應用非接觸式饋電技術之植入式神經電刺激器 Contactless Power Transmission Technique for Implanted Nrurostimulator

李嘉猷 劉彥田 沈紘宇 Jia-You Lee Yan-Tain Liu Hung-Yu Shen

國立成功大學電機工程學系 Department of Electrical Engineering, National Cheng Kung University

摘要

本文旨在研究非接觸式電能傳輸技術，建構植入式神經電

刺激器。首先探討射頻交流正弦電源之設計，並比較不同幾何

形狀感應線圈，最後選用圓形線圈作為感應耦合結構。為提高

次級側電能拾取能力，將於次級側加入並聯諧振電容。電刺激

模式則採取電流刺激，且使用延緩式仿單極性刺激波形，以增

進刺激效果，並避免造成神經受損。 關鍵字：非接觸式電能、諧振電容、延緩式仿單極性。

Abstract This paper is to study the contactless power transfer techniques

for implanted neurostimulator. The sinusoidal RF current source is analyzed. The different coupling structures are analyzed, then choose spiral coil as inductive coils. Power transfer capability can be improved by adding a parallel resonant capacitor on secondary. The strategy of stimulation is current regulated mode with delayed pseudomonophasic (DPS) waveform which could provide better effect of stimulation without causing tissue damage. Keywords: contactless power, resonant capacitor, DPS.

I. 前言 在現今人類越來越重視生活品質的時代裡，對於自

身健康也愈加重視，而拜科技進步之賜，越來越多植入

式醫療電子設備可用於幫助診斷或治療某些疾病，而植

入式神經電刺激器為目前使用相當廣泛的生醫電子系

統，其功能為恢復癱瘓或衰退的組織，利用電流脈衝來

刺激神經或肌肉，達到康復或治癒的療效。 由於電刺激器需植入於人體內，故電能供給成為一

項重要議題，傳統供電方式為直接將電源導線穿透皮膚

組織，提供電能給電刺激器，此種方式容易造成開放性

傷口及清潔不易等缺點，若傷口不幸感染，則可能產生

併發症的危險。而另一種供電方式則是藉由內部電池供

給，但電能消耗殆盡時，屆時須開刀取出更換，增加病

患痛楚及傷口感染，若電池液外漏時，則容易造成植入

式電子設備損毀，使病患健康受到威脅。 倘若改以非接觸方式傳遞電能，則可有效改善上述

問題，在安全上、便利性、可靠度及維護上皆優於傳統

供電方式，因毋須安裝電池，故可縮小電刺激器體積，

降低病患植入後的不適感。綜合以上所述，本論文研究

非接觸式電能傳輸技術，建構植入式神經電刺激器，以

改善上述問題。關於植入式生醫電子非接觸式電能傳輸

方面之學術研究，[1-7]探討各類電能傳輸系統的設計，包含變流器種類、諧振形式、磁耦合模型分析及操作頻

率等，並以實驗驗證所提之設計方式。

II. 整體電路架構 植入式神經電刺激器整體系統架構如圖 1 所示，系

統藉由射頻交流正弦電源產生弦波電流，流經感應線圈

後可生成交變磁場，並傳遞磁能至次級側線圈。於線圈

兩端產生感應電動勢，而為提高磁能拾取能力，故加入

諧振電路用以抵銷次級側漏感，最後將所拾取的電能饋

入穩壓電路，用以輸出穩定電壓給予神經電刺激器。

圖 1 植入式神經電刺激器系統架構方塊圖

III. 非接觸式饋電系統設計 非接觸式電能傳輸技術之基礎即為電磁耦合，係利

用磁場、電場或電磁波方式來傳遞能量。如圖 2 所示，當交變電流 ip流經感應線圈後，將生成磁場，而根據冷次定律得知，在封閉線圈中通過交變磁通量時，將於線圈兩端產生感應電動勢，而感應電動勢大小值與磁通

量的變化率有關，當變化率越大時，感應電動勢則越

大。而磁場方向則依據安培右手定則，右手大拇指方向

為電流方向，四指方向為感應磁場方向，可得知導線上

電流與磁場方向之關係。

圖 2 非接觸式電能傳輸示意圖

為描述耦合的程度，定義耦合係數為

spLL

Mk (1)

