CN111167011B - 鞋类或肢体服装中的传感器 - Google Patents

Abstract

一种用于病患(P)的运动重建和/或恢复系统的控制系统(10)，包括CNS‑刺激模块(30)，尤其是EES‑模块(30)，配置和布置为提供CNS‑刺激给病患(P)；和/或PNS‑刺激模块(40)，尤其是FES模块，配置和布置为提供PNS‑刺激给病患(P)；控制器(14)配置和布置为用以控制所述CNS‑刺激模块(30)和/或所述PNS‑刺激模块(40)；以及，至少一个传感器(12)配置和布置为用以量测病患(P)的至少一个肢体和/或肢体的一部分的运动的至少一个指示参数。

Description

鞋类或肢体服装中的传感器

技术领域

本发明涉及一种用于控制如病患的运动重建和／或恢复系统的系统。在改善诸如脊髓损伤等神经系统疾病（SCI）后的恢复方面的研究。

背景技术

数十年来在生理研究已显示，哺乳动物的脊髓崁入产生运动原语的运动感觉电路（cf. Bizzi E. et al., Modular organization of motor behavior in the frog'sspinal cord. Trends in neurosciences 18, 442-446 （1995）; Levine AJ. et al.,Identification of a cellular node for motor control pathways. Natureneuroscience 17, 586-593, （2014））。这些电路处理由这些运动中的肢体产生的感觉信息以及为了产生适应性运动行为而源自各大脑区域的降序输入。

脊髓损伤（SCI）中断了脊髓和脊髓上中枢之间的通信，使得这些运动感觉电路失去产生运动所必需的兴奋感和调节性驱动。

在动物模型和人类间进行的一系列研究显示，使用硬外膜的电刺激（EES）对腰脊髓进行电神经调节能够（重新）激活这些电路。例如，EES已恢复在SCI的动物模型中的协调性运动，并且在带有运动麻痹的个体中分离腿部运动（cf. van den Brand R., et al.,Restoring Voluntary Control of Locomotion after Paralyzing Spinal CordInjury. Science 336, 1182-1185 （2012）; Angeli CA. et al., Altering spinalcord excitability enables voluntary movements after chronic completeparalysis in humans. Brain: a journal of neurology 137, 1394-1409 （2014）;Harkema S. et al., Effect of epidural stimulation of the lumbosacral spinalcord on voluntary movement, standing, and assisted stepping after motorcomplete paraplegia: a case study. The Lancet 377, 1938-1947 （2011）; DannerSM. et al., Human spinal locomotor control is based on flexibly organizedburst generators. Brain: a journal of neurology 138, 577-588 （2015）; CourtineG. et al., Transformation of nonfunctional spinal circuits into functionalstates after the loss of brain input. Nature neuroscience 12, 1333-1342,（2009）; Capogrosso M. et al., A brain-spine interface alleviating gaitdeficits after spinal cord injury in primates. Nature 539, 284-288, （2016））。

EP 2868343 A1公开一种提供适应性电动脊髓刺激系统，以促进和恢复神经运动损伤后的运动。除此之外，一种用于硬膜外电刺激的实时控制的闭回路系统被公开，所述系统包括用于将具有可调节刺激参数的神经调节应用于病患的工具，所述工具是有效地连接包括由传感器连续获得来自所述病患的反馈信号的实时监视部件。所述等反馈信号提供一病患的运动的特征，其中所述实时监视部件与接收反馈信号以及操作实时自动控制算法的信号处理装置有效地连接。此已知的系统改善有神经运动损伤的病患行走的一致性。使用实时自动控制算法，包括使用单输入输出模型（SISO）的前馈部件，或者多输入单输出（MISO）模型。也参考Wenger N.等人，脊髓感觉运动电路的闭回路神经调节控制在脊髓完全损伤后的精细运动，科学转化医学，6,255（2014）。

WO 2002/034331 A2公开一种非闭回路可植入地医疗装置系统，此系统包含可植入地医疗装置，以及与病患交换数据，在病患与可植入地医疗装置之间交换数据，以及在远程位置与可植入地医疗装置之间交换数据的收发器装置。通信装置耦合到所述收发器装置以与所述收发器装置交换数据，与通过所述收发器装置的可植入地医疗装置交换数据，以及在所述收发器和所述远程位置交换数据以实现在所述病患，所述可植入地医疗装置，所述收发器装置与所述远程位置之间的双向数据传输。转换器单元将所述数据从第一遥测格式转换到第二遥测格式，并且用户接口使信息能够在所述收发器与所述病患之间交换信息，在所述可植入地医疗装置与所述病患之间通过所述收发器装置交换信息，以及在所述病患与所述远程位置通过所述收发器装置交换信息。

EP 3184145 A1公开一种用于脊髓的选择性地时空的神经电刺激的系统。信号处理装置接收来自病患的信号，并且操作信号处理算法以进行缜密的刺激参数设定，使所述信号处理装置与植入式脉冲产生器（IPG）有效地连接，所述植入式脉冲产生器从所述信号处理装置接收刺激参数设定，并且能够同时提供独立电流或电压脉冲到一个或多个电极数组。所述电极数组有效地连接适用于涵盖所述病患脊髓的至少一部分的一个或多个的电极数组，以用于对所述脊髓电路和／或背根选择性的施加时空的刺激，其中IPG有效地连接一个或多个的电极数组以提供多极刺激。这种系统有利地允许通过刺激脊髓来达到对有需要的病患的运动功能的有效控制，尤其是背根，具有时空的选择性。

EP 2652676 A1涉及一种用于监视生命体的手势控制，并且将加速度计，或更精准的，将人体传感器的加速度感测重新用于所述人体传感器的使用者控制。这是通过检测在所述加速度信号中与所述病患的其他运动无关的预定义模式来实现的。其中包含轻敲传感器／轻摇传感器，摇动和旋转传感器。新的过程被描述，所述过程使得可能重新使用所述加速度感测进行可靠的手势检测，而不会由于诸如呼吸，心跳，行走非手势运动而引入许多误报。从US8,326,569和US7,742,037中已知用于使用者的轻敲检测的类似解决方案。

WO 2007/047852 A2公开用于病患交互神经刺激和／或化学物质传递的系统和方法。所述发明的一个实施例的方法包含通过向所述病患提供电磁信号和化学物质中的至少一个来影响所述病患的目标神经群体。所述方法可以进一步包含检测所述病患的至少一个特征，所述特征至少与所述病患的辅助治疗任务的表现有关，所述辅助治疗任务是与影响目标神经群体相关地执行。所述方法还可进一步基于至少部分的所述检测到的特征控制至少一个参数，根据所述参数影响目标神经群体。

WO 2017/062508 A1公开一种用于控制医疗装置和／或环境参数的系统，包含一个或多个的身体穿戴传感器装置，用于检测及报告在环境中的一人的一个或多个的身体，生理或生物参数。所述传感器装置可以将指示人的一个或多个的身体，生理或生物参数的传感数据传送到外部集线器，所述外部集线器处理所述数据并且与所述医疗装置通信以提供治疗（例如神经调节，神经刺激或投放药物）作为所述传感数据的函数。在一些实施例中，所述医疗装置可以被植入进人体内。在一些实施例中，所述植入装置可以与人体皮肤接触。所述等传感器装置也可以与所述集线器通信，所述集线器可以与一个或多个的装置通信以根据所述传感数据改变环境。

WO 2010/021977 A1描述一种矫正设备用于提供运动范围的改善，所述运动范围允许拉伸量由装置液压驱动和测量但由用户控制。因为所述装置精准的计算拉伸量，所以使用者与使用者的医师和治疗师可以一起基于准确的量测制定一附原计划。进步是基于明确的结果不是基于使用者承受痛苦的能力。

EP 2966422 A1描述一种用于量测参数的方法，例如运动中的人体重。所述方法提供设置在鞋垫中的负载传感器产生信号的定位。每个鞋垫至少具有两个负载传感器，其中一个安装在接近脚跟区域，另外一个安装在接近脚趾区域。基于来自鞋垫与其值相关的负载传感器信号的时间相关性来判断运动动作的特定类型。所述人的体重，包含另外承担的体重，判断另外承担的体重是对于特定运动动作类型，通过负载传感器信号求和得出的。此发明提供了用于量测人的体重，包含另外承担的体重，包括对于不同运动动作类型，例如跑步，不同步速的行走，站立的实时体重。

DE 102015220741 A1描述利用布置在腿部，手臂和／或上身以检测人的运动障碍的装置与方法。所述等传感器量测与第一轴线平行的小腿，前臂和／或上身相关的旋转速率，所述旋转速率与所述第一轴线垂直的第二轴线有关并且所述旋转速率与第三轴线有关或者所述旋转速率与所述腿、臂或上身的三个轴数有关，其中一些不共线，且同时垂直于所述第二轴线与所述第一轴线。在连接到所述等传感器的数据处理系统中，计算可以分配给运动障碍的值。此外，与其他值相比，所述值被存储为运动障碍值，作为平均运动障碍值，或者与至少一个预定的值相比，被存储为运动障碍动作障碍值

根据现有技术，所述对象仍然无法达到与健康对象相当的平稳动作。缺少克服现有技术所具有的缺点的系统。特别的，需要一种刺激病患的系统而不是机器人。在行走期间，需要足部的良好运作而不是诱起运动，在任何运动期间需要平稳运动，包括但不限于骑自行车和／或游泳和／或划船和／或踩和／或坐下和／或站立。因此，施加刺激的目的不是为了控制所述病患作为机器人，而是在训练和日常生活期间支撑所述病患，包括但不限于行走和／或骑自行车和／或游泳和／或划船和／或踩和／或坐下和／或站立或任何其他运动。因此，一种控制系统应所述能够判断运动事件，例如步态事件，采用各种健康或病理运动的标准，例如步态，且应所述支撑所述病患的自主神经控制回路，包括大脑，神经系统和感觉器官。

