步態(tài)分析及在功能性電刺激系統(tǒng)中的應(yīng)用

陳子晗，黃思遠(yuǎn)，黃嘉俊，李玉榕,2

（1.福州大學(xué) 電氣工程與自動化學(xué)院，福建 福州 350108；2.福州大學(xué) 福建省醫(yī)療器械和醫(yī)藥技術(shù)重點實驗室，福建 福州 350108）

0 引 言

功能性電刺激（Functional Electrical Stimulation,FES）技術(shù)是利用低頻電脈沖刺激患有功能障礙的肌肉，使肌肉完成特定動作，從而獲得功能恢復(fù)的技術(shù)手段。其基本神經(jīng)生理學(xué)原理是利用向神經(jīng)施加低頻脈沖電流，在完整的外周神經(jīng)元中產(chǎn)生動作電位，模擬大腦的運動控制，誘發(fā)非自主肌肉收縮，進而形成運動。該技術(shù)已應(yīng)用在中風(fēng)后運動恢復(fù)、輔助腦性麻痹兒童改善上肢功能、改善不完全脊髓損傷患者行走期間的步態(tài)和基于FES的神經(jīng)假肢助力截癱個體恢復(fù)運動功能等康復(fù)領(lǐng)域。國內(nèi)外越來越多的研究人員開始致力于研究FES技術(shù)。

針對目前國內(nèi)的研究現(xiàn)狀，本文詳細(xì)介紹了根據(jù)角速度分析判斷不同步態(tài)以此實現(xiàn)啟停控制的模式。該算法通過前2個步態(tài)周期信息更新檢測腳尖離地時刻的閾值，實現(xiàn)實時檢測腳尖離地（Toe Off,TO）和腳跟著地（Heel Strike,HS）2個步態(tài)事件。在腳尖離地時對患者患肢脛骨前肌施加電刺激，輸出基于閾值和耐受值的梯形波，在腳跟著地時停止電刺激，以此來誘發(fā)肌肉收縮，進而形成運動，協(xié)助患者進行康復(fù)訓(xùn)練。

1 步態(tài)特性分析

1.1 步態(tài)周期

實現(xiàn)啟?？刂扑惴ㄒ獙Σ綉B(tài)周期有準(zhǔn)確的判斷，人的步行過程具有一定規(guī)律性和周期性，一個完整的步態(tài)可以分為3個階段：站立相、擺動相和推動相。在步行過程中，當(dāng)一側(cè)腳從站立相開始，經(jīng)過推動相、擺動相過程，再次回到站立相稱為一個完整步態(tài)，如圖1所示。腳跟離地（Heel Off,HO）標(biāo)志著站立相的結(jié)束和推動相開始，腳尖離地（Toe Off,TO）標(biāo)志著推動相的結(jié)束和擺動相的開始，腳跟著地（Heel Strike,HS）標(biāo)志著擺動相的結(jié)束和進入站立相。

圖1 步態(tài)事件循環(huán)過程

1.2 角速度分析

觀察正常人在步態(tài)周期內(nèi)矢狀面角速度變化曲線（將人體分為左/右切面，左/右切面被稱為矢狀面，左/右切面的角速度稱為矢狀面角速度），結(jié)合步態(tài)過程分析不同階段關(guān)鍵時刻的特征：

（1）腳跟離地時刻：當(dāng)腳跟離地時，表示站立相結(jié)束。站立相進入推動相的過程中，陀螺儀采集的角速度數(shù)據(jù)隨著腳跟和地面的角度增大而減小。

（2）腳尖離地時刻：當(dāng)陀螺儀采集的角速度數(shù)據(jù)波形接近波谷時，表示腳尖即將離地。

（3）擺動階段中點：當(dāng)腳尖離地后的運動過程稱為擺動相，此時角速度開始由負(fù)向正轉(zhuǎn)變，在此過程中產(chǎn)生的極大值點被稱為擺動相中點。

（4）腳跟著地時刻：擺動相中點之后，角速度數(shù)據(jù)開始變小，當(dāng)出現(xiàn)第一個波谷時，表示腳跟著地。最后，當(dāng)角速度為接近0的負(fù)值時，表示恢復(fù)到站立相，完成一個步態(tài)周期。

