被动电荷恢复期间可植入刺激器设备中的神经感测的制作方法

1.本技术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：

2.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性紊乱的设备，诸如用于治疗心律失常的起搏器、用于治疗心脏纤颤的除纤颤器、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、以及用于治疗尿失禁、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。
3.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包括生物兼容性设备外壳12，其容纳用于为ipg工作提供电力的电池14和电路。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18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，该头部触点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。
4.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ipg 10集成在一起并永久连接到ipg 10。scs治疗的目标是提供来自电极16的电刺激，以缓解患者的症状，诸如慢性背痛。
5.ipg 10可以包括天线27a，以允许其与用于编程或监视ipg的多个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，如例如在于2018年12月5日提交的美国专利申请序列号16/210,794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。
6.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)；脉冲或其独立相位的脉冲宽度(pw)；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。
7.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 a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-a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向组织提供刺激(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。
8.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)电流可以被称为pdac 40i和ndac 42i。在所示出的示例中，ndac/pdac 40i/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ci 38连接到电极ei 16。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。
9.对pdac 40i和ndac 42i的适当控制允许任何电极16充当阳极或阴极以产生通过患者组织r的电流，希望具有良好的治疗效果。在所示出的示例中(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)，pdac 404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a。在第二相位30b(pwb)期间，pdac 405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电极16中的两个或多个之间的组织r。
10.刺激电路28的电力由顺从电压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a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。
11.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，并且介入一个或多个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、美国专利申请公开2018/0071520以及于2018年9月14日提交的美国专利申请序列号16/131,809中找到。图3的刺激电路28中的大部分(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，通过引用并入本文。如这些参考文献中解释的，一个或多个asic还可以包含在ipg 10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。
12.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中所解释的。
13.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usp 9,259,574和2018年12月5日提交的美国专利申请序列号16/210,794中描述了涉及ets设备的更多细节。
14.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。(虽然未示出，但众所周知，短的相间时段可以介入在相位30a和30b之间，在此期间没有电流被dac电路40/42主动驱动，这允许dac电路有时间在相位之间转换)。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组件(诸如隔直流电容器38、电极/组织界面或组织本身内)上的任何电荷。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是电荷平衡的，其中这些相位包括相等数量但极性相反的电荷。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(| a|＝|-a|)来实现这种电荷平衡。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也可以电荷平衡。
