带有表面肌电反馈功能的电刺激系统

郭佳莹，尉振刚，王 立，牛海军

北京航空航天大学生物与医学工程学院，北京市，100191

带有表面肌电反馈功能的电刺激系统

【作者】郭佳莹，尉振刚，王 立，牛海军

北京航空航天大学生物与医学工程学院，北京市，100191

目前，多种电刺激治疗仪器应用于偏瘫患者肌肉功能恢复，但这些设计普遍存在反馈参数单一、信息变化不同步和显示不直观等缺陷。因此，该文设计了一种基于LabVIEW虚拟仪器开发平台的带有反馈功能的电刺激系统。该系统结合了多通道肌电信号实时采集和电刺激器等硬件系统，实现了较广的电刺激频率、脉宽和电流强度的调节范围，全程采集肌电信号，同时提供iEMG、CCR、RMS和MPF等多种表面肌电特征参数。初步实验对系统的有效性和稳定性进行了验证。该系统可以帮助医师客观了解不同患者的不同肌肉状况，探索合适的电刺激参数，制定个性化的治疗方案。

电刺激；LabVIEW；表面肌电反馈

0 引言

中国人口基数庞大，统计数据显示每年因脑卒中、中风等疾病引起的不同程度的瘫痪患者达数百万人[1]，其中70%～80%的患者会丧失劳动能力和生活自理能力，给家庭和社会带来巨大负担[2-3]。国内外研究已经表明，康复训练能够有效地减轻该类患者的神经肌肉损伤，有助于恢复功能，提高日常生活能力[4-6]。

目前针对偏瘫患者肌肉功能恢复的方法较多，其中电刺激疗法已经成为重要的治疗手段。该方法经过多年的发展，已有多种电刺激治疗仪器问世。在国外，日本研制的TENS型神经肌电促通仪，采用单通道低频电流，对瘫痪患者的肌肉进行收缩训练[7]；美国的Respond Select电刺激治疗仪，实现了双通道的低频电刺激[8]；在国内，一些公司生产的电刺激治疗仪，不但有多通道的电刺激输出，还可实现刺激频率和刺激强度等参数的调节[9-11]，满足国内大量病患的治疗需求，提高治疗效率。

众所周知，由于人体不同部位的神经和肌肉对于电刺激所产生的敏感水平是有差别的，因此治疗过程中各种电刺激参数的调节非常重要，不适当的刺激反而会造成肌肉与神经的损害。例如，刺激强度过高可能激活刺激电极附近支配拮抗肌的神经纤维，反而降低治疗效果，易导致肌肉疲劳[12]；长时间频率过高的刺激同样会导致肌肉疲劳和肌力下降[13]；有大约50%的瘫痪患者有不同程度的感觉障碍，对电刺激造成的肌肉疲劳等情况不敏感，直接影响治疗效果，严重时甚至对肌肉造成损伤[14]。上述这些情况不但对电刺激仪的设计提出了更高的要求，即为了适应不同的患者与不同的肢体部位，电刺激信号的频率、脉宽和电流强度均需有较为广泛的调节范围，而且对治疗过程提出了更高要求，即如何为不同患者的不同肌肉状况选择合适的电刺激参数，制定合适的治疗方案。为了有效地监测治疗水平，一些研究者结合对肌电信号的采集与分析设计了反馈型电刺激仪[15-17]，监测参数主要包括将均方根值、方差、肌电幅值等参数来判定肌肉状况。但是目前的设计普遍存在反馈参数单一、未实现电刺激过程中的肌电信号全程反馈、反馈参数的变化不同步、信息显示不直观等缺陷。

为解决上述问题，为医师提供更多与更直观的反馈信息，本文基于LabVIEW虚拟仪器开发平台，与多通道肌电信号实时采集和电刺激器等硬件系统相结合，设计并实现了一种带有反馈功能的电刺激系统。该系统采用开放式设计，不但可以实现较广的电刺激信号频率、脉宽和电流强度调节范围，而且可以实现电刺激治疗过程中刺激部位表面肌电信号（surface Electromyography，sEMG）的采集，并分析计算了肌电积分值(integrated Electromyography，iEMG)、协同收缩率(Co-Contraction Ratio，CCR)、均方根值(Root Mean Square，RMS)和平均功率频率(Mean Power Frequency，MPF)等特征参数，客观反映治疗过程中患者的肌力与肌疲劳程度，为医师针对不同患者制定更客观与有效的治疗方案制定提供参考。

