基于中樞模式發(fā)生器控制的電刺激步行康復(fù)系統(tǒng)設(shè)計與實驗

王 穎 張定國

(上海交通大學(xué)機械系統(tǒng)與振動國家重點實驗室，上海 200240)

基于中樞模式發(fā)生器控制的電刺激步行康復(fù)系統(tǒng)設(shè)計與實驗

王 穎 張定國*

(上海交通大學(xué)機械系統(tǒng)與振動國家重點實驗室，上海 200240)

研發(fā)功能性電刺激(FES)康復(fù)系統(tǒng)來實現(xiàn)下肢癱瘓病人的行走運動。控制器采用基于中樞模式發(fā)生器(CPG)的仿生控制機理。針對基于遞歸神經(jīng)振蕩器的 CPG模型，研究關(guān)鍵參數(shù)(激勵性輸入、時間常數(shù)、感覺反饋、輸出閾值)對CPG輸出幅值、頻率、相位以及占空比的影響。建立包含12個神經(jīng)元的CPG網(wǎng)絡(luò)，以控制雙腿的4個關(guān)節(jié)(左/右髖關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié))和八組肌群(左/右髂腰肌、臀大肌、股直肌和腘繩肌)。所搭建的實驗系統(tǒng)和平臺，包括懸吊減重系統(tǒng)、助行系統(tǒng)、電刺激系統(tǒng)和運動檢測系統(tǒng)。在正常受試者參與的實驗中，受試者在CPG控制的電刺激作用下產(chǎn)生非自主行走運動。實驗結(jié)果表明，受試者雙腿的髖關(guān)節(jié)和膝關(guān)節(jié)角度與正常人自主行走時的數(shù)據(jù)達(dá)到定性吻合，驗證所設(shè)計的CPG控制器在FES康復(fù)系統(tǒng)中的可行性與有效性。

中樞模式發(fā)生器;遞歸神經(jīng)振蕩器;雙足步行;功能性電刺激;下肢康復(fù)

引言

脊椎動物廣泛存在一種節(jié)律運動，它可以不需要意識的參與而自主進(jìn)行，比如呼吸、游泳、行走、奔跑等。這些節(jié)律運動的控制基本是由脊髓的中樞模式發(fā)生器(central pattern generator，CPG)完成的。CPG是一種不依賴感覺反饋和上層控制就能自發(fā)產(chǎn)生節(jié)律性動作模式的生物神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)［1］，能給生物體內(nèi)負(fù)責(zé)運動的肌肉群提供節(jié)律性的生物電脈沖模式?，F(xiàn)代的研究不僅證實了控制人體運動CPG的存在，也研究了它的一些優(yōu)良特性，比如穩(wěn)定性和適應(yīng)性。

CPG的數(shù)學(xué)模型在工程領(lǐng)域中已經(jīng)得到廣泛的應(yīng)用［2］，尤其是在仿生機器人領(lǐng)域，比如利用CPG實現(xiàn)雙足或四足機器人的行走控制［3－5］?？祻?fù)工程領(lǐng)域則多為研究人工輔助康復(fù)性訓(xùn)練與人體CPG的關(guān)聯(lián)性［6－7］。在康復(fù)工程領(lǐng)域，有一種靠外界電刺激來訓(xùn)練下肢癱瘓病人行走能力的方法，叫做功能性電刺激(functional electrical stimulation，F(xiàn)ES)。經(jīng)過半個多世紀(jì)的發(fā)展，目前FES作為一種有前景的技術(shù)已得到廣泛的認(rèn)可，并在臨床應(yīng)用中取得了一定的成功［8］。對于 CPG與 FES結(jié)合的康復(fù)應(yīng)用技術(shù)，現(xiàn)存的研究大多還停留在計算機仿真階段［9］或動物實驗階段［10］。本研究則把仿真結(jié)果轉(zhuǎn)化為實際的人體運動控制實驗，進(jìn)一步驗證了CPG在FES康復(fù)系統(tǒng)中的有效應(yīng)用。

