用于經顱直流電刺激的個性化人體阻抗檢測

賈鑫，李小俚

1. 燕山大學 電氣工程學院，河北 秦皇島 066004；2. 北京師范大學 認知神經科學與學習國家重點實驗室，北京 100875

引言

經顱直流電刺激（Transcranial Direct Current Stimulation，tDCS）是一種非侵入性的，利用恒定、低強度直流電調節大腦皮層神經元活動的技術。tDCS一般由包含陽極和陰極兩個表面電極，以微弱極化直流電作用于大腦皮質。近年來研究發現，tDCS對耳鳴、阿茲海默癥[1]、腦卒中[2-3]、失語癥[4]、抑郁癥[5]和認知功能障礙[6]等神經精神類疾病的臨床治療具有巨大的潛在價值[7-8]。另外tDCS應用的范圍還包括正常的健康人群。對健康成年人群研究表明，經顱電刺激技術能夠提高多種任務下的認知能力，如增強語言和數學能力[9-10]、空間敏銳度[11]、言語表達[12]、記憶力和解決問題的能力[13-14]。tDCS作為一種便捷、無痛、低成本、安全、長效的神經調控技術在神經康復和改善領域中的應用逐漸得到推廣[15-16]。

國外研制tDCS儀的公司主要是德國Neuro Conn公司和美國Soterix公司。德國Neuro Conn公司的DCSTIMULATOR系列，經過許可和認證可以面向臨床銷售，安全性有一定的保障。美國Soterix公司也開發出一系列tDCS產品，其大多數都是完全以臨床標準研制的設備，其刺激精度與安全性可以得到充分保障。然而，目前國內還沒有專業的tDCS設備，實驗的儀器大多是由于研究需求，自己研發的簡易設備。雖然它們基本可以滿足研究的需要，但是在人體實驗時存在的安全性和可靠性還尚未可知。

研究表明，人體阻抗是由內阻抗和皮膚阻抗構成，它是由數值不同的電阻和電容構成的復雜串并聯電路。頭皮層是人腦的最外層，導電能力較差，在皮下層中主要包含大量血管和神經，導電能力較強。另外實驗發現人體阻抗大小會隨電流變化，但是每個人的阻抗隨電流的變化情況又不相同，統一的人為設定阻抗閾值會使阻抗檢測缺乏客觀性且造成結果不準確。現有的國內外設備也無法做到個性化的人體阻抗檢測，如何實現個性化的人體阻抗檢測是目前需要解決的問題。

本實驗中阻抗檢測包括人體阻抗與接觸阻抗的測量。由于本文中使用0.9%生理鹽水浸濕的電極，實驗均在電極與皮膚接觸良好的情況下進行，接觸阻抗的數量級很小，與人體阻抗值相比可以忽略，所以對阻抗檢測影響很小。這里只考慮人體阻抗隨電流變化的情況。

針對現有阻抗檢測技術的存在的問題，本文對人體阻抗特性進行研究，考察不同個體阻抗隨電流變化情況。首先應用tDCS對人體兩端電壓和電流值進行采集，繪制電流和校正后的人體阻抗的關系曲線，建立阻抗與電流的個性化參數的數學模型。然后在阻抗檢測前對每個人進行個性化的阻抗標定，當不同個體阻抗檢測時，針對不同的刺激方案選擇不同的阻抗閾值作為判斷標準，提高了刺激的靈活性和準確性。

1 研究方法

我們進行了一組實驗，對不同個體的人體阻抗特性進行了探討，實驗發現阻抗與電流存在非線性關系。通過繪制電流與阻抗的關系曲線，建立數學模型，實現個性化人體阻抗檢測。

1.1 被試信息

本文共對6名成年人進行了實驗，3名男性（男1，24歲；男2，40歲；男3，58歲）和3名女性（女1，20歲；女2，24歲；女3，55歲），在此期間調查了被試者信息，沒有人存在皮膚過敏或相關病理性皮膚病史。

本研究經北京師范大學心理學研究倫理委員會批準，所有參與者均獲得書面同意。

1.2 實驗材料

電極帽（電極固定），0.9%的氯化鈉溶液，海綿電極。海綿電極包括一對50 mm電極外殼和1對10 mm×36 mm海綿，通過將海綿電極放到需要的刺激靶點上，用電極帽固定即可。

