基于生物阻抗的电刺激脉冲波形实时调控方法及装置

1.本发明属于医疗器械技术领域，尤其涉及一种基于生物阻抗的电刺激脉冲波形实时调控方法及装置。


背景技术：

2.生物电特性是生物组织的固有特性，生物阻抗谱拟合电路是指根据生物组织的电阻抗特性，建立生物组织等效电路模型，其构建原理是生物组织的电子元件等效性和生物细胞的悬浮液特征，即细胞外液分布在细胞周围，而细胞膜将细胞外液和细胞质隔绝开，故可在对生物阻抗谱拟合rc电路时，将细胞膜等效电容和细胞质等效电阻串联，然后与细胞外液等效电阻并联。最后使用一定的拟合算法计算等效电路模型的参数，这样所得的等效电路就包含了该生物组织的电特性。不同部位的不同组织，甚至同一部位不同状态下，电阻抗都存在着较大的差异性。
3.神经肌肉电刺激(neuromuscular electrical stimulation，nmes)广泛应用于临床医学中，它是将脉冲电流通过电极刺激在特定肌肉群或近神经位置，使其产生抽搐或者收缩，从而达到肌肉被动运动和功能康复的效果，现有的电刺激治疗方案包括有恒流电刺激或者恒压电刺激。
4.由于人体的生物阻抗值差异大，现有的临床电刺激治疗存在着问题：由于不同人不同部位，或者同一个部位不同状态下生物阻抗不同，同样的脉冲电流施加在人体后上升沿速度差别很大。例如，对于阻抗大的部位，可能电压高、上升沿快。这些高压或快速的上升脉冲，会导致患者感受到的电刺激，有刺痛感强烈、不适、抽搐、麻木、甚至会有皮肤灼伤。同时电刺激脉冲波形会有明显失真，电荷积累导致麻木等，最终导致治疗效果不佳。故在临床电刺激治疗中，恒压电刺激脉冲的输出对于患者体验治疗至关重要。
5.生物电阻抗分析是一种用来测量人体组成和评估临床状况的技术，人体组织的电学特性可由阻抗模型来描述。阻抗模型的构建原理是基于生物组织的电子元件等效性和生物细胞的悬浮液特征，故可采用多频谱阻抗测量，建立组织rc网络模型，其等效模型参数r、c可描述组织细胞内、外电阻、细胞膜电容和组织频散系数的电学特性。
6.专利文献cn102940934b公开了一种生物反馈式分娩物理镇痛装置，包括分娩镇痛工作站，电刺激波群输出模块，母胎监护模块、手握式压力传感器及电刺激波群发生器；所述母胎监护模块、手握式压力传感器、电刺激波群发生器分别与分娩镇痛工作站相接连；所述电刺激波群发生器与所述电刺激波群输出模块连接。该方法以产妇的实时宫缩压力值和最大手握式压力值为关键参数，根据实时宫缩压力值与宫缩压力疼痛阈值的大小关系、实时手握式压力值与手握式压力比的疼痛阈值的大小关系，分别计算电刺激波群的类型和幅度，两者综合对最终输出的电刺激脉冲进行调节。
7.专利文献cn110338793a公开了一种适用于经颅电刺激的个性化在线阻抗检测技术，包括：校正模块、模型建立和个性化阻抗阈值选择；所述阻抗校正模块包括：电压采集、电压校正和阻抗校正；电压采集主要通过c#编写的上位机系统完成，主要包括对高端电压
和低端电压的采集；对采集的电压进行校正，校正后的电压与电流的比值即可获得校正后的阻抗。该方法是基于表征电流与人体阻抗之间的变化关系，通过调节电刺激装置内的阻抗值，对最终输出的电脉冲进行调节。
8.电刺激波形对康复治疗的有效性非常重要，目前存在技术无法根据复杂的生物阻抗实时情况快速调控电刺激脉冲波形，故需要一种新的调控测试方法，能够根据生物阻抗的实时情况，调整电刺激脉冲的波形参数，实现不同生物阻抗条件下恒定波形的电刺激。


技术实现要素：

9.本发明提供了一种基于生物阻抗的电刺激脉冲波形实时调控方法，该方法根据生物不同位置的频率-阻抗谱曲线，拟合获得等效rc电路关系公式，并基于该公式构建用于实时调控电脉冲装置输出电压值的电脉冲波形调控模型，使最终输出的电刺激脉冲波形与预设电刺激脉冲波形一致。
