魏綺楊勇 陳山林

作者單位：100035 北京積水潭醫(yī)院手外科

肢體缺損或缺如對于患者的生活質(zhì)量、工作能力和心理狀態(tài)將產(chǎn)生很大影響[1-5]。佩戴假肢是重建肢體功能，改善該類人群生活質(zhì)量的重要手段。盡管目前假肢領(lǐng)域，特別在智能仿生假肢領(lǐng)域發(fā)展迅速，但在實際應(yīng)用中，尤其是上肢假肢的使用過程中仍存在誤判率高，使用感受差等缺點，因而上肢假肢的棄用率很高[6-10]。

人體在和假肢的交互過程中，假肢如何精確快速的識別人體運動意圖是提高智能假肢應(yīng)用重要節(jié)點。而在這個節(jié)點上，假肢上不同類型的傳感器發(fā)揮著關(guān)鍵的作用。目前有多種不同類型的傳感器被應(yīng)用于假肢，現(xiàn)就各種傳感器的工作原理、信號識別的特點的研究進展綜述如下。

一、獨立應(yīng)用的假肢傳感器

1. 肌電信號 ( electromyography，EMG )：

( 1 ) 體表肌電信號 ( surface electromyography，sEMG )：sEMG 是一種技術(shù)相對成熟的傳感器，其應(yīng)用范圍廣泛，目前多數(shù)假肢采用 sEMG 進行人體運動意圖的識別。應(yīng)用時，在一對拮抗肌 ( 比如肱二頭肌與肱三頭肌 ) 的體表位置貼上兩組電極，通過采集并解析 EMG 實現(xiàn)識別運動意圖和對假肢的操控[11]。體表肌電傳感器是商業(yè)上肢假肢主流的傳感器類型。但是 sEMG 存在信號穩(wěn)定性有限，易受汗液及皮膚表面狀況影響等不利因素[12]；而且信號源的數(shù)目不足，只有兩組電極操控多自由度的假肢的非常困難。尤其對于高平面截肢的患者來說，往往需要通過有限肌群進行不同模式的收縮來切換電極對于肘、腕以及手抓握模式間的控制[11]。因此，從 sEMG 的基礎(chǔ)上，假肢的意圖識別產(chǎn)生大量的創(chuàng)新和演變。

一些研究者采用了改變信號來源部位的方式提高信號的信息量和可行性。例如，用小腿操控的上肢假肢是一種可行而且容易學(xué)習(xí)的策略，因為腿部和手部有著類似的皮層支配形式。被試可以用單腿踝部＋腳趾的動作完成操控假肢拇指屈伸 / 剩余四指屈伸 / 腕屈伸 / 前臂內(nèi)外旋的控制。盡管踝的內(nèi)外旋和內(nèi)外翻在檢測下較為容易出現(xiàn)混淆，但限制部分自由度后，其反應(yīng)速度與一些靶肌肉再神經(jīng)化 ( targeted muscle reinnervation，TMR )、普通 sEMG假肢沒有顯著差異。并且 TMR 需要幾個月進行康復(fù)訓(xùn)練，而該方法的訓(xùn)練時間可以短至 1 h。因此，對于截肢10 年以上或不希望手術(shù)的患者來說，其可行性存在明顯優(yōu)勢[13]?？傮w而言，使用腿部控制上肢假肢的學(xué)習(xí)過程愉快而輕松[14]。該實驗中特意設(shè)定在控制過程中，腳必須有某處著地的條件，進而為站立時的假肢控制提供了前提。

