TWI814559B - 可補償阻抗值之電刺激方法和電刺激系統 - Google Patents

可補償阻抗值之電刺激方法和電刺激系統 Download PDF

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Abstract

本發明提供一種可補償阻抗值之電刺激方法。可補償阻抗值之電刺激方法適用於提供高頻電刺激之一電刺激裝置。可補償阻抗值之電刺激方法之步驟包括：藉由一阻抗補償裝置，提供一高頻環境，並根據量測到之一導線之第一電阻值、第一電容值和第一電感值之至少其中之一者來計算導線之第一阻抗值；藉由阻抗補償裝置，提供高頻環境，並根據量測到之電刺激裝置之第二電阻值、第二電容值和第二電感值之至少其中之一者來計算電刺激裝置之第二阻抗值；以及儲存第一阻抗值和第二阻抗值，以供後續計算組織阻抗值之補償。

Description

可補償阻抗值之電刺激方法和電刺激系統
本發明之實施例主要係有關於一電刺激技術。
近年來，有數十種治療性的神經電刺激裝置被發展出來，並且每年至少有數萬人接受電刺激裝置的植入手術。由於精密製造技術的發展，醫療儀器的尺寸已微小化，並可植入人體的內部，例如，植入式電刺激裝置。
傳統上，電刺激裝置和導線的阻抗值在出廠前即已測量並寫進電刺激裝置或外部控制裝置的韌體裡，但在一些情況下(如電刺激裝置處於高頻的使用環境)，電刺激裝置和導線的阻抗值有可能發生變化，使得實際的阻抗值與存在韌體裡的數值不符，而使產生的電刺激訊號的參數控制不準確，甚至會影響療效。
有鑑於上述先前技術之問題，本發明之實施例提供了一種可補償阻抗值之電刺激方法和電刺激系統。
根據本發明之一實施例提供了一種可補償阻抗值之電刺激方法。可補償阻抗值之電刺激方法適用於提供高頻電刺激之一電刺激裝置。可補償阻抗值之電刺激方法之步驟包括：藉由一阻抗補償裝置，提供一高頻環境，並根據量測到之一導線之一第一電阻值、一第一電容值和一第一電感值之至少其中之一者來計算上述導線之一第一阻抗值；藉由上述阻抗補償裝置，提供上述高頻環境，並根據量測到之一電刺激裝置之一第二電阻值、一第二電容值和一第二電感值之至少其中之一者來計算上述電刺激裝置之一第二阻抗值；以及儲存上述第一阻抗值和上述第二阻抗值，以供後續計算一組織阻抗值之補償。
根據本發明之一實施例提供了一種電刺激系統。電刺激系統適用於高頻電刺激操作。上述電刺激系統包括一導線、一電刺激裝置和一阻抗補償裝置。阻抗補償裝置提供一高頻環境，並根據量測到之一導線之一第一電阻值、一第一電容值和一第一電感值之至少其中之一者來計算上述導線之一第一阻抗值，以及根據量測到之一電刺激裝置之一第二電阻值、一第二電容值和一第二電感值之至少其中之一者來計算上述電刺激裝置之一第二阻抗值。 上述第一阻抗值和上述第二阻抗值儲存在上述電刺激裝置，以供後續計算一組織阻抗值之補償。
根據本發明之一實施例提供了一種可補償阻抗值之電刺激方法。可補償阻抗值之電刺激方法適用於提供高頻電刺激之一電刺激裝置。可補償阻抗值之電刺激方法之步驟包括：藉由一阻抗補償裝置，提供一高頻環境，並根據量測到之一電刺激裝置之一電阻值、一電容值和一電感值之至少其中之一者來計算上述電刺激裝置之一阻抗值；以及儲存上述阻抗值，以供後續計算一組織阻抗值之補償。
根據本發明之一實施例提供了一種電刺激系統。電刺激系統適用於高頻電刺激操作。上述電刺激系統包括一電刺激裝置和一阻抗補償裝置。阻抗補償裝置提供一高頻環境，並根據量測到之上述電刺激裝置之一電阻值、一電容值和一電感值之至少其中之一者來計算上述電刺激裝置之一阻抗值。 上述阻抗值儲存在上述電刺激裝置，以供後續計算一組織阻抗值之補償。
於本發明其他附加的特徵與優點，此領域之熟習技術人士，在不脫離本發明之精神和範圍內，當可根據本案實施方法中所揭露之可補償阻抗值之電刺激方法電刺激方法和電刺激系統，做些許的更動與潤飾而得到。
本章節所敘述的是實施本發明之較佳方式，目的在於說明本發明之精神而非用以限定本發明之保護範圍，本發明之保護範圍當視後附之申請專利範圍所界定者為準。
第1圖係顯示根據本發明之一實施例所述之一電刺激裝置100之方塊圖。如第1圖所示，電刺激裝置100至少可包括一電源管理電路110、一電刺激訊號產生電路120、一量測電路130、一控制單元140、一通訊電路150以及一儲存單元160。請注意，在第1圖中所示之方塊圖，僅係為了方便說明本發明之實施例，但本發明並不以第1圖為限。電刺激裝置100亦可包含其他元件。
根據本發明之一實施例，電刺激裝置100可電性耦接至一外部控制裝置200。外部控制裝置200可具有一操作介面。根據使用者在操作介面之操作，外部控制裝置200可產生要傳送給電刺激裝置100之指令或訊號，並經由一有線通訊之方式(例如：一傳輸線)傳送指令或訊號給電刺激裝置100。
此外，根據本發明之另一實施例，外部控制裝置200亦可經由一無線通訊之方式，例如：藍芽、Wi-Fi或近場通訊(Near Field Communication, NFC)，但本發明不以此為限，以傳送指令或訊號給電刺激裝置100。
