動(dòng)態(tài)跟隨型生物反饋電刺激系統(tǒng)實(shí)現(xiàn)

肖凱 鄒任玲 高大地

摘要：功能性電刺激是一種治療運(yùn)動(dòng)功能受損的有效治療方案。在現(xiàn)有功能性電刺激基礎(chǔ)上，提出基于表面肌電信號(hào)的動(dòng)態(tài)跟隨型反饋電刺激方法，采用動(dòng)態(tài)標(biāo)志閾，與實(shí)時(shí)表面肌電信號(hào)進(jìn)行即時(shí)對(duì)比，控制電刺激輸出強(qiáng)度大小；交替實(shí)現(xiàn)肌電采集和電刺激，提高處理頻率，加強(qiáng)實(shí)時(shí)性；根據(jù)患者個(gè)體肌電的差異，動(dòng)態(tài)設(shè)定刺激初始值，實(shí)現(xiàn)個(gè)性化治療；增加疲勞動(dòng)態(tài)識(shí)別功能并及時(shí)停止刺激。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，系統(tǒng)能實(shí)時(shí)動(dòng)態(tài)調(diào)節(jié)電刺激強(qiáng)度大小，動(dòng)態(tài)跟隨時(shí)間縮短到3s，患者運(yùn)動(dòng)過程中動(dòng)態(tài)標(biāo)志閾改變次數(shù)增多，治療時(shí)間內(nèi)電刺激強(qiáng)度變化增大，提高了治療的有效性；患者一旦出現(xiàn)疲勞，系統(tǒng)能即刻識(shí)別并停止電刺激，有效地保護(hù)了患者。

關(guān)鍵詞：表面肌電信號(hào)；生物反饋；功能性電刺激

DOIDOI：10.11907/rjdk.172712

中圖分類號(hào)：TP319

文獻(xiàn)標(biāo)識(shí)碼：A 文章編號(hào)：1672-7800（2018）010-0129-04

英文摘要Abstract：Functional electrical stimulation is an effective therapy for the treatment of impaired motor function. On the basis of the existing functional electrical stimulation， this paper proposes a dynamic follow-type feedback-based electrical stimulation method based on surface electromyography by using dynamic threshold. The EMG signals were compared with each other to control the intensity of the electrical stimulus output. The electromyography acquisition and electrical stimulation were alternately realized to improve the processing frequency and enhance the real-time property. According to the individual EMG， the initial value of stimulation was set dynamically， thus achieving personalized treatment. Fatigue identification function and dynamic recognition were realised and the electrical stimulation could stop simultaneously. The experimental results show that the system dynamically adjusts the intensity of the electrical stimulation in real time and shortens the dynamic follow-up time to 3 seconds. During the course of the exercise， the times of dynamic change of sign threshold as well as the intensity of electric stimulation are increased and during the treatment time， the effectiveness of treatment is improved. Tiredness is instantly recognized and immediately the system electrical stimulation is stopped， thus effectively protecting the patients.

英文關(guān)鍵詞Key Words：surface electromyography； biofeedback； functional electrical stimulation

0 引言

脊髓損傷（spinal cord injury， SCI）和中風(fēng)是中樞神經(jīng)系統(tǒng)損傷的兩種情況，大部分患者運(yùn)動(dòng)功能受損，引起廢用性肌肉萎縮[1-2]。Dutta等[3-7]國(guó)內(nèi)外科研人員的研究表明，用適當(dāng)強(qiáng)度頻率的電流連續(xù)、輕柔地刺激神經(jīng)，可興奮神經(jīng)核的神經(jīng)元細(xì)胞， 促進(jìn)軸漿運(yùn)輸功能，加強(qiáng)神經(jīng)營(yíng)養(yǎng)物質(zhì)運(yùn)輸， 刺激運(yùn)動(dòng)神經(jīng)再生。Wang等[8-11]的臨床研究進(jìn)一步證明：功能性電刺激治療能夠有效緩解因腦卒中造成偏癱患者的殘障程度，并改善其肌肉功能，從而提高患者日常生活自理能力。

