CN116726393B - 一种电荷平衡*** - Google Patents
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Abstract
本申请涉及一种电荷平衡***，涉及植入式神经刺激器的领域，其包括包括信号输入端、整流单元、分流单元、第一储能电容器、用于模拟射频芯片的第一电阻器、和用于模拟人体组织的第二电阻器；所述信号输入端用于接入正弦信号，所述整流单元连接信号输入端，所述第一储能电容器连接整流单元，所述第一电阻器并联于第一储能电容器，所述分流单元和第二电阻器串联，并且所述分流单元和第二电阻器并联于第一电阻器，所述分流单元用于在一定时间内改变电流方向，形成与刺激电流相反的电流，第二电阻器的两端作为信号输出端。本申请具有低成本实现电荷平衡的效果。
Description
技术领域
本申请涉及植入式神经刺激器的领域，尤其是涉及一种电荷平衡***。
背景技术
电荷平衡，即当植入式神经刺激器以周期信号的形式在人体内放电时，在每个周期的放电时间段内，人体组织携带某种极性的电荷，在放电结束后，人体组织上携带的电荷会在一定时间内自动流失。其中，植入式神经刺激器为一种能够被植入到患者体内，以实现对病灶部位进行治疗的医疗设备。植入式神经刺激器能够与体外能控器进行射频通讯和能量传输，并由体外能控器实时供电以驱动植入式神经刺激器的电极产生刺激信号即刺激电流。
可以了解的是，当周期信号的周期较短的时候，可能存在无法实现电荷平衡的情况，以使得人体组织中被刺激的部位长期携带同一极性的电荷，这不利于人的健康。相关技术中，主要采用植入式神经刺激器在放电后立即施加反向信号的方式，以促进被刺激组织的电荷平衡。
但是，实现主动电荷平衡功能通常采用的是带有芯片的电路结构。芯片给其***电路发送指令，以在一定时间内控制刺激信号的方向和幅度等参数。利用带有芯片的电路结构可以实现任意形式的波形，例如，在本申请中，芯片可以控制信号在一定时间内倒转方向，实现主动电荷平衡。但是带有芯片的电路结构较为复杂，研发和使用成本也较高，同时芯片在使用过程中产生的功耗较大，散热设计难度大，这使得供能模块的发射功率也需要进一步提高，从而增加了射频部分的设计难度。
发明内容
为了低成本实现电荷平衡，本申请提供了一种电荷平衡***。
本申请提供的一种电荷平衡***，采用如下的技术方案：
一种电荷平衡***，包括信号输入端、整流单元、分流单元、第一储能电容器、用于模拟射频芯片的第一电阻器、和用于模拟人体组织的第二电阻器；
所述信号输入端用于接入正弦信号，所述整流单元连接信号输入端，所述第一储能电容器连接整流单元，所述第一电阻器并联于第一储能电容器，所述分流单元和第二电阻器串联，并且所述分流单元和第二电阻器并联于第一电阻器，所述分流单元用于在一定时间内改变电流方向，形成与刺激电流相反的电流，第二电阻器的两端作为信号输出端。
通过采用上述技术方案，第一电阻器用于模拟植入病患体内的射频芯片，第二电阻器用于模拟人体电阻，当信号输入端接入正弦信号时，经过整流单元、第一储能电容器、第一电阻器，信号输出端输出方波信号，由于分流单元能够在一定时间内改变电流方向，形成与刺激电流相反的电流，以促进电荷平衡。相较于能够实现电荷平衡的芯片，本申请的电路结构也较为简单，具有低成本的优势。
可选的，所述分流单元包括第一电容器和第二电容器；
所述第一电容器、第二电阻器和第二电容器依次串联。
通过采用上述技术方案，第一储能电容器具有储能作用，第一电容器的一部分电流会滞后释放，并经过第一电阻器流入第二电容器，从而产生另一方向的电流。
可选的，还包括二极管，所述二极管设置于第一储能电容器与第一电阻器连接的一端和第一电阻器与第一电容器的公共端连接的线路上，二极管的阳极连接第一储能电容器，阴极连接第一电阻器与第一电容器的公共端。
通过采用上述技术方案，二极管作为钳位件，能够限制电流的流向。
可选的，所述第一电容器的电容值与第二电容器的电容值相等。
通过采用上述技术方案，能够实现负载两端的电路对称。
可选的，所述第一储能电容器的电容值与第一电阻器的电阻值的乘积不超过0.3uF·kΩ。
通过采用上述技术方案，第一储能电容器的电容器与第一电阻器的电阻值的乘积能够影响正向电压幅值，当该乘积不超过0.3uF*kΩ时，能够获得高于3.6V的正向电压，以满足要求。
可选的，所述第一储能电容器的电容值不超过0.4uF。
通过采用上述技术方案，第一储能电容器的大小能够影响输出信号的上升时间和下降时间，第一储能电容器的电容值越小，上升时间、下降时间越短，当第一储能电容器的电容值不超过0.4uF时，对应的上升时间和下降时间能够满足要求。
可选的，所述信号输出端输出的刺激信号的上升时间小于30us，下降时间小于70us。
