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治療足下垂及其它神經(jīng)疾病的植入式神經(jīng)信號(hào)傳感刺激裝置的制作方法

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專(zhuān)利名稱(chēng):治療足下垂及其它神經(jīng)疾病的植入式神經(jīng)信號(hào)傳感刺激裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域
本發(fā)明通常涉及醫(yī)療裝置,具體地涉及神經(jīng)刺激裝置。
背景技術(shù)
足下垂是嚴(yán)重喪失能力的情況,其通常作為腦血管意外或腦皮層、腦干和/或脊髓中的中樞神經(jīng)損傷的結(jié)果而出現(xiàn),例如能夠伴隨中風(fēng)、多發(fā)性硬化、腦癌、跌打腦損傷、不完全脊髓損傷或大腦性麻痹而出現(xiàn)。引起的踝背屈肌的麻痹或局部麻痹妨礙人提起染病的腳,以致于腳被拖著并在行走期間步履蹣跚。當(dāng)足下垂的原因是中樞神經(jīng)損傷時(shí),踝背屈肌肌肉組織和經(jīng)由腓總神經(jīng)的外圍神經(jīng)分布在生理上是完好的。然而,作為麻痹或局部麻痹的結(jié)果,復(fù)雜的病理后遺癥發(fā)展包括踝伸肌痙攣、抽筋及伸展過(guò)度、髖部和膝蓋屈肌無(wú)力、由不用引起的踝背屈肌的顯著萎縮、包括髖部環(huán)行和膝蓋伸展過(guò)度的代償性步態(tài)和姿勢(shì)畸形以及由步態(tài)和姿勢(shì)畸形頻繁導(dǎo)致的疼痛和慢性關(guān)節(jié)問(wèn)題。
足下垂殘疾通常導(dǎo)致多種步態(tài)機(jī)能障礙,例如不對(duì)稱(chēng)、染病的腿的弱的體重支撐、慢而費(fèi)力的行走、姿勢(shì)和平衡的損害、以及減少的耐力、很快的疲勞和行走的高代謝值。足下垂情況妨礙了日常生活的活動(dòng),例如活動(dòng)能力和獨(dú)立性,并且通過(guò)跌倒和髖部骨折的增加的風(fēng)險(xiǎn)增加了發(fā)病率。
到現(xiàn)在為止,主要用踝足矯具治療患足下垂的人們,所述踝足矯具是以固定的角度夾住踝關(guān)節(jié)的支架,允許有限的活動(dòng)或不能活動(dòng)。這在行走時(shí)幫助了足下垂患者,因?yàn)椴铰牟辉氽橎?。然而,該治療具有無(wú)數(shù)的問(wèn)題。施加到腿部和膝蓋下面的皮膚的持續(xù)不斷的壓力能夠造成疼痛、皮膚破損以及甚至是腓骨神經(jīng)麻痹。支架的使用還加強(qiáng)了不用的背屈肌的漸進(jìn)性萎縮和骨質(zhì)疏松的發(fā)病的過(guò)程。支架必須穿上和脫下,并且可能在裝飾上不可接受,尤其是對(duì)孩子們。
用于治療足下垂的更加先進(jìn)的方法包括對(duì)腓骨神經(jīng)的以功能性電刺激(FES)或功能性神經(jīng)肌肉刺激(FNS)著稱(chēng)的電刺激(ES)的應(yīng)用,以便以適當(dāng)?shù)臅r(shí)機(jī)電刺激麻痹或局部麻痹的肌肉以在行走期間提起腳。
當(dāng)前可用的用于治療足下垂的FES系統(tǒng),或者完全在身體外部,或者以一定的組件植入而其他組件在身體外部的方式部分植入。完全外部的刺激系統(tǒng)典型地由以下組成刺激電極,其放置在腓總神經(jīng)循行非常淺的膝蓋下面的區(qū)域的皮膚上;電池電源;傳感器(典型地或者是鞋里面或下面穿戴的腳接觸機(jī)電開(kāi)關(guān),或者是基于加速計(jì)的運(yùn)動(dòng)傳感器);以及刺激控制電路。完全外部的刺激系統(tǒng)的問(wèn)題包括由單信道刺激產(chǎn)生的過(guò)度足外翻;電極放置的困難;因?yàn)殡姌O移動(dòng)或皮膚電傳導(dǎo)的變化引起的不定的結(jié)果;皮膚刺激造成的疼痛或不適;以及日常穿上和脫下的需要。機(jī)械開(kāi)關(guān)和外部電纜的頻繁故障和損壞也是共同的。進(jìn)而,這樣的系統(tǒng)在裝飾上很差。
歷史上,由CA的Rancho Los Amigos醫(yī)院的McNeal、Perry和Waters在1968-1977開(kāi)發(fā)的神經(jīng)肌肉輔助器(NMA)是第一個(gè)部分植入的腓骨神經(jīng)刺激系統(tǒng)。它由三部分組成外部電源和RF發(fā)射器;連接到纏繞在腓骨神經(jīng)周?chē)碾p極電極的植入的接收器;以及穿在鞋里面的在搖擺相期間發(fā)起刺激的腳后跟開(kāi)關(guān)。這個(gè)小組在1971年11月和1974年1月之間植入了16位患者,并做了兩年的跟蹤研究。在16個(gè)患者的13個(gè)中獲得了足下垂的校正。失敗是由于感染、腓骨癱瘓或不連續(xù)的使用。刺激電壓在6周后穩(wěn)定,并且腓骨神經(jīng)的傳導(dǎo)速度在整個(gè)研究期間正常。背屈力矩(超大刺激)保持在直接手術(shù)后的值之上。然而,NMA裝置證實(shí)并不實(shí)用。NMA的最初開(kāi)發(fā)者中的一個(gè)報(bào)告了該裝置的以下限制·需要完整的認(rèn)知和可觀(guān)的患者動(dòng)機(jī)來(lái)每天穿戴并操作設(shè)備;以及·用單信道刺激難以獲得平衡的背屈。
Waters博士在1977年做出結(jié)論足下垂校正系統(tǒng)的廣泛接受將需要完全植入的系統(tǒng),然后他還預(yù)期多信道腓骨刺激將是必須的,以便獲得更加平衡的背屈。在這期間,已開(kāi)發(fā)了無(wú)數(shù)的其他基于FES的足下垂系統(tǒng),但是在本發(fā)明之前,尚未開(kāi)發(fā)出完全植入的足下垂校正裝置。
在迄今使用的部分植入的系統(tǒng)中,植入的組件典型地包括一個(gè)或多個(gè)刺激電極;植入的接收天線(xiàn);以及有時(shí)某個(gè)刺激電路。外部組件通常包括電源;傳感器;電路或計(jì)算機(jī),用于檢測(cè)傳感的信號(hào)中的與步態(tài)相關(guān)的事件的發(fā)生的電路或計(jì)算機(jī);以及外部天線(xiàn),用于通信和輸電。一些用于治療足下垂的部分植入的FES系統(tǒng)使用射頻遙測(cè)通信,用于外部閉環(huán)控制單元在線(xiàn)控制刺激電路,并且有時(shí)還用于外部傳感器和外部控制電路之間的通信。用于治療足下垂的部分植入的FES系統(tǒng)的問(wèn)題包括穿上/脫下外部組件的需要;粗糙的接通一斷開(kāi)控制;以及用戶(hù)在使用腳開(kāi)關(guān)時(shí)必須穿鞋的需要。最后,已知當(dāng)前可用的系統(tǒng)展示了機(jī)械傳感器或外部連接線(xiàn)的頻繁損壞以及對(duì)準(zhǔn)內(nèi)部和外部天線(xiàn)用于可靠通信和運(yùn)行所帶來(lái)的問(wèn)題。
正在研制中的更加先進(jìn)的部分植入的系統(tǒng)被設(shè)計(jì)用來(lái)檢測(cè)生理信號(hào),所述生理信號(hào)與步態(tài)相關(guān),并且能夠由例如放置在供給腳底的末梢神經(jīng)上的神經(jīng)套箍(cuff)電極的植入神經(jīng)傳感電極傳感,并且這樣的傳感神經(jīng)信號(hào)可以用作反饋信號(hào)以控制刺激裝置,如Hoffer(1988)最初教導(dǎo)的那樣。Strange和Hoffer(1999a,1999b)在貓前肢中實(shí)現(xiàn)了實(shí)時(shí)FES狀態(tài)控制器,其被設(shè)計(jì)用來(lái)使用神經(jīng)套箍電極傳感自然感覺(jué)神經(jīng)信號(hào),并且使用傳感的信號(hào)作為反饋,以在行走在踏旋器上期間控制掌長(zhǎng)肌的FES的刺激時(shí)機(jī)。這樣一來(lái),使用感覺(jué)神經(jīng)信號(hào)作為反饋以控制麻痹或局部麻痹的肌肉的原理就很好理解了。然而,到現(xiàn)在為止,在完全植入的臨床上適用的FES系統(tǒng)中實(shí)現(xiàn)來(lái)自神經(jīng)信號(hào)的反饋仍然是不可能的,因?yàn)闊o(wú)法得到用于放大并處理從神經(jīng)傳感的信號(hào)以及用于可靠地檢測(cè)來(lái)自傳感神經(jīng)信號(hào)的需要的與步態(tài)相關(guān)的事件信息的適當(dāng)?shù)闹踩胧诫娐贰?br> 然而,到現(xiàn)在為止,實(shí)現(xiàn)該方法的能力的限制就是無(wú)法得到用于放大并處理從神經(jīng)傳感的信號(hào)以及用于可靠地檢測(cè)來(lái)自傳感神經(jīng)信號(hào)的與步態(tài)相關(guān)的事件的適當(dāng)?shù)闹踩胧诫娐贰?br> 考慮到現(xiàn)有足下垂系統(tǒng)的這些問(wèn)題和限制,存在對(duì)于低功率、完全植入式的、事件觸發(fā)的、閉環(huán)電刺激系統(tǒng)的需要,所述系統(tǒng)用于控制足下垂或其他異常,以當(dāng)需要行走、姿勢(shì)調(diào)整或其他日常生活的正?;顒?dòng)時(shí)使受損的腳部、腿部或其他身體部位恢復(fù)適當(dāng)?shù)倪\(yùn)動(dòng)。

發(fā)明內(nèi)容
為了處理上面討論的問(wèn)題,本發(fā)明是一種完全植入式的、事件觸發(fā)的、閉環(huán)電刺激系統(tǒng),用于選擇性地刺激神經(jīng)纖維,以便產(chǎn)生預(yù)期的生理反應(yīng),例如減輕足下垂。
神經(jīng)刺激系統(tǒng)包括電池供電的植入式傳感與電刺激控制單元以及一個(gè)或多個(gè)其中具有若干電極的神經(jīng)套箍,所述電極檢測(cè)來(lái)自神經(jīng)的信號(hào)并且向神經(jīng)遞送刺激。閉環(huán)控制單元包括若干信號(hào)調(diào)節(jié)電路,其調(diào)節(jié)由電極傳感的神經(jīng)信號(hào)。處理的神經(jīng)信號(hào)被提供給低功率處理器或微控制器,其執(zhí)行事件檢測(cè)算法以從信號(hào)中檢測(cè)生理事件的發(fā)生。事件的檢測(cè)觸發(fā)處理器,導(dǎo)致向神經(jīng)施加一個(gè)或多個(gè)刺激脈沖,以便引起預(yù)期的生理反應(yīng)。處理器同樣被編程用來(lái)監(jiān)視肢體或體節(jié)的位置,并且當(dāng)用戶(hù)不站立時(shí)關(guān)閉電路以最小化電池功耗,并以此延長(zhǎng)電池的預(yù)期壽命。


當(dāng)通過(guò)結(jié)合附圖參考隨后的詳細(xì)說(shuō)明,本發(fā)明的前述方面和許多伴隨的優(yōu)點(diǎn)變得更好理解時(shí),它們會(huì)變得更加容易被意識(shí)到,其中圖1A顯示了具有圍繞患者的脛骨和腓總神經(jīng)安置的神經(jīng)套箍的用于治療足下垂的植入式神經(jīng)傳感與電刺激系統(tǒng)的實(shí)施例的放置;圖1B顯示了具有圍繞患者的腓總神經(jīng)安置的單個(gè)神經(jīng)套箍的根據(jù)本發(fā)明的用于治療足下垂的植入式神經(jīng)信號(hào)傳感與電刺激系統(tǒng)的另一個(gè)實(shí)施例;圖1C顯示了具有圍繞患者的坐骨神經(jīng)安置的單個(gè)神經(jīng)套箍的根據(jù)本發(fā)明的植入式神經(jīng)傳感與電刺激系統(tǒng)的另一個(gè)實(shí)施例;圖2顯示了用于本發(fā)明的多信道神經(jīng)套箍的實(shí)施例;圖3是根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例的用于治療足下垂的植入式閉環(huán)神經(jīng)信號(hào)傳感與電刺激系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)圖;圖4顯示了用外部組件如何編程圖3中顯示的植入式閉環(huán)神經(jīng)信號(hào)傳感與電刺激系統(tǒng);圖5顯示了根據(jù)本發(fā)明的由可充電電池供電的植入式閉環(huán)神經(jīng)信號(hào)傳感與電刺激系統(tǒng)的實(shí)施例;圖6是顯示根據(jù)本發(fā)明的閉環(huán)神經(jīng)刺激系統(tǒng)的一個(gè)實(shí)施例的運(yùn)行的狀態(tài)圖;圖7A和7B顯示了包含腳后跟接觸和腳尖提起事件信息的代表性的處理的神經(jīng)信號(hào);圖7C顯示了處理的神經(jīng)信號(hào)和濾波的神經(jīng)信號(hào);圖8A和8B是根據(jù)本發(fā)明的腳后跟接觸事件檢測(cè)算法的一個(gè)實(shí)施例的流程圖;圖9A和9B是根據(jù)本發(fā)明的腳尖提起事件檢測(cè)算法的一個(gè)實(shí)施例的流程圖;圖10A-10D顯示了用于本發(fā)明的植入式閉環(huán)神經(jīng)信號(hào)傳感與電刺激系統(tǒng)的低功率放大器電路的實(shí)施例;以及圖11A-11E顯示了用于本發(fā)明的閉環(huán)神經(jīng)信號(hào)傳感與電刺激系統(tǒng)的精密整流電路的一個(gè)實(shí)施例。
