专利名称：单点刺激设备的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种用于对通向脑干核(Hirnstammkernen )的神经 的位于耳朵区域中的末梢进行单点刺激的设备，该设备具有用电池供 电的治疗电流发生器，该治疗电流发生器具有形成低频治疗电流的电 子电路，该设备还具有至少一个将被设置在神经末梢上的电极，该电 极通过自己的柔性导线与治疗电流发生器连接。
发明内容
本发明的目的是提供一种上述类型的设备，该设备具有对治疗应 用有所改善的特性。其应该提供这样的可能性，即能够在不明显妨碍 个人生活状况和可能的日常工作的情况下连续几天执行刺激治疗，并 且在此过程中该设备的操作应当简单，刺激电流应当基本上与外界影 响无关，此外还应当使得能够实现该设备的更宽的应用范围。
根据本发明的第一方面，在治疗电流发生器中设置相对于电极-患者回路中的电阻变化使治疗电流稳定的电流恒定电路装置。
通过这种方式，可以基本上排除外界因素对治疗范畴中出现的刺 激电流值造成的影响，其中外界因素例如是可能出现的治疗电流回路 中电阻的变化，尤其是皮肤区域中电阻的变化。
根据本发明的第二方面，所迷设备具有设置在患者颈部或上臂区 域中的支撑体，该支撑体容纳馈电电池，该馈电电池提供该设备的工 作能量的至少一部分，并且该支撑体还具有该设备的用于形成治疗电 流的电工作部件的至少一部分。
优选地，在此，所述支撑体被构成为围绕患者颈部或上臂放置的 套环或带子。
设置在患者颈部或上臂区域内的支撑体容纳向设备馈电的电池，并且还容纳用于形成治疗电流的电部件的至少一部分，提供该支撑体 的优点在于，设备的这些元件一方面位于耳朵区域的附近，另一方面 又容易接近，这例如对于更换电池和对于针对治疗电流的控制措施及 调节操作都是有利的。在此，可以毫无问题地稳定的固定在身体上， 以及在期望的情况下用衣服将该支撑体覆盖住。在更换电池时以及在 操作设置于支撑体上的电部件时，例如在调节或更改治疗电流程序 时，可以避免对放置在耳朵区域中的电极造成机械损坏。在该支撑体 的上述优选实施方式中，支撑体能特别好地设置在身体上是以套环或 带子的方式实现的。这样的套环在期望的情况下可以具有翻领形式， 也就是具有柔软的覆盖。
作为用于形成治疗电流的电工作部件，除了直接位于治疗电流的 回路中的部件(如基电极或直接与放置在耳朵区域内的电极连接的半 导体器件)之外，还可以包括用于形成治疗电流的电子电路的控制开 关回路。如果支撑体具有基电极，则该基电极可以位于设置在支撑体
上的短的柔性导线上，从而可以选择该基电极在皮肤上的接触位置； 或者也可以将被构成为扁平电极的基电极设置在支撑体的要与患者的 皮肤表面接触的面上，其中在固定设置支撑体时，同时提供基电极在 患者皮肤上的稳定的压力。也可以将至少一个治疗电流发生器完全设 置在支撑体上，即与支撑体固定连接或者与支撑体集成在一起，或者 可拆卸地设置在支撑体上，其中最后一种实施方式就制造而言以及就 长时间治疗来说是有优势的，其中该至少一个操作电流发生器包括形 成操作电流的电子电路并且将该电流通过至少 一个电极引向要刺激的 神经末梢，其中在长时间治疗的情况下，随着时间的流逝可能存在刺 激的变化。另一方面，至少一个治疗电流发生器也可以被设置在耳朵 区域中，并且通过柔性导线与位于支撑体上的电工作部件连接。这样 的导线可以形成例如与设置在支撑体上的基电极的连接，或者与设置 在支撑体上的馈电电池的连接，或者与控制地作用于设置在治疗电流 发生器中的电子电路的开关回路的连接。这种开关回路可以很容易接 近地设置在支撑体上，从而可以亳无问题地进行会影响治疗电流的校准或进行改变的调节，以及监视通过要连接的设备流入该开关回路的信号以及传导可能来自身体功能传感器的外部信号。只要仅涉及从设置在支撑体上的开关回路向设置在耳朵区域中的治疗电流发生器传输控制信号，就可以有利地设置发射器-接收器线路形式的无线连接作为连接。
诸如用于心肌动作电位的传感器、用于脉搏的传感器或用于脑电波的传感器这样的身体功能传感器可以在机械和电气方面稳定地连接到位于支撑体上的开关回路，该开关回路包含根据这样的传感器的输出信号形成控制信号的电路。
利用本发明的设备，可以以基本上非侵入的方式通过刺激位于耳朵区域中的神经末梢而影响不同的身体功能，例如脉膊率和血压，其中可以通过控制刺激而导致有针对性地更改身体功能的参数，尤其是在标准化的意义上。这样的影响优选在信号的支持下进行，该信号从要改变其参数的身体功能推导出来。所述设备的在这方面优选的实施方式的特征在于，所述设备(优选是所述支撑体)具有至少一个用于患者的身体功能的输出电输出信号的传感器，还具有电子开关回路，该开关回路根据身体功能传感器的输出信号形成控制信号，该控制信号用于根据身体功能来控制至少一个治疗电流发生器，所述设备(优选是所述支撑体)还具有引向至少一个治疗电流发生器的电信号连接，用于通过从该传感器的输出信号导出的控制信号来影响治疗电流。
