專(zhuān)利名稱(chēng)：神經(jīng)刺激設(shè)備及方法
神經(jīng)刺激設(shè)備及方法本發(fā)明涉及神經(jīng)刺激設(shè)備，更具體的但是非排它地涉及通過(guò)肌肉運(yùn) 動(dòng)神經(jīng)刺激肌肉以使肌肉刺激例如鍛煉時(shí)獲得的益處最大化的神經(jīng)刺 激設(shè)備。個(gè)人通常對(duì)鍛煉時(shí)從給定的運(yùn)動(dòng)量中獲得最大益處感興趣。目前，這可以利用肌肉電刺激(EMS)裝置來(lái)促進(jìn)，所述EMS裝置使受控電 流穿過(guò)把向肌肉(例如腹部肌肉)的運(yùn)動(dòng)神經(jīng)以使這些肌肉收縮。這種 方法具有通過(guò)最小的努力來(lái)調(diào)節(jié)靶向肌肉的效果，并且可在常規(guī)鍛煉時(shí) 進(jìn)行以4吏鍛煉的益處最大化。盡管EMS裝置幫助調(diào)節(jié)肌肉，但是它們不提供任何確保心血管鍛 煉得到優(yōu)化的方式。根據(jù)本發(fā)明，提供一種神經(jīng)刺激設(shè)備，包括控制單元；第一電極；第二電極，所述第一和第二電極適合于在彼此之間施加電流； 第一傳感器；和第二傳感器，所述第一和第二傳感器適合于檢測(cè)彼此之間的電信號(hào) 差異。優(yōu)選地，所述笫一和第二電極適合于對(duì)所述第一和第二電極附近的 使用者肌肉的運(yùn)動(dòng)神經(jīng)提供電刺激。任選地，所述第一和第二電極提供 在使用者的腹部肌肉附近。或者，所述第一和第二電極提供在接近使用 者的任意運(yùn)動(dòng)神經(jīng)例如外周運(yùn)動(dòng)神經(jīng)的位置處。優(yōu)選地，所述第一和第二傳感器適合于監(jiān)測(cè)使用者的心率。優(yōu)選地，所述第二傳感器由所述第一電極提供。優(yōu)選地，第三傳感器由所述第二電極提供。優(yōu)選地，所述笫一傳感器適合提供在一個(gè)比第二和第三傳感器中的 每一個(gè)更靠近使用者心臟的位置處。更優(yōu)選地，第一傳感器適合固定至 使用者身體的胸部區(qū)域。任選地，所述固定可以通過(guò)條帶提供，或者通 過(guò)固定貼片提供。典型地，所述第一傳感器通過(guò)連接裝置連接至所述控 制單元，該連接裝置通常包括延伸在其間的連接導(dǎo)線(xiàn)。
作為選擇，所述第一傳感器由所述第二電極提供。優(yōu)選地，第三電極提供在所述第一和第二電極之間。典型地，所述 第三電極適合于充當(dāng)允許電流在所述第三電極和所述第一電極之間流 過(guò)并選擇性地在所述第三電極和所述第二電極之間流動(dòng)的公共節(jié)點(diǎn)。優(yōu)選地，所述第一、第二和第三電極位于適合放在使用者身上特定 肌肉附近的帶子上，使得每個(gè)電極與這些肌肉附近的皮膚區(qū)域連通，以 激活其運(yùn)動(dòng)神經(jīng)。更優(yōu)選地，所述帶子適合放置在使用者腹部區(qū)域周?chē)沟妹總€(gè)電極與腹部肌肉附近的皮膚區(qū)域連通。優(yōu)選地，所述控制單元適合選擇性地在電極或每個(gè)電極之間施加電 流，以產(chǎn)生選定的神經(jīng)刺激。優(yōu)選地，所述控制單元適合交替運(yùn)行刺激選定神經(jīng)進(jìn)而刺激選定肌 肉的刺激模式和監(jiān)測(cè)使用者心臟的電活動(dòng)的監(jiān)測(cè)模式。更優(yōu)選地，當(dāng)運(yùn) 行所述刺激模式時(shí)，所述監(jiān)測(cè)模式失效。典型地，在所述刺激模式運(yùn)行時(shí)，通過(guò)所述控制單元選擇性發(fā)出的空白信號(hào)(blanking signal)來(lái)使 所述監(jiān)測(cè)模式失效。優(yōu)選地，至少一個(gè)電極適合用于監(jiān)測(cè)模式，使得當(dāng)所述單元處于監(jiān) 測(cè)模式時(shí)，所述電極或每個(gè)電極可以與所述第一傳感器協(xié)同使用，以監(jiān) 測(cè)使用者心臟的電活動(dòng)。優(yōu)選地，所述控制單元適合基本防止所述刺激模式產(chǎn)生的電流進(jìn)入 所述傳感器或每個(gè)傳感器。典型地，這通過(guò)給可能在體內(nèi)產(chǎn)生漏電流或 損壞該控制單元元件的流入所述傳感器或每個(gè)傳感器的電流提供阻抗 來(lái)實(shí)現(xiàn)。優(yōu)選地，所述阻抗通過(guò)在控制電路中提供的電阻或電容器來(lái)提 供。優(yōu)選地，所述控制單元還適合基本防止所述傳感器或每個(gè)傳感器施 加的電流進(jìn)入使用者身體。典型地，這通過(guò)在所述控制單元和每個(gè)傳感 器之間為進(jìn)入或離開(kāi)所述控制器的電流流動(dòng)提供阻抗來(lái)實(shí)現(xiàn)。優(yōu)選地，所述控制單元包括適合提供模擬脈沖信號(hào)的處理器。更優(yōu) 選地，所述控制單元還包括適合將所述控制器產(chǎn)生的模擬信號(hào)轉(zhuǎn)換成數(shù) 字脈沖序列的轉(zhuǎn)換器。優(yōu)選地，所述控制單元還包括適合放大所述模擬脈沖序列的脈沖放 大器。
