CN114733067A - 非植入式多靶点反馈式电刺激器 - Google Patents

Abstract

本公开涉及一种非植入式多靶点反馈式电刺激器，该非植入式多靶点反馈式电刺激器包括：多靶点反馈式电刺激电路，用于产生脑电刺激信号以及处理反馈的脑电信号；多个分立设置的非植入式电极，每个所述非植入式电极均连接至所述多靶点反馈式电刺激电路；不同的所述非植入式电极用于刺激不同的靶点，以及将反馈的脑电信号传输至所述多靶点反馈式电刺激电路；所述靶点为脑关键区。由此，无需将电极植入脑关键区即可实现电刺激和脑电信号反馈，降低了对患者的损伤；同时，电极位置可灵活变动，能够针对多种不同的需求灵活调整电极的位置，从而实现对刺激靶点的灵活调整。

Description

非植入式多靶点反馈式电刺激器

技术领域

本公开涉及医疗器械技术领域，尤其涉及一种非植入式多靶点反馈式电刺激器。

背景技术

近年来，随着神经影像技术的发展、脑信号分析方法的进步以及医学理念的突破，一些脑部疾病在发病机制和治疗手段方面显示出新的共性特征，并逐渐形成新的疾病群，我们称之为脑功能疾病。此类疾病具备异常的脑网络特征，可被电刺激调节，从而改变异常脑网络特征以及临床症状，脑功能疾病概念开辟了临床诊疗的新领域，为长期处于诊疗困境的脑疾病带来了希望。

越来越多的神经电生理及影像学研究证据显示，神经系统脑功能疾病存在脑网络异常，涉及多个神经环路，且各神经环路之间存在交互作用。例如与抑郁症发病密切相关的异常脑网络包括情感环路、奖赏环路，在阿尔茨海默病中，记忆和执行控制网络与阿尔茨海默病患者的认知和行为障碍密切相关。在每种疾病中，各神经环路间存在交互调节作用，彼此影响。因此，仅仅电刺激某一神经环路中的关键脑区不能调节疾病状态下的全脑异常网络，治疗效果因此受限。

现有的脑刺激技术，反应性神经刺激系统(RNS，Responsive NeurostimulationSystem)是在人脑癫痫灶处植入深部电极，此深部电极既能采集颅内电信号又能予以脑区电刺激。RNS能够实时持续监测脑电信号并识别癫痫放电，当出现癫痫放电且即将引发一次癫痫发作时，RNS及时发出电刺激终止癫痫放电的进展，从而阻止癫痫发作。但是，RNS依赖于植入式的电极，属于有创技术，电极一旦埋置其位置就固定，且不再可逆；由此导致灵活性较差，且对患者损伤较严重。

发明内容

为了解决上述技术问题或者至少部分地解决上述技术问题，本公开提供了一种非植入式多靶点反馈式电刺激器。

本公开提供了一种非植入式多靶点反馈式电刺激器，包括：

多靶点反馈式电刺激电路，用于产生脑电刺激信号以及处理反馈的脑电信号；

多个分立设置的非植入式电极，每个所述非植入式电极均连接至所述多靶点反馈式电刺激电路；不同的所述非植入式电极用于刺激不同的靶点，以及将反馈的脑电信号传输至所述多靶点反馈式电刺激电路；所述靶点为脑关键区。

可选地，所述多个分立设置的非植入式电极包括至少一个电极组；

每个所述电极组包括一个阳极以及至少两个阴极；同一个电极组中的所述阴极围绕所述阳极设置，构建局部电场。

可选地，所述至少一个电极组包括第一电极组和第二电极组；

所述第一电极组的电流相位与所述第二电极组的电流相位具有相关性。

可选地，所述多靶点反馈式电刺激电路包括控制模块、多个刺激调节模块和多个脑电采集模块；

每个所述非植入式电极对应设置有一个所述刺激调节模块和一个所述脑电采集模块；

所述脑电采集模块用于采集对应的所述非植入式电极上的脑电信号，并传输至所述控制模块；

所述控制模块用于根据接收到的所述脑电信号获取脑节律相位信号，并对所述脑节律相位信号锁相后在设定波形相位点输出刺激信号；其中，选择所述脑节律相位信号对应波形的过零点进行锁相，或者选择所述脑节律相位信号对应波形的过零点后的设定时间进行锁相；

