CN112870011B - 电刺激联合外骨骼辅助步行系统 - Google Patents
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Abstract
本发明提供了一种电刺激联合外骨骼辅助步行系统，采用电刺激仪与外骨架配合刺激人体患侧肢体，同时采集健侧肢体与患侧肢体的肌电信号，判断两者之间的差异，且根据该差异来获取多通道低频脉冲电刺激参数配比以刺激患侧肢体，并根据患侧肢体的肌电信号来判断前述的多通道低频脉冲电刺激参数配比对患侧肢体的刺激效果，进而实时调整对患侧肢体的刺激信号。在本发明中，通过健侧肢体的肌电信号来周期性调整患侧肢体的刺激信号，以使电刺激仪对患侧肢体的刺激信号能够根据实际情况进行适应性调整，以获取更合适的电刺激信号，保障患者的步行训练效果。
Description
技术领域
本发明涉及医疗器械，尤其涉及一种电刺激联合外骨骼辅助步行系统。
背景技术
脑损伤、下肢周围神经损伤后，步行周期中，一侧下肢在迈步时，另一侧下肢需要提供一个稳定的支撑，但脑损伤偏瘫下肢不能提供一个稳定的支持，导致患者步行训练时偏瘫下肢支撑相缩短，患者容易跌倒；目前多采用刺激仪或者矫形器的方式进行康复治疗，电刺激常用的外加电流刺激神经、肌肉诱发肌肉产生动作，为完成功能性的活动一般使用的是一定频率的电刺激，在开始工作前，固定刺激的频率35～50Hz，调整刺激强度，直到可以产生关节的运动。但这种单纯的电刺激有其局限性：
1、最常规的单通道或多通道电刺激，在治疗前，自定义预设若干电刺激参数，如频率、波宽、刺激电流强度，将刺激电极放置于肌群后，康复治疗师肉眼观察电刺激所引起的肌肉收缩强度，以及肌肉收缩后所带动的关节运动幅度，根据治疗师自己的经验来确定电刺激的参数。这种传统的电刺激治疗方式的局限性有：①不符合生理状态下的神经、肌肉工作模式，因为一个神经冲动产生次肌肉的收缩，为了保证肢体运动的协调性，神经冲动的频率在整个关节运动过程中并不是保持不变的，正常情况下人体通过改变传出神经的输出频率控制肌肉收缩的幅度。②关节在的运动过程中，因为需要克服一定的重力，在整个运动轨迹范围内，运动的力矩在发生改变，如果需要保持固定的扭矩，则肌肉收缩的幅度是动态调整的。在开始工作前给予一个固定频率的电刺激，然后调整刺激器的电流强度，产生一个能让关节运动同时患者能够耐受的刺激电流，这样在患者使用前，固定了频率和刺激电流的幅度，但因为没有考虑关节运动过程中力矩的改变，不能动态调整刺激频率、刺激强度，产生的关节运动的速度和幅度在整个运动过程中固定不变，不利于患者在变化的环境中使用上述设备。③人体肌群在运动过程中并不是相互独立的，一个肌群收缩产生的关节运动会影响相邻肌群以及关节的活动范围，进而限制相关肌群的收缩强度自由度。目前仅仅使用多个通道产生一系列的关节运动的组合，产生一个肢体的动作，尚不能充分考虑其他肌群的影响。④神经肌肉电刺激具有固有的缺陷，电刺激优先激活快肌纤维，快肌纤维收缩频率高，爆发力强，但是抗疲劳能力差。随着单个治疗过程的持续，电刺激所能募集到的肌肉激活程度越来越低，即相同电刺激强度所能够造成的肌肉收缩，关节活动幅度降低，这势必会影响电刺激所带来的治疗效果。⑤脑卒中及脑外伤等中枢神经系统疾病康复的理论基础是神经系统具有可塑性，当上位中枢神经损伤后，肢体等周围神经系统的信息上传至中枢，可建立相应的神经突触连接，将康复训练的动作模式化，是一种运动再学习的过程。常规的电刺激治疗产生的是一种刻板的运动，导致传入脑的信息不能与其他感官得到的信息整合，学习到的运动与自身的运动模式是有明显区别的。