優(yōu)選地，所述控制單元還包括適合選擇性地將所述放大的模擬脈沖 序列導(dǎo)入所述電極或每個(gè)電極的電流導(dǎo)引網(wǎng)絡(luò)。典型地，所述電流導(dǎo)引網(wǎng)絡(luò)包括開(kāi)關(guān)晶體管的H-電橋配置。優(yōu)選地，所述控制單元還包括適合放大從所述傳感器或每個(gè)傳感器 獲得的信號(hào)的差分放大器。優(yōu)選地，所述控制單元還包括適合從所述放大的傳感器信號(hào)得到作 為脈沖序列的使用者心率的帶通濾波器。優(yōu)選地，所述控制單元還包括適合過(guò)濾由所述傳感器或每個(gè)傳感器 檢測(cè)到的電噪聲的閾值檢測(cè)器。優(yōu)選地，所述閾值檢測(cè)器根據(jù)給定采樣 周期內(nèi)檢測(cè)到的平均信號(hào)幅度來(lái)自動(dòng)調(diào)整閾值水平。優(yōu)選地，所述設(shè)備還包括與所述控制單元連通的顯示單元，該顯示 單元能夠?qū)⒅T如心率、鍛煉持續(xù)時(shí)間等相關(guān)數(shù)據(jù)顯示給^f吏用者。任選地， 所述顯示單元包括連接至所述控制單元的手持模塊。作為選擇，該顯示 單元包括與所述控制單元連通的分立裝置，例如腕表。優(yōu)選地，所述設(shè)備還包括與所述控制單元連通的指令單元，所述指 令單元適合于允許使用者改變所述電極提供的刺激的強(qiáng)度、預(yù)定的鍛煉 持續(xù)時(shí)間等。任選地，該指令單元包括連接至所述控制單元的手持模塊。 作為選擇，該指令單元包括與所述控制單元連通的分立裝置，例如腕表。優(yōu)選地，所述顯示單元和指令單元被集成為單一模塊。優(yōu)選地，該控制單元還適合為使用者提供代表鍛煉受益程度并取決 于鍛煉期間努力水平的品質(zhì)因子，其中所述控制單元還適合根據(jù)以下方 程計(jì)算所述品質(zhì)因子QF = kj + k2(c x Ci)其中QF是品質(zhì)因子，K是鍛煉的心血管部分的權(quán)重和比例部分， T是達(dá)到或超過(guò)目標(biāo)心率的鍛煉時(shí)間，k2是鍛煉的電刺激部份的權(quán)重和 比例因子，C是收縮次數(shù)，而Ci是收縮強(qiáng)度。根據(jù)本發(fā)明，還提供一種提供神經(jīng)刺激和鍛煉監(jiān)測(cè)的方法，包括 在刺激模式下，通過(guò)電極對(duì)選定的使用者身體的選定運(yùn)動(dòng)神經(jīng)施加 電流；在監(jiān)測(cè)模式下，使用至少一個(gè)傳感器監(jiān)測(cè)使用者心臟的電活動(dòng)，其 中在監(jiān)測(cè)模式期間所述刺激模式失效。
典型地，監(jiān)測(cè)使用者心臟的電活動(dòng)步驟還包括檢測(cè)心電圖信號(hào)的步優(yōu)選地，提供神經(jīng)刺激和鍛煉監(jiān)測(cè)的方法還包括對(duì)選定肌肉的選定 運(yùn)動(dòng)神經(jīng)在對(duì)應(yīng)于心電圖輸出信號(hào)中的優(yōu)化點(diǎn)的應(yīng)用時(shí)間施加電流的 步驟。優(yōu)選地，該應(yīng)用時(shí)間從所述傳感器或每個(gè)傳感器上檢測(cè)到心電圖信號(hào)波(優(yōu)選R波)時(shí)延遲。優(yōu)選地，提供神經(jīng)刺激和鍛煉監(jiān)測(cè)的方法還包括為使用者提供代表 鍛煉受益程度并取決于鍛煉期間努力水平的品質(zhì)因子的步驟。優(yōu)選地，該品質(zhì)因子才艮據(jù)以下方程計(jì)算 QF = kj + k2(c x Ci)其中QF是品質(zhì)因子，^是鍛煉的心血管部分的權(quán)重和比例部分， T是達(dá)到或超過(guò)目標(biāo)心率的鍛煉時(shí)間，k2是鍛煉的電刺激部份的權(quán)重和 比例因子，c是每分鐘收縮次數(shù)(由使用者設(shè)定)，Ci是收縮強(qiáng)度(由使 用者設(shè)定)。典型地，所述品質(zhì)因子在顯示裝置上顯示給使用者。作為選擇，該 品質(zhì)因子通過(guò)音頻裝置轉(zhuǎn)播給使用者。現(xiàn)在將參照附圖僅通過(guò)實(shí)施例對(duì)本發(fā)明的實(shí)施方案進(jìn)行說(shuō)明，其中圖l是鍛煉期間使用者佩帶的根據(jù)本發(fā)明的設(shè)備的示意圖(為清楚 起見(jiàn)，部分被截去)；圖2是示出圖l設(shè)備的部件的示意方框圖；圖3是示出安裝有附加保護(hù)電路的圖l設(shè)備的部件的示意方框圖； 圖4是圖l設(shè)備在使用前的詳圖。應(yīng)該注意，為了清楚起見(jiàn)，以下說(shuō)明將參考使用時(shí)從使用者的觀點(diǎn) 出發(fā)的組件位置，也就是使用時(shí)描述為位于設(shè)備左手側(cè)的部件是指提供 在使用者左手側(cè)的部件，而描述為位于設(shè)備右手側(cè)的部件是指提供在使 用者右手側(cè)的部件。參照

