參數(shù)自適應(yīng)調(diào)節(jié)的肌電反饋式電刺激儀的設(shè)計(jì)

陳小月　郭旭東　郝又國(guó)

摘要：功能性電刺激是腦卒中后導(dǎo)致的運(yùn)動(dòng)功能障礙患者康復(fù)治療的有效手段，現(xiàn)有的功能性電刺激儀多采用被動(dòng)式或參數(shù)恒定式刺激方式，治療效果不佳。本文設(shè)計(jì)了一種基于表面肌電信號(hào)的參數(shù)自適應(yīng)調(diào)節(jié)的生物反饋式電刺激儀。以放松狀態(tài)和最大自主收縮狀態(tài)的表面肌電信號(hào)均方根值為參考，用刺激間歇的表面肌電信號(hào)均方根值作為反饋信號(hào)調(diào)節(jié)下一刺激周期的脈寬和幅值。為了避免過(guò)度刺激造成疲勞和傷害，提出了基于特征 Q 值的疲勞檢測(cè)算法，實(shí)時(shí)檢測(cè) Q 值變化并在肌肉達(dá)到疲勞閾值 b 時(shí)終止電刺激。實(shí)驗(yàn)結(jié)果：儀器可以輸出頻率、脈寬和幅值范圍分別為 1～10 Hz ，0.1～5 ms，5～30 mA 的刺激波形，脈寬和幅值的實(shí)際輸出值與設(shè)定值之間的絕對(duì)誤差分別為 2.3% 和 2.5%；相同刺激幅值下 12 組負(fù)載上的電壓和負(fù)載阻值線性擬合結(jié)果的相關(guān)系數(shù)為 0.999 7，實(shí)現(xiàn)了恒流輸出；儀器可以根據(jù)肌電均方根值調(diào)節(jié)脈寬和幅值，在檢測(cè)到肌肉達(dá)到疲勞閾值（50%）時(shí)電刺激停止。

關(guān)鍵詞：電刺激；表面肌電信號(hào)；生物反饋；疲勞檢測(cè)

中圖分類號(hào)：? TH 772???????????? 文獻(xiàn)標(biāo)志碼：? A

Design of electromyography feedback electrical stimulator with adaptive parameter adjustment

CHEN Xiaoyue1，GUO Xudong1，HAO Youguo2

（1. School of Health Science and Engineering， University of Shanghai for Science and Technology， Shanghai 200093， China;2. Shanghai Putuo District People's Hospital， Shanghai 200060， China）

Abstract： Functional electrical stimulation is an effective means of rehabilitation treatment for patients with motor dysfunction after stroke. As most of the existing functional electrical stimulators use passive or parameter invariant stimulation methods and the effect is poor， a biofeedback electrical stimulator with adaptive adjustment of parameters based on surface electromyography was designed. Root mean square （RMS） of surface electromyography （sEMG） in the relaxed state and the maximum voluntary contraction state was taken as a reference. The RMS of sEMG at the interval of stimulation was used as the feedback signal to adjust the pulse width and amplitude of the next stimulation cycle. In order to avoidfatigueandinjurycausedbyexcessivestimulation，afatiguedetectionalgorithmbasedoncharacteristic Q was proposed. It was detected in realtime to terminate electrical stimulation when the muscle? reached? the? fatigue? threshold? b.? Experimental? results? show? that? the? instrument? can? output stimulation waveforms with frequency， pulse width and amplitude ranges of 1～ 10 Hz， 0.1～ 5 ms， 5～30 mA respectively. The absolute errors between the actual output value and the set value of pulse width and amplitude are 2.3% and 2.5%. The correlation coefficient of the linear fitting results of voltage and load resistance on 12 groups of resistors under the same stimulation amplitude is 0.999 7， and the constant current output is realized. The instrument can adjust the pulse width and amplitude according to the RMS value of sEMG， and the electrical stimulation stops when the muscle reaches the fatigue threshold （50%） .

