表面肌電信號控制的功能性電刺激康復系統研究

陳紫萱，胡志剛，2，杜 喆，付東遼

（1.河南科技大學醫學技術與工程學院，河南 洛陽 471003；2.河南省智能康復醫療機器人工程研究中心，河南 洛陽 471003）

1 引言

低頻功能性電刺激治療方法有助于改善腦卒中患者受損神經控制的肌肉，使其恢復運動功能、提高生活質量［1］。目前已成為康復領域內的一種有效手段。臨床實踐表明，重復性的運動功能訓練，加之人體動作意圖的主動訓練對腦卒中患者受損神經系統的功能恢復具有積極的作用［1-2］，而手部運動對大腦皮層和肢體感覺的神經刺激作用較大［3］。與腦電信號相比表面肌電信號的提取更方便、無創傷、準確率高，是體表無創檢測肌肉的一種重要方法，所以將功能性電刺激與對側表面肌電信號相結合應用于手部康復正在成為腦卒中康復研究的熱點［4］。市場上的功能性電刺激設備，多是以控制器操作電刺激器觸發，沒有結合患者主動意識訓練的功能。目前，國內醫院所用的此類康復設備，普遍存在通道較少，訓練模式單一，需要醫師或者家人在旁陪同訓練，成本過高的缺陷。對于引入表面肌電信號進行康復訓練的設備，多數不具備將實時采集的肌電信號作為電刺激觸發開關的功能，并且缺少訓練過程中的反饋信息，如文獻［5］設計的用于上肢中風康復的功能性電刺激治療儀。再如文獻［6-7］中采用的陣列式刺激電極結構方案，貼用方便、控制精細，但系統是通過一個刺激通道控制選擇多點位的輸出，每點上的刺激參數均相同。

由于手部運動具有高度靈活性，涉及多肌群配合。因此從臨床需求出發，這里設計了一套更適合手部功能性障礙患者的多通道功能性電刺激康復系統。通過解碼表面肌電信號了解手部意圖，患者可以通過活動健側手部，實時觸發患側相應手部肌群運動，且每塊肌肉的電極輸出參數可單獨控制，以滿足手功能康復需求。

2 手部康復系統硬件電路實現

手部康復系統結構，如圖1所示。在功能上系統包括了：上位機模塊及表面肌電信號采集模塊、功能性電刺激模塊。底層電路使用基于Cortex-M4為內核的STM32微處理器作為主控芯片內置豐富的I/O口，集成了3個模數轉換器、多枚定時器及USART、SPI等豐富外設資源，成本低且高效能。系統工作原理：選擇人體手部、手腕在正常運動中主要參與的四塊運動肌群作為信號的采集點。通過預先采集健側的手部肌電信號發送到上位機作為訓練信號。上位機將數據處理，完成個人訓練模型構建與手部運動模式識別，識別后的運動標簽通過指令發送至功能性電刺激模塊驅動患側對應通道電極工作，并采集反饋的手部彎曲信號。

圖1 手部康復系統結構框圖Fig.1 Structure of Hand Rehabilitation System

2.1 表面肌電信號模塊硬件設計

表面肌電采集模塊硬件包括了信號調理、模數轉換、數據交互。采用STM32F103C8T6微處理器，數據轉化采用微處理器片上的12 位模數轉換器將信號數字化，既滿足多路信號采集，也降低了模塊成本。肌電信號的采集速率要求較高，在數據交互部分采用HC-42主從一體藍牙模塊。空中速率可以達到1Mbp/s，以匹配系統需求。

表面肌電信號十分微弱，其質量主要取決于調理電路對信號的拾取與預處理，信號調理原理圖，如圖2所示。表面肌電信號的頻率集中于（20～500）Hz，主要集中在（50～150）Hz［8］，首先通過信號差分輸入端連接電阻電容R0與C0，R1與C1構成約530Hz的門級RC低通濾波器。為了消除由分布在人體自身電動勢帶來的共模干擾，使用高共模抑制比的儀表放大器INA128［9］對信號進行差分放大。并采用Sallen-Key拓撲結構二級高通、低通濾波器，其通用性強，可簡化電路設計。采用儀表濾波器UAF42濾除夾雜在主要能量段內的50Hz工頻干擾，其內部集成一個反向放大器和兩個積分器，對比常規的雙T陷波電路受外部電路影響小。后級放大電路使用同向放大電路放大倍數可在50倍內調節，以提高A/D對信號的識別。后級放大電路的輸出端接入同相求和電路將電壓抬升到A/D量程范圍之間，保證不丟失有效信號。同相輸入端使用LM385D-1.2電壓基準芯片來提供1.24V的抬升電壓Uref。電路的計算方法為：

