CN115212456B - 经颅实时异步电刺激改善睡眠的装置 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及人体经颅电刺激领域，具体涉及一种经颅实时异步电刺激改善睡眠的装置，能够实时在线异步调整经颅电刺激执行。方案包括：中央控制器、电刺激适应评估单元、睡眠信号采集单元、睡眠脑电分析单元、电流控制单元、整夜睡眠评估单元以及多个无创电极，多个无创电极固定分布在头部；睡眠信号采集单元通过无创电极采集人体睡眠状态的电信号；睡眠脑电分析单元对电信号进行分析，并根据分析结果发送电刺激指令；电流控制单元接收到电刺激指令后，开启电流刺激；电刺激适应评估单元通过无创电极进行电刺激以及对电刺激对象进行评估；整夜睡眠评估单元对睡眠状态进行评估；中央控制器控制各个单元的启停和参数设置。本发明适用于辅助改善睡眠。
Description
技术领域
本发明涉及人体经颅电刺激领域，具体涉及一种经颅实时异步电刺激改善睡眠的装置。
背景技术
当前，结合脑电图与经颅电刺激技术，是精准调控神经电活动模式的主要无创技术之一。脑电图，一直以来作为头皮外的观测技术，以快速廉价的特点，广泛用于监测大脑活动的电学表征，帮助人们不断深入了解大脑认知功能，掌握与判断包括睡眠和觉醒等特定的脑状态或水平。在针对脑功能调控方面，除药物介入治疗外，一些身体外部物理调控的方法，逐渐被开发用来改变或调节诸多目标大脑功能活动与模式。目前，临床上最为常用的手段主要为经颅磁刺激与经颅电刺激技术，视、听觉等感官刺激并不多见。经颅电磁刺激无创干预头表，可以引起大脑皮层双相的、极性依赖性的电学改变，磁刺激技术有其固有的体积大、成本高的缺点，而电刺激技术更加便携且易实现，有其固有的空间分辨率低的缺点，但实时性以及刺激水平连续性较好。因此，调控脑活动需要选择最优刺激技术方案。目前研究表明在睡眠时期，脑活动表现为广泛脑区同步，脑电信号多种特异的节律或振荡是主要表现形式(例如慢波和纺锤波)。所以，利用经颅电刺激技术的实时性以及刺激水平连续性，是开发睡眠特定化调控的最优技术思路，并且，将经颅电刺激技术结合脑电技术，形成实时刺激技术，为调控大脑电活动提供即时快速且相对准确的生理层面依据和反馈，实现脑电层面高时间精准的节律或振荡的相位追踪性，才能最终达到实时闭环的精准调控。
在睡眠调控方面，实时在线无创技术的现有技术难点在于：无法实时准确判断睡眠脑电的特征活动模式，并且及时快速反馈调整刺激参数，以达到适应个体整夜睡眠脑活动变化。
现有公开的技术(多靶点电刺激电路、电刺激器及其信号输出方法CN111346297A)，提出对脑节律相位信号锁相后在设定波形相位点输出刺激信号，但是没有提出针对睡眠脑电慢波的特异性刺激技术方法，也没有提出同步脑电和电刺激的所必要的伪迹去除处理方法。
现有公开的技术(区分慢波类型的在线慢波增强系统及方法CN113288176A)，虽然提出了针对睡眠的可区分慢波类型以及特定相位锁定技术，但是该技术仅仅提出结合声音刺激增强慢波活动的实施步骤，属于人体感官刺激领域。
现有公开的技术(脑电同频检测方法、脑电同频刺激方法与装置CN104825159A)，仅仅提出脑电的同频刺激初步方法，尤其是在同步采集脑电和电流刺激条件下，没有提出去伪迹方法，是不符合脑电领域内共识的，因此，这存在辅助睡眠有益效果严重受限问题。
现有公开的技术(慢波睡眠增强系统及慢波睡眠监测方法CN106175690A；经颅电刺激控制方法及控制装置CN113349794A，一种基于便捷式EEG设备的脑电刺激记忆力增强系统；结合脑电检测分析控制的声电刺激神经调控方法及装置CN111477299A)，并没有提出针对睡眠慢波脑电的频率或相位特异性的监测和相应电刺激增强方法，以达到明确的辅助睡眠有益效果。
发明内容
本发明的目的是提供一种经颅实时异步电刺激改善睡眠的装置，能够实时在线异步调整经颅电刺激执行，个体化增强睡眠脑电变异性慢波，改善睡眠。
本发明采取如下技术方案实现上述目的，经颅实时异步电刺激改善睡眠的装置，包括中央控制器、电刺激适应评估单元、睡眠信号采集单元、睡眠脑电分析单元、电流控制单元、整夜睡眠评估单元以及多个固定分布在头部的无创电极；
所述睡眠信号采集单元用于通过无创电极采集人体睡眠状态的电信号；
