CN109173052A - 基于运动意图的神经刺激康复系统、神经刺激方法 - Google Patents

基于运动意图的神经刺激康复系统、神经刺激方法 Download PDF

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Abstract

本发明提供了一种基于运动意图的神经刺激康复系统及刺激方法，其系统包括：体外控制系统，包括：EMG采集模块，采集患者健康侧肢体产生的表面肌肉电信号；体外微控制模块，分析采集的肌肉电信号波形的幅值及持续时间并得到控制体内刺激器的命令；以及第一无线通信模块；体内植入系统，包括：体内微控制模块，控制下达刺激命令；体内刺激器，依据刺激命令解析产生刺激波形；DC‑DC转换模块，为各模块电路供电；功率放大模块，将体内刺激器解析命令后产生的刺激波形放大在+5V到‑5V范围内的正负电荷平衡波形传输到刺激电极；刺激电极，对相应的神经产生神经冲动；以及第二无线通信模块。该系统通过保存运动机能一侧的肢体实现刺激患侧肢体神经。

Description

基于运动意图的神经刺激康复系统、神经刺激方法
技术领域
本发明属于医疗器械技术领域，特别涉及一种基于运动意图的神经刺激康复系统以及应用该系统的神经刺激方法。
背景技术
植入神经刺激系统技术目前世界上已经相对比较差成熟，世界上目前成熟的产品有植入迷走神经刺激器，植入脊髓刺激器，植入神经刺激器，该类型系统大部分由电池供电、微控制器、DAC转换模块、刺激模块和无线通信模块组成。然后有医护人员通过外部监测病人的病情根据医护人员的判断对其进行适当的电刺激相应的靶点神经，从而达到相应神经调控的目的。如专利CN200910312370公开的一种康复医疗技术领域的肌电信号控制的主从式无线功能性电刺激康复系统，包括：主动单元和从动单元，其中：主动单元与主动方相连传输肌电信息，主动单元和从动单元无线连接传输运动模式信息，从动单元与从动方相连传输电脉冲信息。所述的主动单元包括：若干EMG电极片、放大器、滤波器、编码器和无线发送器；所述的从动单元包括：无线接收器、控制器、电刺激器和若干FES电极片。该系统使得理疗师无需通过肢体接触来辅助瘫痪病人做训练，实现多个患者同时跟随一个理疗师做康复训练，大大减轻了理疗师的工作负荷。但是该种由医护人员的主观意识控制刺激器进程相应的神经刺激是有一定的弊端：不能够使病人自己对应自己的主观意识和刺激器的刺激，这样不利于病人的意识和肢体运动协调。
当今社会越来越多的人由于中风或者其他原因导致偏瘫的人群逐步增多，偏瘫严重影响这病人的生活并且降低了病人的生活质量，偏瘫病人一般都是身体不能够运动而另一半的身体保存运动机能，由此，病人可以通过运动保存运动机能一侧的肢体实现刺激患侧肢体神经达到换着自主康复运动。
发明内容
为了解决目前的偏瘫刺激只是在医护者的意识下进行神经刺激，而没有在患者自主意识下进行神经刺激调控，导致患者大脑意识和肢体运动映射不准确的技术问题，本发明提供了一种基于运动意图的神经刺激康复系统和系统应用的刺激方法，该系统通过保存运动机能一侧的肢体实现刺激患侧肢体神经达到患者自主康复运动。
本发明具体技术方案如下：
本发明一方面提供了一种基于运动意图的神经刺激康复系统，包括
体外控制系统，其至少包括：
EMG采集模块，被配置为采集患者想同时运动双臂时的健康侧肢体产生的表面肌肉电信号；
体外微控制模块，被配置为获取采集得到的健康侧肌肉电信号，通过分析计算其波形的幅值及其持续时间，得到用于控制体内刺激器的命令；
第一无线通信模块，将用于控制体内刺激器的命令传送至体内植入系统；
体内植入系统，其至少包括：
体内微控制模块，被配置为接收用于控制体内刺激器的命令，控制是否向所述体内刺激器下达刺激命令；