根據本發明之實施例，電刺激裝置100可係一植入式電刺激裝置、具有植入體內的導線之一外部電刺激裝置，或是一經皮式電刺激裝置(transcutaneous electrical-stimulation device, TENS)。根據本發明之一實施例，當電刺激裝置100係非植入式電刺激裝置(例如：外部電刺激裝置或經皮式電刺激裝置)時，電刺激裝置100可和外部控制裝置200整合成一裝置。根據本發明之一實施例，電刺激裝置100可係具有電池之電刺激裝置，或是由外部控制裝置200無線傳輸電力之電刺激裝置。根據本發明一實施例，在一試用階段(trial phase)，電刺激裝置100係具有植入體內的導線之一外部電刺激裝置，導線上具有電極，外部電刺激裝置發出電刺激訊號經由導線上的電極至對應的目標區域。在試用階段，當導線具有電極的一端植入人體後，另一端則與外部控制裝置200連結，且外部電刺激裝置可發出電刺激訊號，以評估治療是否有效，也可確認導線功能是否正常及導線植入位置是否正確。在試用階段時，外部控制裝置200會先與外部電刺激裝置(即非植入式電刺激裝置)進行無線配對，在人體植入導線後，外部電刺激裝置(即非植入式電刺激裝置)連接導線，以外部控制裝置200無線控制外部電刺激裝置(即非植入式電刺激裝置)進行對人體的電刺激。根據本發明一實施例，若試用階段的評估有效，則可進行一永久植入階段(permanent implantation phase)。在永久植入階段，電刺激裝置100可和導線一起植入人體中，電刺激裝置100發出電刺激訊號經由導線上的電極傳送至對應的目標區域。當外部控制裝置200要進入永久植入階段時，使用者或醫生需以一張階段轉換卡(phase change card)先讓外部控制裝置200感應，經由近場無線通訊的方式將外部控制裝置200的使用狀態從試用階段改為永久植入階段，並且，外部控制裝置200可根據既定電刺激位準，從第一目標能量值組中，選取一上限目標能量值和一下限目標能量值。接著，外部控制裝置200可根據上限目標能量值和下限目標能量值，產生第二目標能量值組(稍後將有進一步說明)。此外，在進行永久植入手術前或永久植入階段，外部控制裝置200與植入式電刺激裝置會先進行無線配對，且外部電刺激裝置(即非植入式電刺激裝置) 會被移除，並將電刺激裝置100(即植入式電刺激裝置)連接導線植入人體內。
根據本發明之實施例，電源管理電路110係用以提供電源給電刺激裝置100內部的元件和電路。電源管理電路110提供之電源可係來自內建的可充電電池或是外部控制裝置200，但本發明不以此為限。外部控制裝置200可藉由一無線供電技術將電源提供給電源管理電路110。電源管理電路110可根據外部控制裝置200之指令被啟動或關閉。根據本發明一實施例，電源管理電路110可包括一開關電路(圖未顯示)。開關電路可根據外部控制裝置200之指令被導通或關閉，以啟動或關閉電源管理電路110。
根據本發明之實施例，電刺激訊號產生電路120係用以產生電刺激訊號。電刺激裝置100可將產生之電刺激訊號經由至少一導線傳送到導線上之電極，以對使用者(人、動物)或者病患身體之一目標區域進行電刺激，目標區域例如為脊髓、脊髓神經(spinal nerve)、背根神經節(dorsal root ganglia, DRG)、腦神經(cranial nerve)、迷走神經(vagus nerve)、三叉神經(trigeminal nerve)、側隱窩(lateral recess)或周邊神經(peripheral nerve)，但本發明不以此為限。關於電刺激訊號產生電路120之細部構造會以第4圖來做說明。
第2A圖係根據本發明之一實施例所述之一電刺激裝置100之示意圖。如第2A圖所示，電刺激訊號可以輸出至導線210，使得電刺激訊號可經由導線210的一端211傳輸至導線210的另一端212(電極221或電極222)，以在目標區域進行電刺激的操作。在本發明之一實施例中，電刺激裝置100與導線210係可分離式地彼此電性連接，但本發明不以為限，比如電刺激裝置100與導線210可為一體成型的裝置。
第2B圖係根據本發明之另一實施例所述之一電刺激裝置100之示意圖。如第2B圖所示，電極321及電極322可以直接設置在電刺激裝置100的其中一面。電刺激訊號可傳輸至電極321或電極322，以在目標區域進行電刺激的操作。也就是說，在此實施例中，電刺激裝置100不需要經由導線將電刺激訊號傳送電極321及電極322。
第3圖為依據本發明之一實施例之電刺激裝置的電刺激訊號波形圖。如第3圖所示，根據本發明一實施例，上述電刺激訊號可以是脈衝射頻(pulsed radio-frequency, PRF)訊號(或簡稱脈衝訊號)、連續正弦波、或連續三角波等，但本發明實施例不限於此。另外，當電刺激訊號為脈衝交流訊號時，一個脈衝週期時間(pulse cycle time)T p包括一個脈衝訊號以及至少一段休息的時間，而一個脈衝週期時間T p為脈衝重複頻率(pulse repetition frequency)的倒數。脈衝重複頻率範圍(也可簡稱為脈衝頻率範圍)例如介於0~1KHz，優選介於1~100Hz，而本實施例的電刺激訊號的脈衝重複頻率例如為2Hz。另外，一個脈衝週期時間中一個脈衝的持續時間(duration time)T d(即脈衝寬度)例如介於1~250毫秒(milliseconds)，優選介於為10~100ms，而本實施例的持續時間T d以25ms為例說明。