发明内容

本发明的目的是改善神经刺激系统，例如在改善神经疾病如脊髓损伤（SCI）后的恢复方面，例如在创伤之后，特别是在增加用于病患的运动重建和／或恢复系统的控制系统。根据本发明，所述目的通过一种用于病患的运动重建和/或恢复系统的控制系统来解决。因此，提供了一种用于病患的运动重建和/或恢复系统的控制系统，包括：

CNS-刺激模块（30），尤其是EES-模块配置或布置为提供CNS-刺激给病患（P）；

和／或PNS-刺激模块（40），尤其是FES-模块，配置或布置为用以提供PNS-刺激给病患（P）；

控制器（14）配置或布置为用以控制所述CNS-刺激模块（30）和／或所述PNS-刺激模块（40）；以及

至少一个传感器（12）配置和布置为用以量测病患（P）的至少一个肢体和／或肢体和／或躯干和／或头部的一部分的运动的指示参数。

较佳地，所述控制器（14）被配置和布置为基于所述传感器（12）提供的数据来适配由所述CNS-刺激模块（30）和／或所述PNS-刺激模块（40）提供的刺激。

较佳地，所述至少一个传感器（12）可以被布置在所述病患（P）的每一个肢体或肢体的一部分。

较佳地，所述传感器（12）是惯性量测单元（IMU）（12a），光学传感器，照相机，压电组件，速度传感器，加速度计，磁传感器，扭力传感器，压力传感器（12b），位置传感器，触动传感器，EMG量测单元，测角仪，磁场传感器，霍尔传感器和／或陀螺仪和／或动态追踪摄像仪，红外摄像仪中的至少一个。

较佳地，所述传感器（12）可以被配置或布置为被插入和／或集成进和／或集成到病患（P）的外骨骼，紧身裤，腰带，背带，拉伸带，膝袜，袜子和／或鞋子。

较佳地，所述传感器（12）可以被配置和布置为被插入和／或布置在所述病患（P）的鞋子（S）和／或布置进鞋底和／或布置进鞋垫。

较佳地，所述控制系统（10）可进一步包括电极模块（22），所述电极模块（22）被配置或布置为刺激该病患运动系统。

较佳地，所述电极模块（22）可以包括至少一个电极（22a，22b），所述至少一个电极被配置或布置为刺激所述病患运动系统，特别是其中所述电极（22a，22b）被附着到和／或布置在所述肢体和／或所述肢体的一部分和／或脚部和／或CNS和／或脊髓回路，特别是背根。

较佳地，每个肢体被所述至少一个电极（22a，22b）靶向或定向。

较佳地，所述电极（22a，22b）可以被配置或布置用于肢体抽筋的刺激以释放抽筋和／或检测肢体抽筋。

较佳地，所述控制系统（10）可以包括预警模块，所述预警模块被配置或布置为提供预警信号指示提供即将到来的刺激事件。

本发明基于以下基本思想在神经调节，尤其是神经刺激的情况下，所述电刺激参数定义在运动复健和／或恢复系统中的刺激，使病患可以被所述系统控制，所述系统可知更详细的位置和／或所述病患的至少一个肢体和／或肢体的至少一部分例如一只脚和／或一只手和／或所述躯干和／或所述头和／或身体的其他部位的当前情况。特别地，病患的至少一个肢体和／或至少一个肢体的一部分如一只脚和／或一只手和／或所述躯干和／或所述头和／或所述身体的其他部分的所述运动可以被用来更清楚地预测有意向的和／或正在进行的运动，并且也可以从所述系统找出所述病患真正需要的支撑。通常硬件的使用包含PNS-刺激模块和／或CNS-刺激模块，控制器，并且至少一个传感器被配置和布置为量测至少一个指示参数，指示所述病患的所述头和／或躯干和／或腰部和／或至少一个肢体／或一个肢体的至少一部分的所述运动和／或运动速度，至少一个传感器组成一个部署并且可以供病患装备所述系统，允许基于超过一特定阈值的运动来处发刺激。使用严格的数学协议计算关节运动，并且通过将病患的结果与平均健康对象进行比较来识别运动异常。所述控制系统可能会干扰所述病患的反馈回路以实现平缓运动，例如规律的步态周期，具有与健康对象相当的病患的至少一个肢体和／或肢体的至少一部分（如脚）和／或所述身体的其他部分的规律且特征性的运动。或者，例如地面反作用力可以通过例如压力传感器来量测，以及其他传感器也可以被使用来量测所述病患的所述运动和／或至少一个肢体的位置和／或肢体的一部分例如脚和／或手和／或所述躯干和／或所述头和／或所述身体的其他部分。

所述系统可以被使用在用于治疗相关但不限于恢复和或训练所述病患的运动。此运动可以是例如行走，跑部，踩踏，游泳，划船或骑脚踏车。

通过将一个或多个的传感器直接和／或间接连接到所述病患的至少一只脚和／或一只腿的其他部分，包括但不限于所述病患的小腿和／或大腿和／或臀部和／或所述身体的其他部分，包括但不限于所述病患的躯干，和／或一只或两只手臂和／或一只或两只手和／或和／或一只手臂的其他部分和／或所述头和／或所述颈部的运动的精确描述，例如在运动过程中的脚速度和角度，例如在步态周期中，可以判断实现所述各个阶段的宠组，例如步态阶段。

所述控制器可以是可穿戴平台，所述控制器处理从所述传感器和所述CNS-刺激模块和／或所述PNS-刺激模块中取得数据，以当达到一特定阈值实传递正确的刺激。

神经刺激可以通过电刺激，光遗传学（光学神经刺激），化学刺激（植入药物泵），超声刺激，磁场刺激，机械刺激等来达到。

已知的电刺激系统使用任何中枢神经系统（CNS）刺激，特别地是硬外膜电刺激（EES），或外围神经系统（PNS）刺激，特别地是功能性电刺激（FES）。硬外膜电刺激（EES）已知可以恢复在动物或人类模型中的运动控制，并且更具体地显示出通过人工激活负责脊髓病变下方运动的神经网络来恢复脊髓损伤后的运动（Capogrosso M. et al., AComputational Model for Epidural Electrical Stimulation of SpinalSensorimotor Circuits, Journal of Neuroscience , 33 （49）, 19326-19340 （2013）;Courtine G. et al., Transformation of nonfunctional spinal circuits intofunctional states after the loss of brain input, Nat Neurosci. 12（10）, 1333–1342 （2009）; Moraud EM. et al, Mechanisms Underlying the Neuromodulation ofSpinal Circuits for Correcting Gait and Balance Deficits after Spinal CordInjury, Neuron, 89（4）, 814–828 （2016））。EES并不直接刺激运动-神经元，而是在进入脊髓前传入感觉神经元。在此方式下，负责运动的脊髓网络通过这些传入间接吸收，通过激活所需的肌肉协同作用以全面地恢复运动。

迄今为止，在临床上使用的PNS-刺激系统被称为功能性电刺激（FES），它可以通过表面纤维的刺激（神经-肌肉刺激）直接向具有表面电极的目标肌肉提供电刺激，或通过一组有限的反射（实际上仅限于撤回反射）或通过经皮刺激周围神经。由此产生的肌肉疲劳使得FES不适合在日常生活中使用。此外，在使用表面肌肉刺激时，通过繁琐的设定，成功仍然受到限制，选择性地条件未满足需求（当使用经皮神经刺激时）以及稳定性的缺乏（当刺激肌肉时，由于衣服或流汗移动电极，每天无法复制精确的电极位置）。

此系统可以通过CNS-刺激模块向CNS和／或通过PNS-刺激模块向PNS提供神经调节和／或神经刺激。CNS和PNS可以同时刺激，也可以间歇刺激或按需刺激。这两种互补的刺激泛例可以组合为一种策略，并且可供装备所述系统的病患使用。例如，所述CNS的神经调节和／或神经刺激可以理用在增强和／或恢复病患在运动方面的能力，特别是在支撑所述病患的身体生理讯号传递的现有方式的方式，这样用于身体运动的命令信号仍由所述病患的神经系统提供，并且仅通过所述CNS-刺激模块支撑和／或增强或翻译。由所述PNS-刺激模块提供的刺激可以使用在特定地引导，并且将刺激信号直接传递到特定的周围神经结构，以触发特定的运动和/或改善现有的运动。这样PNS-刺激可以用于完善和／或完成运动和／或所述病患的运动能力。可以是用于完成尤其是但不限于病患的脚指，手指，手臂，脚，腿或任何四肢的屈折或伸展，抬起，转动等。这可以是例如在意识到由所述CNS-刺激模块提供的神经调节和／或神经刺激不足以完成病患的运动的情下进行。然后，可以通过所述PNS-刺激模块提供的刺激来完成或支撑这种运动或预期状态。所述PNS-刺激可以也使用在降低副作用或补偿所述CNS-刺激的不精确。

EES可以阶段性的或补充的，选择PNS-刺激为总是阶段性的。在此，将阶段性定义为锁定到感测信号中的已定义事件（已译码的意图，连续译码，肌肉动作开始，运动开始，已定义运动期间的事件（例如在行走期间脚离开或脚踩）。

通过PNS-刺激，可以提供对上的神经，即放射状，尺神经，正中神经的刺激。同样，通过PNS-刺激可以提供下肢神经如所述坐骨神经和／或骨神经的刺激。所有PNS-刺激可以通过使用神经内电极（横向或纵向）或上神经（袖口）电极靶向上述神经之一来完成。

通过CNS-刺激可以刺激以下神经结构：对于所述上肢运动，可以使用所述CNS-刺激模块来刺激颈脊髓或手／手臂运动皮层。对于下肢运动，可以刺激腰荐脊髓。所有这些神经可以通过硬外膜，硬膜下或脊髓内／皮质内刺激来靶向。

PNS和CNS-刺激模块都可以包含植入式脉冲产生器（IPGs）。IPGs可以使用在提供需要的刺激电流和信号给所述CNS-刺激模块和所述PNS-刺激模块。

所述IPG产生所述刺激脉冲，所述刺激脉冲由可以包括导线电缆和包括多个电极的电极模块传递到刺激部位，即所述脊髓。对于EES，所述导线位在所述硬膜外腔（即硬膜囊的外部，硬膜囊包括裹着脊髓和漂浮在其中的脑脊髓液），在脊髓顶部（包含但不限于所述段T12，L1，L2，L3，L4，L5，和S1双边地）。