具體實(shí)施例方式
如上面指示的那樣,本發(fā)明是完全植入式的系統(tǒng),用于選擇性傳感來(lái)自感覺(jué)神經(jīng)信號(hào)的和步態(tài)相關(guān)的事件,并且用于電刺激神經(jīng)纖維以產(chǎn)生預(yù)期的活動(dòng)或生理反應(yīng)。盡管披露的實(shí)施例被指示用于減輕足下垂,但是將可以意識(shí)到,通過(guò)編程裝置以檢測(cè)來(lái)自從一定的神經(jīng)傳感的神經(jīng)信號(hào)的不同特征并刺激相同或不同的神經(jīng)纖維,本發(fā)明能夠用于減輕其他情況,例如膀胱失禁、梗阻性睡眠呼吸暫停、膈神經(jīng)刺激、假肢的控制等等。
如圖1A所示,本發(fā)明的閉環(huán)神經(jīng)刺激系統(tǒng)包括完全在患者的大腿52之內(nèi)外科安置的植入的傳感與電刺激控制單元50。閉環(huán)控制單元50接收來(lái)自一對(duì)神經(jīng)套箍54、56中的一個(gè)或兩個(gè)之內(nèi)的電極的傳感的感覺(jué)神經(jīng)信號(hào)。圍繞脛骨神經(jīng)58安置傳感神經(jīng)套箍54,并且圍繞從坐骨神經(jīng)62分支的腓總神經(jīng)60安置多信道神經(jīng)套箍56。閉環(huán)控制單元50被放置在例如鈦或其他的公認(rèn)醫(yī)用材料的密封盒之內(nèi),其允許閉環(huán)控制單元位于體內(nèi)而不會(huì)被體液損害或者產(chǎn)生不良生理影響。頭部64提供了閉環(huán)控制單元50之內(nèi)包括的電路和神經(jīng)套箍54、56中包括的電極之間的連接。優(yōu)選地在和植入式的心臟起搏器中通常使用的環(huán)氧材料類(lèi)似的環(huán)氧材料中裝入頭部64。
優(yōu)選地,最接近患者的膝蓋完全植入閉環(huán)控制單元50和神經(jīng)套箍54、56,以便連接閉環(huán)控制單元50和神經(jīng)套箍54、56的導(dǎo)線(xiàn)合乎實(shí)際地盡可能短,并且不穿過(guò)患者體內(nèi)的任何關(guān)節(jié)。這樣的放置使由腿部運(yùn)動(dòng)期間的電線(xiàn)和絕緣體的重復(fù)彎曲引起的導(dǎo)線(xiàn)故障的機(jī)會(huì)最小化,并且同樣使神經(jīng)上的神經(jīng)套箍的機(jī)械穩(wěn)定性最大化。在圖1A顯示的實(shí)施例中,圍繞脛骨神經(jīng)58安置的神經(jīng)套箍54用于檢測(cè)標(biāo)志患者步態(tài)的相轉(zhuǎn)變的例如腳后跟接觸(HC)和腳尖提起(TL)的行走事件。一旦檢測(cè)到腳尖提起事件,閉環(huán)控制單元50就向圍繞腓總神經(jīng)60安置的神經(jīng)套箍56之內(nèi)的一個(gè)或多個(gè)電極遞送一個(gè)或多個(gè)刺激脈沖。刺激脈沖造成腿部前面的背屈肌接觸并提起腳和腳尖,以減輕步態(tài)的搖擺相期間的足下垂。一旦檢測(cè)到隨后的腳后跟接觸事件,控制單元50就停止向圍繞腓總神經(jīng)60安置的神經(jīng)套箍56之內(nèi)的電極遞送刺激脈沖,以允許在步態(tài)的站立相期間腳充分接觸地面并支撐患者的體重。
在一些實(shí)例中,可以從用于刺激腳背屈肌的相同神經(jīng)中可靠檢測(cè)腳后跟接觸(HC)和腳尖提起(TL)事件。在這種情況下,能夠使用圖1B中顯示的神經(jīng)刺激系統(tǒng)。在本實(shí)施例中,閉環(huán)控制單元50具有圍繞腓總神經(jīng)60布置的單個(gè)神經(jīng)套箍56。神經(jīng)套箍56中的電極用于檢測(cè)來(lái)自傳感的感覺(jué)神經(jīng)信號(hào)的腳后跟接觸和腳尖提起事件,并用于向腓總神經(jīng)60提供刺激脈沖以便在患者步伐的適當(dāng)時(shí)間移動(dòng)腳。
在其他患者中,脛骨神經(jīng)58和腓總神經(jīng)60從坐骨神經(jīng)62分開(kāi)的分支點(diǎn)在大腿之內(nèi)非常遠(yuǎn)側(cè)地發(fā)生,使得外科醫(yī)生難以圍繞雙分叉下面的神經(jīng)分支放置神經(jīng)套箍。在這樣的情況下,能夠使用圖1C中顯示的實(shí)施例。在本實(shí)施例中,閉環(huán)控制單元50連接到圍繞整個(gè)坐骨神經(jīng)62安置的單個(gè)多信道神經(jīng)套箍66。神經(jīng)套箍66之內(nèi)的電極傳感腳后跟接觸(HC)和腳尖提起(TL)事件,并且向循行于坐骨神經(jīng)62之內(nèi)的適當(dāng)?shù)碾杩偵窠?jīng)纖維提供刺激信號(hào),以在患者步伐中的預(yù)期時(shí)間移動(dòng)腳。
在圖1A、1B和1C中顯示的實(shí)施例的每一個(gè)中,植入的閉環(huán)控制單元50都是相同的。醫(yī)生或物理治療學(xué)家能夠外部編程閉環(huán)控制單元50的運(yùn)行,以選擇最恰當(dāng)?shù)膫鞲行诺篮痛碳ば诺?,其取決于一個(gè)或多個(gè)神經(jīng)套箍的確切取向,以及不同電極關(guān)于和患者個(gè)人的神經(jīng)解剖學(xué)特征相關(guān)的一個(gè)或多個(gè)神經(jīng)的放置。根據(jù)本發(fā)明,外科醫(yī)生不必干預(yù)安裝根據(jù)關(guān)于神經(jīng)的任何特定取向的神經(jīng)套箍,因?yàn)樵谥踩氲南到y(tǒng)在適當(dāng)?shù)奈恢弥?,由醫(yī)生或治療學(xué)家來(lái)完成信道的識(shí)別和預(yù)期的分配。
圖2顯示了用于本發(fā)明的植入式閉環(huán)神經(jīng)刺激系統(tǒng)的多信道神經(jīng)套箍的一個(gè)適當(dāng)?shù)膶?shí)施例。神經(jīng)套箍70是具有允許套箍70圍繞神經(jīng)纏繞的沿著其長(zhǎng)度延伸的開(kāi)口72的柔性管狀結(jié)構(gòu)。開(kāi)口72接近于許多機(jī)械裝置,例如舌槽連接器或一系列在其中具有孔的聯(lián)鎖閉合部件,通過(guò)所述孔能夠接收例如鉸鏈銷(xiāo)的適當(dāng)?shù)拈]合元件。一系列縱向延伸的隆起74將神經(jīng)套箍的內(nèi)部分成許多孤立的室,以便每個(gè)室包圍神經(jīng)的外部的不同的部分。在每個(gè)室之內(nèi)是許多包含小電線(xiàn)的電極,當(dāng)關(guān)閉套箍時(shí)所述小電線(xiàn)在神經(jīng)纖維附近。優(yōu)選地,為了在拒絕由相鄰的肌肉生成的大得多的肌電圖電勢(shì)和由套箍外面的源產(chǎn)生的其他共態(tài)噪聲的同時(shí)傳感非常小的神經(jīng)信號(hào),用平衡的三極結(jié)構(gòu)連接每個(gè)神經(jīng)套箍室里面的電極,其中,在套箍的中間放置每個(gè)記錄電極,并且在套箍的邊緣附近對(duì)稱(chēng)地布置中性電極對(duì),所述記錄和中性電極具有分開(kāi)的導(dǎo)線(xiàn)。這樣一來(lái),一根導(dǎo)線(xiàn)在安置在套箍中心處的傳感電極處終止,而另一根導(dǎo)線(xiàn)在一對(duì)電極中終止,所述一對(duì)電極在神經(jīng)套箍的相同室中鄰近傳感電極安置并遠(yuǎn)離傳感電極。公共接地電極圍繞神經(jīng)套箍的外部近側(cè)和遠(yuǎn)側(cè)末端的部分延伸,以提供基準(zhǔn)電壓并進(jìn)一步減少由肌肉組織和位于神經(jīng)套箍外面的其他源造成的共態(tài)噪聲。
在圖3中顯示了根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例的植入式神經(jīng)刺激系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)圖。閉環(huán)控制單元50包括可編程處理器150,其在優(yōu)選實(shí)施例中包括兩個(gè)低功率8位PIC微控制器,例如從Microchip可以得到的型號(hào)18C452和16C673。閉環(huán)控制單元50在運(yùn)行期間最大消耗22.4毫瓦。處理器150和許多其他電路組件有接口,所述電路組件包括無(wú)線(xiàn)接收器/發(fā)射器152;磁鐵檢測(cè)器154;加速計(jì)電路156;以及電池監(jiān)視電路158。
無(wú)線(xiàn)發(fā)射器/接收器152允許處理器150和在身體外面安置的外部控制器(在圖4中顯示)通信,以編程神經(jīng)信號(hào)傳感與刺激系統(tǒng)的運(yùn)行,以及向外部控制器傳送編程的數(shù)據(jù)。
磁鐵檢測(cè)器154檢測(cè)在患者的皮膚上放置的外部磁鐵(在圖4中顯示)的存在,以允許用戶(hù)或物理治療學(xué)家選擇裝置的運(yùn)行的不同模式,如下面將要解釋的那樣。
加速計(jì)電路156提供來(lái)自用于確定患者大腿角度的一對(duì)正交取向的加速計(jì)的信號(hào)。來(lái)自加速計(jì)電路156的信號(hào)用于確定患者是否站立以及取決于患者是在水平表面上行走還是在一段樓梯上向上/下行走應(yīng)當(dāng)向肌肉提供何種類(lèi)型的刺激信號(hào)。
例如鋰電池160的長(zhǎng)壽命電池向處理器150和閉環(huán)神經(jīng)刺激系統(tǒng)的其他外圍設(shè)備供電。電池160連接到電池監(jiān)視電路158,其向處理器150提供指示電池160的預(yù)期壽命的信號(hào)。閉環(huán)控制單元50同樣包括低壓電源170和高壓電源172。低壓電源170向以下供電處理器150;一排放大器和信號(hào)調(diào)節(jié)電路180,其放大并調(diào)節(jié)由神經(jīng)套箍中的電極傳感的神經(jīng)信號(hào);以及電壓基準(zhǔn)電路174。高壓電源172向一排刺激電路184供電,所述刺激電路184向神經(jīng)套箍中的電極遞送刺激脈沖。
存在N個(gè)信號(hào)調(diào)節(jié)電路,從其中選擇一個(gè)或多個(gè)來(lái)檢測(cè)HC和TL事件。使用的信號(hào)調(diào)節(jié)電路的數(shù)目和它們連接到哪些電極由醫(yī)生或物理治療學(xué)家編程。
