专利名称：神经刺激设备及方法
神经刺激设备及方法本发明涉及神经刺激设备，更具体的但是非排它地涉及通过肌肉运 动神经刺激肌肉以使肌肉刺激例如锻炼时获得的益处最大化的神经刺 激设备。个人通常对锻炼时从给定的运动量中获得最大益处感兴趣。目前，这可以利用肌肉电刺激(EMS)装置来促进，所述EMS装置使受控电 流穿过把向肌肉(例如腹部肌肉)的运动神经以使这些肌肉收缩。这种 方法具有通过最小的努力来调节靶向肌肉的效果，并且可在常规锻炼时 进行以4吏锻炼的益处最大化。尽管EMS装置帮助调节肌肉，但是它们不提供任何确保心血管锻 炼得到优化的方式。根据本发明，提供一种神经刺激设备，包括控制单元；第一电极；第二电极，所述第一和第二电极适合于在彼此之间施加电流； 第一传感器；和第二传感器，所述第一和第二传感器适合于检测彼此之间的电信号 差异。优选地，所述笫一和第二电极适合于对所述第一和第二电极附近的 使用者肌肉的运动神经提供电刺激。任选地，所述第一和第二电极提供 在使用者的腹部肌肉附近。或者，所述第一和第二电极提供在接近使用 者的任意运动神经例如外周运动神经的位置处。优选地，所述第一和第二传感器适合于监测使用者的心率。优选地，所述第二传感器由所述第一电极提供。优选地，第三传感器由所述第二电极提供。优选地，所述笫一传感器适合提供在一个比第二和第三传感器中的 每一个更靠近使用者心脏的位置处。更优选地，第一传感器适合固定至 使用者身体的胸部区域。任选地，所述固定可以通过条带提供，或者通 过固定贴片提供。典型地，所述第一传感器通过连接装置连接至所述控 制单元，该连接装置通常包括延伸在其间的连接导线。
作为选择，所述第一传感器由所述第二电极提供。优选地，第三电极提供在所述第一和第二电极之间。典型地，所述 第三电极适合于充当允许电流在所述第三电极和所述第一电极之间流 过并选择性地在所述第三电极和所述第二电极之间流动的公共节点。优选地，所述第一、第二和第三电极位于适合放在使用者身上特定 肌肉附近的带子上，使得每个电极与这些肌肉附近的皮肤区域连通，以 激活其运动神经。更优选地，所述带子适合放置在使用者腹部区域周围，使得每个电极与腹部肌肉附近的皮肤区域连通。优选地，所述控制单元适合选择性地在电极或每个电极之间施加电 流，以产生选定的神经刺激。优选地，所述控制单元适合交替运行刺激选定神经进而刺激选定肌 肉的刺激模式和监测使用者心脏的电活动的监测模式。更优选地，当运 行所述刺激模式时，所述监测模式失效。典型地，在所述刺激模式运行时，通过所述控制单元选择性发出的空白信号(blanking signal)来使 所述监测模式失效。优选地，至少一个电极适合用于监测模式，使得当所述单元处于监 测模式时，所述电极或每个电极可以与所述第一传感器协同使用，以监 测使用者心脏的电活动。优选地，所述控制单元适合基本防止所述刺激模式产生的电流进入 所述传感器或每个传感器。典型地，这通过给可能在体内产生漏电流或 损坏该控制单元元件的流入所述传感器或每个传感器的电流提供阻抗 来实现。优选地，所述阻抗通过在控制电路中提供的电阻或电容器来提 供。优选地，所述控制单元还适合基本防止所述传感器或每个传感器施 加的电流进入使用者身体。典型地，这通过在所述控制单元和每个传感 器之间为进入或离开所述控制器的电流流动提供阻抗来实现。优选地，所述控制单元包括适合提供模拟脉冲信号的处理器。更优 选地，所述控制单元还包括适合将所述控制器产生的模拟信号转换成数 字脉沖序列的转换器。优选地，所述控制单元还包括适合放大所述模拟脉冲序列的脉冲放 大器。
