一种神经刺激器和神经刺激系统的制作方法

1.本发明涉及医疗器械技术领域，特别是涉及一种神经刺激器和神经刺激系统。


背景技术：

2.神经调控是一种通过电流刺激神经阻碍非正常神经信号传播从而治疗神经信号异常导致的各类疾病的新型治疗方式，如慢性术后疼痛、帕金森病、癫痫、膀胱过度活动症等。现有刺激治疗方法可分为经皮刺激和植入式刺激两种方式。经皮刺激方式效果较差，且治疗时间长。植入式刺激器效果好但手术创伤大，有多种并发症风险。一种微型化的植入式刺激器可实现微创植入，大幅降低手术中及并发症风险，是神经刺激治疗方式的重要发展方向。
3.神经刺激器通过对胫神经的刺激，对膀胱过度活跃症患者有显著治疗作用，可有效改善用户的膀胱容量，降低如厕频次，提高生活质量。微型化的植入式刺激器包括外部机和神经刺激器，外部机采用无线方式对神经刺激器充电。现有的植入式刺激器的电能传输效率较低。


技术实现要素：

4.鉴于以上所述现有技术的缺点，本发明的目的在于提供一种神经刺激器和神经刺激系统，用于解决现有技术中电能传输效率低的问题。
5.为实现上述目的及其他相关目的，本发明提供一种神经刺激器，所述神经刺激器包括：接收线圈，用于接收无线电能，包括轴线呈夹角设置的第一接收线圈和第二接收线圈；整流电路，耦接于所述接收线圈，用于将所述接收线圈输出的第一交流电转换为直流电压；神经刺激电路，耦接于所述整流电路的输出端，利用所述直流电压产生神经刺激电流。
6.于本发明的一实施例中，所述第一接收线圈的轴线和所述第二接收线圈的轴线之间的夹角为30
°
~120
°
。
7.于本发明的一实施例中，所述第一接收线圈的轴线和所述第二接收线圈的轴线正交设置。
8.于本发明的一实施例中，所述整流电路包括第一整流桥和第二整流桥，所述第一整流桥的输入端耦接于所述第一接收线圈，所述第二整流桥的输入端耦接于所述第二接收线圈，所述第一整流桥的输出端负极与所述第二整流桥的输出端正极连接；所述第一整流桥的输出端正极和所述第二整流桥的输出端负极作为所述整流电路的输出端，以输出所述直流电压。
9.于本发明的一实施例中，所述神经刺激电路包括：
内部供电电路，耦接于所述整流电路的输出端，将所述直流电压转换为第二交流电；神经刺激电极组，耦接于所述内部供电电路的输出端，利用所述第二交流电放电刺激神经。
10.于本发明的一实施例中，所述内部供电电路包括：分压电路，耦接于所述整流电路的输出端，对所述直流电压分压后输出档位控制电压；放大电路，耦接于所述分压电路的输出端，根据所述档位控制电压输出分档直流电；逆变电路，耦接于所述放大电路的输出端，将所述分档直流电转换为所述第二交流电。
11.于本发明的一实施例中，所述分压电路包括相互串联的多个分压电阻、以及用于短接部分所述分压电阻的选档开关管，所述选档开关管的通断状态受控于调档信号，所述调档信号包含于所述无线电能中。
12.于本发明的一实施例中，所述放大电路包括：第一pnp型三极管，发射极连接于所述直流电压的输出端正极，基极受控于所述档位控制电压；限流电阻，连接在所述第一pnp型三极管的集电极和所述逆变电路之间。
13.于本发明的一实施例中，所述逆变电路为全桥逆变器，所述全桥逆变器中包括多个频率控制开关管，所述频率控制开关管的通断状态受控于放电频率控制信号，所述放电频率控制信号包含于所述无线电能中；所述神经刺激电极组包括相互配合的第一电极和第二电极，所述神经刺激电路还包括与所述第一电极和/或所述第二电极串联的隔直电容。
14.为实现上述目的及其他相关目的，本发明还提供一种神经刺激系统，包括所述的神经刺激器，以及对所述神经刺激器提供无线电能的外部机，所述外部机包括：供电装置，用于提供高频交流电；发射线圈，利用所述高频交流电发射无线电能，所述发射线圈与所述接收线圈之间通过磁耦合谐振的方式传输所述无线电能。
15.如上所述，本发明的神经刺激器和神经刺激系统，具有以下有益效果：电能传输效率更高，有利于获得更大范围的刺激电流和频率，增强治疗效果。
附图说明
16.图1显示为本发明的神经刺激系统的结构框图。
17.图2显示为本发明的整流电路的示意图。
18.图3显示为按照现有技术连接的整流电路的测试电路图。
19.图4显示为按照本发明方式连接的整流电路的测试电路图。
20.图5显示为图3中测试电路的现有整流电路输入端交流电压测试结果图。
21.图6显示为图3中测试电路的现有整流电路输入端交流电流测试结果图。
22.图7显示为图3中测试电路的现有整流电路输出端直流电流测试结果图。
23.图8显示为图4中测试电路的本发明整流电路输入端交流电压测试结果图。
24.图9显示为图4中测试电路的本发明整流电路输入端交流电流测试结果图。
