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CN113556976B - 用于监测神经活动的系统和方法 - Google Patents

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CN113556976B
CN113556976B CN201980084392.5A CN201980084392A CN113556976B CN 113556976 B CN113556976 B CN 113556976B CN 201980084392 A CN201980084392 A CN 201980084392A CN 113556976 B CN113556976 B CN 113556976B
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C·沙利文
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Abstract

一种用于执行生物电刺激的设备，该设备包括：刺激单元；测量单元，该测量单元包括放大器；第一刺激电极和第二刺激电极，该第一刺激电极和该第二刺激电极可操作用于向患者的组织施加电信号；第一测量电极和第二测量电极，该第一测量电极和该第二测量电极可操作用于接收来自患者的组织的第一测量信号和第二测量信号；其中，刺激单元被配置为将第一刺激信号递送至第一刺激电极并且将第二刺激信号递送至第二刺激电极；其中，第一刺激信号和第二刺激信号关于偏压是镜像的，该偏压根据放大器的动态范围来设置。

Description

用于监测神经活动的系统和方法
技术领域
本公开涉及用于在经颅电刺激(tES)期间监测神经活动的方法。
背景技术
经颅电刺激(tES)是一种神经刺激方法，其中通常经由两个或更多个刺激电极使10μA至5mA范围内的电流流经患者大脑的各部分。通常使用临时表面电极，但是也可以使用完全植入电极。电流可以是连续的“直流电”(DC)或时变的“交流电”(AC)。
经颅电刺激(tES)是非侵入性神经刺激的形式。其涉及使用放置在患者的头皮上或植入到大脑中的一对表面电极(阳极和阴极)来将通常在10μA至5mA范围内的低电流电信号递送至大脑的目标区域。已经证明，tES的应用会影响心理活动的许多方面，包括感知、记忆、认知和情感。尽管确切的作用机制仍不确定，但其作用主要归因于与大脑中神经元的电化学处理的相互作用。
tES递送低电流电信号，该低电流电信号以相关的指定频率振荡。据认为，这些外部施加的振荡可能夹带和/或影响大脑的内源性振荡，即，脑振荡与外部施加的振荡电流的相位对准，以及与尖峰定时相关的可塑性的调制。
迄今为止，研究主要限于调查tES的神经生理后效应或其对行为的影响。然而，关于其在刺激期间对神经活动的影响知之甚少，因为常规的tES会引入较大的电伪像，并且这些伪像相对于所关注的基础生物活动的大小使得基础生物活动难以测量。
已经尝试使用主成分分析、时域滤波以及MEG中的波束成形来将tES刺激伪像与基础大脑活动分开。已经发现这些技术有些无效；即使使用此类技术，仍会保留大量的非线性伪像。此外，当tES刺激伪像使用于监测大脑活动的放大器饱和或过载时，这些技术可能无法恢复基础大脑活动。
对本说明书中已包括的文件、行为、材料、装置、物品等的任何讨论都不应被认为是承认任何或所有这些事项会构成现有技术基础的一部分或是与本公开有关的领域中的公知常识，就如其在本申请的每条权利要求的优先权日之前存在那样。
发明内容
根据本公开的一个方面，提供了一种用于执行生物电刺激的设备，该设备包括：刺激单元；测量单元，该测量单元包括放大器；第一刺激电极和第二刺激电极，该第一刺激电极和该第二刺激电极可操作用于向患者的组织施加电信号；第一测量电极和第二测量电极，该第一测量电极和该第二测量电极可操作用于接收来自患者的组织的第一测量信号和第二测量信号；其中，刺激单元被配置为将第一刺激信号递送至第一刺激电极并且将第二刺激信号递送至第二刺激电极；其中，第一刺激信号和第二刺激信号关于偏压是基本上镜像的，该偏压根据放大器的动态范围来设置。
测量单元可以被配置为根据第一测量信号和第二测量信号之间的电压差来生成信号。测量单元可以被配置为根据第一测量信号和第二测量信号的平均值来生成信号。
第一刺激信号和第二刺激信号可以是振荡信号或脉冲信号。振荡信号可以是正弦波信号、锯齿波信号、方波信号或任意波信号。
第一刺激信号和第二刺激信号可以是直流(DC)信号。
偏压可以是根据放大器的动态范围的中心点来设置。
刺激单元和测量单元可以共享公共参考电压。在这种情况下，偏压可以是根据公共参考电压与在第一测量电极和第二测量电极处测量的共模电压之间的直流偏移来调节。此外或另选地，偏压可以被调节成减小公共参考电压与在第一测量电极和第二测量电极处测量的共模电压之间的直流偏移。
信号可以是脑电图(EEG)信号。
测量单元可以包括差分放大器，该差分放大器包括：第一输入，该第一输入耦合到第一测量电极；第二输入，该第二输入耦合到第二测量电极；和输出。
刺激单元可以包括：电流源，该电流源具有输出；反相放大器，该反相放大器具有非反相输入和反相输出；和求和电路，该求和电流具有第一求和输入、第二求和输入和求和输出。
电流源的输出可以耦合到第一刺激电极和第一求和输入。反相放大器的反相输出可以耦合到第二刺激电极。第二求和输入可以耦合到参考偏移电压。求和输出可以耦合到反相放大器的反相输入。