体内刺激器，被配置为依据所述体内微控制模块下达的刺激命令并解析，产生刺激波形；
DC-DC转换模块，被配置为转变输入电压后有效输出+5V到-5V的双向平衡电荷电压，为各模块电路供电；
功率放大模块，被配置为将体内刺激器解析命令之后产生刺激波形放大在+5V到-5V范围内的正负电荷平衡波形，然后传输到刺激电极；
刺激电极，被配置为依据刺激命令对相应的神经产生对应的神经冲动，控制对应的肌肉进行动作；
第二无线通信模块，与所述第一无线通信模块相连，接收用于控制体内刺激器的命令。
在一些改进的技术方案中，所述体内植入系统还包括预刺激模块，被配置为通过刺激电极在0.1Hz—200Hz频率范围内以步进步长1Hz、周期2秒在患者刺激侧肌肉进行扫描，选择出一个适宜患者最能够接受的刺激频率并保存。
本发明另一方面还公开了一种应用于上述系统的基于运动意图的神经刺激方法，包括下述步骤：
S1、在0.1Hz—200Hz频率范围内以步进步长1Hz、周期2秒进行扫描，选择出一个适宜病人的最能够接受的刺激频率，保存；
S2、EMG信号采集器采集对应的健康侧肢体的表面肌肉电信号，其中该信号是在患者想同时运动双臂的时候产生；
S3、体外微控制器经模数转换后获得健康侧的肌肉电信号，通过分析其波形的幅值及其持续时间计算得到用于控制体内刺激器的命令，发送给体内植入系统；
S4、体内植入系统的第二无线通信模块收发器接收体外控制器发送过来用于控制体内刺激器的命令，体内微控制器依据该命令向体内刺激器发出刺激命令；
S5、体内刺激器解析刺激命令后会产生相应的刺激波形，然后输出给功率放大模块，经过放大产生在+5V到-5V范围内的正负电荷平衡波形，然后传输到刺激电极刺激对应的神经，使其产生相应的神经冲动控制对应的肌肉进行动作。
本发明所提供的一种基于运动意图的神经刺激康复系统及方法利用病患自主意识的健康侧肢体EMG信号对脑电信号EEG进行刺激，达到双臂同时运动目的；与现有技术相比，该系统和方法改变了传统的被动式运动康复方式，无需外人干预辅助，节省人力，且利于患者的意识和肢体运动协调，使患者的康复效果更为理想。
附图说明
为了更清楚地说明本发明实施例中的技术方案，下面将对实施例描述中所需要使用的附图作简要介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域的普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可根据这些附图获得其他的附图。
图1为本发明基于运动意图的神经刺激康复系统的一种实施方式的结构图；
图2为本发明基于运动意图的神经刺激康复系统的另一种实施方式的结构图；
图3为本发明体外控制系统的一种实施方式的电路图；
图4为本发明体内植入系统的一种实施方式的电路图；
图5为本发明基于运动意图的神经刺激方法的一种实施方式的示意图。
具体实施方式
下面结合附图和实施例，对本发明非差速转向车管道蠕动机器人的具体实施方式作进一步描述。以下实施例仅用于更加清楚地说明本发明的技术方案，而不能以此来限制本发明的保护范围；有关技术领域的普通技术人员，在不脱离本发明的精神和范围的情况下，还可以做出各种变化和变型，因此所有等同的技术方案也属于本发明的范畴，本发明的专利保护范围应由各权利要求限定。
在本发明的描述中，需要说明的是，除非另有明确的规定和限定，术语“连接”“联接”应做广义理解，例如，可以为固定连接，也可以为可拆卸连接或者一体式连接；可以是机械连接、也可以是电连接或可以为相互通讯连接；可以是直接连接，也可以通过中间媒介间的相连。对于本领域的普通技术人员而言，可以根据具体情况理解上述术语在本发明中的具体含义。
实施例
图1示出了本发明一种基于运动意图的神经刺激康复系统，包括
体外控制系统，其包括：
EMG采集模块，被配置为采集患者想同时运动双臂时的健康侧肢体产生的表面肌肉电信号；
