馬樂，朱春雁，于海蓉，宋嶸

中山大學工學院，廣東 廣州 510006

一種輔助足下垂步態(tài)訓練的功能電刺激器控制方法

馬樂，朱春雁，于海蓉，宋嶸

中山大學工學院，廣東 廣州 510006

設計并搭建一個創(chuàng)新性的功能電刺激器控制方法，用于矯正腦卒中患者偏癱后的足下垂步態(tài)，改善下肢運動質量。功能性電刺激器控制方法由運動捕捉系統(tǒng)和單片機控制器組成，實時采集行走過程中的運動學信息，從運動學信息中提取特征，來判斷測試者所處的步態(tài)時相，當檢測到處在最優(yōu)的電刺激時相時，啟動對脛骨前肌的電刺激。目前，已在正常人身上驗證控制方法的可行性。相對于傳統(tǒng)的控制方式，該方法可以更準確地找到最優(yōu)電刺激時相，對改善足下垂患者的異常步態(tài)效果更明顯，而所采集的數(shù)據(jù)可作為訓練結束后的康復效果評估。

腦卒中；足下垂步態(tài)矯正；運動捕捉系統(tǒng)；單片機控制器； 功能電刺激器

在全世界范圍內，腦卒中（中風，Stroke）是致殘的主要原因之一，同時也具有較高的致死率，嚴重危害人類生命健康[1]。據(jù)統(tǒng)計中國現(xiàn)存腦卒中患者高達700萬，而每年由于心腦血管等疾病新增約200萬人[2-3]，其中70%～80%的患者會出現(xiàn)不同程度的言語功能障礙、運動能力低下、日常生活無法自理以及社會活動能力喪失等后遺癥[4]。在這些患者中，又有相當一部分存在著下肢功能障礙[5]，即足下垂（Foot-drop）步態(tài)。其原因通常是中樞神經(jīng)或外周神經(jīng)的損傷，導致踝關節(jié)脛骨前肌的支配能力下降[6]，造成足尖上抬不完全或不能等現(xiàn)象[7]。足下垂患者在步態(tài)擺動期內多出現(xiàn)“畫圈步態(tài)”，同時伴隨著附加的步態(tài)補償，如髖關節(jié)外展、骨盆抬高等異常狀況[8]。這些異常步態(tài)給患者帶來大量的能量消耗、大大降低持續(xù)行走時間及增加跌倒的風險[9]。

在市面上眾多康復訓練設備中，結合大量的文獻報道，功能性電刺激器（Functional Electrical Stimulation，F(xiàn)ES）是臨床及實際生活中應用最為廣泛的輔助治療足下垂步態(tài)的技術手段，相比于傳統(tǒng)的矯形器具，該技術對異常步態(tài)的改善更為明顯[10]。早在1961年，Liberson等人第一次將功能電刺激器應用于足下垂步態(tài)的輔助行走及矯正訓練中，利用足底開關來控制電刺激器的輸出[11]。鑒于足底開關必須要準確放置在患者的腳后跟，對于放置位置的要求較高，否則在行走過程中可能出現(xiàn)受力不均衡的情況，導致無法觸發(fā)電刺激器。所以，研究者Avril Mansfield[12]和CC Monaghan[13]等人分別提出使用單軸的加速度計和陀螺儀替代足底開關的想法，把傳感器綁在測試者的腰或者小腿上，通過加速度、角速度及角度信號分別檢測測試者腳跟著地與離地的時相，從而來觸發(fā)對患側脛骨前肌的電刺激。而加速度計存在的延時，陀螺儀存在的漂移等問題，可能會導致電刺激時相有所偏頗。為了更準確地檢測到患者的每個步態(tài)時相，Al Mashhadany[14]等人通過肌電圖機采集股外側肌、股內側肌、半腱肌以及腓腸肌4塊肌肉的表面肌電信號，訓練神經(jīng)網(wǎng)絡來預測脛骨前肌收縮時相，已達到實時電刺激的目的。然而，以上傳感器僅僅作為功能性電刺激器的控制手段，而無法將采集到的數(shù)據(jù)作為訓練結束后的康復效果評估依據(jù)，仍需要借助其他設備。

