本申請要求于2014年6月2日提交的美國臨時申請?zhí)?2/006,565、于2014年6月2日提交的美國臨時申請?zhí)?2/006,555、于2014年11月24日提交的美國臨時申請?zhí)?2/083,424和于2015年5月5日提交的美國臨時申請?zhí)?2/157,116的優(yōu)先權(quán)，其每個通過引用整體并入本文。

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技術(shù)領(lǐng)域

本發(fā)明的實施例一般涉及用于治療震顫的系統(tǒng)、設(shè)備和方法，并且更具體地涉及用于通過刺激外周神經(jīng)來治療震顫的系統(tǒng)、設(shè)備和方法。

背景技術(shù)：

手部震顫是最常見的運動障礙之一，在美國影響估計1000萬人，由于人口老齡化，數(shù)目正在增加?；疾÷孰S著年齡增加而增加，從65歲以上的人群的5％至10％增加到超過95歲以上的人群的20％以上。特發(fā)性震顫的特征在于振蕩運動，例如，介于4Hz和12Hz之間，影響遠(yuǎn)端肢體，如手部。與休息時存在的帕金森病的震顫不同，特發(fā)性震顫影響姿勢和動力學(xué)活動，從而意味著震顫通過分別抵抗重力或在有意運動期間保持肢體而被引發(fā)。對于患有其它疾病的患者，諸如直立性震顫、多發(fā)性硬化和帕金森病，震顫也是個顯著問題。這些病癥的治療選項有限，具有不希望的副作用或相對于潛在益處具有高風(fēng)險，因此需要備選治療。諸如震顫之類的若干種病癥可以通過某種形式的經(jīng)皮外周神經(jīng)刺激來治療。

設(shè)計一種用于完成這種治療的設(shè)備具有挑戰(zhàn)性。對于患有震顫的患者設(shè)計產(chǎn)品的一個困難是創(chuàng)建一種對于其手部不穩(wěn)定的個體易于定位和配置的設(shè)備。人們在手腕直徑、神經(jīng)位置、神經(jīng)去極化特點和皮膚傳導(dǎo)方面具有廣泛變化，其導(dǎo)致在設(shè)計一種舒適、安全并且可靠靶向外周神經(jīng)以在廣大群體中刺激的設(shè)備中的挑戰(zhàn)。比如，在靶向手腕處的正中神經(jīng)、尺神經(jīng)和撓神經(jīng)的手腕佩戴設(shè)備中，成人群體的帶周長可能必須在13.5cm至19.8cm之間變化以適應(yīng)第5百分位女性至第95百分位男性。參見Henry Dreyfus Associates，“The Measure of Man and Woman”，Wiley，2001。除了大小差異之外，在神經(jīng)的位置、深度和分支方面存在變化。因此，一種能夠在寬范圍的手腕大小內(nèi)可靠刺激手腕中的一個或多個神經(jīng)的系統(tǒng)和方法在治療手部震顫中是可能有利的。

設(shè)計這種設(shè)備的第二個挑戰(zhàn)是震顫在不同人之間變化。即使在相同的人中，震顫也可以在一天的不同時間發(fā)生，其取決于多種因素，包括但不限于患者的壓力水平、疲勞和飲食。因此，當(dāng)發(fā)生或可能發(fā)生震顫時能夠治療震顫的單獨定制和響應(yīng)治療可以提供更有效但功率更高的設(shè)備。

技術(shù)實現(xiàn)要素：

本發(fā)明一般涉及用于治療震顫的系統(tǒng)、設(shè)備和方法，更具體地涉及用于通過刺激外周神經(jīng)來治療震顫的系統(tǒng)、設(shè)備和方法。應(yīng)當(dāng)理解，結(jié)合一個實施例描述的一些特征可以與另一實施例組合。

在一些實施例中，提供了一種用于治療患有震顫的患者的系統(tǒng)。該系統(tǒng)可以包括脈沖發(fā)生器；以及適于緊固到患者手臂或手腕上的周向帶，該帶支撐與脈沖發(fā)生器電連通的第一電極和第二電極，第一電極和第二電極在該帶上間隔開，以便將電刺激從脈沖發(fā)生器遞送給患者以優(yōu)先激勵選自患者的正中神經(jīng)、橈神經(jīng)或尺神經(jīng)的第一神經(jīng)，該第一電極和第二電極被布置并且被配置成使得在手臂或手腕的橫截面平面中，在連接第一神經(jīng)和第一電極的線與連接第一神經(jīng)和第二電極的線之間具有90度至180度的角度。

在一些實施例中，該帶支撐與脈沖發(fā)生器電連通的第三電極，第一電極和第三電極在該帶上間隔開，以便將電刺激從脈沖發(fā)生器遞送給患者以優(yōu)先激勵選自患者的正中神經(jīng)、橈神經(jīng)或尺神經(jīng)的第二神經(jīng)，第一電極和第三電極被布置并且被配置成使得在手臂或手腕的橫截面平面中，在連接第二神經(jīng)和第一電極的線和連接第二神經(jīng)和第三電極的線之間存在90度至180度的角度，其中，第一神經(jīng)和第二神經(jīng)是不同的神經(jīng)。

在一些實施例中，當(dāng)周向帶圍繞患者的手臂或手腕緊固時，第一電極位于患者手臂或手腕的背側(cè)上，第二電極位于患者手臂或者手腕的腹側(cè)上，并且第三電極位于第一電極和第二電極之間的患者的手臂或手腕上。

在一些實施例中，電極各自具有中心，并且電極中心間隔開約5mm至四分之一的手腕或手臂的周長。

在一些實施例中，該帶包括柔性電路，并且該帶通過鉚接連接器扣緊到外殼上，該鉚接連接器還提供該帶的柔性電路和脈沖發(fā)生器之間的電連通。

在一些實施例中，外殼具有被配置成朝向患者手部定向的遠(yuǎn)端、以及被配置成遠(yuǎn)離患者手部定向的近端，使得帶、第一電極和第二電極比外殼的近端更靠近外殼的遠(yuǎn)端。

在一些實施例中，脈沖發(fā)生器是唯一的脈沖發(fā)生器，并且該系統(tǒng)還包括被配置成在至少一對電極之間切換脈沖發(fā)生器的開關(guān)矩陣。

在一些實施例中，開關(guān)矩陣包括單個高電壓源和接地。

在一些實施例中，開關(guān)矩陣中的每個電極與其自身的一組保護(hù)電路相關(guān)聯(lián)。

在一些實施例中，該系統(tǒng)還包括控制器，其被配置成將交替的刺激模式從脈沖發(fā)生器遞送給電極。

在一些實施例中，刺激模式包括：將在第一脈沖串中遞送的多個交替的電刺激突發(fā)施加到選自患者正中神經(jīng)、橈神經(jīng)或尺神經(jīng)的第一神經(jīng)，并且將在第二脈沖串中遞送的多個交替的電刺激突發(fā)遞送到選自患者正中神經(jīng)、撓神經(jīng)或尺神經(jīng)的不同神經(jīng)，其中，第一脈沖串和第二脈沖串偏移震顫周期的大約一半。

在一些實施例中，刺激模式包括：施加多個電刺激突發(fā)，使得每個突發(fā)包括介于約50Hz和2,000Hz之間的刺激頻率、介于約50微秒和1毫秒之間的脈沖寬度、以及選自由單相矩形、雙相不對稱矩形或雙相對稱矩形組成的組中的脈沖形狀。

在一些實施例中，刺激模式包括施加多個交替的電刺激突發(fā)，使得每個突發(fā)包括大約震顫周期的一半的持續(xù)時間。

在一些實施例中，該系統(tǒng)還包括被配置成測量患者的手臂或手腕的運動的運動傳感器。

在一些實施例中，運動傳感器包括3軸陀螺儀或加速度計。

在一些實施例中，該系統(tǒng)還包括與脈沖發(fā)生器和運動傳感器通信的控制器，該控制器被編程成基于由運動傳感器生成的信號來確定震顫的一個或多個特點。

在一些實施例中，震顫的一個或多個特點選自由震顫頻率、震顫幅度和震顫相位組成的組。

在一些實施例中，控制器還被編程成基于所確定的震顫的特點來調(diào)整電刺激的一個或多個參數(shù)。

在一些實施例中，第一電極、第二電極和第三電極被制造在一次性的和可替換的柔性基板上，該柔性基板具有用于與脈沖發(fā)生器電通信的一個或多個電連接器。

在一些實施例中，每個電極還包括拉片，以幫助扣緊和移除。

在一些實施例中，外殼和/或帶包括多個電按扣，用于可移除地接收第一電極、第二電極和第三電極。

在一些實施例中，第一電極、第二電極和第三電極設(shè)置在薄襯墊上，具有與外殼和/或帶上的多個電按扣的位置相對應(yīng)的間隔。

在一些實施例中，該系統(tǒng)還包括設(shè)置在電極周圍的薄襯墊上的粘合劑。

在一些實施例中，該系統(tǒng)還包括支架，其牢固地支撐外殼和帶，使得第一電極、第二電極和第三電極能夠附接到外殼和/或帶。

在一些實施例中，支架具有腔室，用于牢固地接收外殼使得外殼的底座被暴露。

在一些實施例中，第一電極、第二電極和第三電極凹入外殼或帶中，使得電極從外殼或帶延伸預(yù)先確定的距離。

在一些實施例中，第一電極和第二電極是一次性的和可替換的。

在一些實施例中，帶包括可模制的凹陷，其被配置成環(huán)繞電極并且保護(hù)它們免于脫水。

在一些實施例中，第一電極和第二電極涂覆有導(dǎo)電水凝膠。

在一些實施例中，第一電極和第二電極與泡沫背襯層連接。

在一些實施例中，泡沫背襯層包括電極之間的蛇形部分。

在一些實施例中，外殼包括一個或多個可按下的用戶輸入按鈕，每個按鈕位于外殼的一側(cè)上，并且寬聯(lián)結(jié)表面位于與每個按鈕相對的外殼的側(cè)上。

在一些實施例中，外殼具有皮膚接觸側(cè)，其具有遵循患者手臂或手腕的曲率的彎曲表面。

在一些實施例中，該系統(tǒng)還包括可再充電電池和感應(yīng)線圈，其被配置成從外部源接收功率以感應(yīng)地對電池充電。可充電電池和感應(yīng)線圈可以封裝在外殼中。

在一些實施例中，電極的直徑或?qū)挾仍诩s5mm與手臂或手腕的周長的四分之一之間。

在一些實施例中，該系統(tǒng)僅具有三個電極。在其它實施例中，該系統(tǒng)僅具有兩個電極。

在一些實施例中，連接到刺激器的電極的極性是可切換的。

在一些實施例中，提供了一種治療患有震顫的患者的方法。該方法可以包括：將包括第一電極和第二電極的帶放置在患者的手臂或手腕周圍，該第一電極和第二電極被配置成使得在手臂或手腕的橫截面平面中，在在第一神經(jīng)和第一電極之間延伸的線與在第一神經(jīng)和第二電極之間延伸的線之間存在90度至180度的角度，第一神經(jīng)選自患者正中神經(jīng)、撓神經(jīng)和尺神經(jīng)，其中，第一電極和第二電極間隔開預(yù)先確定的距離；并且從電極遞送第一電刺激以激勵第一神經(jīng)以減少患者的震顫。

在一些實施例中，該帶包括第三電極，該第三電極與第一電極和第二電極間隔開預(yù)先確定距離，使得在在第二神經(jīng)和第一電極之間延伸的線與在第二神經(jīng)和第三電極之間延伸的線之間存在90度至180度的角度，第二神經(jīng)選自患者正中神經(jīng)、橈神經(jīng)和尺神經(jīng)。