步態(tài)周期矢狀面角速度變化曲線如圖2所示。

圖2 步態(tài)周期矢狀面角速度變化曲線

2 啟?？刂颇Ｊ皆O(shè)計

基于對步態(tài)過程的特征分析，本節(jié)設(shè)計了足下垂FES啟?？刂葡到y(tǒng)，將檢測的腳尖離地和腳跟著地時刻作為開啟和停止電刺激的時刻，以實現(xiàn)功能性電刺激的啟?？刂啤?/p>

2.1 基于自適應(yīng)閾值的啟?？刂扑惴?/h3>

為實現(xiàn)功能性電刺激儀的啟?？刂?，本文設(shè)計了基于自適應(yīng)閾值的控制算法來控制功能性電刺激輸出的開啟和停止。首先，我們采集患者的角速度，使用MATLAB對數(shù)據(jù)進行濾波、擬合處理，得到患者的識別結(jié)果。然后根據(jù)出現(xiàn)負(fù)峰值后前后峰值幅值是否超過10%來判斷此時步態(tài)處于腳尖離地狀態(tài)還是腳跟著地狀態(tài)。若負(fù)峰值后前后峰值幅值超過10%，則判斷當(dāng)前為腳尖離地狀態(tài)，反之則是腳跟離地狀態(tài)。通過判斷腳尖離地以及腳跟著地2個時刻來確定電刺激的開啟、停止時刻。確定腳尖抬起和腳跟著地時刻的流程如圖3所示。

圖3 確定腳尖離地和腳跟著地時刻的流程

上文提出，當(dāng)前時刻之前的幾個步態(tài)周期之間的關(guān)系可以為判斷腳尖離地或腳跟著地提供參考。本文提出對前2個步態(tài)周期中腳尖離地的負(fù)峰值求平均值，再與一個系數(shù)相乘作為檢查腳尖離地閾值的更新公式，如公式（1）：

式中：TO表示閾值；TO和TO是前2個步態(tài)周期腳尖離地過程中的負(fù)峰值；a為比例系數(shù)，a的取值對腳尖離地時刻的識別產(chǎn)生影響。a的取值過小，會使得電刺激提前；取值過大，則無法正確判斷腳尖離地的時刻。因此有必要對a的取值進行分析，尋找最佳閾值。

經(jīng)病患主治醫(yī)生的允許并征得患者本人同意的情況下，本實驗招募了1名福建醫(yī)科大學(xué)附屬第一醫(yī)院足下垂患者進行實驗，采用控制變量法，保持其他實驗條件不變的前提下，通過對參數(shù)a進行不同取值，對比分析識別結(jié)果后，發(fā)現(xiàn)a取0.6時檢測結(jié)果最準(zhǔn)確，如圖4所示（“☆”和“*”分別代表算法識別出的腳尖離地和腳跟離地時刻，即對應(yīng)電刺激儀開啟和關(guān)閉時刻）。

圖4 參數(shù)a取0.6時患者的識別結(jié)果

基于自適應(yīng)閾值的啟停控制算法的基本思想是實時識別步態(tài)過程中的腳尖離地（TO）和腳跟著地（HS）時刻來控制功能性電刺激儀的開啟和停止。從算法本身考慮：（1）在檢測TO時，通過閾值限制檢測腳尖離地的時刻，當(dāng)角速度處于小于閾值之后的第一個波谷時，判斷為腳尖離地。從功能性電刺激儀的實際使用角度考慮，存在數(shù)據(jù)抖動，第一個波谷可能并非角速度最小的波谷，所以不能在患者腳尖已離地之后輸出電刺激，存在患者腳尖拖地一段時間的可能性，可能發(fā)生跌倒；提前幾十毫秒開啟輸出電刺激，從人體感覺而言，雖然差別不大，但是能使脛骨前肌準(zhǔn)備收縮，避免出現(xiàn)腳尖拖地，從角速度方面考慮，小于閾值后的第一個波谷已接近負(fù)峰值，此時已處于腳尖離地過程中的某一個位置，所以可以在此刻輸出電刺激。（2）在檢測HS時，算法存在最大延時時間為8個數(shù)據(jù)點，具體延時時間取決于采樣頻率，傳感器采樣頻率為100 Hz，所以存在最大延時時間為80 ms，由于腳跟已經(jīng)著地，在此刻停止電刺激不存在跌倒風(fēng)險。

