CN113967317A - 用于阿尔茨海默氏症和痴呆的经颅交流动态频率刺激（tacs）系统和方法 - Google Patents

Abstract

设想了经颅电刺激系统和方法，其中生成高电流电平、电荷平衡的交流电信号以传递到患者大脑的枕骨区域。相对于早期的经颅电刺激方法，尤其是其中导致向患者施用所得整流直流分量的那些方法，通过用电荷平衡的刺激电流刺激大脑可以显著改善疗效并减轻患者的不适感，该刺激电流具有限定特定频率和持续时间的一个或多个脉冲系列的刺激电流包络，旨在引起神经元中的新陈代谢反应。还可通过利用不同频率的多个脉冲系列，以及通过结合反馈信号来动态调整刺激波形从而实时维持电荷平衡，来实现其它优点，尤其是在促进神经夹带方面。

Description

用于阿尔茨海默氏症和痴呆的经颅交流动态频率刺激（TACS） 系统和方法

相关申请的交叉引用

本申请涉及并要求于2020年7月22日提交的题为“用于阿尔茨海默氏症和痴呆的经颅交流动态频率刺激(TACS)系统和方法 (TRANSCRANIAL ALTERNATING CURRENTDYNAMIC FREQUENCY STIMULATION(TACS)SYSTEM AND METHOD FOR ALZHEIMERS ANDDEMENTIA)”的美国临时申请第63/054,964号的权益，其全部公开内容通过引用并入本文，并且本申请涉及并要求于2020 年8月5日提交的题为“用于阿尔茨海默氏症和痴呆的经颅交流动态频率刺激(TACS)系统和方法(TRANSCRANIAL ALTERNATING CURRENT DYNAMICFREQUENCY STIMULATION(TACS)SYSTEM AND METHOD FOR ALZHEIMRS AND DEMENTIA)”的美国临时申请第 63/061,225号的权益，其全部公开内容通过引用并入本文。

背景技术

1.技术领域

本公开总体上涉及经颅电刺激领域。更具体地，本公开涉及用于治疗阿尔茨海默氏痴呆和其它痴呆疾病的经颅电刺激的改进系统和方法。

2.相关技术

过去已经开发了用于通过位于头部的电极向患者施加电流的电刺激装置，并将其用于多种目的，例如用于产生止痛效果、诱导睡眠以及减轻或控制偏头痛。通常，此些治疗被称为经颅电刺激(TCES)或颅电刺激(CES)。传统的TCES装置虽然用于许多不同的目的，但可能具有严重的缺点。例如，许多传统的TCES装置利用直流(DC)分量，以便分解或降低皮肤的电阻，从而允许治疗电流(该治疗电流可以是直流电和交流电的组合)穿透到神经系统。

由TCES装置产生的治疗电流的DC分量的存在通常会给正在接受 TCES治疗的患者带来不愉快的体验。在早期的TCES设计中，DC电流的存在必然会导致佩戴者皮肤的剧烈疼痛或灼伤，需要在电极与佩戴者皮肤之间放置厚的导电衬垫，以使治疗在承受范围内。即使在最近开发的TCES治疗中，DC电流的电平是有限的，这些数量有限的DC电流仍常常导致使用者的严重不适。另外，即使仅在皮肤上施加交流电，皮肤层通常也会产生非线性的复阻抗，该阻抗必然会整流AC信号并生成DC 分量。该DC分量使皮肤中的疼痛感受器去极化，从而引起患者的不适。如果经DC刺激的疼痛感受器传到头部的三叉神经支，则不适感可能被保护到前额区域。

这种由DC整流导致的患者不适感提供了功率的上限，即使在仅AC 的TCES治疗中也可传递。由于功率的上限，此些传统疗法的疗效受到限制。当需要利用TCES疗法来治疗诸如阿尔茨海默氏痴呆等痴呆疾病时，这一点尤其明显，其中所传递的功率可能不足以穿透到与早期痴呆以及记忆和认知丧失相关联的大脑中的深层结构中。

