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一種利用肌肉激活特性調(diào)制和評估功能性電刺激的方法

2019-07-09 01:13:52陳建國李玉榕周月珠
關(guān)鍵詞:前肌步態(tài)踝關(guān)節(jié)

楊 徐,陳建國,李玉榕,周月珠

(1.福州大學(xué)電氣工程與自動化學(xué)院,福建福州 350108;2.福建省醫(yī)療器械和醫(yī)藥技術(shù)重點實驗室,福建福州 350108;3.福建醫(yī)科大學(xué)附屬第一醫(yī)院康復(fù)醫(yī)學(xué)科,福建福州 350005)

0 引言

人體運動的產(chǎn)生是大腦或脊髓發(fā)出指令,通過周圍神經(jīng)傳遞到肢體肌肉,肌肉激活會誘發(fā)肌肉收縮,從而產(chǎn)生動作.表面肌電信號可以反映肌肉的激活水平,它是肌肉收縮時所募集的運動單元產(chǎn)生的動作電位在表面電極處時間和空間上的綜合疊加,表征的是肌肉的激活特性.表面肌電信號分為兩種:肌肉自然激活時的自主意愿表面肌電信號(voluntary electromyography,vEMG)和肌肉被外界刺激誘發(fā)的表面肌電信號(evoked electromyography,eEMG).具體而言,vEMG是指由大腦自主運動意愿產(chǎn)生神經(jīng)興奮導(dǎo)致肌肉收縮而產(chǎn)生的肌電信號;而在功能性電刺激(functional electrical stimulation,F(xiàn)ES)系統(tǒng)中,eEMG是指利用外部電刺激產(chǎn)生的電脈沖直接刺激肌肉導(dǎo)致肌肉收縮而產(chǎn)生的肌電信號,通常稱為M波,兩者都反映了肌肉在不同狀態(tài)下的激活水平[1-2].

功能性電刺激是一種廣泛用于誘導(dǎo)肌肉收縮的技術(shù),它通過施加能夠激發(fā)神經(jīng)支配肌肉的運動神經(jīng)元的電流來誘導(dǎo)肌肉激活,進而誘發(fā)肌肉收縮.研究表明,F(xiàn)ES技術(shù)不僅能夠改善康復(fù)效果,提高康復(fù)訓(xùn)練效率,而且有助于運動功能重建,符合新近康復(fù)理論,因此它已被廣泛地應(yīng)用于臨床康復(fù)中,如中風(fēng)[3]、震顫[4]、多發(fā)性硬化癥[5]、脊髓損傷[6]等諸多方面.臨床上,F(xiàn)ES康復(fù)治療足下垂的應(yīng)用也很廣泛.足下垂是指由于腦卒中或其他中樞及外周神經(jīng)疾病和損傷,導(dǎo)致脛骨前肌對踝關(guān)節(jié)的支配能力下降,造成足尖上抬不完全或不能等現(xiàn)象.利用FES治療足下垂是指在患者進行康復(fù)訓(xùn)練或行走過程中,以低頻脈沖電流刺激患者小腿脛骨前肌,促進脛骨前肌收縮,使踝關(guān)節(jié)產(chǎn)生背屈運動,從而達到康復(fù)治療效果[7].

利用FES技術(shù)對足下垂患者進行康復(fù)治療或輔助行走,其有效性和安全性取決于如何調(diào)制電刺激的輸出強度曲線.當(dāng)前,應(yīng)用最成功的有梯形輸出曲線和肌電調(diào)制的自然輸出曲線.1965年,梯形輸出曲線被提出[8].它雖然簡單且有一定效果,但是無法實現(xiàn)健康步態(tài)的自然狀態(tài)[9],而且存在冗余刺激和刺激盲區(qū)等缺點.為了應(yīng)對梯形輸出曲線的弊端,2000年,Lyons等[10]利用健康人正常行走時整個步態(tài)周期脛骨前肌EMG信號發(fā)放強度曲線調(diào)制FES輸出強度,提出肌電調(diào)制的自然輸出曲線這一概念,之后大量研究者在該領(lǐng)域開展了相關(guān)研究[11-12].同時,有關(guān)學(xué)者也在研究足下垂FES系統(tǒng)中,如何利用自然肌電調(diào)制輸出強度曲線,如文[13]提出的方法是從0到刺激強度可使受試者的踝關(guān)節(jié)達到步態(tài)周期中最大背屈角度時的最大脈寬之間進行線性比例調(diào)制.文[14-15]的研究表明,肌肉的募集水平隨著刺激強度的變大,其特性是先經(jīng)過一段死區(qū),然后經(jīng)線性上升,最后到達飽和區(qū).因此,本研究提出一種基于肌肉激活特性的FES調(diào)制方法,具體為采集脛骨前肌在電誘發(fā)激活下的耐受值和閾值,結(jié)合自然激活模式調(diào)制電刺激強度,利用外周神經(jīng)電刺激來模擬自然激活模式.其中,選擇閾值對應(yīng)最小刺激強度,這是因為肌肉募集的死區(qū)特性;選擇耐受值對應(yīng)最大刺激強度,是由于電刺激強度達到一定程度后,肌肉募集的飽和特性,其余電刺激輸出強度按線性比例調(diào)制.

