路，其被配置为从所述多个电极节点中选择所述第一电极节点和第二电极节点。在一个示例中，可植入医疗设备还包括刺激电路，其被配置为经由所述多个电极中的所选电极在所述组织中产生刺激，其中响应于所述刺激在所述患者的组织中生成所述组织信号。在一个示例中，所述第二电极包括所述可植入医疗设备的导电外壳。在一个示例中，可植入医疗设备还包括引线，其中所述引线包括所述第一电极和第二电极。在一个示例中，第一隔直流电容器介入所述第一电极节点与所述第一电极之间，并且其中第二隔直流电容器介入所述第二电极节点与所述第二电极之间。在一个示例中，组织信号包括神经反应。
附图说明
图1示出了根据现有技术的可植入脉冲发生器(IPG)。
图2A和图2B示出了根据现有技术可由IPG产生的刺激脉冲的示例。
图3示出了根据现有技术可用于IPG的刺激电路。
图4示出了改进的IPG，其具有神经反应感测和取决于这种感测来调整刺激的能力。
图5A-图5D示出了产生神经反应的刺激，并且使用差分放大器在IPG的至少一个电极处感测该神经反应。
图6A和图6B示出了具有用于感测神经反应的差分放大器的感测放大器电路的第一示例，包括用于差分放大器的输入的钳位电路、用于确定输入的大小是否太低的比较器电路、以及用于生成通知差分放大器的输出何时有效的使能信号的逻辑电路。
图7A和图7B示出了类似于图6A和图6B的感测放大器电路的第二示例，但是包括用于确定输入的大小是太低还是太高的比较器电路。
图8示出了与上述类似的感测放大器电路的第三示例，包括：用于确定差分放大器的输出对于感测是否有效、并且生成通知差分放大器的输出何时有效的使能信号的比较器电路。
图9示出了结合图7A和图8的方法的感测放大器电路的第四示例。
图10A和图10B示出了在差分感测模式中使用的感测放大器电路的其他示例，其中对差分放大器的输入之一被设置为DC电压。
具体实施方式
在脉冲发生器系统中，并且特别是在脊髓刺激器(SCS)脉冲发生器系统中，越来越有趣的发展是增加感测能力以补充这种系统提供的刺激。例如，并且如美国专利申请公开2017/0296823中所解释的，感测从SCS脉冲发生器接收到刺激的神经组织中的神经反应可能是有益的。一种这样的神经反应是诱发复合动作电位(ECAP)。ECAP包括由刺激募集的神经纤维提供的累积反应，并且本质上包括募集的纤维在其“点火(fire)”时的动作电位的总和。ECAP在图4中示出，并且包括多个峰值，这些峰值照惯例用P标记为正峰值，并且用N标记为负峰值，其中P1包括第一正峰值，N1包括第一负峰值，P2包括第二正峰值，等等。注意，并非所有ECAP都将具有如图4中示出的确切形状和峰值数量，这是因为ECAP的形状是被募集并参与其传导的神经纤维的数量和类型的函数。ECAP通常是小信号，并且可能具有近似数十微伏至数十毫伏的峰间幅度。
图4中还示出了用于IPG 100(或ETS)的电路，其能够提供刺激并感测产生的ECAP或其他神经反应或信号。IPG 100包括控制电路102，其可以包括微控制器，例如诸如由德州仪器制造的部件号MSP430，其在http://www.ti.com/lsds/ti/microcontroller/16-bit_msp430/overview.page？DCMP＝MCU_other&HQS＝msp430处的数据表中描述。也可以使用其他类型的控制器电路来代替微控制器，诸如微处理器、FPGA、DSP或这些的组合等。控制电路102也可以全部或部分地形成在一个或多个专用集成中电路(ASIC)中，诸如前面描述的那些。
IPG 100还包括刺激电路28以在电极16处产生刺激，其可以包括之前示出的刺激电路28(图3)。总线118向一个或多个PDAC 40i或NDAC 42i提供来自控制电路102(并且可能来自ECAP算法124，下面描述)的数字控制信号以产生用于刺激脉冲的规定幅度(I)的电流或电压，并且具有正确的时序(PW,f)。如前面提到的，DAC可以在顺从电压VH和接地之间被供电。还如前面提到的，但未在图4中示出，开关矩阵可以介入在PDAC和电极节点39之间以及NDAC和电极节点之间，以将它们的输出路由到电极中的一个或多个，包括导电外壳电极12(Ec)。开关矩阵的控制信号(如果存在的话)也可以由总线118承载。注意，到电极16的电流路径包括前面描述的隔直流电容器38，其通过防止无意中向电极和向患者组织供应DC电流来提供安全性。也可以存在被动恢复开关41i(图3)，但为了简单起见未在图4中示出。
