Система электрической компенсации заряда, ее применение и метод или способ интраоперационной электрической стимуляции и измерения результирующих электрических реакций
ELECTRICAL CHARGE COMPENSATION SYSTEM, ITS APPLICATION AND METHOD FOR INTRAOPERATIVE ELECTRICAL STIMULATION AND MEASUREMENT OF RESULTING ELECTRICAL RESPONSES

Изобретение относится к сфере медицинской техники, в частности, к системе, выполненной для электрической компенсации заряда после генерирования одного или нескольких импульсов стимуляционного тока, к применению указанной системы, а также к методу или способу интраоперационной электрической стимуляции и измерения результирующих электрических реакций в нагрузочном сопротивлении в виде тела или части тела пациента с использованием указанной системы.
В немецком патенте DE 10 2013 010893 A1 описана система указанного выше типа, предназначенная для генерирования по меньшей мере двух разных стимуляционных токов предпочтительно противофазной полярности, причем система имеет четыре плеча, в которые при применении системы встроено нагрузочное сопротивление в виде пациента, части его тела, его ткани или органа, и причем система предназначена для генерирования стимуляционных токов, используемых для интраоперационной стимуляции. На прилагаемом к цитируемому патенту чертеже (фиг. 1) показано нагрузочное сопротивление R (например, часть тела пациента, в частности, его голова). Нагрузочное сопротивление R находится в плече моста 7. Схемные элементы S1 и S2, а также источники тока со схемными элементами IS1 и IS2 могут быть разомкнуты или замкнуты. Таким образом, H-мост обладает преимуществом двухфазного источника постоянного тока (например, используемого для стимуляции) при применении несимметричного питающего напряжения, поскольку благодаря переключению схемных элементов можно легко и чрезвычайно быстро менять местами оба места подключения нагрузки (полярность).
Кроме прочего в патенте DE 10 2013 010893 упоминается схема, в соответствии с которой в плече моста может находиться последовательно подключенный с нагрузочным сопротивлением конденсатор, который заряжается во время протекания тока через это плечо. Создаваемый во время протекания тока заряд непосредственно после этого мог бы уменьшаться(затухать), как показано на поясняющем уровень техники прилагаемом к настоящему описанию чертеже (фиг. 1).
На фиг. 1 в качестве возможного, но не описанного в патенте DE 2013 0101893 A1 варианта схематически показана идеализированная результирующая токовая характеристика при стимуляции посредством импульса стимуляционного тока, включая кривую непосредственно следующего разряда пассивной ёмкости.
Кроме того, в случае электрических цепей, используемых в медицинском устройстве для стимуляции, прежде всего для однополярной электрической стимуляции, существует опасность электролиза. Электролиз предотвращают благодаря тому, что непосредственно после стимуляции осуществляют поляризационную компенсацию посредством однонаправленного тока. Согласно патенту США US 4,373,531 данный негативный эффект пытаются уменьшить благодаря тому, что при активном разряде часть разряда реализуют еще до непосредственной стимуляции. Другие распространенные методы предусматривают подавление измерительных артефактов посредством вычитания шаблона артефакта из ответного сигнала (международная заявка WO 2016/057244), особые формы волны для минимизации артефактов (патент США US 9,107,585), так называемое «бланкирование» - отсутствие измерения, например, в течение периода разряда, например, при терапевтическом применении в электростимуляторах, и так далее (смотри, например, патенты США US 2015/223710 A1 и US 2017/147064 A1). В патенте США US 2014/134075 упоминаются периоды запаздывания между импульсами для компенсации заряда в случае имплантатов, однако об уменьшении артефакта для измеряемого сигнала не сообщается. В международной заявке WO 02/082982 А1 для уменьшения электрических артефактов при измерении неврональных реакций в случае имплантатов улитки уха используют импульсную схему, причем после стимуляции, разделенной на первую фазу с раздражающим воздействием первой полярности и вторую фазу с раздражающим воздействием противоположной полярности, реализуют дополнительную компенсаторную стимуляцию, целью которой является устранение остаточного заряда с противодействием стимуляционному артефакту, обусловленному электризацией ткани во время стимуляции.
В публикации D.R. Merril и др. в J. Neurosci. Meth. 141, 2015, 171-198 описаны в общем случае причиняющие ущерб эффекты, в частности, коррозия электродов и так далее, а также их возможное устранение посредством противоположных зарядов при необходимости с периодом запаздывания между фазой стимуляции и встречным током для исключения подавления спайков.
Следует констатировать, что компенсация заряда в физиологических условиях негативно влияет на идентификацию вызванных стимуляцией потенциалов. При регистрации электрофизиологического ответа на нейростимуляцию с помощью методики измерения, предусматривающей использование техники сигнализации, электрофизиологические реакции (вызванный потенциал), в частности, случающиеся непосредственно после стимуляции ответы, перекрываются компенсацией заряда (кривая разряда переходного конденсатора), в связи с чем возникают измерительные артефакты.
С учетом вышеизложенного в основу настоящего изобретения была положена задача предложить новые устройства и методы электрической стимуляции во время выполнения хирургических операций или для диагностики пациентов, которые для уменьшения или исключения электролитических эффектов позволяют генерировать токи, противоположные стимуляционному току, применяемому в виде стимуляционного(-ых) импульса(-ов), а также измерять обусловленные стимуляционным током физиологические электрические сигналы без измерительных артефактов.
