使运动功能、感觉功能、自主神经功能、性功能、血管舒缩功能和认知功能能够恢复的非侵入神经调节装置

相关申请的交叉引用

本申请要求享有于2011年11月11日向美国专利局提出的美国临时专 利申请61/559,025的优先权，其全部内容通过引用结合于此。

背景技术

严重的脊髓损伤(SCI)影响美国大约130万人，并且每年发生 12,000-15,000件新的损伤。在这些损伤中，大约50％是在脊髓损伤水平以 下的基本完全丧失感觉运动功能的完全脊髓损伤。

由位于颈膨大和腰膨大的脊髓的中间神经元形成的神经元网络，例如 脊髓网络(SN)，在控制姿势、上肢的运动以及移动、呼吸、吞咽和说话 中起着重要作用。绝大多数研究者相信包括人类的所有哺乳动物在腰骶部 脊髓处有SN。见Dimitrijevic M.R，Gerasimenko Yu.和Pinter M.M.在Ann. N.Y.Acad.Sci.的1998年第860卷第360页上的Evidence for a Spinal  Central Pattern Generator in Humans；Gurfmkel′V.S.，Levik Yu.S.，Kazennikov  O.V.和Selionov V.A.在Human Physiology的1998年第24卷第3期第42页 上的Does the Prime Mover of Stepping Movements Exist in Humans？； Gerasimenko Yu.P.，Roy R.R.和Edgerton VR.在Exp.Neurol.的2008年第 209卷第417页上的Epidural Stimulation：Comparison of the Spinal Circuits  That Generate and Control Locomotion in Rats，Cats and Humans。通常，SN 的活动通过周围感觉输入受脊椎上的调节。在大脑与脊髓之间的连接障碍 的情况中，例如，由创伤性脊髓损伤引起的连接障碍，通过腰骶部和颈部 以及脑干的硬膜外电刺激使运动功能成为可能。已经表明，具有足够强度 的硬膜外脊髓电刺激(eESCS)可以引起具有临床完全脊髓损伤的患者的 腿部肌肉上的肌电图(EMG)图案。见Dimitrijevic，Gerasimenko Yu.和 Pinter的上述文章；Minassian K.，Persy I.，Rattay F，Pinter M.M.，Kern H.和 Dimitrijevic M.R.在Human IHovement Sci.的2007年第26卷第275页的 Human Lumbar Cord Circuitries Can Be Activated by Extrinsic Tonic Input to  Generate Locomotor-Like Activity。但是在该文章中描述的方法的新颖性是 该脊髓回路能够被神经调节到在一定程度神经运动功能障碍后没有实际引 起运动情况下便于或者实现运动康复或对运动的改进控制的生理状态。 Harkema S.，Gerasimenko Y，Hodes J.，Burdick J.，Angeli e.，Chen Y，Ferreira  e.，Willhite A.，Rejc E.，Grossman R.G.和Edgerton VR.在Lancet的2011年第 377卷第1938页的Epidural Stimulation of the Lumbosacral Spinal Cord  Enables Voluntary Movement，Standing，and Assisted Stepping in a Paraplegic  Human。eESCS是侵入性方法并且要求将电极手术植入到脊髓的背部表 面，这将激活SN的该方法限制在门诊中。

近来，提出了通过腿部肌肉振动和脊髓电磁刺激来激活SN的非侵入 的方法。已经发现，对于侧躺而对腿部具有外部支撑的受试者，臀部肌肉 的腱的振动引起不自主的行走运动。见Gurfmkel′VS.，Levik Yu.S.， Kazennikov O.V和Selionov VA.在Eur.J IVeurosci.的1998年第10卷第 1608页上的Locomotor-Like Movements Evoked by Leg Muscle Vibration in  Humans；Selionov VA.，Ivanenko Yu.P.，Solopova LA和Gurfinkel′VS.在J  Neurophysiol.的2009年第101卷第2847页上的Tonic Central and Sensory  Stimuli Facilitate Involuntary Air-Stepping in Humans。此外，在相似位置具 有腿部支撑的健康受试者中，腰脊髓的吻侧束部分的电磁刺激引起不自主 行走运动。见Gerasimenko Yu.，Gorodnichev R.，Machueva E.，Pivovarova E.， Semenov D.，Savochin A.，Roy R.R.和Edgerton VR.在J New′osci.的2010年 第30卷第3700页上的Novel and Direct Access to the Human Locomotor  Spinal Circuitry；Gorodnichev R.M.，Machueva E.M.，Pivovarova E.A.， Semenov D.V，Ivanov S.M.，Savokhin A.A.，Edgerton VR.和Gerasimenko  Yu.P.在Hum.Physiol.的2010年第36卷第6期第700页上的A New  Method for the Activation of the Locomotor Circuitry in Humans。由振动和电 磁刺激引起的踏步类运动具有明显不同的开端。在前者的情形中，通过主 要由肌肉感受体的激活引起的传入输入激活SN，然而在后者的情形中， 神经运动网络直接受影响。这些方法中的每一者具有其特异性。例如，振 动肌肉刺激仅仅引起在臀部和膝关节中的不自主运动动作，不涉及踝关 节。此外，仅在50％的受试者中引起这些特征运动。见Selionov，Ivanenko， Solopova和Gurfinkel′的上述文章。尽管在这种情况中，与振动的情况相 比，所造成运动的运动结构更大程度上与自然随机踏步类运动一致，但是 脊髓电磁刺激引起踏步类运动的受试者的比率更低(10％)。见 Gerasimenko，Gorodnichev，Machueva，Pivovarova，Semenov，Savochin，Roy 和Edgerton的上述文章；Gorodnichev，Machueva，Pivovarova，Semenov， Ivanov，Savokhin，Edgerton和Gerasimenko的上述文章。此外，脊髓电磁刺 激受到刺激器技术性能的限制。门诊所用的调制解调磁性刺激器(例如， Magstim Rapid)仅可以提供短时接触刺激效果。具有引起踏步类运动所需 要的参数(5Hz和1.5T)的电磁刺激器能够保持仅仅15s。

因此，存在神经调节系统和装置进一步发展的需求。

发明内容

在一些实施例中，神经调节系统用于具有脊髓的哺乳动物(例如，人 类)，该脊髓具有至少一个选定的功能障碍的脊髓回路或者控制受试者身 体的一部分的运动的其他神经衍生来源。具有频率为5-40Hz的施加在 T11-T12椎骨区域的经皮脊髓电刺激(tESCS)引起腿部悬在重力均衡位置 的健康受试者的自主踏步类运动。引起的踏步类运动的幅度可以伴随 tESCS频率的增加而增加。引起的踏步类运动的频率可以不依赖于tESCS 的频率。已经表明髋关节、膝关节和踝关节参与到被引起的运动中。结论 是，经皮脊髓电刺激(tESCS)可以作为脊髓病理学恢复的非侵入方法使 用。通过不加限制的示例，部分通过背根和脊髓的灰质，经皮脊髓电刺激 (tESCS)的使用激活脊髓网络(SN)。当被激活后，SN可以(a)实现站 立、踏步、伸出、抓取、自主改变一条或者两条腿的位置、呼吸、吞咽、 讲话控制、患者的膀胱排泄、患者的肠排泄、姿势活动和自发活动中的至 少一个参与的肌肉的自主运动；(b)实现或者提高心血管功能、体温和 新陈代谢过程中至少一个的自主控制；(c)帮助促进自主神经功能、性 功能、血管舒缩功能和认知功能中的至少一个的恢复；和/或(d)帮助化 解和/或阻挡疼痛和痉挛。

麻痹可以是运动完全性麻痹或者运动不完全性麻痹。麻痹可能是由分 类为运动完全性或者运动不完全性的脊髓损伤引起的。麻痹可以由局部缺 血或者创伤脑损伤引起。麻痹可以由源于中风或者急性创伤的局部缺血或 者创伤脑损伤引起。通过另一个示例，麻痹可以由神经变性脑损伤引起。 神经变性脑损伤可以伴随有帕金森疾病、亨廷顿疾病、阿兹海默疾病、肌 张力障碍、局部缺血、中风、肌萎缩性脊髓侧索硬化症(ALS)、原发性 脊髓侧索硬化(PLS)和大脑性麻痹中的至少一个。

在一个示例性实施例中，将神经调节系统构造为把电刺激施加到受试 者的脊髓的一部分。电刺激可以通过应用到受试者皮肤表面的表面电极的 至少一次激活来施加。可以将这种电极放置在脊髓的喉部区域、颈部区 域、腰骶区域和/或脑干中的至少一个。电刺激可以在1-40Hz和1-200mA 下被发送。电刺激可以包括强直刺激和间歇刺激中的至少一个。电刺激可 以包括脊髓不同区域的同时刺激或顺序刺激。

在一个示例性实施例中，在沿脊髓的第一位置被脊髓损伤引起麻痹的 情况下，可以通过在患者脊髓上的电极将电刺激施加在相对于患者脑部在 沿脊髓的第一位置下方的第二位置。

在一个示例性实施例中，方法可以包括向患者递送一个或者多个神经 药剂。神经药剂可以包括血清素药物、多巴胺能药物、氨基丁酸能药物和 甘氨酸能药物中的至少一个。通过不加限制的示例，神经药剂可以包括8- OHDPAT、Way100.635、Quipazine、Ketanserin、SR57227A、 Ondanesetron、SB269970、Buspirone、Methoxamine、Prazosin、 Clonidine、Yohimbine、SKF-81297、SCH-23390、Quinpirole和Eticlopride 中的至少一种。

