ES2986678T3

ES2986678T3 - Detección neuronal en un dispositivo estimulador implantable durante la estimulación activa

Info

Publication number: ES2986678T3
Application number: ES20717529T
Authority: ES
Inventors: David Wagenbach; Kiran Gururaj
Original assignee: Boston Scientific Neuromodulation Corp
Current assignee: Boston Scientific Neuromodulation Corp
Priority date: 2019-03-29
Filing date: 2020-03-17
Publication date: 2024-11-12
Anticipated expiration: 2040-03-17
Also published as: CA3128134C; US11793438B2; AU2020256033A1; CA3128134A1; AU2023200898B2; US20220142539A1; US20200305745A1; EP3897822C0; AU2023200898A1; US11259733B2; CA3253253A1; WO2020205235A1; AU2020256033B2; EP4458268A3; EP4458268A2; EP3897822B1; EP3897822A1

Abstract

Se describen técnicas para detectar respuestas neuronales, como los potenciales de acción compuestos evocados (ECAP, por sus siglas en inglés), en un dispositivo estimulador implantable. Una primera fase de pulso terapéutico es seguida por una segunda fase de pulso, cuyas fases pueden ser de polaridades opuestas para ayudar con la recuperación de carga activa. La segunda fase de pulso se forma de manera que se superponga en el tiempo con la llegada del ECAP a un electrodo sensor, cuya segunda fase puede ser generalmente más larga y de una amplitud menor. Al hacerlo, un artefacto de estimulación formado en el tejido de un paciente se vuelve constante y de una amplitud menor cuando el ECAP se detecta en el electrodo sensor, lo que facilita la detección por un circuito amplificador de detección. La recuperación de carga pasiva puede seguir a la segunda fase, lo que no interferirá con la detección del ECAP que ya se ha producido. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

DESCRIPCIÓN

Detección neuronal en un dispositivo estimulador implantable durante la estimulación activa

Campo de la invención

Esta solicitud se refiere a dispositivos médicos implantables DMIs), y más específicamente a los circuitos que ayudan a detectar señales neuronales en un dispositivo estimulador implantable.

Introducción

Los dispositivos neuroestimuladores implantables son dispositivos que generan y administran estímulos eléctricos a nervios y tejidos del cuerpo para la terapia de diversos trastornos biológicos, tales como los marcapasos para tratar la arritmia cardíaca, los desfibriladores para tratar la fibrilación cardíaca, los estimuladores cocleares para tratar la sordera, los estimuladores retinianos para tratar la ceguera, los estimuladores musculares para producir movimientos coordinados de las extremidades, los estimuladores de la médula espinal para tratar el dolor crónico, los estimuladores cerebrales profundos y corticales para tratar trastornos motores y psicológicos, y otros estimuladores neuronales para tratar la incontinencia urinaria, la apnea del sueño, la subluxación del hombro, etc. La siguiente descripción se centra en el uso de la invención en un sistema de estimulación de la médula espinal (EME), tal como el descrito en la patente de EE. UU. 6 516 227. Sin embargo, la presente invención puede encontrar aplicabilidad con cualquier sistema de dispositivo neuroestimulador implantable, tal como en un dispositivo divulgado en el documento US 2015/119751 Al.

Un sistema EME suele incluir un generador de pulsos implantable (GII) 10 que se muestra en la figura 1. El GII 10 incluye una carcasa de dispositivo biocompatible 12 que contiene los circuitos y una batería 14 para proporcionar energía para que el GII funcione. El GPI 10 se acopla a los electrodos de estimulación tisular 16 a través de una o más derivaciones de electrodos que forman una guía de electrodos 17. Por ejemplo, se pueden utilizar una o más derivaciones percutáneas 15 con electrodos 16 en forma de anillo o de anillo dividido transportados en un cuerpo flexible 18. En otro ejemplo, una derivación de pala 19 proporciona electrodos 16 colocados en una de sus superficies generalmente planas. Los cables conductores 20 de las derivaciones se acoplan a los electrodos 16 y a los contactos proximales 21 que se insertan en los conectores de derivaciones 22 fijados en un cabezal 23 del<g>P<i>10, que puede ser de epoxi, por ejemplo. Una vez insertados, los contactos proximales 21 se conectan a los contactos del cabezal 24 dentro de los conectores de derivaciones 22, que a su vez se acoplan mediante clavijas de paso 25 a través de un paso de carcasa 26 a los circuitos de estimulación 28 dentro de la carcasa 12.

En el GII 10 ilustrado, hay treinta y dos electrodos (E1-E32), divididos entre cuatro derivaciones percutáneas 15, o contenidos en una única derivación de pala 19, y por lo tanto el cabezal 23 puede incluir una matriz 2x2 de conectores de ocho derivaciones de electrodos 22. Sin embargo, el tipo y el número de derivaciones, así como el número de electrodos, en una GPI son específicos de la aplicación y, por lo tanto, pueden variar. La carcasa conductora 12 también puede comprender un electrodo (Ec). En una aplicación de EME, la derivación o derivaciones de electrodos se implantan normalmente en la columna vertebral, cerca de la duramadre, en la médula espinal del paciente, preferentemente a la izquierda y a la derecha de la columna vertebral del paciente. Los contactos proximales 21 se introducen a través del tejido del paciente hasta un lugar distante, como las nalgas, donde se implanta la carcasa de GII 12, tras lo cual se acoplan a los conectores de derivaciones 22. En otros ejemplos de GII diseñados para ser implantados directamente en un foco que requiera estimulación, el GII puede carecer de derivaciones, teniendo en su lugar electrodos 16 que se encuentran en el cuerpo del GII 10 para entrar en contacto con el tejido del paciente. La derivación o derivaciones del GPI pueden integrarse y conectarse permanentemente al GPI 10 en otras soluciones. El objetivo de la terapia EME es proporcionar estimulación eléctrica desde los electrodos 16 para aliviar los síntomas del paciente, tales como el dolor de espalda crónico.

El GII 10 puede incluir una antena 27a que le permite comunicarse bidireccionalmente con una serie de dispositivos externos utilizados para programar o monitorizar el IPG, tal como un controlador de paciente portátil o un programador clínico, como se describe, por ejemplo, en la publicación de solicitud de patente estadounidense 2019/0175915. La antena 27a, tal como se muestra, comprende una bobina conductora dentro de la carcasa 12, aunque la antena de bobina 27a también puede estar en el cabezal 23. Cuando la antena 27a está configurada como una bobina, la comunicación con dispositivos externos se produce preferentemente utilizando la inducción magnética de campo cercano. El GPI 10 también puede incluir una antena de radiofrecuencia (RF) 27b. En la figura 1, la antena de RF 27b se muestra dentro del cabezal 23, pero también puede estar dentro de la carcasa 12. La antena de RF 27b puede comprender un parche, una ranura o un cable, y puede funcionar como monopolo o dipolo. La antena RF 27b se comunica preferentemente mediante ondas electromagnéticas de campo lejano, y puede funcionar de acuerdo con cualquiera de los sistemas de comunicación RF convencionales conocidos, tales como Bluetooth, Zigbee, MICS y similares.

La estimulación en GII 10 es generalmente proporcionada por pulsos, cada uno de los cuales puede

incluir varias fases, como 30a y 30b, como se muestra en el ejemplo de la figura 2A. Los parámetros de estimulación suelen incluir la amplitud (corriente I, sin embargo, una amplitud de voltaje V también puede ser usada); la frecuencia (F) ; la anchura de pulso (AP) de los pulsos o de sus fases individuales; los electrodos 16 seleccionados para proporcionar la estimulación; y la polaridad de dichos electrodos seleccionados, es decir, si los electrodos activos van a actuar como ánodos que suministran corriente al tejido o como cátodos que absorben corriente del tejido. Estos y posiblemente otros parámetros de estimulación en conjunto comprenden un programa de estimulación que los circuitos de estimulación 28 en el GII 10 puede ejecutar para proporcionar estimulación a un paciente.

En el ejemplo de la Figura 2A, el electrodo E4 ha sido seleccionado como ánodo

(durante su primera fase 30a), y proporciona así pulsos que originan una corriente positiva de amplitud A en el tejido. El electrodo E5 ha sido seleccionado como cátodo (de nuevo durante la primera fase 30a), y por lo tanto proporciona pulsos que hunden una corriente negativa correspondiente de amplitud -A del tejido. Se trata de un ejemplo de estimulación bipolar, en la que sólo se utilizan dos electrodos de plomo para proporcionar estimulación al tejido (un ánodo y un cátodo). Sin embargo, más de un electrodo puede ser seleccionado para actuar como ánodo en un momento dado, y más de un electrodo puede ser seleccionado para actuar como cátodo en un momento dado.

El IPG 10, como se ha mencionado, incluye circuitos de estimulación 28 para formar prescritos

estimulación en el tejido del paciente. La figura 3 muestra un ejemplo de circuitos de estimulación 28, que incluye uno o más circuitos de fuente de corriente 40i y uno o más circuitos de sumidero de corriente 42i. Las fuentes y sumideros 40i y 42i pueden comprender convertidores de digital a analógico ("Digital-to-Analog Converters", DAC), y pueden denominarse PDAC 40i y NDAC 42i de acuerdo con las corrientes positiva (de origen, anódica) y negativa (de sumidero, catódica) que emiten, respectivamente. En el ejemplo mostrado, un par NDAC/PDAC 40i/42i está dedicado (cableado) a un nodo de electrodo ei 39 en particular. Cada nodo de electrodo ei 39 está conectado a un electrodo Ei 16 a través de un capacitor de bloqueo de CC Ci 38, por las razones que se explican a continuación. Los circuitos de estimulación 28 en este ejemplo también admiten la selección de la carcasa conductora 12 como electrodo (Ec 12), y este electrodo de carcasa se selecciona generalmente para la estimulación monopolar. Los PDAC 40i y los NDAC 42i también pueden comprender fuentes de voltaje.

Un control adecuado de los PDACs 40i y NDACs 42i permite que cualquiera de los electrodos

16 actuar como ánodos o cátodos para crear una corriente a través del tejido de un paciente, R, esperemos que con un buen efecto terapéutico. En el ejemplo mostrado (Fig. 2A), y durante la primera fase 30a en la que los electrodos E4 y E5 se seleccionan como ánodo y cátodo, respectivamente, PDAC 404 y NDAC 42s se activan y programan digitalmente para producir la corriente deseada, A, con la temporización correcta (por ejemplo, de acuerdo con la frecuencia prescrita F y la anchura de pulso APa). Durante la segunda fase 30b (APb), PDAC 40s y NDAC 42424 se activarían para invertir la polaridad de la corriente. Pueden seleccionarse más de un electrodo anódico y más de un electrodo catódico a la vez, y así la corriente puede fluir a través del tejido R entre dos o más de los electrodos 16.