通过采用上述技术方案，能够使得刺激效果更好。
可选的，所述第一储能电容器的电容值受第一电阻器的电阻值制约。
通过采用上述技术方案，因为第一电阻器能够模拟射频芯片，且阻值固定，进而能够确定第一储能电容器的电容值。第一储能电容器的电容值和第一电阻器的阻值的乘积会影响正向电压的幅值，乘积越大正向电压的幅值越小，乘积越小正向电压的幅值越大，正向电压的幅值达到一定值后不再变化。第一储能电容器的电容值越小会使得输出信号归零时间越长，反之，第一储能电容器的电容值越大会使输出信号归零时间越短。因此，在选取第一储能电容器的电容值大小时应考虑正向电压的幅值和归零时间这两个指标对电容值的影响。
可选的，所述正弦信号的占空比为2%~10%。
综上所述，本申请包括以下至少一种有益技术效果：
在本申请中，第一电阻器用于模拟植入病患体内的射频芯片，第二电阻器用于模拟人体电阻，当信号输入端接入正弦信号时，经过整流单元、第一储能电容器、第一电阻器，信号输出端输出方波信号，由于分流单元能够在一定时间内改变电流方向，形成与刺激电流相反的电流，以促进电荷平衡。相较于能够实现电荷平衡的芯片，本申请的电路结构也较为简单，具有低成本的优势。
附图说明
图1是本申请实施例的电荷平衡***的电路示意图。
附图标记说明：1、信号输入端；2、整流单元；3、第一储能电容器；4、第一电阻器；5、第一电容器；6、第二电容器；7、第二电阻器；8、信号输出端；9、分流单元。
具体实施方式
为了使本申请的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图1及实施例，对本申请进行进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅用以解释本申请，并不用于限定本申请。
本申请实施例公开一种电荷平衡***，作用于植入式神经刺激器上，使得刺激信号在作用于人体组织上时，刺激信号中的反向部分能够促进人体组织内的电荷实现快速平衡。
可以了解的是，为了使得刺激人体组织的效果以及实现电荷平衡的效果达到较好的程度，本申请的电荷平衡***能够模拟对人体组织进行刺激的环境，以确保施加在人体组织上的刺激信号的波形及其参数能够满足需求。
参照图1，电荷平衡***包括信号输入端1、整流单元2、第一储能电容器3、第一电阻器4、分流单元9和第二电阻器7。
其中，信号输入端1用于接入正弦信号。正弦信号的频率和占空比对刺激信号产生的刺激效果以及电荷平衡效果都会有一些影响，即正弦信号的频率和占空比需要满足的条件是，经正弦信号变化得到的方波信号在一个周期内使得第一储能电容器3能够完成充放电的过程，这样才能使刺激信号产生的刺激效果及电荷平衡效果得到保障。优选的，方波信号的频率为50Hz~5kHz，占空比为2%~10%。
整流单元2连接信号输入端1，用于接收正弦信号，用于对正弦信号进行整流。具体的，整流单元2包括四个二极管D1~D4。二极管D1的阳极连接信号输入端1的一端，二极管D2的阴极连接二极管D1的阴极，二极管D2的阳极连接信号输入端1的另一端，二极管D3的阴极连接二极管D1和信号输入端1的公共端，二极管D4的阳极连接二极管D3的阳极，二极管D4的阴极连接二极管D2和信号输入端1的公共端。其中，二极管D1和二极管D2的公共端，二极管D3和二极管D4的公共端作为输出端，用于输出经过整流的正弦信号。
第一储能电容器3连接整流单元2的输出端，第一电阻器4并联于第一储能电容器3，分流单元9和第二电阻器7串联，并且分流单元9和第二电阻器7并联于第一电阻器4，第二电阻器7的两端作为信号输出端8。
其中，分流单元9用于在一定时间内改变电流方向，形成与刺激电流相反的电流。其包括第一电容器5和第二电容器6。具体的，第一电容器5、第二电阻器7和第二电容器6依次串联。
为了实现较好的刺激效果和电荷平衡效果，第一储能电容器3、第一电阻器4、第一电容器5、第二电阻器7、第二电容器6的取值都很重要。
首先，可以了解的是，正弦信号经过整流单元2整流后，形成了单向的波形，而后，该信号经过第一储能电容器3和第一电阻器4后，形成了恒定电压信号，体外能控器通过控制信号通断可以使电极两端实现具有占空比的方波信号。在方波信号的每一周期内，高电平回落至0伏的过程中，由于电容器具有储能作用，故流经第一电容器5的一部分电流会滞后释放，并经过第一电阻器4流入第二电容器6，从而信号输出端8输出的刺激信号产生了与前一状态相反的电流，即反向电流，以实现促进电荷平衡的作用。
在其他实施例中，第一储能电容器3与第一电阻器4连接的一端和第一电阻器4与第一电容器5的公共端连接的线路上还设置有二极管D5。二极管D5的阳极连接第一储能电容器3，阴极连接第一电阻器4与第一电容器5的公共端，作为钳位件，以限制电流的流向。
