TWI573606B

TWI573606B - 經顱陣發型電刺激裝置及其應用

Info

Publication number: TWI573606B
Application number: TW104119885A
Authority: TW
Inventors: 彭志維; 陳適卿; 李昱廷; 李向晴; 陳家進; 謝宗勳; 賴建宏; 康峻宏
Original assignee: 臺北醫學大學; 財團法人國家實驗研究院
Priority date: 2015-06-18
Filing date: 2015-06-18
Publication date: 2017-03-11
Also published as: TW201700125A

Description

經顱陣發型電刺激裝置及其應用

本發明係關於一種經顱電刺激系統。更特定言之，本發明係關於一種使用直流電流與雙相方波脈衝之組合之經顱電刺激系統。

創傷性腦損傷可導致生理及情緒障礙。考慮到與年齡相關性認知能力衰退症狀、跌落傷、腦血管事件、神經退化性疾病(即，阿茲海默氏症(Alzheimer's Disease))及諸多發生在運動及軍事行動區中之腦損傷之普遍性，需要開發針對此等疾病之療法。治療性刺激模式在開發針對許多神經精神病症之治療中具有重要角色。刺激人類及其他動物之組織之已用於許多臨床應用以及臨床及一般生物研究中。特定言之，已將刺激神經組織用於治療各種疾病，包括帕金森氏病(Parkinson's disease)、抑鬱症及難治性疼痛。可以侵入性方式(例如，藉由進行手術以移除一部分頭骨及在腦組織內特定位置植入電極)或非侵入性方式(例如，經顱直流電流刺激及經顱磁刺激)來施加刺激。

研究文獻中有兩種類型之非侵入式腦刺激技術，經顱磁刺激及經顱直流電流刺激。此等兩種類型之刺激中存在子類別。TMS可以連續刺激波、脈衝型(重複或rTMS)或陣發型(θ-陣發型TMS)形式遞送。其他方法使用電刺激而非磁刺激，且可藉由經顱直流電流(tDCS)或脈衝電流(tPCS)遞送。

已顯示，直流電流刺激在藉由頭骨或顱骨施加至腦中時具良好耐受性。將其描述為經顱直流電流刺激，且係藉由多個產生出經頭骨進入至腦組織中之連續小電流離子流之裝置達成。腦刺激之其他形式涉及在頭骨中建立孔及植入各種能量發射器。

經顱電流刺激(TCS)係一種使患者暴露於1至2mA之弱電流(直流或交流)，導致腦興奮性增加或減低之神經調節方法。已介紹大量關於在人類個體之基礎及臨床神經科學研究中使用TCS之方法細節，且亦已充分闡述TCS裝置之技術特徵及其相關配件之安全問題(C.Rossi等人，European Joumal of Neurology 2013,20：202-204；Maryam Rostami等人，Basic and Clinical Neuroscience,2013，第4卷，第3期，第8至26頁)。

US20090319002 A1係關於將電流施加至腦神經元以治療疾病並改良患者運動及/或記憶功能之系統、裝置及方法，其中電極位於鄰近患者頭部的皮膚表面並與其隔開，且電流係藉由電極施加至腦中之目標區域以調節目標區域中之一或多個神經元。US20130281759 A1提供一種聯合腦電分析及經顱電流刺激系統，其包括複數個配置於頭飾(headgear)件中之隔開式可移除且可更換之電極、經線接至各電極之腦電波裝置及經線接至各電極之經顱電流刺激裝置。US20140018881 A1提供一種用於經顱刺激之裝置，其包括用於提供刺激電流之交流電流源；用於電連接至患者之連接至該電流源之第一電極；用於電連接至患者之連接至該電流源之第二電極；用於中斷該電流源與該電極之間之電流流動之第一斷流器，該第一斷流器係連接在該交流電流源與該第一電極之間；及連接在該電流源與該第一電極之間以監測到達患者之電流之輸出監測器。