电刺激可以通过一组参数值而定义，选择的脊髓回路的激活可以产生 量化结果。在一个示例性实施例中，将神经调节系统构造为重复和使用具 有不同参数值的电刺激以通过每次重复获得量化结果。之后，通过至少一 台计算装置进行机器学习方法。该机器学习方法建立在被施加到脊髓的电 刺激与通过激活至少一个脊髓回路而产生的量化结果之间的关系的模型。 可以基于该模型选择一组新参数。通过不加限制的示例，该机器学习方法 可以施行高斯过程优化。

在一个示例性实施例中，将神经调节系统配置为实现从由具有神经衍 生麻痹的人类受试者中的姿势和/或自发活动、在不承受重量时的腿部位 置的自主运动、改善透气、吞咽、语言控制、自主膀胱和/或肠排泄、性 功能恢复、心血管功能自主控制、体温控制和规范化的代谢过程组成的组 中选择的至少一个功能。该方法包括使用表面电极刺激受试者的脊髓，并 且可以包括使受试者受到将受试者暴露于相关姿势本体感受信号、运动本 体感受信号和脊髓上信号的体能训练的同时被tESCS刺激。刺激和体能训 练的至少一者实时调节、激发或引起受试者中脊髓回路的电生理特性，因 此通过从受试者的选定的一个或者多个功能被促进的区域衍生的脊髓上信 息和本体感受信息中的至少一个来激活脊髓回路。

选定的一个或者多个功能被促进的区域可以包括脊髓的一个或者多个 区域，该区域控制：(a)下肢；(b)上肢和用于控制讲话的脑干； (c)受试者膀胱；和/或(d)受试者的肠和/或其他末梢器官。体能训练 可以包括站立、踏步、坐下、躺下、伸出、抓取、稳定坐姿、稳定站姿、 练习讲话、吞咽、咀嚼、深呼吸和咳嗽。

表面电极可以包括在单极两相配置中被刺激的一个或者多个电极的阵 列。可以把这种表面电极放置在脊髓的腰部部分、腰骶部分或者骶部部 分、脊髓的喉部部分，脊髓的颈部部分和/或脑干中的至少一个。

刺激可以包括连续刺激和/或间歇刺激。连续刺激可以包括不同脊髓区 域的同时刺激或顺序刺激。可选择地，刺激模式可以受受试者的控制。

体能训练可以包括引起受试者的自发活动待促进区域的承重位置变 化。受试者中的承重位置变化可以包括站立、踏步、伸出和/或抓取。体能 训练可以包括机器人引导训练。

该方法还可以包括递送一种或者多种神经药物。该神经药物可以包括 血清素药物、多巴胺能药物、去甲肾上腺素药物、氨基丁酸能药物和甘氨 酸能药物中的至少一种。

在一个示例性实施例中，方法包括将电极放置在患者的脊髓上、将患 者定位在构造成帮助体能训练的训练装置中，以及将电刺激施加到患者脊 髓的一部分，其中该训练装置构造为引起从具有运动障碍患者身体的一部 分衍生的神经信号。

另一个示例性实施例是包括配置来帮助患者体能训练的训练装置、配 置成被施加到患者脊髓上的表面电极排列和连接到电极的刺激发生器的系 统。当采用该系统，体能训练引起从具有运动障碍患者身体的一部分衍生 的神经信号。刺激发生器构造成将电刺激施加到电极上。

本文描述的附加特征和优点从下面的具体实施方式和附图中将很清 楚。

附图说明

图1是根据本文公开的系统的示例性实施例的示例性网络通信系统的 高层次框图。

图2是示出了根据本文公开的系统的示例性实施例的计算装置的示例 的详细框图。

图3是根据本文公开的系统的一个示例性实施例的示例性神经调节系 统的框图。

图4是示出了发送生成的第一信号和生成的第二信号的示例性步骤的 流程图。

图5A和5B是示例性神经调节系统的示意图，示出了多个电极的示例 性排列和布置。

图6是不同类型的电极的替换排列的示意图。

图7是发送到哺乳动物的示例性信号的示意图。

图8的图a和图b，示出了右腿肌肉针对频率为1Hz、幅度为75- 100mA的tESCS的运动反射(显示在左边的图中)。示出了股直肌和股二 头肌(分别是RF和BF)、以及胫前肌和腓肠肌(分别是TA和MG)中 的反射。下方图的右底部有时间(ms)和幅度(mV)的标记，对于所有 肌肉中都相同。

图9A和9B示出了由频率为5Hz和30Hz的tESCS引起的腿部肌肉的 电活动和腿部关节的运动。图2A：受试者R：示出了右腿关节运动的运动 图(cinematogramms)和左右腿臀部肌肉的EMG。在EMG下，有刺激的 标记。在运动图和EMG的右边，有分别以角度和mV为单位的幅度的竖 直标记。记录持续40s。图2B：受试者S：右腿臀部和踝关节肌肉的EMG 和左右腿膝关节的摆动图(goniogram)；顶部的箭头示出刺激的始末；水 平标签和竖直标签在EMG旁边，分别为10s和0.5mV；竖直标记在摆动 图(goniogram)的右边，200mV。H，髋部；Kn，膝部；Ank，踝关节； RF，股直肌；BF，股二头肌；TA，胫前肌；MG，腓肠肌；(r)，在右 边；(1)，在左边。

图10EMG(左)和附在右腿的反射标记的轨迹；在自主踏步运动 (vol)期间记录的运动图(kinematogram)(右)和由频率为5Hz和 30Hz的tESCS引起的运动。记录持续10s。黑线和灰线分别示出在髋关节 和膝关节的运动，以及关节角度变化的标定。其余名称与图2中的相同。

图11的图A-E，示出了在自主踏步运动(vol)期间记录的关节间协 调和由频率为5Hz和30Hz的tESCS引起的运动。通过分别处理腿部向前 (图A)及向后(图B)的运动的运动图，获得在一个踏步周期内右腿运 动的重建；在髋关节(图C)、膝关节(图D)和踝关节的运动协调性； 以及大脚趾的轨迹(图E)。受试者R。

图12的图a-e，示出了髋关节(H)、膝关节(Kn)以及踝关节 (Ank)中运动的平均振幅，该运动由频率为5-40Hz的tESCS在刺激开始 后第一个15s内引起。纵坐标表示角度。(图a、图b)受试者S，不同方 案；(图b)受试者R；(图c)受试者B；(图d)受试者E；(图e) 受试者G。误差线，标准偏差。星号，频率为5Hz、p≤0.05的tESCS期 间记录的幅度的显著差别。

具体实施方式

本公开总体涉及对损伤和疾病的神经学治疗和康复领域，包括创伤性 脊髓损伤、非创伤性脊髓损伤、中风、运动障碍、脑损伤以及其他导致瘫 痪和/或神经系统障碍的疾病或者损伤。提供系统与装置以促进具有脊髓损 伤、脑损伤或者任意其他神经障碍的人类受试者中的手臂、躯干和腿的姿 势、移动以及自主运动的恢复，以及自主神经功能、性功能、血管舒缩功 能、语言功能、吞咽功能、咀嚼功能、呼吸功能和认知功能的恢复。

本系统可以容易地在网络通信系统中实现。图1中示出了示例性网络 通信系统100(“系统100”)的高层次框图。在这个示例中，系统100 包括神经调节系统102和信息处理系统104。

信息处理系统104可以包括各种装置，例如台式电脑，正如将在下面 进行更详细的讨论的该台式电脑通常包括向用户提供信息的用户显示装置 以及各种界面元件。信息处理系统104可以包括移动电话、个人数字助 理、笔记本电脑、平板电脑或智能电话。在某些示例性实施例中，信息处 理系统104可以包括任何移动数字装置，例如Apple Inc.的iPhone^TM、iPod  Touch^TM和iPad^TM。另外，信息处理系统104可以包括基于Google Inc.的 Android^TM操作系统、Nokia Corporation的Symbian^TM操作系统或者 Microsoft Corporation的Windows Mobile^TM操作系统或者Research In  Motion Limited的Blackberry^TM等等的智能手机。在这些实施例中，信息处 理系统104优选地配置为下载、安装并执行各种应用程序。

通过连接到一个或者多个通信通道106，例如因特网或者一些其他数 据网络，包括但是不限制于任何合适的广域网或者局域网，信息处理系统 104可以与神经调节系统102通信。应当领会，本文描述的任何装置和系 统可以相互直接连接而不通过网络连接。至少一个服务器108是网络通信 系统100的一部分，并且可以与神经调节系统102和信息处理系统104通 信。

信息处理系统104可以与在多个不同神经调节系统102的众多使用者 交互。因此，信息处理系统104可以是具有大存储容量、一个或者多个高 速微处理器以及一个或者多个高速网络连接的高端计算机。相反的，与示 例性高端信息处理系统104相关，每个神经调节系统102可以包括更少的 存储容量、单一微处理器以及单一网络连接。