圖4顯示了和外部裝置通信的植入式閉環(huán)神經(jīng)刺激系統(tǒng),所述外部裝置包括無(wú)線(xiàn)接收器/發(fā)射器210、外部編程器220和用戶(hù)接口226。無(wú)線(xiàn)接收器/發(fā)射器210經(jīng)由經(jīng)過(guò)皮膚電感耦合的射頻(RF)信號(hào)和閉環(huán)控制單元50之內(nèi)的相應(yīng)的無(wú)線(xiàn)發(fā)射器/接收器152通信。對(duì)于每個(gè)應(yīng)用都定制設(shè)計(jì)適當(dāng)?shù)臒o(wú)線(xiàn)接收器/發(fā)射器通信電路,并且認(rèn)為它們的使用對(duì)本領(lǐng)域技術(shù)人員而言是眾所周知的。無(wú)線(xiàn)發(fā)射器/接收器對(duì)152、210,以足夠低的功率發(fā)送,以便允許以可以忽略地加熱閉環(huán)控制單元的鈦封裝盒的方式在處理器150和外部編程器220之間通信。
醫(yī)生或物理治療學(xué)家使用外部編程器220和用戶(hù)接口226來(lái)調(diào)整植入的閉環(huán)神經(jīng)刺激系統(tǒng)。將無(wú)線(xiàn)接收器/發(fā)射器210連接到位于電池供電的膝上型電腦或例如個(gè)人數(shù)字助理(PDA)的其他計(jì)算機(jī)中的外部編程器220和用戶(hù)接口226,以便允許醫(yī)生或物理治療學(xué)家在閉環(huán)神經(jīng)刺激系統(tǒng)已被植入患者體內(nèi)之后對(duì)其進(jìn)行編程。外部編程器220能夠改變?nèi)舾煽删幊痰膮?shù),其包括多少信號(hào)調(diào)節(jié)電路用于檢測(cè)來(lái)自神經(jīng)纖維的事件信號(hào),以及選擇的信號(hào)調(diào)節(jié)電路中的每一個(gè)連接到哪些電極。類(lèi)似地,患者能夠調(diào)整哪些電極來(lái)接收刺激脈沖以及刺激的模式,以在行走的搖擺相期間更好地控制腳的運(yùn)動(dòng)。
能夠在鄰近于植入的閉環(huán)控制單元50的患者皮膚上放置磁鐵230以觸發(fā)磁鐵檢測(cè)器154,以便改變處理器150的運(yùn)行。磁鐵檢測(cè)器154優(yōu)選地包含簧片開(kāi)關(guān)或檢測(cè)磁鐵230接近的其他磁性激活組件。
如下面將進(jìn)一步詳細(xì)地解釋的那樣,閉環(huán)控制單元50被設(shè)計(jì)以非常低的功耗運(yùn)行,以便對(duì)于圖3中的實(shí)施例,向裝置供電的一次電池160在需要被替換之前將平均持續(xù)4到6個(gè)月??梢灶A(yù)期,電池技術(shù)的進(jìn)步可以進(jìn)一步增加一次電池的預(yù)期壽命。
在一些實(shí)例中,可以希望用可充電的或二次電池向植入式閉環(huán)神經(jīng)刺激系統(tǒng)供電。在圖5顯示的實(shí)施例中,閉環(huán)神經(jīng)刺激裝置包括例如鋰離子電池的可充電電池250。電池管理電路252連接到處理器150,并且當(dāng)電池功率接近最小水平時(shí)向處理器報(bào)警。優(yōu)選地,經(jīng)由外部天線(xiàn)258從外部電源感應(yīng)地充電可充電電池250,所述外部天線(xiàn)258被放置在覆蓋植入的閉環(huán)控制單元50的皮膚附近的患者體外。因?yàn)橛糜诔潆婋姵氐腞F信號(hào)的功率可能加熱放置閉環(huán)控制單元50的金屬封裝盒,所以?xún)?yōu)選地在包圍閉環(huán)控制單元的金屬外殼外面的分開(kāi)的頭部(未顯示)中設(shè)置內(nèi)部功率鏈接天線(xiàn)259。由外部感應(yīng)能量傳送模塊260向內(nèi)部天線(xiàn)259提供的RF功率由連接到電池管理電路252的整流電路256整流以充電電池250。為了避免閉環(huán)控制單元50的封裝盒超過(guò)允許的最大溫度,在閉環(huán)控制單50中提供溫度傳感261,以監(jiān)視裝置的溫度。如果裝置溫度達(dá)到了特定值,則處理器150立刻停止電池充電過(guò)程,直到溫度返回安全水平為止。
在身體的外面,鄰近在身體里面的功率鏈接接收天線(xiàn)259安置外部感應(yīng)能量傳送模塊260。從外部充電電路262接收由感應(yīng)能量傳送模塊260遞送的電磁能量,所述外部充電電路262依次由可充電電池組264供電。因此,用戶(hù)能夠在任何方便的時(shí)間和地點(diǎn)再充電植入的閉環(huán)神經(jīng)刺激系統(tǒng)的電池。
信號(hào)調(diào)節(jié)電路180之內(nèi)的放大器Ai中的每一個(gè)都是具有MOSFET輸入級(jí)的微伏水平的差動(dòng)放大器。和傳感基準(zhǔn)電壓174與保護(hù)電路198一起,該放大器在2001年11月19日提出的名稱(chēng)為“用于神經(jīng)電圖記錄的植入式信號(hào)放大電路”的美國(guó)專(zhuān)利申請(qǐng)No.09/988,112中進(jìn)行了說(shuō)明,所述申請(qǐng)?jiān)诖俗鳛檎w并入作為參考,但是為了完整性起見(jiàn)下面進(jìn)行概述。每個(gè)放大器都包括極低的直流輸入電流MOSFET級(jí),其用作第一輸入保護(hù)電路以限制流過(guò)神經(jīng)和電極電線(xiàn)的電流。優(yōu)選地包含并聯(lián)電阻器/電容器組合的保護(hù)電路198按照調(diào)整的需要提供第二輸入保護(hù),并且在任何放大器Ai故障的情況下用于保護(hù)所有的放大器。這樣的保護(hù)電路198并未使信號(hào)調(diào)節(jié)電路180中需要的高CMRR降低,并且減少了植入面積。同樣,MOSFET級(jí)的極低直流輸入電流使得能夠使用遞送刺激的相同神經(jīng)套箍電極在刺激中間記錄。
為了用于閉環(huán)控制,治療學(xué)家使用圖4的外部編程器220能夠選擇并編程成排的信號(hào)調(diào)節(jié)電路180中的放大器Ai。編程器的無(wú)線(xiàn)接收器/發(fā)射器210經(jīng)由植入的閉環(huán)控制單元50的無(wú)線(xiàn)接收器/發(fā)射器152向處理器150傳送數(shù)據(jù)。從多信道神經(jīng)套箍電極之中選擇的傳感信道拾起的信號(hào)在由放大器Ai帶通放大之后由例如電容器積分器的積分電路全波整流并二次積分。治療學(xué)家同樣可選擇并可編程雙態(tài)時(shí)間(bintime)和傳感忙閑度(duty cycle),其允許進(jìn)一步減少功耗。二次積分的信號(hào)被供應(yīng)給處理器150中的模數(shù)轉(zhuǎn)換器模塊。處理器150使用形態(tài)濾波算法(在下面說(shuō)明)處理二次積分的信號(hào)以檢測(cè)HC和TL事件,并且(經(jīng)由如圖3中所示的開(kāi)關(guān)199)控制信號(hào)調(diào)節(jié)電路180和傳感基準(zhǔn)174的激活與連接。由處理器150對(duì)信號(hào)調(diào)節(jié)電路180和傳感基準(zhǔn)174的這種控制,減少了功耗,避免了遞送高壓刺激期間的放大器Ai的飽和,并且避免了多信道刺激期間的通過(guò)記錄電極的不必要的刺激。
信號(hào)調(diào)節(jié)電路180和閉環(huán)控制單元50的所有功率波紋敏感電路,都由低壓電源170供電。低輸入電壓的遞升DC/DC轉(zhuǎn)換器和超低壓差穩(wěn)壓器的級(jí)聯(lián)構(gòu)成低壓電源170。處理器150同樣控制低壓電源170的啟用,以進(jìn)一步減少功耗。
通過(guò)由所有的刺激電路共享的可編程電流基準(zhǔn)190達(dá)到神經(jīng)套箍中的兩個(gè)或更多電極的多信道循環(huán)刺激。刺激電路同樣包括低接通電阻高壓開(kāi)關(guān)184、隔直流電容器C1a和C1b以及高壓電源172。治療學(xué)家同樣可選擇并可編程刺激信道的數(shù)目、刺激電流和模式(亦即最初的兩位字節(jié)或三位字節(jié),斜坡等等)。施加給神經(jīng)的刺激波形優(yōu)選地為矩形脈沖,其具有可編程的寬度和指數(shù)率充電恢復(fù)。刺激脈沖的末端和恢復(fù)放電的開(kāi)頭之間的延遲優(yōu)選地小于100μs。
對(duì)于神經(jīng)刺激,刺激電路中的開(kāi)關(guān)184中的每一個(gè)都連接到第一隔直流電容器C1a選擇的信道的電極—神經(jīng)阻抗和第二隔直流電容器C1b的系列組合。雙電容器配置提供了針對(duì)單個(gè)故障的冗余。為了遞送刺激,高壓電源172連接到第一電容器C1a的自由終端,而可編程電流基準(zhǔn)190的終端連接到第二電容器C1b的自由終端。通過(guò)短路第一和第二電容器的終端進(jìn)行充電恢復(fù)。開(kāi)關(guān)184在由處理器150控制的時(shí)間同樣進(jìn)行這樣的行為。
可編程電流基準(zhǔn)190還用于阻抗測(cè)量。當(dāng)治療學(xué)家經(jīng)由外部編程器220要求這種測(cè)量時(shí),處理器150發(fā)送兩個(gè)或更多亞閾值刺激脈沖,并對(duì)于每個(gè)脈沖測(cè)量高壓電源172和可編程電流基準(zhǔn)190的終端之間的電壓降。然后這些值被發(fā)送回外部編程器220,在那里使用測(cè)量值自動(dòng)計(jì)算復(fù)數(shù)阻抗。這種測(cè)量阻抗的方法給出了閉環(huán)控制單元50里面的正弦信號(hào)發(fā)生器的等效結(jié)果并避免了對(duì)它的需要,所述正弦信號(hào)發(fā)生器在傳統(tǒng)上用于神經(jīng)套箍電極阻抗測(cè)量。
可編程的、低輸入電壓的、遞升的DC/DC轉(zhuǎn)換器構(gòu)成了高壓電源172?;趯?duì)于肌肉復(fù)原所需的刺激電流值和測(cè)量的電極—神經(jīng)界面的阻抗,能夠選擇并編程其輸出電壓。這種特征允許在刺激期間減少功耗。
處理器150還能夠執(zhí)行治療學(xué)家可編程的、治療刺激訓(xùn)練程序,患者使用外部磁鐵230(見(jiàn)圖5)能夠激活/撤銷(xiāo)所述程序。這種刺激訓(xùn)練程序允許患者增加遠(yuǎn)離植入的神經(jīng)套箍電極的染病的肌肉的力量、血流量和神經(jīng)運(yùn)動(dòng)的穩(wěn)健性,而不必行走并且是在舒適的他們自己的家中。磁鐵同樣能夠用于向處理器150發(fā)送“關(guān)閉”狀態(tài),這在和植入的閉環(huán)控制單元通信發(fā)生故障的情況下提供了安全措施。
閉環(huán)控制單元50具有兩種運(yùn)行狀態(tài)“關(guān)閉”和“打開(kāi)”。當(dāng)控制單元50處于“關(guān)閉”狀態(tài)時(shí),它僅僅每秒一次地嘗試和外部編程器220通信。“關(guān)閉”狀態(tài)是默認(rèn)狀態(tài)。另一方面,“打開(kāi)”狀態(tài)進(jìn)一步被分成“睡眠”、“就緒”、“行走”、“上樓梯”、“下樓梯”以及“磁鐵關(guān)閉/訓(xùn)練”模式。作為安全措施,如果電池監(jiān)視電路158讀取的電池電壓低于一定預(yù)定值,則控制單元50從任何其他模式切換到“關(guān)閉”狀態(tài)。在“關(guān)閉”狀態(tài)下只有詢(xún)問(wèn)和編程命令是可執(zhí)行的。
當(dāng)閉環(huán)控制單元50在“打開(kāi)”狀態(tài)下運(yùn)行時(shí),它根據(jù)用于閉環(huán)控制的傳感信號(hào)在不同的運(yùn)行模式之間自動(dòng)切換。這些信號(hào)是加速計(jì)156測(cè)量的大腿角度;處理器150和成排的信號(hào)調(diào)節(jié)電路180檢測(cè)的腳接觸事件;以及磁鐵檢測(cè)電路154檢測(cè)的磁鐵230的存在。例如,無(wú)論何時(shí)加速計(jì)模塊156指示患者的大腿沒(méi)有垂直,閉環(huán)控制單元50都切換到“睡眠”狀態(tài)。在“睡眠”模式下,處理器150關(guān)掉大多數(shù)閉環(huán)控制單元的電路,以使功耗最小化。
