CN105120945B - 具有脉冲控制的电刺激系统 - Google Patents

Abstract

一种电刺激系统，经由施加到活体的区域的一根或多根电极引线向该区域提供脉冲刺激，该区域包括关联的电阻元素和关联的电容元素。该系统可以包括具有可控的输出电压的脉冲发生电路，以便向一根或多根电极引线生成恒定电压脉冲，其中每个恒定电压脉冲的对应电流信号包括到稳态电流值的指数衰减。该系统可以包括控制器，其中控制器被配置成估计区域的关联的电阻元素，确定要施加到区域的指定的目标稳态电流值，并且控制脉冲发生电路，以便在计算出的电压电平向一根或多根电极引线生成恒定电压脉冲，该电压电平对所述区域实现指定的目标稳态电流值。

Description

具有脉冲控制的电刺激系统

对相关申请的交叉引用

本申请要求于2013年3月15日提交的美国专利申请No.61/791/805的优先权权益，该申请的内容通过引用被结合于此。

技术领域

本公开内容涉及电刺激，并且例如，涉及功能性电刺激设备和系统。

背景技术

功能性电刺激(FES)的一般原理的根基在于神经和肌肉激励的生理过程。这些激励是在体内发生在神经和肌肉级别的动作电位(AP)的结果。AP是用于神经肌肉系统的信使信号。它们响应于刺激而在肌肉和神经系统组织中发生，其中刺激可以是天然的或人工的。在FES的情况下，这些刺激是电荷脉冲。依赖于这些刺激的幅度、持续时间和频率，它们会导致在不同组织中的激励。FES疗法使用这些激励脉冲治疗患者在身体不同区域中的损伤。由于生成AP的复杂性，能够生成这些AP的人工电刺激脉冲可能要求用于FES应用的特定脉冲类型和刺激方案。

所有体细胞都显示膜电位，这是跨膜的正和负电荷的分离。这种电位关于细胞内和细胞外液体之间钾离子(K⁺离子)、钠离子(Na⁺离子)和大细胞内蛋白质阴离子的不均匀分布并且关于质膜对这些离子的微分磁导率并且关于激活离子泵机制。

两种类型的细胞，肌肉细胞和神经细胞，逐步显现出对这种膜电位的专门用途。神经和肌肉是在它们的静息电位通过激励或其它生物过程改变时产生动作电位的可激励组织。动作电位允许神经和肌肉细胞进行通信。FES使用电脉冲形式的人工刺激在不同组织中引发激励。

神经肌肉电刺激(NMES)是改善运动原功能的有用治疗方法之一。调查NMES的使用的研究已经证明在关节活动范围、力和扭矩的产生、肌电图(EMG)肌肉活动的幅度以及肌肉张力方面的改进。功能性电刺激(FES)是一种设备介导的疗法，它在具有不同形式的神经肌肉病症的患者中，举几个例子来说，诸如中风、脊髓损伤、多发性硬化、大脑性麻痹和外伤性脑损伤等等，集成了感官运动原系统的电刺激与麻痹肢或身体部分或身体功能的重复功能性运动。

一些已知的FES设备，虽然有用，但是对于达到其全部潜能方面具有有限的成功。例如，一些之前的设备由于对时间特点和幅度的部分控制而无法保证随时间推移的电荷平衡。它们还提供有限数量的脉冲并且为了在不同FES应用中使用而需要复杂且昂贵的调整。

无论如何，各种功能性电刺激器已经被使用一段时间，以改善具有各种神经系统和肌肉骨骼疾病和肌肉萎缩的患者的生活，以及用于对运动损伤的治疗。已知的FES设备提供激活单个或一组肌肉的电脉冲，以创建运动(神经假体应用)和/或积累肌肉质量(神经肌肉刺激应用)。FES设备还已经被用于治疗膀胱问题、缓解帕金森氏病的症状以及各种其它应用。一般而言，对于每种应用，使用特定的FES系统。

一些现有的已知刺激器通常产生或者电压或者电流调节的电脉冲。电流调节的脉冲一般向组织输送相同数量的电荷，而不考虑组织的电阻。但是，调节电流的一些现有系统具有非常缓慢的电压上升时间，这会导致高稳态电流，从而导致不适。

鉴于以下详细描述，可以认识到其它困难。

发明内容

在本文认识到，利用非常快的电压上升时间(例如，10到20ns)刺激导致实现相同刺激所需的显著更小的稳态电流。在本文认识到，快的上升时间会有助于减小施加到患者的刺激强度。

至少一些示例实施例涉及功能性电刺激(FES)系统及关联的方法。经由施加到活体的区域的一根或多根电极引线，系统向该区域提供脉冲刺激，该区域包括关联的电阻元素和关联的电容元素。该系统可以包括具有可控的输出电压的脉冲发生电路，以便向一根或多根电极引线生成恒定电压脉冲，其中每个恒定电压脉冲的对应电流信号包括到稳态电流值的指数衰减。该系统包括控制器，该控制器被配置成估计区域的关联的电阻元素，确定要施加到区域的指定的目标稳态电流值，并控制脉冲发生电路，以便在计算出的电压电平向一根或多根电极引线生成恒定电压脉冲，其中计算出的电压电平对所述区域实现指定的目标稳态电流值。

根据示例实施例，提供了用于控制电刺激系统的方法，其中电刺激系统用于经由施加到活体的区域的一根或多根电极引线向该区域提供脉冲刺激，该区域包括关联的电阻元素和关联的电容元素，其中电刺激系统包括具有可控的输出电压的脉冲发生电路，以便向一根或多根电极引线生成恒定电压脉冲，其中每个恒定电压脉冲的对应电流信号包括到稳态电流值的指数衰减。该方法包括估计区域的关联的电阻元素，确定要施加到区域的指定的目标稳态电流值，并控制脉冲发生电路，以便在计算出的电压电平向一根或多根电极引线生成恒定电压脉冲，其中计算出的电压电平对所述区域实现指定的目标稳态电流值。

根据另一种示例实施例，提供了用于控制电刺激系统的控制器，其中电刺激系统用于经由施加到活体的区域的一根或多根电极引线向该区域提供脉冲刺激，该区域包括关联的电阻元素和关联的电容元素，其中电刺激系统包括具有可控的输出电压的脉冲发生电路，以便向一根或多根电极引线生成恒定电压脉冲，其中每个恒定的电压脉冲的对应电流信号包括到稳态电流值的指数衰减。控制器被配置成估计区域的关联的电阻元素，确定要施加到区域的指定的目标稳态电流值，并控制脉冲发生电路，以便在计算出的电压电平向一根或多根电极引线生成恒定电压脉冲，其中计算出的电压电平对所述区域实现指定的目标稳态电流值。

根据还有另一种示例实施例，提供了其上存储了可由用于控制电刺激系统的控制器执行的指令的非临时性计算机可读介质，用于经由施加到活体的区域的一根或多根电极引线向该区域提供脉冲刺激，该区域包括关联的电阻元素和关联的电容元素，其中电刺激系统包括具有可控的输出电压的脉冲发生电路，以便向一根或多根电极引线生成恒定电压脉冲，其中每个恒定电压脉冲的对应电流信号包括到稳态电流值的指数衰减。指令包括用于估计区域的关联的电阻元素的指令，用于确定要施加到区域的指定的目标稳态电流值的指令，以及用于控制脉冲发生电路在计算出的电压电平向一根或多根电极引线生成恒定电压脉冲的指令，其中计算出的电压电平对所述区域实现指定的目标稳态电流值。

根据还有另一种示例实施例，提供了用于控制处理器板的平板计算机，其中处理器板经由施加到活体的区域的一根或多根电极引线向该区域提供脉冲刺激，该区域包括关联的电阻元素和关联的电容元素，其中处理器板包括具有可控的输出电压的脉冲发生电路，以便向一根或多根电极引线生成恒定电压脉冲，其中每个恒定电压脉冲的对应电流信号包括到稳态电流值的指数衰减。平板计算机包括：用于显示用户界面的触摸，用户界面至少显示激活脉冲发生电路的选项；以及控制器，该控制器被配置成估计区域的关联的电阻元素，确定要施加到区域的指定的目标稳态电流值，以及通过处理器板控制脉冲发生电路，以便在计算出的电压电平向一根或多根电极引线生成恒定电压脉冲，其中计算出的电压电平对所述区域实现指定的目标稳态电流值。

根据还有另一种示例实施例，提供了用于管理关于经由施加到患者的脉冲进行的电刺激疗法的患者信息的计算机设备，该设备包括：用于接收关于电刺激疗法的信息的接口，该信息包括检测到的施加到患者的脉冲的信息；用于存储接收到的信息的存储器；以及用于把接收到的信息传送到远端服务器的通信子系统。

根据还有另一种示例实施例，提供了对患者开处方治疗的方法，包括：接收开处方购买请求；并且响应于该购买请求而向患者提供专门的电子密钥，其中电子密钥包括以下至少一个或全部：a.对用于所开处方的疗法介入的规程的访问，b.规程的使用模式的记录，至少包括要施加到患者的脉冲的持续时间、频率和幅度，c.在治疗期间捕捉到的结果，以及d.关于进展和治疗计划的报告。

根据还有另一种示例实施例，提供了用于控制用于向患者提供脉冲刺激的电刺激系统的计算机设备，包括：显示图形用户界面(GUI)的显示屏，GUI被配置成接收关于用于以下至少一个的脉冲刺激的用户输入：a.规程，b.报告患者进展的诊断，及c.包括视频、帮助菜单或用户手册的指导性材料。

根据还有另一种示例实施例，提供了用于经由每根都施加到相应一个区域的多根电极引线向活体的多个区域提供脉冲刺激的电刺激系统，每个区域包括关联的电阻元素和关联的电容元素，这多个区域中至少两个具有在相应电极引线之间造成生物串扰的距离，该系统包括：多个脉冲发生电路，每个都具有可控的输出电压，以便向一根或多根电极引线生成恒定电压脉冲，其中每个恒定电压脉冲的对应电流信号包括到稳态电流值的指数衰减；以及至少一个控制器，被配置成：估计每个区域的关联的电阻元素，控制脉冲发生电路，以便基于测出的稳态电流值在指定的电压电平向每根电极引线生成恒定电压脉冲，并且控制用于其中一根电极引线的一个电流信号的尖峰，使得其在另一根电极引线的稳态电流之外，以允许该另一根电极引线的稳态电流的准确测量。

在阅读以下其特定实施例的非限制性描述之后，示例实施例的其它目的、目标、优点和特征以及关于现有常规系统的困难将变得更加显然，其中特定实施例是仅仅作为例子参考附图给出的。

附图说明

本公开内容的示例实施例将仅仅作为例子参考附图提供，其中：

图1是在不同的FES应用中适用的各种脉冲特点的示意性表示，这一个或多个应用的选择通过不同示例实施例的实现可用；

图2是根据一种示例实施例的FES系统的高级图；

图3是根据一种示例实施例的FES系统的输出级的示意图；

图4是根据另一种示例实施例的FES系统的高级图；

图5是根据示例实施例的图4 FES系统的示意图；

图6A、6B、6C和6D(下文中每个都或者共同被称为“图6”)根据示例实施例示出了FES系统的一个输出级的详细示意图；

图7是用于患者的皮肤阻抗的等效电路模型的示例示意性表示，示例实施例可以应用到其；

图8根据示例实施例示出了施加到患者的信号脉冲的图和示意图；

图9是根据示例实施例、施加到患者的不对称脉冲序列的图；

图10是根据示例实施例、示出作为脉冲串的图9不对称脉冲序列的图；

图11是根据示例实施例、施加到患者的对称脉冲序列的图；

图12是根据示例实施例、示出作为脉冲串的图11对称脉冲序列的图；

图13根据示例实施例示出了用于向患者施加信号脉冲的示例性方法的流程图；

图14根据另一种示例实施例示出了用于向患者施加信号脉冲的另一种示例性方法的流程图；

图15是所进行的功能性运动任务的示意图，以及肩部和肘部关节角度的变化和每块肌肉的刺激模式的示意图，其中粗线和细线表示关节运动和刺激模式(ON/OFF的定时)；

图16是电极位置的示意性绘制；

图17是在训练前和在各个时间点获得的H-反射和M波的补充曲线(recruitmentcurve)的图；

图18是示例性引发的M波和H-反射曲线的图；

图19是随着训练的时间进程的H-反射和M响应曲线的变化的图；

图20是示出，与作为参照的不受影响的侧臂相比，第一远端间肌(FDI)、屈肌CAPI桡(FCR)、伸指肌(EDL)、肱二头肌(BB)、肱三头肌(TB)，前(aDel)和后三角肌(pDel)肌肉的最大自主收缩水平变化的时间进程的图；