15.图3示出了刺激电路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主动驱动的相位30a和30b已经完成之后，并且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v
cm
。公共参考电压v
cm
可以是例如vh/2或者可以是另一个电压，诸如vbat。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(v
cm
)和患者组织之间来平衡隔直流电容器38和其他电容组件上的电荷。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。


技术实现要素：

16.本公开的方面涉及刺激器设备。根据一些实施例，刺激器设备包括：多个电极节点，每个电极节点被配置为耦合到被配置为接触患者组织的多个电极之一；刺激电路，其被配置为在从所述多个电极节点中选出的至少一个刺激节点处提供主动驱动的刺激，其中所述刺激包括至少一个脉冲，所述至少一个脉冲包括至少第一相位；以及被动电荷恢复电路，其被配置为在被动电荷恢复持续时间内提供被动驱动的被动电荷恢复，其中所述被动电荷恢复电路包括电阻电路，所述电阻电路可被配置为在所述被动电荷恢复持续时间期间调整恢复阻抗；以及感测电路，其被配置为在所述被动电荷恢复持续时间期间在从所述多个电极节点中选出的至少一个感测节点处感测神经反应。根据一些实施例，电阻电路包括可变电阻电路。根据一些实施例，所述可变电阻电路被配置成为所述被动电荷恢复持续时间的高阻抗部分提供第一恢复阻抗，并且为所述被动电荷恢复持续时间的低阻抗部分提供第二恢复阻抗，其中所述第一恢复阻抗大于所述第二恢复阻抗。根据一些实施例，所述感测电路被配置为在所述被动电荷恢复持续时间的高阻抗部分期间感测所述神经反应。根据一些实施例，所述被动电荷恢复电路包括多个开关电路，其中所述多个开关电路中的每个与所述电极节点中的不同一个耦合并且被配置为在被选择时在其相应的电极节点和公共节点之间提供可变阻抗。根据一些实施例，所述公共节点包括从由电池电压、顺从电压、顺从电压的一部分和接地组成的群组中选出的参考电压。根据一些实施例，所述多个开关电路中的每个包括多个开关，其中所述开关可选择以改变所述电阻。根据一些实施例，多个开关包括多个并联的晶体管。根据一些实施例，刺激器设备还包括配置有至少一种算法的控制电路，其中所述至少一种算法被配置为确定所述神经反应将出现在所述感测电极节点处的时间，并且对所述被动电荷恢复持续时间进行计时，使得所述高阻抗被动电荷恢复部分将与所述神经反应将出现在所述感测电极节点的时间完全重叠。根据一些实施例，刺激器设备还包括配置有至少一种算法的控制电路，其中所述至少一种算法被配置为确定所述神经反应何时将出现在所述感测电极节点处。
17.本文还公开了用于操作刺激器设备的方法，所述刺激器设备包括多个电极节点，每个电极节点被配置为耦合到被配置为接触患者组织的多个电极之一，所述方法包括：在选自所述多个电极节点的至少一个刺激节点处提供主动驱动的刺激，其中所述刺激包括至少一个脉冲，所述至少一个脉冲包括至少第一相位；为被动电荷恢复持续时间提供被动驱动的被动电荷恢复，为所述被动电荷恢复持续时间选择至少一个恢复阻抗，使用所述刺激器设备的电阻电路在所述被动电荷恢复持续时间期间提供选出的恢复阻抗，并且在所述被动电荷恢复持续时间期间，在选自所述多个电极节点的至少一个感测电极节点处感测神经反应。根据一些实施例，所述电阻电路包括可变电阻电路。根据一些实施例，选择所述至少一个恢复阻抗包括为所述被动电荷恢复持续时间的高阻抗部分选择第一恢复阻抗并且为所述被动电荷恢复持续时间的低阻抗部分选择第二恢复阻抗，其中所述第一恢复阻抗大于所述第二恢复阻抗，并且其中感测所述神经反应包括在所述被动电荷恢复持续时间的高阻抗部分期间感测所述神经反应。根据一些实施例，该方法还包括确定所述神经反应将出现在所述感测电极节点处的时间并且对所述被动电荷恢复持续时间进行计时，使得所述高阻
抗被动电荷恢复部分将与所述神经反应将出现在所述感测电极节点的时间完全重叠。根据一些实施例，提供主动驱动的刺激包括提供至少一个第一一个或多个脉冲和至少一个第二一个或多个脉冲。根据一些实施例，提供被动驱动的被动电荷恢复包括在所述第一一个或多个脉冲中的每个之后提供第一被动电荷恢复持续时间并且在所述第二一个或多个脉冲中的每个之后提供第二被动电荷恢复持续时间。根据一些实施例，选择至少一个恢复阻抗包括为所述第一被动电荷恢复持续时间选择第一恢复阻抗和为所述第二被动电荷恢复持续时间选择第二恢复阻抗，其中所述第二恢复阻抗大于所述第一恢复阻抗。根据一些实施例，感测所述神经反应包括在所述第二被动电荷恢复持续时间期间感测所述神经反应。
18.本文还公开了一种刺激器设备，包括：多个电极节点，每个电极节点被配置为耦合到被配置为接触患者组织的多个电极之一；刺激电路，其被配置为在从所述多个电极节点中选出的至少一个刺激节点处提供主动驱动的刺激，其中所述刺激包括至少一个脉冲，所述至少一个脉冲包括至少第一相位；以及被动电荷恢复电路，其被配置为在被动电荷恢复持续时间内提供被动驱动的被动电荷恢复；以及感测电路，其被配置为在所述被动电荷恢复持续时间期间从所述多个电极节点中选出的至少一个感测节点处感测神经反应。根据一些实施例，所述神经反应是响应于所述主动驱动的刺激而产生的。根据一些实施例，所述被动电荷恢复被配置为恢复在所述主动驱动的刺激期间存储的电荷。根据一些实施例，所述被动电荷恢复电路包括多个开关电路，其中所述多个开关电路中的每个与所述电极节点中的不同一个耦合并且被配置为在被选择时在其相应的电极节点和公共节点之间提供可变电阻。根据一些实施例，所述公共节点包括从由电池电压、顺从电压、顺从电压的一部分和接地组成的群组中选出的参考电压。根据一些实施例，所述多个开关电路中的每个包括多个开关，其中所述开关可选择以改变所述电阻。根据一些实施例，多个开关包括多个并联的晶体管。根据一些实施例，所述被动电荷恢复持续时间包括高阻抗被动电荷恢复持续时间和低阻抗被动电荷恢复持续时间，其中：在所述高阻抗被动电荷恢复持续时间期间，所述可变电阻器被配置为向被动电荷恢复提供第一阻抗，并且在所述低阻抗被动电荷恢复持续时间期间，所述可变电阻器被配置为向被动电荷恢复提供低于所述第一阻抗的第二阻抗。根据一些实施例，所述感测电路被配置为在所述高阻抗被动电荷恢复持续时间期间感测所述神经反应。根据一些实施例，刺激器设备还包括配置有至少一种算法的控制电路，其中所述至少一种算法被配置为确定所述神经反应将出现在所述感测电极节点处的时间，并且对所述被动电荷恢复持续时间进行计时，使得所述高阻抗被动电荷恢复持续时间将与所述神经反应将出现在所述感测电极节点的时间完全重叠。根据一些实施例，刺激器设备还包括配置有至少一种算法的控制电路，其中所述至少一种算法被配置为确定所述神经反应何时将出现在所述感测电极节点处。根据一些实施例，所述刺激电路还被配置为提供主动驱动的主动电荷恢复。根据一些实施例，所述感测电路包括差分放大器，并且其中所述差分放大器在第一输入端处接收所述感测电极节点，并且其中所述差分放大器在第二输入端处接收选自所述电极节点之一的参考电极节点。根据一些实施例，每个电极节点通过隔直流电容器耦合到其相关联的电极。根据一些实施例，所述刺激器设备包括可植入脉冲发生器或外部试验刺激器。