Keywords： electrical stimulation; surface electromyography ; biofeedback ;fatigue detection

中風(fēng)、腦卒中、脊髓損傷等神經(jīng)系統(tǒng)疾病往往會(huì)造成運(yùn)動(dòng)功能障礙，喪失運(yùn)動(dòng)功能的患者失去了生活自理能力，這給他們的心理和家庭都帶來(lái)極大負(fù)擔(dān)[1-2]。研究表明，功能性電刺激是康復(fù)治療的有效方式，利用低頻脈沖電流對(duì)患者的一組或者多組肌肉施加電刺激，誘發(fā)肌肉運(yùn)動(dòng)或模擬正常的自主運(yùn)動(dòng)，可有效改善患者肌肉或肌群的運(yùn)動(dòng)功能以及提高日常生活能力，是一種神經(jīng)肌肉電刺激療法[3-4]。游國(guó)清[5]、燕鐵斌[6]、趙娟[7]等通過(guò)對(duì)照實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn)功能性電刺激可以使患者的運(yùn)動(dòng)能力得到一定程度的恢復(fù)。

目前，國(guó)內(nèi)醫(yī)院使用的功能性電刺激儀多為開(kāi)環(huán)式的被動(dòng)電刺激[8-9]，患者被動(dòng)地接受一組預(yù)設(shè)好的刺激波形，這種電刺激缺乏反饋且存在一定的盲目性，治療效果不佳[10-11]。表面肌電信號(hào)是肌肉活動(dòng)時(shí)支配肌肉的神經(jīng)電信號(hào)傳導(dǎo)至皮膚表面的一種電生理信號(hào)，能很好地反映肌肉的狀態(tài)[12]，可以作為功能性電刺激的反饋信號(hào)。葛志鵬[12]、 Yochum 等[13]將刺激過(guò)程中的肌電信號(hào)轉(zhuǎn)化為聽(tīng)覺(jué)或視覺(jué)信號(hào)讓醫(yī)師或患者通過(guò)這些信號(hào)了解肌肉的狀態(tài)，并設(shè)置合適的刺激參數(shù)，這種方式雖然在一定程度上促進(jìn)患者主動(dòng)參與到電刺激治療中，但對(duì)刺激參數(shù)的設(shè)計(jì)要求較高，且需要醫(yī)師或患者時(shí)刻關(guān)注肌肉的狀態(tài)。譚文波[14]、劉虔鋮[15]、 Banerji 等[16]提出設(shè)置肌電觸發(fā)閾值，如將閾值設(shè)置為最大自主收縮狀態(tài)和靜息狀態(tài)肌電信號(hào)差值的20%，當(dāng)患者努力收縮肌肉使肌電信號(hào)超出閾值時(shí)就觸發(fā)一組電刺激，肌電觸發(fā)式反饋方式可根據(jù)自主產(chǎn)生的肌電信號(hào)強(qiáng)度控制電刺激輸出與否，但在觸發(fā)后的刺激過(guò)程中參數(shù)依然無(wú)法改變，人體因很快適應(yīng)刺激節(jié)律而易產(chǎn)生疲勞，且無(wú)法對(duì)疲勞進(jìn)行檢測(cè)。謝小文[17]、Piyus 等[18]設(shè)計(jì)了一種新型電脈沖治療儀，使用從患者健肢皮膚表面提取的肌電信號(hào)作為肢體動(dòng)作姿態(tài)信息，輸出多組足夠強(qiáng)度的、協(xié)調(diào)有序的電脈沖至患側(cè)肌群上，刺激患肢做出和健肢一樣的肢體動(dòng)作。這種反饋方式要求健肢不停地做出指定的動(dòng)作且儀器需要持續(xù)采集肌電信號(hào)，患者和儀器的負(fù)擔(dān)較重，另外，對(duì)于雙側(cè)肢體均癱瘓的患者無(wú)法使用。 Li 等[19]提出用含線性動(dòng)態(tài)模塊和非線性靜態(tài)模塊的 Hammerstein模型建立刺激脈寬和肌電絕對(duì)平均值之間的關(guān)系，用系統(tǒng)的輸入輸出數(shù)據(jù)辨識(shí)模型的參數(shù)，進(jìn)而用辨識(shí)出的模型進(jìn)行在線預(yù)測(cè)控制，計(jì)算出最優(yōu)的脈沖寬度，此方式在使用前需采集大量數(shù)據(jù)進(jìn)行模型辨識(shí)且系統(tǒng)的計(jì)算量較大，實(shí)時(shí)性較難實(shí)現(xiàn)。

