技术摘要：
局部神经激活贴片包括柔性基板；基板的真皮贴合底表面，包括粘合剂并且适于接触用户的真皮；基板的大致平行于所述底表面的柔性顶部外表面；多个被定位在贴片上靠近底表面并位于顶部外表面下方并耦合到柔性基板的电极；电源；以及生成施加到电极的输出电压的电子电路系  全部
背景技术：
神经疾病可能导致失去对肌肉和其它身体功能的控制、感觉丧失或疼痛。外科手 术和药物有时可以治疗这些疾病，但有局限性。本发明涉及一种用于提供治疗和改善功能 的其它选项的系统。 附图说明 图1图示了被粘贴到用户的踝骨后面的位置的示例贴片。 图2是图示图1的贴片的示例的与硬件/软件相关的元件的框图。 图3A是提供反馈的升压电路的示例的电路图。 图3B是使用升压电路的输出的电荷施加电路的示例的电路图。 图4是监测和控制输出电压(包括其斜坡率)的控制器的功能的流程图。 图5是根据自适应协议的一个示例的流程图。 图6是根据一个示例的在自适应协议中使用的差分积分器电路。 图7是根据一个示例的与电荷持续时间与频率相关的用于向自适应协议提供反馈 的表格。
技术实现要素：
根据本文公开的各种示例的非侵入性神经激活器包括新颖的电路系统，以将电压 充分升压至所需水平并维持用于神经激活的基本恒定的电荷水平。此外，反馈回路提供了 对施加的电荷水平的自动确定和适应。 图1图示了示例贴片100，其也被称为智能创可贴或智能板或局部神经激活器 (“TNA”)或局部神经激活贴片，该贴片100被粘贴到用户105的踝骨110后面的位置。在图1的 示例中，贴片100适于激活/刺激用户105的胫神经。在其它示例中，将贴片100佩戴在用户 105的不同位置处，以从不同位置激活胫神经或激活用户105的不同神经。 贴片100用于刺激这些神经并且是方便的、不引人注目的、自供电的，并且可以通 过智能电话或其它控制设备进行控制。这具有非侵入性、由消费者自己控制以及潜在地无 需处方就可以在柜台上分发的优点。贴片100提供了一种刺激神经而不穿透真皮的手段，并 5 CN 111601636 A 说　明　书 2/8 页 且可以在适合于感兴趣神经的位置处施加到真皮表面。在示例中，贴片100由用户施加并且 是一次性的。 示例中的贴片100可以是可以在一些示例中使用粘合剂被固定地贴附到用户的任 何类型的设备，并且包括处理器/控制器和由处理器执行的指令，或者也可以是没有软件指 令的硬件实现，以及将电刺激施加到用户皮肤表面的电极和相关联的电路系统。在一个示 例中，贴片100为用户提供局部神经激活/刺激以向用户提供益处，包括对膀胱过度活动症 (“OAB”)进行膀胱管理。 在一个示例中，贴片100可以包括柔性基板；基板的包括粘合剂并且适于接触真皮 的可延展的真皮贴合底表面；基板的大致平行于底表面的柔性顶部外表面；被定位在贴片 上靠近底表面并位于顶部外表面下方并直接接触柔性基板的一个或多个电极；嵌入在贴片 中并位于顶部外表面下方并作为直接接触柔性基板的芯片上系统集成的电子电路系统(如 本文公开的)，该电子电路系统作为芯片上系统集成并且包括与可延展的真皮贴合底表面 一体的被配置为电激活一个或多个电极的电信号发生器、耦合到电信号发生器的信号激活 器、响应于对一根或多根神经的刺激而提供反馈的神经刺激传感器、被配置为与远程激活 设备通信的天线、与电信号发生器以及信号激活器电连通的电源，其中信号激活器被配置 为响应于接收到由天线与激活设备的通信而激活并且电信号发生器被配置为响应于由信 号激活器的激活而生成一个或多个电刺激，并且电刺激被配置为至少在贴片100附近的一 个位置处刺激佩戴贴片100的用户的一根或多根神经。在题为“Topical  Neurological  Stimulation”的美国专利No.10,016,600中公开了除本文公开的新颖细节之外的贴片100 的示例的其它细节，该专利的公开内容通过引用并入本文。 