本發(fā)明關(guān)于一種電刺激裝置。
背景技術(shù)：
：：人體神經(jīng)主要是作為大腦所發(fā)出的指令(電流)的傳導(dǎo)路徑。人體神經(jīng)具有閥值，當(dāng)神經(jīng)受損時(shí)，其閥值通常會(huì)降低，人體也因而容易感受到神經(jīng)受損部位的疼痛感。若神經(jīng)受損處未及時(shí)進(jìn)行治療，將形成慢性疼痛疾病。為減輕慢性疼痛疾病患者的疼痛感，電刺激是常見的治療方式。目前，患者在電刺激治療后，雖可暫時(shí)性地減輕疼痛，但維持此舒適感的時(shí)間并不長(zhǎng)，因此患者需頻繁地進(jìn)行電刺激，才能保持在舒適的狀態(tài)。另外，隨著電刺激技術(shù)的進(jìn)步，針對(duì)各種不同癥狀的電刺激方式也應(yīng)運(yùn)而生，例如：脊椎神經(jīng)電刺激可用以治療麻痹、癱瘓等疾?。淮竽X皮層電刺激可用以治療巴金森氏癥；膀胱神經(jīng)電刺激可用以解決中風(fēng)、癱瘓病者無法自然排尿的問題，并避免后續(xù)可能引發(fā)的并發(fā)癥；視網(wǎng)膜神經(jīng)電刺激則可使失明的患者重新感受到微弱的光線和粗糙的畫面。對(duì)于不同的應(yīng)用方式，電刺激信號(hào)可能需要不同的電場(chǎng)、電壓、電流、持續(xù)時(shí)間和頻率。技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：依據(jù)本發(fā)明的一種電刺激裝置應(yīng)用于電刺激生物體的目的區(qū)域，包括控制單元以及電刺激單元。電刺激單元，包括頻率合成器、放大器、可變電阻、至少一個(gè)第一電極及至少一個(gè)第二電極。頻率合成器耦接控制單元，并產(chǎn)生頻率信號(hào)。放大器耦接頻率合成器?？勺冸娮杈哂须娮柚担Ⅰ罱涌刂茊卧胺糯笃?。第一電極及第二電極耦接放大器。放大器依據(jù)頻率合成器的頻率信號(hào)與可變電阻的電阻值輸出電刺激信號(hào)，使第一電極與第二電極產(chǎn)生電場(chǎng)。電場(chǎng)范圍涵蓋目的區(qū)域且電場(chǎng)強(qiáng)度的范圍介于100V/m～5000V/m，以對(duì)目的區(qū)域進(jìn)行電刺激。在一個(gè)實(shí)施例中，電刺激裝置更包含至少一個(gè)第一電極及至少一個(gè)第二電極，至少一個(gè)第一電極及至少一個(gè)第二電極耦接于混波器，電刺激信號(hào)使第一電極與第二電極產(chǎn)生一電場(chǎng)，電場(chǎng)的范圍涵蓋目的區(qū)域且電場(chǎng)強(qiáng)度的范圍介于100V/m～5000V/m。在一個(gè)實(shí)施例中，電刺激裝置更包含至少一個(gè)第一電極及至少一個(gè)第二電極，至少一個(gè)第一電極及至少一個(gè)第二電極耦接于混波器，電刺激信號(hào)使第一電極與第二電極產(chǎn)生電場(chǎng)，電場(chǎng)的范圍涵蓋目的區(qū)域且電場(chǎng)強(qiáng)度的范圍介于100V/m～5000V/m。在一個(gè)實(shí)施例中，頻率合成器耦接放大器的輸入端。在一個(gè)實(shí)施例中，可變電阻耦接放大器的輸入端。在一個(gè)實(shí)施例中，可變電阻耦接放大器的輸出端。在一個(gè)實(shí)施例中，電刺激單元更包括濾波器，耦接在頻率合成器與放大器之間。在一個(gè)實(shí)施例中，電刺激單元更包括偵測(cè)器，耦接控制單元及放大器，并偵測(cè)電刺激信號(hào)。在一個(gè)實(shí)施例中，電刺激單元更包括突波保護(hù)器，其耦接放大器。在一個(gè)實(shí)施例中，電刺激裝置為植入式電刺激裝置。在一個(gè)實(shí)施例中，電刺激信號(hào)的頻率介于200kHz至1000kHz之間。在一個(gè)實(shí)施例中，電刺激信號(hào)的電壓為雙相(bi-phase)性，且其絕對(duì)值介于3V至10V。在一個(gè)實(shí)施例中，第二脈波信號(hào)實(shí)質(zhì)上為第一脈波信號(hào)的延遲信號(hào)。在一個(gè)實(shí)施例中，第一脈波信號(hào)的振幅與第二脈波信號(hào)的振幅不相等。在一個(gè)實(shí)施例中，第一脈波信號(hào)與第二脈波信號(hào)之間具有時(shí)間差。依據(jù)本發(fā)明的一種用于植入式裝置的電刺激方法，以電刺激生物體的目的區(qū)域，該植入式裝置包含有頻率合成器、可變電阻以及至少一個(gè)第一電極及至少一個(gè)第二電極，電刺激方法包含：利用頻率合成器產(chǎn)生頻率信號(hào)；依據(jù)頻率合成器的該頻率信號(hào)與該可變電阻的電阻值輸出電刺激信號(hào)；以及利用至少一個(gè)第一電極及該至少一個(gè)第二電極輸出電刺激信號(hào)，使得第一電極與第二電極產(chǎn)生電場(chǎng)，電場(chǎng)范圍涵蓋該目的區(qū)域且電場(chǎng)強(qiáng)度的范圍介于100V/m～5000V/m，以對(duì)目的區(qū)域進(jìn)行電刺激。