1 中樞模式發(fā)生器建模

中樞模式發(fā)生器的功能是產(chǎn)生節(jié)律性的震蕩信號，其實際的物理變現(xiàn)形式為神經(jīng)元的膜電壓變化曲線。產(chǎn)生這種震蕩信號一般來說歸結(jié)于兩種機制:一種是單獨一個神經(jīng)元的內(nèi)在震蕩膜特性，通常也叫做起搏特性;還有一種是網(wǎng)絡(luò)機制，歸于不同神經(jīng)元之間的相互關(guān)聯(lián)特性。

從數(shù)學(xué)角度分析，生物CPG模型真實模擬了離子通道的電化學(xué)特征，但是包含了眾多參數(shù)。由于其復(fù)雜性及難控性，很難完整地應(yīng)用于工程領(lǐng)域，所以必須對模型進(jìn)行簡化，使之成為一個實際可操作的仿生模型。目前，有很多可供選擇的簡化模型可以借鑒，比如遞歸神經(jīng)振蕩器(Matsuoka神經(jīng)振蕩器)、相位振蕩器、范德波神經(jīng)振蕩器等［2］。本研究基于遞歸神經(jīng)振蕩器［9］，在這種模型中，一個 CPG單元被簡化為兩個耦合的神經(jīng)元，并最終將模型簡化方程組，有

式中，xi為狀態(tài)變量(i=1，2)，類比于神經(jīng)元中的膜電壓，vi類比于膜電流，yi是神經(jīng)元的輸出，yout是整個CPG的輸出，h是兩神經(jīng)元之間交互作用的增益，β是神經(jīng)元自抑制的自適應(yīng)增益，r代表激勵性輸入，e是感覺反饋，L是相應(yīng)的反饋增益。

一個CPG內(nèi)兩個神經(jīng)元之間的網(wǎng)絡(luò)關(guān)系如圖1所示。

圖1 神經(jīng)振蕩器的單元結(jié)構(gòu)Fig.1 Unit structure of a neural oscillator

參照表1的參數(shù)設(shè)置，在 Matlab-Simulink環(huán)境下建立神經(jīng)振蕩器模型，仿真結(jié)果如圖2所示。注意本文的CPG模型為簡化的數(shù)學(xué)模型，已不同于實際的生物學(xué)模型。計算與仿真都是在標(biāo)準(zhǔn)化條件下進(jìn)行的，所以CPG的參數(shù)及輸出不具有實際的物理意義，沒有量綱。

表1 神經(jīng)振蕩器參數(shù)設(shè)定Tab.1 Parameters of the neural oscillator

2 仿真結(jié)果與分析

CPG輸出模式主要包括幅值、頻率、相位與占空比等，分別對應(yīng)于相應(yīng)節(jié)律動作的強度、速度、步態(tài)及步幅等運動模式信息。同樣，對于遞歸神經(jīng)振蕩器，也需根據(jù)其數(shù)學(xué)模型的參數(shù)，找到與以上研究對象之間的關(guān)系。

2.1 幅值特性

在兩單元CPG仿真中，通過改變激勵性輸入的大小來觀察輸出情況，參照圖3(a)，輸入值如以下規(guī)律變化:0～5 s內(nèi)輸入為1，5～10 s內(nèi)輸入為6，10～15 s內(nèi)輸入為 12，15～20 s內(nèi)輸入為 16，20～25 s內(nèi)輸入為30。通過觀察不難看出，輸入值越大，輸出的幅值也越大，但是輸出頻率幾乎沒有變化。進(jìn)一步的分析可以得出，輸入值與輸出幅值之間近似成線性關(guān)系，如圖3(b)所示。

圖2 神經(jīng)振蕩器仿真結(jié)果。(a)狀態(tài)變量。(b)CPG的輸出Fig.2 Simulation results of neural oscillator.(a)State variables.(b)CPG output

圖3 激勵性輸入的影響。(a)激勵性輸入對CPG狀態(tài)變量的影響;(b)激勵性輸入與CPG輸出幅值的近似線性關(guān)系Fig.3 Effectsof excitation input. (a) Effectsof excitation inputs on CPG state variables;(b)Quasilinear relationship between amplitudes of excitation input and CPG output.

