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经颅直流电刺激（Transcranial Direct Current Stimulation，tDCS）是一种非侵入性的，利用恒定、低强度直流电调节大脑皮层神经元活动的技术。tDCS一般由包含阳极和阴极两个表面电极，以微弱极化直流电作用于大脑皮质。近年来研究发现，tDCS对耳鸣、阿兹海默症[1]、脑卒中[2-3]、失语症[4]、抑郁症[5]和认知功能障碍[6]等神经精神类疾病的临床治疗具有巨大的潜在价值[7-8]。另外tDCS应用的范围还包括正常的健康人群。对健康成年人群研究表明，经颅电刺激技术能够提高多种任务下的认知能力，如增强语言和数学能力[9-10]、空间敏锐度[11]、言语表达[12]、记忆力和解决问题的能力[13-14]。tDCS作为一种便捷、无痛、低成本、安全、长效的神经调控技术在神经康复和改善领域中的应用逐渐得到推广[15-16]。

国外研制tDCS仪的公司主要是德国Neuro Conn公司和美国Soterix公司。德国Neuro Conn公司的DCSTIMULATOR系列，经过许可和认证可以面向临床销售，安全性有一定的保障。美国Soterix公司也开发出一系列tDCS产品，其大多数都是完全以临床标准研制的设备，其刺激精度与安全性可以得到充分保障。然而，目前国内还没有专业的tDCS设备，实验的仪器大多是由于研究需求，自己研发的简易设备。虽然它们基本可以满足研究的需要，但是在人体实验时存在的安全性和可靠性还尚未可知。

研究表明，人体阻抗是由内阻抗和皮肤阻抗构成，它是由数值不同的电阻和电容构成的复杂串并联电路。头皮层是人脑的最外层，导电能力较差，在皮下层中主要包含大量血管和神经，导电能力较强。另外实验发现人体阻抗大小会随电流变化，但是每个人的阻抗随电流的变化情况又不相同，统一的人为设定阻抗阈值会使阻抗检测缺乏客观性且造成结果不准确。现有的国内外设备也无法做到个性化的人体阻抗检测，如何实现个性化的人体阻抗检测是目前需要解决的问题。

本实验中阻抗检测包括人体阻抗与接触阻抗的测量。由于本文中使用0.9%生理盐水浸湿的电极，实验均在电极与皮肤接触良好的情况下进行，接触阻抗的数量级很小，与人体阻抗值相比可以忽略，所以对阻抗检测影响很小。这里只考虑人体阻抗随电流变化的情况。

针对现有阻抗检测技术的存在的问题，本文对人体阻抗特性进行研究，考察不同个体阻抗随电流变化情况。首先应用tDCS对人体两端电压和电流值进行采集，绘制电流和校正后的人体阻抗的关系曲线，建立阻抗与电流的个性化参数的数学模型。然后在阻抗检测前对每个人进行个性化的阻抗标定，当不同个体阻抗检测时，针对不同的刺激方案选择不同的阻抗阈值作为判断标准，提高了刺激的灵活性和准确性。

1 研究方法

我们进行了一组实验，对不同个体的人体阻抗特性进行了探讨，实验发现阻抗与电流存在非线性关系。通过绘制电流与阻抗的关系曲线，建立数学模型，实现个性化人体阻抗检测。

1.1 被试信息

本文共对6名成年人进行了实验，3名男性（男1，24岁；男2，40岁；男3，58岁）和3名女性（女1，20岁；女2，24岁；女3，55岁），在此期间调查了被试者信息，没有人存在皮肤过敏或相关病理性皮肤病史。

本研究经北京师范大学心理学研究伦理委员会批准，所有参与者均获得书面同意。

1.2 实验材料

电极帽（电极固定），0.9%的氯化钠溶液，海绵电极。海绵电极包括一对50 mm电极外壳和1对10 mm×36 mm海绵，通过将海绵电极放到需要的刺激靶点上，用电极帽固定即可。