在一個(gè)實(shí)施例中，電刺激信號(hào)的頻率介于200kHz至1000kHz之間。在一個(gè)實(shí)施例中，電刺激方法更包含：產(chǎn)生第一脈波信號(hào)與第二脈波信號(hào)，以及依據(jù)該第一脈波信號(hào)與第二脈波信號(hào)輸出雙相性脈波信號(hào)。該放大器依據(jù)雙相性脈波信號(hào)、頻率信號(hào)與可變電阻的電阻值輸出該電刺激信號(hào)，且第一脈波信號(hào)的振幅對(duì)時(shí)間的積分值與第二脈波信號(hào)的振幅對(duì)時(shí)間的積分值之間的差值不大于第一脈波信號(hào)的振幅對(duì)時(shí)間的積分值的百分之十。在一個(gè)實(shí)施例中，第二脈波信號(hào)實(shí)質(zhì)上為該第一脈波信號(hào)延遲信號(hào)。在一個(gè)實(shí)施例中，第一脈波信號(hào)的振幅與該第二脈波信號(hào)的振幅不相等。在一個(gè)實(shí)施例中，第一脈波信號(hào)與該第二脈波信號(hào)之間具有時(shí)間差。如上所述，本發(fā)明的電刺激裝置通過正負(fù)相性交錯(cuò)的合成信號(hào)來使電刺激信號(hào)的電荷極性平衡，由此避免電刺激信號(hào)對(duì)神經(jīng)造成危害的可能性，電刺激裝置可因應(yīng)不同的需要提供不同特性的電刺激信號(hào)給患者來進(jìn)行適當(dāng)?shù)碾姶碳ぶ委?。附圖說明圖1A為本發(fā)明實(shí)施例的電刺激裝置應(yīng)用于背根神經(jīng)節(jié)的實(shí)施示意圖。圖1B為圖1A的電刺激裝置及搭配的控制器的電路方塊示意圖。圖1C及圖1D分別為圖1A所示的導(dǎo)線的局部放大示意圖。圖2A及圖2B為本發(fā)明其它實(shí)施例的電刺激裝置的形式示意圖。圖3A為本發(fā)明實(shí)施例的一種電刺激裝置的方塊示意圖。圖3B為本發(fā)明電刺激裝置的放大器的電路圖。圖3C為本發(fā)明電刺激裝置所產(chǎn)生的頻率信號(hào)的波形示意圖。圖4A為本發(fā)明另一種電刺激裝置的方塊示意圖。圖4B為圖4A所示濾波器的示意圖。圖5A為本發(fā)明電刺激裝置另一個(gè)實(shí)施例的方塊示意圖。圖5B為圖5A的電刺激裝置的差動(dòng)放大器的電路圖。圖5C為圖5A的電刺激裝置的放大器的電路圖。圖6A至圖6D為雙相性脈波信號(hào)的優(yōu)選實(shí)施例的波形圖。圖7為電刺激信號(hào)的一個(gè)實(shí)施例的波形圖。圖8A至圖8D為本發(fā)明電刺激信號(hào)不同實(shí)施例中的波形示意圖。具體實(shí)施方式以下將參照相關(guān)附圖，說明依本發(fā)明優(yōu)選實(shí)施例的一種電刺激裝置，其中相同的組件將以相同的參照符號(hào)加以說明。為使本裝置的架構(gòu)在實(shí)施時(shí)與其它配合裝置的相關(guān)細(xì)節(jié)更為清楚明了，以下先介紹電刺激裝置針對(duì)生物體的目的區(qū)域進(jìn)行電刺激時(shí)的結(jié)構(gòu)配置，及與其配合的控制器的電路結(jié)構(gòu)及相互配合的方式。如圖1A所示，電刺激裝置1可設(shè)置于個(gè)體外部，或是至少部分植入個(gè)體內(nèi) 部以進(jìn)行電刺激治療，且電刺激裝置1優(yōu)選為神經(jīng)刺激裝置，例如是脊椎背根神經(jīng)節(jié)電刺激裝置，然于實(shí)際應(yīng)用時(shí)，受刺激的目的區(qū)域可例如但不限于應(yīng)用于電刺激生物體的腦、脊椎、及/或脊髓背角(Spinaldorsalhorn)、硬脊膜外腔(epiduralspace)。其中，上述的脊椎特別指第九節(jié)胸椎神經(jīng)(T9vertebrae)及第十節(jié)胸椎神經(jīng)(T10vertebrae)。本文所稱的個(gè)體為生物體，其主要包括哺乳類動(dòng)物，如老鼠、人類、兔、牛、羊、豬、猴、狗、貓等，優(yōu)選為人類。電刺激裝置1包含控制單元11以及電刺激單元12，圖1A中是以電刺激裝置1的電刺激單元12至少部分植入人類為例進(jìn)行說明，而電刺激單元12的電極(第一電極E1、第二電極E2)植入于脊椎背根神經(jīng)節(jié)3旁，以進(jìn)行電刺激。圖1B為電刺激裝置1及其搭配的控制器2的電路方塊示意圖。請(qǐng)參考圖1B所示，電刺激裝置1透過控制器2進(jìn)行參數(shù)的設(shè)定及能量的供給，由于控制器2并不需要植入于生物體，故也稱為外部控制器(ExternalController)。以下先分別就電刺激裝置1及控制器2的相互關(guān)進(jìn)行說明。電刺激裝置1包括控制單元11以及電刺激單元12。電刺激單元12耦接于控制單元11；控制器2則包括另一控制單元21、人機(jī)接口22以及電源供應(yīng)單元23，其中，人機(jī)接口22耦接控制單元21，而電源供應(yīng)單元23同樣耦接控制單元21并作為控制器2的電力來源。