陳紫萱，胡志剛，2，杜 喆，付東遼

（1.河南科技大學(xué)醫(yī)學(xué)技術(shù)與工程學(xué)院，河南 洛陽 471003；2.河南省智能康復(fù)醫(yī)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(jīng)控制的肌肉，使其恢復(fù)運動功能、提高生活質(zhì)量［1］。目前已成為康復(fù)領(lǐng)域內(nèi)的一種有效手段。臨床實踐表明，重復(fù)性的運動功能訓(xùn)練，加之人體動作意圖的主動訓(xùn)練對腦卒中患者受損神經(jīng)系統(tǒng)的功能恢復(fù)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(jīng)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(chuàng)傷、準(zhǔn)確率高，是體表無創(chuàng)檢測肌肉的一種重要方法，所以將功能性電刺激與對側(cè)表面肌電信號相結(jié)合應(yīng)用于手部康復(fù)正在成為腦卒中康復(fù)研究的熱點［4］。市場上的功能性電刺激設(shè)備，多是以控制器操作電刺激器觸發(fā)，沒有結(jié)合患者主動意識訓(xùn)練的功能。目前，國內(nèi)醫(yī)院所用的此類康復(fù)設(shè)備，普遍存在通道較少，訓(xùn)練模式單一，需要醫(yī)師或者家人在旁陪同訓(xùn)練，成本過高的缺陷。對于引入表面肌電信號進(jìn)行康復(fù)訓(xùn)練的設(shè)備，多數(shù)不具備將實時采集的肌電信號作為電刺激觸發(fā)開關(guān)的功能，并且缺少訓(xùn)練過程中的反饋信息，如文獻(xiàn)［5］設(shè)計的用于上肢中風(fēng)康復(fù)的功能性電刺激治療儀。再如文獻(xiàn)［6-7］中采用的陣列式刺激電極結(jié)構(gòu)方案，貼用方便、控制精細(xì)，但系統(tǒng)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(shù)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(fā)，這里設(shè)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(fù)系統(tǒng)。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(cè)手部，實時觸發(fā)患側(cè)相應(yīng)手部肌群運動，且每塊肌肉的電極輸出參數(shù)可單獨控制，以滿足手功能康復(fù)需求。

2 手部康復(fù)系統(tǒng)硬件電路實現(xiàn)

手部康復(fù)系統(tǒng)結(jié)構(gòu)，如圖1所示。在功能上系統(tǒng)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(nèi)核的STM32微處理器作為主控芯片內(nèi)置豐富的I/O口，集成了3個模數(shù)轉(zhuǎn)換器、多枚定時器及USART、SPI等豐富外設(shè)資源，成本低且高效能。系統(tǒng)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(yù)先采集健側(cè)的手部肌電信號發(fā)送到上位機作為訓(xùn)練信號。上位機將數(shù)據(jù)處理，完成個人訓(xùn)練模型構(gòu)建與手部運動模式識別，識別后的運動標(biāo)簽通過指令發(fā)送至功能性電刺激模塊驅(qū)動患側(cè)對應(yīng)通道電極工作，并采集反饋的手部彎曲信號。

圖1 手部康復(fù)系統(tǒng)結(jié)構(gòu)框圖Fig.1 Structure of Hand Rehabilitation System

2.1 表面肌電信號模塊硬件設(shè)計

表面肌電采集模塊硬件包括了信號調(diào)理、模數(shù)轉(zhuǎn)換、數(shù)據(jù)交互。采用STM32F103C8T6微處理器，數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)化采用微處理器片上的12 位模數(shù)轉(zhuǎn)換器將信號數(shù)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(shù)據(jù)交互部分采用HC-42主從一體藍(lán)牙模塊?？罩兴俾士梢赃_(dá)到1Mbp/s，以匹配系統(tǒng)需求。

表面肌電信號十分微弱，其質(zhì)量主要取決于調(diào)理電路對信號的拾取與預(yù)處理，信號調(diào)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(gòu)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(jìn)行差分放大。并采用Sallen-Key拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)二級高通、低通濾波器，其通用性強，可簡化電路設(shè)計。采用儀表濾波器UAF42濾除夾雜在主要能量段內(nèi)的50Hz工頻干擾，其內(nèi)部集成一個反向放大器和兩個積分器，對比常規(guī)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(shù)可在50倍內(nèi)調(diào)節(jié)，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(zhǔn)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(diào)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(shè)置匹配電阻RJ14=RJ15=RJ16=RJ17=4.7kΩ，信號調(diào)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(shè)計

