具有能量回收和电流调节的电极刺激器的制造方法

具有能量回收和电流调节的电极刺激器的制造方法
【专利摘要】本发明提供了用于刺激一电极的系统和方法。该刺激器包括传感器电路，该传感器电路配置为耦合至医疗设备的至少一个电极来测量该至少一个电极的功率特性。该刺激器包括控制电路，该控制电路被配置为将该至少一个电极的所测得的功率特性与期望的功率特性进行比较、并基于该至少一个电极的所测得的功率特性与期望的功率特性的比较而在电极刺激器的第一操作模式和第二操作模式之间进行选择。第一操作模式包括向至少一个电极传递能量来刺激该组织，且第二操作模式包括从该至少一个电极处回收能量。
【专利说明】具有能量回收和电流调节的电极刺激器[0001 ] 有关联邦科研资助的声明
[0002]本发明是在海军研究办公室资助的基金N00014-09-1-1015和美国国立卫生研究院资助的基金NS056140下做出的，得到政府支持。政府在本发明中具有特定权利。
发明领域
[0003]本发明的领域是组织的刺激的系统与方法。更特定地，本发明涉及经由使用能量回收和反馈电流调节的电极刺激器来进行能量有效的刺激的系统与方法。
【背景技术】
[0004]组织的电刺激是用于治疗多种病症的日益有价值的工具。电刺激器具有很多应用，诸如用于治疗重度听力损失的耳蜗植入物、用于治疗眼盲的视力假体、用于治疗严重的慢性疼痛的脊髓刺激器、用于治疗麻痹的肌肉刺激器、用于治疗各种心脏疾病的心脏起搏器、以及用于治疗多种神经性障碍的深度脑部刺激器。例如，可使用深度脑部刺激来治疗震颤和帕金森病，且深度脑部刺激还显示出对于治疗各种其他病症(诸如图雷特综合症、疼痛、抑郁、强迫性神经症障碍治疗)的潜在益处。用于麻痹治疗的脑部植入物经由神经刺激越发多地提供感测反馈。
[0005]在大部分实现中，由于感染的风险，临床医生做出努力来避免将可植入电刺激器延伸通过皮肤(例如，将该设备连接至外部能量源)的需要。因此，这些刺激器经常是由所植入的电池或无线地接收能量的所植入的RF线圈所供电的。因此，刺激器的能量效率对于确定电池或线圈的大小以及设备的寿命方面是重要的，且刺激器能量效率的改进直接导致电池或线圈大小的减少、增加电池寿命、以及减少组织加热。如果可减少植入物大小的话，则增加患者安全度和舒适度且减少医疗成本。
[0006]在现有应用中，由于基于电流源的刺激器的安全性、所建立的电荷平衡方法、以及实现的总体便利性，这种刺激`器一般是占优势的。但是电流源刺激器并不有效，耗费高达十倍于实现组织刺激所必需的能量。由于基于电压的刺激器固有的较高的能量效率，有时使用基于电压的刺激器作为电流刺激器的替代物。但是基于电压的刺激器受制于较差的电荷和电流控制，且这种刺激器对于电极阻抗的变化较为敏感。
[0007]已经研发了使用预先充电至指定电压的电容器网络作为电极的电源的一些刺激器系统。顺次将电容器直接连接至电极，作为将电极电压和电容器电压之间的差异保持得较小的手段，由此能够改进能量效率。然而，在这些系统中，电流并不恒定也不受控。
[0008]已经研发了可选的系统，使用与电极串联的增加的限流器来保持通过电极的电流相对恒定。可是由于电容器组合仅允许粗略的、分立的操作，相比连续的基于电压的实现，这两个实现本身都具有较低的能量效率。在这些实现中，显式限流器的使用使能量效率下降了。

【发明内容】
[0009]通过提供用于组织刺激的系统与方法，本发明克服了上述缺陷。更特定地，本发明涉及经由使用能量回收和反馈电流调节的电极刺激器来进行能量有效的刺激的系统与方法。
[0010]在一个实现中，本发明是被配置为连接至受试者并向受试者的组织传递电刺激的医疗设备。该医疗设备包括电压源、配置为向受试者的组织传递电刺激的电极、以及连接至电极和电压源的感测电路。该感测电路配置为测量电极的功率特性。该设备包括连接至电压源的控制电路。该控制电路配置为将所测得的电极的功率特性与期望的功率特性进行比较，且基于所测得的电极的功率特性与期望的功率特性之间的比较，进行向电极传递能量来刺激该组织和从该电极中回收能量中的至少一个。该控制电路被配置为在刺激的下转换模式和回收的上转换操作模式中操作。
[0011]在另一个实现中，本发明是电极刺激器，被配置为连接至具有配置为向具有该医疗设备的受试者的组织传递电刺激的至少一个电极的医疗设备。电极刺激器包括:感测电路，配置为耦合至医疗设备的至少一个电极来测量该至少一个电极的功率特性；以及控制电路，被配置为将所测得的至少一个电极的功率特性与期望的功率特性进行比较、且基于所测得的至少一个电极的功率特性与期望的功率特性的比较而在电极刺激器的第一操作模式和第二操作模式之间进行选择。第一操作模式包括向至少一个电极传递能量来刺激组织，且第二操作模式包括从至少一个电极处回收能量。