電源供應(yīng)單元23可為電池或充電電池，或可為電源適配器，以連接外部的市電來提供電力。操作時(shí)，使用者可透過控制器2的人機(jī)接口22，于開始前先將控制器2的系統(tǒng)設(shè)定值進(jìn)行初始化，再接著通過人機(jī)接口22將所需設(shè)定的參數(shù)輸入到控制單元21。其中，人機(jī)接口22可例如為可攜式電子裝置上的觸控按鍵、觸控面板、實(shí)體按鍵或上述組合，于此并不加以限制?？刂茊卧?1則指示電源供應(yīng)單元23供應(yīng)直流電力給電刺激裝置1的各組件(特別是電刺激單元12)進(jìn)行運(yùn)作。其中，控制單元11及控制單元21都可由數(shù)字電路例如集成電路(IC)，或模擬電路來實(shí)現(xiàn)，其中集成電路可例如為微處理器(Micro-processor)、微控制器(MCU)、可程序邏輯門陣列(FPGA或CPLD)或特定應(yīng)用集成電路(ASIC)，而本實(shí)施例是以微控制器(MCU)為例進(jìn)行說明，但本發(fā)明并不限制。進(jìn)一步針對(duì)電刺激單元12的細(xì)部結(jié)構(gòu)說明，請(qǐng)參考圖1A至圖1D所示，電刺激單元12包括具撓性的導(dǎo)線(lead)L，其包括有至少一個(gè)第一電極E1及至少一個(gè)第二電極E2，而本實(shí)施例包括一組電極，即第一電極E1為正極及第二電極E2為負(fù)極作說明。當(dāng)然，關(guān)于導(dǎo)線L上所設(shè)置的電極數(shù)目，也可以為兩組或三組以上，且可平均分布設(shè)置于電刺激單元12的這條導(dǎo)線L上，或只布設(shè) 于導(dǎo)線L的端部。而上述電極以雙相性的方式(bi-phasemode)進(jìn)行操作，以于第一電極E1及第二電極E2之間形成電場(chǎng)，電場(chǎng)范圍涵蓋目的區(qū)域且電場(chǎng)強(qiáng)度的范圍介于100V/m～5000V/m，以對(duì)目的區(qū)域進(jìn)行電刺激。于本實(shí)施例中，第一電極E1與第二電極E2的材質(zhì)為金屬，例如為鉑、銀、金或其它具有導(dǎo)電性的金屬塊。第一電極E1與第二電極E2之間實(shí)際上為由與電極電性連接的同軸導(dǎo)線纏繞成線圈(coilsorwires)的區(qū)域，具體而言，第一電極E1及第二電極E2設(shè)置于導(dǎo)線L的一端，而導(dǎo)線L的另一端則具有兩接點(diǎn)作為正極和負(fù)極，兩接點(diǎn)與控制單元11電性連接或電性耦合。第一電極E1及第二電極E2分別與卷繞的線圈(wires)連結(jié)，通過線圈而連結(jié)至接點(diǎn)，另外，導(dǎo)線L于第一電極E1與第二電極E2之外的線圈設(shè)有絕緣體I包覆。圖1C中，導(dǎo)線L于電極之間的部分區(qū)域，取下絕緣體I，以示意設(shè)置于其中的致密線圈。而各電極的個(gè)別長(zhǎng)度a的范圍依據(jù)實(shí)際使用需求而設(shè)置，電極長(zhǎng)度a介于0.5～6毫米，優(yōu)選為1～4毫米。其中，所稱的第一電極E1與第二電極E2的個(gè)別長(zhǎng)度a指平行于電刺激單元12的導(dǎo)線L的長(zhǎng)軸延伸方向上的長(zhǎng)度尺寸。第一電極E1與第二電極E2之間的距離b介于1～7毫米，優(yōu)選為1～4毫米。而導(dǎo)線L的第一電極E1及第二電極E2與背根神經(jīng)節(jié)3之間具有距離c，距離c的定義為相鄰的第一電極E1及第二電極E2之間的中點(diǎn)與背根神經(jīng)節(jié)3的最短距離。于本實(shí)施例中，距離c的范圍介于0～10毫米，其中，當(dāng)距離c為0毫米時(shí)，表示第一電極E1及第二電極E2之間的中點(diǎn)于投影方向上與背根神經(jīng)節(jié)3相互迭合。上述實(shí)施例所應(yīng)用的電刺激裝置1為主動(dòng)式電刺激裝置，其控制單元11與電刺激單元12可共同植入至生物體的目的區(qū)域，換言之，控制單元11與電刺激單元12分別植入于生物體的皮下位置，或是控制單元11與電刺激單元12一體成型后，植入于皮下。透過控制單元11電性耦接于生物體外部的控制器2，可接收來自另一控制單元21的參數(shù)信號(hào)及電能，從而使電刺激單元12可針對(duì)生物體的目的區(qū)域進(jìn)行電刺激。然需說明的是，本發(fā)明所提供的電刺激裝置形式并不以上述的電刺激裝置1為限，于其它實(shí)施例中，主動(dòng)式電刺激器也可實(shí)施為如圖2A的電刺激裝置形式。本實(shí)施例的電刺激裝置1a與前述實(shí)施例的電刺激裝置1具有實(shí)質(zhì)上相同的組件，且控制單元11a與電刺激單元12a都植入于生物體表皮S之內(nèi)(皮下)的位置。