姚 林 張定國(guó) 王 穎

(上海交通大學(xué)機(jī)器人研究所機(jī)械系統(tǒng)與振動(dòng)國(guó)家重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，上海 200240)

引言

腦機(jī)接口(brain-computer interface，BCI)和功能性電刺激(functional electrical stimulation，F(xiàn)ES)都是康復(fù)工程領(lǐng)域常用的技術(shù)[1]，但兩者結(jié)合應(yīng)用的歷史卻很短暫。在2003年，腦機(jī)接口與功能性電刺激的結(jié)合有了首次應(yīng)用[2]，給癱瘓患者帶來(lái)了希望，引起了諸多研究者的關(guān)注。該系統(tǒng)的基本原理是：腦機(jī)接口作為控制源，解析人的意圖;功能性電刺激技術(shù)作為驅(qū)動(dòng)源，刺激肌肉使癱瘓肢體產(chǎn)生運(yùn)動(dòng)。目前的BCI-FES研究基本都是為上肢服務(wù)的，為下肢服務(wù)的系統(tǒng)很少見(jiàn)[2-9]。主要有幾個(gè)原因：一是恢復(fù)癱瘓上肢運(yùn)動(dòng)的需求更為強(qiáng)烈，可以實(shí)現(xiàn)重要的日常活動(dòng)，而下肢的癱瘓則可以借助輪椅之類的輔助設(shè)備來(lái)完成患者的移動(dòng);二是下肢的運(yùn)動(dòng)(如行走)會(huì)給腦電信號(hào)(electroencephalogram，EEG)帶來(lái)干擾，所以需要特制的腦機(jī)接口裝備，比如主動(dòng)屏蔽式電極[10];三是控制下肢行走運(yùn)動(dòng)的大腦皮層位置較深，采集的腦電信號(hào)信息相對(duì)來(lái)說(shuō)較為微弱，給后期的信號(hào)處理識(shí)別帶來(lái)了困難。

雖然研發(fā)服務(wù)于下肢的BCI-FES系統(tǒng)頗具挑戰(zhàn)，但同時(shí)也帶來(lái)了機(jī)遇，為此筆者探索性地研究了此課題。根據(jù)全面的文獻(xiàn)調(diào)研，發(fā)現(xiàn)只有一篇文章比較深入地涉及了此內(nèi)容[10]，而且還有很多局限。首先，其原理是利用一條腿運(yùn)動(dòng)引起的腦電變化作為指令，控制電刺激系統(tǒng)，實(shí)現(xiàn)另一條腿(只是踝關(guān)節(jié))的運(yùn)動(dòng)，所以該系統(tǒng)只能為偏癱患者服務(wù);其次該系統(tǒng)既然是設(shè)計(jì)服務(wù)于偏癱患者的電刺激系統(tǒng)，那么下肢健側(cè)的肌電信號(hào)應(yīng)是個(gè)更好的控制源，效果要遠(yuǎn)遠(yuǎn)優(yōu)于腦電信號(hào)。筆者開(kāi)展的研究不但適用于偏癱患者，也適用于下肢完全癱瘓的患者。

綜合分析功能性電刺激系統(tǒng)對(duì)腦機(jī)接口的技術(shù)需求，最希望的是能夠利用基于想象運(yùn)動(dòng)的腦電信號(hào)，因?yàn)檫@是一種獨(dú)立式腦機(jī)接口技術(shù)，狹義上這才是真正意義的腦機(jī)接口，即利用人的自主“思維意圖”實(shí)現(xiàn)的一種控制方式。但基于想像運(yùn)動(dòng)的腦電信號(hào)處理技術(shù)有很多不足，主要是可識(shí)別的運(yùn)動(dòng)種類或狀態(tài)很少(≤ 4)、識(shí)別率低、訓(xùn)練時(shí)間長(zhǎng)、個(gè)體差異大等，這些都是在短期內(nèi)很難顯著改善的問(wèn)題。尤其是在下肢的想像運(yùn)動(dòng)腦區(qū)為兩塊腦半球的結(jié)合處，大腦皮層比較深，采集的腦電信號(hào)微弱，直接造成了分類效果很差[9]。因此，如果想開(kāi)發(fā)一套具有實(shí)際應(yīng)用價(jià)值的BCI-FES系統(tǒng)，利用基于想像運(yùn)動(dòng)的腦電信號(hào)至少在目前是難以勝任的。退而求其次，本研究將采用一種非獨(dú)立式的腦機(jī)接口技術(shù)，即基于穩(wěn)態(tài)視覺(jué)誘發(fā)電位(steady-state visual evoked potential，SSVEP)的腦電信號(hào)，實(shí)現(xiàn)對(duì)FES的控制，輔助下肢產(chǎn)生期望的運(yùn)動(dòng)?；赟SVEP的腦機(jī)接口技術(shù)具有傳輸率高、識(shí)別準(zhǔn)確、訓(xùn)練時(shí)間短以及通用性強(qiáng)的特點(diǎn)，很好地滿足了BCI-FES系統(tǒng)走向?qū)嵺`的需求[11]。而且控制方式更為靈活，控制效果更為優(yōu)越。