在一些實施例中，該方法還包括：從第一電極和第三電極遞送第二電刺激以激勵第二神經(jīng)。

在一些實施例中，第一神經(jīng)是正中神經(jīng)，并且第二神經(jīng)是橈神經(jīng)。

在一些實施例中，該帶可操作地連接至包圍運動傳感器的外殼，并且該方法還包括：在患者執(zhí)行震顫引發(fā)任務(wù)的同時，利用運動傳感器來測量震顫的一個或多個特點。

在一些實施例中，震顫引發(fā)任務(wù)是所指令的任務(wù)或動力學(xué)活動。

在一些實施例中，所指令的任務(wù)是姿勢保持，并且動力學(xué)活動是繪圖或書寫。

在一些實施例中，震顫引發(fā)任務(wù)是患者執(zhí)行未指令作為正常日常活動的一部分的任務(wù)。

在一些實施例中，所測量的震顫的特點包括震顫的頻譜。

在一些實施例中，該方法還包括：通過確定震顫的頻譜中4Hz至12Hz范圍內(nèi)的中心頻率峰值來確定震顫頻率。

在一些實施例中，所測量的震顫的特點包括震顫的幅度。

在一些實施例中，該方法還包括：基于震顫的周期將第一電刺激與第二電刺激在時間上偏移一時間段。

在一些實施例中，該時間段是震顫的周期除以被刺激的神經(jīng)的數(shù)目的函數(shù)。

在一些實施例中，被刺激的神經(jīng)的數(shù)目是兩個。

在一些實施例中，第一電極與刺激器的第一觸點電連通，并且第二電極與刺激器的第二觸點電連通，刺激器被配置成在第一電極和第二電極之間生成電脈沖，該電脈沖具有極性。

在一些實施例中，該方法還包括：切換刺激器的第一觸點和第二觸點，使得第一電極與第二觸點電連通，第二電極與第一觸點電連通，以便改變電脈沖的極性，以使第一電刺激是雙相的。

在一些實施例中，該方法還包括：測量患者的運動；確定所測量的運動的能量、幅度、頻率和模式；以及部分地基于所測量運動的所確定的能量、幅度、頻率和模式將非震顫運動與震顫運動分離。

在一些實施例中，該方法還包括：確定刺激感覺閾值和肌肉收縮或不適閾值。

在一些實施例中，該方法還包括：將第一電刺激的幅度從刺激感覺閾值朝向肌肉收縮或不適閾值增加。

在一些實施例中，增加第一電刺激的幅度的步驟包括：線性地或指數(shù)地增加幅度。

在一些實施例中，增加第一電刺激的幅度的步驟包括：增加由幅度減少分開的一系列逐漸增大的峰值幅度中的幅度。

在一些實施例中，增加第一電刺激的幅度的步驟包括：將幅度增加到大于肌肉收縮或不適閾值的值，然后將幅度減少到肌肉收縮或不適閾值以下。

在一些實施例中，增加第一電刺激的幅度的步驟包括：以一系列階梯式增量來增加幅度，其中，幅度的每個增量保持預(yù)先確定的持續(xù)時間。

在一些實施例中，幅度的每個階梯式增量之后是幅度的減小為幅度小于每個階梯式增量的增加。

在一些實施例中，第一電刺激和第二電刺激被異相地遞送至震顫。

在一些實施例中，該方法還包括：通過分析來自由患者佩戴的運動傳感器的信號來確定震顫頻率和相位，該運動傳感器選自由加速度計、陀螺儀、磁力計和彎曲傳感器組成的組。

在一些實施例中，在震顫引發(fā)任務(wù)期間使用運動傳感器來測量震顫的特點并且使用這些震顫特點來確定刺激波形的參數(shù)的步驟是實時進(jìn)行的。

在一些實施例中，第一電刺激和/或第二電刺激具有隨機諧振電刺激模式。

在一些實施例中，該方法還包括：確定電刺激水平，該電刺激水平高于感覺閾值并且低于肌肉收縮閾值和患者的疼痛容忍閾值。

在一些實施例中，通過患者手中的感覺異常來驗證帶的定位。

在一些實施例中，帶的定位部分地基于外殼的形狀與一個或多個解剖特征的比較。

在一些實施例中，第一電刺激具有的持續(xù)時間介于約20分鐘和60分鐘之間。

在一些實施例中，該方法還包括：在特定任務(wù)期間測量患者的手臂或手腕的運動；以及從所測量的運動來確定震顫的特點。

在一些實施例中，特定任務(wù)是姿勢、動作或有意運動。

在一些實施例中，震顫的特點包括震顫頻率；并且該方法還包括：基于顫動頻率來交替第一電刺激的突發(fā)模式的定時。

在一些實施例中，提供了一種治療患有震顫的患者的方法。該方法可以包括：確定患者手腕的周長；提供具有用于第一電極、第二電極和第三電極的預(yù)先確定的周向間隔的帶和外殼，其中，預(yù)先確定的周向間隔基于所確定的患者手腕的周長，其中，外殼包圍脈沖發(fā)生器，該脈沖發(fā)生器被配置成與第一電極、第二電極和第三電極電連通，其中，帶和外殼被配置成定位在手腕上，使得第一電極大致沿著手臂或手腕的背側(cè)的中線而定位，第二電極大致沿著手臂或手腕的腹側(cè)的中線而定位，并且第三電極位于第一電極和第二電極之間，其中，第一電極和第二電極形成第一電極對，并且第一電極和第三電極形成第二電極對；通過在第一電極對之間遞送第一電刺激來刺激第一神經(jīng)；以及通過在第二電極對之間遞送第二電刺激來刺激第二神經(jīng)。

在一些實施例中，提供了一種治療患有震顫的患者的方法。該方法可以包括：確定患者手腕的周長；為第一電極、第二電極和第三電極選擇具有預(yù)先確定周向間隔的帶和外殼，其中，預(yù)先確定的周向間隔基于所確定的患者手腕的周長，其中，外殼包圍脈沖發(fā)生器，該脈沖發(fā)生器被配置成與第一電極、第二電極和第三電極電連通；將帶和外殼定位在手腕上，使得第一電極大致沿著手臂或手腕的背側(cè)的中線而定位，第二電極大致沿著手臂或手腕的腹側(cè)的中線而定位，并且第三電極位于第一電極和第二電極之間，其中，第一電極和第二電極形成第一電極對，并且第一電極和第三電極形成第二電極對；通過在第一電極對之間遞送第一電刺激來刺激第一神經(jīng)；以及通過在第二電極對之間遞送第二電刺激來刺激第二神經(jīng)。

在一些實施例中，一個或多個電極可以同時連接至給定的刺激器引線。

在一些實施例中，提供了一種設(shè)備。該設(shè)備可以包括可調(diào)整的電極陣列，其被配置成可調(diào)整以靶向受試者的一個或多個神經(jīng)；與可調(diào)整的電極陣列接觸的皮膚界面；與可調(diào)整的電極陣列接觸的可調(diào)整帶；和與該帶接觸的電子器件盒。

在一些實施例中，電極是線性陣列。

在一些實施例中，電極繞過受試者的肢體。

在一些實施例中，肢體是手腕。

在一些實施例中，肢體的背側(cè)上的電極是公共電極。

在一些實施例中，肢體的腹側(cè)上的電極是信號電極。

在一些實施例中，神經(jīng)是選自以下各項組成的組中的神經(jīng)：尺神經(jīng)、正中神經(jīng)、橈神經(jīng)、或其任何組合。

在一些實施例中，電子器件被配置成切換電極陣列中的電極之間的電流。

在一些實施例中，電極陣列中的至少兩個電極的大小相同。

在一些實施例中，電極陣列中的至少兩個電極的大小不同。

在一些實施例中，被配置成用于肢體的背側(cè)的電極陣列的大小與被配置成用于肢體的腹側(cè)的電極陣列不同。

在一些實施例中，電極陣列中的電極被配置成接受最大電流量。

在一些實施例中，電極陣列中的兩個或更多個電極之間的阻抗值從20nF至120nF。

在一些實施例中，電極陣列中的兩個或更多個電極之間的阻抗值從5nF至300nF。

在一些實施例中，電極陣列包括選自由Ag/AgCl、Ag、Au、不銹鋼和導(dǎo)電橡膠組成的組中的材料。

在一些實施例中，皮膚界面包括選自由水凝膠、導(dǎo)電流體、導(dǎo)電凝膠、導(dǎo)電洗劑、織物或其任何組合組成的組中的材料。

在一些實施例中，皮膚界面包括水凝膠。

在一些實施例中，水凝膠具有阻止電極之間的電流泄漏的阻抗值。

在一些實施例中，兩個或更多個電極的阻抗值取決于電極的間隔。

在一些實施例中，皮膚界面層的體積電阻率范圍從1000ohm-cm以上至100kohm-cm

在一些實施例中，設(shè)備在電極陣列中的電極與皮膚界面之間具有一些電流泄漏。

在一些實施例中，泄漏電流小于50％。

在一些實施例中，泄漏電流小于30％。

在一些實施例中，泄漏電流小于10％。

在一些實施例中，提供了一種用神經(jīng)調(diào)節(jié)設(shè)備使受試者適應(yīng)震顫的方法。該方法可以包括：使受試者的肢體與包括可調(diào)整的電極陣列的設(shè)備接觸，該可調(diào)整的電極陣列被配置成可調(diào)整到受試者的一個或多個神經(jīng)；確定神經(jīng)響應(yīng)的位置；以及基于神經(jīng)響應(yīng)的位置使受試者適應(yīng)設(shè)備。

在一些實施例中，神經(jīng)響應(yīng)是感覺異常。

在一些實施例中，確定神經(jīng)響應(yīng)的方法包括：刺激電極陣列中的電極。

在一些實施例中，神經(jīng)響應(yīng)的位置指示神經(jīng)激活。

在一些實施例中，確定神經(jīng)響應(yīng)的方法包括：使肢體的不同部位與反饋設(shè)備接觸。

在一些實施例中，肢體包括手腕，并且不同部位包括手指。

在一些實施例中，反饋設(shè)備包括測量電極。

在一些實施例中，電極的激活指示哪個神經(jīng)被激勵。

在一些實施例中，確定神經(jīng)響應(yīng)的方法包括識別肢體的位置移動。

在一些實施例中，該適應(yīng)包括：將設(shè)備放置在肢體上以用該設(shè)備來激活肢體中的神經(jīng)。

在一些實施例中，該適應(yīng)包括：選擇激活所需的用于激活的電極。在一些實施例中，該參數(shù)可以存儲在存儲器中并且在治療期間由設(shè)備中的微控制器引用。

在一些實施例中，該激活包括外周神經(jīng)刺激。

在一些實施例中，該激活會治療受試者中的震顫。

盡管已經(jīng)描述了具有兩個或三個電極的許多實施例，但是應(yīng)當(dāng)理解，其它實施例可以具有附加的電極，特別地，如果附加的神經(jīng)是靶。

附圖說明

本發(fā)明的新穎特征在隨后的權(quán)利要求中具體闡述。通過參照以下具體實施方式以及附圖將獲得對本發(fā)明的特征和優(yōu)點的更好理解，該具體實施方式闡述了利用本發(fā)明的原理的說明性實施例，其中，

圖1A至圖1E圖示了提供靶向單個神經(jīng)的外周神經(jīng)刺激以減少震顫的設(shè)備和系統(tǒng)的實施例的各種視圖。圖1E圖示了包含各種部件的設(shè)備的外殼的示意圖。

圖2A圖示了示出來自陣列概念的實施例的具有定制刺激的患者的震顫減少的曲線圖。圖2B演示了在刺激之前(左)和刺激之后(右)由患者繪制的螺旋的改進(jìn)。

圖3A至圖3C圖示了手腕上的電極的各種實施例，包括在手腕背部上的公共電極以減少刺激多個神經(jīng)所需的電極的數(shù)目、以及位于手腕的圓周上的電極以選擇性地刺激靶向用于激勵的神經(jīng)。