但本實(shí)施例的電刺激裝置1a的控制單元11a整合于軟性電路板(F)上，且同樣可接收來自生物體外部的另一控制單元(圖未示)的參數(shù)信號(hào)及電能，從 而使電刺激單元12a的導(dǎo)線La可針對(duì)生物體的皮下神經(jīng)3a進(jìn)行電刺激。本實(shí)施例的電刺激裝置1a可縮小植入至皮下的裝置的體積，以降低生物體(患者)的負(fù)擔(dān)?；蛘?，本發(fā)明的電刺激裝置也可選用如圖2B的形式。如圖2B所示，本實(shí)施例的電刺激裝置1b為被動(dòng)式電刺激裝置，其與前述實(shí)施例的電刺激裝置1不同的地方在于，電刺激裝置1b的控制單元11b整合于設(shè)置在生物體表皮S之外(皮外)的控制器2b，故植入的電刺激裝置1b并未具有控制單元。而電刺激單元(lead)11b的尾部有軟性電路板且位于深度不深的皮下(例如深度小于5cm)，以透過未植入于皮內(nèi)的外部控制器2b發(fā)送電刺激信號(hào)給導(dǎo)線L2，從而使電刺激單元12b可針對(duì)生物體的皮下神經(jīng)3a進(jìn)行被動(dòng)性的電刺激。接著，請(qǐng)參照?qǐng)D3A所示，其為本發(fā)明優(yōu)選實(shí)施例電刺激裝置的方塊示意圖。電刺激裝置1包括控制單元11以及電刺激單元12。控制單元11可儲(chǔ)存有電刺激參數(shù)及電刺激數(shù)據(jù)，并依據(jù)這些參數(shù)與數(shù)據(jù)控制電刺激單元12作動(dòng)。電刺激單元12包括脈波產(chǎn)生器120、頻率合成器121、放大器122及可變電阻123。電刺激單元12可接收控制單元11的指令而輸出電刺激信號(hào)S1至個(gè)體以進(jìn)行電刺激治療，其中電刺激信號(hào)S1的電壓為雙相性，以減少電刺激治療對(duì)神經(jīng)的危害，且其絕對(duì)值介于3V至12V，例如是振幅為3V至12V的交流電。進(jìn)一步來說，頻率合成器121耦接控制單元11，并依據(jù)控制單元11的控制而產(chǎn)生頻率信號(hào)S2，其頻率是大于100kHz，而本實(shí)施例是以頻率合成器121為直接數(shù)字合成器(DirectDigitalSynthesizer)為例進(jìn)行說明。舉例來說，直接數(shù)字合成器可選用亞德諾半導(dǎo)體公司(AnalogDevice，Inc.)的AD9833，其可輸出弦波、方波或三角波，最大輸出頻率為12.5MHz，而輸出電壓約650mV，即本實(shí)施例的頻率信號(hào)S2的電壓為650mV。當(dāng)然，本發(fā)明并不限定頻率合成器121的型號(hào)為何，只要能通過頻率合成器121產(chǎn)生高頻率的頻率信號(hào)S2，并據(jù)以輸出高頻率的電刺激信號(hào)S1即可。然而，在另一個(gè)實(shí)施例中，頻率合成器121也可獨(dú)立整合于控制單元11中(未繪示)，亦即，此時(shí)電刺激單元12僅包括脈波產(chǎn)生器120、放大器122及可變電阻123。請(qǐng)注意，本發(fā)明的電刺激裝置可以電流/電壓驅(qū)動(dòng)，為了說明方便，在以下的段落中，都以電壓驅(qū)動(dòng)為實(shí)施形式進(jìn)行說明，然而在相同的電路架構(gòu)中，放大器122也可將電壓信號(hào)轉(zhuǎn)變成電流信號(hào)而使本發(fā)明電刺激裝置改為電流驅(qū)動(dòng)，本發(fā)明不以此為限。請(qǐng)同時(shí)參照?qǐng)D3B所示，其為放大器的電路圖。在本實(shí)施例中，放大器122 耦接于頻率合成器121，放大器122為運(yùn)算放大器(OperationalAmplifier，OPA)，其具有反向輸入端In1、非反向輸入端In2及輸出端Out。頻率合成器121耦接放大器122的其中一個(gè)輸入端(反向輸入端In1或非反向輸入端In2)，其中本實(shí)施例是以頻率合成器121耦接反向輸入端In1，而非反向輸入端In12接地為例進(jìn)行說明。如此一來，由于頻率合成器121的輸出電壓較低(約650mV)，因此本實(shí)施例通過放大器122將頻率合成器121輸出的頻率信號(hào)S2的電壓放大至3V至12V，以符合上述電刺激信號(hào)S1的電壓設(shè)定?？勺冸娮?23可以是數(shù)字電位器(digitalpotentiometer，digiPOT)，具有電阻值，并耦接控制單元11及放大器122。舉例而言，可變電阻123是選用亞德諾半導(dǎo)體公司的AD5290，10kΩ的數(shù)字可變電阻。控制單元11將依據(jù)電刺激參數(shù)調(diào)整可變電阻123的電阻值，因而電阻值并非為固定的值。如此一來，放大器122將依據(jù)頻率合成器121的頻率信號(hào)S2與可變電阻123的電阻值輸出電刺激信號(hào)S1，其中電刺激信號(hào)S1的頻率是由頻率合成器121的頻率信號(hào)S2而定，例如是大于100kHz，例如為200kHz至1000kHz，而電刺激信號(hào)S1的電壓則是由放大器122的增益量而定，其中可變電阻123的電阻值影響放大器122的增益。