圖1和4，設(shè)備10包括腹帶12，在腹帶12的內(nèi)圓周上安裝有 左電極14、右電極16和中心電極18，使得電極14、 16和18與使用者 20的腹部相接觸。遙感器24也通過(guò)合適的連接裝置而提供在使用者的胸部，例如圖4所示的可調(diào)節(jié)胸帶26(用于男性使用者)或者未示出的 可重復(fù)使用的貼片(用于女性使用者)。所述遙感器24通過(guò)導(dǎo)線(xiàn)22連 接至腹帶12上的基本單元28。基本單元28具有可以遠(yuǎn)離所述基本單元 并通過(guò)控制導(dǎo)線(xiàn)32連接的控制單元30。腹帶12的形狀為使用時(shí)(對(duì)男性和女性使用者)提供對(duì)使用者20 腹部周?chē)氖孢m配合，并可以由任意合適的材料制成，例如氯丁橡膠或 其它彈性材料。腹帶12還提供有將基本單元28定位在腹帶12上的對(duì) 接位置。左電極14和右電極16具有典型結(jié)構(gòu)，并且各自位于沿腹帶12的 位置處，該位置確保當(dāng)腹帶12被固定在使用者20的腹部周?chē)鷷r(shí)，電極 14和16將接觸使用者左手側(cè)和右手側(cè)的胸腔和盆骨之間的皮膚區(qū)域。 電極14和16的正確位置很重要，因?yàn)楦共考∪獾倪\(yùn)動(dòng)神經(jīng)限定在胸腔 和盆骨之間。中心電極18位于腹帶12的中間，使得當(dāng)腹帶12被固定到腹部時(shí)， 電極18將接觸肚臍處的皮膚。這允許對(duì)中央腹部肌肉進(jìn)一步靶向刺激。 中心電極18在組成上與左右電極14和16類(lèi)似，并提供在刺激左腹部 肌肉時(shí)來(lái)自左電極14的電流流過(guò)和在刺激右腹部肌肉時(shí)來(lái)自右電極16 的電流流過(guò)的公共節(jié)點(diǎn)。專(zhuān)業(yè)讀者將會(huì)理解，下列描述中，肌肉實(shí)際上 通過(guò)刺激提供這些刺激的運(yùn)動(dòng)神經(jīng)而被刺激。除了產(chǎn)生電流之外，電極14、 16和18中的選定電極還能夠檢測(cè)電 信號(hào)，后面將對(duì)此進(jìn)行討論。遙感器24包括能夠檢測(cè)由心跳產(chǎn)生的電信號(hào)的傳感器，并且可以 和電極14、 16和18中用于該目的的至少一個(gè)電極協(xié)同4吏用。基本單元28包括容納控制所述系統(tǒng)所需的電子元件的本體28A。參 照?qǐng)D2，所述電子元件包括微型控制器32、數(shù)模轉(zhuǎn)換器34、脈沖放大器 36、電流導(dǎo)引網(wǎng)絡(luò)38、差分放大器40、帶通濾波器42和閾值檢測(cè)器44。 所述元件間的相互作用將在下文描述。控制單元30具有控制按鈕46,其允許使用者改變?cè)O(shè)備10所提供的 肌肉刺激的強(qiáng)度，并在操作模式等之間進(jìn)行切換。顯示屏幕48允許使 用者查看諸如強(qiáng)度、鍛煉持續(xù)時(shí)間和品質(zhì)因子(隨后進(jìn)行討論)的信息。 夾扣50也提供在控制單元30的后部，以允許使用者根據(jù)需要將所述基 本單元夾到腹帶12(或其它位置)上。這釋放了使用者的雙手以用于
行鍛煉。使用時(shí)，設(shè)備10的腹帶12固定至使用者的腹部，使得腹帶上的電 極14、 16和18與前述位置處的皮膚接觸。然后將遙感器24通過(guò)胸帶 26 (對(duì)男性使用者)或貼片26(對(duì)女性使用者)固定至胸部。如果還沒(méi) 有在適當(dāng)?shù)奈恢蒙希瑒t隨后將基本單元28和控制單元30固定到腹帶12 上。 一旦開(kāi)啟，設(shè)備10就已經(jīng)準(zhǔn)備好可以使用了。當(dāng)使用者開(kāi)始鍛煉時(shí)，他/她可以使用控制單元30來(lái)選擇神經(jīng)(進(jìn) 而肌肉)刺激的水平。根據(jù)所選的肌肉刺激模式和水平，微型控制器32 通過(guò)數(shù)模轉(zhuǎn)換器34初始化刺激信號(hào)。來(lái)自轉(zhuǎn)換器34的信號(hào)的每個(gè)模擬 脈沖被脈沖放大器36放大，放大后的脈沖被輸入電流導(dǎo)引網(wǎng)絡(luò)38。電 流導(dǎo)引網(wǎng)絡(luò)38可以典型地包括開(kāi)關(guān)晶體管的H型電橋布置，例如用于 電機(jī)驅(qū)動(dòng)器的H型電橋布置。根據(jù)使用者20所選擇的模式/強(qiáng)度，電流 導(dǎo)引網(wǎng)絡(luò)38將刺激脈沖導(dǎo)入電極14、 16和18中任意一個(gè)電極的源極 和所述電極中任意其它電極的匯點(diǎn)(sink)。剌激脈沖返回至該系統(tǒng)的 電源接地46。這提供電流可流過(guò)(經(jīng)過(guò)使用者的腹部肌肉)的路徑。應(yīng) 該注意，盡管優(yōu)選前述導(dǎo)引網(wǎng)絡(luò)，但也可以使用替代配置，例如變壓器 或繼電器。當(dāng)所述脈沖信號(hào)到達(dá)例如左電極14時(shí)，在電極14和18之間產(chǎn)生 電勢(shì)。電流在電極14和18之間流動(dòng)的唯一路徑是經(jīng)過(guò)使用者的腹部肌 肉，并且正是這種電流流動(dòng)促使腹部肌肉收縮(電流流動(dòng)時(shí))和松弛(電 流不流動(dòng)時(shí))。收縮和松弛的循環(huán)通常可以根據(jù)需要而改變，并且通常 為約每分鐘循環(huán)6次。當(dāng)脈沖信號(hào)被發(fā)送至右電極16時(shí)，使用者腹部 肌肉右手側(cè)的腹部肌肉出現(xiàn)類(lèi)似的效果。這允許使用者的腹部肌肉在整個(gè)鍛煉過(guò)程中得到刺激，而與所進(jìn)行 的活動(dòng)無(wú)關(guān)。當(dāng)使用者20在鍛煉時(shí)，他/她的心臟的活動(dòng)將增加(相對(duì)于靜止時(shí) 的心臟活動(dòng))，使用者希望能夠?qū)Υ诉M(jìn)行監(jiān)測(cè)。本發(fā)明的實(shí)施方案中， 這利用遙感器24和左腹部電極14的協(xié)同來(lái)實(shí)現(xiàn)。應(yīng)該注意，當(dāng)以這種 方式使用時(shí)，電極14可被視為傳感器14，因?yàn)槠浔挥糜趥鞲心Ｊ健ｎ?lèi) 似地，如果被用于傳感模式，則右電極16和中心電極18也可以被視為 傳感器。遙感器24的位置允許監(jiān)測(cè)胸部區(qū)域的心臟活動(dòng)。這種心臟活動(dòng)的