所述刺激调节模块用于根据接收到的所述刺激信号调节输出至对应的所述非植入式电极上的脑电刺激信号。

可选地，所述脑电采集模块内置放大器；

所述放大器为直流放大器。

可选地，所述放大器的带宽等于或大于3KHz，所述放大器的采样率等于或大于16384Hz。

可选地，所述放大器退饱和时间达到微秒级。

可选地，所述放大器的信号处理速度达到毫秒级。

可选地，所述多靶点反馈式电刺激电路还包括无线充电模块、电池模块和电压变换模块；

所述无线充电模块基于外部电源为所述电池模块供电；

所述电池模块向所述控制模块供电；

所述电压变换模块用于将电池模块的输出电压进行转换，并为所述刺激调节模块和所述脑电采集模块供电。

可选地，所述控制模块具有无线通讯功能；

所述控制模块基于无线通讯功能与外部处理器进行无线通讯。

本公开提供的技术方案与现有技术相比具有如下优点：

本公开提供的非植入式多靶点反馈式电刺激器包括多靶点反馈式电刺激电路和多个分立设置的非植入式电极，其中，多靶点反馈式电刺激电路用于产生脑电刺激信号以及处理反馈的脑电信号；且，每个所述非植入式电极均连接至所述多靶点反馈式电刺激电路；不同的所述非植入式电极用于刺激不同的靶点，以及将反馈的脑电信号传输至所述多靶点反馈式电刺激电路；所述靶点为脑关键区。由此，无需将电极植入脑关键区即可实现电刺激和脑电信号反馈，降低了对患者的损伤；同时，电极位置可灵活变动，能够针对多种不同的需求灵活调整电极的位置，从而实现对刺激靶点的灵活调整。

附图说明

此处的附图被并入说明书中并构成本说明书的一部分，示出了符合本公开的实施例，并与说明书一起用于解释本公开的原理。

为了更清楚地说明本公开实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，对于本领域普通技术人员而言，在不付出创造性劳动性的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。

图1为本公开实施例提供的一种非植入式多靶点反馈式电刺激器的结构示意图；

图2为本公开实施例提供的一种电极分布的空间示意图；

图3为本公开实施例提供的另一种非植入式多靶点反馈式电刺激器的结构示意图；

图4为本公开实施例提供的又一种非植入式多靶点反馈式电刺激器的结构示意图；

图5为本公开实施例提供的一种非植入式多靶点反馈式电刺激系统的结构示意图。

其中，10、非植入式多靶点反馈式电刺激器；11、多靶点反馈式电刺激电路；12、非植入式电极；120、电极组；A1和B1、阳极；A2、A3、A4、A5、B2、B3、B4及B5、阴极；02、电极备选位置；111、控制模块；112、刺激调节模块；113、脑电采集模块；114、无线充电模块；115、电池模块；116、电压变换模块；20、外部电源；30、外部处理器。

具体实施方式

为了能够更清楚地理解本公开的上述目的、特征和优点，下面将对本公开的方案进行进一步描述。需要说明的是，在不冲突的情况下，本公开的实施例及实施例中的特征可以相互组合。

在下面的描述中阐述了很多具体细节以便于充分理解本公开，但本公开还可以采用其他不同于在此描述的方式来实施；显然，说明书中的实施例只是本公开的一部分实施例，而不是全部的实施例。

