CN115253072A

CN115253072A - 一种多模式深脑电刺激精准神经调控系统及方法

Info

Publication number: CN115253072A
Application number: CN202210746805.5A
Authority: CN
Inventors: 张双; 秦雨萍; 吴林; 王久江; 余远昱; 徐晶; 张涛
Original assignee: Sichuan Bokangda Intelligent Electronic System Co ltd; University of Electronic Science and Technology of China; Neijiang Normal University
Current assignee: Sichuan Bokangda Intelligent Electronic System Co ltd; University of Electronic Science and Technology of China; Neijiang Normal University
Priority date: 2022-06-29
Filing date: 2022-06-29
Publication date: 2022-11-01

Abstract

本发明公开一种多模式深脑电刺激精准神经调控系统及方法，应用于电子信息技术领域，为解决现有技术对于神经调控的精确度较低的问题；本发明采用电刺激+脑电采集+滤波器处理同步工作模式、脑电采集/电刺激+滤波器处理异步工作模式，这两种刺激反馈检测模式，使得用于制定决策的脑电采集终端在整个刺激过程都参与到工作；从而实现了系统的自适应监测与刺激调节，保证了刺激功能的有效性与准确性。

Description

一种多模式深脑电刺激精准神经调控系统及方法

技术领域

本发明属于电子信息技术领域，特别涉及一种自适应自主神经调控技术。

背景技术

实现不同阶段、不同状态、深脑、自适应精准无创神经调控，是临床医学与生物医学仪器研究的最高目标。而在无创(微创)情况下，信号的刺激深度、信号的靶向聚焦大小以及精准控制时长是衡量神经调控效果的重要指标。更加直接的说，所有关于神经调控系统重要技术的研发都是为了进一步追求更加精准的神经调控要求。

时间干涉经颅电刺激又称经颅交流电刺激(tACS)，它是经颅电刺激的一个经典方法，它通过变频电流的刺激来调控特定大脑区域神经元的激发阈值，来实现调节大脑特定区域功能的目的。由于交流电信号相对于直流电信号而言，具有更好的穿透性与可操控性，该技术常用于深脑精准神经调控。近年来的多项发表在顶级科学期刊上的研究发现(Noninvasive deep brain stimulation via temporally interfering electricfields,Cell)，用tACS和特定个体大脑特定区域某波段(例如alpha波段)频率接近的交流电刺激该区域，可以改变该大脑区域的电生理活动，进而明显改善大脑特定功能，目前这种方法和架构已经在业内得到普遍运用(见专利ZL 202110706837.8，ZL 202010604838.7，ZL201811321266.0)。目前关于刺激方案基本都是按照设备使用说明书上的刺激方式来执行，刺激信号强度、频率、时间、刺激部位也基本是按照通用指导意见来完成。如此不但忽略了由于个体差异引起的几何差异，更重要的是会严重影响系统监测与调控效果。使用脑电信号作为过程疗效评判依据的自适应无损深脑电刺激神经调控方案具有治疗精准，满足个性化差异，调控效果可视化等优点，非常适合于功能性神经疾病的调控方案。它使用脑电信号作为病理分析信号，实现病情快速评价，从而获得脑神经疾病的病理信号特性和发病靶向，根据信号特新和发病靶向构建时间干涉的深脑电刺激参数组合(响应电极、刺激信号幅度、频率、相位、持续时间)，从而实现深脑精准刺激，由于刺激效果在时间域上是动态变化的，因此针对刺激效果自适应调整问题、采集终端与刺激终端时间同步问题以及时间干涉电刺激组合参数问题是技术实现的核心关键。

相关现有技术如下：

ZL 202110371838.1《一种基于EEG信号的阿尔兹海默症神经调控方法、系统》涉及一种基于EEG信号的阿尔兹海默症神经调控方法、系统，该方法具体实现步骤为：神经调控仪采集用户的EEG信号，并对采集到的EEG信号进行预处理，然后传输到终端算法系统；终端算法系统对大脑功能状态进行判别，推测脑功能异常反应区域，最终生成刺激方案，发送到神经调控仪；神经调控仪将经颅直流电刺激tDCS发出，对用户头皮进行调节。其系统的调控方法流程图如图1所示；