图21是在画圆圈测试期间肩部、肘部、手腕关节和食指位置的绝对位置的示例性x-y图；

图22是在画圆圈测试期间规格化到肩部位置的肘部、手腕关节和食指位置的位置的示例性x-y图；

图23是根据示例性实施例、用于一个或多个FES系统的通信系统的示例高级图；

图24是根据示例实施例、用于控制和管理FES系统的计算机设备上用户界面屏幕的示例流程图；

图25是根据示例实施例、在计算机设备上显示的用于患者治疗的示例用户界面屏幕；

图26是根据示例实施例、在计算机设备上显示的用于疗程(session)细节的示例用户界面屏幕；

图27是根据示例实施例、在计算机设备上显示的用于规程细节的示例用户界面屏幕；

图28是根据示例实施例、在计算机设备上显示的用于规程设置的示例用户界面屏幕；

图29是根据示例实施例、在计算机设备上显示的用于通道设置的示例用户界面屏幕；

图30是根据示例实施例、在计算机设备上显示的用于管理员规程的示例用户界面屏幕；及

图31是根据示例实施例、在计算机设备上显示的用于疗程结束的示例用户界面屏幕。

相同的标号可以贯穿附图被用来表示相似的元件和特征。

具体实施方式

参考本文的公开内容以及附图，现在将根据不同的示例实施例描述功能性电刺激(FES)设备和系统及其使用。

图1示出了可以在FES应用中使用的脉冲形状的常见类别。单极或单极性脉冲序列102包括从诸如接地的参考状态到仅正状态和从正状态到参考状态的脉冲，如图所示，或者作为替代地仅负状态。双极脉冲序列104包括从参考状态到正和负的脉冲。对称脉冲序列106包括具有相等且相反的幅度的连续脉冲。不对称脉冲序列108包括具有不等的相反幅度的连续脉冲。脉冲形状可以代表电压或电流，这依赖于特定的应用。FES应用中所关心的参数，特别是在使用双极脉冲的地方，是由每个脉冲带来的净电荷尽可能接近零，这个参数一般适用于对称和不对称双极性脉冲的应用。这个特征一般被认为对于防止或至少减少在组织中的电荷累积是相关的，其中电荷累积会导致例如可能导致组织分解的抽搐过程(galvanic process)。

现在参考图7，这是用于患者诸如皮肤的区域的阻抗的等效电路模型700的示例示意性表示，示例实施例可以应用到这种表示。患者的该区域可以由至少关联的电阻元素和关联的电容元素表示。在所示例子中，等效电路模型700包括串联电阻(Rs)以及，并联的电容器(Cp)和电阻器(Rp)。其它更复杂的模型可以在其它示例实施例中使用，这可以包括更多的电阻元素和/或更多的电容元素。例如，电极接口、皮肤、扩展电阻和体电阻可以进一步添加电阻元素和电容元素，如本领域中所理解的，这可以依赖于期望的模型复杂性而被使用。患者的电阻元素和电容元素可以随时间推移而变化，例如基于生理变化或者作为对给出的FES治疗(可以是例如5秒)的响应。例如，应当注意的是，电阻和电容的皮肤特点会受可变因素的显著影响，诸如增湿剂。对于模型700，患者区域的关联的总电阻可以由例如Rs+Rp表示。

通过在(刺激被输送的)不同皮肤点测量患者的皮肤电阻，本FES系统的示例实施例可以被用来创建患者“电阻签名”。例如，这意味着，如果有人试图使用分配给主体A的规程，则我们可以确定何时该人试图将其应用到主体B。患者的皮肤“电阻签名”和刺激幅度(例如，与不同“电阻签名”耦合的幅度的改变)可以被用来确定欺诈或试图对另一个人(人B)使用分配为一个人(人A)的规程。

示例受控脉冲在图8中最好地示出，该图根据示例实施例示出了施加到患者804的信号脉冲的图800和关联的示意图。例如，患者804可以具有600欧姆的稳态电阻值。一般而言，根据至少一些示例实施例，提供了功能性电刺激(FES)系统802，用于经由施加到患者804的区域的一根或多根电极引线向该区域提供脉冲刺激。FES系统802包括具有可控的输出电压的脉冲发生电路820，以便向一个或多个电极生成矩形或近似矩形的恒定电压脉冲806。电压脉冲806的上升沿具有高转换速率。因为病人区域的电容元件(例如，如图7所示)可以相对大，所以每个恒定电压脉冲806的对应电流信号轮廓808包括具有高转换速率的电流810的初始涌入，然后达到峰值或尖峰812。尖峰812之后是到稳态电流值816的指数衰减814。例如，这种类型的电流响应也可以被称为电压阶跃响应。系统802可以从医生接收关于所指定的要施加到区域的目标稳态电流值816的指令或输入，这是对患者804的期望电荷剂量。恒定电压脉冲806的电压是对区域实现指定的目标稳态电流值的计算出的电压电平。例如，欧姆定律(V＝R*I)可以被用来计算所需的电压电平，这依赖于患者区域804的当前电阻元素和指定的目标稳态电流值。根据示例实施例，患者804的当前电阻元素可以以多种方式来确定，如本文详细描述的。

对于每个后续的脉冲，电压脉冲806的计算出的恒定电压电平被调整，以实现指定的目标稳态电流(由于患者电阻元素的可能改变)。这种电压调整是通过测量实际由目标电压输送的电流、确定当前电阻元素、然后调整目标电压电平来进行的。医生或用户关于稳态电流指定刺激，使得系统输送恒定的期望电荷，而不考虑患者的电阻元素。

相应地，对于每个脉冲，电压被调节到由患者804的指定的目标稳态电流定义的电压电平，使得每个脉冲的开关激活在该电压电平提供初始涌入，并且其中结果产生的电流实现指定的目标稳态电流值。在本文应当认识到，具有非常快的电压上升时间(例如，10至20ns)的刺激导致实现相同刺激所需的显著更少的稳态电流。应当注意的是，示例性实施例使用恒定电压脉冲，这与仅仅生成矩形恒定电流脉冲的脉冲发生器形成对照，并且与其不同。

在图8所示的脉冲发生电路820中，脉冲发生电路820可以包括至少一个可控的恒定电压源822以及开关电路824，其中开关电路824包括例如在H-桥配置中的开关。还示出了备用路径826，该路径允许电和的选择性排出，它是从开关电路824开始的备选。

现在参考图9和10，示出了根据示例实施例施加到患者的不对称脉冲序列900的图。图10是作为具有指定频率的脉冲串被应用的脉冲序列900。在示例实施例中，所示出的脉冲序列是一个或多个阴极被放在身体上(一个或多个)刺激目标站点，而阳极放在另一个合适站点以便完成神经刺激路径的结果。在所示出的例子中，每个脉冲序列可以包括后面跟着正脉冲的负脉冲，其中正脉冲是负脉冲幅度的四分之一，并且具有负脉冲四倍时间的脉冲宽度。这允许跨患者区域的电荷得以平衡。其它示例不对称脉冲可以具有不同的幅度和脉冲宽度比，其中净电荷被平衡(例如，等于或接近零)。

参考图9，不对称脉冲序列900示出了施加到患者的电流脉冲序列902和电压脉冲序列904。在电压脉冲序列904的负脉冲，所施加的电压被设置为恒定的负电压电平906(例如，-V)。电压电平906是依赖于期望的目标稳态电流值和目前已知的患者电阻元素的值来计算的。在电压脉冲序列904的正脉冲，电压作为恒定的正电压电平908施加，这是负电压电平的四分之一(例如，1/4)和负脉冲的脉冲宽度的四倍。

在电流脉冲序列902的负脉冲，电流脉冲包括具有高转换速率的电流910的初始涌入，然后其到达峰值或尖峰912。尖峰912之后是到稳态电流值916的指数衰减914。通常，医生通过指定稳态电流值916来定义期望的电流脉冲序列902的参数，并且电压电平906被控制为实现稳态电流值916。

在电流脉冲序列902的正脉冲，电流脉冲包括具有高转换速率的电流920的初始涌入，然后其到达峰值或尖峰922。尖峰922之后是到稳态电流926的指数衰减924。

现在参考图11和12，示出了根据实施例施加到患者的对称脉冲序列1100的图。图12是作为具有指定频率的脉冲串被施加的脉冲序列1100。例如，所示出的脉冲序列是一个或多个阴极被放在身体上(一个或多个)刺激目标站点，而阳极放在另一个合适站点以便完成神经刺激路径的结果。在所示出的例子中，每个脉冲序列可以包括具有相等且相反幅度并且具有相等脉冲宽度的负脉冲和正脉冲。这允许跨患者区域的电荷得以平衡。

参考图11，不对称脉冲序列1100示出了施加到患者的电流脉冲序列1102和电压脉冲序列1104。在电压脉冲序列1104的负脉冲，所施加的电压被设置为恒定的负电压电平1106(例如，-V)。电压电平1106是依赖于期望的目标稳态电流值和目前已知的患者电阻元素的值来计算的。在电压脉冲序列1104的正脉冲，电压作为恒定的正电压电平1108施加，它与负电压电平具有相同的幅度(例如，+V)。

在电流序列1102的负脉冲，仍然参考图11，电流脉冲包括具有高转换速率的电流1110的初始涌入，然后其到达峰值或尖峰1112。尖峰1112之后是到稳态电流值1116的指数衰减1114。通常，医生通过指定稳态电流值1116来定义期望的脉冲序列1102的参数，并且电压电平1106被处理器408(图4)控制为实现稳态电流值1116。

在电流序列1102的正脉冲，仍然参考图11，电流脉冲包括具有高转换速率的电流1120的初始涌入，然后其到达峰值或尖峰1122。尖峰1122之后是到稳态电流1124的指数衰减1124。

现在参考图2，根据一种示例实施例提供了FES系统200的高级图。在这种特定的实施例中，FES系统200由外部系统组成，但是，在一些示例实施例中，类似的系统可以被设计并实现为用于内部实现(例如，至少一些元件作为可植入系统)。系统200一般包括输出级202，该级包括用于创建电脉冲的功率级204和调节功率级204的操作的控制器206。系统200还可以包括，或者被配置成，与一个或多个刺激电极208操作耦合，以便把由功率级204生成的脉冲输送到有针对性的组织，例如，通过皮肤(例如，皮肤电极/经由皮肤(transcutaneous)电极)、直接通过穿透身体(例如，经皮(percutaneous)电极)、电极直接植入身体、诸如便携式电源(例如，图3中的304)的至少一些其它部分也植入身体、和/或FES系统200的至少一些或全部植入身体，等等。还说明性地提供了控制器，例如中央处理平台或中央逻辑210，以便向输出级202传送预期的脉冲特点，例如，来自医生或操作者用户接口(例如，经由一个或多个激活开关、拨号盘、(一个或多个)脚踏开关、(一个或多个)手动开关，和/或其它此类用户可操作的接口，和/或经由为了实现而被系统存储或以别的方式访问的一个或多个用户可选的编程的刺激序列)或者来自另一设备，诸如被配置成基于一个或多个感测到的生理参数调节或影响FES系统200的操作的一个或多个生理传感器212，的外部输入。可被用来驱动FES系统200的示例生理信号可以包括，例如，EMG信号、大脑信号、EEG、ECoG及其它。示例实施例可以应用到使用这种信号的用户交互协议。例如，EMG的4个通道可以被用来帮助控制脉冲输送。例如，这些感测到的生理参数可以与所讨论的FET治疗的效果关联或者指示其。其它控制反馈传感器或检测器也可以被中央处理平台或中央逻辑210考虑。