还可能提供两个分离地IPG，一个用于所述PNS-刺激模块并且一个用于所述CNS-刺激模块。

用于所述PNS-刺激模块和所述EES地刺激参数可以是频率，振幅，脉冲宽度等。

所述CNS-刺激模块和PNS-刺激模块两者，以及这些刺激模块／系统的组合都可以使用在一次运动阈值区域，即振幅或配置在神经元感觉但不引起运动反应。

所述刺激可以以开环方式执行，其中在不迁就如所述病患的运动中执行预定的固定刺激。然后可以通过治疗师或物理治疗师判断刺激设定。可以记录所述病患的运动。

所述刺激可以以闭环方式执行，其中使用反馈来调整刺激所述病患的运动，包含但不限于行走，跑步，游泳，骑脚踏车，划船，踩踏，站立或坐下。

所述系统还可以应用在通过外部装置支撑的病患身上，所述外部装置包含但不限于身体重量支撑，助行器或拐杖。

此外，所述控制器可以被配置或布置为基于由所述传感器所提供的数据来适配由所述CNS-刺激模块和／或所述PNS-刺激模块提供的刺激。

所述控制器可以使用在适应所述运动阶段估算，例如步态阶段估算，用于特定运动，例如所述病患的步态。例如，病患之间的角度及角速度，例如用于单个病患的肢体和／或肢体的一部份之间并且对于不同的行走速度和不同的辅助装置，包含但不限于身体重量支撑，助行器或拐杖。同样地，尤其是对于步态受损的人，并非所有步态事件都可能总是存在。由于步行是一种周期性运动，所有量测的信号也可能是周期性的。因此，有可能通过提取所述等量测信号的基本频率来估算步频。所述量测运动（或角度和／或角速度）也可以表示在所述特定时刻的当前病理生理运动或位置。它可以用来校正所述位置和运动。

此外，至少一个传感器可以布置在所述病患的每个肢体或肢体的一部份和／或所述头和／或所述躯干。

对于一个肢体或一个肢体的一部份使用一个传感器允许通过对测得的加速度进行双重积分并且结合飘移校正来获得肢体和／或食物位置估算。

为了行走，可以将所述传感器放置在脚上，以取得关于所述步态的尽可能多的信息。可以选择足部，因为他们是经历最大加速度和脚速度的下半身段。特别地，放置在一只脚上地两个或多个传感器可以对步频，摆荡阶段，站立阶段提供精确描述，总的来说包含以下事件，脚趾离地，摆动中期，脚跟撞击，扁平足，站立中期和／或脚跟可以识别。对于所述病患的另一只脚可以识别相同的事件或参数。通过组合双脚的信号，所述刺激输入的步态阶段和步频，可以一起提供可靠的步态阶段和步频估算。

所述左脚和右脚的运动和刺激输入之间的一致性和差异程度可以用于取得指示所述步频阶段估算的可靠性，例如，所述量测到的左脚步频应所述等于所述量测到的右脚步频，并且提供刺激的步频，且左脚和右脚应所述（大致）处于反相状态。

所述传感器可以是轻量且可穿戴的，因此所述等传感器可以不妨碍所述病患的运动。

所述传感器可以无线连接到所述系统的其他部件。但是，也可以使用有线连接。

此外，所述传感器可以是或可以包括一贯性量测单元（IMU），光学传感器，照相机，压电组件，速度传感器，加速度计，磁传感器，扭力传感器，压力传感器（12b），位置传感器，触动传感器， EMG量测单元，测角仪，磁场传感器，霍尔传感器和／或陀螺仪和／或动态追踪摄像仪，红外摄像仪中的至少一个。

一些传感器在环境中可能需要固定的基站，包括但不限于磁传感器或红外传感器。

电磁位置传感器，光学传感器和照相机可以估算3D位置和方向。

特别地，磁传感器和磁场传感器可以结合在鞋中用于行走在磁传感器板上或插入跑步机或步态阶段检测装置。可以通过步态训练下的磁传感器检测和取得磁力。

扭矩传感器可以放置在一只脚踏车的曲柄上以评估骑乘期间的扭矩。

所述病患可能会配戴一些传感器而无须固定的基站，包括但不限于压电组件，压力传感器和／或扭矩传感器。

所述IMU可以使用一个或多个的加速度计，一个或多个的陀螺仪，以及一个或多个的磁力计的组合来量测和报告3D加速度，3D角速度和3D方向。可选地，还可以包含温度传感器以补偿温度对传感器读数的影响。通过由所述一个或多个的陀螺仪评估的角速度进行积分并且与由所述一个或多个的加速度计的数据合成，可以精确的测量脚的角度。对于健康的对象，所述角度可能具有规则且特征性的模式，但对于受伤的病患则没有。基于这些量测，可以使用标准传感器合成算法准确估算IMU相对于固定世界的方向。

通过直接和／或间接连接一个或多个的传感器，例如IMUs连接所述病患的至少一只脚和／或一只腿的另一部分，包括但不限于所述小腿和／或大腿和／或臀部和／或所述身体的其他部分，包括但不限于所述躯干，和／或至少一个条手臂和／或至少一只手和／或一条手臂的另一部分和／或所述头和／或所述颈部，所述病患的至少一只脚和／或一只腿的另一部分的角速度，包括但不限于所述小腿和／或大腿和／或臀部和／或所述身体的其他部分，包括但不限于所述躯干，和／或至少一个条手臂和／或至少一只手和／或一条手臂的另一部分和／或所述头和／或所述颈部的运动周期，例如步态循环，可以判断来实现所述各种运动阶段的重组。由于所述角度可能计算出至少一只脚和／或一条腿的另一部分的加速度，包括但不限于所述病患在前进方向的小腿和／或大腿和／或臀部和／或所述身体的其他部分，包括但不限于所述躯干，和／或至少一个手臂和／或至少一只手和／或一只手臂的另一部分和／或所述头和／或所述颈部。但是，理论上也可以判断沿任何其他方向的加速度。例如，脚踝关节的角度在步态周期中随着不同步态事件而变化（包括但不限于脚趾离地，摆动中期，脚跟撞击，扁平足和站立中期，脚跟离地）。所述信息可以允许区分对象的站立和摇摆，例如受伤的病患。病患的至少一个肢体和／或一个肢体的一部分（包括一个或多个的关节）的角度可以用于预测所述预期的和／或正在进行的运动。此外，从所述控制系统，也可以找出病患所需要的支撑的至少一个肢体和／或一个肢体的一部份的角度。对于开环行走，可以使用超过一特定阈值的肢体角度和／或一个肢体角度的一部份（包含关节，例如踝关节）的变化来开启特定刺激序列。仅作为一个例子，所述步态事件的踩踏可能触发对于一个或多个的完整步态周期的刺激。然而，其他步态事件，包括但不限于脚趾离地，摆动中期，脚跟撞击，扁平足和站立中期也可以触发用于一个或多个的完整步态周期的刺激。所述加速度数据对运动过程中的任何晃动是敏感的，例如步态周期。因此，可以检测到运动，并且由此还可得到信号，所述信号表示角度，例如所述脚的角度。类似地，其他周期性运动地单个事件（包括但不限于跑步，踏步，骑脚踏车，游泳，划船，站立或坐下）可以触发对于一个或多个的完整运动周期的刺激。

对于闭环循环，只需要连接一个传感器就可以量测踏板相位，例如IMU，连接到所述脚踏车和／或直接或间接连接到所述病患的至少一只脚。然后将踏板相位定义为曲柄角或脚的角度，它直接与所述IMU的方向相关。可以在取得当前曲柄角或脚的角度和角速度的情况下预测踏板相位（两者直接提供由IMU放置在一只脚踏车的曲柄或一病患的至少一只脚上）。

所述传感器可以被配置或布置为插入和／或集成到病患的外骨骼，紧身裤，腰带，背带，拉伸带，膝袜，袜子和／或鞋子。

袜子和紧身裤可以组成或可以包括集成在所述躯干，腰部，臀部，膝盖，脚后跟和／或脚趾区域的压电纺织传感器。传递根据机械拉伸，挤压或拉动的电响应。特别地，袜子或紧身裤可以配备有电极和／或导电纱线。

所述传感器可以被配置或布置为插入和／或布置在所述病患的鞋中和／或鞋底和／或鞋垫。

至少一个鞋和／或至少一个鞋底和／或至少一个鞋垫可以配备一个或多个的传感器。所述一个或多个的传感器可以放置在所述脚后跟区域和／或跖骨的区域和／或脚趾区域。特别地，所述一个或多个的传感器可以放置在脚背的顶部上，脚跟后，和／或脚的脚跟下（例如，在鞋底的口袋中或作为镶嵌鞋底），和／或脚的侧面，和／或脚趾的顶部。在此方式下，实时或非实时的重建脚的轨迹，可以达到几公分的精度。

我们将实时定义为端到端的延迟小于100ms（毫秒），最好小于50ms。

特别地，在这方面，压力传感器或接触传感器可以用于运动分析是令人感兴趣的，例如步态分析。特别地，放置在一只脚上的两个或多个的压力传感器可以提供脚力的精确勘测。特别地，放置在鞋垫和／或鞋底的两个或多个的传感器可以提供所述步频，摆动阶段，站立阶段的一精确描述，包含可以识别的脚趾离地，摆动中期，脚跟碰撞，扁平足站立中期和／或脚跟离地的事件。可以为病患的另一只脚识别相同的事件和参数。通过组合双脚的信号，一起刺激输入的步态阶段和步频，可以提供可靠的步态阶段和步频估计。例如，当在脚后跟区域放置一传感器时，抬起脚会导致压力变化等。同样，当想到袜子或其他可穿戴设备中的压电组件时，所述运动将改变施加在所述压电组件以及袜子或其他穿戴设备上的应力。可以在所述病患身体的不同位置上使用类似的功能。