Lindsay Oberman等人強調有需要嚴格對與θ-陣發型刺激(TBS)相關聯之不良事件建檔，亦需要進行劑量強度研究以評估與各種刺激參數(例如頻率、強度、位置)相關聯之癲癇發作風險(J Clin Neurophysiol.2011年2月；28(1)：67-74)。施加於小腦之連續θ-陣發型刺激(cTBS)藉由調節長期突觸可塑性發揮持久效應，此被認為係學習及行為適應之基礎。

然而，需要開發一種提供較佳腦或神經元可塑性及治療療效之經顱電刺激系統。

本發明提供一種藉由組合經顱直流電流刺激(tDCS)與θ陣發型刺激(TBS)之經顱電刺激及其於治療中之應用。

本發明提供一種經顱電刺激器，其包括用於提供直流電流刺激(tDCS)及θ陣發型刺激(TBS)之交流電流源。該tDCS係以約0至+/-約10mA範圍內之可調直流電流遞送，且該TBS係以振幅在0至+/-1.5mA範圍內之交流電流遞送，且多個陣發(burst)分別具有2至6個脈衝，各脈衝具有約0.5至約2ms之脈衝寬度及約15ms至25ms之時間間隔，且每隔150ms至250ms進行重複。該等陣發係連續以提供連續TBS(cTBS)或係間歇以提供間歇TBS(iTBS)。較佳地，由本發明之經顱電刺激器提供的刺激直流電流為約0至+/-約9、8、7、6、5、4、3、2或1mA；更佳地，為約0至+/-約3mA。

在一些實施例中，本發明之TBS之多個陣發包括5至20個陣發/刺激；更佳係10個陣發。在一些實施例中，一個陣發包括2至6個脈衝(更佳3個脈衝)，各脈衝具有約0.5至約2ms(較佳約1ms)之脈衝寬度及約15ms至約25ms(更佳約20ms)之時間間隔，且以約150ms至約250ms(更佳約200ms)之時間間隔重複。在一些實施例中，該等陣發係連續以提供連續TBS(cTBS)或係間歇以提供間歇TBS(iTBS)。在一個實施例中，iTBS各陣發間的間歇期為約4秒至約15秒，更佳8秒。

在一些實施例中，TBS係遞送0至60分鐘，更佳約30分鐘。在一些實施例中，cTBS或iTBS可視情況在各陣發間包括時間延遲。較佳地，該時間延遲為約0秒至約20秒，較佳0秒至15秒。

本發明亦提供一種拋棄式便攜式電極，該電極包括具有兩個隔室(一個隔室容納液體吸收墊，且另一隔室容納預定濃度及體積足以提供所需電導率之導電介質)之塑料封包、一或多個位於該封包一側上之扣件及一或多個位於該封包之相對側上之相應凹陷元件，其中該等兩個隔室之間具有可開啟密封線。

本發明亦提供一種經顱電刺激裝置，其包括：(i)本發明之經顱電刺激器；(ii)一或多個本發明之用於以可拆卸式附接至個體頭皮之電極，該(等)電極係由經顱陣發型電刺激器驅動；及(iii)用於以可調方式固定該(等)電極之可撓性頭支撐架，其中該(等)電極可以可調方式定位在該頭支撐架之任何位置。

本發明另外亦提供一種向個體施加經顱電刺激之方法，該方法包括：(i)提供本發明之包括提供如本發明所述之直流電流刺激(tDCS)及θ陣發型刺激(TBS)之交流電流源之經顱電刺激器；(ii)發送電刺激信號至本發明之電極；及(iii)將該電刺激信號自該等電極傳送至該個體。