[0012]在另一个实现中，本发明是电极刺激器，被配置为连接至具有配置为向具有该医疗设备的受试者的组织传递电刺激的至少一个电极的医疗设备。该电极刺激器包括电流传感器电路，配置为测量流过该至少一个电极的电流，并通过比较流过该至少一个电极的电流和期望电流来定义设定电压。该电极刺激器包括第一刺激器核心，耦合至至少一个电极并配置成基于在测得的至少一个电极两端的电压和设定电压之间的比较而进行向该至少一个电极传递能量和从该至少一个电极处回收能量中的至少一项。
[0013]在另一个实现中，本发明是刺激一电极的方法，该电极被配置为向具有医疗设备的受试者的组织传递电刺激。该方法包括测量流过该电极的电流、通过比较流过该电流的电流和期望电流来定义设定电压、并测量电极两端的电压。该方法包括基于所测得的电极两端的电压和设定电压之间的比较，来进行向该电极传递能量和从该电流中回收能量中的至少一项。
[0014]本发明的前述及其他方面以及优点将在以下描述中呈现。在该描述中，参考了形成本发明的一部分的附图，在这些附图中作为说明示出了本发明的优选实施例。然而，这些实施例未必表示本发明的全部范围，并且因此参考权利要求书和本文来解释本发明的范围。
[0015]附图简要说明
[0016]图1是示出根据本发明的示例性生物医学植入物的功能性组件的框图。
[0017]图2a和2b是使用基于电流源的电源来驱动所连接的电极的现有技术的电极刺激器的示意图。
[0018]图3是示出在图2a和2b中所示出的电极刺激器电路的电流源中浪费的能量的量的图。
[0019]图4是示出根据本公开配置的基于电压的刺激器系统的功能性组件的框图。[0020]图5a是示出根据本公开配置的电极刺激器的功能性组件的附加细节的框图，该刺激器包括用于控制适应性电压刺激器的两个反馈环路。
[0021]图5b是示出可由电极刺激器执行的使用电感性能量回收和反馈电流调节来刺激电极的一系列步骤的流程图。
[0022]图6a是示出代表为刺激应用而向电极传递能量和从电极中回收能量的适应性电压刺激器核心的示例性实现的示意图。
[0023]图6b是示出了对于图6a中所示的适应性电压刺激器核心而言优选的输出电压范围和电能的流动的不图。
[0024]图7是示出包括适应性电压刺激器核心、电极模型、和中轨参考(midrailreference)的适应性电压刺激器的各组件的示意图。
[0025]图8是示出用于将开关信号传输至适应性电压刺激器核心的示例性脉冲发生器电路的不意图。
[0026]图9是示出在给定特定输入顺序的情况下图8的脉冲生成器电路的示例性输出的时序图。
[0027]图10是可被用于实现图5a的DAC和比较器的一个示例性的DAC实现方式的示意图。
[0028]图11是示出可由根据本公开实现的DAC和比较器所处理的一系列状态阶段的时序图。
`[0029]图12是可与图10中所示的DAC700结合使用的示例性比较器的示意图。
[0030]图13是可与本公开的电极刺激器结合使用的诸如图5a的电流传感器320之类的电流传感器的一个实现的示意图。
[0031]图14是示出可由根据本公开实现的电流传感器所处理的一系列状态阶段的时序图。
[0032]图15是包括与电压基准的模型电容串联连接的电阻和电容的电极的示例性模型的示意图。
[0033]图16是根据方程15对于α。和a R的各个值而言本公开的刺激器设备的一个实现的理论效率相对于Π的关系图。
[0034]图17a是包含用于实现本公开的电极刺激器的电子电路的管芯的缩微照片。
[0035]图17b是包含用于实现本公开的电极刺激器的电子电路的管芯结构的布局。
[0036]图18是示出当给300μΑ DC负载供电时本公开的适应性电压刺激器的一个实现的原始效率的图。
[0037]图19a_19b是示出了对于不同的电阻性负载而言针对刺激的下转换模式(图19a)和回收的上转换模式(图19b)这两种情况负载电流相对于控制电压的图。
[0038]图20a_20d是示出对于| Veur_V,ef | =300mV的示例性刺激器波形的图，示出了阳极第一电极电压(图20a)、对应于图20a的电极电流(图20b)、阴极第一电极电压(图20c)、以及对应于图20c的电极电流(图20d)。
[0039]图21a_21b是示出I Velff-VMf | =200mV时的平均的EFcs测量结果和理论预测(图21a)以及I Hef I =300mV时的平均EFes测量结果和理论预测(图21b)。