基于以上研究現(xiàn)狀，本文設(shè)計(jì)了一種參數(shù)自適應(yīng)調(diào)節(jié)的肌電反饋式電刺激儀。將整個(gè)治療過(guò)程分為刺激周期和肌電采集周期，在肌電采集周期提取表面肌電信號(hào)特征值，用其調(diào)節(jié)下一刺激周期的脈沖參數(shù)，使刺激強(qiáng)度隨著肌電信號(hào)的變化而變化，實(shí)現(xiàn)電刺激參數(shù)的自適應(yīng)控制。同時(shí)，儀器自動(dòng)檢測(cè)被刺激部位的狀態(tài)，當(dāng)肌肉因電刺激出現(xiàn)疲勞時(shí)立即停止刺激，防止肌肉損傷。

1 生物反饋式電刺激儀的總體設(shè)計(jì)

硬件部分的主要功能是產(chǎn)生作用于人體的電刺激信號(hào)，主要分為5個(gè)部分：電源管理模塊、主控模塊、電刺激輸出模塊、表面肌電信號(hào)預(yù)處理模塊和人機(jī)交互界面，圖1為總體結(jié)構(gòu)。USART為通用同步異步收發(fā)器， DAC 為數(shù)模轉(zhuǎn)換， Timer 為定時(shí)器， I/O 為輸入/輸出接口。

電源管理模塊為其他各模塊提供所需電壓；主控模塊為 stm32單片機(jī)最小系統(tǒng)；表面肌電信號(hào)預(yù)處理模塊將由表面電極采集到的肌電信號(hào)經(jīng)過(guò)放大和濾波處理，然后進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換，單片機(jī)接收肌電數(shù)字信號(hào)并計(jì)算出肌電特征值；人機(jī)交互界面通過(guò)串口與單片機(jī)進(jìn)行信息交互，可以調(diào)節(jié)刺激參數(shù)的大小，控制刺激的開(kāi)始及結(jié)束，顯示當(dāng)前刺激參數(shù)及特征 Q 值。為了輸出脈寬、幅值和頻率可調(diào)的刺激波形，設(shè)計(jì)了升壓電路和恒流刺激輸出電路。

電刺激儀是通過(guò)電流作用于人體組織，波形和刺激強(qiáng)度均會(huì)對(duì)治療效果產(chǎn)生影響。雙相對(duì)稱脈沖波形相對(duì)于單相波形來(lái)說(shuō)可以降低電荷在刺激部位的積累對(duì)人體造成的傷害，恒流輸出使接入刺激電極兩端的人體阻抗發(fā)生變化時(shí)電流大小不隨之變化，保證刺激效果，因此，本設(shè)計(jì)中電刺激波形設(shè)計(jì)為恒流雙相對(duì)稱的方波，脈沖參數(shù)如表1所示。

1.1 表面肌電信號(hào)預(yù)處理模塊的設(shè)計(jì)

表面肌電信號(hào)預(yù)處理過(guò)程如圖2所示。表面肌電信號(hào)是幅值范圍為0～5 mV 的微弱電信號(hào)，采用前置差分放大電路抑制信號(hào)中的共模噪聲干擾，放大倍數(shù)為20倍[20]；表面肌電信號(hào)（sEMG）的頻率主要分布在10～500 Hz 之間，設(shè)計(jì)了10～500 Hz 帶通濾波電路濾除有效頻率范圍外的噪聲；為了使信號(hào)可以進(jìn)行模數(shù)轉(zhuǎn)換，進(jìn)一步設(shè)計(jì)了后級(jí)可調(diào)放大電路，可根據(jù)肌電信號(hào)大小調(diào)節(jié)放大倍數(shù)；采用16位雙極性模數(shù)轉(zhuǎn)換模塊，與單片機(jī)之間的通訊方式為 SPI，采樣頻率為2000 Hz。

1.2 升壓模塊的設(shè)計(jì)

人體的阻抗值大小為幾百歐姆到幾千歐姆，為了能夠輸出表 1 中最大刺激幅值需要將電壓升至 100 V 左右。升壓模塊采用 Boost 結(jié)構(gòu)，電路圖如圖 3 所示，輸出端電壓