测量电路可以包括反馈输出，并且测量电路可以被配置为在该反馈输出处输出与第一测量电极上的电压和第二测量电极上的电压的平均值成比例的电压。
电流源的输出可以耦合到第一刺激电极和第一求和输入。第二求和输入可以耦合到反馈输出。反相输入可以耦合到求和输出。
该设备可以进一步包括刺激补偿滤波器，该刺激补偿滤波器耦合在电流源的第一输出与第一求和输入之间。
该设备可以进一步包括测量补偿滤波器，该测量补偿滤波器耦合在反馈输出与第二求和输入之间。
组织可以是脑组织。
第一测量电极和第二测量电极可以是经颅的、经皮的或植入脑中的。此外或另选地，第一刺激电极和第二刺激电极可以是经颅的、经皮的或植入脑中的。
根据本公开的另一方面，提供了一种执行生物电刺激的方法，该方法包括：生成第一刺激信号；生成第二刺激信号，其中，第一刺激信号和第二刺激信号关于偏压是镜像的，该偏压根据放大器的动态范围来设置；将第一刺激信号施加到第一刺激电极，该第一刺激电极可操作用于将电信号耦合到患者的组织中；将第二刺激信号施加到第二刺激电极，该第二刺激电极可操作用于将电信号耦合到患者的组织中；在第一测量电极和第二测量电极处接收来自患者的组织的第一测量信号和第二测量信号；以及使用放大器来放大所接收的电信号。
该方法可以进一步包括：根据第一测量信号和第二测量信号之间的电压差来生成信号。
测量单元可以被配置为根据第一测量信号和第二测量信号的平均值来生成信号。
第一刺激信号和第二刺激信号可以是振荡信号或脉冲信号。振荡信号可以是正弦波信号、锯齿波信号、方波信号或任意波信号。
第一刺激信号和第二刺激信号可以是直流(DC)信号。
偏压可以是根据放大器的动态范围的中心点来设置。
第二刺激信号和信号可以是基于公共参考电压而生成。
该方法可以进一步包括根据公共参考电压与第一测量信号和第二测量信号的共模电压之间的直流偏移来调节偏压。
偏压可以被调节成减小公共参考电压与共模电压之间的直流偏移。
信号可以是脑电图(EEG)信号。
组织可以是脑组织。
第一振荡信号和/或第二振荡信号可以是经颅、经皮或经由植入电极来施加的。
第一测量电极和第二测量电极可以是经颅的、经皮的或植入脑中的。
在整个说明书中，词语“包括(comprise)”或诸如“包括(comprises)”或“包括(comprising)”等变体应被理解为暗示包括所陈述的元件、整数或步骤或者一组元件、整数或步骤，但并不排除任何其他元件、整数或步骤或者一组元件、整数或步骤。
附图说明
现在将参考附图通过非限制性示例来描述本公开的实施例，在附图中：
图1是用于生物组织电刺激和测量的已知设备的电路图；
图2是根据本公开的实施例的用于生物组织电刺激和测量的设备的电路图；
图3是根据本公开的实施例的用于生物组织电刺激和测量的设备的电路图；
图4是根据本公开的实施例的用于生物组织电刺激和测量的设备的电路图；
图5是根据本公开的实施例的用于生物组织电刺激和测量的设备的电路图；
图6是根据本公开的实施例的用于生物组织电刺激和测量的设备的电路图；并且
图7的A至图7的D以图形方式示出了图2至图6所示的设备的稳定作用。
具体实施方式
图1中示出了用于同时进行tES刺激和测量的已知设备100。该设备包括耦合到一对刺激电极104、106的刺激单元102和耦合到一对测量电极110、112的脑电图(EEG)单元108。每对电极104、106、110、112可以被固定成与患者的头皮接触，使得可以分别使用刺激电极104、106和测量电极110、112来递送和测量电流。分开的刺激电极对104、106和测量电极对110、112在刺激所需的较高电压与待测量的较小EEG电压之间提供一定程度的隔离。患者头部114在图1中由本领域已知的并且包括电阻网络R1至R4的电头部模型表示。
刺激单元包括电流源116，该电流源116可操作用于经由刺激电极104、106递送受控电流通过神经组织。由电流源116递送的电流被控制为与组织和电极阻抗的变化无关。交流电被递送至该对中的第一刺激电极104，并且第二刺激电极106被维持在参考电压(例如，接地电压(0V))下。
EEG单元108包括放大器118，该放大器118被配置为放大测量电极110、112之间的电压波动。因为与内源性神经活动相关联的电压波动非常小，所以EEG单元108被配置为对跨测量电极110、112的电压波动高度敏感。由于电极104、106、110、112的阻抗可能会因施加压力、组织电阻和与头皮接触的电极的保真度的变化而随时间发生变化，因此该敏感性会引起问题。刺激电极104、106的阻抗的不平衡会导致施加到患者的刺激电压的变化。平均组织电压的此类变化继而导致在测量电极110、112处测量的共模电压的变化。共模电压的变化可能导致EEG单元108以饱和模式或非线性模式操作，这继而会导致对大脑114的电活动的测量不准确。
本公开的实施例通过使用电压镜像差分电流源实施新颖的刺激和测量技术来克服此类问题。图2是包含示例性电压镜像差分电流源的设备200的示意图。
设备200包括耦合到第一刺激电极204和第二刺激电极206的差分刺激单元202和耦合到第一测量电极210和第二测量电极212的脑电图(EEG)单元208。与图1所示设备100一样，每个电极204、206、210、212可以被固定成与患者的头皮接触，使得可以分别使用刺激电极204、206和测量电极210、212来递送和测量电流。与图1所示设备100一样，电极204、206、210、212的阻抗可以随时间剧烈变化。患者头部214再次由已知电头部模型表示，该电头部模型包括表示大脑神经结构的电阻网络R1至R4。