1 设计原则

1.1 电刺激参数

电刺激参数包含刺激频率、脉宽和刺激强度。刺激频率可以调节肌浆网内Ca2+的释放和重吸收，从而调整肌肉的收缩强度。随着频率的增高，当肌浆网内Ca2+的重吸收达到最大值时，肌力将不会继续增大。而且，过高频率长时间的刺激会使肌肉处于完全强直状态，患者可感觉明显不适[18]。针对瘫痪肢体的电刺激治疗中，常采用50 Hz以下的低频电刺激且有较好的临床效果。脉宽可以调节肌纤维的激活数量，且必须达到一定值才能引起肌肉收缩。随着脉宽的增加，易化作用使肌纤维的激活更为容易，肌力增强，但刺激时间过长会引起肌疲劳，理想脉宽为200～400 µs[19]。刺激强度受体表毛发、水合作用等因素的影响，治疗时需根据患者耐受程度来设定。过小的电流强度不会使神经肌肉产生兴奋，但强度过大的电流容易对肌肉造成损伤，一般不超过100 mA[20]。

为了适应不同的患者与不同的肢体部位，并满足电刺激过程中肌电信号的全程反馈，本系统设计选用的电刺激参数范围为：刺激频率0.5～5 Hz，脉宽0～6 ms，刺激强度0～100 mA。

2.2 sEMG反馈参数

瘫痪患者的神经肌肉特点与健康人相比有很大差异。由于内分泌系统失调、维持体内电解质平衡的能力下降等因素，瘫痪患者常伴有低血钾和低血钙等症状。然而，钾离子和钙离子能调节神经递质释放和神经元的代谢活性，在神经元产生动作电位机制中起着重要作用。在电刺激治疗时，由于瘫痪患者的血钙浓度较低，使得神经肌肉的兴奋性提高，易产生神经肌肉放电异常且收缩亢进[21]。另外，瘫痪患者由于长期卧床，肢体活动减少，患侧肌肉里的慢肌纤维逐渐转变为快肌纤维[22]。快肌纤维对动作电位的响应速度快，但容易疲劳。因此，瘫痪患者患侧肌肉较健康人更易产生肌肉疲劳。

针对瘫痪患者的神经肌肉功能特点，结合sEMG特征提取的研究现状，本系统选择iEMG、CCR、RMS和MPF这四种特征参数用以反馈肌力和肌疲劳程度。iEMG可反映患者患侧肌肉在单位时间内的收缩特性和sEMG的强弱变化[23]，其计算公式如下：

其中x(i)为sEMG采样值，N为采样点数[24]。随着电刺激治疗的进行，当iEMG有明显的下降现象时，表明患侧肌肉已经开始出现疲劳[25]。

CCR可用来反映主动肌和拮抗肌运动控制过程中的活动情况，计算公式为[26]：

其中，ATI为拮抗肌的iEMG，AI为主动肌的iEMG。由于患者常出现肌张力增高的症状，患侧肌肉的CCR明显高于健侧[27]。经过一段时间的电刺激治疗，CCR会有下降的趋势，表明主动肌和拮抗肌之间的平衡得到改善[28]。

RMS也可体现肌电信号幅度的变化特征，还可以反映神经肌肉放电的有效值。

其中，EMG(t)是肌电曲线的时间变化函数；xi为EMG(t)的采样值；N为采样点数；T为测试时间长度[29]。但是，RMS随着电刺激时间的延长和疲劳程度加深而增加[30]。

MPF能反映肌疲劳程度的细节变化，随着疲劳程度的增强而降低[31-32]。MPF的计算公式如下：

其中P(f)为肌电功率谱[33]。

2 系统设计

带有表面肌电参数反馈功能的电刺激系统设计包括硬件设计和软件设计。硬件包括电刺激模块、肌电采集模块和电源模块。软件包括患者信息管理模块、电刺激信号输出与控制模块和肌电信号采集与反馈参数计算模块。系统总体结构框图如图1所示。