该专利涉及到使用脑电信号来对脑皮层直流电神经调控制定决策方案，但是对于脑电信号采集端与神经调控刺激端同步方式、自适应调节闭环模式控制流、时间干涉电刺激组合参数没有阐述和申请专利保护。

ZL 202110706837.8《一种多导经颅时间干涉电刺激电流参数的优化方法和系统》提供了一种多导经颅时间干涉电刺激电流参数的优化方法和系统，用GPU并行化求解经颅时间干涉电刺激在每种电刺激参数下、在每个脑网格节点处的耦合电场强度。该专利虽然提出了使用脑网络来制定时间干涉电刺激电流参数的优化方法，但是未涉及脑网络构建所需的信号源来源，并且该方案是一个线性的控制流，未涉及自适应调节闭环模式的阐述与保护，同时对于源信号采集端与神经调控刺激端同步方式、时间干涉电刺激组合参数没有阐述和申请专利保护。

ZL 202010604838.7《一种经颅交流电刺激的刺激信号产生系统及方法》提供了一种经颅交流电刺激的自反馈波形产生系统及方法，系统涉及以下四个模块：信号采集模块，采集若干受测者在不同年龄阶段的实测脑电信号；信号标注模块，分别对各实测脑电信号进行标注得到标注脑电信号；存储服务器，分类存储各标注脑电信号；信号分析模块，根据各标注脑电信号生成受测者的脑波周期变化趋势。两个模块的工作模式：第一处理模块，在脑波周期变化趋势表示受测者的脑部出现病变时，输出受测者关联的所有标注脑电信号，医生选择以标注脑电信号作为原始刺激信号；第二处理模块，对原始刺激信号进行调整，并将经过调整后的原始刺激信号作为刺激信号作用于受测者对应的采集脑区。但是用于制定决策的第一模块与用于实施刺激的第二模块同步方式、时间干涉电刺激组合参数、自适应调节控制闭环控制流并未阐述和申请专利保护。

ZL 201811321266.0《一种生物节律自适应调节方法、控制组件和调节装置》提供了一种生物节律自适应调节方法、控制组件和调节装置，其中该方法包括获取使用者的用户特征信息；实时获取所述使用者的生理参数；至少根据所述用户特征信息和所述生理参数实时控制节律调节组件，以使所述节律调节组件作用于所述使用者。该专利虽然提及通过节律调节组件输出声音刺激、光色刺激、电刺激和/或压力刺激作用于使用者，采用无创的方式对生理节律进行采集、分析和反馈刺激，并实时调整节律调节组件的控制参数，以使节律调节组件实时调整输出各种刺激方式的频率、强度、时间、大小等，通过对人体的外界刺激，干预、诱导或者强化人体的生理节律调节机制，达到生物节律的调节效果，最终使使用者的生物节律达到最佳状态。但是用于不同状态下同步与异步系统无复位自适应自动选择并未阐述和申请专利保护。对于自适应调节控制闭环控制流并未详细阐述和申请专利保护，特别是如何校验用户达到了生物节律最佳状态并未阐述和申请专利保护。

发明内容

为解决上述技术问题，本发明提出一种基于时间干涉的深脑电刺激精准神经调控方法，根据脑电信号提取出来的区域关联矩阵构建的脑功能建模以及病灶溯源能够快速的实现脑功能特性预判并产生时间干涉深脑电刺激组合参数，实现深脑目标靶区的精准刺激(时间上和空间上的精准刺激)。

本发明采用的技术方案之一为：一种多模式深脑电刺激精准神经调控系统，包括：集成采集与刺激的终端、抗干扰电极、滤波器、特征提取模块、自适应电刺激调控刺激组件；所述滤波器对采集到的脑电信号进行滤波处理，特征提取模块根据滤波处理后的脑电信号提取脑电特征；