应当领会，本文描述的用户可以包括使用目前公开的系统的任何个人 或者实体以及各种各样的团体。例如，本文描述的使用者可以指代各种不 同的实体，包括患者、医生、管理者、移动设备使用者、个人和/或商业伙 伴。还应当领会，尽管本说明书中的使用者常常被描述为患者，但是该患 者可以替换为本文描述的任何使用者。

神经调节系统102和/或服务器108可以在存储器中存储文件、程序、 数据库和/或网页，以供信息处理系统104和/或其他信息处理系统104或 服务器108使用。

神经调节系统102和/或服务器108可以根据其具体操作系统、应用、 存储、硬件等进行配置，并且可以提供管理程序和应用的执行的各种选 择，以及各种管理任务。信息处理系统104和/或服务器108可以通过至少 一个网络与至少一个其他信息处理系统104和/或服务器108(两者可以独 立运行)进行交互。根据某种达成的协议，被独立且不同的实体操作的信 息处理系统104和服务器108可以一起交互。

图2示出了示例性计算装置的电子系统的详细框图。示例性计算装置 可以包括本文描述的任何装置和系统，包括神经调节系统102、信息处理 系统104和服务器108。在这个示例中，示例性计算装置可以包括主单元 202，该主单元202优选地包括通过地址/数据总线206电连接到至少一个 存储装置208的至少一个处理器204、其他计算机电路210、以及至少一 个接口电路212。处理器204可以是任何合适的处理器，例如来自微处理 器的家族的微处理器。处理器204可以包括一个或者 多个微处理器、中央处理单元(CPU)、计算装置，微控制器、数字信号 处理器、或者类似装置或者上述装置的任意组合。存储器208优选地包括 易失性存储器和非易失性存储器。优选地，存储器208存储与如下描述的 系统100中的其他装置相交互的(多个)软件程序。该程序可以被处理器 204以任何合适的方式执行。在示例性实施例中，存储器208可以是 “云”的一部分，使得通过神经调节系统102、信息处理系统104和服务 器108可以利用云计算。存储器208还可以存储表示从计算装置102、103 和104读取的和/或通过输入装置214加载的文档、文件、程序、网页等等 的数字数据。

接口电路212可以使用任何合适的接口标准实施，例如以太网 (Ethernet)接口和/或通用串行总线(Universal Serial Bus(USB))接 口。为了将数据和命令输入主单元202，至少一个输入装置214可以被连 接至接口电路212。例如，输入装置214可以是键盘、鼠标、触摸屏、轨 迹板、轨迹球、等点鼠标(isopoint)、图像传感器、字符识别器、条形码 扫描器以及声音识别系统中的至少一个。

如图2所示，至少一个显示装置112、打印机、扬声器、和/或其他输 出装置216还可以通过接口电路212被连接到主单元202上。显示装置 112可以是阴极射线管(CRT)、液晶显示器(LCD)、或者其他任何合 适类型的显示装置。显示装置112可以被配置为在神经调节系统102、信 息处理系统102和/或服务器108操作期间产生视觉显示。用户界面可以包 括针对来自用户114的人类输入的提示，包括链接、按钮、标签、复选 框、略图、文本框、下拉框等，并且可以提供响应用户输入的各种输出， 例如文本、静态图像、视频、音频和动画。

至少一个存储装置218还可以通过接口电路212被连接到主装置或者 单元202。至少一个存储装置218可以包括硬盘驱动器、CD驱动器、 DVD驱动器和其他存储装置中的至少一个。至少一个存储装置218可以存 储任何类型的数据，例如内容数据、统计数据、历史数据、数据库、程 序、文件、库、价格数据和/或其他数据等等，这些数据可以由神经调节系 统102、信息处理系统104和/或服务器108使用。

神经调节系统102、信息处理系统104和/或服务器108还可以通过连 接到网络106与其他网络装置220交换数据。网络装置220可以包括至少 一个服务器226，该服务器可以被用于存储某种类型的数据，尤其是可以 被存储在至少一个数据存储库222中的大容量数据。服务器226可以包括 任何种类的数据224，包括用户数据、应用程序数据、内容数据、统计数 据、历史数据、数据库、程序、文件、库、价格数据和/或其他数据等等。 服务器226可以存储并运行与接收、传送、处理和存储大容量数据相关的 各种程序。应当领会，至少一个服务器226的各种配置可以被用于支持并 且维护系统100。在一些示例性实施例中，通过各种不同的实体运行服务 器226，这些实体包括私人、管理用户和/或商业伙伴。还有，某些数据可 以被存储在神经调节系统102、信息处理系统104和/或服务器108，例如 存储在存储器208或者存储装置218，该数据还暂时或永远地存储在服务 器226。网络连接可以是任何类型的网络连接，例如以太网连接、数字用 户线路(DSL)、电话线路、同轴线缆、无线连接等等。

通过合适的安全软件或者安全措施可以控制对神经调节系统102、信 息处理系统104和/或服务器108的访问。用户的访问可以被神经调节系统 102、信息处理系统104和/或服务器108界定并且限制于某些数据和/或动 作。因此，系统100的用户可以被要求向神经调节系统102、信息处理系 统104和/或服务器108注册。

正如前面提到的，可以对位于神经调节系统102、信息处理系统104 和/或服务器108内的数据管理进行各种选择。管理系统可以管理数据的安 全并且完成各种任务，例如帮助数据备份过程。管理系统可以在本地和/或 远程更新、存储以及备份数据。管理系统可以使用任何合适的数据传送方 法远程存储数据，例如通过因特网和/或其他网络106。

图3是示出了示例性神经调节系统300的框图。应当领会，图3所示 的神经调节系统300可以实施为神经调节系统102。

如图3所示，在该示例中，神经调节系统300可以包括可操作地连接 到至少一个电极308的神经调节系统刺激装置302。神经调节系统刺激装 置302可以用任何合适的方式连接到至少一个电极308上。在一个示例 中，神经调节系统刺激装置302被直接连接到至少一个电极308上。在另 一个植入至少一个电极的示例中，神经调节系统刺激装置302通过无线连 接被连接到至少一个电极308上。

参照图3，在这个示例中，神经调节系统刺激装置302包括第一信号 发生器304、第二信号发生器306和数据库系统310。第一信号发生器 304、第二信号发生器306和数据库系统310可以包括执行某些任务的软 件和/或硬件部件，例如现场可编程门阵列(FPGA)或专用集成电路 (ASIC)。第一信号发生器304、第二信号发生器306和数据库系统310 可以有利地被配置为位于可寻址存储介质上，并且可以被有利地配置为在 一个或者多个处理器上执行。因此，第一信号发生器304、第二信号发生 器306和数据库系统310可以包括例如部件，如软件部件、面向对象的软 件部件、类部件以及任务部件、过程、功能、属性、步骤、子程序、程序 代码段、驱动器、固件、微码、电路、数据、数据库、数据结构、表、阵 列和变量。在部件和模块中提供的功能可以结合到更少的部件和模块中， 或者进一步分离到附加部件和模块中。

数据库系统310可以包括各种数据。例如，数据库系统可以包括以下 数据中的任何一种：用户数据、应用程序数据、内容数据、统计数据、历 史数据、数据库、程序、文件、库、价格数据和/或其他数据等等。

在一些示例性实施例中，至少一个电极308包括单一或者多个阵列， 并且可以被放置在覆盖脊髓、(多个)脊髓神经、(多个)神经根、神经 节、(多个)周围神经、脑干或目标区域(诸如骨骼肌)的皮肤上。

在一些实施例中，至少一个电极由导电胶或者水溶性/盐溶液的储器制 成。在一些实施例中，可植入电极由生物相容材料制成，例如硅酮，并且 可以嵌有惰性金属(例如金丝或者铂丝)。

如图4所示，示例性方法400的流程图包括发送产生的第一信号和产 生的第二或者叠加信号。方法400体现在存储于一个或者多个存储器并且 由一个或者多个处理器执行的一个或者多个软件程序中。尽管参照图4所 示的流程图描述方法400，但是应当领会可以使用许多其他方法实施与方 法400相关的动作。例如，许多步骤的顺序可以改变，一些描述的步骤是 可选的，以及可以包括额外的步骤。

更具体地，在一个示例中，神经调节系统产生第一信号，如框402所 示。例如，第一信号发生器302可以产生40Hz的两相信号。

如框404所示，神经调节系统产生第二信号。例如，第二信号发生器 304可以产生10Hz的叠加信号。

如框406所示，神经调节系统发送产生的第一信号和产生的第二信 号。例如，通过位于脊髓的电极，神经调节系统可以经皮发送产生的 40Hz的两相信号及10kHz的叠加信号。

图5A和5B是示例性神经调节系统500的示意图，示出了多个电极的 示例性排布或者放置。在该示例性实施例中，神经调节系统500包括可操 作地连接到至少一个电极或者活性电极504、第一接地电极506和第二接 地电极508的经皮电刺激器502。如图5B所示，在该示例性排列中，活性 电极504放置在用户躯干上。这种结构能够使神经调节系统发送对称激 活。

图6是不同类型的电极的替换排列的示意图。

可以将激活电极放置在任何合适的位置。例如，如图6所示，可将激 活电极放置叠加在用户颈部，如602a所示，叠加在用户躯干，如602b所 示，叠加在用户下背部，如602c所示，和/或叠加在颅骨的基底(即，脑 干)(未显示)。