因此，需要用于经颅电刺激的新系统和方法。

发明内容

为了解决这些和其它问题，设想了用于治疗阿尔茨海默氏痴呆(AD) 患者的新系统和方法，其中经颅电刺激系统产生高电流电平、双重对称电荷平衡的交流电信号以传递到患者大脑的枕骨区域。相对于早期的经颅电刺激方法，尤其是其中向患者施用直流电或所得整流直流分量的那些方法，通过用电荷平衡的AC刺激电流刺激大脑可以显著改善疗效并减轻患者的不适感，该AC刺激电流具有限定一系列具有特定频率的脉冲的刺激电流包络，并且在特定的持续时间内传递该刺激电流以旨在共同引起神经元中的特定新陈代谢反应。还可通过传递电荷平衡的刺激电流以使其包络限定不同频率的多个脉冲序列，以及通过结合反馈信号来动态改变刺激电流从而实时维持电荷平衡，来实现其它优点，特别是在促进神经夹带方面，以便维持电荷平衡。

设想了用于治疗阿尔茨海默氏痴呆患者的经颅电刺激系统，其可包括载波波形生成器、刺激电流生成器和患者电缆。可从载波波形生成器输出的载波波形生成刺激电流，其中载波波形是具有占空比和电流振幅比的交流电，选择占空比和电流振幅比使得在载波波形交替极性的连续时间实例之间的电流振幅的每个相应的积分基本上相等。刺激电流随后可通过患者电缆传送到患者。

所设想的用于治疗阿尔茨海默氏痴呆患者的经颅电刺激系统可进一步被配置为在生成刺激电流的过程之前对载波波形进行振幅调制，使得刺激电流的极值限定刺激电流包络。可对刺激电流包络进行进一步振幅调制，使得刺激电流包络限定以第一频率出现的第一脉冲系列。第一脉冲系列的频率约为40Hz。

所设想的用于治疗阿尔茨海默氏痴呆患者的经颅电刺激系统可进一步被配置为生成刺激电流，其中该刺激电流包络进一步限定以第二频率出现的第二脉冲系列。根据某些示例性实施例，第二脉冲系列可以以选自以下的频率出现：约4Hz、约40Hz、约77.5Hz。

所设想的用于治疗阿尔茨海默氏痴呆患者的经颅电刺激系统可进一步被配置为使得刺激电流在治疗持续时间内传送到患者，其中刺激电流限定刺激电流包络，该刺激电流包络限定在整个治疗持续时间内以约40 Hz的频率出现的第一脉冲系列，并且限定第二脉冲系列，该第二脉冲系列在治疗持续时间的第一部分内以约4Hz的频率出现、在治疗持续时间的第二部分内以约40Hz的频率出现，并且在治疗持续时间的第三部分内以约77.5Hz的频率出现。治疗持续时间可为例如约一小时，其中治疗持续时间的第一部分、治疗持续时间的第二部分和治疗持续时间的第三部分中的每一者为约20分钟。

根据所设想的经颅电刺激系统的各种进一步改进，刺激电流可被配置为使得其限定刺激电流包络，该刺激电流包络本身限定多个脉冲系列，该多个脉冲系列中的每个单独脉冲系列以相应频率出现。在上述概念的进一步改进中，由刺激电流包络限定的多个脉冲系列中的每一个具有选自以下中的一个或多个的频率：约4Hz、约40Hz、约77.5Hz。

用于治疗阿尔茨海默氏痴呆患者的经颅电刺激系统可进一步被配置为使得载波波形可具有约100Khz的频率，使得载波波形是矩形波，或者两者。

根据所设想的经颅电刺激系统的各种进一步改进，该系统可进一步包括一个或多个参考电极、由一个或多个参考电极在患者处测量的刺激电流和由此确定的电极接触阻抗，以及与一个或多个参考电极通信的控制器，该控制器基于所确定的电极接触阻抗调整以下中的一个或多个参数：从波形生成器输出的载波波形、从刺激电流生成器输出的刺激电流，或其组合。

还设想了用于治疗阿尔茨海默氏痴呆患者的方法，此些方法包括以下步骤：(a)生成载波波形，该载波波形是具有占空比和电流振幅比的交流电，选择占空比和电流振幅比使得在第一波形交替极性的连续时间实例之间的电流振幅的每个相应的积分基本上相等；以及通过对载波波形进行振幅调制从载波波形生成刺激电流，该刺激电流的极值限定刺激电流包络，该刺激电流包络限定以第一频率出现的第一序列脉冲；以及(b) 将刺激电流施加到患者大脑的枕骨区域。根据此些方法的特定改进，第一脉冲系列可以以约40Hz的频率出现。

在另外的实施例中，生成刺激电流的步骤可通过对载波波形进行振幅调制来进行，使得刺激电流包络电流进一步限定以第二频率出现的第二脉冲系列。第二脉冲系列的频率可选自例如约4Hz、约40Hz或约77.5 Hz。

