一种无创脑深部电刺激装置[发明专利]

(12)发明专利申请

(10)申请公布号 CN 108144183 A(43)申请公布日 2018.06.12

(21)申请号 201711351088.1(22)申请日 2017.12.15

(71)申请人 中国科学院电工研究所

地址 100190 北京市海淀区中关村北二条6

号(72)发明人 张广浩　霍小林　吴昌哲　张丞　(74)专利代理机构 北京科迪生专利代理有限责

任公司 11251

代理人 关玲(51)Int.Cl.

A61N 1/36(2006.01)A61N 1/04(2006.01)

权利要求书3页 说明书6页 附图4页

(54)发明名称

一种无创脑深部电刺激装置(57)摘要

一种无创脑深部电刺激装置，由第一恒流源(1)、第二恒流源(2)、第一正刺激电极(3a)、第一负刺激电极(3b)、第二正刺激电极(4a)、第二负刺激电极(4b)、参考电极(5)、控制系统(6)和影像辅助系统(7)构成。影像辅助系统(7)显示患者

四个刺激电极头部结构图像、目标刺激靶点(8)、

位置以及两个恒流源输出电流参数，控制系统(6)设定两个恒流源输出电流参数，第一恒流源(1)和第二恒流源(2)在患者头部(10)产生的电场幅值相等处即为实际刺激靶点(9)，达到兴奋特定脑区的作用。

CN 108144183 ACN 108144183 A

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1.一种无创脑深部电刺激装置，其特征在于：所述的装置包括第一恒流源(1)、第二恒流源(2)、第一正刺激电极(3a)、第一负刺激电极(3b)、第二正刺激电极(4a)、第二负刺激电极(4b)、参考电极(5)、控制系统(6)和影像辅助系统(7)；第一正刺激电极(3a)和第一恒流源(1)的第一输出端连接，第一负刺激电极(3b)和第一恒流源(1)的第二输出端连接，第二正刺激电极(4a)和第二恒流源(2)的第一输出端连接，第二负刺激电极(4b)和第二恒流源(2)的第二输出端连接；第一恒流源(1)的输入端和控制系统(6)的第一输出端连接，第二恒流源(2)的输入端和控制系统(6)的第二输出端连接，控制系统(6)的输入端与影像辅助系统(7)连接，参考电极(5)与控制系统(6)的“地”连接；所述影像辅助系统(7)显示患者头部(10)的内部结构图像，并在图像上标出目标刺激靶区(8)，影像辅助系统(7)根据目标刺激靶区(8)的位置计算所需第一正刺激电极(3a)、第一负刺激电极(3b)、第二正刺激电极(4a)、第二负刺激电极(4b)的位置，以及第一恒流源(1)、第二恒流源(2)的输出电流频率和幅值，在影像辅助系统(7)的显示器上显示第一正刺激电极(3a)、第一负刺激电极(3b)、第二正刺激电极(4a)、第二负刺激电极(4b)的位置，并将第一恒流源(1)、第二恒流源(2)输出电流的频率和幅值传送至控制系统(6)；控制系统(6)设定第一恒流源(1)、第二恒流源(2)的输出电流频率和幅值。

2.如权利要求1所述的无创脑深部电刺激装置，其特征在于：所述的第一恒流源(1)在患者头部(10)中产生的电场由第一正刺激电极(3a)出发，终止于第一负刺激电极(3b)；第二恒流源(2)在患者头部(10)中产生的电场由第二正刺激电极(4a)出发，终止于第二负刺激电极(4b)；第一恒流源(1)和第二恒流源(2)在患者头部(10)中产生相同电场强度的位置即实际刺激靶区(9)；在实际刺激靶区(9)叠加后总电场的包络线峰峰值最大，能够达到兴奋该脑区的作用；实际刺激靶区(9)与影像辅助系统(7)中显示的目标刺激靶区(8)相对应。