加速計(jì)電路156一旦檢測(cè)到大腿位置變成垂直的,處理器150就“醒來(lái)”并進(jìn)入“就緒”模式以開(kāi)始尋找例如腳尖提起(TL)事件的生理事件??删幊痰拈_(kāi)關(guān)將每個(gè)信號(hào)調(diào)節(jié)電路180選擇性地連接到神經(jīng)套箍中的電極,以?huà)呙柚甘具@些事件的神經(jīng)信號(hào)。一旦檢測(cè)到這些事件中的一個(gè)或兩個(gè)都被檢測(cè)到,處理器150就通過(guò)閉合一個(gè)或多個(gè)開(kāi)關(guān)184來(lái)選擇性地啟用一個(gè)或多個(gè)刺激電路以向神經(jīng)纖維遞送刺激脈沖,以便在患者步伐中的恰當(dāng)時(shí)機(jī)運(yùn)動(dòng)肌肉。
在“睡眠”模式下所有刺激與傳感電路都是禁用的。閉環(huán)控制單元50每秒檢查磁鐵的存在,并且每?jī)擅霗z查大腿的角度。如果檢測(cè)到磁鐵達(dá)10秒鐘以上,則閉環(huán)控制單元50切換到“訓(xùn)練”模式。如果檢測(cè)到磁鐵達(dá)3秒鐘以上,則切換到“關(guān)閉”(磁鐵“關(guān)閉”模式)。當(dāng)大腿角度垂直時(shí)切換到“就緒”模式。
在“訓(xùn)練”模式下,控制單元用編程的訓(xùn)練模式刺激10分鐘或直到施加磁鐵為止。
在“就緒”模式下,閉環(huán)控制單元檢查大腿角度,如果不垂直則切換回“睡眠”模式。傳感電路被激活,并且使用說(shuō)明的事件檢測(cè)算法傳感并處理來(lái)自選擇的神經(jīng)的用于檢測(cè)TL事件的信號(hào)。如果傳感到TL事件則切換到“行走”模式“搖擺相”。如果傳感到多于兩個(gè)的連續(xù)TL事件則裝置切換到“下樓梯”模式“傳送相”。
在“行走”模式“搖擺相”下,閉環(huán)控制單元50根據(jù)針對(duì)在水平地面上行走編程的刺激模式進(jìn)行刺激。傳感電路被激活,并且使用說(shuō)明的事件檢測(cè)算法傳感并處理來(lái)自選擇的神經(jīng)的用于檢測(cè)HC事件的信號(hào)。如果檢測(cè)到HC事件,則閉環(huán)控制單元切換到“行走”模式“站立相”。如果未檢測(cè)到HC事件,則當(dāng)編程的超時(shí)過(guò)去時(shí)切換回“就緒”模式。如果大腿角度對(duì)應(yīng)于編程的上樓梯角度,則當(dāng)檢測(cè)到TL事件或編程的超時(shí)過(guò)去時(shí)會(huì)切換到“上樓梯”模式“支撐相”。
在“行走”模式“站立相”下,關(guān)掉刺激并復(fù)位TL計(jì)數(shù)器。如果檢測(cè)到TL事件則切換到“行走”模式“搖擺相”。如果未檢測(cè)到TL事件且編程的超時(shí)已過(guò),則切換到“就緒”模式。
在“下樓梯”模式“傳送相”下,閉環(huán)控制單元根據(jù)針對(duì)下樓梯行走編程的刺激模式進(jìn)行刺激。傳感并處理來(lái)自選擇的神經(jīng)的用于檢測(cè)HC和TL兩種事件的信號(hào)。如果檢測(cè)到HC事件則閉環(huán)控制單元切換到“行走”模式“站立相”。如果檢測(cè)到TL事件則切換到“下樓梯”模式“支撐相”。如果未檢測(cè)到HC或TL事件且編程的超時(shí)已過(guò),則閉環(huán)控制單元關(guān)掉刺激并切換到“就緒”模式。
在“下樓梯”模式“支撐相”下,刺激被轉(zhuǎn)為“關(guān)閉”。傳感電路被激活,并且傳感并處理來(lái)自選擇的神經(jīng)的用于檢測(cè)TL的信號(hào)。如果檢測(cè)到TL事件則閉環(huán)控制單元切換到“下樓梯”模式“傳送相”。如果未檢測(cè)到TL事件且編程的超時(shí)已過(guò),則切換到“就緒”模式。
在“上樓梯”模式“支撐相”下,刺激被轉(zhuǎn)為“關(guān)閉”。傳感電路被激活,并且傳感并處理來(lái)自選擇的神經(jīng)的用于檢測(cè)TL的信號(hào)。如果檢測(cè)到TL事件且大腿角度對(duì)應(yīng)于編程的上樓梯角度,則閉環(huán)控制單元保持在相同的狀態(tài)下。如果檢測(cè)到TL事件且大腿角度不對(duì)應(yīng)于編程的上樓梯角度,則切換到“上樓梯”模式“傳送相”。如果未檢測(cè)到TL且編程的超時(shí)己過(guò),則切換到“就緒”模式。
在“上樓梯”模式“傳送相”下,閉環(huán)控制單元根據(jù)針對(duì)上樓梯行走編程的刺激模式進(jìn)行刺激。傳感并處理來(lái)自選擇的神經(jīng)的用于檢測(cè)HC和TL兩種事件的信號(hào)。如果檢測(cè)到HC事件,則閉環(huán)控制單元切換到“行走”模式“站立相”。如果檢測(cè)到TL事件且大腿角度不對(duì)應(yīng)于編程的上樓梯角度,則閉環(huán)控制單元保持在相同的狀態(tài)下。如果檢測(cè)到TL事件且大腿角度對(duì)應(yīng)于編程的上樓梯角度,則切換到“上樓梯支撐相”。如果未檢測(cè)到HC或TL事件且編程的超時(shí)已過(guò),則閉環(huán)控制單元關(guān)掉刺激且切換到“就緒”模式。
圖6是顯示如上所述的處理器運(yùn)行的一種可能的編程實(shí)現(xiàn)的狀態(tài)圖。如討論的那樣,當(dāng)電池水平降低到預(yù)定的最小以下時(shí),或者,當(dāng)用戶(hù)已用磁鐵關(guān)掉裝置時(shí),處理器150進(jìn)入“關(guān)閉”模式300。在預(yù)編程的“打開(kāi)”時(shí)間或當(dāng)用戶(hù)使用磁鐵手工喚醒控制單元時(shí),處理器進(jìn)入“睡眠”模式302。在“睡眠”模式下,處理器在304處周期性地檢測(cè)磁鐵的存在。如果檢測(cè)到磁鐵,則在340處確定磁鐵是否已存在達(dá)10秒鐘以上。如果是這樣,則處理器進(jìn)入“訓(xùn)練”模式344,如下面將說(shuō)明的那樣。如果磁鐵處于適當(dāng)?shù)奈恢眯∮?0秒鐘,則在步驟342處確定磁鐵是否處于適當(dāng)?shù)奈恢眠_(dá)3秒鐘以上。如果是這樣,則處理器返回“關(guān)閉”狀態(tài)300。如果磁鐵處于適當(dāng)?shù)奈恢眯∮?秒鐘,則處理器返回“睡眠”模式302。
在306處,處理器通過(guò)檢查來(lái)自加速計(jì)電路的信號(hào)來(lái)確定是否在垂直方向上取向大腿。如果是這樣,則裝置進(jìn)入“就緒”模式308。在“就緒”模式下,處理器開(kāi)始以例如每50毫秒的更加頻繁的時(shí)間間隔檢查大腿的角度取向。如果大腿垂直,則處理器在312處檢查腳尖提起事件的存在。如果未檢測(cè)到腳尖提起,則處理器返回到“就緒”模式308。如果檢測(cè)到腳尖提起,則在314處確定腳尖提起時(shí)間是否大于2秒鐘。如果是這樣,則處理器進(jìn)入“下樓梯傳送相”380,如下面將說(shuō)明的那樣。
如果TL計(jì)數(shù)器小于2秒鐘,則處理器進(jìn)入“行走”模式“搖擺相”316并開(kāi)始在318處刺激選擇的神經(jīng)纖維。在320處,處理器確定是否存在腳后跟接觸事件。如果沒(méi)有,則在334處,處理器確定用戶(hù)的大腿角度是否指示用戶(hù)在樓梯上行走。如果不是,則在336處,處理器確定超時(shí)事件是否已發(fā)生。如果沒(méi)有超時(shí),則處理器返回320以檢測(cè)下一個(gè)腳后跟接觸事件的發(fā)生。
一旦在320處確定了腳后跟接觸事件,處理器就進(jìn)入“行走”模式“站立相”322。然后在324處,處理器復(fù)位腳尖提起事件計(jì)數(shù)器并在326處關(guān)掉刺激。然后在330處,處理器確定腳尖提起事件是否已發(fā)生。如果沒(méi)有,則處理器前進(jìn)到332并確定超時(shí)是否已發(fā)生。如果超時(shí)確實(shí)發(fā)生了,則處理器返回就緒狀態(tài)308。如果超時(shí)尚未發(fā)生,則處理器準(zhǔn)備檢測(cè)下一個(gè)腳尖提起事件330。一旦在330處腳尖提起事件發(fā)生,處理器就前進(jìn)到上述的“行走”模式“搖擺相”316。如果在334處確定大腿角度指示用戶(hù)在樓梯上,那么處理器前進(jìn)到374,在那里確定腳尖提起事件是否已發(fā)生。如果是那樣,則處理器前進(jìn)到“上樓梯支撐相”354,并且在356處關(guān)掉刺激,以便當(dāng)患者站立在樓梯上用染病的腿支撐體重時(shí)不施加刺激。在360處,確定腳尖提起事件是否已發(fā)生。如果沒(méi)有,則在358處,處理器確定超時(shí)是否已發(fā)生,直到或者360處的腳尖提起事件發(fā)生,或者超時(shí)發(fā)生為止。如果358處的超時(shí)發(fā)生,則處理器返回到“就緒”模式308。
一旦在360處檢測(cè)到腳尖提起事件,則在362處,處理器確定用戶(hù)的大腿是否指示它們?cè)跇翘萆稀H绻悄菢樱瑒t處理器返回到“上樓梯”模式“支撐相”354,如上面指出的那樣。如果不是,則處理器進(jìn)入“上樓梯”模式“傳送相”364,其中在366處施加刺激,直到在368處進(jìn)行確定腳后跟接觸事件發(fā)生為止。如果是那樣,則處理器進(jìn)入“行走”模式“站立相”322,如上面說(shuō)明的那樣。如果在368處未檢測(cè)到腳后跟接觸事件,則在370處確定腳尖提起事件是否已發(fā)生。如果在370處未檢測(cè)到腳尖提起,則在372處確定定時(shí)器是否已終止。如果沒(méi)有,則處理器在368處再次確定腳后跟接觸事件是否發(fā)生。如果在372處檢查的定時(shí)器已超時(shí),則處理器返回到“就緒”模式308。如果在370處腳尖提起事件發(fā)生,則在404處確定大腿是否指示用戶(hù)站立在樓梯上。如果是那樣,則處理器進(jìn)入上述的“上樓梯支撐相”354。如果大腿角度指示用戶(hù)沒(méi)有站立在樓梯上,則處理器返回上述的“上樓梯傳送相”364。
如果腳尖提起計(jì)數(shù)器具有大于2秒的持續(xù)時(shí)間,那么處理器進(jìn)入“下樓梯傳送相”380,其中在382處施加刺激并且處理器在384處確定腳后跟接觸事件是否發(fā)生。如果腳后跟接觸事件確實(shí)發(fā)生,則處理器進(jìn)入“行走站立相”322。如果在384處未檢測(cè)到腳后跟接觸事件,則處理器在386處確定腳尖提起事件是否發(fā)生。如果是那樣,則處理器進(jìn)入“下樓梯支撐相”392。如果未在386處檢測(cè)到腳尖提起事件,則處理器在390處確定超時(shí)是否發(fā)生。如果是那樣,則處理器進(jìn)入“就緒模式”。如果沒(méi)有,則處理器返回在384處檢測(cè)腳后跟接觸事件。如果在390處超時(shí)確實(shí)發(fā)生,則處理器在400處關(guān)掉刺激,在402處將腳尖提起計(jì)數(shù)器復(fù)位到零,并且返回到“就緒”模式308。
在“下樓梯支撐相”392下,在394處關(guān)掉刺激并且處理器在396處確定腳尖提起事件是否發(fā)生。如果是那樣,則處理器返回到“下樓梯傳送相”380。如果沒(méi)有,則處理器在398處確定超時(shí)是否已發(fā)生。如果在398處超時(shí)確實(shí)發(fā)生,則處理器在返回到“就緒”模式308之前在402處將腳尖提起計(jì)數(shù)器復(fù)位到零。
如上面指出的那樣,用戶(hù)也許希望通過(guò)將磁鐵放置在控制單元之上大于10秒鐘來(lái)在“訓(xùn)練”模式下運(yùn)行神經(jīng)刺激系統(tǒng)。如果在340處檢測(cè)到,則處理器進(jìn)入“訓(xùn)練”模式344并在346處打開(kāi)刺激。在348處檢測(cè)磁鐵的存在。如果未檢測(cè)到磁鐵,則在350處確定刺激是否已進(jìn)行了10分鐘。如果沒(méi)有,則處理器返回到348以檢測(cè)磁鐵的存在。如果或者磁鐵存在,或者刺激已進(jìn)行了10分鐘,則在352處關(guān)掉刺激,并且處理器返回“睡眠”模式302。