Указанная задача решается с помощью предлагаемой в изобретении системы, выполненной для электрической компенсации заряда после генерирования одного или нескольких импульсов стимуляционного тока и содержащей мостовую схему, схемные элементы, ветвь моста между двумя плечами мостовой схемы, в которую может быть включено нагрузочное сопротивление, а также по меньшей мере один источник тока для генерирования по меньшей мере одного импульса стимуляционного тока, который соединен с плечами мостовой схемы таким образом, что при соответствующем положении переключателя он обеспечивает возможность протекания электрического тока через ветвь моста по одному плечу и, далее, по другому плечу, присоединенному к другому концу ветви моста, причем система отличается тем, что она содержит в ветви моста емкостный элемент для генерирования тока, предназначенного для электрической компенсации заряда, обусловленного одним или несколькими импульсами подводимого стимуляционного тока, и выполнена таким образом, что между одним или несколькими импульсами стимуляционного тока и разрядом емкостного элемента через один или несколько стимуляционных электродов выдерживается период запаздывания, который используют для измерения электрических физиологических сигналов, вызванных в качестве реакции на импульс(-ы) стимуляционного тока. Таким образом, измерение прежде всего осуществляют в течение периода времени, характеризующегося отсутствием непосредственного воздействия импульса(ов) стимуляционного тока и разряда ёмкости.
Настоящее изобретение всегда обладает преимуществом прежде всего в случае расположения места электрической стимуляции и места отведения потенциала рядом друг с другом. В подобных ситуациях после инициирования раздражения можно ожидать особенно быстрого нейрофизиологического ответа, в связи с чем последний часто перекрывается одним или несколькими стимуляционными артефактами. При этом амплитуда артефакта нередко может существенно превышать амплитуду ожидаемого ответа. Благодаря реализуемой согласно изобретению задержке во время по меньшей мере части стимуляционного артефакта ответный потенциал может быть измерен в неподверженной или почти неподверженной воздействиям форме, а, следовательно, может быть визуализирован и проанализирован.
Используемые выше и в последующем описании общие термины более подробно поясняются ниже, причем один, несколько или все общие термины могут быть заменены особыми дефинициями, что приводит к предпочтительным вариантам осуществления изобретения.
Под «системами» подразумеваются системы приспособлений или приспособления, выполненные для реализации указанных выше и в дальнейшем описании целей, то есть содержат необходимые для этого средства, что достигается благодаря соответствующему аппаратурному обеспечению (подробно описанному ниже) и соответствующему программному обеспечению (прежде всего устанавливаемому в компьютере).
Под электрической компенсацией заряда после генерирования одного или нескольких стимуляционных токов прежде всего имеется в виду, что сумма применяемых на стимуляционном(-ых) электроде(-ах) зарядов в случае генерирования стимуляционных токов по меньшей мере в основом компенсируется благодаря разряду емкостного элемента.
Предлагаемые в изобретении системы можно использовать, например, во время операции (интраоперационно, причем, например, возможен контроль целостности нервных путей, которые могли быть повреждены во время операции), или в диагностических целях, в общем случае для «нейромониторинга».
Примерами соответствующего применения, не ограничивающими объем изобретения и относящимися только к предпочтительным вариантам его осуществления, являются D-волна, соматосенсорно вызванные потенциалы (SEP), например, троичного нерва, и моторные вызванные кортико-бульбарные потенциалы (СоМЕР).
D-волна является непосредственным ответом спинного мозга на электрическую стимуляцию. В стандартной клинической практике подобное раздражение соответствует транкраниальной (проходящей через крышу черепа) электрической стимуляции двигательной коры головного мозга для инициирования соответствующей двигательной реакции на периферии. Затем D-волна посредством особых электродов (катетеров D-волны) может быть отведена непосредственно к спинному мозгу. Благодаря дополнительному отведению D-волны к моторным вызванным потенциалам непосредственно от мышц уже во время операции можно иметь детальное представление об ожидаемом послеоперационном двигательном состоянии пациента. Благодаря отведению D-волны при исчезновении отводимых от мышц вызванных потенциалов уже во время операции можно судить о том, будет ли пациент иметь временный или долгосрочный двигательный дефицит. Подобный метод находит применение главным образом при операциях непосредственно на спинном мозге, например, в случае опухолей спинного мозга. При этом можно устанавливать также два катетера D-волны: один каудально (ниже опухоли) для контроля проведения потенциалов в периферию и один краниально (выше опухоли) для технического контроля стимуляции, системы и других факторов воздействия.
Прежде всего при очень дальнем краниальном расположении опухолей катетеры D-волн находятся относительно близко к месту стимуляции, и ответ ожидается в пределах очень короткого промежутка времени после раздражения (менее 10 мс). В частности, поскольку в этом случае транскраниальное стимулирование осуществляется посредством сильных токов, стимуляционные артефакты в отведении часто перекрывают D-волну. В этом случае однозначно идентифицировать и характеризовать D-волну не представляется возможным.