測(cè)量信號(hào)通常被稱(chēng)為"心電圖"(ECG)。
由于傳感器24和電極14與源(心臟)的距離差相對(duì)大，導(dǎo)致傳感 器24和電極14之間的電勢(shì)差將相對(duì)高。
左電極14的位置允許監(jiān)測(cè)腹部區(qū)域的心臟活動(dòng)。與傳感器24檢測(cè) 的信號(hào)相比，電極14檢測(cè)的信號(hào)將會(huì)相對(duì)微弱。電極14處的信號(hào)很弱， 原因是在使用者胸部產(chǎn)生信號(hào)的電偶極子位于胸部區(qū)域并且在下腹部 區(qū)域嚴(yán)重衰減。
遙感器24和電極14之間的電勢(shì)差是代表心動(dòng)周期的動(dòng)態(tài)ECG信 號(hào)。所得到的ECG信號(hào)可與使用者20的心率直接相關(guān)，方法是將ECG 信號(hào)輸入差分放大器40將信號(hào)放大，然后使放大的信號(hào)經(jīng)過(guò)帶通濾波 器42，所述濾波器將心率解析為脈沖序列。然后使所述信號(hào)經(jīng)過(guò)閾值檢 測(cè)器44，通過(guò)微型控制器32，其在顯示器48上將心率顯示給使用者。 在此，閾值檢測(cè)器44優(yōu)選為自動(dòng)閾值水平檢測(cè)器，其以與通常幾秒鐘 的采樣周期內(nèi)的平均信號(hào)振幅成比例的方式自動(dòng)調(diào)整閾值水平。這允許 有用的信號(hào)被恢復(fù)，而不被鍛煉過(guò)程中使用者20的運(yùn)動(dòng)所產(chǎn)生的電噪 聲所淹沒(méi)。
除了將左電極14與遙感器24協(xié)同使用之外，右電極16和中心電 極18也可以被用作參比電極以降低ECG測(cè)量中的干擾和不準(zhǔn)確性。這用。應(yīng)該注意，盡管以上是分別說(shuō)明的，但是當(dāng)肌肉刺激模式和心率模 式都被使用者20激活時(shí)，微型控制器32在提供肌肉刺激和監(jiān)測(cè)心率之 間快速切換。這具有看似同時(shí)進(jìn)行兩項(xiàng)任務(wù)的效果。為此，微型控制器 32所監(jiān)測(cè)的心率信號(hào)不應(yīng)被肌肉刺激電極所產(chǎn)生的電干擾所影響，因?yàn)?在不進(jìn)行肌肉刺激時(shí)只有監(jiān)測(cè)心率是同步的。這使得使用者可以監(jiān)測(cè)他們的心率，以保持在特定的鍛煉范圍之 內(nèi)。這種鍛煉范圍可以在同樣年齡和健康水平的人的理論最大心率的 60% ~ 70%的區(qū)間內(nèi)。這允許使用者可以在心率低于最低的推薦閾值時(shí) 增加運(yùn)動(dòng)頻率，而在心率高于最高的推薦閾值時(shí)降低運(yùn)動(dòng)頻率。
盡管微型控制器32被編程為在不施加刺激脈沖時(shí)只監(jiān)測(cè)心率，但 是刺激脈沖會(huì)試圖背向差分放大器40經(jīng)過(guò)遙感器24和任意一個(gè)失效的 電極。這將產(chǎn)生不希望的漏電流，并可能損傷放大器40的輸入端，因此應(yīng)該提供對(duì)這種損傷的保護(hù)。如圖3所示，對(duì)上述損傷的保護(hù)通過(guò)在差分放大器40之前設(shè)置限 流電阻器Zl和Z2和跨接導(dǎo)引網(wǎng)絡(luò)輸出和信號(hào)接地的電阻器Z3來(lái)提供。 這些電阻可以和限壓裝置如穩(wěn)壓二極管協(xié)同使用以防止將過(guò)量電壓施 加至放大器40的輸入。電阻器Zl、 Z2和Z3的阻值選擇涉及考慮下 面討論的本系統(tǒng)的特殊性質(zhì)。讀者將會(huì)理解，腹帶12上的電極所提供的刺激在使用者身體的表 面引起大的電干擾，并且為了保持準(zhǔn)確性，這在心率檢測(cè)中必須考慮。生物放大器(放大生物信號(hào)的放大器)通常在其輸入端交流耦合， 因?yàn)樗鼈儽仨毜种苽鞲须姌O中出現(xiàn)的直流電勢(shì)(稱(chēng)為"半電池電勢(shì)") 分量。為了實(shí)現(xiàn)這個(gè)目的且不損害低頻響應(yīng)，通常使用電容大于lfiF的 高值電容器。這種解決方案帶來(lái)的問(wèn)題是與保護(hù)放大器40所需的高電 阻耦合的高值電容導(dǎo)致施加刺激脈沖后放大器恢復(fù)的長(zhǎng)時(shí)間常數(shù)。這是 因?yàn)樗鼋涣黢詈想娙萜髟诖碳っ}沖期間充電，而在放大器40能夠繼 續(xù)運(yùn)行之前必須放電。因此，必須進(jìn)行折衷，以提供合理的時(shí)間常數(shù)。 