优选地，所述控制单元还包括适合选择性地将所述放大的模拟脉冲 序列导入所述电极或每个电极的电流导引网络。典型地，所述电流导引网络包括开关晶体管的H-电桥配置。优选地，所述控制单元还包括适合放大从所述传感器或每个传感器 获得的信号的差分放大器。优选地，所述控制单元还包括适合从所述放大的传感器信号得到作 为脉冲序列的使用者心率的带通滤波器。优选地，所述控制单元还包括适合过滤由所述传感器或每个传感器 检测到的电噪声的阈值检测器。优选地，所述阈值检测器根据给定采样 周期内检测到的平均信号幅度来自动调整阈值水平。优选地，所述设备还包括与所述控制单元连通的显示单元，该显示 单元能够将诸如心率、锻炼持续时间等相关数据显示给^f吏用者。任选地， 所述显示单元包括连接至所述控制单元的手持模块。作为选择，该显示 单元包括与所述控制单元连通的分立装置，例如腕表。优选地，所述设备还包括与所述控制单元连通的指令单元，所述指 令单元适合于允许使用者改变所述电极提供的刺激的强度、预定的锻炼 持续时间等。任选地，该指令单元包括连接至所述控制单元的手持模块。 作为选择，该指令单元包括与所述控制单元连通的分立装置，例如腕表。优选地，所述显示单元和指令单元被集成为单一模块。优选地，该控制单元还适合为使用者提供代表锻炼受益程度并取决 于锻炼期间努力水平的品质因子，其中所述控制单元还适合根据以下方 程计算所述品质因子QF = kj + k2(c x Ci)其中QF是品质因子，K是锻炼的心血管部分的权重和比例部分， T是达到或超过目标心率的锻炼时间，k2是锻炼的电刺激部份的权重和 比例因子，C是收缩次数，而Ci是收缩强度。根据本发明，还提供一种提供神经刺激和锻炼监测的方法，包括 在刺激模式下，通过电极对选定的使用者身体的选定运动神经施加 电流；在监测模式下，使用至少一个传感器监测使用者心脏的电活动，其 中在监测模式期间所述刺激模式失效。
典型地，监测使用者心脏的电活动步骤还包括检测心电图信号的步优选地，提供神经刺激和锻炼监测的方法还包括对选定肌肉的选定 运动神经在对应于心电图输出信号中的优化点的应用时间施加电流的 步骤。优选地，该应用时间从所述传感器或每个传感器上检测到心电图信号波(优选R波)时延迟。优选地，提供神经刺激和锻炼监测的方法还包括为使用者提供代表 锻炼受益程度并取决于锻炼期间努力水平的品质因子的步骤。优选地，该品质因子才艮据以下方程计算 QF = kj + k2(c x Ci)其中QF是品质因子，^是锻炼的心血管部分的权重和比例部分， T是达到或超过目标心率的锻炼时间，k2是锻炼的电刺激部份的权重和 比例因子，c是每分钟收缩次数(由使用者设定)，Ci是收缩强度(由使 用者设定)。典型地，所述品质因子在显示装置上显示给使用者。作为选择，该 品质因子通过音频装置转播给使用者。现在将参照附图仅通过实施例对本发明的实施方案进行说明，其中图l是锻炼期间使用者佩带的根据本发明的设备的示意图(为清楚 起见，部分被截去)；图2是示出图l设备的部件的示意方框图；图3是示出安装有附加保护电路的图l设备的部件的示意方框图； 图4是图l设备在使用前的详图。应该注意，为了清楚起见，以下说明将参考使用时从使用者的观点 出发的组件位置，也就是使用时描述为位于设备左手侧的部件是指提供 在使用者左手侧的部件，而描述为位于设备右手侧的部件是指提供在使 用者右手侧的部件。参照
图1和4，设备10包括腹带12，在腹带12的内圓周上安装有 左电极14、右电极16和中心电极18，使得电极14、 16和18与使用者 20的腹部相接触。遥感器24也通过合适的连接装置而提供在使用者的胸部，例如图4所示的可调节胸带26(用于男性使用者)或者未示出的 可重复使用的贴片(用于女性使用者)。所述遥感器24通过导线22连 接至腹带12上的基本单元28。基本单元28具有可以远离所述基本单元 并通过控制导线32连接的控制单元30。腹带12的形状为使用时(对男性和女性使用者)提供对使用者20 腹部周围的舒适配合，并可以由任意合适的材料制成，例如氯丁橡胶或 其它弹性材料。腹带12还提供有将基本单元28定位在腹带12上的对 接位置。