專利名稱：經顱電刺激設備和方法
背景技術：
生物電刺激設備已經被發展用于通過位于病人大腦相對側的電極來對病人施加電流脈沖。選定頻率的電流脈沖被用來與病人的中樞神經系統產生反應。這種裝置一般被稱為經顱電刺激儀(TCES)或者顱側電刺激儀(CES)，已經在大量的非入侵性過程中被應用，如產生止痛作用，降低或控制偏頭痛以及用于其他的一些治療和電麻醉。
最早的經顱電刺激裝置原型起源于俄國。這些最初的設計，盡管在幾種不同的治療形式中被成功應用，卻具有對佩帶者或病人產生不適的嚴重缺點。在個別的情況下這些較早的顱側刺激裝置甚至會對病人造成痛苦。發現這些較早的裝置造成不適的原因是在裝置的全部操作過程的一部分中使用了直流電。直流電用來破壞或者降低皮膚的電阻以使放置在病人頭部的電極所產生的治療交流信號穿透大腦和神經系統以達到需要的效果。
這些較早類型的儀器中，佩帶者使用通過帶子附著在頭部的一系列電極接收直流和交流電波包的組合。典型的是，包含基于DC電路的陰極或負極的兩個電極被放置在前額中心左右大約三英寸的地方。其他的兩個電極，包含基于DC電路的陽極或正極，被放置在顱骨后部雙耳后下方的上顎位置。借助于這種基于DC電流的設計，要求佩帶者在皮膚和任何電極之間加上一塊厚的襯墊。典型地，襯墊是由幾層原色的未染色的棉法蘭絨或者是同類的物品組成。為了達到最好的結果，織物襯墊用水浸透以在電極和佩帶者的皮膚之間提供導電通路。在交流頻率電流的治療形式可利用水平能夠達到之前，如果沒有襯墊(由于直流電的存在，襯墊是唯一要求)，這樣的裝置或者會燒壞佩帶者的皮膚，或者導致相當強度的疼痛。
盡管多種類型的治療被這種較早的經顱電刺激裝置使用，這種儀器普遍需要在每個治療周期平均使用30分鐘。如果沒有相對麻煩的厚襯墊，基于DC的設計是不能使用的。有了厚襯墊，這樣的DC設計對佩帶者來說才是可以忍受的，但是很少能夠帶給佩帶者愉快的經歷。
利用此類裝置用于不同的治療方法的三項俄國專利包括第1489719，1507404和1522500號俄國專利。在所有的這些專利中，在每次治療期間，在電流強度從一個相對小的值上升到一個高的或者最高的電平上，使用了頻率為70到80赫茲之間的直流電流和矩形脈沖電流的結合。
基于DC設計的一個附加潛在的有害缺點是離子電滲療法。這種類型的DC電路應用的特征是能夠造成分子大小的部分金屬、毒素或者其他的不希望的雜質在通過皮膚的電流方向上移動并進入這種基于DC的CES儀器佩帶者的血流中。因此，要非常小心以保證除了用來使佩帶者皮膚上與襯墊產生良好電接觸的水之外沒有其他的物質。因為實際上所有CES治療形式要求重復治療，離子電滲療法作為有害因素的潛在性會逐漸提高。
經顱電刺激(CES或TCES)最初在20世紀60年代被用來致人入睡。這些早期裝置典型使用電流是在100赫茲的頻率時小于1.5毫安。授給Liss的美國專利第4627438號使用了被低頻方波調制的更高頻率來產生循環的脈沖群。調制頻率決定了Liss裝置的重復頻率，但是在每次重復周期中脈沖群為均一振幅。Liss專利裝置特別適用于與治療偏頭痛一起聯合使用。低頻或調制信號是非對稱的，使用了3∶1的占空比，即在一個循環周期內有四方之三的時間是“開”的，另外的四分之一時間是“關”的。這導致當沒有施加信號時被關斷時間所分開的高頻信號脈沖的猝發，接著為再施加高頻信號脈沖的猝發。在治療間隔期間脈沖施加的時間周期上，一些病人的不適會出現在這種“開/關”系統的操作中。
一些其他的美國專利，都是針對于利用低頻調制載波調制的高頻信號的雙頻系統，在現有的Liss第4627438號專利中具有該裝置的一般屬性的工作。這些專利的典型是Limoge的第3835833號專利，Nawracai的第4071033號，Kastrubin的第4140133號，Morawetz的第4922908號和Giordani的第5131389號。所有的這些專利都采用了在擇調制載波的低頻處調制的均一振幅的高頻信號。