19.本文还公开了一种用于操作刺激器设备的方法，所述刺激器设备包括多个电极节点，每个电极节点被配置为耦合到被配置为接触患者组织的多个电极之一，所述方法包括：
在选自所述多个电极节点的至少一个刺激节点处提供主动驱动的刺激，其中所述刺激包括至少一个脉冲，所述至少一个脉冲包括至少第一相位；为被动电荷恢复持续时间提供被动驱动的被动电荷恢复，并且在所述被动电荷恢复持续时间期间，在从所述多个电极节点中选出的至少一个感测电极节点处感测神经反应。根据一些实施例，在神经反应持续时间内，在所述至少一个感测电极节点处存在所述神经反应，并且其中在所述被动电荷恢复期间感测所述神经反应的整个神经反应持续时间。根据一些实施例，该方法还包括使用所述刺激器设备中的控制电路来确定在所述神经反应持续时间内所述神经反应何时将在所述感测电极节点处出现。根据一些实施例，对所述被动电荷恢复持续时间进行计时，使得所述被动电荷恢复持续时间将与所述神经反应持续时间完全重叠。根据一些实施例，在被动电荷恢复持续时间内提供被动驱动的被动电荷恢复包括：为高阻抗被动电荷恢复持续时间提供高阻抗被动电荷；并且为低阻抗被动电荷恢复持续时间提供低阻抗被动电荷恢复。根据一些实施例，在所述高阻抗被动电荷恢复持续时间期间感测所述神经反应。根据一些实施例，所述刺激器设备包括被配置为提供被动驱动的被动电荷恢复的被动电荷恢复电路，其中所述被动电荷恢复电路包括多个开关电路，其中所述多个开关电路中的每个与所述电极节点中的不同一个耦合并且被配置为在被选择时在其相应的电极节点和公共节点之间提供可变电阻。根据一些实施例，在所述高阻抗被动电荷恢复持续时间期间，所述开关电路被配置为向被动电荷恢复提供第一阻抗，并且在所述低阻抗被动电荷恢复持续时间期间，所述开关电路被配置为向被动电荷恢复提供低于所述第一阻抗的第二阻抗。根据一些实施例，该方法还包括使用所述刺激器设备中的控制电路来确定所述神经反应将何时出现在所述感测电极节点处并且对所述被动电荷恢复持续时间进行计时，使得在所述高阻抗被动电荷恢复持续时间期间感测到所述神经反应。根据一些实施例，该方法还包括使用所述低阻抗被动电荷恢复来恢复未被所述高阻抗被动电荷恢复的存储电荷。
附图说明
20.图1示出了根据现有技术的可植入脉冲发生器(ipg)。
21.图2a和图2b示出了根据现有技术的可由ipg产生的刺激脉冲的示例。
22.图3示出了根据现有技术的可用于ipg的刺激电路。
23.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。
24.图5a和图5b示出了产生刺激的引线，并示出了由刺激引起的神经反应的差分感测。
25.图6a示出了在感测电极处理想地感测的神经反应，而图6b和图6c示出了刺激伪迹和被动电荷恢复如何可以干扰感测神经反应。
26.图7示出了可用于感测神经反应的感测放大器电路。
27.图8示出了刺激和被动电荷恢复，包括在被动电荷恢复期间感测神经反应。
28.图9示出了可操作以确定神经反应何时在感测电极处开始和停止的时序算法。
29.图10示出了可与时序算法结合使用以确保高阻抗被动电荷恢复持续时间将与感测电极处的神经反应重叠的调整算法。
30.图11示出了用于在被动电荷恢复期间提供可调整阻抗的被动电荷恢复电路的方
面。
31.图12示出了与ipg通信的外部设备中的时序和调整算法的操作。
32.图13a-图13c示出了其中在高阻抗被动电荷恢复持续时间期间可以感测到神经反应的不同示例。
具体实施方式
33.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，并且可能具有数十微伏至数十毫伏数量级的峰间幅度。
34.图4中还示出了用于ipg 100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，其通过引用并入本文。同样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还可以整体或部分地形成在一个或多个专用集成电路(asic)中，诸如前面描述的那些。所公开的电路和技术也可以在ets可植入刺激器中实施，尽管这没有被进一步讨论。
35.ipg 100还包括刺激电路28以在电极16处产生刺激，其可以包括前面所示出的刺激电路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，如下面描述的)的数字控制信号，以产生用于刺激脉冲并具有正确时序(pw、f)的规定幅度(a)的电流或电压。如前面提到的，dac可以在顺从电压vh和接地之间被供电。同样如前面提到但并未在图4中示出的，开关矩阵可以介入在pdac和电极节点39之间并且在ndac和电极节点之间，以将它们的输出路由到电极(包括导电外壳电极12(ec))中的一个或多个。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，通向电极16的电流路径包括前面描述的隔直流电容器38，其通过防止无意地向电极和向患者组织供应dc电流来提供安全性。在图4中示出的实施例中，前面介绍的被动电荷恢复开关由被动电荷恢复开关电路41i代替。如上面描述的，被动电荷恢复开关电路用于通过将电极节点39耦合到公共参考电压v
cm
来被动地恢复在隔直流电容器上剩余的任何电荷。被动电荷恢复开关电路还用于在电极节点39和v
cm
之间提供可变电阻路径。为了便于讨论，被动电荷恢复电路被表示为包括可变电阻器188。被动电荷恢复开关电路41i将在下面更详细地描述，例如，参考图11。电容器cr可以设置在v
cm
和接地(gnd)之间，以降低恢复阻抗。
36.ipg 100还包括感测电路115，并且电极16中的一个或多个可用于感测神经反应，
诸如前面描述的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可以通过在给定时间内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进行操作，如下文进一步解释的。虽然图4中仅示出了一个多路复用器108和感测放大器电路110，但可能不止一个。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，其例如可以在50khz下对波形进行采样。一个或多个adc 112还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dc参考电压vamp(例如，gnd)，因为这在单端感测模式中是有用的。