自20世紀(jì)80年代以來，功能性電刺激治療方法在康復(fù)臨床領(lǐng)域被廣泛使用，相應(yīng)功能性電刺激技術(shù)迅猛發(fā)展[12]。功能性電刺激技術(shù)主要經(jīng)歷了三代發(fā)展，第一代被動(dòng)型，只能提供單向、單一的電刺激；第二代閾值設(shè)置調(diào)節(jié)型，多數(shù)通過醫(yī)生根據(jù)患者運(yùn)動(dòng)量調(diào)節(jié)刺激大小[13]；第三代生物反饋型，集成了肌電閉環(huán)控制技術(shù)，該技術(shù)實(shí)時(shí)反饋運(yùn)動(dòng)訓(xùn)練中肌肉運(yùn)動(dòng)造成的肌電狀態(tài)變化，相應(yīng)調(diào)節(jié)電刺激大小，有效地增強(qiáng)了康復(fù)訓(xùn)練效果。該技術(shù)與康復(fù)機(jī)器人實(shí)現(xiàn)了有效集成，功能強(qiáng)大，治療效果好[14-15]。

目前用于康復(fù)機(jī)器人的生物反饋型電刺激類型主要有兩種，第一種通過測(cè)試初始肌電的過零率和每秒換向率（turns/second）大小確定比較的標(biāo)準(zhǔn)值，根據(jù)實(shí)時(shí)測(cè)量值與標(biāo)準(zhǔn)值比較調(diào)節(jié)刺激電流大小，該標(biāo)準(zhǔn)值固定不變，無法反饋運(yùn)動(dòng)過程肌電標(biāo)準(zhǔn)值動(dòng)態(tài)變化，只適合患者處于靜態(tài)的刺激[16]；第二種采用肌電作為反饋信號(hào)，肌電信號(hào)測(cè)量和刺激過程分開分時(shí)進(jìn)行，采集時(shí)長(zhǎng)60s、刺激時(shí)長(zhǎng)180s，處理時(shí)間較長(zhǎng)[17]，無法實(shí)時(shí)跟蹤訓(xùn)練治療過程中疲勞等引起的肌電信號(hào)動(dòng)態(tài)變化[18]，治療安全性受限。

1 動(dòng)態(tài)跟隨型肌電反饋電刺激系統(tǒng)設(shè)計(jì)

本文設(shè)計(jì)了基于表面肌電信號(hào)的動(dòng)態(tài)跟隨型反饋電刺激系統(tǒng)，采用動(dòng)態(tài)跟隨表面肌電反饋電刺激算法，對(duì)表面肌電信號(hào)大小與動(dòng)態(tài)標(biāo)志閾值進(jìn)行即時(shí)對(duì)比，從而實(shí)時(shí)調(diào)節(jié)電刺激輸出大小，該方法使用動(dòng)態(tài)標(biāo)準(zhǔn)值，克服了只能實(shí)現(xiàn)靜態(tài)刺激的缺點(diǎn)，同時(shí)提高系統(tǒng)處理頻率，實(shí)時(shí)動(dòng)態(tài)反饋肌肉疲勞并能及時(shí)停止刺激，保證了患者安全。肌電反饋電刺激系統(tǒng)如圖1所示，系統(tǒng)由硬件和軟件兩部分組成。

系統(tǒng)硬件部分如圖1左邊虛線框所示，包括雙通道肌電采集通路和刺激通路，主要有ARM3為內(nèi)核的STM32主控芯片、表面肌電采集和刺激交替的繼電器以及電刺激模塊。表面肌電信號(hào)有效頻率范圍在20～500Hz，80%表面肌電信號(hào)能量集中在200Hz以下，幅值在0～10mV，因此需要對(duì)肌電信號(hào)進(jìn)行處理。將采集到的表面肌電信號(hào)經(jīng)過放大、濾波、陷波、調(diào)理后，傳輸?shù)紸RM3內(nèi)核的STM32下位機(jī)，下位機(jī)對(duì)數(shù)據(jù)進(jìn)行AD轉(zhuǎn)換并初步對(duì)表面肌電信號(hào)進(jìn)行預(yù)處理，如果處理后的肌電值太小，ARM3內(nèi)核的下位機(jī)自動(dòng)調(diào)節(jié)表面肌電信號(hào)的放大倍數(shù)，隨后將上下位機(jī)的通信協(xié)議加在采集到的肌電信號(hào)之前，使用DMA方式將數(shù)據(jù)經(jīng)串口傳入上位機(jī)電腦。

系統(tǒng)軟件部分如圖1右邊虛線框所示，系統(tǒng)軟件使用微軟MFC（Microsoft Foundation Classes）編寫，主要功能分為4部分：用戶界面、反饋調(diào)節(jié)、數(shù)據(jù)獲取和數(shù)據(jù)處理。在初次登錄該軟件時(shí)系統(tǒng)提示用戶連接動(dòng)態(tài)跟隨型反饋電刺激設(shè)備，用戶可根據(jù)需要調(diào)節(jié)刺激參數(shù)，包括刺激脈寬、刺激頻率、刺激時(shí)間、間歇時(shí)間等。系統(tǒng)采用多線程編程，能夠?qū)崿F(xiàn)數(shù)據(jù)處理，實(shí)時(shí)進(jìn)行反饋調(diào)節(jié)和數(shù)據(jù)接收。各線程聯(lián)合工作，線程間通信采用微軟SendMessage消息響應(yīng)函數(shù)，將肌電變化動(dòng)態(tài)分析結(jié)果實(shí)時(shí)傳送到反饋調(diào)節(jié)功能模塊，再通過串口傳送到下位機(jī)處理。

