用于外周神经刺激来治疗震颤的系统和方法与流程

本申请要求于2014年6月2日提交的美国临时申请号62/006,565、于2014年6月2日提交的美国临时申请号62/006,555、于2014年11月24日提交的美国临时申请号62/083,424和于2015年5月5日提交的美国临时申请号62/157,116的优先权，其每个通过引用整体并入本文。

通过引用并入

在本说明书中提及的所有出版物和专利申请通过引用并入本文，其程度如同每个单独的出版物或专利申请被具体地和单独地指示以通过引用并入。

技术领域

本发明的实施例一般涉及用于治疗震颤的系统、设备和方法，并且更具体地涉及用于通过刺激外周神经来治疗震颤的系统、设备和方法。

背景技术：

手部震颤是最常见的运动障碍之一，在美国影响估计1000万人，由于人口老龄化，数目正在增加。患病率随着年龄增加而增加，从65岁以上的人群的5％至10％增加到超过95岁以上的人群的20％以上。特发性震颤的特征在于振荡运动，例如，介于4Hz和12Hz之间，影响远端肢体，如手部。与休息时存在的帕金森病的震颤不同，特发性震颤影响姿势和动力学活动，从而意味着震颤通过分别抵抗重力或在有意运动期间保持肢体而被引发。对于患有其它疾病的患者，诸如直立性震颤、多发性硬化和帕金森病，震颤也是个显著问题。这些病症的治疗选项有限，具有不希望的副作用或相对于潜在益处具有高风险，因此需要备选治疗。诸如震颤之类的若干种病症可以通过某种形式的经皮外周神经刺激来治疗。

设计一种用于完成这种治疗的设备具有挑战性。对于患有震颤的患者设计产品的一个困难是创建一种对于其手部不稳定的个体易于定位和配置的设备。人们在手腕直径、神经位置、神经去极化特点和皮肤传导方面具有广泛变化，其导致在设计一种舒适、安全并且可靠靶向外周神经以在广大群体中刺激的设备中的挑战。比如，在靶向手腕处的正中神经、尺神经和挠神经的手腕佩戴设备中，成人群体的带周长可能必须在13.5cm至19.8cm之间变化以适应第5百分位女性至第95百分位男性。参见Henry Dreyfus Associates，“The Measure of Man and Woman”，Wiley，2001。除了大小差异之外，在神经的位置、深度和分支方面存在变化。因此，一种能够在宽范围的手腕大小内可靠刺激手腕中的一个或多个神经的系统和方法在治疗手部震颤中是可能有利的。

设计这种设备的第二个挑战是震颤在不同人之间变化。即使在相同的人中，震颤也可以在一天的不同时间发生，其取决于多种因素，包括但不限于患者的压力水平、疲劳和饮食。因此，当发生或可能发生震颤时能够治疗震颤的单独定制和响应治疗可以提供更有效但功率更高的设备。

技术实现要素：

本发明一般涉及用于治疗震颤的系统、设备和方法，更具体地涉及用于通过刺激外周神经来治疗震颤的系统、设备和方法。应当理解，结合一个实施例描述的一些特征可以与另一实施例组合。

在一些实施例中，提供了一种用于治疗患有震颤的患者的系统。该系统可以包括脉冲发生器；以及适于紧固到患者手臂或手腕上的周向带，该带支撑与脉冲发生器电连通的第一电极和第二电极，第一电极和第二电极在该带上间隔开，以便将电刺激从脉冲发生器递送给患者以优先激励选自患者的正中神经、桡神经或尺神经的第一神经，该第一电极和第二电极被布置并且被配置成使得在手臂或手腕的横截面平面中，在连接第一神经和第一电极的线与连接第一神经和第二电极的线之间具有90度至180度的角度。

在一些实施例中，该带支撑与脉冲发生器电连通的第三电极，第一电极和第三电极在该带上间隔开，以便将电刺激从脉冲发生器递送给患者以优先激励选自患者的正中神经、桡神经或尺神经的第二神经，第一电极和第三电极被布置并且被配置成使得在手臂或手腕的横截面平面中，在连接第二神经和第一电极的线和连接第二神经和第三电极的线之间存在90度至180度的角度，其中，第一神经和第二神经是不同的神经。

在一些实施例中，当周向带围绕患者的手臂或手腕紧固时，第一电极位于患者手臂或手腕的背侧上，第二电极位于患者手臂或者手腕的腹侧上，并且第三电极位于第一电极和第二电极之间的患者的手臂或手腕上。

在一些实施例中，电极各自具有中心，并且电极中心间隔开约5mm至四分之一的手腕或手臂的周长。

在一些实施例中，该带包括柔性电路，并且该带通过铆接连接器扣紧到外壳上，该铆接连接器还提供该带的柔性电路和脉冲发生器之间的电连通。

在一些实施例中，外壳具有被配置成朝向患者手部定向的远端、以及被配置成远离患者手部定向的近端，使得带、第一电极和第二电极比外壳的近端更靠近外壳的远端。

在一些实施例中，脉冲发生器是唯一的脉冲发生器，并且该系统还包括被配置成在至少一对电极之间切换脉冲发生器的开关矩阵。

在一些实施例中，开关矩阵包括单个高电压源和接地。

在一些实施例中，开关矩阵中的每个电极与其自身的一组保护电路相关联。

在一些实施例中，该系统还包括控制器，其被配置成将交替的刺激模式从脉冲发生器递送给电极。

在一些实施例中，刺激模式包括：将在第一脉冲串中递送的多个交替的电刺激突发施加到选自患者正中神经、桡神经或尺神经的第一神经，并且将在第二脉冲串中递送的多个交替的电刺激突发递送到选自患者正中神经、挠神经或尺神经的不同神经，其中，第一脉冲串和第二脉冲串偏移震颤周期的大约一半。

在一些实施例中，刺激模式包括：施加多个电刺激突发，使得每个突发包括介于约50Hz和2,000Hz之间的刺激频率、介于约50微秒和1毫秒之间的脉冲宽度、以及选自由单相矩形、双相不对称矩形或双相对称矩形组成的组中的脉冲形状。

在一些实施例中，刺激模式包括施加多个交替的电刺激突发，使得每个突发包括大约震颤周期的一半的持续时间。

在一些实施例中，该系统还包括被配置成测量患者的手臂或手腕的运动的运动传感器。

在一些实施例中，运动传感器包括3轴陀螺仪或加速度计。

在一些实施例中，该系统还包括与脉冲发生器和运动传感器通信的控制器，该控制器被编程成基于由运动传感器生成的信号来确定震颤的一个或多个特点。

在一些实施例中，震颤的一个或多个特点选自由震颤频率、震颤幅度和震颤相位组成的组。

在一些实施例中，控制器还被编程成基于所确定的震颤的特点来调整电刺激的一个或多个参数。

在一些实施例中，第一电极、第二电极和第三电极被制造在一次性的和可替换的柔性基板上，该柔性基板具有用于与脉冲发生器电通信的一个或多个电连接器。

在一些实施例中，每个电极还包括拉片，以帮助扣紧和移除。

在一些实施例中，外壳和/或带包括多个电按扣，用于可移除地接收第一电极、第二电极和第三电极。

在一些实施例中，第一电极、第二电极和第三电极设置在薄衬垫上，具有与外壳和/或带上的多个电按扣的位置相对应的间隔。

在一些实施例中，该系统还包括设置在电极周围的薄衬垫上的粘合剂。

在一些实施例中，该系统还包括支架，其牢固地支撑外壳和带，使得第一电极、第二电极和第三电极能够附接到外壳和/或带。

在一些实施例中，支架具有腔室，用于牢固地接收外壳使得外壳的底座被暴露。

在一些实施例中，第一电极、第二电极和第三电极凹入外壳或带中，使得电极从外壳或带延伸预先确定的距离。

在一些实施例中，第一电极和第二电极是一次性的和可替换的。

在一些实施例中，带包括可模制的凹陷，其被配置成环绕电极并且保护它们免于脱水。

在一些实施例中，第一电极和第二电极涂覆有导电水凝胶。

在一些实施例中，第一电极和第二电极与泡沫背衬层连接。

在一些实施例中，泡沫背衬层包括电极之间的蛇形部分。

在一些实施例中，外壳包括一个或多个可按下的用户输入按钮，每个按钮位于外壳的一侧上，并且宽联结表面位于与每个按钮相对的外壳的侧上。

在一些实施例中，外壳具有皮肤接触侧，其具有遵循患者手臂或手腕的曲率的弯曲表面。

在一些实施例中，该系统还包括可再充电电池和感应线圈，其被配置成从外部源接收功率以感应地对电池充电。可充电电池和感应线圈可以封装在外壳中。

在一些实施例中，电极的直径或宽度在约5mm与手臂或手腕的周长的四分之一之间。

在一些实施例中，该系统仅具有三个电极。在其它实施例中，该系统仅具有两个电极。

在一些实施例中，连接到刺激器的电极的极性是可切换的。

在一些实施例中，提供了一种治疗患有震颤的患者的方法。该方法可以包括：将包括第一电极和第二电极的带放置在患者的手臂或手腕周围，该第一电极和第二电极被配置成使得在手臂或手腕的横截面平面中，在在第一神经和第一电极之间延伸的线与在第一神经和第二电极之间延伸的线之间存在90度至180度的角度，第一神经选自患者正中神经、挠神经和尺神经，其中，第一电极和第二电极间隔开预先确定的距离；并且从电极递送第一电刺激以激励第一神经以减少患者的震颤。

在一些实施例中，该带包括第三电极，该第三电极与第一电极和第二电极间隔开预先确定距离，使得在在第二神经和第一电极之间延伸的线与在第二神经和第三电极之间延伸的线之间存在90度至180度的角度，第二神经选自患者正中神经、桡神经和尺神经。