另一些研究者試圖通過改變信號來源的生理結(jié)構(gòu)以提高其穩(wěn)定性和信息量，例如 TMR。TMR 是通過尚完整的腦皮層－外周神經(jīng)通路，利用肌肉組織間接作為放大器獲取神經(jīng)信號的技術(shù)[15]。該技術(shù)適用于肘以上截肢的患者，因為此人群殘留的肌肉過少，sEMG 很難獲取關(guān)于肢體遠端尤其是手部運動的運動意圖。因此，該方法通過將支配手部運動的神經(jīng)移位至胸背部肌肉，進而通過胸背部肌肉獲取控制手部的運動信號?？傮w來說，肌肉再神經(jīng)化開始于術(shù)后 8～12 周，從手術(shù)完成到 EMG 達到足以操縱假肢的強度的時間大約為 3～4 個月[16]。TMR 術(shù)后，在方塊與盒的實驗中，被試較佩戴傳統(tǒng)假肢時，在規(guī)定時間內(nèi)多移動了 ( 323±151 ) % 的方塊[17]。同時，更舒適的穿戴感，更高的生活質(zhì)量和更本能化的假肢控制感也都得到實驗證實[18]。此外，可能由于神經(jīng)瘤的切除及縫合過程給近端神經(jīng)纖維一個生長的空間，很多受試報告顯示幻肢痛的程度得到減輕[19]。

( 2 ) 肌肉內(nèi)肌電信號 ( intramuscular electromyogram，iEMG )：iEMG 是將電極直接置入肌肉內(nèi)采集肌電信號的手段。iEMG 在能夠得到更多的信號來源的同時，也擁有更強烈清晰的信號，對于操縱更多自由度的假肢存在明顯的優(yōu)勢。受試者能夠使用 iEMG 操縱假肢進行靈活的動作[20]。

也有研究者考慮使用肌肉作為神經(jīng)信號放大器，比如利用 iEMG 制作可再生神經(jīng)接口 ( regenerative peripheral nerve interfaces，RPNIs )。該技術(shù)通過將神經(jīng)斷端縫于自體分割出的小塊肌肉組織移植物的肌外膜上，經(jīng)過 4 個月時間的再神經(jīng)化，插入雙極電極[21-22]，制作出比 TMR 信號更弱的“神經(jīng)信號放大器”，其通過 iEMG 測得的峰值電壓是正常肌肉組織的 2%～14%。已有研究證實，恒河猴使用該技術(shù)可以完成簡單的手指屈伸任務(wù)。其技術(shù)的優(yōu)勢在于不受受體肌肉數(shù)目的限制，該學(xué)者認為，可以通過對近端殘留神經(jīng)束的解剖，分離出支配單個肌肉的神經(jīng)，并且單獨為每一束制作 RPNIs，相關(guān)的研究仍在進行[23]。

2. 神經(jīng)接口 ( neural interface )：另一個重要的信號來源，來自于神經(jīng)接口技術(shù)。該類技術(shù)作為一個重要的研究領(lǐng)域，存在大量具體的研究方向。在目前的材料學(xué)及組織生理學(xué)條件下，既有了較大的進展，但也的確存在發(fā)展瓶頸。目前主要的神經(jīng)接口有束外和束內(nèi)兩種。

( 1 ) 束外電極：束外電極是指放置在神經(jīng)束膜 ( 或外膜 ) 之外的電極，最初的束外電極呈螺旋形包繞神經(jīng)[24]。繼其出現(xiàn) Cuff 電極，該名稱來源于其類似袖口的形狀，電極片被放置在神經(jīng)膜外部，圍繞神經(jīng)一圈，可以與自身縫合或縫合固定在神經(jīng)外膜上。Cuff 電極具有侵入性小、使用安全的優(yōu)點，而且由于其對神經(jīng)較小的損傷，使得它的電極材料能夠在生物體內(nèi)保持更穩(wěn)定的狀態(tài)。目前 Cuff 電極在人體中發(fā)揮作用的最長時間是 10 年，是目前在人體內(nèi)持續(xù)使用時間最長的神經(jīng)電極[25]。其不足在于由于電極的非侵入性，該電極無法記錄單個神經(jīng)纖維的信號，其記錄實際上是整個神經(jīng)束在神經(jīng)電位產(chǎn)生時導(dǎo)致的電壓總和，因此無法區(qū)別傳入及傳出信號。一個可能的思路是依靠神經(jīng)纖維傳導(dǎo)信號的速度，比如較粗的神經(jīng)纖維傳導(dǎo)速度快于較細的神經(jīng)纖維區(qū)別傳入及傳出纖維的信號[26]?？紤]到幻肢痛等疾病很大程度上源于外周神經(jīng)瘤的形成，導(dǎo)致 A 及 C 纖維的不規(guī)律放電[27]，如果無法區(qū)分傳入及傳出纖維的活動，勢必會對假肢的控制產(chǎn)生影響。

