本發(fā)明關于一種電刺激裝置。
背景技術：
：：人體神經主要是作為大腦所發(fā)出的指令(電流)的傳導路徑。人體神經具有閥值，當神經受損時，其閥值通常會降低，人體也因而容易感受到神經受損部位的疼痛感。若神經受損處未及時進行治療，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，雖可暫時性地減輕疼痛，但維持此舒適感的時間并不長，因此患者需頻繁地進行電刺激，才能保持在舒適的狀態(tài)。另外，隨著電刺激技術的進步，針對各種不同癥狀的電刺激方式也應運而生，例如：脊椎神經電刺激可用以治療麻痹、癱瘓等疾??；大腦皮層電刺激可用以治療巴金森氏癥；膀胱神經電刺激可用以解決中風、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；視網膜神經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。對于不同的應用方式，電刺激信號可能需要不同的電場、電壓、電流、持續(xù)時間和頻率。技術實現要素：依據本發(fā)明的一種電刺激裝置應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、至少一個第一電極及至少一個第二電極。頻率合成器耦接控制單元，并產生頻率信號。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胺糯笃鳌５谝浑姌O及第二電極耦接放大器。放大器依據頻率合成器的頻率信號與可變電阻的電阻值輸出電刺激信號，使第一電極與第二電極產生電場。電場范圍涵蓋目的區(qū)域且電場強度的范圍介于100V/m～5000V/m，以對目的區(qū)域進行電刺激。在一個實施例中，電刺激裝置更包含至少一個第一電極及至少一個第二電極，至少一個第一電極及至少一個第二電極耦接于混波器，電刺激信號使第一電極與第二電極產生一電場，電場的范圍涵蓋目的區(qū)域且電場強度的范圍介于100V/m～5000V/m。在一個實施例中，電刺激裝置更包含至少一個第一電極及至少一個第二電極，至少一個第一電極及至少一個第二電極耦接于混波器，電刺激信號使第一電極與第二電極產生電場，電場的范圍涵蓋目的區(qū)域且電場強度的范圍介于100V/m～5000V/m。在一個實施例中，頻率合成器耦接放大器的輸入端。在一個實施例中，可變電阻耦接放大器的輸入端。在一個實施例中，可變電阻耦接放大器的輸出端。在一個實施例中，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。在一個實施例中，電刺激單元更包括偵測器，耦接控制單元及放大器，并偵測電刺激信號。在一個實施例中，電刺激單元更包括突波保護器，其耦接放大器。在一個實施例中，電刺激裝置為植入式電刺激裝置。在一個實施例中，電刺激信號的頻率介于200kHz至1000kHz之間。在一個實施例中，電刺激信號的電壓為雙相(bi-phase)性，且其絕對值介于3V至10V。在一個實施例中，第二脈波信號實質上為第一脈波信號的延遲信號。在一個實施例中，第一脈波信號的振幅與第二脈波信號的振幅不相等。在一個實施例中，第一脈波信號與第二脈波信號之間具有時間差。依據本發(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第一電極及至少一個第二電極，電刺激方法包含：利用頻率合成器產生頻率信號；依據頻率合成器的該頻率信號與該可變電阻的電阻值輸出電刺激信號；以及利用至少一個第一電極及該至少一個第二電極輸出電刺激信號，使得第一電極與第二電極產生電場，電場范圍涵蓋該目的區(qū)域且電場強度的范圍介于100V/m～5000V/m，以對目的區(qū)域進行電刺激。在一個實施例中，電刺激信號的頻率介于200kHz至1000kHz之間。在一個實施例中，電刺激方法更包含：產生第一脈波信號與第二脈波信號，以及依據該第一脈波信號與第二脈波信號輸出雙相性脈波信號。該放大器依據雙相性脈波信號、頻率信號與可變電阻的電阻值輸出該電刺激信號，且第一脈波信號的振幅對時間的積分值與第二脈波信號的振幅對時間的積分值之間的差值不大于第一脈波信號的振幅對時間的積分值的百分之十。在一個實施例中，第二脈波信號實質上為該第一脈波信號延遲信號。在一個實施例中，第一脈波信號的振幅與該第二脈波信號的振幅不相等。在一個實施例中，第一脈波信號與該第二脈波信號之間具有時間差。如上所述，本發(fā)明的電刺激裝置通過正負相性交錯的合成信號來使電刺激信號的電荷極性平衡，由此避免電刺激信號對神經造成危害的可能性，電刺激裝置可因應不同的需要提供不同特性的電刺激信號給患者來進行適當的電刺激治療。附圖說明圖1A為本發(fā)明實施例的電刺激裝置應用于背根神經節(jié)的實施示意圖。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所示的導線的局部放大示意圖。