在一些实施例中，该方法还包括：从第一电极和第三电极递送第二电刺激以激励第二神经。

在一些实施例中，第一神经是正中神经，并且第二神经是桡神经。

在一些实施例中，该带可操作地连接至包围运动传感器的外壳，并且该方法还包括：在患者执行震颤引发任务的同时，利用运动传感器来测量震颤的一个或多个特点。

在一些实施例中，震颤引发任务是所指令的任务或动力学活动。

在一些实施例中，所指令的任务是姿势保持，并且动力学活动是绘图或书写。

在一些实施例中，震颤引发任务是患者执行未指令作为正常日常活动的一部分的任务。

在一些实施例中，所测量的震颤的特点包括震颤的频谱。

在一些实施例中，该方法还包括：通过确定震颤的频谱中4Hz至12Hz范围内的中心频率峰值来确定震颤频率。

在一些实施例中，所测量的震颤的特点包括震颤的幅度。

在一些实施例中，该方法还包括：基于震颤的周期将第一电刺激与第二电刺激在时间上偏移一时间段。

在一些实施例中，该时间段是震颤的周期除以被刺激的神经的数目的函数。

在一些实施例中，被刺激的神经的数目是两个。

在一些实施例中，第一电极与刺激器的第一触点电连通，并且第二电极与刺激器的第二触点电连通，刺激器被配置成在第一电极和第二电极之间生成电脉冲，该电脉冲具有极性。

在一些实施例中，该方法还包括：切换刺激器的第一触点和第二触点，使得第一电极与第二触点电连通，第二电极与第一触点电连通，以便改变电脉冲的极性，以使第一电刺激是双相的。

在一些实施例中，该方法还包括：测量患者的运动；确定所测量的运动的能量、幅度、频率和模式；以及部分地基于所测量运动的所确定的能量、幅度、频率和模式将非震颤运动与震颤运动分离。

在一些实施例中，该方法还包括：确定刺激感觉阈值和肌肉收缩或不适阈值。

在一些实施例中，该方法还包括：将第一电刺激的幅度从刺激感觉阈值朝向肌肉收缩或不适阈值增加。

在一些实施例中，增加第一电刺激的幅度的步骤包括：线性地或指数地增加幅度。

在一些实施例中，增加第一电刺激的幅度的步骤包括：增加由幅度减少分开的一系列逐渐增大的峰值幅度中的幅度。

在一些实施例中，增加第一电刺激的幅度的步骤包括：将幅度增加到大于肌肉收缩或不适阈值的值，然后将幅度减少到肌肉收缩或不适阈值以下。

在一些实施例中，增加第一电刺激的幅度的步骤包括：以一系列阶梯式增量来增加幅度，其中，幅度的每个增量保持预先确定的持续时间。

在一些实施例中，幅度的每个阶梯式增量之后是幅度的减小为幅度小于每个阶梯式增量的增加。

在一些实施例中，第一电刺激和第二电刺激被异相地递送至震颤。

在一些实施例中，该方法还包括：通过分析来自由患者佩戴的运动传感器的信号来确定震颤频率和相位，该运动传感器选自由加速度计、陀螺仪、磁力计和弯曲传感器组成的组。

在一些实施例中，在震颤引发任务期间使用运动传感器来测量震颤的特点并且使用这些震颤特点来确定刺激波形的参数的步骤是实时进行的。

在一些实施例中，第一电刺激和/或第二电刺激具有随机谐振电刺激模式。

在一些实施例中，该方法还包括：确定电刺激水平，该电刺激水平高于感觉阈值并且低于肌肉收缩阈值和患者的疼痛容忍阈值。

在一些实施例中，通过患者手中的感觉异常来验证带的定位。

在一些实施例中，带的定位部分地基于外壳的形状与一个或多个解剖特征的比较。

在一些实施例中，第一电刺激具有的持续时间介于约20分钟和60分钟之间。

在一些实施例中，该方法还包括：在特定任务期间测量患者的手臂或手腕的运动；以及从所测量的运动来确定震颤的特点。

在一些实施例中，特定任务是姿势、动作或有意运动。

在一些实施例中，震颤的特点包括震颤频率；并且该方法还包括：基于颤动频率来交替第一电刺激的突发模式的定时。

在一些实施例中，提供了一种治疗患有震颤的患者的方法。该方法可以包括：确定患者手腕的周长；提供具有用于第一电极、第二电极和第三电极的预先确定的周向间隔的带和外壳，其中，预先确定的周向间隔基于所确定的患者手腕的周长，其中，外壳包围脉冲发生器，该脉冲发生器被配置成与第一电极、第二电极和第三电极电连通，其中，带和外壳被配置成定位在手腕上，使得第一电极大致沿着手臂或手腕的背侧的中线而定位，第二电极大致沿着手臂或手腕的腹侧的中线而定位，并且第三电极位于第一电极和第二电极之间，其中，第一电极和第二电极形成第一电极对，并且第一电极和第三电极形成第二电极对；通过在第一电极对之间递送第一电刺激来刺激第一神经；以及通过在第二电极对之间递送第二电刺激来刺激第二神经。

在一些实施例中，提供了一种治疗患有震颤的患者的方法。该方法可以包括：确定患者手腕的周长；为第一电极、第二电极和第三电极选择具有预先确定周向间隔的带和外壳，其中，预先确定的周向间隔基于所确定的患者手腕的周长，其中，外壳包围脉冲发生器，该脉冲发生器被配置成与第一电极、第二电极和第三电极电连通；将带和外壳定位在手腕上，使得第一电极大致沿着手臂或手腕的背侧的中线而定位，第二电极大致沿着手臂或手腕的腹侧的中线而定位，并且第三电极位于第一电极和第二电极之间，其中，第一电极和第二电极形成第一电极对，并且第一电极和第三电极形成第二电极对；通过在第一电极对之间递送第一电刺激来刺激第一神经；以及通过在第二电极对之间递送第二电刺激来刺激第二神经。

在一些实施例中，一个或多个电极可以同时连接至给定的刺激器引线。

在一些实施例中，提供了一种设备。该设备可以包括可调整的电极阵列，其被配置成可调整以靶向受试者的一个或多个神经；与可调整的电极阵列接触的皮肤界面；与可调整的电极阵列接触的可调整带；和与该带接触的电子器件盒。

在一些实施例中，电极是线性阵列。

在一些实施例中，电极绕过受试者的肢体。

在一些实施例中，肢体是手腕。

在一些实施例中，肢体的背侧上的电极是公共电极。

在一些实施例中，肢体的腹侧上的电极是信号电极。

在一些实施例中，神经是选自以下各项组成的组中的神经：尺神经、正中神经、桡神经、或其任何组合。

在一些实施例中，电子器件被配置成切换电极阵列中的电极之间的电流。

在一些实施例中，电极阵列中的至少两个电极的大小相同。

在一些实施例中，电极阵列中的至少两个电极的大小不同。

在一些实施例中，被配置成用于肢体的背侧的电极阵列的大小与被配置成用于肢体的腹侧的电极阵列不同。

在一些实施例中，电极阵列中的电极被配置成接受最大电流量。

在一些实施例中，电极阵列中的两个或更多个电极之间的阻抗值从20nF至120nF。

在一些实施例中，电极阵列中的两个或更多个电极之间的阻抗值从5nF至300nF。

在一些实施例中，电极阵列包括选自由Ag/AgCl、Ag、Au、不锈钢和导电橡胶组成的组中的材料。

在一些实施例中，皮肤界面包括选自由水凝胶、导电流体、导电凝胶、导电洗剂、织物或其任何组合组成的组中的材料。

在一些实施例中，皮肤界面包括水凝胶。

在一些实施例中，水凝胶具有阻止电极之间的电流泄漏的阻抗值。

在一些实施例中，两个或更多个电极的阻抗值取决于电极的间隔。

在一些实施例中，皮肤界面层的体积电阻率范围从1000ohm-cm以上至100kohm-cm

在一些实施例中，设备在电极阵列中的电极与皮肤界面之间具有一些电流泄漏。

在一些实施例中，泄漏电流小于50％。

在一些实施例中，泄漏电流小于30％。

在一些实施例中，泄漏电流小于10％。

在一些实施例中，提供了一种用神经调节设备使受试者适应震颤的方法。该方法可以包括：使受试者的肢体与包括可调整的电极阵列的设备接触，该可调整的电极阵列被配置成可调整到受试者的一个或多个神经；确定神经响应的位置；以及基于神经响应的位置使受试者适应设备。

在一些实施例中，神经响应是感觉异常。

在一些实施例中，确定神经响应的方法包括：刺激电极阵列中的电极。

在一些实施例中，神经响应的位置指示神经激活。

在一些实施例中，确定神经响应的方法包括：使肢体的不同部位与反馈设备接触。

在一些实施例中，肢体包括手腕，并且不同部位包括手指。

在一些实施例中，反馈设备包括测量电极。

在一些实施例中，电极的激活指示哪个神经被激励。

在一些实施例中，确定神经响应的方法包括识别肢体的位置移动。

在一些实施例中，该适应包括：将设备放置在肢体上以用该设备来激活肢体中的神经。

在一些实施例中，该适应包括：选择激活所需的用于激活的电极。在一些实施例中，该参数可以存储在存储器中并且在治疗期间由设备中的微控制器引用。

在一些实施例中，该激活包括外周神经刺激。

在一些实施例中，该激活会治疗受试者中的震颤。

尽管已经描述了具有两个或三个电极的许多实施例，但是应当理解，其它实施例可以具有附加的电极，特别地，如果附加的神经是靶。

附图说明

本发明的新颖特征在随后的权利要求中具体阐述。通过参照以下具体实施方式以及附图将获得对本发明的特征和优点的更好理解，该具体实施方式阐述了利用本发明的原理的说明性实施例，其中，