在本實施例中，電刺激訊號的頻率為500KHz，換言之，電刺激訊號週期時間T s為約2微秒(μs)。此外，上述電刺激訊號的頻率即為第3圖之每個脈衝交流訊號裡的脈衝內頻率(intra-pulse frequency)。在一些實施例中，上述電刺激訊號的脈衝內頻率範圍例如為1KHz至1000KHz的範圍。須注意的是，在本發明之各實施例中，若僅敘述電刺激訊號的頻率，則皆是指電刺激訊號的脈衝內頻率。進一步來說，電刺激訊號的脈衝內頻率範圍例如為200KHz至800KHz的範圍。更進一步來說，電刺激訊號的脈衝內頻率範圍例如為480KHz至520KHz的範圍。更進一步來說，電刺激訊號的脈衝內頻率例如為500KHz。上述電刺激訊號的電壓範圍可介於-25V~+25V。進一步來說，上述電刺激訊號的電壓更可介於-20V~+20V。上述電刺激訊號的電流範圍可介於0~60mA。進一步來說，上述電刺激訊號的電流範圍更可介於0~50mA。
根據本發明之一實施例，使用者可在覺得有需要時(比如症狀變嚴重或未緩解)才操作電刺激裝置100進行電刺激。電刺激裝置100對目標區域進行一次電刺激後，電刺激裝置100必須等待一限制時間過後，才能再對目標區域進行下一次電刺激。舉例來說，電刺激裝置100進行完一次電刺激後，電刺激裝置100必須等待30分鐘(即限制時間)，才能再對目標區域進行下一次電刺激，但本發明不以此為限，限制時間亦可為45分鐘、1小時、4小時或24小時內的任意時間間隔。
根據本發明之實施例，量測電路130可根據電刺激訊號產生電路120所產生之電刺激訊號，去量測電刺激訊號之電壓值和電流值。此外，量測電路130可去量測使用者或者病患身體之目標區域之組織上之電壓值和電流值。根據本發明一實施例，量測電路130可根據控制單元140之指示，調整電刺激訊號之電流和電壓。關於量測電路130之細部構造下面會以第4圖來做說明。
根據本發明之實施例，控制單元140可係一控制器、一微控制器(microcontroller)或一處理器，但本發明不以此為限。控制單元140可用以控制電刺激訊號產生電路120和量測電路130。關於控制單元140之操作下面會以第4圖來做說明。
根據本發明之實施例，通訊電路150可用以和外部控制裝置200進行通訊。通訊電路150可將從外部控制裝置200接收到之指令或訊號傳送給控制單元140，以及將電刺激裝置100所量測到之數據傳送給外部控制裝置200。根據本發明之實施例，通訊電路150可係以一無線或一有線之通訊方式和外部控制裝置200進行通訊。
根據本發明之一實施例，當在進行電刺激時，電刺激裝置100所有電極都會被激活(activated或enable)。因此，使用者將不需要選擇導線上的哪些電極需要被激活，以及不需要選擇哪個激活電極是負極性或正極性。舉例來說，若電刺激裝置100配置了8個電極，此8個電極可係4個正極和4個負極交錯排列。
相較於傳統的電刺激為低頻(例如10KHz)的脈衝訊號時，容易造成使用者的刺痛感或感覺異常(paresthesia)造成使用者不適，在本發明之一實施例，電刺激訊號為高頻(例如500KHz)的脈衝訊號，因此不會造成使用者的感覺異常，或僅造成極輕微的感覺異常。
根據本發明之實施例，儲存單元160可係一揮發性記憶體(volatile memory)(例如：隨機存取記憶體(Random Access Memory, RAM))，或一非揮發性記憶體(Non-volatile memory)(例如：快閃記憶體(flash memory)、唯讀記憶體(Read Only Memory, ROM))、一硬碟或上述裝置之組合。儲存單元160可用以儲存要進行電刺激所需之檔案和資料。根據本發明一實施例，儲存單元160可用以儲存外部控制裝置200所提供之查找表之相關資訊。
第4圖係根據本發明之一實施例所述之一電刺激裝置100之示意圖。如第4圖所示，電刺激訊號產生電路120可包含一可變電阻121、一波形產生器122、一差分放大器123、一通道開關電路124、第一電阻125和一第二電阻126。量測電路130可包含一電流量測電路131和一電壓量測電路132。請注意，在第4圖中所示之示意圖，僅係為了方便說明本發明之實施例，但本發明並不以第4圖為限。電刺激裝置100亦可包含其他元件，或是包含其他等效之電路。
如第4圖所示，根據本發明之實施例，可變電阻121可耦接至控制單元140之一序列周邊介面(Serial Peripheral Interface，SPI)(圖未顯示)。控制單元140可經由序列周邊介面傳送指令給可變電阻121，來調整可變電阻121之電阻值，以調整所要輸出之電刺激訊號之大小。波形產生器122可耦接至控制單元140之一脈衝寬度調變(Pulse Width Modulation，PWM)訊號產生器(圖未顯示)。脈衝寬度調變訊號產生器可產生方波訊號，並將方波訊號傳送給波形產生器122。波形產生器122接收到脈衝寬度調變訊號產生器所產生之方波訊號後，會將方波訊號轉換為正弦波訊號，並將正弦波訊號傳送給差分放大器123。差分放大器123可將正弦波訊號轉換為差分訊號(即輸出之電刺激訊號)，並經由第一電阻125和第二電阻126將差分訊號傳送給通道開關電路124。通道開關電路124可根據控制單元140之指令，依序經由導線L將差分訊號(即輸出之電刺激訊號)傳送給每一通道所對應之電極170。