如上面指出的那樣,閉環(huán)神經(jīng)刺激系統(tǒng)的本實(shí)施例使用兩個(gè)低功率微控制器和信號(hào)處理電路,以檢測(cè)什么時(shí)候患者站立或行走以及應(yīng)當(dāng)向神經(jīng)纖維施加什么類(lèi)型的刺激模式,同時(shí)旨在使電池使用最小化。為了檢測(cè)腳尖提起或腳后跟接觸事件的發(fā)生,處理器執(zhí)行了下面說(shuō)明的腳尖提起與腳后跟接觸檢測(cè)算法。檢測(cè)算法的目標(biāo)是,通過(guò)處理放大的、整流的和二次積分的神經(jīng)信號(hào),來(lái)檢測(cè)HC或TL事件,其中,當(dāng)使用圖1A或1B中的實(shí)施例時(shí),所述神經(jīng)信號(hào)是從脛骨神經(jīng)或腓總神經(jīng)獲得的,或者,可選擇地,當(dāng)使用圖1C中的實(shí)施例時(shí),所述神經(jīng)信號(hào)是從坐骨神經(jīng)獲得的。
來(lái)自脛骨神經(jīng)或腓總神經(jīng)的放大的、整流的和二次積分的神經(jīng)信號(hào)中的HC或TL事件的特征在于一定持續(xù)時(shí)間和振幅的上升或下降趨勢(shì)。另一方面,這種信號(hào)同樣可能包含由正的或負(fù)的尖峰組成的噪聲,所述尖峰與將要被檢測(cè)的事件相比,能夠具有更高的振幅但是具有更短的持續(xù)時(shí)間。
圖7A和7B顯示了針對(duì)腳后跟接觸(圖7A)和腳尖提起(圖7B)事件的存在的、由處理器150分析的、代表性的處理的神經(jīng)信號(hào)。
HC事件能夠被表征為正斜坡,其比給定的最小斜坡時(shí)間長(zhǎng),比給定的最大斜坡時(shí)間短;以及峰值基線(xiàn)差,其比給定的閾值大。同時(shí),忽略比給定的最大噪聲寬度短的負(fù)尖峰;或者負(fù)斜坡,其比給定的最小斜坡時(shí)間長(zhǎng),比給定的最大斜坡時(shí)間短;以及峰值基線(xiàn)差,其比給定的閾值大。同時(shí),忽略比給定的最大噪聲寬度短的正尖峰。
TL事件能夠被表征為正斜坡,其比給定的最小斜坡時(shí)間長(zhǎng),比給定的最大斜坡時(shí)間短;以及峰值基線(xiàn)差,其比給定的閾值大。同時(shí),忽略比給定的最大噪聲寬度短的負(fù)尖峰;或者負(fù)斜坡,其比給定的最小斜坡時(shí)間長(zhǎng),比給定的最大斜坡時(shí)間短;以及峰值基線(xiàn)差,其比給定的閾值大。同時(shí),忽略比給定的最大噪聲寬度短的正尖峰。
典型地,HC事件的特征在于正斜坡持續(xù)50到150毫秒,而TL事件的特征在于負(fù)斜坡持續(xù)150到300毫秒。
用于每個(gè)事件的事件檢測(cè)算法的用戶(hù)可選擇的/自動(dòng)的參數(shù)為斜坡類(lèi)型{上升;下降;“關(guān)閉”}。該參數(shù)用于規(guī)定表征事件的信號(hào)趨勢(shì),即上升或下降斜坡。在“關(guān)閉”下將不處理信號(hào)。
峰值基線(xiàn)閾值{1到64}。這是為了檢測(cè)事件必須達(dá)到的峰值基線(xiàn)信號(hào)水平。
最小斜坡時(shí)間{(4到35個(gè)采樣)×傳感周期ms}。以毫秒的方式規(guī)定表征事件的最小上升或下降時(shí)間。
最大斜坡時(shí)間{(5到255個(gè)采樣)×傳感周期ms}。以毫秒的方式規(guī)定表征事件的最大上升或下降時(shí)間。
噪聲寬度{(3到6個(gè)采樣)×傳感周期ms}。規(guī)定被認(rèn)為是噪聲的尖峰的最大寬度。噪聲尖峰對(duì)于上升斜坡類(lèi)型為負(fù),對(duì)于下降斜坡類(lèi)型為正。
濾波等級(jí)規(guī)定形態(tài)濾波器的內(nèi)核尺寸,3到6個(gè)采樣。
雙態(tài){1到20ms}。規(guī)定二次積分時(shí)間。
傳感周期{15、20、25、30ms}。
從脛骨神經(jīng)或腓總神經(jīng)獲得的放大的、整流的和二次積分的神經(jīng)信號(hào)由形態(tài)濾波器濾波,所述形態(tài)濾波器由處理器150根據(jù)下面的表達(dá)式實(shí)現(xiàn)Filter(f,B)=γ(φ(f,B),B)(1)其中γ(f,B)=δ(ε(f,B),B)(2)φ(f,B)=ε(δ(f,B),B) (3)其中ε(f,B)=minyεBf(y)(4)ε(f,B)=maxyεBf(y)(5)其中·f為放大的、整流的和二次積分的信號(hào)·B為濾波器的結(jié)構(gòu)化元素,其尺寸等于編程的濾波等級(jí)值。
當(dāng)尋找上升事件時(shí),根據(jù)下式將濾波信號(hào)(out)與初始信號(hào)(f)進(jìn)行比較out=f-Min(Filter(f,B),f) (6)當(dāng)尋找下降事件時(shí),根據(jù)下式將濾波信號(hào)與實(shí)際信號(hào)(f)進(jìn)行比較out=Max(Filter(f,B),f)-f (7)圖7C顯示了初始的放大的、整流的和二次積分的神經(jīng)信號(hào)與用形態(tài)濾波器濾波的相應(yīng)濾波信號(hào)的例子。如能夠看到的那樣,濾波信號(hào)具有這樣的振幅,其在上升事件期間通常小于未濾波信號(hào),而在下降事件期間通常大于未濾波信號(hào)。
在圖8A和圖8B中說(shuō)明了檢測(cè)上升事件的算法。如說(shuō)明的那樣,根據(jù)方程(1)濾波每個(gè)獲得的信號(hào)采樣,并且根據(jù)方程(6)將結(jié)果與初始信號(hào)比較。如果關(guān)于一段時(shí)間>=最小斜坡時(shí)間濾波信號(hào)低于初始信號(hào),并且關(guān)于這段時(shí)間的最大峰值基線(xiàn)差>=閾值,則算法將返回邏輯1。否則將返回邏輯0。同時(shí),在濾波信號(hào)低于初始信號(hào)的時(shí)段期間,將忽略負(fù)尖峰(濾波信號(hào)高于初始信號(hào)),如果它們的持續(xù)時(shí)間<最大噪聲寬度的話(huà)。如果那些噪聲尖峰中的任何一個(gè)長(zhǎng)于最大噪聲寬度,則復(fù)位濾波器。
在圖9A和圖9B中說(shuō)明了檢測(cè)下降事件的算法。如說(shuō)明的那樣,根據(jù)方程(1)濾波每個(gè)獲得的信號(hào)采樣,并且根據(jù)方程(7)將結(jié)果與初始信號(hào)比較。如果關(guān)于一段時(shí)間>=最小斜坡時(shí)間濾波信號(hào)高于初始信號(hào),并且當(dāng)前峰值基線(xiàn)差>=閾值,則算法將返回邏輯1。否則將返回邏輯0。同時(shí),在濾波信號(hào)高于初始信號(hào)的時(shí)段期間,將忽略正尖峰(濾波信號(hào)低于初始信號(hào)),如果它們的持續(xù)時(shí)間<最大噪聲寬度的話(huà)。如果那些噪聲尖峰中的任何一個(gè)長(zhǎng)于最大噪聲寬度,則復(fù)位濾波器。
本發(fā)明的本實(shí)施例使用了形態(tài)濾波器,因?yàn)檫@樣的濾波器不需要復(fù)雜的數(shù)學(xué)運(yùn)算或復(fù)雜的計(jì)算能力。然而,同樣可以使用諸如平均濾波器之類(lèi)的滿(mǎn)足這些相同需要的其他濾波器。
圖10A-10F顯示了本發(fā)明的閉環(huán)神經(jīng)刺激系統(tǒng)的植入式帶通放大器的一個(gè)實(shí)施例的進(jìn)一步的細(xì)節(jié)。該放大器包括內(nèi)置的保護(hù)電路,以防止如果植入的閉環(huán)控制單元50之內(nèi)的組件發(fā)生故障的話(huà)對(duì)神經(jīng)的損害。
如圖10A所示,保護(hù)電路511’包含和一系列電容器CB并聯(lián)的高值電阻器RB。保護(hù)電路511’使前置放大器513中的半導(dǎo)體故障造成的任何直流電流最小化。選擇電容器CB以使RF噪聲最小化。在半導(dǎo)體故障的情況下,保護(hù)電路511’將直流電流減少到可接受的閾值以下。
在優(yōu)選實(shí)施例中,帶通放大器具有單端輸出結(jié)構(gòu)。盡管差動(dòng)輸出能夠在本發(fā)明的環(huán)境中使用并且可以提供增強(qiáng)的性能,但是必須付出顯著的面積和功率代價(jià)以達(dá)到那些好處。
如圖10B所示,通過(guò)使用選擇電阻器的不同組合以改變R3對(duì)R4的比率的開(kāi)關(guān),可以達(dá)到增益的可編程性。在優(yōu)選實(shí)施例中,比率(1+R1/R2)可以固定并給出記錄波段中的前置放大器513的增益,由于極點(diǎn)精度并非關(guān)鍵,所以用gm-C濾波器實(shí)現(xiàn)高通濾波級(jí)??梢栽O(shè)置低通放大器AMP1的閉環(huán)傳遞函數(shù),以在9kHz(對(duì)于5μVpeak輸入神經(jīng)信號(hào))處具有其主極點(diǎn),同時(shí)提供必要的進(jìn)一步增益。這樣的直流增益由比率(1+R3/R4)給出。直流恢復(fù)級(jí)517可以包含gm。-C。高通濾波器,其優(yōu)選地具有高于0.2V的輸入線(xiàn)性范圍。由于僅僅對(duì)于帶通放大電路偏移的補(bǔ)償需要該級(jí),所以精度再次并非關(guān)鍵。最后,在圖10B中能夠觀(guān)察到,將基準(zhǔn)電壓522作為輸入提供給前置放大器513和兩個(gè)低通放大器AMP1。在本實(shí)施例中,通過(guò)傳感圖3-5中顯示的基準(zhǔn)電路147來(lái)提供這樣的基準(zhǔn)電壓。這有助于改善記錄波段中的帶通放大電路的PSRR,如下面解釋的那樣。
圖10B顯示了用于前置放大器513的可能電路。M1差動(dòng)對(duì)實(shí)現(xiàn)了兩級(jí)差動(dòng)微分放大器(DDA)的跨導(dǎo)元件。使用柵地-陰地放大器設(shè)計(jì)實(shí)現(xiàn)電流源M3,如R.Gregorian and G.C.Temes,“Analog MOSIntegrated Circuits for Signal Processing”,pp.131-133,John Wiley&Sons,1986中說(shuō)明的那樣。這提供了兩個(gè)輸入級(jí)的良好匹配,這在優(yōu)化DDA的性能方面是重要的。另一方面,柵地-陰地放大器電流源的使用向運(yùn)行所需的最小供電電壓VDD添加了PMOS閾值電壓VT;然而,在這種情況下供電電壓VDD典型地并非限制因素。
包含晶體管Q5和柵地-陰地放大器鏡像M2的柵地-陰地放大器配置將晶體管M1生成的差動(dòng)電流轉(zhuǎn)換成單端電流。使用這種配置,與基于兩個(gè)共源級(jí)的級(jí)聯(lián)的放大器的情況相比,能夠達(dá)到更好的頻率響應(yīng)。這在前置放大器513的情況下尤其真實(shí),因?yàn)榇筝斎刖w管M1(達(dá)到低噪聲所需)給出的寄生電容是相當(dāng)可觀(guān)的。晶體管M10提供了進(jìn)一步的增益,并且提供了由M11、M12、Q13和RD組成的輸出級(jí)的偏壓。前置放大器513的第二級(jí)能夠包含單個(gè)晶體管,但是在優(yōu)選實(shí)施例中包含了具有電容器CM1的晶體管M10和提供頻率補(bǔ)償?shù)腞M。見(jiàn)P.R.Gray and R.G.Meyer,“MOS Operational Amplifiers Design-aTutorial Overview”,IEEE Journal of Solid-State Circuit,sc-17(6)969-982,December 1982。
最后,等效Darlington pnp晶體管M12-Q13提供了非常低的輸出阻抗,同時(shí)沒(méi)有從第二級(jí)拉電流。見(jiàn)A.R.Alvarez,BiCMOSTechnology and Applications,pp.317-318,2d ed.,Kluwer AcademicsPublishers,1993。用這種方法,前置放大器513提供了獨(dú)立于制造過(guò)程的電特性變化的可以忽略的系統(tǒng)性偏移。這對(duì)于DDA的成功性能是重要的。