图2是图示图1的贴片100的示例的与硬件/软件相关的元件的框图。贴片100包括 执行以下功能的电子电路或芯片1000：与诸如智能电话或钥匙扣(fob)的外部控制设备进 行通信，或诸如基于云的处理设备的外部处理，经由根据治疗方案产生大范围电场的电极 1008的神经激活，以及大范围的传感器1006，诸如但不限于机械运动和压力、温度、湿度、声 学、化学和定位传感器。在另一个示例中，贴片100包括换能器1014，以将信号发送到组织或 从组织接收信号。 一种布置是将各种各样的这些功能集成到芯片上系统1000中。其中示出了用于数 据处理、通信、换能器接口和存储的控制单元1002，以及连接到电极1008的一个或多个刺激 器1004和传感器1006。控制单元1002可以由通用处理器/控制器、或专用处理器/控制器或 专用逻辑电路来实现。包括天线1010以用于通过控制单元1002来进行外部通信。还包括内 部电源1012，其可以是例如电池。其它示例可以包括外部电源。可能需要包括一个以上的芯 片，以适应用于数据处理和刺激的大范围电压。电子电路和芯片将经由能够传输数据和/或 功率的设备内的导电轨道相互通信。 贴片100解释来自控制单元1002的数据流，以从控制指令中分离出消息首部和定 界符。在一个示例中，控制指令包括诸如电压水平和脉冲模式的信息。贴片100根据控制指 令激活刺激器1004以生成对放置在组织上的电极1008的刺激信号。在另一个示例中，贴片 100激活换能器1014以将信号发送到组织。在另一个示例中，控制指令使得从由贴片100存 储的库(诸如控制单元1002内的存储库)中检索诸如电压水平和脉冲模式的信息。 贴片100从组织接收感觉信号，并将它们转换为由控制单元1002识别的数据流。感 6 CN 111601636 A 说　明　书 3/8 页 觉信号可以包括电、机械、声学、光学和化学信号。感觉信号由贴片100通过电极1008或从源 自机械、声学、光学或化学换能器的其它输入接收。例如，来自组织的电信号通过电极1008 被引入到贴片100、从模拟信号转换为数字信号，然后被插入到通过天线1010发送到外部控 制设备的数据流中。在另一个示例中，声学信号由换能器1014接收、从模拟信号转换为数字 信号，然后被插入到通过天线1010发送到外部控制设备的数据流中。在一些示例中，来自组 织的感觉信号直接与外部控制设备接口以进行处理。 在以上公开的贴片100的示例中，当用于诸如对OAB的膀胱管理的治疗性治疗时， 需要通过将电压升压至选定的水平并在激活哺乳动物的神经时提供相同水平的电荷来控 制电压。此外，需要通过选择性地使用电池电量来节省电池寿命。此外，需要创建紧凑的电 子封装，以促进将电子封装以普通创可贴的尺寸范围安装在相对较小的哺乳动物皮肤贴片 上。 为了满足上述需求，示例实现了包括反馈电路和电荷施加电路的新颖升压电路。 图3A是提供反馈的升压电路200的示例的电路图。图3B是使用升压电路200的输出的电荷施 加电路300的示例的电路图。升压电路200包括电子组件和控制器/处理器270两者，该控制 器/处理器270包括指令序列，这些指令一起修改由贴片100通过电极输送到用户105的外部 真皮的激活/刺激的电压水平。示例中的控制器/处理器270实现了图2的控制单元1002。 升压电路200可以通过使用数字控制回路以从电池源创建经调节的电压输出电压 250来代替独立的模拟控制的升压调节器。提供输出电压250作为输入电压以对施加电路 300进行充电。在示例中，该电压提供通过真皮/皮肤的神经刺激电流，以为膀胱过度活动症 提供治疗。在电压输出节点250处的输出电压250或“VBoost”通过控制器270使用两条数字反 馈路径220、230。