圖2A及圖2B為本發(fā)明其它實施例的電刺激裝置的形式示意圖。圖3A為本發(fā)明實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)明電刺激裝置所產生的頻率信號的波形示意圖。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實施例的方塊示意圖。圖5B為圖5A的電刺激裝置的差動放大器的電路圖。圖5C為圖5A的電刺激裝置的放大器的電路圖。圖6A至圖6D為雙相性脈波信號的優(yōu)選實施例的波形圖。圖7為電刺激信號的一個實施例的波形圖。圖8A至圖8D為本發(fā)明電刺激信號不同實施例中的波形示意圖。具體實施方式以下將參照相關附圖，說明依本發(fā)明優(yōu)選實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加以說明。為使本裝置的架構在實施時與其它配合裝置的相關細節(jié)更為清楚明了，以下先介紹電刺激裝置針對生物體的目的區(qū)域進行電刺激時的結構配置，及與其配合的控制器的電路結構及相互配合的方式。如圖1A所示，電刺激裝置1可設置于個體外部，或是至少部分植入個體內 部以進行電刺激治療，且電刺激裝置1優(yōu)選為神經刺激裝置，例如是脊椎背根神經節(jié)電刺激裝置，然于實際應用時，受刺激的目的區(qū)域可例如但不限于應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(T9vertebrae)及第十節(jié)胸椎神經(T10vertebrae)。本文所稱的個體為生物體，其主要包括哺乳類動物，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節(jié)3旁，以進行電刺激。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。請參考圖1B所示，電刺激裝置1透過控制器2進行參數的設定及能量的供給，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的相互關進行說明。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、人機接口22以及電源供應單元23，其中，人機接口22耦接控制單元21，而電源供應單元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，使用者可透過控制器2的人機接口22，于開始前先將控制器2的系統(tǒng)設定值進行初始化，再接著通過人機接口22將所需設定的參數輸入到控制單元21。其中，人機接口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則指示電源供應單元23供應直流電力給電刺激裝置1的各組件(特別是電刺激單元12)進行運作。其中，控制單元11及控制單元21都可由數字電路例如集成電路(IC)，或模擬電路來實現，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)或特定應用集成電路(ASIC)，而本實施例是以微控制器(MCU)為例進行說明，但本發(fā)明并不限制。進一步針對電刺激單元12的細部結構說明，請參考圖1A至圖1D所示，電刺激單元12包括具撓性的導線(lead)L，其包括有至少一個第一電極E1及至少一個第二電極E2，而本實施例包括一組電極，即第一電極E1為正極及第二電極E2為負極作說明。當然，關于導線L上所設置的電極數目，也可以為兩組或三組以上，且可平均分布設置于電刺激單元12的這條導線L上，或只布設 于導線L的端部。而上述電極以雙相性的方式(bi-phasemode)進行操作，以于第一電極E1及第二電極E2之間形成電場，電場范圍涵蓋目的區(qū)域且電場強度的范圍介于100V/m～5000V/m，以對目的區(qū)域進行電刺激。于本實施例中，第一電極E1與第二電極E2的材質為金屬，例如為鉑、銀、金或其它具有導電性的金屬塊。第一電極E1與第二電極E2之間實際上為由與電極電性連接的同軸導線纏繞成線圈(coilsorwires)的區(qū)域，具體而言，第一電極E1及第二電極E2設置于導線L的一端，而導線L的另一端則具有兩接點作為正極和負極，兩接點與控制單元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，通過線圈而連結至接點，另外，導線L于第一電極E1與第二電極E2之外的線圈設有絕緣體I包覆。圖1C中，導線L于電極之間的部分區(qū)域，取下絕緣體I，以示意設置于其中的致密線圈。而各電極的個別長度a的范圍依據實際使用需求而設置，電極長度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的個別長度a指平行于電刺激單元12的導線L的長軸延伸方向上的長度尺寸。