TWI847384B

TWI847384B - 熱電驅動穿戴系統

Info

Publication number: TWI847384B
Application number: TW111144857A
Authority: TW
Inventors: 林宗宏; 吳驊珊; 何軒羽
Original assignee: 國立清華大學
Priority date: 2022-11-23
Filing date: 2022-11-23
Publication date: 2024-07-01
Also published as: US12324908B2; US20240165399A1; TW202421065A

Abstract

一種熱電驅動穿戴系統，其包含一熱電裝置以及一通電刺激組件。熱電裝置包含二熱界面材料層及一熱電轉換層。二熱界面材料層分別用以接觸一熱源及一冷源。熱電轉換層介於二熱界面材料層之間，並用以依據熱源及冷源之間的溫度差產生一電力。通電刺激組件電性連接熱電裝置，用以設置於一皮膚表面，通電刺激組件接收電力並傳輸一電流至一待刺激區域。藉此，可提供自供電的電刺激傷口癒合技術。

Description

熱電驅動穿戴系統

本發明是關於一種穿戴系統，且特別是關於一種設置於皮膚表面的熱電驅動穿戴系統。

隨著醫療科技的發展，對於皮膚表面的傷口已發展多樣的治療方式，如高壓氧系統(Oxygen/hyperbaric oxygen equipment)、負壓傷口治療系統(Negative pressure wound therapy system)等，其中電刺激(Electrical stimulation；ES)的治療技術因成本較低且非拋棄式的設計而成為了治療皮膚傷口的主流技術。然而，習知的電刺激技術，是透過電極通電刺激傷口，需要搭配額外的電源供應，因此需要定期更換電池，且會有無法任意穿戴的問題，再者，可能因電力下降而導致所供應的電力之電壓不穩，無法有效刺激傷口癒合，甚至造成傷口受傷加重。

有鑑於此，一種能自供電且穩定供電的電驅動穿戴系統仍是目前相關業者共同努力目標。

為了解決上述問題，本發明提供一種熱電驅動穿戴系統，透過熱電裝置依據冷熱源之間的溫度差產生自供電的電力，並透過通電刺激組件傳輸電流至待刺激區域，藉以可穩定自供電，增進能源使用的效率。

依據本發明一實施方式提供一種熱電驅動穿戴系統，其包含一熱電裝置以及一通電刺激組件。熱電裝置包含二熱界面材料層及一熱電轉換層。二熱界面材料層分別用以接觸一熱源及一冷源。熱電轉換層介於二熱界面材料層之間，並用以依據熱源及冷源之間的溫度差產生一電力。通電刺激組件電性連接熱電裝置，用以設置於一皮膚表面，通電刺激組件接收電力並傳輸一電流至一待刺激區域。

依據前述實施方式之熱電驅動穿戴系統，其中通電刺激組件可包含一覆蓋膜片、一第一電極組及一第二電極組。覆蓋膜片用以覆蓋待刺激區域。第一電極組設置於覆蓋膜片上，電性連接一正極且具有複數第一柵狀電極，第一柵狀電極用以接觸待刺激區域。第二電極組設置於覆蓋膜片上，電性連接一負極且具有複數第二柵狀電極，第二柵狀電極用以接觸待刺激區域，其中第一柵狀電極與第二柵狀電極電性隔絕且形成一電流刺激區域。

依據前述實施方式之熱電驅動穿戴系統，其中第一電極組及第二電極組可以金製成，且第一電極組及第二電極組摻雜複數奈米粒子，奈米粒子選自於由鐵、銅、鎂、錳、鈣、鉀、鋁、硒及其組合所組成之一族群。

依據前述實施方式之熱電驅動穿戴系統，其中各奈米粒子可為一奈米硒粒子。

依據前述實施方式之熱電驅動穿戴系統，其中各第一柵狀電極與相鄰的各第二柵狀電極可具有一電極間距，電極間距為1 mm-6 mm。

依據前述實施方式之熱電驅動穿戴系統，其中各熱界面材料層可以一彈性材料製成。

依據前述實施方式之熱電驅動穿戴系統，其中彈性材料可為一氮化鋁材料或一彈性矽膠複合材料製成。

依據前述實施方式之熱電驅動穿戴系統，其中熱電裝置可更包含複數上電極、複數第一下電極及複數第二下電極，一熱界面材料層包覆上電極，另一熱界面材料層包覆第一下電極及第二下電極。

依據前述實施方式之熱電驅動穿戴系統，可更包含一脈衝波產生模組。脈衝波產生模組電性連接於熱電裝置及通電刺激組件之間，脈衝波產生模組用以依據一脈衝寬度間歇性開啟通電刺激組件，其中脈衝寬度為50 ms-200 ms。

依據前述實施方式之熱電驅動穿戴系統，其中通電刺激組件可依據一電刺激頻率供給電流刺激待刺激區域，電刺激頻率為35 s/天。

依據前述實施方式之熱電驅動穿戴系統，可更包含一升壓整流模組。升壓整流模組電性連接於熱電裝置及通電刺激組件之間，升壓整流模組用以將電力由一交流電形式轉換至一直流電形式，且調控電力的一電壓值。