本發明之經顱電刺激可促進經歷與中風、TBI、學習及/或記憶障礙、阿茲海默氏症及/或其他病症相關聯之神經功能障礙之患者之功能恢復或發育之增進。

110‧‧‧經顱電刺激器

120‧‧‧直流電流源

122‧‧‧交流電流源

130‧‧‧可撓性頭支撐架

150‧‧‧電極組/電極總成

150a‧‧‧第一電極

150b‧‧‧第二電極

310‧‧‧電極

320‧‧‧塑料封包

330‧‧‧隔室

340‧‧‧隔室

350‧‧‧扣件

360‧‧‧凹陷元件

S‧‧‧個體

圖1為根據本發明一實施例之用於將經顱電刺激施加至刺激部位或區域之系統的示意圖。

圖2為說明根據本發明一個實施例之用於圖1之系統中之刺激信號之參數的圖。

圖3描繪根據本發明一個實施例之拋棄式電極。

圖4為說明根據本發明之將經顱電刺激施加至刺激部位之方法的流程圖。

圖5顯示動物研究中波形之效應。

圖6顯示接受本發明之經顱電刺激之腦組織之實驗結果。

現將在下文中參考其中示出本發明之較佳實施例之附圖更全面地描述本發明。然而，本發明可具體體現為許多不同形式且不應解釋為受限於本文敘述之實施例。確切而言，提供此等實施例，以便詳盡地說明本申請案，以向熟習此項技術者傳達本發明的真實範圍。本文所提供的一些說明包括對尺寸及操作之詳細闡釋，此亦不應作為限制。

本發明藉由以可調電流及多個陣發形式傳遞之經顱直流電流刺激(tDCS)與θ陣發型刺激(TBS)之組合提供經顱電刺激，以在各種腦病或神經疾病中達成意外治療效應。因此，本發明提供一種以直流電流與雙相方波脈衝治療腦病或神經疾病之模式。

在一個態樣中，本發明提供一種經顱電刺激器，其包括用於提供直流電流刺激(tDCS)與θ陣發型刺激(TBS)之組合之交流電流源；該tDCS係以約0至+/-約5mA範圍內之可調直流電流遞送，且該TBS係以振幅在0至+/-5mA範圍內之交流電流遞送，且多個陣發分別具有2至5個脈衝，各脈衝具有約0.1至約3ms之脈衝寬度及約5ms至30ms之時間間隔且每隔150ms至500ms進行重複；該等陣發係連續以提供連續TBS(cTBS)或係間歇以提供間歇TBS(iTBS)。

在一些實施例中，由本發明之經顱電刺激器提供的刺激直流電流係在預定範圍內，即，約0至+/-約5mA；較佳約0至+/-約4、3、2 或1mA；更佳約0至+/-約3mA。

θ陣發型刺激(TBS)為最新開發的無痛性變化形式，其持續時間短且強度低之高頻率陣發引起超過刺激週期之長期後效應。TBS之兩種類型間歇TBS(iTBS)及連續TBS(cTBS)係以不同方式調節人類皮質興奮性，iTBS增加興奮性，而cTBS減低興奮性；cTBS係連續經顱刺激之形式，而iTBS係重複經顱刺激之形式。如本文所用，刺激之「陣發」可包括特定數目及特定類型之脈衝，或可定義為連續遞送某種類型之脈衝達未定時間間隔，及刺激療法之給定實例可經定義以包括一或多個陣發。當給定刺激療法意欲遞送多個陣發時，另一參數可允許使用者來編制各陣發間的時間延遲(例如，陣發間時間間隔)。在一些神經刺激系統中，可以取得允許使用者來編制意欲在神經刺激器偵測所監測之來自患者之電圖信號之模式或「事件」時觸發之刺激療法之參數。

在一些實施例中，本發明之TBS可包括(但不限於)：例如，每次刺激具有2至30個陣發；或較佳5至15個陣發或8至12個陣發，或更佳10個陣發。在一些實施例中，陣發包括2至5個脈衝(或較佳2至4個脈衝，或更佳3個脈衝)，且各脈衝具有約0.1至約3ms(或較佳約1ms)之脈衝寬度，且每個陣發每兩個脈衝之間具有約5ms至約30ms(或較佳約18ms至約22ms，或更佳約20ms)之時間間隔。TBS之週期(例如自陣發之開始時間至下一陣發之初始時間之時間間隔)為約150ms至約500ms(或較佳約180ms至約470ms，或更佳約200ms)。在一些實施例中，該等陣發係連續以提供連續TBS(cTBS)或係間歇以提供間歇TBS(iTBS)。在一個實施例中，iTBS之每兩個TBS之間(或TBS之最後一個陣發與下一TBS之第一個陣發之間)之間歇期為約2秒至約30秒，或較佳約5秒至約27秒，或更佳8秒。