根據(jù)由F.Silveira,D.Flandre and P.Jespers,“A gm/IDBasedMethodology for the Design of CMOS Analog Circuits and Its Applicationto the Synthesis of a Silicon-On-Insulator Micropower OTA”,IEEEJournal of Solid-State Circuits,31(9)1314-1319,September 1996提供的方法可以按規(guī)定尺寸制作晶體管。這些方法基于關(guān)于規(guī)范化的電流(ID/(W/L))的漏電流比率(gm/ID)之上的跨導(dǎo)的關(guān)系,并且允許統(tǒng)一處理MOSFET晶體管的所有運(yùn)行區(qū)域。例如通過(guò)使用具有來(lái)自過(guò)程的一組參數(shù)和測(cè)量結(jié)果的這種方法和EKV模型,能夠達(dá)到按規(guī)定尺寸制作晶體管。見(jiàn)E.A.Vittoz,Micropower Techniques,Design ofAnalog Digital VLSI Circuits for Telecommunications and SignalProcessing,pp.53-56,Eds.J.E.Franca and Y.P.Tsividis,Prentice Hall,1993;以及C.C.Enz et al.,“An Analytical MOS Transistor Model Validin All Regions of Operation and Dedicated to Low-Voltage and Low-PowerApplications”,Analog Integrated Circuits and Signal Processing,883-114,1995。
施加于前置放大器513的主要規(guī)格是其噪聲水平。等效總輸入噪聲譜密度Si具有下面的表達(dá)式Si=4SM1+SR2+4(gM2gM1)2SM2+2(1gM1Ra)2SRa+S1/gmAcDDA2(f/fHPF)2...(1)]]>方程(1)中的因數(shù)如下·SM1表示M1輸入晶體管的噪聲成分。存在4個(gè)直接提供輸入噪聲的這些晶體管。該因數(shù)支配前置放大器513的噪聲。
·SR2表示直接傳給輸入512的電阻R2的噪聲成分。
·SM2表示M2電流鏡像晶體管的噪聲成分。這些負(fù)載的成分由它們的跨導(dǎo)對(duì)輸入晶體管M1的跨導(dǎo)的比率的平方減少。
·SRa表示Ra電阻器的噪聲成分。這些電阻器的成分同樣由它們的值和輸入晶體管M1的跨導(dǎo)的乘積的平方減少。
·S1/gm是gm-C高通濾波器的等效電阻器的噪聲。S1/gm由兩個(gè)因素減少。首先,由于該級(jí)在濾波器之前,所以其由前置放大器513(AcDDA)的增益減少,其次用方程(1)中所述的頻率減少。這種減少是符合邏輯的,因?yàn)樵诟咄V波器極點(diǎn)FHPF之后電容器C能夠被看成為短路。這放置了和電阻器R1并聯(lián)的等效電阻器1/gm。
粗略的計(jì)算顯示,為了維持來(lái)自在10kHz帶寬中不超過(guò)大約0.6μVrms的熱源的噪聲水平,總等效輸入噪聲應(yīng)當(dāng)為Si=6nV/Hz.]]>由于在設(shè)計(jì)周到的放大器中,輸入晶體管支配噪聲,所以只在弱反相附近能夠達(dá)到MOSFET跨導(dǎo)的所需水平。詳細(xì)研究了用于輸入晶體管M1的MOSFET類(lèi)型的選擇。眾所周知,在強(qiáng)反相中,PMOS晶體管的閃爍噪聲低于NMOS晶體管的閃爍噪聲。然而,據(jù)報(bào)導(dǎo),當(dāng)這樣的晶體管從強(qiáng)反相向弱反相移動(dòng)時(shí),PMOS晶體管中的閃爍噪聲可能顯著增加。見(jiàn)D.M.Binkley et al.,“A Micropower CMOS,Direct-Conversion,VLF Receiver Chip,for Magnetic-field WirelessApplications”,IEEE Journal of Solid-State Circuits,33(3)344-358,March 1998。還有其他報(bào)導(dǎo)說(shuō)閃爍噪聲下降,表明其起因于由裝置制作的細(xì)節(jié)所強(qiáng)烈影響的機(jī)制。在根據(jù)本發(fā)明的原型電路中未發(fā)現(xiàn)閃爍噪聲的非常嚴(yán)重的增加。因此,晶體管M1在本發(fā)明的一些實(shí)施例中可以是PMOS。在使用N阱技術(shù)制作帶通放大電路的實(shí)施例中,這種選擇同樣改善了電路的PSRR。
通過(guò)在MATLAB設(shè)計(jì)環(huán)境中實(shí)現(xiàn)帶通放大電路的傳遞函數(shù)和由方程(1)給出的噪聲方程,分配了對(duì)于每個(gè)因數(shù)的熱噪聲水平。這種方法導(dǎo)致了對(duì)于輸入晶體管M1的(gm/ID)=16.81V-1的值,其對(duì)應(yīng)于(W/L)=4480。共質(zhì)心交叉耦合布局可以用于晶體管M1,R.P.Jindal,“Noise Associated with Distributed Resistance of MOSFET GateStructures in Integrated Circuits”,IEEE Transactions on ElectronDevices,ed-31(10)1505-1509,October 1984說(shuō)明了一些共質(zhì)心交叉耦合布局。
根據(jù)本發(fā)明的原型電路中的負(fù)載M2導(dǎo)致在強(qiáng)反相中很深,因?yàn)槠淇鐚?dǎo)被選擇得幾乎比輸入晶體管的跨導(dǎo)低5倍以使噪聲最小化。這導(dǎo)致(W/L)=74.5。基于偏壓需要、噪聲最小化和gM5Ra>>l的折疊柵地—陰地放大器需要確定電阻器Ra的尺寸。這種集成的電阻器由p+擴(kuò)散制成,具有64到96Ω/口(歐姆每平方)的范圍中的典型值。在當(dāng)前的優(yōu)選實(shí)施例中,Ra具有2245Ω的值。
可以通過(guò)下式表達(dá)圖10B中顯示的前置放大器13的實(shí)施例的CMRR
CMRR=112gM1RoM3ΔgM1gM1+Δμ1μ1...(2)]]>其中,RoM3是晶體管M3形成的柵地—陰地電流源的輸出阻抗,ΔgM1是晶體管M1的跨導(dǎo)之間的失配,μ1是晶體管M1的電壓增益,而Δμ1是這樣的晶體管的電壓增益之間的失配?;趯?duì)于本技術(shù)在先執(zhí)行的失配測(cè)量,可以選擇晶體管M4的尺寸為(W/L)=20.3。晶體管M3由幾個(gè)晶體管M4組成,以便提供用于輸入晶體管M1的必須的偏置電流水平。用這種方法,方程(2)給出的CMRR主要由電壓增益μ1中的失配確定。能夠達(dá)到95dB等級(jí)的CMRR。
可以基于在輸出514處預(yù)期的漂移來(lái)設(shè)計(jì)由M11、M12、Q13和RD形成的輸出級(jí)。應(yīng)當(dāng)慮及由神經(jīng)套箍中的失配造成的放大EMG信號(hào)和前置放大器513的隨機(jī)偏移。
由M9、M10、CM1和RM組成的第二級(jí)的設(shè)計(jì)基于系統(tǒng)性偏移的最小化和對(duì)于前置放大器513所希望的相位裕量。在根據(jù)本發(fā)明的原型電路中,晶體管Q5-Q13具有6.4×9.6μm2的發(fā)射面積。
基準(zhǔn)電壓522和M2晶體管中的一個(gè)的柵極之間的電容器CM1的連接,如圖10B所示,改善了前置放大器513的PSRR。如E.Sckingeret al.,“A General Relationship Between Amplifier Parameters,and ItsApplication to PSRR Improvement”,IEEE Transactions on Circuits andSystems 38(10)1173-1181,October 1991分析的那樣,在任何種類(lèi)的放大器中都存在對(duì)于CMRR和PSRR的同時(shí)改善的限制。通過(guò)在放大器輸入和無(wú)噪聲基準(zhǔn)(在這種情況下,即基準(zhǔn)電壓522)之間連接電容器,能夠改善單端放大器的PSRR,并且能夠改善中頻范圍的抑制。這是電容器CM1在前置放大器513中起到的作用。
如上所述,可以通過(guò)級(jí)聯(lián)兩個(gè)高PSRR的、一級(jí)帶通放大器,每個(gè)所述放大器都由gm-C高通濾波器和低通放大電路組成,來(lái)實(shí)現(xiàn)帶通放大器515。在圖10C中,顯示了gm-C高通濾波器??鐚?dǎo)gm由具有有源負(fù)載的基本差動(dòng)對(duì)提供。顯示的所有晶體管都放置在適度的反相區(qū)中。這提供了用于本申請(qǐng)的足夠的線(xiàn)性范圍。
圖10D顯示了放大器AMP1的優(yōu)選實(shí)施例。這是具有提供低輸出阻抗的Darlington輸出級(jí)的Miller型放大器。Darlington晶體管Q23從同樣運(yùn)載信號(hào)電流的晶體管M21和M22獲得它們的偏置電流,使放大器成為AB類(lèi)。由于避免了需要額外的晶體管以偏置晶體管Q23,所以這減少了功耗。電阻器R3和R4提供了用于閉環(huán)運(yùn)行的反饋。由于兩個(gè)放大器AMP1給出了帶通放大電路的低通濾波特性,所以其截止頻率由該級(jí)的增益和帶通放大電路的高極點(diǎn)規(guī)格來(lái)設(shè)置。基準(zhǔn)電壓522和晶體管M17的柵極之間連接的電容器CM2增加了通過(guò)波段中的PSRR,如對(duì)于前置放大器513在上面解釋的那樣。
最后,在本發(fā)明中,通過(guò)RC高通濾波器而不是前述的gmo-Co高通濾波器來(lái)實(shí)現(xiàn)直流恢復(fù)級(jí)。標(biāo)稱(chēng)截止頻率優(yōu)選地為大約1300Hz。這進(jìn)一步有助于減少生物來(lái)源的噪聲,同時(shí)允許帶通放大電路在幾毫秒之內(nèi)從例如能夠由刺激電流造成的過(guò)載中或在循環(huán)打開(kāi)/關(guān)閉時(shí)恢復(fù)。在本發(fā)明中,優(yōu)選地通過(guò)激活/撤銷(xiāo)分別在圖10B和10D中的偏置電流526、527,達(dá)到放大器Ai的循環(huán)打開(kāi)/關(guān)閉。
除了上述低功率低噪聲放大器Ai之外,信號(hào)處理電路180同樣使用精度整流器和雙態(tài)積分電路(bin integration circuit)。圖11A-11G顯示了在上述的閉環(huán)神經(jīng)刺激電路的信號(hào)調(diào)節(jié)路徑上跟隨放大器電路Ai的整流電路的一個(gè)實(shí)施例。該整流器在2003年2月24日提出的美國(guó)專(zhuān)利申請(qǐng)No.10/370,490中進(jìn)行了充分說(shuō)明,其在此一并引入作為參考,并為了完整性起見(jiàn)在下面說(shuō)明。
圖11A是用于本發(fā)明的閉環(huán)植入式神經(jīng)信號(hào)檢測(cè)與刺激系統(tǒng)的連續(xù)時(shí)間整流電路630的示意圖。在電路630中,運(yùn)載源信號(hào)(Vin)的第一輸入631連接到開(kāi)關(guān)電路(SC)的第一輸入633和極性判斷電路(C)的第一輸入636。運(yùn)準(zhǔn)信號(hào)(Vref)的第二輸入632連接到開(kāi)關(guān)電路(SC)的第二輸入634和極性判斷電路(C)的第二輸入635。