37.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将在阻断dc分量的同时传递ac信号，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。
38.如所示出的，ecap算法124被编程到控制电路102中以接收并分析数字化的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)。
39.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：
40.·
ecap中存在的任何峰(例如，h_n1)的高度；
41.·
任何两个峰之间的峰间高度(诸如，从n1至p2的h_ptop)；
42.·
峰高比(例如，h_n1/h_p2)；
43.·
任何峰的峰宽(例如，n1的半峰全宽，fwhm_n1)；
44.·
任何峰下的面积(例如，a_n1)；
45.·
总面积(a_tot)，包括减去或加上负峰下面积的正峰下面积；
46.·
ecap曲线任何部分的长度(例如，从p1至n2的曲线长度，l_p1ton2)
47.·
定义ecap中的至少一部分的持续时间的任何时间(例如，从p1至n2的时间，t_p1ton2)；
48.·
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；
49.·
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n1的品质因数)。
50.一旦ecap算法124确定这些特征中的一个或多个，则其可以调整ipg 100提供的刺激，例如通过经由总线118向刺激电路28提供新的数据来进行。这在美国专利申请公开2017/0296823和2018年9月19日提交的美国专利申请序列号16/135,961中进一步有所解释，其全部内容通过引用并入本文。在一个简单的示例中，ecap算法124可以检查ecap的高度(例如其峰间电压)，并且以闭环方式调整刺激电流的幅度以尝试ecap并将ecap保持为期望值。ecap算法124还可以包括子算法，诸如时序算法150和调整算法170，它们将在下面进
一步描述。
51.微控制器的实施例可以包括实施逻辑的恢复逻辑/控制块402，该逻辑发出被用于控制被动电荷恢复的多个控制信号，包括用于控制发生被动电荷恢复的电阻的控制信号。在美国专利申请公开号2018/0071527中描述了用于控制发生被动电荷恢复的电阻的恢复控制和恢复逻辑的细节，其全部内容通过引用并入本文。恢复逻辑/控制块402可以从时序算法150和/或调整算法170接收用于调整被动电荷恢复的方面的数据，如下文更详细描述的。
52.图5a和图5b示出了经皮引线15(也可以使用桨状引线19或其他引线)，并且示出了图2a的刺激程序示例，其中e4和e5用于以双极刺激模式产生双相脉冲，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遮掩在scs应用中指示疼痛的信号，从而提供了期望的治疗。所募集到的总计的神经纤维产生ecap，其可以从头侧(rostrally)朝向大脑、以及从尾侧(caudally)远离大脑行进。ecap由神经传导穿过脊髓，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。
53.ecap优选地使用两个电极来差分地感测，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(如图所示的)外壳电极ec。参考s-还可能包括由ipg 100提供的固定电压，诸如接地或vamp(图4)，在这种情况下，感测可以说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，其中这些电极彼此相邻或至少彼此相对靠近。具体地，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，其中e8提供用于在电极e9处感测(s )的参考(s-)。感测不同电极处的给定ecap可以允许ecap算法124理解在ecap到达电极中的每个处之间的时间差。如果已知电极之间的距离x，则ecap算法124可以计算ecap的速度。如上面提到的，ecap速度指示了参与神经募集和传导的神经纤维，其凭借自身能力而感兴趣地获知，并且在调整由刺激电路28提供的刺激时可能对ecap算法124有用。
54.图6a示出了在感测电极s (例如，e8)处理想感测到的ecap。在该示例中，假设感测电极e8与刺激电极(例如，e5)的距离为d＝12mm，假设阵列中的电极以x＝4mm的距离间隔开。如果假设ecap以50mm/ms的速度行进(同样，这可能取决于所参与的神经组织而变化)，则ecap将在时间t1＝0.24ms处开始通过感测电极s 。ecap本身也以时间传播(t
ecap
)。该持续时间也是可变的，但在图6a中，假设ecap在感测电极s 处存在一毫秒作为合理的标称值(即t
ecap
＝1ms)。因此，在此示例中，ecap将在时间t2＝t1 t
ecap
(例如，t2＝1.24ms)处完成通过感测电极s 。ecap通过感测电极所花费的时间t
ecap
在本文中被称为神经反应持续时间。
55.图6b示出了刺激程序的波形，以及在感测电极e8(s )处会在组织中出现的信号。除了包括要感测的ecap信号(在时间t1和t2之间)，感测电极s 处的信号还包括刺激伪迹134。刺激伪迹134包括由于刺激、即由于在刺激电极e4和e5处产生的em场130而在组织中形成的电压。如2018年3月30日提交的美国临时专利申请序列号62/650,844中所描述的，其全部内容通过引用并入本文中，用于在组织中形成电流的pdac和ndac具有高输出阻抗。这可
能导致组织中的电压在接地与用于给dac供电的顺从电压vh之间变化，如前面所提到的该顺从电压可以是高电压(伏特数量级)。因此，给定感测电极s 或其参考s-处的刺激伪迹134的大小可以很高(例如，从毫伏到伏特)，并且显着高于ecap的大小。感测电极s 和s-处的刺激伪迹134的大小取决于许多因素。例如，如果感测电极更靠近刺激电极(e4、e5)，则刺激伪迹134将更大。刺激伪迹134在提供脉冲期间(在相位30a和30b期间)通常还会更大，由于组织的电容性质，甚至在脉冲(即，脉冲的最后相位30b)已经停止之后，刺激伪迹134可能仍然存在，这阻止了电场130立即消散。如示出的，当电流反转极性时，刺激伪迹134的极性在刺激脉冲的相位30a和30b之间变化。尽管感测伪迹134和ecap为简单起见在图6b中分开示出，但实际上它们将叠加(添加)在感测电极s 处。注意，感测伪迹134和ecap的大小不一定按比例绘制；特别地，感测伪迹134可能大得多。