如图6所示，可将表皮电极放置在多个不同位置。例如，将表皮电极 604a放置叠加在颈部或喉部的肌肉上。可将表面电极604b放置叠加在隔 膜的肌肉上。可将表面电极604c放置叠加在肾部区域。可将表面电极 604d放置叠加在胃部区域。可将表面电极604e放置叠加在腹下区域。可 将表面电极604f放置叠加在肩部或者上肢。可将表面电极604g放置叠加 在二头肌或者上肢。可将表面电极604h放置叠加在前臂。可将表面电极 604i放置叠加在腿部上端或者大腿。可将表面电极604j放置叠加在腿部下 端或者小腿。可将表面电极604k放置叠加在腿部下端或者胫骨。可将表 面电极6041放置叠加在颈部或者喉部的肌肉上。

在一个示例性示例中，至少一个电极被配置为植入用户体内。在该示 例中，系统100包括与至少一个被植入的电极无线通信的电刺激器。在一 个示例性实施例中，经皮电刺激器使被植入的电极发送生成的第一信号和 生成的第二信号。在一些实施例中，至少一个被植入的电极配置为记录数 据并且将记录的数据无线传递给电刺激器。在至少一个电极被植入的某些 实施例中，将至少一个电极配置为发送生成的第一信号但是不发送生成的 第二信号。也就是说，在该示例中，不需要生成的第二信号。

在一些实施例中，将系统100配置为与附加设备或者辅助设备进行无 线通信，例如美国专利7,726,206中描述的鞋，通过引用该专利文献整体 包含于本文。附属设备或者辅助设备可以包括药物泵、药物递送系统、物 理治疗或者骨骼支撑系统中的至少一个。

如上讨论，在一些实施例中，神经调节系统产生并且发送第一信号和 第二信号。图7示出了通过至少一个电极由调节系统发送的信号的一个示 例。在该示例中，信号是1-40两极矩形刺激、持续0.3到1.0ms且载波频 率为5-10kHz。图7所示的信号可以导致更少皮肤阻抗，以及更舒适且相 对无疼痛的治疗，产生更大的相容性和更好的结果。

在一个示例性实施例中，神经调节系统包括可配置为设置被发送信号 的电压的晶体管(例如，推挽晶体管)。信号可以经转换器耦合到患者通 道或者电极。使用开关，激活通道或者电极并且应用信号。神经调节系统 可以包括光耦合器电流检测电路。信号可以在持续时间、脉冲频率、脉冲 串持续时间和脉冲串数量方面有所不同。

在一个示例性实施例中，针对运动，被发送的信号是30-40Hz、85- 100mA且叠加填充频率是10kHz。

产生的第二信号或者叠加信号可以具有在5kHz和10kHz之间的频 率。在一些实施例中，产生的第二信号在5kHz和10kHz之间是可调的。

在一个示例性实施例中，将神经调节系统配置为发送两极矩形刺激且 脉冲持续时间为0.5ms、填充载波频率为10kHz。

在一个示例性实施例中，将神经调节系统配置为发送填充载波频率为 10kHz的两相刺激。在该示例中，填充载波频率为10kHz的两相刺激可以 抑制受试者疼痛感受体的敏感性。在另一个示例性实施例中，将神经调节 系统配置为发送填充载波频率5-10kHz的两相刺激。

在一些实施例中，神经调节系统将产生的第一信号和产生的第二信号 相加以产生将发送给电极的信号。在一些实施例中，神经调节系统包括配 置来增加或者相加产生的第一信号和产生的第二信号的混频器。

在一些实施例中，将神经调节系统配置来向可以在患者身体表面上空 间地分开的两个或者更多个电极发送不同频率。

在一些实施例中，神经调节系统在某一时间点在产生的第一信号和产 生的第二信号之间对定相进行同步。在一些实施例中，在较高的频率是较 低的频率的整数倍的情况下，神经调节系统反复在产生的第一信号和产生 的第二信号之间对定相进行同步。

在一个示例性实施例中，发送1-100Hz、30-200mA的电刺激。

在一个示例性实施例中，发送5-40Hz且具有0-300mA、1-120mA、 20-100mA和85-100mA中的一个的电刺激。

在一个示例性实施例中，被发送的信号的频率是可调的。在一个实施 例中，产生的第一信号的频率在0.0-40Hz内是可调的。

在一些实施例中，被发送的信号的脉冲持续时间是可调的。在一些实 施例中，产生的信号中的至少一个的脉冲持续时间在0.5-3.0ms内是可调 的。

在一些实施例中，被发送的信号的幅度量是可调的。在一些实施例 中，幅度在0-300mA内是可调的。

在一些实施例中，刺激是连续的。在一些实施例中，刺激是间歇的。

在一些实施例中，系统能够不间断的识别最佳刺激模式，并且允许通 过：(a)自动校准；(b)直接人工控制；或者(c)通过无线技术的非直 接控制进行刺激模式的校准。

在一些实施例中，神经调节系统配置为使用以特定神经元或者终末器 官为目标所选择并且基于对评估和测试的响应为每个患者定制的参数，调 整刺激并且将刺激器的参数控制到安全且有效的水平。

在一些实施例中，系统利用期望预定刺激参数或者一系列刺激参数将 神经系统的特定成分定位目标。在一个示例中，在运动的情形中，将单极 电极放置在T11-T12的胸椎的椎旁空间上方，参考电极放置在腹部上方； 系统经编程以利用10Hz叠加高频脉冲在85-100mA发送5-40Hz的信号。

在一些实施例中，神经调节系统包括至少一个传感器。在一个示例性 实施例中，神经调节系统基于由至少一个传感器采集的生理数据来确定刺 激参数。

该至少一个传感器可以包括附加在或者位于受试者身体附近的肌电图 (“EMG”)传感器、踝关节(或者弯曲)传感器、加速计、陀螺仪传感 器、流量传感器、压力传感器、载荷传感器、表面EMG电极、足力板传 感器、鞋内传感器、加速装置、动作捕捉系统以及陀螺仪传感器中的至少 一个。

刺激参数可以识别发送到多个电极中的一对或者多对电极的一个或者 多个电脉冲的波形形状、幅度、频率和相关相位。

至少一个传感器可以以任何合适的方式连接到神经调节系统。例如， 通过有线或者无线连接至少一个传感器。

在一些实施例中，神经调节系统包括至少一个记录电极。神经调节系 统可以配置为接收并且记录从至少一个记录电极接收的电子信号。可以将 至少一个记录电极放置在电极阵列中。可以将电极阵列当做第一电极阵 列，系统可以包括第二电极阵列。可将至少一个记录电极放置在第一电极 阵列和第二电极阵列中的至少一个上。在一些实施例中，神经调节系统包 括配置来记录来自至少一个记录电极的信号的记录子系统。记录子系统可 以包括可以被实施为具有可编程增益的低噪声放大器的放大器。

在一些实施例中，神经调节系统包括多个肌肉电极，该肌肉电极引起 肌肉运动(例如，收缩)，以增强由复杂刺激模式单独提供的被提高的神 经功能。神经调节系统可以发送电刺激到多个肌肉电极上。

在一些实施例中，神经调节系统包括可操作地连接到电极的刺激装 置。该刺激装置包括配置来容纳信号发生器和控制模块的外壳。信号发生 器可以配置为产生如本文所讨论的信号。控制模块可以配置为控制信号发 生器。外壳可以由模制塑料制成并且可以制成为紧凑且便携的以供单一患 者使用。

神经调节系统可以构造为通过基于从传感器收集的信号进行机器学习 方法，确定一组刺激参数。在一个示例中，机器学习方法进行高斯过程优 化。

在一个示例性实施例中，神经调节系统包括多个电极。在该示例中， 神经调节系统通过选定的一个或多个电极，发送刺激或者产生的信号。

在一些实施例中，将神经调节系统构造为具有下列性能或者特征中的 至少一个：(a)能够使神经刺激装置可穿戴的形状系数；(b)具有可充 电电池的电力发电机；(c)次级备用电池；(d)封装在由一种或多种合 成聚合物材料制成的包装中的电子和/或机械部件；(d)可编程且自调节 的；(e)记录场电位的能力；(f)独立或以与其他植入或外部装置协调 的方式操作的能力；和(g)通过无线技术发送、存储和接收数据的能 力。

在一些实施例中，该系统能够有开闭环功能，并且具有产生且记录场 电位、诱发电位和/或调节细胞和神经回路的膜电势的能力。

在一些实施例中，刺激装置包括可充电电池或者交流电流。在一些实 施例中，刺激装置包括双电源(例如，备用电池)。在一些实施例中，系 统包括具有充电电池的电力发电机。

在一些实施例中，非侵入神经刺激装置或者神经调节装置可用于向患 者提供治疗，以治疗各种症状或者疾病，例如创伤后疼痛、慢性疼痛、神 经病变、神经痛、癫痫、痉挛以及与帕金森疾病有关或者无关的震颤。

除非另有定义，本文所用的技术术语和科技术语的含义与本公开所属 领域的普通技术人员通常理解的含义相同。

当术语“运动完全性(motor complete)”用于涉及脊髓损伤时，指代 损伤部位下没有运动功能(例如，不能自主引起在受脊髓损伤下的脊髓段 支配的肌肉中的运动)。