3.如权利要求1所述的无创脑深部电刺激装置，其特征在于：所述的控制系统(6)包括单片机(300)、第一直接数字频率合成器(301)、第二直接数字频率合成器(302)、第五运算放大器(303)、第六运算放大器(304)、第九电阻(305)、第一数字电位器(306)、第十电阻(307)，以及第二数字电位器(308)；单片机(300)的第一输出端和第一直接数字频率合成器(301)的输入端连接，单片机(300)的第二输出端和第二直接数字频率合成器(302)的输入端连接，第一直接数字频率合成器(301)的输出端和第五运算放大器(303)的正输入端连接，第二直接数字频率合成器(302)的输出端和第六运算放大器(304)的正输入端连接；第九电阻(305)的一端和第五运算放大器(303)的负输入端连接，第九电阻(305)的另一端和“地”连接；第一数字电位器(306)的第一端口和第五运算放大器(303)的负输入端连接，第一数字电位器(306)的第二端口和第五运算放大器(303)的输出端连接；第十电阻(307)的一端和第六运算放大器(304)的负输入端连接，第十电阻(307)的另一端和“地”连接；第二数字电位器(308)的第一端口和第六运算放大器(304)的负输入端连接，第二数字电位器(308)的第二端口和第六运算放大器(306)的输出端连接；第一数字电位器(306)的第三端口和单片机(300)的第三输出端口连接，第二数字电位器(308)的第三端口和单片机(300)的第四输出端口连接；第五运算放大器(303)、第九电阻(305)和第一数字电位器(306)构成第一同相放大器；第六运算放大器(304)、第十电阻(307)和第二数字电位器(308)构成第二同相放大器；单片机(300)将设定好的第一频率和第二频率分别传送至第一直接数字频率合成器(301)和第二直接数字频率合成器(302)，第一直接数字频率合成器(301)、第二直接

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数字频率合成器(302)输出的信号通过第一同相放大器和第二同相放大器放大；单片机(300)通过改变第一数字电位器(306)和第二数字电位器(308)的电阻值来改变第一同相放大器和第二同相放大器的放大倍数，实现输出信号电压值的调节。

4.如权利要求1所述的无创脑深部电刺激装置，其特征在于：所述第一恒流源包括第一信号源(400)、第一运算放大器(401)、第二运算放大器(402)、第三运算放大器(403)、第四运算放大器(404)、第一限流电阻(405)、第二限流电阻(406)、第一电阻(411)，第二电阻(412)，第三电阻(413)，第四电阻(414)，第五电阻(415)，第六电阻(416)，第七电阻(417)，以及第八电阻(418)；第一电阻(411)、第二电阻(412)、第三电阻(413)、第四电阻(414)、第五电阻(415)、第六电阻(416)、第七电阻(417)，以及第八电阻(418)的阻值相等；第一限流电阻(405)和第二限流电阻(406)的阻值相等；第一运算放大器(401)和第三运算放大器(403)结构相同，第二运算放大器(402)和第四运算放大器(404)结构相同；第一信号源(400)的输出为恒压信号，第一信号源(400)的负端与“地”连接，第一信号源(400)的正端与第一电阻(411)的一端连接，第一电阻(411)的另一端与第一运算放大器(401)的负输入端连接；第一信号源(400)的负端与第三电阻(413)的一端连接，第三电阻(413)的另一端与第一运算放大器(401)的正输入端连接；第二电阻(412)的一端与第一运算放大器(401)的负输入端连接，第二电阻(412)的另一端与第一运算放大器(401)的输出端连接；第四电阻(414)的一端与第一运算放大器(401)的正输入端连接，第四电阻(414)的另一端与第二运算放大器(402)的输出端连接；第二运算放大器(402)的输出端与自身的负输入端连接；第一限流电阻(405)的一端与第一运算放大器(401)的输出端连接，第一限流电阻(405)的另一端与第二运算放大器(402)的正输入端连接；第二运算放大器(402)的正输入端与负载(407)的第一端口连接；第一信号源(400)的负端又与第五电阻(415)的一端连接，第五电阻(415)的另一端与第三运算放大器(403)的负输入端连接；第一信号源(400)的正端又与第七电阻(417)的一端连接，第七电阻(417)的另一端与第三运算放大器(403)的正输入端连接；第六电阻(416)的一端与第三运算放大器(403)的负输入端连接，第六电阻(416)的另一端与第三运算放大器(403)的输出端连接；第八电阻(418)的一端与第三运算放大器(403)的正输入端连接，第八电阻(418)的另一端与第四运算放大器(404)的输出端连接；第四运算放大器(404)的输出端与自身的负输入端连接；第二限流电阻(406)的一端与第一运算放大器(401)的输出端连接，第二限流电阻(406)的另一端与第四运算放大器(404)的正输入端连接；第四运算放大器(404)的正输入端与负载(407)的第二端口连接。

