帶有表面肌電反饋功能的電刺激系統

郭佳瑩，尉振剛，王 立，牛海軍

北京航空航天大學生物與醫學工程學院，北京市，100191

帶有表面肌電反饋功能的電刺激系統

【作者】郭佳瑩，尉振剛，王 立，牛海軍

北京航空航天大學生物與醫學工程學院，北京市，100191

目前，多種電刺激治療儀器應用于偏癱患者肌肉功能恢復，但這些設計普遍存在反饋參數單一、信息變化不同步和顯示不直觀等缺陷。因此，該文設計了一種基于LabVIEW虛擬儀器開發平臺的帶有反饋功能的電刺激系統。該系統結合了多通道肌電信號實時采集和電刺激器等硬件系統，實現了較廣的電刺激頻率、脈寬和電流強度的調節范圍，全程采集肌電信號，同時提供iEMG、CCR、RMS和MPF等多種表面肌電特征參數。初步實驗對系統的有效性和穩定性進行了驗證。該系統可以幫助醫師客觀了解不同患者的不同肌肉狀況，探索合適的電刺激參數，制定個性化的治療方案。

電刺激；LabVIEW；表面肌電反饋

0 引言

中國人口基數龐大，統計數據顯示每年因腦卒中、中風等疾病引起的不同程度的癱瘓患者達數百萬人[1]，其中70%～80%的患者會喪失勞動能力和生活自理能力，給家庭和社會帶來巨大負擔[2-3]。國內外研究已經表明，康復訓練能夠有效地減輕該類患者的神經肌肉損傷，有助于恢復功能，提高日常生活能力[4-6]。

目前針對偏癱患者肌肉功能恢復的方法較多，其中電刺激療法已經成為重要的治療手段。該方法經過多年的發展，已有多種電刺激治療儀器問世。在國外，日本研制的TENS型神經肌電促通儀，采用單通道低頻電流，對癱瘓患者的肌肉進行收縮訓練[7]；美國的Respond Select電刺激治療儀，實現了雙通道的低頻電刺激[8]；在國內，一些公司生產的電刺激治療儀，不但有多通道的電刺激輸出，還可實現刺激頻率和刺激強度等參數的調節[9-11]，滿足國內大量病患的治療需求，提高治療效率。

眾所周知，由于人體不同部位的神經和肌肉對于電刺激所產生的敏感水平是有差別的，因此治療過程中各種電刺激參數的調節非常重要，不適當的刺激反而會造成肌肉與神經的損害。例如，刺激強度過高可能激活刺激電極附近支配拮抗肌的神經纖維，反而降低治療效果，易導致肌肉疲勞[12]；長時間頻率過高的刺激同樣會導致肌肉疲勞和肌力下降[13]；有大約50%的癱瘓患者有不同程度的感覺障礙，對電刺激造成的肌肉疲勞等情況不敏感，直接影響治療效果，嚴重時甚至對肌肉造成損傷[14]。上述這些情況不但對電刺激儀的設計提出了更高的要求，即為了適應不同的患者與不同的肢體部位，電刺激信號的頻率、脈寬和電流強度均需有較為廣泛的調節范圍，而且對治療過程提出了更高要求，即如何為不同患者的不同肌肉狀況選擇合適的電刺激參數，制定合適的治療方案。為了有效地監測治療水平，一些研究者結合對肌電信號的采集與分析設計了反饋型電刺激儀[15-17]，監測參數主要包括將均方根值、方差、肌電幅值等參數來判定肌肉狀況。但是目前的設計普遍存在反饋參數單一、未實現電刺激過程中的肌電信號全程反饋、反饋參數的變化不同步、信息顯示不直觀等缺陷。

為解決上述問題，為醫師提供更多與更直觀的反饋信息，本文基于LabVIEW虛擬儀器開發平臺，與多通道肌電信號實時采集和電刺激器等硬件系統相結合，設計并實現了一種帶有反饋功能的電刺激系統。該系統采用開放式設計，不但可以實現較廣的電刺激信號頻率、脈寬和電流強度調節范圍，而且可以實現電刺激治療過程中刺激部位表面肌電信號（surface Electromyography，sEMG）的采集，并分析計算了肌電積分值(integrated Electromyography，iEMG)、協同收縮率(Co-Contraction Ratio，CCR)、均方根值(Root Mean Square，RMS)和平均功率頻率(Mean Power Frequency，MPF)等特征參數，客觀反映治療過程中患者的肌力與肌疲勞程度，為醫師針對不同患者制定更客觀與有效的治療方案制定提供參考。

