CN113599696A

CN113599696A - 非侵入性深部脑区电刺激设备

Info

Publication number: CN113599696A
Application number: CN202110632594.8A
Authority: CN
Inventors: 张效初; 马儒; 吕炜; 崔官宝
Original assignee: Anhui Xiaolong Technology Co ltd
Current assignee: Anhui Xiaolong Technology Co ltd
Priority date: 2021-06-07
Filing date: 2021-06-07
Publication date: 2021-11-05

Abstract

本发明公开一种非侵入性深部脑区电刺激设备，包括信号源，主电路及保护控制电路。信号源是外接信号源，可以在安全电压限压范围内生成任意幅度的正弦电压信号并将信号输入主电路。主电路提供幅值恒定的交变电流输出以及减少由两个电极之间电流不平衡导致的干扰。保护电路实时监测输出电流的大小，当电流过大时立即通过单片机控制继电器断电终止刺激进程。本发明结合信号源，主电路及保护控制电路，能够输出一个稳定的交流电信号，并根据上位机对脑电信号特征的计算结果决定是否进行刺激或者决定不同的刺激模式，此外，当电路检测到电流超过人体安全电流，能够立即断开刺激开关以确保被试安全。

Description

非侵入性深部脑区电刺激设备

技术领域

本发明属于认知神经科学和医疗试验器械技术领域，涉及非侵入性深部脑区电刺激设备。

背景技术

经颅交流电刺激（tACS）是一种通过在头皮摆放电极，施加微弱的（正弦幅值<2mA）的固定频率的稳定的交流电信号从而实现对特定脑区自发的神经电生理活动的调节的技术，可以干预很多与大脑认知相关的活动（如运动、记忆、情绪等）。

tACS通过在脑部施加弱正弦信号，可以诱发和外加电场的频率保持同步性的神经元放电活动。因此，tACS被认为可以提高特定频率的内源性神经电活动。目前对于tACS影响认知功能的具体机制尚不明确，研究者们对主要原理有如下推测：外加交变电场的夹带效应，使内源性神经电活动与外部刺激保持同步，让大量神经元保持相位一致的电活动，从而提高特定频率的神经活动幅度（Schutter, 2014）。

但是传统tACS面临一个问题，那就是在传统tACS种只有少部分电流能够穿过表层头皮和颅骨作用于至颅内（Faria et al.,2009）。为了对深部脑区的神经电活动进行调节，在刺激方式不变的前提下，就需要提高刺激电流的幅值，但刺激强度任意提高不符合仪器使用的安全性原则。神经元细胞膜所具有的低通滤波属性，使大脑神经元对高频带电信号的同步化跟随效应不明显（Hutcheon et al.,2000）。

传统tACS面临还面临另一个问题，那就是传统tACS通常采用较为简单的刺激方式进行，各项刺激参数（如刺激脑区、电流幅值、刺激频率和刺激时程等）在实验开始之前就预先设定好，并在实验过程中保持不变，甚至不同被试之间参数也保持相同。这种简单的刺激方式忽视了在实验过程中被试大脑状态的动态变化特征和个体之间的差异，这可能是导致现阶段非侵入性脑刺激实验结果不容易重复的原因（Ziemann et al.,2017）。

发明内容

本发明的目的在于提供的非侵入性深部脑区电刺激设备的电路设计，通过信号源，主电路，保护控制电路，采用多通道同步控制输出方案，解决了现有的经颅交流电刺激技术对动物深部脑区影响不显著，无法实时监测大脑活动并选择适当刺激模式的问题。

本发明的目的可以通过以下技术方案实现：

一种非侵入性深部脑区电刺激设备包括信号源、主电路、保护控制电路，采用多通道同步控制输出方案，信号源生成正弦电压输入主电路，主电路提供恒定交变电流输出，保护控制电路保护用电安全；