IPG 100还包括感测电路115，并且可以使用电极16中的一个或多个来感测神经反应，诸如之前描述的ECAP。在这方面，每个电极节点39还可耦合到感测放大器电路110。在总线114的控制下，多路复用器108可以通过在给定的时间将一个或多个电极耦合到感测放大器电路110来选择一个或多个电极以作为感测电极操作，如下文进一步解释的。尽管图4中仅示出了一个多路复用器108和感测放大器电路110，但可以不止一个。例如，可以存在四个多路复用器108/感测放大器电路110配对，每个配对可在由IPG 100支持的四个时序通道之一内操作以提供刺激。包括ECAP的模拟波形优选地由一个或多个模数转换器(一个或多个ADC)112转换为数字信号，其可以例如以50kHz对波形进行采样。一个或多个ADC 112也可以驻留在控制电路102内，特别是如果控制电路102具有A/D输入的话。多路复用器108还可以向感测放大器电路110提供参考电压Vamp，这在单端感测模式中是有用的，如稍后参考图10A和图10B所解释的。
为了不绕过由隔直流电容器38提供的安全性，到感测放大器电路110的输入优选地取自电极节点39，并且因此隔直流电容器38介入在其中感测ECAP的电极16和电极节点39之间。然而，因为隔直流电容器38将使AC信号通过同时阻断DC分量，所以AC ECAP信号将通过电容器38并且仍然容易被感测放大器电路110感测。在其他示例中，ECAP可以直接在电极16处被感测而无需通过介于中间的电容器38。
如示出的，ECAP算法124被编程到控制电路102中以接收和分析数字化的ECAP。本领域技术人员将理解ECAP算法124可以包括可以存储在非暂时性机器可读介质上的指令，诸如IPG 100内的磁、光或固态存储器(例如，与控制电路102相关联地存储)。
在图4中示出的示例中，ECAP算法124在IPG 100内操作以确定一个或多个ECAP特征，其可以包括但不限于：
·ECAP中存在的任何峰(例如，H_N1)的高度；
·任何两个峰之间的峰间高度(诸如从N1到P2的H_PtoP)；
·峰高比(例如，H_N1/H_P2)；
·任何峰的峰宽(例如，N1的半峰全宽，FWHM_N1)；
·任何峰下的面积(例如，A_N1)；
·总面积(A_tot)，包括减去或加上负峰下面积的正峰下面积；
·ECAP曲线任何部分的长度(例如，从P1到N2的曲线长度，L_P1toN2)
·定义ECAP的至少一部分的持续时间的任何时间(例如，从P1到N2的时间，t_P1toN2)；
·从刺激到发出ECAP的时间延迟，其指示出ECAP的神经传导速度，其在不同类型的神经组织中可能有所不同；
·这些变量的任何数学组合或函数(例如，H_N1/FWHM_N1通常会指定峰值N1的品质因数)。
一旦ECAP算法124确定这些特征中的一个或多个，它就可以调整IPG 100提供的刺激，例如通过经由总线118向刺激电路28提供新数据。这在美国专利申请公开2017/0296823和2019/0099602中进一步解释。在一个简单的示例中，ECAP算法124可以检查ECAP的高度(例如，它的峰间电压)，并以闭环方式调整刺激电流的幅度I以尝试将ECAP保持在期望值。
图5A和图5B示出了经皮引线15，并且示出了图2A的刺激程序示例，其中电极E4和E5用于以双极刺激模式产生脉冲，其中(在第一相位30a期间)E4包括阳极并且E5包括阴极，尽管也可以使用其他电极布置(例如，三极等)。这种刺激在选定电极周围的患者组织体积中产生电磁(EM)场130。EM场130内的神经纤维中的一些将被募集和点火，特别是靠近阴极电极E5的那些。希望神经纤维点火的总和将掩盖SCS应用中指示疼痛的信号，从而提供所期治疗。募集到的神经纤维总计产生ECAP，它可以从头侧(rostrally)向大脑行进，并且可以从尾侧(caudally)远离大脑。ECAP通过神经传导穿过脊髓，其速度取决于参与传导的神经纤维。在一个示例中，ECAP可以以大约5cm/1ms的速度移动。