1 方案和方法

設(shè)計(jì)系統(tǒng)的基本原理是：讓患者按照自己的意愿注視屏幕上以不同頻率黑白相間閃爍的方塊，從而對(duì)不同的下肢運(yùn)動(dòng)模式進(jìn)行選擇。其中，穩(wěn)態(tài)視覺(jué)誘發(fā)電位的腦機(jī)接口的功用是在眼睛注視某一塊閃動(dòng)區(qū)域的時(shí)候，采集頭皮的 EEG信號(hào)，對(duì)信號(hào)進(jìn)行特征提取分類，識(shí)別出患者所注視區(qū)域的閃爍頻率，從而翻譯出患者的意圖，其整體原理如圖1所示。

圖1 BCI-FES控制下肢運(yùn)動(dòng)康復(fù)系統(tǒng)框圖Fig.1 The structure of BCI-FES rehabilitation system for lower limbs.

1.1 腦機(jī)接口范式

針對(duì)腦電信號(hào)中穩(wěn)態(tài)視覺(jué)誘發(fā)電位的特征，本實(shí)驗(yàn)在電腦顯示屏設(shè)置了5個(gè)頻閃，映射下肢不同的運(yùn)動(dòng)意圖，如圖2所示。其中，12.5 Hz頻閃對(duì)應(yīng)于開(kāi)始行走，7.5 Hz頻閃對(duì)應(yīng)于停止行走，8.33 Hz頻閃對(duì)應(yīng)于快速行走，6.82 Hz頻閃對(duì)應(yīng)于慢速行走，此外9.37 Hz對(duì)應(yīng)于空閑狀態(tài)(閉眼時(shí)α波非常明顯，受試者亦可通過(guò)閉眼一兩秒達(dá)到空閑狀態(tài))，相當(dāng)于行走保持現(xiàn)狀，不發(fā)生改變。在圖2中，每塊白色閃動(dòng)區(qū)域旁邊的窄條為識(shí)別能量條，一方面用于標(biāo)識(shí)視覺(jué)注意區(qū)域是否與結(jié)果一致，另一方面由綠至紅變化的能量條也是觸發(fā) BCI與FES接口的開(kāi)關(guān)，即達(dá)到某一閾值后，相應(yīng)的區(qū)域設(shè)定意圖經(jīng)過(guò)接口傳遞至電刺激器，從而實(shí)現(xiàn)不同電刺激模式間的切換，控制不同的動(dòng)作。

圖2 穩(wěn)態(tài)視覺(jué)誘發(fā)電位實(shí)驗(yàn)的視覺(jué)刺激界面(即電腦顯示屏中的頻閃方塊)Fig.2 The visual stimulation interface(flashing bloxes on compter screen)in SSVEP experiment.

實(shí)驗(yàn)分為兩個(gè)階段。第一階段為單純的腦機(jī)接口實(shí)驗(yàn)階段，受試者應(yīng)集中注意力，按自己的意圖對(duì)屏幕上的5個(gè)頻閃進(jìn)行選擇，頭部盡量少晃動(dòng)、眨眼動(dòng)作盡可能少;第二階段為BCI-FES實(shí)驗(yàn)測(cè)試階段，即在第一階段實(shí)驗(yàn)的基礎(chǔ)上，加入FES設(shè)備，電刺激儀產(chǎn)生電脈沖刺激骨骼肌進(jìn)行相應(yīng)動(dòng)作。

6位健康受試者(年齡在21～28歲之間，5位男性，1位女性)參與了單純的腦機(jī)接口實(shí)驗(yàn)，其中2位分別參與了實(shí)際的BCI-FES控制的小腿擺動(dòng)與行走運(yùn)動(dòng)實(shí)驗(yàn)。