术语“单极刺激”指代当地电极和公共远处返回电极之间的刺激。

术语“自主神经功能”指代由神经系统控制的功能，且很大程度上控 制在意识水平以下，以及通常涉及内脏功能。示意性自主神经功能包括但 不限于控制肠、膀胱和体温。

术语“性能力”指代保持阴茎勃起、具有性高潮(男性或者女性)、 产生有活力的精子、和/或经历可观察的与性唤起相关的生理变化的能力。

术语“认知能力”表示一个人对周围环境的认知以及在给定环境下有 效、有行为并且有思想地活动的能力。

已经发现脊髓的经皮电刺激(tECS)可以引起哺乳动物中(例如，在 人类或者非人类的哺乳动物中)的激活运动。已经说明，例如，在T11- T12椎骨的脊椎旁在以40-70mA施加的的5-40Hz连续tECS引起腿部在不 依赖于重力位置的受试者诸如踏步运动的非自主运动。tSCS的频率从5Hz 增加到30Hz导致被激发的踏步运动的幅度增大。在慢性脊髓的猫中(在 T8脊髓横切3周后)在L5的tESCS(频率为5Hz且强度范围在3到 10mA)引起所有(N＝4)受试动物的下肢肌肉中的EMG踏步模式，同时 由tESCS产生的移动类运动不是负重的。

通过不加限制的示例，可将经皮电刺激用于帮助遭受脊髓损伤和其他 神经系统损伤及疾病的受试者中运动以及其他神经系统功能的恢复。成功 应用可以提供在神经系统损伤和疾病的恢复中的广泛使用。

神经调节系统可以帮助具有脊髓损伤、脑损伤或者其他神经系统疾病 或者损伤的哺乳类受试者(例如，人类)运动。在某些实施例中，神经调 节系统构造为使用表皮电极刺激受试者的脊髓，表皮电极处的刺激调节受 试者中的选定脊髓回路中的电生理特性，从而通过本体感受的衍生信息和/ 或来自脊椎上的输入来激活这些回路。在一些实施例中，刺激可以伴随有 放置脊髓的感受运动回路的区域的物理训练(例如，运动)。

在一些实施例中，神经调节系统构造为用电极刺激脊髓，该电极调节 本体感受信息和脊椎上的信息，该信息在站立和/或踏步时控制下肢和/或 在伸够和/或抓握条件时控制上肢。是本体感受信息和皮肤感受信息来以协 调方式以及以适应外部条件的方式引导肌肉的激活，例如，载荷量、速度 和踏步方向或者载荷是否均匀分布在两个下肢、表明站立活动、变换表明 踏步的载荷、或者感受标志伸出或者抓取的意图的姿势调整。

不像涉及直接引起运动的运动神经元的特定刺激的方法，本文描述的 神经调节系统使脊髓回路能够控制运动。更具体地，本文描述的神经调节 系统以功能方式开拓脊髓回路以及脊髓回路解释本体感受信息和响应该本 体感受信息的能力。在一些实施例中，这与由直接刺激(例如，特定运动 神经元)引起/控制实际运动的其他方法形成对比。

在一个示例性实施例中，受试者装有能够提供选择性的刺激和控制能 力的一个或者多个表面电极，通过放置在例如腰骶脊髓和/或颈脊髓表皮上 的电极来选择刺激的位置、(多个)模式和强度，以促进有严重衰弱神经 运动障碍的个体的臂和/或腿的运动。向受试者提供发电机控制单元并且受 试者装有(多个)电极，然后受测试以识别最有效受试者特定刺激范例以 刺激运动(例如，踏步和站立和/或臂和/或手运动)。使用这些刺激范 例，受试者在经历脊髓刺激时，在交互式康复项目中进行站立和踏步、伸 出和抓取和/或呼吸和讲话治疗。

根据受伤的位置/类型及自发活动，期望促进具体脊髓刺激方案包括但 不限于，沿腰骶、喉和/或颈脊髓的特定刺激位置；沿腰骶、喉和/或颈脊 髓和/或脑干的刺激位置的特定结合；特定刺激幅度；特定刺激极性(例 如，单极或者两极刺激形式)；特定刺激频率；和/或特定刺激脉冲宽度。

在一些实施例中，神经调节系统设计为能够使患者在家庭环境下使用 和控制该神经调节系统。

在一些实施例中，方法并非电引起行走模式或者站立模式的激活，而 是能够使/促进该激活从而使得当受试者操作身体位置时，脊髓可以接收来 自腿(或臂)的能够容易被脊髓回路认知的本体感受信息。然后，脊髓知 晓是否踏步或者站立或者不动。换言之，在刺激模式开启后，使受试者在 选择时能够开始踏步或者站立或者伸出并抓取。

而且，本文描述的神经调节系统在临床上归类为运动完全性的脊髓受 伤的受试者中是有效的；即，在损伤部位下没有运动功能。在一些实施例 中，被激活/刺激的(多个)电极的具体结合和/或任何一个或者多个电极 的期望刺激和/或刺激幅度(强度)是可以实时变化的，例如，由受试者改 变。通过将脊髓回路作为本体感受输入的反馈和前馈的源，以及通过基于 来自选定身体部分的视觉的、和/或运动的、和/或运动学的输入在刺激参 数中进行自主微调调节，闭环控制可以插入到过程中。

在一些实施例中，神经调节系统设计成使得没有自主运动能力的受试 者能够执行有效的站立和/或踏步和/或伸出和/或抓取。此外，本文描述的 方法在帮助具有严重但并非完全损伤的个体恢复方面起着重要作用。

在一些实施例中，神经调节系统可以向用户提供一些基本姿势、运动 和伸出及抓取模式。在一些实施例中，神经调节系统可以提供为了未来恢 复方案的构件。基于在动物和一些初期人类研究的一些成功之处(见下 文)，似乎将合适脊髓回路的有效经皮刺激与身体康复和药物介入结合的 方案可以为完全SCI人类患者提供实际治疗。这种方法对于能够负重站 立、踏步和/或伸出或抓取是足够的。这种能力可以给具有完全瘫痪或者其 他神经运动障碍的SCI患者参与锻炼的能力，众所周知这对患者的身体和 心里健康具有极大的益处。在一些实施例中，神经调节系统可以在辅助步 行器的帮助下实现运动。尽管距离所有运动的完全恢复很远，但是即便简 单的站立和短时间的行走将提高这些患者的独立性和生活质量。本文描述 的神经调节系统(例如，经皮电刺激)为能够实现更长且更好的运动控制 的直接脑对脊髓交互做准备。

尽管本文描述的神经调节系统参照完全脊髓损伤进行讨论，但是应当 领会，该系统可以应用到具有局部脊髓损伤的受试者、具有脑损伤(例 如，局部缺血、创伤脑损伤、中风，等等)的受试者，和/或具有神经病变 疾病(例如，帕金森疾病、阿兹海默疾病、亨廷顿疾病、肌萎缩性脊髓侧 索硬化症(ALS)、原发性脊髓侧索硬化(PLS)、大脑性麻痹，等等) 的受试者。

在一些实施例中，神经调节系统可以结合体能训练(例如，严格监控 (机器人式)体能训练)使用，以及可选择地结合药理学技术。神经调节 系统使脊髓回路能够利用感觉输入以及从大脑到脊髓损伤部位下面的回路 的新建立的功能连接，作为控制信号源。因此该方法被设计为能够实现并 促进自然感觉输入以及到脊髓上的脊椎连接以控制运动，而非引起脊髓直 接引发运动。即，神经调节系统在SCI后促进并且增强存在的脊髓的固有 神经控制机制，而非替代或者忽略该机制。

通过腰骶脊髓处理感觉输入：

使用传入神经作为控制源

在一些实施例中，神经调节开拓自发活动的脊髓控制。例如，人类脊 髓可以接收与运动相关的感觉输入，例如踏步，这种感觉信息可以用于调 节运动输入以适应合适的踏步速度和施加在下肢的载荷水平。而且，人类 腰骶脊髓具有中心模式生成类性质。因此，下肢的振动可以简单地由振动 下肢的股外侧肌、由经皮刺激以及伸展臀部而引起。神经调节系统开拓了 以下事实：完全和不完全SCI受试者中的人类脊髓可以接收并且解释本体 感受和躯体感觉信息，该信息可以用于控制对于产生具体运动而言必要的 运动集合中(例如，站立、踏步、伸出、抓取，等等)的神经肌肉活动的 模式。本文描述的神经调节系统帮助并且适应现存脊髓回路的运行，该回 路产生例如通过经皮刺激、体能训练和选择性的药物学的结合而产生的周 期性踏步类运动。

促进临床完全损伤后人类的踏步及站立

哺乳动物的运动归因于本身振动脊髓神经网络，该网络能够生成与感 觉信息交互的中心模式(Edgerton等人在J.American Paraplegia Soc的14 (4)(1991)，150-157；Forssberg在J.Neurophysiol，42(4)：936-953 (1979)；Grillner和Wallen在Annu.Rev.Neurosci.，8：233-261 (1985)；Grillner和Zangger在Exp Brain Res，34(2)：241-261 (1979)))。这些网络在生成由运动神经元执行的复杂姿势和节奏的运 动模式的时机方面起关键作用。