La energía para los circuitos de estimulación 28 es proporcionada por un voltaje de cumplimiento VH. Como se describe con más detalle en la Publicación de Solicitud de Patente Estadounidense 2013/0289665, el voltaje de cumplimiento VH puede ser producido por un generador de voltaje de cumplimiento 29, que puede comprender un circuito utilizado para elevar la voltaje de la batería 14 (Vbat) a un voltaje VH suficiente para conducir la corriente prescrita A a través del tejido R. El generador de voltaje de cumplimiento 29 puede comprender un convertidor elevador basado en inductor como se describe en la Publicación '665, o puede comprender una bomba de carga basada en capacitor. Debido a que la resistencia del tejido es variable, el VH también puede ser variable, y puede ser tan alto como 18 voltios en un ejemplo.

También pueden utilizarse otros circuitos de estimulación 28 en el IPG 10. En un ejemplo no mostrado, pueden intervenir matrices de conmutación entre dichos uno o más PDAC 40i y los nodos de electrodos ei 39, y entre el uno o más NDAC 42i y los nodos de electrodos. Las matrices de conmutación permiten que uno o más de los PDAC o uno o más de los NDA<c>estén conectados a uno o más nodos de electrodos anódicos o catódicos en un momento dado. Varios ejemplos de circuitos de estimulación pueden encontrarse en los documentos USP 6181 969, 8606362, 8620 436, publicaciones de solicitud de patente de EE. UU. 2018/0071520 y 2019/0083796. Gran parte de los circuitos de estimulación 28 de la Figura 3, incluyendo los PDACs 40i y NDACs 42i, las matrices de conmutación (si están presentes), y los nodos de electrodos ei 39 pueden integrarse en uno o más Circuitos Integrados de Aplicación Específica (ASICs), como se describe en las Publicaciones de Solicitud de Patente de los Estados Unidos 2012/0095529, 2012/0092031, y 2012/0095519. Como se explica en estas referencias, los CIAE también pueden contener otros circuitos útiles en el IPG 10, como los circuitos de telemetría (para la interconexión fuera del chip con las antenas de telemetría 27a y/o 27b), el generador de voltaje de conformidad 29, diversos circuitos de medición, etc.

También mostrado en la Figura 3 están capacitores de bloqueo de CC Ci 38colocados en serie en la trayectoria actual de los electrodos entre cada uno de los nodos de electrodo ei 39 y los electrodos Ei 16 (incluido el electrodo de carcasa Ec 12). Los condensadores de bloqueo de CC 38 actúan como medida de seguridad para evitar la inyección de corriente continua en el paciente, como podría ocurrir, por ejemplo, si se produjera un fallo en los circuitos de estimulación 28. Los capacitores de bloqueo de CC 38 se suelen proporcionar de forma separada del chip (de forma separada del CIAE o de los CIAE), y, en cambio, pueden proporcionarse en una placa de circuito o sobre ésta en el GII 10 utilizado para integrar sus diversos componentes, tal como se explica en la publicación de solicitud de patente de EE. UU. 2015/0157861.

Aunque no se muestra, la circuitería del IPG 10, incluidos los circuitos de estimulación 28, también puede incluirse en un dispositivo estimulador externo de prueba (EEP) que se utiliza para imitar el funcionamiento del IPG durante un periodo de prueba y antes de la implantación del IPG 10. Un dispositivo EEP se utiliza normalmente después de que la guía de electrodos 17 se haya implantado en el paciente. Los extremos proximales de los cables de la guía de electrodos 17 pasan a través de una incisión en el paciente y se conectan al EEP externo, permitiendo así que el EEP proporcione estimulación al paciente durante el periodo de prueba. En la USP 9,259,574 y en la publicación de solicitud de patente estadounidense 2019/0175915 se describen más detalles relativos a un dispositivo EEP

Refiriéndose de nuevo a la Figura 2A, los pulsos de estimulación como se muestra son bifásicos, con cada pulso en cada electrodo comprendiendo una primera fase 30a seguida después por una segunda fase 30b de polaridad opuesta. (Aunque no se muestra, pero como es bien sabido, un corto período de interfase puede intervenir entre las fases 30a y 30b durante el cual ninguna corriente es impulsada activamente por los circuitos DAC 40/42, lo que permite a los circuitos DAC tiempo para la transición entre las fases). Los pulsos bifásicos son útiles para recuperar activamente cualquier carga que pudiera estar almacenada en elementos capacitivos en las vías de corriente del electrodo, como los capacitores de bloqueo de CC 38, la interfaz electrodo/tejido o dentro del propio tejido. Para recuperar toda la carga al final de la segunda fase de pulso 30b de cada pulso (Vc4 = Vc5 = 0V), las fases primera y segunda 30a y 30b se cargan preferentemente de forma equilibrada en cada electrodo, con las fases que comprenden una cantidad igual de carga, pero de polaridad opuesta. En el ejemplo mostrado, dicho equilibrio de carga se consigue utilizando la misma anchura de pulso (APa = APb) y la misma amplitud (|+A| = |-A|) para cada una de las fases de pulso 30a y 30b. Sin embargo, las fases de pulso 30a y 30b también pueden cargarse de forma equilibrada si el producto de la amplitud y las anchuras de pulso de las dos fases 30a y 30b son iguales, como es sabido.

La figura 3 muestra que los circuitos de estimulación 28 pueden incluir interruptores de recuperación pasiva 4h, que se describen con más detalle en las publicaciones de solicitud de patente de los Estados Unidos 2018/0071527 y 2018/0140831. Los interruptores de recuperación pasiva 4h pueden estar conectados a cada uno de los nodos de electrodo 39, y se utilizan para recuperar pasivamente cualquier carga restante en los capacitores de bloqueo de CC Ci 38 después de la emisión de la segunda fase de pulso 30b, es decir, para recuperar la carga sin conducir activamente una corriente utilizando los circuitos DAC. La recuperación de carga pasiva puede ser prudente, porque las no idealidades en los circuitos de estimulación 28 pueden conducir a fases de pulso 30a y 30b que no están perfectamente equilibradas de carga. La recuperación pasiva de la carga se produce típicamente después de que las fases 30a y 30b impulsadas activamente hayan finalizado, y durante al menos una porción 30c (Fig.2A) de los períodos de silencio entre los pulsos, cerrando los interruptores de recuperación pasiva 4h. Como se muestra en la figura 3, el otro extremo de los interruptores 41 i no acoplados a los nodos de electrodo 39 están conectados a una voltaje de referencia común, que en este ejemplo comprende la voltaje de la batería 14, Vbat, aunque podría utilizarse otra voltaje de referencia. Como se explica en las referencias citadas anteriormente, la recuperación de carga pasiva tiende a equilibrar la carga en los capacitores de bloqueo de CC 38 y otros elementos capacitivos colocando los capacitores en paralelo entre la voltaje de referencia (Vbat) y el tejido del paciente. Nótese que la recuperación pasiva de carga se ilustra como pequeñas curvas de decaimiento exponencial durante 30c en la Figura 2A, que pueden ser positivas o negativas dependiendo de si la fase de pulso 30a o 30b tiene un predominio de carga en un electrodo dado.

Sumario

La presente invención se refiere a un dispositivo estimulador según la reivindicación 1. El dispositivo estimulador comprende: una pluralidad de nodos de electrodo, cada nodo de electrodo configurado para acoplarse a uno de una pluralidad de electrodos configurados para entrar en contacto con el tejido de un paciente; circuitos de estimulación programados para formar estimulación en al menos dos de los nodos de electrodo, en donde la estimulación en cada uno de los dos nodos de electrodo comprende un pulso que comprende una primera fase seguida de una segunda fase; y circuitos de detección configurados para detectar una respuesta neural a la estimulación en un nodo de electrodo de detección que comprende uno de los nodos de electrodo, en el que la respuesta neural está presente en el nodo de electrodo de detección durante una duración, en el que los circuitos de detección están configurados para detectar la respuesta neural durante la segunda fase.

En un ejemplo, el nodo de electrodo de detección es seleccionable de uno de los nodos de electrodo. En un ejemplo, el circuito de detección está configurado para detectar la duración completa de la respuesta neural durante la segunda fase. En un ejemplo, el circuito de detección comprende un amplificador diferencial, y en el que el amplificador diferencial recibe el nodo de electrodo de detección en una primera entrada, y en el que el amplificador diferencial recibe un nodo de electrodo de referencia seleccionado de uno de los nodos de electrodo en una segunda entrada. En un ejemplo, el dispositivo comprende además una carcasa conductora para alojar los circuitos de estimulación y los circuitos de detección, en el que la carcasa conductora comprende uno de la pluralidad de electrodos, y en el que el electrodo de la carcasa está acoplado al nodo del electrodo de referencia. En un ejemplo, la primera fase es de polaridad opuesta a la segunda fase en cada uno de los al menos dos nodos de electrodos. En un ejemplo, las fases primera y segunda tienen la carga equilibrada en cada uno de los al menos dos electrodos. En un ejemplo, la primera y la segunda fase no tienen la carga equilibrada en cada uno de los al menos dos electrodos. En un ejemplo, el dispositivo comprende además circuitos de control configurados con al menos un algoritmo, en el que el al menos un algoritmo está configurado para determinar cuándo estará presente la respuesta neural en el nodo del electrodo sensor durante la duración. En un ejemplo, el al menos un algoritmo está configurado además para programar la segunda fase en los al menos dos nodos de electrodos de manera que la segunda fase se superponga completamente a la respuesta neural en el nodo de electrodo sensor durante la duración. En un ejemplo, el algoritmo está configurado además para determinar una amplitud de la segunda fase. En un ejemplo, el algoritmo está configurado además para determinar la amplitud de la segunda fase de manera que la segunda fase esté equilibrada en carga con la primera fase en cada uno de los al menos dos nodos de electrodos. En un ejemplo, los circuitos de estimulación comprenden circuitos digital-analógicos configurados para conducir activamente una corriente, en la que la segunda fase es conducida activamente por los circuitos digital-analógicos en cada uno de los al menos dos nodos de electrodos. En un ejemplo, la segunda fase se acciona activamente con una corriente constante. En un ejemplo, la primera fase es impulsada activamente por los circuitos digital-analógicos en cada uno de los al menos dos nodos de electrodo. En un ejemplo, las fases primera y segunda son impulsadas activamente por los circuitos digital-analógicos con corrientes constantes, en el que una amplitud de la corriente constante durante la primera fase es mayor que una amplitud de la corriente constante durante la segunda fase en cada uno de los al menos dos nodos de electrodo. En un ejemplo, la segunda fase comprende subfases de diferentes amplitudes, en las que los circuitos de detección están configurados para detectar la respuesta neural sólo durante una de las subfases. En un ejemplo, los circuitos de detección están configurados para detectar la respuesta neural sólo durante una de las subfases que tiene una amplitud más baja. En un ejemplo, la amplitud de la subfase de menor amplitud es constante. En un ejemplo, los circuitos de estimulación comprenden una pluralidad de interruptores pasivos de recuperación de carga, cada uno acoplado entre uno de los nodos de electrodos y un potencial de referencia. En un ejemplo, los circuitos de estimulación están programados además para proporcionar recuperación de carga pasiva después de la segunda fase cerrando al menos los interruptores de recuperación pasiva acoplados a los al menos dos nodos de electrodos. En un ejemplo, los circuitos de estimulación están programados además para proporcionar una recuperación de carga pasiva entre la primera y la segunda fase cerrando al menos los interruptores de recuperación pasiva acoplados a los al menos dos nodos de electrodos. En un ejemplo, los circuitos de estimulación están programados para formar una secuencia de pulsos en al menos dos de los nodos de electrodos. En un ejemplo, las primeras fases son de polaridades opuestas en al menos dos de los nodos de electrodos, y en el que las segundas fases son de polaridades opuestas en al menos dos de los nodos de electrodos. En un ejemplo, cada nodo de electrodo está acoplado a su electrodo asociado a través de un capacitor de bloqueo de CC. En un ejemplo, el dispositivo estimulador comprende un generador de pulsos implantable o un estimulador de prueba externo.