刺激单元202包括信号发生器216、电压控制电流源218和反相电压放大器220。信号发生器216的输出耦合到电压控制电流源218的输入。电压控制电流源218的输出耦合到反相放大器220的反相输入和第一刺激电极204两者。反相放大器220的输出耦合到第二刺激电极206。电压控制电流源218和反相放大器220共享公共参考电压222。
EEG单元208包括差分放大器224。第一测量电极210和第二测量电极212分别耦合到差分放大器224的反相输入226和非反相输入228。差分放大器224与电压控制电流源218和反相放大器220共享相同的公共参考电压222。根据下面的等式，差分放大器224的输出电压Vout与在第一测量电极210和第二测量电极212处的电压Ve1、Ve2之间的差值成比例。
Vout＝增益×(Ve1-Ve2)
其中，增益是差分放大器224的差分增益。
刺激单元202向第一刺激电极204和第二刺激电极206提供大小相等且极性相反的电压。换言之，刺激单元208被配置为提高第一刺激电极204和第二刺激电极206处的电势Vs1、Vs2，使其相对于公共参考电压222具有相等但相反的电压。假设患者头部214与公共参考电压222隔离，并且与刺激电极204、206的阻抗和患者头部的阻抗R3、R4相比，EEG单元208的输入具有相对高的阻抗，那么递送至第一刺激电极204的电流IS1将等于递送至第二刺激电极206的电流IS2。EEG单元208的相对高的输入阻抗使经由测量电极210、212从刺激电极204、206流向刺激单元202的电流最小化，这继而减少了患者头部214内的意外杂散刺激路径。这继而可以使测量电极210、212的接触区域周围的电刺激感最小化，该电刺激感可能由于杂散刺激电流而产生。
通过向第一刺激电极204和第二刺激电极206施加相反但相等的电压，呈现给患者头部214的电压差大约是使用常规单端双极电流源所呈现的电压的两倍，诸如图1所示。将所呈现的电压加倍具有若干好处。首先，可以将相同的电流递送至两倍的负载阻抗。其次，可以将两倍的电流递送至给定负载阻抗。此外，测量电极210、212处的共模刺激电压也降低。这意味着包括电流源218、反相放大器220和差分放大器224在内的电路部件可以在相对于公共参考电压222更低的电压下操作。
图2的设备200还通过减小通过存在于头部214与公共参考电压222之间的杂散电容性和电阻性耦合所耦合的电压来基本上减小经由患者头部214从刺激单元202流向EEG单元208的杂散电流。
虽然图2所示设备200提供了优于常规tES刺激器的若干优点，但是与同图1所示设备100相关联的那些缺点相同的缺点中的一些缺点仍然存在于图2所示设备200中。
在理想条件下，刺激电极204、206的阻抗将优选地相等，从而使得第一刺激电极204和第二刺激电极206上的电压降的大小相等。此外，在理想条件下，患者头部214的组织阻抗R1至R4也将相等，使得第一测量电极210和第二测量电极212的电压将相对于公共参考电压222为零，这是由于极性相反的Vs1和Vs2大小相等。
然而，实际上，第一刺激电极204和第二刺激电极206的阻抗有可能不同，从而使得头部214的电势相对于公共参考电压222发生偏移。第一测量电极210和第二测量电极212处的电压也可能发生偏移，从而使得差分放大器224在其共模工作范围之外操作，这特别是由于差分放大器224与刺激单元202共享公共参考电压222。
实际上，患者头部的阻抗比R1/R2和R3/R4也有可能不相等，从而导致在第一测量电极210和第二测量电极212上生成微小差分伪像电压。然后，该伪像将由EEG单元208连同内源性神经EEG信号一起放大，从而使设备200的信噪比性能降级。该伪像可以使用本领域已知的信号处理技术(诸如滤波或自适应消除)来减少或去除。然而，此类技术增加了与tES相关联的复杂性和成本。
为了解决与图2所示设备200相关联的一些缺点，在图3中提出了用于tES的又一设备300。
设备300包括耦合到第一刺激电极304和第二刺激电极306的差分刺激单元302和耦合到第一测量电极310和第二测量电极312的脑电图(EEG)单元308。与图1和图2所示设备100、200一样，每个电极304、306、310、312可以被固定成与患者的头皮接触，使得可以分别使用刺激电极304、306和测量电极310、312来递送和测量电流。患者头部314再次由已知电头部模型表示，该电头部模型包括表示大脑神经结构的电阻网络R1至R4。
与图2的刺激单元202一样，刺激单元302包括信号发生器316、电压控制电流源318和反相电压放大器320。然而，刺激单元302的这些元件被配置为与图2所示刺激单元202的那些元件略有不同。
具体地，信号发生器的输出耦合到电压控制电流源318的输入。电压控制电流源318的输出耦合到第一刺激电极304以及求和电路317的第一求和输入。求和电路317的第二求和输入耦合到固定偏移电压发生器319的输出，该固定偏移电压发生器319自身被配置为生成偏移电压Voffset并将其递送至求和电路317。求和电路317的输出耦合到反相放大器320的反相输入。反相放大器320的输出耦合到第二刺激电极306。电压控制电流源318和反相放大器320共享公共参考电压322。