圖4A和圖4B圖示了在一些實施例中，帶寬度如何可以取決于電極如何布置而變化。圖4A圖示了在線放置中，增加了所需的腕帶的大小。圖4B圖示了如果電極沿著具有公共電極的圓周設(shè)置，則帶寬度減小。

圖5A至圖5C圖示了能夠成功地靶向具有不同解剖結(jié)構(gòu)的患者中的預(yù)先確定的神經(jīng)的電極墊之間的不同固定間隔的各種實施例。

圖6圖示了示出了在一些實施例中，如何能夠計算電極的最大大小的圖。

圖7A和圖7B圖示了電極連接器可以如何移出帶并且進(jìn)入盒子以簡化帶。

圖8A和圖8B圖示了電極沿著神經(jīng)縱向放置的傳統(tǒng)正中神經(jīng)激勵(圖8B)與通過分布在手腕周向周圍的電極陣列的激勵(圖8A)的實施例。

圖9圖示了柔性電路刺激陣列的實施例?；资侨嵝缘牟⑶夷軌驀@手腕纏繞和貼合。

圖10圖示了與圖9相比較，用較小的矩形墊子制造的但是具有相似的元件間間隔的柔性電路的實施例，以減少刺激的有效面積并且增加陣列靶向特定神經(jīng)的靈敏度。

圖11圖示了用圓形電極陣列制造的柔性電路的實施例。

圖12圖示了允許單個刺激器單獨尋址每個電極的開關(guān)電路的實施例。

圖13圖示了電絕緣載體中的導(dǎo)電元件的單向?qū)щ娢㈥嚵械膶嵤├?/p>

圖14A至圖14D圖示了對于常規(guī)電極和陣列，當(dāng)電極從皮膚剝離時，對電流密度的影響。

圖15A至圖15D圖示了傳統(tǒng)電極和陣列的電短路對電流密度的影響。

圖16圖示了電極陣列的可能構(gòu)造的實施例。

圖17圖示了用于治療原發(fā)性震顫的正中神經(jīng)和橈神經(jīng)之間的典型的模式化波形。

圖18圖示了具有N個不同神經(jīng)的模式化波形。每個突發(fā)的持續(xù)時間等于震顫的周期除以N。每個神經(jīng)由突發(fā)來激勵并且整個模式在等于震顫周期的時間內(nèi)重復(fù)。

圖19圖示了不同神經(jīng)上的脈沖串的順序被隨機化的實施例。

圖20圖示了示出了暫停刺激的模式化波形。

圖21圖示了如何使用開關(guān)矩陣來產(chǎn)生雙相波形。

圖22圖示了如何使用神經(jīng)傳導(dǎo)的測量值來自動確定哪些電極刺激靶神經(jīng)。

圖23A和圖23B圖示了改變電極選擇或位置如何影響手腕中的電流場形狀和密度。

圖24A至圖24F圖示了震顫的各種特點如何可以用作反饋以適應(yīng)遞送給患者的刺激。另外，例如，基于從患者日歷收集的信息的預(yù)測自適應(yīng)可以用于觸發(fā)刺激。

圖25A至圖25C圖示了從大群體組合匯編的大數(shù)據(jù)如何可以改善疾病和震顫分類，其允許推薦治療以及長期監(jiān)測震顫。

圖26圖示了示出了如何可以使用震顫反饋、長期監(jiān)視數(shù)據(jù)、外部數(shù)據(jù)和預(yù)測自適應(yīng)來調(diào)整治療的流程圖。

圖27A和圖27B呈現(xiàn)了示出了患者感覺和刺激幅度之間的關(guān)系的兩個受試者的結(jié)果。

圖28A至圖28D圖示了各種斜坡類型。

圖29A和圖29B圖示了增加刺激水平的一系列小斜坡，其中每個斜坡之間或者暫?；蛘咚綔p小很小。

圖30是如何從3軸傳感器計算震顫頻率的流程圖。

圖31A和圖31B圖示了如何可以檢測震顫頻率中的假的或不準(zhǔn)確的峰值。

圖32圖示了震顫頻率如何在一天的過程中變化。

圖33圖示了其它身體活動如何被誤認(rèn)為震顫。

圖34圖示了震顫與非震顫活動的回歸模型，作為如何標(biāo)識從其計算震顫的中心頻率的活動的示例。

圖35圖示了凹陷成壓縮氯丁橡膠以在帶和皮膚之間形成舒適密封的電極按扣的橫截面圖。

圖36A至圖36C圖示了與按扣或按鈕扣緊件組合的可調(diào)整的帶扣的各種視圖，其允許佩戴者在臂帶被扣緊并且緊固到他們的手臂/手腕之后調(diào)整臂帶的張力。

圖37A和圖37B圖示了具有非粘性拉片的電極的實施例。

圖38圖示了在薄膜襯墊上適當(dāng)?shù)亻g隔開用于更容易地安裝到設(shè)備中的電極。

圖39A至圖39C圖示了由單個泡沫背襯連接的電極，包括用于蛇形連接的概念。

圖40A和圖40B圖示了當(dāng)安裝和移除電極時，用于支撐設(shè)備的支架的實施例。

圖41圖示了可佩戴刺激器的實施例，其中，電極相對于電子器件外殼向遠(yuǎn)側(cè)移位，以更容易地在手腕上遠(yuǎn)端地靶向神經(jīng)。

圖42A至圖42D圖示了將按鈕定位在與支撐表面相對的外殼上的各種方式。

圖43圖示了具有圓形按扣的電極的一個實施例。

圖44A至圖44C圖示了可以僅使用單手扣緊到用戶的手腕或手臂的帶的實施例。

圖45A和圖45B圖示了帶和其電子器件的實施例。

圖46圖示了充電塊的實施例，其具有可以幫助將設(shè)備對準(zhǔn)和插入到基站的鍵控形狀。

圖47A至圖47C圖示了帶和感應(yīng)充電器的另一實施例。

圖48A至圖48C圖示了單指手套的實施例，其具有扣緊件和電極。

具體實施方式

本發(fā)明的一個方面是提供靶向各個神經(jīng)(圖A至圖1E)的外周神經(jīng)刺激的設(shè)備和系統(tǒng)。本發(fā)明的一個方面是允許定制和優(yōu)化對個體的經(jīng)皮電治療的設(shè)備和系統(tǒng)10。特別地，所描述的設(shè)備10用于電刺激手腕中的正中神經(jīng)、撓神經(jīng)或尺神經(jīng)用于治療震顫。靶向那些特定神經(jīng)并且利用適當(dāng)定制的刺激會產(chǎn)生更有效的治療(例如，震顫減少)。

圖1A至圖1E圖示了提供靶向各個神經(jīng)的外周神經(jīng)刺激以減少震顫的設(shè)備和系統(tǒng)10的實施例。在一些實施例中，設(shè)備10被設(shè)計成佩戴在手腕或手臂上。在一些實施例中，位于類似手表的外殼12中的電子器件測量震顫并且還產(chǎn)生電刺激波形。帶14和/或外殼12中的電觸點將刺激波形傳輸?shù)揭淮涡噪姌O16。帶12中的觸點的位置被布置成使得特定神經(jīng)被靶向手腕，諸如正中神經(jīng)和撓神經(jīng)。電子器件外殼12還可以具有數(shù)字顯示屏，以向設(shè)備的佩戴者提供關(guān)于刺激的反饋和所測量的震顫特點和歷史。

在一些實施例中，治療設(shè)備10是手腕佩戴的設(shè)備，其由以下各項組成：1)環(huán)繞手腕的電極陣列16；2)皮膚界面，以確保與人的良好電接觸；3)電子器件盒或外殼12，包含刺激器或脈沖發(fā)生器18、傳感器20和其它相關(guān)聯(lián)的電子器件，諸如用于執(zhí)行指令的控制器或處理器22、用于存儲指令的存儲器24、可以包括顯示器和按鈕的用戶界面26、通信模塊28、可以可再充電的電池30、以及可選地用于對電池30充電的感應(yīng)線圈32等；以及4)帶，用于將所有部件保持在一起并且將設(shè)備牢固地緊固在個人的手腕周圍。

按照本文中所描述的實施例，已經(jīng)示出了在向患者手腕中的神經(jīng)提供電刺激之后，該系統(tǒng)的震顫顯著減少。圖2A是使用陀螺儀測量姿勢保持期間的震顫能量的所檢測到的震顫減少的示例。圖2B是通過使患者畫螺旋而檢測到的震顫減少的示例。

周向間隔的電極

我們的設(shè)備的一個方面是僅使用三個電極來靶向兩個神經(jīng)(例如，正中神經(jīng)和撓神經(jīng))，其中共享或公共電極300放置在手腕的背側(cè)上(圖3A)。在一些實施例中，公共電極300可以大致放置在手臂或手腕的背側(cè)的縱向中線上。在一些實施例中，附加電極302可以大致放置在手臂或手腕的腹側(cè)的縱向中線上，以靶向正中神經(jīng)。在一些實施例中，又一電極304可以放置在公共電極300和腹側(cè)放置的電極302之間，以靶向橈神經(jīng)。在一些實施例中，可以放置又一電極以靶向尺神經(jīng)。更一般地，組合電極子集會允許用少于N個電極來靶向N個神經(jīng)。

圖3B和圖3C圖示了在患者手腕或手臂的橫截面平面中公共電極300、腹側(cè)放置的電極302和撓電極304相對于正中神經(jīng)306和撓神經(jīng)308的位置。電極300，302，304被定位成使得在進(jìn)入手臂或手腕的橫截面平面的投影中，在連接正中神經(jīng)306和公共電極300的中心的線與連接正中神經(jīng)306和腹側(cè)放置的電極302的中心的線之間存在90度至180度的角度α1，并且在連接撓神經(jīng)308和公共電極300的線與連接撓神經(jīng)308和撓電極304的線之間存在90度至180度的角度α2。角度α1和α2可以分別在逆時針方向(如圖3B中所示的α1)或順時針方向(如圖3C中所示的α1)中的任一個上。更一般地，電極可以間隔開一預(yù)先確定的距離，使得當(dāng)電極圍繞患者手腕周向定位時，在每個電極對和其靶神經(jīng)之間形成的角度之一在大約90度和180度之間。這種定向?qū)е码姌O對的每個電極通常放置在靶神經(jīng)的相對側(cè)上。換句話說，靶神經(jīng)大致位于電極對之間。

如圖4A和圖4B所示，圍繞手腕周向放置的三個電極400，402，404允許：(1)與兩個電極400'，402'沿著相同的神經(jīng)縱向放置的典型布置相比，帶寬度減少；以及(2)通過使電極對彼此交叉以靶向每個神經(jīng)而更深地靶向組織。盡管已經(jīng)參照用于刺激兩個神經(jīng)的三個電極描述了實施例，但是應(yīng)當(dāng)理解，備選實施例可以利用兩個電極來刺激單個神經(jīng)，其中，兩個電極可以具有固定的間隔，以允許電極從神經(jīng)的相對側(cè)來刺激神經(jīng)。類似地，其它實施例可以利用多于三個電極。例如，可以添加附加的電極以靶向尺神經(jīng)。另外，電極的不同組合可以用于靶向來自正中神經(jīng)、撓神經(jīng)和尺神經(jīng)的組的一個或多個神經(jīng)。

通過選擇性地刺激手腕上的周向位置并且驗證用戶感覺到感覺異常的位置以便標(biāo)識正中神經(jīng)、撓神經(jīng)和尺神經(jīng)，映射具有不同手腕大小的若干個個體的神經(jīng)示出了神經(jīng)位置相對于手腕大小的可變性、以及生理學(xué)中的高的個體變量。如下文所討論的，可以用位于正確位置的電極來靶向個體神經(jīng)，諸如圖3A所示的位置或允許選擇那些個體神經(jīng)的陣列。