所述多通道同步控制输出方案，设备主体部分具有多通道主动输出的特征，根据运算所消耗的时间和单片机的端口数量，本设备外接信号源生成正弦电压信号输入主电路；

所述信号源为JDS6600 DDS信号发生器，通过外接移动电源供电，具有两路输出通道，可满足两通道不同频率信号输入；此外，信号源通过上位机设置各项参数，开始关闭时间以及输出波形；

所述主电路使用轨到轨输入输出四通道运算放大器芯片OPA4197，采用了两路恒流源反相耦合式的设计方案，主要功能是提供幅值恒定的交变电流输出，并减少对实验的干扰；

所述保护控制电路包括电压采集模块和继电器模块，主要功能是实时监测输出电流的大小，当出现异常值时立即通过单片机控制继电器断电终止刺激进程；

进一步地，多通道同步控制输出方案的具体实现，需要监测和保护的通道数量是传统单导经颅交流电刺激设备的四倍，而控制输出的通道数量是传统单导经颅交流电刺激设备的两倍。根据运算所消耗的时间和单片机的端口数量，本设备使用的方案是采用外接信号源生成正弦电压信号输入主电路。

进一步地，主电路采取四通道输出三级电路连接反相耦合输出设计，通道被分为两组，两组信号由不同的信号源输入参数独立的正弦信号。每一组包括两路输出通道，同组内两路信号外接信号源相同。而这两路信号，一路具有完整的三级电路结构，另一路去除了二级反相放大器结构，将第一级跟随器电路与第三级压控电流源电路直接相连。

进一步地，所述信号源的具体实现，信号源选用JDS6600 DDS信号发生器，正弦波频率范围为0~15MHz，最小频率分辨率为0.01μHz，输出波幅峰峰值范围为2Vpp~200Vpp，幅值分辨率为1mV。该信号发生器具有两路信号输出通道，可以分别输入不同的频率信号；采用外接移动电源供电，可以保证供电；采用USB转异步串行通信接口与上位机进行通讯（串口波特率：115200bps），可以通过上位机设置信号发生器的各项参数，设置信号发生器的开始关闭时间以及设置输出波形，在开始刺激的前两个周期电流幅值缓慢均匀上升，刺激结束的后两个周期电流幅值缓慢均匀下降。通过上位机与信号发生器连接控制生成的正弦信号具有功能丰富，灵活性强，精确度高的优势。

进一步地，所述主电路的具体实现，主电路选用OPA4197芯片，这是一种轨到轨输入输出四通道运算放大器芯片，该芯片特性如下：高带宽10MHz，高转换率20V/μs，宽电源范围±2.25V~±18V，可以在安全电压限压范围内输出任意幅度的正弦震荡信号。主电路主要功能是提供幅值恒定的交变电流输出，并且要减少来自两个电极之间电流不平衡对实验可能的干扰。

进一步地，当前时刻恒流源正极输出的电流流入人体，要从另一个电势较低的位置流出人体。为了解决电流不平衡的问题，本设备采用两路恒流源反相耦合式的设计方案。

进一步地，两路恒流源反相耦合式的设计方案具体内容如下：

1）主电路第一级采用运算放大器设计的电压跟随器。在由运算放大器设计的电压跟随器中，正弦信号由运放同相端输入，输出端输出相位相同幅值相同的信号。

2）主电路第二级采用了反相放大器设计。

3）主电路第三级采用了Howland恒流源设计结构。

进一步地，所述保护控制电路的具体实现，保护控制电路包括Arduino单片机、opa4197芯片和HFD4/5-S电磁继电器。Arduino单片机是一种开源软硬件工具，包含可编程控制单片机电路和在PC终端运行的集成开发环境，PC上编写的程序可以编译和上传到单片机上。HFD4/5-S电磁继电器是一种电压控制的继电器，当控制端输入电压小于0.5V时，开关保持断开状态，当控制端输入电压高于3.75V时，开关保持闭合状态。保护控制电路主要功能是实时监测输出电流的大小，当出现异常值时及时通过单片机控制继电器断电终止刺激进程。