1 設計原則

1.1 電刺激參數

電刺激參數包含刺激頻率、脈寬和刺激強度。刺激頻率可以調節肌漿網內Ca2+的釋放和重吸收，從而調整肌肉的收縮強度。隨著頻率的增高，當肌漿網內Ca2+的重吸收達到最大值時，肌力將不會繼續增大。而且，過高頻率長時間的刺激會使肌肉處于完全強直狀態，患者可感覺明顯不適[18]。針對癱瘓肢體的電刺激治療中，常采用50 Hz以下的低頻電刺激且有較好的臨床效果。脈寬可以調節肌纖維的激活數量，且必須達到一定值才能引起肌肉收縮。隨著脈寬的增加，易化作用使肌纖維的激活更為容易，肌力增強，但刺激時間過長會引起肌疲勞，理想脈寬為200～400 μs[19]。刺激強度受體表毛發、水合作用等因素的影響，治療時需根據患者耐受程度來設定。過小的電流強度不會使神經肌肉產生興奮，但強度過大的電流容易對肌肉造成損傷，一般不超過100 mA[20]。

為了適應不同的患者與不同的肢體部位，并滿足電刺激過程中肌電信號的全程反饋，本系統設計選用的電刺激參數范圍為：刺激頻率0.5～5 Hz，脈寬0～6 ms，刺激強度0～100 mA。

2.2 sEMG反饋參數

癱瘓患者的神經肌肉特點與健康人相比有很大差異。由于內分泌系統失調、維持體內電解質平衡的能力下降等因素，癱瘓患者常伴有低血鉀和低血鈣等癥狀。然而，鉀離子和鈣離子能調節神經遞質釋放和神經元的代謝活性，在神經元產生動作電位機制中起著重要作用。在電刺激治療時，由于癱瘓患者的血鈣濃度較低，使得神經肌肉的興奮性提高，易產生神經肌肉放電異常且收縮亢進[21]。另外，癱瘓患者由于長期臥床，肢體活動減少，患側肌肉里的慢肌纖維逐漸轉變為快肌纖維[22]。快肌纖維對動作電位的響應速度快，但容易疲勞。因此，癱瘓患者患側肌肉較健康人更易產生肌肉疲勞。

針對癱瘓患者的神經肌肉功能特點，結合sEMG特征提取的研究現狀，本系統選擇iEMG、CCR、RMS和MPF這四種特征參數用以反饋肌力和肌疲勞程度。iEMG可反映患者患側肌肉在單位時間內的收縮特性和sEMG的強弱變化[23]，其計算公式如下：

其中x(i)為sEMG采樣值，N為采樣點數[24]。隨著電刺激治療的進行，當iEMG有明顯的下降現象時，表明患側肌肉已經開始出現疲勞[25]。

CCR可用來反映主動肌和拮抗肌運動控制過程中的活動情況，計算公式為[26]：

其中，ATI為拮抗肌的iEMG，AI為主動肌的iEMG。由于患者常出現肌張力增高的癥狀，患側肌肉的CCR明顯高于健側[27]。經過一段時間的電刺激治療，CCR會有下降的趨勢，表明主動肌和拮抗肌之間的平衡得到改善[28]。

RMS也可體現肌電信號幅度的變化特征，還可以反映神經肌肉放電的有效值。

其中，EMG(t)是肌電曲線的時間變化函數；xi為EMG(t)的采樣值；N為采樣點數；T為測試時間長度[29]。但是，RMS隨著電刺激時間的延長和疲勞程度加深而增加[30]。

MPF能反映肌疲勞程度的細節變化，隨著疲勞程度的增強而降低[31-32]。MPF的計算公式如下：

其中P(f)為肌電功率譜[33]。

2 系統設計

帶有表面肌電參數反饋功能的電刺激系統設計包括硬件設計和軟件設計。硬件包括電刺激模塊、肌電采集模塊和電源模塊。軟件包括患者信息管理模塊、電刺激信號輸出與控制模塊和肌電信號采集與反饋參數計算模塊。系統總體結構框圖如圖1所示。

圖1 系統總體結構框圖Fig.1 Overall structure of the system

2.1 硬件設計

2.1.1 電刺激模塊

電刺激模塊提供四個通道的輸出電刺激脈沖信號，各個通道能獨立控制，可滿足患者多部位治療的臨床需求。

為滿足不同癱瘓患者的治療方案，該模塊采用多級驅動用于提供較廣的電刺激信號頻率、脈寬和強度調節。初級驅動將強度較弱的3.3 V模擬控制信號放大到5 V，達到次級驅動IRF640N型號MOS管的開啟電壓。經放大的刺激脈沖信號可控制次級驅動的通斷，產生30 V左右的脈沖信號。為引發癱瘓患者患側肌肉的收縮，還需將30 V左右的脈沖信號經升壓變壓器升壓后產生170 V左右的刺激脈沖，從而達到治療的目的。在實際操作中，各通道的電刺激脈沖信號由軟件產生和控制，經研華USB-4711A型采集卡的I/O口轉換為模擬控制信號，從而觸發電刺激模塊各級驅動產生刺激脈沖，再通過表面電極作用于癱瘓患者的患側肌肉進行康復治療。