用于刺激的FES脉冲的结构可以由几个特点来确定，例如：脉冲类型(电流或电压)、幅度、持续时间、上升时间、频率、极性、相位的个数和对称性，这些特点将在下面进一步描述。

脉冲类型：如以上所指出的，电流调节的脉冲的提供允许期望的电荷被控制。会影响这种脉冲的组织电阻中变量间和变量内的差异可以包括，但不限于，例如通常由于FES导致的排汗、皮肤运动和增加的循环。在FES疗法的一些示例性实施例中，电流调节会是优选的，因为期望的电荷被输送到组织，而不考虑组织电阻。

脉冲幅度和持续时间：一般而言，动作电位只有在如果膜电位达到阈值膜电位时才生成。从患者到患者，存在不同组织阻抗范围。而且，在每个患者当中，每种类型的组织可以具有截然不同的阻抗。因此，FES生成的脉冲的不同电流可以是解决这些阻抗变化所必需的。而且因此，被刺激的组织的类型会变成用于确定给定FES治疗的幅度水平和脉冲持续时间的参数。例如，小肌肉的局部刺激一般需要较短较小强度的脉冲，而较深的肌肉刺激需要较高的幅度和较长的脉冲持续时间。

脉冲上升时间：电流脉冲的上升时间在提供增强的FES治疗当中可以是相关的。例如，如果脉冲上升时间太慢，则膜电位可以适应或者对刺激进行调整。相应地，尽管以别的方式有足够的刺激脉冲，但是阈值膜电位无法到达并且期望的神经-肌肉激励无法发生。类似地，改进的(即，减小的)脉冲上升时间可以转化为对实现相似刺激的脉冲幅度的更低需求。这种脉冲幅度的减小可以转化为功耗的减小和施加到组织的总绝对电荷的减小，这在某些应用中是特别关心的。

脉冲频率：脉冲输送的频率确定组织中动作电位生成的速率。如果刺激频率处于或大于40Hz，则所生成的动作电位造成持续的肌肉(强直性痉挛)收缩。如果刺激频率在16和40Hz之间，则许多个体可以感觉到断续的肌肉收缩(非强直性痉挛手收缩)；但是，肌肉仍然能够生成功能性任务。对于低于16Hz的刺激频率，持续的(强直性痉挛)肌肉收缩是非常不可能的。刺激频率越高，肌肉疲劳越快并且患者经历的不适越少。在大约0到100Hz的脉冲频率内，刺激频率一般确定AP的速率。超出100Hz，AP的速率不一定与刺激频率的量成比例。高于1000Hz的刺激频率会使可激励的组织瘫痪并且因此不生成AP。

脉冲极性和对称性：脉冲可以是单极(正或负)或者双极(正和负)。双极脉冲可以是对称或不对称的。这些特点的不同置换在例如图1中示出。

以上提到的特点定义在FES应用中使用的脉冲的类型和形状。对于外部刺激，例如，由于随时间推移在组织中累积的过多电荷会导致抽搐过程并造成显著的组织损害和疼痛，因此关于组织的电荷平衡优选地被维持。为此，在每个方向施加相同数量电荷的双极脉冲在临床实践中最常被使用。相信具有处于给定幅度和持续时间的一个负脉冲和处于四分之一幅度四倍持续时间的另一个正脉冲的不对称脉冲对于外部FES应用产生改进的结果，但是，在不背离本公开内容的一般语境的情况下，其它脉冲持续时间与幅度比也可以在本语境下考虑。依赖于手边的应用，对脉冲刺激参数的改进的精度和控制可以允许更准确和有效的治疗，但没有提到改进的患者安全性和舒适水平。例如，减小的脉冲上升时间(这会有效地有助于被用来生成期望肌肉收缩的脉冲幅度(能量)的减少)的提供、对脉冲时间特点和脉冲幅度的紧密控制全都会有助于减小电荷累积的可能性，并且因此代表FES系统改进的恒定机会。

参考图3，并且根据一种示例实施例，一般性地绘出了示例性输出级300。在这个例子中，输出级300一般包括操作耦合到诸如电池等电源304的第一电功率级302，以增加经由开关电路310向负载308的可用于实现各种FES脉冲序列/参数的电压供给。还提供了控制器312，以便根据一个或多个可选的FES治疗序列/参数控制输出级300的各个操作方面，诸如电压和/或电流调节和控制，以调节FES参数值和/或实现各种安全过程，以及脉冲发生电路的控制操作。还可以提供一般的FES微控制器314，用于提供全面控制特征，例如，在结合输出级300的全面FES系统的语境下。在一种实施例中，第一功率级302包括数字控制的开关模式电源(SMPS)。为了在改变电流方向的同时实现期望的脉冲响应时间(例如，在短时间帧内从V到1/4V)，在一种示例实施例中，第一功率级302可以包括，例如，串联的四个SMPS电源，使得所有电源的开关或中继可以导致总电压V，并且仅一个电源的开关或中继可以允许电压供给容易地降至1/4V。

现在将更详细地描述开关电路310。为了产生双极不对称脉冲，例如，一般而言，刺激必须在给定的幅度从正/负电流切换，之后是在这个幅度一部分的相反极性的电流(例如，在一个例子中是从I到-1/4I)。开关电路310可以被用来快速改变负载的电压和电流方向，诸如通过H-桥中的开关。相应地，输出级300可以快速改变电压的幅度从V到1/4V以及到负载的电流流的方向。

图4是根据示例实施例的另一示例FES系统400的高级图。图5是FES系统400的详细示意图。FES系统400可以包括平板计算机402、电源404、电池406、处理器板408、一个或多个刺激板410(示出了八个刺激板)和多个输出信道416(示出了八个输出通道)。

在示例实施例中，电池406被选择为12V至16.8V，2000mAh，具有2A的最大充电/放电电流。这种较低的额定功率被发现提供更大的稳定性并且不易发生中断。在示例实施例中，每个生成的恒定电压脉冲可以包括更快的上升时间，从而，当与具有需要较高的必需指定目标稳态电流的较慢上升时间的矩形恒定电流脉冲(由于患者的电容或其它成分)或恒定电压脉冲相比时，导致较低的必需指定目标稳态电流。该系统可以，例如，节省所消耗的电力或需要由电源提供的总能量的量(例如，与具有较高电流吸取的其它系统相比，每个脉冲以及电池406的整体寿命需要较小的电流)。

诸如平板计算机402的计算机设备包括至少存储器、设备控制器、显示屏、通信子系统(例如，无线和/或以太网)以便经由局域网和/或因特网通信，以及诸如触摸屏的用户输入设备。平板计算机402便于操作者容易使用。平板计算机402上显示的是用户界面。平板计算机402可以连接到因特网，用于传送处方和患者数据，这在本文更详细地描述。平板计算机402还被用来控制处理器板408并有效地控制刺激板410。控制通常被隔离，从而不损坏平板计算机402并且隔离患者与地球地和线路电压。在用户界面上的示例控制可以向用户提供指定用于特定患者的治疗规程的选项，诸如目标稳态电流值、脉冲宽度、脉冲频率，以及这些参数随时间推移的任何变化。通过用户界面，在一些示例实施例中，用户可以通过在存储器(或者其它可远程访问的存储设备)中存储计划来作为过程预先计划这些和其它参数，用于由处理器板408实现。

根据一些示例实施例，处理器板408运行实时操作系统，以便控制刺激脉冲的输送。例如，处理器板408可以包括ARM7微处理器。例如，这连接到八个刺激板410，刺激板可单独操作连接到八个输出通道416。处理器板408还可以利用诸如脚踏开关412和/或手动开关414的手工开关被激活。诸如外部传感器或控制反馈传感器(这里未示出)的其它输入也可以耦合到处理器板408或刺激板410。在一些示例实施例中，这些开关412、414可以是关-开两位开关(dead-man switch)，意味着用户必须按住开关来开始治疗，并且释放开关自动地停止治疗。

通信协议提供用于从平板计算机402向处理器板408传送新治疗计划(program)的方法。一旦计划被加载，它就存储在例如非易失性EEPROM存储器中。治疗计划定义脉冲特点(诸如频率、幅度、脉冲宽度、脉冲类型和(一个或多个)脉冲串轮廓)。该计划还指定治疗的持续时间以及它是如何被触发的(例如，通过模拟或数字用户输入)。该命令允许平板计算机402指示处理器板408开始治疗、暂停治疗、恢复治疗、停止治疗。来自处理器板408的状态信息包括来自隔离的数字/模拟患者输入的数据(仅包络信息)和报警信息。

平板计算机402的用户界面应用可被配置成处理以下任务：

1.治疗选择。这涉及选择用于患者的适当治疗。这还可以涉及通过服务USB创建/编辑现有的治疗或加载新治疗或者从因特网下载治疗。

2.向刺激器发送配置文件。假设新文件在每次治疗开始时被发送到微控制器板。治疗文件是刺激器板执行的动作的脚本。平板计算机402把脚本翻译成压缩的二进制脚本。脚本文件的基本功能如下：

开始条件：定义输入状态和执行过程的治疗的可能阶段。例如，等待按钮按下。

同步到其它通道。等待其它通道完成它们的控制循环。

返回参数：定义输出的频率、脉冲类型和幅度、允许的电流范围(两组阈值：报警和错误等级)。

用于重复序列的循环。

终止条件(诸如超时、输入状态的改变)。

3.读取并显示微控制器的序列号、固件版本。平板计算机402读取用于每个输出的状态信息，诸如错误标志、电池电量、当前施加的脉冲类型、脉冲频率、脉冲持续时间、目标输出电流，以及实际的平均正和负电流电平。

4.读取并显示4个ADC输入值的状态。

5.开始/停止治疗。按下触摸屏上的按钮开始和停止治疗。该单元包含被用来在平板计算机402变得不响应的情况下停止治疗的电源按钮。在一些示例实施例中，在用户界面上开始和停止可以被实现为无反应开关，意味着用户必须按住开关来开始治疗，并且释放开关自动地停止治疗。

6.平板计算机402管理其自己的电力，来最小化功耗。

参考图5，外壳420可以容纳系统400的部件。外壳420和连接器电缆可以包括塑料或其它非传导性材料。外壳420可以具有内部屏蔽。包括电缆422、424、426的至少一些连接器电缆可以利用铁氧体或其它合适的材料进行处理，以便阻止或减少电磁干扰。

参考图5，状态LED 418可以包括安装在外壳中并且连接到处理器板408的红色、绿色和黄色状态LED。在一些示例实施例中，状态LED 418被用来指示AC电源状态(绿色LED开或关)、治疗运行(黄色LED闪烁)以及错误(红色LED开)。

图6A-6D是根据示例实施例的FES系统，诸如FES系统400(图4)，的一个输出级600的详细示意图。输出级600包括可控的恒定电压脉冲发生器。例如，八个输出通道416(图4)当中每一个可以被相应的输出级600驱动，以便对患者650的区域施加信号。在一些示例实施例中，所有通道416可以具有相同的频率，并且脉冲的前缘可以被同步(例如，同步到10us内)。在其它示例实施例中，通道416中至少一些或全部可以具有不同的频率。在一些示例实施例中，通道416中至少一些或全部可以具有不同的相位(例如，相移或者具有不同的前缘)。

仍然参考图6A-6D，输出级600可以包括具有可控的输出电压的基本恒定电压供给602、开关电路604、控制器606(例如，微处理器606)、继电器608、备用路径610以及信号检测器612。例如，基本恒定电压供给602可以包括四个串联的电源614a、614b、614c、614d(每个都或者单独地被称为614)，每个都可以是45V。在一些示例实施例中，可以使用这四个电源，因为这些部分比一个大电源更容易提供并且更便宜。另外，这允许电压被容易地分开，以提供不对称脉冲。例如，一个电源614a可以被分接，用于施加为正电压四分之一的负电压。在其它示例实施例中，可以使用更多或更少的电源614，诸如一个或两个。