56.相对大信号的背景刺激伪迹134会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，于2018年11月16日提交的美国临时专利申请序列号62/768,617，其全部内容通过引用并入本文。这可能是有益的，这是因为刺激伪迹134在更远距离感测电极(more-distant sensing electrode)处将会更小，并且是因为ecap将会在刺激伪迹134可能已经消散时的稍后时间处通过远距离感测电极。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简单地并不可以足够大，并因此没有电极可以适当地足够远离刺激电极以理想地作为感测电极进行操作。同样地，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迹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。
57.然后假设e8仍然是图6b中的感测电极。在这个示例中，假设脉冲相位30a和30b具有相对长的脉冲宽度，其中第一相位30a的pwa和第二相位30b的pwb都等于0.25ms。合计，脉冲由dac电路(40/42)从0到0.5ms主动驱动，并且因此刺激伪迹134在此时段期间占主导地位。(这个时段可能包括相位30a和30b之间的短暂持续时间的相间时段，尽管为了简单起见，这没有示出)。不幸的是，该刺激伪迹134与感测电极s 处的ecap在时间上重叠，这再次发生在0.24(t1)和1.24ms(t2)之间。这使得在感测电极s 处感测ecap变得困难。首先，刺激伪迹134可能明显大于小信号ecap。此外，刺激伪迹134在ecap存在于感测电极s 处的时间期间显着改变。特别地，在0.25ms处，刺激伪迹134改变极性(从相位30a到30b)，从负值摆动到正值。此外，刺激伪迹134在0.5ms处(在相位30b结束时)从正值下降到0，在该示例中，这发生在ecap的中间。因为ecap叠加在刺激伪迹134上，这使得ecap在感测放大器电路110处的解析变得困难。
58.图6c通过使脉冲宽度更小在一定程度上缓解了这个感测问题。在此示例中，pwa和pwb每个已减少到0.12ms。像这样，当ecap首次开始出现在感测电极s 处(在t1处)时，刺激伪迹134主要在0.24ms处(在相位30b结束时)基本上结束。像这样，ecap和刺激伪迹134在感测电极s 处没有显着重叠，并且如果脉冲宽度进一步减小，则更是如此。但是，这种解决方案可能并不理想。首先，调整脉冲宽度可能并不是简单可行的，这是因为它们可能不是为患者提供充足的刺激治疗所需要的。此外，如果ecap行进相对较快，则可能无法简单地减小脉冲宽度以避免与ecap重叠。
59.此外，尽管在图6c中ecap可能不再与刺激伪迹134显着重叠，但ecap在时段30c期
间仍然重叠，在该时段可能期望在主动脉冲相位30a和30b完成后提供被动电荷恢复。如前面提到的，被动电荷恢复涉及关闭被动电荷恢复开关电路41i(图4)，其将电极节点ei 39连接到参考电位(诸如v
cm
)。即使感测电极e8处的开关电路418没有闭合，闭合一些开关的效果也将导致电流被动地在组织中流动，这也导致组织中的可变电压伪迹(未示出)。参见，例如，美国专利申请公开2018/0140831。简而言之，被动电荷恢复使得ecap的感测变得困难，这是因为它——像刺激伪迹134一样——可以在组织中产生明显大于ecap的随时间变化的电压。注意，图6b中的被动恢复30c的提供也是有问题的，这是因为在那里被动电荷恢复时段30c在时间上又在某种程度上与ecap重叠。
60.如前面提到的，优选地使用电极s 和s-来差分地感测ecap，该电极s 和s-都暴露于组织，因此允许从ecap测量值中至少在某种程度上减去组织中的伪迹(即，刺激伪迹134或与被动电荷恢复相关的伪迹)。图7中示出了提供差分感测的感测放大器电路110。感测放大器电路110包括差分放大器111。还示出了差分放大器111内的电路的示例，但是应该注意的是，存在许多不同的差分放大器电路并且也可以在感测放大器电路110中使用它们。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。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-的漏极连接到差分输出端d 和d-，该差分输出端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(例如，如果ecap存在于s 处)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-＝a1(x -x-)，其中a1是放大器111的增益。
61.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vo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adc112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可以包括控制电路102的一部分。
62.为了防止差分放大器111(即，串联的第一差分放大器)的损坏或不当操作，输入x 和x-可以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，则二极管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，则钳位电路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。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生成，以产生不同于接地和vdd的独特值；可以使用不同数量的二极管；齐纳二极管可用于击穿，并且因此将x 或x-钳位在指定的反向偏置电压处；等等。