在这些路径中的每条路径中，控制器270使用指令序列来解释电压监视器 226处的测量电压或“VADC”以及电流监视器234处测得的量或“IADC”，并确定用于准确和稳定 的输出电压250的适当输出控制。 升压电路200包括一起实现升压转换器电路210的电感器212、二极管214、电容器 216。电压监测电路220包括由顶部电阻器222或“RT”、底部电阻器224或“RB”和电压监视器 226形成的电阻分压器。电流监测电路230包括电流测量电阻器232或“RI”和电流监测器 234。脉冲宽度调制(“PWM”)电路240包括场效应晶体管(“FET”)开关242和PWM驱动器244。输 出电压250用作电能的汇(sink)。输入电压260或“VBAT”是电能的来源，并且可以由图2的电 源1012来实现。 PWM电路240改变数字方波固定频率信号内的“接通”时间，以改变命令电源开关 “接通”与“断开”的时间比率。在升压电路200中，PWM驱动器244将FET开关242驱动到“接通” 和“断开”状态。 在操作中，当FET开关242接通(即导通)时，FET开关242的漏极被降至接地/GND或 接地节点270。FET开关242保持接通，直到其电流达到由充当伺服控制器的控制器270选择 的水平为止。该电流被测量为由电流监视器234检测到的电流测量电阻器232上的代表电 压。由于电感器212的电感，能量被存储在电感器212内的磁场中。电流流过电流测量电阻器 232而接地，直到FET开关242被PWM驱动器244而打开。 当达到预期的脉冲宽度持续时间时，控制器270断开FET开关242。电感器212中的 电流从FET开关242重新路由到二极管214，从而使二极管214转发电流。二极管214对电容器 7 CN 111601636 A 说　明　书 4/8 页 216进行充电。因此，在电容器216处的电压水平由控制器270来控制。 使用电压监视器226和控制器270的外部伺服环路来控制输出电压250。由电阻分 压器使用顶部电阻器222、底部电阻器224和电压监视器226来测量输出电压250。选择顶部 电阻器222和底部电阻器224的值，以将底部电阻器224两端的电压保持在电压监视器226的 监测范围内。控制器270监测来自电压监视器226的输出值。 电荷施加电路300包括脉冲施加电路310，该脉冲施加电路310包括启用开关314。 除非输出电压250在输出电压250的期望值的期望的上和下范围内，否则控制器270不允许 启用开关314接通。脉冲施加电路310由控制器270通过断言启用信号312或“VSW”来操作，该 启用信号312接通启用开关314以使由输出电压250表示的电能通过电极320。同时，控制器 270继续监测输出电压250，并控制PWM驱动器244以接通和断开FET开关242，并将电容器216 维持到输出电压250的期望值。 输出电压250的稳定性可以由通过FET开关242、电流测量电阻232和电流监视器 234的可选内部反馈回路来提高。控制器270以比电压监视器226上的监测更快的速率监测 电流监视器234的输出值，使得在二极管214的阴极处获得的电压变化最小化，从而改善了 对输出电压250的电压摆幅以及负载灵敏度的控制。 在一个示例中，将倍压器电路添加到升压电路200以将高电压输出加倍或减小FET  242上的电压应力。当FET  242接通时，倍压器电路在传输电容器中积累电荷，并在FET  242 断开时倍压器电路将电压添加到升压电路200的输出。 如所描述的，在示例中，控制器270使用多个反馈回路来调整PWM驱动器244的占空 比，以创建跨值范围的稳定输出电压250。控制器270使用多个反馈回路和监测电路参数来 控制输出电压250并评估硬件的适当功能。