每个电源614给相应的电容器616a、616b、616c、616d(每个都或者单独地被称为616)充电。这允许电容器616放电，以便在脉冲开始时提供大的电流尖峰。在另一种实施例中，基本恒定电压供给602可以包括能够输送适量电流的电源，这可能不需要电容器616。但是，以这种方式使用电容器允许使用更小的电源614，从而节省成本、产生的热量以及空间。附加的大电容器622、624可以被用来存储电荷，以提供必需数量的电流。因此，大电容器622、624提供电荷，以允许主要由开关电路604中开关的开关速度时间定义的快脉冲上升时间。例如，所使用的特定电源614可以被调整，以便每个提供2至45伏，总共8至180伏。

每个电源614可以包括隔离的DC-DC模块630a、630b、630c、630d(每个都或者单独地被称为630)。来自这些的每个输出由相应的线性调节器632a、632b、632c、632d(每个都或者单独地被称为632)调节。每个调节器632的电压由相应的数字电位计634a、634b、634c、634d设置，电位计可以是例如最大100k欧姆。每个调节器632的输出被串联连接，从而产生具有范围8V至192V的可变输出供给。供给的有效范围被调整至2.5V至160V。特定最小值2.5V的实现在本文关于齐纳二极管618更详细地解释。

控制器606使用串行外围接口(SPI)端口将数据发送到数字电位计634，以设置4个线性调节器632当中每一个的电压。到每个电位计634的数据可以彼此独立地发送。(连接到公共的)第一调节器632a可以使用附加的数字电位计，诸如100k欧姆的电位计636，以实现更高的分辨率。(连接到高电压输出的)高调节器632d可以使用附加的20k欧姆的电位计638，以实现更高的分辨率(在45V输出，各个调节器具有0.2V的最大步长尺寸)。例如，调节器632b和632c可以仅使用单个100k的数字电位计634b、634c。

最功率密集的脉冲类型被预期输送4W。每个电源614可以被用来给大电容器616充电(例如，470uF或更大)。正常操作期间的最大纹波被预期<24VDC(基于两个16ms、125mA脉冲)。在正常操作期间，来自DC-DC供给的最大电流局限于60mA(利用100欧姆电阻器，在每个模块上具有最大纹波6VDC)。

为了提供大约2.4伏的最小电压，齐纳二极管618在电压供给602的输出向开关电路604提供。由于齐纳二极管618，输出电压降低5.6V。由于齐纳二极管620，1.4V的电压降对1/4负供给施加，从而提供最小值0.6V。上界由调节误差和供给纹波限定。电源614的所需电压电平设置可以考虑从齐纳二极管618、620到患者650的电压降。

开关电路604可以包括由几个金属氧化物半导体场效应晶体管(MOSFET)开关组成的“H桥”配置，例如四个n沟道MOSFET开关640、642、644、646。这种电路配置允许电流利用开关640、642、644、646的开关控制在正或负方向流过患者650。例如，正脉冲可以是开关640、646的激活，而负脉冲可以是开关642、644的激活。电压脉冲的上升时间主要由MOSFET开关640、642、644、646的开关速度确定。继电器608可以被用来选择所有电源614a、614b、614c、614d，以施加相对高的指定电压电平。继电器608可以被用来激活其中一个电源614a，以容易地施加电压电平的四分之一(例如，用于不对称双极脉冲)。

MOSFET开关640、642、644、646被具有自举电容器的高侧/低侧驱动器操作。在脉冲之间，低侧MOSFET开关644、646可以被激活，从而把患者电极短路到一起。MOSFET信号由控制器606操作。

H桥电路被用来控制患者脉冲，诸如利用来自电压供给602的信号的每个脉冲的开始和停止。对于对称脉冲，正和负脉冲由四个串联的电源614供电。对于不对称脉冲，正脉冲由四个串联的电源614供电。但是，不对称脉冲的负脉冲可以由生成来自高电压供给的电压的1/4的单个电源614a供电。对称与不对称脉冲之间的电压选择是利用锁存继电器608进行的。

参考信号检测器612，这可以被用于电流测量，例如施加到患者650的稳态电流。通常，这个电流值是在靠近脉冲结束测量的。从H桥电路604生成的电流利用分流电阻器648测量。已经发现，分流电阻器648增加的电阻，大于10欧姆，提供更有利和一致的测量。电流读数被直接连接到控制器606的引脚并且利用内部模数转换器(ADC)测量。测出的值由控制器606处理，以计算电极之间的电阻。处理器测量用于正脉冲的电流(稳态)、用于负脉冲的电流(稳态)、通过测试负载的电流以及关断电流。读数(包络)被存储为要发送回处理器板408(图5)的状态。

参考另一个信号检测器652，这可以被用于电压监视。控制器606读取连接到跨患者的正脉冲输出电压和跨患者的负脉冲输出电压的电源电压。处理器测量正脉冲供给、负脉冲供给以及数字供给的电压。读数(包络)被存储为要发送回处理器板408(图5)的状态。应当注意的是，如果期望，则信号检测器612、652可以容易地被用来计算当前的患者电容。

在一些示例实施例中，由检测器612、652检测到的信息可以被存储在本地存储器和/或发送到远程服务器。在一些示例实施例中，系统可以被用于监视患者的皮肤电阻，并且皮肤电阻“轮廓”可以被用来确定是否向错误的人，而不是最初为其开处方治疗的人，输送治疗。这可以包括天生阻抗参数，和/或对FES治疗参数的任何响应。患者简档可以被用作那个患者的签名。这可以被用来，例如，防止欺诈并且监视什么刺激器已经在以前的治疗中使用。

参考备用路径610，输出电路包含p沟道MOSFET开关658和500欧姆的测试负载660。负载660可以独立于H桥604被激活。测试负载660被用来在治疗之前测试电流测量和电源电路。如果用于下一个脉冲的输出电压需要比当前脉冲小，则测试负载660还被用来给高电压供给(电源的输出电容约为3.3uF)放电。

一般而言，如上所述，刺激脉冲是恒定电压脉冲。但是，刺激剂量是关于目标稳态电流指定的，例如由医生经由平板计算机402和处理器板408(图5)接收或指定的。稳态电流是在正脉冲结束时(在指数衰减之后)通过电极的电流。为了实现这一点，控制器606测量实际输送的电流，计算患者650的稳态电阻，并调整电压，以输送期望的电流。这是通过使电流通过串联的分流电阻器648，然后利用模数转换器测量那个电压来完成的。控制器606进行计算并发出控制信号，以调整电压。初始校准首先是利用(不实际刺激患者并且不能被感觉到的)一些亚阈值脉冲执行的。在真正的刺激启动后，测量在每个脉冲期间重复，以确保电阻不变。恒定电压脉冲对这种应用是合适的，因为患者电阻通常不在任何给定的脉冲宽度内实质性改变。

每个刺激通道能够生成具有以下特点的不对称/对称双相波形：

目标电流范围在0至125mA。对于低于5mA的电流设置，以0.05mA的步长调整，对于5mA与15mA之间的电流设置，以0.1mA的步长调整，对于高于15mA的电流设置，以0.5mA的步长调整。对于至多15mA的电流，稳态目标输出电流误差+/-0.5mA。对于高于15mA的电流，稳态目标输出电流误差+/-1mA。最大电流可以由皮肤电阻和电路的最大输出电压限定。最小电流可以由皮肤电阻和电路的最小输出电压限定。

依赖于频率，实际的幅度水平会受软件限制。利用500欧姆的负载电阻，稳态输出电流可以被设置为在DC不超过80mA、在DC与400Hz之间在50mA、在400与1500Hz之间在80mA，并且高于1500Hz在100mA。

当对实际的患者操作刺激器时，在脉冲开始将存在涌入电流。脉冲宽度范围可以从0至16000us(在10us范围内调整，输出误差10us)。脉冲宽度可以受频率设置的限制。脉冲之间的最小时间是200us。脉冲频率可以从1至2000Hz(以1Hz的步长调整，输出误差1Hz)。

对于每个通道，最大平均输出功率可以限定到4W(最功率密集的不对称脉冲是125mA(800us)正脉冲、31mA(3.2ms)负脉冲，100Hz的频率)。最功率密集的对称脉冲是125mA(800us)正脉冲、125mA(800us)负脉冲，100Hz的频率。

由用于不对称脉冲的输出级生成的最大电压可以对正脉冲是160VDC并且对负脉冲是40VDC。

由用于对称脉冲的输出级生成的最大电压可以对正脉冲是160VDC并且对负脉冲是160VDC。

由用于不对称脉冲的输出级生成的最小电压可以对正脉冲是2.5VDC并且对负脉冲是0.6VDC。

由用于对称脉冲的输出级生成的最小电压可以对正脉冲是2.5VDC并且对负脉冲是2.5VDC。

对于标准皮肤模型负载，在刺激器的输出测出的脉冲的上升时间低于20ns(从10％值到90％值测出的上升时间)。稍长的上升时间(<50ns)可以被用来最小化电磁发射。

跨患者引线的最大电压可以是500VDC。

目标皮肤电阻在500欧姆至10k欧姆的范围内。在更高的皮肤电阻值，输出电流将受皮肤电阻的限定。125mA在至多1280欧姆的皮肤电阻上被支持。50mA在至多3200欧姆的皮肤电阻上被支持。在10k欧姆，可以被供给的最大电流是16mA。用于500欧姆的最小电流是5mA(2.5V最小输出)。调整步长尺寸随着输出电压而增加。在最高电压，步长尺寸是0.2V，这在500欧姆负载产生最大0.4mA的电流步长尺寸。

低电压短系列“校准脉冲”(具有低于10V的幅度)在治疗开始之前被施加，以测量电极/皮肤的电阻。如果脉冲持续时间，如由规程指示的，小于100微秒，则对于这些脉冲的电压只基于“校准脉冲”被输送。如果脉冲持续时间大于100微秒，则皮肤电阻在每个脉冲之后被重新测量并且电压被调整。

样本电流、皮肤电阻和步长尺寸如下：

对于0-5mA，500欧姆：输出电压范围：0-2.5V，具有0.05mA的步长尺寸，这需要0.025V的步长尺寸(电路的最小输出是2.5V)。对于0-5mA，2000欧姆：输出电压范围：0-10V，具有0.05mA的步长尺寸，这需要0.1V的步长尺寸(电路的最小输出是2.5V)。对于0-5mA，10000欧姆：输出电压范围：0-50V，具有0.05mA的步长尺寸，这需要0.5V的步长大小(电路的最小输出是2.5V)。

对于5-15mA，500欧姆：输出电压范围：2.5-7.5V，具有0.1mA的步长尺寸，这需要0.05V的步长尺寸。对于5-15mA，2000欧姆：输出电压范围：10-30V，具有0.1mA的步长尺寸，这需要0.2V的步长尺寸。对于5-15mA，10000欧姆：输出电压范围：50-150V，具有0.1mA的步长尺寸，这需要1V的步长尺寸。

对于15-125mA，500欧姆：输出电压范围：7.5-62.5V，具有0.5mA的步长尺寸，这需要0.25V的步长尺寸。对于15-125mA，2000欧姆：输出电压范围：30-150V，具有0.5mA的步长尺寸，这需要1V的步长尺寸。对于15-125mA，10000欧姆：输出电压范围：150-160V，具有0.5mA的步长尺寸，这需要5V的步长尺寸(最大电流由于电压限制而受限)。

在一些示例实施例中，图6A-6D的系统600因此可以被用来向患者施加信号脉冲，这在图9至12任何一个当中示出。

图13是根据一种示例实施例用于向患者施加信号脉冲的方法1300的流程图。该方法可以由例如控制器或微控制器实现。流程图1300还可以代表可以基于状态的功能模块或方框。方法1300用于控制经由施加到活体的区域的一根或多根电极引线向该区域提供脉冲刺激的功能性电刺激系统，该区域包括关联的电阻元素和关联的电容元素，其中电刺激系统包括具有可控的输出电压的脉冲发生电路，以便向一根或多根电极引线生成恒定电压脉冲，其中每个恒定电压脉冲的对应电流信号包括到稳态电流值的指数衰减。

在事件1302，方法1300包括确定指定的目标参数，包括要施加到区域的至少指定的目标稳态电流值。在事件1304，方法包括确定患者的当前电阻。在事件1306，方法包括控制脉冲发生电路在计算出的电压电平向一根或多根电极引线生成恒定电压脉冲，其中计算出的电压电平对所述区域实现指定的稳态电流值。