1.3 實驗步驟

實驗對6個受試者進行刺激實驗，研究電流在0.05～2 mA，步長為24 μA變化時，人體阻抗變化的情況。實驗首先將0.9%氯化鈉溶液浸濕海綿電極，用電極帽將海綿電極固定在人腦上，陽極放置在大腦左背外側前額葉，陰極放置在右眼眶上方，并且確保電極與人腦接觸良好。其次通過C#編寫的上位機串口調試系統進行數據采集，主要包括對高端電壓，低端電壓，電流和人體阻抗進行采集，最后將數據存儲為文本格式供MATLAB（The MathWorks, Inc，Natick, MA，US）調用。

計算過程如下：① 參數選擇：包括串口號、波特率、發送選擇、電流和阻抗獲取等；② 分段：實驗需設定初始值和終止值，對應電流從0.05～2 mA范圍內變化，在本文中我們選取81個點對區間進行劃分，這里步長為24 μA，得到采集的電壓和電流值。

1.4 采集電壓的校準

由于AD等采集器件本身存在的工藝問題，會使得采集的電壓和電流偏離真實值。如果想獲得高精度的阻抗值，一種簡單的方案是使用高成本的器件來提高它的采樣精度；另外一種是對阻抗檢測電路中的電壓和電流進行校準，提高采集電壓和電流的精度，這樣使低成本器件擁有更高的檢測精度。為了控制硬件成本，我們采用了第二種方法。

本實驗中采集的電流閾值變化幅度很小，這里我們只對采集到的電壓進行校正，通過線性回歸分析的方法對電壓進行校準來提高檢測精度。建立模型如下：

1.5 擬合曲線的計算

2 結果

2.1 電壓校正后和阻抗校正后誤差對比結果

圖1給出了校正前后電壓誤差分布的情況，可以看出校正后的電壓誤差更集中分布在0附近，說明校正后的電壓更接近理想電壓，校正效果較好。

圖2給出了校正后阻抗與真實阻抗誤差分布情況，我們發現隨著電流增大時，阻抗誤差百分比逐漸減小。綜合歐姆定律可知，由于電流充當分母時，阻抗值會受到電流的影響。所以阻抗誤差在低電流檢測時影響較大，在高電流檢測時影響較小。實驗設備通過這一校正方法使阻抗誤差限制在7%以下，具有很高的精度。在常見的使用場景下（高于0.5 mA）時，誤差甚至控制在了0.23%左右。由于在科學研究和臨床應用中，電流強度的選擇一般在0.5～2 mA之間。本文將阻抗檢測誤差限制在0.23%以下，目的是在刺激過程中，提高實時阻抗檢測的準確性，同時增強設備的安全性與可靠性。

圖1 校正前后的電壓誤差對比圖

圖2 校正后阻抗與真實阻抗誤差的百分比

2.2 組受試者阻抗與電流關系曲線擬合與比較

本研究按上述計算過程提取了校正后人體阻抗和采集電流值，結果如圖3所示。

圖3 6組受試者人體阻抗與電流關系變化散點圖

圖3給出了6組受試者人體阻抗與電流關系變化散點情況，黑色離散點代表電流在0.05～2 mA內變化時，阻抗值的變化規律。圖中可以看出不同個體阻抗大小存在差異，男受試者1和男受試者3最大差異可達到10 kΩ以上；這是由于年齡，性別以及皮膚的老化等原因引起的。

根據阻抗和電流的變化關系利用工具箱建立數學模型，初步選取指數函數或冪函數兩種模型對曲線進行擬合，下面分別是冪函數與指數函數兩種函數模型擬合曲線的結果。其中x為電流（單位：mA），y為阻抗（單位：kΩ）。

2.3 指數函數和冪函數模型對人體阻抗模型擬合結果

本研究按上述計算過程得到了校正后人體阻抗和采集電流值，結果如圖4和圖5所示。

圖4 6組指數模型對電流與阻抗關系的擬合曲線

在圖4和圖5中，黑色的離散點代表數據的分布情況，藍色的曲線是利用函數模型對數據擬合后的結果，我們發現離散點在后者（冪函數）擬合曲線上分布更為其中，擬合情況更好，所以我們選用冪函數模型作為個性化的阻抗檢測參考模型。