FINE 電極則是在 Cuff 電極基礎(chǔ)上的革新，通過將圓形的神經(jīng)壓扁成橢圓形，增加對于內(nèi)部神經(jīng)束的選擇性，刺激神經(jīng)放電需要的電壓也小于一般的圓形束外電極[28]。其在人體中能夠持續(xù)且穩(wěn)定發(fā)揮記錄作用的時間至少 6 個月[29]。

( 2 ) 束內(nèi)電極：束內(nèi)電極則有 LIFE ( longitudinal intrafascicular electrodes )、TIME ( transverse intrafascicular multichannel electrode ) 和 USEA ( utah slanted electrode array ) 等。其中，LIFE 利用直針平行于神經(jīng)束軸穿入束膜內(nèi)，在束膜下方走行一段后穿出，將電極放置在束膜內(nèi)部。TIME垂直于神經(jīng)束軸，將一排電極放置在神經(jīng)束內(nèi)[30]。USEA則是用多排電極組成一個階梯狀的陣列，以確保電極最終能在橫截面上接觸該神經(jīng)束內(nèi)的每一束神經(jīng)纖維[31]。這些電極在生物活體內(nèi)，各自有效持續(xù)時間最長的研究為 3 個月[32]，30 天[33]和 7 個月[34]。

除束內(nèi)及束外電極之外，還有一種形式較為特殊的神經(jīng)電極，被稱為再生神經(jīng)接口，目前最常見的該類型也被稱為“多通道網(wǎng)篩”，其原理在于橫向切斷神經(jīng)，將近端連接于一個含有大量網(wǎng)眼的接收器上[35]，經(jīng)過約 1 周時間，神經(jīng)長入網(wǎng)篩后，電極直接從神經(jīng)纖維收集電壓信號[36]。有研究表明網(wǎng)篩較 TIME 具有更高的信號強度及信噪比，以及更穩(wěn)定的電壓[37]。

3. 其它傳感器：還有一些傳感器接收的是其它類型的信號。通過將電容傳感器與手術(shù)技術(shù)相結(jié)合，研究者創(chuàng)造出了肌肉再分布技術(shù)，通過截肢手術(shù)過程中將肌腱縫在皮下的方式增強皮膚的形變，從而增加識別效率。在測試抓握、屈腕、伸腕、屈指、伸指等動作的過程中，使用電容傳感器的識別準確率 ( 在應(yīng)用兩種不同分類算法的情況下 )達到 97.27% 和 100%[38]。

單獨使用非侵入性的腦電信號 ( electroencephalogram，EEG ) 識別健康受試者三種手運動模式 ( 拇指，示指，拳 ) 的一項研究顯示平均 70% 的動作識別準確率，其中眨眼頻繁的受試者的準確率總體低于其它受試者[39]。在另一項中國科學(xué)院深圳先進技術(shù)研究院進行的研究中，通過使用 64 個通道收集的非侵入性 EEG，將多種算法的動作分類結(jié)果進行合并后，對伸握拳、前臂旋前旋后及無動作這 5 個動作的識別準確率在 4 例高位截肢的男性受試中達到 99.5%[40]。一項健康人識別 3 個動作和 4 個動作的測試中，肌肉超聲圖像分析判斷動作的成功率分別達到71% 和 77%[41]。納米金制作的袖套可以測量肌肉的形變信號，在 6 例受試者身上達到 90.9% 的動作識別準確率，并且受到皮膚表面影響的程度更小[42]。