1.2 腦電處理算法

研究發(fā)現(xiàn)，在穩(wěn)態(tài)視覺(jué)刺激頻率下，大腦的初級(jí)視覺(jué)皮層區(qū)出現(xiàn)與該頻閃相對(duì)應(yīng)的反應(yīng)，即在信號(hào)的頻域表現(xiàn)為該頻率及其諧波成分較高，從信號(hào)調(diào)制的角度來(lái)看，信號(hào)經(jīng)過(guò)了頻率調(diào)制過(guò)程。特征和模式識(shí)別的任務(wù)，就是從復(fù)雜的調(diào)制信號(hào)中分析出被調(diào)制的信號(hào)，并進(jìn)行分類。分類的好壞與穩(wěn)定性，在很大的程度上取決于特征的好壞與穩(wěn)定性，一般提取的特征應(yīng)該盡可能包含信號(hào)的特點(diǎn)，不同模式類的特征區(qū)分度應(yīng)盡可能大，特征組成的特征向量應(yīng)便于分類以及減少運(yùn)算量。

1.2.1 特征提取

受試者集中注意力，分別按順序注視5個(gè)閃爍的方塊(見(jiàn)圖2)，每個(gè)方塊注視持續(xù)30 s。當(dāng)注視不同的閃爍方塊時(shí)，對(duì)應(yīng)的幅頻譜差異比較大，因而根據(jù)特征提取的一般原則，選取5個(gè)方塊的基本頻率以及諧波作為分類的基本特征向量。為提高特征的區(qū)分度，調(diào)節(jié) Emotiv的電極與腦部接觸位置，選取顯著包含刺激頻率的視覺(jué)區(qū)通道。

1.2.2 分類器設(shè)計(jì)

綜合考慮各種分類器的特點(diǎn)以及所提取的特征向量的區(qū)分度，這里選擇線性判決分析(linear discriminant analysis，LDA)作為分類方法。由于要進(jìn)行5個(gè)類別的分類，因而需要進(jìn)行兩兩 LDA分類。在Matlab環(huán)境下，通過(guò)訓(xùn)練階段得到的特征進(jìn)行LDA分類器訓(xùn)練，并將訓(xùn)練好的LDA分類器應(yīng)用于在線的分類。有6位健康受試者參與了單純的腦機(jī)接口實(shí)驗(yàn)，其中2位參與了接下來(lái)的BCI-FES實(shí)驗(yàn)。針對(duì)Neuroscan系統(tǒng)的EEG處理分析參見(jiàn)文獻(xiàn)[8]。這里簡(jiǎn)單介紹針對(duì) Emotiv系統(tǒng)的 EEG處理，主要區(qū)別是減少了實(shí)驗(yàn)范式中的訓(xùn)練環(huán)節(jié)。

設(shè)Si(t)為Emotiv腦電儀的第i個(gè)通道的信號(hào)，且 i=1，2，…，M;fj為第 j個(gè)刺激頻率，且 j=1，2，…，N;W(t-c)為信號(hào)截取的窗函數(shù)，c為窗函數(shù)的中心。為獲取信號(hào)特定頻率的能量，截取后的信號(hào)通過(guò)內(nèi)積投影到刺激頻率組成的正弦和余弦函數(shù)空間，信號(hào)特定的頻率能量表達(dá)為

式中，Aij(c)為在時(shí)間點(diǎn)c、第i個(gè)通道，頻率成分為fj的能量，Bij(c)為在時(shí)間點(diǎn)c、第i個(gè)通道、頻率成分為2fj(fj的諧波)的能量(注意：4πfj=2π ×2fj)。

設(shè)Pj為所有腦區(qū)頻率為 fj、2fj的能量之和，可表達(dá)為

獲取最大的Pj所對(duì)應(yīng)的標(biāo)號(hào)為

設(shè)γ的一調(diào)節(jié)因子(一般設(shè)為2)，根據(jù)實(shí)驗(yàn)過(guò)程進(jìn)行調(diào)節(jié)，若滿足則分類器的輸出類別為I，反之則輸出空閑類0。

