電脈沖暈動治療儀的研究與設計

于靖濤，鄭淇軒

（珠海科技學院，廣東珠海，519041）

0 引言

暈動癥是由于機體暴露在運動環境中，受到加速、旋轉等真實或虛擬的環境刺激而引起的以頭暈、面色蒼白、惡心、嘔出冷汗等前庭和自主神經反應為主要表現的癥候群[1]。我國是世界“暈動癥”發生率最高的國家之一，八成的人都曾經歷過不同程度的暈動反應。這種疾病沒有徹底治愈的辦法，但選擇有效的方式可以有效緩解患者的痛苦。當前應用較多的方式為服用暈動癥治療藥物，此種方式雖然能夠減輕癥狀，但是藥物會對人體產生一定的毒副作用。因此為了解決上述問題，本文提出了一種使用低頻電流對人體頸部產生物理電擊的方式用以緩解患者痛苦。

本系統由電刺激單元和生理信號反饋控制單元兩部分組成。脈沖電流控制為電刺激單元的核心部分，因為會受到各種外界干擾，例如人體不同部位阻抗大小不一致、空氣濕度、外部電磁干擾等復雜環境影響，所以常規脈沖電流控制方法很難實現對于系統的準確控制。因此本文選取模糊控制系統完成對于脈沖電流的控制。

一般的電脈沖刺激系統只能夠通過不同的擋位實現對于放電電流的控制，進而實現用戶對于放電強度的設定。但是使用此方法一旦對于設備設定完畢，系統每次的放電周期和放電強度都不再發生變化。為了解決上述“不智能”的設定方式，本文使用生理信號反饋控制單元分別對血壓（BP）和脈率（PR）進行采集并且計算反饋控制系數矩陣中的控制因子。系統根據反饋控制矩陣完成對于患者當前狀態的評估，并且自適應地給出放電強度的設定。

1 系統總體設計方案

本系統設計的總體框圖如圖1 所示，選取STM32F405作為核心控制器，分別控制PPG 采集模塊、血壓（BP）采集模塊、低頻脈沖電流輸出模塊、低功耗藍牙傳輸模塊。為了滿足該系統的供電需求，本文選用USB 供電模塊和鋰電管理模塊。

圖1 系統設計總體框圖

PPG采集方面，本文選取NJL5310R作為脈搏波傳感器，模擬前端選取TI 公司的AFE4490[2]；BP 信號采集方面，本系統選取柯式音血壓測量方法，為了滿足對于充氣泵和放氣閥的控制，本文選取ULN2003 芯片對其進行驅動[3]；低頻段電流輸出方面，采用模擬電路對稱脈沖波設計技術；藍牙模塊方面，選取DX-BT05-A4.0 模塊，其遵循BLE V4.0 藍牙規范協議；USB 供電模塊方面，采用XT2051 單芯鋰離子電池恒流/恒壓充電電路，該芯片需要最少的外部組件并滿足USB 總線規范，因此較為適宜應用于便攜式應用領域；電池管理模塊方面，本系統采用BQ24072 電源管理芯片，該芯片可以對于電池進行動態管理并支持1.5A 的鋰電電流輸出并支持使用USB 充電。上述各模塊的電路原理圖如圖2 所示。

圖2 原理圖匯總

2 低頻脈沖電流模糊控制

考慮到脈沖電流可能會受到的外界復雜干擾，因此傳統控制方法很難實現對于脈沖電流的精確控制，因此為了解決該問題，本文選取模糊控制方法。模糊控制是應用模糊集合理論的控制方法，提供一種實現基于知識（規則）的，甚至語言描述的控制規律的新機理，該方法是利用計算機模擬人腦的思維與判斷實現對系統的控制[4]。該方法首先將操作人員或專家經驗編成模糊規則，然后將來自傳感器的實時信號模糊化，將模糊化后的信號作為模糊規則的輸入，完成模糊推理，將推理后得到的輸出量加到脈沖電流控制器上，最終完成模糊控制。模糊控制邏輯如圖3所示。

圖3 低頻脈沖電流模糊控制

本文的模糊控制器是以系統電流偏差及偏差變化率作為系統的輸入，輸出結果則用于控制下一時段的脈沖電流的輸出值，模糊控制器的建立流程如圖4 所示。在本文中選取七個模糊子集NB、NM、NS、ZO、PS、PM、PB，分別對應負大、負中、負小、零值、正小、正中、正大。由此可以得到其語言變量論{-6,-5,-4,-3,-2,-1,0,1,2,3,4,5,6}。設電流偏差E(ct) 的基本論域為[-6,6]，電流偏差變化率E(ct) 的基本論域為[-2,2]，處方電流模糊控制輸出量Utc基本論域為[-3,3]。在此基礎上可算出電流尺度變化比例因子：kct=1，電流偏差變化率尺度變化比例因子kect=3，電流模糊控制輸出量kut=2。按此規則最終得到的模糊控制表如表1 所示。