其中 k 為耦合係數，M 為互感，Lp為初級側自感，Ls為次級側自感。由於非接觸式電能傳輸系統之耦合線圈必

存在一定間隙，故僅有部分磁通經過次級側線圈，因此

耦合係數介於 0~1 之間，通常在 0.5 以下。而為有效提升電能傳輸能力，因此於次級側線圈上加入諧振電容，

並設計諧振點等同於電能傳輸頻率，使系統得以提升捕

捉磁場的能力，增進傳輸效率。 3-1 射頻交流正弦電源設計

由於變流器切換頻率操作在 13.56MHz，因此採用石英振盪器來產生所需頻率，其石英振盪子具有

±0.001%左右的精度，所以在使用上可得到相當精準的振盪頻率。如圖 3 所示，利用 74HC04 反相器及石英振盪子製作而成振盪電路。此電路中 RF提供反相器偏壓，

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使其操作在線性區，而 CA 及 CB 則提供額外 180°的相位，但當振盪頻率高於 4MHz 時，CA及 CB可能無法提供足夠的相位，故需加入 CF 來增加相位，使電路正常振盪。在此選用如圖 4 所示的 Class-E 諧振變流器做為產生射頻正弦電流的電路，因電路本身具零電壓切換之

優點，故電能轉換效率較一般轉換器來的好，其操作頻

率可達數 MHz 至數十 MHz。在設計 Class-E 諧振變流器時，須考量次級側電路反射阻抗所造成的影響，圖 4為次級側電路及初級側 Class-E 諧振變流器示意圖。

圖 3 石英振盪器

圖 4 Class-E 諧振變流器

首先為方便分析電路，先將次級側後級電路等效成

RL，再將次級側阻抗反射至初級側上，可得反射電容 Cr及反射電阻 Rr。Class-E 諧振變流器由功率電晶體、Lpri-Cpri-Cr-Rr串聯諧振電路、並聯電容 C1及射頻扼流圈Lf 所組成。並聯電容 C1 包含功率電晶體寄生電容，Lf則需足夠大，使直流電壓源得以產生穩定直流電源 II。當電開關導通時，諧振電路由 Lpri、Cpri、Cr及 Rr所組成，C1 不參與諧振。開關截止時，Lpri、Cpri、Cr、Rr 及 C1組成諧振電路，由於 Cpr、Cr及 C1為串聯，故等效電容Ceq=Cpri//C1//Cr。

故設計電路時，先計算反射電容值，再根據反射電

容值大小來設計諧振槽電容，而初級側電感則根據反射

電阻大小來設計所需感值，故 Class-E 諧振變流器電路元件參數可藉由(2)至(5)進行電路設計。

rLpriRQL (2)

rRC

)4(8

21 (3)

sec

oLro

pri

LM

16QR

C22 )4(

1 (4)

s

rf f

RL )14

(22

(5)

3-2 諧振電路設計 由於非接觸式電能傳輸存在較大氣隙，故耦合係數

較低，造成感應電能的傳輸能力下降，因此可於初級側

與次級側加入諧振電容來提升傳輸能力。對於初級側而

言，其諧振電容即為 Class-E 變流器中的諧振電容。次級側諧振電容，其功能在於消除次級側漏感，得以提升

電能拾取能力，其諧振電路如圖 5 所示，具串聯及並聯兩種結構。

(a)串聯諧振 (b)並聯諧振

圖 5 次級側諧振電路架構

為得到最佳電能拾取能力，因此諧振頻率與電能傳

輸頻率必須相等，以產生最大感應電壓，故次級側諧振

電容計算公式可依照(6)進行設計。

ss L

C 21

(6)

以功率傳輸大小的角度而言，當 RLωLs時，則使用並聯諧振較為恰當，並為電壓源之形式。而

並聯諧振電路具有另一額外優點，即可將次級側線圈雜

散電容納入諧振電容 Cs 之中，故可使用較小感值之線圈。基於以上論述，故次級側採用並聯諧振電路。 3-3 感應耦合線圈設計

由於植入式神經電刺激器為植入於人體，因此需研

製小型感應線圈，而為達成此一目的，故採用薄型印刷

電路板來製作感應線圈，且具有易於控制線圈感值之優

點，故適用於植入式神經電刺激器。在考量電感非理想

效應下，其等效電路可視為電阻與電感串聯，電阻係由

渦流損、集膚效應及線阻等非理想效應所構成，並可藉

由品質因數 Q 來描述電感與線阻間的關係，其公式如下

RXQ L (7)