上述方法还可包括在治疗持续时间内将刺激电流施加到患者大脑的枕骨区域，其中第一脉冲系列在整个治疗持续时间内以约40Hz的频率出现，并且其中第二脉冲序列在治疗持续时间的第一部分内以约4Hz的频率出现、在治疗持续时间的第二部分内以约40Hz的频率出现，并且在治疗持续时间的第三部分内以约77.5Hz的频率出现。治疗持续时间可为例如一小时，其中治疗持续时间的第一部分、治疗持续时间的第二部分和治疗持续时间的第三部分中的每一者为约20分钟。

根据上述方法的进一步改进，生成刺激电流的步骤可通过对载波波形进行振幅调制来执行，使得刺激电流包络限定多个脉冲系列，该多个脉冲系列中的每个单独脉冲系列以相应频率出现。此些频率可选自以下中的一个或多个：约4Hz、约40Hz、约77.5Hz。此外，可以设想载波波形可具有约100KHz的频率，可为矩形波，或者两者。

在上述方法的进一步改进中，可包括附加步骤，例如：测量患者处的刺激电流，由此确定电极接触阻抗，以及基于所确定的电极接触阻抗，调整以下中的一个或多个：从波形生成器输出的载波波形、从刺激电流生成器输出的刺激电流，或其组合。

还设想了一种生成刺激电流的方法，该方法包括：生成载波波形，该载波波形是具有占空比和电流振幅比的矩形交流电，选择占空比和电流振幅比使得在波形交替极性的连续时间实例之间的电流振幅的每个相应的积分基本上相等；以及对载波波形进行振幅调制以得到刺激电流，刺激电流的极值限定刺激电流包络，刺激电流包络限定以第一频率出现的第一脉冲系列。

附图说明

图1是示出了电荷平衡的高频(100KHz)矩形交流载波波形的实施例的图示，其中在载波交替极性的连续时间实例之间的电流振幅的每个相应积分的曲线下面积(AUC)相等，此电荷平衡是由为载波波形选择的特定占空比(T2:T1)和特定电流振幅比(Ma(1):Ma(2))产生的；

图2是示出了刺激电流的一个实施例的图示，该刺激电流包括对图1 的载波波形进行振幅调制的结果，使得刺激电流的极值限定刺激电流包络，其中刺激电流包络限定以频率F1出现并具有脉冲宽度PW1的第一脉冲系列。

图3是示出了刺激电流的另一实施例的图示，该刺激电流包括对图1 的载波波形进行振幅调制的结果，使得刺激电流的极值限定刺激电流包络，其中刺激电流包络限定以频率F1出现并具有脉冲宽度PW1的第一脉冲系列，并限定以频率F2出现并具有脉冲宽度PW2的第二脉冲系列；

图4是示出了在患者大脑的枕骨区域内的神经元处夹带的所得整流电荷的示例的图示，该电荷覆盖在图2所示的刺激电流的示例之上，该所得整流电荷是经颅向患者大脑的枕骨区域施用所图示的刺激电流而发生。

图5是示出了用于治疗阿尔茨海默氏痴呆患者的方法的实施例的某些步骤的流程图；

图6是示出了用于治疗阿尔茨海默氏痴呆患者的经颅电刺激系统的实施例的某些硬件部件的框图；

图7是更详细地示出了包括在用于治疗阿尔茨海默氏痴呆患者的经颅电刺激系统的一个实施例中的刺激电路PCB的某些硬件和/或软件部件的框图；

图8是示出了用于治疗阿尔茨海默氏痴呆患者的经颅电刺激系统的实施例的前面板的某些硬件和/或软件部件的框图；以及

图9是用于治疗阿尔茨海默氏痴呆患者的经颅电刺激系统的实施例的前面板用户界面的示例性图像。

具体实施方式

根据本公开的各个方面，设想了用于经颅电刺激(TCES)的新系统和方法，其中“对称的”或电荷平衡的AC信号以允许更高电平的总功率更深入地传输到大脑中而没有显著不适阈值的限制的方式传递到患者，从而允许激发大脑深部结构中的神经并增强治疗效果。这种功率的增加可增强治疗效果和反应而无任何不良的临床后遗症。通过对载波波形进行振幅调制，以将由刺激电流包络限定的一系列脉冲的多个频率模式的混合结合到治疗中，例如在整个一小时的治疗持续时间以40Hz的第一频率模式以及以4Hz、40 Hz、77.5Hz为顺序且每一频率持续20分钟的第二频率模式，刺激电流包络的混合频率模式可能会导致受损神经元的代谢清洁和再生，尤其是可减少并可能逆转与痴呆疾病(例如阿尔茨海默氏痴呆症(AD))相关的症状。