Un ejemplo de un procedimiento es desvelado para operar un dispositivo estimulador, que comprende una pluralidad de nodos de electrodo, cada nodo de electrodo configurado para acoplarse a uno de una pluralidad de electrodos configurado para contactar el tejido del paciente El procedimiento puede comprender: proporcionar estimulación en al menos dos de los nodos de electrodos, en los que la estimulación en cada uno de los dos nodos de electrodos comprende al menos un pulso que comprende una primera fase seguida de una segunda fase; y detectar una respuesta neural a la estimulación en un nodo de electrodo sensor que comprende uno de los nodos de electrodo, donde la respuesta neural está presente en el nodo de electrodo sensor durante una duración, donde el circuito sensor está configurado para detectar la respuesta neural durante la segunda fase.

En un ejemplo, el procedimiento comprende además seleccionar el nodo de electrodo de detección de uno de los nodos de electrodo. En un ejemplo, la duración completa de la respuesta neural se detecta durante la segunda fase. En un ejemplo, el circuito de detección comprende un amplificador diferencial, y en el que el amplificador diferencial recibe el nodo de electrodo de detección en una primera entrada, y en el que el amplificador diferencial recibe un nodo de electrodo de referencia seleccionado de uno de los nodos de electrodo en una segunda entrada. En un ejemplo, el dispositivo estimulador comprende además un estuche conductor, en el que el estuche conductor comprende uno de la pluralidad de electrodos, y en el que el electrodo del estuche está acoplado al nodo del electrodo de referencia. En un ejemplo, la primera fase es de polaridad opuesta a la segunda fase en cada uno de los al menos dos nodos de electrodos. En un ejemplo, las fases primera y segunda tienen la carga equilibrada en cada uno de los al menos dos electrodos. En un ejemplo, la primera y la segunda fase no tienen la carga equilibrada en cada uno de los al menos dos electrodos. En un ejemplo, el procedimiento comprende además determinar mediante circuitos de control en el dispositivo estimulador cuándo estará presente la respuesta neural en el nodo del electrodo sensor durante la duración. En un ejemplo, la segunda fase se temporiza en los al menos dos nodos de electrodos de forma que la segunda fase se superponga completamente a la respuesta neural en el nodo de electrodo sensor durante la duración. En un ejemplo, el procedimiento comprende además determinar una amplitud de la segunda fase. En un ejemplo, el procedimiento comprende además determinar la amplitud de la segunda fase de forma que la segunda fase esté equilibrada en carga con la primera fase en cada uno de los al menos dos nodos de electrodos. En un ejemplo, la segunda fase es impulsada activamente por circuitos de digital a analógico en el dispositivo estimulador en cada uno de los al menos dos nodos de electrodos. En un ejemplo, la segunda fase se acciona activamente con una corriente constante. En un ejemplo, la primera fase es impulsada activamente por los circuitos digital-analógicos en cada uno de los al menos dos nodos de electrodo. En un ejemplo, las fases primera y segunda son impulsadas activamente por los circuitos digital-analógicos con corrientes constantes, en el que una amplitud de la corriente constante durante la primera fase es mayor que una amplitud de la corriente constante durante la segunda fase en cada uno de los al menos dos nodos de electrodo. En un ejemplo, la segunda fase comprende subfases de diferentes amplitudes, en las que la respuesta neural se detecta sólo durante una de las subfases. En un ejemplo, la respuesta neural se detecta sólo durante una de las subfases que tiene una amplitud más baja. En un ejemplo, la amplitud de la subfase de menor amplitud es constante. En un ejemplo, el procedimiento comprende además proporcionar recuperación de carga pasiva después de la segunda fase mediante el cierre de interruptores de recuperación pasiva acoplados al menos a los al menos dos nodos de electrodos. En un ejemplo, el procedimiento comprende además proporcionar recuperación de carga pasiva entre las fases primera y segunda cerrando interruptores de recuperación pasiva acoplados al menos a los al menos dos nodos de electrodo. En un ejemplo, la estimulación comprende una secuencia de pulsos en al menos dos de los nodos de electrodos. En un ejemplo, las primeras fases son de polaridades opuestas en al menos dos de los nodos de electrodos, y en el que las segundas fases son de polaridades opuestas en al menos dos de los nodos de electrodos. En un ejemplo, cada nodo de electrodo está acoplado a su electrodo asociado a través de un capacitor de bloqueo de CC. En un ejemplo, el dispositivo estimulador comprende un generador de pulsos implantable o un estimulador de prueba externo.

Breve descripción de los dibujos

La figura 1 muestra un generador de pulsos implantable (GII)de acuerdo con la técnica anterior.

Las figuras 2A y 2B muestran un ejemplo de pulsos de estimulación producibles por el IPG, de acuerdo con el arte previo.

La figura 3 muestra los circuitos de estimulación utilizable en el GII , de acuerdo con la técnica anterior.

La figura 4 muestra un IPG mejorado que tiene detección de respuesta neural y la capacidad de ajustar la estimulación en función de dicha detección.

Las figuras 5A y 5B muestran cables que producen estimulación y muestran la detección diferencial de una respuesta neural causada por la estimulación.

La figura 6A muestra una respuesta neural detectada idealmente en un electrodo sensor, mientras que las Figuras 6B y 6C muestran cómo los artefactos de estimulación y la recuperación de carga pasiva pueden interferir con la detección de la respuesta neural.

La figura 7 muestra un circuito de amplificación sensorial utilizable para detectar la respuesta neural.

La figura 8 muestra la modificación de un pulso bifásico para proporcionar una segunda fase de pulso activo más larga y de menor amplitud que se solapa con la respuesta neural en el electrodo sensor.

La figura 9 muestra un algoritmo de temporización operable para determinar cuándo una respuesta neural comienza y se detiene en un electrodo sensor.

Las figuras 10A y 10B muestran algoritmos de ajuste utilizables junto con el algoritmo de temporización para asegurar que la fase del segundo pulso se superpondrá a la respuesta neural en el electrodo sensor.

La figura 11 muestra el funcionamiento de los algoritmos de temporización y ajuste en un dispositivo externo en comunicación con el IPG.

La figura 12 muestra una modificación en la que la segunda fase se divide en dos subfases de diferentes amplitudes, detectándose la respuesta neural durante la subfase de menor amplitud.

Las figuras 13A-13D muestran diferentes ejemplos en los cuales la respuesta neural puede ser detectada durante la subfase de menor amplitud.

Las figuras 14A y 14B muestran ejemplos en los que se produce un espacio de mayor duración entre la primera y la segunda fase de pulso.

Descripción detallada

Un desarrollo cada vez más interesante en los sistemas de generadores de pulsos, y específicamente en los sistemas de generadores de pulsos de estimuladores de la médula espinal (EME), es la adición de capacidad de detección para complementar la estimulación que proporcionan dichos sistemas. Por ejemplo, y como se explica en la publicación de solicitud de patente estadounidense 2017/0296823, puede ser beneficioso detectar una respuesta neural en el tejido neural que ha recibido estimulación de un generador de pulsos EME. Una de estas respuestas neuronales es el potencial de acción compuesto evocado (PACE). Un PACE comprende una respuesta acumulativa proporcionada por las fibras neuronales que son reclutadas por la estimulación, y esencialmente comprende la suma de los potenciales de acción de las fibras reclutadas cuando se "disparan" En la figura 4 se muestra un PACE, que comprende una serie de picos que convencionalmente se etiquetan con P para los picos positivos y N para los picos negativos, siendo Pl un primer pico positivo, N1 un primer pico negativo, P2 un segundo pico positivo y así sucesivamente. Tenga en cuenta que no todos los PACEs tendrán la forma exacta y el número de picos como se ilustra en la Figura 4, porque la forma de un PACE es una función del número y tipos de fibras neuronales que son reclutadas y que están implicadas en su conducción. Un PACE es generalmente una señal pequeña, y puede tener una amplitud pico a pico del orden de decenas de microVoltios a decenas de miliVoltios.

También se muestra en la Figura 4 los circuitos para un IPG 100 que es capaz de proporcionar estimulación y detectar un PACE resultante u otra respuesta o señal neural. El IPG 100 incluye circuitos de control 102, que pueden comprender un microcontrolador, por ejemplo, como el número de pieza MSP430, fabricado por Texas Instruments, que se describe en las hojas de datos en http://www.ti.com/ Isds/ ti/ microcontroller/ 16-bit_msp430/ overview.page? DCMP = MCU_other& HQS = msp430. También pueden utilizarse otros tipos de circuitos controladores en lugar de un microcontrolador, como microprocesadores, FPGA, DSP o combinaciones de los mismos, etc. Los circuitos de control 102 también pueden estar formado total o parcialmente por uno o más circuitos integrados de aplicación específica (CIAE), como los descritos anteriormente. Los circuitos y técnicas divulgados también pueden implementarse en un estimulador implantable EEP, aunque esto no se discute más adelante.

El IPG 100 también incluye circuitos de estimulación 28 para producir estimulación en los electrodos 16, que pueden comprender los circuitos de estimulación 28 mostrados anteriormente (Fig. 3). Un bus 118 proporciona señales digitales de control desde los circuitos de control 102 (y posiblemente desde un algoritmo PACE 124, descrito más adelante) a uno o más PDACs 40i o NDACs 42i para producir corrientes o voltajes de amplitudes prescritas (A) para los pulsos de estimulación, y con la temporización correcta (AP, f). Como ya se ha indicado, los DAC pueden alimentarse entre una voltaje de cumplimiento VH y masa. Como también se ha señalado anteriormente, pero no se muestra en la Figura 4, las matrices de conmutación podrían intervenir entre los PDAC y los nodos de electrodos 39, y entre los NDAC y los nodos de electrodos, para dirigir sus salidas a uno o más de los electrodos, incluido el electrodo conductor de la caja 12 (Ec). Las señales de control de las matrices de conmutación, si las hay, también pueden ser transportadas por el bus 118. Obsérvese que las vías de corriente a los electrodos 16 incluyen los capacitores de desbloqueo 38 descritos anteriormente, que proporcionan seguridad al impedir el suministro inadvertido de corriente continua a un electrodo y al tejido de un paciente. En la figura 4 también se muestran los interruptores pasivos de recuperación 41i.

