步態分析及在功能性電刺激系統中的應用

陳子晗，黃思遠，黃嘉俊，李玉榕,2

（1.福州大學 電氣工程與自動化學院，福建 福州 350108；2.福州大學 福建省醫療器械和醫藥技術重點實驗室，福建 福州 350108）

0 引 言

功能性電刺激（Functional Electrical Stimulation,FES）技術是利用低頻電脈沖刺激患有功能障礙的肌肉，使肌肉完成特定動作，從而獲得功能恢復的技術手段。其基本神經生理學原理是利用向神經施加低頻脈沖電流，在完整的外周神經元中產生動作電位，模擬大腦的運動控制，誘發非自主肌肉收縮，進而形成運動。該技術已應用在中風后運動恢復、輔助腦性麻痹兒童改善上肢功能、改善不完全脊髓損傷患者行走期間的步態和基于FES的神經假肢助力截癱個體恢復運動功能等康復領域。國內外越來越多的研究人員開始致力于研究FES技術。

針對目前國內的研究現狀，本文詳細介紹了根據角速度分析判斷不同步態以此實現啟?？刂频哪Ｊ?。該算法通過前2個步態周期信息更新檢測腳尖離地時刻的閾值，實現實時檢測腳尖離地（Toe Off,TO）和腳跟著地（Heel Strike,HS）2個步態事件。在腳尖離地時對患者患肢脛骨前肌施加電刺激，輸出基于閾值和耐受值的梯形波，在腳跟著地時停止電刺激，以此來誘發肌肉收縮，進而形成運動，協助患者進行康復訓練。

1 步態特性分析

1.1 步態周期

實現啟?？刂扑惴ㄒ獙Σ綉B周期有準確的判斷，人的步行過程具有一定規律性和周期性，一個完整的步態可以分為3個階段：站立相、擺動相和推動相。在步行過程中，當一側腳從站立相開始，經過推動相、擺動相過程，再次回到站立相稱為一個完整步態，如圖1所示。腳跟離地（Heel Off,HO）標志著站立相的結束和推動相開始，腳尖離地（Toe Off,TO）標志著推動相的結束和擺動相的開始，腳跟著地（Heel Strike,HS）標志著擺動相的結束和進入站立相。

圖1 步態事件循環過程

1.2 角速度分析

觀察正常人在步態周期內矢狀面角速度變化曲線（將人體分為左/右切面，左/右切面被稱為矢狀面，左/右切面的角速度稱為矢狀面角速度），結合步態過程分析不同階段關鍵時刻的特征：

（1）腳跟離地時刻：當腳跟離地時，表示站立相結束。站立相進入推動相的過程中，陀螺儀采集的角速度數據隨著腳跟和地面的角度增大而減小。

（2）腳尖離地時刻：當陀螺儀采集的角速度數據波形接近波谷時，表示腳尖即將離地。

（3）擺動階段中點：當腳尖離地后的運動過程稱為擺動相，此時角速度開始由負向正轉變，在此過程中產生的極大值點被稱為擺動相中點。

（4）腳跟著地時刻：擺動相中點之后，角速度數據開始變小，當出現第一個波谷時，表示腳跟著地。最后，當角速度為接近0的負值時，表示恢復到站立相，完成一個步態周期。

步態周期矢狀面角速度變化曲線如圖2所示。

圖2 步態周期矢狀面角速度變化曲線

2 啟停控制模式設計

基于對步態過程的特征分析，本節設計了足下垂FES啟?？刂葡到y，將檢測的腳尖離地和腳跟著地時刻作為開啟和停止電刺激的時刻，以實現功能性電刺激的啟停控制。

2.1 基于自適應閾值的啟?？刂扑惴?/h3>

為實現功能性電刺激儀的啟?？刂?，本文設計了基于自適應閾值的控制算法來控制功能性電刺激輸出的開啟和停止。首先，我們采集患者的角速度，使用MATLAB對數據進行濾波、擬合處理，得到患者的識別結果。然后根據出現負峰值后前后峰值幅值是否超過10%來判斷此時步態處于腳尖離地狀態還是腳跟著地狀態。若負峰值后前后峰值幅值超過10%，則判斷當前為腳尖離地狀態，反之則是腳跟離地狀態。通過判斷腳尖離地以及腳跟著地2個時刻來確定電刺激的開啟、停止時刻。確定腳尖抬起和腳跟著地時刻的流程如圖3所示。