依據前述實施方式之熱電驅動穿戴系統，其中電壓值可介於2 V至5 V之間。

依據前述實施方式之熱電驅動穿戴系統，可更包含一監控模組。監控模組電性連接通電刺激組件，監控模組用以偵測待刺激區域的一電阻值，並依據電阻值及一正常表面電阻值的比值判斷待刺激區域的復原程度，並傳輸一監測訊號至一電子裝置。

依據前述實施方式之熱電驅動穿戴系統，其中熱電裝置可更包含一熱沉元件，熱沉元件設置於接觸冷源的熱界面材料層及冷源之間。

請參照第1圖及第2圖，其中第1圖繪示依照本發明一實施例的一熱電驅動穿戴系統100應用於一皮膚表面S1的示意圖，第2圖繪示依照第1圖實施例的熱電驅動穿戴系統100的系統方塊圖。如第1圖及第2圖所示，熱電驅動穿戴系統100包含一熱電裝置110以及一通電刺激組件120。熱電裝置110包含二熱界面材料層1111、1112(繪示於第3圖)及一熱電轉換層112(繪示於第3圖)。二熱界面材料層1111、1112分別用以接觸一熱源及一冷源。熱電轉換層112介於二熱界面材料層1111、1112之間，並用以依據熱源及冷源之間的溫度差產生一電力。通電刺激組件120電性連接熱電裝置110，用以設置於一皮膚表面S1，通電刺激組件120接收電力並傳輸一電流至一待刺激區域S2。

透過將熱電裝置110設置於一使用者的皮膚表面S1，使用者的人體的體溫將作為熱源透過皮膚表面S1將熱量傳遞至熱電裝置110。而外在的環境，例如是空氣，則作為冷源。透過熱導率良好的熱界面材料層1111、1112，可降低熱量傳遞的散失，且熱電轉換層112依據人體與空氣之間的溫度差產生電力，通電刺激組件120進而接收電力並傳輸電流至待刺激區域S2。如第1圖所示，待刺激區域S2可以是皮膚表面S1的一傷口，並且藉由通電刺激組件120傳輸的電流以電刺激(electrical stimulation；ES)的方式刺激傷口以加速傷口癒合。藉此，透過熱電驅動穿戴系統100可提供自供電的電刺激傷口癒合技術，而不須額外的電源供應，可增進能源使用的效率。以下將詳述熱電驅動穿戴系統100的技術細節。

請配合參照第3圖及第4圖，其中第3圖繪示依照第1圖實施例的熱電裝置110的爆炸示意圖，第4圖繪示依照第3圖的熱電裝置110設置於皮膚表面S1的局部放大剖面示意圖。如第1圖至第4圖所示，熱電裝置110可更包含複數上電極1131、複數第一下電極1132及複數第二下電極1133，熱界面材料層1111包覆上電極1131，熱界面材料層1112包覆第一下電極1132及第二下電極1133。具體地，熱電轉換層112可包含複數N型熱電轉換元件1121及複數P型熱電轉換元件1122。N型熱電轉換元件1121與P型熱電轉換元件1122交替排列。各上電極1131連接一N型熱電轉換元件1121的上端及一相鄰於前述N型熱電轉換元件1121的P型熱電轉換元件1122的上端。各第一下電極1132連接前述N型熱電轉換元件1121的下端與另一相鄰於前述N型熱電轉換元件1121的P型熱電轉換元件1122的下端。各第二下電極1133連接前述P型熱電轉換元件1122的下端與另一相鄰於前述P型熱電轉換元件1122的N型熱電轉換元件1121的下端。透過上電極1131、第一下電極1132及第二下電極1133，可將N型熱電轉換元件1121與P型熱電轉換元件1122並聯，使得N型熱電轉換元件1121與相鄰的P型熱電轉換元件1122形成一PN結(p-n junction)。再者，透過熱界面材料層1111包覆上電極1131，熱界面材料層1112包覆第一下電極1132及第二下電極1133，可將熱電轉換層112穩定貼附在二熱界面材料層1111、1112之間，提升熱電轉換的效益。

在本實施例中，上電極1131、第一下電極1132及第二下電極1133可以是以銅製成的導電片，N型熱電轉換元件1121可以是N型摻雜的碲化鉍(Bi ₂Te ₃)碇，P型熱電轉換元件1122可以是P型摻雜的碲化鉍(Bi ₂Te ₃)碇，且N型熱電轉換元件1121與P型熱電轉換元件1122形成的PN結的數量可以是81對或150對，以形成一熱電轉換陣列。各N型熱電轉換元件1121及各P型熱電轉換元件1122可以是一1.5 mmx1.5 mmx2.5 mm的長方體結構，但本發明不以此為限。其他實施例中，各N型熱電轉換元件及各P型熱電轉換元件可以是一4 mmx4 mmx4 mm的正方體結構。藉此，可將熱電裝置小型化。

再者，其他實施例中，熱電裝置可更包含一熱沉元件，熱沉元件設置於接觸冷源的熱界面材料層及冷源之間。熱沉元件可以是一鰭狀散熱元件，貼附於接觸冷源的熱界面材料層，藉以加快熱源與冷源之間的熱流。