该实施方式的一种有利扩展的特征在于，根据身体功能传感器的输出信号形成用于治疗电流发生器的控制信号的电子开关回路具有能由身体功能传感器的周期性输出信号触发的、就其延迟时间来说可调的延时级，其中该延时级激活向至少一个被确定放置在位于患者外耳区域中的神经末梢处的电极输出周期性治疗电流的治疗电流发生器，该治疗电流的脉沖重复频率对应于身体功能传感器的输出信号的脉沖重复频率，并且该治疗电流由长度小于该身体功能传感器的输出信号
的周期持续时间的电流分组(Stromflusspaketen)形成。利用该"^殳备通过治疗电流可以对周期性身体功能的参数(例如脉搏率或血压)施加影响，其中通过相对于触发时刻调节时间间隔，例如心肌动作电位
中的R锯齿脉冲(R-Zacke),能够选择参数影响的范围和类型。
优选地，在此还可以的是，电子开关回路包含校正级，该校正级根据身体功能传感器的输出信号的频率值或曲线形状或振幅值形成校
正信号，该校正信号被连接到延时级的影响延时的输入端。从而，由刺激产生的参数变化被校正级采集，并且从校正级输出的校正信号与调节线路的实际值信号类似地在达到相应考察的身体功能的参数变化的所追求程度的意义下影响延时级的延时程度。 一般来说，周期性身体功能的参数的所追求的变化緩慢地发生，并且为此，要对上面提到的时间间隔的设置进行緩慢的改变。这可以单独通过手动操作相应调节元件来进行。
所述设备的一种优选扩展在于，延时级连接到偏移信号发生器，
该偏移信号发生器向延时级输入偏移信号，其中通过该偏移信号，能够与身体功能传感器的输出信号的脉冲重复频率相比緩慢地改变延迟
时间。由此，上述参数的变化过程可以以简单的方式延伸到更长的时
间段，例如数个小时或数天，而在此期间不需要操作，从而可能实现
基本上不受治疗妨碍的生活方式。
对于将至少一个进行刺激的设备电极设置在位于外耳区域内的神经末梢上来说，有利的是，在机械方面尽可能挠性地构成引向电极的柔性导线，并且为了在治疗时间段中实现很小的机械干扰灵敏度，将该导线保持得尽可能的短。为了简单的实现，可以设置从支撑体直到耳朵附近的机械稳定的导线，其中然后，短的、特别柔软的导线从耳朵附近引向所涉及的电极。
一种优选的实施方式的特征在于，所述设备具有至少一个要设置在外耳区域内的神经末梢上的电极，该电极的柔性导线从匹配地、能置入外耳道中的插入体引出，该插入体与位于支撑体上的设备部件电连接。为此，可以将机械稳定的柔性导线从支撑体引向插入体，并且从形成支撑的插入体，设置引向相应涉及的电极的特别挠性的柔性导
12线。
在具有所述插入体的实施方式的一种扩展方式中，有利地，可以将该插入体构成为外壳，在该外壳中至少设置治疗电流发生器的电子电路的将治疗电流输出到电极的部件。
该扩展方式的 一种进一 步发展的特征在于，治疗电流发生器的电子电路的至少一个形成治疗电流参数的部件被设置在支撑体中，并且经由电连接控制治疗电流发生器的电子电路的位于插入体中的部件，其中治疗电流参数例如是电流-间断程序或治疗电流的频率、振幅和波形。
从而一方面实现对位于支撑体上的电子电路的确定治疗电流参数的部件的良好接近性，以进行调节和监视，并且另一方面小、可见性很小且安放良好地构成设备的设置在耳朵区域中的部件。从支撑体到插入体的电连接可以以柔性导线的形式实现，或者可以被实现为使得电连接无线地被实施为发射器-接收器线路，并且在插入体内设置电池用于向电子电路的位于插入体内的部件供电。
具有插入体的设备的一种变形方案的特征在于，所迷设备具有至
少 一个要定位在外耳区域内神经末梢处的电极，该电极的柔性导线从要从外部戴在耳朵上的外壳引出，在该外壳中至少设置治疗电流发生器的电子电路的向电极输出治疗电流的部件，并且治疗电流发生器的电子电路的至少一个形成治疗电流参数的部件被设置在支撑体中，并且经由电连接控制治疗电流发生器的电子电路的位于要戴在耳朵上的外壳中的部件，其中治疗电流参数例如是电流-间断程序或治疗电流的频率、振幅和波形。在此，设置在支撑体和要从外部戴在耳朵上的外壳之间的电连接也可以或者通过柔性导线实现，或者无线地实施为发射器-接收器线路，其中在要从外部戴在耳朵上的外壳中设置电池用于向位于该外壳中的电子电路部件供电。
根据另一个方面，本发明还涉及如上所述的对位于耳朵区域内的神经末梢进行基本上非侵入式的单点刺激的特定实施方式，其中在与疼痛作斗争的范围之外，尤其还引入对心跳频率和血压的调整以及功能性的神经刺激。