图1 系统总体结构框图Fig.1 Overall structure of the system

2.1 硬件设计

2.1.1 电刺激模块

电刺激模块提供四个通道的输出电刺激脉冲信号，各个通道能独立控制，可满足患者多部位治疗的临床需求。

为满足不同瘫痪患者的治疗方案，该模块采用多级驱动用于提供较广的电刺激信号频率、脉宽和强度调节。初级驱动将强度较弱的3.3 V模拟控制信号放大到5 V，达到次级驱动IRF640N型号MOS管的开启电压。经放大的刺激脉冲信号可控制次级驱动的通断，产生30 V左右的脉冲信号。为引发瘫痪患者患侧肌肉的收缩，还需将30 V左右的脉冲信号经升压变压器升压后产生170 V左右的刺激脉冲，从而达到治疗的目的。在实际操作中，各通道的电刺激脉冲信号由软件产生和控制，经研华USB-4711A型采集卡的I/O口转换为模拟控制信号，从而触发电刺激模块各级驱动产生刺激脉冲，再通过表面电极作用于瘫痪患者的患侧肌肉进行康复治疗。

考虑到瘫痪患者在使用电刺激时的安全性，防止因误操作等原因产生超过安全电压的刺激脉冲，该部分电路可通过一独立开关控制通断，且加入了电压保护电路。为防止干扰，在机箱内部使用屏蔽层将肌电采集模块与本系统隔离。

2.1.2 肌电采集模块

偏瘫患者的sEMG信号较弱，幅值一般在200 μV以下[34]。因此本系统采用三级放大电路，设计增益连续可调（400～4 000倍）。前级差分放大电路选用INA128仪表放大器用于提高前端输入阻抗，降低共模干扰；二级放大结合滤波电路实现；为适应不同强度的肌电信号，第三级放大电路的增益可通过电位器实现连续调节。

考虑到对瘫痪患者电刺激治疗部位肌肉状态的实时监测，系统采用在电刺激的同时对肌电信号进行采集。但由于电刺激输出的信号很强烈，会导致微弱的sEMG信号被淹没，因此，本系统采用的电刺激频率为0.5～5 Hz，且瘫痪患者的sEMG频率主要集中在20～500 Hz，系统采用有源二阶带通滤波器设计(频带为20～500 Hz)以消除电刺激干扰和部分环境噪声。同时，系统采用了50 Hz陷波器电路消除工频干扰[35]。sEMG由差分电极采集，经肌电采集模块放大滤波，通过USB-4711A采集卡的A/D口采样后，将数据传输到软件进行处理和分析，采样速率为150 kS/s，采样精度为12 bit。

2.1.3 电源模块

电源模块分别为电刺激模块和肌电采集模块供电。为满足不同供电需求，将系统输入电压220 V经电源变压器后转换为交流±20 V，保护电路将电源电流限制在1 A附近，若电流超过1 A时，保护电路保险丝熔断，防止对系统及患者造成损害，再通过整流滤波电路后转换为直流±30 V，最后采用降压电路将±30 V转换为±12 V给肌电采集模块供电。另外，将其中的30 V直流电压提供给电刺激模块中的二级驱动控制电路，用于产生初级脉冲，经升压变压器后转换为200 V左右的高压脉冲电刺激信号。

2.2 软件设计

软件是基于LabVIEW虚拟仪器平台设计，实现了肌电信号的全程反馈，多通道可独立操作，还能提供多种表面肌电反馈参数的同步显示。本设计将肌电信号和电刺激在同一界面显示和控制，为医师提供直观的信息用于对照分析。医师可以针对不同瘫痪患者的特点选取阈值，探索更合适的电刺激参数，从而提升治疗效果。带有表面肌电反馈功能的电刺激系统如图2所示，下面分别介绍各部分模块的实现内容。