在图3所示布置的变型中，求和电路317和反相电压放大器320可以被具有反相输入和非反相输入两者的差分放大器取代。在此类变型中，固定偏移电压发生器319的输出耦合到差分放大器的非反相输入，并且电压控制电流源318的输出耦合到差分放大器的反相输入。
EEG单元308包括差分放大器324，该差分放大器324以与图2所示设备200的差分放大器224相同的方式进行配置，其中第一测量电极310和第二测量电极312分别耦合到差分放大器324的反相输入326和非反相输入328。差分放大器324与电压控制电流源318和反相放大器320共享相同的公共参考电压322。
如上文参考图2所描述的，电极和组织阻抗的不平衡可能使得测量电极310、312处的共模电压电平为次佳，并且因而使所测量的EEG信号的信噪比降级。刺激单元302操作用于通过将偏移电压添加至施加到第二刺激电极306的电压Vs2来使第一测量电极310和第二测量电极312之间的共模电压伪像最小化。测量电极310、312处的共模电压可以是通过控制偏移电压和反相放大器320的增益来减小。通过调节偏移电压，施加到第二刺激电极306的电压可以相对于公共参考电压322偏置。通过调节反相放大器322的增益，施加到第二刺激电极306的电压的幅值可以被调节。由于电压控制电流源318的固有性质，因此第一刺激电极304和第二刺激电极306之间的电压差仅与刺激电流Is1以及第一刺激电极304和第二刺激电极306之间的阻抗成比例。改变第二刺激电极306的电压将使得电流源318将第一刺激电极304处的电压调节相同的量，使得维持第一刺激电极304处的电流Is1。继而，测量电极310、312处的共模电压也将跟踪第二刺激电极306处的条件。
偏移电压可以手动地进行调节。然而，优选地，偏移电压是基于第一测量电极310和第二测量电极312处的共模电压来进行编程和/或控制，以便维持针对EEG单元308处的测量的最佳条件。偏移电压可以是使用例如模拟闭环控制或数字闭环控制来自动地进行控制。
应理解，尽管图3所示设备300比起图1和图2所示有所改进，但与图2的设备200一样，EEG单元308处所见的共模电压仍取决于第一刺激电极304和第二刺激电极306的阻抗以及测量电极310、312相对于刺激电极304、306的放置。为了适应电极阻抗的变化，可能需要连续地调节偏移电压发生器处的偏移电压和反相放大器320的增益。
图4所示设备400克服了这些障碍，如将在下面更详细地描述的。
设备400包括耦合到第一刺激电极404和第二刺激电极406的差分刺激单元402和耦合到第一测量电极410和第二测量电极412的脑电图(EEG)单元408。与图1至图3所示设备100、200、300一样，每个电极404、406、410、412可以被固定成与患者的头皮接触，使得可以分别使用刺激电极404、406和测量电极410、412来递送和测量电流。患者头部414再次由已知电头部模型表示，该电头部模型包括表示大脑神经结构的电阻网络R1至R4。
与图2和图3的刺激单元202、302一样，刺激单元402包括信号发生器416、电压控制电流源418和反相电压放大器420。然而，刺激单元402的这些元件以与图2和图3所示那些元件不同的配置来提供。
具体地，信号发生器416的输出耦合到电压控制电流源418的输入。电压控制电流源418的输出耦合到第一刺激电极404。电压控制电流源418的输出还任选地经由刺激补偿滤波器415耦合到求和电路417的第一求和输入。求和电路417在第二输入处接收来自EEG单元408的共模误差反馈信号421，这在下文更详细地解释。求和电路417的输出耦合到反相放大器420的反相输入。反相放大器420的输出耦合到第二刺激电极406。电压控制电流源418和反相放大器420共享公共参考电压422。
在图4所示布置的变型中，求和电路417和反相电压放大器420可以被具有反相输入和非反相输入两者的差分放大器取代。在此类变型中，共模反馈信号421被馈送到差分放大器的反相输入，并且电压控制电流源418的输出耦合到差分放大器的反相输入(任选地经由补偿滤波器415)。
EEG单元408包括第一差分放大器424，其中第一测量电极410和第二测量电极412分别耦合到第一差分放大器424的反相输入426和非反相输入428。第一差分放大器424与电压控制电流源418和反相放大器420共享相同的公共参考电压422。
EEG单元408进一步包括平均电路430、第二差分放大器432、偏移电压发生器434和测量补偿滤波器436。
第一测量电极410和第二测量电极412耦合到平均电路430的第一输入438和第二输入440。平均电路430的输出耦合到第二差分放大器432的非反相输入442。偏移电压发生器434被配置为生成偏移电压Voffset并将其提供给第二差分放大器432的反相输入444。第二差分放大器432的输出耦合到测量补偿滤波器436的输入。测量补偿滤波器436的输出被配置为将共模误差反馈信号421输出到求和单元417的第二求和输入。