值得一提的是，頻率信號(hào)S2優(yōu)選介于200kHz～250kHz、250kHz～350kHz、350kHz～450kHz、450kHz～550kHz、550kHz～650kHz、650kHz～750kHz、750kHz～800kHz、或800kHz～1000kHz。其中，當(dāng)選用的頻率范圍介于200KHz～450KHz時(shí)，可于較低的頻率操作，故所產(chǎn)生生物熱的風(fēng)險(xiǎn)低，具有較安全的優(yōu)勢(shì)；反之，當(dāng)選用的頻率范圍介于550kHz～1000kHz，則所形成的電場(chǎng)密度較大，其電刺激效果較好。進(jìn)一步而言，在本實(shí)施例中，可變電阻123的一端耦接放大器122的反向輸入端In1，而另一端耦接放大器122的輸出端Out，也就是可變電阻123與放大器122形成負(fù)回授組態(tài)。放大器122的增益量是依據(jù)可變電阻123的電阻值的變化而調(diào)整，而控制單元11則依據(jù)電刺激參數(shù)或設(shè)定調(diào)整可變電阻123的電阻值，進(jìn)而改變放大器122的增益，以使電刺激信號(hào)S1的電壓可介于設(shè)定的電壓范圍內(nèi)。請(qǐng)同時(shí)參照?qǐng)D3C所示，其為頻率信號(hào)的波形示意圖。在本實(shí)施例中，頻率信號(hào)S2是連續(xù)的方波以間歇性的方式發(fā)出，亦即每經(jīng)過一個(gè)脈波周期TP就發(fā)出高頻的方波信號(hào)一段時(shí)間TD(以下稱為脈波波寬TD)。請(qǐng)注意，圖3C中的高頻方波信號(hào)的頻率僅為示意，實(shí)際的情況頻率應(yīng)為更高。高頻的方波信號(hào)的脈波頻率介于0至1KHz之間，在一個(gè)優(yōu)選的實(shí)施例中，高頻的方波信號(hào)的脈 波頻率可以介于1至100Hz之間。在本實(shí)施例中，高頻的方波信號(hào)的脈波頻率則為2Hz。此外，脈波波寬TD(持續(xù)時(shí)間)介于1至250ms之間。在一個(gè)優(yōu)選的實(shí)施例中，脈波波寬TD可以介于10至100ms之間。在本實(shí)施例中，脈波波寬TD為25ms。請(qǐng)注意，為了不要讓患者因?yàn)橥蝗坏碾姶碳ざl(fā)不適的感受，在另一個(gè)實(shí)施例中，以電壓驅(qū)動(dòng)的電刺激裝置為例，在治療開始時(shí)，由醫(yī)護(hù)人員或用戶開啟電刺激裝置的電源后，醫(yī)護(hù)人員或使用者可以手動(dòng)旋鈕，或是電刺激裝置本身自行控制的方式，來使電刺激信號(hào)S1的電壓在一開始產(chǎn)生的時(shí)候，從0V緩升至目標(biāo)的電壓值(目標(biāo)電壓范圍的絕對(duì)值可在3V至12V之間)，且可以控制電刺激信號(hào)S1電壓增強(qiáng)的速度每秒鐘不超過1V。若以電流驅(qū)動(dòng)的電刺激裝置為例，則于治療開始時(shí)，電流可由0mA慢慢地增大至目標(biāo)的電流值(目標(biāo)電流范圍的絕對(duì)值可在0.5uA至50mA之間)，且可以控制電刺激信號(hào)S1電流增強(qiáng)的速度每秒鐘不超過5mA(優(yōu)選為每秒不超過1mA)。于治療結(jié)束后，欲關(guān)閉電刺激信號(hào)S1時(shí)，則不需要進(jìn)行相對(duì)的電流或電壓的緩降步驟(將電流或電壓的絕對(duì)值緩慢變小)。在一個(gè)優(yōu)選的實(shí)施例中，目標(biāo)的電流值為25mA。請(qǐng)同時(shí)參照?qǐng)D4A及圖4B所示，其中圖4A為本發(fā)明另一種電刺激裝置的方塊示意圖，而圖4B為圖4A中所示濾波器的示意圖。在本實(shí)施例中，電刺激單元12a更包括濾波器124a，其耦接于頻率合成器121與放大器122之間，即濾波器124a耦接反向輸入端In1。本實(shí)施例的濾波器124a為低通濾波器，截止頻率(cutofffrequency)為1000kHz，以濾除頻率信號(hào)S2的高頻部分，使輸入至放大器122的信號(hào)為1000kHz以下，以符合電刺激信號(hào)S1的默認(rèn)頻率范圍(100kHz至1000kHz)。而如圖4B所示，濾波器124a可通過另一放大器A耦接電容C與復(fù)數(shù)電阻R來實(shí)現(xiàn)，于此是以二階低通濾波器為例，但并不用以限定本發(fā)明。請(qǐng)?jiān)賲⒖紙D3A，值得一提的是，電刺激裝置1的電力來源也可為內(nèi)建的電池，其耦接電源管理單元(圖未示)，而電源管理單元可將電池的電力提供至控制單元11及電刺激單元12?；蛘撸娏碓纯蔀橥獠康碾娫垂?yīng)單元，例如為無線充電單元，其具有線圈及整流器，通過線圈耦合一無線供電裝置產(chǎn)生的磁場(chǎng)，進(jìn)而產(chǎn)生感應(yīng)電流，而整流器將感應(yīng)電流整流為直流電流再輸出至電刺激裝置1的電源管理單元，以供應(yīng)至控制單元11及電刺激單元12。