5.如权利要求4所述的无创脑深部电刺激装置，其特征在于：所述的第一恒流源中，第一运算放大器(401)和第一电阻至第四电阻(411～414)构成第一差分电路，第三运算放大器(403)和第五电阻至第八电阻(415～418)构成第二差分电路，第二运算放大器(402)自身构成第一电压跟随器，第四运算放大器(404)自身构成第二电压跟随器；第一限流电阻(405)与负载(407)连接的一端对地电压等于第二运算放大器(402)输出端对地电压；第二限流电阻(406)与负载(407)连接一端的对地电压等于第四运算放大器(404)输出端对地电压；第一差分放大器和第二差分放大器的输入幅值相等，极性相反；因此如果第一信号源(400)输出电压为V，那么第一运算放大器(401)的输出端与第二运算放大器(402)的正输入端之间的电压为-V，流过负载(407)的电流恒定为第一信号源(400)输出电压与第一限流电阻(405)阻值的比值，方向是流出负载(407)；同理，第三运算放大器(403)输出端与第四运

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算放大器(404)正输入端之间的电压为+V，流过负载(407)的电流恒定为第一信号源(400)的输出电压与第二限流电阻(406)的比值，方向是流入负载(407)；由于第一限流电阻(405)和第二限流电阻(406)阻值相等，流入和流出负载(407)的电流大小相等，实现了流经负载(407)电流恒定的作用，并实现了从控制系统(6)输出电压到恒流源输出电流的转换。

6.如权利要求1所述的无创脑深部电刺激装置，其特征在于：所述的第一恒流源(1)和第二恒流源(2)具有相同的结构，均输出交流电流，幅度在几百微安到几十毫安量级，频率为一千到几千赫兹；第一恒流源(1)和第二恒流源(2)之间存在几赫兹到几十赫兹的频率差。

7.如权利要求1所述的无创脑深部电刺激装置，其特征在于：所述第一正刺激电极(3a)、第一负刺激电极(3b)、第二正刺激电极(4a)、第二负刺激电极(4b)均为贴片电极，粘贴在头部表面；第一正刺激电极(3a)和第一负刺激电极(3b)位于头部的前半部或左半部，第二正刺激电极(4a)和第二负刺激电极(4b)位于头部的后半部或右半部；所述参考电极(5)为贴片电极，粘贴在远离头部的腹部、手部和腿部；在实际应用中，由于所述的第一运算放大器(401)、第三运算放大器(403)结构不会严格相同，第一电阻至第八电阻(411～418)阻值也不严格相等，流入和流出负载407的电流有可能不相等，流入和流出负载(407)电流的差值可流入或流出参考电极(5)，起到电流平衡的作用。

8.如权利要求1所述的无创脑深部电刺激装置，其特征在于：所述的无创脑深部电刺激装置工作过程如下：

第一步，对患者头部进行磁共振或CT成像，将图像存入本发明所述装置的影像辅助系统(7)中，影像辅助系统(7)将断层图像进行三维重建，进而得到患者几何头模型；

第二步，由临床医师确定刺激靶点的位置，并在头部模型中标出，影像辅助系统(7)计算所需的第一正刺激电极(3a)、第一负刺激电极(3b)、第二正刺激电极(4a)、第二负刺激电极(4b)位置、第一恒流源(1)和第二恒流源(2)的电流频率和幅值，并在显示器上显示，影像辅助系统(7)同时将电流频率和幅值参数传送至控制系统(6)中的单片机(300)；

第三步，控制系统(6)中的单片机(300)将两个电流频率参数分别传送至第一直接数字频率合成器(301)、第二直接数字频率合成器(302)，确定电流频率，单片机(300)根据电流幅值参数设定第一数字电位器(306)、第二数字电位器(308)的电阻值，实现输出电压大小的设定，并通过第一恒流源(1)和第二恒流源(2)实现电压电流转换；