63.图7中还示出了消隐开关141 和141-，它们分别用于将x 和x-处的信号传递到差分放大器。消隐开关141 和141-可用于保护差分放大器111，并且特别是保护放大器111在信号x 和x-处接收过高的电压。(但请注意，限制了x 和x-处电压的钳位电路142 和142-可以在一定程度上缓解对消隐开关141 和141-的需要)。如下文进一步描述的，消隐开关可以与所公开的技术结合使用。注意，消隐开关141 和141-可以包括用于将电极节点39路由到感测放大器电路110的逻辑开关。例如，消隐开关141 和141-可以包括多路复用器108(图4)内的开关，或者它们可以包括独立的开关。
64.感测放大器电路110还可以包括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才能可靠地操作。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。虽然这种电路可以采用不同的形式，但在所示出的示例中，dc电平移位电路143 和143-包括电阻梯(resistor ladder)，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/或刺激伪迹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。
65.因为刺激伪迹134存在于感测电极s 和参考电极s-两者处，所以差分放大器111将理想地从输出(vo)中减去组织中的伪迹(即，刺激伪迹134和与被动电荷恢复相关的伪迹)作为共模电压，只留下要感测的ecap。然而，此类伪迹的大小在感测电极s 和s-处可能并不完全相同，这并不奇怪，这是因为每个都必须位于距刺激电极不同的距离处。因此，差分放大器111对这种伪迹的共模去除可能不是完美的。此外，当伪迹相对较大且随时间变化时，难以设计差分放大器111来解决ecap。这是早先参考图6b和图6c讨论的场景中的特殊问题，其中ecap在感测电极s 处与刺激伪迹134和被动恢复伪迹在时间上显着程度地重叠。
66.如前面描述的，传统智慧教导了在向组织提供脉冲期间不期望感测ecap。再次地，
这是因为刺激伪迹——由可能跟随的主动刺激或被动电荷恢复引起——在这些时段期间可能很大或发生变化。然而，与这种传统智慧相反，发明人设计了新的ecap感测策略，其能够在主动和/或被动电荷恢复相位期间感测ecap。david wagenbach等人于2019年3月29日提交的美国临时专利申请序列号62/825,982描述了用于在提供主动刺激/主动电荷恢复期间感测ecap的ecap感测策略，其全部内容通过引用并入本文。本公开描述了在被动电荷恢复期间的ecap感测。
67.图8示出了在电极e4处递送的单相脉冲802的波形。被动电荷恢复用于在脉冲之后恢复电荷。注意，在图8中，虽然仅示出了单个刺激电极e4的波形，但是可以理解，另一个电极、诸如外壳电极或其他引线电极之一用作对电极(counter electrode)。还要注意，虽然图8中为了清楚起见示出了简单的单相脉冲，但被动电荷恢复也可以与双相脉冲以及其他更复杂的波形结合使用。本文描述的ecap策略可以与包括被动电荷恢复在内的任何刺激波形一起使用。
68.单相波形802包括幅度为 aa的单相刺激脉冲，并且随后是被动电荷恢复相位。被动电荷恢复相位具有-a
r,i
的初始幅度，其基本上等于阻断电容器vc的电压累积除以组织阻抗r
t
。换言之，-a
r,i
≈vc/r
t
。
69.被动电荷恢复相位的幅度根据时间常数τ在时间段tr上呈指数衰减，该时间常数τ等于电容器的电容乘以组织阻抗r
t
。基本上恢复所有电荷的时间段tr约为5τ。如下文进一步解释的，可以通过包括与被动电荷恢复开关41串联的可变或可选择电阻器来控制/改变被动电荷恢复的衰减曲线的形状(参见例如图3和图4)。
70.仍然参考图8，还示出了在感测电极(e8和e9)处出现在组织中的信号804和806。信号804和806包括刺激伪迹，该刺激伪迹包括由于刺激、即由于在刺激电极e4处产生的em场而在组织中形成的电压。信号804和806还包括恢复伪迹，该恢复伪迹包括由于被动电荷恢复而在组织中形成的电压。与刺激波形802的被动电荷恢复类似，信号804和806的恢复伪迹每个均表示为指数衰减曲线。恢复伪迹信号的时间常数每个均是从其中生成伪迹的刺激波形802的被动电荷恢复部分的时间常数的函数。换言之，刺激波形802的被动电荷恢复的变化将反映在伪迹信号804和806中。
71.从图8中可以明显看出，如果要在感测电极处感测到的ecap信号与那些电极处的恢复伪迹重叠，则出于与上面关于感测与主动驱动的电荷恢复重叠的ecap信号描述的相同原因，ecap信号的感测将很困难。发明人已经发现，与恢复伪迹重叠的ecap信号可以通过实施高阻抗被动电荷恢复来更好地解决。例如，可以在感测电极处预期ecap信号的时间期间的初始被动恢复相位期间使用高恢复阻抗。可以通过在被动电荷恢复开关电路中包括可变或可选电阻器来控制被动电荷恢复相位的阻抗，如下面更详细解释的。
72.图8的波形808是单相刺激脉冲，随后是多步被动电荷恢复。多步被动电荷恢复包括高阻抗(z)持续时间、中阻抗持续时间和低阻抗持续时间。初始高阻抗相位具有初始幅度-a’r,i
，其大小低于(波形802的)-a
r,i
，这是因为现在初始幅度基本上等于vc/(r
t
rr)，其中rr是增加的恢复阻抗。
73.高阻抗被动电荷恢复根据时间常数τ'衰减，该时间常数τ'是组织电阻r
t
加上增加的恢复电阻rr的函数，(即，τ'是电容乘以r
t
和rr之和的乘积)。高阻抗相位的持续时间表示为t
hz
，并且可以由系统控制。请注意，在高阻抗被动电荷恢复期间，系统处于接近稳定状态，
即被动恢复电流缓慢衰减，并且衰减曲线相对平坦。另请注意，在高阻抗持续时间期间，可能无法恢复所有电荷，即衰减曲线可能不会完全衰减到基线。因此，在高阻抗持续时间之后，可以通过使用较低阻抗被动电荷恢复来实现电荷平衡，从而实现更积极(即快速)的电荷恢复。波形808包括针对时间段t
iz
实施的中间阻抗持续时间和针对时间段t
lz
实施的低阻抗持续时间。请注意，中间阻抗和低阻抗恢复分别具有时间常数τ”和τ”'(尽管图中未指示出)。总被动电荷恢复持续时间t
r’是高阻抗相位、中阻抗相位和低阻抗相位的持续时间之和。应该注意，在电荷恢复期间包含的不同阻抗相位的数量可能多于或少于三个(其仅出于说明的目的而示出)。根据一些实施例，高阻抗相位期间的阻抗可以在10kω的数量级；中间阻抗相位可以是300
–
1800ω，并且低阻抗相位可以是50
–
100ω。这些值只是示例性的；可以使用其他阻抗。
74.在感测电极处感测到的信号810和812中示出了在ecap被预期存在于感测电极处的时间期间使用高阻抗被动电荷恢复的益处。如示出的，被动电荷恢复的时间段被延长，并且高阻抗持续时间t
hz