2.2 頻率特性

對于單個神經(jīng)元，在沒有任何外界信號作用的情況下，即輸入與感覺反饋都為零的情況下，也可能產(chǎn)生震動，即自由震動。在自由震動狀態(tài)下，根據(jù)描述函數(shù)法的近似線性處理，在頻域計算得［9］

圖4 參數(shù) τ1的影響。(a)參數(shù) τ1與 CPG輸出頻率f間的關(guān)系;(b)隨參數(shù) τ1的改變，CPG狀態(tài)變量的頻率發(fā)生改變Fig.4 Effects of parameterτ1.(a)Relationship between parameter τ1and CPG output frequency;(b) Frequency ofstate variablesvarieswith different τ1

在維持τ2=0.2保持不變的條件下，可以得出τ1－ f的關(guān)系如圖 4(a)所示。當(dāng) τ1=0.1、τ2=0.2時，計算得到 f=1.1 Hz，此結(jié)果可從圖2中得到驗證。在兩單元 CPG仿真中，通過改變 τ1來觀察輸出情況，參照圖4(b)，τ1值如以下規(guī)律變化:0～5 s內(nèi) τ1=0.1，5 ～10 s內(nèi) τ1=0.03，10 ～15 s內(nèi) τ1=0.005。經(jīng)觀察可知，輸出頻率能很好地響應(yīng)參數(shù)τ1的變化，并且嚴(yán)格遵照式(3)的變化規(guī)律。不過從圖4(b)也發(fā)現(xiàn)，參數(shù)τ1的變化對CPG輸出的幅值略有影響。

2.3 相位特性

感覺反饋是一系列復(fù)雜反饋信號的集成，包括力反饋、關(guān)節(jié)角度反饋和觸地壓力反饋等。由于感覺反饋的復(fù)雜性，在生物CPG中很難摸清楚其對于模式生成的作用，而筆者則著重研究神經(jīng)振蕩器數(shù)學(xué)模型中感覺反饋的功用。

由于神經(jīng)振蕩器中兩個單元間的高度對稱性，如果給它們的輸入信號完全一致，并且各自的感覺反饋為零，那么震蕩就不會產(chǎn)生，CPG也就無法奏效。兩單元之間如果存在極其微小的輸入擾動，神經(jīng)振蕩器也能產(chǎn)生一個震蕩模式，而這個輸入擾動就是感覺反饋的作用。然而，輸入反饋的值也是有限度的，如果超過一定范圍，震蕩也會停止，輸出值將成為一個非零常量。如果感覺反饋換成為一系列節(jié)律信號(比如簡單的方波信號)，則可以用來控制整個CPG輸出的相位與占空比。如圖5所示，在感覺反饋信號取幅值為0.5、占空比為50%的方波信號時，CPG的正相輸出(正相輸出對應(yīng)于感覺反饋作為正反饋輸入的狀態(tài)變量x1;同理，反相輸出對應(yīng)于感覺反饋作為負(fù)反饋輸入的狀態(tài)變量x2)能跟隨感覺反饋信號的相位并穩(wěn)定保持，具體參照式(1)?？疾旄杏X反饋 e存在不同延時的情況下對CPG狀態(tài)變量的影響，見圖5。

研究感覺反饋e的幅值變化對CPG狀態(tài)變量的影響，見圖6。從其中(a)～(c)的縱向比較發(fā)現(xiàn)，CPG的正相狀態(tài)與反相狀態(tài)在反饋信號幅值增大的同時分別得到加強和抑制，正好可以利用這一點將正相狀態(tài)單獨作為CPG的輸出來控制下層系統(tǒng)。當(dāng)感覺反饋幅值繼續(xù)增大到10(遠(yuǎn)大于激勵性輸入值1)時，跟隨情況變得更好，如圖6(c)所示。從理論上講，只要幅值不超過震蕩條件的上限，感覺反饋的方波信號幅值越大，其對CPG信號的相位控制能力越強。