图1A至图1E图示了提供靶向单个神经的外周神经刺激以减少震颤的设备和系统的实施例的各种视图。图1E图示了包含各种部件的设备的外壳的示意图。

图2A图示了示出来自阵列概念的实施例的具有定制刺激的患者的震颤减少的曲线图。图2B演示了在刺激之前(左)和刺激之后(右)由患者绘制的螺旋的改进。

图3A至图3C图示了手腕上的电极的各种实施例，包括在手腕背部上的公共电极以减少刺激多个神经所需的电极的数目、以及位于手腕的圆周上的电极以选择性地刺激靶向用于激励的神经。

图4A和图4B图示了在一些实施例中，带宽度如何可以取决于电极如何布置而变化。图4A图示了在线放置中，增加了所需的腕带的大小。图4B图示了如果电极沿着具有公共电极的圆周设置，则带宽度减小。

图5A至图5C图示了能够成功地靶向具有不同解剖结构的患者中的预先确定的神经的电极垫之间的不同固定间隔的各种实施例。

图6图示了示出了在一些实施例中，如何能够计算电极的最大大小的图。

图7A和图7B图示了电极连接器可以如何移出带并且进入盒子以简化带。

图8A和图8B图示了电极沿着神经纵向放置的传统正中神经激励(图8B)与通过分布在手腕周向周围的电极阵列的激励(图8A)的实施例。

图9图示了柔性电路刺激阵列的实施例。基底是柔性的并且能够围绕手腕缠绕和贴合。

图10图示了与图9相比较，用较小的矩形垫子制造的但是具有相似的元件间间隔的柔性电路的实施例，以减少刺激的有效面积并且增加阵列靶向特定神经的灵敏度。

图11图示了用圆形电极阵列制造的柔性电路的实施例。

图12图示了允许单个刺激器单独寻址每个电极的开关电路的实施例。

图13图示了电绝缘载体中的导电元件的单向导电微阵列的实施例。

图14A至图14D图示了对于常规电极和阵列，当电极从皮肤剥离时，对电流密度的影响。

图15A至图15D图示了传统电极和阵列的电短路对电流密度的影响。

图16图示了电极阵列的可能构造的实施例。

图17图示了用于治疗原发性震颤的正中神经和桡神经之间的典型的模式化波形。

图18图示了具有N个不同神经的模式化波形。每个突发的持续时间等于震颤的周期除以N。每个神经由突发来激励并且整个模式在等于震颤周期的时间内重复。

图19图示了不同神经上的脉冲串的顺序被随机化的实施例。

图20图示了示出了暂停刺激的模式化波形。

图21图示了如何使用开关矩阵来产生双相波形。

图22图示了如何使用神经传导的测量值来自动确定哪些电极刺激靶神经。

图23A和图23B图示了改变电极选择或位置如何影响手腕中的电流场形状和密度。

图24A至图24F图示了震颤的各种特点如何可以用作反馈以适应递送给患者的刺激。另外，例如，基于从患者日历收集的信息的预测自适应可以用于触发刺激。

图25A至图25C图示了从大群体组合汇编的大数据如何可以改善疾病和震颤分类，其允许推荐治疗以及长期监测震颤。

图26图示了示出了如何可以使用震颤反馈、长期监视数据、外部数据和预测自适应来调整治疗的流程图。

图27A和图27B呈现了示出了患者感觉和刺激幅度之间的关系的两个受试者的结果。

图28A至图28D图示了各种斜坡类型。

图29A和图29B图示了增加刺激水平的一系列小斜坡，其中每个斜坡之间或者暂停或者水平减小很小。

图30是如何从3轴传感器计算震颤频率的流程图。

图31A和图31B图示了如何可以检测震颤频率中的假的或不准确的峰值。

图32图示了震颤频率如何在一天的过程中变化。

图33图示了其它身体活动如何被误认为震颤。

图34图示了震颤与非震颤活动的回归模型，作为如何标识从其计算震颤的中心频率的活动的示例。

图35图示了凹陷成压缩氯丁橡胶以在带和皮肤之间形成舒适密封的电极按扣的横截面图。

图36A至图36C图示了与按扣或按钮扣紧件组合的可调整的带扣的各种视图，其允许佩戴者在臂带被扣紧并且紧固到他们的手臂/手腕之后调整臂带的张力。

图37A和图37B图示了具有非粘性拉片的电极的实施例。

图38图示了在薄膜衬垫上适当地间隔开用于更容易地安装到设备中的电极。

图39A至图39C图示了由单个泡沫背衬连接的电极，包括用于蛇形连接的概念。

图40A和图40B图示了当安装和移除电极时，用于支撑设备的支架的实施例。

图41图示了可佩戴刺激器的实施例，其中，电极相对于电子器件外壳向远侧移位，以更容易地在手腕上远端地靶向神经。

图42A至图42D图示了将按钮定位在与支撑表面相对的外壳上的各种方式。

图43图示了具有圆形按扣的电极的一个实施例。

图44A至图44C图示了可以仅使用单手扣紧到用户的手腕或手臂的带的实施例。

图45A和图45B图示了带和其电子器件的实施例。

图46图示了充电块的实施例，其具有可以帮助将设备对准和插入到基站的键控形状。

图47A至图47C图示了带和感应充电器的另一实施例。

图48A至图48C图示了单指手套的实施例，其具有扣紧件和电极。

具体实施方式

本发明的一个方面是提供靶向各个神经(图A至图1E)的外周神经刺激的设备和系统。本发明的一个方面是允许定制和优化对个体的经皮电治疗的设备和系统10。特别地，所描述的设备10用于电刺激手腕中的正中神经、挠神经或尺神经用于治疗震颤。靶向那些特定神经并且利用适当定制的刺激会产生更有效的治疗(例如，震颤减少)。

图1A至图1E图示了提供靶向各个神经的外周神经刺激以减少震颤的设备和系统10的实施例。在一些实施例中，设备10被设计成佩戴在手腕或手臂上。在一些实施例中，位于类似手表的外壳12中的电子器件测量震颤并且还产生电刺激波形。带14和/或外壳12中的电触点将刺激波形传输到一次性电极16。带12中的触点的位置被布置成使得特定神经被靶向手腕，诸如正中神经和挠神经。电子器件外壳12还可以具有数字显示屏，以向设备的佩戴者提供关于刺激的反馈和所测量的震颤特点和历史。

在一些实施例中，治疗设备10是手腕佩戴的设备，其由以下各项组成：1)环绕手腕的电极阵列16；2)皮肤界面，以确保与人的良好电接触；3)电子器件盒或外壳12，包含刺激器或脉冲发生器18、传感器20和其它相关联的电子器件，诸如用于执行指令的控制器或处理器22、用于存储指令的存储器24、可以包括显示器和按钮的用户界面26、通信模块28、可以可再充电的电池30、以及可选地用于对电池30充电的感应线圈32等；以及4)带，用于将所有部件保持在一起并且将设备牢固地紧固在个人的手腕周围。

按照本文中所描述的实施例，已经示出了在向患者手腕中的神经提供电刺激之后，该系统的震颤显着减少。图2A是使用陀螺仪测量姿势保持期间的震颤能量的所检测到的震颤减少的示例。图2B是通过使患者画螺旋而检测到的震颤减少的示例。

周向间隔的电极

我们的设备的一个方面是仅使用三个电极来靶向两个神经(例如，正中神经和挠神经)，其中共享或公共电极300放置在手腕的背侧上(图3A)。在一些实施例中，公共电极300可以大致放置在手臂或手腕的背侧的纵向中线上。在一些实施例中，附加电极302可以大致放置在手臂或手腕的腹侧的纵向中线上，以靶向正中神经。在一些实施例中，又一电极304可以放置在公共电极300和腹侧放置的电极302之间，以靶向桡神经。在一些实施例中，可以放置又一电极以靶向尺神经。更一般地，组合电极子集会允许用少于N个电极来靶向N个神经。

图3B和图3C图示了在患者手腕或手臂的横截面平面中公共电极300、腹侧放置的电极302和挠电极304相对于正中神经306和挠神经308的位置。电极300，302，304被定位成使得在进入手臂或手腕的横截面平面的投影中，在连接正中神经306和公共电极300的中心的线与连接正中神经306和腹侧放置的电极302的中心的线之间存在90度至180度的角度α1，并且在连接挠神经308和公共电极300的线与连接挠神经308和挠电极304的线之间存在90度至180度的角度α2。角度α1和α2可以分别在逆时针方向(如图3B中所示的α1)或顺时针方向(如图3C中所示的α1)中的任一个上。更一般地，电极可以间隔开一预先确定的距离，使得当电极围绕患者手腕周向定位时，在每个电极对和其靶神经之间形成的角度之一在大约90度和180度之间。这种定向导致电极对的每个电极通常放置在靶神经的相对侧上。换句话说，靶神经大致位于电极对之间。

如图4A和图4B所示，围绕手腕周向放置的三个电极400，402，404允许：(1)与两个电极400'，402'沿着相同的神经纵向放置的典型布置相比，带宽度减少；以及(2)通过使电极对彼此交叉以靶向每个神经而更深地靶向组织。尽管已经参照用于刺激两个神经的三个电极描述了实施例，但是应当理解，备选实施例可以利用两个电极来刺激单个神经，其中，两个电极可以具有固定的间隔，以允许电极从神经的相对侧来刺激神经。类似地，其它实施例可以利用多于三个电极。例如，可以添加附加的电极以靶向尺神经。另外，电极的不同组合可以用于靶向来自正中神经、挠神经和尺神经的组的一个或多个神经。