電刺激模塊的硬件主要包括恒流源電路、脈沖信號發(fā)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(diào)，連接恒流源電路輸入進(jìn)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(fù)用開關(guān)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(shù)據(jù)交互采用USB串行總線傳輸。

功能性電刺激模塊在設(shè)計上采用對稱的雙相矩形脈沖使電流在負(fù)載上翻轉(zhuǎn)，構(gòu)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(nèi)堆積在體內(nèi)的存儲灼傷皮膚。電路原理圖，如圖3所示。

圖3 脈沖信號發(fā)生電路Fig.3 Pulse Signal Generation Circuit

脈沖發(fā)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(gòu)成恒流源電路，提供穩(wěn)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(chǎn)生兩個相同頻率，脈寬的PWM輸出，當(dāng)定時器1產(chǎn)生的PWM1輸出為高電平時，光耦開關(guān)A與D被選通，B與C關(guān)閉，電流從I+→I-流過負(fù)載；將兩枚定時器間添加約300us觸發(fā)延時，作用是當(dāng)定時器1產(chǎn)生的PWM1輸出為低電平時，定時器2觸發(fā)，此時PWM2輸出為高電平，光耦開關(guān)B與C選通，A與D關(guān)閉，電流從I-→I+流過負(fù)載。由于兩個PWM波的頻率與脈寬相同，如此循環(huán)產(chǎn)生如圖3下部所示的雙相矩形脈沖。用于力量恢復(fù)的功能性電刺激參數(shù)通常選用頻率（20～100）Hz，脈寬（100～300）μs的脈沖波形，據(jù)此將定時器1、2的觸發(fā)延時設(shè)置為350μs。

3 軟件設(shè)計

上位機軟件平臺基于C#語言開發(fā)，包括了數(shù)據(jù)緩存、解碼數(shù)據(jù)、保存數(shù)據(jù)、系統(tǒng)命令發(fā)送。模式識別函數(shù)使用Matlab開發(fā)，配置Matlab 的編譯環(huán)境將文件格式改變?yōu)樯衔粰C可調(diào)用的dll 文件。實際測試中從模式識別到上位機發(fā)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(cè)訓(xùn)練。

3.1 模式識別（特征提?。?/h3>

肌電信號的特征提取是提升系統(tǒng)識別率的關(guān)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(yīng)速度與識別率。系統(tǒng)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(shè)計

底層驅(qū)動使用C語言編寫，系統(tǒng)將一次訓(xùn)練分為兩階段，上位機向表面肌電采集模塊發(fā)送數(shù)據(jù)索取命令，連續(xù)采集5s數(shù)據(jù)。下一步為訓(xùn)練階段，此階段內(nèi)上位機暫停向肌電采集模塊索取數(shù)據(jù)，并將采集到的數(shù)據(jù)通過保存、識別后，發(fā)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(tǒng)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(shù)轉(zhuǎn)化，信號分別由3個ASCLL碼表示高、中、低位，相鄰?fù)ǖ罃?shù)據(jù)間使用“，”符0x2c分隔。為確保數(shù)據(jù)在傳輸過程中完整與準(zhǔn)確，加入傳輸包頭、包尾校驗［12］，如果數(shù)據(jù)校驗失敗，上位機重新發(fā)送數(shù)據(jù)索取。每幀數(shù)據(jù)間使用回車符“0x0d 0x0a”隔開。數(shù)據(jù)通過藍(lán)牙模塊發(fā)送至上位機，實際運行測試中上位機每秒平均接收964幀數(shù)據(jù)。

控制指令為一維數(shù)組，包含5個元素，其中元素值對應(yīng)關(guān)聯(lián)的switch case 語句分支中的某一具體實施指令。Buffer［0］控制訓(xùn)練時間的啟停；Buffer［1］控制訓(xùn)練時長；Buffer［2］對相應(yīng)通道號下的脈沖發(fā)生電路的兩枚定時器使能；Buffer［3］波形參數(shù)設(shè)置指令，修改定時器參數(shù)，最終實現(xiàn)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(yīng)通道的輸出電壓進(jìn)而控制輸出電流。