对于闭环循环，可以简单地通过连接传感器来实现量测所述踏板相位，例如IMU，连接到所述脚踏车的曲柄或所述病患的至少一只脚。然后，所述脚踏相位可以被定义为曲柄角度或所述脚的角度，且直接关联到IMU方向。

在曲柄循环过程中，脚的位置以及踏板位置都会变化。例如，在低踏板频率（最高85rpm），脚后跟降低，且脚趾在推动时略为升高，而脚趾在牵拉时指向下方。

这些角度可以反映在所述踏板的位置。因此，可以在给定当前曲柄角度和角速度的情况下预测踏板相位（两者都是通过放置IMU在一只脚踏车曲柄上来直接提供）。

所述控制系统可以进一步包括电极模块，所述电极模块被配置或布置为用于刺激所述病患运动系统。

所述电极可以被植入并且具有将用于锚固在植入侧的周围结构的固定组件。可以使用电流脉冲来刺激运动神经和／或感觉神经和／或肌肉。给定此开始点，可以识别不同刺激参数：

电极配置（使用的电极，极性）

刺激（脉冲）振幅

刺激（脉冲）宽度

刺激（脉冲）频率

特别地，所述电极模块可包括至少一个电极，所述电极被配置和布置为用于刺激病患运动系统，特别是其中所述电极是附接到和／或布置在所述肢体和／或所述肢体的一部份和／或脚和／或CNS和／或脊髓电路，尤其是背根。

特别地，每个肢体可以被至少一个电极靶向或定向。因此，通过所述PNS-刺激模块和／或CNS-刺激模块的电极可以将每个肢体作为目标。

此基一个或多个的肢体和／或一个肢体的一个或多个的部分不一定需要分别直接刺激在一个或多个的肢体和／或所述肢体的一个或多个部分的运动系统。仅作为一个事例，可以刺激所述脊髓或上部分的大腿以引起脚的反射和／或运动。

此外，所述至少一个的电极可以被配置或布置为用于刺激肢体抽筋刺激以释放抽筋和／或检测肢体抽筋。

特别地，感测电极或EMG量测单元可以通过用于屈肌和伸肌的表面或肌肉内EMG电极来感测肌肉动作。

如果所量测的运动和／或角度指示脚的位置需要进一步校正，则通过所述电极可以直接提供此种校正。类似的方法可以用于所述等肢体的其他部分。

此外，所述控制系统可包括预警模块，所述预警模块被配置或布置为提供预警信号指示即将到来的刺激事件。

调节运动，如步态，以预定的参考干扰所述病患的自主运动。特别地，所述病患的自主运动可能会对运动产生很大的影响，因为所述病患的自主控制可能调节肌肉的激活。因此，尽管受到相同的刺激，运动模式仍可能不同于健康受试者，甚至受损或减少。所述预警信号可以帮助所述病患自主控制调整为计划的各个运动，因此可以执行常规运动。所述预警信号可以包括但不限于声音讯号，震动，光讯号，气味，味道，疼痛，温度（温暖，寒冷），湿度，风等。

特别地，所述预警信号可以作用在引起感觉但不引起运动响应的一子运动阈值区域。

可能有通信模块WSN。所述通信模块WSN可以是一个或多个的传感器和控制器之间的无线网络。基于来自一个或多个的传感器的运动反馈，所述控制器需要能够提供准确的步态相位和步频估算。

可能有遥测模块TEL。所述通信模块TEL可以是所述控制器和所述EES-模块和／或所述控制器和所述FES模块之间的无线链路。TEL可以从所述控制器发送数据并且通过IPG接收。这也可以包括纠错，重试等。所述子系统TEL可以传递命令，包括但不限于停止的任务。遥测模块可以试或可以包括近场磁感应模块（NFMI）。

在下文中，确定存在那些控制输出参数以及它们对传入神经的影响，以及它们对肌肉激活的最终影响。基于此，我们选择由控制系统控制的输出参数。

附图说明

现在结合附图公开本发明的更多细节及优点。

图1 通过本发明的系统传递的刺激脉冲的非常简化的示意图；

图2A，2B 触发神经纤维中的动作电位所需的电流和所需的电荷如脉冲宽度（使用方波）的示意图；

图3 列出纤维类型，直径和功能的表格；

图4 响应延迟与肌肉间响应延迟之间的关系的示意图。

图5 列出预期的运动以及所涉及的激动剂肌肉和所涉及的拮抗肌的表格；

图6 功能性肌肉方块（FMB）以及自定义肌肉方块的示意图。

图7 根据本发明的用于病患P的运动重建和／或恢复系统的控制系统的实施例的总体布局图；

图8A 公开病患装备在图7中的控制系统的透视图，根据本发明控制系统包括两个传感器；

图8B 病患装备的控制系统的透视图公开图7中所包含的7个传感器；

图8C 根据本发明的鞋垫传感器的立体图；

图8D 根据本发明病患装备的控制系统的透视图公开在图7中包含的用于每一只脚的一个IMU和一个压力鞋垫；

图9 配备图7中公开的控制系统的病患P的食物俯仰／前进加速度的示意图。

【附图标记列表】

10控制系统

12传感器

12a惯性量测单元（IMU）

12b压力传感器

12c传感器网络

14控制器

18植入式脉冲产生器（IPG）

20导线

22电极模块

22a用于FES的电极

22b用于EES的电极

30CNS-刺激模块，EES-模块

40PNS-刺激模块，FES模块

100鞋垫传感器

pr脚或鞋底的近端区域

di脚或鞋垫的远程区域

P病患

S鞋

CMB自定义肌肉方块

EES硬外膜电刺激

FES功能性电刺激

FMB功能性肌肉方块

WL无线链路

WSN无线网络，链接

TEL连结，遥测线

LVLat左侧股外侧肌

RVLat右侧股外侧肌

LII左髂腰肌

RII右髂腰肌

LRF左股直肌

RRF右股直肌

LST左半腱肌

RST右半腱肌

LTA左胫前肌

RTA右胫前肌

LMG左腓肠肌

RMG右腓肠肌

LSol左比目鱼肌

RSol右比目鱼肌

LFHL左屈拇指长肌

RFHL右屈拇指长肌

具体实施方式

注意，在下文中，我们主要指的是CNS／EES刺激，本领域技术人员可以将刺激参数转换为PNS／FES刺激。

所述控制系统可以使用电流脉冲提供用于运动重建和／或恢复的刺激数据，以用于刺激传入神经纤维。给定这个开始点，可以确定以下刺激参数：

电极配置（使用的电极，极性）

刺激（脉冲）振幅

刺激（脉冲）宽度

刺激（脉冲）频率

图1示出刺激脉冲的非常简化的示意图，示意图示意所述脉冲振幅，脉冲宽度，和脉冲频率。每个刺激脉冲之后是中和脉冲或中和周期（未示出），已从组织中移除电荷，避免组织损伤。

每个刺激参数的作用描述如下。

电极配置：刺激特定肌肉群需要在脊髓的特定位置施加特定电场或直接通过刺激肌纤维（神经肌肉刺激），或通过有限的固定反射或通过经皮刺激周围神经来施加特定电场。因此，在本控制系统中，所述电刺激可以传递，例如通过具有多个电极的导线连接到脊髓。产生电场的位置，形状，和方向可以通过选择用于传输电流的不同电极配置（使用哪个电极，极性和电势）。因此，所述电极配置为可以判断将刺激传递到哪个脊髓根，并且因此连串肌肉或肌肉群的动作将被增强。

脉冲振幅和脉冲宽度：在图2A和图2B中显示触发神经纤维中的动作电势所需的电流和所需的电荷，如所述脉冲宽度的函数(使用方波)(参见Merrill DR.等人，过敏组织的电刺激：有效和安全方案的设计，神经科学方法杂志141(2)：171-98(2005))。图2A和图2B也示出流变碱电流I_rh，流变碱电流I_rh使用无线长的脉冲宽度时所需的电流，以及所述计时时间t_c，是在2I_rh的电流下所需的脉冲宽度。

尽管在较小的脉冲宽度下可能需要较大的电流，但总需要的电荷可能会随着脉冲宽度的减小而减小，请参看图2B。因此，具有较高电流振幅的短脉冲可能在能量上有益。

对于小直径的神经，图2A的电流脉冲宽度曲线会发生变化，因为小直径纤维可能需要更高的电流。因此，高电流可以激活更多神经纤维，因为小直径纤维也可以被激活（直到饱和）。但是，由于相邻根的更多神经元也可能被激活，因此串扰也会增加。幸运的是，参与运动控制的传入纤维（纤维类型Ia和Ib）可能相对较大（12-20µm），而涉及触觉，温度，和痛觉反馈（应所述不会触发）的纤维可能相对较小（0.5-12µm），如图3所示。因此，随着脉冲宽度和／或电流振幅增加，Ia和Ib类型纤维可能会最先被使用。这可以使得（大部分）相关纤维得以吸收，同时将串扰和病患不适感保持在最小程度。

脉冲频率：假设每个脉冲传递了足够的电荷以触发动作电势，所述脉冲频率可以判断传入神经中产生的动作电势的频率。由于在神经不应期的过程中不会出现新的动作电势，所述触发动作电势的频率将在高脉冲频率下饱和。对于传入纤维，所述饱和点通常在200Hz（Miller JP.等人，脊髓刺激参数及其在电荷输送中的作用：综述。神经调节：神经接口技术19,373-384,（2016））。但是，在饱和点以上的频率刺激仍然可能是有益的，因为通过增加频率，可以增加每单位时间传的总电荷（即每秒的电荷），无须改变电流振幅或脉冲宽度（Miller JP.等人，脊髓刺激的参数及其在电荷传递中的任务：综述。神经调节：神经接口技术19,373-384,（2016））。

脉冲位置：许多任务，包括行走，需要刺激多个肌肉群的激活。因此，位了支撑这些任务，可能需要同时刺激多个肌肉群，每个肌肉群都需要一个特定电场和脉冲频率。当同时施加时，这些不同电场可能会互相影响，可能导致意想不到且不受控制的影响。因此，为了避免这种情况，应注意不要同时施加针对不同的肌肉群的单个刺激脉冲和中和周期。这可能不被认为是一次基参数，但可以识别需求的系统的特征：脉冲定位算法。