控制器270按照反馈和监测值起作用，以便通过 禁用错误的电功能来提供改善的患者安全性和减少的电危害。 在一些示例中，控制器270用固件或软件代码来实现监测指令。在一些示例中，控 制器270用硬件状态机来实现监测指令。 在一些示例中，电压监视器226是控制器270的内部特征。在一些示例中，电压监视 器226是外部组件，其将它的数字输出值传递到控制器270的数字输入端口。 在一些示例中，电流监视器234是控制器270的内部特征。在一些示例中，电流监视 器234是外部组件，其将它的数字输出值传递到控制器270的数字输入端口。 与已知电路相比，升压电路200的优点是减少了组件数量，这可以导致成本降低、 电路板尺寸减小和可靠性更高。此外，升压电路200提供了对所有反馈数据的集中处理，这 导致对故障的更快响应。此外，升压电路200控制来自VBAT  260的流出电流，这增加了电池的 使用寿命和可靠性。 图4是监测和控制输出电压250(包括其斜坡率)的控制器270的功能的流程图。在 一个示例中，图4和下面图5的流程图的功能由存储在存储器或其它计算机可读或有形介质 中的软件来实现，并由处理器执行。在其它示例中，功能可以由硬件执行(例如，通过使用专 用集成电路(“ASIC”)、可编程门阵列(“PGA”)、现场可编程门阵列(“FPGA”)等)或由硬件和 软件的任何组合执行。 FET开关242的脉冲宽度调制由一个或多个脉冲来控制，对于该一个或多个脉冲， 每个脉冲宽度的设置允许或多或少的电荷通过二极管214作为电压累积在电容器216处。该 8 CN 111601636 A 说　明　书 5/8 页 脉冲宽度设置被称为斜坡强度并且在410处被初始化。控制器270使用在412处初始化的阶 段索引，以预定的脉冲宽度顺序地启用每个脉冲组，每次一个阶段。期望的斜坡强度在424 处被转换为脉冲宽度，这根据脉冲宽度启用和禁用FET开关242。在FET开关242为“接通”时 的间隔期间，电流由电流监视器234在430处进行测量，并在436处与预期值进行核对。当电 流达到预期值时，该阶段完成并且在440处递增阶段索引。如果在442处已经应用了期望的 阶段数量，那么该功能完成。否则，该功能在420处继续到下一个阶段。 由于图4的功能，贴片100中使用的VBAT  260会操作较长的时间，因为从电池汲取的 电流以较低的增长率斜升，从而减少了为实现每次激活/刺激治疗的最终电压水平250所需 的峰值电流。PWM  244的占空比由控制器270来调整，以改变410处的斜坡强度，从而提高电 池的使用寿命。 在已知的神经刺激设备中，用于控制流向电极的电流的开环协议没有反馈控制。 其命令设置电压，但不检查实际输送的电流。刺激脉冲是基于预设参数发送的，并且无法基 于来自患者的解剖结构的反馈进行修改。当设备被移除并重新定位时，电极的放置会发生 变化。解剖结构的湿度和温度也在全天变化。如果电压是预设的，那么所有这些因素都会影 响实际的电荷输送。电荷控制是患者的安全特征并且促进改善患者的舒适度、治疗一致性 和治疗效果。 作为对照，贴片100的示例包括使用控制器270调节由电极320施加的电荷来解决 这些缺点的特征。控制器270对刺激波形的电压进行采样，从而为自适应协议提供反馈和阻 抗计算以实时修改刺激波形。使用差分积分器对由刺激波形输送到解剖结构的电流进行积 分并采样，然后求和以确定输送到用户用于治疗(诸如OAB治疗)的实际电荷。在刺激事件中 的每个脉冲之后，该数据将被分析并用来实时地修改后续脉冲。 这种硬件自适应允许固件协议实现自适应协议。该协议通过更改输出电压 (“VBOOST”)250来调节施加到人体的电荷。治疗通过周期性脉冲序列来执行，这些周期性脉冲 通过电极320将电荷输送到人体内。