如第4圖所示，根據本發明之實施例，電流量測電路131和電壓量測電路132可耦接至差分放大器123，以取得差分訊號(即輸出之電刺激訊號)之電流值和電壓值。此外，電流量測電路131和電壓量測電路132可用以量測使用者或者病患身體之目標區域之組織上之電壓值和電流值。此外，電流量測電路131和電壓量測電路132可耦接控制單元140之輸入/輸出(I/O)介面(圖未顯示)，以接收來自控制單元140之指令。根據控制單元140之指令，電流量測電路131和電壓量測電路132可將電刺激訊號之電流和電壓調整為控制單元140適合處理之電流值和電壓值。舉例來說，若電壓量測電路132量測到之電壓值是±10V，且控制單元140適合處理之電壓值係0~3伏特，電壓量測電路132可根據控制單元140之指令，先將電壓值縮小成±1.5伏特，接著再將電壓值抬升到0~3伏特。
電流量測電路131和電壓量測電路132調整完電流值和電壓值後，電流量測電路131和電壓量測電路132會將調整後之電刺激訊號傳送給控制單元140之類比轉數位轉換器(analog-to-digital convertor，ADC)(圖未顯示)。類比轉數位轉換器會對電刺激訊號進行取樣，以提供控制單元140進行後續之運算和分析。
根據本發明一實施例，當要對一病患之身上之一目標區域進行電刺激時，使用者(可係醫療人員或是患者自己)可在外部控制裝置200之操作介面上從複數電刺激位準(level)中選取一電刺激位準。在本發明之實施例中，不同的電刺激位準可對應不同的目標能量值。目標能量值可係一組預設之能量值。當使用者選取一電刺激位準時，電刺激裝置100可根據醫師或使用者所選取之電刺激位準所對應之目標能量值，得知要提供多少毫焦耳之能量至目標區域，以進行電刺激。根據本發明之實施例，在測試階段(trial phase)時，複數電刺激位準所對應之複數目標能量值可視為第一組預設目標能量值。根據本發明之實施例，第一組預設目標能量值(即複數目標能量值)可係一線性數列、一等差數列或一等比序列，但本發明不以此為限。
根據本發明一實施例，在試用階段時，外部控制裝置200可具有一第一查找表(look-up table)。在此實施例中，第一查找表中可記錄每一電刺激位準和其對應之目標能量值。因此，根據使用者所選取之電刺激位準，外部控制裝置200可查詢第一查找表，從第一目標能量值組中，取得使用者所選取之電刺激位準所對應之目標能量值。取得使用者所選取之電刺激位準所對應之目標能量值後，外部控制裝置200會將目標能量值傳送給電刺激裝置100。電刺激裝置100即可根據該目標能量值，對目標區域進行電刺激。
根據本發明另一實施例，電刺激裝置100可內建第一查找表(例如：儲存在儲存單元160之第一查找表)。在此實施例中，第一查找表中可記錄每一電刺激位準和其對應之目標能量值。當使用者從外部控制裝置200選取一電刺激位準後，外部控制裝置200會傳送一指令告知電刺激裝置100之控制單元140使用者所選取之電刺激位準。接著，控制單元140可自行根據內建之第一查找表，從第一目標能量值組中，選取使用者所選取之電刺激位準所對應之目標能量值。取得目標能量值後，電刺激裝置100即可根據選取之目標能量值，對目標區域進行電刺激，直到對應之第一目標能量值已傳至目標區域後，才停止該次電刺激，即完成一次電刺激的療程。
根據本發明另一實施例，通訊電路150可先從外部控制裝置200取得使用者所選取之電刺激位準和第一查找表。在此實施例中，第一查找表中可記錄電刺激位準和其對應之目標能量值。接著，控制單元140再根據從外部控制裝置200取得之使用者所選取之電刺激位準和第一查找表，從第一目標能量值組中，選取使用者所選取之電刺激位準所對應之目標能量值。取得目標能量值後，電刺激裝置100即可根據選取之目標能量值，對目標區域進行電刺激。
根據本發明之實施例，使用者可先從最低的電刺激位準(對應第一目標能量值組中最小的目標能量值)開始選取，並於完成電刺激並結束限制時間後，選擇第一目標能量值組中的下一個目標能量值。直到使用者找到在進行電刺激時，覺得較喜愛或較有療效之目標能量值，即可將此目標能量值視為一既定目標能量值，以及將既定目標能量值對應之電刺激位準視為一既定電刺激位準。
根據本發明一實施例，在永久植入階段，外部控制裝置200(例如：外部控制裝置200之一控制器)可根據既定電刺激位準，從第一目標能量值組中，選取一上限目標能量值和一下限目標能量值。接著，外部控制裝置200(例如：外部控制裝置200之一控制器)可根據上限目標能量值和下限目標能量值，產生第二目標能量值組。在此實施例中，外部控制裝置200(例如：外部控制裝置200之一控制器)會根據第二目標能量值組中的每一目標能量值所對應之電刺激位準，產生一第二查找表。外部控制裝置200會將第二查找表或其相關的參數資訊傳送給電刺激裝置100。當使用者操作外部控制裝置200時，電刺激裝置100即可根據第二查找表或其相關的參數資訊，進行電刺激之操作。根據本發明一實施例，在試用階段，是以外部電刺激裝置(即非植入式電刺激裝置)根據使用者選擇第一查找表的一第一目標能量值組對人體進行電刺激；在永久植入階段，是以電刺激裝置100(即植入式電刺激裝置)根據使用者選擇第二查找表的一第二目標能量值組對人體進行電刺激。在本發明之一實施例中，電刺激裝置100對目標區域進行電刺激，直到對應之第二目標能量值已傳至目標區域後，才停止該次電刺激，即完成一次電刺激的療程。