左电极14和右电极16具有典型结构，并且各自位于沿腹带12的 位置处，该位置确保当腹带12被固定在使用者20的腹部周围时，电极 14和16将接触使用者左手侧和右手侧的胸腔和盆骨之间的皮肤区域。 电极14和16的正确位置很重要，因为腹部肌肉的运动神经限定在胸腔 和盆骨之间。中心电极18位于腹带12的中间，使得当腹带12被固定到腹部时， 电极18将接触肚脐处的皮肤。这允许对中央腹部肌肉进一步靶向刺激。 中心电极18在组成上与左右电极14和16类似，并提供在刺激左腹部 肌肉时来自左电极14的电流流过和在刺激右腹部肌肉时来自右电极16 的电流流过的公共节点。专业读者将会理解，下列描述中，肌肉实际上 通过刺激提供这些刺激的运动神经而被刺激。除了产生电流之外，电极14、 16和18中的选定电极还能够检测电 信号，后面将对此进行讨论。遥感器24包括能够检测由心跳产生的电信号的传感器，并且可以 和电极14、 16和18中用于该目的的至少一个电极协同4吏用。基本单元28包括容纳控制所述系统所需的电子元件的本体28A。参 照图2，所述电子元件包括微型控制器32、数模转换器34、脉冲放大器 36、电流导引网络38、差分放大器40、带通滤波器42和阈值检测器44。 所述元件间的相互作用将在下文描述。控制单元30具有控制按钮46,其允许使用者改变设备10所提供的 肌肉刺激的强度，并在操作模式等之间进行切换。显示屏幕48允许使 用者查看诸如强度、锻炼持续时间和品质因子(随后进行讨论)的信息。 夹扣50也提供在控制单元30的后部，以允许使用者根据需要将所述基 本单元夹到腹带12(或其它位置)上。这释放了使用者的双手以用于
行锻炼。使用时，设备10的腹带12固定至使用者的腹部，使得腹带上的电 极14、 16和18与前述位置处的皮肤接触。然后将遥感器24通过胸带 26 (对男性使用者)或贴片26(对女性使用者)固定至胸部。如果还没 有在适当的位置上，则随后将基本单元28和控制单元30固定到腹带12 上。 一旦开启，设备10就已经准备好可以使用了。当使用者开始锻炼时，他/她可以使用控制单元30来选择神经(进 而肌肉)刺激的水平。根据所选的肌肉刺激模式和水平，微型控制器32 通过数模转换器34初始化刺激信号。来自转换器34的信号的每个模拟 脉冲被脉沖放大器36放大，放大后的脉冲被输入电流导引网络38。电 流导引网络38可以典型地包括开关晶体管的H型电桥布置，例如用于 电机驱动器的H型电桥布置。根据使用者20所选择的模式/强度，电流 导引网络38将刺激脉沖导入电极14、 16和18中任意一个电极的源极 和所述电极中任意其它电极的汇点(sink)。剌激脉冲返回至该系统的 电源接地46。这提供电流可流过(经过使用者的腹部肌肉)的路径。应 该注意，尽管优选前述导引网络，但也可以使用替代配置，例如变压器 或继电器。当所述脉沖信号到达例如左电极14时，在电极14和18之间产生 电势。电流在电极14和18之间流动的唯一路径是经过使用者的腹部肌 肉，并且正是这种电流流动促使腹部肌肉收缩(电流流动时)和松弛(电 流不流动时)。收缩和松弛的循环通常可以根据需要而改变，并且通常 为约每分钟循环6次。当脉冲信号被发送至右电极16时，使用者腹部 肌肉右手侧的腹部肌肉出现类似的效果。这允许使用者的腹部肌肉在整个锻炼过程中得到刺激，而与所进行 的活动无关。当使用者20在锻炼时，他/她的心脏的活动将增加(相对于静止时 的心脏活动)，使用者希望能够对此进行监测。本发明的实施方案中， 这利用遥感器24和左腹部电极14的协同来实现。应该注意，当以这种 方式使用时，电极14可被视为传感器14，因为其被用于传感模式。类 似地，如果被用于传感模式，则右电极16和中心电极18也可以被视为 传感器。遥感器24的位置允许监测胸部区域的心脏活动。这种心脏活动的
测量信号通常被称为"心电图"(ECG)。
由于传感器24和电极14与源(心脏)的距离差相对大，导致传感 器24和电极14之间的电势差将相对高。