式中：Rtop，Rbot分別為上部電阻和下部電阻；VFB 為升壓芯片反饋電壓，典型值為 1.22 V。

通過(guò)改變上部電阻和下部電阻的阻值可以將電壓升至不同大小。在本設(shè)計(jì)中Rtop，Rbot分別為81 kΩ和 1 kΩ，輸出端的電壓可升至 100 V。

1.3 恒流刺激輸出模塊設(shè)計(jì)

恒流刺激輸出模塊如圖 4 所示，由極性轉(zhuǎn)換電路和壓控恒流電路構(gòu)成。極性轉(zhuǎn)換電路由4 個(gè)光耦和 4 個(gè)三極管搭建的 H 橋構(gòu)成，RL 為人體阻抗，PC11 和 PC12 為主控芯片的 I/O 口。只有 I/O 口輸出高電平時(shí)光耦和三極管才能導(dǎo)通，進(jìn)而形成刺激回路，通過(guò)控制兩個(gè) I/O 口輸出高低電平的時(shí)間就可以形成雙極性的脈沖方波。

恒流電路可以控制刺激幅值大小。根據(jù)放大器的“虛短”特性，微控制器輸出的電壓Vdac作用在采樣電阻 R9 上，則整個(gè)電路中的電流大小由數(shù)模轉(zhuǎn)換電壓Vdac和采樣電阻 R9 決定，由于采樣電阻 R9 阻值恒定為 100 Ω，僅控制電壓Vdac大小就可以改變回路中的電流大小，電壓Vdac可在 0～3.3 V 之間調(diào)節(jié)，電流值 I=Vdac/R9。

2 基于均方根和特征 a 值的自適應(yīng)反饋調(diào)節(jié)機(jī)制

反饋調(diào)節(jié)機(jī)制分為兩個(gè)方面：根據(jù)刺激過(guò)程中采集的表面肌電信號(hào)的特征值調(diào)節(jié)刺激參數(shù)；檢測(cè)到肌肉因刺激產(chǎn)生疲勞時(shí)立即停止電刺激。

對(duì)刺激開(kāi)始前患者放松（rest）狀態(tài)和最大自主收縮（MVC）狀態(tài)的表面肌電信號(hào)進(jìn)行采集，其肌電均方根值分別記為RMSr和RMSm；Amax 和Wmax分別為不產(chǎn)生疼痛情況下的最大刺激幅值和刺激脈寬， Amin 和Wmin分別為能引起肌肉收縮的最小刺激幅值和刺激脈寬。

長(zhǎng)時(shí)間的刺激會(huì)產(chǎn)生疲勞，引入了結(jié)合非線性特征參數(shù)樣本熵和時(shí)域特征參數(shù)iEMG的特征Q 值來(lái)檢測(cè)肌肉的疲勞狀態(tài)。 Q 值的計(jì)算方法為

uS

式中：uS，ui分別為刺激部位的肌電樣本熵值和肌電積分值。

樣本熵可以描述時(shí)間序列的復(fù)雜程度，其值越小，表明時(shí)間序列的復(fù)雜程度越低，出現(xiàn)新序列的概率越小，其原理及計(jì)算方法見(jiàn)文獻(xiàn)[21]。疲勞狀態(tài)相比于刺激剛開(kāi)始時(shí)的放松狀態(tài)肌肉變化模式的速率降低，運(yùn)動(dòng)單位的活動(dòng)趨向于一致性，隨機(jī)成分減少，因而肌電樣本熵值降低[22]。隨著疲勞程度的加深，肌肉會(huì)逐漸緊張，疲勞部位會(huì)募集更多的運(yùn)動(dòng)單位，放電頻率和同步化程度也會(huì)逐步提高，所以，肌電iEMG值呈增大趨勢(shì)?；谏鲜黾‰奿EMG值和樣本熵的變化，疲勞狀態(tài)下的特征 Q 值相對(duì)第一個(gè)刺激周期是減小的，且疲勞程度越深， Q 值越小。因此，在刺激過(guò)程中當(dāng)檢測(cè)到 Q 值減小到某一程度時(shí)認(rèn)為疲勞產(chǎn)生，停止電刺激輸出。