傳統(tǒng)FES系統(tǒng)強度調(diào)制的評價方法一般是:通過實時檢測電刺激下力矩、角度等運動信息,計算它與理想運動軌跡的誤差,從而來評價其控制系統(tǒng)的優(yōu)越性[16-17].而針對足下垂FES控制系統(tǒng)而言,采集實時行走的力矩信息比較困難,通常只能是檢驗電刺激下步態(tài)中背屈的產(chǎn)生情況或者分析踝關(guān)節(jié)的角度變化等運動信息[10].這些FES控制系統(tǒng)的評估方法側(cè)重的只是一種總體控制效果,無法對整個步態(tài)周期各個過程進行評估,且沒能結(jié)合肌肉激活的生理特性.而利用FES使失神經(jīng)控制的肌肉收縮本質(zhì)就是使肌肉在電刺激下激活,因而利用電刺激下的肌肉激活特性評估FES在整個步態(tài)控制周期中的作用是一種直觀且有效的方式.基于此,本研究提出一種基于肌肉激活的FES調(diào)制與評估方法,利用脛骨前肌自然激活模式下的EMG信號調(diào)制電刺激強度,刺激脛骨前肌,并通過對比自然激活和電刺激激活兩種情況下,脛骨前肌的不同響應(yīng)來作為評價指標(biāo)對所提出的FES刺激強度調(diào)制方式進行評估.

1 步態(tài)實驗

1.1 實驗設(shè)置

采集 7名健康受試者(公式: 平均值±標(biāo)準(zhǔn)差,年齡:(23.8±3.5) 歲,身高:(172.4±3.8)cm,體重:(59.7±8.5)kg)在平地正常行走時的足底壓力信號、脛骨前肌EMG信號和踝關(guān)節(jié)角度信號.EMG信號使用Trigno Lab(DELSYS INC,USA)無線信號采集系統(tǒng),Trigno LAB系統(tǒng)具有多通道EMG采集電極,采樣頻率為2 kHz,CMRR>80 dB,帶寬為20~480 Hz.角度傳感器的型號是Goniometer sensor SG150,可與Trigno LAB進行數(shù)據(jù)傳輸,其測量精度為±2°,采樣頻率為148.15 Hz.實驗中還配置有壓力傳感器鞋墊可以用來對步態(tài)周期進行劃分,其采樣頻率為100 Hz.

受試者在平地直線行走,EMG傳感器貼放于受試者脛骨前肌肌腹位置,壓力傳感器放置于腳底,同步采集受試者在行走過程中的EMG信號和壓力信號.其中受試者的行走速度為60步·min-1,實驗前每位受試者均在此步速下進行行走訓(xùn)練,以避免受試者在數(shù)據(jù)采集的步態(tài)過程中出現(xiàn)輕微搖晃等現(xiàn)象.

1.2 數(shù)據(jù)的采集和分析

在步態(tài)實驗中主要采集vEMG信號,其表征的是正常行走步態(tài)中脛骨前肌的激活特性.實驗中,每名受試者一共采集至少包括50個完整步態(tài)周期的肌電數(shù)據(jù),通過對vEMG信號進行整流、濾波(6階巴特沃斯低通濾波,截止頻率4 Hz)、重采樣和歸一化處理,得到多個完整步態(tài)周期內(nèi)EMG信號的包絡(luò),其處理過程如圖1所示.