圖3 確定腳尖離地和腳跟著地時刻的流程

上文提出，當前時刻之前的幾個步態周期之間的關系可以為判斷腳尖離地或腳跟著地提供參考。本文提出對前2個步態周期中腳尖離地的負峰值求平均值，再與一個系數相乘作為檢查腳尖離地閾值的更新公式，如公式（1）：

式中：TO表示閾值；TO和TO是前2個步態周期腳尖離地過程中的負峰值；a為比例系數，a的取值對腳尖離地時刻的識別產生影響。a的取值過小，會使得電刺激提前；取值過大，則無法正確判斷腳尖離地的時刻。因此有必要對a的取值進行分析，尋找最佳閾值。

經病患主治醫生的允許并征得患者本人同意的情況下，本實驗招募了1名福建醫科大學附屬第一醫院足下垂患者進行實驗，采用控制變量法，保持其他實驗條件不變的前提下，通過對參數a進行不同取值，對比分析識別結果后，發現a取0.6時檢測結果最準確，如圖4所示（“☆”和“*”分別代表算法識別出的腳尖離地和腳跟離地時刻，即對應電刺激儀開啟和關閉時刻）。

圖4 參數a取0.6時患者的識別結果

基于自適應閾值的啟?？刂扑惴ǖ幕舅枷胧菍崟r識別步態過程中的腳尖離地（TO）和腳跟著地（HS）時刻來控制功能性電刺激儀的開啟和停止。從算法本身考慮：（1）在檢測TO時，通過閾值限制檢測腳尖離地的時刻，當角速度處于小于閾值之后的第一個波谷時，判斷為腳尖離地。從功能性電刺激儀的實際使用角度考慮，存在數據抖動，第一個波谷可能并非角速度最小的波谷，所以不能在患者腳尖已離地之后輸出電刺激，存在患者腳尖拖地一段時間的可能性，可能發生跌倒；提前幾十毫秒開啟輸出電刺激，從人體感覺而言，雖然差別不大，但是能使脛骨前肌準備收縮，避免出現腳尖拖地，從角速度方面考慮，小于閾值后的第一個波谷已接近負峰值，此時已處于腳尖離地過程中的某一個位置，所以可以在此刻輸出電刺激。（2）在檢測HS時，算法存在最大延時時間為8個數據點，具體延時時間取決于采樣頻率，傳感器采樣頻率為100 Hz，所以存在最大延時時間為80 ms，由于腳跟已經著地，在此刻停止電刺激不存在跌倒風險。

2.2 軟件設計

基于上小節所述，通過定時器的中斷服務程序執行啟?？刂扑惴?，實時檢測腳尖離地時刻和腳跟著地時刻，并在這2個時刻使能另一個定時器，用于控制刺激的輸出與否。定時器工作流程如圖5所示。在腳跟著地時刻將標志位HS置1，關閉定時器，代表關閉刺激輸出。腳尖離地時刻開啟定時器，代表開啟刺激輸出。以此實現步態過程中的啟?？刂啤?/p>

圖5 啟停控制模式下定時器的工作流程

本文設計的啟停控制模式輸出梯形波，結合脛骨前肌的閾值和耐受值，在腳尖離地時刺激強度從閾值線性增加至耐受值，然后電刺激強度維持在耐受值一段時間，在腳跟著地時再線性降至閾值。本次設計中，脈寬增加和減少過程中的刺激波形次序是對稱的，因此，只需要計算增加或者脈寬減少過程其中一段高、低電平持續時間即可。圖6所示為擺動過程中輸出電刺激的脈寬變化示意圖，其中，圖6（a）為FES輸出的刺激波形，采用雙極性波形的正脈沖示意脈寬變化，圖6（b）為對應的刺激包絡線。

圖6 電刺激脈寬變化示意圖

2.3 硬件設計

足下垂FES系統硬件設計框圖如圖7所示。治療儀由角速度采集模塊以及脈沖輸出模塊構成。

圖7 足下垂FES系統硬件設計框圖

2.3.1 角速度采集模塊

本文選用MPU6050作為采集患者小腿角速度信號的傳感器。MPU6050內部帶有3個陀螺儀，每個陀螺儀監測圍繞各軸轉動的速度，當MPU6050圍繞某一軸旋轉時，該坐標軸的陀螺儀會產生科里奧利振動，經內部陀螺儀ADC采樣后變為數字量。MPU6050電路如圖8所示。