Настоящее изобретения позволяет однозначно идентифицировать D-волну во всех случаях, прежде всего при дальнем краниальном расположении рабочих катетеров.
Под соматосенсорно вызванными потенциалами (SEP) подразумевается стимуляция чувствительного нерва на периферии и кортикальное отведение вызванного ответа (на голове). При этом особым случаем SEP являются соматосенсорно вызванные потенциалы после раздражения нерва N. Trigeminus. N. Trigeminus является пятым черепномозговым нервом, который прежде всего обеспечивает чувствительность участков лица. Вызванные потенциалы после раздражения N. Trigeminus, осуществляемого, например, посредством электрической стимуляции угла рта, могут отводиться через первично-чувствительную кору головного мозга. Поскольку образующиеся вследствие этого волны в отведении очень малы, необходимо усреднять несколько ответов. Благодаря этому сокращается влияние шума в сигнале, причем интересущий потребителя сигнал обладает более высокой четкостью. В зависимости от амплитуды первоначального сигнала требуется разное число усреднений. В случае SEP троичного нерва число усреднений обычно составляет от 50 до 200. При частоте повторения импульсов стимуляции, составляющей, например, 2,1 Гц, длительность приема и оценки сигнала составляет до 95 секунд. Наряду с этим место отведения в данном случае также расположено очень близко к месту стимуляции, в связи с чем возникающий вследствие стимуляции электрический артефакт очень сильно проявляется в отведенном сигнале и перекрывает непосредственный сенсорный ответ. Данный метод находит применение главным образом при нейрохирургических вмешательствах в области ствола мозга, позволяя судить о целостности чувствительной части N. Trigeminus. Благодаря настоящему изобретению стимуляционный артефакт при измерении становится гораздо меньшим и узким, что способствует более сильному проявлению сенсорного ответа (электрического физиологического ответа) в сигнале. Данное обстоятельство, во-первых, обусловливает возможность более легкой идентификации ответа в отведенном сигнале. Во-вторых, благодаря настоящему изобретению может быть уменьшено число усреднений при приеме сигнала, а, следовательно, сокращено время активизации измерительных сигналов.
Моторные вызванные потенциалы (МЕР) могут быть обусловлены электрической стимуляцией двигательной коры головного мозга. Подобную стимуляцию можно осуществлять, например, транскраниально. В этом случае моторный ответ можно отводить от соответствующих мышц посредством игольчатого(-ых) или поверхностного(-ых) электрода(-ов). Особым случаем МЕР являются кортико-бульбарные моторные вызванные потенциалы (СоМЕР). При этом после стимуляции двигательной коры головного мозга сигнал поступает к соответствующим целевым мышцам по кортико-бульбарному пути и двигательным черепномозговым нервам. В данном случае электрические физиологические сигналы отводят прежде всего от мышц лица, рта, носоглотки, шеи и затылка. В связи с близким взаимным расположением мест стимуляции и отведения и необходимыми для данного метода параметрами стимуляции двигательный ответ можно ожидать по истечении очень короткого промежутка времени после воздействия стимуляционного импульса, причем стимуляционный артефакт в отведении проявляется чрезвычайно сильно. В соответствии с этим прежде всего незначительные двигательные ответы часто перекрываются выраженными стимуляционными артефактами. Кортико-бульбарные моторные вызванные потенциалы прежде всего используют при нейрохирургических вмешательствах в области ствола мозга, причем они позволяют судить о состоянии двигательных черепномозговых нервов. Настоящее изобретение позволяет существенно уменьшить стимуляционные артефакты. В соответствии с этим оказывается возможной также беспроблемная идентификация слабых и быстрых моторных ответов.
Приведенные выше варианты осуществления изобретения являются примерами предпочтительного использования предлагаемой в изобретении системы в сфере диагностики, прежде всего интраоперационной диагностики.
Предлагаемая в изобретении схема предпочтительно является Н-мостовой схемой (в случае более двух источников тока она соответственно может иметь также большее количество плечей и схемных элементов), включающей один источник тока или предпочтительно два или более источника тока, которые в случае фазы нулевого тока находятся в неактивном состоянии, что позволяет экономить ток. Подобная схема приводится в немецком патенте DE 10 2013 010893 A1, который следует считать соответствующей ссылкой. Согласно настоящему изобретению мостовая схема включает последовательно соединенную с нагрузочным сопротивлением ёмкость, в частности, в виде конденсатора, причем мостовая схема выполнена таким образом, что заряд, подводимый во время импульса тока или последовательности импульсов тока, компенсируется посредством ёмкости благодаря обратному току лишь по истечении периода запаздывания после стимуляционного импульса, причем период запаздывания характеризуется отсутствием стимуляционного тока и разрядного тока.
Схемные элементы обеспечивают возможность направленного течения токов (прежде всего стимуляционных токов) по ветвям мостовой схемы, а в случае стимуляции или разряда конденсатора также через нагрузочное сопротивление. При этом управление схемными элементами и источниками тока с помощью компьютера, то есть посредством компьютерного программирования, предпочтительно осуществляют таким образом, чтобы полный разряд ёмкости (обратное течение тока вследствие разряда ёмкости) после одного или нескольких импульсов стимуляционного тока был возможен только с запаздыванием относительно конечного момента времени соответствующего последнего импульса стимуляционного тока.