图1为本公开实施例提供的一种非植入式多靶点反馈式电刺激器的结构示意图。参照图1，该非植入式多靶点反馈式电刺激器10包括：多靶点反馈式电刺激电路11，用于产生脑电刺激信号以及处理反馈的脑电信号；多个分立设置的非植入式电极12，每个非植入式电极12均连接至多靶点反馈式电刺激电路11；不同的非植入式电极12用于刺激不同的靶点，以及将反馈的脑电信号传输至多靶点反馈式电刺激电路11；靶点为脑关键区。

本公开实施例中，非植入式电极12能够将反馈的脑电信号传输至多靶点反馈式电刺激电路11，对应的，该多靶点反馈式电刺激电路11能够接收并处理该脑电信号；同时，多靶点反馈式电刺激电路11能够产生脑电刺激信号，并通过非植入式电极12刺激对应的脑关键区，如此实现对脑关键区的反馈刺激。

本公开实施例中，非植入式多靶点反馈式电刺激器10中的电极采用非植入式电极12；具体地，该非植入式电极12也可称为无创电极片，其兼具刺激(即将脑电刺激信号作用于病灶，输入)和采集脑电信号(即输出)的功能；以及其无需被植入到病灶深处，而是对应设置在病灶处即可，由此对患者无创，从而降低了对患者的损伤；且由于非植入式电极12无需植入病灶深处，使得非植入式电极12的位置可灵活调整，从而能够针对多种不同的需求灵活调整电极的位置，从而实现对刺激靶点的灵活调整。

示例性地，非植入式电极12可为贴片电极，或者其他类型的可接触用于传输信号且对患者无创的电极，在此不限定。

本公开实施例提供的非植入式多靶点反馈式电刺激器10中，通过设置于多靶点反馈式电刺激电路11连接的电极为非植入式电极12，可无需将电极植入脑关键区即可实现电刺激和脑电信号反馈，降低了对患者的损伤；同时，非植入式电极12的位置可灵活变动，能够针对多种不同的需求灵活调整电极的位置，从而实现对刺激靶点的灵活调整。

在一些实施例中，图2为本公开实施例提供的一种电极分布的空间示意图。在图1的基础上，参照图2，多个分立设置的非植入式电极12包括至少一个电极组120；每个电极组120包括一个阳极以及至少两个阴极；同一个电极组120中的阴极围绕阳极设置，构建局部电场。

本公开实施例中，在分立设置的多个非植入式电极12中，可设置位置相近的多个电极构成一个电极组120，通过对同一个电极组120中的各电极分别施加正信号和负信号，可实现多靶点匹配，形成局部电场。

示例性地，在同一个电极组120中，位于中心位置的电极为阳极，包围该阳极的其他电极为阴极，通过阳极施加正信号，以及通过阴极施加负信号，从而形成局部电场。

示例性地，阳极A1与阴极A2、A3、A4及A5构成一个电极组120；阳极B1与阴极B2、B3、B4及B5构成另一个电极组120。图2中仅示例性地示出了两个电极组，在其他实施方式中，非植入式多靶点反馈式电刺激器10中还可包括更多个电极组，在此不限定。

示例性地，继续参照图2，患者头部包括多个电极备选位置02，非植入式电极12的位置可在电极备选位置02中灵活选择，以满足不同的检测和刺激需求，在此不限定。

在其他实施方式中，也可不预先设置电极备选位置02，而是根据实际应用场景下的使用需求，灵活设置各非植入式电极12的位置，在此不限定。

在一些实施例中，至少一个电极组120包括第一电极组121和第二电极组122；第一电极组121的电流相位与第二电极组122的电流相位具有相关性。

本公开实施例中，通过设置第一电极组121和第二电极组122的电流相位具有相关性，可在进行病灶脑电刺激的同时，针对脑电的其他非病灶活动引起的脑电信号同步进行精准的相位耦合刺激，有利于覆盖脑电刺激的多种组合模式，实现灵活精准刺激。