上述專利的系統變形被美國專利Haimovich的第5540736號披露。該專利的裝置使用兩個不同的電流產生器，來提供傳遞到工作在病人腦部的不同部位的兩個電極對的電流。這允許對電流產生器的獨立的控制，以管理穿過每一個電極對的獨立的調節電流以調節由于病人中腦部分不同部位的生理學和解剖學性質而產生的不同阻抗、導電介質的質量和其他因素。在所有其他的方面，這項專利披露的系統與上述Liss專利所披露的系統操作相類似。
公開號為第2139111號的俄國專利針對的是治療麻醉狂的方法，其也可以被使用在如上所述的其他CES專利中用于對沉溺于酒精和麻醉的治療。在該專利中，經顱電刺激是由100赫茲的調制頻率下持續4毫秒的電流包完成的。在每一個包內，高頻信號具有同一的頻率和電流幅度。
希望提供一種能夠克服現有技術缺點并且能夠提高治療效果，增加病人舒適感的經顱電刺激設備和方法。

發明內容
本發明的一個目的是提供一個改進了的經顱電刺激設備和方法。
本發明的另一目的是提供改進的不使用直流成分的經顱電刺激設備和方法。
本發明的又一目的是提供改進的僅采用交流成分的經顱電刺激設備和方法。
本發明的更進一步的目的是提供改進的經顱電刺激設備和方法，其利用了高頻脈沖包或群，它的振幅在每個包內以同一方式變化并且其中包以較低的調制頻率重復，施加到用于產生經顱電刺激的電極。
依照本發明的優選實施例，經顱電刺激裝置包括在第一預設頻率的雙極脈沖第一發生器。在比第一預設頻率低的第二頻率的調制控制信號源，被用來與接收第一預設頻率脈沖的振幅控制電路連接以產生第一預設頻率的雙極脈沖，其在調制控制信號的頻率下以非對稱形式改變振幅。


圖1為根據本發明一優選實施例的系統操作的總原理的框架圖。
圖2為本發明一優選實施例的典型信號圖形的波形。
圖3為產生如圖2所示信號的系統框架圖。
具體實施例方式
現在參照

本發明優選實施例及其操作。圖1是對多種經顱電刺激應用有用的能產生獨特的非對稱三重波形實施電路的突出操作特點的框架示意圖。聯系圖2詳細描述的獨特波形對儀器使用者可以產生微小的到完全不存在的不舒適感。
正如圖1所描述的，基本高頻電流信號是由高頻發生器10產生的，它可以使用頻率控制12和脈沖持續時間控制14來建立基頻并提供發生器10產生的每個脈沖的正負部分之間需要的非對稱。典型地，發生器10可以包括工作在1000到1200千赫茲之間的晶體振蕩器，該頻率接著被分頻到用于經顱電刺激電極的交流脈沖的需要操作頻率。典型地，分割比率可以為1∶4，來產生接著由低頻信號發生器16調制的信號。
正如圖1框架圖所說明的，低頻信號發生器16的輸出可以利用傳統的頻率控制18、脈沖持續時間控制20和調制深度控制22來建立，以便在24處產生復合調制輸出信號，它包括從高頻發生器10輸出的被低頻發生器16所調制的脈沖。輸出24接著被提供給振幅控制26以建立通過系統供給功率放大器28的脈沖波列的振幅。功率放大器28的電流可以根據系統所應用的治療模式而變化，并且由安培計34測量其電流。功率放大器28接著給一對或者多對電極輸出提供合適的經顱交流脈沖，如圖1所示的一對電極30和32。
現在結合圖2的波形和圖3的系統框架圖來研究用于產生非對稱三重波形以便產生有效的經顱電刺激的本發明優選實施例的操作。圖3所示系統的框架圖是典型的實現需要產生圖2波形的多種電路功能的一種方式，但是其他的產生這種信號波形的設計也是可以利用的。
圖3中，晶體振蕩器50用于提供基本的交流操作信號，該信號用于如圖1所示的由高頻發生器10和低頻發生器16產生的高頻脈沖和調制脈沖。典型地，振蕩器50可以具有1000千赫茲到1200千赫茲量級的操作頻率(盡管其他頻率也可以使用)。振蕩器50的輸出提供給分頻器52，它包含多個分頻級，來產生較低的調制頻率(如圖1所示，由低頻發生器16產生的)。振蕩器50的輸出信號同時也通過分頻器54產生如圖2所示的方波信號波形的操作信號波形，在被脈沖整形器56整形之后，得到圖2的一般的方波波形。在所給的例子中，脈沖發生在100千赫茲的交流等級下，但是其根據系統的具體應用中也可以為更高或者更低的頻率。