2、镜像电刺激系统，目前出现的较为先进的电刺激系统，通过监测脑卒中偏瘫患者的健侧肢体运动时，关键肌群的表面肌电信号，根据信号的强弱来判断肌肉的运动状态，然后根据健侧的肌群肌肉运动状态予以患侧肌肉电刺激，期望电刺激患侧能够模拟健侧的运动。这种刺激系统也具有明显的缺陷。①将偏瘫患者的健侧肢体和患侧肢体看做独立的两部分是错误的。脑卒中患者运动康复有两大基础模型，替代模型和半球间抑制模型。健侧新发脑梗死会加重患者原瘫痪侧手的活动。说明健侧这些区域的活动对患侧病灶具有补偿性，有助于患侧运动功能恢复。这种功能重组模式称为替代模型，即残存的神经网络代偿受损区域丢失的功能。半球间竞争模型是最早被普遍接受的神经功能恢复模式。正常情况下，左侧半球与右侧半球经过胼胝体相互连接，彼此存在半球间相互竞争性平衡。一旦半球出现损伤，尤其是右侧半球，患侧半球会受到“双重障碍”即本身的损伤和健侧大脑对患侧大脑的抑制增强，即患侧半球受到过多的抑制。所以两侧肢体是相互联系，相互影响的。且在脑卒中偏瘫患者中存在明显的联合运动，如健侧肢体在做某个关节运动时，患侧可能部分肌群会不自主的产生收缩运动。这种联合运动使两侧肢体相互作用，相互影响。②脑卒中、脑外伤等高级中枢神经损伤后，肢体等外周失去支配或受到异常运动模式的影响，容易出现肌肉废用性萎缩，肌腱挛缩等改变。这种改变会导致骨盆旋转、膝过伸、膝内翻、膝外翻、足下垂、足内翻、足外翻，跟腱挛缩等各种异常变化。不同的肌群的失调导致这种病理变化，所以完全按照健侧肢体的理想状态去给与患侧肢体电刺激，会动作变形，甚至可能对患侧肢体造成损伤。③电刺激易导致肌肉疲劳，电刺激优先激活快肌纤维，快肌纤维收缩频率高，爆发力强，但是抗疲劳能力差。随着单个治疗过程的持续，电刺激所能募集到的肌肉激活程度越来越低，即相同电刺激强度所能够造成的肌肉收缩，关节活动幅度降低，这势必会影响电刺激所带来的治疗效果。
3、同时因为力矩过大导致运动的速度不可控，关节运动的稳定性下降，患者有跌倒风险；同时当患侧下肢不能有效负重的情况下，这种电刺激不能在步行时使用，只能在床上使用。当脊髓损伤患者试图使用上述设备时，因为不能有效负重，导致使用范围严重受限，只能卧位产生动作，不能有效进行步行活动。而现有的针对脊髓损伤、脑损伤、周围神经损伤的矫形器关节的连接是刚性连接，只有两个状态，开或者关，在步行时使用的是关，当患者需要坐时通过拉绳控制开，关节屈曲；当步行时如果给予开，则患者会因为肌群力量的不足，关节稳定性降低，不能完成关节的负重。
发明内容
本发明的目的在于克服现有技术至少部分缺陷，提供了一种电刺激联合外骨骼辅助步行系统。
本发明是这样实现的：
本发明提供一种电刺激联合外骨骼辅助步行系统，包括在人体的健侧肢体与患侧肢体上均配装有外骨架，将电刺激仪的多个探头分别设置于健侧肢体与患侧肢体上，且健侧肢体与患侧肢体的探头位置分布相同，在外骨架对应关节连接处设置有阻尼控制器且于外骨架的关节上设置有空间姿态传感器，通过阻尼控制器控制对应关节的屈伸角度，空间姿态传感器检测对应关节的空间信息，具体包括以下步骤：
S1.采集同一人健侧肢体各肌群的肌电信号，得到若干组多肌群肌电信号数据D1，在同一时刻采集患侧肢体各肌群的肌电信号，得到若干组多肌群肌电信号数据D2，其中各肌群包括髂腰肌、臀大肌、股四头肌、股内收肌、胫前肌、腓肠肌、比目鱼肌以及腘绳肌，且按照各肌群由上至下的方式依次采集，当然时间间隔为微妙级；
S2.分别对D1与D2进行数据分析，具体包括滤波、时域分析、频域分析、有效收缩持续时间，得到对应组的信号参数值，信号参数值包括：
其中EMG(t)为单位时间内的肌电信号值，P(f)为随频率变化的功率函数；
S3.将每一步行周期分解为八个步态，且根据各空间姿态传感器以及阻尼控制器判断对应的步态，其中健侧肢体的步态姿势与患侧肢体的步态姿势周期性对应，分析D1与D2中对应步态姿势的对应信号参数值的差异值，进而获取每一步态中多通道电刺激参数配比；
S4.对D1信号参数值进行多通道电刺激参数配比，得到相应组的多通道低频脉冲电刺激参数配比；
S5.利用多路电极且根据多通道低频脉冲电刺激参数配比对患者患侧肢体进行电刺激；
S6.在电刺激的同一时刻，采集患侧肢体若干组肌电信号，并进行预处理，得到患侧肢体多肌群肌电信号数据D3；