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。而導線L的第一電極E1及第二電極E2與背根神經節(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之間的中點與背根神經節(jié)3的最短距離。于本實施例中，距離c的范圍介于0～10毫米，其中，當距離c為0毫米時，表示第一電極E1及第二電極E2之間的中點于投影方向上與背根神經節(jié)3相互迭合。上述實施例所應用的電刺激裝置1為主動式電刺激裝置，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的參數信號及電能，從而使電刺激單元12可針對生物體的目的區(qū)域進行電刺激。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，于其它實施例中，主動式電刺激器也可實施為如圖2A的電刺激裝置形式。本實施例的電刺激裝置1a與前述實施例的電刺激裝置1具有實質上相同的組件，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(皮下)的位置。但本實施例的電刺激裝置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)的參數信號及電能，從 而使電刺激單元12a的導線La可針對生物體的皮下神經3a進行電刺激。本實施例的電刺激裝置1a可縮小植入至皮下的裝置的體積，以降低生物體(患者)的負擔?；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，本實施例的電刺激裝置1b為被動式電刺激裝置，其與前述實施例的電刺激裝置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的外部控制器2b發(fā)送電刺激信號給導線L2，從而使電刺激單元12b可針對生物體的皮下神經3a進行被動性的電刺激。接著，請參照圖3A所示，其為本發(fā)明優(yōu)選實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?？刂茊卧?1可儲存有電刺激參數及電刺激數據，并依據這些參數與數據控制電刺激單元12作動。電刺激單元12包括脈波產生器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S1至個體以進行電刺激治療，其中電刺激信號S1的電壓為雙相性，以減少電刺激治療對神經的危害，且其絕對值介于3V至12V，例如是振幅為3V至12V的交流電。進一步來說，頻率合成器121耦接控制單元11，并依據控制單元11的控制而產生頻率信號S2，其頻率是大于100kHz，而本實施例是以頻率合成器121為直接數字合成器(DirectDigitalSynthesizer)為例進行說明。舉例來說，直接數字合成器可選用亞德諾半導體公司(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，即本實施例的頻率信號S2的電壓為650mV。當然，本發(fā)明并不限定頻率合成器121的型號為何，只要能通過頻率合成器121產生高頻率的頻率信號S2，并據以輸出高頻率的電刺激信號S1即可。然而，在另一個實施例中，頻率合成器121也可獨立整合于控制單元11中(未繪示)，亦即，此時電刺激單元12僅包括脈波產生器120、放大器122及可變電阻123。請注意，本發(fā)明的電刺激裝置可以電流/電壓驅動，為了說明方便，在以下的段落中，都以電壓驅動為實施形式進行說明，然而在相同的電路架構中，放大器122也可將電壓信號轉變成電流信號而使本發(fā)明電刺激裝置改為電流驅動，本發(fā)明不以此為限。請同時參照圖3B所示，其為放大器的電路圖。在本實施例中，放大器122 耦接于頻率合成器121，放大器122為運算放大器(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的其中一個輸入端(反向輸入端In1或非反向輸入端In2)，其中本實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)，因此本實施例通過放大器122將頻率合成器121輸出的頻率信號S2的電壓放大至3V至12V，以符合上述電刺激信號S1的電壓設定。可變電阻123可以是數字電位器(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是選用亞德諾半導體公司的AD5290，10kΩ的數字可變電阻?？