本文把運動捕捉系統(tǒng)作為功能性電刺激器的控制方式，根據(jù)受測者在不同的行走速度下，對采集到的運動學信息進行實時濾波處理及特征提取，計算得到膝關節(jié)、踝關節(jié)等角度信息用于判斷行走過程中的步態(tài)時相，并在一個步態(tài)周期中的最優(yōu)時相下電刺激患者脛骨前肌進行康復助行，改善下肢運動質量。同時，電刺激前后的運動學信息會自動存儲下來，用于康復效果評估。

1 康復訓練系統(tǒng)的設計與建立

康復訓練系統(tǒng)主要由運動捕捉系統(tǒng)、單片機控制器和功能電刺激器以及上位機處理算法組成，其康復訓練系統(tǒng)的工作流程如圖1所示。其中，上位機（計算機）與下位機（單片機）之間的通訊通過無線藍牙模塊實現(xiàn)。

圖1 康復訓練系統(tǒng)的各模塊組成

1.1 運動捕捉系統(tǒng)采集下肢運動學信息

運動捕捉系統(tǒng)(OptiTrack, NaturalPoint, USA)由6個攝像頭和運動捕捉軟件Tracking Tools組成，其數(shù)據(jù)采樣頻率為100 Hz。攝像頭發(fā)出紅外光線，同時接收經(jīng)測試者身上標記點反射的紅外光，經(jīng)過Tracking Tools軟件內部算法計算，從而確定該標記點在用戶自定義坐標系中x、y、z軸坐標[15]。根據(jù)人體的運動特點和骨骼框架，標記點的位置如下[16]：在受測者的單側下肢放置5個紅外標記點，膝關節(jié)與髖關節(jié)中分放置RTHI(Right Thighbone)，膝關節(jié)外側放置RKNE(Right Knee)，膝關節(jié)與踝關節(jié)中分放置RTIB(Right Tibia)，踝關節(jié)外側突緣放置RANK(Right Ankle)，大拇指與二拇指交匯處放置RTOE(Right Toe)，如圖2所示，用于實時計算踝關節(jié)、膝關節(jié)角度，以及受測者的行走速度。

圖2 標記點貼放位置

1.2 單片機控制器

單片機控制器的功能分為兩塊：通過無線藍牙模塊與上位機進行通訊以及接收上位機的命令后觸發(fā)電刺激器。

AT89C51單片機是一種帶4K存儲字節(jié)、可編程可擦除的CMOS-8位微處理器。該單片機的RXD端口與藍牙模塊的TXD端口相接，用于獲取和解讀上位機發(fā)送過來的信息。

當上位機檢測到受測者處于最優(yōu)的電刺激時相時，通過藍牙模塊往單片機控制器發(fā)送命令，觸發(fā)電刺激器。此處，單片機控制器使用的是串口中斷，并將該中斷設為高優(yōu)先級，進入串口中斷服務程序后，即觸發(fā)電刺激器過程中不再接受其他中斷[17]。

1.3 上位機程序設計

上位機的程序主要分為兩大塊：數(shù)據(jù)處理模塊與數(shù)據(jù)保存模塊。

數(shù)據(jù)處理模塊主要在Microsoft Visual C++軟件中執(zhí)行，程序將運動捕捉系統(tǒng)所識別的5個標記點三維坐標實時讀取。由于信號的大部分能量在10 Hz以下，所以截止頻率為10 Hz的4階巴特沃斯低通濾波器被用來實時濾波。該低通濾波器由Labview軟件中的逐點濾波器控件組成，保存為新項目，生成動態(tài)鏈接庫（DLL）、靜態(tài)庫（LIB）以及對應的頭文件。在VC++中只需要加載該DLL文件及頭文件即可。

從濾波器處理后的運動學信息進行特征提取，本實驗中主要提取踝關節(jié)角度及膝關節(jié)角度，這兩個特征有助于判斷一個步態(tài)周期內所處的時相。當檢測到測試者處于最優(yōu)的電刺激時相時，上位機往單片機發(fā)送啟動電刺激器命令，對脛骨前肌進行電刺激。

數(shù)據(jù)保存模塊用于記錄整個康復過程中電刺激前、后的運動學信息，下肢5個標記點的三維坐標數(shù)據(jù)及電刺激時間點都完整地記錄下來，以便后續(xù)的數(shù)據(jù)分析及康復效果評估。