請配合參照第5圖、第6A圖及第6B圖，其中第5圖繪示依照第3圖實施例的熱電裝置110由一平坦狀態受力彎折至一彎折狀態的示意圖，第6A圖繪示依照第5圖實施例的熱電裝置110受力彎折的電阻變化比ΔR/R ₀與曲率半徑r的關係量測圖，第6B圖繪示依照第5圖實施例的熱電裝置110受力彎折的電阻變化比ΔR/R ₀與彎曲次數的關係量測圖。第5圖實施例中，熱界面材料層1111、1112可以一彈性材料製成，而彈性材料可為一氮化鋁材料或一彈性矽膠複合材料製成。在本實施例中，熱界面材料層1111、1112是以矽膠薄片及Eco-FLEX塑膠複合材料混合製成。藉此，熱電裝置110可具有可撓性。如第5圖所示，熱電裝置110可受一線性馬達驅動擠壓並由一平坦狀態彎曲至一曲率半徑r的一彎折狀態而不斷裂。其他實施例中，熱界面材料層可以是任一種熱界面材料製成，例如是載玻片(glass slide)、矽膠片(silicone pad)或Eco-FLEX塑膠複合材料等，本發明不以此為限。此外，電阻變化比ΔR/R ₀中，R ₀為平坦狀態的熱電裝置110的電阻值，ΔR為熱電裝置110受彎曲的電阻值與平坦狀態的熱電裝置110的電阻值R ₀的差值。如第6A圖所示，在熱電裝置110彎曲的曲率半徑r由平坦狀態逐漸降低至30 mm之前，熱電裝置110的電阻變化比ΔR/R ₀保持趨近於0%，意即，熱電裝置110的電阻在彎曲時保持穩定。當熱電裝置110彎曲的曲率半徑r降低至30 mm，熱電裝置110的電阻變化比ΔR/R ₀上升至1%，而30 mm為一般熱電驅動穿戴系統100配戴至人體的皮膚表面S1的受彎曲的曲率半徑r。再者，當熱電裝置110彎曲至曲率半徑r為10 mm的彎折狀態時，熱電裝置110的電阻變化比ΔR/R ₀上升約4.44%，而10 mm為一般人體手指彎曲的曲度。如第6B圖所示，將熱電裝置110反覆彎曲至曲率半徑r為10 mm的彎折狀態並進行電阻變化比ΔR/R ₀的測量，而熱電裝置110的電阻變化比ΔR/R ₀保持約4.44%，在反覆彎折熱電裝置110至彎曲次數1000次，熱電裝置110的電阻保持穩定。

請配合參照第7圖，其繪示依照第3圖實施例的熱電裝置110的開路電壓V _OC與熱源與冷源之間的溫度差ΔT的關係數據圖。如第7圖所示，熱電裝置110的二熱界面材料層1111、1112之間的開路電壓V _OC與熱源與冷源之間的溫度差ΔT的關係為正比，並可求得熱電裝置110的賽貝克係數(Seebeck coefficient)為6.17 mV/K。

請配合參照第8圖，其繪示依照第3圖實施例的熱電裝置110的輸出功率與電壓以及電流與電壓的關係數據圖，其是在空氣的氣溫為298K且熱源(皮膚表面S1的溫度)與空氣的溫度差為7K的狀況下，所測量的輸出功率與電壓以及電流與電壓的關係。透過將熱電裝置110連接一可變電阻，藉由調控電阻以進行輸出功率、電流及電壓的測量。如第8圖所示，熱電裝置110的輸出功率的最大值為29.47 μW，其功率已足以驅動熱電驅動穿戴系統100所需的其他物聯網(Internet of Things；IOT)裝置。

請配合參照第9圖，其繪示依照第2圖實施例的通電刺激組件120的示意圖。如第9圖所示，通電刺激組件120可包含一覆蓋膜片121、一第一電極組122及一第二電極組123。覆蓋膜片121用以覆蓋待刺激區域S2。具體來說，覆蓋膜片121可以是以聚醯亞胺製成的薄膜如KAPTON，或以聚對苯二甲酸乙二醇酯(Polyethylene terephthalate；PET)製成的薄膜，但本發明不以此為限。第一電極組122設置於覆蓋膜片121上，電性連接一正極且具有複數第一柵狀電極1221，第一柵狀電極1221用以接觸待刺激區域S2。第二電極組123設置於覆蓋膜片121上，電性連接一負極且具有複數第二柵狀電極1231，第二柵狀電極1231用以接觸待刺激區域S2，其中第一柵狀電極1221與第二柵狀電極1231電性隔絕且形成一電流刺激區域(換句話說，第一柵狀電極1221及第二柵狀電極1231與待刺激區域S2接觸的區域為電流刺激區域)。透過柵狀電極的配置，可增加電流刺激待刺激區域S2的面積，進而提升電刺激的效率。

再者，第一電極組122及第二電極組123可以金製成，且第一電極組122及第二電極組123摻雜複數奈米粒子NP，奈米粒子NP選自於由鐵、銅、鎂、錳、鈣、鉀、鋁、硒及其組合所組成之一族群。透過摻雜奈米粒子NP在第一電極組122及第二電極組123之間，可進一步提供消除發炎等功效。於第9圖實施例中，奈米粒子NP為奈米硒粒子，但本發明不以此為限。藉此，可進一步促進待刺激區域S2的傷口癒合。

又，各第一柵狀電極1221與相鄰的各第二柵狀電極1231可具有一電極間距d1，電極間距d1為1 mm-6 mm。第一柵狀電極1221與第二柵狀電極1231形成的電流刺激區域概呈一圓形區域，且各第一柵狀電極1221與相鄰的各第二柵狀電極1231可形成不同直徑的同心圓區域。藉此，可進一步提升傷口癒合的速度。