在该框架下提出了一种用于调整心跳频率和/或血压的非正常值的方法，其特征在于，利用连续电脉冲的组来刺激孤束核的位于耳朵区域内的末端，这些连续电脉冲是用就脉冲组的起始时刻来说可调的治疗电流发生器产生的，并且该刺激是以具有心跳周期的节拍而进行的，并且为此，用设置在患者身体上的用于心肌动作电位的传感器形成心电图信号，该心电图信号被馈送给触发器电路，该触发器电路响应心电图信号中预定值的出现，并且触发设置在治疗电流发生器中的可调的延时级，该延时级在各自的设置的延迟时间结束之后启动一个脉冲组的输出，其中各个脉冲组的起始时刻通过调节延迟时间，相对
于心电图的R锯齿脉冲在时间上偏移地设置在心跳周期的心脏收缩范围内，并且在调整操作开始时首先设置延迟时间的基础值，接着緩慢地改变该延迟时间以使要调节的值趋近标准值。在此，可以通过适当地调节延迟时间来相对于由治疗电流发生器输出的脉冲组序列对心跳周期进行相位移，该相位移可以在所追求的调整的含义下完成心跳频率的改变。调整血压也可以通过这种对治疗电流发生器所输出的脉沖组序列的调节来实现。通过緩慢改变延迟时间，逐步将心跳频率和/或血压引向期望值，其中在该改变的速度足够小的情况下以及在数小时和数天执行刺激的情况下也可以在这种操作结束之后在更长的时间上保持由此实现的心跳频率和/或血压的值。
优选地，在考虑通过刺激而出现的待调整值的改变的情况下，緩慢地改变延迟时间。所提到的延迟时间的改变可以通过例如由临床医学家访问相应的调节器官而单独控制。就长期刺激的积极影响来说，本方法的实施方式是有利的，其特征在于，延迟时间的緩慢改变是用自主工作的电子偏移级来进行的。
作为延迟时间的基础值 一 进行刺激的脉沖组的输出相对于心电图信号的R锯齿脉沖具有该基础值，优选将延迟时间设置在150ms和350ms之间。
有利的是，脉冲组由脉沖的序列組成，这些脉沖相对于基电极具有交替连续的不同极性，并且以70至110Hz的频率前后相继。在此有利的是，各个脉冲組分别包含4至10个脉冲。各个脉冲优选具有介于0.5ms到2ms的长度。有利的是，所述刺激以分别持续15分至数小时的时间间隔序列进行，这些时间间隔以近似相同长度的间断而交替。在此，在达到操作时间上所获得的作用效果的含义下有利的是，在进行刺激的各个时间间隔开始时的延迟时间的基础值与在前一时间间隔结束时所设置的延迟时间相匹配。此外优选的是，所述刺激同时在两个耳朵区域内相互同步地经皮地进行。
此外，在本发明的范围中提供一种用于进行功能性神经刺激的方法。在此利用低频电流经皮地刺激位于耳朵区域中的神经末梢，所述电流由以时间间隔前后相继的J3^冲组组成。各个脉冲组本身分别由以10Hz和200Hz之间的频率前后相继的脉冲的序列组成，其中各个脉冲组的持续时间大约在50ms和2s之间。脉冲组相互之间的时间间隔合适地在200ms和20s之间。在该预定参数的范围内，还可以选捧各个脉沖的持续时间，其中对于很多应用来说，在0.5ms和2ms之间的时间是合适的。所述刺激可以在位于两个耳朵区域内的神经末梢处或在位于一个耳朵区域内的神经末梢处进行。脉冲可以是相同极性的，或者可以具有交替不同的极性。
为了影响疼痛，进行感觉中枢的A-Delta神经纤维和感觉中枢的C神经纤维的刺激，其中利用分别由100个单脉沖組成的脉冲組进行刺激，这些单脉沖以100Hz的频率前后相继，并且各个脉冲组具有10s的间距。该刺激被执行15分钟长；有90个脉冲组。由此实现大约持续两个小时的痛觉丧失。
此外，用治疗电流进行刺激，该治疗电流由分别具有3个前后相继的脉沖的脉冲組组成。每个脉冲组的3个脉冲以50Hz的频率前后相继，从而各个脉沖组的持续时间是60ms。脉冲組相互之间的时间间隔是200ms。经过持续15分钟的刺激之后，大脑皮层的运动机能保持大约1个小时的抑制。还进行该刺激的变形方案，其中设置由3个脉冲組成的脉冲组，每10个脉冲组之后接着是10s的间断，并且
15该序列继续更长的时间，其中在这段时间期间，大脑皮层的运动机能 被抑制。由此，通过非侵入或最小侵入(经皮)的方式可以有利地功 能性地作用于大脑的不同区域，从而使得能够实现对神经逻辑疾病 (如老年痴呆症或帕金森症)的积极影响。
用于功能性神经刺激的方法的一种实施方式的特征在于，用治疗 电流发生器所产生的电脉冲在每个心跳周期的心脏收缩期间刺激孤束 核的位于耳朵区域内的末端，以及在每个心跳周期的心脏舒张期间刺
激蓝斑核LC的位于耳朵区域内的末端，其中为了将进行刺激的脉冲 与心跳周期同步，用响应心肌动作电位的传感器来形成心电图信号， 该心电图信号被馈送到触发器电路，该触发器电路响应心电图信号中 预定值的出现并且触发设置在治疗电流发生器中的延时级，该延时级 在延迟时间结束之后启动在心脏收缩和在心脏舒张期间进行刺激的脉 沖的输出。
在该方法的上述最后一种实施方式中优选的是，在患者一个耳朵 处的孤束核处进行刺激，以及在该患者的另一耳朵的蓝斑核LC处进 行刺激。这可以加强该作用。
现在参照附图借助实施例进一步解释本发明，在附图中示意性示 出这样的实施例。在图中