结合上文，每个非植入式电极12的位置都是可调节的，可按需灵活调节；同时，每个非植入式电极12即可以实现脑电信号的反馈检测，又可以施加脑电刺激信号。基于此，可利用非植入式电极12之间的灵活组合，实现多种不同组合的灵活刺激，满足多种刺激需求。

本公开实施例中，经颅电刺激既可以是直流电刺激，也可以是交流电刺激，而交流电刺激方式就提供了一种同时给与两个甚至多个刺激靶点的交流电相位相关联的刺激模式，实现神经网络同步振荡或者去同步振荡。

举例来说，利用第一电极组121对应的A靶点施加8Hz的交流电刺激，利用第二电极组122对应的B靶点同样施加8Hz的交流电刺激，且B靶点的电流相位和A靶点的电流相位差为0，则产生A靶点和B靶点的协同振荡；反之，设置B靶点的电流相位和A靶点的电流相位差为180度，则产生A靶点和B靶点的振荡减弱甚至消除。由此，可以实现全脑范围内覆盖多种组合模式，实现自定义多靶点脑刺激。

同时，本公开实施例中，非植入式电极12不仅能够传输脑电刺激信号，实现电刺激；还能同时采集脑电信号，从而可实现实时反馈调节。

此外，本公开实施例中，同一个电极组120中的多个非植入式电极12的位置并非相对固定的，而是可以灵活调节的，由此可利用对非植入式电极12的位置的灵活调整，对应采集任何需要采集脑电信号的脑区，而在其他任何脑区给与脑电刺激信号，实现了针对各种不同需求的灵活调整。

在一些实施例中，图3为本公开实施例提供的另一种非植入式多靶点反馈式电刺激器的结构示意图。在图1的基础上，参照图3，该非植入式多靶点反馈式电刺激器10中，多靶点反馈式电刺激电路11包括控制模块111、多个刺激调节模块112和多个脑电采集模块113；每个非植入式电极12对应设置有一个刺激调节模块112和一个脑电采集模块113；脑电采集模块113用于采集对应的非植入式电极12上的脑电信号，并传输至控制模块111；控制模块111用于根据接收到的脑电信号获取脑节律相位信号，并对脑节律相位信号锁相后在设定波形相位点输出刺激信号；其中，选择脑节律相位信号对应波形的过零点进行锁相，或者选择脑节律相位信号对应波形的过零点后的设定时间进行锁相；刺激调节模块112用于根据接收到的刺激信号调节输出至对应的非植入式电极12上的脑电刺激信号。

本公开实施例中，脑电采集模块113用于采集对应的非植入式电极12上的脑电信号并传输至控制模块111，控制模块111用于根据接收到的脑电信号获取脑节律相位信号，并对脑节律相位信号锁相后在设定波形相位点输出刺激信号，刺激调节模块112用于根据接收到的刺激信号调节输出至对应的非植入式电极12上的脑电刺激信号。

具体地，非植入式电极12固定于脑内病灶的对应位置处，脑电采集模块113采集对应的非植入式电极12上的脑电信号，即脑电采集模块113能够实时监测脑内设定位置对应的脑电信号，并将采集到的脑电信号传输至控制模块111。在其他实施方式中，多靶点反馈式电刺激电路11内的控制模块111还可与外部处理器通信连接，例如无线连接，脑电采集模块113可以将采集到的脑电信号通过控制模块111传输至外部处理器。

本公开实施例中，控制模块111接收到脑电采集模块113传输过来的脑电信号，控制模块111为实现锁相，根据脑电信号获取脑节律相位信号，对脑节律相位信号进行锁相，并在锁相后的脑节律相位信号的设定波形相位点输出刺激信号，例如可以选择脑节律相位信号的过零点，或者过零点后锁相固定时间再输出刺激信号，实现对脑节律相位信号的锁相。示例性地，多靶点反馈式电刺激电路11中的控制模块111可与外部处理器无线连接，外部处理器通过控制模块111与刺激调节模块112无线连接或有线连接，控制模块111可以在设定波形相位点，通过无线传输的方式，通过集成在患者位置处的控制模块111向刺激调节模块112发送脑电刺激信号。