2.4 占空比特性

感覺反饋能影響輸出信號的相位，同樣也會影響輸出信號的占空比。如圖7所示，在方波信號落回低位時，正相輸出能得到迅速抑制，從而較好地跟隨反饋信號的占空比。

圖5 感覺反饋的延時對CPG的影響。(a)無感覺反饋e;(b)小延時感覺反饋e的影響;(c)大延時感覺反饋e的影響Fig.5 (a)Effect of sensory feedback delay on CPG.(a)No sensory feedback;(b)Small delay of sensory feedback;(b)Large delay of sensory feedback

圖6 不同感覺反饋e幅值對CPG的影響。(a)e幅值為1;(b)e幅值為5;(c)e幅值為10Fig.6 Effects of sensory feedback amplitude on CPG.(a)The amplitude is 1;(b)The amplitude is 5;(c)The amplitude is 10

圖7 不同感覺反饋信號e的占空比對CPG的影響。(a)e的占空比為10%;(b)e的占空比為25%;(c)e的占空比為50%Fig.7 Effect of sensory feedback duty cycle on CPG.(a)The duty cycle is 10%;(b)The duty cycle is 25%;(c)The duty cycle is 50%

將方波信號作為感覺反饋，可以靈活自如地控制CPG輸出的相位與占空比，并最終獲得各種所需波形。在實際應(yīng)用中(比如雙足步行)，可以將足底觸地壓力信號稍做處理，將其作為反饋信號輸入到CPG的反饋環(huán)節(jié)中，從而形成一個閉環(huán)控制系統(tǒng)，使得CPG的規(guī)劃更加穩(wěn)定與準(zhǔn)確。

圖8 閾值調(diào)整CPG的輸出占空比Fig.8 Duty cycle adjustments of CPG output by threshold

還有一種基于閾值的方法來調(diào)整CPG輸出的占空比，即通過調(diào)整信號的基準(zhǔn)參考來改變激活時間的長短［5］。如圖8所示，當(dāng)閾值為1.7時，正相與反相輸出的占空比均為50%;當(dāng)閾值上升到2.8時，兩相輸出的占空比也都降到了30%。該方法與感覺反饋參數(shù)調(diào)整方法都是行之有效的，而且前者可以將一個CPG單元的兩相輸出都加以利用，不像前述方法那樣反相輸出得到了抑制，一個CPG單元僅能有一個輸出起到模式生成的作用。可以說，兩種方法各有優(yōu)勢，本實驗環(huán)節(jié)采用的是感覺反饋參數(shù)調(diào)整方法。

3 實驗與結(jié)果分析

圖9 實驗平臺與系統(tǒng)。(a)懸吊系統(tǒng)與助行系統(tǒng);(b)功能性電刺激系統(tǒng)及電極片;(c)生物傳感檢測系統(tǒng)。Fig.9 Experimental platform and system.(a)Suspension system and treadmill; (b) FES system and electrodes;(c)Measurement system with bio-sensors

自主搭建了實驗平臺和系統(tǒng)，如圖9所示。圖9(a)是實驗平臺，主要包括懸吊系統(tǒng)與助行系統(tǒng)兩大部分。懸吊系統(tǒng)通過卷揚機及一組滑輪，將人體的部分質(zhì)量懸吊于支架上，從而減輕自重對下肢的負(fù)荷;助行系統(tǒng)則是一臺跑步機，其跑帶的速度與行走速度保持一致，從而確保實驗可以在小范圍環(huán)境內(nèi)長時間進(jìn)行。圖9(b)是Compex Motion電刺激儀，還有配套的皮膚表面電極片與連接線。圖9(c)是Biometrics生物傳感系統(tǒng)，包括角度儀、足底壓力開關(guān)和肌電儀。整體構(gòu)成了最終實驗的功能性電刺激系統(tǒng)。