系統(tǒng)采用繼電器實(shí)現(xiàn)肌電信號(hào)采集，與電刺激輸出交長(zhǎng)替進(jìn)行，當(dāng)肌電信號(hào)采集結(jié)束后，系統(tǒng)通過控制繼電器轉(zhuǎn)到電刺激治療模塊，下位機(jī)相應(yīng)輸出選擇的刺激信號(hào)進(jìn)行治療。電刺激治療結(jié)束后，繼電器跳轉(zhuǎn)到表面肌電信號(hào)采集模式，其中包含表面肌電信號(hào)實(shí)時(shí)值與表面肌電信號(hào)閾值實(shí)時(shí)比較，調(diào)節(jié)電刺激輸出強(qiáng)度大小的上位機(jī)判斷處理過程。肌電反饋電刺激工作流程如圖2所示。

2 動(dòng)態(tài)跟隨型肌電反饋電刺激工作機(jī)制

動(dòng)態(tài)跟隨型反饋電刺激基于肌電信號(hào)采集，檢測(cè)和電刺激輸出實(shí)時(shí)交替進(jìn)行，系統(tǒng)設(shè)計(jì)肌電信號(hào)采集時(shí)長(zhǎng)3s，電刺激輸出時(shí)長(zhǎng)3s，目的是當(dāng)識(shí)別到疲勞信號(hào)時(shí)立即停止刺激，保證治療有效、安全。系統(tǒng)啟動(dòng)時(shí)第一次采集病人肌電信號(hào)18s，以確定電刺激電流初始值和肌電信號(hào)強(qiáng)度初始值，依據(jù)病人個(gè)體差異性動(dòng)態(tài)地確定病人適合的電刺激強(qiáng)度。具體實(shí)現(xiàn)流程見圖3，之后每次采集的病人肌電信號(hào)平均采集值與前一次肌電信號(hào)采集值進(jìn)行實(shí)時(shí)比較，同時(shí)設(shè)定一個(gè)動(dòng)態(tài)閾值范圍0.95～1.05（該值反映機(jī)器靈敏度）。當(dāng)肌電信號(hào)采集值大于前一次采集的肌電信號(hào)時(shí)，則增加下一次電刺激輸出強(qiáng)度；當(dāng)肌電信號(hào)采集值處于前一次動(dòng)態(tài)閾值范圍內(nèi)時(shí)，保持電刺激輸出大小不變；當(dāng)采集值小于前一次動(dòng)態(tài)閾值范圍時(shí)，則降低下一次電刺激輸出強(qiáng)度，經(jīng)過反復(fù)采集和比較調(diào)節(jié)，實(shí)現(xiàn)肌電信號(hào)對(duì)電刺激的反饋輸出。之后進(jìn)入表面肌電采集和刺激交替循環(huán)，系統(tǒng)能根據(jù)表面肌電信號(hào)變化，識(shí)別肌肉是否疲勞。

3 實(shí)驗(yàn)與分析

將動(dòng)態(tài)跟隨型反饋電刺激儀器應(yīng)用到人體上肢進(jìn)行實(shí)驗(yàn)，啟動(dòng)上位機(jī)軟件，點(diǎn)擊參數(shù)設(shè)置按鈕，本次實(shí)驗(yàn)采用150μs刺激脈寬、50Hz刺激頻率、3s刺激時(shí)間、3s間隔時(shí)間，如圖4所示。下位機(jī)肌電模塊3個(gè)肌電采集電極片分別貼于肱二頭肌肌群，因?yàn)榧∪旱募‰娦盘?hào)較強(qiáng)，能夠較好地反映實(shí)驗(yàn)效果[19]，其中黑色的電極線為地線，將其貼在肱二頭肌起始位置，另外兩個(gè)電極片貼在肱二頭肌肌腹處，電極片放置如圖5所示，實(shí)驗(yàn)者進(jìn)行3次上臂屈伸動(dòng)作，測(cè)試時(shí)間140s。