此外，電源管理單元可包括電壓反向器(voltageinvertor)，其可將接收到的電壓的極性反向，以提供放大器122所需的反向工作電壓。再請(qǐng)參考圖4A，電刺激單元12a可更包括偵測(cè)器125，其耦接于控制單元11及放大器122，并偵測(cè)電刺激信號(hào)S1。在本實(shí)施例中，偵測(cè)器125是耦接放大器122的輸出端Out，而控制單元11可依據(jù)偵測(cè)器125測(cè)得電刺激信號(hào)S1的電壓，例如是比對(duì)輸出端Out的波形是否符合預(yù)設(shè)的波形(如前述3V至12V)，當(dāng)電刺激信號(hào)S1的波形偏離時(shí)，控制單元11可實(shí)時(shí)修正電刺激參數(shù)，例如是改變可變電阻123的電阻值，以使電刺激信號(hào)S1符合前述電壓范圍，進(jìn)而避免輸出錯(cuò)誤電壓的電刺激信號(hào)S1。另外，在一些實(shí)施例中，電刺激單元12a可更包括突波保護(hù)器(surgeprotection)126，其耦接放大器122，例如是耦接放大器122的輸出端Out。突波保護(hù)器126可例如為穩(wěn)壓二極管、瞬時(shí)電壓抑制(transientvoltagessuppression，TVS)二極管、或雙向靜電保護(hù)二極管(bidirectionalESDprotectiondiodes)等。由于國(guó)際標(biāo)準(zhǔn)化組織在國(guó)際標(biāo)準(zhǔn)號(hào)ISO14708-3中規(guī)定被植入于個(gè)體的主動(dòng)植入醫(yī)療裝置(activeimplantablemedicaldevices，AIMD)不可在個(gè)體(如病患)使用除震顫器(defibrillation)時(shí)，產(chǎn)生永久性的影響，因此，設(shè)置突波保護(hù)器126可將除震顫器提供的高壓(如1000V)脈沖箝制于人體可接受的低壓(如5V)，以防止個(gè)體因高壓脈沖使得神經(jīng)受損，也可避免電刺激單元12a在異常時(shí)輸出過高電壓的電刺激信號(hào)S1，而對(duì)個(gè)體造成損傷。此外，在其它實(shí)施例中，可變電阻123的一端可僅耦接輸入端，而另一端接收頻率信號(hào)S2，因而控制單元11可通過改變可變電阻123的電阻值，以分壓的方式改變頻率信號(hào)S2的電壓，進(jìn)而改變放大器122輸出的電刺激信號(hào)S1的電壓。另外，在一些實(shí)施例中，可變電阻123的一端可僅耦接輸出端Out，而另一端接地，如此控制單元11同樣可通過改變可變電阻123的電阻值，以分壓的方式改變電刺激信號(hào)S1的電壓。一般而言，中樞神經(jīng)系統(tǒng)(centralnervoussystem)的神經(jīng)元主要包含感覺神經(jīng)元(sensoryneuron)以及運(yùn)動(dòng)神經(jīng)元(motorneuron)兩種，其中高頻電刺激信號(hào)并不會(huì)對(duì)感覺神經(jīng)元或是運(yùn)動(dòng)神經(jīng)元產(chǎn)生刺激，也就是說人體是沒有感覺的，因此對(duì)于患者來說，當(dāng)使用高頻電刺激信號(hào)來進(jìn)行治療時(shí)，可能會(huì)發(fā)生患者因?yàn)闆]有感覺到電刺激，而以為沒有在進(jìn)行治療的心理作用。為了解決這個(gè)問題，在治療過程中，可加入一些低頻的電刺激信號(hào)來使患者對(duì)治療過程產(chǎn)生感覺，進(jìn)而能較安心地接受治療。另外，通過低頻的電刺激信號(hào)，還能在植入電刺激裝置的過程中回饋醫(yī)療人員電極或裝置的定位，以免植入后，才發(fā)現(xiàn) 電刺激裝置位置偏移。接著，請(qǐng)同時(shí)參照?qǐng)D5A至圖5C，圖5A為本發(fā)明電刺激裝置另一個(gè)實(shí)施例的方塊示意圖，圖5B為圖5A的電刺激裝置的差動(dòng)放大器的電路圖，圖5C為圖5A的電刺激裝置的放大器的電路圖。電刺激裝置1b的結(jié)構(gòu)組成與電刺激裝置1a的結(jié)構(gòu)組成大致相同，不同之處在于電刺激裝置1b的電刺激單元12b另包括脈波產(chǎn)生器120以及差動(dòng)放大器124(differentialamplifier)，且電刺激裝置1b的放大器122b為求和放大器(summingamplifier)。脈波產(chǎn)生器120分別產(chǎn)生一組脈波信號(hào)，經(jīng)過差動(dòng)放大器124后加成后便可產(chǎn)生雙相性脈波信號(hào)S3。雙相性脈波信號(hào)S3本質(zhì)上為一種低頻信號(hào)，故經(jīng)過放大器122b加入電刺激信號(hào)S1后，能夠使患者對(duì)電刺激產(chǎn)生感覺(感覺神經(jīng)元)或是造成肌肉收縮(運(yùn)動(dòng)神經(jīng)元)，而雙相性脈波信號(hào)S3中正相信號(hào)部分與負(fù)相信號(hào)部分需要達(dá)到電荷平衡(chargebalance)才能減少電刺激治療對(duì)神經(jīng)所造成的危害。