請配合參照第10圖，其繪示依照第2圖實施例的熱電裝置110、升壓整流模組130及控制開關模組150的示意圖。如第2圖及第10圖所示，熱電驅動穿戴系統100可更包含一升壓整流模組130、一脈衝波產生模組140、一控制開關模組150以及一監控模組160。升壓整流模組130電性連接於熱電裝置110及通電刺激組件120之間，升壓整流模組130用以將電力由一交流電形式轉換至一直流電形式，且調控電力的一電壓值。升壓整流模組130可包含一整流器131及一升壓器132。升壓器132電性連接熱電裝置110。整流器131電性連接於升壓器132及控制開關模組150之間。脈衝波產生模組140電性連接於控制開關模組150，脈衝波產生模組140用以依據一脈衝寬度間歇性開啟控制開關模組150，進而開啟通電刺激組件120，其中脈衝寬度為50 ms-200 ms。控制開關模組150電性連接於升壓整流模組130與通電刺激組件120之間，脈衝波產生模組140傳輸一具有脈衝寬度的脈衝訊號，當控制開關模組150接收到脈衝訊號，控制開關模組150開通升壓整流模組130及通電刺激組件120的電路，使得通電刺激組件120可傳輸電流至待刺激區域S2，當控制開關模組150未接收到脈衝訊號，控制開關模組150關閉電路，阻斷電流流通至通電刺激組件120。監控模組160電性連接通電刺激組件120，監控模組160用以偵測待刺激區域S2的一電阻值，並依據電阻值及一正常表面電阻值的比值判斷待刺激區域S2的復原程度，並傳輸一監測訊號至一電子裝置170。進一步來說，正常表面電阻值是指使用者未受傷的皮膚表面S1的電阻值。再者，監控模組160可先以無線方式傳輸監測訊號至一基地站180，再傳輸至電子裝置170。藉此，可增加電子裝置170接收監測訊號的距離。

請配合參照第11A圖及第11B圖，其中第11A圖繪示依照第10圖實施例的熱電裝置110在未經升壓器132升壓的電力的電壓值與時間的測量示意圖，第11B圖依照第10圖實施例的熱電裝置110經升壓器132升壓的電力的電壓值與時間的測量示意圖。如第11A圖所示，升壓器132可先不進行升壓，使得熱電裝置110產生的電力直接經由整流器131由交流電形式轉換至直流電形式並且每隔十分鐘改變熱源的溫度並測量電壓值，電壓值在熱源的溫度為35 ^oC、40 ^oC、60 ^oC、80 ^oC的最低值分別為43.6 mV、67.9 mV、158.6 mV、227.2 mV。由第11A圖可知，電壓值在35 ^oC、40 ^oC可穩定輸出。如第11B圖所示，熱電裝置110產生的電力先經由升壓器132升壓，再由整流器131進行整流並進行測量，電壓值在熱源的溫度為35 ^oC、40 ^oC、60 ^oC、80 ^oC的最低值分別升壓至0.07 V、1.09 V、1.96 V、3.01 V。並且由第11B圖可知，熱電裝置110在熱源的溫度為35 ^oC、40 ^oC時電壓值保持穩定。熱電裝置110在熱源接近於人體溫度(35 ^oC-40 ^oC)時，升壓後的電壓值依然保持穩定性。

其他實施例中，升壓整流模組可以是一LTC3108的升壓整流電路，其可以將熱電裝置產生的電力的電壓值升壓整流，且電壓值可介於2 V至5 V之間。具體來說，升壓整流模組130可將電壓值升壓至2.35 V、3.3 V、4.1 V或5V。

以下第一實驗例至第五實驗例中，熱電驅動穿戴系統的結構與配置與第1圖實施例的熱電驅動穿戴系統100的結構與配置相似，且第一實驗例至第四實驗例中，熱電驅動穿戴系統的通電刺激組件用以傳輸一電流至一待刺激區域，且待刺激區域為NIH 3T3細胞的培養皿，透過電流刺激以增加NIH 3T3細胞的細胞活力。第一至第四對照例CT是不經任何刺激的NIH 3T3細胞的培養皿以作為實驗對照，第一至第四比較例ED是透過一般電極傳輸電流刺激NIH 3T3細胞的培養皿。詳細來說，NIH 3T3細胞為實驗鼠的胚胎成纖維細胞，在此不贅述其細節。第五實驗例中，熱電驅動穿戴系統用以傳輸電流至待刺激區域，且待刺激區域為一老鼠的皮膚表面上的傷口區域。第五對照例CT是未經任何刺激的傷口區域，以作為實驗對照。第五比較例ED是以電極直接刺激傷口區域。