整個(gè)過(guò)程為刺激周期和肌電采集周期交替進(jìn)行，刺激周期輸出特定參數(shù)的脈沖，采集周期采集表面肌電信號(hào)并用其計(jì)算出新的脈沖參數(shù)和特征 Q 值，根據(jù) Q 值判斷是否繼續(xù)電刺激。肌電采集周期的表面肌電信號(hào)特征值記為 RMS（k），則下一個(gè)刺激周期的幅值 A（k+1）和刺激脈寬 W（k+1）分別為

式中： Q（k）為第 k 個(gè)刺激周期中的特征 Q 值； Q（0）為刺激開(kāi)始前放松狀態(tài)的特征 Q 值； b 為設(shè)定的肌疲勞閾值。

根據(jù)以往關(guān)于肌肉疲勞的研究[23]，當(dāng) Q 值降低為初始值的50%時(shí)，說(shuō)明肌肉開(kāi)始出現(xiàn)疲勞，因此，在本設(shè)計(jì)中將 b 值暫定為50%，即在采集周期檢測(cè)到 Q 值降低為初值的50%及以下時(shí)停止電刺激輸出。

當(dāng)刺激間歇采集的肌電均方根值 RMS（k）的大小在RMSr和RMSm之間時(shí)，刺激脈寬和幅值與最大脈寬Wmax和最大幅值 Amax 成比例，肌電值越大，則下一周期的刺激參數(shù)越大，促進(jìn)患部肌肉的肌力逐漸增大；當(dāng) RMS（k）大于RMSm時(shí)，為了避免刺激參數(shù)變化過(guò)大造成肌肉的不適，將刺激參數(shù)調(diào)整為固定的最大刺激參數(shù)；當(dāng) RMS（k）小于RMSr時(shí)，刺激參數(shù)調(diào)整為最小刺激參數(shù)，促使肌肉收縮。整個(gè)電刺激治療過(guò)程中，刺激參數(shù)和特征 Q 值經(jīng)單片機(jī)計(jì)算后通過(guò)屏幕顯示出來(lái)。

3 實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證與結(jié)果分析

3.1 電刺激儀的輸出參數(shù)測(cè)試

參照?qǐng)D1中的系統(tǒng)框圖所開(kāi)發(fā)的肌電反饋式電刺激儀樣機(jī)如圖5所示，將示波器探頭接在電刺激輸出端進(jìn)行測(cè)量，保持脈寬和幅值不變，通過(guò)屏幕將刺激頻率依次調(diào)節(jié)為1～10 Hz，測(cè)量結(jié)果顯示樣機(jī)可以輸出上述頻率的刺激波形。

現(xiàn)驗(yàn)證樣機(jī)輸出脈寬的準(zhǔn)確性。將1 kΩ電阻接在電刺激輸出端模擬人體阻抗，示波器接在電阻兩端測(cè)量實(shí)際脈寬值，保持頻率和幅值不變，通過(guò)屏幕控制樣機(jī)輸出脈寬在0.1～5 ms之間、增量為0.2 ms的刺激波形，共得到25組數(shù)據(jù)，計(jì)算實(shí)際脈寬與設(shè)定脈寬之間的絕對(duì)誤差，以25組絕對(duì)誤差的平均值作為脈寬的最終誤差，結(jié)果為2.3%。驗(yàn)證樣機(jī)輸出幅值的準(zhǔn)確性，采用同樣的實(shí)驗(yàn)方法，保持頻率和脈寬不變，控制儀器輸出幅值在5～30 mA 之間、增量為1 mA 的刺激波形，共26組數(shù)據(jù)，以26組絕對(duì)誤差的平均值作為幅值的最終誤差，結(jié)果為2.5%。