所述睡眠脑电分析单元用于对采集的人体睡眠状态的电信号进行分析，并根据分析结果发送电刺激指令；
所述电流控制单元接收到电刺激指令后，开启电流刺激，并对电流的输出进行控制；
所述电刺激适应评估单元用于通过无创电极进行电刺激以及对电刺激对象进行评估；
所述整夜睡眠评估单元用于对睡眠状态进行评估；
所述中央控制器用于控制电刺激适应评估单元、睡眠信号采集单元、睡眠脑电分析单元、电流控制单元以及整夜睡眠评估单元的启停和参数设置。
进一步的是，所述电刺激适应评估单元包括电刺激剂量适应子单元和电刺激剂量评估子单元；
所述电刺激适应评估单元利用电刺激剂量适应子单元，设定电流适应剂量，电刺激海绵电极预先通过盐水浸泡，大脑双侧电刺激海绵电极中心固定在双侧前额位置，以固定时长持续刺激；
以及利用电刺激剂量评估子单元，电极放置位置、极性和持续时间与电刺激剂量适应子单元相同，在固定电流范围之间步进电流剂量，利用多个等级的测试剂量对使用者的耐受性进行评估，使用者给出感觉评分等级，以此设定最大电流值。
进一步的是，所述多个无创电极包括2个双侧乳突区位置放置的混合电极，放置于前额位置的2个电刺激电极，其余为信号电极，所述信号电极用于采集生理电信号；多个信号电极包括2个眼电信号电极，2个下颌肌电信号电极，其余为脑电信号电极。
进一步的是，所述睡眠信号采集单元包括信号采集子单元和睡眠自动分期子单元；
所述信号采集子单元，采用国际脑电图系统定位规则，收集多个电极通道的脑电信号，收集使用者的左右眼眶外侧的2个通道眼电信号，眼电和脑电信号的参考信号为双侧乳突区平均值；以及收集1个通道下颌肌电信号；
所述睡眠自动分期子单元处理来自所述的信号采集子单元的睡眠生理信号，利用离线预先训练完成的模型，在线预测当前睡眠所处的阶段。
进一步的是，所述睡眠脑电分析单元包括脑电慢波识别子单元和实时振荡相位预测子单元；
所述脑电慢波识别子单元，用于根据黎曼流形特征算法识别慢波变异性，预测慢波种类，涉及的分类算法能够准确识别个体的多种类型慢波。
进一步的是，脑电慢波识别子单元还用于在训练阶段，利用小波变换得到脑电的Delta表征，构建Delta表征具体包括：
计算小波时频表征，记为f是频率，t是时间；其中，脑电信号S＝[S1(t),S2(t),...,SC(t)]T∈RC×T，C和T是通道数和采样点数；重构矩阵K是感兴趣频率范围；
则构建Delta表征：
其中，||·||表示范数，Re[·]和Im[·]分别表示实部和虚部。
进一步的是，脑电慢波识别子单元还用于根据计算图嵌入，其特征在于，计算第n个特征矩阵，
H表示共轭装置，第n个Delta表征表示为Dn。
进一步的是，在线预测的具体过程包括：
将训练集分类标注完成并构建矩阵：a类慢波集合Fa，b类慢波集合Fb，合并子集形成总集Fz；
获得慢波的变异性特征：ηnr＝||log(Pn -1Pr)||；
构建黎曼流形特征邻接矩阵Snr，Dn和Dr分别表示两个顶点的边权重，其中，
优化目标函数，获得映射矩阵W：
计算映射数据的协方差矩阵：
计算本征值：其中，为两类别慢波的平均协方差矩阵；
优化慢波分类的目标函数：调优变异因子参数ω，ε，预先标注的慢波的标签z，分类参数B；
利用二值符号化决策函数：Zpre＝sign(IB)，获取预测结果，zpre表示慢波种类的预测结果标签。
进一步的是，所述实时振荡相位预测子单元用于根据预测的慢波类型和特性，处理分析多通道脑电信号，融合估计睡眠非快速眼动期的慢波振荡的相位，并且依据测定的系统硬件延时与算法耗时，对电刺激的参数进行预测补偿。
进一步的是，所述实时振荡相位预测子单元的具体作用包括：
开始启动电刺激阶段，立即启动收集睡眠信号采集单元的数据，其包括脑电信号数据以及当前睡眠分期结果，分期结果直接表征当前睡眠所处的宏观脑状态，刺激阶段间期的睡眠分期结果，用于判别是否睡眠状态改变或转变为清醒；
依据慢波种类，在对应慢振荡特征波相关的特定通道上以叠加平均化方法抹除较小强度的其他特征活动；
将关键激活通道数据存放到设定时长的缓冲区，依据变异因子ε，使用移动平均减法，其中窗口长度为nε，以使信号的平均值为逼近零，n＞0；
计算慢振荡预测信道之前，依据变异因子，缓冲区脑电信号的峰峰值超过阈值，将被标记为噪声信道，然后剔除；