如上所述，本文描述的神经调节系统可以参与与自主运动结合的脊髓 的一个或者多个区域的刺激。与自主运动结合的脊髓刺激造成受试者中脊 髓回路的电生理学性能的调节，使回路通过从受试者的自主运动待促进的 区域得到的本体感受信息而被激活。此外，与药剂和自主运动结合的脊髓 刺激造成受试者中脊髓回路的电生理性能的调节，使回路通过从受试者的 自主运动待促进的区域得到的本体感受信息而被激活。

感兴趣区域自主运动的完成可以通过许多已知方法中的任何一种，例 如，理疗师所知的方法。通过阐述，严重SCI后的个体当在跑步机和人工 帮助下提供有身体重量支撑时，就可以产生站立和踏步模式。在具有SCI 的人类受试者的站立和踏步训练两者期间，受试者可以被放置在跑步机上 成直立位置并且以最大载荷被悬挂在带子中，这时可以避免膝盖弯曲和躯 干塌下。将训练者定位在例如对于受试者后方，并且在每个腿根据需要帮 助保持适合于每个具体任务的肢体运动学和动力学。在双侧站立期间，尽 管也会发生屈肌的共同激活，但是两条腿可以被同时加载，并且伸展可以 是主导的肌肉激活模式。此外，或者可替换地，在踏步期间，以替换模式 对腿加载，并且当腿从姿势经摆动而运动时，每个肢体内的伸肌和屈肌激 活模式也交换。与加载和踏步速率相关的传入输入可以影响这些模式，并 且已经表明训练可以提高临床完全SCI受试者的这些模式和功能。

腰骶脊髓的经皮刺激

如上所述，不受具体理论的限制，相信经皮刺激(例如，再喉部脊髓 上)结合体能训练可以帮助完全SCI后人类受试者的踏步和站立的恢复。

脊髓电刺激已经成功用于人类抑制疼痛和痉挛(见，例如，Johnson 和Burchiel在Neurosurgery55(1)：135-141(2004)；讨论141-142；Shealy等 人在AnesthAnalg46(4)：489-491(1967)；Campos等人Appl.Neurophysiol. 50(1-6)：453-454(1987)；Dimitrijevic和Sherwood在Neurology30(7Pt2)： 19-27(1980)；Barolat在Arch.Med.Res.31(3)：258-262(2000)；Barolat在J. Am.Paraplegia Soc，11(1)：9-13(1988)；Richardson等人在Neurosurgery 的5(3)：344-348)。优化刺激参数的当前努力已经引起许多聚焦于经皮 脊髓刺激的优点的研究。在界定运动响应方面，电极的位置及刺激参数很 重要。(多个)表面电极的使用，正如本文描述的，帮助具体刺激位置的 选择或变换以及各种刺激参数的应用。

为了说明目的提供下面不加限制的示例。

示例1：脊髓的经皮电刺激：针对人类中踏步模式发生器的激活的非 侵入工具

该示例说明通过经皮脊髓电刺激(tESCS)激活SN的非侵入方法。 该方法基于我们的研究，该研究表明施加在T11-T12椎骨区域的单一真皮 电刺激引起健康受试者和具有临床完全(ASIA A)脊髓损伤的患者中近端 和远端腿部肌肉的单突触反射(见Courtine G.，Harkema S.J，Dy C.J.， Gerasimenko Yu.P.和Dyhre-Poulsen P.在J Physiology的2007年第585卷第 1125页上的Modulation of Multisegmental Monosynaptic Responses in a  Variety of Leg Muscles during Walking and Running in Humans)。见Dy C.J.， Gerasimenko YP.，Edgerton VR.，DyhrePoulsen P.，Courtine G.，Harkema S.在 J Neurophysiol的2010年第103卷第2808页上的Phase-Dependent  Modulation of Percutaneously Elicited Multisegmental Muscle Responses after  Spinal Cord Injury。考虑到eESCS通过单和多突触反射影响SN(见 Minassian，Persy，Rattay，Pinter，Kern和Dimitrijevic的上述文章)，我们建 议非侵入tESCS是神经调节SN的有效方法。

实验

我们对六位健康成人男性受试者(Velikie Luki State Academy of  Physical Education and Sports的学生和职工)进行测试。他们已经知晓并书 面同意参与该实验。该实验被学院的伦理委员会(Ethics Committee)同意 并且满足赫尔辛基宣言(Helsinki Declaration)的要求。

受试者左侧躺在沙发上，并且其脚部放置在分离的板上，该板用绳索 (例如，秋千)连在实验房间的天花板的吊钩上。右(上方)腿直接在小 腿区域被支撑。左(下方)腿放置在连接于水平板的旋转架上。在这些条 件下，受试者可以经过最大幅度移动他们的腿部：根据指导，受试者静静 地躺着并且既不阻碍也不促进由脊髓的电刺激引起的运动。

使用KULON刺激器(俄罗斯，圣彼得堡，St.Petersburg State  University of Aerospace Instrumentation)进行tESCS。刺激的实施是使用 2.5cm圆电极(美国，Lead-Lok，Sandpoint)，该电极放置在T11和T12的 棘突之间皮肤的中线上作为阴极，两个导电塑料制成的5.0×10.2cm矩形 板(德国，Ambu，Ballerup)对称放置在髂骨上作为阳极。通过持续时间 为0.5ms的双极矩形刺激而引起踏步类运动，填充有10kHz载波频率；刺 激的强度在30到100mA范围内变化。刺激频率是1、5、10、20、30和 40Hz；暴露持续时间在10到30s范围内变化。在每个刺激的高频刺激期 间，tESCS即使在幅度增加到100mA或者更多时也不引起疼痛；允许我们 详细研究被引起的运动对于刺激的幅度和频率的依赖性。

通过双极表面电极记录双腿肌肉(股直肌，肱二头肌，胫前肌，腓肠 肌)的EMG。使用ME600016-通道遥感神经肌电图(芬兰，Mega Win) 记录EMG信号。使用角度计记录膝关节的弯曲-伸展运动。

使用Qualisy视频系统(瑞典)记录腿部运动的运动学参数。反光标 记贴在身体的枢轴点，这些枢轴点与在肩关节、髋关节、膝关节和踝关节 的旋转轴一致。髋关节的角运动从肱部的外上踝、转节和股骨的外上髁上 的标记的位置计算。贴在转节、股骨的外上髁、以及外踝的的标记用于描 述膝关节的运动。踝关节的运动通过位于股骨的外上髁、外踝以及大脚趾 上的标记进行评估。通过特殊软件进行一个完整踏步循环中运动的重建。 为了记录足尖的运动，将标记固定在右脚的大脚趾上。

EMG的记录与踏步运动学参数的记录同步进行。角运动的平均循环 持续时间和幅度从10-12个循环中计算。踏步循环的持续时间的计算是基 于在髋关节、膝关节和踝关节的角运动的两个最大值之间的差距。髋关节 和膝关节之间的相位偏移是从这些关节中的角运动的最大值之间的差距进 行计算。

使用标准软件包进行数据的统计处理。

结果

频率为5-40Hz的经皮脊髓电刺激在6个受试者中引发5个受试者的自 主腿部运动。引起自主运动的刺激的阈值强度是50-60mA，并且依赖于刺 激的频率。频率为1Hz的tESCS引起腿部肌肉的反射反应，且阈值为70- 80mA(图8a)。

图8示出了右腿肌肉对频率为1Hz且强度为75-100mA的tESCS的 EMG响应的原始记录。刺激强度的增加导致响应幅度的增加。首先，臀 部肌肉(股直肌和股二头肌)参与到运动反应；然后，小腿肌肉(胫前肌 和腓肠肌)参与进来(图8b)。对于每个刺激的反应由具有约12-15ms的 潜伏期的早期单突触反应(在Courtine，Harkema，Dy，Gerasimenko和 Dyhre-Poulsen的上述文章中示出相同的单突触)反应构成。刺激强度增加 以几十毫秒的潜伏期引起明显多突触的股二头肌(屈肌)中的反应。因 此，具有低频率(1Hz)的tESCS引起包括单一和多突触部分的腿部肌肉 的反射反应。

频率在5到40Hz整个范围内变化的经皮脊髓电刺激引起5个受试者 的踏步类运动(图9)。tESCS的能力存在某些变化以在不同刺激频率引 起踏步类运动。在两个受试者中(R.和S.)，在5-40Hz范围的所有测试 频率的tESCS引起踏步类运动；在受试者K和G，记录的频率是5、10、 20和30Hz；以及在受试者B，记录的频率是5和30Hz。运动的开始的潜 伏期不依赖于刺激的频率并且在0.2-2.5s的范围内。刺激开始时在受试者 S、G和R的运动的幅度逐渐增大到最大值，并且在刺激终止后幅度逐渐 减小。在受试者K和V中，运动在进行中的tESCS的背景下终止，踏步 模式的持续时间近似为10-20s。在受试者R和S中，运动在整个刺激时间 内持续并且在刺激结束后2-4s内终止。