2.2.1 患者信息管理模块

医师可在患者信息管理模块进行包括患者编号、姓名、性别和年龄等基本信息的录入，还可以根据治疗方案设置训练时长和通道数。该部分信息将显示于界面左下方并自动保存，存在“软件目录信息数据.xls”文件中。该文件也可以使用Excel打开，方便日后查询。

2.2.2 电刺激信号输出与控制模块

考虑到系统对患者的安全性，电刺激信号输出与控制模块有总开关控制，用于控制四个通道的通断，各通道也有独立开关用于通断控制。由程序中设计的多通道波形发生器，通过ADV Write to Digital Port子VI控制USB-4711A采集卡的数字I/O端口输出电刺激信号，触发电刺激模块产生各种电刺激信号。刺激频率和刺激强度等参数都可在虚拟面板上进行设置，且能实现各通道参数范围的独立可调。

2.2.3 肌电信号采集与反馈参数计算模块

在LabVIEW程序中，调用AI Acquire Waveforms子VI控制采集卡高速A/D进行多通道肌电数据采集。由于原始的肌电信号具有双极性的特点，肌电采集处理与显示模块先对采集到的四个通道的肌电信号进行了平滑以及低通滤波处理，从而有效地提取到信号包络并显示。选取IIR滤波器，Butterworth类型，阶数设为3，截止频率为3 Hz。采用不同颜色用以区分不同通道的肌电信号。患者患侧肌肉的sEMG大多较为微弱且个体差异较大，医师可通过旋转显示档位旋钮调整图形的大小以便于观察，共8个档位可选择。

为协助医师了解瘫痪患者在电刺激治疗过程中训练部位肌肉的肌力表现和疲劳程度，在肌电数据采集完毕之后，采集结果会自动存储，然后系统依据iEMG、CCR、RMS和MPF算法公式，分别计算各通道相应的特征参数并显示。电刺激治疗开始前，医师需根据患者治疗计划设定治疗测试次数和阈值，软件系统会自动记录第一次电刺激治疗后的表面肌电特征参数，并在后续治疗过程中自动判断特征参数值是否达到已设阈值。如果达到阈值，对应通道的指示灯点亮，提醒医师瘫痪患者的肌肉已经疲劳，应当调节电刺激参数，避免肌肉损伤。医师可通过RMS和MPF这两个特征参数变化规律分析患者的肌肉疲劳程度，并结合iEMG和CCR的变化设定阈值，以便对不同瘫痪患者选择合适的电刺激参数。

图2 带有表面肌电反馈功能的电刺激系统Fig.2 Electrical stimulation system with sEMG feedback

3 功能验证

为了验证系统是否达到要求，课题组成员对5名受试者进行了初步实验，采集并分析了受试者在抬臂时的sEMG数据，该系统能够提取到肌电信号，并获得表面肌电特征参数值。其中一名受试者的肌电数据和反馈参数值如图3所示。将5名受试者的肌电数据保存，用Matlab读取并计算iEMG、CCR、RMS和MPF值，计算结果与LabVIEW提取的各项特征参数值一致。用示波器检测产生不同刺激频率和刺激强度的电刺激脉冲信号。图3所示的是刺激频率为1 Hz的电刺激脉冲波形。由图3（a）可见，每间隔1 s会有幅值为170 V左右的刺激脉冲信号，由图3（b）可见，刺激脉冲宽度为4 ms，主要能量集中在100 V左右。课题组成员还对软件进行了包括连续重复操作和长时间运行等方式的测试。测试期间，系统各项功能正常运行，工作稳定，未出现异常。

图3 实验中采集的电刺激脉冲信号Fig.3 Electrical stimulation pulse signals

4 结论

本文开发了一套基于LabVIEW虚拟仪器开发平台的带有表面肌电反馈的电刺激系统。该系统实现较广的电刺激信号频率、脉宽和电流强度调节范围，还实现了肌电信号的全程采集，并同步显示iEMG、RMS、CCR和MPF等特征参数反馈信息。经过测试达到了设计要求，并检测了系统的有效性和稳定性。在下一步研究中，将其运用于临床，协助医师对照分析不同瘫痪患者在电刺激治疗过程中的电刺激参数与表面肌电特征参数变化关系，从而探索自动反馈控制策略，完善现有表面肌电特征参数和系统设计，进一步提升系统的康复训练效果。

[1] 李宁, 陈功, 崔斌, 等. 我国残疾人康复需求及康复服务利用情况分析[J]. 残疾人研究, 2011, 1(4): 31-34.