在一些實施例中，TBS係遞送超過0至60分鐘，較佳0至45分鐘，或更佳約30分鐘。

在一些實施例中，TBS之第一個陣發前存在一時間延遲。較佳地，該時間延遲為約0秒至約20秒，較佳地，0秒至15秒。

在一個態樣中，本發明提供一種拋棄式便攜式電極，該電極包括一具有兩個隔室(一個隔室容納液體吸收墊及另一隔室容納預定濃度及體積足以提供所需電導率之導電介質)之塑料封包、一或多個位於該封包之一側上之扣件及一或多個位於該封包之相對側上之相應凹陷元件，其中該等兩個隔室之間具有可開啟密封線。

在一個實施例中，該液體吸收墊為海綿、吸水性聚合物或吸水性結構。在一個實施例中，該導電介質為預定濃度(較佳約15mM至約200mM)及體積足以提供所需電導率(>約80μS/cm)之導電凝膠或生理食鹽水。在一些實施例中，該預定濃度為約30mM至約200mM、約30mM至約150mM、約30mM至約120mM、約30mM至約100mM、約30mM至約200mM、約50mM至約200mM、約50mM至約150mM、約50mM至約100mM、約50mM至約100mM、約100mM至約200mM或約150mM至約200mM。在一些實施例中，該所需電導率大於約80、約90、約100、約120、約150或約200μS/cm。

在一個實施例中，該封包在一側上具有一或多個扣件，且在相對側上具有一或多個相應凹陷元件，使得該等扣件在封包折起來時穿過凹陷元件。在一個實施例中，該等兩個隔室之間具有可開啟密封線。當密封線斷掉時，該導電介質將被液體吸收墊吸收以使其具導電性。

在另一態樣中，本發明提供一種經顱電刺激裝置，其包括：(i)本發明之經顱電刺激器；(ii)一或多個本發明之用於以可拆卸式附接至個體頭皮之電極，該(等)電極係由經顱陣發型電刺激器驅動；及 (iii)用於以可調方式固定該(等)電極之可撓性頭支撐架，其中該(等)電極可以可調方式定位在該頭支撐架之任何位置。

在一個實施例中，該經顱電刺激裝置進一步包括用於置放系統之配件及線之暖耳罩。

在另一態樣中，本發明提供一種將經顱電刺激施加至個體之方法，其包括：(i)提供本發明之包括提供如本發明所述之直流電流刺激(tDCS)與θ陣發型刺激(TBS)之組合之交流電流源之經顱電刺激器；(ii)發送電刺激信號至本發明之電極；及(iii)將該電刺激信號自該等電極傳送至該個體。

本發明之經顱電刺激可促進經歷與中風、TBI、學習及/或記憶障礙、阿茲海默氏症及/或其他病症相關聯之神經功能障礙之患者之功能恢復或發育之增進。本發明之經顱電刺激可能可透過一或多種對應LTP、去增強、LTD及/或突出可塑性或者與之相關之機制促進新近或最近獲得的功能性增益、學習技能及/或記憶之神經性鞏固。除此之外，本發明之經顱電刺激可促進與涉及適應不良之神經可塑性的神經病況(例如耳鳴、幻聽、幻肢痛或其他慢性疼痛症候群及/或其他病況)相關聯之症狀緩解之增進。根據特定病況之性質，依本發明若干實施例施加或遞送之神經刺激可影響神經放電可能性概率，且/或影響、促進且/或實現神經元間的相互連接或突觸之再組織化，以(a)提供至少某種程度之功能性恢復及/或功能性增益；且/或(b)形成一或多種補償機制以至少部分地克服功能性缺陷或缺點。神經互連之此再組織化可至少部分地藉由對應於通常稱作長時程增強(LTP)之機制的方法改變突觸連接之強度來達成。依本發明某些實施例施加或遞送之神經刺激或者或另外可藉由對應於通常稱作長時程抑制(LTD)之機制的方法來影響特定神經群體。單獨或與一或多種行為活動及/或其他類型之輔助或協同療法(例如，藥物或化學物質療法、神經營養或生長因子療法及/或細胞植入療法)結合或聯合遞送或施加至一或多個目標神經群體之神經刺激可(例如)藉由神經可塑性及神經元間的突觸相互連接之再組織化來促進、實現或增進治療療效。

