本發(fā)明涉及一種基于自主意愿的上肢康復(fù)功能性電刺激閉環(huán)控制方法。

背景技術(shù)：

目前市面上已有的以及文獻(xiàn)研究中的功能電刺激控制系統(tǒng)絕大部分采用開關(guān)觸發(fā)和開環(huán)控制的系統(tǒng)方案設(shè)計(jì)，并且設(shè)計(jì)的電刺激控制系統(tǒng)不能夠很好的與患者的主動(dòng)康復(fù)訓(xùn)練結(jié)合。這些設(shè)計(jì)的系統(tǒng)存在一些缺陷。1、開環(huán)原理的控制系統(tǒng)無法根據(jù)康復(fù)訓(xùn)練的實(shí)際需要來調(diào)節(jié)刺激強(qiáng)度，給患者過多的刺激使得電刺激康復(fù)訓(xùn)練肌肉易疲勞，或者給患者刺激不足無法達(dá)到康復(fù)效果；2、不能夠合理利用患者殘肢自主意愿肌電信號(hào)(VEMG)作為反饋信號(hào)調(diào)節(jié)刺激強(qiáng)度和判斷患者主動(dòng)運(yùn)動(dòng)意圖。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

有鑒于此，本發(fā)明的目的在于提供一種基于自主意愿的上肢康復(fù)功能性電刺激閉環(huán)控制方法，對(duì)患者的康復(fù)訓(xùn)練具有非常強(qiáng)的主動(dòng)性，有利于偏癱或癱瘓患者的康復(fù)。

為實(shí)現(xiàn)上述目的，本發(fā)明采用如下技術(shù)方案：一種基于自主意愿的上肢康復(fù)功能性電刺激閉環(huán)控制方法，其特征在于：包括以下兩部分：

一、電刺激的開啟判斷

步驟A1：采集肱二頭肌和肱三頭肌的肌電信號(hào)；

步驟A2：對(duì)所述肌電信號(hào)進(jìn)行濾波處理，得到對(duì)應(yīng)的自主意愿肌電信號(hào)；

步驟A3：在伸肘運(yùn)動(dòng)中同時(shí)滿足以下條件時(shí)開始電刺激肱三頭?。?/p>

在伸肘運(yùn)動(dòng)中同時(shí)滿足以下條件時(shí)停止電刺激肱三頭?。?/p>

在屈肘運(yùn)動(dòng)中同時(shí)滿足以下條件時(shí)開始電刺激肱二頭肌：

在屈肘運(yùn)動(dòng)中同時(shí)滿足以下條件時(shí)停止電刺激肱三頭?。?/p>

其中，VEMG2為肱二頭肌的自主意愿肌電信號(hào)；VEMG3為肱三頭肌的自主意愿肌電信號(hào)；V1為電刺激伸肘運(yùn)動(dòng)時(shí)采集到的肱二頭肌的自主意愿肌電信號(hào)最大值；V2為電刺激屈肘運(yùn)動(dòng)時(shí)采集到的肱三頭肌的自主意愿肌電信號(hào)最大值；V3為做伸肘運(yùn)動(dòng)保持x1秒的肱三頭肌的自主意愿肌電信號(hào)的求和值；V4為做屈肘運(yùn)動(dòng)保持x2秒的肱二頭肌的自主意愿肌電信號(hào)的求和值；

二、電刺激強(qiáng)度的閉環(huán)控制

步驟B1：測(cè)量肘關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)角速度V；

步驟B2：將采集到的自主意愿肌電信號(hào)經(jīng)比例放大得到期望的角速度V_d；

步驟B3：將所述運(yùn)動(dòng)角速度V作為反饋量與期望的角速度V_d相比較采用PID與逆動(dòng)力學(xué)模型結(jié)合的控制方法實(shí)時(shí)調(diào)節(jié)刺激電流S的大小。

進(jìn)一步的，所述步驟A1中的肌電信號(hào)包括電刺激偽跡、M波偽跡和自主意愿肌電信號(hào)。

進(jìn)一步的，所述步驟A2中使用采樣保持的方法濾除電刺激偽跡，使用基于最小二乘原則的自適應(yīng)濾波的方法濾除M波偽跡。

進(jìn)一步的，所述步驟B2中比例放大的具體過程如下：

其中，VEMG為自主意愿肌電信號(hào)；b為正常人肘關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)角速度的最大值，a為正常人肘關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)角速度的最小值，即正常人肘關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)角速度范圍為[a,b]；d為患者自主意愿肌電信號(hào)的最大值，c為患者自主意愿肌電信號(hào)的最小值，即患者自主意愿肌電信號(hào)范圍為[c,d]。