刂茊卧?1將依據電刺激參數調整可變電阻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將依據頻率合成器121的頻率信號S2與可變電阻123的電阻值輸出電刺激信號S1，其中電刺激信號S1的頻率是由頻率合成器121的頻率信號S2而定，例如是大于100kHz，例如為200kHz至1000kHz，而電刺激信號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，當選用的頻率范圍介于200KHz～450KHz時，可于較低的頻率操作，故所產生生物熱的風險低，具有較安全的優(yōu)勢；反之，當選用的頻率范圍介于550kHz～1000kHz，則所形成的電場密度較大，其電刺激效果較好。進一步而言，在本實施例中，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形成負回授組態(tài)。放大器122的增益量是依據可變電阻123的電阻值的變化而調整，而控制單元11則依據電刺激參數或設定調整可變電阻123的電阻值，進而改變放大器122的增益，以使電刺激信號S1的電壓可介于設定的電壓范圍內。請同時參照圖3C所示，其為頻率信號的波形示意圖。在本實施例中，頻率信號S2是連續(xù)的方波以間歇性的方式發(fā)出，亦即每經過一個脈波周期TP就發(fā)出高頻的方波信號一段時間TD(以下稱為脈波波寬TD)。請注意，圖3C中的高頻方波信號的頻率僅為示意，實際的情況頻率應為更高。高頻的方波信號的脈波頻率介于0至1KHz之間，在一個優(yōu)選的實施例中，高頻的方波信號的脈 波頻率可以介于1至100Hz之間。在本實施例中，高頻的方波信號的脈波頻率則為2Hz。此外，脈波波寬TD(持續(xù)時間)介于1至250ms之間。在一個優(yōu)選的實施例中，脈波波寬TD可以介于10至100ms之間。在本實施例中，脈波波寬TD為25ms。請注意，為了不要讓患者因為突然的電刺激而引發(fā)不適的感受，在另一個實施例中，以電壓驅動的電刺激裝置為例，在治療開始時，由醫(yī)護人員或用戶開啟電刺激裝置的電源后，醫(yī)護人員或使用者可以手動旋鈕，或是電刺激裝置本身自行控制的方式，來使電刺激信號S1的電壓在一開始產生的時候，從0V緩升至目標的電壓值(目標電壓范圍的絕對值可在3V至12V之間)，且可以控制電刺激信號S1電壓增強的速度每秒鐘不超過1V。若以電流驅動的電刺激裝置為例，則于治療開始時，電流可由0mA慢慢地增大至目標的電流值(目標電流范圍的絕對值可在0.5uA至50mA之間)，且可以控制電刺激信號S1電流增強的速度每秒鐘不超過5mA(優(yōu)選為每秒不超過1mA)。于治療結束后，欲關閉電刺激信號S1時，則不需要進行相對的電流或電壓的緩降步驟(將電流或電壓的絕對值緩慢變小)。在一個優(yōu)選的實施例中，目標的電流值為25mA。請同時參照圖4A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S2的高頻部分，使輸入至放大器122的信號為1000kHz以下，以符合電刺激信號S1的默認頻率范圍(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與復數電阻R來實現，于此是以二階低通濾波器為例，但并不用以限定本發(fā)明。請再參考圖3A，值得一提的是，電刺激裝置1的電力來源也可為內建的電池，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獑卧?，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生的磁場，進而產生感應電流，而整流器將感應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。再請參考圖4A，電刺激單元12a可更包括偵測器125，其耦接于控制單元11及放大器122，并偵測電刺激信號S1。在本實施例中，偵測器125是耦接放大器122的輸出端Out，而控制單元11可依據偵測器125測得電刺激信號S1的電壓，例如是比對輸出端Out的波形是否符合預設的波形(如前述3V至12V)，當電刺激信號S1的波形偏離時，控制單元11可實時修正電刺激參數，例如是改變可變電阻123的電阻值，以使電刺激信號S1符合前述電壓范圍，進而避免輸出錯誤電壓的電刺激信號S1。另外，在一些實施例中，電刺激單元12a可更包括突波保護器(surgeprotection)126，其耦接放大器122，例如是耦接放大器122的輸出端Out。突波保護器126可例如為穩(wěn)壓二極管、瞬時電壓抑制(transientvoltagessuppression，TVS)二極管、或雙向靜電保護二極管(bidirectionalESDprotectiondiodes)等。