當品質因數愈高時，代表電感越趨近理想，故理想

電感的品質因數為無窮大。因此製作感應線圈時，將優

先選擇品質因數較高之電感。由於感抗與非理想效應皆

隨頻率變化而有所不同，且兩者之間並無一定關係，因

此 Q 值於不同頻率下，其值亦不盡相同，故品質因數於特定量測頻率下，可用來判斷電感品質。

印刷電路板感應線圈最常見的幾何形狀為圓形、矩

形、六邊形及八邊形。為選擇最佳之幾何形狀，在此利

用上述的品質因數大小來衡量電感品質。在此製作不同

幾何形狀線圈時，控制線圈長寬皆為 30mm×30mm，圈數皆為 5 圈，線徑同為 0.5mm。進行量測時使用 HP 4284A LCR meter 做為量測儀器，分別量測感值、品質因素以及線阻，量測數據如表 1 所示。

表 1 不同幾何形狀線圈量測參數

方形 圓形 八角形 六角形Lp(μH) 0.56 0.522 0.517 0.523

Q 9.63 10.3 9.82 9.72 R(Ω) 0.41 0.3 0.34 0.33

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由上表可發現，在相同條件下，方形的感值大於其

他幾何形狀，係因方形所占面積最廣，故長寬同為

30mm×30mm 情況下，方形線圈感值最高。並可由表中得知，圓形線圈具有最高的品質因素，故選擇圓形作為

初級側及次級側感應線圈之幾何形狀。在選擇圓形線圈

後，接著探討線圈內外徑不同大小對於品質因數的影

響，如圖 6 所示，兩線圈繞線圈數皆為 5 圈，線寬同為0.7mm，外徑均為 15mm，而 A 線圈內徑為 0mm，B 線圈內徑為 7.5mm。由表 2 可發現，內徑為 7.5mm 時，感值約為內徑 0mm 線圈的 2 倍，係因線圈通以相同電流時，其電感值與線圈截面積成正比，又 B 線圈總截面積大於 A 線圈，故具有較大的電感值。

圖 6 不同內徑之圓形線圈

表 2 不同內徑之圓形線圈特性參數

A 線圈 B 線圈 Lp(μH) 0.662 1.12

Q 12.6 13.3 R(Ω) 0.23 0.42

然而在選擇線圈形狀時，除考量品質因數大小外，

線圈間的耦合係數大小亦極其重要，且當進行電能傳輸

時，初次級側線圈並非皆完美對位，因此必然存在些許

偏移，故以下探討初、次級側線圈於不同線圈樣式相互

搭配時，於間距 10mm 下，觀察橫向位移時耦合係數之變化，其配置型式如表 3 所示。區域分配如圖 7 所示，分別量測次級側移至初級側各點時耦合係數的變化。

表 3 初次級側不同線圈樣式配置

線圈配置型式 初級側 次級側 I A 線圈 A 線圈 II A 線圈 B 線圈 III B 線圈 A 線圈 IV B 線圈 B 線圈

10mm

次級側線圈

圖 7 初級側線圈區域劃分

在圖 8 中，當初、次級側線圈配置為型式 I 時，進行橫向位移，可發現其耦合係數僅於位置 0mm 時低於型式 IV 之組合，係因 B 線圈外圍較密，故磁通較強，而內部並無線圈，因此磁通較弱。反之，A 線圈分佈較為均勻，故圓內磁通分佈亦較平均，因此初、次級側為

型式 I 時，耦合係數除了在位置 0mm 外，其餘地方皆高於型式 IV。而 II 及 III 型式，兩者的耦合係數變化則是相當接近，但皆低於型式 I，因此最後選定型式 I 之組合作為感應線圈的配置。

0

0.02

0.04

0.06

0.08

0.1

0.12

0.14

0.16

0.18

-15 -10 -5 0 5 10 15

x軸(mm)