10.一种基于生物阻抗的电刺激脉冲波形实时调控方法，包括：
11.步骤1、通过扫频方式测定生物刺激位点在不同频率下的阻抗值，获得对应的频率-阻抗谱曲线；
12.步骤2、根据生物组织等效rc电路及其转折频率区间，从所述频率-阻抗谱曲线中截取位于所述转折频率区间内的曲线进行数据拟合，获得等效rc电路关系公式，所述等效rc电路关系公式用于计算生物刺激位点不同阻抗值对应的电阻值与电容值；
13.步骤3、构建用于控制电脉冲装置输出电压值的电脉冲波形调控模型，包括分析模块、筛选模块以及调控模块，所述分析模块根据输入待刺激位点的扫频结果与等效rc电路关系公式，结合电脉冲装置输入的实际电压值，计算获得实际电压值对应电刺激脉冲的实际波形参数，并将实际波形参数输入至筛选模块，所述扫频结果包括生物刺激位点对应的频率-阻抗谱曲线，所述筛选模块根据输入的预设电刺激脉冲的理想波形参数与预设恒流脉冲电压范围内所有电压值对应的实际波形参数进行筛选分析，输出符合要求的实际波形参数作为调控参数输入至调控模块，所述调控模型根据筛选获得的调控参数，控制电脉冲装置输出对应的电压值，所述电压值对应的电刺激脉冲波形与预设电刺激脉冲波形保持一致；
14.步骤4、将预设电刺激脉冲的理想波形参数与待刺激位点的扫频结果输入至电脉冲波形调控模型，经计算分析与筛选，使电脉冲装置输出电压值的电刺激脉冲波形与预设电刺激脉冲波形一致。
15.具体的，所述生物组织等效rc电路包括两部分，第一部分为细胞膜等效电容以及与细胞膜等效电容并联的细胞外液等效并联电阻，第二部分为与所述第一部分串联的细胞质等效串联电阻。
16.优选的，从所述频率-阻抗谱曲线截取位于所述转折频率区间内的曲线进行数据拟合，获得等效rc电路关系公式的表达式为：
[0017][0018]
其中，z为频率-阻抗谱曲线的阻抗值，f为频率-阻抗谱曲线的频率，r1为生物组织
等效rc电路的串联电阻，r2为生物组织等效rc电路的并联电阻，c为生物组织等效rc电路的电容值，所述转折频率区间的边界分别为串联转折频率与并联转折频率。
[0019]
具体的，所述理想波形参数包括预设电刺激脉冲的理想上升时间与理想峰值电压。
[0020]
优选的，所述实际波形参数包括实际电压值对应的电刺激脉冲的实际上升时间与实际峰值电压，所述实际上升时间与生物组织等效rc电路中的电容值相关，具体表达式为：
[0021][0022]
其中，t为上升时间，v(
·
)为电压输出函数，r1为生物组织等效rc电路中的串联电阻，r2为生物组织等效rc电路中的并联电阻，c为生物组织等效rc电路中的电容值，a、a、b为系统系数；
[0023]
所述实际峰值电压与生物组织等效rc电路中的电阻值相关，具体表达式为：
[0024][0025][0026]
其中，z
rc
为等效rc电路的阻抗值，f为目标刺激位点对应频率-阻抗谱曲线的频率，ω为角频率，ro为电脉冲装置的等效内阻，vs为电脉冲装置输入的实际电压值，ve为生物组织等效rc电路输出的峰值电压。
[0027]
优选的，所述筛选模块是基于误差计算，在预设恒流脉冲电压范围值中筛选出与理想波形参数差值最小的实际波形参数，作为最优的调控参数输入至调控模块。
[0028]
优选的，当所述误差计算的目标函数结果为最小值时，获得最优的调控参数，具体表达式为：
[0029]
min l＝(m|t-tn| n|v-vn|)
[0030]
其中，t为预设电刺激脉冲的理想上升时间，v为预设电刺激脉冲的理想峰值电压；tn为实际电刺激脉冲的实际上升时间，vn为实际电刺激脉冲的实际峰值电压；m为电刺激脉冲上升时间权重系数，n为电刺激脉冲峰值电压权重系数，n为组别数，n＝1,2
…
p，p为恒流脉冲电压范围内的电压取值总数，实际电压值在恒流脉冲电压范围的取值步进为0.1mv。