体外微控制模块，被配置为获取采集得到的健康侧肌肉电信号，通过分析计算其波形的幅值及其持续时间，得到用于控制体内刺激器的命令；
第一无线通信模块，将用于控制体内刺激器的命令传送至体内植入系统；
体内植入系统，其包括：
体内微控制模块，被配置为接收用于控制体内刺激器的命令，控制是否向所述体内刺激器下达刺激命令；
体内刺激器，被配置为依据所述体内微控制模块下达的刺激命令并解析，产生刺激波形；
DC-DC转换模块，被配置为转变输入电压后有效输出+5V到-5V的双向平衡电荷电压，为各模块电路供电；
功率放大模块，被配置为将体内刺激器解析命令之后产生刺激波形放大在+5V到-5V范围内的正负电荷平衡波形，然后传输到刺激电极；
刺激电极，被配置为依据刺激命令对相应的神经产生对应的神经冲动，控制对应的肌肉进行动作；
第二无线通信模块，与所述第一无线通信模块相连接，接收用于控制体内刺激器的命令。
上述体外控制系统通过EMG采集器采集患者的健康侧肌体产生的表面肌肉电信号计算获取信号的波形幅值和刺激周期，并指导体内植入系统对病患侧肢体进行相应波形幅值和刺激周期的电极刺激，从而实现自主意识的双侧肢体运动。
一些示例中，如图2所示，所述体内植入系统还包括预刺激模块，被配置为通过刺激电极在0.1Hz—200Hz频率范围内以步进步长1Hz、周期2秒在患者刺激侧肌肉进行扫描，选择出一个适宜患者最能够接受的刺激频率并保存。每次使用该系统时都需要与刺激模块进行扫描校验，以便获取最适宜刺激频率；同时避免每次由于神经刺激适应性导致上次的数据不准确或者可能由于电极位置在运动中发生微偏导致上次的数据不准确的技术问题，进一步保障患侧肌体运动的准确性。
又一些示例中，所述体外微控制模块还被配置为在计算得到用于控制体内刺激器的命令的同时通过CRC校验程序算法计算获得校验码，将校验码与其命令中的波形幅值、波形频率、刺激周期格式一同打包上传至体内植入系统。其中，波形频率通过预刺激模块获取，波形幅值和刺激周期通过体外控制系统采集健康侧肌体肌电信号获得。所述体内微控制模块还被配置为在解析用于控制体内刺激器的命令的同时对校验码进行校验，如果校验不通过，则控制不向所述体内刺激器下达刺激命令；如果校验通过，则下达刺激命令。该示例中的校验码用于校验传输的数据是否正确，以避免在传输过程中数据丢失；微控制器解析这丢失数据的命令然后发出刺激波形，在加上校验码之后如果校验不通过，则刺激器不会发出任何刺激波形，通过该方法一定程度上确保了刺激波形的准确性。
在一些实例中，所述刺激电极为两路神经刺激电极，其频率可调节范围为0.1Hz-200Hz，采用载波方式进行神经刺激。通过载波方式实现增大刺激的平均功率，这样可以避免单脉冲太大对神经造成损伤。
其中，所述体外微控制模块采集到EMG信号的幅值和持续时间后计算出刺激的波形幅值以及刺激时间，其中占空比为百分之五十，刺激波形的幅值正比于EMG信号的波形，使病患达到双臂运动的目的。在具体举例中，首先针对采集肌电信号以1kHz采样频率采集0.5s，然后500点做一个平均，首先计算出最大强度，然后计算出一个不用力的值，以最大强度为刺激的最大值波形，数值为±5V，最小值为不刺激，然后按比例计算，得刺激的波形幅值，其刺激波形的幅值Q计算公式为
其中512为肌电信号长度，x＝1,2,3...512，xi为第i个肌电信号的幅值；k＝5/E，E为预先测量出一个EMG的最大值。
需要说明的是，本发明所述的刺激强度对应于健康手臂的用力程度，神经刺激强度越大相当于健康手臂越用劲；占空比百分之五十则是一个可接受范围，这个占空比在实际运用中可以根据病人的可接受强度进行选择。
本发明系统中所述EMG采集模块采用板载sEMG信号采集器，该采集器由前端采集器滤波电路和放大电路组成。基于该采集模块的体外控制电路的一种实施方式示意见图3。图4则示出了体内刺激系统的电路结构示意图。