根據本發明另一實施例，在永久植入階段，電刺激裝置100可根據既定電刺激位準，從第一目標能量值組中，選取一上限目標能量值和一下限目標能量值。接著，電刺激裝置100可根據上限目標能量值和下限目標能量值，產生第二目標能量值組。在此實施例中，電刺激裝置100會根據第二目標能量值組和第二目標能量值組中的每一目標能量值所對應之電刺激位準，產生一第二查找表。電刺激裝置100會將第二查找表或其相關的參數資訊傳送給外部控制裝置200。當使用者操作外部控制裝置200時，電刺激裝置100即可根據第二查找表或其相關的參數資訊，進行電刺激之操作。
根據本發明之實施例，第二目標能量值組可係一線性數列、一等差數列或一等比序列，但本發明不以此為限。根據本發明一實施例，第一目標能量值組所包含之目標能量值之數量可和第二目標能量值組所包含之目標能量值之數量相同。根據本發明另一實施例，第一目標能量值組所包含之目標能量值之數量可和第二目標能量值組所包含之目標能量值之數量不同。
第5A圖係根據本發明一實施例所述之一第一目標能量值組。第5B圖係根據本發明一實施例所述之一第二目標能量值組。注意地是，第5A圖和第5B圖僅係用以說明本發明之一實施例，但本發明不以第5A圖和第5B圖所示之第一目標能量值組和第二目標能量值組為限。
如第5A圖所示，第一查找表中會儲存有各電刺激位準與各第一目標能量的對應關係，第一目標能量值組可包含目標能量值X1~X10。電刺激位準Level 1(L1)~Level 10(L10)分別對應目標能量值X1~X10，而目標能量值是單位為毫焦耳(milli-Joule)的能量值。除了對應目標能量值之外，電刺激位準L1~L10還可以對應不同的電流值或電壓值。在此實施例中，在試用階段時，當使用者所選取之既定電刺激位準是L6(即對應的既定目標能量值是X6)，則預設的上限目標能量值是X8且下限目標能量值是X5。其中，上限目標能量值X8和既定目標能量值X6之間間隔一個目標能量值，且下限目標能量值X5和既定目標能量值X6之間並無間隔目標能量值。
在永久植入階段，電刺激裝置100或外部控制裝置200在取得上限目標能量值X8和下限目標能量值X5後，即可根據上限目標能量值X8和下限目標能量X5，產生第二目標能量值組。如第5B圖所示，第二目標能量值組可包含目標能量值Y1~Y8，且目標能量值Y1~Y8分別對應外部控制裝置200之電刺激位準L1~L8。此外，在此實施例中，第二目標能量值組的最小目標能量值Y1會對應下限目標能量值X5，且最大目標能量值Y8會對應上限目標能量值X8。在永久植入階段，電刺激裝置100和外部控制裝置200可根據第二目標能量值組，來進行電刺激之操作。
根據本發明之實施例，對應試用階段中的一既定的電刺激位準時，第一目標能量值中會包含一上限目標能量值和一下限目標能量值，其中上限目標能量值和下限目標能量值會被帶入至永久植入階段，上限目標能量值會是第二目標能量值組中最大的目標能量值，且下限目標能量值會是第二目標能量值組中最小的目標能量值(如第5B圖所示)。如此，可以確保使用者可以在選定的既定電刺激位準附近的能量強度，來進行永久植入階段的電刺激，故會更加安全。
根據本發明之一實施例，上限目標能量值和既定目標能量值間隔了第一數量之目標能量值，且下限目標能量值和既定目標能量值間隔了第二數量之目標能量值。根據本發明之一實施例，第一數量(例如2)會大於第二數量(例如1) (如第5A圖所示)。根據本發明之另一實施例，第一數量可和第二數量相同。
根據本發明之一實施例，既定目標能量值不會包含在第二目標能量值組中(如第5B圖所示)。根據本發明之另一實施例，既定目標能量值可包含在第二目標能量值組中。
根據本發明一實施例，在試用階段和永久植入階段，可再各分為非電刺激階段及電刺激階段，即試用階段包括非電刺激階段及電刺激階段，永久植入階段也包括非電刺激階段及電刺激階段，非電刺激階段係指電刺激裝置100和外部控制裝置200剛開機連線時，或電刺激裝置100和外部控制裝置200連線後，使用者尚未啟動電刺激時之同步過程；電刺激階段係指電刺激裝置100已開始提供電刺激之療程。須注意的是，之後說明如何計算組織阻抗值之方法皆適用在試用階段或永久植入階段。
第6圖係顯示根據本發明之一實施例所述之一阻抗補償裝置600之方塊圖。如第6圖所示，阻抗補償裝置600可包括一量測電路610，但本發明不以此為限。量測電路610可用以量測電刺激裝置100之阻抗值Z Inner和導線之阻抗值Z lead。根據本發明之一實施例，阻抗補償裝置600(或量測電路610)中亦可包含第4圖所示之相關電路架構。