S7.对D3进行数据分析，具体包括滤波、频谱分析，时域分析、有效收缩持续时间，获取D3对应的各组信号参数值；
S8.对比分析D1与D3中相对应的信号参数值，判断刺激强度、刺激时间时序、刺激脉冲类别，且当D3-IEMG>D1-IEMG时，调整刺激强度系数，而当MPFt＜75％MPFt-1时，刺激脉冲调整为中频调制低频电刺激，其中t-1为t的前一时刻；
S9.采集刺激调整后的患侧肢体多肌群肌电信号数据D4，且将D4作为步骤S2中的D2，依次循环S2-S8，且在该过程中对检测到的肌群肌电信号数据进行分析以判断对应肌群的疲劳程度，具体是对患侧肢体的每一肌群均预先设定MPF值，且当检测分析的MPF值小于设定值时，则暂停对各肌群的电刺激，对于预先设定的MPF值根据患侧肢体的恢复情况设定。
进一步地，采用空间姿态传感器获取对应关节的角度与角速度，且将该角度信息反馈至阻尼控制器，阻尼控制器内预设有关节屈伸角度阈值，避免关节屈伸角度过大。
进一步地，电子刺激仪的各探头均采用两平行电极差分输入，且各探头采用一共用参考电极，其中平行电极与对应肌肉接触，共用参考电极与膝关节接触。
进一步地，各平行电极均贴合安装于外骨架的内表面，共用参考电极采用伸缩结构与膝关节配合，外骨架形成中空结构，空间姿态传感器、阻尼控制器以及各电极的电线路均布设于中空结构内。
进一步地，其中髋关节阻尼控制器逆时针旋转不大于130°，顺时针旋转不大于10°；膝关节阻尼控制器逆时针旋转不大于5°，顺时针旋转不大于120°；踝关节阻尼控制器逆时针旋转不大于20°，顺时针旋转不大于40°。
进一步地，以每两个步行周期为一刺激周期。
本发明具有以下有益效果：
本发明中，通过采集人体健侧肢体的肌电信号以作为患侧肢体刺激信号的参考依据，以获取多通道低频脉冲电刺激参数配比刺激患侧肢体，且在电刺激时区分步态与肌群，即针对不同肌群在不同步态中输入不同的电刺激信号，实时根据获取的患侧肢体肌电信号来判断电刺激仪对患侧肢体的刺激效果，进而能够周期性进行调整，以获取更合适的电刺激信号，从而可以保证步行训练效果。
附图说明
为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，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，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其它的附图。
图1为本发明实施例提供的电刺激联合外骨骼辅助步行系统的流程图；
图2为本发明实施例提供的外骨架的结构示意图；
图3为本发明实施例提供的外骨架具有共用参考电极的结构示意图；
图4为本发明实施例提供的具有共用参考电极的束缚带的结构示意图。
具体实施方式
下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其它实施例，都属于本发明保护的范围。
参见图1、图2以及图3，本发明实施例提供一种电刺激联合外骨骼辅助步行系统，通过外骨架1与电刺激仪配合辅助偏瘫患者步行训练，具体是在人体的健侧肢体与患侧肢体上均配装有外骨架1，将电刺激仪的多个探头分别设置于健侧肢体与患侧肢体上，且健侧肢体与患侧肢体的探头位置分布相同，健侧肢体一侧的探头主要是用于采集步行时对应位置的肌电信号，而患侧肢体一侧的探头一方面可以采集步行时对应位置的肌电信号，同时还能够输出刺激信号，在外骨架1对应关节连接处设置有阻尼控制器2且在外骨架1的关节上设置有空间姿态传感器(图中未示出)，其中阻尼控制器2控制对应两个关节之间的屈伸角度，具体地，空间姿态传感器可以采用陀螺仪，通过陀螺仪则检测对应关节的空间信息，每一外骨架1由上至下分为四个部分，上身固定架11、大腿固定架12、小腿固定架13以及脚固定架14，两两之间均通过阻尼控制器2连接，具体为髋关节的阻尼控制器2、膝关节的阻尼控制器2以及踝关节的阻尼控制器2，而陀螺仪则可以为两组，一组设置于大腿固定架12上，另一组设置于小腿固定架13上，通过大腿固定架12与小腿固定架13的空间位置变化来确定步行状态，实际上空间姿态传感器还可以采用九轴传感器，其包括三轴陀螺仪、三轴加速度传感器以及三轴地磁传感器，可以更加精确获取各部分的空间姿态，进而精确判定人体的步行状态。