这样，针对不同非植入式电极12，通过对脑节律相位信号的锁相能够有效实现对通过不同非植入式电极12对多个靶点进行电刺激的锁时匹配，即能够同步刺激或者间隔固定时间先后刺激不同的靶点，解决了RNS无法同步刺激或者间隔固定时间刺激刺激不同靶点的问题。

另外，本发明实施例可以设置三个或者更多的非植入式电极12，且每个非植入式电极12都对应设置有脑电采集模块113和刺激调节模块112，实现了多靶点电刺激，进而实现对多个神经环路的脑功能疾病的全脑网络调节，能够充分利用多神经环路交互调节能力，实现脑网络多个关键脑区的同步调节，解决现有脑刺激技术只能调节脑网络的一个或两个关键脑区的问题，有利于提高对脑功能疾病的治疗效能。

同时，本发明实施例采用实时监测脑电信号并根据脑电信号特征予以实时触发的电刺激，能够实现对特定目标脑电节律的精准相位耦合刺激，从而调节特定频段节律，解决现有脑刺激技术不能针对自身生物节律进行刺激的问题，改善由于脑电节律异常所致的脑功能疾病，解决现有脑刺激技术只能用于抑制癫痫放电的问题，有利于扩大脑刺激技术治疗的患者群。

在一些实施例中，脑电采集模块113内置放大器；放大器为直流放大器。示例性地，该放大器可为脑电采集模块113内置的可编程增益放大器。

本公开实施例中，采用直流放大器，避免了交流放大器存在的电容充电，积攒的电压逐渐升高，工作电持续累加，导致过饱和溢出的问题。因此，通过设置放大器为直流放大器，避免产生电荷的积累效应，防止刺激饱和，从而避免脑电刺激信号对应的交流信号对脑电信号的影响。

本公开实施例中，非植入式电极12既是传输并施加脑电刺激信号的电极，又是采集并传输脑电信号的电极，由此在刺激的同时，会给脑电信号带来较高幅度的信号干扰；针对此，为了及时准确地采集到脑电信号，避免干扰信号以及尽可能阻止其他滤波造成干扰拖尾，需设置放大器，对采集到的脑电信号进行放大处理，同时设置放大器为直流放大器，以滤除脑电刺激信号对应的交流信号对采集到的脑电信号的影响，提高有脑电采集模块113传输至控制模块111的脑电信号的精准性。