考慮到癱瘓患者在使用電刺激時的安全性，防止因誤操作等原因產生超過安全電壓的刺激脈沖，該部分電路可通過一獨立開關控制通斷，且加入了電壓保護電路。為防止干擾，在機箱內部使用屏蔽層將肌電采集模塊與本系統隔離。

2.1.2 肌電采集模塊

偏癱患者的sEMG信號較弱，幅值一般在200 μV以下[34]。因此本系統采用三級放大電路，設計增益連續可調（400～4 000倍）。前級差分放大電路選用INA128儀表放大器用于提高前端輸入阻抗，降低共模干擾；二級放大結合濾波電路實現；為適應不同強度的肌電信號，第三級放大電路的增益可通過電位器實現連續調節。

考慮到對癱瘓患者電刺激治療部位肌肉狀態的實時監測，系統采用在電刺激的同時對肌電信號進行采集。但由于電刺激輸出的信號很強烈，會導致微弱的sEMG信號被淹沒，因此，本系統采用的電刺激頻率為0.5～5 Hz，且癱瘓患者的sEMG頻率主要集中在20～500 Hz，系統采用有源二階帶通濾波器設計(頻帶為20～500 Hz)以消除電刺激干擾和部分環境噪聲。同時，系統采用了50 Hz陷波器電路消除工頻干擾[35]。sEMG由差分電極采集，經肌電采集模塊放大濾波，通過USB-4711A采集卡的A/D口采樣后，將數據傳輸到軟件進行處理和分析，采樣速率為150 kS/s，采樣精度為12 bit。

2.1.3 電源模塊

電源模塊分別為電刺激模塊和肌電采集模塊供電。為滿足不同供電需求，將系統輸入電壓220 V經電源變壓器后轉換為交流±20 V，保護電路將電源電流限制在1 A附近，若電流超過1 A時，保護電路保險絲熔斷，防止對系統及患者造成損害，再通過整流濾波電路后轉換為直流±30 V，最后采用降壓電路將±30 V轉換為±12 V給肌電采集模塊供電。另外，將其中的30 V直流電壓提供給電刺激模塊中的二級驅動控制電路，用于產生初級脈沖，經升壓變壓器后轉換為200 V左右的高壓脈沖電刺激信號。

2.2 軟件設計

軟件是基于LabVIEW虛擬儀器平臺設計，實現了肌電信號的全程反饋，多通道可獨立操作，還能提供多種表面肌電反饋參數的同步顯示。本設計將肌電信號和電刺激在同一界面顯示和控制，為醫師提供直觀的信息用于對照分析。醫師可以針對不同癱瘓患者的特點選取閾值，探索更合適的電刺激參數，從而提升治療效果。帶有表面肌電反饋功能的電刺激系統如圖2所示，下面分別介紹各部分模塊的實現內容。

2.2.1 患者信息管理模塊

醫師可在患者信息管理模塊進行包括患者編號、姓名、性別和年齡等基本信息的錄入，還可以根據治療方案設置訓練時長和通道數。該部分信息將顯示于界面左下方并自動保存，存在“軟件目錄信息數據.xls”文件中。該文件也可以使用Excel打開，方便日后查詢。

2.2.2 電刺激信號輸出與控制模塊

考慮到系統對患者的安全性，電刺激信號輸出與控制模塊有總開關控制，用于控制四個通道的通斷，各通道也有獨立開關用于通斷控制。由程序中設計的多通道波形發生器，通過ADV Write to Digital Port子VI控制USB-4711A采集卡的數字I/O端口輸出電刺激信號，觸發電刺激模塊產生各種電刺激信號。刺激頻率和刺激強度等參數都可在虛擬面板上進行設置，且能實現各通道參數范圍的獨立可調。