图5示出了本发明另一个方面一种应用于上述系统的基于运动意图的神经刺激方法，包括
S1、在0.1Hz—200Hz频率范围内以步进步长1Hz、周期2秒进行扫描，选择出一个适宜病人的最能够接受的刺激频率，保存；
S2、EMG信号采集器采集对应的健康侧肢体的表面肌肉电信号，其中该信号是在患者想同时运动双臂的时候产生；
S3、体外微控制器经模数转换后获得健康侧的肌肉电信号，通过分析其波形的幅值及其持续时间计算得到用于控制体内刺激器的命令，发送给体内植入系统；
S4、体内植入系统的第二无线通信模块收发器接收体外控制器发送过来用于控制体内刺激器的命令，体内微控制器依据该命令向体内刺激器发出刺激命令；
S5、体内刺激器解析刺激命令后会产生相应的刺激波形，然后输出给功率放大模块，经过放大产生在+5V到-5V范围内的正负电荷平衡波形，然后传输到刺激电极刺激对应的神经，使其产生相应的神经冲动控制对应的肌肉进行动作。
其中，所述S3中的体外微控制器在计算得到用于控制体内刺激器的命令的同时通过CRC校验程序算法计算获得校验码，将校验码与其命令中的波形幅值、波形频率、刺激周期格式一同打包上传至体内植入系统；
所述S4中的体内微控制模块在解析用于控制体内刺激器的命令的同时对校验码进行校验，如果校验不通过，则控制不向所述体内刺激器下达刺激命令；如果校验通过，则下达刺激命令。
所述S5中的刺激电极为两路神经刺激电极，其频率可调节范围为0.1Hz-200Hz，使用载波方式进行神经刺激。
所述S3中具体的计算过程为：所述体外微控制模块采集到EMG信号的幅值和持续时间后计算出刺激的波形幅值以及刺激时间，其中占空比为百分之五十，刺激波形的幅值正比于EMG信号的波形。
本领域普通技术人员可以意识到，上述模块中的信息传输方式包括有线和无线传输来实现；且结合本文中所公开的实施例描述示例的单元模块，能够以电子硬件、或者计算机软件和电子硬件的结合来实现。这些功能究竟以硬件还是软件方式来执行，取决于技术方案的特定应用和设计约束条件。专业技术人员可以对每个特定的应用来使用不同方法来实现所描述的功能，但是这种实现不应认为超出本发明的范围。
在本说明书的描述中，参考术语“一个实施方式”“一些实施方式”“示意性实施方式”“示例”“具体示例”或“一些示例”等的描述意指结合所述实施方式或示例描述的具体特征、结构、材料或特点包含于本发明的至少一个实施方式或示例中。在本说明书中，对上述术语的示意性表述不一定指的是相同的实施方式或示例。而且，描述的具体特征、结构、材料或者特点可以在任何的一个或多个实施方式或示例中以合适的方式结合。
尽管已经示出了或描述了本发明的优选实施方式，应当指出，对于本技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明技术原理的前提下，还可以做出若干改进和润饰，这些改进和润饰也应视为本发明的保护范围。

Claims (10)

1.一种基于运动意图的神经刺激康复系统，其特征在于，包括
体外控制系统，其至少包括：
EMG采集模块，被配置为采集患者想同时运动双臂时的健康侧肢体产生的表面肌肉电信号；
体外微控制模块，被配置为获取采集得到的健康侧肌肉电信号，通过分析计算其波形的幅值及其持续时间，得到用于控制体内刺激器的命令；
第一无线通信模块，将用于控制体内刺激器的命令传送至体内植入系统；
体内植入系统，其至少包括：
体内微控制模块，被配置为接收用于控制体内刺激器的命令，控制是否向所述体内刺激器下达刺激命令；
体内刺激器，被配置为依据所述体内微控制模块下达的刺激命令并解析，产生刺激波形；
DC-DC转换模块，被配置为转变输入电压后有效输出+5V到-5V的双向平衡电荷电压，为各模块电路供电；