一些治疗的参数是固定的，而一些参数是用户可调整 的。强度、持续时间和频率可以是用户可调整的。用户可以针对舒适度和功效根据需要来调 整这些参数。如果有不适感，那么强度可以降低，而如果没有任何感觉，那么强度可以升高。 如果最大可接受的强度导致无效的治疗，那么可以增加持续时间。 在图5中示出了根据以上公开的自适应协议的一个示例的流程图。自适应协议努 力在治疗期间反复可靠地输送目标电荷(“Qtarget”)，并考虑任何环境变化。因此，图5的功能 是基于反馈来调整施加到用户的电荷水平，而不是使用恒定水平。 该协议的数学表达式如下： Qtarget＝Qtarget(A*dS B*dT)，其中A是经验上确定的强度系数，dS是用户强度的变 化，B是经验上确定的持续时间系数，并且dT是用户持续时间的变化。 在一个示例中，自适应协议包括两个阶段：采集阶段500和再现阶段520。用户参数 的任何变化都会将自适应协议置于采集阶段。当开始第一治疗时，将基于新参数来计算新 的基准电荷。在502处的新的采集阶段，丢弃了来自先前电荷施加的所有数据。在一个示例 中，502指示当前使用的第一次，其中用户将贴片100放置在身体的一部分上，并且手动调整 作为一系列电荷脉冲的电荷水平，直到感觉合适为止，或者随时手动或自动地改变电荷水 平。然后治疗开始。该施加电荷功能的数学表达式如下： 9 CN 111601636 A 说　明　书 6/8 页 在治疗中输送的电荷为 其中T是持续时间；f是“重复率”的 频率；Qpulse(i)是在作为电压MON_CURRENT提供的治疗脉冲串中由Pulse(i)输送的测量电荷 (即，每个脉冲的平均电荷量)，MON_CURRENT是图6中所示的差分积分器电路的结果。图6的 差分积分器电路700是用于对随时间测量的电流进行积分并对输送的电荷进行量化并因此 确定在治疗脉冲上的电荷输出的电路的示例。治疗中的脉冲数量为T*f。 如图6中所示，MON_CURRENT  760是差分积分器电路700的结果。模数转换(“ADC”) 710特征用于将电压量化成表示输送的电荷的数量。使用开尔文连接740在电极A  720和电 极B  730之间测量电压。电极A  720和电极B  730连接到头座(header)750。包括了参考电压 VREF  770，以保持测量结果在范围内。 在一些示例中，模数转换710是控制器270的内部特征。在一些示例中，模数转换 710是外部组件，其将它的数字输出值传递到控制器270上的数字输入端口。 在504和506处，对每个脉冲进行采样。在一个示例中，504和506的功能以20Hz的脉 冲率持续10秒，这可以被认为是完整的治疗周期。采集阶段500的结果是Qtarget的目标脉冲 电荷。 图7是根据一个示例的表格，该表格示出了针对两个参数：频率和持续时间测得的 每次治疗的脉冲数量。频率被示出在Y轴上并且持续时间被示出在X轴上。一般而言，当使用 更多脉冲时，自适应协议会执行得更好。一个示例使用了最少100个脉冲来提供对电荷数据 反馈的可靠收敛，但是在其它示例中可以使用更少数量的脉冲。参考图7，20Hz的频率设置 和10秒的持续时间产生了200个脉冲。 在一个示例中，当用户在采集阶段500和基准电荷Qtarget的结果采集之后发起另一 个后续治疗时，再现阶段520开始。例如，如上所述，完整的治疗周期可能需要10秒钟。在例 如等待时段522所示的两个小时的暂停之后，用户然后可以发起另一个治疗。在该阶段期 间，自适应协议会尝试为每个后续治疗输送Qtarget。再现阶段520的功能是需要的，因为在等 待时段522期间，诸如因汗水或空气湿度而引起的用户身体的阻抗的条件可能已经改变。在 治疗中的每个脉冲的结束时对差分积分器进行采样。