根據本發明之一實施例，當量測電路610要量測如第2A圖所示之電刺激裝置100時，量測電路610會先提供一高頻環境，此頻率與對目標區域進行電刺激之電刺激訊號的頻率相同，此處以500kHz為例。接著，量測電路610會去量測導線之一電阻值R Lead、一電容值C Lead和一電感值L Lead，並根據量測到之電阻值R Lead、電容值C Lead和電感值L Lead之至少一者，去計算導線於高頻訊號下之阻抗值Z Lead。此外，量測電路610會去量測電刺激裝置100之一電阻值R Inner、一電容值C Inner和一電感值L Inner，並根據量測到之電阻值R Inner、電容值C Inner和電感值L Inner之至少一者，去計算電刺激裝置100之阻抗值Z Inner；在本發明之一實施例，可不用量測電刺激裝置100之電感值L Inner。量測電路610會將計算出之導線之阻抗值Z Lead和電刺激裝置100之阻抗值Z Inner，寫入電刺激裝置100之韌體中。
當電刺激裝置100要計算目標區域之組織阻抗值Z Load時，電刺激裝置100可將量測到之總阻抗值Z Total扣除導線之阻抗值Z Lead和電刺激裝置100之阻抗值Z Inner，以取得目標區域之組織阻抗值Z Load。如第7A圖所示之阻抗補償模型，Z Load=Z Total-Z Inner-Z Lead，但本發明不以此為限。在本發明之實施例中，總阻抗值Z Total可係計算模組144根據電流量測電路131所量測到之電流和電壓量測電路132所量測到之電壓所計算出(即R=V/I)。由於導線的阻抗值Z Lead及電刺激裝置100之阻抗值Z Inner的計算方式可參考Z= R+j ( XL –XC) 。其中R為電阻，XL為感抗，XC為容抗，因此為本領域之技術人員所熟知，故在此不再贅述。
根據本發明之另一實施例，當量測電路610要量測如第2B圖所示之電刺激裝置100時，量測電路610會先提供一高頻環境。量測電路610會去量測電刺激裝置100之一電阻值R Inner、一電容值C Inner和一電感值L Inner，並根據量測到之電阻值R Inner、電容值C Inner和電感值L Inner之至少一者，去計算電刺激裝置100之阻抗值Z Inner；在本發明之一實施例，可不用量測電刺激裝置100之電感值L Inner。量測電路610會將計算出之電刺激裝置100之阻抗值Z Inner，寫入電刺激裝置100之韌體中。當電刺激裝置100要計算目標區域之組織阻抗值Z Load時，電刺激裝置100可將量測到之總阻抗值Z Total扣除電刺激裝置100之阻抗值Z Inner，以取得目標區域之組織阻抗值Z Load。如第7B圖所示之阻抗補償模型，Z Load=Z Total-Z Inner，但本發明不以此為限。
根據本發明之一實施例，量測電路610可根據電刺激裝置100所使用之一電刺激頻率，來模擬一高頻環境。根據本發明之一實施例，量測電路610所提供之高頻環境之脈衝頻率範圍可係在1K赫茲至1000K赫茲的範圍。根據本發明之一實施例，量測電路610所提供之高頻環境之脈衝頻率與電刺激訊號相同。
根據本發明之一實施例，阻抗補償裝置600可係配置在外部控制裝置200中。根據本發明之另一實施例，阻抗補償裝置600可係配置在電刺激裝置100中。也就是說，高頻環境可係由電刺激裝置100或外部控制裝置200所提供。此外，根據本發明之另一實施例，阻抗補償裝置600亦可係一獨立裝置(例如阻抗分析儀)。
根據本發明之一實施例，阻抗補償裝置600可應用在試用階段(即電刺激裝置100係具有植入體內的導線之一外部電刺激裝置)。根據本發明之一實施例，阻抗補償裝置600可應用在永久植入階段(即電刺激裝置100係植入式電刺激裝置，且電刺激裝置100可和導線一起植入人體中)。
根據本發明之一實施例，阻抗補償裝置600可應用在電刺激裝置100出產前(例如：實驗室或工廠端)。在一實施例，在電刺激裝置100出產前，阻抗補償裝置600可先計算出導線之阻抗值Z Lead和電刺激裝置100之阻抗值Z Inner，並將計算出之導線之阻抗值Z Lead和電刺激裝置100之阻抗值Z Inner，寫入電刺激裝置100之韌體中。在另一實施例，在電刺激裝置100出產前，阻抗補償裝置600可先計算出電刺激裝置100之阻抗值Z Inner，並將計算出之電刺激裝置100之阻抗值Z Inner，寫入電刺激裝置100之韌體中。根據本發明之一實施例，在電刺激階段和非電刺激階段，阻抗補償裝置600也可做即時的補償，即每次發出電刺激訊號，皆可量測獲得Z Inner及Z Lead。
第8圖係根據本發明之一實施例所述之可補償阻抗值之電刺激方法之流程圖800。可補償阻抗值之電刺激方法之流程圖800適用於提供高頻電刺激之電刺激裝置100和阻抗補償裝置600。如第8圖所示，在步驟S810，阻抗補償裝置600提供一高頻環境，並根據量測到之一導線之一第一電阻值、一第一電容值和一第一電感值之至少其中之一者來計算上述導線之一第一阻抗值。
在步驟S820，阻抗補償裝置600提供上述高頻環境，並根據量測到之電刺激裝置100之一第二電阻值、一第二電容值和一第二電感值之至少其中之一者來計算電刺激裝置100之一第二阻抗值。
在步驟S830，電刺激裝置100儲存上述第一阻抗值和上述第二阻抗值，以供後續計算一組織阻抗值之補償。
根據本發明一實施例，在上述可補償阻抗值之電刺激方法中，電刺激裝置100可量測一總阻抗值，以及將總阻抗值扣除導線之第一阻抗值和電刺激裝置100之第二阻抗值，以取得組織阻抗值。