参考事件1302，指定的目标稳态电流值可以由医生或用户输入，例如通过平板计算机的用户界面，或者通过从存储在存储器或远程服务器中的预先编程的剂量计划表访问指定的目标稳态电流值。

参考事件1304，信号检测器可以被用于检测与活体的区域关联的信号参数，诸如所施加的实际稳态电流。施加到患者的电压也是已知的或者可以利用电压检测器检测。这可以被用来计算患者的当前电阻。在一些示例实施例中，当前电阻可以为每个脉冲估计，或者周期性地(例如，在每个指定数量的脉冲或持续时间内有一个脉冲)，或者可以在指定数量的脉冲或时间段上作为平均电阻(或移动平均)来计算。患者的电阻可以最初通过在实际过程开始之前从脉冲发生电路向区域施加一个或多个亚阈值脉冲(例如，非AP刺激)来估计。

参考事件1306，计算出的电压电平是利用欧姆定律(例如，V＝R*I)从患者的关联电阻元素和指定的目标稳态电流值计算的。应当注意的是，在一些示例实施例中，计算出的电压电平是在不考虑关联的电容元素的值的情况下计算的。

方法1300可以在循环中配置，如所示出的。例如，在下一次迭代中，再次参考事件1302，方法1300可以包括确定要施加到区域的下一个指定的目标稳态电流值(如果值相同，则这个步骤可以跳过)。在事件1304，方法1300包括确定当前患者电阻(例如，基于前一脉冲的当前检测到的患者读数)。在事件1306，方法1300包括控制脉冲发生电路，以便在下一个计算出的电压电平向一根或多根电极引线生成下一个恒定电压脉冲，其中下一个计算出的电压电平对所述区域实现下一个指定的稳态电流值。

恒定电压脉冲可以提供包括脉冲序列的顺序的双极脉冲刺激，其中脉冲序列包括正恒定电压脉冲和负恒定电压脉冲。

图14是根据一种示例实施例用于向患者施加信号脉冲的方法1400的流程图。该方法可以由例如控制器或微控制器实现。流程图1400还可以代表可以基于状态的功能模块或方框。方法1400用于控制经由施加到活体的区域的一根或多根电极引线向该区域提供脉冲刺激的功能性电刺激系统，该区域包括关联的电阻元素和关联的电容元素，其中电刺激系统包括具有可控的输出电压的脉冲发生电路，以便向一个或多个电极生成恒定电压脉冲，其中每个恒定电压脉冲的对应电流信号包括尖峰，之后指数衰减到稳态电流值。

在事件1402，低电压短系列“校准脉冲”(具有低于10V的幅度)在治疗开始之前被施加，以测量电极/皮肤的初始电阻。这些可以是例如非AP刺激脉冲。

在事件1404，方法1400确定用于给定剂量的指定的目标参数。目标参数可以包括稳态电流值，脉冲宽度、脉冲频率和在那个稳态电流值的持续时间。而且，对于双极脉冲，脉冲类型可以被指定为对称或不对称。例如，这些参数可以从存储在存储器中的治疗文件检索，或者由医生实时地调整。

在事件1406，在一些示例实施例中，生成双极脉冲序列。可以假设，“双极脉冲序列”可以是包括一个正脉冲后面跟着一个负脉冲的脉冲对。对于大多数频率，进一步的处理(例如，事件1408、1410)可以在相邻的脉冲对之间进行。事件1406包括控制脉冲发生电路，以生成具有稳态电流值、脉冲宽度和脉冲频率的目标参数的恒定电压脉冲。该恒定电压脉冲具有对区域实现指定的稳态电流值的计算出的电压电平。

参考事件1408，该方法包括确定患者的当前电阻。信号检测器可以被用于检测与活体的区域关联的信号参数，诸如所施加的实际稳态电流。向患者施加的电压也是已知的或者可以利用电压检测器来检测。这可以被用来计算患者的当前电阻。在一些示例实施例中，当前电阻可以为每个脉冲估计，或者周期性地(例如，在每个指定数量的脉冲或持续时间内有一个脉冲)，或者可以在指定数量的脉冲或时间段上作为平均电阻(或移动平均)来计算。

在事件1410，在完成一个双极脉冲序列(例如，一个正脉冲之后跟着一个负脉冲)之后，确定(处于目标稳态电流的)指定的持续时间是否完成。如果没有，则方法1400返回到事件1406，其中为下一个双极脉冲序列计算下一个电压电平，这考虑在事件1408确定的患者电阻的任何变化。这允许相同的指定的目标电荷一贯地施加到患者。如果持续时间已经完成(如果是“是”)，则在事件1412，为下一个剂量等级确定下一目标参数(目标稳态电流)，这又是在事件1404确定的。

应当认识到，备选测量可以在使控制序列和电路适应不同实施例当中实现，并且不背离本公开内容的一般范围和本质。

给出已知设备的不足和缺陷，本文所述的一些示例实施例可以例如促进目前仅用作研究工具的新兴FES应用的可持续实现和广泛采用。而且，一些实施例可以在多个通道上提供同时的脉冲。

这些应用中所关心的另一个参数是上升时间，即，电脉冲的转换速率，一般而言，这应当尽可能快。即，在这些脉冲中提供快速上升时间的相关性源于可激励的组织的生理特征，即，神经和肌肉细胞，以及动作电位的生成。这些组织具有对抗所输送的电脉冲的电荷工作的离子泵，以维持细胞膜上的标定电位差。具有更高转换速率的脉冲可以向离子泵给出补偿所输送电荷的更短时间，从而允许具有更低幅度信号的刺激。利用较低幅度脉冲进行刺激的优点可以包括例如更舒适(即，更少痛苦)的疗法以及设备的更长电池寿命。

另一个考虑是基本上生成动作电位的电压激活的钠和钾门(gate)被神经膜电位中的局部变化触发。这些电压激活的钠和钾门以统计方式表现，即，每个电压门具有触发它的自身电压电平，这稍微偏离平均触发电平。因此，电荷向所有电压激活的钠和钾门的快速输送将确保所有门被触发，从而确保生成动作电位的更高成功率。在电荷更逐步输送的情况下，有可能多个电压激活的门将不被触发。因此，为了利用具有较慢转换速率的脉冲实现更可靠的响应，可能需要输送更多电荷，即，将需要使用具有更高幅度的刺激脉冲来激活临界数量的电压触发的门。因此，快脉冲转换速率具有使用更少电荷在可激励组织中生成更可靠动作电位产生的潜能。

此外，本文在示例性实施例中所描述的设备可以提供改进的脉冲上升时间和更准确的幅度和持续时间控制。这些更快的上升时间可以允许利用更小的稳态电流实现相同的组织刺激结果的潜能。这又可以减少对个体的应力(即，对疼痛或不适的感知)，以及降低刺激器的能耗。上升时间，与准确的幅度和持续时间控制相结合，还可以提供随时间推移将没有电荷在被刺激的组织中累积，这会是用于FES应用的重要方面，尤其是对涉及植入式FES系统的应用。

在一些实施例中，由本文所述的系统和设计所产生的脉冲的转换速率显著快于一些现有设备和系统常见的1μs的转换速率。例如，在一种实施例中，实现了不超过500ns的脉冲转换速率。根据另一种实施例，实现了不超过100ns的脉冲转换速率。根据还有另一种实施例，实现了不超过80ns的脉冲转换速率。根据还有另一种实施例，实现了不超过50ns的脉冲转换速率。根据还有另一种实施例，实现了不超过20ns的脉冲转换速率。根据还有另一种实施例，实现了不超过10ns的脉冲转换速率。相应地，在一些实施例中，脉冲转换速率比常规系统快两个数量级。

在一种实施例中，这种改进的脉冲上升时间的提供还可以或者作为替代地允许由于脉冲刺激造成的患者所体验的物理不适的减小或最小化。例如，通过对被刺激的组织施加减小的电荷，或者再次通过实现更大的组织响应性，利用本文所述设备实现的治疗，就算不能完全避免，也可以减小患者的不适。

如本领域技术人员将认识到的，上述实施例和下面提供的例子的高度灵活的体系架构可以特别适于电池供电的外部功能性电刺激器(FES)和神经假体的植入，并且很容易适合新出现的复杂FES应用，诸如像闭环控制的和脑机接口的神经假体，以及各种其它应用。

现在参考图23，该图根据示例实施例示出了用于一个或多个FES系统的通信系统的示例高级图。该系统设计结合了多个子系统，这些子系统一起创建用于对患者的FES治疗的管理和输送的必需部件。如图23中所示，可以有三个主要的子系统作为整个系统的一部分；刺激器、本地接口以及后台数据管理系统(BDMS)。

刺激器系统是被用来向患者提供刺激治疗(规程)的系统。该系统的主要部件是ARM7微处理器、运行在ARM7上的软件(刺激器应用)以及在ARM7与人体之间接口的定制电子产品和物理电极。刺激器应用基于规程类型计算适当的刺激等级并且把这个模拟输出经由连接的电极发送到人体。

刺激器应用是基于命令的并且是事件驱动的。其主要功能是收听命令、解码这些命令并且相应地执行它们。因此，如果另一应用可以确立有效的通信路径并且发送如由应用编程接口(API)为设备定义的正确命令，则刺激器设备可以被该另一应用控制。

本地接口是治疗师用来配置、设置和管理实际治疗的重要接口，包括查看数据和控制系统的用户接口。这个子系统将接口到刺激器，以管理实际的治疗规程以及后台数据管理系统，来管理患者、处方、治疗师以及在实践当中在多个设备之间同步治疗细节。

后台数据管理系统被用来管理整个治疗过程，包括设备ID、治疗师ID、患者ID(PUID)、处方和主要报告接口。这种基于云的系统还可以允许现场多个设备之间的同步。对患者数据的访问可以通过后台数据管理系统经由安全因特网连接和其它通信介质行来进行。

根据一些示例性实施例，FES系统可以被用来协助设备的“生物信息学”使用和患者接收治疗。例如，系统可以被用于在存储器中捕捉在治疗过程中所施加的脉冲的信息、向中央存储库(例如，后台数据管理系统)发送并且把这种信息以及关于患者、治疗或系统使用的其它信息从中央存储库提供给患者、临床医生、管理员、第三方付款人当中一个或多个。信息可以基于诸如成功和失败的之前结果被用来自动或手动地确定最好规程或治疗选项。

许多政府和私人保险计划经受限制医疗开支的越来越大的压力并且采取各种措施来控制成本。这些措施包括，但不限于，医疗改革措施、付费执行、比较效益研究以及团购。越来越多的第三方付款人集中在评估技术能否改善健康状况的一组通用标准，诸如寿命长度、生活质量和功能能力。

保险公司一般会寻求新疗法代表医疗资源的高效利用的证据。正在进行的临床研究和开了患者“密钥”处方的患者的汇总数据库将捕捉并提供数据，以支持赔偿。

这有助于通过卫生保健系统进行支付。对于医院存在越来越大的压力，以更快速地让患者出院并且优选地使他们出院回家。患者从住院病人康复医院出院是由多个因素决定的，包括达到某些功能独立目标。

在另一方面，系统可以被用来提供用于向患者开处方治疗的方法。例如，系统可以被用于接收“处方”购买请求，并且响应于该购买请求而向患者提供专用的电子密钥。电子密钥可以包括：对所开处方的疗法介入的规程的访问；规程的使用模式的记录，包括至少要施加到患者的脉冲的持续时间、频率和幅度；在治疗过程中捕捉到的结果；以及关于进展和治疗计划的报告。

图24是根据示例实施例在计算机设备上用于控制和管理FES系统的用户界面屏幕的示例流程图。基于临床的工作站和便携式刺激器设备上的图形用户界面将向用户指示规程、报告患者进展的诊断，和/或包括视频、帮助菜单和用户手册的指导性材料。