第四步，点击显示器上的开始刺激按钮，装置开始工作。

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一种无创脑深部电刺激装置

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技术领域

[0001]本发明涉及一种医疗设备，特别涉及一种无创脑深部电刺激装置。

背景技术

[0002]帕金森病是一种神经性退行性疾病，因为大脑黑质细胞数量衰减，神经递质紊乱，神经信号传导异常，导致帕金森各种症状的发生。在疾病早期，吃左旋多巴类药物非常有效，但随着疾病的发展，药效逐渐开始下降，同时药物副作用开始显现，比如开关现象、剂末效应等，类似有了“七年之痒”。对于药物难以治疗的帕金森病，可采用脑深部刺激(DBS)的方法，如中国专利CN201310567518.9“脑深部刺激系统”。该方法于1987年提出，通过手术在患者颅内植入电极，电极触点位于治疗帕金森病的相关脑区，如丘脑底核，电极通过导线连接植入胸部皮下的刺激器。在帕金森病患者中，脑深部刺激不仅实现了无大脑毁损的有益效果，而且在刺激产生不利影响时，能够实现可调性和可逆性。该项技术不仅成功应用于帕金森病的治疗，还可以用于治疗阿尔兹海默症、癫痫等其他疾病。[0003]虽然DBS手术可以有效地治疗帕金森等疾病，但是DBS刺激器本身的费用以及手术费用较高，而且还存在一定的植入风险，使部分患者无法接受，在一定程度上了它的应用。现有非植入大脑电刺激装置主要是经颅直流或交流电刺激装置，这两种装置工作时的输出电流达到几百毫安以上，容易造成疼痛感，难以被患者接受。而且经颅直流或交流电刺激引起大脑大部分区域的电场强度差异性不大，也就刺激范围广，难以实现刺激的聚焦性。[0004]现有技术中，可以采用超声或者磁场的方式进行无创大脑刺激，中国专利CN201410829230.9“一种超声深部脑刺激方法及系统”采用超声刺激的方式实现无创脑深部刺激。中国专利CN200810046759.8“多个刺激线圈的经颅磁场刺激器”采用经颅磁刺激的方法实现脑神经刺激。中国专利CN201710062501.6“基于差频超声和逆磁声耦合技术的脑神经刺激方法”使用超声和磁场耦合的方式实现大脑刺激。实现现有技术的装置比较复杂，造价较高，使得现有技术的广泛应用受到了。发明内容

[0005]本发明的目的是克服现有技术对患者进行治疗时需要植入体内的缺点，提出一种无创脑深部电刺激装置。本发明不需要植入患者体内，而且造价低廉，操作简便，聚焦性好。[0006]本发明采用以下技术方案。

[0007]本发明无创脑深部电刺激装置包括第一恒流源、第二恒流源、第一正刺激电极、第一负刺激电极、第二正刺激电极、第二负刺激电极、参考电极、控制系统和影像辅助系统。第一正刺激电极和第一恒流源的第一输出端连接，第一负刺激电极和第一恒流源的第二输出端连接，第二正刺激电极和第二恒流源的第一输出端连接，第二负刺激电极和第二恒流源的第二输出端连接；第一恒流源的输入端和控制系统的第一输出端连接，第二恒流源的输入端和控制系统的第二输出端连接，控制系统的第三输出端与影像辅助系统连接。参考电极与控制系统的“地”连接。所述影像辅助系统内部存有患者的头部磁共振断层图像，将断