1.3 BCI-FES綜合實(shí)驗(yàn)

功能性電刺激采用的是瑞士Compex Motion II電刺激器，通過(guò)表面電極刺激肌肉產(chǎn)生收縮。傳感器使用的是英國(guó) Biometrics公司的角度儀，測(cè)量關(guān)節(jié)角度信息。實(shí)驗(yàn)室有兩套 BCI設(shè)備，即美國(guó)的NeuroScan系統(tǒng)及Emotiv EPOC系統(tǒng)。Neuroscan系統(tǒng)有64導(dǎo)通道，采用的是濕電極，采集的腦電信號(hào)質(zhì)量好，但使用起來(lái)很復(fù)雜繁瑣，而且由于導(dǎo)線長(zhǎng)度的限制，不適合行走運(yùn)動(dòng)時(shí)的應(yīng)用。Emotiv EPOC無(wú)線式系統(tǒng)通道數(shù)目很少，采集的腦電信號(hào)質(zhì)量一般。但簡(jiǎn)單易用，而且無(wú)線式系統(tǒng)更適合行走運(yùn)動(dòng)。研究發(fā)現(xiàn)，針對(duì)視覺(jué)誘發(fā)電位的腦電信號(hào)，在相同的算法處理下，使用這兩套系統(tǒng)的效果差異很小，因此采用 Emotiv系統(tǒng)作為腦電信號(hào)的采集系統(tǒng)。BCI與FES接口采用自行設(shè)計(jì)單片機(jī)接口電路：上端通過(guò)標(biāo)準(zhǔn)的RS232串口與PC機(jī)進(jìn)行通信，主要接受BCI命令指令;下端通過(guò)單片機(jī)的輸出口輸出控制電壓，此控制電壓為與FES輸入口檢測(cè)相對(duì)應(yīng)的具有一定幅值和持續(xù)時(shí)間的電壓信號(hào)。當(dāng)接收到BCI的動(dòng)作模式識(shí)別結(jié)果后，發(fā)出具有一定幅值和持續(xù)時(shí)間的電壓來(lái)觸發(fā)電刺激器，電刺激器產(chǎn)生電脈沖來(lái)刺激骨骼肌，繼而帶動(dòng)肢體運(yùn)動(dòng)。

由易到難開(kāi)展了兩組BCI-FES實(shí)驗(yàn)，第一組是針對(duì)小腿擺動(dòng)的實(shí)驗(yàn)(見(jiàn)圖3)，第二組是針對(duì)下肢行走的實(shí)驗(yàn)(見(jiàn)圖4)。在小腿擺動(dòng)實(shí)驗(yàn)中，電刺激只涉及了一塊控制膝關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)的肌肉(股直肌)。在下肢行走的實(shí)驗(yàn)中，電刺激涉及了每條腿的4塊肌肉(髂腰肌、臀大肌、股直肌和腘繩肌)，控制了雙腿的臀關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)。

圖3 BCI-FES控制的小腿擺動(dòng)實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)。(a)BCI系統(tǒng)及視覺(jué)刺激界面;(b)FES系統(tǒng)及實(shí)驗(yàn)范式Fig.3 Experimental system of shank swinging controlled by BCI-FES.(a)BCI system and visual stimulation interface.(b) FES system and experimental protocol.

步行運(yùn)動(dòng)的整體實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)如圖4所示。主要包括懸吊減重系統(tǒng)、綁縛系統(tǒng)、跑步機(jī)、FES系統(tǒng)、BCI系統(tǒng)、傳感器及硬件接口。

圖4 BCI-FES控制的行走實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)。(a)FES電極及角度儀布置;(b)BCI系統(tǒng)及硬件接口;(c)實(shí)驗(yàn)中的步態(tài)Fig.4 Experimental system of walking controlled by BCI-FES.(a) Location of FES electrodes and goniometer(b)BCI system and hardware interface(c)Gait during experiment.

步行運(yùn)動(dòng)的實(shí)驗(yàn)與小腿擺動(dòng)實(shí)驗(yàn)類似，采用相同的BCI-FES接口，將人體的視覺(jué)誘發(fā)腦電信號(hào)作為模式選擇的依據(jù)，通過(guò)選擇屏幕上的不同閃動(dòng)區(qū)域來(lái)間接選擇不同的電刺激模式，從而完成停止、開(kāi)始、快速、慢速、保持現(xiàn)有狀態(tài)5種控制下肢行走運(yùn)動(dòng)的方式。頻閃方塊的設(shè)計(jì)稍有不同，其中快速行走對(duì)應(yīng)于周期為1.6 s的步態(tài)(約合2 km/h的步速)，慢速行走對(duì)應(yīng)于周期為3.2 s的步態(tài) (約合1 km/h的步速)。