分頻器54輸出的脈沖也提供給計數器60，它可以是任何合適類型的諸如級聯計數器或環形計數器，用于在被使用來控制脈沖整形56的脈沖振幅的導線64和66上產生輸出信號。計數器60被分頻器52的輸出復位，通過導線62在分頻器52操作的每個周期來復位計數器。在本例子中，分頻器52的輸出(包含低頻調制控制信號)被選擇為77.5赫茲，因為這個重復頻率被證明在與經顱電刺激儀器連接時是高度有效的。在70赫茲到85赫茲范圍內的重復頻率被證明是有效的，但是77.5赫茲的頻率在實驗中被確認為能夠發揮系統最大效率的理想頻率。
通過導線62施加的調制或復位頻率也可由第二個獨立的晶體振蕩器提供，若需要可以工作在比振蕩器50低的初始頻率下。如果使用兩種不同的信號源，兩種信號間的同步應發揮作用，以使得信號的多種脈沖轉換彼此相關來產生圖2中的信號波形。然而圖3中所示的系統就是實現這一目的一種有效方法。
在本例子中，假設計數器60被復位為它的初始或“0”的計數狀態。系統開始運行提供分頻器54下分信號的高頻輸出脈沖到計數器輸入，它比每一個應用的脈沖早一步計數。在圖2中的波形中，初始脈沖(圖2的前四個)使得64和66上的計數器輸出是這樣的當這些輸出被應用到振幅控制器68時，產生最大振幅(如果需要的話，可以進行調節)。這在如圖2波形信號的左側部分說明了。當應用組或包中的第四個脈沖時，可以從計數器60的一個或全部輸出64和66得到一個信號，并被應用到振幅控制電路68上以便將其轉換為更低的振幅，如圖2中右側部分信號所示。
這使得振幅控制電路68的輸出被應用到可調放大器58上以產生如圖2所示的非對稱信號波形，其中每個信號脈沖的左側四分之一(42)是高振幅的，包含脈沖其余部分的右側部分(44)是低振幅的。該比率使得四分之一(初始振幅)處在高振幅范圍內，其余的四分之三處在低振幅的范圍內。這是使用的信號非對稱性的第一層次。
調節放大器5 8也工作在從脈沖整形器56得到的方波整型脈沖下，產生在信號的正負向方面的第二非對稱。如圖2所示，負向振幅占信號的整個振幅的四分之一，正向部分占整個振幅的四分之三。這在每個脈沖群或包的脈沖開始部分的最大振幅脈沖42和每個脈沖群或包結束的較低振幅部分44都是正確的。
最后，第三非對稱在如圖2的40所說明的13毫秒的方波脈沖包內產生。這是包含對計數器60復位操作的導線62分頻信號工作的結果。
圖2所示的復合非對稱信號接著由調節放大器58的輸出提供給功率放大器70。該放大根據由系統使用者利用的治療形態可以被調節以改變系統工作的電流量(同時保持圖2所示的相關波形形狀和方式)。安培計74用來量測系統提供的電流大小。它可以是一個簡單的模擬安培計，也可以是數字安培計，其分別提供圖2所示信號最大振幅和最小振幅部分的讀數。
如果需要，放大器70的輸出可以通過使施加到空間電極的信號極性被改變的極性開關72來施加。極性開關72在一對空間輸出電極76和78上提供信號，它們可以是分離陽極和分離陰極對的形式或者是單個的“陽極”和“陰極”對形式。因為沒有直流電成分出現，連接到輸出端76和78的電極路徑并不是真正的陽極和陰極；但是依賴于正在作用的治療方式，為了取得特殊的效果，它需要給這些電極的一個或另一個提供脈沖的正向部分并給另一個提供負向部分。
需要指出的是，在所示的上述系統中沒有直流成分。同樣需要指出的是，盡管系統基本上是在如圖2所示的每個脈沖包40的70千赫到120千赫的音調脈沖舉例說明的，其他頻率也是可以使用的。正如指出的，源自時序周期的77.5赫茲的波形用來完成依據圖2的信號圖形包括相關高振幅的第一脈沖和接下來的相對低振幅一系列脈沖的每個脈沖包。
在上述公開系統中，0.01毫秒的單個方波脈沖被使用在每個脈沖中具有0.0075毫秒的負脈沖值和0.0025毫秒的正脈沖值。當整個系統操作處于集中在3∶1的比率附近時，結合圖2描述的上述一般非對稱波形被證明是有效的。根據系統其他比率的相應變化這些比率當然也是可以改變的。但是發現這種公開的非對稱關系可以代替前面的必序的卻令人不舒適的較早的系統操作協議的DC部分。
在一些現有技術裝置中使用的DC電流被設計成提供一個穿透人類皮膚自然電容阻抗的路徑。DC電流減小該阻抗到大約300至400歐姆。但是其代價是儀器使用者的高度的不舒適感。實踐證明由圖3所示的系統所產生的并由圖2波形所示的獨特的非對稱信號的利用，有效將表皮層電容阻抗降低至大約100歐姆量級。因為在綜合的77.5赫茲調制頻率下阻抗更小，更低強度的電流可以收到先前需要更高的電流強度才能達到的相同的希望效果。對使用本儀器的病人來說，更低強度的電流轉換為更高水平上的舒適感。