＜第一實驗例＞

請參照第12A圖、第12B圖及第12C圖，其中第12A圖繪示依照本發明第一實驗例的熱電驅動穿戴系統在不同熱源溫度HT1、HT2、HT3、HT4與第一對照例CT及第一比較例ED在刺激時間10分鐘的細胞活力(Cell viability)的測量示意圖，第12B圖繪示依照第12A圖第一實驗例的熱電驅動穿戴系統在不同熱源溫度HT1、HT2、HT3、HT4與第一對照例CT及第一比較例ED在刺激時間15分鐘的細胞活力的測量示意圖，第12C圖繪示依照第12A圖第一實驗例的熱電驅動穿戴系統在不同熱源溫度HT1、HT2、HT3、HT4與第一對照例CT及第一比較例ED在刺激時間30分鐘的細胞活力的測量示意圖。如第12A圖所示，熱電驅動穿戴系統分別以不同的熱源溫度HT1、HT2、HT3、HT4及相同的冷源在刺激時間10分鐘的期間，持續傳輸電流刺激NIH 3T3細胞的培養皿，且熱源溫度HT1、HT2、HT3、HT4分別為35 ^oC、40 ^oC、60 ^oC、80 ^oC，冷源溫度為0 ^oC。由第12A圖可知，第一比較例ED及熱電驅動穿戴系統在熱源溫度HT4在刺激時間10分鐘後的NIH 3T3細胞的細胞活力小於第一對照例CT的NIH 3T3細胞的細胞活力。如第12B圖所示，熱電驅動穿戴系統在熱源溫度HT1、HT2、HT3、HT4且刺激時間15分鐘後的NIH 3T3細胞的細胞活力皆高於第一對照例CT。如第12C圖所示，第一比較例ED及熱電驅動穿戴系統在熱源溫度HT1、HT2、HT3、HT4且刺激時間30分鐘後的細胞活力皆低於第一對照例CT。進一步來說，當熱源溫度為40 ^oC且刺激時間為15分鐘時，熱電驅動穿戴系統刺激的NIH 3T3細胞的細胞活力可達到117%，進而達到癒合傷口的效果；但當熱源溫度過高時，細胞無法承受過高的電壓值及電場強度，反而導致部分細胞死亡。

＜第二實驗例＞

請參照第13A圖、第13B圖及第13C圖，其中第13A圖繪示依照第二實驗例的熱電驅動穿戴系統於一升壓狀態W1及一未升壓狀態W0在電極間距為6 mm與第二對照例CT及第二比較例ED的細胞活力的測量示意圖，第13B圖繪示依照第13A圖第二實驗例的熱電驅動穿戴系統於升壓狀態W1及未升壓狀態W0在電極間距為3 mm與第二對照例CT及第二比較例ED的細胞活力的測量示意圖，第13C圖繪示依照第13A圖第二實驗例的熱電驅動穿戴系統於升壓狀態W1及未升壓狀態W0在電極間距為1 mm與第二對照例CT及第二比較例ED的細胞活力的測量示意圖。熱電驅動穿戴系統的電極間距可進行調整，且電極間距可分別調整至6 mm、3 mm或1 mm。再者，熱電驅動穿戴系統接觸的熱源及冷源的溫度分別為40 ^oC及0 ^oC，並且熱電驅動穿戴系統及第二比較例ED接觸並刺激NIH 3T3細胞的刺激時間為15分鐘。如第13A圖所示，熱電驅動穿戴系統的升壓整流模組可將電力的電壓值由未升壓狀態W0升壓至升壓狀態W1並進行測量，且熱電驅動穿戴系統在升壓狀態W1且電極間距為6 mm的NIH 3T3細胞的細胞活力明顯高於第二對照例CT及第二比較例ED。再者，如第13A圖至第13C圖所示，當電極間距由6 mm、3 mm縮小至1 mm時，熱電驅動穿戴系統於未升壓狀態W0及升壓狀態W1的NIH 3T3細胞的細胞活力分別逐漸上升。當熱電驅動穿戴系統在升壓狀態W1且電極間距為1 mm時，NIH 3T3細胞的細胞活力可達至129%。透過縮小電極間距可進一步提升傷口癒合的速度。

＜第三實驗例＞

請參照第14A圖、第14B圖、第14C圖及第14D圖，其中第14A圖繪示依照本發明第三實驗例的熱電驅動穿戴系統在不同脈衝頻率P1、P2、P3、P4、P5、P6、P7、P8、P9、P10與第三對照例CT及第三比較例ED的細胞活力的量測示意圖，第14B圖繪示依照第三實驗例的熱電驅動穿戴系統在不同脈衝寬度PT1、PT2、PT3、PT4、PT5與第三對照例CT及第三比較例ED的細胞活力的量測示意圖，第14C圖繪示依照第三實驗例的熱電驅動穿戴系統在不同刺激時間T1、T2、T3、T4、T5、T6、T7、T8、T9、T10、T11與第三對照例CT及第三比較例ED的細胞活力的量測示意圖，第14D圖繪示依照第三實驗例的熱電驅動穿戴系統在不同電壓值L1、L2、L3、L4與第三對照例CT及第三比較例ED的細胞活力的量測示意圖。熱電驅動穿戴系統的脈衝波產生模組可依據一脈衝寬度及一脈衝頻率間歇性開啟通電刺激組件，且脈衝寬度為50 ms-200 ms，並且升壓整流模組可調控電力的電壓值介於2 V至5 V之間。如第14A圖至第14D圖所示，透過逐步在不同的脈衝寬度、脈衝頻率、刺激時間及電壓值測量熱電驅動穿戴系統刺激NIH 3T3細胞的細胞活力，可逐步測得熱電驅動穿戴系統刺激NIH 3T3細胞的最佳情形。