采用Labview平臺作為CPG軟件運行環(huán)境搭建的CPG網(wǎng)絡(luò)，可以有效地操控電刺激器對人體肌肉進(jìn)行外部電刺激，如圖10所示。

圖10 CPG網(wǎng)絡(luò)Fig.10 Schematic diagram of CPG network

整個CPG網(wǎng)絡(luò)的左右兩部分始終鎖定在180°的相位差，這樣能保證人的兩條腿不會產(chǎn)生不協(xié)調(diào)的動作。CPG網(wǎng)絡(luò)的兩邊各有3個兩單元神經(jīng)振蕩器，1～3構(gòu)成網(wǎng)絡(luò)的左半部分，4～6構(gòu)成網(wǎng)絡(luò)的右半部分。所有6個振蕩器單元都接收到各自的輸入信號，這些輸入信號可以控制整個網(wǎng)絡(luò)的開始與停止，并能決定CPG輸出的幅值。

根據(jù)下肢行走時肌電信號的分析結(jié)果［11］，將一個步態(tài)周期內(nèi)各個肌肉組的激活時序作為電刺激時序。每個CPG單元在相應(yīng)的方波信號引導(dǎo)下生成特定相位及占空比信號，再通過不同CPG振蕩器單元之間的線性組合，最終形成CPG的輸出曲線。通過電腦接口與 Compex Motion電刺激儀的結(jié)合，直接線性控制每條電刺激通路的刺激強度。

圖11為具體的實驗情況。在實驗平臺上，將上述電刺激器驅(qū)動曲線輸入到Compex Motion電刺激儀上，在健康受試者上做步行實驗。電刺激儀將根據(jù)GPG的輸出曲線對髂腰肌、臀大肌、股直肌、腘繩肌這4組肌肉(群)進(jìn)行有序電刺激。從圖11(b)～(c)可以看到膝關(guān)節(jié)兩對肌肉上面的電極片布置，髖關(guān)節(jié)肌肉的電極片被短褲遮蓋。膝關(guān)節(jié)及髖關(guān)節(jié)均貼有Biometrics角度儀來采集步行過程中的關(guān)節(jié)角度，足底有壓力開關(guān)來測量基本步態(tài)。CPG控制電刺激的節(jié)律周期是1.6 s，對應(yīng)于跑步機的跑帶速度為2 km/h。

圖11 正常受試者進(jìn)行電刺激實驗測試。(a)受試者進(jìn)行實驗;(b)下肢正面;(c)下肢背面。Fig.11 FES experimental testing on healthy subject.(a)Overview of the subject under experiment;(b)Front view of lower limbs;(c)Back view of lower limbs

圖12 為實驗結(jié)果，顯示了徑向平面內(nèi)4個關(guān)節(jié)角度變化與兩條腿步行狀態(tài)的對照情況。其中將一個步態(tài)循環(huán)內(nèi)的步行狀態(tài)放大做了步態(tài)分析。由于使用的是足底壓力開關(guān)，測量結(jié)果顯示的是二值量(0和1):腳部觸地的值為1，擺動時的值為0。從圖12(c)可以看出，電刺激下的步行運動比較完整地保留了步態(tài)循環(huán)內(nèi)的各個部分，包括初始觸地、加載響應(yīng)、站立中期、站立終期、預(yù)擺動、開始擺動、擺動中期、擺動終期。

圖13(a)為本系統(tǒng)電刺激實驗中下肢4個關(guān)節(jié)的角度曲線，圖13(b)為正常步行狀態(tài)下采集到的4組關(guān)節(jié)角度曲線。從圖中可以看出，在CPG控制的電刺激作用下，受試者的關(guān)節(jié)角度在定性范疇上與正常人行走的角度數(shù)據(jù)彌合良好，這在FES領(lǐng)域已經(jīng)是很好的結(jié)果。如果想進(jìn)一步提高控制精度，需引入閉環(huán)FES控制技術(shù)。實際上，在三維空間內(nèi)精確控制人體的行走是個非常具有挑戰(zhàn)的難題。在現(xiàn)有FES技術(shù)水平下，目前國際上無任何研究者能在實驗層面上實現(xiàn)步行運動中多個關(guān)節(jié)角的定量彌合。