耦

合

係

數

IIIIIIIV

圖 8 初次級側線圈於橫向位移時其耦合係數之比較

IV. 神經電刺激器設計 4-1 神經電刺激策略

電刺激模式可分為電壓模式及電流模式，當使用電

壓模式時，由於人體組織阻抗並非定值，故流經組織之

電流大小將隨之變動，因此當阻抗變小時，電流可能過

大而傷害到神經細胞或肌肉組織，故對於植入式電刺激

器而言，通常不採用此種刺激方式。當使用電流刺激模

式時，因刺激電流強度不因組織阻抗變化而有所變化，

故可有效控制刺激強度，以避免神經細胞受到傷害。且

因神經電刺激器為植入於人體內，故刺激電極可準確放

置於待刺激神經組織旁，僅需施加微小刺激電流，即可

對神經細胞進行刺激。 刺激波形具有三個重要參數，分別為頻率、振幅及

刺激時間，並可藉由上述參數來控制肌肉收縮強度。當

刺激頻率過低時，會產生抽搐現象；而過高時，則易造

成肌肉緩慢收縮。一般而言，較高刺激頻率可使肌肉產

生較強烈的收縮，卻易於導致神經疲勞，造成往後需要

更高刺激量來激發運動神經。因此多數神經電刺激療

程，皆以控制振幅及刺激時間來調整肌肉收縮程度，避

免過高刺激頻率而造成神經疲勞。故現今刺激頻率器普

遍維持在 10Hz 至 100Hz 之間，刺激電流振幅約控制在10mA 以下，刺激時間約為 5μs 至 500μs。

英國劍橋大學的認知與腦部科學研究中心，對於電

刺激波形有著深入研究，並指出如圖 9 所示之延緩式仿單極性刺激波形具有較佳刺激效果。進行刺激時，先以

高振幅正向電流在短時間內刺激神經細胞後，經短暫停

止刺激一小段時間，接著再以低振幅反相電流來緩和儲

存於神經細胞中的電荷，最後停止刺激，始完成一個刺

激週期。由於此刺激波形易於恢復細胞膜靜止電位，因

此可有效降低刺激閥值，並可避免神經細胞受到傷害。

故基於上述優點，本實驗使用延緩式仿單極性波形作為

電刺激波形。

圖 9 延緩式仿單極性電刺激波形

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4-2 神經電刺激器 當神經電刺激器對神經細胞進行刺激時，通常採用

電流模式進行刺激，以方便操作於安全範圍內。並使用

可輸出正負電流的壓控電流源電路做為電刺激器，如圖

10 所示。藉由單晶片微處理器輸出控制信號，再利用DAC 轉換成控制電壓用以控制刺激電流，其中 A1 為反相放大器，A2為電壓隨耦器。

圖 10 電刺激電路

輸出電流經整理後得出(8)，為方便計算刺激電流值大小，故設計電阻值滿足 R1R5=R4R2 時，因此刺激電流可簡化成(9)。

)()()(

24512134

215

RRRRRRRRRRRRvi

L

cL

(8)

31

2

Rv

RRi cL (9)

由上式得知，刺激電流可由 R1、R2、R3及控制電壓vc來做調整。在此設計 R1=R2，R3=1kΩ，並藉由 vc來控制刺激電流振幅。而為了避免造成神經細胞受到損傷，

因此刺激電流一般設計在數 mA 左右。為產生如圖 9 所示之電刺激波形，且能準確控制電刺激頻率、振幅及刺

激時間，故使用單晶片微控制器用以控制電刺激波形。

首先設定所需電刺激振幅及刺激時間，以激發神經細

胞，使肌肉產生收縮。而為平衡神經電荷，故需設定反

向電流值大小及持續時間，並施加於神經細胞，最後判

斷是否完成刺激。其刺激參數如表 4 所示，程式流程圖如圖 11 所示。

表 4 電刺激參數

頻率 刺激電流 刺激時間 平衡電流 平衡時間20Hz 4mA 8ms -1mA 32ms

圖 11 電刺激波形程式流程圖

V. 實驗結果量測 依據前面章節所述，分析系統原理及設計電路參

數，實際完成植入式神經電刺激器之非接觸式供電系

統。經逐步測試各部份電路功能正常後，將整個系統電

路整合，以驗證電刺激電路可藉由非接觸式電能傳輸技

術來供給電能。圖 12 及圖 13 為本系統之硬體電路，初級側電路包含 Class-E 變流器、射頻振盪電路以及印刷電路板感應線圈。次級側電路則具有諧振電路、穩壓電