第9圖係根據本發明之另一實施例所述之可補償阻抗值之電刺激方法之流程圖900。可補償阻抗值之電刺激方法之流程圖900適用於提供高頻電刺激之電刺激裝置100和阻抗補償裝置600。如第9圖所示，在步驟S910，阻抗補償裝置600提供一高頻環境，並根據量測到之電刺激裝置100之一電阻值、一電容值和一電感值之至少其中之一者來計算電刺激裝置00之一阻抗值。
在步驟S920，電刺激裝置100儲存其之阻抗值，以供後續計算一組織阻抗值之補償。
根據本發明一實施例，在上述可補償阻抗值之電刺激方法中，電刺激裝置100可量測一總阻抗值，以及將總阻抗值扣除電刺激裝置100之阻抗值，以取得組織阻抗值。
根據本發明所提出之可補償阻抗值之電刺激方法，當電刺激裝置在計算組織阻抗值時，可參考預先計算出之導線阻抗值和電刺激裝置阻抗值，來計算組織阻抗值，以補償組織計算阻抗值時可能產生之誤差。因此，根據本發明所提出之可補償阻抗值之電刺激方法，電刺激裝置可取得較精確之組織阻抗值。
在本說明書中以及申請專利範圍中的序號，例如「第一」、「第二」等等，僅係為了方便說明，彼此之間並沒有順序上的先後關係。
本發明之說明書所揭露之方法和演算法之步驟，可直接透過執行一處理器直接應用在硬體以及軟體模組或兩者之結合上。一軟體模組(包括執行指令和相關數據)和其它數據可儲存在數據記憶體中，像是隨機存取記憶體(RAM)、快閃記憶體(flash memory)、唯讀記憶體(ROM)、可抹除可規化唯讀記憶體(EPROM)、電子可抹除可規劃唯讀記憶體(EEPROM)、暫存器、硬碟、可攜式應碟、光碟唯讀記憶體(CD-ROM)、DVD或在此領域習之技術中任何其它電腦可讀取之儲存媒體格式。一儲存媒體可耦接至一機器裝置，舉例來說，像是電腦/處理器(爲了說明之方便，在本說明書以處理器來表示)，上述處理器可透過來讀取資訊(像是程式碼)，以及寫入資訊至儲存媒體。一儲存媒體可整合一處理器。一特殊應用積體電路(ASIC)包括處理器和儲存媒體。一用戶設備則包括一特殊應用積體電路。換句話說，處理器和儲存媒體以不直接連接用戶設備的方式，包含於用戶設備中。此外，在一些實施例中，任何適合電腦程序之產品包括可讀取之儲存媒體，其中可讀取之儲存媒體包括和一或多個所揭露實施例相關之程式碼。在一些實施例中，電腦程序之產品可包括封裝材料。
以上段落使用多種層面描述。本文的教示可以多種方式實現，而在範例中揭露之任何特定架構或功能僅為一代表性之狀況。根據本文之教示，任何熟知此技藝之人士應理解在本文揭露之各層面可獨立實作或兩種以上之層面可以合併實作。
雖然本揭露已以實施例揭露如上，然其並非用以限定本揭露，任何熟習此技藝者，在不脫離本揭露之精神和範圍內，當可作些許之更動與潤飾，因此發明之保護範圍當視後附之申請專利範圍所界定者為準。
100:電刺激裝置
110:電源管理電路
120:電刺激訊號產生電路
121:可變電阻
122:波形產生器
123:差分放大器
124:通道開關電路
125:第一電阻
126:第二電阻
130:量測電路
131:電流量測電路
132:電壓量測電路
140:控制單元
150:通訊電路
160:儲存單元
200:外部控制裝置
210、L:導線
211:一端
212:另一端
170,221,222,321,322:電極
600:阻抗補償裝置
610:量測電路
800、900：流程圖 S810~S830、S910~S920：步驟 T p：脈衝週期時間 T d：持續時間 T s：電刺激訊號週期時間 Z Load：組織阻抗值 Z Total：總阻抗值 Z Inner：電刺激裝置阻抗值 Z Lead：導線阻抗值
第1圖係顯示根據本發明之一實施例所述之一電刺激裝置100之方塊圖。 第2A圖係根據本發明之一實施例所述之一電刺激裝置100之示意圖。 第2B圖係根據本發明之另一實施例所述之一電刺激裝置100之示意圖。 第3圖為根據本發明之一實施例之電刺激裝置的電刺激訊號波形圖。 第4圖係根據本發明之一實施例所述之一電刺激裝置100之細部示意圖。 第5A圖係根據本發明之一實施例所述之一第一組預設目標能量值。 第5B圖係根據本發明之另一實施例所述之一第二組預設目標能量值。 第6圖係顯示根據本發明之一實施例所述之一阻抗補償裝置600之方塊圖。 第7A圖係顯示根據本發明之一實施例所述之一阻抗補償模型之示意圖。 第7B圖係顯示根據本發明之另一實施例所述之一阻抗補償模型之示意圖。 第8圖係根據本發明之一實施例所述之可補償阻抗值之電刺激方法之流程圖800。 第9圖係根據本發明之另一實施例所述之可補償阻抗值之電刺激方法之流程圖900。
800：流程圖 S810~S830：步驟

Claims (24)

  1. 一種可補償阻抗值之電刺激方法，適用於提供高頻電刺激之一電刺激裝置，包括： 藉由一阻抗補償裝置，提供一高頻環境，並根據量測到之一導線之一第一電阻值、一第一電容值和一第一電感值之至少其中之一者來計算上述導線之一第一阻抗值； 藉由上述阻抗補償裝置，提供上述高頻環境，並根據量測到之一電刺激裝置之一第二電阻值、一第二電容值和一第二電感值之至少其中之一者來計算上述電刺激裝置之一第二阻抗值；以及 儲存上述第一阻抗值和上述第二阻抗值，以供後續計算一組織阻抗值。