25.图10显示为图4中测试电路的本发明整流电路输出端直流电流测试结果图。
26.图11显示为本发明的内部供电电路的示意图。
27.元件标号说明1、神经刺激器；11、接收线圈；12、整流电路；121、第一整流桥；122、第二整流桥；123、滤波电路；13、内部供电电路；131、分压电路；132、放大电路；133、逆变电路；14、神经刺激电极组；141、第一电极；142、第二电极；2、外部机；21、供电装置；22、发射线圈。
具体实施方式
28.以下通过特定的具体实例说明本发明的实施方式，本领域技术人员可由本说明书所揭露的内容轻易地了解本发明的其他优点与功效。本发明还可以通过另外不同的具体实施方式加以实施或应用，本说明书中的各项细节也可以基于不同观点与应用，在没有背离本发明的精神下进行各种修饰或改变。需说明的是，在不冲突的情况下，以下实施例及实施例中的特征可以相互组合。
29.需要说明的是，以下实施例中所提供的图示仅以示意方式说明本发明的基本构想，遂图式中仅显示与本发明中有关的组件而非按照实际实施时的组件数目、形状及尺寸绘制，其实际实施时各组件的型态、数量及比例可为一种随意的改变，且其组件布局型态也可能更为复杂。
30.现有采用无线方式供能的神经刺激器受限于传输效率，刺激电流和频率受到限制，刺激效果不佳。
31.请参阅图1~11，本发明提供一种神经刺激器1，神经刺激器1包括接收线圈11、整流电路12以及神经刺激电路。
32.神经刺激器1在治疗过程中进入人体内，通过放电刺激神经。
33.接收线圈11用于接收无线电能，包括轴线呈夹角设置的第一接收线圈l1和第二接收线圈l2。现有神经刺激器在使用过程中，需要将外部机2和神经刺激器1的位置对准才能取得较高的能量传输效率，如果外部机2提供多个无线电能发射源，则有的发射源的能量不能充分利用。本发明中的接收线圈11除了设置第一接收线圈l1和第二接收线圈l2外，还可以设置其它的接收线圈，各接收线圈的形状和布置方式不做限定。
34.整流电路12耦接于接收线圈11，用于将接收线圈11输出的交流电转换为直流电压。
35.神经刺激电路，耦接于整流电路12的输出端，利用直流电压产生神经刺激电流。神经刺激电路可采用现有的电能变换电路，本实施例对神经刺激电流的类型不做限制，可以是直流或交流。
36.本发明的神经刺激器，接收线圈11包括第一接收线圈l1和第二接收线圈l2，第一接收线圈l1和第二接收线圈l2朝向不同的方向，能够大幅提高了接收线圈11接收的磁场角度范围，解决了接收线圈11的方向敏感问题，有利于提高无线电能的传输效率。
37.具体的，第一接收线圈l1的轴线和第二接收线圈l2的轴线之间的夹角为30
°
~120
°
，相邻两接收线圈之间的夹角可根据神经刺激器1内空间大小形状等设置。进一步的，第一接收线圈l1的轴线和第二接收线圈l2的轴线正交设置，以达到最佳的电能传输效率。
38.于本实施例中，整流电路12包括第一整流桥121和第二整流桥122，第一整流桥121的输入端耦接于第一接收线圈l1，第二整流桥122的输入端耦接于第二接收线圈l2，第一整流桥121的输出端负极与第二整流桥122的输出端正极连接；第一整流桥121的输出端正极和第二整流桥122的输出端负极作为整流电路12的输出端，以输出直流电压。
39.本发明整流电路12的连接方式不同于传统整流桥的输出端直接产生直流电压，能够显著提高无线电能的传输效率，缩短充电时间。
40.图3为按照传统方式，将第一整流桥121的输出端和第二整流桥122的输出端分别连接测试负载r2的测试电路图。图4为按照本发明图1的方式连接测试负载r2的电路图。测试电路的输入端为6.78mhz的正弦波，发射功率15.6w。在接收线圈11的电感为7uh，内阻为1欧姆，线圈耦合系数1：2。
41.从图5~图7中可以得出，现有整流电路的输入端平均电压为19.107v，输入端平均电流为819.87ma，测试负载r2的平均电流为56.086ma。
42.从图8~图10中可以得出，本发明整流电路的输入端平均电压为21.159v，输入端平均电流为737.16ma，测试负载r2的平均电流为70.116ma。
43.根据上述测试结果，按照以下公式计算传输效率：可以得到现有技术的传输效率为30.12%，采用本发明改进的整流电路的传输效率为47.28%，二者的测试结果统计如下：本发明通过改进整流电路12增加了电能的传输效率，而传输效率的提高进一步带来神经刺激器无线充电速度的加快。经过研究者实践发现，本发明的神经刺激器将充电时间从原有的3小时缩短到了2小时。