在本發(fā)明中，電荷平衡定義為“正相信號(hào)部分對(duì)時(shí)間積分所得到的積分值與負(fù)相信號(hào)部分對(duì)時(shí)間積分所得到的積分值之和的絕對(duì)值不大于正相信號(hào)部分對(duì)時(shí)間積分所得到的積分值的十分之一”。更進(jìn)一步說，請(qǐng)同時(shí)參考圖5A及圖5B，圖5B為本發(fā)明電刺激裝置的差動(dòng)放大器124的一個(gè)優(yōu)選實(shí)施例的電路圖。差動(dòng)放大器124為運(yùn)算放大器(OperationalAmplifier，OPA)，其具有反向輸入端In1、非反向輸入端In2及輸出端Out。脈波產(chǎn)生器120產(chǎn)生第一脈波信號(hào)SP1以及至少一個(gè)第二脈波信號(hào)SP2_1至SP2_4。在本實(shí)施例中，脈波產(chǎn)生器120的第一脈波信號(hào)SP1通過電阻R1耦接差動(dòng)放大器124的非反向輸入端In2，且差動(dòng)放大器124的非反向輸入端In2透過電阻R2耦接于地。差動(dòng)放大器124的輸出端與非反向輸入端In2之間耦接電阻R3。脈波產(chǎn)生器120的第二脈波信號(hào)SP2_1至SP2_4分別通過電阻R4至R7耦接差動(dòng)放大器124的反向輸入端In1。如此一來，雙相性脈波信號(hào)S3便可透過下列公式計(jì)算得知：S3＝SP1·(R2/(R1+R2))·(R3/(R4//R5//R6//R7))+SP2_1(-R3/R4)+SP2_2(-R3/R5)+SP2_3(-R3/R6)+SP2_4(-R3/R7)在本實(shí)施例中，R1＝R2＝R3，R4＝R5＝8*R1，R6＝4*R1，R7＝2*R1。故上式變?yōu)椋篠3＝SP1+SP2_1·(-1/8)+SP2_2·(-1/8)+SP2_3·(-2/8)+SP2_3·(-4/8)由上式可知雙相性脈波信號(hào)S3的正相信號(hào)部分由第一脈波信號(hào)SP1構(gòu)成，負(fù)相信號(hào)部分由第二脈波信號(hào)SP2_1至SP2_4構(gòu)成。如此一來，本發(fā)明電刺激 裝置便可透過控制第二脈波信號(hào)SP2_1至SP2_4來調(diào)節(jié)負(fù)相信號(hào)部分的波形。舉例來說，請(qǐng)參考圖6A至圖6D，圖6A至圖6D為雙相性脈波信號(hào)的優(yōu)選實(shí)施例的波形圖。在圖6A中，第一脈波信號(hào)SP1具有振幅Ap與波寬Tp；第二脈波信號(hào)SP2_1至SP2_4具有振幅An與波寬Tn。在本實(shí)施例中，振幅Ap等于振幅An，且介于3V至12V之間，波寬Tp等于波寬Tn，且介于50μs至100μs之間。如此一來，第二脈波信號(hào)SP2_1經(jīng)過差動(dòng)放大器124后會(huì)成為反相，且振幅變?yōu)?/8·Ap。第二脈波信號(hào)SP2_2經(jīng)過差動(dòng)放大器124后會(huì)成為反相，且振幅變?yōu)?/8·Ap。第二脈波信號(hào)SP2_3經(jīng)過差動(dòng)放大器124后會(huì)成為反相，且振幅變?yōu)?/4·Ap。第二脈波信號(hào)SP2_4經(jīng)過差動(dòng)放大器124后會(huì)成為反相，且振幅變?yōu)?/2·Ap。第二脈波信號(hào)SP2_1至SP_4經(jīng)過差動(dòng)放大器124加成后，振幅剛好會(huì)等于Ap，且與第一脈波信號(hào)SP1成為反相。在圖6B中，在圖6B中，第一脈波信號(hào)SP1具有振幅Ap與波寬Tp；第二脈波信號(hào)SP2_1至SP2_3具有振幅An與波寬Tn。在本實(shí)施例中，為了達(dá)到電荷平衡，振幅Ap等于振幅An，且介于3V至12V之間，波寬Tn等于2倍的波寬Tp，且介于50us至100us之間。如此一來，第二脈波信號(hào)SP2_1經(jīng)過差動(dòng)放大器124后會(huì)成為反相，且振幅變?yōu)?/8·Ap。第二脈波信號(hào)SP2_2經(jīng)過差動(dòng)放大器124后會(huì)成為反相，且振幅變?yōu)?/8·Ap。第二脈波信號(hào)SP2_3經(jīng)過差動(dòng)放大器124后會(huì)成為反相，且振幅變?yōu)?/4·Ap。第二脈波信號(hào)SP2_1至SP_4經(jīng)過差動(dòng)放大器124加成后，振幅剛好會(huì)等于1/2·Ap，且與第一脈波信號(hào)SP1成為反相。由于波寬Tn等于2倍的波寬Tp，故仍然滿足電荷平衡的要求。在圖6C中，在圖6C中，第一脈波信號(hào)SP1具有振幅Ap與波寬Tp；第二脈波信號(hào)SP2_1至SP2_4具有振幅An與波寬Tn。在本實(shí)施例中，振幅Ap等于振幅An，波寬Tp等于波寬Tn，且第一脈波信號(hào)SP1與第二脈波信號(hào)SP2_1至SP2_4之間具有一時(shí)間差Td。