2.2.3 肌電信號采集與反饋參數計算模塊

在LabVIEW程序中，調用AI Acquire Waveforms子VI控制采集卡高速A/D進行多通道肌電數據采集。由于原始的肌電信號具有雙極性的特點，肌電采集處理與顯示模塊先對采集到的四個通道的肌電信號進行了平滑以及低通濾波處理，從而有效地提取到信號包絡并顯示。選取IIR濾波器，Butterworth類型，階數設為3，截止頻率為3 Hz。采用不同顏色用以區分不同通道的肌電信號。患者患側肌肉的sEMG大多較為微弱且個體差異較大，醫師可通過旋轉顯示檔位旋鈕調整圖形的大小以便于觀察，共8個檔位可選擇。

為協助醫師了解癱瘓患者在電刺激治療過程中訓練部位肌肉的肌力表現和疲勞程度，在肌電數據采集完畢之后，采集結果會自動存儲，然后系統依據iEMG、CCR、RMS和MPF算法公式，分別計算各通道相應的特征參數并顯示。電刺激治療開始前，醫師需根據患者治療計劃設定治療測試次數和閾值，軟件系統會自動記錄第一次電刺激治療后的表面肌電特征參數，并在后續治療過程中自動判斷特征參數值是否達到已設閾值。如果達到閾值，對應通道的指示燈點亮，提醒醫師癱瘓患者的肌肉已經疲勞，應當調節電刺激參數，避免肌肉損傷。醫師可通過RMS和MPF這兩個特征參數變化規律分析患者的肌肉疲勞程度，并結合iEMG和CCR的變化設定閾值，以便對不同癱瘓患者選擇合適的電刺激參數。

圖2 帶有表面肌電反饋功能的電刺激系統Fig.2 Electrical stimulation system with sEMG feedback

3 功能驗證

為了驗證系統是否達到要求，課題組成員對5名受試者進行了初步實驗，采集并分析了受試者在抬臂時的sEMG數據，該系統能夠提取到肌電信號，并獲得表面肌電特征參數值。其中一名受試者的肌電數據和反饋參數值如圖3所示。將5名受試者的肌電數據保存，用Matlab讀取并計算iEMG、CCR、RMS和MPF值，計算結果與LabVIEW提取的各項特征參數值一致。用示波器檢測產生不同刺激頻率和刺激強度的電刺激脈沖信號。圖3所示的是刺激頻率為1 Hz的電刺激脈沖波形。由圖3（a）可見，每間隔1 s會有幅值為170 V左右的刺激脈沖信號，由圖3（b）可見，刺激脈沖寬度為4 ms，主要能量集中在100 V左右。課題組成員還對軟件進行了包括連續重復操作和長時間運行等方式的測試。測試期間，系統各項功能正常運行，工作穩定，未出現異常。

圖3 實驗中采集的電刺激脈沖信號Fig.3 Electrical stimulation pulse signals

4 結論

本文開發了一套基于LabVIEW虛擬儀器開發平臺的帶有表面肌電反饋的電刺激系統。該系統實現較廣的電刺激信號頻率、脈寬和電流強度調節范圍，還實現了肌電信號的全程采集，并同步顯示iEMG、RMS、CCR和MPF等特征參數反饋信息。經過測試達到了設計要求，并檢測了系統的有效性和穩定性。在下一步研究中，將其運用于臨床，協助醫師對照分析不同癱瘓患者在電刺激治療過程中的電刺激參數與表面肌電特征參數變化關系，從而探索自動反饋控制策略，完善現有表面肌電特征參數和系統設計，進一步提升系統的康復訓練效果。

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Electrical Stimulation System with Surface Electromyography Feedback

【Writers】GUO Jiaying, YU Zhengang, WANG Li, NIU Haijun
School of Biological Science and Medical Engineering, Beihang University, Beijing, 100191

Currently, various kinds of electrical stimulation equipment are used in the rehabilitation of muscle function for patients with hemiplegia, but many defects can be found in those designs, for example, insufficient feedback parameter, unsynchronized information, unintuitive display and so on. Therefore, this study introduces an electrical stimulation system with surface electromyography (sEMG) feedback based on LabVIEW, which combines with multi-channel sEMG acquisition, electrical stimulator and other hardware system. This system can not only provide a wide electrical stimulation parameters range for frequency, pulse width and intensity, but also acquire sEMG during the treatment. Meanwhile, this system can compute iEMG, CCR, RMS and MPF in real-time. The verification results shows that the whole system is effective and stable. This system can help physicians observe the muscle condition of different patients, who can explore suitable electrical stimulation parameters to design individualized treatment projects.

electrical stimulation system, LabVIEW, surface electromyography feedback

R318.6

A

10.3969/j.issn.1671-7104.2016.05.004

1671-7104(2016)05-0326-05

2016-03-17

國家科技術計劃(2013BAI10B06)；國家863計劃(2015AA042304)

郭佳瑩，E-mail: gghgg66@sina.com