ECAP优选地使用两个电极差别性感测，并且图5A和图5B示出了不同的示例。在图5A中，引线15上的单个电极E8用于感测(S+)，另一个信号用作参考(S-)。在该示例中，感测参考S-包括电极阵列17中更远的电极或(如示出的)外壳电极Ec。(然而，参考S-也可以包括由IPG 100提供的固定电压，诸如接地，在这种情况下，可以说感测是单端的而不是差分的)。在图5B中，两个基于引线的电极用于感测，这些电极彼此相邻或至少彼此相对靠近。具体而言，在该示例中，电极E8再次用于感测(S+)，相邻的电极E9提供参考(S-)。这也可以翻转，E8为电极E9(S+)处的感应提供参考(S-)。感测不同电极处的给定ECAP可以允许ECAP算法124了解在电极中的每个处ECAP的到达之间的时间差。如果电极之间的距离x已知，则ECAP算法124可以计算ECAP的速度。如上面提到的，ECAP速度指示参与神经募集和传导的神经纤维，其以自己的权利可以有趣地知道，并且这对于ECAP算法124在调整由刺激电路28提供的刺激方面可能是有用的。
图5C示出了刺激程序的波形，以及会在感测电极E8(S+)处组织中出现的信号。除了包括要感测的ECAP之外，感测电极S+处的信号还包括刺激伪影134。刺激伪影134包括由于刺激即由于EM场130而在组织中形成的电压。如美国专利申请公开2019/0299006中描述的，用于在组织中形成电流的PDAC和NDAC具有高输出阻抗。这会导致组织中的电压在接地和用于为DAC供电的顺从电压VH之间变化，如前面提到的，其可以是高电压(例如，高达18V)。给定感测电极S+或其参考S-处的刺激伪影134的大小因此可以很高(例如，几伏)，并且明显高于ECAP的大小。感测电极S+和S-处的刺激伪影134的大小取决于许多因素。例如，如果感测电极更靠近用于提供刺激的电极(E4、E5)，则刺激伪影134将更大。刺激伪影134在提供脉冲期间通常也更大，尽管由于组织的电容性质，即使在脉冲(即，脉冲的最后相位30b)停止之后，刺激伪影134可能仍然存在，这阻止电场130立即消散。
相对大信号背景刺激伪影134可以使得在感测放大器电路110处难以分辨和感测小信号ECAP。为了改善这种担忧，使用远离刺激电极的感测电极S+可能是有益的。参见例如2019年10月23日提交的美国专利申请序列号16/661,549。这可能是有益的，这是因为刺激伪影134在远距离感测电极(distant sensing electrode)处会很小，并且这是因为ECAP将在刺激伪影134可能已经消散时的稍后时间通过远距离感测电极(例如，图5C中的ECAP2)。然而，使用远距离感测电极并不总是可行或实用的。一方面，电极阵列17可能简言之不够大，并且因此没有电极可能适当地足够远离刺激电极以理想地作为感测电极操作。同样，ECAP的大小也随着与刺激电极的距离增加而减弱，并且因此虽然刺激伪影134在更远距离感测电极处会更小，ECAP也会是如此，再次使感测变得困难。
在刺激伪影134较小的时段期间，感测ECAP也可能更容易。例如，并且如图5C中示出的，在脉冲(即，其相位)正发出的时间期间(30a和30b)，刺激伪影134可能相对较大，使得在该时间期间对ECAP(例如ECAP1)的感测特别困难。然后，当刺激伪影较小且在减少时(例如，ECAP2)，可能期望在脉冲停止后感测ECAP。然而，在脉冲停止后感测ECAP并不总是可能的，这取决于各种因素。例如，如果感测电极S+靠近刺激电极，如果脉冲的脉冲宽度(或其相位)相对较长，或者如果ECAP的速度相对较快，则不可能总是在脉冲停止后感测到ECAP。此外，可能需要在脉冲停止后使用被动电荷恢复。如前面提到的，被动电荷恢复涉及通过被动电荷恢复开关41i(图3)将电极节点39短接到(short to)参考电压(例如，Vbat)。当被动电荷恢复开关闭合时，ECAP感测可能是困难的，这是因为在此时间期间承载ECAP到感测放大器电路110的电极节点39将短接到参考电压。因此，在某些情况下可能有必要在提供脉冲或其相位之一期间感测ECAP。
差分感测(其中参考电极S-也暴露于组织并因此至少在一定程度上暴露于刺激伪影134)可以辅助ECAP分辨，并且在图5D中示出。示出了感测放大器电路110的简单示例，其包括差分放大器111。还示出了差分放大器111内的电路的简单示例，但是应当注意的是，存在许多不同的差分放大器电路并且也可以使用它们。应理解，多路复用器108(图4)或其他选择器电路可存在于电极节点39与差分放大器111之间，但为简单起见未在图5D中示出。