對(duì)樣機(jī)的恒流輸出特性進(jìn)行驗(yàn)證。電刺激儀可針對(duì)患者上肢或下肢癱瘓部位進(jìn)行治療，刺激電極貼在肢體皮膚表面，人體皮膚阻抗大小為幾百歐姆到幾千歐姆[24]，因此，將電刺激輸出端串聯(lián)一個(gè)可調(diào)電阻 RL ，阻值分別調(diào)節(jié)為100，500Ω ， 1，2，3，4，5，6，7，8，9，10 kΩ以模擬不同的人體阻抗，設(shè)置恒流驅(qū)動(dòng)電壓Vdac保持為0.5 V 不變，根據(jù)恒流輸出原理可知電路中的電流大小為5 mA。將電阻上的電壓值和電阻值進(jìn)行擬合，結(jié)果如圖6所示，兩者的關(guān)系為 y=4.9627x+0.1897，相關(guān)系數(shù) R2=0.9997>0.8，說(shuō)明刺激輸出端負(fù)載上的電壓值與負(fù)載阻值基本成線性關(guān)系，曲線的斜率4.9627即為流過(guò)負(fù)載的電流強(qiáng)度，接近設(shè)定的刺激幅值5 mA，電流強(qiáng)度不隨刺激輸出端阻抗的變化而變化，系統(tǒng)達(dá)到了恒流輸出效果。

3.2 生物反饋調(diào)節(jié)機(jī)制的實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證

首先對(duì)樣機(jī)能否根據(jù)所采集信號(hào)的 RMS 值調(diào)節(jié)脈寬和幅值進(jìn)行驗(yàn)證。用信號(hào)發(fā)生裝置產(chǎn)生的信號(hào)模擬表面肌電信號(hào)，將RMSr和RMSm分別設(shè)置為150μV 和310μV，信號(hào)發(fā)生裝置輸出均方根值在110μV 到350μV 之間、增量為20μV 的一系列正弦信號(hào)。樣機(jī)在采集周期對(duì)這些信號(hào)進(jìn)行采集，用示波器觀察每一個(gè)刺激周期輸出的脈寬和幅值大小，記錄數(shù)據(jù)并繪制出如圖7所示的圖表。由圖表可以看出，當(dāng)信號(hào) RMS 值在RMSr和RMSm之間時(shí)，脈寬和幅值隨信號(hào) RMS 值大小成比例變化，當(dāng)信號(hào) RMS 值小于RMSr時(shí)，樣機(jī)輸出的脈寬和幅值為最小值，當(dāng)信號(hào) RMS 值大于RMSm時(shí)，脈寬和幅值保持為最大值且不再增加，說(shuō)明樣機(jī)可以按照式（3）和式（4）所述的機(jī)制調(diào)節(jié)刺激參數(shù)。

以相同方法采用健康上肢的表面肌電信號(hào)進(jìn)行驗(yàn)證，實(shí)驗(yàn)場(chǎng)景如圖8所示。

使用氯化銀表面電極，刺激部位為小臂上的橈側(cè)腕屈肌。首先，分別采集放松狀態(tài)和最大自主收縮狀態(tài)的表面肌電信號(hào)，大小分別為93.4μV 和362.3μV。然后肌肉在采集周期內(nèi)不同程度地發(fā)力，得到不同的肌電 RMS 值。肌電 RMS 值大小可由樣機(jī)屏幕讀出，每一刺激周期的脈寬和幅值由示波器讀出，記錄數(shù)據(jù)繪制出圖表如圖9所示?？梢钥闯?，刺激脈寬和幅值與肌電 RMS 值的變化趨于一致，當(dāng)檢測(cè)到肌電值變大時(shí)，樣機(jī)輸出的參數(shù)也會(huì)相應(yīng)地增大，與上述實(shí)驗(yàn)結(jié)果相同，符合反饋調(diào)節(jié)機(jī)制。

對(duì)系統(tǒng)能否在肌肉出現(xiàn)疲勞時(shí)停止電刺激的性能進(jìn)行驗(yàn)證。以采集周期內(nèi)2 s 的數(shù)據(jù)進(jìn)行 Q 值計(jì)算，以2000個(gè)數(shù)據(jù)為窗口長(zhǎng)度，1000個(gè)數(shù)據(jù)為步長(zhǎng)，共得到3個(gè) Q 值，以3個(gè) Q 值的平均值作為此次采集周期的最終 Q 值。共招募8名志愿者，年齡20～26周歲，男生女生各4名，對(duì)每名志愿者的小臂前臂肌群施加電刺激，記錄刺激開(kāi)始前、刺激結(jié)束時(shí)的肌電特征 Q 值，分別記為 Q（0）和 Q（N），得到的數(shù)據(jù)如表2所示。