作為一實例，目標神經群體可包含患者運動皮質之一或多個部分。施加或遞送至或者通過目標神經群體之刺激信號之神經位置或神經區域可定義為刺激部位。因此，就對應於運動皮質之目標神經群體而言，示例性刺激部位可包括患者硬腦膜上之位置或區域。

作為另一實例，目標神經群體可對應於患者聽覺皮質之一或多個部分。刺激部位可包括可促進將刺激信號施加、遞送且/或傳送至此目標神經群體之硬腦膜外或硬腦膜下皮質區，例如，鄰近或接近側腦溝(Sylvian fissure)之硬腦膜外部位。依本發明之特定實施例將單極刺激信號施加至此刺激部位可增加以所欲方式影響目標神經群體之可能性。

刺激部位可依多種技術進行識別，包括：(1)識別一或多個解剖學標誌；(2)在手術前(例如，使用經顱刺激)且/或在手術中刺激一或多個腦位置以識別或定位引起或誘發給定類型之患者反應(例如，運動或感覺)之特定神經區域；(3)估計腦可募集神經元以實施先前藉由腦受損部分進行之給定類型之神經活動的位置；(4)電生理學信號測量及/或分析程序(例如，EEG、EMG、MEG、相干性、部分相干性及/或其他信號之獲取及/或分析)；及/或(5)神經成像程序。一般而言，所考慮刺激部位之數目及/或位置可取決於患者神經疾病病況及/或功能性缺陷之性質、數目及/或程度。

本發明之各種實施例可以次臨限水平或強度(亦即，以增加或大體上增加與目標神經群體相關聯之膜電位同時避免產生出足夠或統計學上顯著數目之能夠僅因神經刺激觸發對應於目標神經群體之神經功能之動作電位之水平)施加或遞送電刺激。

圖1為根據本發明一實施例之用於將經顱電刺激施加至刺激部位或區域之系統之示意圖。在各種實施例中，刺激部位可位於、基本上位於或接近於個體S之皮質之表面。經顱電刺激裝置可包括經顱電刺激器110及包括用於以可調方式固定一組電極、電極配置及/或電極總成150(後文中，「電極組」)之可撓性頭支撐架130之個體界面。電極組可經調整並固定於頭支撐架之對應於刺激部位之位置以接觸個體頭皮。在一個實施例中，電極組150包括第一電極150a及第二電極150b。各種替代實施例可包括可定位或植入於一組刺激部位或接近其或者遠離一或多個刺激部位之其他電極組。電極組可刺激不同神經或腦區域，例如，實施不同神經功能之區域及/或在身體不同位置實施神經功能之區域，包括身體不同肢體。

經顱電刺激器110產生出並輸出刺激信號，且電極組150促進將刺激信號施加或遞送至個體S。經顱電刺激器110可以增進療效及/或減小引起側副神經活動之可能性之方式進行、導引且/或促進神經刺激程序。

經顱電刺激器110可包括用於提供直流電流刺激(tDCS)及θ陣發型刺激(TBS)之直流電流源及交流電流源。在圖1所顯示之實施例中，經顱電刺激器110可包括直流電流源120及交流電流源122。經顱電刺激器110可進一步包括電池、能量儲存裝置及/或功率轉換電路(未顯示於圖1中)。經顱電刺激器110可包括處理器、記憶體及可程式化電腦媒體(未顯示於圖1中)。經顱電刺激器110可經實施為電腦或微控制器，且可程式化媒體可包括軟體、指令及/或載入至記憶體中之組態資訊，及/或依本發明之一或多種方法進行、導引且/或促進神經刺激程序之硬體。