如第14A圖所示，脈衝波產生模組可依據脈衝頻率P1、P2、P3、P4、P5、P6、P7、P8、P9、P10產生脈衝訊號至控制開關模組並控制通電刺激組件傳輸電流，並且脈衝頻率P1、P2、P3、P4、P5、P6、P7、P8、P9、P10分別為1 Hz、2 Hz、3 Hz、4 Hz、5 Hz、6 Hz、7 Hz、8 Hz、9 Hz、10 Hz。由測量得知，在刺激時間為10 s，且電壓值為3.3 V的狀況下，熱電驅動穿戴系統在脈衝頻率P4(4 Hz)的情況下刺激NIH 3T3細胞的細胞活力相較於其他脈衝頻率P1、P2、P3、P5、P6、P7、P8、P9、P10與第三對照例CT及第三比較例ED的細胞活力更高。

如第14B圖所示，脈衝波產生模組可依據脈衝寬度PT1、PT2、PT3、PT4、PT5開啟通電刺激組件，且脈衝寬度PT1、PT2、PT3、PT4、PT5分別為50 ms、100 ms、125 ms、150 ms、200 ms。由測量得知，在刺激時間為10 s，脈衝頻率為4 Hz且電壓值為3.3 V的狀況下，熱電驅動穿戴系統在脈衝寬度PT4(150 ms)的情況下刺激NIH 3T3細胞的細胞活力相較於其他脈衝寬度PT1、PT2、PT3、PT5與第三對照例CT及第三比較例ED的細胞活力更高。

如第14C圖所示，熱電驅動穿戴系統的通電刺激組件可依據一電刺激頻率供給電流刺激待刺激區域(NIH 3T3細胞的培養皿)。進一步來說，熱電驅動穿戴系統可依據使用者的狀況每天依據一刺激時間刺激待刺激區域。

由第14C圖可知，熱電驅動穿戴系統可在刺激時間T1、T2、T3、T4、T5、T6、T7、T8、T9、T10、T11的情況下刺激NIH 3T3細胞，且刺激時間T1、T2、T3、T4、T5、T6、T7、T8、T9、T10、T11分別為10 s、15 s、20 s、25 s、30 s、35 s、40 s、45 s、50 s、55 s、60 s。由測量得知，脈衝頻率為4 Hz，脈衝寬度為150 ms且電壓值為3.3 V的狀況下，熱電驅動穿戴系統在刺激時間T6(35 s)的情況下刺激NIH 3T3細胞的細胞活力相較於其他刺激時間T1、T2、T3、T4、T5、T7、T8、T9、T10、T11與第三對照例CT及第三比較例ED的細胞活力更高。透過第14C圖可知，當熱電驅動穿戴系統的電刺激頻率為35 s/天時，可進一步增加細胞活力，藉以促進傷口癒合。

由第14D圖可知，熱電驅動穿戴系統的升壓整流模組可調控電力的電壓值L1、L2、L3、L4以刺激NIH 3T3細胞，且電壓值L1、L2、L3、L4分別為2.35 V、3.3 V、4.1 V、5.0 V。由測量得知，脈衝頻率為4 Hz，脈衝寬度為150 ms且刺激時間為35 s的狀況下，熱電驅動穿戴系統在電壓值L2(3.3 V)、L3(4.1 V)的情況下刺激NIH 3T3細胞的細胞活力明顯高於其他電壓值L1、L4與第三對照例CT及第三比較例ED。

請配合參照第15圖，其繪示依照第14D圖NIH 3T3細胞在經由第三實驗例的熱電驅動穿戴系統在不同電壓值L3、L4的情況下刺激與第三對照例CT及第三比較例ED的數量對照示意圖。如第15圖所示，NIH 3T3細胞在經由第三比較例ED刺激以及熱電驅動穿戴系統在電壓值L3的情況刺激，細胞數量有顯著的增加，然而NIH 3T3細胞在熱電驅動穿戴系統在電壓值L4(5.0 V)的情況下刺激，細胞數量則低於第三對照例CT(未經任何刺激)。

＜第四實驗例＞

請參照第16圖，其繪示在電子顯微鏡觀測依照本發明第四實驗例的熱電驅動穿戴系統ES與第四對照例CT及第四比較例ED刺激NIH 3T3細胞的細胞遷移(cell migration)示意圖。如第16圖所示，在熱電驅動穿戴系統ES與第四比較例ED刺激NIH 3T3細胞在電子顯微鏡下進行觀測，由刺激後的0小時至24小時，NIH 3T3細胞之間的細胞遷移變化，可觀測到在經過24小時(即一天的時間)之後，經由熱電驅動穿戴系統ES刺激的NIH 3T3細胞的細胞遷移率變化可達到20%。