在本發(fā)明中,通過(guò)傳感基準(zhǔn)電路174提供基準(zhǔn)信號(hào)(Vref)。極性判斷電路(C)的輸出637連接到開(kāi)關(guān)電路(SC)的控制輸入638。開(kāi)關(guān)電路(SC)的第一輸出639連接到DDA的第一非反相輸入(P1)。開(kāi)關(guān)電路(SC)的第二輸出640連接到DDA的第一反相輸入(P2)。第二輸入632同樣連接到DDA的第二非反相輸入(Q1)。DDA的輸出641連接到DDA的第二反相輸入(Q2)。
圖11B和11C指示在電路630運(yùn)行的不同相位期間向DDA的每個(gè)輸入終端提供的信號(hào)。圖11B顯示了第一連接模式650,其中,開(kāi)關(guān)電路(SC)處于第一狀態(tài),并且將基準(zhǔn)信號(hào)(Vref)連接到DDA的第一非反相輸入(P1),而將源信號(hào)(Vin)連接到DDA的第一反相輸入(P2)。第一和第二輸入(P1,P2)一起構(gòu)成DDA的第一差動(dòng)對(duì)。圖11B進(jìn)一步顯示了基準(zhǔn)信號(hào)(Vref)連接到第二非反相輸入(Q1),并且輸出信號(hào)(Vout)連接到DDA的第二反相輸入(Q2)。第二非反相輸入(Q1)和第二反相輸入(Q2)一起構(gòu)成DDA的第二差動(dòng)對(duì)。圖11C顯示了第二連接模式651,其中,開(kāi)關(guān)電路(SC)處于第二狀態(tài),并且將源信號(hào)(Vin)連接到DDA的第一輸入(P1),而將基準(zhǔn)信號(hào)(Vref)連接到DDA的第二輸入(P2)。第二差動(dòng)對(duì)(Q1,Q2)的連接在圖11B和11C中相同。
開(kāi)關(guān)電路(SC)取決于如極性判斷電路(C)確定的那樣的源信號(hào)(Vin)比基準(zhǔn)信號(hào)(Vref)是更為正還是更不為正來(lái)在它的兩種狀態(tài)之間交替以向DDA提供連接模式650和651。例如,當(dāng)源信號(hào)(Vin)處于比基準(zhǔn)信號(hào)(Vref)更為正的電勢(shì)時(shí),選擇配置模式650。當(dāng)源信號(hào)(Vin)處于比基準(zhǔn)信號(hào)(Vref)更為負(fù)的電勢(shì)時(shí),選擇配置模式651。對(duì)于正半波整流,當(dāng)源信號(hào)(Vin)比基準(zhǔn)信號(hào)(Vref)更為負(fù)時(shí),可以選擇第三配置模式,其中,基準(zhǔn)信號(hào)(Vref)連接到第一差動(dòng)對(duì)的兩個(gè)輸入(P1,P2),而第二差動(dòng)對(duì)保持如圖11B和11C中連接的那樣。
圖11D顯示了根據(jù)本發(fā)明的第一優(yōu)選實(shí)施例的高阻抗、連續(xù)時(shí)間全波整流電路660。在電路660中,運(yùn)載源信號(hào)(Vin)的第一輸入631連接到包含第一FET(M1)的第一開(kāi)關(guān)元件的源極661、包含第三FET(M3)的第三開(kāi)關(guān)元件的源極以及極性判斷電路(C)的反相輸入635。運(yùn)載基準(zhǔn)信號(hào)(Vref)的第二輸入632連接到包含第二和第四FET(M2,M4)的第二和第四開(kāi)關(guān)元件的源極、極性判斷電路(C)的非反相輸入636以及DDA的第二差動(dòng)對(duì)的非反相輸入(Q1)。DDA的輸出信號(hào)(Vout)被反饋到該第二差動(dòng)對(duì)的反相輸入(Q2)。
第一開(kāi)關(guān)元件(M1)的漏極663和第二開(kāi)關(guān)元件(M2)的漏極連接到DDA的第一差動(dòng)對(duì)的非反相輸入(P1)。第三開(kāi)關(guān)元件(M3)的漏極和第四開(kāi)關(guān)元件(M4)的漏極連接到DDA的該第一差動(dòng)對(duì)的反相輸入(P2)。極性判斷電路(C)的輸出637連接到反相器(T)的輸入664和第二開(kāi)關(guān)元件(M2)的柵極以及第三開(kāi)關(guān)元件(M3)的柵極。極性判斷電路(C)的互補(bǔ)輸出665由反相器(T)提供,并且連接到第一開(kāi)關(guān)元件(M1)的柵極662和第四開(kāi)關(guān)元件(M4)的柵極。
在圖11D中,第二(M2)和第三(M3)開(kāi)關(guān)元件一起構(gòu)成第一開(kāi)關(guān)組(S 1),而第一(M1)和第四(M4)開(kāi)關(guān)元件一起構(gòu)成第二開(kāi)關(guān)組(S2)。當(dāng)源信號(hào)(Vin)比基準(zhǔn)信號(hào)(Vref)更為正時(shí),極性判斷電路(C)的輸出637具有低邏輯電平。這造成第一開(kāi)關(guān)組(S1)的開(kāi)關(guān)打開(kāi)而第二開(kāi)關(guān)組(S2)的開(kāi)關(guān)關(guān)閉。因此,基準(zhǔn)信號(hào)(Vref)連接到DDA的第一非反相輸入(P1),而源信號(hào)(Vin)連接到DDA的第一反相輸入(P2)。當(dāng)源信號(hào)(Vin)電壓小于基準(zhǔn)電壓時(shí),那么開(kāi)關(guān)組(S1)的開(kāi)關(guān)關(guān)閉而開(kāi)關(guān)組(S2)的開(kāi)關(guān)打開(kāi),以便顛倒連接(Vin)和(Vref)的DDA的輸入。
在圖11E中顯示了可以用于實(shí)施本發(fā)明的DDA 670。電源(未顯示)在點(diǎn)675處供電。地676提供用于返回電流的路徑。指出了偏流(Ibias)的方向。使用包含柵地一陰地放大器技術(shù)的電路配置來(lái)實(shí)現(xiàn)用于每個(gè)差動(dòng)對(duì)的電流源671;見(jiàn)R.Gregorian and G.C.Temes,“AnalogMOS Integrated Circuits for Signal Processing”,John Wiley&Sons,1986,pp.131-133。柵地一陰地放大器技術(shù)提供了第一(P1,P2)和第二(Q1,Q2)差動(dòng)對(duì)的良好匹配。這是達(dá)到DDA的高性能所希望的。電流鏡像672將差動(dòng)對(duì)的差動(dòng)電流轉(zhuǎn)換成單端電流,其被提供給輸出級(jí)673。
對(duì)于正全波整流,DDA產(chǎn)生具有如下電壓的輸出信號(hào)如果Vin>Vref,那么Vout=Vin如果Vin<Vref,那么Vout=-Vin對(duì)于負(fù)全波整流,DDA產(chǎn)生具有如下電壓的輸出信號(hào)如果Vin>Vref,那么Vout=-Vin如果Vin<Vref,那么Vout=Vin由于Vin=Vref的情況不重要,所以大于等于條件(≥)等效于大于條件(>),并且小于等于條件(≤)等效于小于條件(<)??梢噪S意配置DDA以用某個(gè)增益系數(shù)放大其輸出信號(hào)。
如上面DDA方程中顯示的那樣,當(dāng)源信號(hào)(Vin)比基準(zhǔn)信號(hào)(Vref)更為正時(shí),輸出信號(hào)(Vout)等于源信號(hào)(Vin)。當(dāng)源信號(hào)(Vin)比基準(zhǔn)信號(hào)(Vref)更為負(fù)時(shí),與上述條件對(duì)稱(chēng)的條件發(fā)生,導(dǎo)致輸出信號(hào)(Vout)等于源信號(hào)的負(fù)值(-Vin)。因此,輸出信號(hào)(Vout)是源信號(hào)(Vin)的正整流方案??蛇x擇地,如果希望負(fù)整流輸出,則能夠顛倒極性判斷電路(C)的輸入635、636的連接,以便源信號(hào)(Vin)連接到非反相輸入636,而基準(zhǔn)信號(hào)(Vref)連接到極性判斷電路(C)的反相輸入635。這種交替配置得到了用于負(fù)全波整流的上面第二組DDA方程。
本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施例僅需要很小的死區(qū),因?yàn)椴槐厥褂萌魏坞娮杵骰蚋?dòng)二極管(floating diode)。因此,本發(fā)明能夠用CMOS技術(shù)在芯片上充分集成。低閾值電壓允許根據(jù)本發(fā)明的電路用于整流諸如由神經(jīng)套箍電極拾起的信號(hào)之類(lèi)的低電平生物電信號(hào)。具有低閾值電壓的整流電路的完全集成使本發(fā)明的實(shí)施例能夠尤其適合于在植入式生物醫(yī)學(xué)裝置中使用。例如,可以在植入式裝置中并入帶有根據(jù)本發(fā)明的整流電路的芯片,以整流在用于操縱假體裝置的系統(tǒng)中使用的電極收集的神經(jīng)信號(hào)。僅需要很小死區(qū)的進(jìn)一步的好處在于,能夠?qū)⒈景l(fā)明的幾個(gè)整流電路和其他電路一起集成到相同的植入式裝置中。例如,根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)或多個(gè)整流電路,可以和諸如放大器、濾波器等等之類(lèi)的一個(gè)或多個(gè)信號(hào)調(diào)節(jié)電路在可以是CMOS芯片的單個(gè)集成電路芯片上聯(lián)合。
如根據(jù)前述披露對(duì)本領(lǐng)域技術(shù)人員而言將會(huì)很明顯的那樣,在不背離本發(fā)明的精神或范圍的情況下,許多替換和修改在本發(fā)明的實(shí)施中都是可能的。例如·第一和第二開(kāi)關(guān)組(S1,S2)每個(gè)都在圖11D的實(shí)施例中顯示為包含兩個(gè)開(kāi)關(guān)元件,然而能夠用多種方法配置第一和第二開(kāi)關(guān)組(S1,S2),包括例如多個(gè)開(kāi)關(guān)元件,以及·可以用在其“打開(kāi)”狀態(tài)下提供足夠低的閾值的其他適當(dāng)?shù)碾娮娱_(kāi)關(guān)來(lái)替換任何FET M1、M2、M3或M4。
如根據(jù)前述披露對(duì)本領(lǐng)域技術(shù)人員而言將會(huì)很明顯的那樣,在不背離本發(fā)明的精神或范圍的情況下,許多替換和修改在本發(fā)明的實(shí)施中都是可能的。因此,應(yīng)根據(jù)由隨后的權(quán)利要求規(guī)定的內(nèi)容來(lái)解釋本發(fā)明的范圍。
權(quán)利要求
1.一種完全植入式神經(jīng)刺激系統(tǒng),包括一個(gè)或多個(gè)神經(jīng)套箍,在其中具有接觸一個(gè)或多個(gè)神經(jīng)的電極;事件觸發(fā)的閉環(huán)控制單元,其被連接以從神經(jīng)套箍中的至少一個(gè)電極接收信號(hào),并向至少一個(gè)電極遞送刺激脈沖以產(chǎn)生預(yù)期的生理反應(yīng),該閉環(huán)控制單元包括內(nèi)部電源;處理器;若干信號(hào)調(diào)節(jié)電路;可編程開(kāi)關(guān),其由所述處理器控制,以將電極連接到信號(hào)調(diào)節(jié)電路;至少一個(gè)刺激電路,其向一個(gè)或多個(gè)所述電極遞送刺激脈沖;其中,所述處理器選擇性地使所述若干信號(hào)調(diào)節(jié)電路、所述可編程開(kāi)關(guān)和所述至少一個(gè)刺激電路能夠延長(zhǎng)所述電源的壽命。
2.根據(jù)權(quán)利要求1的植入式神經(jīng)刺激系統(tǒng),其中,所述信號(hào)調(diào)節(jié)電路包括低輸入電流放大器;整流電路;以及積分電路。
3.根據(jù)權(quán)利要求2的植入式神經(jīng)刺激系統(tǒng),其中,所述神經(jīng)刺激系統(tǒng)刺激神經(jīng)纖維以治療足下垂,并且所述處理器從所述若干信號(hào)調(diào)節(jié)電路接收輸出信號(hào)以檢測(cè)腳后跟接觸或腳尖提起事件的發(fā)生。
4.根據(jù)權(quán)利要求3的植入式神經(jīng)刺激系統(tǒng),其中,一旦檢測(cè)到腳尖提起事件,所述處理器就向電極遞送至少一個(gè)刺激脈沖。