這通常在0.25秒至2秒之間某處區(qū)間內(nèi)。把這些部件置于放大器40之 前的效果類(lèi)似于在放大器40之前放置一階高通濾波器。這導(dǎo)致在所檢 測(cè)的ECG信號(hào)中丟失一些低頻信息；但是，在本申請(qǐng)中，這是可以接 受的，因?yàn)镋CG信號(hào)的保真度不是特別重要，并且此處主要感興趣的 主要測(cè)量值是心率。心率信號(hào)將基本不受高通濾波器引起的ECG保真 度損失的影響。考慮到這些因素，使用如5MQ的放大器輸入端電阻和 47nF的交流耦合電容器提供合適的時(shí)間限制。線(xiàn)48所代表的空白信號(hào)也可以被選擇性施加給放大器40，以在刺 激脈沖期間將其關(guān)閉。類(lèi)似的空白信號(hào)(未圖示)可用于使閾值檢測(cè)器 44失效。除了保護(hù)設(shè)備10的部件不受損壞外，確保使用者20免受過(guò)量和不 定的電脈沖也很重要。因此，安全標(biāo)準(zhǔn)規(guī)定只用于檢測(cè)電信號(hào)(ECG 信號(hào))的電極(例如傳感器24)不得被允許傳送刺激脈沖。這些非故意 的電流被稱(chēng)作輔助電流，并且其如果被允許，則可能對(duì)使用者造成危險(xiǎn)， 因?yàn)閭鞲衅?4接近使用者的心臟。各種開(kāi)關(guān)如晶體管和繼電器可以置于控制電路中，以既保護(hù)電路部 件又保護(hù)使用者20;但是，這些部件在極端條件下可能失效，因此有必
要確保進(jìn)一步的保護(hù)以保證裝置"故障安全"。防止輔助電流的泄漏要求放大器40的輸入端電阻要高而且能夠承 受高輸入電壓。放大器40將具有內(nèi)部電阻；但是依考該內(nèi)部電阻是不 夠的，因?yàn)槠淇赡鼙桓邏簱舸Ｒ虼耍畎踩氖欠胖眉s100kQ的附 加高電阻電阻器，串聯(lián)在將電極14、 16及傳感器24連接至微型控制器 32的每根導(dǎo)線(xiàn)上。這些電阻器分別由圖3中的Zl、 Z2和Z3表示。因此，所描述的本發(fā)明提供鍛煉設(shè)備，其允許使用者主動(dòng)監(jiān)測(cè)他們 的心率和根據(jù)個(gè)人偏好進(jìn)行肌肉刺激，而沒(méi)有遭受不受控制的電脈沖的 風(fēng)險(xiǎn)。因此，本發(fā)明允許使用者在任意時(shí)刻同時(shí)執(zhí)行兩種不同形式的鍛 煉；即肌肉電刺激和帶有心率監(jiān)測(cè)的心血管鍛煉。肌肉電刺激本身不會(huì) 對(duì)心血管系統(tǒng)造成顯著負(fù)荷，因此對(duì)心血管系統(tǒng)具有;f艮少或沒(méi)有鍛煉益 處。但是，其確實(shí)產(chǎn)生負(fù)荷，從而促進(jìn)目標(biāo)肌肉的性能改善。在心血管鍛煉中，鍛煉期的價(jià)值可以通過(guò)使用者達(dá)到目標(biāo)心率或超 過(guò)目標(biāo)心率時(shí)所花費(fèi)的時(shí)間量來(lái)估計(jì)。另一方面，對(duì)于耐力鍛煉，時(shí)間 不重要，相反，肌肉在負(fù)荷下重復(fù)收縮的次數(shù)才是重要的。本發(fā)明提供鍛煉品質(zhì)因子的計(jì)算和顯示，所述鍛煉品質(zhì)因子基于使 用者在目標(biāo)心率或超過(guò)目標(biāo)心率時(shí)所花費(fèi)的時(shí)間量和受刺激肌肉完成 的收縮次數(shù)。所計(jì)算出的品質(zhì)因子顯示給使用者(通過(guò)顯示裝置或音頻裝置)， 并隨著使用者的鍛煉而更新。所述品質(zhì)因子根據(jù)以下方程計(jì)算QF = kj + k2(c x Ci)其中QF是品質(zhì)因子，ki是鍛煉的心血管部分的權(quán)重和比例部分， T是達(dá)到或超過(guò)目標(biāo)心率的鍛煉時(shí)間，k2是鍛煉的電刺激部份的權(quán)重和 比例因子，c是每分鐘收縮次數(shù)(由使用者設(shè)定)，Ci是收縮強(qiáng)度(由使 用者設(shè)定)。收縮強(qiáng)度通過(guò)改變電極之間的電流流動(dòng)來(lái)改變，并且可以被使用者 改變至所需水平，或如下面的實(shí)施例中那樣被^L置成1。ki的典型值將會(huì)是1^ = 1/15, k2的典型值將會(huì)是k2 = 1/180,盡管 顯而易見(jiàn)也可以根據(jù)顯示裝置的精度和鍛煉中每個(gè)分量的相對(duì)重要性 來(lái)選擇其它值。使用上述值，目標(biāo)心率下60分鐘的行走或慢跑鍛煉和 每分鐘至多3次肌肉收縮將會(huì)得到根據(jù)下述方程的品質(zhì)因子5: QF = 1/15 x 60 + 1/180 (3 x 60 x 1) = 5本發(fā)明中肌肉電剌激和心血管監(jiān)測(cè)的結(jié)合也有允許向所需肌肉提 供的電刺激與心動(dòng)周期內(nèi)的限定點(diǎn)相吻合的優(yōu)點(diǎn)。例如，刺激的傳遞可 定時(shí)在ECG的R波之前的預(yù)定時(shí)間出現(xiàn)。可以調(diào)整該時(shí)間延遲的程度 以提高輔助的靜脈血回流的效率。可以對(duì)前述方案進(jìn)行修改和改進(jìn)，而不背離本發(fā)明的保護(hù)范圍，例如微型控制器32可以編程為提供個(gè)性化的肌肉刺激序列，其可以保 存在微型控制器32的存儲(chǔ)器中。