图l在示意的视图中示出按照本发明构成的设备的第一实施例，
图2在根据图1的线II-II的截面中示出该设备的支撑体，
图3示出该设备的电部件的结构框图，
图4示出出现在图3所示的结构框图中各个级中的功能图，
图5在示意的视图中示出按照本发明构成的设备的另一个实施方
式，
图6示出该实施例的结构框图，
图7示出按照本发明构成的设备的另一个实施方式的结构框图， 图8示出根据本发明构成的设备的一个实施方式，其中支撑体设置在患者的上臂上，并且不需要从支撑体到要放置在患者耳朵区域内 的刺激电极的导线连接，并且
图9示出图8所示的设备的结构框图。
具体实施例方式
图1在示意性视图中示出根据本发明构成的设备1的实施方式， 该设备具有支撑体2，该支撑体设置在患者P的颈部A的区域中， 该患者的头部-颈部区域在图1中用虚线画出。设备1用于单点刺激 引向脑干核的神经的位于耳朵O的区域内的末梢，并且具有用电池 馈电的治疗电流发生器，该治疗电流发生器向将会定位在所述神经末 梢上的小电极11输入低频治疗电流。治疗电流发生器4与电子开关 回路7连接，并且可以与该开关回路一体化地构成，或者构成为多个 组合部件的形式，治疗电流发生器4和电子开关回路7设置在支撑体 2中，该支撑体构成为围绕患者P的颈部A的套环的形式。从治疗 电流发生器4引出机械稳定的柔性导线9至可插入患者耳朵内的插入 体10，从插入体本身引出特别有弹性的柔性导线12，该导线引至电 极11。电极11构成为短针的形状，该短针用于通过皮下途径接触在 耳朵区域中密集的位于皮下的神经末梢。插入体10被穿孔，由此不 会干扰听觉。也可以取消插入体，其中特别有弹性的柔性导线12直 接连接到稳定的柔性导线9的末端。支撑体2具有基电极13,该基
电极在构成为套环形式的支撑体围绕设置时与患者的皮肤表面接触， 其中通过闭合该套环一例如为此可以设置链条锁2a—将基电极13与 患者的皮肤表面直接接触。通过基电极13将通过电极11和通过至少
一个位于患者耳朵区域内的神经末梢引导的治疗电流回路闭合。支撑 体2此外还容纳馈电电池3，该馈电电池提供设备l的工作能量。
通过电极11输入在待治疗患者的耳朵区域中密集地位于皮下的 神经末梢的治疗电流由低频的脉冲序列组成，输入该治疗电流是为了 通过该神经末梢进行刺激。该脉冲序列与患者的周期性进行的身体功 能相协调，在所示情况中与心跳功能协调。为此在所示情况下设置由多个电极形成的传感器6用于获取心肌动作电位，该传感器如图3中 的示意结构框图所示连接到传感器放大器14。在该传感器放大器中 放大的信号到达可调的触发器15，该触发器分别在重复的心肌动作 电位周期中出现特定的电压值时向触发器15后面连接的延时级16输 出控制脉冲，该延时级本身用在出现触发脉冲之后相应的时间延迟来 控制治疗电流发生器4。在治疗电流发生器4中设置具有微处理器的 电子电路5，在该电子电路的第一部件19中通过前后相继的脉冲形 成的、被输入前面提到的神经末梢中的治疗电流就波形和振幅以及脉 冲的持续时间以及脉冲之间脉冲暂停时间，还有各个脉冲序列的持续 时间和脉沖序列之间的没有治疗电流流过的暂停时间来说是固定的。 该电子电路5的部件19控制治疗电流发生器的输出级18，在该输出 级中设置电流恒定电路装置18a，该电流恒定电路装置相对于电极-患者电流回路中各种情况下无意出现的电阻变化来使治疗电流稳定。
在电子开关回路7范围内的各个功能级上，也就是在传感器放大 器14上、在触发器15上、在延时级16上以及在治疗电流发生器4 上设置连接位置8,显示器25可以连接到该连接位置8以用于显示 在这些功能级中出现的电位的显示。在此如图3所示，可以从设置在 传感器放大器上的连接位置8取出由传感器6采集的心肌动作电位的 变化过程，而且可以通过绘制触发器开关阈值15a的各个设定值来可 视化在心肌动作电位变化过程中的每个向延时级16输出触发器脉冲 的位置。由此可进一步在显示器25中绘出位于触发器15的响应和向 治疗电流发生器4输出控制信号23之间的时间间隔16a，从而可以 从显示器25中看见在心脏动作周期的哪个时刻对位于耳朵区域中的 神经末梢进行刺激。为了确定触发器时刻，有利地可以如图3所示选 择出现在心肌动作电位的变化过程中的R锯齿脉冲。
通过在此提到的刺激，可以影响由传感器6采集的身体功能的变 化过程，其中该刺激在由传感器6采集的电位变化过程的周期中的时 间位置很重要。这些时间位置由延时级16的时间延迟的程度给出， 并且通过可调地构成延时级16而得到改变。由于不同的患者不同程度地响应于这样的刺激，因此有利的是将各个患者的响应特性引入对
延时级16的调节中，为此设置校正级21，该校正级根据分别位于心 肌动作电位中的实际值如心跳频率来形成校正信号，并将该校正信号 输入i殳置在延时级16上的输入端，通过该输入端可以更改在延时级 16中进行的时间延迟的程度。