5.根據(jù)權(quán)利要求4的植入式神經(jīng)刺激系統(tǒng),其中,所述處理器在遞送所述刺激脈沖時(shí)的至少一部分時(shí)間期間禁用所述若干信號(hào)調(diào)節(jié)電路。
6.根據(jù)權(quán)利要求1的植入式神經(jīng)刺激系統(tǒng),其中,所述閉環(huán)控制單元包括加速計(jì),其產(chǎn)生指示患者大腿取向的信號(hào),其中當(dāng)所述患者大腿基本上水平時(shí),所述處理器禁用所述閉環(huán)控制單元的組件。
7.根據(jù)權(quán)利要求6的植入式神經(jīng)刺激系統(tǒng),其中,所述處理器調(diào)整作為所述患者大腿角度的函數(shù)遞送的所述刺激脈沖。
8.一種用于治療足下垂的完全植入式神經(jīng)刺激系統(tǒng),其包括一個(gè)或多個(gè)神經(jīng)套箍,在其中具有從神經(jīng)纖維檢測(cè)信號(hào)和/或向神經(jīng)纖維遞送刺激脈沖的電極;密封的閉環(huán)控制單元,其在患者體內(nèi)植入式,該閉環(huán)控制單元包括電源;處理器;一個(gè)或多個(gè)信號(hào)調(diào)節(jié)電路,其選擇性地連接到神經(jīng)套箍中的電極;以及一個(gè)或多個(gè)刺激電路,其向電極遞送刺激脈沖;其中,所述處理器通過(guò)濾波由所述一個(gè)或多個(gè)信號(hào)調(diào)節(jié)電路產(chǎn)生的輸出信號(hào)來(lái)檢測(cè)腳后跟接觸或腳尖提起事件的發(fā)生。
9.一種用于治療足下垂的完全植入式神經(jīng)刺激系統(tǒng),其包括一個(gè)或多個(gè)神經(jīng)套箍,在其中具有從神經(jīng)檢測(cè)信號(hào)和/或向神經(jīng)遞送刺激脈沖的電極;密封的閉環(huán)控制單元,其在患者體內(nèi)植入式,該閉環(huán)控制單元包括電源;處理器;一個(gè)或多個(gè)信號(hào)調(diào)節(jié)電路,其選擇性地連接到神經(jīng)套箍中的電極;以及一個(gè)或多個(gè)刺激電路,其向電極遞送刺激脈沖;其中,所述處理器通過(guò)濾波由所述一個(gè)或多個(gè)信號(hào)調(diào)節(jié)電路產(chǎn)生的輸出信號(hào),并且將濾波輸出信號(hào)和未濾波輸出信號(hào)進(jìn)行比較以檢測(cè)輸出信號(hào)中的上升或下降斜坡,來(lái)檢測(cè)腳后跟接觸或腳尖提起事件的發(fā)生,而且,一旦檢測(cè)到腳尖提起事件,所述處理器就向電極遞送至少一個(gè)刺激脈沖。
10.根據(jù)權(quán)利要求9的用于治療足下垂的完全植入式神經(jīng)刺激系統(tǒng),其中,所述閉環(huán)控制單元包括和所述處理器通信的加速計(jì),所述加速計(jì)產(chǎn)生指示患者大腿角度的信號(hào),而且,所述處理器響應(yīng)于所述患者大腿角度而調(diào)整遞送的刺激信號(hào)。
11.根據(jù)權(quán)利要求10的用于治療足下垂的完全植入式神經(jīng)刺激系統(tǒng),其中,一旦檢測(cè)到腳后跟接觸事件,即使患者大腿角度表明患者在相對(duì)平坦的表面上行走,所述處理器也終止刺激脈沖的遞送。
12.根據(jù)權(quán)利要求10的用于治療足下垂的完全植入式神經(jīng)刺激系統(tǒng),其中,一旦檢測(cè)到第二腳尖提起事件,即使患者大腿角度表明患者在樓梯上行走,所述處理器也終止刺激脈沖的遞送。
13.根據(jù)權(quán)利要求12的用于治療足下垂的完全植入式神經(jīng)刺激系統(tǒng),其中,如果患者大腿角度表明患者在上樓梯,則所述處理器增加遞送的刺激脈沖的振幅。
14.根據(jù)權(quán)利要求12的完全植入式神經(jīng)刺激系統(tǒng),其中,如果患者大腿角度表明患者在下樓梯,則所述處理器減少遞送的刺激脈沖的振幅。
15.根據(jù)權(quán)利要求10的完全植入式神經(jīng)刺激系統(tǒng),其中,如果患者大腿角度表明患者未站立,則所述處理器減少?gòu)乃鲭娫刺崛〉墓β省?br> 16.根據(jù)權(quán)利要求9的完全植入式神經(jīng)刺激系統(tǒng),其中,所述一個(gè)或多個(gè)神經(jīng)套箍包括圍繞脛骨神經(jīng)放置的神經(jīng)套箍和圍繞腓總神經(jīng)放置的神經(jīng)套箍。
17.根據(jù)權(quán)利要求9的完全植入式神經(jīng)刺激系統(tǒng),其中,所述一個(gè)或多個(gè)神經(jīng)套箍包括圍繞腓總神經(jīng)放置的單個(gè)神經(jīng)套箍。
18.根據(jù)權(quán)利要求9的完全植入式神經(jīng)刺激系統(tǒng),其中,所述一個(gè)或多個(gè)神經(jīng)套箍包括圍繞坐骨神經(jīng)放置的單個(gè)神經(jīng)套箍。
19.一種用于治療足下垂的植入式系統(tǒng),其包括在體內(nèi)植入的控制單元,所述控制單元包括電源;處理器;至少一個(gè)信號(hào)調(diào)節(jié)電路;至少一個(gè)神經(jīng)刺激電路;以及至少一個(gè)神經(jīng)套箍,在其中具有從神經(jīng)纖維檢測(cè)信號(hào)和/或向神經(jīng)纖維遞送刺激脈沖的電極;其中,所述控制單元中的所述處理器從由所述至少一個(gè)信號(hào)調(diào)節(jié)電路產(chǎn)生的處理的神經(jīng)信號(hào)中檢測(cè)生理事件,并且一旦檢測(cè)到生理事件,就向電極遞送刺激脈沖。
20.根據(jù)權(quán)利要求19的用于治療足下垂的植入式系統(tǒng),其中,所述控制單元進(jìn)一步包括加速計(jì),其產(chǎn)生指示患者大腿角度的信號(hào),而且,響應(yīng)所述大腿角度,所述處理器調(diào)整從所述電源提取的功率。
21.根據(jù)權(quán)利要求20的用于治療足下垂的植入式系統(tǒng),其中,響應(yīng)所述大腿角度,所述處理器調(diào)整向所述電極遞送的刺激脈沖。
22.根據(jù)權(quán)利要求19的用于治療足下垂的植入式系統(tǒng),其中,所述控制單元進(jìn)一步包括可編程開(kāi)關(guān),其由所述處理器控制,以選擇性地將信號(hào)調(diào)節(jié)電路連接到電極。
23.根據(jù)權(quán)利要求20的用于治療足下垂的植入式系統(tǒng),其中,當(dāng)患者大腿角度水平時(shí),所述處理器周期性地啟用所述至少一個(gè)信號(hào)調(diào)節(jié)電路。
24.根據(jù)權(quán)利要求20的用于治療足下垂的植入式系統(tǒng),其中,當(dāng)患者大腿角度垂直時(shí),所述處理器更加頻繁地啟用所述至少一個(gè)信號(hào)調(diào)節(jié)電路。
25.一種用于校正足下垂的植入式電路,其包括圍繞神經(jīng)放置的包括若干電極的一個(gè)或多個(gè)神經(jīng)套箍,所述若干電極用于從神經(jīng)傳感神經(jīng)信號(hào)和/或用于向神經(jīng)遞送刺激脈沖;植入式事件驅(qū)動(dòng)控制單元,其包括電源;處理器;傳感器,用于產(chǎn)生指示患者大腿角度的信號(hào);若干信號(hào)調(diào)節(jié)電路,其在所述處理器的控制下選擇性地可連接于一個(gè)或多個(gè)電極,以處理神經(jīng)信號(hào);至少一個(gè)神經(jīng)刺激電路,其選擇性地可連接于電極,以向神經(jīng)遞送刺激脈沖;其中,所述處理器被編程,以在多種模式下運(yùn)行,所述模式部分取決于傳感的患者大腿角度。
26.根據(jù)權(quán)利要求25的植入式電路,其中,所述處理器被編程,以便當(dāng)傳感患者大腿角度基本上水平時(shí),減少?gòu)乃鲭娫刺崛〉墓β省?br> 27.根據(jù)權(quán)利要求25的植入式電路,其中,所述處理器被編程,以便當(dāng)傳感的患者大腿角度表明患者站立時(shí),從神經(jīng)上的傳感信號(hào)檢測(cè)腳后跟接觸或腳尖提起事件。
28.根據(jù)權(quán)利要求27的植入式電路,其中,所述處理器被編程,以用由所述信號(hào)調(diào)節(jié)電路產(chǎn)生的處理神經(jīng)信號(hào)和已濾波的處理神經(jīng)信號(hào)來(lái)檢測(cè)腳后跟接觸或腳尖提起事件。
29.根據(jù)權(quán)利要求28的植入式電路,其中,用形態(tài)濾波器濾波所述處理神經(jīng)信號(hào)。
30.根據(jù)權(quán)利要求25的植入式電路,其中,所述處理器被編程,以調(diào)整作為傳感的患者大腿角度的函數(shù)而向神經(jīng)遞送的刺激脈沖。
31.根據(jù)權(quán)利要求25的植入式電路,其中,所述電源為電池。
32.根據(jù)權(quán)利要求31的植入式電路,其中,所述電源是可再充電的。
33.根據(jù)權(quán)利要求25的植入式電路,其中,所述控制單元進(jìn)一步包括通信電路,其和外部編程器通信以調(diào)整所述處理器的運(yùn)行。
34.根據(jù)權(quán)利要求33的植入式電路,其中,所述外部編程器能夠調(diào)整信號(hào)調(diào)節(jié)電路連接到哪個(gè)電極,以及哪個(gè)電極接收刺激脈沖。
35.根據(jù)權(quán)利要求25的植入式電路,其中,所述處理器被編程,以便當(dāng)向電極遞送刺激脈沖時(shí),禁用所述若干信號(hào)調(diào)節(jié)電路。
36.根據(jù)權(quán)利要求25的植入式電路,其中,所述處理器被編程,以便當(dāng)傳感的患者大腿角度基本上水平時(shí),周期性地啟用所述一個(gè)或多個(gè)信號(hào)調(diào)節(jié)電路。
37.一種用于向患者肌肉遞送刺激信號(hào)的植入式電路,其包括圍繞神經(jīng)放置的包括若干電極的一個(gè)或多個(gè)神經(jīng)套箍,所述若干電極用于從神經(jīng)傳感神經(jīng)信號(hào)和/或用于向神經(jīng)遞送刺激脈沖;植入式事件驅(qū)動(dòng)控制單元,其包括電源;處理器;若干信號(hào)調(diào)節(jié)電路,其在所述處理器的控制下選擇性地可連接于電極,以處理神經(jīng)信號(hào);至少一個(gè)神經(jīng)刺激電路,其選擇性地可連接于電極,以向神經(jīng)遞送刺激脈沖;其中,所述處理器被編程,以在用戶(hù)初始化的訓(xùn)練模式下運(yùn)行,以便向神經(jīng)纖維遞送刺激信號(hào)一段時(shí)間以訓(xùn)練患者的肌肉。
全文摘要
完全植入式神經(jīng)刺激系統(tǒng)包括事件觸發(fā)的閉環(huán)控制單元(50),其通過(guò)一個(gè)或多個(gè)神經(jīng)套箍電極從神經(jīng)信號(hào)檢測(cè)生理事件,例如腳后跟接觸或腳尖提起事件的發(fā)生,并且向神經(jīng)遞送刺激脈沖,以產(chǎn)生預(yù)期的生理反應(yīng)。該刺激系統(tǒng)包括低噪聲低功率神經(jīng)信號(hào)放大器(180);加速計(jì)(156),其檢測(cè)患者大腿的取向角度;以及電池供電的處理器(150),其選擇性地向系統(tǒng)中的組件供電,以便以使電池功率最小化的方式檢測(cè)所述生理事件并遞送所述刺激脈沖。
文檔編號(hào)A61N1/36GK1767872SQ200480009220
公開(kāi)日2006年5月3日 申請(qǐng)日期2004年4月2日 優(yōu)先權(quán)日2003年4月2日
發(fā)明者馬賽羅·巴魯·D·法西歐, 若阿金·A·霍費(fèi)爾, 安里克·卡爾德龍, 蓋里·B·杰尼, 艾伯特·卡爾德龍 申請(qǐng)人:神經(jīng)技術(shù)公司
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