感测电极S+和感测参考电极S-通过隔直流电容器38(如果使用的话)耦合以在电极节点39处导出信号X+和X-，这些信号被呈现给差分放大器111的正输入端和负输入端。如前面提到的，信号X+和X-将与所选感测电极处存在的S+和S-基本相同，但去除了DC信号分量。X+和X-被提供给差分放大器111中的晶体管M+和M-的栅极(控制端子)。晶体管M+和M-的漏极连接到输出端D+和D-，输出端D+和D-继而经由电阻R+和R-耦合到放大器的电源电压Vdd。晶体管M+和M-的源极通过公共偏置晶体管Mb作为另一个电源电压连接到地，这设置了总电流Ib，其总计可以通过差分放大器的支路(I+,I-)中的每个。电阻R+和R-相等并表示为简单的电阻器，尽管也可以使用主动设备(例如PMOS晶体管)。放大器111的输出Vo等于输出端D+和D-处的电压差，其继而受到X+和X-处存在的信号差的影响。信号X+和X-(如果不同的话)会将晶体管M+和M-导通到不同的程度，从而导致不同的电流I+和I-流过每条支路。这会跨电阻R+和R-产生不同的电压降，并且因此在D+和D-处产生不同的电压。简而言之，Vo＝D+-D-＝A(X+-X-)，其中A是放大器的增益。
如果刺激伪影134同时存在于感测电极S+和参考电极S-处，则差分放大器111将从输出中减去刺激伪影作为共模电压，理想地仅留下ECAP在输出处被感测。注意，刺激伪影134的大小在感测电极S+和S-处可能不完全相同，这并不奇怪，因为每个都必须位于距刺激电极不同的距离处，并且因此刺激伪影的共模去除可能并不完美。然而，差分感测允许至少在一定程度上去除刺激伪影134，使得更容易解析小信号ECAP。
然而，如图5D中示出的差分感测可能是有问题的，特别是因为差分放大器111中固有的限制。如前面提到的，刺激伪影134可以在组织中变化几伏，并且X+和X-可能超过差分放大器111的输入要求。注意差分放大器111由电源Vdd供电。该电源Vdd典型地近似在3.3V左右，从而允许差分放大器111简单且方便地由标准低电压晶体管诸如M+和M-制成。虽然如果X+和X-略高于Vdd，差分放大器111仍然可以工作，但如果X+和X-明显更高，放大器操作最终会受到损害，这完全可能取决于环境。此外，如果X+和X-太高，则输入晶体管M+和M-会损坏，导致差分放大器111不起作用。
X+和X-也可能太低而不允许进行准确的感测。在这方面，输入晶体管M+和M-在此示例中是NMOS晶体管，它们具有固有的栅极阈值电压(例如，Vtt＝0.7V)，这意味着这些晶体管的栅极处的X+和X-必须高于Vtt才能导通晶体管并在每条支路中产生可观的电流I+和I-。如果X+或X-低于Vtt，则I+和I-不会在很大程度上流动。这意味着X+中存在的ECAP可能无法检测到，或者由刺激伪影134提供的共模电压将不会被差分放大器111正确减去。
简而言之，感测放大器电路110中的输入X+和X-应该高于输入晶体管M+和M-的阈值电压，并且(优选地)低于差分放大器111的电源电压Vdd。此外，因为X+和X-可能足够高以损坏差分放大器111，所以期望在感测放大器电路110中进一步考虑以确保这不会发生。
图6A和图6B描述了设计用于解决这些问题的感测放大器电路200的第一示例，并且包括用于补充差分放大器111的附加电路。除了向控制电路102/ECAP算法124提供ECAP信号以用于在输出端145处分析之外，感测放大器电路200提供一个或多个使能信号(例如，En)来通知ECAP算法124何时X+和X-的大小使得ECAP算法124可以认为输出端145处的ECAP是有效的。如下文进一步解释，当X+和X-具有与差分放大器111的输入要求一致的大小时，使能信号En被发出为有效。