實(shí)驗(yàn)分別實(shí)時(shí)輸出表面肌電和電刺激強(qiáng)度值，實(shí)驗(yàn)結(jié)果見圖6，單實(shí)線為電刺激電流，密集脈沖狀信號(hào)為肌電信號(hào)。受試者10人，其中6名男性、4名女性，年齡23～26歲，身體健康，24h內(nèi)無劇烈肌肉運(yùn)動(dòng)。在整個(gè)實(shí)驗(yàn)過程中，受試者只需在電刺激工作時(shí)點(diǎn)擊開始和停止按鈕，受試者參與整個(gè)人機(jī)交互的康復(fù)治療。系統(tǒng)表明隨著肱二頭肌運(yùn)動(dòng)肌電變化幅度增大，電刺激電壓增大，整個(gè)跟隨過程3s，與采集1min、刺激3min的方法比較，大大縮短了動(dòng)態(tài)跟隨時(shí)間，實(shí)時(shí)性得到增強(qiáng)。

在測(cè)試初期18s內(nèi)，受試者保持肌肉放松狀態(tài)，由肌電信號(hào)波形圖可以看出肌電幅值基本保持平穩(wěn)，此時(shí)將采集的平穩(wěn)肌電信號(hào)設(shè)置為偽閾值，即允許肌電信號(hào)在一定范圍內(nèi)波動(dòng)，該范圍為測(cè)試值的0.95～1.05倍。隨后讓實(shí)驗(yàn)者在21s、60s和105s三個(gè)時(shí)刻開始屈伸其肱二頭肌，從上位機(jī)界面的肌電信號(hào)波形圖可知，此時(shí)肌電幅值變化幅度較大，若該值超過了設(shè)定的偽閾值，上位機(jī)軟件向單片機(jī)通過串口發(fā)送指令，增加電刺激電流強(qiáng)度。最后讓受試者停止收縮二頭肌的動(dòng)作，通過上位機(jī)界面中的肌電信號(hào)波形圖可知，此時(shí)表面肌電信號(hào)波形趨于平穩(wěn)，上位機(jī)軟件向單片機(jī)通過串口發(fā)送指令，減弱電刺激強(qiáng)度。如果受試者實(shí)驗(yàn)時(shí)間過長(zhǎng)，則表面肌電信號(hào)均方根（root mean square， RMS）值相較于初始狀態(tài)增加，軟件彈出疲勞提示，電刺激設(shè)備會(huì)立刻停機(jī)。如圖7所示，在對(duì)同一塊肌肉進(jìn)行長(zhǎng)時(shí)間試驗(yàn)后，表面肌電信號(hào)幅值增加，表現(xiàn)出疲勞狀態(tài)，系統(tǒng)判定此時(shí)不適合做電刺激治療，則停止運(yùn)行。

4 結(jié)語

本系統(tǒng)主要針對(duì)中樞神經(jīng)系統(tǒng)損傷等導(dǎo)致的廢用性肌肉萎縮患者，將肌電信號(hào)實(shí)時(shí)采集與功能性電刺激結(jié)合形成生物肌電反饋閉環(huán)系統(tǒng)，實(shí)現(xiàn)了電刺激輸出強(qiáng)度大小動(dòng)態(tài)跟隨性調(diào)節(jié)，有利于康復(fù)運(yùn)動(dòng)訓(xùn)練。本系統(tǒng)能克服傳統(tǒng)、單一功能性電刺激的缺點(diǎn)，實(shí)現(xiàn)自動(dòng)調(diào)節(jié)刺激，相對(duì)于傳統(tǒng)的功能性電刺激更加安全。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，系統(tǒng)實(shí)時(shí)采集了肌電信號(hào)，經(jīng)過肌電信號(hào)的特征值與肌電信號(hào)動(dòng)態(tài)閾值比較，動(dòng)態(tài)調(diào)節(jié)電刺激輸出強(qiáng)度大小，實(shí)現(xiàn)了基于表面肌電信號(hào)反饋的智能化動(dòng)態(tài)電刺激反饋控制。系統(tǒng)還根據(jù)不同患者自身肌電信號(hào)輸出性差異，動(dòng)態(tài)設(shè)定刺激初始值，實(shí)現(xiàn)個(gè)性化治療；采用肌電與刺激分時(shí)交替進(jìn)行，遲滯時(shí)間短，能實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)病人在康復(fù)訓(xùn)練時(shí)是否疲勞，并相應(yīng)停止訓(xùn)練，確?；颊甙踩?。系統(tǒng)有望運(yùn)用于臨床，以期獲得大量穩(wěn)定的臨床數(shù)據(jù)，從而完善疼痛、痙攣等特征信號(hào)的識(shí)別，實(shí)現(xiàn)可靠的臨床數(shù)據(jù)分析和有效性分析。

參考文獻(xiàn)：

[1] 郭建龍.跳深時(shí)下肢肌肉的表面積分肌電值及其平均功率頻率值的變化特征研究[J]，山東體育學(xué)院學(xué)報(bào)， 2007， 23（6）：68-71.