2.2 軟件設(shè)計

基于上小節(jié)所述，通過定時器的中斷服務(wù)程序執(zhí)行啟?？刂扑惴?，實時檢測腳尖離地時刻和腳跟著地時刻，并在這2個時刻使能另一個定時器，用于控制刺激的輸出與否。定時器工作流程如圖5所示。在腳跟著地時刻將標(biāo)志位HS置1，關(guān)閉定時器，代表關(guān)閉刺激輸出。腳尖離地時刻開啟定時器，代表開啟刺激輸出。以此實現(xiàn)步態(tài)過程中的啟?？刂?。

圖5 啟?？刂颇Ｊ较露〞r器的工作流程

本文設(shè)計的啟?？刂颇Ｊ捷敵鎏菪尾ǎY(jié)合脛骨前肌的閾值和耐受值，在腳尖離地時刺激強度從閾值線性增加至耐受值，然后電刺激強度維持在耐受值一段時間，在腳跟著地時再線性降至閾值。本次設(shè)計中，脈寬增加和減少過程中的刺激波形次序是對稱的，因此，只需要計算增加或者脈寬減少過程其中一段高、低電平持續(xù)時間即可。圖6所示為擺動過程中輸出電刺激的脈寬變化示意圖，其中，圖6（a）為FES輸出的刺激波形，采用雙極性波形的正脈沖示意脈寬變化，圖6（b）為對應(yīng)的刺激包絡(luò)線。

圖6 電刺激脈寬變化示意圖

2.3 硬件設(shè)計

足下垂FES系統(tǒng)硬件設(shè)計框圖如圖7所示。治療儀由角速度采集模塊以及脈沖輸出模塊構(gòu)成。

圖7 足下垂FES系統(tǒng)硬件設(shè)計框圖

2.3.1 角速度采集模塊

本文選用MPU6050作為采集患者小腿角速度信號的傳感器。MPU6050內(nèi)部帶有3個陀螺儀，每個陀螺儀監(jiān)測圍繞各軸轉(zhuǎn)動的速度，當(dāng)MPU6050圍繞某一軸旋轉(zhuǎn)時，該坐標(biāo)軸的陀螺儀會產(chǎn)生科里奧利振動，經(jīng)內(nèi)部陀螺儀ADC采樣后變?yōu)閿?shù)字量。MPU6050電路如圖8所示。

圖8 MPU6050電路

MPU6050傳感器通過IC接口與控制器進行數(shù)據(jù)傳輸，讀取的角速度數(shù)據(jù)是數(shù)字量，并非真實的角速度，真實角速度=ADCrate/靈敏度，ADCrate表示ADC值。陀螺儀的靈敏度和前文提到的量程范圍有關(guān)，量程由陀螺儀配置寄存器決定，具體配置見表1所列。從實際應(yīng)用考慮，選擇量程為±250°/s，靈敏度 =2n/量程，單位為LSB/（°/s）。

表1 MPU6050陀螺儀量程范圍

2.3.2 脈沖輸出模塊

本文采用的雙極性脈沖波形正負(fù)脈沖完全對稱。雙極性脈沖控制電路由4個開關(guān)管構(gòu)成，由于其電路形似大寫英文字母“H”，所以雙極性波形控制電路又稱為H橋電路，如圖9所示。H橋電路通過微控制器PE13和PE14進行控制，當(dāng)H橋正常工作時，控制Q、Q導(dǎo)通和Q、Q截止，產(chǎn)生正向刺激脈沖；Q、Q截止及Q、Q導(dǎo)通時，產(chǎn)生反向刺激脈沖，Q、Q和Q、Q輪流導(dǎo)通，且兩組開關(guān)管導(dǎo)通時間一致，才能保證電刺激儀輸出對稱的雙極性刺激脈沖。