以队列数据结构形式，每个固定采样点更新一次数据缓冲区，发出预测开启指令后，通过实时获取缓冲区最新数据，其中存在的随机传递延迟在预测阶段将被用于精确地预测电刺激执行时刻；
所述缓冲区中最新数据，用以实际检测慢振荡特征波的存在，并预测未来的慢振荡目标状态，并利用快速傅里叶变换方法得到预测信道的功率密度谱，当慢波段总和功率相对于睡眠脑电感兴趣总波段总和功率的比值超过相对功率阈值时，准备开启执行电刺激；
对所述缓冲区数据，使用滤波器过滤得到慢波信号，获取主频；
建立目标函数，优化振幅、偏移量和相位参数值，基于正弦信号对慢波信号进行拟合；
将拟合收敛后的参数建立目标正弦波，以此延伸预测未来设置时间的内生慢振荡神经信号，该预测将以脑电和电刺激的异步方式，夹带内生振荡信号追踪目标相位，所述目标相位设定为未来慢振荡目标状态；
针对数据处理造成的随机系统延迟，使用中央处理器的定时器时钟计时，获取数据传输延迟、处理数据延迟、等待发送指令延迟、指令启动延迟，用于预测电流控制单元的启动刺激的正确时间点，所述数据传输延迟和指令启动延迟，分别在预设的离线测量校准的延迟的分布中采样均值；
检查是否能够在当前慢振荡周期执行电刺激，若不满足条件，则基于预测信道目标正弦波在下一个周期开始刺激，开始刺激指令将发送至电流控制单元，用于开启电流刺激。
进一步的是，所述电流控制单元包括交流电驱动子单元和阻抗监测子单元；
电流控制单元在接受到电流开始刺激指令后，启动交流电驱动子单元和阻抗监测子单元，阻抗监测子单元对刺激电极与头皮接触面的接触阻抗进行动态监测，如果超过预设接触阻抗阈值，则立即关闭电流控制单元的输出。
进一步的是，所述电流控制单元还接收来自中央控制器的总体控制指令，包括依据刺激阶段时长、刺激阶段个数上限以及睡眠自动分析结果，判定是否开启和结束整夜刺激，预先利用中央控制器人工设定目标参数包括：刺激阶段时长、刺激阶段个数上限。
进一步的是，所述整夜睡眠评估单元包括睡眠参数评估子单元和脑电基础评估子单元；
所述睡眠参数评估子单元依据睡眠自动分期结果，收集整夜睡眠时间结构；
所述脑电基础评估子单元，从睡眠过程中提取脑电图数据，并将其划入刺激前和刺激后窗口，在离线状态下，通过预测正在进行的慢振荡，评估刺激单个完整夜晚的慢振荡时长。
进一步的是，所述装置还包括电子存储器，计算机显示器输出接口和计算机用户输入设备，所述电子存储器，计算机显示器输出接口和计算机用户输入设备分别与中央控制器连接。
所述电子存储器，用于存储睡眠中脑电慢波监测识别与经颅电刺激实时结合的方法程序和离线预先测量试验的参数与数据，还存储计算机运行所必要的临时程序或文件；
所述计算机显示输出接口，通过显示器用于向用户展示睡眠生理信号数据，以及信号特征数据和刺激参数；
所述计算机用户输入设备，用于用户预先输入和查看选择数据。
经颅实时异步电刺激改善睡眠的方法，包括：
步骤1、开启装置，设定所有刺激参数；
步骤2、中央控制器开启所有单元工作；
步骤3、电刺激剂量适应子单元对用户进行剂量适应；
步骤4、电刺激剂量评估子单元对用户个体耐受情况评估，确定下一步电刺激剂量最大值；
步骤5、睡眠信号采集单元开始工作，睡眠自动分期子单元实时预测睡眠阶段；
步骤6、若在非快速眼动2期和3期的睡眠阶段，则开启慢波识别子单元；
步骤7、根据睡眠生理信号中的脑电信号，识别慢波种类；
步骤8、依据不同慢波种类，执行对应实时振荡相位预测子单元，预测刺激开始时间；
步骤9、依据刺激参数设定，电流控制单元判断是否结束当前刺激，若是，则进入步骤10，否则回到步骤7；
步骤10、整夜结束刺激后，睡眠阶段全部完成，用户醒来后，执行整夜睡眠评估单元；
步骤11、用户获得睡眠参数以及脑电基础慢震荡时长数据，结束程序。
本发明利用经颅电刺激靶相异步夹带慢波节律的核心方法，有效解决因慢波变异性导致的电刺激电流参数无法准确调整的问题，并且利用电流刺激水平连续性，达到高时间精准的睡眠脑电节律或振荡的相位追踪性，最终实现调控睡眠内稳态神经环路振荡性以提高睡眠慢波活动强度。因此，本发明具有在线闭环技术优势和自适应睡眠生理调控优势，能够有效辅助睡眠。
附图说明
图1是本发明实施例提供的依据脑电国际10-10标准的电极摆放位点图；
图2是本发明实施例提供的电刺激电极与系统分结构示意图；