El IPG 100 también incluye circuitos de detección 115, y uno o más de los electrodos 16 pueden utilizarse para detectar respuestas neurales como los PACE descritos anteriormente. A este respecto, cada nodo de electrodo 39 es acoplable además a un circuito de amplificador sensor 110. Bajo el control del bus 114, un multiplexor 108 puede seleccionar uno o más electrodos para que funcionen como electrodos de detección acoplando el electrodo o electrodos al circuito de amperios de detección 110 en un momento dado, como se explica más adelante. Aunque en la Figura 4 sólo se muestra un multiplexor 108 y un circuito amplificador sensor 110, podría haber más de uno. Por ejemplo, puede haber cuatro pares multiplexor 108/circuito amplificador sensor 110, cada uno operable dentro de uno de los cuatro canales de temporización soportados por el IPG 100 para proporcionar estimulación. La forma de onda analógica que comprende el PACE se convierte preferentemente en señales digitales mediante uno o más convertidores analógicodigitales (ADC) 112, que pueden muestrear la forma de onda a 50 kHz, por ejemplo. El ADC(s) 112 también puede residir dentro de los circuitos de control 102, particularmente si los circuitos de control 102 tienen entradas A/D. El multiplexor 108 también puede proporcionar un voltaje de referencia de CC, Vamp (por ejemplo, GND), al circuito amplificador de detección 110, como es útil en un modo de detección de un solo extremo.

Para no eludir la seguridad proporcionada por los capacitores de bloqueo de CC 38, la entrada a los circuitos del amplificador de detección 110 se toma preferentemente de los nodos de electrodo 39, por lo que los capacitores de bloqueo de CC 38 intervienen entre los electrodos 16 en los que se detectan los PACE y los nodos de electrodo 39. Sin embargo, debido a que los capacitores de bloqueo de CC 38 pasarán las señales de CA mientras bloquean los componentes de CC, la señal PACE de CA pasará a través de los capacitores 38 y seguirá siendo detectada fácilmente por el circuito amplificador de detección 110. En otros ejemplos, el PACE puede detectarse directamente en los electrodos 16 sin pasar por los capacitores 38 intermedios.

Como se muestra, un algoritmo PACE 124 es programado en el circuito de control 102 para recibir y analizar los ECAPs digitalizados. Un experto en la materia entenderá que el algoritmo PACE 124 puede comprender instrucciones que pueden almacenarse en medios no transitorios legibles por máquina, como memorias magnéticas, ópticas o de estado sólido dentro del IPG 100 (por ejemplo, almacenadas en asociación con los circuitos de control 102).

En el ejemplo mostrado en la Figura 4, el algoritmo PACE 124 opera dentro del IPG 100 para determinar una o más características PACE, que pueden incluir, pero no están limitadas a:

• una altura de cualquier pico (por ejemplo, H_N1) presente en el PACE;

• una altura pico a pico entre dos picos cualesquiera (tal como H PtoP de Nl a P2);

• una relación de alturas de pico (por ejemplo, H_N1 / H_P2);

• una anchura de pico de cualquier pico (por ejemplo, la media anchura máxima de un Nl, FWHMN1);

• un área bajo cualquier pico (por ejemplo, A_N1);

• un área total (A tot) que comprende el área bajo los picos positivos con el área bajo los picos negativos restada o añadida;

• una longitud de cualquier porción de la curva del PACE (por ejemplo, la longitud de la curva de Pl aN2, L_PltoN2)

• cualquier tiempo que defina la duración de al menos una parte del PACE (por ejemplo, el tiempo de Pl a N2, t_PltoN2);

• un retardo temporal desde la estimulación hasta la emisión del PACE, que es indicativo de la velocidad de conducción neural del PACE, que puede ser diferente en distintos tipos de tejidos neurales;

• cualquier combinación matemática o función de estas variables (por ejemplo, H_N1 / FWHM_N1 especificaría generalmente un factor de calidad de pico Nl).

Una vez que el algoritmo PACE 124 determina una o más de estas características, puede entonces ajustar la estimulación que el IPG 100 proporciona, por ejemplo, proporcionando nuevos datos a los circuitos de estimulación 28 a través del bus 118. Esto se explica con más detalle en las publicaciones de solicitud de patente estadounidense 2017/0296823 y 2019/0099602. En un ejemplo simple, el algoritmo PACE 124 puede revisar la altura del PACE (por ejemplo, su voltaje pico a pico), y en bucle cerrado ajustar la amplitud de la corriente de estimulación para tratar de mantener el PACE a un valor deseado. El algoritmo PACE 124 puede incluir además subalgoritmos, como un algoritmo de temporización 150 y un algoritmo de ajuste 170, que se describen más adelante.

Las figuras 5A y 5B muestran un cable percutáneo 15 (también podría usarse un cable de pala 19 u otro cable), y muestran el ejemplo de programa de estimulación de la figura 2A en el que los electrodos E4 y E5 se usan para producir pulsos bifásicos en un modo bipolar de estimulación, con (durante la primera fase 30a) E4 que comprende un ánodo y E5 un cátodo, aunque también podrían usarse otras disposiciones de electrodos (por ejemplo, trípolos, etc.). Dicha estimulación produce un campo electromagnético (CE) 130 en un volumen del tejido del paciente alrededor de los electrodos seleccionados. Algunas de las fibras neuronales dentro del campo CE 130 serán reclutadas y se dispararán, particularmente aquellas próximas al electrodo catódico E5. Es de esperar que la suma de los disparos de las fibras neuronales enmascare las señales indicativas de dolor en una aplicación de EME, proporcionando así la terapia deseada. Las fibras neuronales reclutadas en suma producen un PACE, que puede viajar tanto rostralmente hacia el cerebro como caudalmente alejándose del cerebro. El PACE atraviesa la médula espinal por conducción neural con una velocidad que depende de las fibras neurales implicadas en la conducción. En un ejemplo, el PACE puede moverse a una velocidad de unos 5 cm / 1 ms.

El PACE se detecta preferentemente de forma diferencial utilizando dos electrodos, y las Figuras 5A y 5B muestran diferentes ejemplos. En la Figura 5A, se utiliza un único electrodo E8 en el cable 15 para la detección (S+), con otra señal que se utiliza como referencia (S-). En este ejemplo, la referencia de detección S- comprende un electrodo más distante en la guía de electrodos 17, o (como se muestra) el electrodo de caja Ec. La referencia S- también podría comprender una voltaje fija proporcionada por el IPG 100, como tierra o Vamp (Fig. 4), en cuyo caso se diría que la detección es monotensión en lugar de diferencial. En la Figura 5B, se utilizan dos electrodos de plomo para la detección, siendo dichos electrodos adyacentes o al menos relativamente próximos entre sí. Específicamente, en este ejemplo, el electrodo E8 se utiliza de nuevo para la detección (S+), con el electrodo adyacente E9 proporcionando la referencia (S-). Esto también podría invertirse, con E8 proporcionando la referencia (S-) para la detección en el electrodo E9 (S+). La detección de un PACE dado en diferentes electrodos puede permitir al algoritmo PACE 124 comprender la diferencia de tiempo entre la llegada del PACE a cada uno de los electrodos. Si se conoce la distancia x entre los electrodos, el algoritmo PACE 124 puede calcular la velocidad del PACE. Como se ha indicado anteriormente, la velocidad PACE es indicativa de las fibras neuronales implicadas en el reclutamiento y la conducción neuronales, lo que puede ser interesante de conocer por sí mismo, y que puede ser útil para el algoritmo PACE 124 a la hora de ajustar la estimulación proporcionada por los circuitos de estimulación 28.

La Figura 6A muestra un PACE detectado idealmente en el electrodo sensor S+ (por ejemplo, E8). En este ejemplo, se supone que el electrodo sensor E8 está a una distancia d = 12 mm de los electrodos de estimulación (por ejemplo, E5), suponiendo que los electrodos de la matriz están espaciados a una distancia x = 4 mm. Si se supone que el PACE viaja a una velocidad de 5 cm / ms (de nuevo, esto podría variar dependiendo del tejido neural implicado), el PACE empezaría a pasar por el electrodo sensor S+ en un tiempo tl = 0,24 ms. El propio PACE también se extiende en el tiempo (tPACE). Esta duración es de nuevo variable, pero en la Figura 6A se asume que el PACE está presente en el electrodo sensor S+ durante un milisegundo como valor nominal razonable (es decir, tPACE = 1 ms). Por lo tanto, el PACE terminará de pasar por el electrodo sensor S+ en este ejemplo en un tiempo t2 = tl IECAP (por ejemplo, t2 = 1,24 ms).

La Figura 6B muestra formas de onda para el programa de estimulación, así como las señales que aparecerían en el tejido en el electrodo sensor E8 (S+). Además de incluir la señal PACE que se va a detectar (entre los tiempos tl y t2), la señal en el electrodo de detección S+ también incluye un artefacto de estimulación 134. El artefacto de estimulación 134 comprende un voltaje que se forma en el tejido como resultado de la estimulación, es decir, como resultado del campo CE 130 producido en los electrodos de estimulación E4 y E5. Como se describe en la publicación de solicitud de patente estadounidense 2019/0299006, los PDAC y NDAC utilizados para formar las corrientes en el tejido tienen impedancias de salida altas. Esto puede hacer que el voltaje en el tejido varíe entre tierra y el voltaje de cumplimiento VH utilizado para alimentar los DACs, que como se señaló anteriormente puede ser un voltaje alto (del orden de Voltios). La magnitud del artefacto de estimulación 134 en un determinado electrodo sensor S+ o en su referencia S-puede ser, por tanto, elevada (por ejemplo, de miliVoltios a Voltios), y significativamente mayor que la magnitud del PACE. La magnitud del artefacto de estimulación 134 en los electrodos sensores S+ y S- depende de muchos factores. Por ejemplo, el artefacto de estimulación 134 será mayor si los electrodos de detección están más cerca de los electrodos de estimulación (E4, E5). El artefacto de estimulación 134 también es generalmente mayor durante el suministro de los pulsos (durante las fases 30a y 30b), aunque puede seguir presente incluso después de que el pulso (es decir, la última fase 30b del pulso) haya cesado debido a la naturaleza capacitiva del tejido, que impide que el campo eléctrico 130 se disipe inmediatamente. Como se muestra, la polaridad del artefacto de estimulación 134 varía entre las fases 30a y 30b de los pulsos de estimulación cuando la corriente invierte la polaridad. Aunque el artefacto sensor 134 y el PACE se muestran por separado en la Figura 6B, en realidad se superpondrían (sumarían) en el electrodo sensor S+. Nótese que las magnitudes del artefacto de detección 134 y del PACE no están necesariamente dibujadas a escala; en particular, el artefacto de detección 134 puede ser mucho mayor.