進(jìn)一步的，所述步驟B3中PID與逆動(dòng)力學(xué)模型結(jié)合的具體內(nèi)容為：動(dòng)態(tài)逆動(dòng)力學(xué)模型的學(xué)習(xí)更新過程，使用PID計(jì)算出的刺激電流S作為逆動(dòng)力學(xué)模型的輸出誤差，使用誤差傳播的方法更新動(dòng)態(tài)逆動(dòng)力學(xué)模型的連接權(quán)系數(shù)。

本發(fā)明與現(xiàn)有技術(shù)相比具有以下有益效果：本發(fā)明能夠根據(jù)患者殘留的自主意愿肌電信號(hào)控制肘關(guān)節(jié)的停止位置和肘關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)的速度，對(duì)患者的康復(fù)訓(xùn)練來說具有非常強(qiáng)的主動(dòng)性，更有利于偏癱或癱瘓患者的康復(fù)。

附圖說明

圖1是一實(shí)施例的肘關(guān)節(jié)水平運(yùn)動(dòng)示意圖。

圖2是本發(fā)明的閉環(huán)控制原理圖。

具體實(shí)施方式

下面結(jié)合附圖及實(shí)施例對(duì)本發(fā)明做進(jìn)一步說明。

本發(fā)明提供一種基于自主意愿的上肢康復(fù)功能性電刺激閉環(huán)控制方法，包括以下兩部分：

一、電刺激的開啟判斷

步驟A1：肘關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)主要由肱二頭肌和肱三頭肌的協(xié)調(diào)收縮完成，肱三頭肌主要負(fù)責(zé)肘關(guān)節(jié)的伸肘運(yùn)動(dòng)，肱二頭肌主要負(fù)責(zé)肘關(guān)節(jié)的屈肘運(yùn)動(dòng)。采集肱二頭肌和肱三頭肌的肌電信號(hào)，所述肌電信號(hào)包括電刺激偽跡、M波偽跡和自主意愿肌電信號(hào)。請(qǐng)參照?qǐng)D1，1表示頭部，2表示大臂，3表示小臂；用于采集肱二頭肌和肱三頭肌的肌電信號(hào)的采集電極分別對(duì)應(yīng)設(shè)置在肱二頭肌肌腹E1和肱三頭肌肌腹E2的位置，S1對(duì)應(yīng)于電刺激肱二頭肌的刺激電極位置，S2對(duì)應(yīng)于電刺激肱三頭肌的刺激電極位置。

步驟A2：對(duì)采集到的肌電信號(hào)進(jìn)行濾波處理除去電刺激偽跡和M波偽跡，得到對(duì)應(yīng)的自主意愿肌電信號(hào)；優(yōu)選的，使用采樣保持的方法濾除電刺激偽跡，使用基于最小二乘原則的自適應(yīng)濾波的方法濾除M波偽跡。

步驟A3：監(jiān)測(cè)自主意愿肌電信號(hào)來確定肱二頭肌/肱三頭肌相應(yīng)停止刺激的時(shí)刻；

在伸肘運(yùn)動(dòng)中同時(shí)滿足以下條件時(shí)開始電刺激肱三頭?。?/p>

在伸肘運(yùn)動(dòng)中同時(shí)滿足以下條件時(shí)停止電刺激肱三頭肌：

在屈肘運(yùn)動(dòng)中同時(shí)滿足以下條件時(shí)開始電刺激肱二頭?。?/p>

在屈肘運(yùn)動(dòng)中同時(shí)滿足以下條件時(shí)停止電刺激肱三頭?。?/p>

其中，VEMG2為肱二頭肌的自主意愿肌電信號(hào)；VEMG3為肱三頭肌的自主意愿肌電信號(hào)；V1為電刺激伸肘運(yùn)動(dòng)時(shí)采集到的肱二頭肌的自主意愿肌電信號(hào)最大值；V2為電刺激屈肘運(yùn)動(dòng)時(shí)采集到的肱三頭肌的自主意愿肌電信號(hào)最大值；V3為做伸肘運(yùn)動(dòng)保持x1秒的肱三頭肌的自主意愿肌電信號(hào)的求和值；V4為做屈肘運(yùn)動(dòng)保持x2秒的肱二頭肌的自主意愿肌電信號(hào)的求和值；該些閾值的設(shè)定需要通過試驗(yàn)求得，且因人而異。