同時，有研究通過對比 EMG 及慣性感受器 ( inertial measurements，IM ) 的聯(lián)合應(yīng)用與單獨使用 IM 的準確率，發(fā)現(xiàn)在使用肌磁圖 ( magnetomyogram，MAG )，IM 的一種進行控制時，單獨應(yīng)用 MAG 與和 EMG 聯(lián)合應(yīng)用時對多種手勢 ( 手指活動、抓握、腕部活動 ) 的分類誤差率沒有顯著差異[43]。

4. 算法：在算法領(lǐng)域，研究者持續(xù)創(chuàng)新，致力于更好地從信號中提取和分辨信息，以輸出更能體現(xiàn)使用者真實意圖的控制信號。比如貝葉斯信號提取濾波器 ( bayesian source filter for signal extraction，BSFE )，在使用 FINE 收集信號時，不但能提高各神經(jīng)束信號的分辨率，而且能夠達到傳統(tǒng)的 Champagne、SBF 等算法 3～20 倍的信噪比[44]。還有一些算法可以讓假肢的運動過程更加順暢，更少卡頓，比如 Kalman 濾波器，作為新型線性濾波器的一員，通過構(gòu)建與傳統(tǒng)的線性濾波器不同的公式，在傳統(tǒng)的位置公式之外增加一個軌跡公式，使得信號輸入相同的情況下，假肢動作中的抽動更少，使用感受也更好[23]。

二、復(fù)合信號傳感器

目前還有聯(lián)合多種傳感器采集運動信號的研究，其中以各種傳感器和 EMG 的聯(lián)合最多。慣性檢測單元 ( inertial measurement unit，IMU ) 和 sEMG 的配合相比單種傳感器展現(xiàn)出效率上的優(yōu)勢。一項 IMU 和 EMG 配合的研究改變傳統(tǒng)的控制策略，對于上臂截肢的患者，除了在肱二頭肌和肱三頭肌表面皮膚放置的電極之外，還在假肢的肘部和前臂放置 IMU 傳感器。當(dāng) IMU 傳感器檢測到上臂及前臂均保持靜止一段時間后 ( 即肩關(guān)節(jié)無動作，且肘關(guān)節(jié)無動作 )，兩組 EMG 電極片的信號轉(zhuǎn)換成手部控制模式，同時鎖定肘關(guān)節(jié)。當(dāng)肩關(guān)節(jié)有運動時，則鎖定手部動作，轉(zhuǎn)而利用 EMG 控制肘關(guān)節(jié)。該操縱策略在完成抓取放置任務(wù)時的速度相比傳統(tǒng)的通過肱二頭肌及肱三頭肌同時收縮完成切換的策略提高 34%[45]。另一個研究使用算法將 IMU信號以及假肢指端的機械壓力傳感器信號作為上下文信息，同 EMG 的操縱信號進行算法整合。在傳統(tǒng)的機械控制信號之前，增加一個被稱為上下文組件 ( context aware component，CAC ) 的整合算法，接受 IMU 和機械傳感器的信號輸入，并且經(jīng)過訓(xùn)練，其輸出結(jié)果用來調(diào)整傳統(tǒng)的肌電控制 ( conventional myoelectric controller，MYO ) 的參數(shù)，這個策略顯著提高動作的準確性，在該實驗中完全消滅違背使用者意愿的假信號，使用者的操控感受也得到較大提升[46]。

EEG 在結(jié)合 EMG 的使用中也發(fā)揮有效作用。一項研究使用 EMG 控制肘關(guān)節(jié)動作，EEG 控制腕及抓握、手指動作，兩種傳感器分別能夠達到 90% 及 65%～70% 的準確率[47]。另一方面，在一項同樣面對高位截肢人群的研究中，將 32 位 sEMG 及 64 位 EEG 信號的輸出控制通過算法進行混合，測試伸握拳、前臂旋前旋后及無動作 5 個動作，動作識別準確率最高可達到 87.0%[48]。