圖12 功能性電刺激步行實驗結(jié)果。(a)下肢各關(guān)節(jié)角度及足底壓力開關(guān)值;(b)一個步態(tài)周期的足底壓力開關(guān)值;(c)1個周期內(nèi)針對右腳的步態(tài)分析Fig.12 Results of FES walking experiment.(a)Joint angles of lower limbs and switch values of foot plantar pressure;(b)Switch values of foot plantar pressure during a gait cycle;(c)Gait analysis in a cycle regarding right foot

4 結(jié)論

筆者將CPG控制方法與臨床醫(yī)學(xué)中比較成熟的FES技術(shù)相結(jié)合，對腦卒中、脊髓損傷等下肢癱瘓患者的康復(fù)訓(xùn)練提出了新的自動化解決方案。研究了基于神經(jīng)遞歸振蕩器CPG的關(guān)鍵屬性，開展了基于CPG理論的功能性電刺激實驗。實驗結(jié)果表明，用CPG網(wǎng)絡(luò)作為FES系統(tǒng)的核心控制器，能使正常受試者產(chǎn)生比較理想的非自主行走運動，驗證了所設(shè)計系統(tǒng)的可行性與有效性。未來將深入研究如何優(yōu)化CPG的參數(shù)來調(diào)整電刺激下的步速、步態(tài)變化等，為不同要求下的康復(fù)訓(xùn)練提供更為簡單和高效的實現(xiàn)方法。同時，也將開展基于下肢癱瘓受試者的康復(fù)實驗研究。

圖13 基于CPG控制的功能性電刺激實驗結(jié)果與正常步行情況的對照。(a)電刺激作用下的步行過程中下肢4個關(guān)節(jié)的角度;(b)正常步行過程中下肢4個關(guān)節(jié)的角度Fig.13 Results of walking in CPG controlled FES experimentin comparison with normal walking.(a)Four joint angles of lower limbs during walking via FES;(b)Four joint angles of lower limbs during normal walking

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A Walking Rehabilitation System Using Electrical Stimulation Based on Central Pattern Generator Control:Design and Experiment

WANG Ying ZHANG Ding-Guo*
(State Key Laboratory of Mechanical System and Vibration，Shanghai Jiao Tong University，Shanghai 200240，China)

A walking rehabilitation system for paralyzed patients using functional electrical stimulation(FES)technique was developed in this work.A kind of biological motor control mechanism，central pattern generator(CPG)，was adopted as the controller of the system.Targeting the CPG model named as recurrent neural oscillator，the effects of CPG parameters(excitation input，time constant，sensory feedback，and output threshold)on output amplitude，frequency，phase，and duty cycle were studied.The CPG network containing 12 neurons was developed in order to control four joints(left/right hip joints and knee joints)with eight muscle groups(left/right iliopsoas， glutaeus maximus， rectus femoris， and hamstrings) of lower limbs. FES experimental system and platform is constructed，which includes suspension system，treadmill，F(xiàn)ES system and motion measurement system.Experiments were conducted on healthy subjects to generate the involuntary walking movements via FES based on CPG control.The experimental results show that the hip and knee joint angles measured on subjects under FES qualitatively match the data from normal persons during voluntary walking.The feasibility and efficiency of the CPG controller proposed for FES system is validated.

central pattern generator;recurrent neural oscillator;bipedal walking;functional electrical stimulation，lower limb rehabilitation

R318.08

A

0258-8021(2012)04-0558-08

10.3969/j.issn.0258-8021.2012.04.00

2012-01-10，錄用日期:2012-04-09

國家自然科學(xué)基金(51075265);國家重點實驗室基金(MSVMS201112)，上海市科委基礎(chǔ)研究重點項目(09JC1408400)

* 通信作者。 E-mail:dgzhang@sjtu.edu.cn