前面描述的本發明優選實施例是作為示例而不能作為限制性的。本領域技術人員能夠想到以基本上同樣的方式執行大致相同的功能以便實現大致相同的結果而不背離如所附權利要求限定的本發明的真正保護范圍的多種改變和變形。
權利要求
1.一種實施經顱電刺激的方法，其特征在于包括如下步驟產生非對稱音調脈沖包(圖2)，其包括預設數目的方波脈沖，其第一部分(42)由高振幅脈沖組成，接下來的第二部分(44)由低振幅脈沖組成；在70到85赫茲之間的重復頻率上連續重復非對稱音調脈沖；將重復音調脈沖信號發送給經顱電刺激設備的電極(76，78)。
2.一種經顱電刺激設備，其特征在于第一預設頻率的雙極脈沖源(50)；產生低于所述第一預設頻率的第二頻率的調制控制信號源(52，60)；振幅控制裝置(68)響應調制控制信號，在第一預設頻率(通過58)耦合到雙極脈沖源，使雙極脈沖連續群中的雙極脈沖振幅根據第二頻率處的預定非對稱圖形變化。
3.如權利要求1所述的方法，其特征在于，包括非對稱音調脈沖的脈沖頻率大約為重復頻率的1150到1450倍。
4.如權利要求1所述的方法，其特征在于，每個音調脈沖的高振幅第一部分(42)的持續時間是大約整個音調脈沖持續時間的25％。
5.如權利要求1所述的方法，其特征在于，產生非對稱音調脈沖(圖2)的步驟包括產生一個在音調脈沖的每個完整周期中振幅和正負部分相對持續時間上都不對稱的音調脈沖信號。
6.如權利要求5所述的方法，其特征在于，音調脈沖第一部分(42)和第二部分(44)振幅的非對稱比率基本上為1∶3，每個音調脈沖正負部分的持續時間基本上也具有1∶3的比率。
7.如權利要求5所述的方法，其特征在于，包括非對稱音調脈沖的脈沖頻率大約為重復頻率的1150到1450倍。
8.如權利要求6所述的方法，其特征在于，每個音調脈沖的高振幅第一部分(42)的持續時間基本上是整個音調脈沖持續時間的25％。
9.如權利要求2所述的經顱電刺激設備，特征進一步在于，脈沖整形器(56)與第一預設頻率的雙極脈沖源(50)耦合來改變第一預設頻率的雙極脈沖的延時時間。
10.如權利要求9所述的經顱電刺激設備，特征進一步在于，振幅控制裝置(68)使雙極脈沖在每個脈沖群的第一部分(42)具有較大的振幅并且在每個脈沖群的第二部分(44)具有較小的振幅。
11.如權利要求10所述的經顱電刺激設備，特征進一步在于，每個脈沖群的第一部分(42)的振幅是第二部分(44)脈沖振幅的三倍。
12.如權利要求11所述的經顱電刺激設備，特征進一步在于，輸出電極(76，78)(通過58、70)與振幅控制裝置(68)耦合。
13.如權利要求11所述的經顱電刺激設備，特征進一步在于，調制控制信號源是與第一預設頻率的雙極脈沖源(50)耦合的分頻器(52)。
14.如權利要求2所述的經顱電刺激設備，特征進一步在于，振幅控制裝置(68)使雙極脈沖在每個脈沖群的第一部分(42)具有較大的振幅并且在每個脈沖群第二部分(44)具有較小的振幅。
15.如權利要求14所述的經顱電刺激設備，特征進一步在于，每個脈沖群的第一部分(42)的振幅是第二部分(44)脈沖振幅的三倍。
16.如權利要求2所述的轉頭蓋電子刺激裝置，特征進一步在于，輸出電極(76，78)通過(58、70)與振幅控制裝置(68)耦合。
17.如權利要求2所述的經顱電刺激設備，特征進一步在于，調制控制信號源是與第一預設頻率的雙極脈沖源(50)耦合的分頻器(52)。
全文摘要
一種經顱電刺激設備和方法，包括第一預設頻率的雙極脈沖的第一發生器，產生比第一預設頻率低的第二頻率的輸出的調制控制信號源用來使脈沖第一發生器的輸出脈沖在調制控制信號的頻率的預設非對稱圖形下改變振幅，該信號的非對稱圖形應用到為附在病人頭皮而設計的輸出電極(見圖3)。
文檔編號A61N1/36GK1579574SQ0315551
公開日2005年2月16日 申請日期2003年8月1日 優先權日2003年8月1日
發明者Y·S·卡特斯內爾森 申請人:卡拉科科學公司