1.3 实验步骤

实验对6个受试者进行刺激实验，研究电流在0.05～2 mA，步长为24 μA变化时，人体阻抗变化的情况。实验首先将0.9%氯化钠溶液浸湿海绵电极，用电极帽将海绵电极固定在人脑上，阳极放置在大脑左背外侧前额叶，阴极放置在右眼眶上方，并且确保电极与人脑接触良好。其次通过C#编写的上位机串口调试系统进行数据采集，主要包括对高端电压，低端电压，电流和人体阻抗进行采集，最后将数据存储为文本格式供MATLAB（The MathWorks, Inc，Natick, MA，US）调用。

计算过程如下：① 参数选择：包括串口号、波特率、发送选择、电流和阻抗获取等；② 分段：实验需设定初始值和终止值，对应电流从0.05～2 mA范围内变化，在本文中我们选取81个点对区间进行划分，这里步长为24 μA，得到采集的电压和电流值。

1.4 采集电压的校准

由于AD等采集器件本身存在的工艺问题，会使得采集的电压和电流偏离真实值。如果想获得高精度的阻抗值，一种简单的方案是使用高成本的器件来提高它的采样精度；另外一种是对阻抗检测电路中的电压和电流进行校准，提高采集电压和电流的精度，这样使低成本器件拥有更高的检测精度。为了控制硬件成本，我们采用了第二种方法。

本实验中采集的电流阈值变化幅度很小，这里我们只对采集到的电压进行校正，通过线性回归分析的方法对电压进行校准来提高检测精度。建立模型如下：

公式(1)中为采集的实际电压，为校正后的电压，

和

是函数求导后得到最小方差的回归系数，是参数优化的目标。实验采用最小二乘法优化参数，让真实的电压值与样本数据之间的差距最小。

1.5 拟合曲线的计算

利用1.4的公式(1)得到校正后的电压，利用欧姆定律

，计算得到校正后的人体阻抗。我们对校正后的阻抗和电流的关系曲线进行拟合，建立合适的参数模型，研究人体阻抗的特性。

2 结果

2.1 电压校正后和阻抗校正后误差对比结果

图1给出了校正前后电压误差分布的情况，可以看出校正后的电压误差更集中分布在0附近，说明校正后的电压更接近理想电压，校正效果较好。

图2给出了校正后阻抗与真实阻抗误差分布情况，我们发现随着电流增大时，阻抗误差百分比逐渐减小。综合欧姆定律可知，由于电流充当分母时，阻抗值会受到电流的影响。所以阻抗误差在低电流检测时影响较大，在高电流检测时影响较小。实验设备通过这一校正方法使阻抗误差限制在7%以下，具有很高的精度。在常见的使用场景下（高于0.5 mA）时，误差甚至控制在了0.23%左右。由于在科学研究和临床应用中，电流强度的选择一般在0.5～2 mA之间。本文将阻抗检测误差限制在0.23%以下，目的是在刺激过程中，提高实时阻抗检测的准确性，同时增强设备的安全性与可靠性。

2.2 组受试者阻抗与电流关系曲线拟合与比较

本研究按上述计算过程提取了校正后人体阻抗和采集电流值，结果如图3所示。

图3给出了6组受试者人体阻抗与电流关系变化散点情况，黑色离散点代表电流在0.05～2 mA内变化时，阻抗值的变化规律。图中可以看出不同个体阻抗大小存在差异，男受试者1和男受试者3最大差异可达到10 kΩ以上；这是由于年龄，性别以及皮肤的老化等原因引起的。

根据阻抗和电流的变化关系利用工具箱建立数学模型，初步选取指数函数或幂函数两种模型对曲线进行拟合，下面分别是幂函数

与指数函数

两种函数模型拟合曲线的结果。其中x为电流（单位：mA），y为阻抗（单位：kΩ）。

2.3 指数函数和幂函数模型对人体阻抗模型拟合结果

本研究按上述计算过程得到了校正后人体阻抗和采集电流值，结果如图4和图5所示。

在图4和图5中，黑色的离散点代表数据的分布情况，蓝色的曲线是利用函数模型对数据拟合后的结果，我们发现离散点在后者（幂函数）拟合曲线上分布更为其中，拟合情况更好，所以我们选用幂函数模型作为个性化的阻抗检测参考模型。