由上述6組關系曲線可以看出不同受試者的阻抗隨電流變化的特性不同。盡管刺激的電流相同時，得到的人體阻抗也會不同。例如男受試者1在0.5 mA電流刺激前后，阻抗的差異有明顯區別；其次，在同一電流下刺激時，男受試者1和男受試者2的阻抗差異也較為顯著。這樣在阻抗檢測時設定統一的阻抗閾值就會缺乏客觀性和準確性，也可能影響到治療的效果。本文提出了個性化阻抗檢測的技術，即將需要刺激的電流值代入冪函數模型，就可以得到對應每個人的個性化的阻抗閾值。從而保證了tDCS不同電流下在阻抗檢測前阻抗閾值的準確性，提高經顱直流電刺激的治療效果。此外，基于此發現我們開發出了對應的tDCS設備，促進個性化自適應阻抗檢測的普及和實用性。

圖5 6組冪函數模型對電流與阻抗關系的擬合曲線

3 設備介紹

3.1 設備功能

本文所使用的是自行設計的一種便攜式家用經顱電刺激設備，設備包含一個控制按鍵，在刺激參數確定后，調節旋鈕會被隱藏，只要按下按鍵就能啟動設備，自動檢測阻抗并開始刺激。其功能主要包括刺激參數選擇和實時阻抗檢測。

（1）刺激參數選擇。包括刺激強度和刺激時間，各分為五檔，刺激時間分別為5、10、15、20、25 min，電流強度分別為0.5、1、1.5、2、2.5 mA，每一檔對應一個指示燈，用戶通過旋鈕調節刺激參數，直觀清晰地看到指示狀態，另外該裝置通過條形LED可實時顯示電流的強度，方便用戶知道目前刺激狀態。

（2）實時阻抗檢測。刺激過程中若阻抗過高，指示燈變為紅色，蜂鳴器間隔0.5 s報警一次，共兩次，并立即切斷輸出，保證刺激的安全性。

3.2 個性化阻抗檢測工作方式

工作方式流程圖如圖6所示。

圖6 個性化阻抗檢測工作流程

圖6中給出了個性化阻抗檢測工作方式流程圖，在阻抗檢測前，我們通過校正電壓和阻抗，帶入函數模型得到個性化阻抗閾值，達到個性化阻抗檢測的目的。

4 討論與總結

本文研究了電流在0.05～2 mA之間變化時，不同個體的人體阻抗的變化特性，并利用個體化的阻抗變化曲線，設置個性化的阻抗檢測閾值，以保證經顱電刺激的有效性和安全性。

由于tDCS是利用恒定電流對人腦進行持續刺激，所以在小電流刺激時阻抗檢測的誤差較大。我們應用線性回歸的方法對采集的電壓進行校正，得到了更為真實的電壓值。通過校正后電壓與電流的比值，可以得到更接近真實值的人體阻抗，這樣為人體阻抗閾值的選擇提供更精確合理的范圍。實驗設備通過這一校正方法使阻抗誤差限制在7%以下，具有很高的精度。在常見的使用場景下（高于0.5 mA）時，誤差甚至控制在了0.23%左右。這樣不僅提高了設備在阻抗檢測中的準確性，而且增強了設備的安全性與可靠性。

實驗結果表明，在6組受試者在電極和人體接觸良好的情況下，人體阻抗和電流關系變化趨勢基本一致。且冪函數模型更符合人體阻抗變化的規律。當然不同的治療方案采用的電流也不相同，所以在特定的電流下，每個人的人體阻抗也不相同。所以針對不同的個體及治療方案，我們會得到個性化的人體阻抗閾值。

目前國內外tDCS的阻抗檢測大多數是設定一個標準閾值，當阻抗檢測值大于該閾值時，檢測未通過，重新進行檢測；相反，檢測值小于該閾值時，阻抗檢測通過并進行刺激，這樣很可能會存在小電流阻抗檢測時不會通過的情況。另外這樣人為地劃分阻抗閾值缺乏客觀性和準確性，這樣也會影響到治療的效果。另一方面，由于皮膚灼傷與阻抗的大小有直接的聯系，所以劃定合理的阻抗閾值也會防止皮膚灼傷的效應。總而言之，通過個體化的阻抗檢測，能夠保證tDCS的有效性和安全性。

本文通過建立數學模型研究電流與阻抗的變化關系，提出了個性化阻抗檢測的技術，保證了每個不同個體在阻抗檢測前阻抗閾值的準確性，提高tDCS的治療效果。針對這一技術我們開發出對應的tDCS設備，在阻抗檢測前對不同個體劃分不同的阻抗閾值，同時進行實時阻抗檢測，刺激過程中若阻抗過高則立即切斷輸出，保證刺激的安全性。本研究的目的是將個性化阻抗檢測技術得到普及，同時增強tDCS設備的臨床實用性。