[2] Liping L, David W, Wong KSL, et al. Stroke and stroke care in China: huge burden, signif cant workload, and a national priority.[J]. Stroke, 2011, 42(12): 3651-3654.

[3] 吴兆苏, 姚崇华, 赵冬. 我国人群脑卒中发病率、死亡率的流行病学研究[J]. 中华流行病学杂志, 2002, 23(z1): 236-239.

[4] 杨红专. 脑卒中的康复治疗进展[J]. 中外医疗, 2011, 30(2):182-184.

[5] Hayes SH, Carroll SR. Early intervention care in the acute stroke patient.[J]. Archiv Phys Med Rehabilit, 1986, 67(5):319-321.

[6] Sivenius J, Pyorala K, Heinonen OP, et al. The significance of intensity of rehabilitation of stroke--a controlled trial[J]. Stroke, 1985, 16(6): 928-931.

[7] 程安龙, 沈晓艳. 神经肌肉促通仪治疗老年期痴呆临床研究[C]//中国康复医学会第三次康复治疗学术大会论文汇编, 2002, 164.

[8] 刘慧华, 燕铁斌, 刘非,等. 功能性电刺激对脑卒中患者上肢体感及运动诱发电位的影响[J]. 中国康复医学杂志, 2009(9): 793-796.

[9] 刘桂芬, 周志贤. 不同组合模式神经肌肉电刺激促进瘫痪上肢功能恢复的效果[J]. 中国临床康复, 2004(22): 4424-4425.

[10] 唐朝正, 李春燕, 张晓莉,等. 低频经皮穴位电刺激对软瘫期脑卒中患者手和上肢功能的影响[J]. 中国康复理论与实践, 2015(3): 252-255.

[11] 李茜, 张伶伶, 李新艳. 电脑中频脉冲电刺激及促通技术对脑卒中后不同时间肢体康复的体会[J]. 中国临床康复, 2002, 6(15): 2238-2238.

[12] Grill Jr WM, Mortimer JT. The effect of stimulus pulse duration on selectivity of neural stimulation[J]. IEEE Trans Biomed Eng, 1996, 43(2): 161-166.

[13] 刘晓琳, 王金武, 戴尅戎. 神经肌肉电刺激治疗周围神经损伤的研究进展[J]. 中国修复重建外科杂志, 2010, 24(5): 622-627.

[14] 阮淑萍, 金力. 脑卒中后偏身感觉障碍的康复[J]. 中国乡村医药, 2007, 14(5): 59-60.

[15] 郭旭东, 徐秀林. 智能电刺激仪中肌电反馈功能的设计[J]. 计算机测量与控制, 2010 (11): 2666-2668.

[16] 宋亚光, 毕晓旭, 舒泰茵, 等. 新型电刺激仪中反馈功能的实现[J]. 电子测量技术, 2010, 33(7):4 3-45.

[17] 牟洪雨, 季林红, 王人成, 等. 人体上肢表面肌电反馈康复训练系统的研制[J]. 中国康复医学杂志, 2003, 18(5): 291-292.

[18] 刘桂芬, 周志贤. 不同组合模式神经肌肉电刺激促进瘫痪上肢功能恢复的效果[J]. 中国临床康复, 2004, 8(22): 4424-4425.

[19] 熊平, 周欣星, 谭小飞,等. 多参数经皮神经肌肉电刺激仪的设计[J]. 中国医学物理学杂志, 2013(6): 4574-4579.

[20] 刘晓琳, 王金武, 戴尅戎. 神经肌肉电刺激治疗周围神经损伤的研究进展[J]. 中国修复重建外科杂志, 2010(5): 622-627.