表1 低頻脈沖電流模糊控制表

圖4 模糊控制器建立流程

3 生理信號反饋控制單元

為了研究人體出現暈動癥時，相關生理參數的變化。徐苗等人，進行了相關研究，他們發現當個體使用虛擬現實（VR）技術的時候，會產生眩暈、惡心、嘔吐等不適癥狀，這些癥狀被稱為視覺誘導暈動癥（VIMS）或者虛擬顯示暈動癥（VRMS），并且當出現此種癥狀的過程中腦電信號（EEG）會發生相應變化[5]。賈瑞雙等人也對于暈動癥的發生和血壓與脈率的關系進行了研究，綜合上面的分析可以看出，SBP與PR 最大互相關系數(α1)、DBP 與PR 最大互相關系數(α2)在受試者處于暈動狀態時會有所下降；SBP 與PR 最大互相關系數的均值(α3)、DBP 與PR 最大互相關系數的均值(α4) 在受試者處于非暈動狀態和暈動狀態時存在顯著性差異[6]。考慮到易于穿戴和使用方便等問題，本文選取血壓和脈率信號進行分析，并得到反饋控制系數矩陣S=[α1,α2,α3,α4]。本文選取的血壓測量方式為間斷式血壓測量，當使用者選取自適應電擊模式時，血壓測量最短會間隔30s 進行一次測量，每一次測量結束系統會自動進行上述相關參數矩陣的計算，系統會根據每一次計算的結果進行放電強度的自適應控制，本文將其進行狀態劃分，劃分方式如表2 所示。生理信號反饋控制單元工作原理如圖5 所示。

表2 反饋控制矩陣對應狀態劃分

圖5 生理信號反饋控制單元工作原理

4 結果展示

為了驗證該系統的性能，本文選取了10 名健康志愿者作為試驗對象，其中包括5 名男性和5 名女性。本文通過VR模擬器產生的不同場景使得被試產生暈動癥的不良感受，為了驗證低頻電流刺激可以緩解暈動癥產生的不良反應，本文設計了測試用例1：隨機選取3 名男性和2 名女性作為第一組被試人員，剩余的人員作為第二組被試人員，第一組人員進行VR 體驗5min 但是在此期間不對于其進行電刺激干預，第二組測試人員同樣進行VR 體驗但是在測量過程中使用電刺激干預，然后分別詢問每名被試人員測試體驗并記錄結果。試驗結果如表3 所示。

表3 測試用例1

為了驗證自適應放電能量控制的可行性，本文設計了測試用例2：隨機選取3 名男性和2 名女性作為第一組被試人員，剩余的人員作為第二組被試人員，第一組人員進行VR體驗5min，在此期間對于設備的放電強度設定為恒定輸出，第二組測試人員同樣進行VR 體驗但是此時設備的放電強度設定為自適應模式，然后分別詢問每名被試人員測試體驗并記錄結果。實驗結果如表4 所示。

表4 測試用例2

通過實驗結果可以得出以下結論：（1）我們發現采用低頻電流刺激可以緩解暈動癥產生的不良反應；（2）采用自適應放電能量控制方式比使用傳統的放電方式效果要更加優異。

5 結論

為了解決暈動癥對于人體帶來的不適癥狀，本文設計了一種通過經皮神經電刺激方式緩解暈動癥癥狀的方法。本系統由PPG 信號采集模塊、BP 信號采集模塊、低頻段電流輸出模塊、藍牙模塊、USB 供電模塊和電池管理模塊6 個部分組成，為了實現對于各模塊的控制本文選取STM32F405做為系統的主控MCU。為了克服復雜環境對于放電的影響，本文選取模糊控制策略實現對于低頻脈沖電流的控制。為了使得系統更加智能化，本文選取生理信號反饋控制單元，對于PPG 信號和BP 進行提取并且最終得到反饋控制系數矩陣，并最終完成系統對于放電強度的自適應控制。為了驗證低頻電流對于暈動癥治療的有效性和使用自適應放電強度控制的可行性，本文分別設置了兩組測試用例，通過試驗結果得出使用低頻電流刺激對于暈動癥的病態緩解具有一定的效果，采用放電強度的自適應控制策略相較于傳統的控制方式具有更好的使用體驗。