其中，陀螺仪是可以获取对应位置关节的角度与角速度，且将该角度信息反馈至对应位置的阻尼控制器2，通过阻尼控制器2来控制对应关节的屈伸角度，具体是预先设定阻尼控制器2的阈值，阻尼控制器2调节关节角度避免超过该阈值。具体地，针对不同位置的阻尼控制器2，其阈值范围不同，比如髋关节的阻尼控制器2其逆时针旋转角度应不大于130°，顺时针旋转不大于10°；膝关节阻尼控制器2逆时针旋转不大于5°，顺时针旋转不大于120°；踝关节阻尼控制器2逆时针旋转不大于20°，顺时针旋转不大于40°，否则可能会导致患侧肢体的关节受损，影响恢复训练。
参见图2以及图3，具体地，外骨架1各部分均采用片状结构，可以弯折包裹人体肢体各部分，其表面可以设置束缚带进行捆绑，从而可以保证外骨架1与肢体紧贴，使得两者为一整体，另外外骨架1还采用中空结构，至少部分为中空结构，将陀螺仪或者九轴传感器设置于该中空结构内，且将电刺激仪的电线路也布设于对应的中空结构内，一方面可以达到定位电线路的作用，另一方面还可以避免电线路外露。
参见图3以及图4，对于电刺激仪的探头，包括电刺激电极组与探测电极组，其中探测电极组可以采用三电极形式，两个平行电极，一个参考电极，各探头的参考电极共用以形成共用参考电极3，其中两个平行电极采用差分输入的形式采集对应位置的肌电，而共用参考电极3作为共用接地使用，可以降低干扰影响。电刺激电极组与两个平行电极均与对应位置的肌肉表面接触，由此可以将两者均贴合安装于外骨架1的内表面，当将束缚带进行捆绑时，以保证其与对应位置肌肉表面贴合紧密。而共用参考电极3其不能与肌肉表面接触，可以将其与关节表面接触，比如膝关节，具体是在外骨架1的大腿固定架12底部或者小腿固定架13顶部设置有一个束缚带15，且在该束缚带15上设置有共用参考电极3，通过该束缚带15可以将共用参考电极3绑扎于膝关节外表面，共用参考电极3对应的电线路也布设于束缚带15内，另外由于膝关节对应区域位置有限，为适应不同身高患者使用，该束缚带15能够使得共用参考电极3与大腿固定架12或者小腿固定架13之间形成相对移动，具体可以是伸缩节(柔软型)，或者是滑动结构形式，可以达到调节共用参考电极3位置的目的，当然也可以采用具有一定弹性的材料，通过外力拉伸。当然束缚带15不会影响大腿固定架12与小腿固定架13之间的转动，具体是束缚带15采用T字形结构，包括捆绑部与连接部，其中捆绑部与连接部垂直，将共用参考电极3设置于两者的交汇处，捆绑部用于实现绑扎功能，而连接部则是连接大腿固定架12或者小腿固定架13，为条状结构，使得该束缚带15不会对与其连接的大腿固定架12或者小腿固定架13形成干扰，即不会对膝关节的阻尼控制器2工作产生影响，其位于阻尼控制器2的内侧。
参见图1以及图2，针对上述的电刺激仪与外骨架1配合形式，当将外骨架1捆绑于健侧肢体与患侧肢体后，步行训练方法包括以下步骤：
S1.采集同一人健侧肢体各肌群的肌电信号，得到若干组多肌群肌电信号数据D1，在同一时刻采集患侧肢体各肌群的肌电信号，得到若干组多肌群肌电信号数据D2，其中各肌群包括腓肠肌、比目鱼肌、臀大肌、腘绳肌、髂腰肌、股内收肌、股四头肌以及胫前肌，健侧肢体与患侧肢体的采集肌电信号位置一致；
S2.分别对D1与D2进行数据分析，具体包括滤波、时域分析、频域分析、有效收缩持续时间，通过滤波以解决基线漂移与噪声的干扰，然后对信号进行分级，以获取运动起止时间序列，结合公式计算以得到对应组的信号参数值，信号参数值包括：
其中EMG(t)为单位时间内的肌电信号值，P(f)为随频率变化的功率函数，RMS为肌电均方根值，IEMG为积分肌电值，MPF为肌电平均功率频率值；