[0031]
本发明提供了一种电刺激脉冲波形实时调控装置，包括计算机存储器、计算机处理器以及存储在所述计算机存储器中并可在所述计算机处理器上执行的计算机程序，所述计算机存储器中采用上述的电脉冲波形调控模型；所述计算机处理器执行所述计算机程序时实现以下步骤：将预设电刺激脉冲的理想波形参数与待刺激位点的扫频结果输入至电脉冲波形调控模型，经计算分析与筛选，使电脉冲装置输出电压值的电刺激脉冲波形与预设电刺激脉冲波形一致。
[0032]
与现有技术相比，本发明的有益效果为：
[0033]
(1)根据生物刺激位点在不同频率下的频率-阻抗谱曲线，结合生物阻抗等效rc电路及其转折频率区间拟合获得等效rc电路关系公式，并基于该公式构建电脉冲装置调控模型，解决了实际输出电压的电刺激波形失真的问题，从而提高了电刺激治疗效果。
[0034]
(2)通过误差计算的方法，能够根据生物阻抗的实时情况，调节最终输出的电刺激脉冲波形与预设的电刺激脉冲波形一致。
附图说明
[0035]
图1为本发明提供的电刺激脉冲波形实时调控方法的流程图；
[0036]
图2为本实施例提供的生物组织等效rc电路的示意图；
[0037]
图3为本实施例提供的等效rc电路关系公式的拟合结果曲线图；
[0038]
图4为本实施例中预设电刺激脉冲的波形示意图；
[0039]
图5为本实施例中目标刺激位点的频率-阻抗谱曲线图；
[0040]
图6为本实施例中未调控时的电刺激脉冲的波形示意图；
[0041]
图7为本实施例中调控后的电刺激脉冲的波形示意图。
具体实施方式
[0042]
为使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施例对本发明进行进一步的详细说明。应理解的是以下所述的仅为本发明的具体实施例，并不用于限制本发明，凡在本发明的原则范围内所做的任何修改、补充或类似方式替代等，均应包含在本发明的保护范围之内。
[0043]
为了解决在临床实践中存在的不同人体或者相同人体不同组织间测得阻抗值差异较大使得电刺激波形难以评估的问题，如图1所示，本发明提供了一种基于生物阻抗的电刺激脉冲波形实时调控方法，具体步骤如下：
[0044]
步骤1、通过扫频方式测定生物刺激位点在不同频率下的阻抗值，获得对应的频率-阻抗谱曲线；
[0045]
步骤2、如图2所示，为本实施例中生物组织等效rc电路结构，该生物组织等效rc电路包括两部分，第一部分为细胞膜等效电容c以及与细胞膜等效电容并联的细胞外液等效并联电阻r2，第二部分为与所述第一部分串联的细胞质等效串联电阻r1。
[0046]
计算生物组织等效rc电路的转折频率区间，具体如下：
[0047][0048][0049]
其中，f1为等效rc电路的串联转折频率，f2为等效rc电路的并联转折频率，r1为串联电阻，r2为并联电阻，c为电容值。
[0050]
从频率-阻抗谱曲线中截取位于转折频率区间内的曲线，通过python进行数据拟合，获得等效rc电路关系公式，其表达如下：
[0051][0052]
其中，z为频率-阻抗谱曲线的阻抗值，f为频率-阻抗谱曲线的频率，r1为生物组织
等效rc电路的串联电阻，r2为生物组织等效rc电路的并联电阻，c为生物组织等效rc电路的电容值。
[0053]
如图3所示，为本实施例提供的等效rc电路关系公式的拟合结果曲线图，图中实线为等效rc电路关系公式计算获得的频率-阻抗值曲线，点线为实际扫频获得的频率-阻抗曲线图，由图可知该等效rc电路关系公式对应的频率阻抗值曲线与实际扫频得到的频率-阻抗值测量数据点基本重合，证明该等效rc电路关系公式的拟合结果好。
[0054]
步骤3、构建用于控制电脉冲装置输出电压值的电脉冲波形调控模型，该模型包括分析模块，筛选模块以及调控模块，其具体控制过程如下：