所述自适应电刺激调控刺激组件根据特征提取模块提取的脑电特征产生时间干涉深脑电刺激组合参数，采集与刺激的终端基于时间干涉深脑电刺激组合参数通过抗干扰电极对大脑进行电刺激。

所述自适应电刺激调控刺激组件包括：校验模块、时间干涉深脑电刺激组合参数生成模块、刺激模式选择模块。

本发明采用的技术方案之二为：一种多模式深脑电刺激精准神经调控方法，根据脑电信号提取出来的区域关联矩阵构建的脑功能建模以及病灶溯源实现脑功能特性预判并产生时间干涉深脑电刺激组合参数；基于时间干涉深脑电刺激组合参数采用刺激与采集同步工作模式或刺激与采集异步工作模式。

本发明的有益效果：本发明通过两种不复位的刺激反馈检测模式来实现系统的自适应监测与刺激调节，保证了刺激功能的有效性与准确性。本发明的方法具有以下优点：

1、提供了两种脑电采集终端与刺激终端工作模式，解决了刺激终端与脑电采集终端工作模式时间同步问题；

2、提供了一种刺激与采集一体化电极设计方案，解决了同时响应模式下，信号串扰以及高频信号的低频信号的屏蔽问题；

3、采集到的脑电信号实时修正刺激决策，实现了刺激方案自适应调节，使刺激更加精准。

附图说明

图1为现有技术的调控方法流程图；

图2为本发明的自适应自主调节流程图；

图3为本发明的同步刺激模式示意图；

图4为本发明的异步刺激模式示意图；

图5为对应图3、图4所示的同步/异步刺激模式的电极设计示意图；

图6为本发明的系统集成方案示意图；

附图标记：201为刺激终端响应控制信号，202为采集终端控制信号，301为电极外层，302为电极中间隔离层，303为电极内层，401为脑电采集与刺激集成的终端，402为通信导线，403为电极头，404为定位脑电帽。

具体实施方式

为便于本领域技术人员理解本发明的技术内容，下面结合附图对本发明内容进一步阐释。

为了保证刺激功能的有效性与准确性，整个刺激模式需要做到自适应监测与刺激调节。为了实现系统的自适应调节，系统执行刺激的时间干涉刺激组合方案就需要随时间调整。如此就需要实现用于制定决策的脑电采集终端在整个刺激过程都要参与到工作，通过两种不复位的刺激反馈检测模式来实现：一种是电刺激+脑电采集+滤波器处理同步工作方案，即在电刺激模块工作过程中，脑电信号采集在同时实施信号采集工作，采集到的信号经过滤波器处理实现脑电信号的清洗；另一种是脑电采集/电刺激+滤波器处理异步工作方案，即在工作流中，脑电采集模块与电刺激模块仅有一个模块在工作，工作模块的选择由刺激反馈检测模式来实施切换；当刺激完成切换到采集模式时，此时刺激模块中断，采集模块工作实施脑电信号采集，采集到的脑电信号在经过滤波器处理后实现脑电信号的清洗。

两种模式的适合不同症状，不同阶段实施调控。在精神疾病发病初期和中期、由于患者脑部持续电生理异常，患者会表现出明显的异常行为，此时刺激采集控制系统执行高电平模式(电平值为1)，系统使用同步刺激+采集模式对深脑进行持续性刺激，保证患者行为不会产生明显异常；当发病后期，患者脑部电生理逐渐趋于正常，行为也趋于正常，此时刺激采集控制系统自动切换至低电平模式(电平值为0)，系统使用异步刺激/采集模式对深脑间歇性实施刺激/采集，保证患者不会出现刺激依赖和过度刺激。这里持续性刺激的停止条件是电生理出现间歇性正常，间歇性可以理解为比如10分钟内出现3-5次正常情况，每次正常情况持续时间不少于50秒；这里关于正常情况的判定根据后续的与正常状态下的脑电信号建立的关联矩阵的相似度进行判定。