通常而言,健康人在行走過程中,從一側(cè)腳跟離地開始到同側(cè)腳跟再次離地為止,這段時間稱為一個完整步態(tài)周期.因此,利用腳跟離地這一步態(tài)事件來對步態(tài)過程中的EMG信號進行劃分,可得到完整步態(tài)周期中的EMG信號.處理后結(jié)果如圖2陰影部分所示.可以看出一個步態(tài)周期內(nèi)的EMG信號基本呈現(xiàn)明顯的雙波峰特性.就步態(tài)過程而言,第一個波峰出現(xiàn)在腳尖離地之后,腳跟著地之前的一段時間內(nèi),從生理意義上來說,這是為了調(diào)整踝關(guān)節(jié)角度使得腳尖上抬至適宜的高度,為腳跟著地做準(zhǔn)備,并且為腳跟著地的反向支撐力留出充分的緩沖空間.第二個波峰出現(xiàn)在腳跟著地之后很短的時間范圍內(nèi),從生理上來說是因為腳跟著地后,肢體在由擺動相向站立相過渡的過程中負擔(dān)了一部分人體重力引發(fā)的腳跟對地面的反向支撐力,脛骨前肌為了對抗該支撐力而收縮,同時發(fā)放強烈的肌電,這個發(fā)放強度一般情況下要大于第一個波峰.

將角度傳感器分別貼放于踝關(guān)節(jié)兩側(cè),即小腿和腳背上.實驗中要求受試者光腳在平地直線單步行走,即每次只有貼有傳感器的腳前行一步,這樣方便區(qū)分步態(tài)周期,檢測到的踝關(guān)節(jié)角度的變化如圖3所示,觀察到健康受試者在行走過程中踝關(guān)節(jié)出現(xiàn)明顯的跖屈角度和背屈角度,其中正向為步態(tài)開始,腳跟開始離地之后腓腸肌收縮產(chǎn)生的跖屈角度;負向表示步態(tài)擺動期,脛骨前肌開始收縮,產(chǎn)生背屈角度,直至腳掌全部著地回到初始位置,從圖中可見,其背屈角度變化大約為12°.

圖1 vEMG信號的處理過程Fig.1 Processing of vEMG

圖2 壓力信號劃分步態(tài)周期圖Fig.2 Segmentation of gait cycle using pressure signal

圖3 步態(tài)中踝關(guān)節(jié)角度Fig.3 Ankle joint angle in gait

2 電刺激實驗和數(shù)據(jù)采集

一般而言,對FES刺激強度的調(diào)節(jié)有三種方式:調(diào)電流、調(diào)脈寬和調(diào)頻率,而應(yīng)用最多也最方便的是通過脈寬調(diào)制的方式.從肌肉的激活特性角度出發(fā),利用脛骨前肌自然激活時的EMG信號調(diào)制FES輸出包絡(luò),提出利用受試者脛骨前肌的耐受值和閾值進行電刺激輸出調(diào)制.選擇該種調(diào)制方法是因為考慮到肌肉的募集曲線特性,具體表現(xiàn)為先經(jīng)過一段死區(qū),然后經(jīng)線性上升,最后到達飽和區(qū).因此,選擇閾值對應(yīng)歸一化vEMG曲線中的最小值是因為考慮到肌肉募集過程中的死區(qū)特性,0到閾值之間的脈寬下電刺激對于患者而言屬于無效刺激,在肌肉的募集曲線中,處于死區(qū)的位置,沒有實際作用,只有電荷積累;而當(dāng)電刺激強度達到耐受值時,肌肉激活水平已經(jīng)達到募集曲線中的飽和值,不會再隨著刺激強度的增大而增加,所以將耐受值與歸一化vEMG曲線中的最大值相對應(yīng),并將其他值以線性比例的方式分別映射.