上面部分描述所述刺激参数对传入神经纤维中触发动作电势的影响。尽管触发这些动作电势在治疗中是必要步骤，但最终刺激应使得病患或者支撑病患进行特定的下半身运动，这可能需要激活特定的肌肉或者肌肉群。在传入神经纤维中触发动作电势对肌肉激活的影响可以通过脊髓反射回路在脊髓内过滤，并且过病患的自主控制进行调节。因此，刺激参数对肌肉激活的影响可能不是很清楚，并且可能受病患内和病患间差异的影响。以下方面可能与此有关：

根据SCI病变程度的类型和严重程度以及（自发）恢复的状态，不同的病患对下半的自主控制的程度可能有所不同。

传入神经纤维的刺激可以帮助或者能够激活相应的肌肉，但不一定能强制运动。所述病患可以调节激活（例如，在不改变刺激下进行大步或小步），或者甚至完全抵制腿的运动。这可能因病患而异，并且可能随着恢复的增加而改变。

推测：由于脊髓漂浮在脑脊髓液中，因此脊髓和铅电极之间的距离可能不同（主要取决于病患的姿势：俯卧-大距离，仰卧-小距离）。另一个假设可能是由于姿势变化，在所述铅电极以及所述硬脑膜／脑脊髓液的低导电硬外膜脂肪层发生变化，从而导致电极所见的阻抗变化，以及造成通过所述等电子传递刺激的电流／电压变化。因此，所施加刺激的影响（包含肌肉发作和饱和）也可以随病患的姿势而变化。尽管这一推论尚未得到证实，但是病患可以通过改变姿势来成功利用所描述的影响来调节刺激强度：向前弯曲会降低强度，向后弯曲会增加强度。

尽管理论上可能会刺激到500Hz，但通常可能使用40Hz到120Hz之间的脉冲频率，因为，这可能有益选择性地激活肌肉并且改善病患的自主控制。

一般而言，增加所述脉冲振幅可能不会导致增加肌肉纤维的吸收（相应增加串扰），并且增加刺激频率可能会导致增加肌肉激活而不会影响串扰。但是，增加刺激频率可能会降低自然本体感觉的强度，并且导致病患腿部感觉降低。这可能是由于自然的感觉输入与电刺激产生的反动作电势的碰撞。在高频下（高于100 Hz），病患甚至可能报告完全失去了腿的感觉，并且“感觉好像没有双腿走路”。这是一种不舒服的感觉，需要病患在每一步都迈出信心的步伐，相信感觉不到的腿会在下一站立阶段支撑他／她。因此，可能有必要调整到刺激振幅和频率之间的平衡，以找到串扰限制和感觉丧失之间的最佳折衷。模拟表明，可能的解决方法是将刺激域移至更低的振幅以及甚至更高频率，使受刺激的纤维数量最少，从而在脊髓中触发相同数量的动作。这种假设需要通过其他临床数据进行验证。最后，还可以识别不同病患需要不同刺激，即，最佳频率和振幅设置在病患之间可能有很大的不同。因此，刺激振幅和频率在肌肉动作之间的关系在很大程度上仍然不清楚。此外，最佳刺激设置可能会在一天当中，所使用的辅助设备（拐杖，助行器等），随着时间的变化而改善恢复状况，并且达到训练或动作的目的。

时间：除了在脊髓的正确位置施加正确的电场之外，它们还可能需要在正确的时间正确地施加电场并正确排序。下面列出了识别的相关时序方面：

在脊髓上刺激肌肉动作有一定的延迟（根据肌肉的不同，典型值在0-30ms，请参考图4，LVLat=左侧股外侧肌，RVLat=右侧股外侧肌，LII=左髂腰肌，RII=右髂腰肌，LRF=左股直肌，RRF=右股直肌，LST=左半腱肌，RS=右半腱肌，LTA=左胫前肌，RTA=右胫前肌，LMG=左腓肠肌，RMG=右腓肠肌，LSol=左比目鱼肌，RSol=右比目鱼肌，LFHL=左屈拇指长肌，RFHL=右屈拇指长肌）。

尽管EES使病患能够执行运动，但病患可能需要能够预测何时会发生刺激，以便充分利用刺激。同样地，在提供刺激的同时抑制运动，需要病患知道何时期望刺激。因此，刺激时间的可预期性是不可少的。

当刺激与病患的（预期）运动不同步时，所述病患可能无法执行适当的运动。在此，这可能意味着刺激需要由病患预测，因为病患需要与刺激同步。

可能需要对行走过程中的腿部摆动的刺激持续时间进行微调整。对于某些病患，这种刺激的持续时间增加100ms会使病患跳动而不是执行适当的跨步。

20ms对于调整刺激时机可能是足够的分辨率（即对于特定肌肉群的刺激开／关时间可能不需要控制在20ms以下的精准度）。取得数据可用的情况下，以低于20ms的分辨率控制时序似乎无法改善刺激效果。

基于前面部分，可以选择刺激参数以在控制系统中进行控制。这可以判断所使用的控制输出空间，并且因此确定控制问题的复杂性和控制系统潜在的有效性。

首先讨论可以减少或者消除哪些参数空间。剩余的控制输出空间总结如下。

电极构造：行走，以及下肢的其他运动，可能通过主动肌的收缩和拮抗肌的放松以组成下肢关节协调良好的屈曲和伸展。对于关节的特定屈曲和伸展的特定主动肌和拮抗肌进行分组，并且由于关节的数量有限，这意味着仅需要刺激一小部分的离散的肌肉群。对于每个关节的屈曲和伸展，所述空间时间编程器（STP，例如对刺激的空间和时间进行编程）将支撑创件用于主动肌动作的最佳电极配置，同时避免拮抗肌的动作（以及避免对侧的肌肉动作）。这可以通过称为功能性映像的过程来完成。我们将功能性肌肉方块（FMB）定义为对于每个特定肌肉群的结果刺激配置。已经识别出至少12种特定的FMB用于控制系统，它们与相应的主动肌和拮抗肌一起列在图5中。

由于膝盖屈曲和髋关节伸展都牵扯到半腱肌，因此在身体上不可能单独针对屈膝和髋关节伸展。因此，图5中不包含膝盖屈曲（这可以认为髋关节伸展是多余的）。

在图5中列出的12个FMB旁边，还可以预见训练师／治疗师／物理治疗师可以创建自定义肌肉方块（CMB）。如果训练师/治疗师/物理治疗师想要施加的刺激不专门针对FMB所针对的12个肌肉群中的任何一个，或者在训练师/治疗师/物理治疗师想要使用其中一种的变体时，创建CMB可能会有用特定任务中的12个FMB。

因此，通过将电极配置为限制FMB和CMB的离散集合（相对于无限数量的可能的电极配置），可以显着地降低控制问题的复杂性，而不会显着地影响控制系统的潜在效用。然后对于任务的刺激减少为对预定义的FMB和CMB（子集合）的刺激，请参见图6。对于此示例，在任务1和任务2中都使用了右躯干的稳定。

所述功能性映像程序可能需要使用EMG传感器测量在图5中列出的每条肌肉的反应。由于大量的肌肉，这需要将许多EMG传感器连接到病患身上（这很耗时）并且处理大量数据。此外，由于病患的运动可能引起信号伪像，所述功能性映像最好实施在病患不运动时。由于这些原因，使用空间时间编程器可以在一分离时段中实施功能性映像程序，例如刺激的空间和时间的编程，但不是在控制系统中自适应地。因此，FMB和CMB的配置可以被认为是所述控制系统所提供。

脉冲宽度：从触发传入神经纤维动作的观点来看，所述参数脉冲宽度和脉冲振幅可能紧密相关，并且可以一起判断哪些传入神经纤维被吸收。增加脉冲宽度可以允许降低振幅，减少脉冲宽度可以允许降低能耗（用于触发动作电势所需的总电荷随着脉冲宽度减少而减少），请参考图2B并且同时或以更高的频率刺激更多的FMB。但是，从控制观点来看这两个参数可能（几乎）是多余的，因为增加这两个参数可能会导致在更大面积上更多传入神经纤维的吸收。

脉冲宽度低于时值时间tc可能会很快的需要高电流（因此也需要高电压），这很难产生并且会导致病患不适。超过tc时，图2A的强度-持续时间曲线几乎是平坦的，因此将脉冲宽度增加到超过tc对所需的振幅几乎没有影响，同时会增加总功耗。同样考虑具有一固定脉冲宽度可以简化脉冲定位，脉冲宽度的选择是固定的（在接近时值时间tc的值使得能量消耗和电流振幅需求都保持较低，其中t_c≈200μs用于传入人类的背根神经纤维）。通过降低输出参数的数量以降低控制问题的复杂性。

这可能会使得以下刺激参数随着时间的变化而由控制系统控制：

刺激哪些FMB

每个FMB的刺激振幅

每个FMB的刺激频率

脉冲定位可能被认为是一个比较低级别的问题，因此可能不是控制系统（系统功能）的直接输出。脉冲定位可以通过IPG执行。

尽管已经考虑到将振幅和频率组合到单个“强度”参数中，但是对于控制系统而言这样做可能并不理想，因为这些参数可能会产生不同的影响。在触发传入神经纤维的动作电势时，振幅和频率可以是独立的参数：振幅决定传入神经纤维动作电势的触发方式，频率决定它们触发的比例。因此，原则上振幅决定了哪些肌肉纤维可以被激活，频率决定难度，尽管上不清楚此两个参数的独立性是否也因脊髓中发生的信号处理而对肌肉激活同样成立。因此，很明显的，对于某些病患，改变振幅可以取得最佳结果，而对于其他病患，频率可能是最有用的参数。