S3.将每一步行周期分解为八个步态，具体是站立前期、站立初期、站立中期、站立末期、迈步前期、迈步初期、迈步中期、迈步末期，且根据各陀螺仪以及阻尼控制器2判断对应的步态，其中健侧肢体的步态姿势与患侧肢体的步态姿势周期性对应，患侧肢体与健侧肢体各肌群交替活动，尤其是腓肠肌、腘绳肌、股四头肌以及胫前肌，进而可以找出患侧肢体与健侧肢体活动相同的肌群，分析D1与D2中对应步态姿势的对应信号参数值(在每两个步行周期中活动相同的肌群的信号参数值)的差异值，进而获取每一步态中多通道电刺激参数配比，具体是将两个步行周期作为一个电刺激周期；
S4.将D1信号参数值进行多通道电刺激参数配比，得到相应组的多通道低频脉冲电刺激参数配比，每一通道均采用单独的电刺激参数配比，且是根据患者实际的步行健康状态生成；
S5.利用多路电极根据多通道低频脉冲电刺激参数配比对患者患侧肢体进行电刺激，在第一个刺激周期内，可以分为两种形式，当患者是第一次进行步行训练时，在第一个周期内患侧肢体只进行肌电信号的采集，不对其进行刺激，而患者是再次进行步行训练时，则采用上一次各通道的低频脉冲电刺激参数配比对患侧肢体进行电刺激；
S6.在电刺激的同一时刻，采集患侧肢体若干组多肌群肌电信号，并进行预处理，得到患侧肢体多肌群肌电信号数据D3，即获取刺激后患侧肢体各肌群的肌电信号；
S7.对D3进行数据分析，具体包括滤波、频谱分析，时域分析、有效收缩持续时间，获取D3对应的各组信号参数值；
S8.对比分析D1与D3中相对应的信号参数值，判断刺激强度、刺激时间时序、刺激脉冲类别，且当D3-IEMG>D1-IEMG时，调整刺激强度系数，而当MPFt＜75％MPFt-1时，刺激脉冲调整为中频调制低频电刺激，其中t-1为t的前一时刻，通过这两者来判断刺激调整后的信号参数值变化情况，进而达到再次调整刺激信号的目的；
S9.采集刺激调整后的患侧肢体多肌群肌电信号数据D4，且将D4作为步骤S2中的D2，依次循环S1-S8，且在该过程中对检测到的肌群肌电信号数据进行分析以判断对应肌群的疲劳程度，具体是对患侧肢体的每一肌群均预先设定MPF值，且当检测分析的MPF值小于设定值时，则暂停对各肌群的电刺激，对于预先设定的MPF值根据患侧肢体的恢复情况设定，具体可以是休息一段时间继续刺激患侧肢体，或者可以直接中止本次训练。
在上述过程中，每一次刺激周期均是作为下一次刺激周期的基础，通过采集上一次刺激周期中的肌电信号以判断上一周期的电刺激对肌群作用效果，且该作用效果是同一时刻患侧肢体的肌电信号与健侧肢体的肌电信号比较得出，从而实时判断电刺激信号是否适用于患侧肢体的恢复，而当在合适范围之内时，则可以继续采用上一刺激周期的电刺激信号，而当不合适时，则根据实际情况来调整电刺激信号参数，以再次获取更合适的电刺激信号。另外在本申请中，由于各关节之间设置有阻尼控制器2，该阻尼控制器2的阈值设定与患侧肢体采集的肌电信号相关，具体是通过采集患侧肢体各肌群的肌电信号，从而可以计算出各肌群对应的关节的承重范围，且结合在不同步态中患侧肢体的承重比例，进而可以计算出各关节的屈伸角度范围，而该屈伸角度范围即为阻尼控制器2预设的阈值，即表明阻尼控制器2的阈值不是人为设定的，而是根据患侧肢体的实际情况进行实时计算设定，进而有效保护训练过程中的患侧肢体关节。
以上所述仅为本发明的较佳实施例而已，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。
Claims (5)