现在转到图1，示出了矩形交流(AC)载波波形的示例性实施例。可以看出，示例性矩形AC载波波形在极性的每个连续交替之间具有曲线下面积 (AUC)，即在波形交替极性的连续时间实例之间的电流振幅的积分。为了使波形“对称”或“变化平衡”，AC波形中极性移动之间的每对连续AUC 必须是相等的。通过以这种方式对原始矩形AC载波波形进行充电平衡，可以看出，从对该波形进行振幅调制得到的最终刺激电流在施加到患者皮肤时不会导致不良的整流，因此不会产生会引起患者不适或疼痛的DC分量。

载波波形本身可以是任何类型的交流波形。在图1的示例性实施例中，可以看出波形通常为矩形波的形式。然而，可以看出，其它波形类型也可用作载波波形，例如正弦波或三角波。还可以看出，可以以各种方式实现这种电荷平衡，其中极性交替之间的每个连续区域对的AUC基本上相等，使得每个相应的波形对不必具有与其之前的波形相同的几何形状。如图像所示，所示载波波形的“开”正安培数部分具有比“关”负振幅部分更大的幅度，但持续时间(T2)较短，而载波波形的“关”负安培数部分的持续时间较长 (T1–T2)但幅度较小。载波波形“开”与“关”的时间比率被称为占空比，在本文，当将矩形AC波形用作载波时，将其计算为(T2)/(T1)。可以看出，通过控制安培数的相对幅度、持续时间，甚至可能控制载波波形或其部分的形状本身(尤其是在非方形波形中)，可以实现电荷平衡的载波波形。因此可以看出，在动态信号的情况下，当波形的占空比(T2/T1)改变时，电流振幅比(mA(1)/mA(2))也必须改变，以补偿并维持波形的电荷平衡性质，从而防止产生的最终刺激电流在施加到患者皮肤上时产生整流DC分量。例如，对于矩形波形，下表1示出了将产生电荷平衡波形的各种占空比和对应的载波振幅比配对：

占空比	电流振幅比
		1:3	2:1
1:4	3:1
		1:5	4:1

表1：电荷平衡占空比和电流振幅比配对

在示例性实施例中，载波波形是高频矩形交流电，其具有约为100KHz 的频率。普遍发现，使用高频载波波形最有利于使刺激电流深入穿透到患者大脑的靶区。然而，在其它实施例中，可以设想利用高于或低于100KHz的频率，而不脱离本公开的范围和精神。同样，还可以看出，可以利用载波波形的频率随时间的变化或响应于刺激或其它输入的变化来增强经颅电刺激装置的功能。

现在转到图2，示出了通过对图1的高频载波波形进行振幅调制而产生的刺激电流的示例性实施例。可以看出，振幅调制的高频载波波形的极值限定刺激电流包络，这是由振幅调制的特定参数导致的结果。刺激电流包络本身可被视为限定以第一频率F1出现并具有脉冲宽度PW2的第一脉冲系列。当施加到患者大脑的枕骨区域时，刺激电流可诱导神经夹带，从而导致患者大脑内的神经元通过根据第一脉冲系列的频率极化膜外电荷而受到刺激。只要由刺激电流包络限定的脉冲的幅度和脉冲宽度足以促进神经刺激并触发动作电位，并且只要该脉冲系列的频率不太高以允许神经元在通过随后的脉冲激发之前完成其不应期，在受刺激电流影响的神经元处就可能发生神经夹带。