直流電流源120及交流電流源122輸出刺激信號。圖2為說明刺激信號之參數之圖。脈衝系統包括tDCS模式、cTBS模式及iTBS模式。在某些實施例中，直流電流源120可輸出0至±5mA之DC信號。交流電流源122可產生且/或輸出與θ陣發型模式一致之刺激信號。在一個實施例中，刺激信號可係包括一組或一系列雙相脈衝之對稱或不對稱雙相波形，且其可由下文所顯示參數定義、表徵或描述：直流電流(DC)：可調DC電流(I₂)3mA

交流電流(AC)：可調振幅(I₃)±1.5mA脈衝寬度1ms，一個陣發之每兩個連續脈衝間的時間間隔：20微秒。

陣發週期：200微秒。

每個陣發之脈衝數(NoP)：每個陣發具有3個脈衝。

每個刺激信號之陣發數(NoB)：每個刺激信號具有10個陣發。

cTBS模式之靜止時間：0秒。

iTBS模式之靜止時間：8秒。

延遲時間：15秒。

持續時間：30分鐘。

熟習此項技術者當明瞭，脈衝強度或振幅可在一或兩個脈衝相位期間衰減，且脈衝可係電荷平衡波形。熟習此項技術者應進一步明瞭，在替代實施例中，脈衝可係雙相。

(A)經顱電刺激器110可藉由有線或無線連接向電極組150施加或輸出刺激信號。電極係拋棄式便攜式的，且其使用前的形式顯示於圖3中。電極310可包括具有兩個隔室330及340之塑料封包320。一個隔室容納諸如海綿之液體吸收墊，且另一隔室340容納預定濃度及體積足以提供所需電導率之導電介質，諸如生理食鹽水。有一或多個扣件350位於封包之一側上，且一或多個相應之凹陷元件360位於封包之相對側。在該等兩個隔室之間，有可開啟密封線370。當使用電極時，可開啟密封線370斷掉，且導電介質將被液體吸收墊吸收以使其導電。

圖4為說明依本發明將經顱電刺激施加至刺激部位之方法之流程圖。更具體言之，圖4說明方法400，其包括模式選擇步驟402、參數設置步驟403及評估步驟406。

模式選擇步驟402包括根據提出的治療方案選擇並進入tDCS模式、cTBS模式及iTBS模式及其組合。

參數設置步驟403包括為所選模式設置參數，此可包括建立直流電流強度、脈衝電流強度及刺激持續時間等。

於步驟403後，在步驟404中將電信號發射至位於刺激部位處之電極，其中有可能以增加或增進患者功能性恢復及/或發育之可能性或速率之方式向患者施加陽極單極刺激及/或陰極單極刺激。上述之電信號之施加亦可涉及在一或多個時間週期內施加tDCS信號、cTBS信號、iTBS信號及其任何組合。

評估步驟406可確定刺激之持續時間及/或效應是否足夠或充足。在特定實施例中，評估步驟406可涉及藉由一或多種標準化措施、測試或任務監測或測量患者進展及/或功能性能力。例如，假若在步驟407中偵測到過飽和電壓或高阻抗之外加電信號，則製程將導引回至步驟402。假若在步驟408中偵測到低飽和電壓或低阻抗之外加電信號，則製程將導引回至步驟404。

自前述當可明瞭，本文中已基於說明目的對本發明之具體實施例進行說明，但可在不脫離本發明之精髓及範圍下作出各種修改。例如，述於特定實施例情況中之本發明態樣可在其他實施例中進行組合或省去。因此，本發明不受除隨附申請專利範圍以外之限制。