44.为了提高直流电压的纯度，减少脉动成分，于本实施例中，神经刺激器还包括耦接于整流电路12的输出端的滤波电路123，滤波电路123包括防反二极管d1和滤波电容c1，防反二极管d1的阳极连接第一整流桥121的输出端正极，滤波电容c1的一端连接防反二极管d1的阴极，滤波电容c1的另一端连接第二整流桥122的输出端负极。
45.为了进一步增强神经刺激器的能量接收效率，于本实施例中，第一接收线圈l1与第一整流桥121的输入端之间连接有第一调谐电容c2，第二接收线圈l2与第二整流桥122的
输入端之间连接有第二调谐电容c3，将接收线圈11的谐振匹配至6.78mhz的谐振点。
46.具体的，于本实施例中，神经刺激电路包括内部供电电路13和神经刺激电极组14。内部供电电路13耦接于整流电路12的输出端，将直流电压转换为第二交流电。神经刺激电极组14耦接于内部供电电路13的输出端，利用第二交流电放电刺激神经。
47.参考图11，于本实施例中，内部供电电路13包括分压电路131、放大电路132、逆变电路133。
48.分压电路131耦接于整流电路12的输出端，对直流电压分压后输出档位控制电压。放大电路132耦接于分压电路131的输出端，根据档位控制电压输出分档直流电。逆变电路133耦接于放大电路132的输出端，将分档直流电转换为第二交流电。
49.具体的，于本实施例中，分压电路131包括相互串联的多个分压电阻、以及用于短接部分分压电阻的选档开关管。在图11中，分压电阻设置四个，分别为从直流电压正极到地之间依次串接的第一分压电阻r2、第二分压电阻r3、第三分压电阻r4、第四分压电阻r5。选档开关管设置三个，分别为并联于第四分压电阻r5的第一选档开关管q1，并联于第三分压电阻r4、第四分压电阻r5的第二选档开关管q2，并联于第二分压电阻r3、第三分压电阻r4、第四分压电阻r5的第二选档开关管q3。第一分压电阻r2和第二分压电阻r3之间的节点电压作为档位控制电压。通过控制各选档开关管的通断，能够得到不同的分压比，从而输出不同的档位控制电压，档位控制电压放大后输出不同档位大小的神经刺激放电电流。选档开关管的通断状态受控于调档信号，调档信号包含于无线电能中。调档信号从外部机传送至神经刺激器的具体方式可采用现有的信号调制技术，不作为本实施例的改进重点。
50.于本实施例中，放大电路132包括第一pnp型三极管q4和限流电阻r6。第一pnp型三极管q4的发射极连接于直流电压的输出端正极，基极受控于档位控制电压。限流电阻r6连接在第一pnp型三极管的集电极和逆变电路之间，防止电流过大对人体组织造成伤害。
51.具体的，于本实施例中，逆变电路133为全桥逆变器，全桥逆变器中包括多个频率控制开关管（参考图11中的q6、q7、q8、q9），频率控制开关管的通断状态受控于放电频率控制信号，放电频率控制信号包含于无线电能中。放电频率控制信号从外部机2传送至神经刺激器1的具体方式可采用现有的信号调制解调技术，不作为本实施例的改进重点。神经刺激电极组14包括相互配合的第一电极141和第二电极142。通过控制频率控制开关管的通断在第一电极141和第二电极142之间交流放电。
52.进一步的，于本实施例中，神经刺激电路还包括与第一电极141和/或第二电极142串联的隔直电容（未图示），以确保输出为纯交流电，避免人体损伤。
53.请参阅图1、图2，本发明还提供一种神经刺激系统，包括以上任一实施例的神经刺激器1，以及对神经刺激器1提供无线电能的外部机2。外部机2为可穿戴设备，在治疗时由患者穿戴于脚腕部，为神经刺激器1供电。外部机2通过无线传输的方式向神经刺激器1供电，使得神经刺激器1脱离了对电池的依赖，将神经刺激器1的尺寸降低了50%以上，可实现微创植入，大幅降低植入手术后遗症与并发症风险。
54.具体的，于本实施例中，参考图1，外部机2包括供电装置21和发射线圈22。供电装置21用于提供高频交流电。发射线圈22利用高频交流电发射无线电能。为进一步确保电能传输效率，发射线圈22与接收线圈11之间通过磁耦合谐振的方式传输无线电能。
55.综上，本发明通过在神经刺激器内设置无线电能的接收线圈，缩小了神经刺激器
体积，有利于减少手术创伤。通过对接收线圈改进，克服了神经刺激器对电能传输方向敏感的问题。通过改进整流电路，进一步提高了无线电能的传输效率，提高了刺激输出的功率和频率，有效克服现有技术中刺激电流过小，输出功率低下的缺点，有利于提高刺激能量和频率，具有较高的产业利用价值。
56.上述实施例仅例示性说明本发明的原理及其功效，而非用于限制本发明。任何熟悉此技术的人士皆可在不违背本发明的精神及范畴下，对上述实施例进行修饰或改变。因此，举凡所属技术领域中具有通常知识者在未脱离本发明所揭示的精神与技术思想下所完成的一切等效修饰或改变，仍应由本发明的权利要求所涵盖。