在一些实施例中，放大器的带宽等于或大于3KHz，放大器的采样率等于或大于16384Hz。

本公开实施例中，通过设置放大器具有较宽的带宽和较高的采样率，能够将干扰信号限制在很窄的时间段内，从而利于精准去除干扰，进而提高脑电信号的精准性。

示例性地，放大器的带宽可为3KHz、3.1KHz、3-3.1KHz或者大于3KHz的其他带宽值或者带宽范围值，在此不限定。

示例性地，放大器的采样率可为16384Hz、16385Hz、16390Hz、16400Hz或者其他大于16384Hz的采样率或者采样率范围值，在此不限定。

在其他实施方式中，放大器的带宽和采样率还可采用满足信号滤除需求的其他数值，可基于非植入式多靶点反馈式电刺激器的需求设置，在此不限定。

在一些实施例中，放大器退饱和时间达到微秒(μs)级。

本公开实施例中，放大器能够快速退饱和，从而能够实现脑电刺激信号在放大器中留下痕迹所对应的时间尽可能短，从而减少脑电刺激信号对脑电信号的影响。

示例性地，放大器的退饱和速率小于1ms，例如达到微秒(μs)级别，从而减弱脑电刺激信号对采集到的脑电信号的影响，进而提高脑电信号的精准性。

在其他实施方式中，放大器的退饱和时间还可采用满足信号滤除的其他数值，可基于非植入式多靶点反馈式电刺激器的需求设置，在此不限定。

在一些实施例中，放大器的信号处理速度达到毫秒级。

具体地，结合上文，由于脑电刺激信号是根据追踪到的脑电信号来做出响应，反馈式实时地刺激。因此，要设置放大器具有高速信号处理能力，以满足信号追踪和反馈刺激的需求。示例性地，若需要要对8-12Hz的alpha脑电波(即脑电信号)进行实时反馈刺激，则要求数据处理速度快于alpha脑电波，即信号处理速度要大于12Hz，其响应时间大约为毫秒级。示例性恶，对于大于12Hz的脑电信号，放大器的信号处理速度需达到毫秒级。

本公开实施例中，通过设置放大器具有高速信号处理的能力，能够防止数据经过过大延时输出，从而提高信号跟随速度，实现及时响应。

在上述实施方式中，通过设置放大器的带宽高达3KHz、采样率高达16384Hz，且放大器为直流放大器，具有快速退饱和以及高速信号处理的能力，能够使得脑电采集模块在采集脑电信号的同时，避免脑电刺激信号对需要传输至控制模块的脑电信号的影响，同时给软件滤波处理创造了必要条件，结合本领域技术人员可知的至少一种软件滤波方法，进一步提高了脑电信号的精准性。

在一些实施例中，图4为本公开实施例提供的又一种非植入式多靶点反馈式电刺激器的结构示意图。在图1或图3的基础上，参照图4，该非植入式多靶点反馈式电刺激器10中，多靶点反馈式电刺激电路11还包括无线充电模块114、电池模块115和电压变换模块116；无线充电模块114基于外部电源为电池模块115供电；电池模块115向控制模块111供电；电压变换模块116用于将电池模块115的输出电压进行转换，并为刺激调节模块112和脑电采集模块113供电。

本公开实施例中，电池模块115负责给控制模块111(例如其内置的微控制器)供电，并通过电压变换模块116提供不同的电压分别给脑电采集模块113和刺激调节模块112使用；其中，无线充电模块114负责定时给电池模块115充电。

在一些实施例中，控制模块111具有无线通讯功能；控制模块111基于无线通讯功能与外部处理器进行无线通讯。

本公开实施例中，控制模块111可内置无线通讯模块，该无线通讯模块通过无线连接的模式与外部处理器中的无线通讯模块通讯，以实现信号的无线交互，便于利用外部处理器实现对非植入式多靶点反馈式电刺激器10的控制。

本公开实施例提供的非植入式多靶点反馈式电刺激器10中，采用非植入式电极12实时无创地采集到脑电信号，并结合多靶点反馈式电刺激电路11，根据脑电信号对应的节律特征，向脑关键区施加实时触发的脑电刺激信号，如此能够实现对特定目标脑电节律的精准相位耦合刺激，从而调节特定频段节律，有望改善由于脑电节律异常所致的脑功能疾病。

同时，针对脑功能疾病的脑网络异常往往涉及多个神经环路的问题，示例性的，例如与抑郁症发病密切相关的异常脑网络包括情感环路、奖赏环路等脑网络；在阿尔茨海默病(Alzheimer’s disease，AD)中，记忆和执行控制网络与AD的认知和行为障碍密切相关。本公开实施例中，通过设置多个电极组，并结合不同电极组之间的相位相关性，实现多靶点锁时匹配电刺激，能够针对脑功能疾病的脑网络特征的多神经环路进行调节，可以同时调节多个关键脑区，达到全脑网络调节的目的。与现有RNS技术相比，本公开实施例提供的非植入式多靶点反馈式电刺激器10能够实时监测脑电信号并解析，针对特定目标的脑电节律进行反馈式电刺激调节，突破了RNS技术只能监测识别癫痫放电并反馈式抑制的局限性，将反馈式电刺激治疗的适应证扩大到癫痫以外的脑功能疾病；其不仅能识别癫痫放电进行电刺激调控，还能针对脑电的其他非癫痫的电活动类型进行精准相位耦合刺激。