由于我们不知道临床中频率和振幅之间的精确关系，因此不建议将频率和振幅组合为单个信号，除非有更多数据可用。因此，将相互独立地控制刺激频率和振幅。

在下文中，将更详细的描述本发明的刺激系统（例如IPG）。

刺激系统，此处为IPG：植入式脉冲产生器。皮下植入的可产生电刺激的电池供电设备。它的预期用途是根据从控制器接收到的命令将电刺激传递到导线。

控制器：电池供电，穿戴式装置（直接或间接），从传感器接收数据并且能够输出刺激命令到IPG以用于特定任务（即动作／训练练习）。它的预期用途是判断较佳的刺激设置用于任何给定的任务并且提供信息给IPG。此外，此装置可以使IPG退出工作模式（shelfmode），通过皮下给IPG电池充电，并启动IPG-导线完整性测试。

传感器：电池供电，穿戴式传感器（直接或间接），收集运动数据，并且将运动数据发送到控制器。它的预期用途是撷取身体运动参数。

控制系统可以进一步包括编程器：所述编程器，或者也称为临床医师编程器，可以用于尤其接收刺激参数，病患数据，生理数据，训练数据等。

它可以包括空间时间编程器（STP）用于例如刺激的空间和时间编程。物理治疗师编程器（PTP）用于例如允许治疗师调整刺激，以及病患编程器（PP）用于例如允许病患选择特定刺激程序。

所述空间时间编程器（STP），物理治疗师编程器（PTP），以及病患编程器（PP）可以实现安装在移动装置的应用程序。它们由治疗医师（TP），物理治疗师（PT），或者病患提供输入到控制器，例如选择开始，以及停止任务或配置刺激参数。

所述编程器可以允许在任务运行时调整任务的刺激参数。这使得使用者能够调节刺激而不必开始或停止任务，当开发和调节所有刺激部位时，在开始康复训练时会非常麻烦。

一般来说，所述编程器可能具有以下结构：

在第一实施例中，所述编程器可以具体化为接收除了但不限于刺激参数，病患数据等，检查和／或重新编程刺激数据并且发送回如控制器。

在所述第一实施例中，编程器能够从植入（部分）的系统（例如控制器）接收数据，显示数据，从用户接收输入然后传送回控制器。换句话说，所述编程器可以接收，处理和重新发送数据。

在第一实施例中，所述编程器能够在第二实施例中，所述编程器可以从远程数据库接收数据。所述数据库可以是例如通过一个单独接口与刺激系统链接，所述接口配置为仅从系统到数据库的数据传输。

在第二实施例中，所述编程器能够从所述远程数据库接收数据，显示数据从用户接收输入然后传送到所述控制器。换句话说：所述编程器是仅与所述控制器连接以发送数据，它不从所述控制器或任何植入式的系统部件接收数据。

图7示出了根据本发明的用于病患P的运动重建和／或恢复系统的控制系统10的实施例的总体布局。

所述控制系统10包括至少一个传感器12。

此外，在所示的实施例中，控制系统10包括控制器14。

另外，控制系统10包括CNS-刺激模块30用于CNS-刺激。

在此实施例中，所述CNS-刺激模块30是EES-模块用于EES。

所述EES-模块进一步包括植入式脉冲产生器（IPG）18。

所述EES-模块进一步包括导线20。

所述导线20包括导线电缆。

所述导线20进一步包括电极模块22。

所述电极模块22包括一个或多个的电极。

另外，所述控制系统10包括PNS-刺激模块40用于PNS-刺激。

在此实施例中，所述PNS-刺激模块40是FES-模块用于FES。

所述FES-模块包括IPG18。

所述FES-模块进一步包括导线20。

所述导线20包括导线电缆。

所述导线20进一步包括电极模块22。

所述电极模块22被配置或布置为用于刺激所述病患的运动系统。

所述电极模块22包括一个或多个的电极。

所述一个或多个的传感器12是连接至所述控制器14。

在所示的是例中，所述一个或多个的传感器12与所述控制器14之间的连接是直接连接。

但是，间接连接（即与控制系统10的另一部件之间）通常也是有可能。

在所示的实施例中，所述一个或多个的传感器12与所述控制器14之间的连接是通过无线网络WSN建立。

但是，通常也可以进行电缆绑定的连接。

在所示的实施例中，所述控制器14与所述IPGs18的连接是通过直接连接。

但是，间接连接（即与所述控制系统10的另一部件之间）通常也是有可能的。

在所示的实施例中，所述控制器14与所述EES-模块的IPG18之间的连接是通过无线链路TEL建立。

在所示的实施例中，所述控制器14与所述FES-模块的IPG18之间的连接是通过无线链路TEL建立。

但是，通常也可以进行电缆绑定的连接。

所述EES-模块的IPG18与所述EES-模块的导线20是通过直接连接。

所述FES-模块的IPG18与所述FES-模块的导线20是通过直接连接。

但是，间接连接也是可能的。

在一实施例中，所述控制器14是穿戴在身上，所述IPG18是被植入体内，并且所述一个或多个的传感器12是直接附接到所述病患的肢体中的至少一个或附接到训练实体，例如脚踏车曲柄。

但是，间接附接通常也是有可能的。

借助一个或多个的传感器12，用于运动的信号识别，例如一个肢体的运动，例如一只手臂或一腿，或一只脚或头，可以被控制系统感测和使用。

所述传感器信号被传送到所述控制器14并且在那进行处理。

所述控制器14处理来自例如所述传感器12和所述IPG18的数据。

借助所述控制器14执行控制软件。

所述控制器14控制所述CNS-刺激模块30，即所述EES-模块。

所述控制器14控制所述PNS-刺激模块40，即所述FES-模块。

在此实施例中，所述控制器14基于由所述传感器12提供的基础来适配由CNS-刺激模块30和／或PNS-刺激模块40提供的刺激。

所述控制器14对所述IPG18进行编程以通过所述导线20和所述电极模块22传递正确的刺激。

在此实施例中，所述控制器14对所述EES-模块的IPG18进编程以通过所述导线20和所述电极模块22传递EES。

通常，所述电极模块22的电极被配置或布置为用以刺激病患运动系统，特别是其中至少一个电极配附接到和／或配置在一个肢体和／或一个肢体的一部分和／或一只脚和／或和／或脊髓电路，特别是背根。

对于EES，此处的导线20位在硬外膜腔（即硬囊模的外部，硬膜囊包括裹着脊髓和漂浮在其中的脑脊髓液），在脊髓顶部（包含但不限于所述段T12，L1，L2，L3，L4，L5，和S1双边地）。

在此实施例中，所述控制器14对所述FES-模块的IPG18进行编程以通过所述导线20和所述电极模块22传递FES。

在此实施例中，通过运动纤维的刺激直接提供FES（神经-肌肉刺激）。

或者，通过或通过一组有限的反射（实际上限于撤回反射）或通过对周围神经经皮刺激提供FES。

对于EES和FES，控制系统10也可能仅包含一个IPG18。

换句话说，所述控制系统10也可能仅包括一个IPG18，所述IPG18由所述EES-模块和所述FES-模块共享。

所述控制系统10也可以仅包括一个IPG18，特别是仅用于EES。

所述控制系统10也可以仅包括一个IPG18，特别是仅用于FES。

替代地，还可以提供其他合适的刺激信号。

在图7中未示出的是，至少一个传感器12是惯性量测单元（IMU）。

所述IMU包括加速度计，陀螺仪和磁力计。

所述IMU使用加速度计和陀螺仪的组合来量测并报告3D加速度，3D角速度和3D方向。

在一替代实施例中， IMU可以使用加速度计中的一个或多个，一个或多个的陀螺仪以及可选地一个或多个的磁力计的组合。

通过将陀螺仪估算的角速度进行积分，并且与来自加速度计的数据合成，可以精确测量脚的角度。基于这些量测，可以使用标准传感器合成算法准确估算IMU相对于固定世界的方向。

检测到运动，并且由此还传递信号，所述信号表示角度，例如所述脚的角度。

实时或非实时的重建脚的轨迹，可以达到几公分的精度。

在此实施例中，实时被定义为端到端的延迟小于100ms（毫秒），优选地小于50ms。

在一替代的实施例中，至少一个传感器12可以是个光学传感器，照相机，压电组件，速度传感器，加速度计，磁传感器，扭力传感器，压力传感器，位置传感器，触动传感器，EMG量测单元，测角仪，磁场传感器，霍尔传感器和／或陀螺仪和／或动态追踪摄像仪，或红外摄像仪。

一些传感器12在环境中可能需要固定基站，包括但不限于磁传感器或红外传感器。

电磁位置传感器，光学传感器和照相机可以估算3D位置和方向。

扭矩传感器可以放置在一只脚踏车曲柄上，用于评估骑乘过程中的扭矩。

病患可以在不需要固定基站下穿戴一些传感器12，包括但不限于压电组件，压力传感器和／或扭矩传感器。

通过直接和／或间接附接一个或多个的传感器12，例如IMUs12，连接到躯干和／或腰部和／或头和／或颈部和／或至少一个肢体和／或肢体的一个或多个部分，包括一个或多个的关节，在运动过程中的躯干和／或头和／或颈部和／或至少一个肢体和／或一个肢体的一个或多个部分的角速度和角度，例如步态周期可以判断各种运动阶段的重组的实现，例如步态阶段。