[0040]图22a和22b示出了对于双模式适应性电压刺激器(图22a)和四模式适应性电压刺激器(图22b)而言理想的范围输出电压和电能的流动。
[0041]图23a_23c是双模式适应性电压刺激器和通过组合双模式适应性电压刺激器而形成的四模式电压刺激器的示意图。
[0042]图24是示出刺激器电路的四个拷贝的四通道适应性电压刺激器的一些组件的示意图。
[0043]图25是具有在四个通道中被复用的单个电感器的具有四个通道的简化的隔热刺激器的示意图，其中使用电容器来维持适应性电压刺激器的多个脉冲之间的电极电压。
[0044]图26是具有在四个通道中被复用的单个电感器的具有四个刺激通道的简化的适应性电压刺激器的示意图。
[0045]图27是示出适应性级别A的电压刺激器的一些功能性组件的图。
【具体实施方式】
[0046]本发明的领域是用于组织的刺激的系统与方法。更特定地，本发明涉及经由使用电感性能量回收和反馈电流调节的电极刺激器来进行能量有效的刺激的系统与方法。
[0047]对于前述和相关的目标的实现，本公开则包括下文中完整描述的特征。以下描述和所附附图详细阐述了本公开的多方面。然而，这些方面只表示能运用本公开原理的多种方式中的一小部分。通过结合附图参考对本公开的以下详细描述，本公开的其它方面、优点和新颖特征将变得显而易见。
[0048]现在参考附图来描述本申请的各种方面，其中相似的附图标记指相似或相应的元素。然而应该理解，在此所涉及的附图和详细描述并不旨在将所要求保护的主题限制为所公开的特定形式。相反，本发明将涵盖落入所要求保护的主题的范围内的所有修改、等效方案和替换方案。
[0049]本公开所包括的示意性流程图被一般地设置为逻辑流程图(如，图5b)。因此，所描绘的顺序和标记的步骤指示所呈现方法的一个实施例。可在功能、逻辑或效果上实现与所说明方法的一个或一个以上步骤或其部分等效的其它步骤和方法。此外，所采用的格式和符号被提供用于说明该方法的逻辑步骤，且不是限制该方法的范围。此外，其中本方法特定步骤发生的顺序可或可不严格遵守所示相应步骤的顺序。
[0050]本公开的系统提供了一种被配置为在适应性电压刺激器中使用电感性能量储能和回收的具有能量效率的电极刺激器。该系统以大致隔热的方式来驱动电极从而控制能耗。在本公开中，隔热操作是指在第一时间向电极施加的电压大约等于此时电极的电压的操作模式。这个操作控制了在该电极和驱动该电极的电路中的能量损失。本公开的系统还可包括分路电流传感器来监测并调节通过该电极的电流。该分路电流传感器结合了反馈控制环来确保灵活且安全的刺激。
[0051]因此，本公开的适应性电压刺激器允许向电极有效传输能量以及从电极有效传输出能量，且可基于直流-直流(DC-DC)转换器拓扑。该刺激器可在两个不同操作模式(刺激的上转换模式和回收的上转换模式)中以双向方式操作。刺激的下转换是指其中电流方向是从能量源到电极、且其中电极的电压低于能量源的电压的功率转换模式。回收的上转换是指其中电流方向是从电极到能量源、且其中电极的电压高于能量源的电压的功率转换模式。[0052]因此，本公开的系统将电压控制的效率和电流控制的安全性和准确性组合到单个电极刺激器系统中。例如，可经由标准0.35微米CMOS工艺、或任何其他合适的半导体制造工艺，实现刺激器或刺激器的部分。
[0053]尽管本公开的电极刺激器系统具有很多应用，示例使用包括神经、心脏、视网膜、耳蜗、肌肉、和其中低功率操作非常重要的生物医学植入物。在各应用中，可将刺激器结合至可植入医疗设备中。可选地，可将刺激器用在构成身体传感器网络的功能性组件的设备内。 [0054]图1是结合了本公开的电极刺激器并被配置为与相关联的组织4交互作用的示例性生物医学或医学植入物2的功能性组件的框图。植入物2包括用于容纳控制器10、刺激器12的由生物兼容材料构建的外壳3以及电极14。通过使电信号被施加至电极14,控制器10被配置为实现存储于存储器18内的算法来治疗患者的病况。然后电极14将能量传送至组织4。在各种应用中，取决于医疗植入物2的位置和其中电极14所在或电极14附连至或靠近的组织4的类型，可经由例如用于治疗极度听力损失的耳蜗植入物、用于治疗眼盲的视力假体、用于治疗严重的慢性疼痛的脊髓刺激器、用于治疗麻痹的肌肉刺激器、用于治疗各种心脏不安的心脏起搏器、或者用于治疗多个神经性障碍的深度脑部刺激器，来传递能量。
[0055]控制器10通过向刺激器12提供输入信号来向电极14的能量传递。输入信号描述了将由刺激器12传递至电极14的电信号的特性(如，电压或电流幅值)。与电源16相结合，刺激器12使用来自控制器10的输入来修改并控制被传递至电极14的电信号从而满足从控制器10接收的输入信号的要求。如将详细描述且结合进一步的上下文，例如，参看图5，在一个实现中，建立了期望的信号，即比较器324的V.输入。