這還可以根據(jù)檢測(cè)的心率自動(dòng)適應(yīng)刺 激循環(huán)，也就是說(shuō)，如果檢測(cè)的心率高，則腹帶12提供的刺激將自動(dòng) 增加，以便增加總的鍛煉強(qiáng)度，反之亦然。作為選擇，微型控制器32 可以編程為隨著心率升高而減少腹帶12上的電極所提供的刺激強(qiáng)度， 以集中進(jìn)行與腹部刺激相反的心血管鍛煉，反之亦然。腹帶12可以用其他刺激電極組如大腿或臀部電極取代或補(bǔ)充。控制單元30可以引入到使用無(wú)線(xiàn)通信將信息發(fā)送至基本單元28和 從其接收信息的腕表或其他分立的裝置。上述優(yōu)選的實(shí)施方案使用位置靠近使用者心臟的傳感器24和與之 協(xié)同使用的位于腹部區(qū)域(例如由電極14所提供)的傳感器14，以檢 測(cè)其間的電勢(shì)(進(jìn)而檢測(cè)使用者的心率)；但是，作為選擇，檢測(cè)兩個(gè) 腹部傳感器(例如由電極14和16提供)之間的電勢(shì)，或者，最為又一 選擇，兩個(gè)傳感器可提供在胸帶26/貼片(未圖示)上且提供兩個(gè)獨(dú)立 的腹部電極用于肌肉刺激。盡管主JHt對(duì)肌肉刺激進(jìn)行描述，但是所述神經(jīng)刺激設(shè)備可以選擇性 地用于緩解疼痛或按摩的神經(jīng)刺激。
權(quán)利要求
1. 一種神經(jīng)刺激設(shè)備，包括 控制單元；第一電極；第二電極，所述第一和第二電極適合在彼此之間施加電流； 第一傳感器；和第二傳感器，所述第一和第二傳感器適合檢測(cè)彼此之間的電信號(hào)差異。
2. 根據(jù)權(quán)利要求l的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中所述第一和第二電極適合對(duì) 所述第一和第二電極附近的使用者的肌肉的運(yùn)動(dòng)神經(jīng)提供電刺激。
3. 根據(jù)權(quán)利要求1和2的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中所述第一和第二電極提 供在使用者的腹部肌肉附近。
4. 根據(jù)權(quán)利要求1或2的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中所述第一和第二電極提 供在接近外周運(yùn)動(dòng)神經(jīng)的位置處。
5. 根據(jù)前述任一項(xiàng)權(quán)利要求的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中所述第一和第二傳 感器適合監(jiān)測(cè)使用者的心率。
6. 根據(jù)前述任一項(xiàng)權(quán)利要求的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中所述第二傳感器由 所述第一電極提供。
7. 根據(jù)前述任一項(xiàng)權(quán)利要求的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中第三傳感器由所述 第二電極提供。
8. 根據(jù)權(quán)利要求7的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中所述第一傳感器適合提供在 比第二和第三傳感器或第二和第三傳感器中的每一個(gè)都更接近使用者 的心臟的位置處。
9. 根據(jù)前述任一項(xiàng)權(quán)利要求的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中所述第一傳感器適 合通過(guò)固定裝置固定至使用者身體的胸部區(qū)域。
10. 根據(jù)權(quán)利要求9的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中所述固定裝置包括條帶或固 定貼片。
11. 根據(jù)前述任一項(xiàng)權(quán)利要求的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中所述第一傳感器通 過(guò)連接裝置連接至所述控制單元。
12. 根據(jù)前述任一項(xiàng)權(quán)利要求的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中所述第一傳感器由 所述第二電極提供。
13. 根據(jù)前述任一項(xiàng)權(quán)利要求的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中第三電極提供在所 述第一和第二電極之間。
14. 根據(jù)權(quán)利要求13的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中所述第三電極適合充當(dāng)允許 電流在所述第三電極和所述第 一 電極之間流過(guò)并選擇性地在所述第三 電極和所述第二電極之間流動(dòng)的公共節(jié)點(diǎn)。