现在转到图3，示出了刺激电流的另一示例性实施例，其中已对图1所示的原始载波波形进行振幅调制，使得第一脉冲系列和第二脉冲系列由刺激电流包络限定，第一脉冲系列具有频率F1和脉冲宽度PW1，并且第二脉冲系列具有频率F2和脉冲宽度PW2。可以看出，在本实施例中，第二脉冲系列以更高的频率(F2)出现，具有更短的脉冲宽度，并且其幅度小于第一脉冲序列内的脉冲。然而，可以看出，在刺激电流的其它实施例中，一脉冲系列的脉冲可具有比另一脉冲系列的脉冲更高或更低的频率、更短或更长的脉冲宽度，以及更大或更小的幅度，而不脱离当前设想的公开的范围和精神。以这种方式，可以看出，可以产生限定具有多个脉冲系列的包络的此种刺激电流。因此，通过优化每一脉冲系列的脉冲参数，当刺激电流传递到患者时，可以在频率F1和/或F1处促进患者大脑内某些神经元的神经夹带，其中刺激电流仍处于电荷平衡状态，并且不会导致患者严重不适。例如，通过将刺激电流配置为对于某些脉冲系列具有不同的脉冲宽度或振幅，可以看出某些类型或区域的神经元可被某些脉冲系列靶向用于神经夹带，而其它类型或区域的神经元可被其它脉冲系列靶向用于神经夹带。

还可以看出，可以利用用于创建具有其它特征的组合刺激电流包络的其它类型的方案，例如其中生成刺激电流的方案，其中刺激电流包络限定三个或更多个脉冲序列，每个脉冲序列可具有不同的参数以促进不同类型的神经元的神经夹带，或其中由刺激电流包络限定的脉冲序列的频率是可调整的或被配置为根据经颅电刺激装置的接收、反馈、刺激或其它输入进行调整。

特别地，根据某些示例性实施例，已发现通过施用含有不同频率模式的混合的电荷平衡刺激电流，可能会引起患者大脑内的神经元反应，从而趋于导致受损神经元的代谢清洁和再生。值得注意的是，可以设想，当向患者传递具有刺激电流包络(其限定以4Hz频率出现的第一脉冲系列)的电荷平衡的刺激电流时，可能趋于引起代谢清洁反应。还发现，当向患者传递由刺激电流包络限定的以40Hz频率出现的第二脉冲系列时，可能会促进神经元的再生反应。因此，可以设想向患者传递具有限定4Hz第一脉冲系列和40Hz 第二脉冲系列两者的刺激电流包络的刺激电流，以实现这两种结果。此外，可以设想，通过在施用治疗方案期间随时间改变两个脉冲序列中的至少一个的频率，由于所使用的特定选择产生的不同神经夹带结果而实现协同的有益效果。例如，在一个特定实施例中，刺激电流可具有限定在整个治疗持续时间内以恒定的40Hz频率出现的第一脉冲系列的刺激电流包络，该刺激电流包络还限定以可变频率出现的第二脉冲系列，该可变频率在治疗的第一部分内为4Hz、在治疗的第二部分内为40Hz，并且在治疗的第三部分内为77.5 Hz。进一步设想，对于持续时间为一小时的治疗，治疗的第一部分、第二部分和第三部分中的每一个可以大致相等，即长度为20分钟。因此，经颅电刺激装置可被配置为根据这些参数输出刺激电流。还可以看出，通过传递具有其组合刺激电流包络的不同频率和振幅模式特征的刺激电流，根据通过此种刺激治疗方案希望达到的效果，可以配置多个不同的神经区域以在单个疗程上以各种方式进行刺激。

现在转到图4，示出了在患者大脑的枕骨区域内的神经元处夹带的所得整流电荷的示例，该电荷覆盖在示例性刺激电流之上，该所得整流电荷是向患者大脑的枕骨区域传递示例性刺激电流而产生。可以看出，这种所得整流电荷可能是由于经颅向患者大脑的枕骨区域施加所示的刺激电流而产生的，从而导致这种整流电荷积聚在神经元上。根据由刺激电流的包络限定的第一脉冲系列的频率，这种所得整流电荷积聚会导致神经膜外的电荷极化。只要由刺激电流包络限定的脉冲的幅度和脉冲宽度足以引起神经元处电荷的充分积聚以使神经元的静息电位上升到激发阈值，神经元的动作电位就会被触发。可以看出，只要刺激电流的传递在神经元膜上获得足够的电压，较小脉冲宽度的较高幅度的脉冲就足以引起足够的电荷积聚，或者较大脉冲宽度的较低幅度的脉冲就足以引起足够的电荷积聚。此外，可以看出，只要脉冲序列的频率不太高(即，比神经元不应期长)，每个脉冲将分别触发神经元内的另一动作电位，以引起第一脉冲系列的频率的神经夹带。然而，还可以看出，刺激电流的不同参数的配置可能导致在由较早的脉冲触发动作电位而导致的神经元不应期恢复之前在一些神经元上接收到一些脉冲。可以利用此些方案，以便例如根据第一频率靶向夹带某些类型或位置的神经元，并根据第二频率靶向夹带另一类型或位置的神经元。

