電脈沖暈動(dòng)治療儀的研究與設(shè)計(jì)

于靖濤，鄭淇軒

（珠?？萍紝W(xué)院，廣東珠海，519041）

0 引言

暈動(dòng)癥是由于機(jī)體暴露在運(yùn)動(dòng)環(huán)境中，受到加速、旋轉(zhuǎn)等真實(shí)或虛擬的環(huán)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(jīng)反應(yīng)為主要表現(xiàn)的癥候群[1]。我國(guó)是世界“暈動(dòng)癥”發(fā)生率最高的國(guó)家之一，八成的人都曾經(jīng)歷過不同程度的暈動(dòng)反應(yīng)。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(dāng)前應(yīng)用較多的方式為服用暈動(dòng)癥治療藥物，此種方式雖然能夠減輕癥狀，但是藥物會(huì)對(duì)人體產(chǎn)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(duì)人體頸部產(chǎn)生物理電擊的方式用以緩解患者痛苦。

本系統(tǒng)由電刺激單元和生理信號(hào)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?yàn)闀?huì)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(fù)雜環(huán)境影響，所以常規(guī)脈沖電流控制方法很難實(shí)現(xiàn)對(duì)于系統(tǒng)的準(zhǔn)確控制。因此本文選取模糊控制系統(tǒng)完成對(duì)于脈沖電流的控制。

一般的電脈沖刺激系統(tǒng)只能夠通過不同的擋位實(shí)現(xiàn)對(duì)于放電電流的控制，進(jìn)而實(shí)現(xiàn)用戶對(duì)于放電強(qiáng)度的設(shè)定。但是使用此方法一旦對(duì)于設(shè)備設(shè)定完畢，系統(tǒng)每次的放電周期和放電強(qiáng)度都不再發(fā)生變化。為了解決上述“不智能”的設(shè)定方式，本文使用生理信號(hào)反饋控制單元分別對(duì)血壓（BP）和脈率（PR）進(jìn)行采集并且計(jì)算反饋控制系數(shù)矩陣中的控制因子。系統(tǒng)根據(jù)反饋控制矩陣完成對(duì)于患者當(dāng)前狀態(tài)的評(píng)估，并且自適應(yīng)地給出放電強(qiáng)度的設(shè)定。

1 系統(tǒng)總體設(shè)計(jì)方案

本系統(tǒng)設(shè)計(jì)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(lán)牙傳輸模塊。為了滿足該系統(tǒng)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(tǒng)設(shè)計(jì)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(hào)采集方面，本系統(tǒng)選取柯式音血壓測(cè)量方法，為了滿足對(duì)于充氣泵和放氣閥的控制，本文選取ULN2003 芯片對(duì)其進(jìn)行驅(qū)動(dòng)[3]；低頻段電流輸出方面，采用模擬電路對(duì)稱脈沖波設(shè)計(jì)技術(shù)；藍(lán)牙模塊方面，選取DX-BT05-A4.0 模塊，其遵循BLE V4.0 藍(lán)牙規(guī)范協(xié)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(guī)范，因此較為適宜應(yīng)用于便攜式應(yīng)用領(lǐng)域；電池管理模塊方面，本系統(tǒng)采用BQ24072 電源管理芯片，該芯片可以對(duì)于電池進(jìn)行動(dòng)態(tài)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(huì)受到的外界復(fù)雜干擾，因此傳統(tǒng)控制方法很難實(shí)現(xiàn)對(duì)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(yīng)用模糊集合理論的控制方法，提供一種實(shí)現(xiàn)基于知識(shí)（規(guī)則）的，甚至語(yǔ)言描述的控制規(guī)律的新機(jī)理，該方法是利用計(jì)算機(jī)模擬人腦的思維與判斷實(shí)現(xiàn)對(duì)系統(tǒng)的控制[4]。該方法首先將操作人員或?qū)＜医?jīng)驗(yàn)編成模糊規(guī)則，然后將來(lái)自傳感器的實(shí)時(shí)信號(hào)模糊化，將模糊化后的信號(hào)作為模糊規(guī)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(tǒng)電流偏差及偏差變化率作為系統(tǒng)的輸入，輸出結(jié)果則用于控制下一時(shí)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(gè)模糊子集NB、NM、NS、ZO、PS、PM、PB，分別對(duì)應(yīng)負(fù)大、負(fù)中、負(fù)小、零值、正小、正中、正大。由此可以得到其語(yǔ)言變量論{-6,-5,-4,-3,-2,-1,0,1,2,3,4,5,6}。設(shè)電流偏差E(ct) 的基本論域?yàn)閇-6,6]，電流偏差變化率E(ct) 的基本論域?yàn)閇-2,2]，處方電流模糊控制輸出量Utc基本論域?yàn)閇-3,3]。在此基礎(chǔ)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(guī)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(hào)反饋控制單元