2 結(jié)果與分析

2.1 腦電處理

由于EEG信號(hào)非常微弱，外界的干擾(包括電磁輻射、眨眼、肌肉動(dòng)作等)會(huì)給EEG圖譜的可讀性帶來(lái)問(wèn)題，通常是要去除的。當(dāng)使用基于SSVEP的腦機(jī)接口控制FES時(shí)，F(xiàn)ES的電脈沖偽跡會(huì)對(duì)EEG信號(hào)造成很大的干擾。為此，需要探究在FES刺激引起EEG圖譜變化的情況下，各模式類的特征空間是否仍然具有區(qū)分度，即所提取的特征信息在有電刺激偽跡存在時(shí)是否仍然顯著。如本文1.1節(jié)BCI實(shí)驗(yàn)范式所述，5種頻閃的頻率分別為12.5、7.5、8.33、6.82、9.37 Hz。而 FES應(yīng)用時(shí)的電脈沖頻率一般在20～30 Hz之間，且固定不變，所以在頻域下分析EEG信號(hào)，電刺激產(chǎn)生的尾跡應(yīng)該與頻閃的SSVEP響應(yīng)不會(huì)產(chǎn)生干涉問(wèn)題。實(shí)驗(yàn)結(jié)果驗(yàn)證了這一點(diǎn)。在受試者的腿部加入28 Hz的電刺激，同時(shí)受試者關(guān)注某一種頻閃(如 12.5 Hz)，使用Neuroscan系統(tǒng)采集 EEG信號(hào)并分析。在時(shí)域里，EEG信號(hào)如圖5(a)所示，可以看出電刺激的尾跡很嚴(yán)重，已經(jīng)完全淹沒(méi)了EEG里其他的信息成分。經(jīng)過(guò)時(shí)-頻變換，EEG信號(hào)在頻域的結(jié)果如圖5(b)所示。雖然電刺激頻率(28 Hz)的功率譜及其諧波成分很明顯，但是靶點(diǎn)頻閃(12.5 Hz)及其諧波的功率譜也非常清晰，也就是說(shuō)分類器依然可以準(zhǔn)確地識(shí)別靶刺激模式。故而在后續(xù)的實(shí)驗(yàn)中，只要FES的電脈沖頻率與頻閃的頻率有一定的差別，在線識(shí)別算法就不必對(duì)FES的刺激偽跡做特別的處理。

圖5 電刺激對(duì)腦電的尾跡影響。(a)時(shí)域中電刺激作用下CB2通道的EEG信號(hào);(b)頻域中電刺激作用下EEG信號(hào)的功率譜圖Fig.5 Electrical artifacts on EEG.(a)EEG from channel CB2 under FES in time domain.(b)EEG spectrum from occipital region CB2 channel under FES in frequency domain

采用Emotiv作為實(shí)際下肢運(yùn)動(dòng)控制中的BCI設(shè)備。首先在比較理想的實(shí)驗(yàn)條件下進(jìn)行單純的基于SSVEP的BCI實(shí)驗(yàn)，分析時(shí)間窗長(zhǎng)為2 s，滑動(dòng)長(zhǎng)度為0.5 s。6位受試者對(duì)5種狀態(tài)的平均識(shí)別率見(jiàn)表1，可見(jiàn)實(shí)驗(yàn)效果良好，基本都在85%以上，驗(yàn)證了算法的有效性以及該 BCI系統(tǒng)的可用性。受試者的經(jīng)驗(yàn)會(huì)對(duì)識(shí)別率有很大的影響;從表1中可以看出，參加BCI實(shí)驗(yàn)次數(shù)多的受試者其實(shí)驗(yàn)效果總體要好一些。在實(shí)際實(shí)驗(yàn)過(guò)程中，各種外界干擾以及Emotiv電極松動(dòng)等均會(huì)對(duì)BCI識(shí)別率造成一定影響，即在線識(shí)別率會(huì)有一些下降。

表1 基于SSVEP的腦機(jī)接口實(shí)驗(yàn)平均識(shí)別率Tab.1 Average recognition accuracy rate in SSVEP based BCI experiments

2.2 小腿擺動(dòng)