路、單晶片控制電路、電刺激電路以及感應線圈。

圖 12 初級側電路實際電路圖

圖 13 植入式神經電刺激器實際電路圖

其系統輸入電壓 9V作為Class-E諧振變流器直流電源，其操作頻率為 13.56MHz。經電路設計並完成硬體電路後，進行電路波形量測與紀錄。圖 14 為 Class-E 變流器驅動信號與開關上電壓波形，由圖中可得知電路操

作頻率近 13.56MHz，開關上最大電壓為 32.8V，而開關上電壓呈現此一波形係因開關旁並聯一個諧振電容，因

此當開關截止時，並聯電容參與諧振，故電壓呈現緩慢

上升又逐漸下降的現象。圖 15 為初級側電感上感應電壓及電流，並可由圖中觀察得知電壓波形並非正弦波，

是由於諧振槽受到整流濾波器及降壓式穩壓電路的非

線性負載所影響，導致諧振槽並非純粹由並聯電感及並

聯電容所組成，故感應電壓及電流波形造成些許扭曲。

圖 14 驅動信號及開關上電壓

圖 15 初級側電壓及電流

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由於次級側電路需植入於人體內，故初級側線圈並

無法精確對位，而為瞭解兩線圈平移時其電壓及電流變

化，因此針對如圖 16 所示兩種初、次級側對位方式，分別量測次級側電壓及電流波形。由圖 17 中觀察得知，當對位方式為圖 16 的 A 區及 B 區時，次級側電壓振幅分別為 14.4V 及 7.6V，故經整流濾波後，仍具足夠高的電壓振幅可饋至穩壓電路。因此當兩線圈無法準確對位

時，次級側線圈仍可拾取所需電能。

圖 16 初、次級側對位方式

(a)A 區

(b)B 區

圖 17 次級側電壓及電流

為瞭解電能傳輸效率，量測時線圈擺放位置如圖 7所示，固定初、次級側線圈間距為 10mm，當次級側線圈由左至右橫移每 5mm 時，分別量測傳輸效率，並定義傳輸效率如圖 18 所示。

圖 18 感應線圈傳輸效率之定義

由圖 19 中可看出，當初、次級側線圈為正中心對位時，其效率最高可達 34.5%，但隨著次級側線圈的橫向位移，電能傳輸效率則越差，係因次級側線圈已有部

分區域並非位於初級側線圈之上，使部份次級側線圈無

法有效拾取磁能，故效率較低，而當次級側線圈中心對

位於初級側線圈最外圍時，其傳輸效率僅 7.2%。

0

5

10

15

20

25

30

35

40

-15 -10 -5 0 5 10 15x (mm)

傳

輸

效

率

%

圖 19 不同位置之效率量測

電刺激波形量測結果如圖 20 所示，可由圖中觀察得知，刺激頻率為 20Hz，刺激振幅為 4mA，且刺激波形確為延緩式仿單極性電刺激波形，故所設計之電刺激

電路確實可輸出穩定電刺激信號。

圖 20 電刺激電流波形

VI. 結論 相較於傳統植入式電刺激器，本文中所製作的電刺

激器電源供給係藉由非接觸式電能傳輸，故不須植入電

池，因此可免去開刀更換電池時所造成的痛楚。而為縮

小感應線圈體積，電能傳輸頻率提高至射頻 13.56MHz。並使用薄型印刷電路板製成小型感應線圈，且探討各式

幾何形狀線圈特點，經比較後選擇圓形感應線圈，具有

磁場分佈平均及品質因數較高之優點，並分別製出直徑

分別為 30mm 及 25mm 的初、次級側線圈。 整體電路架構上，選用適於高頻操作的 Class-E 諧

振變流器來產生高頻交流電源。而為提高傳輸效率，在

次級側加入並聯諧振電容，以抵銷次級側線圈漏感，增

進電能拾取能力。電刺激方式則採用電流模式刺激，並

使用延緩式仿單極性電刺激波形，刺激頻率及振幅分別

為 20Hz 及 4mA，以避免造成神經疲勞及損傷。整體電路經由實際測試後，當初、次級側於間距 10mm 下，次級側電路皆可正常拾取電能供給電刺激電路。最後分別

量測次級側線圈橫向位移時的傳輸效率，當初、次級側

線圈為中心對位時，具有最高 34.5%的傳輸效率。

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