作为初步事项，注意差分放大器111可以在呈现给控制电路102和ECAP算法124之前将其输出提供给各种处理电路147。例如，差分放大器111的差分输出(D+和D-)可以提供给另一个差分放大器146的输入，并提供给又一串联的差分放大器等。这可以有助于增加检测到的ECAP信号的增益，这是因为每个放大器级的增益将成倍增加(A1*A2等)。跟随器电路或缓冲器也可以串联使用作为差分放大器111和ADC 112之间的处理电路147的一部分，但未示出这样的级。此外，处理电路147可以包括低通滤波器(LPF)148以去除ECAP信号中不感兴趣的或与ADC 112将对信号采样的速率不一致的高频分量。在一个示例中，LFP 148去除了25kHz或更高的频率分量。处理电路147可以被认为是控制电路102的一部分。
为了防止差分放大器111(即，串联的第一差分放大器)损坏或不当操作，输入X+和X-分别设置有钳位电路142+和142-。在所示出的示例中，钳位电路142+包括串联连接的二极管144a和144b，其在低钳位参考电压参考(Vcl)和高钳位参考电压(Vch)之间正向偏置，并且信号X+连接到二极管之间的节点。Vcl和Vch优选地包括接地和电源电压Vdd(例如，3.3V)。在该示例中，假设二极管144a和114b具有0.6V的正向偏置阈值电压(Vtd)。如果X+处的电压小于-0.6伏，二极管144a将导通(接通)。由于这种电导具有非常低的电阻，因此X+被有效地钳位到Vmin＝-0.6伏的最小值。如果假设Vdd＝3.3V，则如果X+大于3.9V伏，二极管144b将导通，这会将X+钳位到Vmax＝3.9V的最大值。如果X+处的电压处于或介于-0.6和3.9伏之间，钳位电路142+中的二极管144a和144b都不会导通。钳位电路142-类似，但连接到信号X-，并且因此类似地将X-钳位到-0.6和3.9伏处或之间的电压。
总而言之，钳位电路142+和142-允许X+和X-在不钳位的情况下(如果它们在-0.6和3.9伏之间的话)传递到差分放大器111的输入，否则将这些信号上的电压钳位不超过3.9伏或不低于-0.6V。这保护了差分放大器111。如上面提到的，如果输入X+或X-明显高于电源电压Vdd，则输入晶体管M+和M-可能被损坏。此外，如果输入X+或X-太低，则放大器111也可能无法正常工作，这是因为这些晶体管M+和M-的漏极的源极可能开始泄漏到这些晶体管的衬底。
可以对钳位电路142+和142-进行修改以调整不发生钳位的可允许电压的窗口。例如，Vcl和Vch可能由它们自己的发生器电路(类似于141，下面讨论)生成，以产生不同于接地和Vdd的独特值。也可以串联使用两个以上的二极管；例如，可以串联使用四个二极管，并且如果X+或X-连接在中间的两个二极管之间，则这会将窗口电压从-1.2V(接地-2Vtd)扩展到4.5V(Vdd+2Vtd)。也可以使用齐纳二极管，它可能会击穿并因此将X+或X-钳位在指定的反向偏置电压处。
感测放大器电路200还包括DC电平移位电路143+和143-以将信号X+和X-设置为与差分放大器111的输入要求一致的DC电压参考。如上面讨论的，如果信号X+和X-的大小会导致电流I+和I-在放大器的每个支路中流动，则差分放大器111才能可靠地工作。在这方面，要感测小信号ECAP，X+和X-应高于放大器输入晶体管M+和M-的阈值电压(例如，大于Vtt＝0.7V)。进一步优选地是，X+和X-不超过差分放大器的电源电压Vdd(例如，Vdd＝3.3V)以用于适当的放大器操作。因此，提供给差分放大器111的信号优选地相对于该操作范围内的DC电压参考进行参考。该参考可以包括1/2Vdd(例如，1.65V)，其包括Vdd和接地之间的中点。更优选地，DC电压参考可以包括1/2(Vdd-Vtt)+Vtt(例如，2.0V)，这是因为该值将是操作范围0.7V和3.3V内的中点，并且因此允许X+和X-从基准对称摆动+/-1.3V，同时仍然提供适合操作差分放大器111的输入大小。
DC电压参考的大小可以经由DC电平移位电路143+和143-设置在信号X+和X-处。虽然这种电路可以采用不同的形式，但在所示出的示例中，它们包括电阻梯，包括串联偏置在Vdd和接地之间的电阻器Ra和Rb，其中信号X+和X-连接到电阻器之间的节点。这会将X+和X-的DC电压参考设置为Ra/(Ra+Rb)*(Vdd-ground)。因此，通过适当地设置Ra和Rb的值，DC电压参考可以设置为Vdd和接地之间的任何所期值，诸如2.0V。然后通过电容器38(诸如ECAP和/或刺激伪影134)耦合到X+和X-的AC信号然后将参考(并且骑在顶上)这个DC电压参考。一般来说，这允许差分放大器111受X+处的ECAP影响，这是因为ECAP和DC电压参考的叠加将导致电流I+的变化。优选地，Ra和Rb是大电阻，诸如1兆欧或更高。