的时间段与感测电极处的ecap(即神经反应持续时间)完全重叠。这在几个方面有利于ecap感测。首先，虽然当ecap存在于感测电极处时恢复伪迹仍然存在，但该伪迹更小，这是因为伪迹的大小已减小。这有助于差分放大器111(图7)进行感测，这是因为差分放大器可以更容易地处理(即，减去)更接近与ecap的大小相当的较小共模电压。
75.其次，通过延长被动电荷恢复相位的持续时间，该相位不再在感测电极处的ecap期间(在中间)开始或结束。这也简化了感测，这是因为在感测电极处的ecap期间恢复伪迹相对恒定(即平坦)。
76.此外，应该注意的是，对患者的刺激治疗没有显着改变。单相刺激脉冲(或双相脉冲的第一相位)在患者身上产生显着的治疗效果，并且因此幅度aa和脉冲宽度pwa通常为患者量身定制。在本示例中，这些脉冲参数aa是未更改的pwa。被动电荷恢复相位通常没有治疗意义，并且因此可以在不对患者产生重大影响的情况下改变。
77.注意，图8的解决方案可能存在实际限制。例如，如果脉冲具有高频f，则后续脉冲之间可能没有足够的时间来适应扩展的被动电荷恢复。然而，这个问题可以通过在ecap测量完成之前不提供后续脉冲来简单地缓解。这对患者的治疗应该不会造成很大的问题，这是因为通常不会在每次脉冲后进行ecap测量，而只是偶尔需要进行测量；偶尔延迟或错过治疗脉冲不会显着影响刺激治疗。
78.在所公开的技术中，如图8中示出的，在感测到ecap时的被动电荷恢复相位期间不应发生消隐。也就是说，至差分放大器111的输入端的开关、诸如141 和141-(图7)应该闭合，以允许感测到的信号s 和s-(以及x 和x-)到达放大器的输入端。在刺激相位期间，可能会出现消隐——即，可以断开开关141 和141-。这可以帮助保护差分放大器111免于饱和，如果在刺激相位期间刺激伪迹很大，则可能发生饱和。话虽如此，在刺激相位期间并不严格需要消隐，特别是如果钳位电路142 和142-用于限制x 和x-上的电压的话。
79.为了实施高阻抗被动电荷恢复以帮助感测神经反应，需要考虑几个时序方面。首先，通常期望(尽管并非总是必要)在主动驱动的刺激期间存储在隔直流电容器上的所有电荷在刺激期间被恢复。换言之，如果在该时段期间没有恢复所有电荷，则电荷可能会在多个时段内继续在电容器上积聚。此外，通常期望在高阻抗持续时间期间感测神经反应并且高阻抗持续时间与神经反应持续时间完全重叠。因此，根据所公开的神经感测策略的实施例，
提供电荷恢复并对其进行定时，使得在高阻抗被动电荷恢复相位期间感测神经反应并且提供额外电荷恢复(较低阻抗的被动驱动的被动电荷恢复和/或主动驱动的主动电荷恢复)以恢复任何额外剩余电荷。
80.图9和图10公开了可选算法150和170，它们可用于调整被动电荷恢复以帮助ecap感测。图9公开了确定ecap将何时开始(t1)和结束(t2)(参见图6a)出现在已被选择用于ecap感测的感测电极s 和s-处的时序算法150。换句话说，算法确定出神经反应持续时间。时序算法150可以接收一个或多个所选感测电极(例如，s ＝e8；s-＝e9)和一个或多个刺激电极(例如，e4)以及电极阵列中的电极之间的距离(x)(例如，4mm)作为输入，或用其编程。由此，算法150可以计算刺激电极和感测电极之间的距离(d)(例如，12mm)。时序算法150还可以接收预期的ecap速度(例如，5cm/ms)，或用其编程。请注意，此速度可以是估计速度，也可以是ipg实际测量的速度。根据距离d和ecap速度，可以确定ecap将首次出现在感测电极处的时间t1(例如，d/速度＝0.24ms)。时序算法150还可以接收预期的ecap持续时间(t
ecap
＝1ms)，或用其编程。同样，这个值也可以在ipg中测量。这允许计算ecap将完成出现在电极处的时间t2(例如，t2＝t1 t
ecap
)。如有必要，还可以调整t1和t2以提供额外的余量——例如，可以稍微降低t1并且可以稍微增加t2以确保t1和t2适用于检测ecap(使用以下调整算法170)。
81.尽管未示出，但时序算法150也可以单独使用测量来确定t1和t2。例如，可以使用不太可能产生显着伪迹的低脉冲宽度的短测试脉冲，其中产生的ecap由感测放大器电路110测量。因此，t1和t2可以根据经验确定。
82.一旦使用时序算法150确定出tl和t2——在一个或多个感测电极s /s-处的ecap的开始和结束，调整算法170可以使用这些值来确定如何调整规定的脉冲和被动电荷恢复，如图10中示出的。特别地，调整算法170可以调整被动电荷恢复以确保被动电荷恢复的高阻抗持续时间足够长以与感测电极s /s-处的ecap重叠。在这点上，接收规定脉冲的脉冲参数——可能是被确定为提供充足的患者治疗的脉冲，其在该示例中包括用于具有幅度aa和脉冲宽度pwa的单相脉冲的参数。如上面提到的，尽管出于简单的原因使用单相脉冲作为示例，但是本文描述的方法可以与任何形状的脉冲一起使用。
83.作为第一步的调整算法170可以可选地评估脉冲相位(pwa)的时序以确定它是否小于tl。如前面关于图6b和图6c所讨论的，如果pwa不小于t1，这对于ecap感测可能是有问题的，这是因为当刺激伪迹134改变时(例如，在相位30a和30b之间或30a和被动电荷恢复之间)，ecap将出现在感测电极s 处。如果pwa不小于t1，则调整算法170可以采取某些动作，诸如调整pwa以使其小于t1(即使这可能改变由第一相位30a提供的治疗)，或选择一个或多个新感测电极s /s-，其可能离刺激电极更远。如果先验已知pwa《t1并且因此ecap不应与脉冲的第一相位30a重叠，则此步骤可能不是必需的。请注意，选择新感测电极会改变ecap会在那个新感测电极处开始和结束的定时t1和t2，并且因此一个或多个新选择的感测电极s /s-可以传递回时序算法150(图9)，使得可以重新确定t1和t2，并重复调整算法170。
84.如果pwa《t1，则调整算法170可以通过评估主动脉冲相位和高阻抗电荷恢复相位二者的持续时间是否小于t2来继续，即，如果pwa t
hz
》t2的话。如果这是真的，则一个或多个感测电极处的ecap应该完全落入高阻抗电荷恢复相位内，如所期望的那样。在这种情况下，ipg可以简单地提供刺激，并在高阻抗相位期间感测ecap，类似于图8中示出的内容。
85.如果pwa t
hz
不大于t2，则这意味着高阻抗被动电荷恢复相位在预期ecap出现在一个或多个感测电极的时间的中间某处结束。换句话说，高阻抗持续时间并不完全与神经反应持续时间重叠。调整算法170因此可以通过增加t
hz
使得pwa t
hz
现在大于t2来调整高阻抗被动电荷恢复持续时间的时序。此时，感测电极处的ecap应完全落入高阻抗被动电荷恢复持续时间内。