设备400被配置为通过向第二刺激电极406施加误差电压Verror来优化测量电极410、412处的共模电压。平均电路430被配置为输出第一测量电极410和第二测量电极412处的电压的平均值，该平均值表示第一测量电极410和第二测量电极412处的共模电压。所确定的共模电压被提供给第二差分放大器432，该第二差分放大器432输出共模误差信号446，该共模误差信号446等于所确定的共模电压与由偏移电压发生器434输出的偏移电压Voffset之间的差值。共模误差信号446表示实际共模电压与用于使第一差分放大器424的性能最大化的最佳共模电压之间的误差。第二差分放大器432还可将增益G施加到共模误差信号446。共模误差信号446由测量补偿滤波器436进行滤波，以提供共模误差信号446的滤波版本421。滤波后的共模误差信号421经由求和电路417和反相放大器420耦合到第二刺激电极406，因而完成负反馈环路并且使第一测量电极410和第二测量电极412处的实际共模电压最小化。
提供测量补偿滤波器436是为了增加反馈环路的稳定性。选择测量补偿滤波器436的相位和频率特性，以便在宽范围的操作条件下实现稳定性。
假设施加到第一刺激电极404的刺激波形由基本上落在反馈环路的带宽内的频率分量组成，那么施加到第二刺激电极406的经过反馈校正的电压应该基本上消除第一刺激电极404处的电压对第一测量电极410和第二测量电极412处的共模电压的影响。然而，如果施加到第一刺激电极404的刺激波形包括落在反馈环路的带宽之外的频率分量(例如，高次谐波)，则可能出现问题。刺激补偿滤波器415可以被配置为通过以下方式来解决这些问题：向第二刺激电极406提供前馈信号以使与刺激波形的落在反馈环路的带宽之外的频率分量相关联的误差最小化。
补偿滤波器415可以为施加在第一刺激电极404上的刺激波形的高频电压分量提供路径，以生成反向电压并将其施加到第二刺激电极406，这继而可以使存在于测量电极410、412处的共模电压中的高频分量最小化。
应理解，反馈环路的环路频率和相位响应是电极404、406、410、412、放大器430、432和测量补偿滤波器436的复阻抗的频率响应的乘积。因此，在一些实施例中，所得前馈补偿路径可以具有与反馈环路的频率和相位响应互补的频率和相位响应。
在一些实施例中，可以自适应地控制补偿滤波器415的特性。
通过提供补偿滤波器415，测量电极410、412处的共模电压、任何残留的刺激伪像和任何生物信号都可以被维持在EEG放大器424的线性输入电压范围内。
上述设备400可以适应于例如使用多于一个电流源来驱动多于两个电极。图5示出了类似于图4所示设备400的示例性设备500，其适应于与被配置为驱动三个刺激电极的两个电流源一起使用。在图5中，已经用与图4中使用的编号相似的编号来表示与图4的设备400共有的元件。
除了图4所示刺激单元402的部件之外，图5所示设备500的刺激单元502进一步包括第二信号发生器516、第二电压控制电流源518、第二刺激补偿滤波器515。除了第一电极404和第二电极406之外，还提供了第三刺激电极504。还提供了EEG单元508，其元件和配置与图4所示EEG单元408基本上相同。
设备500包括差分刺激单元502和EEG单元508。EEG单元508的元件和配置与图4所示EEG单元408基本上相同。
差分刺激单元502耦合到第一刺激电极404、第二刺激电极406和第三刺激电极504，并且脑电图(EEG)单元508耦合到第一测量电极410和第二测量电极412。
与图4所示设备400一样，每个电极404、406、504、410、412可以被固定成与患者的头皮接触，使得可以分别使用刺激电极404、406、504和测量电极410、412来递送和测量电流。患者头部514由已知电头部模型表示，该电头部模型包括表示大脑神经结构的电阻网络R1至R6。
与图4的刺激单元402一样，刺激单元502包括信号发生器416、电压控制电流源418、反相电压放大器420、刺激补偿滤波器415和求和电路517。此外，刺激单元502进一步包括第二信号发生器516、第二电压控制电流源518、第二刺激补偿滤波器515。
信号发生器416的输出耦合到电压控制电流源418的输入。电压控制电流源418的输出耦合到第一刺激电极404。电压控制电流源418的输出还任选地经由刺激补偿滤波器415耦合到求和电路417的第一求和输入。
第二信号发生器516的输出耦合到第二电压控制电流源518的输入。第二电压控制电流源518的输出耦合到第三刺激电极504。第一电压控制电流源418的输出还任选地经由第二刺激补偿滤波器515耦合到求和电路517的第二求和输入。反相放大器420的输出耦合到第二刺激电极406。电压控制电流源418、第二电压控制电流源518和反相放大器420共享公共参考电压422。
求和电路417在第三输入处接收来自EEG单元508的共模误差反馈信号421，该EEG单元508以与图4的EEG单元408类似的方式进行配置和操作以生成(任选地经过滤波的)共模误差反馈信号421。求和电路417的输出耦合到反相放大器420的反相输入。反相放大器420的输出耦合到第二刺激电极406。
在操作期间，求和电路517将来自从刺激补偿滤波器415和第二刺激补偿滤波器515输出的任选前馈信号的电压添加至从EEG单元508接收的共模误差反馈信号421。这样，第二刺激电极406中的电流Is2被驱动为等于第一刺激电极404中的电流Is1和第三刺激电极504中的电流Is3之和。设备500以与图4的设备400类似的方式起作用，因为施加到第二刺激电极的共模误差反馈信号使第一测量电极410和第二测量电极412处的实际共模电压最小化。
刺激补偿滤波器415和第二刺激补偿滤波器515可以被配置为向第二刺激电极406提供前馈信号，以使落在使用共模误差反馈信号421实现的负反馈环路的带宽之外的误差最小化。为此，刺激补偿滤波器415和第二刺激补偿滤波器515中的每一者可以以与参考图4描述的刺激补偿滤波器415类似的方式进行配置。