[0056]本公开的刺激器12 —般具有两个操作模式一刺激的下转换和回收的上转换。刺激器12可通过控制器10、或连接至或结合至刺激器12的另一个控制器，被带入这两个操作模式之一。
[0057]由于基于电流源的电源相对准确、安全可控等缘由，很多现有的电极刺激器系统使用基于电流源的电源。但是，这些电源可能非常没有效率。图2a和2b示出使用基于电流源的电源来驱动所连接的电极的电极刺激器。在每一个图中，电极20被建模为电阻器24 (Rs)和电容器22 (Cdl)的串联连接。例如，可使用J.E.B.Randles在1947年所发表的Disc Faraday Soc, 1:11-19 的 Kinetics of rapid electrode reactions (快速电极反应的动力学)中描述的模型来建模。因此，参数Rs是溶液电阻，且Cdl是双层电容。理想的电极具有最小的串联电阻和高电容，能在较低电压处进行有效操作。
[0058]在图2a中，开关26允许电极20经由电流源30 (ICS，P)连接至正电源28 (Vdd)J^由电流源34 (ICS；N)连接至负电源32 (Vss)、或连接至地36来短路任何所累积的电荷。由于电源和出现在电流源两端的电极之间的电压差，电流源30和34都限制了电流流动、耗散了大量能量。
[0059]图2b示出与图2a中所示类似的电路，但是电压已经变化从而使得电极20现在可经由电流源34连接至电源28 (Vdd)或地38，而电极基线电位被第二电源40 (Vmid)设置为中间(midway)。为了保持图2a和2b的电路平衡，对于本公开，图2b的Vdd被设置为等于图2a的VDD+VSS，而Vmid是图2b的Vdd和地之间的一半。[0060]图3是示出在图2a和2b中所示出的电极刺激器电路的电流源中浪费的能量的量的图。在图2a中，电容器22(Cdl)初始未被充电且电极20是浮置的。然后电流源34(ICS，N)被导通，从而将电极20连接至电源32 (Vss)0 一开始，当电容器22 (Cdl)上没有电荷时，来自电源32的能量的大部分被浪费在电流源34 (ICS，N)内。当电容器22 (Cdl)内存储的能量增加且电容器22 (Cdl)两端的电压增加时，电流源34 (IK，N)内耗散的电压降和瞬时能量都减少了。在图3中，在点100处，当电极20连接至电流源34时，电极两端的电压开始下降，导致由图3的区域104所示的浪费的能量。[0061]类似地，在放电周期期间，电极20经由电流源30 (ICS，P)连接至电源28 (Vdd)0再次，能量被耗散在电流源30内。在图3中，在点106处，电极20连接至电源28。因此，电极两端的电压在点108处开始上升，导致由图3的区域110所示的浪费的能量。应该注意的是，图3没有示出电容器22内存储的能量，这也被部分地耗散在电阻器24内。
[0062]作为一般的规律，对于在给定时间间隔内任何给定的电荷转移要求，跨越整个时间间隔使用恒流就使溶液电阻(Rs)的损失达到最小。基于电流源的刺激器自然地实现了这个情况，但是它们本身耗散了电能，藉此浪费了很大量的能量。由于电极的阻抗所创建的一阶RC电路的缘故，隔热的基于开关的电容器的刺激器所产生的电流往往本质上是指数性的，因为刺激器电压的阶跃变化导致了电流的指数衰减。因此，也提供恒定、受控的电流的隔热的基于电压的刺激器就导致了可能最高的能量效率。
[0063]为了控制以及，例如，在一些期望应用中，为了最小化图3中所示的能量损失，因此，本公开的系统提供了适应性的基于电压的刺激器，其使用电感性储能来隔热地驱动一个或多个电极。本公开的系统可被配置为使用连续性的可能的电压来驱动该电极，而不是所选数量的分立的步骤，诸如电容器组所提供的那些。另外，在本公开的系统中，甚至在电极电流变化时(诸如该系统在刺激的下转换模式或回收的上转换模式中操作时)，感测电极电流并使用适应性电压刺激器输出电压的反馈调节将电极电流调节至期望大小。换言之，当流过电极的电流从充电电流分出时，结合至本公开的系统的反馈环路改编(adapt)并连续地修正(servo)该适应性电压刺激器输出电压来维持电极中的合适电流电平，而不使用耗散的电流源或限流器。
[0064]此外，在本公开的系统中，存储在电极的电容内的能量是可回收的，且本公开的刺激器可被配置为回收该能量的至少一部分。