同时，本公开实施例提供的非植入式多靶点反馈式电刺激器10中，采用非植入式电极12进行信号的施加与采集，其不依赖于植入式颅内电极，克服了一旦植入电极，则靶点难以二次调整的缺点，提高了靶点位置调整的灵活性，同时利用非植入式电极，降低了对患者的损伤。

在上述实施方式的基础上，图5示出了本公开实施例提供的一种非植入式多靶点反馈式电刺激系统。参照图5，该系统可包括：非植入式多靶点反馈式电刺激器10、外部电源20以及外部处理器30；其中，外部电源20用于为非植入式多靶点反馈式电刺激器10供电，外部处理器30可通过无线通讯模块与非植入式多靶点反馈式电刺激器10进行信号交互。示例性地，外部处理器30可为上位机。

示例性地，非植入式多靶点反馈式电刺激器10由相互间电气全隔离的多个独立刺激通道(对应刺激调节模块)和多通道脑电采集模块(或者多个单通道脑电采集模块)组成，其可由布置在体外的上位机通过无线通讯的方式传递控制参数，以独立调整各刺激通道的输出极性、电流大小、波形、频率和相位等参数，实现对脑电刺激信号的调节。

其中，非植入式多靶点反馈式电刺激器10中的控制模块还可包括无线通讯模块，其与上位机中的无线通讯模块通讯，进行信号交互；同时，控制模块中的微控制器(Microcontroller Unit，MCU)通过内部的总线系统与各独立的刺激通道和脑电采集模块相连，进行信号传输。

其中，外部电源20通过无线充电模块给电池模块充电，以使电池模块能够直接向控制模块供电，以及通过电压变换模块进行电压变换后向脑电刺激模块和刺激调节模块供电。

其中，无线充电采用电磁感应方式。控制模块可采用nRF24LE1型号的芯片，该芯片采用了无线和超低功耗技术，在一个4mm×4mm封装中集成了2.4GHz无线传输和增强型51Flash高速单片机。

其中，脑电采集模块采用ADS1298型号的芯片，该芯片具有8通道同步采样24位Δ-Σ模数转换器，内置有可编程增益放大器、内部基准器以及板载振荡器等元器件，将放大器在初始采样率16384Hz滤波后，降至采样率至250Hz进行后续传输分析。其中，脑电刺激模块可采用微型变压器脉冲升压电路。

在一些实施例中，该非植入式多靶点反馈式电刺激器10实现的对特定目标脑电节律的反馈式电刺激调节还可在外部处理器30中完成。

示例性地，通过非植入式电极采集脑电信号，例如脑电图，以实时监测静息和睡眠脑节律。

具体地，外部处理器30对采集到的脑电信号结合傅里叶变换进行1Hz-30Hz区间的频谱分析，监测脑节律主频段能量幅值变化，根据能量幅度峰值和所设阈值监测生物节律，以对该节律自适应的窄带滤波器进行波形处理，得到相位值，即如果采集到的能量幅度峰值达到所设阈值之上，则通过快速傅里叶变换(Fast Fourier Transform，FFT)相位谱分析得到该节律波形相位值；同时，利用前期通过将同步信号返送放大器采集系统(即脑电采集模块)反馈所取得的延迟数据表作修正，消除由采集和滤波软件带来的时间延迟，进行精准的相位补偿。随后，在设置的波形相位点，通过无线通讯方式，向非植入式多靶点反馈式电刺激器10中的微控制器发出触发信号进行相位耦合刺激，并对刺激后的数据继续进行反馈计算，保持对后续节律的锁相。