為了研究人體出現(xiàn)暈動(dòng)癥時(shí)，相關(guān)生理參數(shù)的變化。徐苗等人，進(jìn)行了相關(guān)研究，他們發(fā)現(xiàn)當(dāng)個(gè)體使用虛擬現(xiàn)實(shí)（VR）技術(shù)的時(shí)候，會(huì)產(chǎn)生眩暈、惡心、嘔吐等不適癥狀，這些癥狀被稱為視覺誘導(dǎo)暈動(dòng)癥（VIMS）或者虛擬顯示暈動(dòng)癥（VRMS），并且當(dāng)出現(xiàn)此種癥狀的過程中腦電信號(hào)（EEG）會(huì)發(fā)生相應(yīng)變化[5]。賈瑞雙等人也對(duì)于暈動(dòng)癥的發(fā)生和血壓與脈率的關(guān)系進(jìn)行了研究，綜合上面的分析可以看出，SBP與PR 最大互相關(guān)系數(shù)(α1)、DBP 與PR 最大互相關(guān)系數(shù)(α2)在受試者處于暈動(dòng)狀態(tài)時(shí)會(huì)有所下降；SBP 與PR 最大互相關(guān)系數(shù)的均值(α3)、DBP 與PR 最大互相關(guān)系數(shù)的均值(α4) 在受試者處于非暈動(dòng)狀態(tài)和暈動(dòng)狀態(tài)時(shí)存在顯著性差異[6]?？紤]到易于穿戴和使用方便等問題，本文選取血壓和脈率信號(hào)進(jìn)行分析，并得到反饋控制系數(shù)矩陣S=[α1,α2,α3,α4]。本文選取的血壓測(cè)量方式為間斷式血壓測(cè)量，當(dāng)使用者選取自適應(yīng)電擊模式時(shí)，血壓測(cè)量最短會(huì)間隔30s 進(jìn)行一次測(cè)量，每一次測(cè)量結(jié)束系統(tǒng)會(huì)自動(dòng)進(jìn)行上述相關(guān)參數(shù)矩陣的計(jì)算，系統(tǒng)會(huì)根據(jù)每一次計(jì)算的結(jié)果進(jìn)行放電強(qiáng)度的自適應(yīng)控制，本文將其進(jìn)行狀態(tài)劃分，劃分方式如表2 所示。生理信號(hào)反饋控制單元工作原理如圖5 所示。

表2 反饋控制矩陣對(duì)應(yīng)狀態(tài)劃分

圖5 生理信號(hào)反饋控制單元工作原理

4 結(jié)果展示

為了驗(yàn)證該系統(tǒng)的性能，本文選取了10 名健康志愿者作為試驗(yàn)對(duì)象，其中包括5 名男性和5 名女性。本文通過VR模擬器產(chǎn)生的不同場(chǎng)景使得被試產(chǎn)生暈動(dòng)癥的不良感受，為了驗(yàn)證低頻電流刺激可以緩解暈動(dòng)癥產(chǎn)生的不良反應(yīng)，本文設(shè)計(jì)了測(cè)試用例1：隨機(jī)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(jìn)行VR 體驗(yàn)5min 但是在此期間不對(duì)于其進(jìn)行電刺激干預(yù)，第二組測(cè)試人員同樣進(jìn)行VR 體驗(yàn)但是在測(cè)量過程中使用電刺激干預(yù)，然后分別詢問每名被試人員測(cè)試體驗(yàn)并記錄結(jié)果。試驗(yàn)結(jié)果如表3 所示。

表3 測(cè)試用例1

為了驗(yàn)證自適應(yīng)放電能量控制的可行性，本文設(shè)計(jì)了測(cè)試用例2：隨機(jī)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(jìn)行VR體驗(yàn)5min，在此期間對(duì)于設(shè)備的放電強(qiáng)度設(shè)定為恒定輸出，第二組測(cè)試人員同樣進(jìn)行VR 體驗(yàn)但是此時(shí)設(shè)備的放電強(qiáng)度設(shè)定為自適應(yīng)模式，然后分別詢問每名被試人員測(cè)試體驗(yàn)并記錄結(jié)果。實(shí)驗(yàn)結(jié)果如表4 所示。

表4 測(cè)試用例2

通過實(shí)驗(yàn)結(jié)果可以得出以下結(jié)論：（1）我們發(fā)現(xiàn)采用低頻電流刺激可以緩解暈動(dòng)癥產(chǎn)生的不良反應(yīng)；（2）采用自適應(yīng)放電能量控制方式比使用傳統(tǒng)的放電方式效果要更加優(yōu)異。

5 結(jié)論

為了解決暈動(dòng)癥對(duì)于人體帶來(lái)的不適癥狀，本文設(shè)計(jì)了一種通過經(jīng)皮神經(jīng)電刺激方式緩解暈動(dòng)癥癥狀的方法。本系統(tǒng)由PPG 信號(hào)采集模塊、BP 信號(hào)采集模塊、低頻段電流輸出模塊、藍(lán)牙模塊、USB 供電模塊和電池管理模塊6 個(gè)部分組成，為了實(shí)現(xiàn)對(duì)于各模塊的控制本文選取STM32F405做為系統(tǒng)的主控MCU。為了克服復(fù)雜環(huán)境對(duì)于放電的影響，本文選取模糊控制策略實(shí)現(xiàn)對(duì)于低頻脈沖電流的控制。為了使得系統(tǒng)更加智能化，本文選取生理信號(hào)反饋控制單元，對(duì)于PPG 信號(hào)和BP 進(jìn)行提取并且最終得到反饋控制系數(shù)矩陣，并最終完成系統(tǒng)對(duì)于放電強(qiáng)度的自適應(yīng)控制。為了驗(yàn)證低頻電流對(duì)于暈動(dòng)癥治療的有效性和使用自適應(yīng)放電強(qiáng)度控制的可行性，本文分別設(shè)置了兩組測(cè)試用例，通過試驗(yàn)結(jié)果得出使用低頻電流刺激對(duì)于暈動(dòng)癥的病態(tài)緩解具有一定的效果，采用放電強(qiáng)度的自適應(yīng)控制策略相較于傳統(tǒng)的控制方式具有更好的使用體驗(yàn)。