通过选择性地刺激手腕上的周向位置并且验证用户感觉到感觉异常的位置以便标识正中神经、挠神经和尺神经，映射具有不同手腕大小的若干个个体的神经示出了神经位置相对于手腕大小的可变性、以及生理学中的高的个体变量。如下文所讨论的，可以用位于正确位置的电极来靶向个体神经，诸如图3A所示的位置或允许选择那些个体神经的阵列。

表1代表了示出个体的手腕大小和激励桡神经、正中神经和尺神经所需的刺激位置的数据。注意，多个位置有时可以靶向相同的神经，并且相同手腕周长和宽度的个体通常可以具有非常不同的响应。零是每个个体的手腕的中心线，并且数字是指当看着手掌朝上的手腕时，中心元件(0)的左侧(负)和右侧(正)的元件。这个表中的所有受试者均是右手性的。U＝尺神经，M＝正中神经，R＝挠神经。

表1

该设备的一些实施例在适当大小的电极之间具有不同的固定间距，以基于手腕周长靶向生理学改变的患者中的神经。第5百分位女性至第95百分位男性的手腕周长为13.5cm至19.5cm。尺寸设置图在图5A至图5C中示出，其图示了使用22mm正方形电极的三带配置。图5A图示了带500的实施例，该带500具有间隔约13mm的三个电极502，其可以用于周长约为13.5cm至15.5cm之间的手腕。由于使用22mm电极，所以电极的中心之间的间隔为35mm。下文进一步描述用于确定间隔的过程。图5B图示了带500'的实施例，该带500'具有间隔约为18mm的三个电极502'，其可以用于周长约为15.5cm和17.5cm之间的手腕。图5C图示了带500”的实施例，该带500”具有间隔约为23mm的三个电极502”，其可以用于周长约为17.5cm和19.5cm之间的手腕。

电极结构的尺寸可以基于患者舒适度、设备功率消耗和靶向神经的能力的平衡。因为需要更低的电流和功率来刺激神经，所以小电极是有利的。然而，较小的电极可能具有几个缺点，包括：(1)增加了神经靶向的难度，因为电极必须精确地放置在右解剖位置；(2)电极之间产生的电场的增强的边缘效应，其减少了患者的舒适度；和(3)减少与皮肤接触的电极的表面积，其可能导致电极完整性和皮肤粘附的小偏差，从而减少患者的舒适度。相反，较大的电极是有利的，因为由于电场边缘效应减少、对电极中的小偏差的灵敏度减少、以及对刺激器设备上的电流幅度步长的灵敏度减少，所以它们对于患者趋向于更舒适。另外，较大电极需要较不精确的放置。然而，较大电极的缺点是需要更多的电流和功率来实现指定的电流密度。

在一些实施例中，手腕周长和神经位置是驱动电极大小选择的主要解剖学因素。正中神经通常位于手腕腹侧的中心线上。因此，如图3所示，例如，电极302、中间电极可以放置在手腕腹侧的中心线上。为了靶向更深的结构并且使设备的宽度最小化，另一电极300、返回电极或公共电极可以放置在手腕的相对侧或背侧的中心线上。在一些实施例中，中间电极可以偏离中心线以偏向拇指，而返回电极保持放置在手腕的背侧的中心线上。在一些实施例中，中间电极的偏移可以是预先确定的距离，其最大约为手腕的周长的四分之一。第三电极(即，挠电极)可以放置在第一电极和第二电极之间，以靶向桡神经。一些实施例可以利用多于三个电极。比如，可以添加附加的电极以靶向尺神经。另外，电极的不同组合可以用于靶向来自正中神经、挠神经和尺神经的组中的一个或多个神经。在一些实施例中，由于以下两个原因，所有电极可以具有相同的大小(即，面积)：(1)容易在大体积下制造；以及(2)通过在任何电极对处保持相同的电流密度来改善舒适性。如图6所示，这些注意事项可以设置电极600的大小的上限，以将正中神经602和挠神经604刺激为最小的人(第五百分位女性)的手腕的周长的四分之一或约3.5cm。

在一些实施例中，基于在电极阵列的文献中发现的最小大小，电极大小的下限可以为5mm。在这些限制内，选择22mm×22mm的大小，因为它允许刺激器功率和神经靶向之间的良好平衡。22mm大小允许可合理量的未对准(经验性地周向测量的约为1cm)用于靶向神经，而不消耗对于可穿戴设备形状因素的不合理的功率量。22mm大小也是用于电极制造的标准大小，因为其在商业上用于ECG设备中。在一些实施例中，电极大小可以在10mm与30mm之间、或15mm与25mm之间、或20mm与25mm之间。

基于电极大小并且为了适应手腕大小的变化，在一些实施例中，电极间隔可以分为三个大小，其中，每个大小跨越2cm的手腕周长范围。在每个范围中，选择在2cm范围内的中间手腕周长，并且基于手腕周长来计算电极的间隔。例如，在最小大小的带中，对于13.5cm至15.5cm的手腕大小，计算是基于14.5cm的手腕周长。手腕背部上的中间电极和返回电极的中心到中心间隔应当大约为手腕周长的一半。减去电极的大小(22mm)会确定电极间间隔应该在13mm左右。

尺寸计算也被轻微偏置，使得中间电极的放置向拇指移动，因为这在刺激正中神经时更有效，并且在电极被不精确地移位或放置的情况下可能避免刺激尺神经。在一些实施例中，因为发现在早期测试中引起不愉快的感觉，所以尺神经刺激可能不如挠神经刺激更好。

通过将水凝胶电极以期望的距离附接到衬垫来制造测试阵列。公共电极对准手腕背部的中心，并且将水凝胶连接到刺激器设备。如表2所示，所有受试者均能够使用适当选择的带来靶向挠神经和正中神经。在朝向拇指移位1cm时，大多数个体经历减小的正中神经激励，其可以用更大的刺激幅度来适应。在朝向小指移位1cm时，许多个体获得尺感觉。在大约移位了一半的电极垫尺寸之后，大多数受试者仍然能够感觉到正确神经的刺激，但是偶尔需要更大的刺激幅度。这些初步结果表明电极间隔和大小是足够的。

表2：证实电极间隔成功地靶向若干个个体的正中神经和桡神经的数据

在设备的一个实施例中，电极连接可以位于电子器件盒的下面，其中，一种类型的电极连接可以是按扣。在图7A和图7B中，所有三个电极连接器700位于电子器件盒702的下面。电子器件盒702上的连接器700可以与可以具有互补连接器706的柔性电极系统704进行接口。柔性电极系统704还可以具有三个电极708，该三个电极708使用电迹线710电连接到互补连接器706。柔性电极系统704的部件可以集成到柔性衬垫712上。其中电极连接在电子器件盒上的这种构造的优点是在该带中不需要电子器件。这种构造的缺点是柔性迹线710可能需要定制制造和相称的增加的成本。附加地，如果被构造为双层柔性件，则柔性迹线710可以加宽该带或者有助于附加的复杂性和成本。

其它电极阵列配置

可以使用各种类型的电极阵列。在如上文所描述的一些实施例中，可以使用围绕患者的手腕或手臂周向定位的两个或更多个电极(诸如三个电极)的周向阵列。还可以使用其它电极阵列构造，包括二维阵列。在这些电极阵列中形成的电极对可以被设计成使得每个元件是可单独寻址的并且具有有限的电流密度。该阵列配置是对常规双元件阵列的改进。首先，它限制了可能导致不适并且可能增加较大元件灼伤的风险的电流密度尖峰。当例如水凝胶剥离或干布电极与皮肤接触不良时，可能发生不适和灼伤。第二，其使得能够为每个患者的特定几何形状或神经生理学选择最佳刺激位置。可以通过激励单组电极或通过使用多个电极的同时激励来掌控电流而靶向刺激位置。第三，其允许随时间而移位刺激位置以减少施加到某一皮肤贴片的总电流密度，其可以减少由于刺激导致的皮肤刺激。

在一些实施例中，电极阵列可以具有布置在围绕手腕的环中的电触点的定义模式。为了电性地刺激，可以通过人体皮肤在两组触点之间施加电流。在该阵列中，任何数目个电极可以连接到任一组触点，从而使其非常可配置。在大多数情况下，皮肤界面将需要放置在电极触点和人之间。在许多情况下，这种皮肤界面的机械和电性能与阵列的机械性能相结合将影响设备的性能和复杂性。

通常对于手腕中的神经激励，如图8B所示，两个电极800'沿着神经而纵向放置，具有至少1cm的合理间隔。这种定位的目的是使电场802'穿透到组织中以使下面神经804去极化。对于两个相邻的电极800'，刺激电流只有浅的穿透。相比之下，如图8A所示，在手腕的相对侧上激励电极800的情况下，电场802延伸穿过手腕，并且这使得能够在组织中更深地激励神经804。如图4A和图4B所示，为了使用纵向放置的电极来实现相同水平的刺激，可能需要较大的袖带。因此，周向阵列是紧凑的，并且因此对于可穿戴设备是有利的。具有阵列的可配置性的优点是可以达到相同的神经，但是比常规正中神经激励更紧凑的形状因数。

周向阵列结构解决尺寸确定的问题。在一些实施例中，如图9所示，电极902的柔性阵列900可以以一种尺寸适合所有的方式来制成并且围绕任何个体手腕而放置。然而，未使用的电极902简单地不被刺激器寻址。这允许一个尺寸可以被定制给大群体。