感测放大器电路200中还存在比较器电路150+和150-，它们分别连接到信号X+和X-。比较器电路150+和150-的目标是分别确定信号X+和X-是否具有可靠的大小来感测ECAP，并且经由生成使能信号En将其指示给ECAP算法124。即使通过DC电平移位电路143+和143-在X+和X-处建立了DC电压参考(例如，2.0V)，刺激伪影134的AC性质也会导致与该基线的较大变化。使能信号En可取决于X+和X-处的电压不时地改变，并且因此存在使能信号向ECAP算法124指示出输出端145正提供可靠ECAP数据(该数据对于在输出端145处评估是有效的)的(多个)时间(‘0’)，以及指示出输出端145未产生可靠ECAP数据并且可被忽略的(多个)时间(‘1’)。
比较器电路150+包括比较器154+，其在其负输入端处接收X+并且在其正输入端接收低感测参考电压Vsl。在一个示例中，Vsl由电压发生器141设置为确保X+足够高以适当地接通差分放大器111中的晶体管M+的值。可以使用许多不同类型的发生器电路来产生Vsl，包括带隙发生器电路，但图6A示出了使用与可调电流源串联的简单电阻器将Vsl设置为正确值。在一个示例中，Vsl等于(或可能略高于)M+的阈值电压，即，Vsl＝Vtt＝0.7V。如果X+高于Vsl，则比较器154+将在信号Y+处输出‘0’；相比之下，如果X+低于Vsl，则比较器将在信号Y+处输出‘1’。比较器电路150-在构造和操作上类似于比较器电路150+，并且包括比较器154-以将X-与Vsl进行比较并确定X-何时适当地高(Y-＝‘0’)或太低(Y-＝‘1’)。
虽然信号Y+和Y-可以被发送到控制电路102/ECAP算法124以作为单独的使能信号操作，但在优选示例中，这些信号被提供给逻辑电路，诸如产生单个使能信号En的或门158。因此，如果Y+或Y-等于‘1’，这意味着X+或X-太低而无法适当地操作差分放大器，则En＝‘1’。因此，在这种情况下，ECAP算法124可以忽略在输出端145处报告的ECAP，并且替代地仅在En＝‘0’时将其视为报告的有效ECAP，其中Y+和Y-均为‘0’。图6B总结了感测放大器电路200的操作，示出了X+和X-没有被钳位(在Vmax＝3.9和Vmin＝0.6之间)的窗口，并且示出了它们适合感测的窗口(大于Vsl＝0.7)。请注意，感测窗口有效地限制在Vmax处，这是因为V+和V-不能超过此值。
注意，Vsl的大小、以及可能比较器154+和154-的操作，可以取决于构建差分放大器111的方式。例如，如果差分放大器111中的晶体管M+和M-是PMOS晶体管，则Vsl可以替代地包括提供给比较器154+和154-的负输入端的高感测参考电压Vsh(例如，Vdd-Vtt)，其中X+和X-被提供给比较器的正输入端。如果在这种情况下X+或X-低于Vsh，这对于正常差分放大器111操作是必要的，则比较器154+或154-将输出‘0’，并且En＝‘0’，向ECAP算法124指示可以可靠地感测ECAP。如果X+或X-中的任何一个高于Vsh，则En＝‘1’，指示相反。
图7A和图7B描述了感测放大器电路210的第二示例。感测放大器电路210类似于感测放大器电路200，并且包括钳位电路142+和142-以及DC电平移位电路143+和143-，如前面描述的。然而，比较器电路150+和150-分别包括附加比较器152+和152-。虽然比较器154+和154-被设计成在X+和X-对于有效ECAP感测来说太低时通知，但是比较器152+和152-被设计成在X+和X-对于有效ECAP感测来说何时太高时通知。在这方面，即使钳位电路142+和142-会将X+和X-钳位到最大电压Vmax(例如，3.9V)，可能仍然期望仅当X+和X-低于此最大值时才使能ECAP感测。如前面提到的，X+和X-的高值也会对差分放大器111的操作产生不利影响，即使这样的高值没有损坏放大器的风险。此外，如果X+和X-显着高而导致钳位电路142+和142-中的二极管144b导通，则ECAP感测将不可靠。