为了保证刺激方案的自适应性，需要实现脑电信号采集与刺激控制信号发射工作的同步。本发明设计了两种脑电采集终端与刺激终端工作模式：

模式一(刺激反馈检测模式A)如图3所示：脑电采集终端与刺激终端同时响应，该状态下，刺激终端响应控制信号201与脑电采集终端控制信号202同时响应，在刺激终端向颅内发送刺激信号时，脑电采集终端也在实时监测颅内脑电信号变化情况。对于采集到的脑电信号由于会受到部分刺激信号的影响，系统所设计的滤波器将有效的剔除刺激信号的干扰，将脑电信号提取出来，从而避免刺激信号对刺激方案的制定造成影响，如图2所示，提取出来的脑电信号经过小波算法提取出特征信号和区域关联矩阵，经过校验后实时修正刺激组合方案(响应电极、刺激信号幅度、频率、相位、持续时间)，直到采集到的脑电信号正常。

校验过程为：将采集到的脑电信号建立的关联矩阵与正常状态下的脑电信号建立的关联矩阵进行对比，相似度越高越趋于正常。而两个矩阵的相似度差就表示病灶区域的异常情况。本实施例中相似度大于或等于90％时，可以判定为正常情况。当校验结果为异常情况，则结合前序建立的脑网络模型与溯源修正刺激组合方案。

同时为了避免由于刺激的较高频信号对脑电信号的屏蔽作用，该模式需要设计如图5所示的防屏蔽磁兼容电极配合工作。该电极全部材料均使用非铁性材料制作，其中与头部接触面电极外层301使用石墨烯仿布作为原料，中间使用柔性硅胶作为隔离层302，内层303使用石墨烯片作为原料，其中303作为刺激信号发射电极，301作为采集信号接收电极。该电极只需要与头部紧密贴合即可使用，无需使用导电膏辅助。

模式二(刺激反馈检测模式B)如图4所示：脑电采集终端与刺激终端交替响应，该状态下，刺激终端响应控制信号201与脑电采集终端控制信号202交替响应，在刺激终端向颅内发送刺激信号时，脑电采集终端此时处于待机状态；刺激终端刺激任务执行完成后，系统切换到采集模式，脑电采集终端执行脑电采集任务，采集到脑电信号完成滤波后经过小波算法提取出特征信号和区域关联矩阵，经过校验后实时修正刺激组合方案(响应电极、刺激信号幅度、频率、相位、持续时间)，产生新的刺激参数发送给刺激终端执行刺激任务。如此交替，直到采集到的脑电信号正常。

系统工作中，刺激终端每段工作时间(t₁,t₂,…t_n-1,t_n)与脑电采集终端工作时间(T₁,T₂,…T_n-1,T_n)不是常数，随刺激评估效果变化而调整。

同时因为该模式刺激与采集交替工作，只需要图5设计的电极303作为刺激信号发射电极，301作为采集信号接收电极。当303发出刺激信号时，301处于休眠状态，不采集信号。当301采集信号时，303处于休眠状态，不实施刺激。

如图6所示为本发明的系统集成方案，通过系统集成将脑电采集终端功能与刺激终端功能集成在一个终端401来完成，终端401同时具备脑电采集与深脑刺激两项功能。为了避免设备连线与空间定位设备(MRI)设备的不兼容性，通信导线402、电极头403、定位脑电帽404均使用非铁性材料来制作。

图6中所示的电极头403用于连接图5中所设计的电极，并通过通信导线连接终端401控制电极采集或刺激。

具体刺激调控过程为：

首先对脑网络进行建模，具体的：脑电信号采集仪通过不同电极点位的信号电极采集回脑电信号，脑电信号经过傅里叶变换与小波分析，提取出每一个通道不同波段的脑电信号特性，通过构建关联矩阵，从而构建基于脑电信号的脑网络模型。

其次对异常脑电信号进行溯源，具体的：通过脑网络模型，分析病灶信号源到不同靶点的信号强度，从而实现靶向区域的定位与病灶信号源的溯源。这里的病灶信号具体为通过前面相似度校验后，低于阈值90％时的差值。