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层图像进行三维重建，得到患者头部模型，并根据用户输入的目标刺激靶区位置，在图像上标出目标刺激靶区。影像辅助系统根据目标刺激靶区的位置计算第一正刺激电极、第一负刺激电极、第二正刺激电极、第二负刺激电极的位置以及第一恒流源、第二恒流源输出电流的频率和幅值，并在显示器上显示。影像辅助系统将第一恒流源、第二恒流源输出电流的频率和幅值传送至控制系统，控制系统设定第一恒流源、第二恒流源的输出电流频率和幅值。[0008]第一恒流源在患者头部中产生第一电场，第一电场由第一正刺激电极出发，终止于第一负刺激电极。第二恒流源在患者头部中产生第二电场，第二电场由第二正刺激电极出发，终止于第二负刺激电极。第一电场和第二电场在大脑内部形成叠加电场，在第一电场幅值等于第二电场幅值的位置叠加电场的包络线峰峰值最大，这个位置即实际刺激靶区，可以使该脑区兴奋。实际刺激靶区与影像辅助系统中显示的目标刺激靶区相对应。[0009]所述控制系统可以调整第一恒流源和第二恒流源输出电流的幅度和频率。控制系统包括单片机、第一直接数字频率合成器、第二直接数字频率合成器、第五运算放大器、第六运算放大器、第九电阻、第一数字电位器、第十电阻、第二数字电位器。单片机的第一输出端和第一直接数字频率合成器的输入端连接，单片机的第二输出端和第二直接数字频率合成器的输入端连接，第一直接数字频率合成器的输出端和第五运算放大器的正输入端连接，第二直接数字频率合成器的输出端和第六运算放大器的正输入端连接，第九电阻的一端和第五运算放大器的负输入端连接，第九电阻的另一端和“地”连接，第一数字电位器的第一端口和第五运算放大器的负输入端连接，第一数字电位器的第二端口和第五运算放大器的输出端连接，第十电阻的一端和第六运算放大器的负输入端连接，第十电阻的另一端和“地”连接，第二数字电位器的第一端口和第六运算放大器的负输入端连接，第十电阻的第二端口和第六运算放大器的输出端连接。第一数字电位器的第三端口和单片机的第三输出端口连接，第二数字电位器的第三端口和单片机的第四输出端口连接。第五运算放大器、第九电阻、第一数字电位器构成第一同相放大器，第六运算放大器、第十电阻、第二数字电位器构成第二同相放大器。单片机将设定好的第一频率和第二频率分别传送至第一直接数字频率合成器、第二直接数字频率合成器，第一直接数字频率合成器、第二直接数字频率合成器输出的信号通过第一、第二同相放大器进行放大。单片机通过改变第一数字电位器和第二数字电位器的电阻值来改变第一、第二同相放大器的放大倍数，实现输出信号电压值的调节。

[0010]所述第一恒流源和第二恒流源具有相同的结构，均输出交流电流，幅度在几百微安到几十毫安量级，频率为一千到几千赫兹。第一恒流源和第二恒流源之间存在几赫兹到几十赫兹的频率差。这里仅说明第一恒流源结构。第一恒流源包括第一信号源、第一运算放大器、第二运算放大器、第三运算放大器、第四运算放大器、第一限流电阻、第二限流电阻、第一电阻、第二电阻、第三电阻、第四电阻、第五电阻、第六电阻、第七电阻，以及第八电阻。第一电阻至第八电阻阻值相等，第一限流电阻和第二限流电阻阻值相等。第一运算放大器和第三运算放大器结构相同，第二运算放大器和第四运算放大器结构相同。第一信号源的输出为恒压信号，第一信号源的负端与“地”连接，第一信号源的正端与第一电阻的一端连接，第一电阻的另一端与第一运算放大器的负输入端连接；第一信号源的负端与第三电阻的一端连接，第三电阻的另一端与第一运算放大器的正输入端连接；第二电阻的一端与第一运算放大器的负输入端连接，第二电阻的另一端与第一运算放大器的输出端连接；第四

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电阻的一端与第一运算放大器的正输入端连接，第四电阻的另一端与第二运算放大器的输出端连接；第二运算放大器的输出端与自身的负输入端连接；第一限流电阻的一端与第一运算放大器的输出端连接，第一限流电阻的另一端与第二运算放大器的正输入端连接；第二运算放大器的正输入端与负载的第一端口连接。第一信号源的负端又与第五电阻的一端连接，第五电阻的另一端与第三运算放大器的负输入端连接；第一信号源的正端又与第七电阻的一端连接，第七电阻的另一端与第三运算放大器的正输入端连接；第六电阻的一端与第三运算放大器的负输入端连接，第六电阻的另一端与第三运算放大器的输出端连接；第八电阻的一端与第三运算放大器的正输入端连接，第八电阻的另一端与第四运算放大器的输出端连接；第四运算放大器的输出端与自身的负输入端连接；第二限流电阻的一端与第一运算放大器的输出端连接，第二限流电阻的另一端与第四运算放大器的正输入端连接；第四运算放大器的正输入端与负载的第二端口连接。负载的第一端口即第一正刺激电极，负载的第二端口即第一负刺激电极。