El artefacto de estimulación de fondo de señal relativamente grande 134 puede dificultar la resolución y la detección del PACE de señal pequeña en el circuito de amplificador de detección 110. Para paliar este problema, puede ser beneficioso utilizar un electrodo sensor S+ que esté alejado de los electrodos estimuladores. Véase, por ejemplo, la solicitud de patente estadounidense con número de serie 16/661,549, presentada el 23 de octubre de 2019. Esto puede ser beneficioso porque el artefacto de estimulación 134 sería más pequeño en un electrodo sensor más distante, y porque el PACE pasaría por un electrodo sensor distante en un momento posterior en el que el artefacto de estimulación 134 podría haberse disipado. Sin embargo, utilizar un electrodo sensor distante no siempre es posible o práctico. Por un lado, la guía de electrodos 17 puede no ser lo suficientemente grande y, por lo tanto, ningún electrodo puede estar lo suficientemente alejado de los electrodos de estimulación para funcionar idealmente como electrodo de detección. Del mismo modo, la magnitud del PACE también disminuye a medida que aumenta la distancia desde los electrodos de estimulación y, por lo tanto, mientras que el artefacto de estimulación 134 sería menor en un electrodo de detección más distante, también lo sería el PACE, dificultando de nuevo la detección.

Supongamos entonces que E8 sigue siendo el electrodo sensor de la Figura 6B. En este ejemplo, se supone que las fases de pulsos 30a y 30b tienen anchos de pulso relativamente largos, siendo tanto el APa de la primera fase 30a como el APb de la segunda fase 30b iguales a 0,25 ms. En suma, los pulsos son conducidos activamente por el circuito DAC (40/42) de 0 a 0.5 ms, y el artefacto de estimulación 134 es por lo tanto predominante durante el período. (Este periodo puede incluir un periodo de interfase de corta duración entre las fases 30a y 30b, aunque por simplicidad no se muestra). Desafortunadamente, este artefacto de simulación 134 se solapa en el tiempo con el PACE en el electrodo sensor S+, que de nuevo ocurre entre 0,24 (tl) y 1,24 ms (t2). Esto dificulta la detección del PACE en el electrodo sensor S+. En primer lugar, el artefacto de estimulación 134 puede ser significativamente mayor que el PACE de pequeña señal. Además, el artefacto de estimulación 134 cambia significativamente durante el tiempo en que el PACE está presente en el electrodo sensor S+. En particular, a los 0,25 ms, el artefacto de estimulación 134 cambia de polaridad (de las fases 30a a 30b), oscilando entre valores negativos y positivos. Además, el artefacto de estimulación 134 cae de valores positivos a 0 en 0,5 ms (al final de la fase 30b), que en este ejemplo ocurre en medio del PACE. Debido a que el PACE se superpone al artefacto de estimulación 134, esto dificulta la resolución del PACE en el circuito amplificador de sentido 110.

La Figura 6C alivia este problema de detección hasta cierto punto haciendo que los anchos de pulso sean más pequeños. En este ejemplo, APa y APb se han reducido a 0,12 ms cada uno. Como tal, el artefacto de estimulación 134 termina en gran medida a los 0,24 ms (al final de la fase 30b) cuando el PACE comienza a aparecer por primera vez en el electrodo sensor S+ (en tl). Como tal, el PACE y el artefacto de estimulación 134 no se superponen significativamente en el electrodo sensor S+, y esto es aún más cierto si los anchos de pulso se reducen aún más. Sin embargo, esta solución puede no ser la ideal. En primer lugar, el ajuste de las anchuras de pulso puede simplemente no ser posible, ya que pueden no ser lo que se necesita para proporcionar una terapia de estimulación adecuada para el paciente. Además, reducir simplemente la anchura de los pulsos para evitar el solapamiento con el PACE puede no ser posible si el PACE viaja relativamente rápido.

Además, aunque el PACE puede ya no solaparse significativamente con el artefacto de estimulación 134 en la Figura 6C, el PACE todavía se solapa durante un periodo 30c en el que puede ser deseable proporcionar recuperación de carga pasiva después de que las fases de pulsos activos 30a y 30b hayan finalizado. Como se ha indicado anteriormente, la recuperación de carga pasiva implica el cierre de los interruptores de recuperación de carga pasiva 41i (Fig. 4), que cortocircuitan los nodos de electrodo ei 39 a un potencial de referencia (como Vbat). Incluso si el interruptor 41s en el electrodo sensor E8 no está cerrado, el efecto de cerrar algunos de los interruptores causará que una corriente fluya pasivamente en el tejido, lo que también causa un artefacto de voltaje variable en el tejido también (no mostrado). Véase, por ejemplo, la publicación de solicitud de patente de EE. UU. 2018/0140831. En resumen, la recuperación pasiva de la carga dificulta la detección del PACE, ya que, al igual que el artefacto de estimulación 134, puede crear un voltaje variable en el tiempo en el tejido que es significativamente mayor que el PACE. Nótese que la provisión de recuperación pasiva 30c en la Figura 6B también es problemática, porque allí también el periodo de recuperación de carga pasiva 30c se solapa de nuevo en el tiempo con el PACE hasta cierto punto.

Como se ha indicado anteriormente, un PACE se detecta preferiblemente de forma diferencial utilizando electrodos S+ y S-, que están ambos expuestos al tejido, permitiendo por tanto que los artefactos en el tejido (es decir, artefactos de estimulación 134 o artefactos relacionados con la recuperación pasiva de carga) se sustraigan de la medición del PACE al menos hasta cierto punto. En la figura 7 se muestra un circuito amplificador de detección 110 que proporciona detección diferencial. El circuito amplificador de detección 110 incluye un amplificador diferencial 111. También se muestra un ejemplo de los circuitos dentro del amplificador diferencial 111, aunque debe tenerse en cuenta que existen muchos circuitos de amplificador diferencial diferentes y que también pueden utilizarse en el circuito de amplificador de sentido 110. El electrodo de detección S+ y el electrodo de referencia de detección S- se acoplan a través de los capacitores de bloqueo de CC 38 (si se utilizan) para derivar señales X+ y X- en los nodos de electrodo 39 que se presentan a las entradas positiva y negativa del amplificador diferencial 111. Las señales X+ y X- serán en gran medida las mismas que S+ y S- presentes en los electrodos de detección seleccionados, pero con los componentes de señal de CC eliminados. X+ y X- se suministran a las puertas (terminales de control) de los transistores M+ y M- en el amplificador diferencial 111. Los drenajes de los transistores M+ y M- están conectados a las salidas diferenciales D+ y D - , que a su vez están acopladas al voltaje de alimentación Vdd del amplificador a través de las resistencias R+ y R-. Las fuentes de los transistores M+ y M- están conectadas a masa como el otro voltaje de alimentación a través de un transistor de polarización común Mb, que fija la corriente total lb que, en suma, puede pasar por cada una de las patas (I+, I-) del amplificador diferencial. Las resistencias R+ y R- son iguales y se representan como resistencias simples, aunque también podrían utilizarse dispositivos activos (por ejemplo, transistores PMOS). La salida del amplificador 111, Vo, es igual a la diferencia de las tensiones en las salidas D+ y D-, que a su vez está influenciada por la diferencia de las señales presentes en X+ y X-. Las señales X+ y X-, si son diferentes (por ejemplo, si un PACE está presente en S+), encenderán los transistores M+ y M- en diferentes grados, causando así que diferentes corrientes 1+ e I- fluyan a través de cada pata. Esto produce diferentes caídas de voltaje a través de las resistencias R+ y R-, y por tanto diferentes tensiones en D+ y D-. En resumen, Vo = D+ - D- = A1(X+ - X-), donde Al es la ganancia del amplificador 111.

El amplificador diferencial 111 puede proporcionar su salida a varios circuitos de procesamiento 147 antes de su presentación a los circuitos de control 102 y al algoritmo PACE 124. Por ejemplo, la salida diferencial Vo del amplificador diferencial Ill puede proporcionarse a las entradas de otro amplificador diferencial 146, y a otros amplificadores diferenciales en serie, etc. Esto puede ser útil para aumentar la ganancia de la señal PACE detectada, porque las ganancias de cada etapa de amplificación se multiplicarán (A1*A2, etc.). También se podría utilizar un circuito seguidor o amortiguador en serie como parte de los circuitos de procesamiento 147 entre el amplificador diferencial 111 y el ADC 112, pero no se muestran dichas etapas. Además, el circuito de procesamiento 147 puede incluir un filtro de paso bajo (FPB) 148 para eliminar componentes de alta frecuencia en la señal PACE que no son de interés, o que son inconsistentes con la velocidad a la que el ADC 112 muestreará la señal. En un ejemplo, el FPB 148 elimina componentes de frecuencia de 25 kHz o superiores. El circuito de procesamiento 147 puede formar parte del circuito de control 102.

Para evitar daños o un funcionamiento inadecuado del amplificador diferencial 111 (es decir, el primer amplificador diferencial en serie), las entradas X+ y X- pueden estar provistas de circuitos de sujeción 142+ y 142- respectivamente. En el ejemplo mostrado, el circuito de sujeción 142+ comprende una conexión en serie de diodos 144a y 144b que están polarizados hacia delante entre una referencia de voltaje de sujeción baja (Vcl) y una referencia de voltaje de sujeción alta (Veh), y con la señal X+ conectada a un nodo entre los diodos. Vcl y Veh comprenden preferentemente la masa y el voltaje de alimentación Vdd (por ejemplo, 3,3V). En este ejemplo, se supone que los diodos 144a y 114b tienen un voltaje umbral polarizado hacia adelante (Vtd) de 0,6V. El diodo 144a conducirá (encenderá) si el voltaje en X+ es menor que -0.6 Volts. Debido a que dicha conductancia es de muy baja resistencia, X+ se sujeta efectivamente a un mínimo de Vmin = - 0,6 voltios. Si se asume que Vdd = 3.3 V, el diodo 144b conduciría si X+ es mayor que 3.9V Volts, lo cual sujetaría X+ a un máximo de Vmax = 3.9V. Si el voltaje en X+ está en o entre -0,6 y 3,9 voltios, ni el diodo 144a ni el 144b del circuito de sujeción 142+ conducirían. El circuito de sujeción 142- es similar, pero se conecta a la señal X-, y de manera similar sujeta X- a un voltaje entre -0,6 y 3,9 voltios. Se pueden realizar modificaciones en los circuitos de sujeción 142+ y 142- para ajustar la ventana de tensiones admisibles en las que no se produce la sujeción. Por ejemplo, Vcl y Veh podrían ser generados por sus propios circuitos generadores para producir valores únicos diferentes de tierra y Vdd; podrían usarse diferentes números de diodos; podrían usarse diodos Zener que se descomponen y así sujetan X+ o X- a voltajes de polarización inversa especificados; etc.

También se muestran en la Figura 7 los interruptores de supresión 141+ y 141- que se utilizan respectivamente para pasar señales en X+ y X- al amplificador diferencial. Los interruptores de supresión 141+ y 141- pueden utilizarse para proteger el amplificador diferencial 111, y específicamente para proteger el amplificador 111 de recibir tensiones demasiado altas en las señales X+ y X-. (Nótese, sin embargo, que los circuitos de bloqueo 142+ y 142-, que limitan las tensiones en X+ y X-, pueden aliviar en cierta medida la necesidad de los interruptores de corte 141+ y 141-). Los interruptores de supresión se pueden utilizar junto con la técnica divulgada, como se describe más adelante. Obsérvese que los conmutadores de supresión 141+ y 141- pueden comprender conmutadores lógicos utilizados para encaminar los nodos de electrodo 39 al circuito de amplificador de detección 110. Por ejemplo, los conmutadores de supresión 141+ y 141- pueden comprender conmutadores dentro del multiplexor 108 (Fig. 4), o pueden comprender conmutadores independientes.