左电极14的位置允许监测腹部区域的心脏活动。与传感器24检测 的信号相比，电极14检测的信号将会相对微弱。电极14处的信号很弱， 原因是在使用者胸部产生信号的电偶极子位于胸部区域并且在下腹部 区域严重衰减。
遥感器24和电极14之间的电势差是代表心动周期的动态ECG信 号。所得到的ECG信号可与使用者20的心率直接相关，方法是将ECG 信号输入差分放大器40将信号放大，然后使放大的信号经过带通滤波 器42，所述滤波器将心率解析为脉冲序列。然后使所述信号经过阈值检 测器44，通过微型控制器32，其在显示器48上将心率显示给使用者。 在此，阈值检测器44优选为自动阈值水平检测器，其以与通常几秒钟 的采样周期内的平均信号振幅成比例的方式自动调整阈值水平。这允许 有用的信号被恢复，而不被锻炼过程中使用者20的运动所产生的电噪 声所淹没。
除了将左电极14与遥感器24协同使用之外，右电极16和中心电 极18也可以被用作参比电极以降低ECG测量中的干扰和不准确性。这用。应该注意，尽管以上是分别说明的，但是当肌肉刺激模式和心率模 式都被使用者20激活时，微型控制器32在提供肌肉刺激和监测心率之 间快速切换。这具有看似同时进行两项任务的效果。为此，微型控制器 32所监测的心率信号不应被肌肉刺激电极所产生的电干扰所影响，因为 在不进行肌肉刺激时只有监测心率是同步的。这使得使用者可以监测他们的心率，以保持在特定的锻炼范围之 内。这种锻炼范围可以在同样年龄和健康水平的人的理论最大心率的 60% ~ 70%的区间内。这允许使用者可以在心率低于最低的推荐阈值时 增加运动频率，而在心率高于最高的推荐阈值时降低运动频率。
尽管微型控制器32被编程为在不施加刺激脉沖时只监测心率，但 是刺激脉冲会试图背向差分放大器40经过遥感器24和任意一个失效的 电极。这将产生不希望的漏电流，并可能损伤放大器40的输入端，因此应该提供对这种损伤的保护。如图3所示，对上述损伤的保护通过在差分放大器40之前设置限 流电阻器Zl和Z2和跨接导引网络输出和信号接地的电阻器Z3来提供。 这些电阻可以和限压装置如稳压二极管协同使用以防止将过量电压施 加至放大器40的输入。电阻器Zl、 Z2和Z3的阻值选择涉及考虑下 面讨论的本系统的特殊性质。读者将会理解，腹带12上的电极所提供的刺激在使用者身体的表 面引起大的电干扰，并且为了保持准确性，这在心率检测中必须考虑。生物放大器(放大生物信号的放大器)通常在其输入端交流耦合， 因为它们必须抵制传感电极中出现的直流电势(称为"半电池电势") 分量。为了实现这个目的且不损害低频响应，通常使用电容大于lfiF的 高值电容器。这种解决方案带来的问题是与保护放大器40所需的高电 阻耦合的高值电容导致施加刺激脉冲后放大器恢复的长时间常数。这是 因为所述交流耦合电容器在刺激脉冲期间充电，而在放大器40能够继 续运行之前必须放电。因此，必须进行折衷，以提供合理的时间常数。 这通常在0.25秒至2秒之间某处区间内。把这些部件置于放大器40之 前的效果类似于在放大器40之前放置一阶高通滤波器。这导致在所检 测的ECG信号中丢失一些低频信息；但是，在本申请中，这是可以接 受的，因为ECG信号的保真度不是特别重要，并且此处主要感兴趣的 主要测量值是心率。心率信号将基本不受高通滤波器引起的ECG保真 度损失的影响。考虑到这些因素，使用如5MQ的放大器输入端电阻和 47nF的交流耦合电容器提供合适的时间限制。线48所代表的空白信号也可以被选择性施加给放大器40，以在刺 激脉冲期间将其关闭。类似的空白信号(未图示)可用于使阈值检测器 44失效。除了保护设备10的部件不受损坏外，确保使用者20免受过量和不 定的电脉沖也很重要。因此，安全标准规定只用于检测电信号(ECG 信号)的电极(例如传感器24)不得被允许传送刺激脉沖。这些非故意 的电流被称作辅助电流，并且其如果被允许，则可能对使用者造成危险， 因为传感器24接近使用者的心脏。各种开关如晶体管和继电器可以置于控制电路中，以既保护电路部 件又保护使用者20;但是，这些部件在极端条件下可能失效，因此有必