阵列设计由以下各项定义：1)中心到中心间隔；2)元件间间隔；和3)电极的形状；以及4)皮肤界面(通常为水凝胶)的电性和机械特性。在一些实施例中，对于震颤的手腕穿戴治疗，阵列900具有约为1cm的中心到中心间隔、约为2mm的元件间间隔、以及诸如2mm内圆角的圆角矩形元件。由于阵列900可以符合身体，触点可以被制造为柔性聚酯基板906上的导电Ag或Ag/AgCl迹线904，但是可以使用其它迹线和基板材料，诸如聚酰亚胺上的镀金的铜。具有合理地高的体积电阻率(～2500ohm-cm)的单个水凝胶条可以施加在阵列上并且用于接触皮肤。这些参数的选择由期望的解剖大小范围、皮肤界面的电特点、刺激感觉、刺激持续时间、以及电子器件的可允许的复杂性来确定。

在一些实施例中，该设备被设计成使元件/电极之间的串扰最小化。串扰使相邻区域受到刺激，并且可以导致消耗功率或增加刺激的脱靶副作用。通过选择具有高体积电阻率的水凝胶以抑制横向方向上的电流扩散并且限制刺激的有效面积，可以使串扰最小化。使用较低的体积电阻率，电流扩散可能阻止特异性靶向个体神经的能力。另外，较大电阻率的水凝胶倾向于减小边缘效应并且增加刺激的舒适性。然而，太大的体积电阻率将消耗更多的功率，其增加了对电子器件的需求和电池大小。在一些实施例中，可以选择中间电阻率以平衡这些竞争的需求。附加地，因为电流密度将逐渐减小，所以少量的电流扩散还可能有益于患者的舒适性。

串扰还可以通过修改形状和元件间隔来调节。比如，与图9相比较，减小阵列1000中的电极1002(图10)的面积可以有助于限制所激励的区域。修改中心到中心间隔还可以限制相邻元件/电极的重叠区域。

改变电极形状还可以控制区域中的激励并且使刺激更舒适。在矩形元件的情况下，通常角落示出了电流密度的增加，其可能导致不适。在一些实施例中，可以选择圆形元件/电极1102(图11)以增加舒适度。

减少串扰的另一种途径是分离水凝胶块并且消除从焊盘到焊盘的电流流动。然而，这增加了制造过程的复杂性。

在一些实施例中，如图12所示，用于驱动阵列的电子器件和电路1200包括自适应开关，其允许每个单独的电极1202在给定时间通过打开或关闭每个通道中的开关1210而连接到刺激器1208的两个触点1204，1206中的任一个触点。每个通道可以包括DC阻断电路1212，因为电荷平衡对于防止皮肤刺激和灼伤是重要的，并且还由电流限制器1214单独地限流，以便防止可能导致损伤或不适的电流浪涌。该电流限制可以设置为特定患者或患者组的预先确定的容限阈值。存在许多晶体管电路或部件(如本领域已知的多晶硅熔丝)，以限制或关闭到特定节点的电流。这些电路及其部件(诸如刺激器、开关和电流限制器)可以由微处理器1216实时控制和/或可编程。开关矩阵允许多个电极在给定时间连接到相同的刺激器触点，以获得最大的灵活性。另外，如下文所描述的，电极可以在刺激器的正触点和负触点之间切换以产生双极脉冲。

阵列几何结构的另一益处是要映射下面的神经生理学的物理布局。这可以用于对每个受试者适当地调节刺激。例如，阵列元件可以用于映射下面的肌肉发射(肌电描记术)或下面的神经活动(电磁照相术)。该信息可以用在闭环系统中以监测震颤或随时间来优化刺激。

将所描述的周向阵列的基本概念扩展到更精细的微阵列为刺激提供了显着的优点。作为具有微型、电流限制的阵列元件的材料的结构可能解决电流尖峰或电极剥离的问题。设计微阵列是对用于防止串扰的高横向阻抗和用于从刺激器的有效功率传递的低阻抗的需要的平衡。如图13所示，这种微阵列1300可以是绝缘聚合物中的织造织物或一系列导电元件1302，以产生单轴导电几何形状。

使用微阵列代替常规电极系统是有利的，以便在当粘附到皮肤上被折中时的情形下维持舒适和安全的刺激。两种情形通常导致对患者的疼痛和灼伤，电极剥离和电极材料的损坏；两者均与电流密度的增加相关联。在常规电极系统中，如图14A所示，电流I 1400施加到附接到皮肤1404的区域A的单个电极1402。然后，电流密度为J＝I/A。当电极1406剥离时，如图14B所示，区域A减小，其增加了电流密度J。电流密度可以增加到患者变得不舒适或者对皮肤产生副作用的程度。

然而，在具有调节的电流密度的矩阵阵列中，可以调节电流密度以防止不适。在图14C中，大电极区域被分成具有较小元件1408的电极阵列。每个元件具有相关联的限流电路1410，该限流电路1410将电流限制为舒适的值1412。在图14D中，因为存在这些电流限制器，即使当一些阵列元件1414剥离并且零电流流过那些元件1416时，通过所有其余元件1412的电流仍然被限制到舒适的水平。

其中微阵列相对于常规电极系统提供优点的第二常见情形是当电极的一个区域由于材料的损坏或材料的机械性质而短路时。在如图15A所示的常规电极系统中，电流I 1500流过皮肤1504上的电极1502。在图15B中，如果例如由于缺陷或另一原因而在电极中发生短路1506，则整个电流I 1500流过该单个点，其可能引起不适。在15C中，多元件阵列具有连接到每个阵列元件1508的电流限制器1510。这样的电流限制器的示例是非常大的电阻器R，其比电极1508本身的电阻r大得多(即，R>>r)。在这种情况下，通过每个元件的电流大致是总电流除以元件数目。在一个元件中出现短路1506的情况下，因为R>>r，通过每个元件1514的电流仍然大致等于总电流除以元件数目。

所描述的两种情形对于非粘性电极配置可能特别有问题的。例如，导电织物可以间歇地仅接触皮肤的一个小区域，并且使得所有的电流在高电流密度下流过小区域。这个问题的一个解决方案是图16所描绘的非粘性阵列的实施例。该实施例使用连接到柔性基板1606(如布)的一系列细销或球1600，以形成电极的微阵列。可以在球和皮肤之间添加另一种材料(如导电泡沫或舒适层1602)，以解决任何不适，前提是横向电阻率与贯穿电阻率相比较相对较高。该解决方案使触点之间的串扰最小化。元件/电极的这种微阵列可以被构造为机械连接的多个电极的矩阵，并且每个电极具有它们自己的限流电路1604。矩阵中的电极可以被分组成被单独控制的更大的元件子组1608和1610。另一选项是要使用机织织物，其中，每条线的电阻会限制电流。

神经之间交替的模式化刺激

该设备的一个方面是用于刺激多个神经的模式化波形。该波形使用映射到大脑中相邻位置的外周神经上的较高频率刺激(通常为50Hz至2kHz)和50μS至1mS脉冲宽度的交替突发。这种类型的刺激可以使神经元群体失去同步并且恢复正常功能。这些突发模式匹配患者的某些震颤特点，包括震颤的相位、频率和幅度。在一个实现方式中，其中，正中神经和挠神经用于治疗震颤，150Hz频率和300μS脉冲宽度的脉冲串是刚好在震颤周期的一半以下并且在两个神经之间交替的长度。图17图示了用于治疗震颤的典型模式化波形刺激正中神经和桡神经。每个突发由用于靶向正确类型的神经的较高频率和适当的脉冲宽度的脉冲来形成。突发与关于患者的震颤频率的定时交替。每个突发高达震颤周期的一半，使得突发不重叠，并且突发被时移一半的震颤周期，使得交替周期用每个震颤周期来重复。

该刺激存在若干变化，包括如图18所示的刺激多于两个神经、以及如图19所示的改变脉冲串的排序。如果被刺激的神经的数目增加到N，则每个脉冲串的最大突发长度将是震颤周期的1/N倍，使得突发是不重叠的。第二神经上的突发将移位1/N倍，第三神经上的突发将被移位2/N倍，直到被移位(N-1)/N倍的震颤周期的最后的神经N。

如图19所示，不同神经上的脉冲串的顺序可以被随机化,。突发的长度的上限是震颤周期的1/N倍，并且三个神经上的突发的顺序被随机化。然而，如每个白色或灰色段所图示的，所有三个神经仍然在等于震颤周期的时间长度内经历单个刺激突发。在等于震颤周期的随后的时间间隔中，神经上的突发模式的顺序被再次随机化。

在序列中的不同时间可以存在暂停。这些暂停可以是规则的或在随机时间发生。该暂停可以有助于去同步化，并且因为通常向手部传送较少的功率，所以还具有增加刺激的耐受性的副作用。较少的功率传输还减少了来自电池的功率消耗，并且可以帮助减少可穿戴设备的整体大小。图20图示了示出了刺激中的暂停的波形模式。每组刺激突发以等于震颤周期的时间间隔来分组。在常规时间，可以停止或暂停在长度上等于震颤的周期的一段或多段的刺激。

尽管上文所描述的实施例已经使用恒定150Hz刺激作为示例，但是每个突发内的波形可以在幅度、定时或形状上变化。比如，在一些情况下，因为一个神经可能比另一个更容易被激励，所以需要基于生理学或手部位置改变挠神经和正中神经幅度。突发期间的幅度还可以变化，例如，正弦地变化。特定突发模式内的脉冲宽度和频率也可以变化，例如，可以使用随机谐振电刺激模式来选择某个方波脉冲的脉冲宽度和频率的随机分布。已经示出随机共振以增强感觉知觉并且反馈到中枢神经系统中。

因为由于在任何给定时间只刺激一个神经而仅需要一个刺激器，所以这种交替波形的电子器件实现方式是有利的。这通过上文所描述的并且在图12中图示的开关矩阵设计来实现。开关矩阵设计的优点是其有助于实现安全设计，其减少了设备的大小和成本，对于可穿戴设备而言是必需的特点。具体优点包括：