需要说明的是，在本文中，诸如“第一”和“第二”等之类的关系术语仅仅用来将一个实体或者操作与另一个实体或操作区分开来，而不一定要求或者暗示这些实体或操作之间存在任何这种实际的关系或者顺序。而且，术语“包括”、“包含”或者其任何其他变体意在涵盖非排他性的包含，从而使得包括一系列要素的过程、方法、物品或者设备不仅包括那些要素，而且还包括没有明确列出的其他要素，或者是还包括为这种过程、方法、物品或者设备所固有的要素。在没有更多限制的情况下，由语句“包括一个……”限定的要素，并不排除在包括所述要素的过程、方法、物品或者设备中还存在另外的相同要素。

以上所述仅是本公开的具体实施方式，使本领域技术人员能够理解或实现本公开。对这些实施例的多种修改对本领域的技术人员来说将是显而易见的，本文中所定义的一般原理可以在不脱离本公开的精神或范围的情况下，在其它实施例中实现。因此，本公开将不会被限制于本文所述的这些实施例，而是要符合与本文所公开的原理和新颖特点相一致的最宽的范围。

Claims (10)

1.一种非植入式多靶点反馈式电刺激器，其特征在于，包括：

多靶点反馈式电刺激电路，用于产生脑电刺激信号以及处理反馈的脑电信号；

多个分立设置的非植入式电极，每个所述非植入式电极均连接至所述多靶点反馈式电刺激电路；不同的所述非植入式电极用于刺激不同的靶点，以及将反馈的脑电信号传输至所述多靶点反馈式电刺激电路；所述靶点为脑关键区。

2.根据权利要求1所述的电刺激器，其特征在于，所述多个分立设置的非植入式电极包括至少一个电极组；

每个所述电极组包括一个阳极以及至少两个阴极；同一个电极组中的所述阴极围绕所述阳极设置，构建局部电场。

3.根据权利要求2所述的电刺激器，其特征在于，所述至少一个电极组包括第一电极组和第二电极组；

所述第一电极组的电流相位与所述第二电极组的电流相位具有相关性。

4.根据权利要求1-3任一项所述的电刺激器，其特征在于，所述多靶点反馈式电刺激电路包括控制模块、多个刺激调节模块和多个脑电采集模块；

每个所述非植入式电极对应设置有一个所述刺激调节模块和一个所述脑电采集模块；

所述脑电采集模块用于采集对应的所述非植入式电极上的脑电信号，并传输至所述控制模块；

所述控制模块用于根据接收到的所述脑电信号获取脑节律相位信号，并对所述脑节律相位信号锁相后在设定波形相位点输出刺激信号；其中，选择所述脑节律相位信号对应波形的过零点进行锁相，或者选择所述脑节律相位信号对应波形的过零点后的设定时间进行锁相；

所述刺激调节模块用于根据接收到的所述刺激信号调节输出至对应的所述非植入式电极上的脑电刺激信号。

5.根据权利要求4所述的电刺激器，其特征在于，所述脑电采集模块内置放大器；

所述放大器为直流放大器。

6.根据权利要求5所述的电刺激器，其特征在于，所述放大器的带宽等于或大于3KHz，所述放大器的采样率等于或大于16384Hz。

7.根据权利要求5所述的电刺激器，其特征在于，所述放大器退饱和时间达到微秒级。

8.根据权利要求5所述的电刺激器，其特征在于，所述放大器的信号处理速度达到毫秒级。

9.根据权利要求4所述的电刺激器，其特征在于，所述多靶点反馈式电刺激电路还包括无线充电模块、电池模块和电压变换模块；

所述无线充电模块基于外部电源为所述电池模块供电；

所述电池模块向所述控制模块供电；

所述电压变换模块用于将电池模块的输出电压进行转换，并为所述刺激调节模块和所述脑电采集模块供电。

10.根据权利要求4所述的电刺激器，其特征在于，所述控制模块具有无线通讯功能；

所述控制模块基于无线通讯功能与外部处理器进行无线通讯。

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