Нагрузочное сопротивление, которым, как указано выше, является пациент, одна или несколько частей его тела (например, шея, плечо, нога или голова), его ткань или орган, во время диагностического исследования, в частности, во время операции можно соединять с электродами обычно разомкнутой ветви моста.
Пациентом является подлежащее исследованию животное (например, млекопитающее) или прежде всего подлежащий исследованию человек, который может быть здоров или болен.
По меньшей мере один источник тока для генерирования импульса стимуляционного тока, соединен с плечами мостовой схемы таким образом, что при соответствующей коммутации мостовая схема обеспечивает возможность протекания электрического тока по одному плечу ветви моста и далее по другому плечу, присоединенному к другому концу ветви моста.
Емкостным элементом, который находится в ветви моста вместе с помещаемым (в случае функционирования системы - помещенным) в нее нагрузочным сопротивлением и который предназначен для генерирования тока, используемого для электрической компенсации заряда, предпочтительно является по меньшей мере один последовательно соединенный с нагрузочным сопротивлением конденсатор, например, керамический конденсатор, пленочный конденсатор, конденсатор переменной емкости или конденсатор большой ёмкости. В предпочтительных вариантах осуществления изобретения ёмкость конденсатора составляет от 100 нФ до 100 мкФ.
Под одним или несколькими импульсами стимуляционного тока имеется в виду, в частности, от одного до двадцати, например, от одного до пяти импульсов стимуляционного тока (в случае нескольких импульсов стимуляционного тока речь идет о последовательности импульсов стимуляционного тока), которые могут обладать также разными фазами (разными полярностями) при условии, что они не могут быть вызваны полной компенсацией заряда на стимуляционном(-ых) электроде(-ах) (и соответствующих противоположных электродах). До или после импульса стимуляционного тока или последовательности импульсов стимуляционного тока могут быть сгенерированы другие импульсы стимуляционного тока или последовательности импульсов стимуляционного тока, которые также могут быть компенсированы с запаздыванием, то есть возможно многократное последовательное осуществление стимуляции, запаздывающей токовой компенсации и измерения.
В предпочтительных вариантах осуществления изобретения (предпочтительно программируемая) ширина(длительность) импульса стимуляционного тока предпочтительно составляет от 0,01 до 150 мс, предпочтительно от 50 до 2000 мкс, в частности, от 200 до 1200 мкс. Во всех вариантах осуществления изобретения период запаздывания, в течение которого отсутствует протекание компенсационного тока, предпочтительно составляет от 1 до 1000 мс, в частности, от 1 до 100 мс. В предпочтительных вариантах осуществления изобретения длительность пауз между отдельными импульсами стимуляционного тока (предпочтительно программируемые промежутки времени между стимуляционным импульсами - ISI) предпочтительно составляют от 2 до 4 мс. В предпочтительных вариантах осуществления изобретения предпочтительно программируемая общая длительность последовательности импульсов составляет от 50 мкс до 116 мс (например, при ширине импульса до 2000 мкс, ISI, равном 4 мс, и двадцати импульсах), в частности, от 200 мкс (1 импульс шириной 200 мкс) до 27,2 мс (например, при ширине импульса до 1200 мкс, шести импульсах и ISI, равном 4 мс), в частности, от 2 до 50 мс.
Для конструирования системы, выполняемой таким образом, чтобы между одним или несколькими импульсами стимуляционного тока и разрядом емкостного элемента через один или несколько стимуляционных электродов соблюдался период запаздывания, предусматривается программирование (предпочтительно посредством программного средства и встроенного компьютера) контролльного устройства, контролирующего схемные элементы, источники тока и протекание электрических токов в системе и также являющегося составной частью системы, причем подобное контрольное устройство:
а) проводит через ветвь моста с помещаемым в нее нагрузочным сопротивлением очень слабый ток подзарядки (в предпочтительных вариантах сила этого тока составляет от 1 до 100 мкА), который во много раз (например, от 10000 до 200000 раз) слабее стимуляционного тока или суммы стимуляционных токов, после которых реализуют период запаздывания, который (ток подзарядки) поддерживает конденсатор в заряженном состоянии в течение периода запаздывания (сила стимуляционного тока может составлять, например, 100 мА, в то время как сила тока подзарядки может составлять, например, 4 мкА), или
b) посредством (при необходимости замкнутых) задействованных схемных элементов полностью прекращает любое протекание тока через ветвь моста с помещаемым в ней нагрузочным сопротивлением в течение периода запаздывания, причем лишь по истечении этого периода благодаря замыканию задействованных схемных элементов становится возможным вытекание разрядного тока из конденсатора.
Предполагаемое для включения в соответствующую ветвь моста нагрузочное сопротивление (соответственно нагрузочное сопротивление, которое может быть в нее помещено) в случае практического применения на пациентах (измерения и стимулирования посредством импульсов стимуляционного тока) следует рассматривать в качестве находящегося в ветви моста, последовательно соединенного с ним составного элемента.