[2] SEFIDGAR S M H， WAHAB A K A，HAMZAID N A. Effectiveness of lower limb controlled surface functional electrical stimulation in SCI-review of evidence[C]. 2014 IEEE 19th International Functional Electrical Stimulation Society Annual Conference， 2014：1-6.

[3] CUI C，BIAN G B，HOU Z G， et al. EMG-based prediction of human lower extremity movements by using a dynamic recurrent neural network[C]. Control and Decision Conference， 2016：5021-5026.

[4] STRUNGARU R. EMG biofeedback system[C]. Electrotechnical Conference，1991，1：756-758.

[5] DUTTA A， KOBETIC R， TRIOLO R J. Ambulation after incomplete spinal cord injury with EMG-Triggered functional electrical stimulation[C]. IEEE Transactions on Biomedical Engineering， 2008：791-794.

[6] 張興國(guó).肌電反饋功能性電刺激治療急性期腦梗死手功能障礙的臨床分析[J].心理醫(yī)生，2016，22（2）：55-56.

[7] WARD M P， QING K Y， OTTO K J， et al. A flexible platform for biofeedback-driven control and personalization of electrical nerve stimulation therapy[C]. IEEE Transactions on Neural Systems and Rehabilitation Engineering， 2015：475-484.

[8] 于晨旭，王崢，尉振剛，等.腦卒中患者表面肌電反饋康復(fù)訓(xùn)練系統(tǒng)設(shè)計(jì)[J].中國(guó)醫(yī)療器械雜志，2015，39（3）：187-189，205.

[9] 單莎瑞，黃國(guó)志，曾慶，等.步態(tài)誘發(fā)功能性電刺激對(duì)腦卒中后足下垂患者步態(tài)時(shí)空參數(shù)的影響[J].中國(guó)康復(fù)醫(yī)學(xué)雜志，2013，28（6）：558-563.

[10] DESAUTELS T A. An active learning algorithm for control of epidural electrostimulation[C]. IEEE Transactions on Biomedical Engineering， 2015：2443-2455.

[11] WANG J. Flexible multi-channel muscle electrode for functional electrical stimulation and in-vivo pH monitoring[C]. 2016 IEEE 29th International Conference on Micro Electro Mechanical Systems， 2016：371-374.

[12] L. Lynch， M. R. Popovic. A comparison of closed-loop control algorithms for regulating electrically stimulated knee movements in individuals with spinal cord injury[C]. IEEE Transactions on Neural Systems and Rehabilitation Engineering，2012：539-548.

[13] 戴潔，李建華.上肢功能性電刺激的現(xiàn)狀及發(fā)展[J].中國(guó)物理醫(yī)學(xué)與康復(fù)雜志，2012，34 （12）：958-960.

[14] ZHANG Q， HAYASHIBE M， AZEVEDO-COSTE C. Evoked electromyography-based closed-loop torque control in functional electrical stimulation[C]. IEEE Transactions on Biomedical Engineering， 2013：2299-2307.

[15] 許佳，胡世紅，凌晴，等.功能性電刺激對(duì)偏癱患者下肢功能及步態(tài)的影響[J].中國(guó)康復(fù)，2015，30（3）：189-191.

[16] ZENG D. Study of intelligent bio-feedback therapy system based on transcutaneous electrical nerve stimulation and surface EMG signals[C]. 2013 IEEE International Conference on Information and Automation， 2013：374-378.

[17] IM J J， RHO D H， JEON Y J.Extraction of parameters from EMG signals for the biofeedback electrical stimulation Engineering in Medicine and Biology [C]. 24th Annual Conference and the Annual Fall Meeting of the Biomedical Engineering Society EMBS/BMES Conference， 2002：133-134.

[18] 潘禮正，宋愛國(guó)，徐國(guó)政，等.基于患肢狀態(tài)觀察器的被動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練運(yùn)動(dòng)控制[J].高技術(shù)通訊，2013，23（6）：605-610.

[19] 莊鵬飛，田學(xué)隆，朱霖.基于Linux的嵌入式腦卒中康復(fù)治療儀系統(tǒng)設(shè)計(jì)[J]. 生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)雜志，2014，31（2）：288-292.

（責(zé)任編輯：江 艷）