图3是本发明实施例提供的经颅实时异步电刺激改善睡眠的装置结构框图；
图4是本发明实施例提供的程序核心执行流程图；
图5是本发明施例提供的脑电与电刺激相位追踪示意图；
图6是本发明施例提供的相位追踪误差结果图；
附图中，101为头盒，102为无创电极。
具体实施方式
为使本发明实施例的目的、技术方案和优点更加清楚，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，所描述的实施例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做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。
下面结合附图对本发明的具体实施方式进行详细说明。
本发明经颅实时异步电刺激改善睡眠的装置，如图3所示，包括中央控制器，电刺激适应评估单元，睡眠信号采集单元，睡眠脑电分析单元，电流控制单元，整夜睡眠评估单元。
中央控制器，用于控制电刺激适应评估单元、睡眠信号采集单元、睡眠脑电分析单元、电流控制单元和整夜睡眠评估单元的启停和参数设置。除了中央控制器，本发明装置还包括电子存储器，计算机显示器输出接口和计算机用户输入设备。
所述电子存储器，用于存储睡眠中脑电慢波监测识别与经颅电刺激实时结合的方法程序和离线预先测量试验的参数与数据，除此以外还包括计算机运行所必要的临时程序或文件。
所述计算机显示输出接口，通过显示器用于向用户展示睡眠生理信号数据，以及本发明涉及的信号特征数据和刺激参数。
所述计算机用户输入接口，用于用户预先输入和查看选择数据。
在一种实施例中，如图1、图2所示，本发明的装置包括一个头盒101，一个显示器，一个键盘输入和若干电极102。其中，头盒里包括中央控制器、电刺激适应评估单元、睡眠信号采集单元、电流控制单元、整夜睡眠评估单元、电子存储器的部件，计算机显示器输出接口和计算机用户输入设备则可以分别为一个显示屏和一个键盘输入。
在头部固定布置有19个位置的无创电极，其中15个信号电极用于采集生理电信号，2个双侧乳突区位置放置的电极是混合电极，该混合电极是由生理信号的参考电极以及电刺激电极混合一体的。其余的2个电极是放置于前额位置的电刺激电极。
在头部固定布置的15个信号电极，包括11个脑电信号电极，2个眼电信号电极，2个下颌肌电信号电极。
在头部固定布置的2个乳突参考电极和2个乳突电刺激电极一体形成的2个乳突混合电极，仅仅在传感器布置结构方面备制作为一体，电气电路是完全隔离独立的。
在头部固定布置的2个前额电刺激电极，与2个乳突电刺激电极，组合形成电刺激的4个输出电流的电极，可作为直流输出或双相交流电流输出，前额电刺激为一相，乳突电刺激为另一相。
在本发明的一种实施例中，电刺激适应评估单元包括电刺激剂量适应子单元和电刺激剂量评估子单元；
所述电刺激适应评估单元利用电刺激剂量适应子单元，设定电流适应剂量，电刺激海绵电极预先通过盐水浸泡，大脑双侧电刺激海绵电极中心固定在双侧前额位置，以固定时长持续刺激；
以及利用电刺激剂量评估子单元，电极放置位置、极性和持续时间与电刺激剂量适应子单元相同，在固定电流范围之间步进设置电流剂量，利用多个等级的测试剂量对使用者的耐受性进行评估，使用者给出感觉评分等级，以此设定最大电流值。
例如，第一步，利用电刺激剂量适应子单元，设定电流适应剂量为900uA，电刺激海绵电极预先通过1％浓度的盐水浸泡1分钟，正方形海绵电极侧面面积为9平方厘米，大脑左侧电刺激海绵电极中心固定在以F3、F7、Fp1三点围成的曲面中心位置，大脑右侧电刺激海绵电极中心固定在以F4、F8、Fp2三点围成的曲面中心位置，持续刺激5分钟。
第二步，利用电刺激剂量评估子单元，放置位置、极性和持续时间与电刺激剂量适应子单元相同，在1000uA到2000uA之间步进100uA电流剂量，利用11个不同测试剂量对使用者的耐受性评估，使用者给出感觉评分等级，10个等级，0表示完全没有感觉，10表示最糟糕的感觉。如果任何评分等级大于或等于7，则立即停止评估，最后电刺激电流将设定为测试剂量最大值。
在本发明的一种实施例中，睡眠信号采集单元包括信号采集子单元和睡眠自动分期子单元；