刺激開始時(shí)肘關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)，刺激停止時(shí)肘關(guān)節(jié)停止運(yùn)動(dòng)，這樣患者能夠根據(jù)自己的意愿確定肘關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)的位置。

二、電刺激強(qiáng)度的閉環(huán)控制

當(dāng)電刺激器(刺激電極)經(jīng)過閾值判斷開啟刺激后的閉環(huán)控制過程如圖2所示。圖中的限幅是指計(jì)算出的刺激電流的大小要限制在患者可以承受的范圍之內(nèi)。

步驟B1：通過配置的角度傳感器采集肘關(guān)節(jié)彎曲的角度，從而結(jié)合時(shí)間參數(shù)計(jì)算出肘關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)角速度V；

步驟B2：將采集到的自主意愿肌電信號(hào)經(jīng)比例放大得到期望的角速度V_d；比例放大的具體過程如下：

其中，VEMG為自主意愿肌電信號(hào)，于本實(shí)施例中，當(dāng)處于伸肘運(yùn)動(dòng)時(shí)，該自主意愿肌電信號(hào)對(duì)應(yīng)為上文所述的肱三頭肌的自主意愿肌電信號(hào)VEMG3；當(dāng)處于屈肘運(yùn)動(dòng)時(shí)，該自主意愿肌電信號(hào)對(duì)應(yīng)為上文所述的肱二頭肌的自主意愿肌電信號(hào)VEMG2；b為正常人肘關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)角速度的最大值，a為正常人肘關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)角速度的最小值，即正常人肘關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)角速度范圍為[a,b]；d為患者自主意愿肌電信號(hào)的最大值，c為患者自主意愿肌電信號(hào)的最小值，即患者自主意愿肌電信號(hào)范圍為[c,d]。

步驟B3：將所述運(yùn)動(dòng)角速度V作為反饋量與期望的角速度V_d相比較采用PID與逆動(dòng)力學(xué)模型結(jié)合的控制方法實(shí)時(shí)調(diào)節(jié)刺激電流S的大小。優(yōu)選的，PID與逆動(dòng)力學(xué)模型結(jié)合的具體內(nèi)容為：動(dòng)態(tài)逆動(dòng)力學(xué)模型的學(xué)習(xí)更新過程，使用PID計(jì)算出的刺激電流S作為逆動(dòng)力學(xué)模型的輸出誤差，使用誤差傳播的方法更新動(dòng)態(tài)逆動(dòng)力學(xué)模型的連接權(quán)系數(shù)。其中，動(dòng)態(tài)逆動(dòng)力學(xué)模型使用四層的人工神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)搭建，該模型建立的是期望角速度和角加速度與肱二頭肌、肱三頭肌的刺激電流的關(guān)系。對(duì)于動(dòng)態(tài)逆動(dòng)力學(xué)模型神經(jīng)元個(gè)數(shù)參數(shù)通過設(shè)置不同的數(shù)值進(jìn)行系統(tǒng)仿真實(shí)驗(yàn)，比較不同神經(jīng)元個(gè)數(shù)下的仿真實(shí)驗(yàn)的效果來確定。在PID反饋控制部分，PID參數(shù)采用CHR的方法來確定。

本發(fā)明主要用途是針對(duì)腦卒中和脊髓損傷患者的上肢康復(fù)訓(xùn)練。腦卒中幸存者中有30％～36％的腦卒中患者在發(fā)病6個(gè)月后有上肢功能障礙，對(duì)于脊髓損傷患者當(dāng)其受損部位為C5或C6位置，患者就會(huì)喪失肩膀、手肘和手腕等上肢運(yùn)動(dòng)功能。所設(shè)計(jì)的肘關(guān)節(jié)控制的功能性電刺激系統(tǒng)就是用于偏癱或癱瘓病人上肢功能障礙的康復(fù)訓(xùn)練。

以上所述僅為本發(fā)明的較佳實(shí)施例，凡依本發(fā)明申請(qǐng)專利范圍所做的均等變化與修飾，皆應(yīng)屬本發(fā)明的涵蓋范圍。