在这方面，X+和X-被发送到比较器152+和152-的正输入端。为负输入端提供高感测参考电压Vsh。与Vsl一样，Vsh可以设置为不同的值(使用类似141的发生器电路)，但在优选示例中，Vsh被设置为电源电压Vdd(例如，3.3V)。以此方式，如果X+或X-大于Vsh，则比较器152+和152-分别输出‘1’。在比较器电路150+中，比较器152+和154+的输出被提供给逻辑电路，诸如输出信号Y+的或门156+。同样，在比较器电路150-中，比较器152-和154-的输出被提供给输出信号Y-的或门156-。信号Y+通知X+是否太高(‘1’)、太低(‘1’)或适合ECAP感测(‘0’)，并且信号Y-同样通知X-是否太高(‘1’)、太低(‘1’)或适合ECAP感测(‘0’)。如在电路200(图6A)中，这些输出Y+和Y-被提供给或门158以产生用于ECAP感测的使能信号En。图7B总结了感测放大器电路210的操作，示出了X+和X-没有被钳位的窗口(在Vmax＝3.9和Vmin＝0.6之间)，并且示出了它们适合感测的窗口(在Vsl＝0.7和Vsl＝3.3V之间)。感测放大器电路210是优选的，这是因为感测窗口小于不发生钳位的窗口并且在该窗口内。这样，在X+或X-变得太大或太小而无法被它们的钳位电路142+和142--钳位之前，ECAP感测被禁用(En＝‘1’)。
比较器电路150+和150-不必包括分立的比较器，诸如152+、152-、154+和154+。相反，比较器电路150+和150-可以包括模数转换器(ADC)以产生X+和X-的数字表示，其可以包括分立电路，或者其可以包括控制电路102的ADC输入。然后可以将X+和X-的数字化值与各种阈值进行数字比较(例如，在控制电路102中)以确定它们是否满足差分放大器111的输入要求，例如，查看X+和X-是否每个在Vsl和Vsh之间。这些确定的结果可以表示为数字信号Y+和Y-(例如，再次在控制电路102中)，其由逻辑电路(例如，再次在控制电路102中)使用来确定使能信号En。在这方面，注意比较器电路150+和150-可以至少部分地形成在控制电路102中或使用其他数字逻辑电路形成。
图8示出了感测放大器电路220的另一个示例。与其他示例一样，感测放大器电路220包括钳位电路142+和142-以将X+和X-钳位至最大值(Vmax)并且优选地也是最小值(Vmin)值。然而，在感测放大器电路220中，是否指示ECAP感测以及使能信号En的值由比较器电路166设置，其与较早描述的比较器电路150+和150-相比而言不同。相反，在感测放大器电路220中，比较器电路166有效地测量差分放大器111的每个支路中的电流I+和I-，以确保两个支路都产生指示适当放大器操作的合适电流。
如前面提到的，如果晶体管M+和M-都导通以在它们的支路中产生显着的电流I+和I-，则差分放大器111才能操作以感测ECAP。在这方面，差分放大器输出D+和D-可由比较器电路166评估以验证这样的电流是否正在流动。在差分放大器111的示例中，支路电流I+和I-流经电阻器R+和R-，使得D+等于Vdd-(I+*R+)并且D-等于Vdd-(I-*R-)。如果显着电流I+和I-正流动，则D+和D-因此较低。如果这些电流太小或微不足道，则D+和D-将太高。
因此，比较器电路166可以包括比较器168+和168-以计量差分输出D+和D-的大小，正如刚刚提到的，它们指示流经差分放大器支路的电流I+和I-以及因此符合放大器的输入要求。比较器168+在其正输入端接收D+，而比较器168-在其正输入端接收D-。比较器168+和168-的负输入端由发生器电路161设置为参考电压Vref。同样，发生器电路可以采用不同形式，但在图8中示出为与电阻R串联的可调电流。Vref优选地略低于电源电压Vdd，诸如比Vdd小150mV。这些输出Y+和Y-可以被发送到或门170以产生使能信号En，其通知ECAP算法124在输出端145处存在的ECAP信号对于ECAP感测是否有效。如果差分放大器111中的I+或I-均显着(因为X+和X-显着高)，则D+或D-两者将低于Vref，并且比较器168+或168-两者将针对Y+和Y-输出‘0’。或门170继而将使能信号En输出为‘0’，指示出输出端145处的ECAP对于感测是有效的。相比之下，如果差分放大器111中的I+或I-中的任一个或两者太小(因为X+或X-中的任一个或两者太低)，则D+或D-中的任一个或两者将高于Vref，并且比较器168+或168-中的任一个或两者将输出‘1’。或门170继而将使能信号En输出为‘1’，从而向ECAP算法124指示出输出端145不承载有效且可靠的ECAP信号，并且因此输出端145应被忽略。