2 前期正常人步態(tài)實驗

為了尋找脛骨前肌收縮時相所對應的踝關節(jié)角度、膝關節(jié)角度范圍，我們進行了前期實驗。實驗如下：6名正常人參與實驗，分別有運動捕捉系統(tǒng)采集下肢運動學信息（如圖3所示）及肌電圖機采集包括脛骨前肌在內的6塊肌肉的肌電信號，共兩種信號采集傳感器。受測者需要在跑步機上行走11種速度，從0.5～1.5 m/s，每次速度增加0.1 m/s，每種速度行走60步。實驗后，計算每種速度下，脛骨前肌收縮時所對應的踝關節(jié)角度、膝關節(jié)角度。圖3為3個步態(tài)周期內，行走速度為1 m/s時，脛骨前肌肌電信號與實時計算的踝關節(jié)角度、膝關節(jié)角度之間的關系。

圖3 脛骨前肌肌電信號與運動學信號之間的關系

通過簡單的肌電閾值判斷方法可知道脛骨前肌收縮的時相。在不同的行走速度下，恰好對應于踝關節(jié)的最大角度。由于在運動過程中，踝關節(jié)的最大角度變化較大，無法用固定的閾值作為判斷脛骨前肌的起始收縮，所以需要借用膝關節(jié)的角度作為輔助判斷，提高識別準確率。根據(jù)該實驗數(shù)據(jù)的分析，可以得到不同行走速度下，脛骨前肌收縮時所對應踝關節(jié)角度范圍7.08°～24.05°、膝關節(jié)角度范圍24.45°～ 38.60°。

3 系統(tǒng)實驗測試與結果分析

為了驗證整個系統(tǒng)的可行性，2名正常人下肢貼上5個標記點在運動捕捉系統(tǒng)和肌電采集裝置下進行驗證性實驗，同時采集運動學信號及脛骨前肌的肌電信號。同樣在跑步機11種速度下，行走速度從0.5 m/s逐漸增加至1.5 m/s，每次速度增加0.1 m/s，每種速度行走60步，如圖4所示。當檢測到受測者的踝關節(jié)角度、膝關節(jié)角度同時達到以上角度范圍時，認為所處的時相為最優(yōu)的電刺激時相。

圖4 正常人實驗測試過程照片

實驗結果顯示，見表1。兩位測試者在11種不同速度下，根據(jù)上述角度范圍找到的電刺激時相與脛骨前肌實際收縮時間之間的誤差平均值及標準差均在可接受范圍內，表示系統(tǒng)穩(wěn)定、可靠，具備實用性。

表1 兩位測試者在11種速度下，運動學信息測量得到的電刺激時相與脛骨前肌實際收縮時間的誤差平均值及標準差（ms）

4 結束語

相比于傳統(tǒng)的功能性電刺激器控制方式，本設計通過采集運動學信息來控制功能性電刺激器的方法，不僅可以準確地找到最優(yōu)的電刺激時相，更加符合人的生理學意義，同時也可以實時把電刺激前后的運動學信息記錄下來，作為足下垂步態(tài)的矯正效果分析。未來，該控制方法可應用于腦卒中后偏癱的足下垂患者輔助步態(tài)訓練。

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A Control Strategy for Functional Electrical Stimulation during Foot-drop Correction Training

MA Le, ZHU Chun-yan, YU Hai-rong, SONG Rong
School of Engineering, Sun Yat-Sen University, Guangzhou Guangdong 510006, China

An innovate functional electrical stimulation "FES" control strategy has been designed and set up, which will be used for correcting drop-foot gait after stroke and improve the walking quality of the lower limb. The control strategy is based upon the use of motion capture system and singlechip microcomputer controller. Kinematic information during walking was recorded in real time. After processed, several features were extracted which would be used to determine the walking phases and trigger FES to the tibialis anterior muscle (TA) when the subject was in the optimal stimulation timing. At present, the control strategy has been built and two healthy subjects have participated in the evaluation test to verify the feasibility of the new system. Compared to the traditional control method, the optimal stimulating timing can be found more precisely with the innovate strategy, and there will be more improvement of abnormal gait. Besides, the data recorded will be used for further rehabilitation evaluation after training.

stroke; drop-foot gait correction; motion capture system; microcomputer controller; functional electrical stimulation

R496

A

10.3969/j.issn.1674-1633.2014.03.002

1674-1633(2014)03-0005-03

2013-12-14

廣東省自然科學基金項目(S2012010010350)；中山大學2011年國家大學生創(chuàng)新訓練項目(111055808)；廣東省大學生創(chuàng)業(yè)訓練項目(1055813240)。