86.根据一些实施例，调整算法170还可以检查以确认被动电荷恢复参数允许在脉冲周期期间、即在下一个刺激脉冲之前完成电荷恢复。调整算法可以调整在被动电荷恢复的中间阻抗和/或低阻抗相位期间使用的时序和/或电阻。例如，如果高阻抗被动电荷恢复较长，则可以更积极地施加中间和/或低阻抗相位(即，具有较低阻抗)，以确保在发出后续刺激脉冲之前发生完全的电荷恢复。在对被动电荷恢复相位进行这种调整后，ipg可以提供刺激，并在调整后的高阻抗被动电荷恢复持续时间期间感测ecap。
87.尽管为了便于说明而将算法150和170描述为分开的，但它们可以组合成单个算法。
88.如图4中示出的，时序和调整算法可以包括在控制电路102(图4)中可操作的ecap算法124的一部分。如上面提到的，时序和调整算法可以向恢复逻辑/控制402提供数据，该恢复逻辑/控制402向被动电荷恢复电路发出控制信号，以对被动电荷恢复相位实施规定的阻抗和时序调整。使用可变电阻器188调整被动电荷恢复相位的阻抗(即，使用被动电荷恢复开关电路41的可变电阻进行调整，图4)。因此，恢复开关电路41可以被认为是用于控制恢复阻抗的电阻电路的示例。
89.图11示出了包括电极e1-e3和外壳电极ec的电极的子集。被动电荷恢复开关电路41i连接在电极节点ei 39和公共参考电压v
cm
之间。如上面提到的，v
cm
可以是vh/2、vbat、接地(gnd)或其他一些参考电压值。
90.如上面提到的，被动电荷恢复开关电路41i在电极节点ei和公共参考电压v
cm
之间提供了可变电阻路径(可变电阻由图4中的可变电阻器188表示)。开关电路41i中的每个接收来自恢复逻辑/控制402的四个电阻控制信号rz[4:1]中的每个，并且因此可以断言这些控制信号中的任何一个以设置开关电路41i的电阻。可以独立地控制每个电极的恢复阻抗，使得可以在任何给定时间处在不同电极上使用不同的阻抗。因此，根据一些实施例，电荷可以在一些电极上快速完全恢复，同时仍对其他电极呈现高阻抗(较慢恢复)。
[0091]
在图11中示出的实施例中，开关电路412包括并联连接在电极节点e2和公共参考电压(例如，v
cm
)之间的四个电阻晶体管189。电阻控制信号rz[4:1]每个在电阻晶体管189之一的栅极处接收到。电阻晶体管189中的每个优选地具有不同的尺寸以提供不同的电阻。例如，可以通过构造具有不同长度(例如，100x、300x、1800x和10000x)的电阻晶体管189中的每个来实现这种尺寸差异。同样，晶体管宽度也可以调整大小以提供不同的电阻。在所示出的示例中，rz1控制100欧姆的电阻晶体管189；rz2控制300欧姆；rx3控制1800欧姆；并且rz4控制10000欧姆。应当理解，这些电阻值仅是示例性的并且可以选择其他电阻值。如上面提到的，在引入的美国专利申请公开号2018/0071527中描述了在被动电荷恢复期间改变阻抗的其他方面。
[0092]
如图4中示出的，时序和调整算法可以包括在控制电路102(图4)中可操作的ecap算法124的一部分。然而，这些算法也可以全部或部分在用于对ipg进行编程的外部计算机
设备158(例如参见图12)中操作，诸如患者的外部控制器或临床医生编程器。这种外部设备158典型地与ipg 100无线通信，并且在美国专利申请公开2019/0046800中进行了描述，其通过引用整体并入本文。图12中示出了在这种外部设备158上呈现的图形用户界面(gui)160。gui 160中示出了用户可选择的选项162，用于设置ipg的脉冲或脉冲相位的刺激参数，诸如幅度(a)、脉冲宽度(pw)和频率(f)、以及某些电极是作为阳极还是作为阴极操作、以及施加到该电极的幅度百分比(x％)。实际上，gui 160和162可能比所示出的内容复杂得多。
[0093]
gui 160可以包括选项164，以将另外规定的脉冲修改为更适合ecap感测的脉冲，诸如通过添加多阻抗被动电荷恢复相位，或修改已经规定的被动电荷恢复相位，使得被动电荷恢复的高阻抗相位与感测电极处的ecap重叠，如图8中示出的。选项164的选择可以使用图9-图10的时序和调整算法或其他算法，以确定实现该目标所需的脉冲/恢复参数，并将这些参数发送给ipg。如有必要，ipg可以将ecap测试测量结果传送回算法，诸如如在感测电极s /s-处测量出的ecap开始和结束时间t1和t2。算法可以存储在外部设备158中的非暂时性机器可读介质中，诸如磁、光或固态存储器，其可以与外部设备158的控制电路166相关联地存储，该控制电路166可以包括一个或多个微控制器、微处理器、fpga、dsp等。在一个示例中，控制电路166可以包括由英特尔公司制造的i5系列微处理器之一。
[0094]
应当理解，本文公开的方法和系统通过在神经反应持续时间期间提供高阻抗被动电荷恢复，来在被动电荷恢复期间提供ecap或其他神经反应的感测。图8中示出的示例集中于提供单相刺激脉冲，随后是多阻抗被动电荷恢复，其包括从高阻抗步进到低阻抗的三个阻抗持续时间。通常，出于上面解释的原因，首选是在被动电荷恢复的高阻抗持续时间期间感测ecap。上面提到，可以根据本文公开的感测/被动电荷恢复策略来实施其他更复杂的波形。图13a-图13c示出了此类更复杂波形的一些示例，这些更复杂波形在ecap感测期间利用了高阻抗被动电荷恢复相位。
[0095]
图13a示出了具有刺激脉冲的波形1302，该刺激脉冲具有在刺激电极(例如，e4)处施加的刺激相位30a，随后是在相同电极处施加的主动电荷恢复相位30b。注意，主动电荷恢复相位30b不足以恢复在刺激脉冲期间存储的所有电荷。在ecap到达感测电极s /s-(例如，e8/e9)处之前，电荷恢复使用高阻抗被动电荷恢复从主动恢复切换到被动恢复，以恢复剩余的存储电荷，并且在高阻抗被动电荷恢复持续时间期间感测神经反应。
[0096]
图13b示出了波形1304，其中在ecap存在于感测电极处的时间期间，刺激相位30a之后是高阻抗被动电荷恢复间隔。在高阻抗被动电荷恢复间隔和ecap的感测之后，进一步的主动电荷恢复相位30b用于恢复剩余电荷。
[0097]
图13c示出了波形1306，其中刺激相位30a之后是初始低阻抗被动电荷恢复持续时间。在测量ecap的时间期间，被动电荷恢复切换到高阻抗被动电荷恢复持续时间。在ecap感测之后可以使用进一步的被动电荷恢复(例如，中间阻抗)来恢复剩余电荷。应当注意，波形1302、1304和1306只是本公开所设想的波形的几个示例。通常，根据本公开，可以使用主动和被动电荷恢复的任何组合，其中在被动电荷恢复相位期间优选地在高阻抗被动电荷恢复持续时间期间感测ecap。
[0098]
如前面提到的，ecap只是可以使用所公开的技术感测到的神经反应的一个示例。
[0099]
尽管已经示出和描述了本发明的特定实施例，但上述讨论并非旨在将本发明限制于这些实施例。对于本领域的技术人员来说显而易见的是，在不背离本发明的精神和范围
的情况下可以进行各种改变和修改。因此，本发明旨在覆盖可能落入如由权利要求所限定的本发明的精神和范围内的替代、修改和等效物。