因为一次只激励一个神经，所以仅利用一个刺激器。与需要多通道激励器的其它技术相比较，这通过减少所需的电子器件部件的数目来减少设备的大小和成本。

开关矩阵允许电极对中的每个电极与其自身的保护电路相关联。这可以防止矩阵中的任何单点故障。例如，如图12所示，如果DC阻断电容器与每个电极相关联，则即使电容器中的一个失效，患者仍然可以免受来自第二电容器的DC电流的影响。

附加地，开关矩阵使双相刺激所需的高压轨道的数目最小化或减少，其减少了设备中的部件的数目。代替产生负轨道和正轨道，产生单个电压轨道和接地轨道。通过将交替电极连接到接地轨道或高压轨道，可以产生如图21所示的双相波形。如图21所示，产生两个电压线(高电压线2100和接地线2102)，并且电极2104交替地连接到每个电压线以产生双相波形2106。减少部件的数目转化为对于可穿戴设备而言是关键的空间和成本节省。

用于电极阵列的设备配合

在一些实施例中，可以使用手动配合过程。在手动配合过程中，设备可以放置在患者的手臂上。每个单独的电极可以被接通并且施加刺激。对于每个电极位置，可以记录感觉异常的位置，并且通过使用文献中发现的信息与特定神经相关。例如，如果特定的阵列元素在拇指、食指和第三指中引起感觉异常，则该电极刺激正中神经。尺神经和挠神经可以以类似的方式找到。操作者然后可以将那些神经位置和对应的相关联的电极编程到患者的设备中。该设备可以重新调用这些位置以向特定个体提供一致的治疗，条件是带和电极在相同的位置和定向上一致地放置在患者的手腕上。为了辅助在手腕上的可重复放置，可以采用与解剖特征对齐的视觉或机械标记。一个示例是要弯曲盒以适配手腕的曲线。第二个示例是要使设备像手表，具有直观的优选定向。最后的示例是要提供可见的指示器，如可以与对应的解剖结构对齐的标记或线，如手腕的腱或手部和手腕上的骨骼，诸如尺骨茎突。

在一些实施例中，可以使用来自机载传感器的反馈来自动化该配合过程。比如，可以在手指上使用类似于在腕管神经传导研究中使用的环接收电极2200。如图22所示，这些接收电极2200可以用于测量周向放置在手腕或手臂上的特定电极2202的刺激是否在靶神经2206(诸如正中神经、桡神经或尺神经)中引起可测量的响应2204。这也可以在一些实施例中用于确认特定神经(诸如尺神经)例如不被刺激，其可以通过将电极放置在由该神经支配的手指或其它位置处来实现。当(多个)正确的电极被刺激时，可以通过手指上的环形电极或放置在靶神经支配的已知位置处的另一电极来测量响应。

在一些实施例中，可以通过测量对刺激的响应来确定配合。比如，如果特定位置处的刺激导致比另一位置处的刺激更大的震颤减少，则该设备将被指引以刺激更有效的位置。

在一些实施例中，在配合过程期间，搜索正确的电极组不必以线性方式进行。取决于人的手腕和宽度大小，可以对某些神经的大致位置具有先验知识。比如，正中神经通常位于靠近手腕腹侧的中心线，因此可以优先测试该位置处的电极。

尽管选择单独的元件是选择单个神经的最直接的方式，但是更复杂的电流模式可以用于成形通过肢体的电流密度。待用于激励特定神经的哪些电极的组合可以是直接的或更复杂的，以便为了改善舒适度而导引电流。例如，在图23A中，通过将位于手腕的相对侧上的电极2302和2304连接到刺激器2300来实现简单的配置。场线2306激励神经2308。激励神经2308的另一方式可以在图23中看到。电极2310、2312和2314被选择并且连接到刺激器。通过每个电极的电流的量可以不同，以便导引场线2316。在其它配置中，可以减少电流密度，以便使刺激更舒适。

因为可以动态地选择阵列元件以根据需要改变刺激，所以周向阵列是有利的。比如，在一些情况下，在人的肢体的位置四处移动时，神经的位置可以改变。在这种情形下，与原始对不同的一组电极可以更精确或有效地靶向神经，并且有利的是应用算法以改变用于刺激的电极组。

动态刺激算法

除了将电极有效地定位在患者的手臂或手腕周围之外，在一些实施例中，如24A至图24F所示并且如下文更详细地描述的，可以以各种方式改进通过电极递送到神经的电刺激，包括例如确定震颤的各种特点，以及使用该数据作为反馈以修改、调整和设置各种刺激参数。

动态算法还可以帮助刺激舒适并且减少发红或皮疹。如果多个元件靶向感兴趣的特定神经或神经，则可以实时地在这些不同元件之间切换信号。这可以通过减少特定位置处的刺激的时间来减轻皮肤的特定位置处的刺激。然而，治疗的总净效果将是相同的。

震颤相位反馈：

如图24A所示，在一些实施例中，由加速度计、陀螺仪或诸如EMG之类的其它装置测量的震颤信号可以用于直接反馈。例如，使用陀螺仪信号允许测量手部的角速度，因此可以计算手部的角度。已经示出，对震颤的异相反应可以有效地减少震颤。对相位延迟2402的检测和响应可以在硬件或软件中实现。

为了利用震颤相位反馈，可以集成来自运动传感器的信号，或者可以使用传感器的组合来形成反映手部位置的信号。例如，可以通过集成加速度计或陀螺仪信号、或通过组合加速度计、陀螺仪和磁力计数据来确定位置和定向，以产生示出了手部的定向的四元数。通过组合一个或多个轴线上的位置，可以产生用于动态反馈的信号。

计算刺激的触发的一种算法标识信号的导数改变符号的位置，以在信号中找到峰值。该信号可能是有噪声的，因此可能需要滤波器或阈值来消除噪声振荡。最后，峰值通常不会比典型的震颤频率(4Hz至12Hz)更快地发生，因此可以消除太靠近在一起的点。从峰值，可以通过观察两个峰值之间的时间差来计算震颤的瞬时频率。然后，使用该频率，可以计算刺激异相所需的适当的时间延迟，从而解释从外周神经到大脑的神经信号的延迟。计算得以完成并且是实时的，并且可以适应信号的瞬时频率和相位。

一种备选途径可能是检测位置或生物信号中的零交叉或任何其它重复值。然而，由于零附近的噪声的趋势，零检测可能是具有挑战性的。

检测相位的备选途径是使用实时希尔伯特变换(Hilbert transform)。希尔伯特变换将从实时信号计算包络和相位。因此，瞬时相位可以用于适当地对刺激计时。然而，希尔伯特变换在标准微控制器上实现具有复杂性和挑战性。

震颤幅度反馈：

在一些实施例中，震颤幅度反馈基于震颤严重度来调制治疗的占空比。可以以若干种方式来定义和确定震颤幅度，如图24B和图24C所示的，包括：(1)手部运动的最大或均方根弯曲延伸/位置、速度、加速度或痉挛；或(2)在4Hz至12Hz频带中的频率或频谱能量下的谱功率。由于三维性，确定最大手部运动可能在运算上是昂贵的。在一些实施例中，来自陀螺仪或加速度计中的所有轴线的信号可以被积分，并且可以采用具有最大幅度的轴线来定义屈曲和伸展量。备选实现方式是要从传感器输入的组合来计算手部的定向，并且可以计算在瞬时时间点处的手部的中间位置的轴角旋转以指定屈曲/伸展的程度。如果该振荡信号的包络2404大于阈值2406，则可以应用治疗。

该途径可以是运算密集型的，并且对于短时间信号计算4Hz至12Hz频带中的频谱能量可能是优选的。如果多轴加速度计、陀螺仪或其它运动传感器可用，则可以为每个轴线单独计算频谱密度，然后可以找到L2范数。还可以在取决于所使用的传感器找到频谱密度之前计算L2范数。可以使用采用从时域到频域的信号的多种数值途径2408来计算频谱密度，包括FFT、welch或周期图，或使用更加微控制器友好的Goertzel音调检测算法，所有这些在文献中是公知的。如果曲线2410下的能量大于阈值，则可以应用治疗。

这种反馈机制的一个困难是确定应当应用治疗的阈值。在一些实施例中，可以基于手部的实际角度来设置阈值；调查和患者测试可以确定用于执行日常任务的可接受角度范围，如饮用或拿着勺子。对于频谱密度也可以这样做。在一些实施例中，该阈值可以被设置为在所有患者中是通用的。

在一些实施例中，该阈值可以被个体化到特定患者或相似患者组。这可以通过随时间监测患者的震颤水平(例如，能量或位置)并且在正常情形下确定人的最大值和最小值来完成。这些值也可以随时间来记录。可替代地，震颤阈值可以被定义为震颤的最小值的分数。

在一些情况下，包括帕金森病震颤在内，可能存在刺激的习惯，并且震颤将在短时间后开始再次增加。检测震颤严重度的增加可以用于修改刺激的幅度、相位、频率、波形或脉冲串以改善功效和耐久性。

震颤频率反馈

在如图24D所示的一些治疗中，震颤的频率用于设置神经激励的周期。例如，由N个外周神经支配的相同神经丛中的N个单元应当以等于震颤的周期除以N的时间间隔被刺激。由于震颤的频率不会快速改变，所以如下文在震颤检测的部分中所描述的，以微小间隔进行采样应当足以跟踪该跟踪。作为频率的函数的频谱密度将需要使用上文所描述的数值途径2408来计算。如果存在多个轴线，则可以例如使用L2范数来组合它们的频谱密度。然后，可以使用频谱密度曲线中的峰值频率2412来计时神经之间的刺激的交替突发。