圖2 表面肌電信號的采集調理電路Fig.2 SEMG Signal Acquisition and Conditioning Circuit

式中：UI—后級放大后的輸出電壓，設置匹配電阻RJ14=RJ15=RJ16=RJ17=4.7kΩ，信號調理電路最后的輸出電壓為Uout=UI+Uref。

2.2 功能性電刺激模塊硬件設計

電刺激模塊的硬件主要包括恒流源電路、脈沖信號發生電路、反饋信息采集電路。采用STM32F103RET6微處理器，通過I/O口模擬SPI時序的方式與8通道D/A芯片DAC8168交互，輸出電壓范圍（0～+5）V可調，連接恒流源電路輸入進而控制刺激電流強度。反饋信息采集電路使用分壓電路原理，通過微處理器片上的12位A/D，配合多路復用開關ADG1608對5個彎曲傳感器依次選通采集。上位機與電刺激模塊間的數據交互采用USB串行總線傳輸。

功能性電刺激模塊在設計上采用對稱的雙相矩形脈沖使電流在負載上翻轉，構造雙極性電極，改變流過皮膚的電流方向，避免單相刺激輸出的電荷在體內堆積在體內的存儲灼傷皮膚。電路原理圖，如圖3所示。

圖3 脈沖信號發生電路Fig.3 Pulse Signal Generation Circuit

脈沖發生電路的輸入端采用二級Wilson 恒流源，運算放大器ADA4096與三極管、P溝道型MOSFET、采樣電阻及電壓隔離模塊（±150V）構成恒流源電路，提供穩定的刺激電流。恒流源模塊的電流計算公式：

式中：Vin—D/A芯片的輸出電壓；Rs—采樣電阻；Iout—恒流源的輸出電流。

使用微處理器片上的兩枚定時器產生兩個相同頻率，脈寬的PWM輸出，當定時器1產生的PWM1輸出為高電平時，光耦開關A與D被選通，B與C關閉，電流從I+→I-流過負載；將兩枚定時器間添加約300us觸發延時，作用是當定時器1產生的PWM1輸出為低電平時，定時器2觸發，此時PWM2輸出為高電平，光耦開關B與C選通，A與D關閉，電流從I-→I+流過負載。由于兩個PWM波的頻率與脈寬相同，如此循環產生如圖3下部所示的雙相矩形脈沖。用于力量恢復的功能性電刺激參數通常選用頻率（20～100）Hz，脈寬（100～300）μs的脈沖波形，據此將定時器1、2的觸發延時設置為350μs。

3 軟件設計

上位機軟件平臺基于C#語言開發，包括了數據緩存、解碼數據、保存數據、系統命令發送。模式識別函數使用Matlab開發，配置Matlab 的編譯環境將文件格式改變為上位機可調用的dll 文件。實際測試中從模式識別到上位機發送指令控制電刺激模塊輸出的總延時時間小于800ms，基本滿足實時的主動健側訓練。

3.1 模式識別（特征提取）

肌電信號的特征提取是提升系統識別率的關鍵。時域中積分肌電值（IEMG）因計算簡單，實時性好，被廣泛使用，但識別率較差［10-11］。因此這里選用組合特征提取，使用時間點列和頻率點列提取肌電信號時域積分肌電值（IEMG）、時域均方根（RMS）與頻域中值頻率（MF）、頻域平均功率頻率（MPF），其中時域的兩個特征可以更好地實時反映肌肉信號的振幅變化，頻域特征可以反映信號在不同頻率分量的變化，兼顧了響應速度與識別率。系統采集的慢速屈曲信號與其特征提取圖，如圖4所示。

圖4 屈曲肌電信號與其提取特征示意圖Fig.4 Schematic Diagram of the Fist EMG Signal and its Extracted Features

3.2 底層軟件設計

底層驅動使用C語言編寫，系統將一次訓練分為兩階段，上位機向表面肌電采集模塊發送數據索取命令，連續采集5s數據。下一步為訓練階段，此階段內上位機暫停向肌電采集模塊索取數據，并將采集到的數據通過保存、識別后，發送控制指令到功能性電刺激模塊。下位機軟件流程圖，如圖5所示。

圖5 系統軟件流程圖Fig.5 System Software Flow Chart

肌電采集模塊采用微處理器片上12位精度A/D完成模數轉化，信號分別由3個ASCLL碼表示高、中、低位，相鄰通道數據間使用“，”符0x2c分隔。為確保數據在傳輸過程中完整與準確，加入傳輸包頭、包尾校驗［12］，如果數據校驗失敗，上位機重新發送數據索取。每幀數據間使用回車符“0x0d 0x0a”隔開。數據通過藍牙模塊發送至上位機，實際運行測試中上位機每秒平均接收964幀數據。

控制指令為一維數組，包含5個元素，其中元素值對應關聯的switch case 語句分支中的某一具體實施指令。Buffer［0］控制訓練時間的啟停；Buffer［1］控制訓練時長；Buffer［2］對相應通道號下的脈沖發生電路的兩枚定時器使能；Buffer［3］波形參數設置指令，修改定時器參數，最終實現對輸出通道脈沖的頻率、占空比的控制；Buffer［4］通過控制D/A對應通道的輸出電壓進而控制輸出電流。