El circuito amplificador de detección 110 puede incluir además circuitos de desplazamiento de nivel de CC 143+ y 143-para ajustar las señales X+ y X- a una referencia de voltaje de CC coherente con los requisitos de entrada para el amplificador diferencial 111. El amplificador diferencial 111 sólo puede funcionar de forma fiable si las señales X+ y X-son de una magnitud que provoque el flujo de corriente 1+ e I- en cada pata del amplificador. A este respecto, para detectar el PACE de pequeña señal, X+ y X- deben ser superiores al voltaje umbral de los transistores de entrada M+ y M- del amplificador (por ejemplo, superior a Vtt = 0,7 V). Se prefiere además que X+ y X- no superen el voltaje de alimentación Vdd del amplificador diferencial (por ejemplo, Vdd = 3,3V) para el correcto funcionamiento del amplificador. En consecuencia, las señales proporcionadas al amplificador diferencial 111 están preferiblemente referenciadas con respecto a una referencia de voltaje continua dentro de este rango operativo. Esta referencia podría comprender Wdd (por ejemplo, 1,65 V), que comprende un punto medio entre Vdd y tierra. Más preferiblemente, la referencia de voltaje continua podría comprender !4(Vdd-Vtt)+Vtt (por ejemplo, 2,0 V), ya que este valor sería el punto medio dentro del intervalo operativo de 0,7V y 3,3V, y así permitir que X+ y X- oscilen simétricamente /- 1,3V desde la referencia, al tiempo que proporcionan una magnitud de entrada adecuada para operar el amplificador diferencial 111. Aunque tales circuitos pueden adoptar diferentes formas, en el ejemplo mostrado los circuitos de cambio de nivel de CC 143+ y 143- comprenden escaleras de resistencias, que comprenden resistencias Ra y Rb en serie polarizadas entre Vdd y tierra, con señales X+ y X- conectadas a nodos entre las resistencias. Esto ajusta la referencia de voltaje continua de X+ y X- a Ra/(Ra+Rb) * (Vdd-tierra). Por lo tanto, estableciendo los valores de Ra y Rb apropiadamente, la referencia de voltaje de CC puede establecerse a cualquier valor deseado entre Vdd y tierra, como 2,0 V. Las señales de CA que se acoplen a X+ y X- a través de los capacitores 38 (como el PACE y/o el artefacto de estimulación 134) se referenciarán a esta referencia de voltaje continua (y se desplazarán sobre ella). En general, esto permite que el amplificador diferencial 111 se vea afectado por el PACE en X+, ya que la superposición del PACE y la referencia de voltaje continua provocará un cambio en la corriente I+. Preferiblemente, Ra y Rb son resistencias grandes, como 1 MegaOhmio o superior.

[0055] Debido a que el artefacto de estimulación 134 está presente tanto en el electrodo de detección S+ como en el electrodo de referencia S-, el amplificador diferencial 111 idealmente sustraerá los artefactos en el tejido (es decir, el artefacto de estimulación 134 y los artefactos relacionados con la recuperación de carga pasiva) como un voltaje de modo común de la salida (Vo), dejando sólo el PACE para ser detectado. Sin embargo, la magnitud de dichos artefactos puede no ser exactamente la misma en los electrodos de detección S+ y S-, lo cual no es sorprendente, ya que cada uno de ellos se encuentra necesariamente a una distancia diferente de los electrodos de estimulación. Por lo tanto, la eliminación del modo común de tales artefactos por el amplificador diferencial 111 puede no ser perfecta. Además, es difícil diseñar el amplificador diferencial 111 para resolver el PACE cuando los artefactos son relativamente grandes y varían con el tiempo. Este es un problema particular en los escenarios discutidos anteriormente con referencia a las Figuras 6B y 6C, donde el PACE se solapa en el tiempo en el electrodo sensor S+ con el artefacto de estimulación 134 y los artefactos de recuperación pasiva en grados significativos.

La sabiduría convencional, como se describió anteriormente, enseña que no es deseable detectar un PACE durante el suministro activo de pulsos al tejido. De nuevo, esto se debe a que el artefacto de estimulación 134 puede ser grande o cambiante durante dichos periodos. Sin embargo, en contra de esta sabiduría convencional, los inventores han ideado una nueva estrategia de detección PACE, que se muestra en un primer ejemplo en la Figura 8. En general, la estrategia mostrada en la Figura 8 percibe el PACE durante la segunda fase de recuperación de carga activa 30b. Esta fase 30b se alarga para que, preferentemente, se solape por completo con la PACE en el electrodo sensor S+. Esta modificación se muestra en la Figura 8 en contraste con la Figura 6<b>ilustrada anteriormente.

En la Figura 6B, los pulsos bifásicos comprenden dos fases 30a y 30b, teniendo la fase 30a una amplitud en el electrodo E4 de Aa y una anchura de pulso de APa, y teniendo la fase 30b una amplitud de -Ab y una anchura de pulso de APb. (Las polaridades de estas corrientes se invierten en el electrodo E5). Las amplitudes |Aa| y |-Ab| pueden ser diferentes, al igual que las anchuras de pulso APa y APb, pero las fases 30a y 30b son preferiblemente de carga equilibrada para proporcionar una recuperación de carga activa como se ha explicado anteriormente. Es decir, |+Aa| * APa = |+Q| = |-Ab| * APb = |-Q|. Como se describió anteriormente con respecto a la Figura 6B, el tiempo de este pulso crea problemas cuando se detecta un PACE, porque el artefacto de estimulación es grande y cambiante cuando el PACE está presente en el electrodo de detección S+.

Por lo tanto, en la Figura 8, la segunda fase de pulso 30b ha sido modificada. Específicamente, el ancho del pulso se ha alargado de APb a APb', de tal manera que la segunda fase de pulso 30b ahora se superpone completamente al PACE en el electrodo sensor. Para mantener equilibrada la carga de las fases primera y segunda 30a y 30b, la amplitud de la segunda fase 30b se reduce en consecuencia de -Ab a -Ab', de tal manera que |+Aa| * APa = |+Q| = |-Ab'| * APb' = |-Q|. Por lo tanto, el PACE se detecta específicamente durante la segunda fase de pulso 30b impulsada activamente, y por lo tanto durante al menos una porción del artefacto de detección 134. Esto beneficia a la detección PACE de varias maneras.

En primer lugar, aunque el artefacto de detección 134 sigue presente durante la segunda fase 30b cuando el PACE está presente en el electrodo de detección, este artefacto es más pequeño, porque la amplitud de la corriente se ha reducido de -Ab a -Ab'. Esto ayuda a la detección por el amplificador diferencial 111 (Fig. 7), ya que el amplificador diferencial puede procesar más fácilmente (es decir, restar) un voltaje de modo común más pequeño que está más cerca de estar a la par con la magnitud del PACE.

En segundo lugar, al ampliar la duración de la segunda fase de pulsos 30b, esta fase ya no comienza o termina durante (en medio de) el PACE en el electrodo sensor S+. Esto también facilita la detección porque el artefacto de estimulación 134 es relativamente constante durante el PACE en el electrodo de detección S+.

Tercero, si se desea, la recarga pasiva durante el periodo 30c puede ocurrir después de la provisión de la (extendida) segunda fase de pulso 30b. En este punto, el PACE ya ha sido detectado, y por lo tanto la recuperación de carga pasiva puede ocurrir sin conflicto con la detección del PACE.

Cuarto, la terapia de estimulación al paciente no se altera significativamente. Generalmente, la primera fase 30a de un pulso bifásico crea un efecto terapéutico significativo en el paciente, por lo que la amplitud Aa y la anchura de pulso APa se adaptan generalmente al paciente. En este ejemplo, estos parámetros de pulso Aa son APa no alterados. Las segundas fases de pulso 30b, aunque necesarias para la recuperación de la carga activa, generalmente no son terapéuticamente significativas y por lo tanto pueden cambiarse sin un impacto significativo para el paciente.

Nótese que puede haber límites prácticos a la solución de la Figura 8. Por ejemplo, si los pulsos son de alta frecuencia F, puede que no haya tiempo suficiente entre pulsos subsiguientes para que quepa una segunda fase de pulsos 30b extendida (y posiblemente también un periodo de recuperación pasiva 30c). Sin embargo, este problema puede mitigarse simplemente no proporcionando un pulso posterior hasta que haya finalizado la medición PACE. Esto no debería ser significativamente problemático para la terapia del paciente, ya que las mediciones de PACE normalmente no se tomarían después de cada pulso, sino que sólo tendrían que tomarse ocasionalmente; el retraso ocasional o la omisión de un pulso terapéutico no afectará significativamente a la terapia de estimulación. También puede darse el caso de que el PACE se solape con la primera fase de pulso 30a en el electrodo sensor S+, es decir, tl puede ser menor que APa. Esto podría perjudicar la detección de PACE. Sin embargo, dados los tiempos normalmente implicados en la terapia de estimulación, tales solapamientos no serían frecuentes en la práctica, y podrían mitigarse de otras maneras, como eligiendo un electrodo sensor S+ que esté más alejado de los electrodos estimuladores.

En la técnica divulgada, como se muestra en la Figura 8, el cegado no debe ocurrir durante las fases del segundo pulso 30b cuando se detecta el PACE. Es decir, interruptores como 141+ y 141- (Fig. 7) a las entradas del amplificador diferencial 111 deben estar cerrados para permitir que las señales detectadas S+ y S- (y X+ y X-) lleguen a las entradas del amplificador. Durante la primera fase 30a, puede producirse la supresión, es decir, pueden abrirse los interruptores 141+ y 141-. Esto puede ayudar a proteger el amplificador diferencial 111 de la saturación, que puede ocurrir si el artefacto de estimulación 134 es grande durante la primera fase. Dicho esto, no es estrictamente necesario poner en blanco durante la primera fase 30a, en particular si se utilizan circuitos de bloqueo 142+ y 142- para limitar las tensiones en X+ y X-.

Las Figuras 9 a 10B revelan algoritmos opcionales 150, 170, y 170' que pueden usarse para ajustar la segunda fase de pulso 30b para ayudar con la detección PACE. La figura 9 divulga un algoritmo de temporización 150 que determina cuándo comenzará (tl) y terminará (t2) un PACE que aparece en un electrodo de detección S+ que se ha elegido para la detección de PACE. El algoritmo de temporización 150 puede recibir como entradas, o programarse con, el electrodo o electrodos de detección seleccionados (por ejemplo, S+ = E8) y los electrodos de estimulación (por ejemplo, E4, E5), y la distancia (x) entre electrodos en la guía de electrodos (por ejemplo, 4 mm). A partir de esto, el algoritmo 150 puede calcular la distancia (d) entre los electrodos de estimulación y detección (por ejemplo, 12 mm). El algoritmo de temporización 150 también puede recibir, o ser programado con, una velocidad PACE esperada (por ejemplo, 5 cm / ms). Tenga en cuenta que esta velocidad puede ser una velocidad estimada o una velocidad medida realmente por el IPG. A partir de la distancia d y la velocidad del PACE, se puede determinar un tiempo tl en el que el PACE aparecerá por primera vez en el electrodo sensor (por ejemplo, d / velocidad = 0,24 ms). El algoritmo de temporización 150 también puede recibir, o ser programado con, una duración PACE esperada (IECAP = 1 ms). De nuevo, este valor también puede medirse en el IPG. Esto permite calcular un tiempo t2 en el que el PACE terminará de aparecer en el electrodo (por ejemplo, t2 = tl IECAP). Si es necesario, tl y t2 también pueden ajustarse para proporcionar un margen adicional; por ejemplo, tl puede reducirse ligeramente y t2 puede aumentarse ligeramente para garantizar que tl y t2 son adecuados para detectar el PACE (utilizando el algoritmo de ajuste 170 que se describe a continuación).