参考图24，在应用成功启动后，向用户呈现主屏幕。主屏幕呈现以下导航选择：患者治疗、设置和帮助。主屏幕还显示当前的刺激器设备电池电量，治疗师登录和患者登录可以利用标识符和口令实现。参考治疗师登录屏幕，在主屏幕上选择患者治疗之后，治疗师登录屏幕将显示，提示治疗师ID和口令的键控输入。一旦OK按钮被按下，UI任务就将采用所输入的治疗师ID和口令的值并且向数据库查询有效性。如果取消按钮被按下，则UI将返回主屏幕。一旦治疗师登录，用户界面就将提示用户输入患者ID(PUID)。一旦OK按钮被按下，设备就再次向数据库查询有效性。如果取消按钮被按下，则UI将返回主屏幕。

一旦登录，图24中的用户界面屏幕的各种示例屏幕节目就在图25至31中示出。在成功的治疗师和患者登录之后，UI显示患者治疗屏幕，例如在图25中所示出的。在患者治疗屏幕中，显示以下信息：患者标识；疗程历史；可用规程；被选规程；以及刺激器电池电量。

患者标识数据在屏幕上显示，例如至少患者姓名(有时候仅名字)和出生日期。患者的疗程历史是与被选患者ID关联的之前疗程日期的列表。疗程历史来自数据库并且包括之前疗程的时间。每个日期可以被用户通过用户界面来选择，例如，产生图26。

可用规程是患者可用的规程的显示，并且通过用户界面呈现给用户。所示出的示例规程包括10秒开/10秒关肌肉加强、手口、对侧肩部、侧伸、侧伸NEW、前伸、对侧肩部和横伸，对侧膝伸、横捏、捏抓、三脚抓以及捏抓变化。

被选规程是已经被选择用于当前治疗疗程的规程(刺激参数)的显示。这些通常是通过从可用规程拖放来进行选择的。图25中所示的示例被选规程是手口规程序列。

图26是用于疗程细节的示例用户界面。疗程细节屏幕显示来自过去的疗程的信息(例如，从图25中选择特定的疗程日期)。它显示以下信息：疗程期间使用的规程；周期数；总治疗时间；个别规程的时间；疗程笔记；刺激器电池电量；以及每通道的脉冲幅度。在一些示例实施例中，基于执行特定规程的系统，疗程规程细节中的至少一些或全部信息可以被自动填充。用户或医生还可以编辑一些字段，例如，包括不利事件和疗程笔记，以注释这样的信息。在其它示例实施例中，更多或更少的信息可以被显示。

图27是根据示例实施例的、规程细节的示例用户界面。规程细节提供对规程的基于文字的描述、通道的可选列表以及用于相关图像或视频文件的查看窗口。当通道按钮被按下时，图像和/或视频在查看窗口中显示。如图27中所示，图像可以包括用于每个规程的电极放置的解剖图像。图27中所示的例子是蚓状肌的图像，以及适用的电极放置。例如，这向医生提供了关于被实现的特定规程的可视确认和验证。任何特定通道的选择导致图29的用户界面被显示。

图28是根据示例实施例、用于规程设置的示例用户界面。规程设置允许用户/医生修改每通道最大值的缺省设置。用户通过选择通道进行调整、然后利用相应的控制上下移动滑块来作这件事。用户有能力在他/她调整(每通道)刺激幅度的同时选择1Hz或40Hz刺激串。1Hz刺激串通常被用来确定是否有任何肌肉响应，而40Hz刺激串通常被用来确定所关心的肌肉(即，刺激通道)所需的刺激强度。用户还可以启动被选规程。

图29是根据示例实施例、用于通道设置的示例用户界面。例如，这个屏幕可以通过从图27选择通道来访问。通道设置允许用户经由接触滑动条或者利用上和下按钮通过被选通道在最大或最小值之间滑动条。用户将能够附加地在存储器中保存以下值：

感觉–患者登记的(registered)第一级；

运动原(Motor)–收缩开始的等级；

最大–最大收缩发生或者等级增加将会太疼的等级；及

治疗幅度–用于治疗的等级。

图30是根据示例实施例、用于管理员规程的示例用户界面。管理员规程显示周期数和总共经过的治疗时间以及用于每个通道的幅度、脉冲持续时间和频率。如果规程暂停或停止，则用户有能力从这个屏幕恢复规程。控制菜单可以包括对帮助、暂停/开始、停止、设置和主页的用户可选选项。

“设置”按钮把用户带到设置规程用户界面(图28)。“暂停/开始”按钮暂停/开始治疗，并且允许用户修改规程设置，直到用户返回管理员规程页面。

图31是根据示例实施例、用于疗程结束的示例用户界面屏幕。疗程规程细节通常是基于刚执行的规程自动更新的。疗程结束屏幕给予用户记录任何不利事件、治疗停止的原因以及当规程停止时的笔记的能力。不利事件和治疗停止的原因可以包括预定义原因的下拉菜单和/或复选框。用户记录还可以加时间戳，例如，以符合管理政策和监管措施。如果使用了多个规程，则用于每个规程的细节可以由用户记录。

一个例子提供用于改善遭受神经肌肉缺陷困扰的个体中大脑和关联的肌肉功能的示例性FES治疗过程的结果，该过程仅仅是提供可以被上述FES设备和系统促进的各种FES应用、方法和治疗的例子。在这个例子中，个体在中风之后遭受神经障碍的困扰。应当认识到，这种类型的中枢神经系统的神经障碍会由于例如中风、脊髓损伤、脑损伤、多发性硬化症以及任何其它对中枢神经系统的创伤和非创伤性损伤而造成。

个体描述：个体是22岁的女性，她在参与这项研究之前两年在右额顶区遭受出血性中风。在个体康复中心给出的该个体具有通过CMSMR(Chedoke McMaster Stages ofMotor Recovery(远动原恢复的Chedoke McMaster阶段))评分的运动原恢复状态如下：臂＝1，手＝2，腿＝2，和足＝2。在4个月的康复之后，CMSMR得分如下：臂＝2，手＝2，腿＝4，和足＝2。虽然左腿表现出一定的恢复，但是左臂不起作用。在FES介导的规程开始，个体借助于拐杖和踝足矫形器在日常生活的活动中是独立的，但报告说，她很少，如果有的话，使用她的局部麻痹的上肢。上肢运动的特征为屈肌协同模式。个体对于远端屈肌肉的被动伸展具有增加的抵抗。通过使用两点辨别测试，显示触觉在整个上肢中未严重受损。中风患者，诸如本研究的个体，被认为是神经稳定的，并且在中风之后24个月没有显示出进一步改进的迹象。因此，被招募到该研究中的个体在中风后24个月处于损伤的慢性期，严重残废，如由CMSMR测出的，并且不管向她提供哪种疗法都不期望提改善。

功能性电刺激疗法：FES介导的规程通过电刺激器被输送(所使用的电刺激器是上面讨论的电刺激器的原型)，具有标准的自粘式表面刺激电极。在研究中，以下肌肉利用表面刺激电极被刺激(对于每个肌肉的电极的位置在图15中示出)：前(aDel)和后(pDel)三角肌、肱二头肌(BB)和肱三头肌(TB)、桡侧伸腕肌、尺侧伸腕肌、桡侧屈腕肌和尺侧屈腕肌。被用来刺激支配所关心的肌肉的神经的刺激参数是具有250μs脉冲持续时间和40Hz频率的不对称双极电流脉冲。在该规程期间，刺激以这样一种方式被输送到瘫痪肢体的肌肉，使得这些肌肉产生的运动能够准确模仿如果病人没有瘫痪的话大脑将产生的运动。当刺激被输送到肌肉时，它利用持续0.5至2秒的斜升和斜降功能逐步增加和减小(而不是瞬间被输送)。当治疗师确定个体关于该任务需要协助时，他使用手动开关触发刺激。

FES介导的规程：简而言之，FES介导的规程由预先规划的协调肌肉刺激和手动辅助的(外部生成的)被动运动组成，以确立生理上正确的运动。在运动期间，个体被询问设想运动并尝试自己完成其。在研究的开始，患者不能自主地移动手臂并且因此不能物理地执行自主设想的运动。FES被输送到肩部、肘部、手腕和手指伸肌和屈肌，同时(由治疗师协助的)个体进行以下类型的动作：(1)触摸鼻子、(2)触摸肩部、(3)向前移动手臂、(4)抬高左侧手臂、(5)够到并抓住大的物体、(6)够到并抓住小的物体、(7)在抓住期间操纵物体，以及(8)把物体放在指定的位置并松开物体。FES介导的规程进行一小时。在最低限度，规程包括40个1小时的疗程，其中每周输送至少3个一小时的疗程，但是，如果期望，则规程可以被更频繁地重复。在本例的个体的情况下，规程被每天执行两次。在遭受中风的个体当中，神经肌肉恢复通常从近端开始，然后是远端神经肌肉室的恢复。因此，FES介导的规程通过首先训练肩部和上臂肌肉开始，然后是手腕和手指的训练。

肩&肘的运动

表1：上肢运动任务、运动类型以及在每个任务中所使用的电极。这个图中的字母字符和数字与图16中的那些匹配。

在FES介导的规程期间，治疗师利用按钮控制/触发手臂运动。在运动期间，物理治疗师指导手臂并在执行期望的任务时利用神经假体协助个体。这种协助假设所有运动都以正确的生理方式执行，即，神经假体引起的运动不与自然关节运动相反并且尊重骨头与软组织构成的解剖结构。在治疗的早期阶段，手臂任务是通过肌肉刺激和治疗师的协助的组合来执行的。随着个体改善，协助减少到必要的最低限度。通常，刺激规程每周或每两周进行调整。个体被要求在单个疗程中对每种运动重复相同的手臂任务10次。疗程持续至多60分钟。

结果测量–临床评估：用于上肢的CMSMR和运动力指数(Motricity Index)测试被用来评估手臂和手的功能。受影响的上肢中的痉挛程度是利用五级修订的Ashworth表(MAS)评价的。

H-反射和M最大：为了评估桡侧屈腕肌(FCR)肌肉中的运动神经元脊柱池的兴奋性，霍夫曼反射(H-反射)被引出。H-反射是通过左正中神经的刺激与放在肘关节内侧的单极电极被诱发的。矩形脉冲(1ms)由每5秒被触发一次的恒定电压刺激器(DPS-007，DiaMedical System公司，日本)生成。

最大自主收缩(MVC)：以下瘫痪的上臂肌肉中的肌电(EMG)信号由双极差动放大器(Bortec AMT-8；Bortec Biomedical，加拿大)检测：aDel、pDel、BB、TB、桡侧屈腕肌(FCR)、趾长伸肌(EDL)以及第一远端间肌(FDI)。一对皮肤电极(双极；Bortec Biomedical，加拿大)在腹部之上每块肌肉中沿着肌肉纤维放置，电极间距离(中心到中心)为10mm。在运动开始之前500ms和之后500ms的时段内，所记录的EMG信号放大了500倍并且以1000Hz的采样率被数字化。

运动的活动范围测试：个体被请求尽可能多地朝以下五个方向移动她的手臂：(1)向前，(2)向后，(3)向上，(4)右侧，和(5)左侧。在运动期间，我们记录肩部、肘部和手腕关节以及食指的第二关节的位置。个体对这五个动作当中每一个做了三次试验。

画圆圈测试：这个测试针对评估协调肩和肘关节的能力。在画圆圈期间，主体需要协调肩部和肘部运动的能力。具体而言，对于其肘关节有痉挛的遭受中风的个体，不容易画出宽且适当形状的圆。当个体在桌子上画圆圈的时候，记录肩部、肘部和手腕关节以及食指的第二关节的位置。在评估期间，运动是自定进度的，并且任务持续30秒。

最初，计划利用测试“结果测量-临床评估”、“H-反射和M最大”和“MVC”来评估个体。但是，在训练的前6周，个体的肩部和肘部功能令人吃惊地显示出显著的改善，由此促使添加测试“运动的活动范围测试”和“画圆圈测试”，以进一步评估上肢的功能运动。