由上述6组关系曲线可以看出不同受试者的阻抗随电流变化的特性不同。尽管刺激的电流相同时，得到的人体阻抗也会不同。例如男受试者1在0.5 mA电流刺激前后，阻抗的差异有明显区别；其次，在同一电流下刺激时，男受试者1和男受试者2的阻抗差异也较为显著。这样在阻抗检测时设定统一的阻抗阈值就会缺乏客观性和准确性，也可能影响到治疗的效果。本文提出了个性化阻抗检测的技术，即将需要刺激的电流值代入幂函数模型，就可以得到对应每个人的个性化的阻抗阈值。从而保证了tDCS不同电流下在阻抗检测前阻抗阈值的准确性，提高经颅直流电刺激的治疗效果。此外，基于此发现我们开发出了对应的tDCS设备，促进个性化自适应阻抗检测的普及和实用性。

3 设备介绍

3.1 设备功能

本文所使用的是自行设计的一种便携式家用经颅电刺激设备，设备包含一个控制按键，在刺激参数确定后，调节旋钮会被隐藏，只要按下按键就能启动设备，自动检测阻抗并开始刺激。其功能主要包括刺激参数选择和实时阻抗检测。

（1）刺激参数选择。包括刺激强度和刺激时间，各分为五档，刺激时间分别为5、10、15、20、25 min，电流强度分别为0.5、1、1.5、2、2.5 mA，每一档对应一个指示灯，用户通过旋钮调节刺激参数，直观清晰地看到指示状态，另外该装置通过条形LED可实时显示电流的强度，方便用户知道目前刺激状态。

（2）实时阻抗检测。刺激过程中若阻抗过高，指示灯变为红色，蜂鸣器间隔0.5 s报警一次，共两次，并立即切断输出，保证刺激的安全性。

3.2 个性化阻抗检测工作方式

工作方式流程图如图6所示。

图6中给出了个性化阻抗检测工作方式流程图，在阻抗检测前，我们通过校正电压和阻抗，带入函数模型得到个性化阻抗阈值，达到个性化阻抗检测的目的。

4 讨论与总结

本文研究了电流在0.05～2 mA之间变化时，不同个体的人体阻抗的变化特性，并利用个体化的阻抗变化曲线，设置个性化的阻抗检测阈值，以保证经颅电刺激的有效性和安全性。

由于tDCS是利用恒定电流对人脑进行持续刺激，所以在小电流刺激时阻抗检测的误差较大。我们应用线性回归的方法对采集的电压进行校正，得到了更为真实的电压值。通过校正后电压与电流的比值，可以得到更接近真实值的人体阻抗，这样为人体阻抗阈值的选择提供更精确合理的范围。实验设备通过这一校正方法使阻抗误差限制在7%以下，具有很高的精度。在常见的使用场景下（高于0.5 mA）时，误差甚至控制在了0.23%左右。这样不仅提高了设备在阻抗检测中的准确性，而且增强了设备的安全性与可靠性。

实验结果表明，在6组受试者在电极和人体接触良好的情况下，人体阻抗和电流关系变化趋势基本一致。且幂函数模型更符合人体阻抗变化的规律。当然不同的治疗方案采用的电流也不相同，所以在特定的电流下，每个人的人体阻抗也不相同。所以针对不同的个体及治疗方案，我们会得到个性化的人体阻抗阈值。

目前国内外tDCS的阻抗检测大多数是设定一个标准阈值，当阻抗检测值大于该阈值时，检测未通过，重新进行检测；相反，检测值小于该阈值时，阻抗检测通过并进行刺激，这样很可能会存在小电流阻抗检测时不会通过的情况。另外这样人为地划分阻抗阈值缺乏客观性和准确性，这样也会影响到治疗的效果。另一方面，由于皮肤灼伤与阻抗的大小有直接的联系，所以划定合理的阻抗阈值也会防止皮肤灼伤的效应。总而言之，通过个体化的阻抗检测，能够保证tDCS的有效性和安全性。