由于所述角度可以计算所述肢体和／或所述肢体的一部分在朝向前方的加速度。

但是，理论上也可以判断在任何方向上的加速度。

特别是，所述脚踝关节的角度在步态周期中随着不同的步态事件变化（包括但不限于脚趾离地，摆动中期，脚跟撞击，扁平足和站立中期，脚跟离地）。

病患P的躯干和／或头和／或颈部和／或至少一个肢体和／或一个肢体的一个或多个部分的角速度和角度可以使用在预测预期和／或正在进行的运动。

至少一个肢体和／或一个肢体的一部分的角度可以也用于从所述控制系统10找出病患真正需要的支撑。

对于开环行走，例如肢体角度的变化和/或部分的肢体角度（包括关节，例如踝关节）超过特定阈值，可以用于启动特定刺激序列。

特别是，步态事件的脚跟离地可以触发用于一个或多个的完整步态周期的刺激。

然而，其他步态事件，包括但不限于脚趾离地，摆动中期，脚跟撞击，扁平足和站立中期可以触发用于一个或多个的完整步态周期的刺激。

注意，其他周期性运动的单一事件也可以触发用于一个或多个的完整运动周期的刺激。

换句话说，所述控制系统10不仅适用于行走／步态周期，但也适用于其他运动，包括但不限于骑脚踏车，游泳，踩踏，划船，坐下，站起，蹲下等。

两个或多个的传感器12可形成传感器网络，也参看图8。

在一替代实施例中，所述控制系统也可以通过无线链路连接到训练实体。

在图7中未示出的事实是，一个或多个的传感器12可以连接到，插入和／或集成在训练实体中，包括但不限于外骨骼，体重支撑件，跑步机和／或拐杖。

在图7中未示出的事实是，对于闭环骑乘脚踏车，通过附接传感器，例如IMU，于脚踏车曲柄或病人的食物（或两者），来简单地实现量测踏板相位。

在曲柄旋转过程中，脚的位置以及踏板位置都会变化。

例如，在低踏板频率（最高85rpm），脚后跟降低，且脚趾在推动时略为升高，而脚趾在牵引时指向下方。

这些角度可以反映在踏板的位置。

然后可以将踏板相位定义为曲柄角度，所述曲柄角度直接关连于所述IMU方向。

注意，在给定当前曲柄角度和角速度的情况下（也可以通过将IMU放置在一只脚踏车曲柄上直接提供）来预测踏板相位。

对于闭环骑乘脚踏车，刺激部分定义为空间的刺激，即踏板相位，振幅和频率。

在一替代实施例中，训练实体也可以是病患本人。

控制器14可能跟踪和/或估计训练实体的运动，以基于估计的运动将其转换成刺激数据，该运动由IPG 18提供给病患用于病患训练。

在图7中未示出的是，控制系统10可以包括预警模块，该预警模块被配置和布置为提供即将发生的刺激事件的指示的预警信号。

特别地，预警信号可以作用于引起感觉但不引起运动响应的子运动阈值区域中。

在图7中也未示出，脉冲产生器通常也可以是不可植入的脉冲产生器。

在图7中也未示出，通常可以对控制系统10进行远程控制。

在图7中也未示出，控制系统10可以进一步包括或可以链接到编程器。

编程器可以用来接收刺激参数，病患数据，生理数据，训练数据等。

编程器可以包括时空编程器（STP），物理治疗师编程器（PTP）和病患编程器（PP），时空编程器编程刺激的空间和时间，物理治疗师编程器允许理疗师调整刺激，病患编程器允许病患选择特定的刺激程序。

时空编程器（STP），物理治疗师编程器（PTP）和病患编程器（PP）可以体现为安装在与控制器进行通信的移动设备上的应用程序。

它们可由治疗医师（TP），物理治疗师（PT）或病患用来向控制器提供输入，例如选择，开始和停止任务或配置刺激参数。

编程器允许在任务运行时调整任务的刺激参数。

这使得使用者可以调节刺激而不必开始或停止任务。通常，当所有刺激部位的开发和调节完成时，调节刺激在复原训练开始时会非常麻烦。

一般来说，编程器可以具有以下结构：

在一实施例中，所述编程器可以被实施为使得可以接受但不限于刺激参数，病患数据等，检查和／或重新编程刺激数据和将其回传给如所述控制器。

在第一实施例中，所述编程器能够从所述植入式系统接收数据，显示数据，接收由用户的输入，然后将其回传给所述控制器。

换句话说，所述编程器可以接收，处理和重新发送数据。

在另一个实施例中，所述编程器可以从远程数据库接收数据。

所述数据库可以是例如通过单独的接口与刺激系统链接，所述接口可以配置为用于将数据从所述系统传输到数据库。

在第二实施例中的编程器可以从所述远程数据库接收数据，显示数据，接收使由用户的输入然后将其传送至所述控制器。

换句话说，所述编程器可以仅与所述控制器连接用于传送数据，而不能从控制器或其他植入式系统部件接收数据。

图8A示出了一病患P配备有公开在图7中包括根据本发明的两个传感器的控制系统的透视图。

在此实施例中，一病患P配备有公开在图7中包括两个传感器12的所述控制系统10，在此是两个IMUs附接到所述病患P的鞋子S上。

特别是，一个IMU12a是被附接到所述病患P的左鞋S，以及一个IMU12a被附接到所述病患P的右鞋S上。

在此实施例中，所述IMUs12a被放置在所述病患P的鞋子S的后脚跟区域上。

在此实施例中，所述控制系统10还包括用于FES的两个电极22a。

特别是，用于FES的一个电极22a被附接到所述病患P的左腿，以及用于FES的一个电极22a被附接到所述病患P的右腿。

然而，所述病患P的每条腿通常可能配备有两个或多个用于FES的电极22a。

特别是，用于FES的一个电极22a被附接到所述病患P的左大腿，以及用于FES的一个电极22a被附接到所述病患P的右大腿。

然而，通常可能将用于FES的一个或多个的电极22a放置在所述病患的腿的任何其他位置。

此外，在此实施例中，所述控制系统10包括用于FES的电极22b。

用于FES的电极22b被附接到所述病患P的背根。

然而，通常也可能将两个或多个用于FES的电极22b定位在背根，在硬膜外腔中，或在脊髓顶部上。

通常，每个肢体可以被至少一个电极22a和／或22b靶向或定向。

换句话说，每个肢体可以被用于EES的一个或多个的电极22b和／或用于FES的一个或多个的电极22a靶向。

根据图7，通过附接到所述病患P的每只鞋子S上的两个IMU 12a的方式，通过所述控制系统10感测和使用所述病患的左脚和右脚的每个运动。

所述控制器14基于估算运动来追踪和／或估算所述病患的脚的运动，通过所述IPG将估算的运动提供给所述病患P。

所述IPG 18通过所述导线20和所述电极模块22对FES提供一个或多个的电极22a。

所述IPG 18通过所述导线20和所述电极模块22对EES提供一个或多个的电极22b。

在一替地实施例中，一个传感器12可以被配置在一病患的每一个肢体上。

在一替代实施例中，所述IMUs 12a可以被放置在和／或插入，和／在所述鞋子S或在鞋底和／或鞋垫的不同位置。

在一替代实施例中，所述控制系统10可以仅包括一个IMU 12a，IMU 12a直接或间接定位在所述病患P的左脚或右脚，或左鞋S或右鞋S。

替代地，病患配备有公开在图7中的控制系统，所述病患可以配备有用于至少一个肢体的两个或多个的传感器12，请参考图8B。

特别是，至少一个传感器12可以被插入和／或配置在病患的鞋子中和／或鞋底和／或病患的鞋子S的鞋垫100中。

所述传感器12可以定位在从脚的远程到近端的任何位置，特别是在脚跟区域和／或跖骨区域和／或脚趾区域和／或脚的侧面。

在一替代实施例中，所述一个或多个的传感器12可以被插入和／或集成进和／或集成到病患（P）的外骨骼，紧身裤，腰带，背带，拉伸带，膝袜，袜子和／或鞋子。

然而，通常袜子和／或紧身裤也可能集成在躯干，腰部，臀部，膝盖，脚跟，脚趾区域中的压电织物传感器组成和／或包括压电织物传感器。

可以传递根据机械拉伸，挤压或拉动的电响应。

特别是，袜子和／或紧身裤可以被配备有电极和／或导电纱线。

可替代地，磁传感器和磁场传感器可以结合到鞋子S中，用于步行在磁传感板上或者插入跑步机或步态相位检测装置中。

可以通过在步态训练下的磁传感器检测和取得磁力。

在图8A中未示出的是，为了评估上身运动和／或手臂运动和／或手运动，可以将所述一个或多个的传感器12插入和／或集成到上身和／或手臂，和／或手的衣服等，包括但不限于上衣，长袖，短袖，夹克，一个或多个的手臂套，和／或一个或多个的手镯。

在图8A中未示出的是，电极22a／22b也可被配置和布置用于刺激肢体抽筋以释放抽筋和／或检测肢体抽筋。

在图8A中未示出的是，直接分别刺激一个或多个肢体和／或一个肢体的一个或多个的一部分的运动不一定需要在一个或多个肢体和／或肢体的一个或多个的一部分的运动系统上进行刺激。

仅作为一个示例，可以刺激所述脊髓或大腿以引起脚的反射和／或运动。

图8B示出了配备有公开在图7中包括七个传感器的控制系统。

在此实施例中，病患P配备有公开在图7中所包括七个传感器12的所述控制系统10，在此是七个IMUs 12a。

七个IMUs 12a建立传感器网络12c。

在此实施例中，所述七个IMUs 12a被附接到所述病患P的下身。

特别是，一个IMU 12a被放置在臀部区域的中央，而左腿配备有三个放置在腿，小腿和大腿的IMUs 12a，而右腿配备有三个分别放置在腿，小腿和大腿的IMUs 12a。

然而，沿着腿和／或脚和／或下身的IMUs 12a的不同数量的替代放置通常也是有可能的。

根据图7，通过放置在所述病患P的下身的7个IMUs 12a的方式，控制系统10感测和使用所述病患P的腿和足的每个运动。

根据图8B，FES和EES都可以由IPG 18，所述导线20，和具有电极22a和22b的所述电极模块22提供。

在图8B中未示出的是，病患的身体的任何部分，包括但不限于肢体，躯干，腹部，头和／和颈部都可以配备至少一个传感器网络12c，其包括至少两个传感器，用于量测任何身体运动的类型。