[0065]图4是示出根据本公开配置的基于电压的刺激器系统200的功能性组件的框图。刺激器200包括适应性电压刺激器210，被配置为连接至电压源206和具有内部电容和电阻的电极202。适应性电压刺激器210被配置为向电极202传递能量，或在相反操作中从电极202回收能量。检测器204检测流过电极202的能量、或电极202两端的电压，并将该信息往回反馈给适应性电压刺激器210。基于所反馈回的信息，适应性电压刺激器210控制到电极202的能量传递或来自电极202的能量回收，来确保电极202根据系统要求而操作。
[0066]适应性电压刺激器210可被实现为DC-DC转换器，该转换器被控制为将Vele。(电极202两端的电压)(见图4的节点212)维持在与电极202的电容器(Cdl)两端的电压大约相同且与期望的恒定的电极刺激电流一致的电位处。可使用耦合至检测器204的传感器来执行电流感测。如下所述，在一个实现中，检测器204被配置为使用分流拓扑或配置而不是串联拓扑来最小化检测器204内的损失，但是可使用其他电流感测系统。[0067]在刺激器200中，单个电源206 (Vdd)在电极的返回侧而不是接地处与中轨电压源或基准208 (Vmid)—起使用。由此，可避免极端的转换比和对于提供负电压的第二转换器的需要。因此，在刺激器200中，耗散源仅是该电极固有的溶液电阻、以及适应性电压刺激器的并非完美的效率。
[0068]图5a是示出根据本公开所配置的电极刺激器300的功能性组件的附加细节的框图。刺激器300包括用于控制该适应性电压刺激器的两个反馈环。特定地，刺激器300包括内部控制环302和外部控制环304。将描述刺激器300且特定地，内部控制环302和外部控制环304的一般操作，后跟内部控制环302和外部控制环304的组件与操作的详细描述。内部控制环302和外部控制环304 —起构成控制电路，用于控制电极刺激器的操作并藉此控制传递至电极的能量和从电极回收的能量。
[0069]一般而言，外部控制环304是用于控制流过该电极的电流的较慢的控制环，而内部控制环302是控制电极两端电压的较快的控制环。对于外部环304的每一次执行，内部环302被执行多次。外部环304从可或可不结合至本公开的刺激器系统的控制器处接收输入，该输入指示了将被传递至电极的能量(如，电流)的量。外部环304监测通过电极的功率特性(如，电流、电压、或功率)、将测得的功率特性与期望值比较、且如果测得的值与期望值并不匹配(即，在刺激的下转换模式中测得的值太低，或在回收的上转换模式中测得的值太高)，则更高或更低地调节设定电压值且然后将该设定电压值传送至内部环302。
[0070]内部环302接收描述将在电极两端实现的特定电压的设定电压值(但是在其他实现中，设定电压值可由设定电流、或设定功率值所替代)并将该值与电极两端测得的电压比较。如果两个值具有分歧(即，在刺激的下转换模式中所测得的电压太低，或在回收的上转换模式中所测得的电压太高)，内部环302将信号传送至刺激器核心(如，连接至电极的电源)，指令该刺激器核心向电极传递能量或从电极回收能量，从而将电极两端所测得的电压向期望值移动。
[0071 ] 特定地，详细参看`图5a，内部反馈环302被配置为控制适应性电压刺激器核心310的操作以便向电极306传递能量。内部反馈环302包括适应性刺激器核心310，该核心连接至电极306，电极306继而连接至Vmid源312。数模转换器(DAC)和比较器314连接至电极306和脉冲发生器308。脉冲发生器308连接至适应性电压刺激器核心310且该脉冲发生器被配置为向核心310提供电脉冲或信号来控制器操作以及向电极306传递能量。
[0072]内部反馈环302持续测量电极306两端的电压(Velee)或其他功率特性，并将该电压与经由设定电压线316从外部环304接收到的设定电压值进行比较。由DAC和比较器314来执行这个比较。在将测得的电压与设定电压比较后，DCA和比较器314将差异的指示传送至脉冲发生器308。基于从DAC和比较器314接收到的信息以及电流设定电压值，脉冲发生器308继而控制适应性电压刺激器核心310的操作来向电极提供能量或从电极回收能量。
[0073]在一个实现中，从外部环304接收到的设定电压值是二进制数(如，8-比特值)。在这个情况下，可使用该设定电压值来操作DAC和比较器314内的一组开关，这组开关重新分配采样V-。时所获取的电荷，从而有效地从设定电压值中减去Velec的值。当与比较器组合时，这个步骤允许DAC和比较器314来生成指示νε1ε。大于还是小于设定电压的输出。在一个实现中，在刺激的下转换模式中，当V+。小于设定电压时DAC和比较器314的输出为高，且当V+。大于设定电压时DAC和比较器314的输出为低。当处于回收的上转换模式中，DAC和比较器314的输出被反向。DAC和比较器314产生的输出可被用于控制脉冲发生器308的操作来向电极306传递合适的电流。