如上所述，电子开关回路7的各个功能级，也就是触发器和延时 级还有治疗电流发生器4就它们的功能特性来说是可调或可编程的， 为此针对所提到的功能级设置用于输入调节信号的连接位置17，以 及用于向治疗电流发生器4输入编程信号。这些连接位置，以及连接 位置8，可以实现为简单的插座接触的形式，或者实现为具有发射-接收技术的装置，这些装置可以构成为电感耦合组件或例如用蓝牙技 术构成。
为了能够在延伸到较长时间段的刺激操作的范围内緩慢改变位于 触发器时刻和控制治疗电流发生器之间的时间间隔16a,有利的可以 设置偏移信号发生器24，该偏移信号发生器向延时级16输入緩慢改 变时间延迟的程度的信号。
上面在图3所示的电路装置中介绍了传感器6的使用，该传感器 6接收心肌动作电位。还可以在这种设备中设置其它采集患者的可变 身体功能的传感器，如脉搏传感器或采集脑电波的传感器。也可以补 充设置血压传感器。
图4以时间图的形式示出在刺激的优选实施方式中存在的作为参 考参数设置的心肌动作电位的变化过程和治疗电流之间的时间关联， 其中在图4的上面几行中示意性示出心肌动作电位的变化过程，在下 面几行中示意性示出治疗电流的变化过程。在示出心肌动作电位30 的曲线上绘制出由触发器开关阈值15a给出的触发器时刻31，并且 位于R锯齿脉沖的上升时期。利用参照触发时刻31的150ms到 350ms的延迟时间16a，控制治疗电流发生器，并且每个心脏动作周 期都向定位在耳朵区域内的刺激电极输出脉冲组32。这些脉冲组32 分别由4到10个脉沖33组成，这些脉冲相对于一个基电极具有交替
19连续的不同极性，并且以70至110Hz的频率前后相继。各个脉冲33 在此具有介于0.5ms到2ms之间的长度。
如从图l和图2可以看出的，支撑体2在其外侧具有环套形式的 覆盖2b,该覆盖可以简单地折叠，据此可以自由接近用于控制和用 于进行调节或编程的接头8、 17、 20并且可以在需要时轻松更换馈电 电池3。覆盖2b可以按照期望实施为流行的。
对于在此提到的刺激操作的不同使用范围，重要的是对位于患者 两个耳朵区域内的神经末梢进行刺激。根据使用情况，在此过程中将 低频的脉冲形状的刺激电流同时输入位于两个耳朵区域内的神经末 梢，或者进行这样的刺激，在该刺激中将要输入位于患者一个耳朵区 域中的神经末梢的脉冲形状的刺激电流相对于将被输入位于患者另一 个耳朵区域中的神经末梢的脉冲形状的刺激电流在时间上有位移。为 了实现这样的治疗可能，设置在图5和图6中示出的根据本发明构成 的设备的实施方式。该设备l与图l至图4所示的设备类似具有形成 为套环的支撑体2，在该支撑体2上设置电子开关回路7、治疗电流 发生器4、 4，和基本电极13，并且该支撑体容纳用于运行该设备的馈 电电池3。电子开关回路7包含传感器放大器14，该传感器放大器连 接到具有多个电极的身体功能传感器6，还包含具有两个输出端的触 发器15，其中在一个输出端上连接第一延时级16，该第一延时级之 后接着治疗电流发生器4，在另一个输出端上连接第二延时级16，， 在该第二延时级接着治疗电流发生器4，。从治疗电流发生器4、 4，的 输出级引出机械稳定的柔性导线9、 9，至插入体10、 10，，这些插入 体可以插入到患者的耳朵的外耳道中。从插入体10、 IO，引出特别有 弹性的柔性导线12、 12，至用于接触待刺激的神经末梢的电极11、 11，。延时级16、 16，的延迟时间可相互独立地调节，从而一方面可以 向电才及11另一方面向电极ll，输入彼此同时的治疗电流，或者输入 彼此有时间位移的治疗电流。在同时由触发器15来控制延时级16、 16，的变形方案中，还可以只将一个延时级16连接到触发器15，而 另一个延时级16，由延时级16的输出来控制，如在图6中虛线示出的。与根据图1至图4的实施方式类似，还可以在根据图5和图6的 实施方式中设置校正级21、 21，，利用它们来影响延时级16、 16，中 时间延迟的程度。
取代借助插入体20来机械固定从柔性导线9至柔性导线12的过 渡，该插入体通过插入到外耳道而处于机械停止状态，还可以提出其 他解决方案，以实现这种或类似的固定。作为这样的例子，可以是弓 形的、围绕耳朵设置的耳夹，该耳夹例如构成为自己身体的形式，或 者可以通过使柔性导线9在耳朵上的末端相应弯曲来实现。还可以既 在根据图1至图4的实施方式中又在根据图5和图6的实施方式中取 代设置在支撑体2上的基电极13而在刺激电极11附近设置基电极， 其中为此尤其是考虑针状电极，该针状电极经皮下引入在皮下密集的 区域。