由于國際標準化組織在國際標準號ISO14708-3中規(guī)定被植入于個體的主動植入醫(yī)療裝置(activeimplantablemedicaldevices，AIMD)不可在個體(如病患)使用除震顫器(defibrillation)時，產生永久性的影響，因此，設置突波保護器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)，以防止個體因高壓脈沖使得神經受損，也可避免電刺激單元12a在異常時輸出過高電壓的電刺激信號S1，而對個體造成損傷。此外，在其它實施例中，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S2的電壓，進而改變放大器122輸出的電刺激信號S1的電壓。另外，在一些實施例中，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S1的電壓。一般而言，中樞神經系統(tǒng)(centralnervoussystem)的神經元主要包含感覺神經元(sensoryneuron)以及運動神經元(motorneuron)兩種，其中高頻電刺激信號并不會對感覺神經元或是運動神經元產生刺激，也就是說人體是沒有感覺的，因此對于患者來說，當使用高頻電刺激信號來進行治療時，可能會發(fā)生患者因為沒有感覺到電刺激，而以為沒有在進行治療的心理作用。為了解決這個問題，在治療過程中，可加入一些低頻的電刺激信號來使患者對治療過程產生感覺，進而能較安心地接受治療。另外，通過低頻的電刺激信號，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 電刺激裝置位置偏移。接著，請同時參照圖5A至圖5C，圖5A為本發(fā)明電刺激裝置另一個實施例的方塊示意圖，圖5B為圖5A的電刺激裝置的差動放大器的電路圖，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的結構組成與電刺激裝置1a的結構組成大致相同，不同之處在于電刺激裝置1b的電刺激單元12b另包括脈波產生器120以及差動放大器124(differentialamplifier)，且電刺激裝置1b的放大器122b為求和放大器(summingamplifier)。脈波產生器120分別產生一組脈波信號，經過差動放大器124后加成后便可產生雙相性脈波信號S3。雙相性脈波信號S3本質上為一種低頻信號，故經過放大器122b加入電刺激信號S1后，能夠使患者對電刺激產生感覺(感覺神經元)或是造成肌肉收縮(運動神經元)，而雙相性脈波信號S3中正相信號部分與負相信號部分需要達到電荷平衡(chargebalance)才能減少電刺激治療對神經所造成的危害。在本發(fā)明中，電荷平衡定義為“正相信號部分對時間積分所得到的積分值與負相信號部分對時間積分所得到的積分值之和的絕對值不大于正相信號部分對時間積分所得到的積分值的十分之一”。更進一步說，請同時參考圖5A及圖5B，圖5B為本發(fā)明電刺激裝置的差動放大器124的一個優(yōu)選實施例的電路圖。差動放大器124為運算放大器(OperationalAmplifier，OPA)，其具有反向輸入端In1、非反向輸入端In2及輸出端Out。脈波產生器120產生第一脈波信號SP1以及至少一個第二脈波信號SP2_1至SP2_4。在本實施例中，脈波產生器120的第一脈波信號SP1通過電阻R1耦接差動放大器124的非反向輸入端In2，且差動放大器124的非反向輸入端In2透過電阻R2耦接于地。差動放大器124的輸出端與非反向輸入端In2之間耦接電阻R3。脈波產生器120的第二脈波信號SP2_1至SP2_4分別通過電阻R4至R7耦接差動放大器124的反向輸入端In1。如此一來，雙相性脈波信號S3便可透過下列公式計算得知：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S3的正相信號部分由第一脈波信號SP1構成，負相信號部分由第二脈波信號SP2_1至SP2_4構成。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SP2_1至SP2_4來調節(jié)負相信號部分的波形。舉例來說，請參考圖6A至圖6D，圖6A至圖6D為雙相性脈波信號的優(yōu)選實施例的波形圖。在圖6A中，第一脈波信號SP1具有振幅Ap與波寬Tp；第二脈波信號SP2_1至SP2_4具有振幅An與波寬Tn。在本實施例中，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SP2_1經過差動放大器124后會成為反相，且振幅變?yōu)?/8·Ap。第二脈波信號SP2_2經過差動放大器124后會成為反相，且振幅變?yōu)?/8·Ap。第二脈波信號SP2_3經過差動放大器124后會成為反相，且振幅變?yōu)?/4·Ap。第二脈波信號SP2_4經過差動放大器124后會成為反相，且振幅變?yōu)?/2·Ap。