表1代表了示出個體的手腕大小和激勵橈神經(jīng)、正中神經(jīng)和尺神經(jīng)所需的刺激位置的數(shù)據(jù)。注意，多個位置有時可以靶向相同的神經(jīng)，并且相同手腕周長和寬度的個體通?？梢跃哂蟹浅２煌捻憫?yīng)。零是每個個體的手腕的中心線，并且數(shù)字是指當(dāng)看著手掌朝上的手腕時，中心元件(0)的左側(cè)(負(fù))和右側(cè)(正)的元件。這個表中的所有受試者均是右手性的。U＝尺神經(jīng)，M＝正中神經(jīng)，R＝撓神經(jīng)。

表1

該設(shè)備的一些實施例在適當(dāng)大小的電極之間具有不同的固定間距，以基于手腕周長靶向生理學(xué)改變的患者中的神經(jīng)。第5百分位女性至第95百分位男性的手腕周長為13.5cm至19.5cm。尺寸設(shè)置圖在圖5A至圖5C中示出，其圖示了使用22mm正方形電極的三帶配置。圖5A圖示了帶500的實施例，該帶500具有間隔約13mm的三個電極502，其可以用于周長約為13.5cm至15.5cm之間的手腕。由于使用22mm電極，所以電極的中心之間的間隔為35mm。下文進(jìn)一步描述用于確定間隔的過程。圖5B圖示了帶500'的實施例，該帶500'具有間隔約為18mm的三個電極502'，其可以用于周長約為15.5cm和17.5cm之間的手腕。圖5C圖示了帶500”的實施例，該帶500”具有間隔約為23mm的三個電極502”，其可以用于周長約為17.5cm和19.5cm之間的手腕。

電極結(jié)構(gòu)的尺寸可以基于患者舒適度、設(shè)備功率消耗和靶向神經(jīng)的能力的平衡。因為需要更低的電流和功率來刺激神經(jīng)，所以小電極是有利的。然而，較小的電極可能具有幾個缺點，包括：(1)增加了神經(jīng)靶向的難度，因為電極必須精確地放置在右解剖位置；(2)電極之間產(chǎn)生的電場的增強的邊緣效應(yīng)，其減少了患者的舒適度；和(3)減少與皮膚接觸的電極的表面積，其可能導(dǎo)致電極完整性和皮膚粘附的小偏差，從而減少患者的舒適度。相反，較大的電極是有利的，因為由于電場邊緣效應(yīng)減少、對電極中的小偏差的靈敏度減少、以及對刺激器設(shè)備上的電流幅度步長的靈敏度減少，所以它們對于患者趨向于更舒適。另外，較大電極需要較不精確的放置。然而，較大電極的缺點是需要更多的電流和功率來實現(xiàn)指定的電流密度。

在一些實施例中，手腕周長和神經(jīng)位置是驅(qū)動電極大小選擇的主要解剖學(xué)因素。正中神經(jīng)通常位于手腕腹側(cè)的中心線上。因此，如圖3所示，例如，電極302、中間電極可以放置在手腕腹側(cè)的中心線上。為了靶向更深的結(jié)構(gòu)并且使設(shè)備的寬度最小化，另一電極300、返回電極或公共電極可以放置在手腕的相對側(cè)或背側(cè)的中心線上。在一些實施例中，中間電極可以偏離中心線以偏向拇指，而返回電極保持放置在手腕的背側(cè)的中心線上。在一些實施例中，中間電極的偏移可以是預(yù)先確定的距離，其最大約為手腕的周長的四分之一。第三電極(即，撓電極)可以放置在第一電極和第二電極之間，以靶向橈神經(jīng)。一些實施例可以利用多于三個電極。比如，可以添加附加的電極以靶向尺神經(jīng)。另外，電極的不同組合可以用于靶向來自正中神經(jīng)、撓神經(jīng)和尺神經(jīng)的組中的一個或多個神經(jīng)。在一些實施例中，由于以下兩個原因，所有電極可以具有相同的大小(即，面積)：(1)容易在大體積下制造；以及(2)通過在任何電極對處保持相同的電流密度來改善舒適性。如圖6所示，這些注意事項可以設(shè)置電極600的大小的上限，以將正中神經(jīng)602和撓神經(jīng)604刺激為最小的人(第五百分位女性)的手腕的周長的四分之一或約3.5cm。

在一些實施例中，基于在電極陣列的文獻(xiàn)中發(fā)現(xiàn)的最小大小，電極大小的下限可以為5mm。在這些限制內(nèi)，選擇22mm×22mm的大小，因為它允許刺激器功率和神經(jīng)靶向之間的良好平衡。22mm大小允許可合理量的未對準(zhǔn)(經(jīng)驗性地周向測量的約為1cm)用于靶向神經(jīng)，而不消耗對于可穿戴設(shè)備形狀因素的不合理的功率量。22mm大小也是用于電極制造的標(biāo)準(zhǔn)大小，因為其在商業(yè)上用于ECG設(shè)備中。在一些實施例中，電極大小可以在10mm與30mm之間、或15mm與25mm之間、或20mm與25mm之間。

基于電極大小并且為了適應(yīng)手腕大小的變化，在一些實施例中，電極間隔可以分為三個大小，其中，每個大小跨越2cm的手腕周長范圍。在每個范圍中，選擇在2cm范圍內(nèi)的中間手腕周長，并且基于手腕周長來計算電極的間隔。例如，在最小大小的帶中，對于13.5cm至15.5cm的手腕大小，計算是基于14.5cm的手腕周長。手腕背部上的中間電極和返回電極的中心到中心間隔應(yīng)當(dāng)大約為手腕周長的一半。減去電極的大小(22mm)會確定電極間間隔應(yīng)該在13mm左右。

尺寸計算也被輕微偏置，使得中間電極的放置向拇指移動，因為這在刺激正中神經(jīng)時更有效，并且在電極被不精確地移位或放置的情況下可能避免刺激尺神經(jīng)。在一些實施例中，因為發(fā)現(xiàn)在早期測試中引起不愉快的感覺，所以尺神經(jīng)刺激可能不如撓神經(jīng)刺激更好。

通過將水凝膠電極以期望的距離附接到襯墊來制造測試陣列。公共電極對準(zhǔn)手腕背部的中心，并且將水凝膠連接到刺激器設(shè)備。如表2所示，所有受試者均能夠使用適當(dāng)選擇的帶來靶向撓神經(jīng)和正中神經(jīng)。在朝向拇指移位1cm時，大多數(shù)個體經(jīng)歷減小的正中神經(jīng)激勵，其可以用更大的刺激幅度來適應(yīng)。在朝向小指移位1cm時，許多個體獲得尺感覺。在大約移位了一半的電極墊尺寸之后，大多數(shù)受試者仍然能夠感覺到正確神經(jīng)的刺激，但是偶爾需要更大的刺激幅度。這些初步結(jié)果表明電極間隔和大小是足夠的。

表2：證實電極間隔成功地靶向若干個個體的正中神經(jīng)和橈神經(jīng)的數(shù)據(jù)

在設(shè)備的一個實施例中，電極連接可以位于電子器件盒的下面，其中，一種類型的電極連接可以是按扣。在圖7A和圖7B中，所有三個電極連接器700位于電子器件盒702的下面。電子器件盒702上的連接器700可以與可以具有互補連接器706的柔性電極系統(tǒng)704進(jìn)行接口。柔性電極系統(tǒng)704還可以具有三個電極708，該三個電極708使用電跡線710電連接到互補連接器706。柔性電極系統(tǒng)704的部件可以集成到柔性襯墊712上。其中電極連接在電子器件盒上的這種構(gòu)造的優(yōu)點是在該帶中不需要電子器件。這種構(gòu)造的缺點是柔性跡線710可能需要定制制造和相稱的增加的成本。附加地，如果被構(gòu)造為雙層柔性件，則柔性跡線710可以加寬該帶或者有助于附加的復(fù)雜性和成本。

其它電極陣列配置

可以使用各種類型的電極陣列。在如上文所描述的一些實施例中，可以使用圍繞患者的手腕或手臂周向定位的兩個或更多個電極(諸如三個電極)的周向陣列。還可以使用其它電極陣列構(gòu)造，包括二維陣列。在這些電極陣列中形成的電極對可以被設(shè)計成使得每個元件是可單獨尋址的并且具有有限的電流密度。該陣列配置是對常規(guī)雙元件陣列的改進(jìn)。首先，它限制了可能導(dǎo)致不適并且可能增加較大元件灼傷的風(fēng)險的電流密度尖峰。當(dāng)例如水凝膠剝離或干布電極與皮膚接觸不良時，可能發(fā)生不適和灼傷。第二，其使得能夠為每個患者的特定幾何形狀或神經(jīng)生理學(xué)選擇最佳刺激位置?？梢酝ㄟ^激勵單組電極或通過使用多個電極的同時激勵來掌控電流而靶向刺激位置。第三，其允許隨時間而移位刺激位置以減少施加到某一皮膚貼片的總電流密度，其可以減少由于刺激導(dǎo)致的皮膚刺激。

在一些實施例中，電極陣列可以具有布置在圍繞手腕的環(huán)中的電觸點的定義模式。為了電性地刺激，可以通過人體皮膚在兩組觸點之間施加電流。在該陣列中，任何數(shù)目個電極可以連接到任一組觸點，從而使其非常可配置。在大多數(shù)情況下，皮膚界面將需要放置在電極觸點和人之間。在許多情況下，這種皮膚界面的機械和電性能與陣列的機械性能相結(jié)合將影響設(shè)備的性能和復(fù)雜性。

通常對于手腕中的神經(jīng)激勵，如圖8B所示，兩個電極800'沿著神經(jīng)而縱向放置，具有至少1cm的合理間隔。這種定位的目的是使電場802'穿透到組織中以使下面神經(jīng)804去極化。對于兩個相鄰的電極800'，刺激電流只有淺的穿透。相比之下，如圖8A所示，在手腕的相對側(cè)上激勵電極800的情況下，電場802延伸穿過手腕，并且這使得能夠在組織中更深地激勵神經(jīng)804。如圖4A和圖4B所示，為了使用縱向放置的電極來實現(xiàn)相同水平的刺激，可能需要較大的袖帶。因此，周向陣列是緊湊的，并且因此對于可穿戴設(shè)備是有利的。具有陣列的可配置性的優(yōu)點是可以達(dá)到相同的神經(jīng)，但是比常規(guī)正中神經(jīng)激勵更緊湊的形狀因數(shù)。

周向陣列結(jié)構(gòu)解決尺寸確定的問題。在一些實施例中，如圖9所示，電極902的柔性陣列900可以以一種尺寸適合所有的方式來制成并且圍繞任何個體手腕而放置。然而，未使用的電極902簡單地不被刺激器尋址。這允許一個尺寸可以被定制給大群體。

陣列設(shè)計由以下各項定義：1)中心到中心間隔；2)元件間間隔；和3)電極的形狀；以及4)皮膚界面(通常為水凝膠)的電性和機械特性。在一些實施例中，對于震顫的手腕穿戴治療，陣列900具有約為1cm的中心到中心間隔、約為2mm的元件間間隔、以及諸如2mm內(nèi)圓角的圓角矩形元件。由于陣列900可以符合身體，觸點可以被制造為柔性聚酯基板906上的導(dǎo)電Ag或Ag/AgCl跡線904，但是可以使用其它跡線和基板材料，諸如聚酰亞胺上的鍍金的銅。具有合理地高的體積電阻率(～2500ohm-cm)的單個水凝膠條可以施加在陣列上并且用于接觸皮膚。這些參數(shù)的選擇由期望的解剖大小范圍、皮膚界面的電特點、刺激感覺、刺激持續(xù)時間、以及電子器件的可允許的復(fù)雜性來確定。