结果：个体成功地完成了所有训练疗程和评估。在FES介导的规程12周之后，个体能够例如捡起细的物体、触摸她的鼻子并且画圆圈，这些任务在FES介导的规程疗程之前是不能完成的。由于临床测量选择的，即，CMSMR和运动力指数测试，是粗略的测量，因此这些测试没有显示出12周规程之后得分的变化。但是，手和手腕的MAS示出随着训练的进展痉挛状态的减少(手腕：3至2，手：4至3)。反映脊髓运动神经元的兴奋性的H反射也随着训练表现出显著的降低(图17至19)。即，H反射的尺寸在规程开始时相当高(Mmax的82.09％)并且，随着时间的推移，它显著减小(在第六周是53.65％，并且在第12周是45.04％)，这指示通常与对中枢神经系统的脊柱隔间的损害正在恢复关联的高张力(tone)，并且中央神经系统功能返回到其张力和反射响应的正常水平。图20示出了每两个星期获得的上臂肌肉的MVC变化。所有被测肌肉的MVC水平在基线评估期间均为“零”。换句话说，病人无法自主地激活受影响的手臂中的单个肌肉。随着规程的进展，病人获得自主激活肌肉的能力，并且随着规程的继续而进一步改善。值得一提的是，受影响的手臂中的MVC水平显著小于未受影响的手臂中的MVC水平。但是，甚至低水平的MVC也足以允许患者有效地并且自主地移动手臂和手指来够到并抓住物体。示出在FES介导的规程之后的显著改善的肌肉的一个很好的例子是在基线时没有示出任何EMG(RMSμV)活动并且在FES介导的规程之后示出自主EMG和肌肉收缩控制的显著改善的FDI和TB肌肉。表2示出了运动的肩部和肘部的动态范围。它清楚地示出，与在第6周测出的值相比，在第12周对于肩部和肘部关节的运动的动态范围的值示出显著的改进。在第0周，个体在受影响的手臂没有任何自主运动。因此，从第0周没有任何运动到第6周的受限运动之后到第12周更扩大范围的运动时显著的变化。假定这个研究的个体处于慢性损伤阶段，如上所述，并且因此不管提供任何干预都不预期示出改善，所观察到并且在本文指出的变化是显著的。此外，这种变化在之前的慢性重度中风患者中没有观察到。

表2：肩部和肘部关节的动态运动范围(rom)。

图21示出了当个体执行画圆圈测试时肩部、肘部、手腕、食指位置的x-y图。各个关节的绝对坐标在图21中上面的三个图中表示。关于肩关节坐标框架的关节和食指坐标(即，假设参考坐标框架是在肩关节)在图22中下面的三个图中表示。虽然由食指所画圆圈的尺寸在FET介导的规程的第6周小，但是随着规程的进展，其尺寸变得更大。在第0周，个体在受影响的手臂中没有任何自主运动并且不能画圆圈。

这个研究的目的是评估12周密集FES介导的规程对慢性严重中风个体(CMSMR得分为2或更小)的影响。虽然运动原能力得分，即，CMSMR和MVC测试，没有显示出由于测试进展导致的任何显著变化，但是，由于FES介导的规程，MAS和H-反射的幅度减小。此外，运动学结果示出执行手臂运动以及协调肩和肘关节的能力的深远改进。这些结果表明，上臂功能性运动的改善可归因于通过神经可塑性的中枢神经系统的再训练，这在上肢自主运动原功能的改善以及肌肉张力和/或痉挛的减小中被观察到。

传统的神经肌肉电刺激已经被用来增加各种神经患者和健康个体中的自主肌肉收缩强度。但是，电刺激的最近应用的焦点从肌肉加强朝再训练中枢神经系统和改善中风个体的运动原控制偏移。在这个研究中，FES介导的规程被用来重新训练慢性中风个体自主地利用先前由于中风而瘫痪的手臂执行协调的多关节运动。由于我们所使用的刺激强度比运动原阈值大大约两倍，因此不能预期由于肌肉强度的关联增加而造成的FES介导的规程在肌肉功能中产生的变化。这个假设由图20中所示的结果证实，即，在上肢肌肉中不存在MVC的一致变化。

在FES介导的规程开始时，个体的上肢具有高肌肉张力。但是，手腕和肘屈肌的肌肉张力没有由于FES介导的规程而显著减小，这由MAS的结果(表1)和H-反射(图20)清楚地反映。这个结果与描述电刺激对异常高肌肉张力减小的效果的之前发现良好地一致。应当注意的是，个体的手臂，具体而言是手，的静息状态随着训练的时间进程大幅改变。即，个体能够放松她的手并在够取运动期间保持手放松。因此，上臂功能运动的改善可以部分地归因于肌肉张力和/或痉挛状态的减小。这种发现支持高肌肉张力减小代表中风之后在运动原控制不足的情况下简单解决方案的经典概念。

开发出了能够生成各种上肢运动/功能的预先规划的刺激模式。由FES引起的肌肉的时间激活类似于执行相同任务的完整神经肌肉系统的时间激活，即，肌肉激活被设计为克隆实际的自然运动。因此，在运动期间，个体能感觉到猜想何时她要激活肌肉收缩以及如何排序它们以产生期望的运动。H-反射中的显著变化被观察到并且在FES介导的规程之前不能自主收缩的个体的多个肌肉在规程结束时处于其自主控制的事实暗示由FES介导的规程引起的功能改进部分地是由于在中枢神经系统发生的变化。换句话说，密集、重复但多样化的FES介导的规程可以促进中枢神经系统的塑性重组(plastic reorganization)。因此，预期以下机制会造成被观察到的变化。如果努力执行任务的半身不遂个体借助FES执行相同的任务，则他/她可以有效地自主生成运动原命令(期望移动手臂，即，传出运动原命令)并且FES提供传入反馈(传入感官输入)，从而指示命令被成功执行。因此，可以相信，通过向中枢神经系统重复地长时间既提供运动原命令又提供感官输入，这种类型的FES介导的规程促进中枢神经系统的完好部分的功能重组和重新训练，并允许它们接管中枢神经系统的受损部分的功能。随着个体继续改善自主功能，来自被刺激的肌肉和手臂的意志相关的感官反馈进一步助长这种训练过程。由于中枢神经系统的分布式本质以及大脑的各部分负责处理类似任务的事实，这是可能的。例如，运动原任务通常与运动原和运动原前皮质活性关联。但是，运动原任务也在枕骨脑叶中被处理。因此，FES介导的规程允许中枢神经系统访问这些分布式网络并且使用它们来帮助患者重新学习由于中枢神经系统受伤或疾病而失去的新运动原任务。

本示例性FES介导的研究可以确认FES介导的规程可以被用来改善慢性中风个体的上肢功能。此外，由于这种类型的规程在具有严重上肢功能障碍的个体中会有效，因此非常有可能对具有不太严重上肢功能障碍的个体也有效。示例性研究按周为基础调查由于FES介导的规程而随时间变化的各种肌肉的H-反射和EMG。关键的发现是，该研究之前瘫痪的肌肉在FES介导的规程之后变得活跃并且能够接受个体的自主控制。此外，在FES介导的规程完成之后减小几乎50％的H-反射暗示，由于这种示例性FES介导的规程，肌肉张力和/或痉挛状态的显著减少。应当认识到，示例实施例可以应用到各种脉冲发生电路。例如，一些脉冲发生电路在于2011年6月2日提交且标题为“FUNCTIONAL ELECTRICAL STIMULATIONDEVICE AND SYSTEM,AND USER THEREOF”的PCT申请公开号WO 2011/150502中描述，该公开物与本申请具有共同的共同发明人，其内容通过引用被结合于此。这种电路可以根据至少一些当前所述的示例实施例被编程。

一些示例实施例可以应用到“矩阵类型电极”，如在本领域中将被理解的。例如，利用接触点的矩阵，单个输出通道可以被用来刺激皮肤上多于一个接触点。这些点可以适当地以多种方式被规划或控制。

应当认识到，所述FES系统可以与一些传统的不考虑任何期望的稳态电流值的固定电压系统不同。另外，所述FES系统可以与传统的尝试生成矩形电流脉冲或尝试抑制电流尖峰的电流受控系统不同，或者可以在到达到期望的总电荷之前仅仅测量电流。

至少一些示例实施例的另一个示例应用是用于修复、治疗、再训练，和/或以别的方式改善由于中风或脊髓损伤而具有受损或残废上肢的人的上肢可动性和控制，包括蚓状肌的刺激。这种系统和方法的例子在于2013年6月26日提交的PCT申请公开号WO 2014/000107中描述，该公开物与本申请具有共同的共同发明人，其内容通过引用被结合于此。

至少一种示例实施例认识到，在紧靠的电极引线之间会存在生物串扰，诸如当刺激一组靠近的肌肉时，诸如蚓状肌。例如，如果一根电极引线的电流尖峰在另一根电极引线的稳态电流期间造成生物串扰，则这会影响在该另一电极引线的稳态电流期间取得的信号电平的测量。

在示例实施例中，提供了电刺激系统，用于经由每根都施加到活体的相应一个区域的多根电极引线向这多个区域提供脉冲刺激，其中每个区域包括关联的电阻元素和关联的电容元素。该系统包括每个都具有可控的输出电压的多个脉冲发生电路，以便向一根或多根电极引线生成恒定电压脉冲，其中每个恒定电压脉冲的对应电流信号包括到稳态电流值的指数衰减。至少一个控制器被配置成确定要施加到每个区域的指定的目标稳态电流值，估计每个区域的关联的电阻元素，控制脉冲发生电路，以便在计算出的电压电平向电极引线生成恒定电压脉冲，其中计算出的电压电平对所述区域实现指定的目标稳态电流值，并且控制用于其中一根电极引线的一个电流信号的尖峰，使得其在另一根电极引线的稳态电流之外，以允许该另一电极引线的稳态电流的准确测量。

在另一种示例实施例中，提供了电刺激系统，用于经由每根都施加到活体的相应一个区域的多根电极引线向这多个区域提供脉冲刺激，其中每个区域包括关联的电阻元素和关联的电容元素。该系统包括每个都具有可控的输出电压的多个脉冲发生电路，以便向一根或多根电极引线生成恒定电压脉冲，其中每个恒定电压脉冲的对应电流信号包括到稳态电流值的指数衰减。至少一个控制器被配置成估计每个区域的关联的电阻元素，控制脉冲发生电路，以便基于测出的稳态电流值在指定的电压电平向电极引线生成恒定电压脉冲，并且控制用于其中一根电极引线的一个电流信号的尖峰，使得其在另一根电极引线的稳态电流之外，以允许该另一电极引线的稳态电流的准确测量。

在示例实施例中，来自用于所有电极引线的相应脉冲发生电路的每个恒定电压脉冲被控制为同时脉动(即，上升时间开始位置基本上相同)。在另一种示例实施例中，控制器控制用于一根电极引线的一个电流信号的尖峰，使得其在另一根电极引线的指数衰减中，只要尖峰在该另一电极引线的稳态之前的缓冲时间内就可以。例如，这种类型的系统与必须一个接一个激发(fire)每个脉冲形成对比。

在示例实施例中，多个区域中至少一些以一定的距离相对定位，使得在相应电极引线所处的身体的两个相应区域之间造成生物串扰。

在示例实施例中，为了减小或消除生物串扰的影响，到至少一个电极的电流尖峰通过对用于相应电极引线的至少一个电流信号应用相位控制、延迟控制或补偿电路来控制。以这种方式对每个脉冲发生器的调整和校准可以在开始本治疗规程之前执行。

至少一些示例实施例可以应用到其它电刺激系统。例如，起搏器或去纤颤器可被配置成以受控的方式向心脏提供电刺激。例如，其它示例电刺激系统可以应用到对大脑的神经刺激，以协助促进神经通路。当被配置成具有本文所述的电刺激系统时，这种系统可以包括控制器，该控制器被配置成确定要施加到区域的指定的目标稳态电流值，并且控制脉冲发生电路，以便在计算出的电压电平向一根或多根电极引线生成恒定电压脉冲，其中计算出的电压电平对所述区域实现指定的目标稳态电流值。每个生成的恒定电压脉冲可以包括更快的上升时间，从而，当与具有更低上升时间的需要更高的必需指定目标稳态电流的恒定电压脉冲相比时，导致更低的必需指定目标稳态电流。例如，这可以节省所消耗的功率量或者需要由源(例如，有限寿命的电池)提供的总能量。在另一种示例实施例中，至少一根电极引线，和/或便携式电池，被植入患者体内。相应地，功耗的减小会导致改善的患者舒适度、更长的电池使用以及电池更换所需的更少手术时间。