要确保进一步的保护以保证装置"故障安全"。防止辅助电流的泄漏要求放大器40的输入端电阻要高而且能够承 受高输入电压。放大器40将具有内部电阻；但是依考该内部电阻是不 够的，因为其可能被高压击穿。因此，最安全的是放置约100kQ的附 加高电阻电阻器，串联在将电极14、 16及传感器24连接至微型控制器 32的每根导线上。这些电阻器分别由图3中的Zl、 Z2和Z3表示。因此，所描述的本发明提供锻炼设备，其允许使用者主动监测他们 的心率和根据个人偏好进行肌肉刺激，而没有遭受不受控制的电脉冲的 风险。因此，本发明允许使用者在任意时刻同时执行两种不同形式的锻 炼；即肌肉电刺激和带有心率监测的心血管锻炼。肌肉电刺激本身不会 对心血管系统造成显著负荷，因此对心血管系统具有;f艮少或没有锻炼益 处。但是，其确实产生负荷，从而促进目标肌肉的性能改善。在心血管锻炼中，锻炼期的价值可以通过使用者达到目标心率或超 过目标心率时所花费的时间量来估计。另一方面，对于耐力锻炼，时间 不重要，相反，肌肉在负荷下重复收缩的次数才是重要的。本发明提供锻炼品质因子的计算和显示，所述锻炼品质因子基于使 用者在目标心率或超过目标心率时所花费的时间量和受刺激肌肉完成 的收缩次数。所计算出的品质因子显示给使用者(通过显示装置或音频装置)， 并随着使用者的锻炼而更新。所述品质因子根据以下方程计算QF = kj + k2(c x Ci)其中QF是品质因子，ki是锻炼的心血管部分的权重和比例部分， T是达到或超过目标心率的锻炼时间，k2是锻炼的电刺激部份的权重和 比例因子，c是每分钟收缩次数(由使用者设定)，Ci是收缩强度(由使 用者设定)。收缩强度通过改变电极之间的电流流动来改变，并且可以被使用者 改变至所需水平，或如下面的实施例中那样被^L置成1。ki的典型值将会是1^ = 1/15, k2的典型值将会是k2 = 1/180,尽管 显而易见也可以根据显示装置的精度和锻炼中每个分量的相对重要性 来选择其它值。使用上述值，目标心率下60分钟的行走或慢跑锻炼和 每分钟至多3次肌肉收缩将会得到根据下述方程的品质因子5: QF = 1/15 x 60 + 1/180 (3 x 60 x 1) = 5本发明中肌肉电剌激和心血管监测的结合也有允许向所需肌肉提 供的电刺激与心动周期内的限定点相吻合的优点。例如，刺激的传递可 定时在ECG的R波之前的预定时间出现。可以调整该时间延迟的程度 以提高辅助的静脉血回流的效率。可以对前述方案进行修改和改进，而不背离本发明的保护范围，例如微型控制器32可以编程为提供个性化的肌肉刺激序列，其可以保 存在微型控制器32的存储器中。这还可以根据检测的心率自动适应刺 激循环，也就是说，如果检测的心率高，则腹带12提供的刺激将自动 增加，以便增加总的锻炼强度，反之亦然。作为选择，微型控制器32 可以编程为随着心率升高而减少腹带12上的电极所提供的刺激强度， 以集中进行与腹部刺激相反的心血管锻炼，反之亦然。腹带12可以用其他刺激电极组如大腿或臀部电极取代或补充。控制单元30可以引入到使用无线通信将信息发送至基本单元28和 从其接收信息的腕表或其他分立的装置。上述优选的实施方案使用位置靠近使用者心脏的传感器24和与之 协同使用的位于腹部区域(例如由电极14所提供)的传感器14，以检 测其间的电势(进而检测使用者的心率)；但是，作为选择，检测两个 腹部传感器(例如由电极14和16提供)之间的电势，或者，最为又一 选择，两个传感器可提供在胸带26/贴片(未图示)上且提供两个独立 的腹部电极用于肌肉刺激。尽管主JHt对肌肉刺激进行描述，但是所述神经刺激设备可以选择性 地用于緩解疼痛或按摩的神经刺激。