逐对比较髋关节、膝关节和踝关节的运动的平均幅度，该平均幅度是 在使用的每个频率的刺激的最前和最后15s计算得出的，该比较允许我们 确定在刺激开始和结束时引起的运动的幅度之间差异的可能性(见下方表 1)。受试者C基于两次实验计算的可能性的两行表明刺激的开始和结束 时的幅度变化方向不同。在表中，当刺激结束时运动的幅度显著大于开始 时的幅度的情形是粗体的；当刺激结束时运动的幅度显著小于开始时的幅 度的情形是斜体的。根据数据，受试者被分为两组。在第一组中(受试者 R和S)，踏步类运动是由在整个被研究频率范围内(5-40Hz)的刺激引 起的，运动的幅度尽管在刺激开始时增加但是在刺激终止后衰减。在第二 组中(受试者K和V)，引起运动时具有困难并且在有限的一组频率内。 这些差异与皮肤的导电性的个体特征和脊髓连接的特征均有关系。

由tESCS引起的腿部自主运动完全符合踏步运动的特征(图10)。类 似自主踏步运动，由tESCS引起的自主运动当然包括左右腿的相似肌肉的 交替收缩以及臀部和胫骨中对抗肌(股直肌和股二头肌、腓肠肌和胫骨肌 肉)活动的交替。正如在反应髋关节和膝关节的运动曲线清楚看出，这些 关节中的运动(自主运动和由tESCS引起的运动两者)发生为具有相位偏 移(膝盖的运动先于臀部的运动)。

下方表格示出运动平均幅度相似性的可能性，是在tESCS的最前和最 后15s测得。对于受试者R，示出刺激的两种不同情形。

注意：H，髋关节；Kn，膝关节；Ank，踝关节。p≤0.05的情况是粗 体和斜体。其他解释见本文。

图11示出了自主踏步运动和由基于运动学分析和足尖(大脚趾)轨 迹重建的tESCS引起的运动期间右腿三个关节中的踏步循环(图11a)。 在由tESCS引起的踏步类运动中，正如自主踏步运动一样，携带腿部向前 的相位和在向后腿部运动中支撑的相位是不同的(图11a，11b)。在自主 运动期间，膝关节和踝关节的模式比在被引起的运动期间的模式复杂的 多。在被引起的运动期间关节间的协调与自主运动期间观察到的协调非常 不同(图11c，4d)。对于在由所有三个关节的运动的相互作用引起并且 使用连接到大脚趾的标记记录(图11f)的腿部远端区域的运动来说，同 样如此。自主运动中末端点的轨迹看起来像椭圆(图11f)。由tESCS引 起的运动中末端点的轨迹可以被认为是融合的椭圆，且腿部向前向后运动 而没有明显竖直运动。

踏步类运动的频率不依赖于刺激的频率。受试者R，S，K，B和G中 踏步类运动的平均时周期分别是2.72±0.14、2.39±0.55、2.42±0.15、 3.22±0.85和1.9±0.09s。

如上所述，在不同受试者髋关节、膝关节和踝关节的、在刺激的最前 和最后15s计算得出的运动的平均幅度的逐对比较表明，不管刺激频率如 何，运动的幅度既不明显增加也不明显减小。在刺激开始，在所有受试者 的所有关节中，存在运动的幅度随着刺激频率的增加而增加的倾向(图 12)。然而，在刺激末尾，运动的幅度独立于刺激频率。在所有关节中， 在5Hz的刺激频率下观察到最小运动(图12b，12d)。作为例外，仅仅在 一个情形中，当刺激受试者S.时，髋关节的运动幅度随着刺激频率的增加 而增加并且膝关节和踝关节的运动幅度随着频率的增加而减小[图12；表 1，受试者S.(1)]。在图12a中示出受试者大脚趾运动的轨迹，反映整个 腿运动的幅度。在该情形中，刺激频率为10、20、30和40Hz时的足尖运 动的幅度分别比在5Hz时大15.0、19.9、15.3和16.4倍。在图12b所示的 情形中，分别比在5Hz时大3.5、9.4、11.3和80.7倍。因此，在该受试者 中，伴随刺激频率的增加，腿部运动的幅度在任何情形下均未减小；该幅 度在5Hz频率下最小。

注意，在图12b和12d所示的情形中，频率的增加导致踝关节中运动 幅度的显著增加。通过刺激频率控制踝关节中的运动的可能性是tECS的 优点，不像在振动引起踏步类运动中不受调节的踝关节。见Gorodnichev， Machueva，Pivovarova，Semenov，Ivanov，Savokhin，Edgerton，和Gerasimenko 的上述文章。

讨论

腰膨大的经皮电刺激可以增强具有完全或者部分脊髓损伤患者在移动 跑步机上辅助行走运动期间，腿部肌肉中EMG运动的模式。见Minassian， Persy，Rattay，Pinter，Kern和Dimitrijevic的上述文章。然而，之前从未在该 类病人中通过经皮刺激成功引起自主踏步类运动。已经观察到，施加到腰 膨大的吻侧束部分(在T11-T12椎骨区域)的经皮电刺激引起腿部悬在重 力均衡位置的健康受试者的自主踏步类运动。在被研究的六位受试者中的 五位中观察到该现象。当使用抑制疼痛感受体的敏感性的双相刺激填充 10kHz的载波频率时，tESCS不引起不适并且容易被受试者接受。

由tESCS引起反应的反射性质的证据

T11-T12椎骨区域中单一经皮电刺激以对应于单一突触反射的潜伏期 引起腿部肌肉的反应。见Courtine，Harkema，Dy，Gerasimenko和Dyhre- Poulsen的上述文章。大家认为这些反应是由于大直径背根传入的激活引起 的。见Minassian，Persy，Rattay，Pinter，Kern，和Dimitrijevic的上述文章；Dy  C.J.，Gerasimenko YP.，Edgerton VR.，DyhrePoulsen P.，Courtine G.，Harkema  S.在J NeurophysioL的2010年第103卷第2808页上的Phase-Dependent  Modulation of Percutaneously Elicited Multisegmental Muscle Responses after  Spinal Cord Injury；de Noordhout A.，Rothwell J.e.，Thompson P.D.，Day B.L.， 和Marsden e.D.在J Neurol.Neurosurg.Psychiatry的1988年的第51卷第 174页上的Percutaneous Electrical Stimulation of Lumbosacral Roots in Man； Troni W.，Bianco e.，Moja M.C.和Dotta M.在Afuscle Nerve的1996年第19 卷第5期第595页上的Improved Methodology for Lumbosacral Nerve Root  Stimulation；Dyhre-Poulsen P.，Dy e.1.，Courtine G.，Harkema S.和 Gerasimenko YU.P.在Gait Posture的2005年第21卷第66页上的 Modulation of Multi segmental Monosynaptic Reflexes Recorded from Leg  Muscles During Walking and Running in Human Subjects。这些反应的单突触 的性质被肌腱的振动或者成对刺激抑制反应的事实确认。我们先前已经表 明，在硬膜刺激期间的老鼠中(见Gerasimenko，Lavrov，Courtine，Ronaldo， Ichiyama Dy，Zhong Roy和Edgerton的上述文章)和在具有50mS刺激之间 延迟的成对tESCS期间的健康人类中(见Courtine，Harkema Dy， Gerasimenko和Dyhre-Poulsen的上述文章；Dy Gerasimenko，Edgerton， Dyhre-Poulsen，Courtine，Harkema的上述文章)对于第二刺激的反应被抑 制。这种不起反应期间排除了腹角或者腹根激活中运动神经元直接激活的 可能性。见Struijk1.1.，Holsheimer1.和Boom，H.B.K.在IEEE Trans. Biomed.Eng.的1993年第40卷第7期第632页上的Excitation of Dorsal  Root Fibers in Spinal Cord Stimulation：A Theoretical Study。反应的单突触性 质也在振动测试期间显现出来。众所周知振动抑制同源肌肉中的单突触反 射路径。见Mao e.e.，Ashby P.，Wang M.和McCrea D.在Exp.Brain Res.的 1984年第56卷第341页上的Synaptic Connections from Large Muscle  Afferents to the Motoneurons of Various Leg Muscles in Man。在跟腱振动期 间对小腿肌肉中由tESCS引起的反应的抑制直接表明这些反应的单突触性 质。在健康受试者(见Courtine，Harkema，Dy Gerasimenko和Dyhre- Poulsen的上述文章)和具有脊髓损伤患者(见Dy，Gerasimenko，Edgerton， Dyhre-Poulsen，Courtine，Harkema的上述文章)行走期间，由tESCS引起 的传统单突触H-反射和反射反应的调节的相似性也支持对经皮刺激的反应 的单突触性质。在两种情况中，反射的调节的幅度是成比例的且与每个肌 肉的激活水平是相位依赖的。以上所有数据表明由tESCS引起的H-反射 和反射反应的一致。

在被tESCS影响的屈肌中，除单突触部分外有时记录有多突触反射 (图8)。更早地，我们记录了单一硬膜外刺激期间在未受损伤脊髓动物 的屈肌中的多突触反射。见Gerasimenko，Lavrov，Courtine，Ronaldo， Ichiyama，Dy，Zhong，Roy和Edgerton的上述文章，Lavrov1.，Gerasimenko  YU.P.，Ichiyama R.，Courtine G.，Zhong H.，Roy R.和Edgerton R.V在J  Neurophysiol的2006年第96卷第4期第1699页上的Plasticity of Spinal  Cord Reflexes after a Complete Transection in Adult Rats：Relationship to  Stepping Ability。所有上述数据表明tESCS可以激活单突触和多突触神经 网络。