[0011]第一恒流源和第二恒流源结构相同。所述恒流源原理如下。在第一恒流源中，第一运算放大器和第一电阻至第四电阻构成第一差分电路，第三运算放大器和第五电阻至第八电阻构成第二差分电路，第二运算放大器自身构成第一电压跟随器，第四运算放大器自身构成第二电压跟随器。第一限流电阻与负载连接一端的电压等于第二运算放大器输出端电压。第二限流电阻与负载连接一端的电压等于第四运算放大器输出端电压。第一、第二差分放大器的输入幅值相等，极性相反。因此如果第一信号源电压为V，那么第一运算放大器输出端与第二运算放大器正输入端的电压为-V，流过负载的电流恒定为第一信号源电压与第一限流电阻的比值，方向是流出负载。同理，第三运算放大器输出端与第四运算放大器正输入端的电压为+V，流过负载的电流恒定为第一信号源电压与第一限流电阻的比值，方向是流入负载。通过以上原理实现了从控制系统输出电压到恒流源输出电流的转换。由于使用了以上电路结构，所述第一恒流源和第二恒流源之间是隔离的，也就是由第一正刺激电极流出的电流只能从第一负刺激电极回流，由第二正刺激电极流出的电流只能从第二负刺激电极回流。

[0012]所述第一正刺激电极、第一负刺激电极、第二正刺激电极、第二负刺激电极均为贴片电极，粘贴在头部表面。第一正刺激电极和第一负刺激电极位于头部的前半部或左半部，第二正刺激电极和第二负刺激电极位于头部的后半部或右半部。所述参考电极为贴片电极，粘贴在远离头部的位置，如腹部、手部和腿部。实际应用中，由于所述的第一运算放大器、第二运算放大器不会严格相同，第一电阻至第八电阻也不严格相等，流入和流出负载的电流有可能不相等，流入和流出负载电流的差值可流入或流出参考电极，起到电流平衡的作用。

[0013]本发明装置的工作过程如下：[0014]第一步，对患者头部进行磁共振或CT成像，将图像存入本发明所述装置的影像辅助系统中，影像辅助系统将断层图像进行三维重建，进而得到患者几何头模型；[0015]第二步，由临床医师确定刺激靶点的位置，并在头部模型中标出，影像辅助系统计算所需的第一正刺激电极、第一负刺激电极、第二正刺激电极、第二负刺激电极位置、第一恒流源和第二恒流源输出电流的频率和幅值，并在显示器上显示，影像辅助系统同时将电流频率和幅值参数传送至控制系统中的单片机；

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第三步，控制系统中的单片机将两个电流频率参数分别传送至第一直接数字频率

合成器、第二直接数字频率合成器，确定电流频率，单片机根据电流幅值参数设定第一数字电位器、第二数字电位器的电阻值，实现输出电压大小的设定，并通过第一恒流源和第二恒流源实现电压电流转换；[0017]第四步，点击显示器上的开始刺激按钮，装置开始工作。[0018]由于采用了以上技术方案，使本发明具备的有益效果在于：[0019](1)本发明与现有植入式电刺激器相比，本发明所述装置的使用是无创的，大大降低患者的手术风险和经济负担。[0020](2)本发明与现有技术相比，本发明的刺激靶点可达到大脑深部，刺激靶点是可调的，可实现深部刺激。[0021](3)本发明所述装置的刺激电流在几百微安到几十毫安之间，现有技术中的刺激电流通常在几百毫安，较低的刺激电流避免了患者的疼痛感。附图说明