  2. 如請求項1之可補償阻抗值之電刺激方法，更包括： 藉由上述電刺激裝置量測一總阻抗值；以及 藉由上述電刺激裝置將上述總阻抗值扣除上述第一阻抗值和上述第二阻抗值，以取得上述組織阻抗值。
  3. 如請求項1之可補償阻抗值之電刺激方法，其中上述高頻環境是根據上述電刺激裝置所用的一電刺激頻率來進行模擬。
  4. 如請求項1之可補償阻抗值之電刺激方法，其中上述高頻環境係脈衝頻率範圍在1K赫茲至1000K赫茲的範圍。
  5. 如請求項1之可補償阻抗值之電刺激方法，其中上述阻抗補償裝置係一外部裝置或設置在上述電刺激裝置內。
  6. 如請求項1之可補償阻抗值之電刺激方法，其中上述導線植入人體組織。
  7. 如請求項1之可補償阻抗值之電刺激方法，其中上述導線和上述電刺激裝置植入人體組織。
  8. 一種電刺激系統，適用於高頻電刺激操作，包括： 一導線； 一電刺激裝置；以及 一阻抗補償裝置，提供一高頻環境，並根據量測到之一導線之一第一電阻值、一第一電容值和一第一電感值之至少其中之一者來計算上述導線之一第一阻抗值，以及根據量測到之一電刺激裝置之一第二電阻值、一第二電容值和一第二電感值之至少其中之一者來計算上述電刺激裝置之一第二阻抗值； 其中上述第一阻抗值和上述第二阻抗值儲存在上述電刺激裝置，以供後續計算一組織阻抗值之補償。
  9. 如請求項8之電刺激系統，其中上述電刺激裝置量測一總阻抗值，以及將上述總阻抗值扣除上述第一阻抗值和上述第二阻抗值，以取得上述組織阻抗值。
  10. 如請求項8之電刺激系統，其中上述阻抗補償裝置根據上述電刺激裝置所用的一電刺激頻率來模擬上述高頻環境。
  11. 如請求項8之電刺激系統，其中上述高頻環境係脈衝頻率範圍在1K赫茲至1000K赫茲的範圍。
  12. 如請求項8之電刺激系統，其中上述阻抗補償裝置係一外部裝置或設置在上述電刺激裝置內。
  13. 如請求項8之電刺激系統，其中上述導線植入人體組織。
  14. 如請求項8之電刺激系統，其中上述導線和上述電刺激裝置植入人體組織。
  15. 一種可補償阻抗值之電刺激方法，適用於提供高頻電刺激之一電刺激裝置，包括： 藉由一阻抗補償裝置，提供一高頻環境，並根據量測到之一電刺激裝置之一電阻值、一電容值和一電感值之至少其中之一者來計算上述電刺激裝置之一阻抗值；以及 儲存上述阻抗值，以供後續計算一組織阻抗值。
  16. 如請求項15之可補償阻抗值之電刺激方法，更包括： 藉由上述電刺激裝置量測一總阻抗值；以及 藉由上述電刺激裝置將上述總阻抗值扣除上述阻抗值，以取得上述組織阻抗值。
  17. 如請求項15之可補償阻抗值之電刺激方法，其中上述高頻環境是根據上述電刺激裝置所用的一電刺激頻率來進行模擬。
  18. 如請求項15之可補償阻抗值之電刺激方法，其中上述高頻環境係脈衝頻率範圍在1K赫茲至1000K赫茲的範圍。
  19. 如請求項15之可補償阻抗值之電刺激方法，其中上述阻抗補償裝置係一外部裝置或設置在上述電刺激裝置內。
  20. 一種電刺激系統，適用於高頻電刺激操作，包括： 一電刺激裝置；以及 一阻抗補償裝置，提供一高頻環境，並根據量測到之上述電刺激裝置之一電阻值、一電容值和一電感值之至少其中之一者來計算上述電刺激裝置之一阻抗值； 其中上述阻抗值儲存在上述電刺激裝置，以供後續計算一組織阻抗值。
  21. 如請求項20之電刺激系統，其中上述電刺激裝置量測一總阻抗值，以及將上述總阻抗值扣除上述阻抗值，以取得上述組織阻抗值。
  22. 如請求項20之電刺激系統，其中上述阻抗補償裝置根據上述電刺激裝置所用的一電刺激頻率來模擬上述高頻環境。
  23. 如請求項20之電刺激系統，其中上述高頻環境係脈衝頻率範圍在1K赫茲至1000K赫茲的範圍。
  24. 如請求項20之電刺激系統，其中上述阻抗補償裝置係一外部裝置或設置在上述電刺激裝置內。
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* Cited by examiner, † Cited by third party
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CN105999548A (zh) * 2016-07-04 2016-10-12 上海健康医学院 一种经皮神经定位电刺激笔
CN106466507A (zh) * 2016-10-13 2017-03-01 上海健康医学院 一种隔离式程控电刺激器

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* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN105999548A (zh) * 2016-07-04 2016-10-12 上海健康医学院 一种经皮神经定位电刺激笔
CN106466507A (zh) * 2016-10-13 2017-03-01 上海健康医学院 一种隔离式程控电刺激器

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