引起踏步类运动的经皮刺激的特征

前面的实验表明腰脊髓的吻侧束部分可以在开启移动运动中发挥触发 的作用。见Deliagina T.G.，Orlovsky G.N.和Pavlova G.A.在Exp.Brain Res. 的1983年第53卷第81页上的The Capacity for Generation of Rhythmic  Oscillations Is Distributed in the Lumbosacral Spinal Cord of the Cat。在脊髓 患者(见Dimitrijevic M.R，Gerasimenko Yu.和Pinter M.M.在Ann.N.Y. Acad.Sci.的1998年第860卷第360页上的Evidence for a Spinal Central  Pattern Generator in Humans)和脊髓老鼠(Ichiyama R.M.，Gerasimenko  YU.P.，Zhong H.，Roy R.R.和Edgerton VR.在Newosci.Lett.的2005年第383 卷第339页上的Hindlimb Stepping Movements in Complete Spinal Rats  Induced by Epidural Spinal Cord Stimulation)中，EMG活动的踏步类模式 由L2段的硬膜外刺激引起。在我们的实验中，我们使用T11-T12椎骨区 域中的经皮电刺激，上述椎骨区域对应于脊髓的L2-L3段的皮肤投射。前 面已经表明，腿被外部支撑的健康受试者中该区域的电磁刺激能够引起行 走运动。见Gerasimenko，Gorodnichev，Machueva，Pivovarova，Semenov， Savochin，Roy和Edgerton的上述文章；Gorodnichev，Machueva，Pivovarova， Semenov，Ivanov，Savokhin，Edgerton和Gerasimenko的上述文章。这些数 据与具有分散的步调和模式生成系统的SN的结构和功能组织的当前概念 是一致的(见McCrea，D.A.and Rybak，LA.在Brain Res.Rev.的2008年第57 卷第1期第134页上的Organization of Mammalian Locomotor Rhythm and  Pattern Generation)，其中腰脊髓的吻侧束部分可以在移动运动中发挥触发 的作用。

刺激的频率是运动输出的重要特征。已经表明踏步类运动是由5-40Hz 范围内的刺激频率引起的。尽管踏步循环的持续时间轻微不同，但是由高 频刺激(30-40Hz)引起的踏步类运动的幅度通常比低频刺激(5Hz)引起 的运动的幅度高。由于未受损脊髓及其路径的功能状态，范围广泛的频率 可以有效引起踏步类运动的事实是可能的。例如，在脊髓患者中，使用硬 膜外刺激引起踏步类运动的有效频率范围是30-40Hz(根据Dimitrijevic， Gerasimenko和Pinter的上述文章)；在切除大脑的猫中，5Hz的频率对于 引起运动的最有效的(根据我们的数据)(见Gerasimenko，Roy和 Edgerton的上述文章)。

引起踏步类运动的经皮电刺激的强度(50-80mA)是引起脊髓病人行 走运动的硬膜外刺激的强度的近似10倍。见Dimitrijevic，Gerasimenko和 Pinter的上述文章。如果我们假设背根是两种刺激类型的主要目标，我们 应该同意电流应该应当强到通过经皮电刺激激活背根。因此，我们得出刺 激的位置、频率和强度是决定通过tESCSSN的激活的因素。

由tESCS引起踏步节奏的开端

在绝大多数受试者中，髋关节和膝关节的自主踏步类运动由tESCS以 刺激开始后延迟2-3s引起。典型地，髋关节和膝关节中的运动的幅度随着 踝关节随后参与而平滑地且逐渐地地增长(图9)。在肌肉振动(见 Gurfmkel′，Levik，Kazennikov和Selionov的上述文章；Selionov，Ivanenko， Solopova和Gurfmkel′的上述文章；Gorodnichev，Machueva，Pivovarova， Semenov，Ivanov，Savokhin，Edgerton和Gerasimenko的上述文章)和硬膜 外脊髓刺激期间，还观察到腿部肌肉的不同运动神经池逐渐参与的自主踏 步类运动的开启的类似特征。见Dimitrijevic，Gerasimenko和Pinter的上述 文章；Minassian，Persy，Rattay，Pinter，Kern和Dimitrijevic的上述文章。这 表明，经皮电刺激以及硬膜外刺激通过进入脊髓的背根传入的激活影响 SN。除了背根和背柱，脊髓的直接刺激也可以激活锥体束和网状脊髓束、 腹根、运动神经元、背角和交感神经束。见Barolat G.在Neurosurg.Quart. 的1995年第5卷第2期第98页上的Current Status of Epidural Spinal Cord  Stimulation；Barolat，G.在Neuromodul.Techn.Neur.Intelf-的1998年第1卷 第2期第63页上的Epidural Spinal Cord Stimulation：Anatomical and  Electrical Properties of the Intraspinal Structures Relevant To Spinal Cord  Stimulation and Clinical Correlations。在tESCS期间，在脊椎旁电极下具有 高强度的电流垂直于脊柱传播。见Troni，Bianco，Moja和Dotta的上述文 章。该刺激明显激活浸入脑脊液中的背根，而非脊髓神经元，背根具有更 低的导电性。见Holsheimer，J.在Spinal Cord的1998年第36卷第8期第 531页上的Computer Modeling of Spinal Cord Stimulation and Its  Contribution to Therapeutic Efficacy。我们假设tESCS因此参与到具有最大 直径和最低临界值的Ia和Ib组的传入神经的活动，然后II组的传入神经 以及脊髓中间神经元中间多突触反射。屈肌中的诱发电位的多突触部分的 出现(图8)确定它们参与到SPG中。因此，我们可以说tESCS激活不同 脊髓神经系统；然而，具有到运动核的单突触和多突触投射的背根是上述 它们的主要部分。由tESCS引起的踏步节奏的形式中的单突触和多突触部 分的贡献未知。

在我们的研究中，单脉冲刺激导致大多数被研究的腿部肌肉的单突触 反射。然而，由引起自主踏步运动的连续tESCS引起的肌电图训练不是通 过单突触反射的幅度调节而形成的，这是因为该训练在脊髓老鼠中以及患 者硬膜外脊髓刺激期间。见Gerasimenko，Roy和Edgerton的上述文章。我 们的数据表明肌电图训练中的活动不是依赖于刺激的；即，EMG训练不 是由分离的反射反应组成的。在由脊髓外电磁刺激引起的自主运动期间， 观察到相似的独立于刺激的EMG训练。见Gerasimenko，Gorodnichev， Machueva，Pivovarova，Semenov，Savochin，Roy和Edgerton，supra； Gorodnichev，Machueva，Pivovarova，Semenov，Ivanov，Savokhin，Edgerton和 Gerasimenko的上述文章。与此相反，老鼠中和脊髓病人中由硬膜外脊髓 刺激引起的踏步类运动是依赖于刺激的。见Gerasimenko，Roy和Edgerton 的上述文章。在伸肌中，EMG训练主要由单突触反射组成；在屈肌中， 多突触反射在EMG训练中是主导的。见Gerasimenko，Y.P.，Ichiyama，R.M.， Lavrov，LA.，Courtine，G.Cai，L.，Zhong，H.，Roy，R.R.和Edgerton，V.R.在J Neurophysiol的2007年第98卷第2525页上的Epidural Spinal Cord  Stimulation Plus Quipazine Administration Enable Stepping in Complete Spinal  Adult Rats；Minassian，K.，Jilge，B.，Rattay，F.，Pinter，M.M.，Binder，H.， Gerstenbrand，F.和Dimitrijevic M.R.在Spinal Cord的2004年第42卷第401 页上的Stepping-Like Movements in Humans with Complete Spinal Cord  Injury Induced by Ep idural Stimulation of the Lumbar Cord：Electromyographic  Study of Compound Muscle Action Potentials。为何单一皮肤刺激和单一硬 膜外脊髓刺激分别在健康的受试者和脊髓患者中引起相同的单突触反射尚 不清楚；然而，连续刺激通过不同机制引起踏步类运动。我们假设，与在 振动引起踏步类运动的情形中的方式相同，在健康受试者中，tESCS成为 激活触发机制而增加神经运动网络的可激发性。见Selionov，Ivanenko， Solopova和Gurfinkel′的上述文章。然而，我们需要另外的研究以详细理解 tESCS如何引起自主踏步类运动。

在该研究中，已经描述了通过tESCS非侵入访问人类运动脊髓神经网 络。产生填充高载波频率的两极脉冲的刺激器的具体设计，允许我们相对 无疼痛地刺激脊髓并且引起自主踏步类运动。我们研究的基本重要性在于 有利于人类中可以协调踏步模式的SN的存在的新数据，以及使用对脊髓 结构无侵入效果而利用SN的可能性的证据。这增加在脊髓电刺激中经皮 技术得到广泛使用的前景，以研究健康受试者中运动行为调节下的机制以 及为了脊髓损伤和其他神经运动障碍之后的患者的运动恢复及康复。

应当理解，本文描述的示例和实施例仅仅是为了阐述的目的，根据本 发明的各种变形及变化对于本领域的技术人员而言是能够想得到的因此被 包括在本发明的实质和范围以及所附加的权利要求的范围内。本文引用的 所有出版物、专利以及专利申请为了各种目的通过引用整体结合于此。