本文通过建立数学模型研究电流与阻抗的变化关系，提出了个性化阻抗检测的技术，保证了每个不同个体在阻抗检测前阻抗阈值的准确性，提高tDCS的治疗效果。针对这一技术我们开发出对应的tDCS设备，在阻抗检测前对不同个体划分不同的阻抗阈值，同时进行实时阻抗检测，刺激过程中若阻抗过高则立即切断输出，保证刺激的安全性。本研究的目的是将个性化阻抗检测技术得到普及，同时增强tDCS设备的临床实用性。

[1] Fiori V,Cipollari S,Di Paola M,et al.tDCS stimulation segregates words in the brain: evidence from aphasia[J].Front Hum Neurosci,2013,7:269.

[2] Fregni F,Thome-Souza S,Nitsche MA,et al.A controlled clinical trial of cathodal DC polarization in patients with refractory epilepsy[J].Epilepsia,2006,47(2):335-342.

[3] Hummel FC,Cohen LG.Non-invasive brain stimulation: a new strategy to improve neurorehabilitation after stroke[J].Lancet Neurol,2006,5(8):708-712.

[4] Tortella G,Casati R,Aparicio LV,et al.Transcranial direct current stimulation in psychiatric disorders[J].World J Psychiatry,2015,5(1):88.

[5] Boggio PS,Rigonatti SP,Ribeiro RB,et al.A randomized, doubleblind clinical trial on the efficacy of cortical direct current stimulation for the treatment of major depression[J].Int J Neuropsy,2008,11:249-254.

[6] Stagg CJ,Best JG,Stephenson MC,et al.Polarity-sensitive modulation of cortical neurotransmitters by transcranial stimulation[J].J Neurosci,2009,29(16):5202-5206.

[7] Antal A,Kincses TZ,Nitsche MA,et al.Excitability changes induced in the human primary visual cortex by transcranial direct current stimulation: direct electrophysiological evidence[J].Invest Ophthalmol Vis Sci,2004,45(2):702-707.

[8] Matsunaga K,Nitsche MA,Tsuji S,et al.Effect of transcranial DC sensorimotor cortex stimulation on somatosensory evoked potentials in humans[J].Neurophysiol Clin,2004,115(2):456-460.

[9] Hummel F,Celnik P,Giraux P,et al.Effects of non-invasive cortical stimulation on skilled motor function in chronic stroke[J].Brain,2005,128(3):490-499.

[10] Boggio PS,Bermpohl F,Vergara AO,et al.Go-no-go task performance improvement after anodal transcranial DC stimulation of the left dorsolateral prefrontal cortex in major depression[J].J Affect Disord,2007,101(1-3):91-98.

[11] Fregni F,Boggio PS,Lima MC,et al.A sham-controlled, phase II trial of transcranial direct current stimulation for the treatment of central pain in traumatic spinal cord injury[J].Pain,2006,122(1-2):197-209.

[12] Dockery CA,Hueckel-Weng R,Birbaumer N,et al.Enhancement of planning ability by transcranial direct current stimulation[J].J Neurosci,2009,29(22):7271-7277.

[13] Keeser D,Padberg F,Reisinger E,et al.Prefrontal direct current stimulation modulates resting EEG and event-related potentials in healthy subjects: a standardized low resolution tomography(SLORETA) study[J].Neuroimage,2011,55(2):644-657.

[14] Sarkis RA,Kaur N,Camprodon JA.Transcranial direct current stimulation (tDCS): modulation of executive function in health and disease[J].Current Behavioral Neuroscience Reports,2014,1(2):74-85.

[15] Song M,Shin Y,Yun K.Beta-frequency EEG activity increased during transcranial direct current stimulation[J].Neuroreport,2014,25(18):1433-1436.

[16] Zaehle T,Rach S,Herrmann CS.Transcranial alternating current stimulation enhances individual alpha activity in human EEG[J].PLoS One,2010,5(11):e13766.

用于经颅直流电刺激的个性化人体阻抗检测

引言