所述信号采集子单元，采用国际脑电图系统定位规则，收集多个电极通道的脑电信号，收集使用者的左右眼眶外侧的2个通道眼电信号，眼电和脑电信号的参考信号为双侧乳突区平均值；以及收集1个通道下颌肌电信号；
所述睡眠自动分期子单元处理来自所述的信号采集子单元的睡眠生理信号，利用离线预先训练完成的模型，在线预测当前睡眠所处的阶段。
例如，所述信号采集子单元，如图1所示，采用10-20国际脑电图系统定位规则，收集Cz、FC1、FC2、Fz、C4、Pz、C3、F3、F4、O1、O2位点的11个Ag-AgCl电极通道的脑电信号。
同时收集使用者的左右眼眶外侧的2个通道眼电信号，眼电和脑电信号的参考信号为双侧乳突区平均值。
如图2所示，下颌骨上边缘和下颌骨下边缘分别放置两个肌电电极，用于收集1个通道下颌肌电信号。
布置的电极收集到总计14个通道生理信号。所有通道数据采样率500Hz，以30秒的时间间隔，分段处理人体睡眠生理信号。
睡眠分期表征阶段包括非快速眼动1期，非快速眼动2期，非快速眼动3期，快速眼动期。依据已公开专利技术方案，处理来自所述的信号采集子单元的睡眠生理信号，利用离线预先训练完成的模型，在线预测当前睡眠所处的阶段。
在本发明的一种实施例中，睡眠脑电分析单元包括脑电慢波识别子单元和实时振荡相位预测子单元；
所述脑电慢波识别子单元，用于根据黎曼流形特征算法识别慢波变异性，预测慢波种类，涉及的分类算法能够准确识别个体的多种类型慢波。
在训练阶段，利用小波变换得到脑电的Delta表征，构建Delta表征具体包括：
计算小波时频表征，记为f是频率，t是时间；其中，脑电信号S＝[S1(t),S2(t),...,SC(t)]T∈RC×T，C和T是通道数和采样点数；重构矩阵K是感兴趣频率范围；
则构建Delta表征：
其中，||·||表示范数，Re[·]和Im[·]分别表示实部和虚部。
进一步根据计算图嵌入，其特征在于，计算第n个特征矩阵，
H表示共轭装置，第n个Delta表征表示为Dn。
在本发明的一种实施例中，在线预测的具体过程包括：
将训练集分类标注完成并构建矩阵：a类慢波集合Fa，b类慢波集合Fb，合并子集形成总集Fz；
获得慢波的变异性特征：ηnr＝||log(Pn -1Pr)||；
构建黎曼流形特征邻接矩阵Snr，Dn和Dr分别表示两个顶点的边权重，其中，
优化目标函数，获得映射矩阵W：
计算映射数据的协方差矩阵：
计算本征值：其中，为两类别慢波的平均协方差矩阵；
优化慢波分类的目标函数：调优变异因子参数ω，ε，预先标注的慢波的标签z，分类参数B；
利用二值符号化决策函数：Zpre＝sign(IB)，获取预测结果，zpre表示慢波种类的预测结果标签。
电流控制单元还接收来自中央控制器的总体控制指令，包括依据刺激阶段时长、刺激阶段个数上限以及睡眠自动分期结果，判定是否开启和结束整夜刺激。预先利用中央控制器人工设定目标参数包括：刺激阶段时长、刺激阶段个数上限。
在本发明的一种实施例中，如图5所示，刺激阶段时长5分钟，刺激阶段个数上限为12。
电刺激启停条件：当睡眠自动分期结果是连续三个非快速眼动2期，则认为进入深睡期，开始执行电刺激阶段；当睡眠自动分期结果是连续两个连续清醒期或快速眼动期，则暂停执行电刺激阶段。电刺激阶段达到刺激阶段个数上限，则停止刺激。
实时振荡相位预测子单元用于根据预测的慢波类型和特性，处理分析多通道脑电信号，融合估计睡眠各个阶段的慢波振荡的相位，并且依据测定的系统硬件延时与算法耗时，对电刺激的参数进行预测补偿。
在本发明的一种实施例中，实时振荡相位预测子单元的具体作用包括：
开始启动电刺激阶段，立即启动收集睡眠信号采集单元的数据，其包括脑电信号数据以及当前睡眠分期结果，分期结果直接表征当前睡眠所处的宏观脑状态；例如通过平均依据10-10脑电系统定位规则的9个额叶和顶叶区域的脑电电极通道信号数据(Cz、FC1、FC2、Fz、C4、Pz、C3、F3、F4作为关键激活通道，参考通道为双侧乳突区平均值)，融合计算慢振荡预测信道数据，刺激阶段间期的睡眠分期结果，用于判别是否睡眠状态改变或转变为清醒。
依据慢波种类，在对应慢振荡特征波相关的特定通道上以叠加平均化方法抹除较小强度的其他特征活动；在本实施例包括有a和b类。如果监测到当前为a类慢波，则在与慢振荡特征波相关的Cz、FC1、FC2、Fz和C4五个通道上，以叠加平均化方法抹除较小强度的其他特征活动。如果监测到当前为b类慢波，则在与慢振荡特征波相关的Pz、C3、F3和F4四个通道上，以叠加平均化方法抹除较小强度的其他特征活动；