肌動圖 ( mechanomyography，MMG ) 是記錄肌肉收縮時橫向振動的力學(xué)信號，其不受汗液及皮膚表面情況的干擾。有研究表明，在 5 名健康受試者利用 EMG 及 MMG 同時收集的信號對 7 個動作進行分類，可以達到 83.5% 的準確率[49]。另外，從高位截癱人群使用的光標控制中，有研究者得到利用舌配件切換抓握模式的靈感。舌感應(yīng)控制系統(tǒng) ( inductive tongue control system，ITCS ) 是一種由固定在上顎上的金屬板和用生物膠固定在舌尖上的金屬球組成的系統(tǒng)，通過用金屬球接觸金屬板的不同區(qū)域，受試者可以從 5 種抓握模式中選擇使用其中一種，并且用貼在肢體殘端上的成對 sEMG 電極信號操縱實際的抓握強度。在一項將之與通過同時收縮成對肌肉來切換抓握模式的純 EMG控制假肢表現(xiàn)相對比的實驗中，其完成整套抓握動作的用時下降 35.4%[50]。除了采集信號的傳感器之間的結(jié)合外，采集與輸入信號的傳感器之間的配合也是研究熱點之一[51]。實驗證明通過神經(jīng)刺激產(chǎn)生的觸覺及本體感覺反饋能顯著增強使用者在判斷不可見物體的大小時，對自己結(jié)果的信心及準確率。在提供不同類型的反饋時，結(jié)果也有不同：在提供觸覺反饋時，受試者對物體柔軟度的判斷準確率增加；在提供本體反饋時，對物體大小的判斷準確率上升。假肢施加于被測物體的壓力也有明顯減小[52]。

綜上所述，在基礎(chǔ)領(lǐng)域中，手術(shù)方式、傳感器設(shè)計以及算法設(shè)計都在不斷突破。( 1 ) 手術(shù)方式上，由于截肢過程中肌肉的丟失，而外周神經(jīng)系統(tǒng)卻因其與中樞神經(jīng)系統(tǒng)的聯(lián)系仍然完整而包含更多的信息，與外周神經(jīng)系統(tǒng)有關(guān)的手術(shù)設(shè)計得到越來越多的關(guān)注。眾多研究者試圖以多種方法得到更加精確而完整的運動信號，有些人使用殘余肌肉等器官作為轉(zhuǎn)換中介，另一些人致力于設(shè)計出可以和神經(jīng)直接通話交流的傳感器。( 2 ) 傳感器設(shè)計上，更多的傳感器也正在被逐漸納入到研究者的視野當(dāng)中，有些來自于高位截癱的生活輔助工具 ( 比如：EEG，ITCS )，有些來自于臨床或者生物學(xué)實驗中使用的檢測方法 ( 如超聲、MMG )。( 3 ) 除此之外，從意圖分類到假肢運動軌跡的轉(zhuǎn)換控制，都離不開算法的持續(xù)創(chuàng)新與有機結(jié)合。

而在應(yīng)用領(lǐng)域中，充滿創(chuàng)新的控制方式和多種傳感器的聯(lián)合應(yīng)用也帶來顯而易見的效率提升。使用與手術(shù)部位無關(guān)的健康肢體 ( 比如腿部、舌 ) 控制假肢，不但不必然影響患者其它功能 ( 如行走、站立和說話 )，而且能夠?qū)⒂?xùn)練所需的時間大大縮短。單種的傳感器可能受到環(huán)境干擾 ( 比如 sEMG 對汗液的敏感 ) 可以被其它傳感器的特性彌補。具有定量優(yōu)勢的傳感器和定性優(yōu)勢的傳感器相結(jié)合，能夠提高整體活動的效率和速度。而適當(dāng)?shù)姆答仯軌虮葐畏矫娴妮敵龅玫礁毜牟倏亟Y(jié)果。