[21] 黄林邦, 韩光, 申力,等. 心肌和骨骼肌对低血钙不同反应性机理的初步研究[J]. 赣南医学院学报, 1988(1): 8-11.

[22] Lynch CL, Popovic MR. Functional electrical stimulation[J]. IEEE Contr Syst, 2008, 28(2): 40-50.

[23] Onishi H, Yagi R, Akasaka K, et al. Relationship between EMG signals and force in human vastus lateralis muscle using multiple bipolar wire electrodes[J]. J Electromyog Kinesiol, 2000, 10(1):59-67.

[24] 加玉涛, 罗志增. 肌电信号特征提取方法综述[J].电子器件, 2007, 30(1):326-330.

[25] 王国祥. 电刺激诱发胫骨前肌疲劳过程中诱发肌电图的变化特征[J]. 体育与科学, 2005, 25(6): 65-68.

[26] Yu CX, Guo JY, Yu ZG, et al. The design of a rehabilitation training system with EMG feedback for stroke patients[C]// iCBBE, 2015: 277.

[27] Hammond MC, Fitts SS, Kraft GH, et al. Co-contraction in the hemiparetic forearm: quantitative EMG evaluation[J]. Archiv Phys Med Rehabilit, 1988, 69(5): 348-351

[28] Cifrek M, Medved V, Tonkovió S, et al. Surface EMG based muscle fatigue evaluation in biomechanics[J]. Clin Biomech, 2009, 24(4): 327-340.

[29] 吴冬梅, 孙欣, 张志成, 等. 表面肌电信号的分析和特征提取[J].中国组织工程研究与临床康复, 2010, 14(43): 8073-8076.

[30] 张士森. 低频神经肌肉电刺激联合前列地尔改善急性缺血性脑卒中患者下肢运动功能的临床观察[J]. 中国生化药物杂志, 2014(3).143-146.

[31] Knaf itz M, Bonato P. Time-frequency methods applied to muscle fatigue assessment during dynamic contractions[J]. J Electromyog Kinesiol, 1999, 9(5): 337-350.

[32] Sakurai T, Toda M, Sakurazawa S, et al. Detection of muscle fatigue by the surface electromyogram and its application[C]//ICIS, 2010 IEEE/ACIS , 2010: 43-47.

[33] 加玉涛, 罗志增. 肌电信号特征提取方法综述[J].电子器件, 2007, 30(1): 326-330.

[34] Johnston SC, Mendis S, Mathers CD. Global variation in stroke burden and mortality: estimates from monitoring, surveillance, and modelling[J]. Lancet Neurol, 2009, 8(4): 345-354.

[35] 于晨旭, 王峥, 尉振刚, 等. 脑卒中患者表面肌电反馈康复训练系统设计[J]. 中国医疗器械杂志, 2015, 39(3): 187-189.

Electrical Stimulation System with Surface Electromyography Feedback

【Writers】GUO Jiaying, YU Zhengang, WANG Li, NIU Haijun
School of Biological Science and Medical Engineering, Beihang University, Beijing, 100191

Currently, various kinds of electrical stimulation equipment are used in the rehabilitation of muscle function for patients with hemiplegia, but many defects can be found in those designs, for example, insufficient feedback parameter, unsynchronized information, unintuitive display and so on. Therefore, this study introduces an electrical stimulation system with surface electromyography (sEMG) feedback based on LabVIEW, which combines with multi-channel sEMG acquisition, electrical stimulator and other hardware system. This system can not only provide a wide electrical stimulation parameters range for frequency, pulse width and intensity, but also acquire sEMG during the treatment. Meanwhile, this system can compute iEMG, CCR, RMS and MPF in real-time. The verification results shows that the whole system is effective and stable. This system can help physicians observe the muscle condition of different patients, who can explore suitable electrical stimulation parameters to design individualized treatment projects.

electrical stimulation system, LabVIEW, surface electromyography feedback

R318.6

A

10.3969/j.issn.1671-7104.2016.05.004

1671-7104(2016)05-0326-05

2016-03-17

国家科技术计划(2013BAI10B06)；国家863计划(2015AA042304)

郭佳莹，E-mail: gghgg66@sina.com