Электроды, используемые для подведения импульса(-ов) стимуляционного тока, можно использовать также и для измерения физиологических сигналов, причем физиологически обусловленные токи в этом случае отводят не по ветви моста с помещаемым (в случае практического применения помещенным) в нее нагрузочным сопротивлением, а посредством контрольного устройства через встроенный в него или отдельный измерительный блок по одному или нескольким отдельным линиям (также предпочтительно включаемым и отключаемым), причем речь может идти об инвазивных или неинвазивных электродах.
В качестве электродов, в частности, используют игольчатые электроды варьируемой формы (прямые, скошенные, штопорообразные), а также поверхностные или клеящиеся электроды. Посредством электродов измеряют разность напряжений (например, по порядку величины составляющую от 1 нВ до 1000 мВ), которая возникает вследствие физиологической активности или мышечного движения. Подобную разность напряжений можно отводить либо от поверхности тела, либо инвазивно, например, непосредственно от мышцы.
Указанным выше образом можно генерировать и отводить максимально невозмущенные физиологические измеряемые сигналы или соответствующие электрофизиологические сигналы (токи), например, ЭМГ-сигналы, потенциалы действия от нервов и т.д.. Эти сигналы затем могут быть визуализированы исследователями или хирургами с помощью устройства для отображения информации и при необходимости используемого блока памяти (например, в виде численных значений, графических изображений или посредством цветного кода, например, светового прибора с зеленой индикацией сигнала здоровья, желтой индикацией подозрительного сигнала или красной индикацией сигнала патологии), и/или могут оказаться доступными иным образом, в некоторых случаях лишь после запоминания и оценки результатов измерения, предоставляя в распоряжение исследователей или хирургов необходимую для реализации диагностических или интраоперационных мероприятий информацию, например, касающуюся целостности или функционирования нервов или органов. Указанные сигналы с целью их последующей оценки могут быть также сохранены с помощью при необходимости используемого блока памяти, который может являться составной частью системы.
В случае если речь идет об одном или нескольких импульсах стимуляционного тока, это относится как к отдельному однофазному или двухфазному импульсу стимуляционного тока, так и к последовательности подобных импульсов.
Длительность стимуляционного импульса или последовательности стимуляционных импульсов в любых вариантах осуществления изобретения предпочтительно составляет от 0,01 до 150 мс, в частности, от 0,2 до 30 мс.
Другой вариант осуществления изобретения относится к методу стимуляции, в частности, интраоперационной стимуляции, в соответствии с которым для генерирования импульсов стимуляционного тока используют указанную выше или в последующем описании предлагаемую в изобретении систему и измеряют реакцию эффекторного органа, например, сокращение и/или сжатие мышц, или, в частности, электрофизиологический, например, электромиографический сигнал, или вызванный потенциал, что позволяет проверить, цела ли или полностью или частично повреждена нервная связь или область мозга в качестве предпосылки для проведения раздражения к эффекторной части тела, эффекторной ткани или эффекторному органу или для формирования необходимого для этого раздражения.
Другой вариант осуществления изобретения относится к способу определения повреждения нервной связи или области мозга, в частности, к способу соответствующего интраоперационного определения, предусматривающему применение указанного выше метода.
Изобретение относится также к применению описанной выше и ниже предлагаемой в изобретении системы, в соответствии с которым ее применяют для генерирования воздействующих на пациента стимуляционных токов и предпочтительно измеряют реакцию эффекторного органа, например, сокращение и/или сжатие мышц, или, в частности, электрофизиологический, например, электромиографический сигнал, или вызванный потенциал, что позволяет проверить, цела ли или полностью или частично повреждена нервная связь или область мозга в качестве предпосылки для проведения раздражения к эффекторной части тела, эффекторной ткани или эффекторному органу или для формирования необходимого для этого раздражения.
Предпочтительно (в особом предлагаемом в изобретении варианте) мостовой схемой предлагаемой в изобретении системы является Н-мостовая схема с четырьмя плечами.
В другом предпочтительном варианте описанная выше и ниже предлагаемая в изобретении система в качестве нагрузочного сопротивления имеет ткань, орган и/или часть тела пациента, которые последовательно соединены с ветвью моста посредством одного или нескольких стимуляционных электродов.
В другом предпочтительном варианте описанная выше и ниже предлагаемая в изобретении система выполнена таким образом, что до и/или после одного или нескольких импульсов стимуляционного тока емкостный элемент, последовательно соединенный в плече моста с нагрузочным сопротивлением, разряжается после периода запаздывания таким образом, что для электрической компенсации заряда в зоне нагрузочного сопротивления, в частности, ткани или органе пациента, высвобождается компенсационный ток с полярностью, противоположной по меньшей мере одному импульсу стимуляционного тока или сумме импульсов стимуляционного тока.
В другом предпочтительном варианте емкостным элементом описанной выше и ниже предлагаемой в изобретении системы является конденсатор, в частности, такой, как указано выше.
В другом предпочтительном варианте описанная выше и ниже предлагаемая в изобретении система выполнена таким образом, что течение тока между импульсом(-ами) стимуляционного тока и компенсационным(-и) током(-ами) прерывается через нагрузочное сопротивление.