现在转到图5，示出了流程图，该流程图示出了通过向患者大脑的枕骨区域动态传递电荷平衡的交流电信号来治疗阿尔茨海默氏痴呆患者的方法的实施例的某些步骤。具体地，可以设想TCES系统可首先数字地合成一个或多个高频矩形AC载波波形，其可以类似于也可以不类似于图1所示的波形。然后，如上文详细所述的，根据在刺激电流中最终所需的特定参数，TECS 系统可对高频载波波形进行振幅调制，最终产生刺激电流，然后将其传送给患者。进一步设想，在某些实施例中，可以在通过一个或多个参考电极传递刺激电流时在患者处对电极接触阻抗进行测量。在这些实施例中，然后可以控制刺激电流(例如通过改变高频载波波形的参数，或者通过改变振幅调制的各种因素)，以便更好地优化刺激电流的性能，以确认电极接触质量，并防止可能导致不均匀刺激的任何电流不平衡或可能导致患者不适的DC分量的意外生成。

现在转到图6，示出了示例性经颅交流动态频率刺激(TACS)系统的框图。可以看出，TACS系统的一个示例性实施例可包括装置机架，该装置机架含有AC/DC电源、刺激电路印刷电路板(PCB)、前面板PCB和电池组，该电池组被配置为与馈入AC/DC电源的外部主电源一起使用。还包括用于向患者传送刺激电流的患者电缆，该患者电缆可附接到刺激电路PCB，患者电缆具有右有源电极、左有源电极和参考电极。虽然该特定框图示出了TACS 系统的一个示例性版本，但是它当然不是可以实现本文所述的系统和方法的唯一配置，并且实际上，TACS系统的实际物理体系结构的这些描述应被理解为纯粹用于示例性目的，以便使读者能够更充分地理解本文所述的系统和方法的性质，并且不应被解释为代表或强加本文所述的主题的任何限制。例如但不限于，可以不必将一些或所有部件包含在物理装置机架内，或者不必将这些部件中的许多以所述的精确形式存在或根本不需要这些部件。

刺激电路PCB可用于控制与刺激电流的生成和控制相关的TACS的功能，包括高频载波波形的合成。在这方面，应当理解为包括波形生成器和刺激电流生成器两者作为辅助部件(这些辅助部件可以是硬件或软件部件，或其组合)。将结合图7的前述讨论更全面地描述刺激电路PCB。

前面板PCB可用于支持TACS系统的用户界面，并且可包括例如用于用户输入和用于向用户显示信息的装置。将结合图8的前述讨论更全面地描述前面板PCB。

患者电缆可用于向患者传送在TACS处产生的刺激电流。患者电缆可包括或连接到两个或更多个用于向患者传递刺激电流的有源电极，并且可进一步包括或连接到一个或多个用于确定刺激输出电压和返回用于确定电极阻抗的测量的参考电极。有源电极可包括具有导电粘合剂的柔性衬底。在被配置为用于额皮质刺激的示例性实施例中，有源电极可施加到患者的左右乳突区域，参考电极可施加到患者的前额。然而，可以看出，在可以针对其它类型的刺激进行优化的其它配置中，有源电极和参考电极的位置、定位、数量等可以不同。

在示例性实施例中可以是可选的并且可以是医疗级AC/DC电源的电源可以是任何电源或者可用于接收主电源并且允许该主电源被传送到系统的其余部分并用于产生刺激电流的其它电源。同样地，电池组也可以是可选的部件，并且在示例性实施例中是还包括电池管理系统的氢镍电池组，该电池组可用于在主电源故障期间提供不间断的电源，并且可用于防止在故障期间或主电源输送的间歇损耗或减少期间可能发生的人为现象生成(刺穿、抖动等)，因为此些人为现象可能包括在刺激电流中，该刺激电流可能导致皮肤对刺激的意外整流并产生DC电流分量，从而导致患者不适。然而，可以看出，这些部件的存在与否对于本文所公开的系统或方法不是至关重要的，并且可以在没有电池组或电源的情况下执行此些系统或方法，只要用于产生刺激电流的主电源或其它电流源足以实现本文所讨论的方法的性能。