图7以结构框图的形式示出根据本发明构成的设备的简化实施方 式，其中在例如设置于患者颈部区域中的支撑体2中设置馈电电池3 和电子电路，该电子电路包含就治疗电流的波形-振幅和时间因数来 说可编程的治疗电流发生器的部件19，该部件通过柔性导线9形式 的电连接与插入体10连接，该插入体10构成为外壳并且包含治疗电 流发生器的输入极18以及为向该插入体馈电而设置的电池26。从插 入体10引出柔性导线12至刺激电极11，并且还设置至少一个用柔 性导线29从插入体10引出并优选构成为针状电极的基电极28。
在图8和图9所示的根据本发明构成的设备1的实施方式中，设 置带子或套环形式的支撑体2，该支撑体可以戴在患者的上臂B上。 支撑体2容纳馈电电池3，并且承载电子开关回路7，该电子开关回 路7包含传感器放大器14、触发器15、延时级16和治疗电流发生器 的部件19，该部件可以对脉冲形状的治疗电流的波形、振幅和时间 因数进行编程。传感器放大器14连接到身体功能传感器6，该身体 功能传感器例如可以是脉搏传感器或用于获得心肌动作电位的传感 器。如上所述，可调节地构成触发器15和延时级16。治疗电流发生 器的输出级18设置在构成为弓形的外壳27中，该外壳还包含用于该输出级的馈电电池26，并且该输出级通过柔性导线12连接到刺激电 极11以及通过至少一个柔性导线29连接到至少一个基电极28。弓 形外壳27可以有利地按照常见的电话头戴式听筒的类型来设计。为 了将位于支撑体2中的治疗电流发生器的部件与设置在外壳27中的 该发生器的输出级18电连接，设置可以有利地用蓝牙技术实施的发 射器-接收器线路S、 E。
在图7示出的实施方式中，可以将在支撑体2中设置的电子电路 19和插入体10中设置的治疗电流发生器的输出级18之间的电连接 按照期望构成为这种发射器-接收器线路。
权利要求
1.一种用于对通向脑干核的神经的位于耳朵区域内的末梢进行单点刺激的设备，该设备具有用电池供电的治疗电流发生器，该治疗电流发生器具有形成低频治疗电流的电子电路，该设备还具有要定位在神经末梢上的至少一个电极，该电极经由自己的柔性导线与所述治疗电流发生器连接，其特征在于，在治疗电流发生器(4)中设置相对于电极-患者回路中的电阻变化使治疗电流保持稳定的电流恒定电路装置(5a)。
2. 根据权利要求1所述的设备，其特征在于，所述设备具有设置 在患者(P)的颈部(A)或上臂(B)区域中的支撑体(2)，该支 撑体容纳馈电电池(3)，该馈电电池提供该设备(1)的工作能量的 至少一部分，并且该支撑体还具有该设备(1)的用于形成治疗电流 的电工作部件(4， 7， 13)的至少一部分。
3. 根据权利要求2所述的设备，其特征在于，所述支撑体(2) 被构造为要围绕患者颈部或上臂放置的套环或带子的形式。
4. 根据权利要求2或3所述的设备，其特征在于，至少一个治疗 电流发生器(4),皮设置在支撑体(2)上。
5. 根据权利要求2至4中任一项所述的设备，其特征在于，所述 支撑体(2)具有至少一个与患者的皮肤表面接触的基电极(13),述至少一个电极(ll)引导的治疗电流回路。
6. 根据权利要求5所述的设备，其特征在于，至少一个被构造为 扁平电极的基电极(13)被设置在所述支撑体(2)的与患者皮肤表 面接触的面上。
7. 根据权利要求2至6中任一项所述的设备，其特征在于，所述 设备(l)-优选是所述支撑体(2)-具有至少一个用于患者身体 功能的输出电输出信号的传感器(6)，还具有电子开关回路(7)， 该电子开关回路根据身体功能传感器(6)的输出信号形成控制信号，该控制信号用于根据身体功能来控制至少 一个治疗电流发生器(4)，并且所述设备-优选是所述支撑体-还具有引向至少一个 治疗电流发生器(4)的电信号连接，用于由从该传感器(6)的输出 信号导出的控制信号来影响治疗电流。
8. 根据权利要求7所述的设备，其特征在于，所述设备(1)-优选是所述支撑体(2)-具有脉搏传感器。
9. 根据权利要求7或8所述的设备，其特征在于，所述设备 (1)-优选是所述支撑体(2)-具有用于获取心肌动作电位的传感器(6)。
10. 根据权利要求7至9中任一项所述的设备，其特征在于，所 述设备(l)-优选是所述支撑体(2)-具有针对脑电波的传感 器。
11. 一种用于对通向脑千核的神经的位于耳朵区域内的末梢进行 单点刺激的设备，该设备具有用电池供电的治疗电流发生器，该治疗 电流发生器具有形成低频治疗电流的电子电路，该设备还具有要定位 在神经末梢上的至少一个电极，该电极经由自己的柔性导线与治疗电 流发生器连接，其特征在于，所述设备具有设置在患者(P)的颈部(A)或上臂(B)区域中的支撑体(2)，该支撑体容纳馈电电池 (3),该馈电电池提供该设备(1)的工作能量的至少一部分，并且该支撑体还具有该设备(1)的用于形成治疗电流的电工作部件(4，7， 13)的至少一部分。
12. 根据权利要求11所述的设备，其特征在于，所述支撑体 (2)被构造为要围绕患者颈部或上臂放置的套环或带子的形式。