由表2可以看出，刺激結(jié)束時(shí)的肌電特征Q 值相比刺激開(kāi)始前均有所下降，且在下降到初始值的50%以下時(shí)電刺激輸出停止。刺激結(jié)束時(shí)實(shí)驗(yàn)者的肌電特征 Q 值并不相同，且并不是正好在50%時(shí)電刺激輸出停止。這是因?yàn)閷?shí)驗(yàn)者的初始肌電特征 Q 值不同，且不同個(gè)體肌肉對(duì)于電刺激的生理反應(yīng)不同。實(shí)驗(yàn)結(jié)果說(shuō)明，儀器可以在檢測(cè)到肌肉疲勞時(shí)及時(shí)終止電刺激。

4 結(jié)論

設(shè)計(jì)了參數(shù)自適應(yīng)調(diào)節(jié)的肌電反饋式電刺激儀，為腦卒中后運(yùn)動(dòng)功能障礙患者的電刺激治療提出一種創(chuàng)新的方案。用刺激過(guò)程中患者的表面肌電信號(hào)控制后續(xù)電刺激周期的脈沖參數(shù)，使整個(gè)治療過(guò)程的刺激參數(shù)根據(jù)患者自身表面肌電信號(hào)強(qiáng)度不斷動(dòng)態(tài)變化，減輕傳統(tǒng)參數(shù)恒定式電刺激帶來(lái)的疲勞，使電刺激治療更加適合每位患者本身。同時(shí)，以特征 Q 值作為指標(biāo)檢測(cè)刺激部位是否到達(dá)疲勞狀態(tài)，當(dāng)檢測(cè)到疲勞時(shí)及時(shí)停止電刺激，避免了深度疲勞或肌肉損傷。

研發(fā)的電刺激儀已經(jīng)進(jìn)行了初步的性能實(shí)驗(yàn)，實(shí)驗(yàn)表明，儀器可以輸出參數(shù)準(zhǔn)確的恒流電刺激波形，可以根據(jù)反饋機(jī)制調(diào)節(jié)電刺激參數(shù)和終止電刺激。本實(shí)驗(yàn)中根據(jù)相關(guān)文獻(xiàn)數(shù)據(jù)將疲勞閾值 b 設(shè)置為50%，下一步的研究目標(biāo)是將儀器應(yīng)用于臨床，通過(guò)收集大量實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)，得到更加精確的疲勞閾值，同時(shí)進(jìn)行有效性和穩(wěn)定性分析，進(jìn)一步完善儀器。

參考文獻(xiàn)：

[1]何潔瑩， 賈杰.腦卒中后上肢和手感覺(jué)功能評(píng)定的研究進(jìn)展[J].中國(guó)康復(fù)醫(yī)學(xué)雜志， 2021， 36（11）：1450–1455.

[2]邱卓英， 李欣， 李沁燚， 等.中國(guó)殘疾人康復(fù)需求與發(fā)展研究[J].中國(guó)康復(fù)理論與實(shí)踐， 2017， 23（8）：869–874.

[3]楊婷， 李雪萍， 林強(qiáng)， 等.步態(tài)誘發(fā)功能性電刺激對(duì)偏癱足下垂患者步行能力的影響[J].中國(guó)康復(fù)醫(yī)學(xué)雜志 ， 2018， 33（2）：170–174.

[4] HASHEMI S， MIRJALILI A， KOBRAVI H R. Commentson “ synergy-basedfunctionalelectricalstimulationforpoststroke rehabilitationof Upper-limb motorfunctions ”[J]. Journalof MedicalSignals & Sensors， 2021， 11（4）：227–239.

[5]游國(guó)清， 燕鐵斌.功能性電刺激及其在腦卒中后偏癱患者中的應(yīng)用[J].中華物理醫(yī)學(xué)與康復(fù)雜志， 2007， 29（2）：142–144.

[6]燕鐵斌， 許云影， 李常威.功能性電刺激改善急性腦卒中患者肢體功能的隨機(jī)對(duì)照研究[J].中華醫(yī)學(xué)雜志， 2006， 86（37）：2627–2631.

[7]趙娟， 張備， 王凡， 等.功能性電刺激對(duì)腦卒中后足下垂內(nèi)翻患者運(yùn)動(dòng)功能的影響[J].中國(guó)運(yùn)動(dòng)醫(yī)學(xué)雜志， 2016， 35（8）：742–745.