在一些實施例中，該設(shè)備被設(shè)計成使元件/電極之間的串?dāng)_最小化。串?dāng)_使相鄰區(qū)域受到刺激，并且可以導(dǎo)致消耗功率或增加刺激的脫靶副作用。通過選擇具有高體積電阻率的水凝膠以抑制橫向方向上的電流擴(kuò)散并且限制刺激的有效面積，可以使串?dāng)_最小化。使用較低的體積電阻率，電流擴(kuò)散可能阻止特異性靶向個體神經(jīng)的能力。另外，較大電阻率的水凝膠傾向于減小邊緣效應(yīng)并且增加刺激的舒適性。然而，太大的體積電阻率將消耗更多的功率，其增加了對電子器件的需求和電池大小。在一些實施例中，可以選擇中間電阻率以平衡這些競爭的需求。附加地，因為電流密度將逐漸減小，所以少量的電流擴(kuò)散還可能有益于患者的舒適性。

串?dāng)_還可以通過修改形狀和元件間隔來調(diào)節(jié)。比如，與圖9相比較，減小陣列1000中的電極1002(圖10)的面積可以有助于限制所激勵的區(qū)域。修改中心到中心間隔還可以限制相鄰元件/電極的重疊區(qū)域。

改變電極形狀還可以控制區(qū)域中的激勵并且使刺激更舒適。在矩形元件的情況下，通常角落示出了電流密度的增加，其可能導(dǎo)致不適。在一些實施例中，可以選擇圓形元件/電極1102(圖11)以增加舒適度。

減少串?dāng)_的另一種途徑是分離水凝膠塊并且消除從焊盤到焊盤的電流流動。然而，這增加了制造過程的復(fù)雜性。

在一些實施例中，如圖12所示，用于驅(qū)動陣列的電子器件和電路1200包括自適應(yīng)開關(guān)，其允許每個單獨的電極1202在給定時間通過打開或關(guān)閉每個通道中的開關(guān)1210而連接到刺激器1208的兩個觸點1204，1206中的任一個觸點。每個通道可以包括DC阻斷電路1212，因為電荷平衡對于防止皮膚刺激和灼傷是重要的，并且還由電流限制器1214單獨地限流，以便防止可能導(dǎo)致?lián)p傷或不適的電流浪涌。該電流限制可以設(shè)置為特定患者或患者組的預(yù)先確定的容限閾值。存在許多晶體管電路或部件(如本領(lǐng)域已知的多晶硅熔絲)，以限制或關(guān)閉到特定節(jié)點的電流。這些電路及其部件(諸如刺激器、開關(guān)和電流限制器)可以由微處理器1216實時控制和/或可編程。開關(guān)矩陣允許多個電極在給定時間連接到相同的刺激器觸點，以獲得最大的靈活性。另外，如下文所描述的，電極可以在刺激器的正觸點和負(fù)觸點之間切換以產(chǎn)生雙極脈沖。

陣列幾何結(jié)構(gòu)的另一益處是要映射下面的神經(jīng)生理學(xué)的物理布局。這可以用于對每個受試者適當(dāng)?shù)卣{(diào)節(jié)刺激。例如，陣列元件可以用于映射下面的肌肉發(fā)射(肌電描記術(shù))或下面的神經(jīng)活動(電磁照相術(shù))。該信息可以用在閉環(huán)系統(tǒng)中以監(jiān)測震顫或隨時間來優(yōu)化刺激。

將所描述的周向陣列的基本概念擴(kuò)展到更精細(xì)的微陣列為刺激提供了顯著的優(yōu)點。作為具有微型、電流限制的陣列元件的材料的結(jié)構(gòu)可能解決電流尖峰或電極剝離的問題。設(shè)計微陣列是對用于防止串?dāng)_的高橫向阻抗和用于從刺激器的有效功率傳遞的低阻抗的需要的平衡。如圖13所示，這種微陣列1300可以是絕緣聚合物中的織造織物或一系列導(dǎo)電元件1302，以產(chǎn)生單軸導(dǎo)電幾何形狀。

使用微陣列代替常規(guī)電極系統(tǒng)是有利的，以便在當(dāng)粘附到皮膚上被折中時的情形下維持舒適和安全的刺激。兩種情形通常導(dǎo)致對患者的疼痛和灼傷，電極剝離和電極材料的損壞；兩者均與電流密度的增加相關(guān)聯(lián)。在常規(guī)電極系統(tǒng)中，如圖14A所示，電流I 1400施加到附接到皮膚1404的區(qū)域A的單個電極1402。然后，電流密度為J＝I/A。當(dāng)電極1406剝離時，如圖14B所示，區(qū)域A減小，其增加了電流密度J。電流密度可以增加到患者變得不舒適或者對皮膚產(chǎn)生副作用的程度。

然而，在具有調(diào)節(jié)的電流密度的矩陣陣列中，可以調(diào)節(jié)電流密度以防止不適。在圖14C中，大電極區(qū)域被分成具有較小元件1408的電極陣列。每個元件具有相關(guān)聯(lián)的限流電路1410，該限流電路1410將電流限制為舒適的值1412。在圖14D中，因為存在這些電流限制器，即使當(dāng)一些陣列元件1414剝離并且零電流流過那些元件1416時，通過所有其余元件1412的電流仍然被限制到舒適的水平。

其中微陣列相對于常規(guī)電極系統(tǒng)提供優(yōu)點的第二常見情形是當(dāng)電極的一個區(qū)域由于材料的損壞或材料的機械性質(zhì)而短路時。在如圖15A所示的常規(guī)電極系統(tǒng)中，電流I 1500流過皮膚1504上的電極1502。在圖15B中，如果例如由于缺陷或另一原因而在電極中發(fā)生短路1506，則整個電流I 1500流過該單個點，其可能引起不適。在15C中，多元件陣列具有連接到每個陣列元件1508的電流限制器1510。這樣的電流限制器的示例是非常大的電阻器R，其比電極1508本身的電阻r大得多(即，R>>r)。在這種情況下，通過每個元件的電流大致是總電流除以元件數(shù)目。在一個元件中出現(xiàn)短路1506的情況下，因為R>>r，通過每個元件1514的電流仍然大致等于總電流除以元件數(shù)目。

所描述的兩種情形對于非粘性電極配置可能特別有問題的。例如，導(dǎo)電織物可以間歇地僅接觸皮膚的一個小區(qū)域，并且使得所有的電流在高電流密度下流過小區(qū)域。這個問題的一個解決方案是圖16所描繪的非粘性陣列的實施例。該實施例使用連接到柔性基板1606(如布)的一系列細(xì)銷或球1600，以形成電極的微陣列。可以在球和皮膚之間添加另一種材料(如導(dǎo)電泡沫或舒適層1602)，以解決任何不適，前提是橫向電阻率與貫穿電阻率相比較相對較高。該解決方案使觸點之間的串?dāng)_最小化。元件/電極的這種微陣列可以被構(gòu)造為機械連接的多個電極的矩陣，并且每個電極具有它們自己的限流電路1604。矩陣中的電極可以被分組成被單獨控制的更大的元件子組1608和1610。另一選項是要使用機織織物，其中，每條線的電阻會限制電流。

神經(jīng)之間交替的模式化刺激

該設(shè)備的一個方面是用于刺激多個神經(jīng)的模式化波形。該波形使用映射到大腦中相鄰位置的外周神經(jīng)上的較高頻率刺激(通常為50Hz至2kHz)和50μS至1mS脈沖寬度的交替突發(fā)。這種類型的刺激可以使神經(jīng)元群體失去同步并且恢復(fù)正常功能。這些突發(fā)模式匹配患者的某些震顫特點，包括震顫的相位、頻率和幅度。在一個實現(xiàn)方式中，其中，正中神經(jīng)和撓神經(jīng)用于治療震顫，150Hz頻率和300μS脈沖寬度的脈沖串是剛好在震顫周期的一半以下并且在兩個神經(jīng)之間交替的長度。圖17圖示了用于治療震顫的典型模式化波形刺激正中神經(jīng)和橈神經(jīng)。每個突發(fā)由用于靶向正確類型的神經(jīng)的較高頻率和適當(dāng)?shù)拿}沖寬度的脈沖來形成。突發(fā)與關(guān)于患者的震顫頻率的定時交替。每個突發(fā)高達(dá)震顫周期的一半，使得突發(fā)不重疊，并且突發(fā)被時移一半的震顫周期，使得交替周期用每個震顫周期來重復(fù)。

該刺激存在若干變化，包括如圖18所示的刺激多于兩個神經(jīng)、以及如圖19所示的改變脈沖串的排序。如果被刺激的神經(jīng)的數(shù)目增加到N，則每個脈沖串的最大突發(fā)長度將是震顫周期的1/N倍，使得突發(fā)是不重疊的。第二神經(jīng)上的突發(fā)將移位1/N倍，第三神經(jīng)上的突發(fā)將被移位2/N倍，直到被移位(N-1)/N倍的震顫周期的最后的神經(jīng)N。

如圖19所示，不同神經(jīng)上的脈沖串的順序可以被隨機化,。突發(fā)的長度的上限是震顫周期的1/N倍，并且三個神經(jīng)上的突發(fā)的順序被隨機化。然而，如每個白色或灰色段所圖示的，所有三個神經(jīng)仍然在等于震顫周期的時間長度內(nèi)經(jīng)歷單個刺激突發(fā)。在等于震顫周期的隨后的時間間隔中，神經(jīng)上的突發(fā)模式的順序被再次隨機化。

在序列中的不同時間可以存在暫停。這些暫?？梢允且?guī)則的或在隨機時間發(fā)生。該暫?？梢杂兄谌ネ交?，并且因為通常向手部傳送較少的功率，所以還具有增加刺激的耐受性的副作用。較少的功率傳輸還減少了來自電池的功率消耗，并且可以幫助減少可穿戴設(shè)備的整體大小。圖20圖示了示出了刺激中的暫停的波形模式。每組刺激突發(fā)以等于震顫周期的時間間隔來分組。在常規(guī)時間，可以停止或暫停在長度上等于震顫的周期的一段或多段的刺激。

盡管上文所描述的實施例已經(jīng)使用恒定150Hz刺激作為示例，但是每個突發(fā)內(nèi)的波形可以在幅度、定時或形狀上變化。比如，在一些情況下，因為一個神經(jīng)可能比另一個更容易被激勵，所以需要基于生理學(xué)或手部位置改變撓神經(jīng)和正中神經(jīng)幅度。突發(fā)期間的幅度還可以變化，例如，正弦地變化。特定突發(fā)模式內(nèi)的脈沖寬度和頻率也可以變化，例如，可以使用隨機諧振電刺激模式來選擇某個方波脈沖的脈沖寬度和頻率的隨機分布。已經(jīng)示出隨機共振以增強感覺知覺并且反饋到中樞神經(jīng)系統(tǒng)中。

因為由于在任何給定時間只刺激一個神經(jīng)而僅需要一個刺激器，所以這種交替波形的電子器件實現(xiàn)方式是有利的。這通過上文所描述的并且在圖12中圖示的開關(guān)矩陣設(shè)計來實現(xiàn)。開關(guān)矩陣設(shè)計的優(yōu)點是其有助于實現(xiàn)安全設(shè)計，其減少了設(shè)備的大小和成本，對于可穿戴設(shè)備而言是必需的特點。具體優(yōu)點包括：

因為一次只激勵一個神經(jīng)，所以僅利用一個刺激器。與需要多通道激勵器的其它技術(shù)相比較，這通過減少所需的電子器件部件的數(shù)目來減少設(shè)備的大小和成本。

開關(guān)矩陣允許電極對中的每個電極與其自身的保護(hù)電路相關(guān)聯(lián)。這可以防止矩陣中的任何單點故障。例如，如圖12所示，如果DC阻斷電容器與每個電極相關(guān)聯(lián)，則即使電容器中的一個失效，患者仍然可以免受來自第二電容器的DC電流的影響。