13. 根据权利要求11或12所述的设备，其特征在于，至少一个 治疗电流发生器(4)纟皮设置在支撑体(2)上。
14. 根据权利要求11至13中任一项所述的设备，其特征在于， 所述支撑体(2)具有至少一个与患者的皮肤表面接触的基电极(13)，通过该基电极连接通过要定位在患者耳朵区域中的神经末梢 上的所述至少一个电极(11)引导的治疗电流回路。
15. 根据权利要求14所迷的设备，其特征在于，至少一个被构造 为扁平电极的基电极(13)被设置在所述支撑体(2)的与患者的皮 肤表面接触的面上。
16. 根据权利要求11至15中任一项所述的设备，其特征在于， 所述设备(1)-优选是所述支撑体(2)-具有至少一个输出电输 出信号的用于患者身体功能的传感器(6)，还具有电子开关回路(7)，该电子开关回路根据身体功能传感器(6)的输出信号来形成 控制信号，该控制信号用于根据身体功能来控制至少一个治疗电流发 生器(4)，所迷设备-优选是所述支撑体-还具有引向至少一个 治疗电流发生器(4)的电信号连接，用于由从该传感器(6)的输出 信号导出的控制信号来影响治疗电流。
17. 根据权利要求16所述的设备，其特征在于，所述设备(l) -优选是所述支撑体(2)-具有脉搏传感器。
18. 根据权利要求16或17所述的设备，其特征在于，所述设备 (1)-优选是所述支撑体(2)-具有用于获取心肌动作电位的传感器(6)。
19. 根据权利要求16至18中任一项所述的设备，其特征在于， 所述设备(1)-优选是所述支撑体(2)-具有针对脑电波的传感 器。
20. 根据权利要求7或16所述的设备，其特征在于，根据身体功 能传感器(6)的输出信号形成用于治疗电流发生器(4)的控制信号 的电子开关回路(7)具有能由身体功能传感器(6)的周期性输出信 号触发、且就延迟时间来说可调的延时级(16 )，其中该延时级(16)激活向至少一个被确定用于放置在位于患者外耳区域中的神经 末梢上的电极(11)输出周期性治疗电流的治疗电流发生器(4), 该周期性治疗电流的脉冲重复频率对应于该身体功能传感器(6)的 输出信号的脉冲重复频率，并且该周期性治疗电流由长度比该身体功 能传感器的输出信号的周期持续时间小的电流分组形成。
21. 根据权利要求20所述的设备，其特征在于，所述电子开关回路(7)包含校正级(21)，该校正级根据身体功能传感器(6)的输 出信号的频率值或曲线形状或振幅值形成校正信号，该校正信号被连 接到延时级(16)的影响延时的输入端(22)。
22. 根据权利要求20或21所述的设备，其特征在于，所述延时 级(16)连接到偏移信号发生器(24),该偏移信号发生器向该延时 级(16)馈送偏移信号，通过该偏移信号能够相比于该身体功能传感 器(6)的输出信号的脉冲重复频率緩慢地改变延迟时间。
23. 根据权利要求7或16所述的设备，其特征在于，设置在支撑 体上的电子开关回路(7)具有至少一个连接位置(8， 17)，用于控 制流入该开关回路(7)中的信号的控制设备或用于馈送外部控制信 号或编程信号的输入设备能够通过电连接连接到该连接位置，其中该 电连接通过可插接的导线或通过发射器-接收器线路构成。
24. 根据权利要求2至23中任一项所述的设备，其特征在于，所 述设备具有至少一个要定位在外耳区域内的神经末梢上的电极(11),该电极的柔性导线(12)从匹配的、能置入外耳道中的插入 体(10)引出，该插入体自身与位于支撑体(2)上的设备部件电连 接。
25. 根据权利要求24所述的设备，其特征在于，所述插入体(10) 被构造为外壳，在该外壳中至少设置该治疗电流发生器(4) 的电子电路的将治疗电流输出给所述电极(11)的部件(18)。
26. 根据权利要求25所述的设备，其特征在于，治疗电流发生器 (4)的电子电路(5)的至少一个形成治疗电流参数的部件(19)被设置在支撑体(2)中，并且通过电连接控制治疗电流发生器(4)的 电子电路的位于插入体(10)中的部件(18)，其中治疗电流参数例 如是电流-间隔程序或治疗电流的频率、振幅和波形。
27. 根据权利要求2至23中任一项所述的设备，其特征在于，所 述设备具有要定位在外耳区域内的神经末梢上的至少一个电极(11) ，该电极的柔性导线(12)从要从外部戴在耳朵上的外壳 (27)引出，在该外壳中至少设置治疗电流发生器的电子电路的向该电极输出治疗电流的部件(18)，并且治疗电流发生器(4)的电子 电路的至少一个形成治疗电流参数的部件(19)被设置在支撑体中， 并且经由电连接控制治疗电流发生器(4)的电子电路的位于要戴在 耳朵上的外壳(27)中的部件(18)，其中治疗电流参数例如是电 流-间断程序或治疗电流的频率、振幅和波形。