В другом предпочтительном варианте описанная выше и ниже предлагаемая в изобретении система выполнена таким образом, что измерение физиологических (в частности, электрофизиологических) сигналов, вызванных из нагрузочного сопротивления благодаря воздействию импульса(-ов) стимуляционного тока, выполняют посредством по меньшей мере одного отводящего сигнал электрода в течение периода запаздывания в момент времени, которому соответствует отсутствие пропускания стимуляционного тока и компенсационного тока через нагрузочное сопротивление.
В другом предпочтительном варианте описанная выше и ниже предлагаемая в изобретении система сконструирована таким образом, что для сохранения заряда в емкостном элементе в течение периода запаздывания до или прежде всего после импульса(-ов) стимуляционного тока через элемент моста и нагрузочное сопротивление пропускают слабый ток подзарядки, обладающий меньшей силой, чем стимуляционный ток (в пересчете на его максимальную силу), однако имеющий такое же направление (такую же полярность), и препятствующий вытеканию компенсационного(-ых) тока(-ов) из емкостного элемента во время течения тока подзарядки.
В другом предпочтительном варианте описанная выше и ниже предлагаемая в изобретении система выполнена (в частности, запрограммирована) таким образом, что как только возникает необходимость в пропускании компенсационного тока, ток подзарядки отключается.
В другом предпочтительном варианте описанная выше и ниже предлагаемая в изобретении система отличается тем, что схемные элементы функционируют таким образом, что благодаря их (надлежащей) настройке компенсационный ток не может течь через ветвь моста с нагрузочным сопротивлением в течение периода запаздывания, характеризующегося отсутствием импульсов стимуляционного тока, до или в частности после одного или нескольких импульсов стимуляционного тока, причем в течение периода запаздывания между компенсационным током(-ами) и импульсом(-ами) стимуляционного тока, характеризующегося отсутствием импульсов тока, отводят и измеряют вызванные одним или несколькими импульсами стимуляционного тока электрические, в частности, электрофизиологические сигналы нагрузочного сопротивления.
В другом предпочтительном варианте описанная выше и ниже предлагаемая в изобретении система отличается тем, что настройка схемных элементов управляется внедренной в систему (в частности, в контрольное устройство) компьютерной программой.
В другом предпочтительном варианте описанная выше и ниже предлагаемая в изобретении система выполнена таким образом, что длительность импульса стимуляционного тока или последовательности импульсов стимуляционного тока составляет от 0,01 до 150 мс, в частности, от 0,2 до 30 мс, а период запаздывания, в течение которого не может течь компенсационный ток, составляет от 1 до 1000 мс, в частности, от 1 до 100 мс.
В другом предпочтительном варианте описанная выше и ниже предлагаемая в изобретении система отличается тем, что используемый в качестве источника тока по меньшей мере один однофазный источник тока с низким потреблением тока покоя присоединен посредством (предлагаемого в изобретении) Н-моста таким образом, что он становится активным лишь в период генерирования импульса стимуляционного тока или последовательности импульсов стимуляционного тока, причем для экономии энергии он активируется лишь непосредственно перед генерированием импульса(-ов) стимуляционного тока.
В другом предпочтительном варианте описанная выше и ниже предлагаемая в изобретении система включает два однофазных источника тока с низким потреблением тока, которые присоединены таким образом, что в период стимуляции импульс стимуляционного тока или последовательность импульсов стимуляционного тока через нагрузочное сопротивление может посылать соответственно только один из источников тока.
Другим объектом настоящего изобретения является метод или способ интраоперационной электрической стимуляции и измерения результирующих электрических реакций в нагрузочном сопротивлении в виде тела или частей тела пациента, в соответствии с которым описанную выше и ниже предлагаемую в изобретении систему используют для генерирования по меньшей мере одного импульса стимуляционного тока и по меньшей мере одного обусловленнного последним тока компенсации заряда, накапливаемого в последовательно соединененном с нагрузочным сопротивлением емкостном элементе, причем в течение периода запаздывания, характеризующегося отсутствием стимуляционного тока и тока компенсации заряда, отводят и измеряют электрическую реакцию нагрузочного сопротивления.
Другой предпочтительный вариант осуществления изобретения относится к применению описанной выше и ниже предлагаемой в изобретении системы для генерирования по меньшей мере одного импульса стимуляционного тока и по меньшей мере одного обусловленного последним тока компенсации заряда, накапливаемого в последовательно соединененном с нагрузочным сопротивлением емкостном элементе, причем в течение периода запаздывания, характеризующегося отсутствием стимуляционного тока и тока компенсации заряда, отводят и измеряют электрическую реакцию нагрузочного сопротивления.
Другим объектом настоящего изобретения является применение описанной выше и ниже предлагаемой в изобретении системы для генерирования стимуляционных токов, которые воздействуют на пациента и вызывают в нем электрическую реакцию, которая может быть отведена и измерена.
Изобретение относится также к любым комбинациям предпочтительных вариантов его осуществления при условии, что последние не являются взаимоисключающими.
Другие особые варианты осуществления изобретения представлены в формуле изобретения и, в частности, в соответствующих зависимых пунктах, а также в примерах осуществления особых вариантов изобретения. При этом следует сослаться на соответствующие пункты формулы изобретения.