将关键激活通道数据存放到设定时长(例如6秒时长)的缓冲区。依据变异因子ε，使用移动平均减法，其中窗口长度为0.2ε，以使信号的平均值为逼近零；
计算慢振荡预测信道之前，依据变异因子，缓冲区脑电信号的峰峰值超过阈值100ω，将被标记为噪声信道，然后剔除；
以队列数据结构形式，每5个固定采样点更新一次数据缓冲区，发出预测开启指令后，通过实时获取缓冲区最新数据，其中存在的随机传递延迟在预测阶段将被用于精确地预测电刺激执行时刻；
所述缓冲区中最新数据，用以实际检测慢振荡特征波的存在，并预测未来的慢振荡目标状态，并利用快速傅里叶变换方法得到预测信道的功率密度谱，当慢波段总和功率(0.5-1.2Hz)相对于睡眠脑电感兴趣总波段总和功率(0.1-35Hz)的比值超过相对功率阈值25％时，准备开启执行电刺激；
进一步地，对所述缓冲区数据，使用三阶零相位椭圆滤波器过滤得到慢波信号。然后，使用慢振荡波段的功率最大的频点作为主频。进一步，建立目标函数，优化振幅、偏移量和相位参数值，基于正弦信号对慢波信号进行拟合；
将拟合收敛后的参数建立目标正弦波，以此延伸预测未来6秒的内生慢振荡神经信号，该预测将以脑电和电刺激的异步方式，夹带内生振荡信号追踪目标相位，所述目标相位设定为未来慢振荡目标状态(范围在0-180°之间)；
针对数据处理造成的随机系统延迟，使用中央处理器的定时器时钟计时。获取数据传输延迟Td1、处理数据延迟Td2、等待发送指令延迟Td3、指令启动延迟Td4，用于预测电流控制单元的启动刺激的正确时间点。所述数据传输延迟Td1和指令启动延迟Td4，分别在预设的离线测量校准的延迟的分布中采样均值；
检查是否能够在当前慢振荡周期进行至少300ms的up状态电刺激。若不满足条件，则基于预测信道目标正弦波在下一个周期up状态开始刺激，开始刺激指令将发送至电流控制单元，用于开启电流刺激。任何记录/刺激/处理硬件固有的随机延迟都会存在，该实施方案能够最大限度地规避由于耗时不稳定导致的夹带效果减弱问题。
在本发明的一种实施例中，电流控制单元包括交流电驱动子单元和阻抗监测子单元；
电流控制单元在接受到电流开始刺激指令后，启动交流电驱动子单元和阻抗监测子单元，阻抗监测子单元对刺激电极与头皮接触面的接触阻抗进行动态监测，如果超过预设接触阻抗阈值，则立即关闭电流控制单元的输出。
在本发明的一种实施例中，整夜睡眠评估单元包括睡眠参数评估子单元和脑电基础评估子单元；
所述睡眠参数评估子单元依据睡眠自动分期结果，收集整夜睡眠时间结构特征，包括但不限于睡眠维持效率、整夜清醒时长、各期潜伏期等；
所述脑电基础评估子单元，从睡眠过程中提取脑电图数据，并将其划入刺激前和刺激后窗口，在离线状态下，通过预测正在进行的慢振荡，评估刺激单个完整夜晚的慢振荡时长与分布。
经颅实时异步电刺激改善睡眠的方法，如图4所示，包括：
步骤1、开启装置，设定所有刺激参数；
步骤2、中央控制器开启所有单元工作；
步骤3、电刺激剂量适应子单元对用户进行剂量适应；
步骤4、电刺激剂量评估子单元对用户个体耐受情况评估，确定下一步电刺激剂量最大值；
步骤5、睡眠信号采集单元开始工作，睡眠自动分期子单元实时预测睡眠阶段；
步骤6、若在非快速眼动2期和3期的睡眠阶段，则开启慢波识别子单元；
步骤7、根据睡眠生理信号中的脑电信号，识别慢波种类；
步骤8、依据不同慢波种类，执行对应实时振荡相位预测子单元，预测刺激开始时间；
步骤9、依据刺激参数设定，电流控制单元判断是否结束当前刺激，若是，则进入步骤10，否则回到步骤7；
步骤10、整夜结束刺激后，睡眠阶段全部完成，用户醒来后，执行整夜睡眠评估单元；
步骤11、用户获得睡眠参数以及脑电基础慢震荡时长数据，结束程序。
本发明优势在于：利用经颅电刺激靶相异步夹带慢波节律的核心方法，有效解决因慢波变异性导致的电刺激电流参数无法准确调整的问题，并且利用电流刺激水平连续性，达到高时间精准的睡眠脑电节律或振荡的相位追踪性，相位追踪性如图6所示。最终实现调控睡眠内稳态神经环路振荡性以提高睡眠慢波活动强度。因此，本发明具有在线闭环技术优势和自适应睡眠生理调控优势，能够有效辅助睡眠。