1.一种电刺激联合外骨骼辅助步行系统，其特征在于，包括在人体的健侧肢体与患侧肢体上均配装有外骨架，将电刺激仪的多个探头分别设置于健侧肢体与患侧肢体上，且健侧肢体与患侧肢体的探头位置分布相同，电子刺激仪的各探头均采用两平行电极差分输入，且各探头采用一共用参考电极，其中平行电极与对应肌肉接触，共用参考电极与膝关节接触；在外骨架的大腿固定架底部或者小腿固定架顶部设置有束缚带，且在该束缚带上设置有共用参考电极，通过该束缚带可以将共用参考电极绑扎于膝关节外表面，共用参考电极对应的电线路也布设于束缚带内，束缚带采用T字形结构，包括捆绑部与连接部，其中捆绑部与连接部垂直，将共用参考电极设置于两者的交汇处，而连接部则是连接大腿固定架或者小腿固定架；在外骨架对应关节连接处设置有阻尼控制器且于外骨架的关节上设置有空间姿态传感器，通过阻尼控制器控制对应关节的屈伸角度，空间姿态传感器检测对应关节的空间信息，所述电刺激联合外骨骼辅助步行系统通过以下步骤进行训练：
S1.采集同一人健侧肢体各肌群的肌电信号，得到若干组多肌群肌电信号数据D1，在同一时刻采集患侧肢体各肌群的肌电信号，得到若干组多肌群肌电信号数据D2，其中各肌群包括髂腰肌、臀大肌、股四头肌、股内收肌、胫前肌、腓肠肌、比目鱼肌以及腘绳肌，且按照各肌群由上至下的方式依次采集，时间间隔为微秒级；
S2.分别对D1与D2进行数据分析，具体包括滤波、时域分析、频域分析、有效收缩持续时间，得到对应组的信号参数值，信号参数值包括：，/>，，其中EMG（t）为单位时间内的肌电信号值，P（f）为随频率变化的功率函数，RMS为肌电均方根值，IEMG为积分肌电值，MPF为肌电平均功率频率值；
S3.将每一步行周期分解为八个步态，且根据各空间姿态传感器以及阻尼控制器判断对应的步态，其中健侧肢体的步态姿势与患侧肢体的步态姿势周期性对应，分析D1与D2中对应步态姿势的对应信号参数值的差异值，进而获取每一步态中多通道电刺激参数配比；
S4.对D1信号参数值进行多通道电刺激参数配比，得到相应组的多通道低频脉冲电刺激参数配比；
S5.利用多路电极且根据多通道低频脉冲电刺激参数配比对患者患侧肢体进行电刺激；
S6.在电刺激的同一时刻，采集患侧肢体若干组肌电信号，并进行预处理，得到患侧肢体多肌群肌电信号数据D3；
S7.对D3进行数据分析，具体包括滤波、频谱分析，时域分析、有效收缩持续时间，获取D3对应的各组信号参数值；
S8.对比分析D1与D3中相对应的信号参数值，判断刺激强度、刺激时间时序、刺激脉冲类别，且当D3-IEMG>D1-IEMG时，调整刺激强度系数，而当MPFt＜75%MPFt-1时，刺激脉冲调整为中频调制低频电刺激，其中t-1为t的前一时刻；
S9.采集刺激调整后的患侧肢体多肌群肌电信号数据D4，且将D4作为步骤S2中的D2，依次循环S2-S8，且在该循环过程中对检测到的肌群肌电信号数据进行分析以判断对应肌群的疲劳程度，具体是对患侧肢体的每一肌群均预先设定MPF值，且当检测分析的MPF值小于设定值时，则暂停对各肌群的电刺激，对于预先设定的MPF值根据患侧肢体的恢复情况设定。
2.如权利要求1所述的电刺激联合外骨骼辅助步行系统，其特征在于：采用空间姿态传感器获取对应关节的角度与角速度，且将该角度信息反馈至阻尼控制器，阻尼控制器内预设有关节屈伸角度阈值，避免关节屈伸角度过大。
3.如权利要求1所述的电刺激联合外骨骼辅助步行系统，其特征在于：各平行电极均贴合安装于外骨架的内表面，共用参考电极采用伸缩结构与膝关节配合，外骨架形成中空结构，陀螺仪、阻尼控制器以及各电极的电线路均布设于中空结构内。
4.如权利要求1所述的电刺激联合外骨骼辅助步行系统，其特征在于：其中髋关节阻尼控制器逆时针旋转不大于130°，顺时针旋转不大于10°；膝关节阻尼控制器逆时针旋转不大于5°，顺时针旋转不大于120°；踝关节阻尼控制器逆时针旋转不大于20°，顺时针旋转不大于40°。
5.如权利要求1所述的电刺激联合外骨骼辅助步行系统，其特征在于：以每两个步行周期为一刺激周期。
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Citations (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| TW201316949A (zh) * | 2011-10-17 | 2013-05-01 | Jia-Jin Chen | 即時自主肌力與電刺激誘發肌力量測電路 |