保护控制电路主要包括电压采集模块和继电器模块。通过电压采集信号接收来自电路的电压信息，在Arduino单片机内部计算当前电流值，当通过电流过大时，Arduino单片机向电磁继电器输出低电平电压，断开刺激电路。

进一步地，所述非侵入性深部脑区电刺激的实时性的具体实现，需要依靠计算机采集并运算处理生物电信号数据（如脑电数据等），提取数据特征，并进行分类决策，然后通过串口通信将指令发送给微控制器Arduino单片机或JDS6600信号发生器，完成刺激任务执行，实现闭环反馈式非侵入脑刺激。

与现有技术相比，本发明的有益效果：本发明提供的非侵入性深部脑区电刺激设备，通过结合信号源，主电路及保护控制电路，采用多通道同步控制输出方案，外接信号源生成正弦电压信号并将信号输入主电路，主电路提供幅值恒定的交变电流输出，保护电路实时监测输出电流的大小并在电流过大时终止刺激进程，能够对深部脑区进行干预，可在实验前根据被试需要设定和修改刺激参数达到最好的刺激效果，可在实验过程中根据被试的实时反馈信息设计个性化的刺激方案，为认知神经心理学家们提供了一个探索深部脑区的非侵入刺激方式，为时间特异性较高的实验设计提供解决方案，实现神经反馈与非侵入脑刺激的有机结合，并有效应用于脑机接口和运动康复等神经和精神疾病治疗的医学领域。

附图说明

为了更清楚地说明本发明实施例的技术方案，下面将对实施例描述所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。

图1为本发明中非侵入性深部脑区电刺激设备的示意图；

图2为本发明中非侵入性深部脑区电刺激设备的电路设计图。

图中：1、信号源；2、主电路；3、保护控制电路；4、电压跟随器；5、反相放大器；6、Howland恒流源电路；7、差分放大器和继电器开关。

具体实施方式

下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实例仅仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有作出创造性劳动前提下所获得的所有其它实施例，都属于本发明保护的范围。

针对目前tACS存在的限制，Grossman提出时间相干（Temporal interference，TI）刺激方式，并采用仿体实验和动物实验上验证了其有效性（Grossman et al.,2017）。时间相干刺激实质上就是指多通道高频经颅交流电刺激，也就是说通过在颅外不同位点施加高频的正弦交流电刺激在深部脑区叠加产生低频电信号包络，神经元对于低频包络信号进行解调，并实现对低频信号包络的跟随效应。TI的脑部刺激深度更深，同时对目标脑区刺激剂量具有更好的预测性。

请参阅图1所示，非侵入性深部脑区电刺激设备包括信号源1、主电路2、保护控制电路3，采用多通道同步控制输出方案，信号源1生成正弦电压输入主电路2，主电路3提供恒定交变电流输出，保护控制电路3保护用电安全；

多通道同步控制输出方案指的是采用外接信号源生成正弦电压输入主电路2方案，多通道同步控制输出方案的具体实现，需要监测和保护的通道数量是传统单导经颅交流电刺激设备的四倍，而控制输出的通道数量是传统单导经颅交流电刺激设备的两倍，根据运算所消耗的时间和单片机的端口数量，本设备使用的方案是外接信号源1生成正弦电压信号输入主电路2。

信号源1选用JDS6600 DDS信号发生器，具有两路信号输出通道，可以满足两通道不同频率信号输入的要求，可以分别输入不同的频率信号；JDS6600 DDS信号发生器选用外接移动电源供电保证供电安全；选用USB转异步串行通信接口与上位机进行通讯，可通过上位机经串口设置信号发生器的各项参数和开始关闭时间，设置输出波形（在开始刺激的前30s电流幅值缓慢均匀上升，刺激结束的后30s电流幅值缓慢均匀下降）；在开始刺激的前两个周期电流幅值缓慢均匀上升，刺激结束的后两个周期电流幅值缓慢均匀下降；通过上位机与信号发生器连接控制生成的正弦信号具有功能丰富，灵活性强，精确度高的优势。