[0055]
步骤3.1、通过示波器获取预设电刺激脉冲的理想上升时间与理想峰值电压，并将理想上升时间与理想峰值电压存储至筛选模块中用于后续调控参数的筛选；
[0056]
步骤3.2、通过扫频设备获取待电刺激位点的频率-阻抗谱曲线，并将该频率-阻抗谱曲线作为扫频结果输入至分析模块中；
[0057]
步骤3.3、分析模块根据扫频结果与等效rc电路关系公式，结合电脉冲装置输入的实际电压值，计算获得实际电压值对应电刺激脉冲的实际上升时间与实际峰值电压，并将实际上升时间与实际峰值电压输入至筛选模块中；
[0058]
步骤3.4、筛选模块根据输入的理想上升时间和理想峰值电压，与预设恒流脉冲电压范围内所有电压值对应的实际上升时间和实际峰值电压进行误差计算，筛选出误差值最小的一组实际上升时间和实际峰值电压作为调控参数输入至调控模块中；
[0059]
步骤3.5、调控模块根据筛选获得的实际上升时间和实际峰值电压，对电脉冲装置的输出电压值进行调控，使得最终输出电压值的电刺激脉冲波形与预设电刺激脉冲波形保持一致。
[0060]
步骤4、本实施例针对临床盆底电刺激治疗方案的要求，设置电刺激脉冲为脉冲波，其峰值电压为2v，频率为20hz，脉宽为0.2ms，上升时间可忽略不计，具体波形如图4所示。
[0061]
设置扫频的频率区间为20～400hz，获得临床盆底的目标刺激位点的频率-阻抗谱曲线图，如图5所示，横轴为频率f，单位为hz，纵轴为阻抗值z，单位为ω。
[0062]
首先直接使用电脉冲装置对待电刺激位点进行电刺激输出，其电刺激脉冲的波形如图6所示，相较于图4的理想波形，未调控的输出波形出现了非常明显的失真问题。
[0063]
通过电脉冲波形调控模型对电脉冲装置进行调控，根据该临床盆底的频率-阻抗谱曲线与等效rc电路关系公式，获得电阻r1＝1716.5ω、r2＝1119.2ω、电容c＝2.494μf；
[0064]
根据生物组织等效rc电路中的电阻值与电容值，计算获得实际电压值对应电刺激脉冲的实际上升时间和实际峰值电压，具体表达如下：
[0065][0066]
其中，t为上升时间，v(
·
)为电压输出函数，r1为生物组织等效rc电路中的串联电阻，r2为生物组织等效rc电路中的并联电阻，c为生物组织等效rc电路中的电容值，a、a、b为系统系数；
[0067][0068][0069]
其中，z
rc
为等效rc电路的阻抗值，f为目标刺激位点对应频率-阻抗谱曲线的频率，ω为角频率，ro为电脉冲装置的等效内阻，vs为电脉冲装置输入的实际电压值，ve为生物组织等效rc电路输出的峰值电压。
[0070]
基于上述公式，在恒流脉冲电压范围中通过误差计算筛选出一组与理想上升时间与理想峰值电压差值最小的实际上升时间与实际峰值电压，作为调控参数来调控电脉冲装置的输出电压值，其中，误差计算的目标函数最小时，获得最优参数，具体表达式如下：
[0071]
min l＝(m|t-tn| n|v-vn|)
[0072]
其中，t为预设电刺激脉冲的理想上升时间，v为预设电刺激脉冲的理想峰值电压；tn为实际电刺激脉冲的实际上升时间，vn为实际电刺激脉冲的实际峰值电压；m为电刺激脉冲的上升时间权重系数，n为电刺激脉冲的峰值电压权重系数，n为组别数，n＝1,2
…
p，p为恒流脉冲电压范围内的电压取值总数，实际电压值在恒流脉冲电压范围的取值步进为0.1mv，本实施例中m为0.4，n为0.6。
[0073]
最终，通过调控模块控制电脉冲装置，对目标刺激位点进行电压输出，其调控后电脉冲的波形如图7所示，其峰值电压约为1.95v,脉宽为0.19ms，同时其上升时间非常接近预设电刺激脉冲的上升时间，与图4的波形最为接近，说明实时调控电刺激脉冲的波形已经符合预设电刺激脉冲的要求。