На прилагаемых к описанию чертежах показано:
на фиг. 1 токовая характеристика однополярного импульса стимуляционного тока с непосредственной компенсацией заряда без запаздывания (возможный вариант согласно представленному в немецком патенте DE 2013 0101893 A1 уровню техники),
на фиг. 2 схематически показанный пример предлагаемой в изобретении системы генерирования импульсов стимуляционного тока, которая обеспечивает возможность запаздывающей компенсации заряда посредством подключенной ёмкости,
на фиг. 3 детализированная схема предлагаемой в изобретении системы генерирования импульсов стимуляционного тока, которая обеспечивает возможность запаздывающей компенсации заряда посредством вмонтированной ёмкости и программирования (на данном чертеже показаны схемные элементы и источники тока),
на фиг. 4 графическое представление идеализированной токовой характеристики однополярного импульса стимуляционного тока с реализуемой согласно изобретению запаздывающей компенсацией заряда (без электрофизиологической реакции),
на фиг. 5 графически представленный пример идеализированной токовой характеристики последовательности импульсов стимуляционного тока с (максимальной) запаздывающей компенсацией заряда,
на фиг. 6 графически представленное в идеализированной форме непосредственное сравнение токовой характеристики последовательности стимуляционных импульсов с реализуемой согласно изобретению запаздывающей компенсацией заряда (сплошная линия) и без реализуемой согласно изобретению запаздывающей компенсации заряда (пунктирные линии),
на фиг. 7 в верхней части графическое представление электрофизиологических сигналов (измеряемых сигнальных токов), фактически полученных благодаря последовательности импульсов стимуляционного тока (сигнал CoMEP без запаздывающей компенсации заряда); в нижней части графическое представление фактически полученных электрофизиологических сигналов (измеряемых сигнальных токов) с реализуемой согласно изобретению запаздывающей компенсацией заряда.
Приведенный ниже пример и прилагаемые к описанию чертежи служат для более подробного пояснения настоящего изобретения и не ограничивают его объем. Указанные в примере отдельные отличительные признаки могут быть заменены также отдельными, несколькими или всеми приведенными выше и ниже общими отличительными признаками, а в случае отличающихся от примера вариантов осуществления изобретения приведенными в них общими отличительными признакам.
Идентичные позиции на чертежах имеют одинаковые значения.
Показанное на фиг. 2 расположение источника напряжения 100 следует рассматривать лишь в качестве примера - источник напряжения 100 может быть расположен также, например, внизу (ниже узловой точки плеча 104, соответственно 106, или в этой узловой точке), либо может быть встроен в качестве элемента IS1, соответственно IS2 (как показано на фиг. 3), или в качестве элемента S1, соответственно S2. Источником напряжения может являться, например, подходящее (то есть способное обеспечить достаточное номинальное напряжение) устройство сопряжения, в частности, USB-разъем, например, USB-разъем компьютера, или блок питания от сети, что способствует особенно простому оперированию, причем результирующее преобразованное напряжение, как правило, находится в примерном диапазоне от 4,75 до 5,25 В.
На фиг. 2 показана предлагаемая в изобретении система, выполненная в виде Н-мостовой схемы 101. На фиг. 1 показана токовая характеристика, полученная в том случае, если через ветвь 102 показанной на фиг. 2 или 3 предлагаемой в изобретении Н-мостовой схемы с конденсатором С (позиция 6) пропускают проходящий через плечи 103 и 104 (или плечи 105 и 106) импульс стимуляционного тока 1. В случае если соответствующие схемные элементы S1 (позиция 4) и IS2 (позиция 9) или, в качестве альтернативы, S2 (позиция 5) и IS1 (позиция 8) после применения импульса стимуляционного тока 1 остаются разомкнутыми, конденсатор С (позиция 6) разряжается посредством нагрузочного сопротивления R (позиция 7), которым является, например, пациент, часть тела пациента, его орган или ткань, с противоположным импульсу стимуляционного тока 1 направлением тока, причем идеализированной токовой характеристике при компенсации заряда соответствует позиция 2.
На фиг. 7 на примере измерения сигнала CoMEP (данная аббревиатура расшифрована в приведенном выше тексте описания) показано, что последний негативно влияет на форму и интенсивность подлежащего измерению сигнала: кривая 14 соответствует обусловленному CoMEP сигналу без запаздывающей компенсации заряда - в данном случае непосредственно после импульсов стимуляционного тока 18 (лишь частично показанных в середине чертежа) следует разрядный ток, что обусловливает сильное искажение подлежащих измерению сигналов. При этом наблюдается перекрывание гораздо более слабого ответного сигнала.
Совершенно иная ситуация имеет место в первом варианте, в соответствии с котором схемные элементы (плечи 103 и 104 или в качестве альтернативы плечи 105 и 106) согласно изобретению препятствуют протеканию тока через ветвь моста 102 после стимуляционного импульса 1, например, вследствие замыкания соответствующих схемных элементов S1 (позиция 4) и IS2 (позиция 9) или, в качестве альтернативы, S2 (позиция 5) и IS1 (позиция 8).
В альтернативном втором варианте для поддержания заряда конденсатора через него можно пропускать слабый ток (например, силой 4 мкА), что позволяет предотвратить разряд конденсатора.