应理解，刺激补偿滤波器415和第二刺激补偿滤波器515是任选的，并且在施加到第一刺激电极404和第三刺激电极504的刺激波形包含落在反馈环路421的频率和相位响应内的频率分量的情况下可能不是必需的。同样，在一些实施例中，可能仅需要刺激补偿滤波器415和第二刺激补偿滤波器515中的一者。例如，如果波形516的高频分量落在反馈环路421的频率和相位响应之外，但是波形416的高频分量落在反馈环路421的频率和相位响应内，则可仅需要第二刺激补偿滤波器515。
图5示出了本文描述的设备的可扩展性。在图5中，提供了一个附加信号发生器。在其他实施例中，可以使用n个附加信号发生器，其中n是正整数。例如，可以提供多个信号发生器以在受刺激的组织内生成复合电场电势。这可以通过调制叠加的多个独立刺激信号的幅度、频率和相位中的一者或多者来实现。
因为共享的公共参考电压222、322、422可以解释与将电气设备与生物组织耦合相关联的杂散电流和非线性，因此本文描述的实施例允许对这些复合场进行控制。
此外，能够同时测量患者头部的信号的能力允许进行反馈控制以及对产生的电场效应进行源定位。
在上述图4和图5中，单个差分放大器424与两个测量电极410、412结合用于测量大脑中的内源性神经活动。此外，仅两个测量电极410、412用于共模电压的测量。然而，本公开的实施例不限于使用单对测量电极。
在一些实施例中，例如，可以提供多组电极(每组包括两个或更多个电极)来测量来自一个或多个组织区域的EEG活动。图6示出了类似于图4所示设备400的示例性设备600，其适应于包括两组测量电极。在图6中，已经用与图4中使用的编号相似的编号来表示与图4的设备400共有的元件。
除了图4所示测量单元408的部件之外，图6所示设备600的EEG单元608进一步包括第三差分放大器624。除了第一测量电极410和第二测量电极412之外，还提供了第三测量电极610和第四测量电极612。第三测量电极610和第四测量电极612分别耦合到第三差分放大器624的非反相输入626和反相输入628。图4所示设备400的平均电路430在图6中用多输入平均电路630来取代，并且第一测量电极410、第二测量电极412、第三测量电极610和第四测量电极612中的两者或更多者分别耦合到多输入平均电路630的输入。应理解，多输入平均电路630可以使用来自第一测量电极410、第二测量电极412、第三测量电极610和第四测量电极612的信号中的任何两个或更多个信号。任选地，多输入平均电路630的输入可以相等地加权或不同地加权，以便加权从测量电极410、412、610、612中的两者或更多者接收的信号。
与图4所示设备400一样，每个电极404、406、410、412、610、612可以被固定成与患者的头皮接触，使得可以分别使用刺激电极404、406和测量电极410、412、610、612来递送和测量电流。患者头部614由已知电头部模型表示，该电头部模型包括表示大脑神经结构的电阻网络R1.1、R1.2、R1.3、R1.3、R2.1、R2.2、R2.3、R2.4。
在多组电极410、412、610、612处接收的EEG测量值可以被组合以生成内源神经活动的更准确的测量值。此外或另选地，在多组电极处接收的共模电压的测量值可以被组合以生成平均共模电压。平均共模电压误差可以在闭环控制中用于补偿最小平均误差。
在图6所示实施例中，针对每组电极提供差分放大器，以测量内源性神经活动。在其他实施例中，单个差分放大器可以在多组电极(诸如图6所示的两对测量电极410、412、610、612)之间多路复用。
在图6所示实施例中，针对多组电极中的所有电极提供共模电压反馈误差电路，该电路在多组电极410、412、610、612中的所有电极之间多路复用。在其他实施例中，可以针对每组电极提供诸如图4和图5所示的共模电压反馈误差电路(包括平均电路430、偏移电压发生器434和差分放大器432)，以针对每组电极生成共模电压反馈误差信号。
上述图5和图6示出了图4的设备的变型，其中刺激电极和测量电极分别增加。应理解，这些变型不是互相排斥的，并且本公开的实施例扩展到具有上文关于图4至图6中的每个图所描述的任何数量的刺激电极、测量电极以及任何相关联的刺激或测量电路的设备。例如，一些实施例可以包含图5的刺激单元502和刺激电极404、406、504以及图6的测量单元608和测量电极410、412、610、612。
图7的A至图7的D以图形方式示出了上述各种刺激和测量技术对身体电势的稳定作用。图7的A对应于图1所示现有技术设备100。图7的B对应于图2所示的包含电压镜像差分电流源的设备200。图7的C对应于图3所示设备300，其中向第二刺激电极306施加了偏移偏置。图7的D对应于图4所示的包含对测量电极410、412处的共模电压的主动反馈控制的设备400。在每个图中，阴影线区域之间的白色区域说明了用于测量内源性神经活动的相应EEG放大器的最佳动态范围。阴影线区域落在该范围之外。
图7的A示出了使用图1所示设备100施加的单个双相信号，重复了三次，其中向每次重复添加了随机噪声。交流电被递送至该对中的第一刺激电极104，并且第二刺激电极106被维持在参考电压(例如，接地电压(0V))下。信号(实线)表示在恒定电流源的输出第一刺激电极104处施加的电压。在每次重复中添加的随机噪声会模拟维持恒定电流所需的不可预测的电压波动。黑色点划线表示患者头部大部分所见的身体接地参考(Vref)。白色区域说明了EEG放大器的动态范围(在这种情况下为0V-3.3V)，并且阴影线区域说明了电压落在该动态范围之外。