如此一來，第二脈波信號(hào)SP2_1經(jīng)過差動(dòng)放大器124后會(huì)成為反相，且振幅變?yōu)?/8·Ap。第二脈波信號(hào)SP2_2經(jīng)過差動(dòng)放大器124后會(huì)成為反相，且振幅變?yōu)?/8·Ap。第二脈波信號(hào)SP2_3經(jīng)過差動(dòng)放大器124后會(huì)成為反相，且振幅變?yōu)?/4·Ap。第二脈波信號(hào)SP2_4經(jīng)過差動(dòng)放大器124后會(huì)成為反相，且振幅變?yōu)?/2·Ap。第二脈波信號(hào)SP2_1至SP_4經(jīng)過差動(dòng)放大器124加成后，振幅剛好會(huì)等于Ap，且與第一脈波信號(hào)SP1成為反相。請(qǐng)注意，在另一個(gè)實(shí)施例中，也可于電阻R3旁邊串接電容C(未繪示)，如此能讓雙相性脈波信號(hào)S3中負(fù)相信號(hào)部分產(chǎn)生衰減(如圖6D所示)，以使得雙相性脈波信號(hào)S3適用不同體質(zhì)的病人。請(qǐng)繼續(xù)參考圖5C，在本實(shí)施例中，放大器122b為求和放大器，耦接于差動(dòng)放大器124、可變電阻123以及頻率合成器121。放大器122b為運(yùn)算放大器(OperationalAmplifier，OPA)，其具有反向輸入端In1、非反向輸入端In2及輸出端Out。頻率合成器121的輸出端耦接放大器122b的其中一個(gè)輸入端(反向輸入端In1或非反向輸入端In2)，差動(dòng)放大器124的輸出端也耦接放大器122b的同一個(gè)輸入端，其中本實(shí)施例是以頻率合成器121耦接反向輸入端In1，而非反向輸入端In12接地為例進(jìn)行說明。如此一來，由于頻率合成器121的輸出電壓較低(約650mV)，因此本實(shí)施例通過放大器122b將頻率合成器121輸出的頻率信號(hào)S2的電壓放大至3V至12V，以符合上述電刺激信號(hào)S1的電壓設(shè)定。放大器122b將頻率信號(hào)S2以及雙相性脈波信號(hào)S3(以圖6B為例)進(jìn)行加成之后，便可得到電刺激信號(hào)S1，其波形如圖7所示。請(qǐng)注意，雙相性脈波信號(hào)S3與頻率信號(hào)S2之間至少需要保持2μs以上的時(shí)差。此外，在設(shè)計(jì)變化中，例如在進(jìn)行電刺激治療時(shí)，雙相性脈波信號(hào)S3可以設(shè)計(jì)為于療程前及或療程后發(fā)出至少一次，以提示患者療程的開始及或結(jié)束。在另一個(gè)設(shè)計(jì)變化中，例如在電刺激裝置進(jìn)行植入時(shí)，雙相性脈波信號(hào)S3也可設(shè)計(jì)為間歇性的周期性信號(hào)，舉例來說，脈波產(chǎn)生器120可控制產(chǎn)生脈波信號(hào)SP1、SP2_1至SP2_4使得差動(dòng)放大器于頻率信號(hào)S2之4個(gè)脈波周期TP中間歇性地產(chǎn)生4次雙相性脈波信號(hào)S3，每一個(gè)雙相性脈波信號(hào)S3持續(xù)時(shí)間Tm，且至少間隔2μs，如此一來，頻率信號(hào)S2與雙相性脈波信號(hào)S3透過放大器122b合成的電刺激信號(hào)S1便可如圖8A至圖8D所示，圖8A至圖8D為本發(fā)明電刺激信號(hào)不同實(shí)施例中的波形示意圖。請(qǐng)注意，圖8A至圖8D僅為范例用以說明由頻率信號(hào)S2與雙相性脈波信號(hào)S3所合成的電刺激信號(hào)S1的可能的波形，電刺激信號(hào)S1的波形也可有其他的變化形式，只要脈波產(chǎn)生器120控制雙相性脈波信號(hào)S3出現(xiàn)的頻率不大于頻率信號(hào)S2的脈波頻率，最后產(chǎn)生的電刺激信號(hào)S1的波形均應(yīng)屬本發(fā)明之范疇。綜上所述，本發(fā)明的電刺激裝置通過頻率合成器調(diào)整輸出信號(hào)的頻率，以及通過放大器及可變電阻調(diào)整輸出信號(hào)的電壓范圍，使得第一電極與第二電極產(chǎn)生電場(chǎng)強(qiáng)度介于100V/m～5000V/m的電場(chǎng)。如此一來，電刺激裝置可因應(yīng)不同的應(yīng)用方式提供不同電場(chǎng)強(qiáng)度的電刺激信號(hào)而給患者適當(dāng)?shù)碾姶碳ぶ委?。在另一方面，本發(fā)明的電刺激裝置通過脈波產(chǎn)生器與差動(dòng)放大器將帶電總量相同的脈波加成為電荷平衡的雙向性脈波，如此便能避免電刺激信號(hào)對(duì)神經(jīng)造成的危害。以上該僅為舉例性，而非為限制性者。任何未脫離本發(fā)明的精神與范疇，而對(duì)其進(jìn)行的等效修改或變更，均應(yīng)包含于后附的權(quán)利要求中。當(dāng)前第1頁1 2 3 當(dāng)前第1頁1 2 3