此时，开始下一个治疗，并且在524处 针对每个脉冲对差分积分器进行采样，以便与采集阶段Qtarget进行比较。对脉冲采样包括依 据总电荷测量脉冲的输出。图6的积分器的电压输出(被称为Mon_Current  760)与输送的电 荷是直接线性关系，并提供了对有多少电荷正在离开设备并进入用户的读数。在526处，将 每个单个脉冲与在采集阶段500中确定的电荷值(即目标电荷)进行比较，并且下一个脉冲 将在差分的方向上进行调整。 NUM_PULSES＝(T*f) 在每个脉冲之后，将观察到的电荷Qpulse(i)与每个脉冲的预期电荷进行比较。 Qpulse(i)>Qtarget/NUM_PULSES？ 然后针对随后的脉冲通过以下公式在528处(减少)或在530处(增加)对输出电荷 或“VBOOST”进行修改： dV(i)＝G[Qtarget/NUM_PULSES-Qpulse(i)] 10 CN 111601636 A 说　明　书 7/8 页 其中G是经验上确定的电压调整系数。该处理在532处继续直到最后一个脉冲为 止。 安全特征确保VBOOST将永远不会被调高超过10％。如果需要更多电荷，那么可以 增加重复率或持续时间。 在一个示例中，升压电路使用专用电路来伺服升压电压。这些电路处理电压和/或 电流测量结果，以控制升压电路的开关的PWM占空比。系统控制器可以通过调节升压电路中 反馈回路的增益来设置电压。这是通过数字电位计或其它数模电路来完成的。 在一个示例中，一般而言，在采集阶段500期间针对每个脉冲对电流进行采样以建 立用于再现的目标电荷。然后，在再现阶段520期间，经由数字电位计(本文称为“电位计 (Pot)”)来调整电压，以实现所建立的target_charge。 数字电位计在启动时用实际电压进行校准。用每个抽头(wiper)值的采样电压来 生成表格。还预先计算表格，从而存储每个电位计电平下1v和5v输出差值(delta)所需的电 位计抽头增量。这使得能够在再现阶段期间快速参考电压调整。由于电池电平，该表格可能 需要周期性重新校准。 在一个示例中，在采集阶段500期间，数据集＝100个脉冲，并且对每个脉冲进行采 样，并且将平均值用作再现阶段520的target_charge。一般而言，较少的脉冲提供较弱的数 据样本，而不能用作再现阶段520的基础。 在一个示例中，在采集阶段500期间，最大数据集＝1000个脉冲。最大值用于避免 在累积样本总和时32位整数的溢出。此外，在一个示例中，1000个脉冲是足够大的数据集， 并且可能不需要收集更多的脉冲。 对于上面的示例，经过1000个脉冲之后，将计算target_charge。采集阶段中超过 1000个附加脉冲对计算目标电荷没有贡献。在其它示例中，当期望更长的治疗周期时间时， 最大数据集大于1000个脉冲。 在一个示例中，前3-4个脉冲通常高于其余脉冲，因此在采集阶段500中不使用这 些前3-4个脉冲。在再现阶段520中也对此进行了考虑。使用这些太高的值会导致目标电荷 被设置得太高，并且在再现阶段520中对后续治疗过度刺激。在其它示例中，可以应用更先 进的求平均算法来消除高值和低值。 在示例中，可能担心自动增加电压的安全问题。例如，如果设备与用户皮肤之间的 连接不良，那么电压可能会在530处自动调整直到最大值。然后可能例如由于用户牢固地按 压设备而阻抗减小，这可能导致突然高的电流。因此，在一个示例中，如果样本比目标高 500mv或更高，那么它将立即调整到最小电压。然后，该示例保持在再现阶段520中，并且应 调整回目标电流/电荷水平。在另一个示例中，为单次治疗设置了最大电压增加(例如， 10V)。实现已建立的target_charge并不需要比此更多。在另一个示例中，为VBOOST设置了 最大值(例如，80V)。 