主电路2采用轨到轨输入输出四通道运算放大器芯片OPA4197，芯片OPA4197可在安全电压限压范围内满足输出任意幅度的正弦震荡信号的需要；主电路主要功能是提供幅值恒定的交变电流输出，为了减少来自两个电极之间电流不平衡对实验可能的干扰，采用了两路恒流源反相耦合式的设计方案。在该方案中主电路第一级采用运算放大器设计的电压跟随器，第二级采用反相放大器设计，第三级采用Howland恒流源设计结构；

当前时刻恒流源正极输出的电流流入人体，要从另一个电势较低的位置流出人体；假如简单地将输出的负极用地线代替，可能存在三种结果：1）电流从输出端负极流出；2）电流从作为保护被试目的而设计的GND端流出；3）电流从被试与大地相接触的电势更低处流出。结果2）和结果3）均不是期望的结果，因为根据预期，在与摆放电极位于同一界面内的颅内电场分布表现对称分布的特性，而结果2）和3）会对此产生干扰，无法得到预期中的电场分布方式。为了解决这个问题，本设备采用两路恒流源反相耦合式的设计方案。

主电路2采取四通道输出三级电路连接反相耦合输出设计，通道被分为两组，两组信号由不同的信号源输入参数独立的正弦信号；每一组包括两路输出通道，同组内两路信号外接信号源相同，输出端为幅值相同相位相反的恒定电流源；而这两路信号，一路具有完整的三级电路结构，另一路去除了二级反相放大器结构，将第一级跟随器电路与第三级压控电流源电路直接相连；同组内两路信号为同一个外接信号源，输出端为幅值相同相位相反的恒定电流源。

保护控制电路3包括Arduino单片机、opa4197芯片和HFD4/5-S电磁继电器；Arduino单片机是一个开源软硬件工具，包含可编程控制单片机电路和在PC终端运行的集成开发环境，PC上编写的程序可以编译和上传到单片机上；HFD4/5-S继电器是一种电压控制的继电器，当控制端输入电压小于0.5V时，开关保持断开状态，当控制端输入电压高于3.75V时，开关保持闭合状态；保护电路主要功能是实时监测输出电流的大小，当出现异常值时及时通过单片机控制继电器断电终止刺激进程。

保护控制电路主要包括电压采集模块和继电器模块，通过电压采集信号接收来自电路的电压信息，在Arduino单片机内部计算当前电流值，当通过电流过大时，Arduino单片机向电磁继电器输出低电平电压，断开刺激电路。

如图2所示，所述非侵入性深部脑区电刺激设备包括信号源1、主电路2、保护控制电路3，主电路2中包含有电压跟随器4、反相放大器5、Howland恒流源电路6，保护和控制电路3中包含有差分放大器和继电器开关7。

主电路2采用两路恒流源反相耦合式的设计方案，

两路恒流源反相耦合式的设计方案具体内容如下：

1）主电路2第一级采用运算放大器设计的电压跟随器，目的是提高信号源的带负载能力；电压跟随器具有高输入阻抗低输出阻抗的特点，在由运算放大器设计的电压跟随器中，正弦信号由运放同相端输入，输出端输出相位相同幅值相同的信号，信号源输出阻抗在50Ω左右，为避免下一级电路的输入阻抗太小，产生的信号源输出阻抗分压实际输出电压减小的问题，采用一级同向电压跟随器达到减少信号传输损耗，提高信号源带负载能力的目的；

2）主电路2第二级采用了反相放大器设计，目的是在原信号基础上扩展出一个幅值相同相位相反的信号，为输出端的反相耦合式设计提供两路相位相差180°的信号；

3）主电路2第三级采用了Howland恒流源设计结构，为保证输出精度，在运放OPA1的反馈回路中加入电压跟随器OPA2保证阻抗匹配，避免产生分流现象。

主电路2的第一级采用运算放大器设计的电压跟随器。信号𝑉0输入运放之后，根据运放的虚短特性𝑉+=𝑉−,会产生电压跟随现象。输出信号命名为𝑉1，即：

主电路2第二级采用了反相放大器设计。如反相放大器5所示，输入信号𝑉1自电阻𝑅1的左端输入，根据运放具有的虚短特性和基尔霍夫第一定律可知，在任意一个节点，电流净流入等于净流出，即：