[0022]图1为本发明无创脑深部电刺激装置的结构示意图；[0023]图2为本发明无创脑深部电刺激装置的刺激电流波形图；

[0024]图3为本发明无创脑深部电刺激装置中的控制系统结构示意图；[0025]图4为本发明无创脑深部电刺激装置中的恒流源结构示意图。

具体实施方式

[0026]下面结合附图及具体实施例对本发明作进一步说明。

[0027]图1所示为本发明无创脑深部电刺激装置的结构示意图。所述装置包括第一恒流源1、第二恒流源2、第一正刺激电极3a、第一负刺激电极3b、第二正刺激电极4a、第二负刺激电极4b、参考电极5、控制系统6和影像辅助系统7。第一正刺激电极3a和第一恒流源1的第一输出端连接、第一负刺激电极3b和第一恒流源1的第二输出端连接，第二正刺激电极4a和第二恒流源2的第一输出端连接、第二负刺激电极4b和第二恒流源2第二输出端连接。第一恒流源1的输入端和控制系统6的第一输出端连接、第二恒流源2的输入端和控制系统6的第二输出端连接，控制系统6的输入端与影像辅助系统7连接，参考电极5与控制系统6的“地”连接。所述影像辅助系统7可以显示患者头部10的内部结构图像，并在图像上标出目标刺激靶区8，影像辅助系统7根据目标刺激靶区8的位置计算所需第一正刺激电极3a、第一负刺激电极3b、第二正刺激电极4a、第二负刺激电极4b的位置以及第一恒流源1、第二恒流源2输出电流的频率和幅值，在影像辅助系统7的显示器上显示第一正刺激电极3a、第一负刺激电极3b、第二正刺激电极4a、第二负刺激电极4b的位置，并将第一恒流源1、第二恒流源2输出电流的频率和幅值传送至控制系统6。控制系统6设定第一恒流源1、第二恒流源2的输出电流频率和幅值。比如第一恒流源1产生的电流幅值为0.5mA，频率为1000Hz，第二恒流源2产生的电流幅值0.25mA，频率为1040Hz。第一恒流源1在患者头部10中产生的电场由第一正刺激电极3a出发，终止于第一负刺激电极3b。第二恒流源2在患者头部10中产生的电场由第二正刺激电极4a出发，终止于第二负刺激电极4b。第一恒流源1和第二恒流源2在患者头部10中产生的电场叠加，在实际刺激靶区9叠加后总电场的包络线峰峰值最大，可以达到兴奋该脑

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区的作用。实际刺激靶区9与影像辅助系统7中显示的目标刺激靶区8相对应。[0028]图2为本发明无创脑深部电刺激装置的刺激电流波形图，结合图1、图2说明本发明所述装置的工作原理。第一恒流源1在大脑内产生的电场E1＝A*sin(2000πt)，第二恒流源2在大脑内产生的电场

[0029][0030]

A、B为电场幅值，为相位差，t为时间。

根据三角函数和差化积公式可得合成电场

合成电场的波形如图2中上图所示，波形包括1000Hz、1040Hz的频率成分，以及频率为40Hz的包络线。特别是A＝B时，如图2下图所示，合成电场的包络线峰峰值最大，最容易使神经兴奋。因此第一恒流源1和第二恒流源2在大脑中产生相同电场强度的位置就是实际刺激靶区9。通过调整第一恒流源1和第二恒流源2输出电流的大小，或者是调整第一正刺激电极3a、第一负刺激电极3b、第二正刺激电极4a、第二负刺激电极4b的位置，可以改变大脑中两个频率电场的空间分布，从而达到改变实际刺激靶区9位置的效果。[0032]图3为控制系统结构示意图。控制系统包括单片机300、第一直接数字频率合成器301、第二直接数字频率合成器302、第五运算放大器303、第六运算放大器304、第九电阻305、第一数字电位器306、第十电阻307、第二数字电位器308构成。单片机300的第一输出端和第一直接数字频率合成器301的输入端连接，单片机300的第二输出端和第二直接数字频率合成器302的输入端连接，第一直接数字频率合成器301的输出端和第五运算放大器303的正输入端连接，第二直接数字频率合成器302的输出端和第六运算放大器304的正输入端连接，第九电阻305的一端和第五运算放大器303的负输入端连接，第九电阻305的另一端和“地”连接，第一数字电位器306的第一端口和第五运算放大器303的负输入端连接，第一数字电位器306的第二端口和第五运算放大器303的输出端连接，第十电阻307的一端和第六运算放大器304的负输入端连接，第十电阻307的另一端和“地”连接，第二数字电位器308的第一端口和第六运算放大器304的负输入端连接，第十电阻308的第二端口和第六运算放大器306的输出端连接。第一数字电位器306的第三端口和单片机300的第三输出端口连接，第二数字电位器308的第三端口和单片机300的第四输出端口连接。第五运算放大器303、第九电阻305、第一数字电位器306构成第一同相放大器，第六运算放大器304、第十电阻307、第二数字电位器308构成第二同相放大器。单片机300将设定好的第一频率和第二频率分别传送至第一直接数字频率合成器301、第二直接数字频率合成器302，第一直接数字频率合成器301、第二直接数字频率合成器302输出的信号通过第一同相放大器、第二同相放大器进行放大。单片机300通过改变第一数字电位器306和第二数字电位器308的电阻值来改变第一同相放大器、第二同相放大器的放大倍数，实现输出信号电压值的调节。[0033]图4为恒流源结构示意图。以下以第一恒流源为例说明恒流源原理。第一恒流源包括第一信号源400、第一运算放大器401、第二运算放大器402、第三运算放大器403、第四运算放大器404、第一限流电阻405、第二限流电阻406、第一电阻411，第二电阻412，第三电阻413，第四电阻414，第五电阻415，第六电阻416，第七电阻417，以及第八电阻418。第一电阻至第八电阻的阻值相等，第一限流电阻405和第二限流电阻406阻值相等。第一运算放大器401和第三运算放大器403结构相同，第二运算放大器402和第四运算放大器404结构相同。第一信号源400的输出为恒压信号，第一信号源400的负端与“地”连接，第一信号源400的正端与第一电阻411的一端连接，第一电阻411的另一端与第一运算放大器401的负输入端连