4 實驗結(jié)果分析

從安全性考慮，系統(tǒng)在正常人手臂進(jìn)行測試驗證。首先測試手勢識別的準(zhǔn)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(cè)腕屈?。?3-14］作為待測肌肉位置，沿著肌肉纖維伸展的方向貼，正負(fù)電極間距設(shè)置約為2cm［15］，如圖6所示。實驗對3名受試者進(jìn)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(jié)果，每種方法測試中受試者隨機性的將每個動作重復(fù)60次，做驗證樣本，分類對比，如表1所示。其中識別結(jié)果欄的每行代表訓(xùn)練模型對第2列對應(yīng)測試動作欄中識別出的實際動作標(biāo)簽。

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

圖6 系統(tǒng)實驗環(huán)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(jié)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(tǒng)特征提取方法下的82.1%，提升明顯符合系統(tǒng)需求。（2）受試者在伸展、拇指外展、數(shù)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(jié)締組織的復(fù)合結(jié)構(gòu)“伸肌結(jié)構(gòu)”，它為指伸肌與大部分手指肌肉提供遠(yuǎn)端附著點，當(dāng)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(tǒng)整體測試下，實驗環(huán)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(cè)手臂佩戴肌電信號采集模塊施展屈曲手勢，控制對側(cè)手臂相應(yīng)刺激通道電極工作，電刺激模塊電極連接到控制相應(yīng)動作的手部肌肉肌腹處，同時對側(cè)手臂佩戴縫有彎曲傳感器的手套?？紤]到肌肉疲勞性，將實驗的脈沖頻率、脈沖寬度固定分別設(shè)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(xiàn)拇指與四指內(nèi)屈。逐級增加電流刺激強度，梯度2mA、刺激時長5s，采集手指穩(wěn)定狀態(tài)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(fā)與電流刺激強度存在一定聯(lián)系，其中小拇指與無名指產(chǎn)生明顯內(nèi)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(xiàn)充分內(nèi)屈。而拇指的內(nèi)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(dá)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(jù)個人情況進(jìn)行調(diào)整、而特定手部肌肉動作的產(chǎn)生需要不同的電流強度。而通過配置康復(fù)系統(tǒng)通道輸出參數(shù)可以使標(biāo)定動作的觸發(fā)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(jìn)行連續(xù)屈曲動作刺激測試，設(shè)置單次訓(xùn)練時長為50s、電流調(diào)整至20mA，期間產(chǎn)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(fā)延遲。采集測試中手指的彎曲變化，測試結(jié)果，如圖8所示。

圖8 連續(xù)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(xiàn)與電脈沖刺激周期相符的連續(xù)內(nèi)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(chǎn)生了相對延后的效果，此時手部呈現(xiàn)似“抓握”動作，與電刺激通道刺激順序相符，在康復(fù)系統(tǒng)的控制下手部的運動可通過通道的選通順序?qū)崿F(xiàn)動作組合化。結(jié)合圖8（a）與圖8（b）可知多通道手部康復(fù)系統(tǒng)豐富了手部這樣多肌群、高靈活度人體器官的康復(fù)手段。

5 總結(jié)

通過以ARM為內(nèi)核的STM32微處理器作為系統(tǒng)主控，搭建表面肌電信號與功能性電刺激相結(jié)合的手功能康復(fù)系統(tǒng)。輸出的電刺激模式可以根據(jù)識別采集的健側(cè)表面肌電信號各組肌群變化進(jìn)行對應(yīng)刺激通道的選通，將輸出刺激應(yīng)用于患側(cè)相應(yīng)肌群，可增強患者的自主訓(xùn)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(fā)生電荷堆積產(chǎn)生極化反應(yīng)，帶給患者的灼燒痛苦。通過設(shè)計的雙相電極與人體組織構(gòu)成回路，通過PWM波控制以改變流經(jīng)負(fù)載的電流方向以及脈沖頻率，并根據(jù)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(chǎn)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(chǎn)生所需的通道順序配置。系統(tǒng)針對常規(guī)功能性電刺激治療儀在臨床應(yīng)用中通道少，功能單一等不足進(jìn)行改造，更進(jìn)一步提高了腦卒中患者的手部康復(fù)效率。

目前經(jīng)過測試，使用者可以自主的運動手部健側(cè)進(jìn)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(fù)雜的多指組合動作，在對應(yīng)電刺激部分的精準(zhǔn)刺激點位還不夠精確，后續(xù)還需對系統(tǒng)進(jìn)一步改進(jìn)。