4 實驗結果分析

從安全性考慮，系統在正常人手臂進行測試驗證。首先測試手勢識別的準確性，選擇人體手部、手腕在正常運動中主要參與的4 塊運動肌肉：指淺屈肌、指總伸肌、掌長肌以及尺側腕屈肌［13-14］作為待測肌肉位置，沿著肌肉纖維伸展的方向貼，正負電極間距設置約為2cm［15］，如圖6所示。實驗對3名受試者進行測試，提取受試者右手的6種手部基本動作的肌電信號，使用兩種特征提取方法對比分類結果，每種方法測試中受試者隨機性的將每個動作重復60次，做驗證樣本，分類對比，如表1所示。其中識別結果欄的每行代表訓練模型對第2列對應測試動作欄中識別出的實際動作標簽。

表1 受試者在兩種識別方法下的重復性分類結果Tab.1 Repeatability Classification Results of Subjects Under Two Recognition Methods

圖6 系統實驗環境Fig.6 System Experiment Environment

由表1看出：通過比較兩種特征提取方式的分類結果表明：（1）受試者在多維特征提取的方式下平均識別率為90.7%高于傳統特征提取方法下的82.1%，提升明顯符合系統需求。（2）受試者在伸展、拇指外展、數字“6”的手勢動作信號的識別率偏低，分析原因是在做此類伸展的運動時，會影響結締組織的復合結構“伸肌結構”，它為指伸肌與大部分手指肌肉提供遠端附著點，當手指做伸展動作時會引起皮下肌肉滑動，影響識別判斷。

系統整體測試下，實驗環境，如圖6所示。3名受試者被要求手臂放松平放于桌上，一側手臂佩戴肌電信號采集模塊施展屈曲手勢，控制對側手臂相應刺激通道電極工作，電刺激模塊電極連接到控制相應動作的手部肌肉肌腹處，同時對側手臂佩戴縫有彎曲傳感器的手套。考慮到肌肉疲勞性，將實驗的脈沖頻率、脈沖寬度固定分別設置為30Hz和150us。兩個刺激通道的電極分別放置在左臂的拇短屈肌與指淺屈肌上，以實現拇指與四指內屈。逐級增加電流刺激強度，梯度2mA、刺激時長5s，采集手指穩定狀態下的彎曲度取平均值，如圖7所示。

圖7 各手指運動角度變化Fig.7 Variation of Finger Movement Angle

圖7可以看出，各手指運動的觸發與電流刺激強度存在一定聯系，其中小拇指與無名指產生明顯內屈的電流強度閾值較低，中指與食指需要更高的強度的電刺激來實現充分內屈。而拇指的內屈由拇短屈肌控制，受其余四指的影響較小。對比圖7（a）～圖7（c）可知：由于個體耐受度、皮膚阻抗的不同，運動電流的閾值上也存在差異，其中受試者2在測試中食指沒有達到理想的彎曲效果，為確保刺激的舒適及人體安全，停止增加輸出電流。實驗表明電刺激的幅度需要根據個人情況進行調整、而特定手部肌肉動作的產生需要不同的電流強度。而通過配置康復系統通道輸出參數可以使標定動作的觸發擁有其需求的電流刺激強度。

從3組受試者中隨機挑選1名進行連續屈曲動作刺激測試，設置單次訓練時長為50s、電流調整至20mA，期間產生5個周期的電刺激，每次時長3s；再將拇短屈肌上的刺激通道相對指淺屈肌通道添一個1s的觸發延遲。采集測試中手指的彎曲變化，測試結果，如圖8所示。

圖8 連續刺激下手指運動變化Fig.8 Finger Movement Changes Under Continuous Stimulation

如圖8所示，5指均呈現與電脈沖刺激周期相符的連續內屈，圖8（b）可以觀察由于肌肉刺激順序不同拇指屈曲相對其余四指的屈曲產生了相對延后的效果，此時手部呈現似“抓握”動作，與電刺激通道刺激順序相符，在康復系統的控制下手部的運動可通過通道的選通順序實現動作組合化。結合圖8（a）與圖8（b）可知多通道手部康復系統豐富了手部這樣多肌群、高靈活度人體器官的康復手段。

5 總結

通過以ARM為內核的STM32微處理器作為系統主控，搭建表面肌電信號與功能性電刺激相結合的手功能康復系統。輸出的電刺激模式可以根據識別采集的健側表面肌電信號各組肌群變化進行對應刺激通道的選通，將輸出刺激應用于患側相應肌群，可增強患者的自主訓練能力，提高患者治療的積極性。為避免單向刺激電極會在人體組織接觸面發生電荷堆積產生極化反應，帶給患者的灼燒痛苦。通過設計的雙相電極與人體組織構成回路，通過PWM波控制以改變流經負載的電流方向以及脈沖頻率，并根據人體自身阻抗差異及耐受力的不同有效的控制刺激強度。通過實驗得到配有多刺激通道的功能性電刺激模塊，可以產生不同手部肌肉動作所需的差異化刺激強度以及刺激手部組合動作產生所需的通道順序配置。系統針對常規功能性電刺激治療儀在臨床應用中通道少，功能單一等不足進行改造，更進一步提高了腦卒中患者的手部康復效率。

目前經過測試，使用者可以自主的運動手部健側進行簡單的手部運動。但對于刺激電極放置點位還需要提前布置；較復雜的多指組合動作，在對應電刺激部分的精準刺激點位還不夠精確，后續還需對系統進一步改進。