Claims (8)
1.经颅实时异步电刺激改善睡眠的装置，其特征在于，包括中央控制器、电刺激适应评估单元、睡眠信号采集单元、睡眠脑电分析单元、电流控制单元、整夜睡眠评估单元以及多个固定分布在头部的无创电极；
所述睡眠信号采集单元用于通过无创电极采集人体睡眠状态的电信号；
所述睡眠脑电分析单元用于对采集的人体睡眠状态的电信号进行分析，并根据分析结果发送电刺激指令；
所述电流控制单元接收到电刺激指令后，开启电流刺激，并对电流的输出进行控制；
所述电刺激适应评估单元用于通过无创电极进行电刺激以及对电刺激对象进行评估；
所述整夜睡眠评估单元用于对睡眠状态进行评估；
所述中央控制器用于控制电刺激适应评估单元、睡眠信号采集单元、睡眠脑电分析单元、电流控制单元以及整夜睡眠评估单元的启停和参数设置；
所述睡眠脑电分析单元包括脑电慢波识别子单元和实时振荡相位预测子单元；
所述脑电慢波识别子单元，用于根据黎曼流形特征算法识别慢波变异性，预测慢波种类，涉及的分类算法能够准确识别个体的多种类型慢波；
脑电慢波识别子单元还用于在训练阶段，利用小波变换得到脑电的Delta表征，构建Delta表征具体包括：
计算小波时频表征，记为
f是频率，t是时间；其中，脑电信号S＝[S1(t),S2(t),...,SC(t)]T∈RC×T，C和T是通道数和采样点数；重构矩阵
K是感兴趣频率范围；
则构建Delta表征：
其中，||·||表示范数，Re[·]和Im[·]分别表示实部和虚部；
脑电慢波识别子单元还用于根据计算图嵌入，其特征在于，计算第n个特征矩阵，
H表示共轭装置，第n个Delta表征表示为Dn；
在线预测的具体过程包括：
将训练集分类标注完成并构建矩阵：a类慢波集合Fa，b类慢波集合Fb，合并子集形成总集Fz；
获得慢波的变异性特征：ηnr＝||log(Pn -1Pr)||；
构建黎曼流形特征邻接矩阵Snr，Dn和Dr分别表示两个顶点的边权重，其中，
优化目标函数，获得映射矩阵W：
计算映射数据的协方差矩阵：
计算本征值：
其中，
为两类别慢波的平均协方差矩阵；
优化慢波分类的目标函数：
调优变异因子参数ω，ε，预先标注的慢波的标签z，分类参数B；
利用二值符号化决策函数：Zpre＝sign(IB)，获取预测结果，zpre表示慢波种类的预测结果标签；
所述实时振荡相位预测子单元用于根据预测的慢波类型和特性，处理分析多通道脑电信号，融合估计睡眠各个阶段的慢波振荡的相位，并且依据测定的系统硬件延时与算法耗时，对电刺激的参数进行预测补偿；
所述实时振荡相位预测子单元的具体作用包括：
开始启动电刺激阶段，立即启动收集睡眠信号采集单元的数据，其包括脑电信号数据以及当前睡眠分期结果，分期结果直接表征当前睡眠所处的宏观脑状态，刺激阶段间期的睡眠分期结果，用于判别是否睡眠状态改变或转变为清醒；
依据慢波种类，在对应慢振荡特征波相关的特定通道上以叠加平均化方法抹除较小强度的其他特征活动；
将关键激活通道数据存放到设定时长的缓冲区，依据变异因子ε，使用移动平均减法，其中窗口长度为nε，以使信号的平均值为逼近零，n＞0；
计算慢振荡预测信道之前，依据变异因子，缓冲区脑电信号的峰峰值超过阈值，将被标记为噪声信道，然后剔除；
以队列数据结构形式，每个固定采样点更新一次数据缓冲区，发出预测开启指令后，通过实时获取缓冲区最新数据，其中存在的随机传递延迟在预测阶段将被用于精确地预测电刺激执行时刻；
所述缓冲区中最新数据，用以实际检测慢振荡特征波的存在，并预测未来的慢振荡目标状态，并利用快速傅里叶变换方法得到预测信道的功率密度谱，当慢波段总和功率相对于睡眠脑电感兴趣总波段总和功率的比值超过相对功率阈值时，准备开启执行电刺激；
对所述缓冲区数据，使用滤波器过滤得到慢波信号，获取主频；
建立目标函数，优化振幅、偏移量和相位参数值，基于正弦信号对慢波信号进行拟合；
将拟合收敛后的参数建立目标正弦波，以此延伸预测未来设置时间的内生慢振荡神经信号，该预测将以脑电和电刺激的异步方式，夹带内生振荡信号追踪目标相位，所述目标相位设定为未来慢振荡目标状态；