＜第五實驗例＞

請參照第17圖及第18圖，其中第17圖繪示依照本發明第五實驗例的熱電驅動穿戴系統ES1、ES2刺激傷口區域與第五對照例CT及第五比較例ED刺激傷口區域的照片，第18圖繪示依照第17圖第五實驗例的熱電驅動穿戴系統ES1、ES2刺激傷口區域與第五對照例CT及第五比較例ED刺激傷口區域的傷口區域收縮率的測量示意圖。值得說明的是，熱電驅動穿戴系統ES1是依據一電刺激頻率供給電流刺激傷口區域，電刺激頻率為35 s/天，而熱電驅動穿戴系統ES2的電刺激頻率為5 min/天。如第17圖及第18圖所示，經由熱電驅動穿戴系統ES1、ES2刺激的傷口區域的癒合速度皆高於第五對照例CT及第五比較例ED，並且熱電驅動穿戴系統ES1相較於熱電驅動穿戴系統ES2可提供更快速的癒合效果。再者，經過14天後，經由熱電驅動穿戴系統ES1刺激的傷口區域的傷口收縮率趨近於0%，意即傷口區域已復原。

熱電驅動穿戴系統ES1、ES2可透過監控模組偵測傷口區域的一電阻值，並依據電阻值及一正常表面電阻值的比值判斷傷口區域的復原程度，並傳輸一監測訊號至一電子裝置。正常表面電阻值為老鼠未受傷皮膚表面的電阻值，熱電驅動穿戴系統ES1、ES2可透過一回復指標(recovery index)判斷傷口區域的復原程度，回復指標為傷口區域的電阻及正常表面電阻值的比值的百分比，當傷口區域的電阻等於正常表面電阻值，其回復指標為100%，即代表傷口已完全癒合。藉此，有利於使用者判讀傷口區域目前復原的進度。

雖然本發明已以實施例揭露如上，然其並非用以限定本發明，任何熟習此技藝者，在不脫離本發明之精神和範圍內，當可作各種之更動與潤飾，因此本發明之保護範圍當視後附之申請專利範圍所界定者為準。

100,ES,ES1,ES2:熱電驅動穿戴系統 110:熱電裝置 1111,1112:熱界面材料層 112:熱電轉換層 1121:N型熱電轉換元件 1122:P型熱電轉換元件 1131:上電極 1132:第一下電極 1133:第二下電極 120:通電刺激組件 121:覆蓋膜片 122:第一電極組 1221:第一柵狀電極 123:第二電極組 1231:第二柵狀電極 130:升壓整流模組 131:整流器 132:升壓器 140:脈衝波產生模組 150:控制開關模組 160:監控模組 170:電子裝置 180:基地站 CT:第一對照例、第二對照例、第三對照例、第四對照例、第五對照例 ED:第一比較例、第二比較例、第三比較例、第四比較例、第五比較例 HT1,HT2,HT3,HT4:熱源溫度 L1,L2,L3,L4:電壓值 NP:奈米粒子 r:曲率半徑 P1,P2,P3,P4,P5,P6,P7,P8,P9,P10:脈衝頻率 PT1,PT2,PT3,PT4,PT5:脈衝寬度 S1:皮膚表面 S2:待刺激區域 T1,T2,T3,T4,T5,T7,T8,T9,T10,T11:刺激時間 W0:未升壓狀態 W1:升壓狀態

第1圖繪示依照本發明一實施例的一熱電驅動穿戴系統應用於一皮膚表面的示意圖；第2圖繪示依照第1圖實施例的熱電驅動穿戴系統的系統方塊圖；第3圖繪示依照第1圖實施例的熱電裝置的爆炸示意圖；第4圖繪示依照第3圖的熱電裝置設置於皮膚表面的局部放大剖面示意圖；第5圖繪示依照第3圖實施例的熱電裝置由一平坦狀態受力彎折至一彎折狀態的示意圖；第6A圖繪示依照第5圖實施例的熱電裝置受力彎折的電阻變化比與曲率半徑的關係量測圖；第6B圖繪示依照第5圖實施例的熱電裝置受力彎折的電阻變化比與彎曲次數的關係量測圖；第7圖繪示依照第3圖實施例的熱電裝置的開路電壓與熱源與冷源之間的溫度差的關係數據圖；第8圖繪示依照第3圖實施例的熱電裝置的輸出功率與電壓以及電流與電壓的關係數據圖；第9圖繪示依照第2圖實施例的通電刺激組件的示意圖；第10圖繪示依照第2圖實施例的熱電裝置、升壓整流模組及控制開關模組的示意圖；第11A圖繪示依照第10圖實施例的熱電裝置在未經升壓器升壓的電力的電壓值與時間的測量示意圖；第11B圖依照第10圖實施例的熱電裝置經升壓器升壓的電力的電壓值與時間的測量示意圖；第12A圖繪示依照本發明第一實驗例的熱電驅動穿戴系統在不同熱源溫度與第一對照例及第一比較例在刺激時間10分鐘的細胞活力的測量示意圖；第12B圖繪示依照第12A圖第一實驗例的熱電驅動穿戴系統在不同熱源溫度與第一對照例及第一比較例在刺激時間15分鐘的細胞活力的測量示意圖；第12C圖繪示依照本發明第12A圖第一實驗例的熱電驅動穿戴系統在不同熱源溫度與第一對照例及第一比較例在刺激時間30分鐘的細胞活力的測量示意圖；第13A圖繪示依照第二實驗例的熱電驅動穿戴系統於一升壓狀態及未升壓狀態在電極間距為6 mm與第二對照例及第二比較例的細胞活力的測量示意圖；第13B圖繪示依照第13A圖第二實驗例的熱電驅動穿戴系統於升壓狀態及未升壓狀態在電極間距為3 mm與第二對照例及第二比較例的細胞活力的測量示意圖；第13C圖繪示依照第13A圖第二實驗例的熱電驅動穿戴系統於升壓狀態及未升壓狀態在電極間距為1 mm與第二對照例及第二比較例的細胞活力的測量示意圖；第14A圖繪示依照本發明第三實驗例的熱電驅動穿戴系統在不同脈衝頻率與第三對照例及第三比較例的細胞活力的量測示意圖；第14B圖繪示依照第三實驗例的熱電驅動穿戴系統在不同脈衝寬度與第三對照例及第三比較例的細胞活力的量測示意圖；第14C圖繪示依照第三實驗例的熱電驅動穿戴系統在不同刺激時間與第三對照例及第三比較例的細胞活力的量測示意圖；第14D圖繪示依照第三實驗例的熱電驅動穿戴系統在不同電壓值與第三對照例及第三比較例的細胞活力的量測示意圖；第15圖繪示依照第14D圖NIH 3T3細胞在經由第三實驗例的熱電驅動穿戴系統在不同電壓值的情況下刺激與第三對照例及第三比較例的數量對照示意圖；第16圖繪示在電子顯微鏡觀測依照本發明第四實驗例的熱電驅動穿戴系統與第四對照例及第四比較例刺激NIH 3T3細胞的細胞遷移示意圖；第17圖繪示依照本發明第五實驗例的熱電驅動穿戴系統刺激傷口區域與第五對照例及第五比較例刺激傷口區域的照片；以及第18圖繪示依照第17圖第五實驗例的熱電驅動穿戴系統刺激傷口區域與第五對照例及第五比較例刺激傷口區域的傷口區域收縮率的測量示意圖。