在實(shí)驗(yàn)過(guò)程中，受試者分別將視線集中于開(kāi)始擺動(dòng)、快速擺動(dòng)、慢速擺動(dòng)和停止擺動(dòng)4個(gè)區(qū)域，用來(lái)控制小腿的擺動(dòng)情況。電刺激器輸出端連接貼于大腿上側(cè)皮膚表面的的電極，即對(duì)股直肌進(jìn)行皮膚表面電刺激。電刺激脈沖的3個(gè)基本變量被設(shè)為固定值，即脈沖幅值 40 mA、脈沖寬度 300 μs、脈沖頻率20 Hz，刺激頻率的大小會(huì)影響腿部擺動(dòng)的快慢。這里需要注意，刺激頻率與脈沖頻率是不同的概念。圖2的快速行走方塊代表刺激頻率增加0.5 Hz，而慢速行走則代表刺激頻率減少0.5 Hz。初始的刺激頻率設(shè)為1 Hz，實(shí)驗(yàn)情況如圖6所示。圖6(a)顯示了受試者注視“快速行走”閃爍方塊，實(shí)現(xiàn)了小腿1.5 Hz的快速擺動(dòng);圖6(b)顯示了受試者注視“慢速行走”閃爍方塊，實(shí)現(xiàn)了小腿0.5 Hz的慢速擺動(dòng)。實(shí)驗(yàn)效果良好，受試者E對(duì)靶刺激模式的正確識(shí)別率在90%左右。該實(shí)驗(yàn)搭建的BCI-FES接口能在1～2 s的時(shí)間內(nèi)識(shí)別受試者的意圖，并完成不同運(yùn)動(dòng)模式的切換，這個(gè)接口也在步行控制實(shí)驗(yàn)中得以運(yùn)用。

2.3 步行運(yùn)動(dòng)

步行實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)參見(jiàn)圖4。實(shí)驗(yàn)過(guò)程如下：腦電信號(hào)采集者依次注視開(kāi)始行走、快速行走、慢速行走和停止行走4塊屏閃區(qū)域，在相應(yīng)的腦電信號(hào)處理后，由電刺激儀將8路電刺激信號(hào)輸入到左右腿各4塊肌肉(左右髂腰肌、臀大肌、股直肌和腘繩肌)的皮膚表面電極上，驅(qū)動(dòng)下肢在設(shè)定好的動(dòng)作模式下產(chǎn)生步態(tài)運(yùn)動(dòng)，對(duì)這4塊目標(biāo)肌肉的電脈沖設(shè)定值參見(jiàn)表2。實(shí)驗(yàn)同時(shí)，由貼于4個(gè)關(guān)節(jié)處(左右髖、膝關(guān)節(jié))的角度儀采集實(shí)驗(yàn)過(guò)程中的關(guān)節(jié)角度變化情況，實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)如圖7所示。

圖6 BCI-FES控制的小腿擺動(dòng)實(shí)驗(yàn)結(jié)果。(a)快速擺動(dòng)的膝關(guān)節(jié)角度曲線;(b)慢速擺動(dòng)的膝關(guān)節(jié)角度曲線Fig.6 Experimental results of shank swinging controlled by BCI-FES.(a)Knee joint angle during fast swinging.(b)Knee joint angle during slow swinging

表2 目標(biāo)肌肉的電脈沖參數(shù)設(shè)定值Tab.2 Parameters and values of the electrical pulses for target muscles

在圖7的4幅圖中發(fā)現(xiàn)，約5s處進(jìn)入“開(kāi)始行走”階段，約14 s處進(jìn)入“快速行走”階段，約25 s處進(jìn)入“慢速行走”階段。將其中的右腿髖關(guān)節(jié)角度變化曲線單獨(dú)拿出來(lái)分析，如圖7(a)所示?？梢钥闯?，14～25 s的9～10 s時(shí)間內(nèi)出現(xiàn)6個(gè)步態(tài)周期，步態(tài)周期為1.6 s，與腦機(jī)接口識(shí)別的快速行走意圖吻合;25～35 s的約10 s時(shí)間內(nèi)出現(xiàn)3個(gè)步態(tài)周期，步態(tài)周期為3.2 s，與腦機(jī)接口識(shí)別的慢速行走意圖也吻合，這直接證明了腦機(jī)接口下對(duì)步態(tài)模式選擇的準(zhǔn)確性。從行走的關(guān)節(jié)角度來(lái)看，步態(tài)還不是很自然。與小腿擺動(dòng)控制相比，行走的難度要大很多，是一種涉及了多肌肉、多關(guān)節(jié)和多自由度的運(yùn)動(dòng)。而且在三維空間里，受試者在行走過(guò)程中不只是矢狀切面里的運(yùn)動(dòng)，在其他兩個(gè)平面里都有相應(yīng)的運(yùn)動(dòng)，同時(shí)受試者還要支撐身體質(zhì)量，保持身體平衡，因此其自主控制必須參與其中。目前，完全單純靠功能性電刺激技術(shù)來(lái)實(shí)現(xiàn)理想的行走運(yùn)動(dòng)是非常具有挑戰(zhàn)性的。