经过多组试验后，可以得到第一储能电容器3、第一电阻器4、第一电容器5、第二电容器6的取值与刺激信号的波形及其参数具有以下关联：
第一储能电容器3的电容值大小能够影响刺激信号的每一个周期内的电压上升时间和下降时间，以及反向电压归零的时间。即第一储能电容器3的电容值越大，则上升时间和下降时间越长，反之，第一储能电容器3的电容值越小，则上升时间和下降时间越短，但反向电压归零的时间也会相应变长。
值得说明的是，由于第一电阻器4用于模拟射频芯片，故，第一电阻器4的阻值是固定的，取决于射频芯片的阻值。在多个实施例中，射频芯片的阻值为1kΩ~3kΩ，因此，第一电阻器4的阻值也为1kΩ~3kΩ。
进一步的，第一储能电容器3的电容值与第一电阻器4的电阻值的乘积也能够对刺激信号的正向电压的幅值造成影响。即，第一储能电容器3的电容值与第一电阻器4的电阻值的乘积越大，刺激信号的正向电压的幅值越小，反之，第一储能电容器3的电容值与第一电阻器4的电阻值的乘积越小，刺激信号的正向电压的幅值越大，当幅值大到一定程度后，幅值基本保持不变。
不仅如此，考虑到电极的对称性，在选取第一电容器5的电容值和第二电容器6的电容值时，应当选取电容值相同的电容器作为第一电容器5和第二电容器6。其中，第一电容器5的电容值大小还能够影响刺激信号的电平反向能力以及电平反向归零的时间。即，第一电容器5的电容值越大，电平反向能力越差，电平反向归零的时间越长，反之，第一电容器5的电容值越小，电平反向能力越好，电平反向归零的时间越短。
显而易见的，根据上述第一储能电容器3、第一电阻器4、第一电容器5、第二电容器6的取值与刺激信号的波形及其参数之间的关联，可以确定，第一储能电容器3的电容值和第一电容器5的电容值都会对电平反向归零的时间有所影响，但是在选取第一储能电容器3的电容值时还需要考虑第一储能电容器3的电容值与第一电阻器4的电阻值的乘积，故需要先确定第一电容器5的电容值。
优选的，在本申请中，第一电容器5的电容值为5uF，以获得较大的反向电压，并且能够使得电压反向归零的时间较短。当反向电压的幅值较大时，能够使得与体内组织经过电刺激后所携带的电荷极性相同的电荷数量增多，以促进电荷平衡。进一步的，当电压反向归零的时间较短时，即说明刺激信号提供与体内组织经过电刺激后所携带的电荷极性相同的电荷的时间也短，也能够在一定程度上缩短电荷达到平衡的时间。
可以了解的是，为了使得刺激信号对体内阻值的电刺激的刺激效果较好，需要刺激信号中的正向电压的幅值达到3.6伏以上。相应的，需要第一储能电容器3的电容值与第一电阻器4的电阻值的乘积不超过0.3uF*kΩ。
在选取第一储能电容器3的电容值时，由于刺激信号的幅值对第一储能电容器3的电容值与第一电阻器4的电阻值的乘积有限制，并且第一电阻器4的电阻值是固定的，故第一储能电容器3的电容值会受到第一电阻器4的电阻值制约。具体来说，当第一电阻器4的电阻值较小时，首先需要确保第一储能电容器3的电容值与第一电阻器4的电阻值的乘积不超过0.3uF·kΩ，而后，还需要保证第一储能电容器3的电容值不能过大。由于第一储能电容器3的电容值能够影响刺激信号的中电压的上升时间和下降时间，即会影响刺激信号对体内组织进行电刺激的有效刺激时长，故为了确保刺激效果，在选取第一储能电容器3的电容值时需要满足电容值不超过0.4uF的要求。 当第一电阻器4的电阻值较大时，需要选取电容值较小的电容器作为第一储能电容器3。但是，在选取第一储能电容器3的电容值时，也不宜选取电容值过小的电容器。当第一储能电容器3的电容值较小时，刺激信号的反向电压归零的时间也会相应变长，进而影响电荷平衡的效果。
在本申请中，为了使得刺激效果和电荷平衡效果都达到较好的效果，要求刺激信号的上升时间小于30us，下降时间小于70us。在此要求下，优选的，第一储能电容器3的电容值为0.1uF。
本申请实施例一种电荷平衡***的实施原理为：第一电阻器4用于模拟植入病患体内的射频芯片，第二电阻器7用于模拟人体电阻，当信号输入端1接入正弦信号时，经过整流单元2、第一储能电容器3、第一电阻器4、第一电容器5、第二电容器6，信号输出端8输出方波信号，但由于电容器具有储能作用，故第一电容器5的一部分电流会滞后释放，并经第一电阻器4流入第二电容器6，从而产生另一方向的电流，以促进电荷平衡。相较于能够实现电荷平衡的芯片，本申请的电路结构也较为简单，具有低成本的优势。
以上均为本申请的较佳实施例，并非依此限制本申请的保护范围，本说明书（包括摘要和附图）中公开的任一特征，除非特别叙述，均可被其他等效或者具有类似目的的替代特征加以替换。即，除非特别叙述，每个特征只是一系列等效或类似特征中的一个例子而已。
Claims (5)