预测自适应

患者的震颤幅度和频率可以具有每日模式。在如图24E和图24F所示的一些实施例中，理解历史震颤测量值和所应用的时间治疗可以通知连续天所需的治疗。神经网络、卡尔曼滤波器和其它这样的预测算法可以用于预测震颤将增加和应用预防性治疗的时间。

另外，在数月或数年的跨度内的长期数据收集可以提供关于疾病进展和适应治疗的需要的信息。比如，如果人的震颤在相同程度的治疗下变得更糟，并且如果需要增加量的治疗来维持相同的总体效果，则可能需要改变治疗。

通常，用户具有可以用于防止震颤的外部信息。比如，震颤通常由紧张事件引起，诸如演示和会议。由于许多患有震颤的患者已经安排了这些事件(例如，在日历中)，所以日历可以用于通知对何时可能需要治疗的预测。比如，如果患者具有安排在下午1:00的会议，则设备可以在下午12:40预先开始刺激。如果突然受压，则患者还可以使用按钮来激活治疗。

大数据途径

如图25A至图25C所示，还可以通过使用大数据分析来确定治疗修改，其可以利用对大范围群体的长期监测。关于每个个体的人口统计学信息以及震颤特点(例如，姿势、休息和动作震颤的程度)可以用于将人们分类为不同的亚型。图25A和图25B通过将原发性震颤的动作震颤特点与帕金森病的静止性震颤特点分离来描绘疾病分割。图25C描绘了个体的震颤严重度的改变的长期跟踪。可以对亚组中的新患者提出关于不同类型治疗的建议，类似于Netflix基于用户与其它用户的相似性推荐电影的途径。这种技术可以使用主成分分析、k均值聚类或其它众所周知的数值分割途径来实现。

所有上述形式的适应、反馈和外部信息(如云数据)可以被集成在一起以增强治疗。图26示出了这种系统的流程图。在步骤2600中，传感器可以用于随时间检测运动、位置或其它生物信号。在步骤2602中，处理器可以接收传感器数据并且计算各种度量，诸如震颤幅度、相位或频率。在步骤2604中，该方法和系统可以获得过去历史数据，并且在步骤2606中，外部信息(诸如来自云的数据)可以被发送到设备的处理器；云数据可以包括源自群体的数据、日历数据和录入到设备中的输入。处理器可以在步骤2608中组合所有这些数据，并且可以基于该组合数据来调整步骤2610中的刺激治疗和参数。该方法和系统然后可以循环回到步骤2600。

幅度设置

该设计的一个方面是如何在会话期间标识和达到刺激的最佳幅度的方法。该方法对于治疗的舒适性和功效是重要的。刺激的感知在患者和情况之间不同。比如，幅度直接从0mA瞬时增加到最佳刺激水平可能导致不舒服的感觉。刺激的较慢增加可以更舒适，但是佩戴者对刺激幅度的感知可能不与所施加的电流幅度成线性。如果存在佩戴者没有感知到刺激的长时间段(比如如果设备从零幅度线性地倾斜)，则佩戴者甚至可以认为该设备被破坏。

在实验中研究两个受试者以理解刺激水平的感知。将电极定位成分别靶向正中神经和挠神经。在会话期间，以0.1mA增量缓慢地使刺激倾斜以标识感觉阈值、肌肉收缩阈值和不适/疼痛阈值。在标识这些点之后，让受试者休息数分钟，直到刺痛的感觉消失为止。然后，电流幅度从感觉阈值倾斜上升到肌肉收缩或不适/疼痛的刺激阈值的85％至90％，无论哪个在较低幅度下发生。在每个步骤，要求受试者遮蔽绘图以查看感觉异常感觉的地方，并且在视觉模拟量表(VAS)上标记他们感觉到刺激与他们之前感觉到的最大水平相比有多强烈。然后将它们在VAS上的标记的距离制成表格并且被归一化为VAS标记的长度。

在严重不适之前，两个受试者达到肌肉收缩阈值(即，当他们感觉到他们的手部很重并且难以移动时)。结果示于表3中。该结果表明正中神经和挠神经的幅度是不同的，并且潜在地应该分别调整以实现对两个神经的最佳刺激。在两个受试者中，桡神经可以以高得多的幅度被刺激以实现更大的效果。

表3.两个受试者的刺激阈值的结果以理解感觉和刺激幅度之间的关系

如图27A和图27B所示，在刺激感觉中观察到很大程度的习惯和滞后，其示出了两个受试者的患者感觉和刺激幅度之间的关系。当将刺激增加到最大感觉阈值的85％至90％水平时，个体在第一感觉水平和最大水平之间显示出陡峭的几乎线性的上升。然而，当刺激减小时，刺激强度的感知具有比幅度增加期间更快下降的斜率。

该结果表明刺激斜坡在第一感知阈值和最大刺激水平的85％至90％(来自不适或肌肉收缩)之间可以是相当线性的。斜坡不应该从零线性地开始，因为第一感知在最大阈值的一半的幅度下发生。因此，如果斜坡是缓慢的并且从0线性地开始，在斜坡的一半时间内，患者可能感觉不到感觉。另一刺激可以是指数地反映个体1的桡神经测量的指数外观。图28A至图28D图示了各种斜坡类型。图28A示出了所测量的数据表明第一感觉和最大运动收缩/不适阈值之间的线性斜坡率将在恒定的幅度感知方面工作。图28B示出了指数增加，如果患者习惯于刺激，则其必须发生。图28C图示了示出了幅度上升和下降到不同的最大幅度的周期性波形。在波形幅度逐渐增加时，患者可能变得更加习惯，因此患者可以容忍更高的治疗幅度。图28D图示了用于实现更高的治疗幅度的另一种方法，其将超过或实际上达到第一斜坡上升时的不适的水平；这样，患者可以立即或快速地习惯，并且能够在治疗时间期间经受更高的刺激。

还有，由于习惯和滞后，所以如果更高的刺激水平提供更大的功效，则在一些实施例中，波形可以是增加刺激水平的一系列更小的斜坡，其中暂停或每个斜坡之间的水平的小的减小如图29A和图29B所图示的，其将允许个体具有较高的刺激幅度，而不适较小。

震颤检测

如上文所讨论的，自适应地修改刺激可能需要通过处理一个或多个运动传感器(诸如不同的多轴传感器)来检测震颤特点。图30是如何从运动传感器计算震颤频率的流程图。在单轴上使用多轴运动传感器是有利的，因为震颤运动不总是沿着相同方向发生，特别地，如果正在执行不同的动作。比如，3轴陀螺仪可以用于测量来自手腕的震颤。然后，对每个轴线单独窗口化并且应用傅立叶变换。然后，计算每个轴线的大小，并且计算轴线的平方和的平方根作为频率的函数。然后，使用矩形窗滤波器(box car filter)或其它低通滤波器对相加的频谱进行平滑，并且标识4Hz至12Hz范围内的峰值频率。可以通过确定4Hz至12Hz范围内的最大值处的频率来检测频率。然而，如图31A所描绘的，在一些情况下，来自处理的边界伪影可能被错误地解释为信号最大值。图31B所示的一种途径首先在进行FFT之前从4Hz至12Hz频带做出主动带通滤波器。第二种途径是区分曲线并且找到零交叉点，然后从零交叉点的子集找到频谱幅度最大的频率值。陀螺仪通常优选用于光谱分析，因为它们通常不具有加速度计的DC偏移。

在一些实施例中，因为频移的时间量度长，所以可以偶尔(与连续相对)更新频率。这是优于需要实时响应的设备的主要优点，因为它是导致更小的电池大小、改进的形状因数、以及从高质量零星数据测量震颤的能力的显着简化，而不是需要连续地从实时数据中提取高质量的震颤。图32示出了来自在一天中佩戴惯性测量单元(IMU)的患有震颤的个体的数据，其中，震颤频率不显著变化。平均频率为5.86Hz，频率的扩展在1.6Hz以上变化。

在一些实施例中，从手腕测量震颤的频率。尽管通常在手部测量震颤，但是如图32所示，手腕陀螺仪频率和手部陀螺仪频率彼此跟踪良好，并且相关性强。手部和手腕陀螺仪之间的平均差为0.076Hz，其中最大偏差为0.8Hz，其在一天内频率变化的范围内。测量来自手腕的震颤具有优于需要在手部上进行测量的设备的主要的优点，因为其可以通过类似手表的形状因数来完成。在靶向手腕上的周向带中的正中神经、挠神经或尺神经的设备中，暗示了用于测量震颤的传感器可以是用于刺激的机载的相同设备。

在一些实施例中，震颤周期可以从手背、手腕或展示震颤的肢体的任何部位使用陀螺仪、加速度计、弯曲传感器、压力传感器等从机械输入来测量。

在一些实施例中，可以经由EMG或其它电信号来测量震颤。

在一些实施例中，可以在所有时间测量震颤频率，然后用于实时更新刺激。

在一些实施例中，可以仅在适当的情形下计算震颤频率。比如，查看频谱中的较低频率或其它模式的频带，可以由于混杂自发活动而消除某些测量值。例如，图33图示了在跳跃的同时没有震颤的人的频谱分析。这种分析结果显然可能被误认为震颤，但是高频模式可以被标识并且用于消除某些活动或与传感器测量值结合以预测行为。该系统和方法的一个方面是区分震颤运动与非震颤(或自发)运动，或检测已知产生震颤以选择性地测量震颤的活动。图34示出了在有震颤和没有震颤的情况下执行的32个活动的分析。使用自发带(0.1Hz至3Hz)和震颤带(4Hz至12Hz)中的能量，创建了可以使震颤活动与非震颤活动隔离的逻辑回归模型。

带

如图35所示，设备3500的一个方面是将刺激设备紧固到手腕的带3502。该带还经由柔性电路3506将两个电极连接回至设备外壳3504。在其它实施例中，该带可以将多于两个电极连接回至设备外壳。