权利要求
1. 一种神经刺激设备，包括 控制单元；第一电极；第二电极，所述第一和第二电极适合在彼此之间施加电流； 第一传感器；和第二传感器，所述第一和第二传感器适合检测彼此之间的电信号差异。
2. 根据权利要求l的神经刺激设备，其中所述第一和第二电极适合对 所述第一和第二电极附近的使用者的肌肉的运动神经提供电刺激。
3. 根据权利要求1和2的神经刺激设备，其中所述第一和第二电极提 供在使用者的腹部肌肉附近。
4. 根据权利要求1或2的神经刺激设备，其中所述第一和第二电极提 供在接近外周运动神经的位置处。
5. 根据前述任一项权利要求的神经刺激设备，其中所述第一和第二传 感器适合监测使用者的心率。
6. 根据前述任一项权利要求的神经刺激设备，其中所述第二传感器由 所述第一电极提供。
7. 根据前述任一项权利要求的神经刺激设备，其中第三传感器由所述 第二电极提供。
8. 根据权利要求7的神经刺激设备，其中所述第一传感器适合提供在 比第二和第三传感器或第二和第三传感器中的每一个都更接近使用者 的心脏的位置处。
9. 根据前述任一项权利要求的神经刺激设备，其中所述第一传感器适 合通过固定装置固定至使用者身体的胸部区域。
10. 根据权利要求9的神经刺激设备，其中所述固定装置包括条带或固 定贴片。
11. 根据前述任一项权利要求的神经刺激设备，其中所述第一传感器通 过连接装置连接至所述控制单元。
12. 根据前述任一项权利要求的神经刺激设备，其中所述第一传感器由 所述第二电极提供。
13. 根据前述任一项权利要求的神经刺激设备，其中第三电极提供在所 述第一和第二电极之间。
14. 根据权利要求13的神经刺激设备，其中所述第三电极适合充当允许 电流在所述第三电极和所述第 一 电极之间流过并选择性地在所述第三 电极和所述第二电极之间流动的公共节点。
15. 根据权利要求13和14的神经刺激设备，其中所述第一、第二和第 三电极位于适合置于使用者身上特定肌肉附近的带子上，使得每个电极 与这些肌肉附近的皮肤区域连通以激活其运动神经。
16. 根据权利要求15的神经刺激设备，其中所述带子适合放置在使用者 腹部区域周围，使得每个电极与腹部肌肉附近的皮肤区域连通。
17. 根据前述任一项权利要求的神经刺激设备，其中所述控制单元适合 选择性地在所述电极或每个电极之间施加电流以产生选定的神经刺激。
18. 根据权利要求17的神经刺激设备，其中所述控制单元适合交替进行 刺激选定神经进而刺激选定肌肉的刺激模式和监测使用者心脏的电活 动的监测模式，其中当运行所述刺激模式时，所述监测模式失效。
19. 根据权利要求18的神经刺激设备，其中当运行所述刺激模式时，所 述监测模式通过所述控制单元选择性发出的空白信号而失效。
20. 根据权利要求18和19中任一项权利要求的神经刺激设备，其中至 少一个电极适合用于监测模式，使得当所述控制单元处于监测模式时， 所述电极或每个电极可以与所述第一传感器组合使用，从而监测该使用 者心脏的电活动。
21. 根据权利要求18~20的神经刺激设备，其中所述控制单元提供有安 全装置，以基本防止所述剌激模式产生的电流进入所述传感器或每个传 感器。
22. 根据权利要求21的神经刺激设备，其中所述安全装置通过给可能在 体内产生漏电流和/或损伤所述控制单元部件的流入所述传感器或每个 传感器的电流提供阻抗来提供。
23. 根据权利要求21或22中任一项权利要求的神经刺激设备，其中所 述控制单元还提供有其它安全装置，以基本防止所述传感器或每个传感 器施加的电流进入使用者体内。
24. 根据权利要求23的神经刺激设备，其中所述其它安全装置通过在所 述控制单元和每个传感器之间对进入或离开所述控制单元的电流流动 提供阻抗来提供。
25. 根据前述任一项权利要求的神经刺激设备，其中所述控制单元包括 适合提供模拟脉冲信号的处理器和适合将所述控制单元产生的模拟信 号转换成数字脉冲序列的转换器。