使用德國Medel公司生產(chǎn)的MotionStim8表面電刺激系統(tǒng),輸出刺激電流的波形為雙相矩形脈沖波形,雙相矩形式的脈沖波形能夠有效降低皮膚和肌肉中的電荷積累,更適用于皮膚表面電刺激.刺激電極貼片使用勵圖生理電極LT-1,尺寸為4 cm×4 cm,厚度1 mm,電極最大表面電阻值不大于(3±10%)kΩ.為檢驗輸出曲線的安全性和可靠性,對健康受試者進行試驗,先用線性上升的脈寬曲線刺激受試者的脛骨前肌,可以確定受試者脛骨前肌在電刺激下的耐受值和閾值大小,其中閾值表示電刺激下患者關(guān)節(jié)開始產(chǎn)生輕微動作時的最小電刺激強度,耐受值表示電刺激下患者開始感受到疼痛或不適時的最小電刺激強度.本次實驗中,選擇固定電刺激的電流為30 mA,頻率為20 Hz,利用脈寬大小來表征受試者的耐受值和閾值大小.實驗中受試者端坐于實驗臺上,腳自然下垂,生理電極貼放于受試者小腿脛骨前肌的肌腹兩端位置,肌電記錄電極貼放于肌腹位置,角度傳感器貼于踝關(guān)節(jié)的兩側(cè),實驗中同時記錄EMG信號和角速度信號.

3 電刺激下的肌電信號

3.1 電刺激下的肌電信號分析

實驗中利用外部電刺激產(chǎn)生的電脈沖直接刺激肌肉導(dǎo)致肌肉收縮而產(chǎn)生的EMG信號,是電刺激誘發(fā)的表面肌電信號,通常稱為M波.但是如果在電刺激的同時進行EMG信號的采集,刺激電流會在組織與皮膚中產(chǎn)生電場,通過表面電極檢測后會形成電刺激偽跡(stimulation artifacts,SA).刺激偽跡的產(chǎn)生是由于皮膚的導(dǎo)電性造成的.其產(chǎn)生特點是它的發(fā)生時刻與刺激電流脈沖是同時開始的,并且在一般強度的電刺激中,其幅值會高于M波信號.因此,在實驗中記錄到的EMG信號是由這M波和SA這兩部分組成的.圖4(a)所示為實驗過程中采集到的EMG信號.圖4(b)為電刺激下踝關(guān)節(jié)的角度變化,可以看出明顯的踝背屈角度變化,最大可達到14°左右,與步態(tài)實驗中采集到的健康人在自然步態(tài)下踝關(guān)節(jié)的運動角度接近,因此本研究所調(diào)制的電刺激強度可以滿足自然步態(tài)中踝關(guān)節(jié)的背屈.圖4(c)為一個刺激周期內(nèi)的SA和M波的混疊信號.

3.2 M 波的提取

利用文[18]中所提出的一種屏蔽和模板相結(jié)合的濾波方法來濾除SA,提取純凈的M波.首先對不同受試者進行亞閾值刺激時,選擇刺激電流為5 mA,刺激脈寬為100 μs,刺激頻率為20 Hz.該刺激強度較低,肌肉未被激活,也就沒有M波的產(chǎn)生,因此可得到純凈的SA.采集到純SA后,利用AR模型辨識出該受試者的SA放電模型,最終獲得的模型參數(shù)用于濾波階段對SA計算與消除.圖5所示為EMG信號中提取M波的示意圖,圖5(a)表示屏蔽法與模板法相結(jié)合濾波過程,圖5(b)表示濾波后的15例來自不同受試者的完整M波信號.可以看出M波的波形與圖1(a)中原始vEMG信號相比更加規(guī)整,這是因為電刺激下肌肉運動單元的激活是同步激活的,與自主意愿下運動單元的異步激活明顯不同,因此其波形也存在明顯不同.

圖4 電刺激下的表面肌電信號和踝關(guān)節(jié)角度信號Fig.4 Surface EMG signals and ankle angle signals under electrical stimulation

圖5 M波的提取Fig.5 Extraction of M-wave

3.3 電刺激下肌肉募集特性分析

M波是一種較規(guī)整的信號,文[14]中提到M波的幅值可達到mV數(shù)量級.本研究分別通過峰-峰值、均方根(root mean square,RMS)和1-范數(shù)三種方法來對3.2中的15條M波的包絡(luò)進行計算,以量化電刺激下肌肉的募集水平.三種方法計算后的結(jié)果如圖6所示,所有結(jié)果都進行了歸一化處理.分別計算三種方法下兩兩M波之間的相關(guān)系數(shù)(correlation coefficient,CC),CC(平均值±標(biāo)準(zhǔn)差)分別可達到0.949 8±0.024 2、0.973 2±0.016 7、0.972 0±0.012 9(N=15).相關(guān)系數(shù)的計算公式為:

其中:Cov(X,Y)為X、Y的協(xié)方差,Var(X)、Var(Y)分別為X、Y的方差.