1.一种电荷平衡***，其特征在于：包括信号输入端(1)、整流单元(2)、分流单元(9)、第一储能电容器(3)、用于模拟射频芯片的第一电阻器(4)、和用于模拟人体组织的第二电阻器(7)；
所述信号输入端(1)用于接入经体外能控器控制形成的正弦信号，所述体外能控器控制信号通断，使得正弦信号的占空比为2%~10%，所述整流单元(2)连接信号输入端(1)，所述第一储能电容器(3)连接整流单元(2)，所述第一电阻器(4)并联于第一储能电容器(3)，所述分流单元(9)和第二电阻器(7)串联，并且所述分流单元(9)和第二电阻器(7)并联于第一电阻器(4)，所述分流单元(9)用于在一定时间内改变电流方向，形成与刺激电流相反的电流，第二电阻器(7)的两端作为信号输出端(8)；
所述分流单元(9)包括第一电容器(5)和第二电容器(6)；
所述第一电容器(5)、第二电阻器(7)和第二电容器(6)依次串联；
所述电荷平衡***还包括二极管，所述二极管设置于第一储能电容器(3)与第一电阻器(4)连接的一端和第一电阻器(4)与第一电容器(5)的公共端连接的线路上，二极管的阳极连接第一储能电容器(3)，阴极连接第一电阻器(4)与第一电容器(5)的公共端；
所述第一电容器(5)的电容值与第二电容器(6)的电容值相等。
2.根据权利要求1所述的电荷平衡***，其特征在于：所述第一储能电容器(3)的电容值与第一电阻器(4)的电阻值的乘积不超过0.3uF·kΩ。
3.根据权利要求2所述的电荷平衡***，其特征在于：所述第一储能电容器(3)的电容值不超过0.4uF。
4.根据权利要求3所述的电荷平衡***，其特征在于：所述信号输出端(8)输出的刺激信号的上升时间小于30us，下降时间小于70us。
5.根据权利要求4所述的电荷平衡***，其特征在于：所述第一储能电容器(3)的电容值受第一电阻器(4)的电阻值制约。
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Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN101658711A (zh) * | 2009-08-06 | 2010-03-03 | 朱贺明 | 一种控频脉动半波非接触人体静电消除器 |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2565497Y2 (ja) * | 1991-08-09 | 1998-03-18 | オムロン株式会社 | 温熱治療用電力供給回路 |
| CN109745619A (zh) * | 2019-01-23 | 2019-05-14 | 深圳大学 | 心脏起搏器控制***和控制方法 |
| WO2022207285A1 (en) * | 2021-03-31 | 2022-10-06 | Biotronik Se & Co. Kg | Current stimulation utilizing active charge balance phase |
| CN218485011U (zh) * | 2022-07-15 | 2023-02-17 | 微创优通医疗科技（上海）有限公司 | 神经电刺激装置 |
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Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN101658711A (zh) * | 2009-08-06 | 2010-03-03 | 朱贺明 | 一种控频脉动半波非接触人体静电消除器 |
Non-Patent Citations (1)
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|---|
| 基于混合模式快速电荷平衡的神经刺激器;陈梦莹;姜汉钧;王志华;;微电子学;20200220(01);全文 * |
Also Published As
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| PB01 | Publication | ||
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| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
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| GR01 | Patent grant | ||
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