圖7 BCI-FES控制的步行關(guān)節(jié)角度實(shí)驗(yàn)結(jié)果。(a)右髖;(b)右膝;(c)左髖;(d)左膝Fig.7 Experimental results of joint angles during walking controlled by BCI-FES.(a)Right hip.(b)Right knee.(c)Left hip.(d)Left knee.

在實(shí)驗(yàn)的過(guò)程中發(fā)現(xiàn)若干問(wèn)題：一是為驅(qū)動(dòng)下肢產(chǎn)生行走運(yùn)動(dòng)，電刺激的強(qiáng)度比較大，因此會(huì)產(chǎn)生輕微的疼痛感;二是采用單繩懸吊，受試者很難保持水平面的身體穩(wěn)定性，而且由于綁縛系統(tǒng)不能調(diào)節(jié)松緊，受試者很不舒服。這些因素讓受試者很難全神貫注地集中視線于某一塊屏閃區(qū)域，從而導(dǎo)致實(shí)驗(yàn)效果并不是很理想。受試者F對(duì)靶刺激模式的平均識(shí)別率低于70%。

關(guān)于腦機(jī)接口與電刺激結(jié)合的另一個(gè)重要考核標(biāo)準(zhǔn)應(yīng)該是系統(tǒng)的響應(yīng)速度，即在注視某一塊屏閃區(qū)域之后，下肢動(dòng)作能在多長(zhǎng)時(shí)間內(nèi)響應(yīng)并產(chǎn)生預(yù)期的模式切換。但是，由于腦電信號(hào)的不穩(wěn)定性因素過(guò)多，比如精神集中度差異、受試者個(gè)體差異等人體因素，會(huì)直接影響腦電信號(hào)的識(shí)別率，從而進(jìn)一步影響整個(gè)BCI-FES系統(tǒng)的響應(yīng)速度。故在本次實(shí)驗(yàn)中，在腦電采集者以決定注視某一特定屏閃區(qū)域直到電刺激受試者產(chǎn)生相應(yīng)動(dòng)作，存在1～2 s的延時(shí)，這也是基于穩(wěn)態(tài)視覺(jué)觸發(fā)的腦機(jī)接口技術(shù)目前難以避免的問(wèn)題。

3 結(jié)論

筆者研究了腦機(jī)接口技術(shù)控制的功能性電刺激康復(fù)系統(tǒng)，以實(shí)現(xiàn)受試者下肢的運(yùn)動(dòng)，彌補(bǔ)了現(xiàn)有技術(shù)的空白。核心技術(shù)利用了基于穩(wěn)態(tài)視覺(jué)誘發(fā)電位的腦機(jī)接口，實(shí)現(xiàn)了對(duì)5種運(yùn)動(dòng)意圖的識(shí)別，設(shè)計(jì)的BCI-FES系統(tǒng)在健康受試者身上做了實(shí)驗(yàn)測(cè)試，分別實(shí)現(xiàn)了小腿擺動(dòng)和行走運(yùn)動(dòng)，其中小腿擺動(dòng)實(shí)驗(yàn)效果理想，步行運(yùn)動(dòng)有待改進(jìn)。BCI-FES系統(tǒng)今后需要改進(jìn)的地方，一方面是改進(jìn)懸吊及綁縛系統(tǒng)，使受試者完全放松，能集中注意力關(guān)注SSVEP頻閃;另一方面則是研究電刺激作用下的腦機(jī)接口優(yōu)化和改進(jìn)，將識(shí)別率和識(shí)別時(shí)間進(jìn)一步改善，從而提高整個(gè)BCI-FES系統(tǒng)的應(yīng)用性能。未來(lái)也將開(kāi)展基于下肢癱瘓患者的實(shí)驗(yàn)測(cè)試。

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