具體而言,峰-峰值計算包絡(luò)是先檢測指定窗口長度內(nèi)的局部最大值,再對相鄰局部最大值之間進行樣條插值來得到包絡(luò),所以峰-峰值求M波包絡(luò)反映的是每個時間段脛骨前肌被動收縮時所募集的所有運動單元動作電位的極大值水平.RMS計算M波包絡(luò)是通過計算指定窗口長度內(nèi)肌肉響應(yīng)的均方根以得到包絡(luò),更側(cè)重于反映出脛骨前肌收縮時所募集的所有MUAP的有效值.而1-范數(shù)計算包絡(luò)是通過計算每個電刺激脈沖下整流后的M波面積,表示了這段時間內(nèi)脛骨前肌MUAP募集水平的綜合疊加,表現(xiàn)出來的是該段時間內(nèi)肌肉響應(yīng)的累積值.

從圖6可以看出,三種方法下求得的M波的包絡(luò)均呈現(xiàn)為先緩慢上升,然后較快速地變小的趨勢.圖6(a)中M波曲線雖然能體現(xiàn)肌肉募集水平大致趨勢,但平均激活水平較高,波動也被掩蓋.圖(b)和(c)中的結(jié)果較好,但是1-范數(shù)的方法更能體現(xiàn)M波的累積效應(yīng),與電刺激下的肌肉骨骼系統(tǒng)激活也是一種累積的效應(yīng)相契合.因此,選擇1-范數(shù)作為量化電刺激下肌肉募集水平的處理方法.

圖6 三種方法下的M波募集曲線Fig.6 Recruitment curve of M-wave under three methods

4 結(jié)果分析

分別計算步態(tài)實驗和電刺激實驗下脛骨前肌的激活曲線,用平均值±標(biāo)準(zhǔn)差來表示,結(jié)果如圖7所示.

從vEMG和M波的激活方式來說,vEMG是由大腦自主運動意愿產(chǎn)生神經(jīng)興奮導(dǎo)致肌肉收縮而產(chǎn)生的肌電信號,M波是由外部電刺激產(chǎn)生的電脈沖直接刺激肌肉導(dǎo)致肌肉收縮而產(chǎn)生的肌電信號,二者的激活方式是完全不同的.而且其原信號的波形也是完全不同,規(guī)律也不相同,但是通過描述其包絡(luò)信號,可知本研究提出的利用步態(tài)肌電以及耐受值和閾值調(diào)制的電刺激脈寬變化曲線,可以使電刺激下肌肉的激活曲線與健康步態(tài)過程中肌肉的激活曲線有較高的相關(guān)性,兩條平均值曲線的相關(guān)系數(shù)可達到0.881 5.結(jié)果表明,本研究提出利用耐受值和閾值調(diào)制自然輸出電刺激曲線刺激脛骨前肌,肌肉的募集特性與自然步態(tài)下的募集特性有著較高的相關(guān)性,這從生理特性角度解釋了本調(diào)制方式的可行性.

圖7 兩種模式下肌肉的激活曲線Fig.7 Muscle activation curves under two status

5 結(jié)語

提出一種基于肌肉激活的功能性電刺激調(diào)制與評估方法.通過采集7位受試者在自然步態(tài)下脛骨前肌肌電信號,通過數(shù)據(jù)處理得到每個完整步態(tài)內(nèi)脛骨前肌自然激活時的自主意愿肌電信號曲線.利用不同受試者脛骨前肌的耐受值和閾值調(diào)制出自適應(yīng)的電刺激脈寬輸出曲線,刺激患者脛骨前肌,同時采集電刺激下脛骨前肌被動激活時肌電信號,利用濾波算法提取出脛骨前肌電誘發(fā)下的M波信號.通過對比自然激活和被動激活下脛骨前肌的不同響應(yīng),計算其平均激活曲線的相關(guān)系數(shù)可達到0.881 5,從肌肉的生理特性上解釋了本電刺激強度調(diào)制方式的可行性.未來可利用該方式在FES閉環(huán)系統(tǒng)中進行電刺激脈寬的調(diào)制,幫助足下垂患者在電刺激下進行康復(fù)訓(xùn)練和輔助行走,最大程度上讓患者行走出類似健康人的步態(tài).

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