第二脈波信號SP2_1至SP_4經過差動放大器124加成后，振幅剛好會等于Ap，且與第一脈波信號SP1成為反相。在圖6B中，在圖6B中，第一脈波信號SP1具有振幅Ap與波寬Tp；第二脈波信號SP2_1至SP2_3具有振幅An與波寬Tn。在本實施例中，為了達到電荷平衡，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SP2_1經過差動放大器124后會成為反相，且振幅變?yōu)?/8·Ap。第二脈波信號SP2_2經過差動放大器124后會成為反相，且振幅變?yōu)?/8·Ap。第二脈波信號SP2_3經過差動放大器124后會成為反相，且振幅變?yōu)?/4·Ap。第二脈波信號SP2_1至SP_4經過差動放大器124加成后，振幅剛好會等于1/2·Ap，且與第一脈波信號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SP1具有振幅Ap與波寬Tp；第二脈波信號SP2_1至SP2_4具有振幅An與波寬Tn。在本實施例中，振幅Ap等于振幅An，波寬Tp等于波寬Tn，且第一脈波信號SP1與第二脈波信號SP2_1至SP2_4之間具有一時間差Td。如此一來，第二脈波信號SP2_1經過差動放大器124后會成為反相，且振幅變?yōu)?/8·Ap。第二脈波信號SP2_2經過差動放大器124后會成為反相，且振幅變?yōu)?/8·Ap。第二脈波信號SP2_3經過差動放大器124后會成為反相，且振幅變?yōu)?/4·Ap。第二脈波信號SP2_4經過差動放大器124后會成為反相，且振幅變?yōu)?/2·Ap。第二脈波信號SP2_1至SP_4經過差動放大器124加成后，振幅剛好會等于Ap，且與第一脈波信號SP1成為反相。請注意，在另一個實施例中，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S3中負相信號部分產生衰減(如圖6D所示)，以使得雙相性脈波信號S3適用不同體質的病人。請繼續(xù)參考圖5C，在本實施例中，放大器122b為求和放大器，耦接于差動放大器124、可變電阻123以及頻率合成器121。放大器122b為運算放大器(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的其中一個輸入端(反向輸入端In1或非反向輸入端In2)，差動放大器124的輸出端也耦接放大器122b的同一個輸入端，其中本實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)，因此本實施例通過放大器122b將頻率合成器121輸出的頻率信號S2的電壓放大至3V至12V，以符合上述電刺激信號S1的電壓設定。放大器122b將頻率信號S2以及雙相性脈波信號S3(以圖6B為例)進行加成之后，便可得到電刺激信號S1，其波形如圖7所示。請注意，雙相性脈波信號S3與頻率信號S2之間至少需要保持2μs以上的時差。此外，在設計變化中，例如在進行電刺激治療時，雙相性脈波信號S3可以設計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束。在另一個設計變化中，例如在電刺激裝置進行植入時，雙相性脈波信號S3也可設計為間歇性的周期性信號，舉例來說，脈波產生器120可控制產生脈波信號SP1、SP2_1至SP2_4使得差動放大器于頻率信號S2之4個脈波周期TP中間歇性地產生4次雙相性脈波信號S3，每一個雙相性脈波信號S3持續(xù)時間Tm，且至少間隔2μs，如此一來，頻率信號S2與雙相性脈波信號S3透過放大器122b合成的電刺激信號S1便可如圖8A至圖8D所示，圖8A至圖8D為本發(fā)明電刺激信號不同實施例中的波形示意圖。請注意，圖8A至圖8D僅為范例用以說明由頻率信號S2與雙相性脈波信號S3所合成的電刺激信號S1的可能的波形，電刺激信號S1的波形也可有其他的變化形式，只要脈波產生器120控制雙相性脈波信號S3出現的頻率不大于頻率信號S2的脈波頻率，最后產生的電刺激信號S1的波形均應屬本發(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整輸出信號的頻率，以及通過放大器及可變電阻調整輸出信號的電壓范圍，使得第一電極與第二電極產生電場強度介于100V/m～5000V/m的電場。如此一來，電刺激裝置可因應不同的應用方式提供不同電場強度的電刺激信號而給患者適當的電刺激治療。在另一方面，本發(fā)明的電刺激裝置通過脈波產生器與差動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對神經造成的危害。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，而對其進行的等效修改或變更，均應包含于后附的權利要求中。當前第1頁1 2 3 當前第1頁1 2 3