| CN103691059A (zh) * | 2013-12-27 | 2014-04-02 | 中国科学院自动化研究所 | 基于角度信息与肌电信号反馈控制的电刺激康复装置及方法 |
| CN105056396A (zh) * | 2015-09-09 | 2015-11-18 | 上海诺诚电气股份有限公司 | 镜像评估训练低频电刺激康复系统及使用方法 |
| CN105148404A (zh) * | 2015-09-16 | 2015-12-16 | 燕铁斌 | 基于健侧肢体肌电信号触发的电刺激训练系统及训练方法 |
| CN105457164A (zh) * | 2016-01-06 | 2016-04-06 | 电子科技大学 | 一种肌肉协同模式下的多通道功能性电刺激方法与系统 |
| CN106334267A (zh) * | 2016-10-31 | 2017-01-18 | 徐钧 | 具有辅助外骨架的神经肌肉电刺激系统 |
| CN106474623A (zh) * | 2016-10-31 | 2017-03-08 | 何晓阔 | 仿生多通道神经肌肉电刺激方法及电刺激系统 |
| CN109771215A (zh) * | 2019-01-25 | 2019-05-21 | 王晶 | 一种脑卒中患者单侧复健的fes强度精确镜像方法 |
| CN110420383A (zh) * | 2019-08-23 | 2019-11-08 | 上海交通大学 | 一种基于多模态融合反馈的可调功能性电刺激控制方法 |
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Patent Citations (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| TW201316949A (zh) * | 2011-10-17 | 2013-05-01 | Jia-Jin Chen | 即時自主肌力與電刺激誘發肌力量測電路 |
| CN103691059A (zh) * | 2013-12-27 | 2014-04-02 | 中国科学院自动化研究所 | 基于角度信息与肌电信号反馈控制的电刺激康复装置及方法 |
| CN105056396A (zh) * | 2015-09-09 | 2015-11-18 | 上海诺诚电气股份有限公司 | 镜像评估训练低频电刺激康复系统及使用方法 |
| CN105148404A (zh) * | 2015-09-16 | 2015-12-16 | 燕铁斌 | 基于健侧肢体肌电信号触发的电刺激训练系统及训练方法 |
| CN105457164A (zh) * | 2016-01-06 | 2016-04-06 | 电子科技大学 | 一种肌肉协同模式下的多通道功能性电刺激方法与系统 |
| CN106334267A (zh) * | 2016-10-31 | 2017-01-18 | 徐钧 | 具有辅助外骨架的神经肌肉电刺激系统 |
| CN106474623A (zh) * | 2016-10-31 | 2017-03-08 | 何晓阔 | 仿生多通道神经肌肉电刺激方法及电刺激系统 |
| CN109771215A (zh) * | 2019-01-25 | 2019-05-21 | 王晶 | 一种脑卒中患者单侧复健的fes强度精确镜像方法 |
| CN110420383A (zh) * | 2019-08-23 | 2019-11-08 | 上海交通大学 | 一种基于多模态融合反馈的可调功能性电刺激控制方法 |
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