15. 根據(jù)權(quán)利要求13和14的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中所述第一、第二和第 三電極位于適合置于使用者身上特定肌肉附近的帶子上，使得每個(gè)電極 與這些肌肉附近的皮膚區(qū)域連通以激活其運(yùn)動(dòng)神經(jīng)。
16. 根據(jù)權(quán)利要求15的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中所述帶子適合放置在使用者 腹部區(qū)域周?chē)沟妹總€(gè)電極與腹部肌肉附近的皮膚區(qū)域連通。
17. 根據(jù)前述任一項(xiàng)權(quán)利要求的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中所述控制單元適合 選擇性地在所述電極或每個(gè)電極之間施加電流以產(chǎn)生選定的神經(jīng)刺激。
18. 根據(jù)權(quán)利要求17的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中所述控制單元適合交替進(jìn)行 刺激選定神經(jīng)進(jìn)而刺激選定肌肉的刺激模式和監(jiān)測(cè)使用者心臟的電活 動(dòng)的監(jiān)測(cè)模式，其中當(dāng)運(yùn)行所述刺激模式時(shí)，所述監(jiān)測(cè)模式失效。
19. 根據(jù)權(quán)利要求18的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中當(dāng)運(yùn)行所述刺激模式時(shí)，所 述監(jiān)測(cè)模式通過(guò)所述控制單元選擇性發(fā)出的空白信號(hào)而失效。
20. 根據(jù)權(quán)利要求18和19中任一項(xiàng)權(quán)利要求的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中至 少一個(gè)電極適合用于監(jiān)測(cè)模式，使得當(dāng)所述控制單元處于監(jiān)測(cè)模式時(shí)， 所述電極或每個(gè)電極可以與所述第一傳感器組合使用，從而監(jiān)測(cè)該使用 者心臟的電活動(dòng)。
21. 根據(jù)權(quán)利要求18~20的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中所述控制單元提供有安 全裝置，以基本防止所述剌激模式產(chǎn)生的電流進(jìn)入所述傳感器或每個(gè)傳 感器。
22. 根據(jù)權(quán)利要求21的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中所述安全裝置通過(guò)給可能在 體內(nèi)產(chǎn)生漏電流和/或損傷所述控制單元部件的流入所述傳感器或每個(gè) 傳感器的電流提供阻抗來(lái)提供。
23. 根據(jù)權(quán)利要求21或22中任一項(xiàng)權(quán)利要求的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中所 述控制單元還提供有其它安全裝置，以基本防止所述傳感器或每個(gè)傳感 器施加的電流進(jìn)入使用者體內(nèi)。
24. 根據(jù)權(quán)利要求23的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中所述其它安全裝置通過(guò)在所 述控制單元和每個(gè)傳感器之間對(duì)進(jìn)入或離開(kāi)所述控制單元的電流流動(dòng) 提供阻抗來(lái)提供。
25. 根據(jù)前述任一項(xiàng)權(quán)利要求的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中所述控制單元包括 適合提供模擬脈沖信號(hào)的處理器和適合將所述控制單元產(chǎn)生的模擬信 號(hào)轉(zhuǎn)換成數(shù)字脈沖序列的轉(zhuǎn)換器。
26. 根據(jù)權(quán)利要求25的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中所述控制單元還包括適合放 大所述模擬脈沖序列的脈沖放大器。
27. 根據(jù)權(quán)利要求26的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中所述控制單元還包括開(kāi)關(guān)晶 體管的H型電橋配置，以提供適合選擇性地將所述放大的模擬脈沖序列 導(dǎo)入所述電極或每個(gè)電極的電流導(dǎo)引網(wǎng)絡(luò)。
28. 根據(jù)權(quán)利要求27的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中所述控制單元還包括適合放 大從所述傳感器或每個(gè)傳感器獲得的信號(hào)的差分放大器。
29. 根據(jù)權(quán)利要求28的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中所述控制單元還包括適合從 所述放大的傳感器信號(hào)中導(dǎo)出作為脈沖序列的使用者心率的帶通濾波 器。