圖9 雙極性波形輸出電路

3 實驗驗證與分析

3.1 角速度數(shù)據(jù)采集試驗

人行走過程中的活動規(guī)律主要體現(xiàn)在矢狀面，足下垂患者與正常人的踝關(guān)節(jié)、小腿下部、小腿中部及小腿上部的角速度變化具有一致性，根據(jù)多次實驗，認(rèn)為小腿上部是佩戴功能性電刺激儀的最佳位置，即采集角速度信號的最佳位置。

實驗過程中，患者佩戴電刺激儀采集角速度，如圖10所示。

圖10 一名足下垂患者在進行采集實驗

通過MUP6050模塊采集角速度后使用藍(lán)牙串口與電腦通信，實現(xiàn)數(shù)據(jù)的傳輸，最后使用軟件MATLAB畫圖，截取該患者任意一段時間內(nèi)矢狀面的角速度（后文均采用角速度表示），其波形如圖11所示。圖11呈現(xiàn)的是該患者在0.25 m/s、0.20 m/s和0.6 m/s速度下的波形。觀察波形變化，發(fā)現(xiàn)足下垂患者在不同的行走速度下，每個步態(tài)周期采集的角速度數(shù)據(jù)量不同，但這并不會改變小腿角速度的變化規(guī)律，因此，在設(shè)計算法時可以不考慮行走速度這一因素。

圖11 患者在0.25 m/s、0.20 m/s、0.60 m/s速度下的角速度

3.2 實驗結(jié)果分析

截取該患者未受電刺激時一段時間內(nèi)矢狀面的角速度，同時，截取該患者受到電刺激后的角速度波形圖，如圖12、圖13所示。觀察波形，發(fā)現(xiàn)在刺激前后，本文設(shè)計的基于自適應(yīng)閾值的啟?？刂扑惴ǘ伎梢耘袛喈?dāng)前處于何種步態(tài)狀態(tài)，其中“○”和“*”分別代表算法識別出的腳尖離地和腳跟離地時刻，即對應(yīng)電刺激儀開啟和關(guān)閉時刻。對比兩幅波形圖，可以發(fā)現(xiàn)患者在受到電刺激之后角速度波形發(fā)生改變，更加趨近正常狀態(tài)。

圖12 未受電刺激時患者角速度波形圖

圖13 受到電刺激后患者角速度波形圖

據(jù)患者主治醫(yī)生的描述，在啟?？刂颇Ｊ较?，其臨床現(xiàn)象表現(xiàn)為：患者行走過程中能夠產(chǎn)生踝關(guān)節(jié)的背屈，足尖能輕微上抬?；颊咧髦吾t(yī)生根據(jù)上述臨床現(xiàn)象認(rèn)為：基于閾值的足下垂FES啟?？刂扑惴ǖ墓δ苄噪姶碳x在一定程度上可以改善患者的步態(tài)。

4 結(jié) 語

本文提出一種基于自適應(yīng)閾值的足下垂FES啟?？刂品椒?。采集足下垂患者下肢步態(tài)角速度信號，并對其進行特征分析，根據(jù)特征分析設(shè)計的自適應(yīng)閾值啟?？刂扑惴梢栽诿總€步態(tài)周期更新一次閾值，實時檢測腳尖離地時刻和腳跟著地時刻，作為控制功能性電刺激儀開啟和停止的信號。通過分析患者小腿角速度信號，完成了FES系統(tǒng)啟?？刂扑惴?。刺激輸出采用梯形包絡(luò)，刺激強度在患肢擺動過程中線性增大和減小。設(shè)計并進行了系統(tǒng)驗證實驗，證實了該系統(tǒng)的可行性。所設(shè)計的啟停控制模式可以輔助患者行走，在一定程度上改善步態(tài)。

本文仍然存在不足和需要改進的地方：在實時系統(tǒng)中，啟?？刂扑惴ㄖ械慕撬俣染ㄟ^角速度傳感器得到原始數(shù)據(jù)，可以嘗試對其進行濾波，使波形平滑，以降低啟?？刂扑惴ㄕ`判的概率。