[8]趙越， 歐朗， 李曉歐.用于運(yùn)動(dòng)功能障礙康復(fù)的肌電反饋功能性電刺激器研究進(jìn)展[J].北京生物醫(yī)學(xué)工程， 2020， 39（5）：542–548.

[9]孟琳， PORR B， GOLLEE H.功能性電刺激在步態(tài)功能恢復(fù)中的技術(shù)進(jìn)展[J].儀器儀表學(xué)報(bào) ， 2017， 38（6）：1319–1334.

[10]蘇彬， 黃桂蘭， 房輝， 等.功能性電刺激治療腦卒中后步行功能障礙的臨床應(yīng)用及相關(guān)機(jī)制研究進(jìn)展[J].中國(guó)康復(fù)醫(yī)學(xué)雜志， 2021， 36（1）：119–123.

[11]王穎， 靳靜娜， 李穎， 等.基于低頻電刺激誘發(fā)表面肌電信號(hào)的肌肉疲勞度研究[J].北京生物醫(yī)學(xué)工程， 2013， 32（3）：230–236.

[12]葛志鵬.便攜式生物反饋電刺激儀控制系統(tǒng)的研究[D].大連：大連理工大學(xué)， 2021.

[13] YOCHUM M， BINCZAKS，BAKIRT，etal. Amixed FES/EMGsystemforrealtimeanalysisofmuscular fatigue[C]//AnnualInternationalConferenceof theIEEE Engineering in Medicine and Biology. Buenos Aires： IEEE， 2010：4882–4885.

[14]譚文波.基于表面肌電的肌電生物反饋訓(xùn)練與治療系統(tǒng)設(shè)計(jì)[D].廣州：華南理工大學(xué)， 2019.

[15]劉虔鋮.基于嵌入式系統(tǒng)的腦卒中綜合康復(fù)治療儀控制系統(tǒng)研究[D].重慶：重慶大學(xué)， 2008.

[16] BANERJIS，HENGJ，PONVIGNESHPS，etal. Augmenting rehabilitation after stroke： a flexible platformforcombiningmulti-channelbiofeedbackwith FES[M]//PONSJL，TORRICELLID，PAJAROM. ConvergingClinicalandEngineeringResearchon Neurorehabilitation. Berlin，Heidelberg： Springer， 2013：259–263.

[17]謝小文.一種新型電脈沖治療儀的設(shè)計(jì)與實(shí)現(xiàn)[D].武漢：華中師范大學(xué)， 2018.

[18] PIYUS C K， CHERIAN V A， NAGESWARAN S. EMG based FES for post-stroke rehabilitation[J]. IOP Conference Series：MaterialsScienceandEngineering， 2017， 263（5）：052025.

[19] LIZ，HAYASHIBEM，ANDREUD，etal. Real-time closed-loop FES control of muscle activation with evoked EMGfeedback[C]//20157thInternationalIEEE/EMBS ConferenceonNeuralEngineering. Montpellier： IEEE， 2015：623–626.

[20]袁永強(qiáng).基于 STM32雙通道 ICP 傳感器的信號(hào)采集處理系統(tǒng)的構(gòu)建[D].西安：長(zhǎng)安大學(xué)， 2020.

[21]祝榮欣， 王金武， 唐漢， 等.基于心率變異性的聯(lián)合收割機(jī)駕駛員疲勞分析與評(píng)價(jià)[J].農(nóng)業(yè)工程學(xué)報(bào)， 2016， 32（1）：77–83.

[22]李敏.基于可穿戴設(shè)備的駕駛疲勞分級(jí)與檢測(cè)研究[D].武漢：武漢理工大學(xué)， 2019.

[23]王琳， 付榮榮， 張陳， 等.基于生物力學(xué)分析 Q 值對(duì)頸肌疲勞的反映效果[J].儀器儀表學(xué)報(bào) ， 2017， 38（4）：878–885.

[24]賈鑫.具有個(gè)性化人體阻抗檢測(cè)的便攜式經(jīng)顱直流電刺激系統(tǒng)設(shè)計(jì)[D].秦皇島：燕山大學(xué)， 2019.

（編輯：石瑛）