26. 根据权利要求25的神经刺激设备，其中所述控制单元还包括适合放 大所述模拟脉冲序列的脉冲放大器。
27. 根据权利要求26的神经刺激设备，其中所述控制单元还包括开关晶 体管的H型电桥配置，以提供适合选择性地将所述放大的模拟脉沖序列 导入所述电极或每个电极的电流导引网络。
28. 根据权利要求27的神经刺激设备，其中所述控制单元还包括适合放 大从所述传感器或每个传感器获得的信号的差分放大器。
29. 根据权利要求28的神经刺激设备，其中所述控制单元还包括适合从 所述放大的传感器信号中导出作为脉沖序列的使用者心率的带通滤波 器。
30. 根据权利要求29的神经刺激设备，其中所述控制单元还包括适合过 滤所述传感器或每个传感器检测到的电噪声的阈值检测器。
31. 根据权利要求30的神经刺激设备，其中所述阈值检测器根据给定采 样周期内检测到的平均信号幅度来自动调整阈值水平。
32. 根据前述任一项权利要求的神经刺激设备，其中所述设备还包括与 所述控制单元连通的显示单元，所述显示单元能够将诸如心率、锻炼持 续时间的相关数据显示给使用者。
33. 根据前述任一项权利要求的神经刺激设备，其中所述设备还包括与 所述控制单元连通的指令单元，所述指令单元适合允许使用者改变诸如 由所述电极提供的刺激强度和预定的锻炼持续时间之类的变量。
34. 根据权利要求32和33中任一项权利要求的神经刺激设备，其中所 述显示单元和指令单元集成为与所述控制单元连通并适合手持或位于 腕表上的模块。
35. 根据前述任一项权利要求的神经刺激设备，其中所述控制单元还适 合为使用者提供代表锻炼受益水平并取决于锻炼期间努力程度的品质因子，其中所述控制单元还适合根据下列方程计算所述品质因子QF = kj + k2(c x q)其中QF是品质因子，！^是锻炼的心血管部分的权重和比例部分，T是 达到目标心率或超过目标心率时的锻炼时间，k2是锻炼的电刺激部份的 权重和比例因子，C是收缩次数，Ci是收缩强度。
36. —种提供神经刺激和锻炼监测的方法，包括 在刺激模式下，通过电极对选定的使用者身体的运动神经施加电流； 在监测模式下，使用至少一个传感器监测使用者心脏的电活动，其中所述监测模式期间，所述刺激模式失效。
37. 根据权利要求36的方法，其中监测使用者心脏的电活动步骤还包括 检测心电图信号的步骤。
38. 根据权利要求36和37中任一项权利要求的方法，其中在对应于心 电图输出信号中优化点的应用时间，对选定肌肉的选定运动神经施加电 流的步骤。
39. 根据权利要求38的方法，其中所述应用时间从在所述传感器或每个 传感器上检测到心电图信号波的时候延迟。
40. 根据权利要求39的方法，其中所述心电图信号波为R波。
41. 根据权利要求36~40中任一项权利要求的方法，还包括为使用者提 供代表锻炼受益水平并取决于锻炼期间努力水平的品质因子的步骤，其 中所述品质因子根据下列方程计算QF = kj + k2(c x Ci)其中QF是品质因子，！^是锻炼的心血管部分的权重和比例部分，T是达 到目标心率或超过目标心率时的锻炼时间，k2是锻炼的电刺激部份的权重 和比例因子，C是收缩次数，Ci是收缩强度。
42. 根据权利要求41的方法，其中所述品质因子通过显示装置或音频装 置显示给使用者。
全文摘要
本发明涉及神经刺激设备，其具有控制单元、对其间的使用者体表施加电流的第一和第二电极和适于检测其间所检测到的电信号差异的第一和第二传感器。这允许对使用者的肌肉提供电刺激，还允许同时通过该设备对使用者的心动周期进行监测。还提供一种提供神经刺激和锻炼监测的方法。
文档编号A61N1/36GK101146573SQ200680008994
公开日2008年3月19日 申请日期2006年3月23日 优先权日2005年3月23日
发明者米诺格·康纳尔 申请人:Bmr研究发展有限公司