[0074]与常规DC-DC转换器不同，适应性电压刺激器核心310可前向和后向操作、向电极306传递能量或从电极306回收能量。在刺激的下转换模式中，如果DAC和比较器314确定Velec具有低于设定电压316的值，则脉冲发生器308使得适应性电压刺激器核心310操作达一个或多个周期，使得能量施加在电极306上且因此使得Velec上升。然而，如果Velec具有高于设定电压316的值，脉冲发生器308不采取任何动作，因为已经有足够的能量传递至电极306。在这个情况下，核心310的输出电容器(例如，见图6a的电容器408)从脉冲发生器308之前的脉动中存储了充足的能量，从而核心310可继续向电极308提供能量而允许脉冲发生器308休息再一个周期。反之，在回收的上转换模式中，这些操作被反向。如果DAC和比较器314确定Vele。具有高于设定电压316的值，脉冲发生器308的操作被反向，使得适应性电压刺激器核心310降低Vele。，从而向核心310返回能量。反之，如果Velee具有低于设定电压316的值，脉冲发生器308不采取任何动作，因为已经从电极306回收了足够的能量。在这个情况下，核心310的输出电容器(例如，见图6a的电容器408)在之前的回收中被充分耗尽，从而电极306被动地将存储在电极306内的能量传送至核心，来允许脉冲发生器308休息再一个周期。下文描述并分别在图8和图6a中示出脉冲发生器308和适应性刺激器核心310的示例性实现和操作。
[0075]通过SHM/REC值可控制脉冲发生器308的模式(在刺激的下转换还是回收的上转换模式)，该SHM/REC值由控制器(如，图1的控制器10或与刺激器300的组件通信的另一个控制器)传输至脉冲发生器308的输出开关网络326，其中SHM/REC的较高的值指示该刺激器处于刺激的下转换模式，而SHM/REC的较低的值指示该刺激器处于回收的上转换模式。取决于SHM/REC值，使网络326内的开关换向，导致核心310的逆反的操作。
[0076]外部环304包括电流传感器320、比较器324、和计数器322。外部环304被配置为从控制器(如，图1的控制器10)接收输入ν.318。外部环304使用该输入Veur来确定流过电极306的目标电流或至电极306的能量传递。然后，外部环将目标电流与通过电极306的实际电流进行比较，并基于该比较，外部环304向内部环302提供特定的设定电压316来控制在电极312两端的电压。
[0077]在图5a所示的实现中，外部环304经由电流传感器320内的分流感测来测量电极306内的电流并以刺激器300的刺激的下转换和回收的上转换操作模式的对称方式进行操作。电流传感器320的输出是与电极306电流成比例的电压，该电压由比较器324与电压Vcur比较。然后基于比较器324的输出，由计数器322调整期望的设定电流316。
[0078]如果在操作的刺激的下转换模式(由至比较器322的SHM/REC输入所确定)中，在外部环304内测得的电流大小太小，则数字计数器322增大设定电压大小，例如，增大了固定数量的最低有效位(LSB)。LSB的数量可被表示为Dattaek，其中LSB的数量越大，系统更具迅速地自我修正至特定的电极电流。然而，如果测得的电流大小太大，计数器322减小设定电压大小，例如，减小了标记为Drelease的单独固定数量的LSB。因此，可使用计数器322的状态来建立设定电压316，其继而控制内部环322内的DAC和比较器314的操作。
[0079]在两种操作模式中(B卩，刺激的下转换和回收的上转换)，由电极306的内部电阻和适应性电压刺激器核心310的输出电压来限制并设置流过刺激器300的电流。为了确保稳定性，如下文所述，可将较慢的外部环配置为允许内部电压环在对于设定电压做出任何调整前安定下来。如下文所述，在本公开的系统的特定实现中，该系统在多个阶段中操作，某些交迭且某些不同，这允许内部和外部环的和谐操作，其中内部和外部环的操作时序可受控于诸如时钟328之类的时钟。
[0080]刺激器300包括与刺激器300的组件通信的时钟328。时钟328提供例行输出信号，可由刺激器300的各组件使用来控制操作的不同阶段并确保不同组件没有彼此干扰。例如，如下文所述，可使用时钟328来处理DAC和比较器314通过下文参看图10、11、和12
所述的不同阶段，包括Φμ 办 samp，^ amp, out? ^ amp, in?办 redist，矛口办 Iatch0 同样如下所述，类似