其中𝑖=1,2,3,… 𝑁, 𝑁是所有该节点连接的电流支路的数量，𝐼𝑖是沿𝑖支路正方向的电流数值。

由欧姆定律可知，输出端电压设为𝑉2：

输出电压𝑉₂与输入电压𝑉₁幅值相同，相位反向。

主电路2第三级电路设计采用了Howland恒流源设计结构。如Howland恒流源电路6所示。由运算放大器OPA1的虚短特性𝑉+= 𝑉−可知：

根据运放OPA1的虚断特性𝐼+= 𝐼−≈0，再根据基尔霍夫第二定律可知：

整合上述四个式子，可知：

因此当𝑅3= 𝑅4= 𝑅5=𝑅6时，

即输出的电流仅仅与输入电压的幅值和电阻𝑅7的电阻阻值有关，𝑅7为电流调节电阻。运放OPA1的同向输入端保持输入电压𝑉2幅值恒定不变，𝑉3− 𝑉𝑜𝑢𝑡电压差值保持跟随𝑉2电压值。

整理以上三级电路的输入输出关系，可得到最终的电流输出𝑖𝑜𝑢𝑡与输入电压𝑉0的关系为：

保护控制电路的主要电路连接如差分放大器和继电器开关7所示，主要包括电压采集模块和继电器模块。电压采集模块采用了增益为1的差分放大器电路设计，信号输入的两端分别连接电流调节电阻𝑅7两端。同样根据运算放大器的虚短虚断原理，在如差分放大器和继电器开关7所示所示电路连接情况下，可知：

当𝑅24= 𝑅30= 𝑅31=𝑅32时，输出电压满足𝑉𝑜𝑢𝑡= 𝑉2− 𝑉1，可将电阻𝑅7两端的电压的差值计算出来，并通过将输出端接入Arduino单片机的模拟I/O端口实现对电阻𝑅7两端电压的实时读入。

如果电流大于安全电流的阈值（幅值3mA），则Arduino会通过数字I/O口向继电器RL1连续发送低电平，电路将自动断开。实际电流的计算公式为：

其中𝑁是读入模拟I/O口的电压经过单片机映射到0~1024间的数值。

非侵入性深部脑区电刺激的实时性的具体实现，需要依靠计算机采集并运算处理生物电信号数据（如脑电数据等），提取数据特征，并进行分类决策，然后通过串口通信将指令发送给微控制器Arduino单片机或JDS6600信号发生器，完成刺激任务执行，实现闭环反馈式非侵入脑刺激。

以上内容仅仅是对本发明的构思所作的举例和说明，所属本技术领域的技术人员对所描述的具体实施例做各种各样的修改或补充或采用类似的方式替代，只要不偏离发明的构思或者超越本权利要求书所定义的范围，均应属于本发明的保护范围。

Claims

1.一种非侵入性深部脑区电刺激设备，包括信号源（1）、主电路（2）和保护控制电路（3），采用多通道同步控制输出方案；

所述多通道同步控制输出方案，设备主体部分具有多通道主动输出的特征，根据运算所消耗的时间和单片机的端口数量，本设备外接信号源（1）生成正弦电压信号输入主电路（2）；

所述信号源（1）为JDS6600 DDS信号发生器，具有两路输出通道，可满足两通道不同频率信号输入；信号源（1）通过上位机设置各项参数，开始关闭时间以及输出波形；

所述主电路（2）使用轨到轨输入输出四通道运算放大器芯片OPA4197，采用了两路恒流源反相耦合式的设计方案，主要功能是提供幅值恒定的交变电流输出，并减少来自两个电极之间电流不平衡对实验的干扰；