最后通过溯源结果进行调控，具体的：当系统完成病灶信号的溯源，实现靶向定位以后，分析病灶靶向区域释放的异常信号的深度、频率、幅度、相位、持续时间，将以上信息参数化从而来控制时间干涉深脑电刺激组合。通过控制响应电极点位、数量、刺激信号频率、相位来实现靶向深度与精度的控制，通过控制幅度实现病灶区域信号的抑制/促进调控，实现靶向兴奋度抑制/促进。

本领域的普通技术人员将会意识到，这里所述的实施例是为了帮助读者理解本发明的原理，应被理解为本发明的保护范围并不局限于这样的特别陈述和实施例。对于本领域的技术人员来说，本发明可以有各种更改和变化。凡在本发明的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的权利要求范围之内。

Claims

1.一种多模式深脑电刺激精准神经调控系统，其特征在于，包括：集成采集与刺激的终端、抗干扰电极、滤波器、特征提取模块、自适应电刺激调控刺激组件；所述滤波器对采集到的脑电信号进行滤波处理，特征提取模块根据滤波处理后的脑电信号提取脑电特征；

2.根据权利要求1所述的一种多模式深脑电刺激精准神经调控系统，其特征在于，所述自适应电刺激调控刺激组件包括：校验模块、时间干涉深脑电刺激组合参数生成模块、刺激模式选择模块；所述校验模块对提取的脑电特征进行校验，判断提取的脑电特征是正常脑电特征或是异常脑电特征；时间干涉深脑电刺激组合参数生成模块根据校验模块的判断结果输出深脑电刺激组合参数，刺激模式选择模块根据时间干涉深脑电刺激组合参数生成模块输出的深脑电刺激组合参数进行刺激模式切换。

3.根据权利要求2所述的一种多模式深脑电刺激精准神经调控系统，其特征在于，所述时间干涉深脑电刺激组合参数生成模块对异常脑电特征进行靶向定位，得到靶向区域释放的异常信号的深度、频率、幅度、相位、持续时间，将异常信号的深度、频率、幅度、相位、持续时间输出作为深脑电刺激组合参数。

4.根据权利要求3所述的一种多模式深脑电刺激精准神经调控系统，其特征在于，包括以下刺激模式：

同步刺激+采集模式、异步刺激/采集模式。

5.一种多模式深脑电刺激精准神经调控方法，其特征在于，根据脑电信号提取出来的区域关联矩阵构建的脑功能建模以及异常脑电信号溯源实现脑功能特性预判并产生时间干涉深脑电刺激组合参数；基于脑电信号是否异常采用刺激与采集同步工作模式或刺激与采集异步工作模式。

6.根据权利要求5所述的一种多模式深脑电刺激精准神经调控方法，其特征在于，异常脑电的判断过程为：将采集到的脑电信号建立的关联矩阵与正常状态下的脑电信号建立的关联矩阵进行对比，若相似度大于或等于90％，则判断采集到的脑电信号为正常脑电信号；否则为异常脑电信号。

7.根据权利要求5所述的一种多模式深脑电刺激精准神经调控方法，其特征在于，异常脑电信号溯源实现过程为：对脑网络进行建模，具体的：脑电信号采集仪通过不同电极点位的信号电极采集回脑电信号，脑电信号经过滤波与小波分析，提取出每一个通道不同波段的脑电信号特性，通过构建关联矩阵，从而构建基于脑电信号的脑网络模型；根据异常脑电对应的通道完成溯源。

8.根据权利要求7所述的一种多模式深脑电刺激精准神经调控方法，其特征在于，溯源的结果包括：异常脑电信号的深度、频率、幅度、相位、持续时间。

9.根据权利要求8所述的一种多模式深脑电刺激精准神经调控方法，其特征在于，还包括：将溯源结果作为时间干涉深脑电刺激组合参数，从而控制响应电极点位、数量、刺激信号频率、幅度、相位。

10.根据权利要求9所述的一种多模式深脑电刺激精准神经调控方法，其特征在于，当脑电信号异常时，采用刺激与采集同步工作模式，否则，采用刺激与采集异步工作模式。