100:熱電驅動穿戴系統 110:熱電裝置 120:通電刺激組件 130:升壓整流模組 140:脈衝波產生模組 150:控制開關模組 160:監控模組 170:電子裝置 180:基地站

Claims

一種熱電驅動穿戴系統，包含：一熱電裝置，包含：二熱界面材料層，分別用以接觸一熱源及一冷源；及一熱電轉換層，介於二該熱界面材料層之間，並用以依據該熱源及該冷源之間的溫度差產生一電力；以及一通電刺激組件，電性連接該熱電裝置，用以設置於一皮膚表面，該通電刺激組件接收該電力並傳輸一電流至一待刺激區域。
如請求項1所述之熱電驅動穿戴系統，其中該通電刺激組件包含：一覆蓋膜片，用以覆蓋該待刺激區域；一第一電極組，設置於該覆蓋膜片上，電性連接一正極且具有複數第一柵狀電極，該些第一柵狀電極用以接觸該待刺激區域；及一第二電極組，設置於該覆蓋膜片上，電性連接一負極且具有複數第二柵狀電極，該些第二柵狀電極用以接觸該待刺激區域，其中該些第一柵狀電極與該些第二柵狀電極電性隔絕且形成一電流刺激區域。
如請求項2所述之熱電驅動穿戴系統，其中該第一電極組及該第二電極組以金製成，且該第一電極組及該第二電極組摻雜複數奈米粒子，該些奈米粒子選自於由鐵、銅、鎂、錳、鈣、鉀、鋁、硒及其組合所組成之一族群。
如請求項3所述之熱電驅動穿戴系統，其中各該奈米粒子為一奈米硒粒子。
如請求項2所述之熱電驅動穿戴系統，其中各該第一柵狀電極與相鄰的各該第二柵狀電極具有一電極間距，該電極間距為1 mm-6 mm。
如請求項1所述之熱電驅動穿戴系統，其中各該熱界面材料層以一彈性材料製成。
如請求項6所述之熱電驅動穿戴系統，其中該彈性材料為一氮化鋁材料或一彈性矽膠複合材料製成。
如請求項1所述之熱電驅動穿戴系統，其中該熱電裝置更包含複數上電極、複數第一下電極及複數第二下電極，一該熱界面材料層包覆該些上電極，另一該熱界面材料層包覆該些第一下電極及該些第二下電極。
如請求項1所述之熱電驅動穿戴系統，更包含一脈衝波產生模組，其電性連接於該熱電裝置及該通電刺激組件之間，該脈衝波產生模組用以依據一脈衝寬度間歇性開啟該通電刺激組件，其中該脈衝寬度為50 ms-200 ms。
如請求項1所述之熱電驅動穿戴系統，其中該通電刺激組件依據一電刺激頻率供給該電流刺激該待刺激區域，該電刺激頻率為35 s/天。
如請求項1所述之熱電驅動穿戴系統，更包含一升壓整流模組，其電性連接於該熱電裝置及該通電刺激組件之間，該升壓整流模組用以將該電力由一交流電形式轉換至一直流電形式，且調控該電力的一電壓值。
如請求項11所述之熱電驅動穿戴系統，其中該電壓值介於2 V至5 V之間。
如請求項1所述之熱電驅動穿戴系統，更包含一監控模組，其電性連接該通電刺激組件，該監控模組用以偵測該待刺激區域的一電阻值，並依據該電阻值及一正常表面電阻值的比值判斷該待刺激區域的復原程度，並傳輸一監測訊號至一電子裝置。
如請求項1所述之熱電驅動穿戴系統，其中該熱電裝置更包含一熱沉元件，該熱沉元件設置於接觸該冷源的一該熱界面材料層及該冷源之間。