28. 根据权利要求24至26中任一项所述的设备，其特征在于， 设置至少一个针状电极(28)，该针状电极通过柔性导线(29)设置 在插入体(10)上并且与治疗电流发生器(4)连接，而且形成基电 极，通过该基电极连接经由要定位在神经末梢上的电极(11)引导的 治疗电流回路。
29. 根据权利要求27所述的设备，其特征在于，设置至少一个针 状电极(28)，该针状电极通过柔性导线(29)设置在要从外部戴在 耳朵上的外壳(27)中并且与治疗电流发生器(4)连接，而且形成 基电极，通过该基电极连接经由要定位在神经末梢上的电极(11)引 导的治疗电流回路。
30. 根椐权利要求24至29中任一项所迷的设备，其特征在于， 所述电连接通过柔性导线(9)形成。
31. 根据权利要求24至26中任一项或28所述的设备，其特征在 于，所述电连接无线地被实施为发射器-接收器线路(S， E)，并且 在插入体(10)中设置电池(26)用于向电子电路的位于插入体中的 部件(18)供电。
32. 根据权利要求27或29所述的设备，其特征在于，所述电连 接无线地被实施为发射器-接收器线路(S， E)，其中在要从外部戴 在耳朵上的外壳(27)中设置电池(26)用于向电子电路的位于要从 外部戴在耳朵上的外壳中的部件(18)供电。
33. —种用于调整心跳频率和/或血压的非正常值的方法，其特征 在于，利用连续电脉冲的组来刺激孤束核的位于耳朵区域内的末端， 这些连续电脉沖是用就脉沖组的起始时刻来说可调的治疗电流发生器 产生的，并且该刺激是以具有心跳周期的节拍来进行的，为此用设置在患者身体上的用于心肌动作电位的传感器形成心电图信号，该心电 图信号被馈送到触发器电路，该触发器电路响应心电图信号中预定值 的出现并触发设置在治疗电流发生器中的可调延时级，该延时级在各 自的设置的延迟时间结束之后启动一个脉冲组的输出，其中各个脉冲组的起始时刻通过调节延迟时间而相对于心电图的R锯齿脉冲在时 间上偏移地设置在心跳周期的心脏收缩区域内，并且在调整操作开始 时首先设置延迟时间的基础值，然后緩慢地改变该延迟时间緩慢以使 要调整的值趋近标准值。
34. 根据权利要求33所述的方法，其特征在于，在考虑通过刺激 而出现的待调整值的改变的情况下緩慢改变延迟时间。
35. 根据权利要求33或34所述的方法，其特征在于，延迟时间 的緩慢改变由自主工作的电子偏移级来进行。
36. 根据权利要求33至35中任一项所述的方法，其特征在于， 作为基础值，延迟时间被z没置在150ms和350ms之间。
37. 根据权利要求33至36中任一项所述的方法，其特征在于， 脉冲組由脉冲的序列组成，这些脉冲相对于基电极具有交替连续的不 同才及性，并且以70至110Hz的频率前后相继。
38. 根据权利要求37所述的方法，其特征在于，各个脉冲组分别 包含4至10个脉沖。
39. 根据权利要求37或38所述的方法，其特征在于，各个脉冲 具有在0.5ms和2ms之间的长度。
40. 根据权利要求33至39中任一项所述的方法，其特征在于， 所述刺激以分别持续15分至数小时的时间间隔的序列进行，这些时 间间隔以近似相同长度的间断而交替。
41. 根据权利要求40所述的方法，其特征在于，在进行刺激的各 个时间间隔的开始时的延迟时间的基础值与在前一个时间间隔结束时 所i殳置的延迟时间相匹配。
42. 根据权利要求33至41中任一项所述的方法，其特征在于， 所述刺激同时在两个耳朵区域内相互同步地经皮进行。
43. —种用于通过电脉冲进行功能性神经刺激的方法，其中该脉 沖通过电极馈送到神经，其特征在于，用治疗电流发生器所产生的电 脉冲在每个心跳周期的心脏收缩期间刺激孤束核的位于耳朵区域内的 末端，以及在每个心跳周期的心脏舒张期间刺激蓝斑核LC的位于耳 朵区域内的末端，其中为了将进行刺激的脉冲与心跳周期同步，用响 应心肌动作电位的传感器来形成心电图信号，该心电图信号被馈送到 触发器电路，该触发器电路响应心电图信号中预定值的出现并触发设 置在治疗电流发生器中的延时级，该延时级在延迟时间结束之后启动 在心脏收缩和在心脏舒张期间进行刺激的脉冲的输出。
44. 根据权利要求43所述的方法，其特征在于，对孤束核的刺激 在患者的一个耳朵处进行，对蓝斑核LC的刺激在该患者的另一个耳 朵处进行。
全文摘要
用于对通向脑干核的神经位于耳朵内的末梢进行单点刺激的设备。该设备(1)具有设置在患者颈部或上臂区域中的支撑体(2)，该支撑体具有该设备(1)的为了形成治疗电流而设置的电工作部件(4，7，13)的至少一部分，并且该支撑体还容纳馈电电池(3)，该馈电电池提供该设备(1)的工作能量的至少一部分。
文档编号A61H39/00GK101678206SQ200880018663
公开日2010年3月24日 申请日期2008年4月21日 优先权日2007年4月20日
发明者约瑟夫·康斯坦丁·塞勒斯 申请人:约瑟夫·康斯坦丁·塞勒斯