功率放大模块，被配置为将体内刺激器解析命令之后产生刺激波形放大在+5V到-5V范围内的正负电荷平衡波形，然后传输到刺激电极；
刺激电极，被配置为依据刺激命令对相应的神经产生对应的神经冲动，控制对应的肌肉进行动作；
第二无线通信模块，与所述第一无线通信模块相连，接收用于控制体内刺激器的命令。
2.如权利要求1所述的基于运动意图的神经刺激康复系统，其特征在于，所述体内植入系统还包括预刺激模块，被配置为通过刺激电极在0.1Hz—200Hz频率范围内以步进步长1Hz、周期2秒在患者刺激侧肌肉进行扫描，选择出一个适宜患者最能够接受的刺激频率并保存。
3.如权利要求2所述的基于运动意图的神经刺激康复系统，其特征在于，所述体外微控制模块还被配置为在计算得到用于控制体内刺激器的命令的同时通过CRC校验程序算法计算获得校验码，将校验码与其命令中的波形幅值、波形频率、刺激周期格式一同打包上传至体内植入系统；
所述体内微控制模块还被配置为在解析用于控制体内刺激器的命令的同时对校验码进行校验，如果校验不通过，则控制不向所述体内刺激器下达刺激命令；如果校验通过，则下达刺激命令。
4.如权利要求1所述的基于运动意图的神经刺激康复系统，其特征在于，所述刺激电极为两路神经刺激电极，其频率可调节范围为0.1Hz-200Hz，采用载波方式进行神经刺激。
5.如权利要求1所述的基于运动意图的神经刺激康复系统，其特征在于，所述体外微控制模块采集到EMG信号的幅值和持续时间后计算出刺激的波形幅值以及刺激时间，其中占空比为百分之五十，刺激波形的幅值正比于EMG信号的波形。
6.如权利要求1所述的基于运动意图的神经刺激康复系统，其特征在于，所述EMG采集模块采用板载sEMG信号采集器，该采集器由前端采集器滤波电路和放大电路组成。
7.一种基于运动意图的神经刺激方法，包括下述步骤：
S1、在0.1Hz—200Hz频率范围内以步进步长1Hz、周期2秒进行扫描，选择出一个适宜病人的最能够接受的刺激频率，保存；
S2、EMG信号采集器采集对应的健康侧肢体的表面肌肉电信号，其中该信号是在患者想同时运动双臂的时候产生；
S3、体外微控制器经模数转换后获得健康侧的肌肉电信号，通过分析其波形的幅值及其持续时间计算得到用于控制体内刺激器的命令，发送给体内植入系统；
S4、体内植入系统的第二无线通信模块收发器接收体外控制器发送过来用于控制体内刺激器的命令，体内微控制器依据该命令向体内刺激器发出刺激命令；
S5、体内刺激器解析刺激命令后会产生相应的刺激波形，然后输出给功率放大模块，经过放大产生在+5V到-5V范围内的正负电荷平衡波形，然后传输到刺激电极刺激对应的神经，使其产生相应的神经冲动控制对应的肌肉进行动作。
8.如权利要求7所述的基于运动意图的神经刺激方法，其特征在于，所述S3中的体外微控制器在计算得到用于控制体内刺激器的命令的同时通过CRC校验程序算法计算获得校验码，将校验码与其命令中的波形幅值、波形频率、刺激周期格式一同打包上传至体内植入系统；
所述S4中的体内微控制模块在解析用于控制体内刺激器的命令的同时对校验码进行校验，如果校验不通过，则控制不向所述体内刺激器下达刺激命令；如果校验通过，则下达刺激命令。
9.如权利要求7所述的基于运动意图的神经刺激方法，其特征在于，所述S5中的刺激电极为两路神经刺激电极，其频率可调节范围为0.1Hz-200Hz，使用载波方式进行神经刺激。
10.如权利要求7所述的基于运动意图的神经刺激方法，其特征在于，所述S3中具体的计算过程为：所述体外微控制模块采集到EMG信号的幅值和持续时间后计算出刺激的波形幅值以及刺激时间，其中占空比为百分之五十，刺激波形的幅值正比于EMG信号的波形。
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