Aunque no se muestra, el algoritmo de temporización 150 también puede determinar tl y t2 utilizando únicamente mediciones. Por ejemplo, se pueden utilizar pulsos de prueba cortos con anchos de pulso bajos que probablemente no produzcan artefactos significativos, con el PACE resultante medido por el circuito 110 del amplificador sensor. Así, tl y t2 pueden determinarse empíricamente.

Una vez que tl y t2-el inicio y fin del PACE en el electrodo sensor S+-han sido determinados usando el algoritmo de temporización 150, un algoritmo de ajuste 170 puede usar estos valores para determinar cómo ajustar un pulso prescrito, como se muestra en la Figura 10A. En particular, el algoritmo de ajuste 170 puede ajustar la segunda fase de recuperación activa 30b para garantizar que sea lo suficientemente larga como para solaparse con la PACE en el electrodo sensor S+. A este respecto, se reciben los parámetros de pulso para un pulso bifásico prescrito -presumiblemente un pulso determinado para proporcionar una terapia adecuada al paciente-, que en este ejemplo comprende parámetros para una primera fase 30a (Aa, APa), y una segunda fase 30b (Ab, APb). Se asume en este ejemplo que tal pulso prescrito es de carga equilibrada, como se discutió anteriormente.

El algoritmo de ajuste 170 como primer etapa puede, opcionalmente, evaluar la temporización de la primera fase de pulso (APa) para determinar si es menor que tl. Como se discutió anteriormente, si APa no es menor que tl, esto puede ser problemático para la detección PACE, porque el PACE estaría presente en el electrodo sensor S+ cuando el artefacto de estimulación 134 está cambiando (entre las fases 30a y 30b). Si APa no es menor que tl, el algoritmo de ajuste 170 podría tomar ciertas acciones, como ajustar APa para que sea menor que tl (aunque esto podría cambiar el terpago proporcionado por la primera fase 30a), o elegir un nuevo electrodo sensor S+ que podría estar más alejado de los electrodos estimuladores (como se discute a continuación con respecto a la Fig. 10B). Este etapa puede no ser necesario si se sabe a priori que APa <; tl, y por tanto que el PACE no debe solaparse con la primera fase 30a del pulso. Obsérvese que la elección de un nuevo electrodo de detección cambiaría la temporización tl y t2 en la que el PACE comenzaría y terminaría en ese nuevo electrodo de detección y, por lo tanto, el nuevo electrodo de detección elegido S+ puede pasarse de nuevo al algoritmo de temporización 150 (Fig. 9) para que tl y t2 puedan volver a determinarse, y el algoritmo de ajuste 170 repetirse.

Si APa < tl, el algoritmo de ajuste 170 puede continuar por verificar si la duración de ambas falses de pulso es menor t2, es decir, si APa APb > t2. (Alternativamente, si se utiliza un periodo interfásico IP significativo entre las fases 30a y 30b, el algoritmo 170 puede preguntar si APa IP APb >t; t2). Si esto es cierto, entonces el PACE en el electrodo sensor debe caer completamente dentro de la segunda fase prescrita 30b. En este caso, el IPG puede simplemente proporcionar la estimulación, y detectar el PACE durante la segunda fase de pulso 30b en el electrodo de detección S+, de forma similar a lo que se muestra en la Figura 8. La recuperación pasiva de la carga durante el periodo 30c puede entonces realizarse después de que la segunda fase de pulso 30 se haya completado, lo que no entrará en conflicto con el PACE ya detectado.

Si APa APb no es mayor que t2, esto significa que la segunda fase 30b termina en algún punto intermedio de cuando se espera que el PACE esté presente en el electrodo sensor S+, lo que como se señaló anteriormente puede ser problemático porque el artefacto de estimulación 134 estaría cambiando durante la transición. El algoritmo de ajuste 170 puede así ajustar la temporización de la segunda fase 30b aumentando APb a APb' de modo que APa APb' sea ahora mayor que t2. En este punto, el PACE en el electrodo sensor debe caer completamente dentro de la segunda fase ajustada 30b. El algoritmo de ajuste 170 puede entonces ajustar la amplitud de la segunda fase 30b para asegurar que la segunda fase 30b ajustada esté equilibrada en carga con la primera fase 30a. Por lo tanto, se elige una nueva amplitud (inferior) |Ab'| para la segunda fase de forma que |Aa| * APa = |Ab'| * APb'-es decir, |Ab'| se establece igual a |Aa| * APa dividido por la anchura de pulso ajustada APb'. Una vez realizado este ajuste de la segunda fase 30b, el IPG puede proporcionar la estimulación y detectar el PACE durante la segunda fase de pulso 30b ajustada en el electrodo de detección S+, seguida de la recuperación de carga pasiva 30c si se desea.

Aunque los algoritmos 150 y 170 se describen como separados para facilitar la ilustración, podrían combinarse en un único algoritmo.

La figura 10B muestra un algoritmo de ajuste alternativo 170' que puede cambiar alternativamente el electrodo de detección seleccionado S+ para asegurar que el PACE está presente en el electrodo de detección durante la totalidad de la segunda fase 30b. Si APa no es menor que tl, o si APa APb no es mayor que t2, el algoritmo de ajuste 170' puede elegir un nuevo electrodo de detección (por ejemplo, E9) que esté más alejado de los electrodos de estimulación. Una vez más, la elección de un nuevo electrodo de detección cambiaría los tiempos tl y t2, y por lo tanto el nuevo electrodo de detección elegido S+ se puede volver a pasar al algoritmo de temporización 150 (Fig. 9) para que tl y t2 se puedan volver a determinar, y se repita el algoritmo de ajuste 170'. Después de dicha(s) iteración(es), si APa es menor que tl, y si APa APb es mayor que t2, entonces el PACE debería estar presente en el (nuevo) electrodo sensor S+ durante la segunda fase 30b, y así se puede proporcionar estimulación y detección, seguidas de recuperación de carga pasiva.

Aunque no se muestra en las figuras, los algoritmos de ajuste 170 (Fig. 10A) y 170' (Fig. 10B) pueden ser ejecutados cada uno, o ejecutados concurrentemente, con 170 siendo usado para ajustar la segunda fase de pulso 30b, y 170' ajustando el electrodo sensor S+. Como tal, el ajuste mediante los algoritmos 170 y 170' puede ser un proceso iterativo, con el efecto de garantizar que el PACE estará presente y se detectará fácilmente en el electrodo de detección S+ durante la segunda fase 30b, según la figura 8.

Como se muestra en la Figura 4, los algoritmos de temporización y ajuste pueden comprender parte del algoritmo PACE 124 operable en los circuitos de control 102 (Fig. 4). Sin embargo, estos algoritmos también pueden funcionar total o parcialmente en dispositivos informáticos externos 158 que se utilizan para programar el IPG, como un controlador externo del paciente o un programador clínico. Tales dispositivos externos 158 se comunican típicamente de forma inalámbrica con un IPG 100, y se describen en la Publicación de Solicitud de Patente de los Estados Unidos 2019/0046800. En la figura 11 se muestra una interfaz gráfica de usuario (IGU) 160 representada en dicho dispositivo externo 158. En la IGU 160 se muestran opciones seleccionables por el usuario 162 para establecer parámetros de estimulación para los pulsos o fases de pulso de la IPG, como la amplitud (A), la anchura de pulso (AP) y la frecuencia (F), así como si determinados electrodos deben funcionar como ánodos o cátodos, y un porcentaje de la amplitud (X%) que debe aplicarse a ese electrodo. En realidad, las IGU 160 y 162 pueden ser mucho más complicadas de lo que se muestra.

La IGU 160 puede incluir una opción 164 para modificar pulsos de otro modo prescritos en pulsos mejor adaptados a la detección PACE-como añadiendo una segunda fase de pulso 30b, o modificando una segunda fase de pulso 30b ya prescrita, para solaparse con el PACE en el electrodo de detección como se muestra en la Figura 8 y en otros ejemplos posteriores. La selección de la opción 164 puede utilizar los algoritmos de temporización y ajuste de las Figuras 9-10B, u otros algoritmos, para determinar los parámetros de pulso necesarios para lograr este objetivo, y enviar estos parámetros de pulso al IPG. Si es necesario, el IPG puede comunicar las mediciones de la prueba PACE a los algoritmos, como los tiempos de inicio y finalización de PACE tl y t2 medidos en el electrodo sensor S+. Los algoritmos pueden almacenarse en medios no transitorios legibles por máquina en el dispositivo externo 158, como memorias magnéticas, ópticas o de estado sólido, que pueden almacenarse en asociación con el circuito de control 166 del dispositivo externo 158, que puede comprender uno o más microcontroladores, microprocesadores, FPGA, DSP, etc. En un ejemplo, el circuito de control 166 puede incluir uno de los microprocesadores de la familia i5, fabricados por Intel Corp.

La figura 12 muestra otra manera en la que la segunda fase de pulso 30b puede ser ajustada, y específicamente muestra el ajuste de sólo una porción de la segunda fase 30b. La izquierda de la Figura 12 muestra los pulsos antes del ajuste, y observe en esta situación que el PACE comienza a estar presente en el electrodo sensor (tl) en la mitad de la segunda fase de pulsos 30b.

En esta circunstancia, la segunda fase de pulso 30b puede dividirse en dos subfases 30bl y 30b2. La subfase 30bl puede preceder a tl (con una anchura de pulso de APbl), y- debido a que el PACE aún no está presente en el electrodo sensor S+- puede ser mayor en magnitud. Por ejemplo, si la fase 30b antes del ajuste tiene una magnitud de |-Ab|, la magnitud durante la subfase 30bl puede ser |-Abl|, que puede ser igual a la amplitud no ajustada |-Ab|, o ser menor o mayor, pero aun relativamente grande. Esto permite que una parte significativa de la carga inyectada durante la primera fase 30a (|Aa| * APa = |+Q|, en E4), pero quizás no toda, se recupere activamente durante esta subfase 30b 1.