地，使用时钟328来处理电流传感器320通过它的多个阶段，包括Ct1和Φ2来确保在电流传感器320的感测阶段期间，刺激器核心310是打开的。可通过刺激器300的控制器来使用时钟328，以控制内部和外部环的操作，例如，来为内部环302提供足够时间在外部环304操作前安定下来。
[0081]在单次刺激事件期间，刺激器系统通过如上所述的两个操作模式。在第一时段期间，刺激器在刺激的下转换阶段内操作，且在第二时段期间，刺激器在回收的上转换阶段内操作。在刺激器300的一个示例性操作中，为了完成刺激事件，控制器首先使系统进入刺激的下转换模式(例如，通过将SHM/REC变量设定为“SUM”)并向较慢的电流控制环304施加电压318(V.)。注意，如上所述，控制器可包括诸如图1所示的控制器10之类的单个控制器设备，或可包括数个分离的控制器设备，其中某些置于刺激器300外部，而其他被结合至刺激器300内。
[0082]然后电流传感器320，通过检测预定时段内电极306的电容两端相关联的电压，来测量流过电极306的电流，并使用比较器324来将所检测到的电压与V.比较。取决于哪一个电压大于计数器322，比较器324将在电极处检测到的电压与V.之间的差异输出为高或低值。
`[0083]计数器322从比较器324处接收反映出测得的电压(Vamp)是否大于Veur的高或低值且相应地增大或减小该设定电压计数器。在一个实现中，在刺激的下转换模式中，如果Vamp小于V.(如，计数器322从比较器324接收到低值)，则计数器322使计数器增大了被定义为Dattadi的多个比特，不然，计数器322使该计数器减小了由Drelease所定义的多个比特。反之，在回收的上转换模式中，如果Vamp大于V.(如，计数器322从比较器324接收到高值)，则计数器322使计数器减小了被定义为Dattadi的多个比特，不然，计数器322使该计数器增大了由DMlease所定义的多个比特。表1示出基于来自电流传感器320的输入的计数器322的不同行为。然而，在其他实现中，可基于优选的系统实现来选择来自比较器324的输出以及计数器322的相关联的行为，例如基于操作模式来使比较器324的输出倒置，在这个情况下，计数器322的行为并不基于操作模式而变化。
[0084]
【权利要求】
1.一种医疗设备，被配置为连接至受试者并向所述受试者的组织传递电刺激，所述医疗设备包括: 电压源； 电极，配置为向所述受试者的所述组织传递所述电刺激； 连接至所述电极和所述电压源的传感器电路，所述传感器电路被配置为测量所述电极的功率特性；和 连接至所述电压源的控制电路，所述控制电路被配置为: 将所述电极的测得的功率特性与期望的功率特性进行比较，且基于所述电极的测得的功率特性与期望的功率特性的比较，进行向所述电极传递能量以刺激所述组织以及从所述电极回收能量中的至少一项，其中所述控制电路被配置为在刺激的下转换操作模式和回收的上转换操作模式内操作。
2.如权利要求1所述的医疗设备，其特征在于，向所述电极传递能量包括: 向连接至所述电极刺激器的电感器提供能量；以及 将能量从所述电感器释放至所述电极。
3.如权利要求2所述的医疗设备，包括连接至所述电感器的判优器，所述判优器被配置为将所述电感器在多个所连接的电极之间转换来向多个电极的每一个提供能量或从多个电极的每一个中回收能量。
4.如权利要求1所述的医疗设备，其特征在于，所述传感器电路包括配置为测量流过所述电极的电流的电流传感器。`
5.如权利要求4所述的医疗设备，其特征在于，所述传感器电路被配置为分路传感器设置。
6.如权利要求1所述的医疗设备，其特征在于，所述控制电路被配置为基于所述电极的所测得的功率特性与期望的功率特性的比较而建立一设定电压值，所述设定电压值定义了所述电极两端的电压。
7.如权利要求6所述的电子设备，其特征在于，所述控制电路被配置成: 测量所述电极两端的电压；和 将所述电极两端的测得的电压与设定电压进行比较。
8.如权利要求1所述的医疗设备，其特征在于，所述控制电路被配置为以刺激的下转换操作模式、回收的上转换操作模式、刺激的上转换操作模式、和回收的下转换操作模式进行操作。
9.一种电极刺激器，被配置为连接至医疗设备，所述医疗设备具有至少一个电极，所述至少一个电极被配置为向具有所述医疗设备的受试者的组织传递电刺激，所述电极刺激器包括: 传感器电路，所述传感器电路配置为耦合至所述医疗设备的至少一个电极来测量所述至少一个电极的功率特性； 控制电路，被配置为: 将所述至少一个电极的测得的功率特性与期望的功率特性进行比较，且基于所述至少一个电极的测得的功率特性与期望的功率特性的比较，在所述电极刺激器的第一操作模式和第二操作模式之间进行选择，且其中所述第一操作模式包括向所述至少一个电极传递能量来刺激所述组织，且所述第二操作模式包括从所述至少一个电极中回收能量。