现在转到图7，更详细地示出了根据用于治疗阿尔茨海默氏痴呆患者的经颅电刺激系统的一个实施例的刺激电路PCB的某些硬件和/或软件部件的框图。可以看出，在所示的示例性实施例中，刺激电路PCB可包括刺激电路微控制器，该刺激电路微控制器包括中央处理单元(CPU)、波形生成器模块、波形调制模块和模数转换器(ADC)模块，其中刺激电路PBC还包括数字至电流源转换器模块、电压和电流感测模块、数字电位计(pot)、镍氢电池管理模块、电源调节模块，以及到前面板PCB和到患者电缆的输入/ 输出。虽然该特定框图示出了TACS系统的刺激电路的一个示例性版本，但是它当然不是可以实现本文所描述的系统和方法的唯一配置，并且实际上， TACS系统的刺激电路的物理和/或数字体系结构的这些描述应被理解为纯粹用于示例性目的，以便使读者能够更充分地理解本文所描述的系统和方法的特性，并且不应被解释为代表或强加本文所描述的主题的任何限制。还应当理解，本文所描述的各个模块可以以硬件、以软件或者以硬件和软件的组合来实现，包括作为彼此的辅助部件或集成在一起。

CPU可以提供TACS系统中所有硬件功能的软件控制。CPU还可接收来自ADC模块的输入并基于这些输入执行计算，以便实时控制TACS系统及其从属部件的功能。

载波波形生成器模块可由CPU控制，并且可根据所需的特定参数生成载波波形，这些特定参数可包括占空比和电流振幅比。然后，可通过由波形调制模型(也可能由CPU控制)控制的数字电位计用载波波形对载波波形进行振幅调制，以执行本文所描述的步骤，从而产生本文所描述的刺激电流的数字表示。根据优选实施例，载波波形以及由此产生的刺激电流具有约100 KHz的频率。

在载波波形的振幅调制之后，可使用数字至电流源转换器，即刺激电流生成器，从振幅调制的载波波形的数字表示最终生成实际的刺激电流，用于随后传递给患者。根据优选实施例，刺激电流为约15mA。然而，可以看出，刺激电流也可以以不同的速率流动。

ADC模块可被配置为从电压和电流感测模块接收模拟信息，并且将该模拟信息转换为数字信息以供CPU使用，以便允许对刺激电流进行实时调整。根据某些设想的实施例，此模拟信息可以是从有源电极或参考电极接收的信息，其可能涉及电极接触质量、电阻抗等。此信息可用于向CPU提供反馈，并允许对刺激电流进行实时动态调整，例如通过调整基础波形、调制信号，或者直接在刺激电流本身进行调整。

在示例性实施例中，电源调节模块也可包括在刺激电路PCB内或与刺激电路PCB相关，用于调节对电压供应轨的电源供应以用于微控制器和刺激输出电路的操作。

现在转到图8，示出了框图，该框图示出了用于治疗阿尔茨海默氏痴呆患者的经颅电刺激系统的示例性实施例的前面板的某些硬件和/或软件部件。在该示例性实施例中，可以看出，前面板包括膜阵列开关和LED段显示阵列。膜阵列开关可由TECS系统的用户使用，以便手动输入对刺激电流的参数的调整，例如输出电平、治疗时间或治疗控制。LED段显示阵列可由用户观看，以可视地确认这些参数和装置的整体状态。应当理解，对前面板的这种描述本质上纯粹是说明性的，并且特定于TECS系统的一个示例性实施例，并且任何前面板，或位于任何此装置上任何地方的任何面板，或包含在其中的控制器或显示器的存在、不存在或具体配置是对仅一个特定实施例的纯粹性的说明，并且这些描述当然不意味着对本文所描述的系统和方法的发明方面强加任何限制。

现在转到图9，示出了用于治疗阿尔茨海默氏痴呆患者的经颅电刺激系统的实施例的前面板用户界面的示例性图像。可以看出，根据所示的特定实施例，前面板用户界面可包括来自调整输出的控制，该输出可以是电流电平设定点(即，以毫安为单位)或者甚至可以是涉及治疗类型的字母数字符号，例如根据许多前述频率变化中的一个或多个频率的刺激电流的输出，或者包含在治疗形式内的整组预定治疗参数的输出。还可以调整治疗时间以及用于开始或结束治疗的手动开始/停止按钮。前面板用户界面还可包含但不限于一个或多个状态LED，用于指示状态条件，例如电池状态(即，完全充电、低电荷、无剩余电荷等)、检测电极状态(即，一个或多个电极无接触或接触不良)，或者可指示其它状态指示器未涵盖的其它状况的一般故障状态。然而，应当理解，对前面板用户界面的这种描述本质上纯粹是说明性的，并且特定于TECS系统的一个示例性实施例，并且任何前面板用户界面或包含在其上或其中的控制器或显示器的存在、不存在或具体配置是对仅一个特定实施例的纯粹性的说明，并且这些描述当然不意味着对本文所描述的系统和方法的发明方面强加任何限制。