附加地，開關(guān)矩陣使雙相刺激所需的高壓軌道的數(shù)目最小化或減少，其減少了設(shè)備中的部件的數(shù)目。代替產(chǎn)生負(fù)軌道和正軌道，產(chǎn)生單個電壓軌道和接地軌道。通過將交替電極連接到接地軌道或高壓軌道，可以產(chǎn)生如圖21所示的雙相波形。如圖21所示，產(chǎn)生兩個電壓線(高電壓線2100和接地線2102)，并且電極2104交替地連接到每個電壓線以產(chǎn)生雙相波形2106。減少部件的數(shù)目轉(zhuǎn)化為對于可穿戴設(shè)備而言是關(guān)鍵的空間和成本節(jié)省。

用于電極陣列的設(shè)備配合

在一些實施例中，可以使用手動配合過程。在手動配合過程中，設(shè)備可以放置在患者的手臂上。每個單獨的電極可以被接通并且施加刺激。對于每個電極位置，可以記錄感覺異常的位置，并且通過使用文獻(xiàn)中發(fā)現(xiàn)的信息與特定神經(jīng)相關(guān)。例如，如果特定的陣列元素在拇指、食指和第三指中引起感覺異常，則該電極刺激正中神經(jīng)。尺神經(jīng)和撓神經(jīng)可以以類似的方式找到。操作者然后可以將那些神經(jīng)位置和對應(yīng)的相關(guān)聯(lián)的電極編程到患者的設(shè)備中。該設(shè)備可以重新調(diào)用這些位置以向特定個體提供一致的治療，條件是帶和電極在相同的位置和定向上一致地放置在患者的手腕上。為了輔助在手腕上的可重復(fù)放置，可以采用與解剖特征對齊的視覺或機械標(biāo)記。一個示例是要彎曲盒以適配手腕的曲線。第二個示例是要使設(shè)備像手表，具有直觀的優(yōu)選定向。最后的示例是要提供可見的指示器，如可以與對應(yīng)的解剖結(jié)構(gòu)對齊的標(biāo)記或線，如手腕的腱或手部和手腕上的骨骼，諸如尺骨莖突。

在一些實施例中，可以使用來自機載傳感器的反饋來自動化該配合過程。比如，可以在手指上使用類似于在腕管神經(jīng)傳導(dǎo)研究中使用的環(huán)接收電極2200。如圖22所示，這些接收電極2200可以用于測量周向放置在手腕或手臂上的特定電極2202的刺激是否在靶神經(jīng)2206(諸如正中神經(jīng)、橈神經(jīng)或尺神經(jīng))中引起可測量的響應(yīng)2204。這也可以在一些實施例中用于確認(rèn)特定神經(jīng)(諸如尺神經(jīng))例如不被刺激，其可以通過將電極放置在由該神經(jīng)支配的手指或其它位置處來實現(xiàn)。當(dāng)(多個)正確的電極被刺激時，可以通過手指上的環(huán)形電極或放置在靶神經(jīng)支配的已知位置處的另一電極來測量響應(yīng)。

在一些實施例中，可以通過測量對刺激的響應(yīng)來確定配合。比如，如果特定位置處的刺激導(dǎo)致比另一位置處的刺激更大的震顫減少，則該設(shè)備將被指引以刺激更有效的位置。

在一些實施例中，在配合過程期間，搜索正確的電極組不必以線性方式進(jìn)行。取決于人的手腕和寬度大小，可以對某些神經(jīng)的大致位置具有先驗知識。比如，正中神經(jīng)通常位于靠近手腕腹側(cè)的中心線，因此可以優(yōu)先測試該位置處的電極。

盡管選擇單獨的元件是選擇單個神經(jīng)的最直接的方式，但是更復(fù)雜的電流模式可以用于成形通過肢體的電流密度。待用于激勵特定神經(jīng)的哪些電極的組合可以是直接的或更復(fù)雜的，以便為了改善舒適度而導(dǎo)引電流。例如，在圖23A中，通過將位于手腕的相對側(cè)上的電極2302和2304連接到刺激器2300來實現(xiàn)簡單的配置。場線2306激勵神經(jīng)2308。激勵神經(jīng)2308的另一方式可以在圖23中看到。電極2310、2312和2314被選擇并且連接到刺激器。通過每個電極的電流的量可以不同，以便導(dǎo)引場線2316。在其它配置中，可以減少電流密度，以便使刺激更舒適。

因為可以動態(tài)地選擇陣列元件以根據(jù)需要改變刺激，所以周向陣列是有利的。比如，在一些情況下，在人的肢體的位置四處移動時，神經(jīng)的位置可以改變。在這種情形下，與原始對不同的一組電極可以更精確或有效地靶向神經(jīng)，并且有利的是應(yīng)用算法以改變用于刺激的電極組。

動態(tài)刺激算法

除了將電極有效地定位在患者的手臂或手腕周圍之外，在一些實施例中，如24A至圖24F所示并且如下文更詳細(xì)地描述的，可以以各種方式改進(jìn)通過電極遞送到神經(jīng)的電刺激，包括例如確定震顫的各種特點，以及使用該數(shù)據(jù)作為反饋以修改、調(diào)整和設(shè)置各種刺激參數(shù)。

動態(tài)算法還可以幫助刺激舒適并且減少發(fā)紅或皮疹。如果多個元件靶向感興趣的特定神經(jīng)或神經(jīng)，則可以實時地在這些不同元件之間切換信號。這可以通過減少特定位置處的刺激的時間來減輕皮膚的特定位置處的刺激。然而，治療的總凈效果將是相同的。

震顫相位反饋：

如圖24A所示，在一些實施例中，由加速度計、陀螺儀或諸如EMG之類的其它裝置測量的震顫信號可以用于直接反饋。例如，使用陀螺儀信號允許測量手部的角速度，因此可以計算手部的角度。已經(jīng)示出，對震顫的異相反應(yīng)可以有效地減少震顫。對相位延遲2402的檢測和響應(yīng)可以在硬件或軟件中實現(xiàn)。

為了利用震顫相位反饋，可以集成來自運動傳感器的信號，或者可以使用傳感器的組合來形成反映手部位置的信號。例如，可以通過集成加速度計或陀螺儀信號、或通過組合加速度計、陀螺儀和磁力計數(shù)據(jù)來確定位置和定向，以產(chǎn)生示出了手部的定向的四元數(shù)。通過組合一個或多個軸線上的位置，可以產(chǎn)生用于動態(tài)反饋的信號。

計算刺激的觸發(fā)的一種算法標(biāo)識信號的導(dǎo)數(shù)改變符號的位置，以在信號中找到峰值。該信號可能是有噪聲的，因此可能需要濾波器或閾值來消除噪聲振蕩。最后，峰值通常不會比典型的震顫頻率(4Hz至12Hz)更快地發(fā)生，因此可以消除太靠近在一起的點。從峰值，可以通過觀察兩個峰值之間的時間差來計算震顫的瞬時頻率。然后，使用該頻率，可以計算刺激異相所需的適當(dāng)?shù)臅r間延遲，從而解釋從外周神經(jīng)到大腦的神經(jīng)信號的延遲。計算得以完成并且是實時的，并且可以適應(yīng)信號的瞬時頻率和相位。

一種備選途徑可能是檢測位置或生物信號中的零交叉或任何其它重復(fù)值。然而，由于零附近的噪聲的趨勢，零檢測可能是具有挑戰(zhàn)性的。

檢測相位的備選途徑是使用實時希爾伯特變換(Hilbert transform)。希爾伯特變換將從實時信號計算包絡(luò)和相位。因此，瞬時相位可以用于適當(dāng)?shù)貙Υ碳び嫊r。然而，希爾伯特變換在標(biāo)準(zhǔn)微控制器上實現(xiàn)具有復(fù)雜性和挑戰(zhàn)性。

震顫幅度反饋：

在一些實施例中，震顫幅度反饋基于震顫嚴(yán)重度來調(diào)制治療的占空比?？梢砸匀舾煞N方式來定義和確定震顫幅度，如圖24B和圖24C所示的，包括：(1)手部運動的最大或均方根彎曲延伸/位置、速度、加速度或痙攣；或(2)在4Hz至12Hz頻帶中的頻率或頻譜能量下的譜功率。由于三維性，確定最大手部運動可能在運算上是昂貴的。在一些實施例中，來自陀螺儀或加速度計中的所有軸線的信號可以被積分，并且可以采用具有最大幅度的軸線來定義屈曲和伸展量。備選實現(xiàn)方式是要從傳感器輸入的組合來計算手部的定向，并且可以計算在瞬時時間點處的手部的中間位置的軸角旋轉(zhuǎn)以指定屈曲/伸展的程度。如果該振蕩信號的包絡(luò)2404大于閾值2406，則可以應(yīng)用治療。

該途徑可以是運算密集型的，并且對于短時間信號計算4Hz至12Hz頻帶中的頻譜能量可能是優(yōu)選的。如果多軸加速度計、陀螺儀或其它運動傳感器可用，則可以為每個軸線單獨計算頻譜密度，然后可以找到L2范數(shù)。還可以在取決于所使用的傳感器找到頻譜密度之前計算L2范數(shù)?？梢允褂貌捎脧臅r域到頻域的信號的多種數(shù)值途徑2408來計算頻譜密度，包括FFT、welch或周期圖，或使用更加微控制器友好的Goertzel音調(diào)檢測算法，所有這些在文獻(xiàn)中是公知的。如果曲線2410下的能量大于閾值，則可以應(yīng)用治療。

這種反饋機制的一個困難是確定應(yīng)當(dāng)應(yīng)用治療的閾值。在一些實施例中，可以基于手部的實際角度來設(shè)置閾值；調(diào)查和患者測試可以確定用于執(zhí)行日常任務(wù)的可接受角度范圍，如飲用或拿著勺子。對于頻譜密度也可以這樣做。在一些實施例中，該閾值可以被設(shè)置為在所有患者中是通用的。

在一些實施例中，該閾值可以被個體化到特定患者或相似患者組。這可以通過隨時間監(jiān)測患者的震顫水平(例如，能量或位置)并且在正常情形下確定人的最大值和最小值來完成。這些值也可以隨時間來記錄?？商娲?，震顫閾值可以被定義為震顫的最小值的分?jǐn)?shù)。

在一些情況下，包括帕金森病震顫在內(nèi)，可能存在刺激的習(xí)慣，并且震顫將在短時間后開始再次增加。檢測震顫嚴(yán)重度的增加可以用于修改刺激的幅度、相位、頻率、波形或脈沖串以改善功效和耐久性。

震顫頻率反饋

在如圖24D所示的一些治療中，震顫的頻率用于設(shè)置神經(jīng)激勵的周期。例如，由N個外周神經(jīng)支配的相同神經(jīng)叢中的N個單元應(yīng)當(dāng)以等于震顫的周期除以N的時間間隔被刺激。由于震顫的頻率不會快速改變，所以如下文在震顫檢測的部分中所描述的，以微小間隔進(jìn)行采樣應(yīng)當(dāng)足以跟蹤該跟蹤。作為頻率的函數(shù)的頻譜密度將需要使用上文所描述的數(shù)值途徑2408來計算。如果存在多個軸線，則可以例如使用L2范數(shù)來組合它們的頻譜密度。然后，可以使用頻譜密度曲線中的峰值頻率2412來計時神經(jīng)之間的刺激的交替突發(fā)。

預(yù)測自適應(yīng)

患者的震顫幅度和頻率可以具有每日模式。在如圖24E和圖24F所示的一些實施例中，理解歷史震顫測量值和所應(yīng)用的時間治療可以通知連續(xù)天所需的治療。神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)、卡爾曼濾波器和其它這樣的預(yù)測算法可以用于預(yù)測震顫將增加和應(yīng)用預(yù)防性治療的時間。