在各种示例中，期望在再现阶段520期间具有稳定性。在一个示例中，这是通过逐 步调整电压来实现的。但是，相对较大的步长调整可能会导致振荡或过度刺激。因此，电压 调整可以以较小的步长来进行。步长尺寸可以基于目标电流和样本电流之间的差值 (delta)以及实际的VBOOST电压水平。这促进快速和稳定/平滑地收敛到目标电荷，并在较 低电压下使用更渐进的调整来用于更敏感的用户。 11 CN 111601636 A 说　明　书 8/8 页 以下是可以被评估以确定调整步长的条件。 delta-mon_current＝abs(sample_mon_current-target_charge) 对于增加调整，如果delta_mon_current>500mv并且VBOOST> 20V，那么步长＝5V (对于减小调整，500mv的差值会触发紧急减小到最小电压) 如果delta_mon_current>200mv，那么步长＝1V 如果delta_mon_current>100mv并且delta_mon_current>5％*sample_mon_ current，那么步长＝1V 在其它示例中，以带有大约10％的电压缓冲的低于目标电压的电压开始新的治 疗。在治疗开始时阻抗是未知的。这些示例在治疗结束时保存使用中的target_voltage。如 果用户未手动调整强度参数，那么它将用带有10％的缓冲的保存的target_voltage开始新 的治疗。这用10％的缓冲快速地实现了目标电流，从而避免了在阻抗被降低的情况下可能 的过度刺激。这也补偿了通常较高的前3-4个脉冲。 如所公开的，示例施加初始电荷水平，并且然后基于施加的电流量的反馈来自动 调整。电荷量可以在施加时向上或向下变化。因此，本发明的实现不是在整个治疗周期中设 置并然后施加固定的电压水平，而是测量正在输入给用户的电荷量，并在整个治疗过程中 相应地进行调整以维持适合于电流环境的目标电荷水平。 以上描述的自适应电路提供了一种手段，以监测通过电极发送到用户组织的电 荷，并调整发送的电荷的强度和持续时间，以便适应通过电极与皮肤界面以及通过用户组 织的阻抗中的变化，使得在目标神经处的场强处于克服该位置处该神经可能的动作并激活 神经冲动所需的范围之内。这些阻抗变化可能是由于环境变化引起的，诸如皮肤或底层组 织的潮湿或干燥；或由于所施加的乳液等引起的；或由于组织变化引起的，诸如皮肤干燥； 或由于设备在用户皮肤上的放置的变化引起的，诸如由于移除贴片并在相对于目标神经的 不同位置或朝向重新应用贴片引起的；或由于上述和其它因素的组合引起的。 本文公开的组合电路和电路控制生成了在随后的使用中重复的电荷。电压升压通 过按需生成电压来节省电池电量。结果是有效且紧凑的电子封装，其适合安装在织物或类 似材料上或之中以粘附到真皮上，从而允许将电极放置在要激活的选定神经附近。 本文具体图示和/或描述了几个示例。但是，将认识到的是，在不脱离本发明的精 神和预期范围的情况下，以上教导涵盖了所公开示例的修改和变化并且这些修改和变化在 所附权利要求的范围内。 12 CN 111601636 A 说　明　书　附　图 1/8 页 图1 13 CN 111601636 A 说　明　书　附　图 2/8 页 图2 14 CN 111601636 A 说　明　书　附　图 3/8 页 图3A 15 CN 111601636 A 说　明　书　附　图 4/8 页 图3B 16 CN 111601636 A 说　明　书　附　图 5/8 页 图4 17 CN 111601636 A 说　明　书　附　图 6/8 页 图5 18 CN 111601636 A 说　明　书　附　图 7/8 页 图6 19 CN 111601636 A 说　明　书　附　图 8/8 页 图7 20