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接；第一信号源400的负端与第三电阻413的一端连接，第三电阻413的另一端与第一运算放大器401的正输入端连接；第二电阻412的一端与第一运算放大器401的负输入端连接，第二电阻412的另一端与第一运算放大器401的输出端连接；第四电阻414的一端与第一运算放大器401的正输入端连接，第四电阻414的另一端与第二运算放大器402的输出端连接；第二运算放大器402的输出端与自身的负输入端连接；第一限流电阻405的一端与第一运算放大器401的输出端连接，第一限流电阻405的另一端与第二运算放大器402的正输入端连接；第二运算放大器402的正输入端与负载407的第一端口连接。第一信号源400的负输出端又与第五电阻415的一端连接，第五电阻415的另一端与第三运算放大器403的负输入端连接；第一信号源400的正端又与第七电阻417的一端连接，第七电阻417的另一端与第三运算放大器403的正输入端连接；第六电阻416的一端与第三运算放大器403的负输入端连接，第六电阻416的另一端与第三运算放大器403的输出端连接；第八电阻418的一端与第三运算放大器403的正输入端连接，第八电阻418的另一端与第四运算放大器404的输出端连接；第四运算放大器404的输出端与自身的负输入端连接；第二限流电阻406的一端与第一运算放大器401的输出端连接，第二限流电阻406的另一端与第四运算放大器404的正输入端连接；第四运算放大器404的正输入端与负载407的第二端口连接。[0034]所述恒流源原理如下。在恒流源中，第一运算放大器401和第一电阻至第四电阻411～414构成第一差分电路，第三运算放大器403和第五电阻至第八电阻415～418构成第二差分电路，第二运算放大器402自身构成第一电压跟随器，第四运算放大器404自身构成第二电压跟随器。第一限流电阻405与负载407连接的一端对地电压等于第二运算放大器402输出端对地电压。第二限流电阻406与负载407连接一端的对地电压等于第四运算放大器404输出端对地电压。那么，第一、第二差分放大器的输入幅值相等，极性相反。因此如果第一信号源400输出电压为V，那么第一运算放大器401输出端与第二运算放大器402正输入端之间的电压为-V，流过负载407的电流恒定为第一信号源400输出电压与第一限流电阻405阻值的比值，方向是流出负载407。同理，第三运算放大器403输出端与第四运算放大器404正输入端之间的电压为+V，流过负载407的电流恒定为第一信号源400输出电压与第二限流电阻406的比值，方向是流入负载407。由于第一限流电阻405和第二限流电阻406阻值相等，流入和流出负载407的电流大小相等，实现了流经负载407电流恒定的作用。

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图1

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图2

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图3

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图4

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