另外，在數(shù)月或數(shù)年的跨度內(nèi)的長期數(shù)據(jù)收集可以提供關(guān)于疾病進(jìn)展和適應(yīng)治療的需要的信息。比如，如果人的震顫在相同程度的治療下變得更糟，并且如果需要增加量的治療來維持相同的總體效果，則可能需要改變治療。

通常，用戶具有可以用于防止震顫的外部信息。比如，震顫通常由緊張事件引起，諸如演示和會議。由于許多患有震顫的患者已經(jīng)安排了這些事件(例如，在日歷中)，所以日歷可以用于通知對何時可能需要治療的預(yù)測。比如，如果患者具有安排在下午1:00的會議，則設(shè)備可以在下午12:40預(yù)先開始刺激。如果突然受壓，則患者還可以使用按鈕來激活治療。

大數(shù)據(jù)途徑

如圖25A至圖25C所示，還可以通過使用大數(shù)據(jù)分析來確定治療修改，其可以利用對大范圍群體的長期監(jiān)測。關(guān)于每個個體的人口統(tǒng)計學(xué)信息以及震顫特點(例如，姿勢、休息和動作震顫的程度)可以用于將人們分類為不同的亞型。圖25A和圖25B通過將原發(fā)性震顫的動作震顫特點與帕金森病的靜止性震顫特點分離來描繪疾病分割。圖25C描繪了個體的震顫嚴(yán)重度的改變的長期跟蹤?？梢詫喗M中的新患者提出關(guān)于不同類型治療的建議，類似于Netflix基于用戶與其它用戶的相似性推薦電影的途徑。這種技術(shù)可以使用主成分分析、k均值聚類或其它眾所周知的數(shù)值分割途徑來實現(xiàn)。

所有上述形式的適應(yīng)、反饋和外部信息(如云數(shù)據(jù))可以被集成在一起以增強治療。圖26示出了這種系統(tǒng)的流程圖。在步驟2600中，傳感器可以用于隨時間檢測運動、位置或其它生物信號。在步驟2602中，處理器可以接收傳感器數(shù)據(jù)并且計算各種度量，諸如震顫幅度、相位或頻率。在步驟2604中，該方法和系統(tǒng)可以獲得過去歷史數(shù)據(jù)，并且在步驟2606中，外部信息(諸如來自云的數(shù)據(jù))可以被發(fā)送到設(shè)備的處理器；云數(shù)據(jù)可以包括源自群體的數(shù)據(jù)、日歷數(shù)據(jù)和錄入到設(shè)備中的輸入。處理器可以在步驟2608中組合所有這些數(shù)據(jù)，并且可以基于該組合數(shù)據(jù)來調(diào)整步驟2610中的刺激治療和參數(shù)。該方法和系統(tǒng)然后可以循環(huán)回到步驟2600。

幅度設(shè)置

該設(shè)計的一個方面是如何在會話期間標(biāo)識和達(dá)到刺激的最佳幅度的方法。該方法對于治療的舒適性和功效是重要的。刺激的感知在患者和情況之間不同。比如，幅度直接從0mA瞬時增加到最佳刺激水平可能導(dǎo)致不舒服的感覺。刺激的較慢增加可以更舒適，但是佩戴者對刺激幅度的感知可能不與所施加的電流幅度成線性。如果存在佩戴者沒有感知到刺激的長時間段(比如如果設(shè)備從零幅度線性地傾斜)，則佩戴者甚至可以認(rèn)為該設(shè)備被破壞。

在實驗中研究兩個受試者以理解刺激水平的感知。將電極定位成分別靶向正中神經(jīng)和撓神經(jīng)。在會話期間，以0.1mA增量緩慢地使刺激傾斜以標(biāo)識感覺閾值、肌肉收縮閾值和不適/疼痛閾值。在標(biāo)識這些點之后，讓受試者休息數(shù)分鐘，直到刺痛的感覺消失為止。然后，電流幅度從感覺閾值傾斜上升到肌肉收縮或不適/疼痛的刺激閾值的85％至90％，無論哪個在較低幅度下發(fā)生。在每個步驟，要求受試者遮蔽繪圖以查看感覺異常感覺的地方，并且在視覺模擬量表(VAS)上標(biāo)記他們感覺到刺激與他們之前感覺到的最大水平相比有多強烈。然后將它們在VAS上的標(biāo)記的距離制成表格并且被歸一化為VAS標(biāo)記的長度。

在嚴(yán)重不適之前，兩個受試者達(dá)到肌肉收縮閾值(即，當(dāng)他們感覺到他們的手部很重并且難以移動時)。結(jié)果示于表3中。該結(jié)果表明正中神經(jīng)和撓神經(jīng)的幅度是不同的，并且潛在地應(yīng)該分別調(diào)整以實現(xiàn)對兩個神經(jīng)的最佳刺激。在兩個受試者中，橈神經(jīng)可以以高得多的幅度被刺激以實現(xiàn)更大的效果。

表3.兩個受試者的刺激閾值的結(jié)果以理解感覺和刺激幅度之間的關(guān)系

如圖27A和圖27B所示，在刺激感覺中觀察到很大程度的習(xí)慣和滯后，其示出了兩個受試者的患者感覺和刺激幅度之間的關(guān)系。當(dāng)將刺激增加到最大感覺閾值的85％至90％水平時，個體在第一感覺水平和最大水平之間顯示出陡峭的幾乎線性的上升。然而，當(dāng)刺激減小時，刺激強度的感知具有比幅度增加期間更快下降的斜率。

該結(jié)果表明刺激斜坡在第一感知閾值和最大刺激水平的85％至90％(來自不適或肌肉收縮)之間可以是相當(dāng)線性的。斜坡不應(yīng)該從零線性地開始，因為第一感知在最大閾值的一半的幅度下發(fā)生。因此，如果斜坡是緩慢的并且從0線性地開始，在斜坡的一半時間內(nèi)，患者可能感覺不到感覺。另一刺激可以是指數(shù)地反映個體1的橈神經(jīng)測量的指數(shù)外觀。圖28A至圖28D圖示了各種斜坡類型。圖28A示出了所測量的數(shù)據(jù)表明第一感覺和最大運動收縮/不適閾值之間的線性斜坡率將在恒定的幅度感知方面工作。圖28B示出了指數(shù)增加，如果患者習(xí)慣于刺激，則其必須發(fā)生。圖28C圖示了示出了幅度上升和下降到不同的最大幅度的周期性波形。在波形幅度逐漸增加時，患者可能變得更加習(xí)慣，因此患者可以容忍更高的治療幅度。圖28D圖示了用于實現(xiàn)更高的治療幅度的另一種方法，其將超過或?qū)嶋H上達(dá)到第一斜坡上升時的不適的水平；這樣，患者可以立即或快速地習(xí)慣，并且能夠在治療時間期間經(jīng)受更高的刺激。

還有，由于習(xí)慣和滯后，所以如果更高的刺激水平提供更大的功效，則在一些實施例中，波形可以是增加刺激水平的一系列更小的斜坡，其中暫?；蛎總€斜坡之間的水平的小的減小如圖29A和圖29B所圖示的，其將允許個體具有較高的刺激幅度，而不適較小。

震顫檢測

如上文所討論的，自適應(yīng)地修改刺激可能需要通過處理一個或多個運動傳感器(諸如不同的多軸傳感器)來檢測震顫特點。圖30是如何從運動傳感器計算震顫頻率的流程圖。在單軸上使用多軸運動傳感器是有利的，因為震顫運動不總是沿著相同方向發(fā)生，特別地，如果正在執(zhí)行不同的動作。比如，3軸陀螺儀可以用于測量來自手腕的震顫。然后，對每個軸線單獨窗口化并且應(yīng)用傅立葉變換。然后，計算每個軸線的大小，并且計算軸線的平方和的平方根作為頻率的函數(shù)。然后，使用矩形窗濾波器(box car filter)或其它低通濾波器對相加的頻譜進(jìn)行平滑，并且標(biāo)識4Hz至12Hz范圍內(nèi)的峰值頻率?？梢酝ㄟ^確定4Hz至12Hz范圍內(nèi)的最大值處的頻率來檢測頻率。然而，如圖31A所描繪的，在一些情況下，來自處理的邊界偽影可能被錯誤地解釋為信號最大值。圖31B所示的一種途徑首先在進(jìn)行FFT之前從4Hz至12Hz頻帶做出主動帶通濾波器。第二種途徑是區(qū)分曲線并且找到零交叉點，然后從零交叉點的子集找到頻譜幅度最大的頻率值。陀螺儀通常優(yōu)選用于光譜分析，因為它們通常不具有加速度計的DC偏移。

在一些實施例中，因為頻移的時間量度長，所以可以偶爾(與連續(xù)相對)更新頻率。這是優(yōu)于需要實時響應(yīng)的設(shè)備的主要優(yōu)點，因為它是導(dǎo)致更小的電池大小、改進(jìn)的形狀因數(shù)、以及從高質(zhì)量零星數(shù)據(jù)測量震顫的能力的顯著簡化，而不是需要連續(xù)地從實時數(shù)據(jù)中提取高質(zhì)量的震顫。圖32示出了來自在一天中佩戴慣性測量單元(IMU)的患有震顫的個體的數(shù)據(jù)，其中，震顫頻率不顯著變化。平均頻率為5.86Hz，頻率的擴(kuò)展在1.6Hz以上變化。

在一些實施例中，從手腕測量震顫的頻率。盡管通常在手部測量震顫，但是如圖32所示，手腕陀螺儀頻率和手部陀螺儀頻率彼此跟蹤良好，并且相關(guān)性強。手部和手腕陀螺儀之間的平均差為0.076Hz，其中最大偏差為0.8Hz，其在一天內(nèi)頻率變化的范圍內(nèi)。測量來自手腕的震顫具有優(yōu)于需要在手部上進(jìn)行測量的設(shè)備的主要的優(yōu)點，因為其可以通過類似手表的形狀因數(shù)來完成。在靶向手腕上的周向帶中的正中神經(jīng)、撓神經(jīng)或尺神經(jīng)的設(shè)備中，暗示了用于測量震顫的傳感器可以是用于刺激的機載的相同設(shè)備。

在一些實施例中，震顫周期可以從手背、手腕或展示震顫的肢體的任何部位使用陀螺儀、加速度計、彎曲傳感器、壓力傳感器等從機械輸入來測量。

在一些實施例中，可以經(jīng)由EMG或其它電信號來測量震顫。

在一些實施例中，可以在所有時間測量震顫頻率，然后用于實時更新刺激。

在一些實施例中，可以僅在適當(dāng)?shù)那樾蜗掠嬎阏痤濐l率。比如，查看頻譜中的較低頻率或其它模式的頻帶，可以由于混雜自發(fā)活動而消除某些測量值。例如，圖33圖示了在跳躍的同時沒有震顫的人的頻譜分析。這種分析結(jié)果顯然可能被誤認(rèn)為震顫，但是高頻模式可以被標(biāo)識并且用于消除某些活動或與傳感器測量值結(jié)合以預(yù)測行為。該系統(tǒng)和方法的一個方面是區(qū)分震顫運動與非震顫(或自發(fā))運動，或檢測已知產(chǎn)生震顫以選擇性地測量震顫的活動。圖34示出了在有震顫和沒有震顫的情況下執(zhí)行的32個活動的分析。使用自發(fā)帶(0.1Hz至3Hz)和震顫帶(4Hz至12Hz)中的能量，創(chuàng)建了可以使震顫活動與非震顫活動隔離的邏輯回歸模型。

帶

如圖35所示，設(shè)備3500的一個方面是將刺激設(shè)備緊固到手腕的帶3502。該帶還經(jīng)由柔性電路3506將兩個電極連接回至設(shè)備外殼3504。在其它實施例中，該帶可以將多于兩個電極連接回至設(shè)備外殼。