30. 根據(jù)權(quán)利要求29的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中所述控制單元還包括適合過(guò) 濾所述傳感器或每個(gè)傳感器檢測(cè)到的電噪聲的閾值檢測(cè)器。
31. 根據(jù)權(quán)利要求30的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中所述閾值檢測(cè)器根據(jù)給定采 樣周期內(nèi)檢測(cè)到的平均信號(hào)幅度來(lái)自動(dòng)調(diào)整閾值水平。
32. 根據(jù)前述任一項(xiàng)權(quán)利要求的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中所述設(shè)備還包括與 所述控制單元連通的顯示單元，所述顯示單元能夠?qū)⒅T如心率、鍛煉持 續(xù)時(shí)間的相關(guān)數(shù)據(jù)顯示給使用者。
33. 根據(jù)前述任一項(xiàng)權(quán)利要求的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中所述設(shè)備還包括與 所述控制單元連通的指令單元，所述指令單元適合允許使用者改變諸如 由所述電極提供的刺激強(qiáng)度和預(yù)定的鍛煉持續(xù)時(shí)間之類(lèi)的變量。
34. 根據(jù)權(quán)利要求32和33中任一項(xiàng)權(quán)利要求的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中所 述顯示單元和指令單元集成為與所述控制單元連通并適合手持或位于 腕表上的模塊。
35. 根據(jù)前述任一項(xiàng)權(quán)利要求的神經(jīng)刺激設(shè)備，其中所述控制單元還適 合為使用者提供代表鍛煉受益水平并取決于鍛煉期間努力程度的品質(zhì)因子，其中所述控制單元還適合根據(jù)下列方程計(jì)算所述品質(zhì)因子QF = kj + k2(c x q)其中QF是品質(zhì)因子，！^是鍛煉的心血管部分的權(quán)重和比例部分，T是 達(dá)到目標(biāo)心率或超過(guò)目標(biāo)心率時(shí)的鍛煉時(shí)間，k2是鍛煉的電刺激部份的 權(quán)重和比例因子，C是收縮次數(shù)，Ci是收縮強(qiáng)度。
36. —種提供神經(jīng)刺激和鍛煉監(jiān)測(cè)的方法，包括 在刺激模式下，通過(guò)電極對(duì)選定的使用者身體的運(yùn)動(dòng)神經(jīng)施加電流； 在監(jiān)測(cè)模式下，使用至少一個(gè)傳感器監(jiān)測(cè)使用者心臟的電活動(dòng)，其中所述監(jiān)測(cè)模式期間，所述刺激模式失效。
37. 根據(jù)權(quán)利要求36的方法，其中監(jiān)測(cè)使用者心臟的電活動(dòng)步驟還包括 檢測(cè)心電圖信號(hào)的步驟。
38. 根據(jù)權(quán)利要求36和37中任一項(xiàng)權(quán)利要求的方法，其中在對(duì)應(yīng)于心 電圖輸出信號(hào)中優(yōu)化點(diǎn)的應(yīng)用時(shí)間，對(duì)選定肌肉的選定運(yùn)動(dòng)神經(jīng)施加電 流的步驟。
39. 根據(jù)權(quán)利要求38的方法，其中所述應(yīng)用時(shí)間從在所述傳感器或每個(gè) 傳感器上檢測(cè)到心電圖信號(hào)波的時(shí)候延遲。
40. 根據(jù)權(quán)利要求39的方法，其中所述心電圖信號(hào)波為R波。
41. 根據(jù)權(quán)利要求36~40中任一項(xiàng)權(quán)利要求的方法，還包括為使用者提 供代表鍛煉受益水平并取決于鍛煉期間努力水平的品質(zhì)因子的步驟，其 中所述品質(zhì)因子根據(jù)下列方程計(jì)算QF = kj + k2(c x Ci)其中QF是品質(zhì)因子，！^是鍛煉的心血管部分的權(quán)重和比例部分，T是達(dá) 到目標(biāo)心率或超過(guò)目標(biāo)心率時(shí)的鍛煉時(shí)間，k2是鍛煉的電刺激部份的權(quán)重 和比例因子，C是收縮次數(shù)，Ci是收縮強(qiáng)度。
42. 根據(jù)權(quán)利要求41的方法，其中所述品質(zhì)因子通過(guò)顯示裝置或音頻裝 置顯示給使用者。
全文摘要
本發(fā)明涉及神經(jīng)刺激設(shè)備，其具有控制單元、對(duì)其間的使用者體表施加電流的第一和第二電極和適于檢測(cè)其間所檢測(cè)到的電信號(hào)差異的第一和第二傳感器。這允許對(duì)使用者的肌肉提供電刺激，還允許同時(shí)通過(guò)該設(shè)備對(duì)使用者的心動(dòng)周期進(jìn)行監(jiān)測(cè)。還提供一種提供神經(jīng)刺激和鍛煉監(jiān)測(cè)的方法。
文檔編號(hào)A61N1/36GK101146573SQ200680008994
公開(kāi)日2008年3月19日 申請(qǐng)日期2006年3月23日 優(yōu)先權(quán)日2005年3月23日
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