Управление в обоих вариантах осуществляют посредством (соответствующего) программируемого контрольного устройства (на чертежах не показано), который в первом варианте обеспечивает размыкание и замыкание схемных элементов, соответственно во втором варианте обеспечивает поддержание слабого тока.
Однако в случае если процессы на стимуляционном(-ых) электроде(-ах) пациента, используемого в качестве нагрузочного сопротивления R, после импульса стимуляционного тока 1 характеризовались бы слишком малой обратимостью, ожидание было бы слишком длительным. В связи с этим после кратковременного периода запаздывания (длительностью, например, 100 мс), в течение которого может быть измерен подлежащий измерению электрический физиологический сигнал, реализуют возможность течения разрядного тока из конденсатора 6.
На фиг. 4 показана результирующая токовая характеристика (без физиологического сигнала) предлагаемой в изобретении системы: разряд конденсатора 6 в течение периода запаздывания 10 после импульса стимуляционного тока 1 в первом варианте предотвращается благодаря замыканию выключателей, а во втором варианте благодаря не показанному на чертеже пропусканию слабого тока для поддержания заряда конденсатора 6. Разряд конденсатора 6 через нагрузочное сопротивление 7 в ветви моста 102 может быть реализован лишь по завершении периода запаздывания 10 в первом варианте посредством размыкания соответстветствующих схемных элементов, а во втором варианте благодаря отключению пропускаемого для поддержания заряда слабого тока с противоположным импульсу стимуляционного тока направлением. Идеализированная токовая характеристика при запаздывающей компенсации заряда показана на фиг. 4 (см. токовую характеристику 11 при разряде конденсатора).
На фиг. 5 показана ситуация, согласно которой не только подводят импульс стимуляционного тока 1, но и затем дополнительно применяют последовательность 12 импульсов стимуляционного тока (в данном случае, например, последовательность трех импульсов). После импульса стимуляционного тока 1 выдерживается первый период запаздывания 10 для разряда конденсатора 6 до начала последовательности 12 импульсов стимуляционного тока, в течение которого разряд конденсатора отсутствует. Во время подачи последовательности 12 импульсов стимуляционного тока после каждого отдельного импульса стимуляционного тока, образующего эту последовательность, конденсатор частично разряжается (направленный вниз токовый сигнал с противоположной полярностью на фиг. 5), однако по завершении подачи последовательности 12 импульсов стимуляционного тока в течение другого периода запаздывания 10 разряд конденсатора предотвращается благодаря использованию одного из двух указанных выше вариантов. Таким образом, разряд конденсатора 6, который обусловливает идеализированную токовую характеристику 11 при разряде конденсатора, может происходить лишь по истечении периода запаздывания 10.
На фиг. 6 показаны токи, которые возникают после импульса стимуляционного тока 1 (в данном случае с обратной полярностью по сравнению с ранее указанными импульсами стимуляционного тока) и последовательности 13 импульсов стимуляционного тока без реализуемого согласно изобретению запаздывания разряда (пунктирные линии и часть сплошных линий, которые не заменены пунктирными линиями) или с реализуемым запаздыванием разряда (полностью сплошные линии). Позицией 2 обозначена токовая характеристика при частичной компенсации заряда (слева), соответственно полной компенсации заряда (справа).
Наконец, на фиг. 7 в верхней части в области 14 показаны результаты измерений, выполненных в CoMEP-опыте без запаздывающей компенсации заряда (кривая 16 с перекрыванием компенсации заряда и измеренного ответа), в то время как в нижней части фиг. 7 в области 15 показана соответствующая ситуация с запаздыванием компенсации заряда, причем участки кривой 17 соответствуют слабым, едва ли причиняющим вред измеряемым сигналам. Компенсация заряда осуществляется в не показанной на данном чертеже области.
Таким образом, система, которая согласно изобретению оснащена средствами для запаздывания разряда конденсатора 6, позволяет осуществлять гораздо более точные измерения физиологических электрических реакций на импульсы стимуляционного тока, чем это было бы возможно при непосредственном разряде, причем подобная возможность в общем случае может быть рационально реализована лишь благодаря тому, что для уменьшения вызванных стимуляционными токами артефактов, обусловленных электролитическими и другими процессами во время стимуляции и измерения на пациенте посредством компенсации заряда, в плече моста 102 используют конденсатор.
Позиции на чертежах
Позиция:
Значение:
1
импульс стимуляционного тока
2
токовая характеристика при компенсации заряда
3
‒
4
схемный элемент S1
5
схемный элемент S2
6
конденсатор
7
нагрузочное сопротивление
8
схемный элемент IS1
9
схемный элемент IS2
10
период запаздывания
11
токовая характеристика при разряде конденсатора
12
последовательность импульсов стимуляционного тока
13
последовательность импульсов стимуляционного тока
14
CoMEP без запаздывания компенсации заряда
15
CoMEP с запаздывающей компенсацией заряда
16
компенсация заряда без запаздывания
17
измеряемые сигналы
18
импульс стимуляционного тока
100
источник напряжения
101
H-мостовая схема
102
ветвь моста
103
плечо
104
плечо
105
плечо
106
плечо