在一些實施例中，如圖35所示，使用按扣座3508將電極(未示出)可移除地凹入壓制和穿孔的氯丁橡膠3508中，以在帶和皮膚之間產(chǎn)生舒適的密封。這種密封還保留連接到患者皮膚的一次性水凝膠電極。該帶可以通過穿孔氯丁橡膠來排氣。

在一些實施例中，該帶的長度可以被設(shè)計成使得第一側(cè)完全容納并且連接被定位成靶向正中神經(jīng)和撓神經(jīng)的電極。相對側(cè)的帶長度可以介于約10cm至13cm之間，以使得更容易將設(shè)備扣緊到手腕，手腕大小為第5百分位女性至第95百分位男性。

在一些實施例中，該帶是柔性的以舒適地貼合佩戴者的手腕，并且允許該帶平放在表面上，以使電極的安裝和移除更方便。

使用導(dǎo)電孔眼和暗扣將電柔性電路鉚接到帶是將電路緊固在適當(dāng)位置并且為可移除水凝膠電極提供電連接的過程。

在一些實施例中，該帶可以由泡沫和氯丁橡膠制成并且可以容納三個單個電極。凹入式電極允許更舒適的配合和更緊湊的形狀因數(shù)。

如圖36A至圖36C所示，用于帶3600的一個實施例合并與按扣或按鈕扣緊件3604組合的可調(diào)整的環(huán)或帶扣3602，其允許佩戴者在帶3600已經(jīng)被緊固到其手臂/手腕之后調(diào)整帶3600的張力。

該設(shè)備的一個方面是卡入帶和電子器件外殼中的可移除水凝膠涂覆的電極。這些電極直接放置在穿戴者的皮膚上，用于牢固魯棒電連接，以防止在正常使用期間的松動或剝離(其可能引起疼痛或不適)。

如圖37A和圖37B所示，電極3700的一個實施例具有不粘的突片3702，以允許更容易地安裝電極并且在安裝期間更容易地將電極從襯墊移除，然后在移除期間將電極從帶和外殼移除。作為示例，非粘性突片可以在7/8英寸正方形電極上大約1/16英寸，以使所浪費的空間最小化，同時使得能夠容易地抓握。電極3700可以具有按扣配件3704，其可以插入到帶中的按扣座中?？梢云饠U(kuò)散電流作用的導(dǎo)電膜3706和諸如導(dǎo)電水凝膠之類的刺激凝膠3708可以涂覆電極的面向皮膚的側(cè)面。泡沫或布背襯3710可以用于提供非粘性側(cè)面以便于由患者容易處理。在其它實施例中，水凝膠的雙面粘性用于直接粘附到帶上。在一些實施例中，連接器3712可以包括導(dǎo)電孔眼和暗扣、線或其它標(biāo)準(zhǔn)連接器。

如圖38所示，電極的一個實施例具有在薄的塑料襯墊3802上間隔開的三個電極3800，其中間隔與帶和外殼上的電按扣相對應(yīng)，其允許更容易和更快速的安裝。

電極的一個實施例具有由氯丁橡膠泡沫制成的背襯，其提供更堅硬的非粘性表面，以使得在安裝期間能夠更容易地從背襯移除。如圖39A和圖39B所示，電極的一個實施例具有在薄襯墊3902上間隔開的三個電極3900，其全部與單個泡沫背襯3904連接，以使得在佩戴后更容易移除和丟棄電極。在另一實施例中，如圖40C所示，連接電極3900的泡沫背襯3904'是蛇形的，以允許電極之間的小移動。

如圖40A和圖40B所示，設(shè)備的一個方面是在包裝中的支架4000或支撐機構(gòu)，其保持電子器件外殼4002和帶4004以使更容易安裝和移除電極4006并且插入USB充電器4008中。因為設(shè)備的外殼是彎曲的，所以支架使得設(shè)備在這些活動期間更容易穩(wěn)定。

該設(shè)計的一個方面是電極相對于電子外殼的位置，以更好地靶向手腕處的神經(jīng)。外殼盒4102中的電極和帶4100向遠(yuǎn)端(即，朝向手部)偏離中心，以允許更好地靶向神經(jīng)。如圖41所示，通過在手臂上向遠(yuǎn)端移動電極放置，刺激將更可能激活神經(jīng)而不是肌肉。

如圖42A至圖42D所示，該設(shè)計的一個方面具有按鈕位置，其當(dāng)按壓按鈕4200時，通過在每個按鈕4200的相對側(cè)上設(shè)計寬的平坦表面4202的外殼，允許佩戴者更牢固地握住他們的手。圖42A示出了用于靶向設(shè)備的遠(yuǎn)端處的按鈕的支承位置，圖42B示出了用于靶向設(shè)備的側(cè)面上的按鈕的支承位置，圖42C示出了支承并且靶向遠(yuǎn)端按鈕的用戶，圖42D示出支承并且靶向側(cè)按鈕的用戶。設(shè)計的這個方面對于改善難以靶向任務(wù)的患有震顫的佩戴者的設(shè)備的可用性是重要的。

該設(shè)計的一個方面是遵循手臂和手腕的形狀的彎曲的電子器件外殼，其允許當(dāng)由佩戴者施加時，更一致和更容易地定位設(shè)備。

備選形式因數(shù)

用于簡化放置設(shè)備的過程的一個概念是將電極組合成一個粘合劑貼片。為了靶向任何神經(jīng)，電極已經(jīng)被延長以適合大多數(shù)成人的寬度。圖43示出了這種電極4300的一個實施例。在皮膚側(cè)上，可具有碳或銀背襯以改善導(dǎo)電性的兩個導(dǎo)電區(qū)域具有用于粘附并且與皮膚形成良好接觸的導(dǎo)電水凝膠層4302。存在在中心可以沒有粘合劑或一些非導(dǎo)電粘合劑的非導(dǎo)電區(qū)域4304。注意，在水凝膠周圍是丙烯酸粘合劑4306，例如，用于維持與皮膚的接觸并且提供剪切強度。粘合劑還維持密封以防止水凝膠變干。電極的背襯優(yōu)選是透氣材料，如非織造網(wǎng)。電極的背面與連接器4308附接到設(shè)備或帶，以允許電刺激設(shè)備與水凝膠進(jìn)行接口。該接口可以以多種方式實現(xiàn)，包括使用具有導(dǎo)電線的粘合劑以與帶或設(shè)備上的金屬觸點進(jìn)行接口，或者使用能夠扣合到帶或設(shè)備上的導(dǎo)電配合件中的電極上的按扣。

如果用上述途徑靶向多個神經(jīng)，則帶可能需要到電極的多個接口以適應(yīng)不同的神經(jīng)位置。使用按扣可能需要滑動部件以適應(yīng)神經(jīng)間隔的個體差異，其可以使用導(dǎo)電線來解決。一種備選途徑是將多個電極集成到一個貼片中，并且提供具有廣泛多種尺寸的貼片以適應(yīng)不同的手部尺寸和神經(jīng)位置。

圖44A至圖44C演示了通過使用水凝膠的粘性以便于放置來簡化帶4400的實施例。代替具有類似手表的接口，其中，兩個皮帶都是軟的并且難以放置，電極的粘性可以用于實現(xiàn)單手扣緊。這種途徑在由于他們的手部震顫而具有有限靈活性的受試者中可能是特別有利的。一旦電極被放置在手腕或手臂上，粘合電極將帶的一端保持在手腕或手臂上，并且患者可以圍繞帶纏繞并且扣緊它。這種設(shè)計的另一個優(yōu)點是，帶的長度僅需要在不與電極接口的端部處更改。作為示例，圖44A描繪了將手掌側(cè)向上放置以可視化電極放置并且貼附帶的端部。圖44B描繪了在帶通過電極粘附保持在適當(dāng)位置的同時圍繞手腕來纏繞該帶。圖44C描繪了覆蓋閉合機構(gòu)，諸如維可牢或磁性扣。

為了最佳的功效和舒適度，設(shè)備應(yīng)當(dāng)在手臂上對準(zhǔn)，使得其靶向神經(jīng)用于刺激并且將外殼定位在手腕的背部表面上。有很多方法通過設(shè)備設(shè)計來實現(xiàn)這一點。圖45A(底視圖)和圖45B(頂視圖)中所描繪的一個實施例是使用具有可滑動電子器件外殼4502的帶4500。具有(多個)電極4506的帶的側(cè)面使用具有或不具有其它視覺指示器的解剖學(xué)標(biāo)志放置并且與手腕的腹側(cè)對準(zhǔn)。然后，該設(shè)備可以以一個運動纏繞在手部周圍，并且用扣緊件(在這種情況下，維可牢環(huán)4508和鉤3410)緊固。電子器件外殼4502的位置是可滑動的，并且具有通過帶與電極的連接，其是通過可以自由滑動并且折入帶中的手風(fēng)琴式柔性電路或電纜4512來實現(xiàn)。

對于患有震顫的患者，插入如USB之類的小電纜可能是困難的。因此，可能期望提供更容易的接口來對設(shè)備充電。一種這樣的方式是在設(shè)備中使用感應(yīng)線圈。當(dāng)放置在充電墊附近時，設(shè)備不用電纜充電。這還使得設(shè)備能夠防水并且?guī)椭撛O(shè)備防水。然而，它具有減慢充電并且可以增加設(shè)備的大小的缺點。如圖46所示，第二種可能性是形成鍵孔4602，以使患者可以容易地將設(shè)備4604滑入到充電器4600中。另外，患者然后具有某種結(jié)構(gòu)以抵著該結(jié)構(gòu)來支承自己。鍵孔也可以是錐形的，使得設(shè)備被插入的端部比設(shè)備大得多，并且逐漸變小以將設(shè)備配合在插塞處。錐形還幫助將設(shè)備放置在基站中。

如圖47A至圖47C所示，另一種設(shè)計可能性是具有D形環(huán)4702和系緊皮帶4704的帶4700。這種設(shè)備可以平放用于施加電極4706并且感應(yīng)充電。系緊皮帶允許用一只手繃緊并且定位帶。圖47A示出了打開以放置一次性電極對4706的帶4700——提供多個空間以定制不同大小的手腕的間隔。圖47B示出了閉合機構(gòu)，并且圖47C示出了掛接到膝上型計算機4710的感應(yīng)充電器4708。

圖48A至圖48C所示的另一實施例包括一指或多指手套4800，其中，一個電極4802是圍繞手指的環(huán)，并且第二電極4804位于具有電子器件的手腕處。該設(shè)計的主要優(yōu)點在于，由于手指中的神經(jīng)位置和可接近性，所以不需要任何精確定位。一指手套可以由柔性材料制成，諸如手套。

術(shù)語“約”和“大約”可以意味著在5％、10％、15％或20％內(nèi)，或者可以意味著在5度或10度內(nèi)。

應(yīng)當(dāng)理解，本公開在許多方面僅說明本發(fā)明的許多備選設(shè)備實施例。在不超出本發(fā)明的各種實施例的范圍的情況下，可以對細(xì)節(jié)進(jìn)行改變，特別地，在各種設(shè)備部件的形狀、尺寸、材料和布置方面。本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)理解，示例性實施例及其描述僅僅作為整體說明本發(fā)明。盡管在上文所描述的示例性實施例中清楚了本發(fā)明的幾個原理，但是本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)理解，在不背離本發(fā)明的范圍的情況下，在本發(fā)明的實踐中可以利用對結(jié)構(gòu)、布置、比例、元件、材料和使用方法的修改以及其它方面，這些都特別適用于特定環(huán)境和操作要求。另外，盡管已經(jīng)結(jié)合特定實施例描述了某些特征和元件，但是本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)理解，那些特征和元件可以與本文中所公開的其它實施例組合。