以上描述是通过示例而非限制的方式给出的。鉴于以上公开，本领域技术人员可以设计出在本文所公开的本发明的范围和精神内的变型。此外，本文所公开的实施例的各种特征可以单独使用，或者以彼此不同的组合使用，并且不旨在限于本文所描述的特定组合。因此，权利要求的范围不受示例性实施例的限制。

Claims (14)

1.一种用于治疗阿尔茨海默氏痴呆患者的经颅电刺激系统，所述经颅电刺激系统包括：

载波波形生成器；

刺激电流生成器，从所述载波波形生成器输出的载波波形生成刺激电流，所述载波波形是具有占空比和电流振幅比的交流电，选择所述占空比和所述电流振幅比使得在所述载波波形交替极性的连续时间实例之间的所述电流振幅的每个相应的积分对基本上相等；以及

患者电缆，其能够连接到所述刺激电流生成器和所述患者，所述刺激电流通过所述患者电缆传送到所述患者。

2.根据权利要求1所述的经颅电刺激系统，其中，通过所述载波波形的振幅调制生成所述刺激电流，所述刺激电流的极值限定刺激电流包络。

3.根据权利要求2所述的经颅电刺激系统，其中，通过对所述载波波形进行振幅调制生成所述刺激电流，使得所述刺激电流包络限定以第一频率出现的第一脉冲系列。

4.根据权利要求3所述的经颅电刺激系统，其中，所述第一脉冲系列以40Hz的频率出现。

5.根据权利要求3所述的经颅电刺激系统，其中，所述刺激电流包络进一步限定以第二频率出现的第二脉冲系列。

6.根据权利要求5所述的经颅电刺激系统，其中，所述第二脉冲系列以选自以下的频率出现：4Hz、40Hz、77.5Hz。

7.根据权利要求5所述的经颅电刺激系统，其中，所述刺激电流在治疗持续时间内传送到所述患者，其中，所述第一脉冲系列在整个治疗持续时间内以40Hz的频率出现，并且其中，所述第二脉冲系列在所述治疗持续时间的第一部分内以4Hz的频率出现、在所述治疗持续时间的第二部分内以40Hz的频率出现，并且在所述治疗持续时间的第三部分内以77.5Hz的频率出现。

8.根据权利要求7所述的经颅电刺激系统，其中，所述治疗持续时间为一小时，并且其中，所述治疗持续时间的所述第一部分、所述治疗持续时间的所述第二部分和所述治疗持续时间的所述第三部分中的每一者为20分钟。

9.根据权利要求2所述的经颅电刺激系统，其中，通过对所述载波波形进行振幅调制生成所述刺激电流，使得所述刺激电流包络限定多个脉冲系列，所述多个脉冲系列中的每个单独脉冲系列以相应频率出现。

10.根据权利要求9所述的经颅电刺激系统，其中，所述多个脉冲系列中的每一个以选自以下中的一个或多个的频率出现：4Hz、40Hz、77.5Hz。

11.根据权利要求1所述的经颅电刺激系统，其中，所述载波波形具有100KHz的频率。

12.根据权利要求1所述的经颅电刺激系统，其中，所述载波波形是矩形波。

13.根据权利要求1所述的经颅电刺激系统，其进一步包括一个或多个参考电极、由所述一个或多个参考电极在所述患者处测量的所述刺激电流和由此确定的电极接触阻抗，以及与所述一个或多个参考电极通信的控制器，所述控制器基于所述确定的电极接触阻抗调整以下中的一个或多个参数：从所述载波波形生成器输出的所述载波波形、从所述刺激电流生成器输出的所述刺激电流，或其组合。

14.一种生成刺激电流的方法，所述方法包括：

生成载波波形，所述载波波形是具有第一占空比和第一电流振幅比的矩形交流电，选择所述第一占空比和所述第一电流振幅比使得在所述波形交替极性的连续时间实例之间的所述电流振幅的每个相应的积分基本上相等；以及

对所述载波波形进行振幅调制以得到刺激电流，所述刺激电流的极值限定刺激电流包络，所述刺激电流包络限定以第一频率出现的第一脉冲系列。

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