比较器电路166，如150+和150-，无需必然地包括分立的比较器诸如168+和168-。比较器电路166可包括模数转换器(ADC)以产生D+和D-的数字表示，其可包括分立电路，或可包括控制电路102的ADC输入。D+和D-的数字化值然后可以与Vref数字地比较(例如，在控制电路102中)。这些确定的结果可以被表达为数字信号Y+和Y-(例如，再次在控制电路102中)，其被如上的逻辑电路(例如，再次在控制电路102中)使用来确定使能信号En。因此，与比较器电路150+和150-一样，比较器电路166可以至少部分地形成在控制电路102中或使用其他数字逻辑电路形成。
如在其他示例中，可以取决于所使用的差分放大器111的类型来修改感测放大器电路220。
感测放大器电路的各种示例也可以以各种方式组合。例如，图9示出了包括感测放大器电路210(图7A)和感测放大器电路220(图8)中使用的方法的组合的感测放大器电路230。如在电路220中，比较器168+和168-用作比较器电路175+和175-的一部分，并通过与Vref比较来评估差分放大器111的输出D+和D-以通知至差分放大器111的输入X+和X-是否太小而不能导通放大器的两个支路。在这方面，比较器168+和168-本质上取代了图7A中的比较器154+和154-。像以前一样使用比较器152+和152-来评估输入X+和X-以确保它们不会太大。每个电路150+和150+中的比较器的输出可以再次进行逻辑或运算(156+和156-)以生成信号Y+和Y-，其中这些信号继而进行或运算(158)以产生使能信号En。
当感测诸如ECAP之类的组织信号时，优选地感测放大器电路以差分模式使用，其中每个输入X+和X-可耦合到与患者组织接触的电极。如前面提到的，这期望尝试在差分放大器处减去刺激伪影134作为共模电压，从而使得更容易感测小信号ECAP。
然而，这不是严格必要的，并且所公开的感测放大器电路可以替代地在单端模式中使用，其中放大器输入之一(例如，X-)被设置为参考电压Vamp，如图10A和图10B中示出的。这种参考电压可以是DC电压，诸如1/2Vdd、2.0V，并且应该足够高以接通差分放大器111的输入晶体管M-。单端感测可用于感测电极处的其他信号，诸如刺激伪影134本身。
图10A示出了类似于先前示出的感测放大器电路210(图7A)的单端感测放大器电路240。因为X-被设置为Vamp，所以比较器电路150-、钳位电路142-和DC电平移位电路143-是不必要的，并且因此未示出。实际上，这些电路可能仍然存在于感测放大器电路240中，但当Vamp(参见多路复用器108，图4)被选择作为输入X-处的参考时，这些电路将被简单地禁用或与电路断开。请注意，在此示例中，信号Y+可以作为确定输入X+是否有效的使能信号进行操作，并且或门158(图4)是不必要的。
图10B示出了类似于先前示出的感测放大器电路220(图8)的单端感测放大器电路250。由于X-被设置为Vamp，所以钳位电路142-和DC电平移位电路143-是不必要的，并且可以禁用或断开。同样，在比较器电路166中，比较器168-将是不必要的(或禁用/断开)，并且信号Y+再次可以作为使能信号En进行操作。
如前面提到的，ECAP只是可以使用所公开的感测放大器电路感测到的神经反应的一个示例。并非人们可能期望感测的所有神经反应都是刺激的结果，并且在这方面，所公开的感测放大器电路可用于可能不包括刺激电路28(图4)的可植入设备中。此外，所公开的感测放大器电路可用于感测组织中除神经反应之外的其他类型的信号。例如，感测放大器电路可用于感测其他类型的信号，诸如用于测量组织场电位或组织电阻的信号。
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