示例实施例使用恒定电压脉冲，这与生成矩形恒定电流脉冲的脉冲发生器形成对比，并且不同。在恒定电流脉冲系统中，电流没有最终达到期望的稳态电流值，但是，例如，这种系统会遭受由于皮肤电容和其它成分造成的缓慢的上升时间。而且，这种常规系统不具有电流的初始涌入并且，当与在至少一些示例实施例中描述的系统相比时，会需要更高的稳态电流值。

虽然一些实施例是关于方法来描述的，但是本领域普通技术人员将理解，本实施例也针对包括用于执行所述方法的一些方面和特征的部件的各种装置，作为硬件部件、软件或者这二者的任意组合，或者以任何其它方式。而且，与装置一起使用的制造品，诸如包括记录在其上的程序指令的预先记录的存储设备或其它类似的非临时性计算机可读介质，或者携带计算机数据信号的计算机可读程序指令可以指示装置促进所述方法的实践。应当理解的是，这种装置、制造品和计算机数据信号也在本实施例的范围之内。

虽然以上一些例子已经描述为按特定次序发生，但是本领域技术人员将认识到，一些步骤和过程可以按不同的次序执行，假定任何给定步骤的改变次序后的结果将不阻止或损害后续步骤的发生的话。此外，以上所述的一些步骤可以在其它实施例中被除去或组合，并且以上所述的一些步骤可以在其它实施例中被分成多个子步骤。还有，方法的一些或全部步骤可以在必要的时候重复。被描述为方法或步骤的元素类似地应用到系统或子部件，并且反之亦然。

如在本文所使用的，术语“计算机可读介质”包括可以存储供计算机或其它计算设备使用或执行的指令、程序步骤等等的任何介质，包括但不限于：磁介质，诸如软盘、盘驱动器、磁鼓、磁光盘、磁带、磁芯存储器，等等；电子储存器，诸如任何类型的随机存取存储器(RAM)，包括静态RAM、动态RAM、同步动态RAM(SDRAM)、只读存储器(ROM)，任何类型的可编程只读存储器，包括PROM、EPROM、EEPROM、FLASH、EAROM、所谓的“固态盘”，任何类型的其它电子储存器，包括电荷耦合器件(CCD)或磁泡存储器，任何类型的便携式电子数据承载卡，包括CF卡(COMPACT FLASH)、安全数字(SD卡)，记忆棒，等等；以及光学介质，诸如光盘(CD)、数字多样化盘(DVD)或蓝光盘。

应当理解，本公开内容不限于对以下描述中所述或者在附图中所示的部件的构造和布置细节的应用。本公开内容能够有其它的实施例并且能够以各种方式被实践或执行。而且，应当理解，本文所使用的短语和术语是为了描述并且不应当被认为是限制。本文“包括”、“包含”或“具有”及其变体的使用意味着包括其后列出的项及其等效物以及附加的项。除非另外限定，否者术语“连接”、“耦合”和“安装”及其在本文的变体是要广义地被使用并且包括直接和间接连接、耦合和安装。此外，术语“连接”和“耦合”及其变体不限于物理或机械或电气连接或耦合。此外，附图中所示的具体机械或电气配置是要举例说明本公开内容的实施例。但是，其它被认为在本公开内容示教内的备选的机械或电气配置是可能的。此外，除非另外指示，否则术语“或者”被认为是包含性的。

可以对一些示例实施例进行变化，这可以包括以上任何的组合或子组合。以上给出的各种实施例仅仅是例子并且不是要以任何方式限定本公开内容的范围。本文所述技术创新的变化将对受益于本公开内容的本领域普通技术人员显而易见，这种变化在本公开内容的预期范围内。特别地，来自上述一种或多种实施例的特征可以被选择，以产生包括可能未在以上明确描述的特征的子组合的备选实施例。此外，来自上述一种或多种实施例的特征可以被选择并组合，以产生包括可能未在以上明确描述的特征的组合的备选实施例。通过总体上对本公开内容的审查，适于这种组合和子组合的特征将对本领域技术人员显而易见。

Claims (28)

1.一种电刺激系统，用于经由施加到活体的区域的一根或多根电极引线向该区域提供脉冲刺激，该区域包括关联的电阻元素和关联的电容元素，包括：

脉冲发生电路，具有可控的输出电压，以便向一根或多根电极引线生成恒定电压脉冲，其中每个恒定电压脉冲的对应电流信号包括电流中的尖峰，之后是到稳态电流值的指数衰减；

控制器，被配置成：

估计区域的关联的电阻元素，

确定要施加到区域的指定的目标稳态电流值，

控制脉冲发生电路，以便在计算出的电压电平向一根或多根电极引线生成恒定电压脉冲，其中计算出的电压电平对所述区域实现指定的目标稳态电流值，

确定要施加到区域的下一个指定的目标稳态电流值，以及

控制脉冲发生电路，以便在下一个计算出的电压电平向一根或多根电极引线生成下一个恒定电压脉冲，其中下一个计算出的电压电平对区域实现下一个指定的目标稳态电流值，

其中每个生成的恒定电压脉冲都具有更快的上升时间，这导致，当与具有需要更高必需指定目标稳态电流的更慢上升时间的矩形恒定电流脉冲或恒定电压脉冲相比时，更低的必需指定目标稳态电流，

其中需要更少的能量供给来提供更低的必需指定目标稳态电流。

2.如权利要求1所述的电刺激系统，其中计算出的电压电平是利用欧姆定律基于关联的电阻元素和指定的目标稳态电流值计算的。

3.如权利要求1所述的电刺激系统，其中计算出的电压电平是在不考虑关联的电容元素的值的情况下计算的。

4.如权利要求1所述的电刺激系统，其中控制器还被配置成确定区域的关联的电阻元素。

5.如权利要求1所述的电刺激系统，还包括被配置成检测与活体的区域关联的信号参数的信号检测器，其中关联的电阻元素是从至少检测到的信号参数确定的。

6.如权利要求4所述的电刺激系统，其中控制器还被配置成通过从脉冲发生电路对区域施加一个或多个亚阈值脉冲来最初估计关联的电阻元素。

7.如权利要求1所述的电刺激系统，其中关联的电阻元素的所述估计是通过在至少一个脉冲期间测量稳态电流来执行的。

8.如权利要求1所述的电刺激系统，其中所述确定指定的目标稳态电流值包括从计算机设备接收指定的目标稳态电流值。

9.如权利要求1所述的电刺激系统，其中所述确定指定的目标稳态电流值包括从用户接口设备接收指定的目标稳态电流值。

10.如权利要求1所述的电刺激系统，其中所述确定指定的目标稳态电流值包括从存储器访问指定的目标稳态电流值。

11.如权利要求1所述的电刺激系统，其中脉冲发生电路包括具有可控的输出电压的基本恒定电压供给，以及操作耦合到具有到一根或多根电极引线的输出的电压供给的开关电路。

12.如权利要求1所述的电刺激系统，其中下一个计算出的电压电平是基于对区域的关联电阻元素的任何确定的变化的考虑来计算的。

13.如权利要求1所述的电刺激系统，其中恒定电压脉冲提供包括脉冲序列的顺序的双极脉冲刺激，该脉冲序列包括经由一根或多根电极引线通过区域的正恒定电压脉冲和负恒定电压脉冲。

14.如权利要求13所述的电刺激系统，其中正脉冲和负脉冲的幅度和脉冲宽度被控制为在脉冲序列期间电荷平衡。

15.如权利要求1所述的电刺激系统，其中所述脉冲发生电路包括在H-桥配置中配置的开关，该配置以所述区域作为负载。

16.如权利要求15所述的电刺激系统，其中开关包括金属氧化物半导体场效应晶体管MOSFET开关。

17.如权利要求15所述的电刺激系统，其中控制器还被配置成激活H-桥的低侧开关，以便在脉冲之间给区域放电。

18.如权利要求1所述的电刺激系统，其中电流中尖峰的上升时间主要是由开关的开关速度指示的。

19.如权利要求1所述的电刺激系统，还包括从开关电路开始的选择性可激活的信号路径，这是从所述区域开始的备用信号路径，以便在脉冲之间从基本上恒定的电压供给选择性地释放任何电荷。

20.如权利要求1所述的电刺激系统，其中电刺激系统包括功能性电刺激系统。

21.如权利要求1所述的电刺激系统，还包括包含所述脉冲发生电路的多个脉冲发生电路、包含一根或多根电极引线的多个电极，其中电极引线各应用到包括所述区域的相应的多个区域，其中多个区域中至少两个具有在相应电极引线之间造成生物串扰的距离，其中控制器还被配置成控制用于其中一根电极引线的一个电流信号的所述尖峰，使得其在另一根电极引线的稳态电流之外，从而允许对该另一根电极引线的稳态电流的准确测量。

22.如权利要求21所述的电刺激系统，其中每根电极引线的每个恒定电压脉冲全都基本上同时被激活。

23.如权利要求1所述的电刺激系统，其中每个恒定电压脉冲具有50纳秒或更短的上升时间。

24.如权利要求1所述的电刺激系统，其中每个恒定电压脉冲具有20纳秒或更短的上升时间。

25.如权利要求1至24中任何一项所述的系统在提供功能性电刺激中的使用，所述功能性电刺激用于改善遭受神经肌肉缺陷、中风、多发性硬化、脊髓损伤、中枢神经系统损伤或肌肉损伤的个体中的肌肉、关联的神经、大脑和脊髓功能中的一个或多个。

26.如权利要求1至24中任何一项所述的系统的使用，用于向能够在其间通信的多根关联的神经提供功能性电刺激，从而促进神经可塑性，并改善所述神经之间的通信。

27.一种用于控制电刺激系统的控制器，电刺激系统用于经由施加到活体的区域的一根或多根电极引线向该区域提供脉冲刺激，该区域包括关联的电阻元素和关联的电容元素，其中电刺激系统包括具有可控的输出电压的脉冲发生电路，以便向一根或多根电极引线生成恒定电压脉冲，其中每个恒定电压脉冲的对应电流信号包括电流中的尖峰，之后是到稳态电流值的指数衰减，该控制器被配置成：

估计区域的关联的电阻元素；

确定要施加到区域的指定的目标稳态电流值；

控制脉冲发生电路，以便在计算出的电压电平向一根或多根电极引线生成恒定电压脉冲，其中计算出的电压电平对所述区域实现指定的目标稳态电流值，

确定要施加到区域的下一个指定的目标稳态电流值，以及

控制脉冲发生电路，以便在下一个计算出的电压电平向一根或多根电极引线生成下一个恒定电压脉冲，其中下一个计算出的电压电平对区域实现下一个指定的目标稳态电流值，

其中每个生成的恒定电压脉冲都具有更快的上升时间，这导致，当与具有需要更高必需指定目标稳态电流的更慢上升时间的矩形恒定电流脉冲或恒定电压脉冲相比时，更低的必需指定目标稳态电流，

其中需要更少的能量供给来提供更低的必需指定目标稳态电流。

28.一种用于经由每根都施加到相应区域中的一个的多根电极引线向活体的多个区域提供脉冲刺激的电刺激系统，每个区域包括关联的电阻元素和关联的电容元素，所述多个区域中至少两个具有在相应电极引线之间造成生物串扰的距离，所述系统包括：

多个脉冲发生电路，每个都具有可控的输出电压，以便向一根或多根电极引线生成恒定电压脉冲，其中每个恒定电压脉冲的对应电流信号包括到稳态电流值的指数衰减；以及

至少一个控制器，被配置成：

估计每个区域的关联的电阻元素，

控制脉冲发生电路，以便基于测出的稳态电流值在指定的电压电平向每根电极引线生成恒定电压脉冲，以及

控制用于其中一根电极引线的一个电流信号的尖峰，使得其在另一根电极引线的稳态电流之外，以允许该另一根电极引线的稳态电流的准确测量。