La subfase 30b2 comienza en o antes de tl, cuando el PACE comenzaría a estar presente en el electrodo sensor S+. La subfase 30b2 debe continuar durante una duración (APb2) suficiente para cubrir el PACE en el electrodo de detección, es decir, la subfase 30b2 debe durar al menos hasta t2 cuando el PACE está terminando en el electrodo de detección S+. La amplitud |-Ab2| de la subfase 30b2 puede ajustarse para asegurar que las subfases 30bl y 30b2 estén equilibradas en carga con la primera fase 30a. En otras palabras, una vez fijados Abi, APbl y APb2, se selecciona la amplitud Ab2 de forma que |+Aa| * APa = |-Abl| * APbl |-Ab2| * APb2. Obsérvese que la división de la segunda fase 30b en las subfases 30bl y 30b2 puede permitir reducir significativamente la amplitud de la estimulación durante el PACE, es decir, |Ab2|. Esto reduce la magnitud del artefacto de estimulación 134 durante la detección PACE, lo que facilita dicha detección. Obsérvese también que el artefacto de estimulación 134 no cambia significativamente durante la subfase 30b2 cuando se está detectando el PACE.

Las figuras 13A-13D muestran diferentes ejemplos similares a la figura 12 en los que la segunda fase 30b se divide en subfases que tienen diferentes amplitudes y duraciones. La Figura 13A muestra de nuevo el ejemplo de la Figura 12, mostrando sólo el pulso como presente en el electrodo E4 y el PACE en el electrodo sensor E8 (artefactos no mostrados). La figura 13B muestra que una subfase de menor amplitud 30bl puede preceder a una subfase de mayor amplitud 30b2. Esto permite que el PACE se detecte durante la subfase 30bl, cuando el artefacto de estimulación sería menor, por lo que la subfase 30bl en este caso es lo suficientemente larga como para solaparse completamente con el PACE en el electrodo sensor S+. La subfase de mayor amplitud 30b2 proporcionará la mayor parte de la recuperación de carga activa después de la subfase 30bl, permitiendo así que la fase 30a se equilibre de carga con la suma de las subfases 30bl y 30b2.

En la Figura 13C, la fase 30b se divide en tres subfases 30bl, 30b2 y 30b3. La detección del PACE se produce durante la subfase media 30b2, que preferentemente tiene la amplitud más baja de las subfases y, por lo tanto, producirá el menor artefacto de estimulación 134. Las subfases de mayor amplitud 30bl y 30b2 preceden y siguen respectivamente a la subfase 30b2, permitiendo así que la mayor parte de la recuperación de carga activa se produzca durante esas subfases. Una vez más, el pulso es de carga equilibrada, con la carga durante la fase 30a igual a la suma de la carga en las fases 30bl, 30b2, y 30b3.

La Figura 13D es similar a la Figura 13A, pero muestra que la corriente no necesita ser constante durante las subfases de mayor amplitud. En este ejemplo, la corriente durante la subfase de mayor amplitud 30bl no es constante, y esto también podría ser cierto para las subfases de mayor amplitud de las figuras 13B y 13C. La corriente también puede no ser constante durante la subfase de menor amplitud 30b2 cuando se detecta el PACE, pero es preferible una corriente constante para que el artefacto de estimulación 134 sea relativamente constante, lo que, como se ha indicado anteriormente, facilita la detección del PACE. En todos los ejemplos de las Figuras 13A-13D, la recuperación de carga pasiva 30c puede seguir a la segunda fase de pulso 30b. Obsérvese también que la amplitud de la primera fase 30a no tiene por qué ser constante en ninguno de los ejemplos aquí divulgados.

Las Figuras 14A y 14B muestran que puede haber una brecha significativa 180 en el tiempo entre la primera y segunda fases de pulso 30a y 30b durante la cual ninguna carga activa es conducida por el circuito DAC (40/42; Fig. 4). Esta brecha 180 puede ser significativamente más larga que el corto período interfásico que típicamente está presente entre la primera y segunda fases 30a y 30b en un pulso bifásico. El uso de un intervalo 180 más largo puede estar justificado si el PACE alcanzará los electrodos de detección en momentos posteriores, es decir, si tl y t2 son más largos. En este caso, la segunda fase de pulsos 30b está programada para cubrir de nuevo el PACE en el electrodo de detección. En la Figura 14A, no ocurre nada durante el hueco 180, y la recuperación pasiva de carga 30c ocurre después de la segunda fase 30b. En la figura 14B, la recuperación pasiva de carga 30c se produce durante al menos una parte del hueco 180. Esto permite que parte de la carga inyectada durante la primera fase 30a se recupere pasivamente antes de la recuperación de carga activa que se produciría durante la segunda fase activa 30b. La recuperación pasiva de la carga también podría ocurrir (o continuar) después de la segunda fase 30b en la Figura 14B, aunque esto no se muestra.

Debe tenerse en cuenta que el uso de una segunda fase extendida 30b como se muestra en varios ejemplos no necesita ser el resultado de la modificación de un pulso bifásico inicial. En su lugar, pueden añadirse fases de segundo pulso 30b ampliadas a los pulsos monofásicos. De este modo, en el

varios ejemplos, sólo se pueden prescribir pulsos monofásicos 30a, con segundos prolongados

fases activas 30b de baja amplitud añadidas específicamente con el fin de ayudar en la detección PACE. Puede ser útil añadir tales segundas fases 30b a los pulsos monofásicos simplemente con el fin de producir un artefacto de estimulación constante 134 más pequeño y más propicio con la detección PACE. Además, aunque puede ser preferible que la segunda fase 30b accionada activamente siempre esté equilibrada en carga con la primera fase 30a accionada activamente, estas fases también pueden no estar equilibradas en carga, y esto es particularmente cierto si se utiliza la recuperación de carga pasiva 30c para recuperar cualquier carga restante no recuperada activamente. Además, y teniendo en cuenta que se puede utilizar la recuperación de carga pasiva, no es estrictamente necesario que la primera y segunda fases de pulsos 30a y 30b sean de polaridades diferentes en los electrodos, aunque esto se prefiere para proporcionar al menos cierta cantidad de recuperación de carga activa. Aunque la primera fase de pulsos 30a es preferiblemente impulsada activamente, esto no es estrictamente necesario, y en su lugar la primera fase de pulsos 30a puede ser impulsada pasivamente también.

Como se señaló anteriormente, un PACE es sólo un ejemplo de una respuesta neural que puede ser detectada utilizando las técnicas divulgadas.

El alcance de la presente invención está definido por las reivindicaciones adjuntas.

Claims

REIVINDICACIONES

1. Un dispositivo estimulador (10) que comprende:

una pluralidad de nodos de electrodo (39), cada nodo de electrodo (39) configurado para acoplarse a uno de una pluralidad de electrodos (16) configurados para contactar el tejido de un paciente

circuitos de estimulación (28) programados para formar estimulación en al menos dos de los nodos de electrodos (39), en la que la estimulación en cada uno de los dos nodos de electrodos (39) comprende un pulso que comprende una primera fase seguida de una segunda fase; y

circuitos de detección (115) configurados para detectar una respuesta neural a la estimulación en un nodo de electrodos de detección que comprende uno de los nodos de electrodos (39), en el que la respuesta neural está presente en el nodo de electrodos de detección durante una duración,

donde el circuito de detección (115) está configurado para detectar la respuesta neural durante la segunda fase.

2. El dispositivo de estimulación de la reivindicación 1, en el que el nodo de electrodos de detección es seleccionable de uno de los nodos de electrodos.

3. El dispositivo de estimulación de las reivindicaciones 1 o 2, en el que el circuito de detección está configurado para detectar la duración completa de la respuesta neural durante la segunda fase.

4. El dispositivo de estimulación de cualquiera de las reivindicaciones 1-3, en el que el circuito de detección comprende un amplificador diferencial, y en el que el amplificador diferencial recibe el nodo de electrodo de detección en una primera entrada, y en el que el amplificador diferencial recibe un nodo de electrodo de referencia seleccionado de uno de los nodos de electrodo en una segunda entrada.

5. El dispositivo de estimulación de la reivindicación 4, que comprende además una carcasa conductora para alojar el circuito de estimulación y el circuito de detección, en el que la carcasa conductora comprende uno de la pluralidad de electrodos, y en el que el electrodo de la carcasa está acoplado al nodo del electrodo de referencia.

6. El dispositivo de estimulación de cualquiera de las reivindicaciones 1-5, en el que la primera fase es de polaridad opuesta a la segunda fase en cada uno de los al menos dos nodos de electrodos.

7. El dispositivo de estimulación de cualquiera de las reivindicaciones 1-6, que comprende además circuitos de control configurados con al menos un algoritmo, en el que el al menos un algoritmo está configurado para determinar cuándo estará presente la respuesta neural en el nodo del electrodo sensor durante la duración.

8. El dispositivo de estimulación de la reivindicación 7, en el que el al menos un algoritmo está configurado además para temporizar la segunda fase en los al menos dos nodos de electrodos de tal manera que la segunda fase se superponga completamente con la respuesta neural en el nodo de electrodo de detección durante la duración.

9. El dispositivo de estimulación de la reivindicación 8, en el que el algoritmo está configurado además para determinar una amplitud de la segunda fase tal que la segunda fase tiene una carga equilibrada con la primera fase en cada uno de los al menos dos nodos de electrodos.

10. El dispositivo de estimulación de cualquiera de las reivindicaciones 1-9, en el que los circuitos de estimulación comprenden circuitos digital-analógicos configurados para conducir activamente una corriente, en la que la segunda fase es conducida activamente por los circuitos digital-analógicos en cada uno de los al menos dos nodos de electrodos.

11. El dispositivo de estimulación de la reivindicación 10, en el que la segunda fase se acciona activamente con un corriente constante.

12. El dispositivo de estimulación de la reivindicación 10, en el que la primera fase es impulsada activamente por los circuitos digital-analógicos en cada uno de los al menos dos nodos de electrodos, en el que la primera y segunda fases son impulsadas activamente por los circuitos digital-analógicos con corrientes constantes, en el que una amplitud de la corriente constante durante la primera fase es mayor que una amplitud de la corriente constante durante la segunda fase en cada uno de los al menos dos nodos de electrodos.

13. El dispositivo de estimulación de cualquiera de las reivindicaciones 1-12, en el que la segunda fase comprende subfases de diferentes amplitudes, en el que el circuito de detección está configurado para detectar la respuesta neural sólo durante una de las subfases.

14. El dispositivo de estimulación de la reivindicación 10, en el que los circuitos de estimulación comprenden una pluralidad de interruptores de recuperación de carga pasiva cada uno acoplado entre uno de los nodos de electrodos y un potencial de referencia, en el que los circuitos de estimulación están programados además para proporcionar recuperación de carga pasiva después de la segunda fase mediante el cierre de al menos los interruptores de recuperación pasiva acoplados a los al menos dos nodos de electrodos.

15. El dispositivo de estimulación de la reivindicación 10, en el que los circuitos de estimulación comprenden una pluralidad de interruptores de recuperación de carga pasiva cada uno acoplado entre uno de los nodos de electrodo y un potencial de referencia, en el que los circuitos de estimulación están programados además para proporcionar recuperación de carga pasiva entre la primera y la segunda fases cerrando al menos los interruptores de recuperación pasiva acoplados a los al menos dos nodos de electrodo.