實例

實例1 本發明之經顱陣發型電刺激之動物研究

以胺基甲酸酯麻醉雄性Wistar大鼠且接著固定於3-軸測角器中。將大鼠之前囪設定為位置0，並使腦中針對於大鼠上肢及下肢之運動皮質區接受經顱陣發型電刺激(上肢：AP：-1.5mm，ML：4.0mm；下肢：AP：1.0mm，ML：1.25mm)。同時地，記錄上肢之肱橈肌中之電信號，以測量腦中接收電刺激之運動皮質區中之運動誘發電位(MEP)。腦可塑性之改變可藉由MEP確定，以評估是否存在類長時程增強(LTP)可塑性或類長時程抑制(LTD)可塑性。MEP維持、增加或減小一段時間之事實顯示可改變腦或神經可塑性。

本研究使用15隻依圖4所說明方法進行電刺激的大鼠，其中用於提供刺激信號之參數述於段落(A)中。圖5顯示動物研究中波形之效應。研究電刺激方案(即，DC及DC與iTBS之組合)對經麻醉大鼠中之MEP尺寸之效應。以5-min時間間隔測試電刺激對MEP振幅之效應；在電刺激前為基線條件的2倍(維持總計10min)，及在電刺激後為6倍(維持總計30min)。圖5顯示在DC方案及DC與iTBS之組合方案前後之MEP時程改變。在電刺激前，發現MEP反應無顯著差異。然而，DC與iTBS之組合組中之結果在任何刺激強度下總是顯示比純DC組更大的MEP振幅。該等結果證實DC與iTBS之組合之波形展現比DC波形更佳的神經可塑性效應。

進一步評估本發明之經顱陣發型電刺激(tDCS+iTBS模式)之安全性。使6隻大鼠麻醉且接著以0.1A/m²、0.4A/m²及0.8A/m²電流密度對其提供經顱電刺激，持續30分鐘。結果顯示無顯著頭皮燒傷。進一步除去皮膚且進行H&E染色，且結果顯示無皮膚燒傷。取得大鼠之腦組織以檢驗損傷。對腦組織切片，並用2% 2,3,5-三苯基氯化四氮唑(TCC)染色。腦組織粒線體中之LDH可減少TCC，TCC減少展現為暗紅色。假若細胞死亡或受損，則LDH無法執行減少TCC之功能，且TCC維持白色。在染色後，用4%多聚甲醛固定腦組織且接著進行影像分析以計算受損組織之體積。如圖6中所顯示，發現腦組織無損傷。

實例2 臨床研究

24位中風患者入選臨床研究。將該等患者分成兩個組，即對照組及實驗組。對照患者接受功能性電刺激(FES)循環訓練，而實驗患者接受本發明之經顱陣發型電刺激及FES循環訓練。FES循環訓練中使用MOTOmed Viva 2(Medimotion Ltd.)。將本發明之經顱陣發型電刺激系統之一個正電極置於頭部之運動皮質區(Ml)上，並將另一負電極置於頸背側上。該等患者每次接受tDCS治療30分鐘。輸出電流為0至2.0mA，且對應之電流密度為0至0.08mA/cm²。

在處理4週之後，進行以下評估以評估處理之效應：FES循環訓練之動力學運動，改良Ashworth量表(MAS)(Bohannon,R.與Smith,M.(1987),「Interrater reliability of a modified Ashworth scale of muscle spasticity.」Physical Therapy 67(2)：206)及步態分析(Sutherland,DH.(2002).The evolution of clinical gait analysis：Part II Kinematics Gait & Posture.16：159-179)。另外，利用功能性近紅外光譜法(fNIR或fNIRS)測量功能性神經影像。NIR光譜光之優點係佔據其中皮膚、組織及骨骼在700至900nm光譜中基本上透明，同時血紅蛋白(Hb)及去氧血紅蛋白(去氧-Hb)為較強光吸收劑之光學視窗。去氧-Hb及含氧-Hb之吸收光譜間的差異允許藉由使用多個波長下之光衰減來測量血紅蛋白濃度之相對改變(Villringer,A.等人，「Near infrared spectroscopy(NIRS)：A new tool to study hemodynamic changes during activation of brain function in human adults」.Neuroscience Letters 154(1-2)：101-104)。測量選用830nm及760nm之波長。