圖8 MPU6050電路

MPU6050傳感器通過IC接口與控制器進行數據傳輸，讀取的角速度數據是數字量，并非真實的角速度，真實角速度=ADCrate/靈敏度，ADCrate表示ADC值。陀螺儀的靈敏度和前文提到的量程范圍有關，量程由陀螺儀配置寄存器決定，具體配置見表1所列。從實際應用考慮，選擇量程為±250°/s，靈敏度 =2n/量程，單位為LSB/（°/s）。

表1 MPU6050陀螺儀量程范圍

2.3.2 脈沖輸出模塊

本文采用的雙極性脈沖波形正負脈沖完全對稱。雙極性脈沖控制電路由4個開關管構成，由于其電路形似大寫英文字母“H”，所以雙極性波形控制電路又稱為H橋電路，如圖9所示。H橋電路通過微控制器PE13和PE14進行控制，當H橋正常工作時，控制Q、Q導通和Q、Q截止，產生正向刺激脈沖；Q、Q截止及Q、Q導通時，產生反向刺激脈沖，Q、Q和Q、Q輪流導通，且兩組開關管導通時間一致，才能保證電刺激儀輸出對稱的雙極性刺激脈沖。

圖9 雙極性波形輸出電路

3 實驗驗證與分析

3.1 角速度數據采集試驗

人行走過程中的活動規律主要體現在矢狀面，足下垂患者與正常人的踝關節、小腿下部、小腿中部及小腿上部的角速度變化具有一致性，根據多次實驗，認為小腿上部是佩戴功能性電刺激儀的最佳位置，即采集角速度信號的最佳位置。

實驗過程中，患者佩戴電刺激儀采集角速度，如圖10所示。

圖10 一名足下垂患者在進行采集實驗

通過MUP6050模塊采集角速度后使用藍牙串口與電腦通信，實現數據的傳輸，最后使用軟件MATLAB畫圖，截取該患者任意一段時間內矢狀面的角速度（后文均采用角速度表示），其波形如圖11所示。圖11呈現的是該患者在0.25 m/s、0.20 m/s和0.6 m/s速度下的波形。觀察波形變化，發現足下垂患者在不同的行走速度下，每個步態周期采集的角速度數據量不同，但這并不會改變小腿角速度的變化規律，因此，在設計算法時可以不考慮行走速度這一因素。

圖11 患者在0.25 m/s、0.20 m/s、0.60 m/s速度下的角速度

3.2 實驗結果分析

截取該患者未受電刺激時一段時間內矢狀面的角速度，同時，截取該患者受到電刺激后的角速度波形圖，如圖12、圖13所示。觀察波形，發現在刺激前后，本文設計的基于自適應閾值的啟停控制算法都可以判斷當前處于何種步態狀態，其中“○”和“*”分別代表算法識別出的腳尖離地和腳跟離地時刻，即對應電刺激儀開啟和關閉時刻。對比兩幅波形圖，可以發現患者在受到電刺激之后角速度波形發生改變，更加趨近正常狀態。

圖12 未受電刺激時患者角速度波形圖

圖13 受到電刺激后患者角速度波形圖

據患者主治醫生的描述，在啟?？刂颇Ｊ较拢渑R床現象表現為：患者行走過程中能夠產生踝關節的背屈，足尖能輕微上抬。患者主治醫生根據上述臨床現象認為：基于閾值的足下垂FES啟?？刂扑惴ǖ墓δ苄噪姶碳x在一定程度上可以改善患者的步態。

4 結 語

本文提出一種基于自適應閾值的足下垂FES啟?？刂品椒ā２杉阆麓够颊呦轮綉B角速度信號，并對其進行特征分析，根據特征分析設計的自適應閾值啟停控制算法可以在每個步態周期更新一次閾值，實時檢測腳尖離地時刻和腳跟著地時刻，作為控制功能性電刺激儀開啟和停止的信號。通過分析患者小腿角速度信號，完成了FES系統啟?？刂扑惴?。刺激輸出采用梯形包絡，刺激強度在患肢擺動過程中線性增大和減小。設計并進行了系統驗證實驗，證實了該系統的可行性。所設計的啟停控制模式可以輔助患者行走，在一定程度上改善步態。

本文仍然存在不足和需要改進的地方：在實時系統中，啟?？刂扑惴ㄖ械慕撬俣染ㄟ^角速度傳感器得到原始數據，可以嘗試對其進行濾波，使波形平滑，以降低啟?？刂扑惴ㄕ`判的概率。