10.如权利要求9所述的电极刺激器，其特征在于，向所述至少一个电极传递能量包括: 向连接至所述电极刺激器的电感器提供能量；以及 将能量从所述电感器释放至所述至少一个电极。
11.如权利要求10所述的电极刺激器，包括连接至所述电感器的判优器，所述判优器被配置为将所述电感器在多个所连接的电极之间转换来向多个电极的每一个提供能量或从多个电极的每一个中回收能量。
12.如权利要求9所述的电极刺激器，其特征在于，所述传感器电路包括配置为测量流过所述至少一个电极的电流的电流传感器。
13.如权利要求12所述的电极刺激器，其特征在于，所述传感器电路被配置为分路传感器设置。
14.一种电极刺激器，被配置为连接至医疗设备，所述医疗设备具有至少一个电极，所述至少一个电极被配置为向具有所述医疗设备的受试者的组织传递电刺激，所述电极刺激器包括: 电流传感器电路，被配置为:
测量流过所述至少一个电极的电流，且 通过将流过所述至少一个电极的电流和期望的电流进行比较来定义一设定电压；和第一刺激器核心，耦合至所述至少一个电极并配置成基于在所述至少一个电极的两端测得的电压和所述设定电压之间的比较来进行向所述至少一个电极传递能量和从所述至少一个电极中回收能量中的至少一项。
15.如权利要求14所述的电极刺激器，其特征在于，所述第一刺激器核心包括能量容器，且使用电感器使能量在所述能量容器和所述至少一个电极之间传输。
16.如权利要求14所述的电极刺激器，其特征在于，所述第一刺激器核心被配置为补充所述能量容器。
17.如权利要求16所述的电极刺激器，其特征在于，所述第一刺激器核心被配置为在所述电极刺激器退出回收的上转换模式之后且在所述系统进入刺激的下转换模式之前补充所述能量容器。
18.如权利要求14所述的电极刺激器，包括脉冲发生器，所述脉冲发生器配置为控制所述第一刺激器核心的操作，所述脉冲发生器配置为基于在所述至少一个电极的两端测得的电压和所述设定电压的比较向所述第一刺激器核心传输脉冲信号从而使所述第一刺激器核心执行向所述至少一个电极传递能量以及从所述至少一个电极中回收能量中的至少一项。
19.如权利要求18所述的电极刺激器，其特征在于，所述脉冲发生器包括延迟线，且使用所述延迟线来实现所述脉冲信号的时序。
20.如权利要求14所述的电极刺激器，其特征在于，所述电流传感器电路包括分路传感器。
21.如权利要求14所述的电极刺激器，其特征在于，所述电流传感器电路被配置为按比所述第一刺激器核心更低的频率进行操作。
22.如权利要求14所述的电极刺激器，包括: 直流-直流(DC-DC)转换器，耦合至所述第一刺激器核心并被配置为向所述第一刺激器核心提供电压，其中所述DC-DC转换器被配置为基于在所述至少一个电极的两端测得的电压来调整提供至所述第一刺激器核心的电压。
23.如权利要求14所述的电极刺激器，包括耦合至所述第一刺激器核心的第二刺激器核心，所述第一刺激器核心和所述第二刺激器核心配置为在刺激的下转换操作模式、回收的上转换操作模式、刺激的上转换操作模式、和回收的下转换操作模式中操作。
24.如权利要求23所述的电极刺激器，其特征在于，所述第二刺激器核心被设置为所述第一刺激器核心的镜像。
25.一种刺激一电极的方法，所述电极被配置为向具有医疗设备的受试者的组织传递电刺激，所述方法包括: (a)测量流过所述电极的电流； (b)通过将流过所述电极的电流和期望电流进行比较来定义一设定电压； (C)测量所述电极的两端的电压；和 (d)基于所述电极的两端所测得的电压和所述设定电压之间的比较来进行向所述电极传递能量和从所述电极中回收能量中的至少一项。
26.如权利要求25所述的方法，包括在向所述电极传递能量后补充所述医疗设备内的能量容器。
27.如权利要求25所述的方法，包括向刺激器核心传输脉冲序列，所述脉冲序列被配置为使所述核心基于所述电极的两端所测得的电压与所述设定电压的比较来进行向所述电极传递能量和从所述电极中回收能量中的至少一项。
28.如权利要求25所述的方法，其特征在于，步骤a-b包括执行电流控制环，且步骤c-d包括执行电压控制环，且包括按比所述电压控制环更低的频率来执行所述电流控制环。
【文档编号】H03K19/00GK103561813SQ201180071149
【公开日】2014年2月5日 申请日期:2011年4月28日 优先权日:2011年4月28日
【发明者】S·K·阿尔芬, R·萨佩斯卡 申请人:麻省理工学院