针对数据处理造成的随机系统延迟，使用中央处理器的定时器时钟计时，获取数据传输延迟、处理数据延迟、等待发送指令延迟、指令启动延迟，用于预测电流控制单元的启动刺激的正确时间点，所述数据传输延迟和指令启动延迟，分别在预设的离线测量校准的延迟的分布中采样均值；
检查是否能够在当前慢振荡周期执行电刺激，若不满足条件，则基于预测信道目标正弦波在下一个周期开始刺激，开始刺激指令将发送至电流控制单元，用于开启电流刺激。
2.根据权利要求1所述的经颅实时异步电刺激改善睡眠的装置，其特征在于，所述电刺激适应评估单元包括电刺激剂量适应子单元和电刺激剂量评估子单元；
所述电刺激适应评估单元利用电刺激剂量适应子单元，设定电流适应剂量，电刺激海绵电极预先通过盐水浸泡，大脑双侧电刺激海绵电极中心固定在双侧前额位置，以固定时长持续刺激；
以及利用电刺激剂量评估子单元，电极放置位置、极性和持续时间与电刺激剂量适应子单元相同，在固定电流范围之间步进电流剂量，利用多个等级的测试剂量对使用者的耐受性进行评估，使用者给出感觉评分等级，以此设定最大电流值。
3.根据权利要求1所述的经颅实时异步电刺激改善睡眠的装置，其特征在于，所述多个无创电极包括2个双侧乳突区位置放置的混合电极，放置于前额位置的2个电刺激电极，其余为信号电极，所述信号电极用于采集生理电信号；多个信号电极包括2个眼电信号电极，2个下颌肌电信号电极，其余为脑电信号电极。
4.根据权利要求3所述的经颅实时异步电刺激改善睡眠的装置，其特征在于，所述睡眠信号采集单元包括信号采集子单元和睡眠自动分期子单元；
所述信号采集子单元，采用国际脑电图系统定位规则，收集多个电极通道的脑电信号，收集使用者的左右眼眶外侧的2个通道眼电信号，眼电和脑电信号的参考信号为双侧乳突区平均值；以及收集1个通道下颌肌电信号；
所述睡眠自动分期子单元处理来自所述的信号采集子单元的睡眠生理信号，利用离线预先训练完成的模型，在线预测当前睡眠所处的阶段。
5.根据权利要求1所述的经颅实时异步电刺激改善睡眠的装置，其特征在于，所述电流控制单元包括交流电驱动子单元和阻抗监测子单元；
电流控制单元在接受到电流开始刺激指令后，启动交流电驱动子单元和阻抗监测子单元，阻抗监测子单元对刺激电极与头皮接触面的接触阻抗进行动态监测，如果超过预设接触阻抗阈值，则立即关闭电流控制单元的输出。
6.根据权利要求5所述的经颅实时异步电刺激改善睡眠的装置，其特征在于，所述电流控制单元还接收来自中央控制器的总体控制指令，包括依据刺激阶段时长、刺激阶段个数上限以及睡眠自动分析结果，判定是否开启和结束整夜刺激，预先利用中央控制器人工设定目标参数包括：刺激阶段时长、刺激阶段个数上限。
7.根据权利要求1所述的经颅实时异步电刺激改善睡眠的装置，其特征在于，所述整夜睡眠评估单元包括睡眠参数评估子单元和脑电基础评估子单元；
所述睡眠参数评估子单元依据睡眠自动分期结果，收集整夜睡眠时间结构；
所述脑电基础评估子单元，从睡眠过程中提取脑电图数据，并将其划入刺激前和刺激后窗口，在离线状态下，通过预测正在进行的慢振荡，评估刺激单个完整夜晚的慢振荡时长。
8.根据权利要求1所述的经颅实时异步电刺激改善睡眠的装置，其特征在于，所述装置还包括电子存储器，计算机显示器输出接口和计算机用户输入设备，所述电子存储器；
所述电子存储器，用于存储睡眠中脑电慢波监测识别与经颅电刺激实时结合的方法程序和离线预先测量试验的参数与数据，还存储计算机运行所必要的临时程序或文件；
所述计算机显示输出接口，通过显示器用于向用户展示睡眠生理信号数据，以及信号特征数据和刺激参数；
所述计算机用户输入设备，用于用户预先输入和查看选择数据。
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| PB01 | Publication | ||
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| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
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| GR01 | Patent grant | ||
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