所述保护控制电路（3）包括电压采集模块和继电器模块，主要功能是实时监测输出电流的大小，当出现异常值时立即通过单片机控制继电器断电终止刺激进程。

2.根据权利要求1所述的一种非侵入性深部脑区电刺激设备，其特征在于：所述的多通道同步控制输出方案的具体实现，需要监测和保护的通道数量是传统单导经颅交流电刺激设备的四倍，而控制输出的通道数量是传统单导经颅交流电刺激设备的两倍，根据运算所消耗的时间和单片机的端口数量，本设备使用的方案是外接信号源（1）生成正弦电压信号输入主电路（2）。

3.根据权利要求2所述的一种非侵入性深部脑区电刺激设备，其特征在于：所述的主电路（2）采取四通道输出三级电路连接反相耦合输出设计，通道被分为两组，两组信号由不同的信号源输入参数独立的正弦信号；每一组包括两路输出通道，同组内两路信号外接信号源相同，输出端为幅值相同相位相反的恒定电流源；而这两路信号，一路具有完整的三级电路结构，另一路去除了二级反相放大器结构，将第一级跟随器电路与第三级压控电流源电路直接相连；同组内两路信号为同一个外接信号源，输出端为幅值相同相位相反的恒定电流源。

4.根据权利要求1所述的一种非侵入性深部脑区电刺激设备，其特征在于：所述信号源（1）的具体实现，信号源（1）选用JDS6600 DDS信号发生器，JDS6600 DDS信号发生器具有两路信号输出通道；JDS6600 DDS信号发生器采用外接移动电源供电；JDS6600 DDS信号发生器采用USB转异步串行通信接口与上位机进行通讯，通过上位机设置信号发生器的各项参数，设置信号发生器的开始关闭时间以及设置输出波形，在开始刺激的前两个周期电流幅值缓慢均匀上升，刺激结束的后两个周期电流幅值缓慢均匀下降；通过上位机与信号发生器连接控制生成的正弦信号具有功能丰富，灵活性强，精确度高的优势。

5.根据权利要求1所述的非侵入性深部脑区电刺激设备，其特征在于：两路恒流源反相耦合式的设计方案具体内容如下：

1）主电路（2）第一级采用运算放大器设计的电压跟随器，目的是提高信号源的带负载能力；电压跟随器具有高输入阻抗低输出阻抗的特点，在由运算放大器设计的电压跟随器中，正弦信号由运放同相端输入，输出端输出相位相同幅值相同的信号，信号源输出阻抗在50Ω左右，为避免下一级电路的输入阻抗太小，产生的信号源输出阻抗分压实际输出电压减小的问题，采用一级同向电压跟随器达到减少信号传输损耗，提高信号源带负载能力的目的；

2）主电路（2）第二级采用了反相放大器设计，目的是在原信号基础上扩展出一个幅值相同相位相反的信号，为输出端的反相耦合式设计提供两路相位相差180°的信号；

3）主电路（2）第三级采用了Howland恒流源设计结构，为保证输出精度，在运放OPA1的反馈回路中加入电压跟随器OPA2保证阻抗匹配，避免产生分流现象。

6.根据权利要求1所述的非侵入性深部脑区电刺激设备，其特征在于：所述保护控制电路（3）的具体实现，保护控制电路（3）包括Arduino单片机、opa4197芯片和HFD4/5-S电磁继电器，Arduino单片机是一种开源软硬件工具，包含可编程控制单片机电路和在PC终端运行的集成开发环境，PC上编写的程序可以编译和上传到单片机上；HFD4/5-S电磁继电器是一种电压控制的继电器；保护控制电路主要功能是实时监测输出电流的大小，当出现异常值时及时通过单片机控制继电器断电终止刺激进程。

7.根据权利要求1所述的非侵入性深部脑区电刺激设备，其特征在于：非侵入性深部脑区电刺激的实时性的具体实现，需要依靠计算机采集并运算处理生物电信号数据，提取数据特征，并进行分类决策，然后通过串口通信将指令发送给微控制器Arduino单片机或JDS6600信号发生器，完成刺激任务执行，实现闭环反馈式非侵入脑刺激。