相比之下，图7的B示出了使用图2所示设备200施加的两个互补正弦曲线。实心黑线表示递送至第一刺激电极204的信号，并且黑虚线表示施加到第二刺激电极的互补信号。黑色点划线表示在EEG放大器处所见的共模信号。以与施加到第一刺激电极204的电压大小相等且极性相反的电压来驱动第二刺激电极206会导致头部中的两个电极电压相加，从而消除相对于公共参考的头部电压。这使得在EEG放大器208处所见的共模信号(点划线)保持接近零电压点。
然而，有时从图7的B中可以看到，共模信号低于EEG放大器输入电压的线性范围的下限(由阴影线区域表示)。图7的C示出了使用图3所示设备300施加的互补正弦曲线。可以看到，引入偏移电压(Voffset)的附加求和电路317的添加会将组织所见的公共参考电压移动到EEG放大器的线性范围内。黑色点划线表示患者头部大部分的电压。
图7的D示出了使用图4所示设备400施加的两个互补正弦曲线。可以看到，在第二刺激电极406处添加较高差分增益会将不对称性引入电压镜像中以补偿身体的非线性。如上面参考图4所解释的，反馈信号被计算为在测量电极410、412处所见的电压的公共平均值。这表示经由求和电路417和反相放大器420耦合到第二刺激电极406的共模误差信号，因而完成负反馈环路。条纹区域示出了基于反馈信号添加到第二刺激电极406的电压裕度。通过补偿电极404、406、410、412处的阻抗不平衡，由黑色点划线表示的身体接地参考(Vref)被维持在恒定水平。
已经使用附着到患者头部的表面的经颅电极来实施了上述实施例。然而，本公开不限于使用经颅电极。在一些实施例中，上述电极中的一个或多个电极可以例如用放置在大脑表面上和/或植入脑内的颅内电极取代(深部脑刺激(DBS)和深部脑测量(DBM))。本发明的实施例同样可以使用用于刺激和/或测量的电容性电极来实施。用于同时进行电刺激和神经活动测量的上述技术同样可适用于使用上述颅内和/或电容性电极进行的刺激。
此外，上述技术不限于改善大脑中神经组织的刺激和测量。本文所描述的实施例可以用于任何人或动物组织中的神经活动的刺激和测量。例如，实施例可以用于刺激消化器官以治疗胃肠动力障碍性疾病。实施例也可以用于例如在康复期间对肌肉进行功能性刺激(FES)。本发明的实施例也可以用在心电图应用中，其中可能有利的是在电刺激患者心脏的一部分中的肌肉的同时监测患者心脏的另一部分中的肌肉收缩引起的神经活动。
本领域的技术人员应理解，在不脱离本公开的宽泛一般范围的情况下，可以对上述实施例作出多种变型和/或修改。因此，本发明的实施方案在所有方面都应被认为是说明性的而不是限制性的。

Claims (21)

1.一种用于执行生物电刺激的设备，所述设备包括：
刺激单元；
测量单元，所述测量单元包括放大器；
第一刺激电极和第二刺激电极，所述第一刺激电极和所述第二刺激电极可操作用于向患者的组织施加电信号；
第一测量电极和第二测量电极，所述第一测量电极和所述第二测量电极可操作用于接收来自所述患者的所述组织的第一测量信号和第二测量信号；
其中，所述刺激单元被配置为将第一刺激信号递送至所述第一刺激电极并且将第二刺激信号递送至所述第二刺激电极；
其中，所述第一刺激信号和所述第二刺激信号关于偏压是镜像的，所述偏压根据所述放大器的动态范围来设置。
2.根据权利要求1所述的设备，其中，所述测量单元被配置为根据所述第一测量信号和所述第二测量信号之间的电压差来生成信号。
3.根据权利要求2所述的设备，其中，所述测量单元被配置为根据所述第一测量信号和所述第二测量信号的平均值来生成所述信号。
4.根据权利要求1至3中任一项所述的设备，其中，所述第一刺激信号和所述第二刺激信号是振荡信号或脉冲信号。
5.根据权利要求4所述的设备，其中，所述振荡信号是正弦波信号、锯齿波信号、方波信号或其它任意波信号。
6.根据权利要求1至3中任一项所述的设备，其中，所述第一刺激信号和所述第二刺激信号是直流DC信号。
7.根据权利要求1至3中任一项所述的设备，其中，所述偏压是根据所述放大器的所述动态范围的中心点来设置的。
8.根据权利要求1至3中任一项所述的设备，其中，所述刺激单元和所述测量单元共享公共参考电压。
9.根据权利要求8所述的设备，其中，所述偏压是根据所述公共参考电压与在所述第一测量电极和所述第二测量电极处测量的共模电压之间的直流偏移来调节的。
10.根据权利要求9所述的设备，其中，所述偏压被调节成减小所述公共参考电压与在所述第一测量电极和所述第二测量电极处测量的所述共模电压之间的所述直流偏移。
11.根据权利要求2所述的设备，其中，根据所述第一测量信号和所述第二测量信号之间的电压差而生成的信号是脑电图EEG信号。
12.根据权利要求1至3中任一项所述的设备，其中，所述测量单元包括：
差分放大器，所述差分放大器包括：
第一输入，所述第一输入耦合到所述第一测量电极，
第二输入，所述第二输入耦合到所述第二测量电极，和
输出。
13.根据权利要求1至3中任一项所述的设备，其中，所述刺激单元包括：
电流源，所述电流源具有输出；
反相放大器，所述反相放大器具有非反相输入和反相输出；和
求和电路，所述求和电路具有第一求和输入、第二求和输入和求和输出。
14.根据权利要求13所述的设备，其中，