在一些实施例中，如图35所示，使用按扣座3508将电极(未示出)可移除地凹入压制和穿孔的氯丁橡胶3508中，以在带和皮肤之间产生舒适的密封。这种密封还保留连接到患者皮肤的一次性水凝胶电极。该带可以通过穿孔氯丁橡胶来排气。

在一些实施例中，该带的长度可以被设计成使得第一侧完全容纳并且连接被定位成靶向正中神经和挠神经的电极。相对侧的带长度可以介于约10cm至13cm之间，以使得更容易将设备扣紧到手腕，手腕大小为第5百分位女性至第95百分位男性。

在一些实施例中，该带是柔性的以舒适地贴合佩戴者的手腕，并且允许该带平放在表面上，以使电极的安装和移除更方便。

使用导电孔眼和暗扣将电柔性电路铆接到带是将电路紧固在适当位置并且为可移除水凝胶电极提供电连接的过程。

在一些实施例中，该带可以由泡沫和氯丁橡胶制成并且可以容纳三个单个电极。凹入式电极允许更舒适的配合和更紧凑的形状因数。

如图36A至图36C所示，用于带3600的一个实施例合并与按扣或按钮扣紧件3604组合的可调整的环或带扣3602，其允许佩戴者在带3600已经被紧固到其手臂/手腕之后调整带3600的张力。

该设备的一个方面是卡入带和电子器件外壳中的可移除水凝胶涂覆的电极。这些电极直接放置在穿戴者的皮肤上，用于牢固鲁棒电连接，以防止在正常使用期间的松动或剥离(其可能引起疼痛或不适)。

如图37A和图37B所示，电极3700的一个实施例具有不粘的突片3702，以允许更容易地安装电极并且在安装期间更容易地将电极从衬垫移除，然后在移除期间将电极从带和外壳移除。作为示例，非粘性突片可以在7/8英寸正方形电极上大约1/16英寸，以使所浪费的空间最小化，同时使得能够容易地抓握。电极3700可以具有按扣配件3704，其可以插入到带中的按扣座中。可以起扩散电流作用的导电膜3706和诸如导电水凝胶之类的刺激凝胶3708可以涂覆电极的面向皮肤的侧面。泡沫或布背衬3710可以用于提供非粘性侧面以便于由患者容易处理。在其它实施例中，水凝胶的双面粘性用于直接粘附到带上。在一些实施例中，连接器3712可以包括导电孔眼和暗扣、线或其它标准连接器。

如图38所示，电极的一个实施例具有在薄的塑料衬垫3802上间隔开的三个电极3800，其中间隔与带和外壳上的电按扣相对应，其允许更容易和更快速的安装。

电极的一个实施例具有由氯丁橡胶泡沫制成的背衬，其提供更坚硬的非粘性表面，以使得在安装期间能够更容易地从背衬移除。如图39A和图39B所示，电极的一个实施例具有在薄衬垫3902上间隔开的三个电极3900，其全部与单个泡沫背衬3904连接，以使得在佩戴后更容易移除和丢弃电极。在另一实施例中，如图40C所示，连接电极3900的泡沫背衬3904'是蛇形的，以允许电极之间的小移动。

如图40A和图40B所示，设备的一个方面是在包装中的支架4000或支撑机构，其保持电子器件外壳4002和带4004以使更容易安装和移除电极4006并且插入USB充电器4008中。因为设备的外壳是弯曲的，所以支架使得设备在这些活动期间更容易稳定。

该设计的一个方面是电极相对于电子外壳的位置，以更好地靶向手腕处的神经。外壳盒4102中的电极和带4100向远端(即，朝向手部)偏离中心，以允许更好地靶向神经。如图41所示，通过在手臂上向远端移动电极放置，刺激将更可能激活神经而不是肌肉。

如图42A至图42D所示，该设计的一个方面具有按钮位置，其当按压按钮4200时，通过在每个按钮4200的相对侧上设计宽的平坦表面4202的外壳，允许佩戴者更牢固地握住他们的手。图42A示出了用于靶向设备的远端处的按钮的支承位置，图42B示出了用于靶向设备的侧面上的按钮的支承位置，图42C示出了支承并且靶向远端按钮的用户，图42D示出支承并且靶向侧按钮的用户。设计的这个方面对于改善难以靶向任务的患有震颤的佩戴者的设备的可用性是重要的。

该设计的一个方面是遵循手臂和手腕的形状的弯曲的电子器件外壳，其允许当由佩戴者施加时，更一致和更容易地定位设备。

备选形式因数

用于简化放置设备的过程的一个概念是将电极组合成一个粘合剂贴片。为了靶向任何神经，电极已经被延长以适合大多数成人的宽度。图43示出了这种电极4300的一个实施例。在皮肤侧上，可具有碳或银背衬以改善导电性的两个导电区域具有用于粘附并且与皮肤形成良好接触的导电水凝胶层4302。存在在中心可以没有粘合剂或一些非导电粘合剂的非导电区域4304。注意，在水凝胶周围是丙烯酸粘合剂4306，例如，用于维持与皮肤的接触并且提供剪切强度。粘合剂还维持密封以防止水凝胶变干。电极的背衬优选是透气材料，如非织造网。电极的背面与连接器4308附接到设备或带，以允许电刺激设备与水凝胶进行接口。该接口可以以多种方式实现，包括使用具有导电线的粘合剂以与带或设备上的金属触点进行接口，或者使用能够扣合到带或设备上的导电配合件中的电极上的按扣。

如果用上述途径靶向多个神经，则带可能需要到电极的多个接口以适应不同的神经位置。使用按扣可能需要滑动部件以适应神经间隔的个体差异，其可以使用导电线来解决。一种备选途径是将多个电极集成到一个贴片中，并且提供具有广泛多种尺寸的贴片以适应不同的手部尺寸和神经位置。

图44A至图44C演示了通过使用水凝胶的粘性以便于放置来简化带4400的实施例。代替具有类似手表的接口，其中，两个皮带都是软的并且难以放置，电极的粘性可以用于实现单手扣紧。这种途径在由于他们的手部震颤而具有有限灵活性的受试者中可能是特别有利的。一旦电极被放置在手腕或手臂上，粘合电极将带的一端保持在手腕或手臂上，并且患者可以围绕带缠绕并且扣紧它。这种设计的另一个优点是，带的长度仅需要在不与电极接口的端部处更改。作为示例，图44A描绘了将手掌侧向上放置以可视化电极放置并且贴附带的端部。图44B描绘了在带通过电极粘附保持在适当位置的同时围绕手腕来缠绕该带。图44C描绘了覆盖闭合机构，诸如维可牢或磁性扣。

为了最佳的功效和舒适度，设备应当在手臂上对准，使得其靶向神经用于刺激并且将外壳定位在手腕的背部表面上。有很多方法通过设备设计来实现这一点。图45A(底视图)和图45B(顶视图)中所描绘的一个实施例是使用具有可滑动电子器件外壳4502的带4500。具有(多个)电极4506的带的侧面使用具有或不具有其它视觉指示器的解剖学标志放置并且与手腕的腹侧对准。然后，该设备可以以一个运动缠绕在手部周围，并且用扣紧件(在这种情况下，维可牢环4508和钩3410)紧固。电子器件外壳4502的位置是可滑动的，并且具有通过带与电极的连接，其是通过可以自由滑动并且折入带中的手风琴式柔性电路或电缆4512来实现。

对于患有震颤的患者，插入如USB之类的小电缆可能是困难的。因此，可能期望提供更容易的接口来对设备充电。一种这样的方式是在设备中使用感应线圈。当放置在充电垫附近时，设备不用电缆充电。这还使得设备能够防水并且帮助该设备防水。然而，它具有减慢充电并且可以增加设备的大小的缺点。如图46所示，第二种可能性是形成键孔4602，以使患者可以容易地将设备4604滑入到充电器4600中。另外，患者然后具有某种结构以抵着该结构来支承自己。键孔也可以是锥形的，使得设备被插入的端部比设备大得多，并且逐渐变小以将设备配合在插塞处。锥形还帮助将设备放置在基站中。

如图47A至图47C所示，另一种设计可能性是具有D形环4702和系紧皮带4704的带4700。这种设备可以平放用于施加电极4706并且感应充电。系紧皮带允许用一只手绷紧并且定位带。图47A示出了打开以放置一次性电极对4706的带4700——提供多个空间以定制不同大小的手腕的间隔。图47B示出了闭合机构，并且图47C示出了挂接到膝上型计算机4710的感应充电器4708。

图48A至图48C所示的另一实施例包括一指或多指手套4800，其中，一个电极4802是围绕手指的环，并且第二电极4804位于具有电子器件的手腕处。该设计的主要优点在于，由于手指中的神经位置和可接近性，所以不需要任何精确定位。一指手套可以由柔性材料制成，诸如手套。

术语“约”和“大约”可以意味着在5％、10％、15％或20％内，或者可以意味着在5度或10度内。

应当理解，本公开在许多方面仅说明本发明的许多备选设备实施例。在不超出本发明的各种实施例的范围的情况下，可以对细节进行改变，特别地，在各种设备部件的形状、尺寸、材料和布置方面。本领域技术人员应当理解，示例性实施例及其描述仅仅作为整体说明本发明。尽管在上文所描述的示例性实施例中清楚了本发明的几个原理，但是本领域技术人员应当理解，在不背离本发明的范围的情况下，在本发明的实践中可以利用对结构、布置、比例、元件、材料和使用方法的修改以及其它方面，这些都特别适用于特定环境和操作要求。另外，尽管已经结合特定实施例描述了某些特征和元件，但是本领域技术人员应当理解，那些特征和元件可以与本文中所公开的其它实施例组合。