图8C示出了根据本发明的传感器鞋垫的透视图。

在此实施例中，根据公开在图7中的控制系统10，各种传感器12被集成到用于病患的鞋子S的传感器鞋垫100。

在此实施例中，所述传感器12是压力传感器12b。

特别是，八个压力传给器12b被结合在用于病患P的鞋子S的传感器鞋垫100。

特别是，八个压力传感器12b从传感器鞋垫100的远程di被分布到用于病患的鞋子S的传感器鞋垫100的近端pr。

特别是，八个压力传感气12b沿着所述传感器鞋垫100的后脚跟区域，跖骨区域和脚趾区域分布。

特别是，两个压力传感器12b被放置在所述传感器鞋垫100的脚后跟区域，两个压力传感器12b被放置在所述传感器鞋垫100的脚趾区域以及四个压力传感器12被放置在所述传感器鞋垫100的跖骨区域。

通常，病患P的两只鞋子S都可以配备有传感器鞋垫100。

所述传感器鞋垫100提供脚力的精确图。

特别是，在传感器鞋垫100中的压力传感器12b提供了步态阶段的精确描述，并且可以识别出节奏，摆荡，站立，脚趾离地，摆动中期，脚跟撞击，扁平足站立中期和／和脚跟离地，通过分析从鞋子S的传感器鞋垫100获得传感器数据来分析一只脚。

通过使用第二传感器鞋垫100可以为病患P的另一只脚识别相同的事件和参数。

通过一起结合病患P的两只脚的传感器鞋垫100的信号与刺激输入的步态相位和节奏，可以提供可靠的步态相位和节奏估计。

根据图7所公开的，所述传感器流被传输到控制器14。

在一个实施例中，所述八个压力传感器12b在传感器鞋垫100中的替代放置是可能的。

但是，也有可能将1-7个和8个以上的压力传感器12b集成在病患P的鞋子S的传感器鞋垫100中。

传感器鞋垫100本身也可以是压力传感器12b。

图8D示出根据本发明的一病患配备有图7中公开的控制系统的透视图，所述控制系统包括用于所述病患的每只脚一个IMU和压力鞋垫。

在此实施例中，病患P配备有图7中公开的控制系统100，所述控制系统包括一个放置在所述病患P的左鞋S上的IMU 12a和一个放置在所述病患P的右斜S的IMU12a，如图8A所示，并且如图8C中公开的用于所述病患P的左鞋S的一个传感器鞋垫100和图8C中所公开的用于病患P的右鞋的一个传感器鞋垫100。

因此，用于所述病患P的两只鞋子的传感器鞋垫100包括八个压力传感气12b（仅示例性的在图8D中示出）。

替代地，病患P可以配备有图7中描述的控制系统10，所述控制系统包括IMU 12a和分别用于左脚和右脚的一个传感器鞋垫100。

在另一个实施例中，IMU和／和传感器鞋垫可以被另一种类型的传感器12所替代，包括但不限于例如压电组件。

在此实施例中，压电组件可能被集成可穿戴的例如袜子，膝袜，紧身裤，鞋子。

注意，本文包括的范例控制和估算常规可以与各种系统配置一起使用。本文公开的控制方法和常规可以作为可实行的指示存储在非暂时性存储器中，并且可由控制系统10执行，例如作为控制器14的一部份与传感器12，EES-模块和／和FES-模块结合，以及其他系统硬件。本文描述的特定常规可以代表任何数量的处理策略中的一个或多个，例如事件驱动，中断驱动，多任务，多线程等。这样，各种动作，操作和／和功能可以由示出的顺序，并行地，和在某些情况下被省略来执行。同样，处理顺序对于实现本文描述的示例实施例的特征和优点不是必须地，而是为了便于提供说明和描述。取决于所使用的特定策略，可以重复执行所示的动作，操作和／和功能中的一个或多个。此外，所描述的动作，操作和／和功能可以图形化地表示要被编程到控制器14中的计算器可读取存储介质\的非暂时性存储器中的代码，其中所描述的动作通过包括在控制系统10中的各种硬件组件执行指令来执行。

图9示出配备有图7中公开的控制系统的病患P的食物俯仰／向前加速度的示意图。

在此，所述病患P的每只脚配备有一个IMU 12a。

替代地，所述病患P可以配备有图7中描述的所述控制系统10，所述控制系统10包括一个IMU 12a和一个分别用于左脚和右脚的传感器鞋垫100。

在另一个实施例中，所述病患可以在每只脚配备两个或多个的IMUs 12a

此外，所述IMU 12a和／和传感器鞋垫100可以由另一种类型的传感器12代替，包括但不限于例如压电组件。

在此实施例中，压电组件可能被集成在可穿戴的例如袜子，膝袜，紧身裤和鞋子。

示出配备有图7中公开的控制系统10的病患P在步行期间的右脚的脚倾斜度（度）和向前加速度（公尺每s2）

从这些信号，可以清楚地识别出节奏，摆荡前期，摆荡，承重反应和站立。

相同的事件和参数可以用于识别左脚。

由于步行是一种周期性运动，因此所量测到的信号也是周期性的。

通过将所述病患的双脚的步态相位和节奏信息与刺激输入的步态相位和节奏一起，可以提供可靠的步态相位和节奏估计。

注意，不同的病患P以及单个病患P在不同的步行速度和不同的辅助设备（体重支撑，助行器，拐杖等）上的步态差异可能很大。

尤其是对于步态障碍，并非所有步态事件都总是存在。

因此，总有可能通过提取量测信号的基频来估计节奏。

此外，机器学习方法可以用于使步态相位估计适应病患P的特定步态。

左脚和右脚的运动与刺激输入之间的一致性和差异程度可以用于提供指示所述步态相位的可靠性，例如，量测到的左脚节奏等于量测到的右脚节奏以及提供刺激的节奏，且左脚和右脚应（大致）处于反向阶段。

在控制回路中，还可以利用以下实现方式，脚不会彼此独自动，而是通过臀部的机械连接以及通过脊髓在神经水平上的连接。

特别是，在脊髓中的抑制性反射电路调节神经放电速率（并且因此调节通过EES的运动神经的吸收）。

注意，本文包括的范例控制和估算常规可以与各种系统配置一起使用。本文公开的控制方法和常规可以作为可执行指令存储在非暂时性存储器中，并且可以由控制系统10执行，例如控制器14的一部分与一个或多个的传感器12，所述IPG 18，所述导线20和其他系统硬件结合。本文描述的特定常规可以代表任何数量的处理策略中的一个或多个，例如事件驱动，中断驱动，多任务，多线程等。这样，各种动作，操作和／或功能可以由示出的顺序，并行地和在某些情况下被省略来执行。同样，处理顺序对于实现本文描述的示例实施例的特征和优点不是必需的，而是为了便于提供说明和描述。取决于所使用的特定策略，可以重复地执行示出的动作，操作和／或功能中的一个或多个。此外，所描述的动作，操作和／或功能可以图形化表示要被编程到控制器14中的计算器可读存储介质的非暂时性存储器中的代码，其中所描述的动作通过包括在控制系统10中的各种硬件组件执行指令来执行。

Claims (10)

1.一种用于病患（P）的运动重建和／或恢复系统的控制系统（10），其特征在于，包括：

CNS-刺激模块（30），配置或布置为提供CNS-刺激给病患（P），所述CNS-刺激模块（30）是EES-模块；

和／或PNS-刺激模块（40），配置或布置为用以提供PNS-刺激给病患（P），所述PNS-刺激模块（40）是FES-模块；

控制器（14）配置或布置为用以控制所述CNS-刺激模块（30）和／或所述PNS-刺激模块（40）；以及

至少一个传感器（12）配置和布置为用以量测病患（P）的至少一个肢体和／或肢体和／或躯干和／或头部的一部分的运动的指示参数，

其中所述控制系统（10）还包括预警模块，所述预警模块被配置和布置为提供预警信号来指示提供即将到来的刺激事件，

所述预警信号被配置为辅助所述病患（P）以协调所述病患的运动的自主控制和所述即将到来的刺激事件；

其中所述预警信号作用在引起感觉但不引起运动响应的子运动阈值区域；以及

其中所述控制器（14）使用所述至少一个传感器（12）来布置和控制所述CNS-刺激模块（30）和所述PNS-刺激模块（40）中的一个或多个以预测所述病患（P）的预期的运动。

2.根据权利要求1所述的控制系统（10），其特征在于，所述控制器（14）被配置和布置为基于所述传感器（12）提供的数据来适配由所述CNS-刺激模块（30）和／或所述PNS-刺激模块（40）提供的刺激。

3.根据权利要求1或2所述的控制系统（10），其特征在于，所述至少一个传感器（12）被布置在所述病患（P）的每一个肢体或肢体的一部分。

4.根据权利要求1所述的控制系统（10），其特征在于，所述传感器（12）是惯性量测单元（IMU）（12a），光学传感器，压电组件，速度传感器，加速度计，磁传感器，扭力传感器，压力传感器（12b），位置传感器，触动传感器，EMG量测单元，测角仪，和／或陀螺仪和／或动态追踪摄像仪，红外摄像仪中的至少一个。

5.根据权利要求1所述的控制系统（10），其特征在于，所述传感器（12）被配置或布置为被插入和／或集成进和／或集成到病患（P）的外骨骼，紧身裤，腰带，背带，拉伸带，膝袜，袜子和／或鞋子。

6.根据权利要求5所述的控制系统（10），其特征在于，所述传感器（12）被配置和布置为被插入和／或布置在所述病患（P）的鞋子（S）和／或布置进鞋底和／或布置进鞋垫。

7.根据权利要求1所述的控制系统（10），其特征在于，所述控制系统（10）可进一步包括电极模块（22），所述电极模块（22）被配置或布置为刺激该病患运动系统。

8.根据权利要求7所述的控制系统（10），其特征在于，所述电极模块（22）包括至少一个电极（22a，22b），所述至少一个电极被配置或布置为刺激所述病患运动系统，其中所述电极（22a，22b）被附着到和／或布置在所述肢体和／或所述肢体的一部分和／或脚部和／或CNS和／或脊髓回路，所述脊髓回路是背根。

9.根据权利要求8所述的控制系统（10），其特征在于，每个肢体被所述至少一个电极（22a，22b）靶向或定向。

10.根据权利要求8或9所述的控制系统（10），其特征在于，所述电极（22a，22b）被配置或布置用于肢体抽筋的刺激以释放抽筋和／或检测肢体抽筋。