所述电流源的所述输出耦合到所述第一刺激电极和所述第一求和输入；
所述反相放大器的所述反相输出耦合到所述第二刺激电极；
所述第二求和输入耦合到参考偏移电压；并且
所述求和输出耦合到所述反相放大器的反相输入。
15.根据权利要求14所述的设备，其中，所述测量单元包括反馈输出，并且其中，所述测量单元被配置为在所述反馈输出处输出与所述第一测量电极上的电压和所述第二测量电极上的电压的平均值成比例的电压。
16.根据权利要求15所述的设备，其中，
所述电流源的所述输出耦合到所述第一刺激电极和所述第一求和输入；
所述第二求和输入耦合到所述反馈输出；并且
所述反相输入耦合到所述求和输出。
17.根据权利要求16所述的设备，所述设备进一步包括刺激补偿滤波器，所述刺激补偿滤波器耦合在所述电流源的所述输出与所述第一求和输入之间。
18.根据权利要求16所述的设备，所述设备进一步包括测量补偿滤波器，所述测量补偿滤波器耦合在所述反馈输出与所述第二求和输入之间。
19.根据权利要求1所述的设备，其中，所述组织是脑组织。
20.根据权利要求1所述的设备，其中，所述第一测量电极和所述第二测量电极是经颅的、经皮的或植入脑中的。
21.根据权利要求1所述的设备，其中，所述第一刺激电极和所述第二刺激电极是经颅的、经皮的或植入脑中的。
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* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11065445B2 (en) 2016-04-11 2021-07-20 Monash University Transcranial stimulation with real-time monitoring
IT201800002962A1 (it) 2018-02-22 2019-08-22 Newronika Srl Apparato per il trattamento di disordini neurologici mediante elettrostimolazione e metodo di elaborazione del segnale neurologico raccolto da detto apparato
GB2614318B (en) * 2021-12-28 2024-08-07 Brainpatch Ltd Electronic circuit for delivering bi-directional electrical stimulation

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN106659894A (zh) * 2014-05-05 2017-05-10 萨鲁达医疗有限公司 改进的神经测量
CN107666855A (zh) * 2015-04-03 2018-02-06 美敦力施美德公司 用于经由双极刺激探针对患者的神经组织进行全方位双极刺激的系统与方法

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4595010A (en) * 1984-03-12 1986-06-17 Bio-Research Associates, Inc. Electrical muscle stimulator
US6466822B1 (en) 2000-04-05 2002-10-15 Neuropace, Inc. Multimodal neurostimulator and process of using it
US8190248B2 (en) 2003-10-16 2012-05-29 Louisiana Tech University Foundation, Inc. Medical devices for the detection, prevention and/or treatment of neurological disorders, and methods related thereto
DK2707096T3 (en) * 2011-05-13 2018-12-03 Saluda Medical Pty Ltd DEVICE FOR MEASURING NEURAL RESPONSE
JP2012239696A (ja) 2011-05-20 2012-12-10 Sony Corp 脳波賦活装置
US10135459B2 (en) 2016-10-25 2018-11-20 Analog Devices, Inc. ADC with capacitive difference circuit and digital sigma-delta feedback

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN106659894A (zh) * 2014-05-05 2017-05-10 萨鲁达医疗有限公司 改进的神经测量
CN107666855A (zh) * 2015-04-03 2018-02-06 美敦力施美德公司 用于经由双极刺激探针对患者的神经组织进行全方位双极刺激的系统与方法

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