1 Plataforma para evaluación de estrategias de control de estimuladores funcionales por medio del EMG del mismo músculo estimulado Sergio O. Escobar, Juan M. Reta y Carolina B. Tabernig Laboratorio de Ingeniería de Rehabilitación e Investigaciones Neuromusculares y Sensoriales Facultad de Ingeniería, Bioingeniería, Universidad Nacional de Entre Ríos Ruta 11 Km 10, (3100), Paraná, Argentina [email protected] Resumen— Los sistemas de estimulación neuromuscular funcional logran la activación de un sistema neuromuscular dañado a través de estímulos eléctricos apropiados. Si el control de estos estímulos se realiza mediante una señal proveniente del mismo sistema neuromuscular que esta siendo tratado, se favorece el re-aprendizaje motor. En este trabajo se describe el diseño y desarrollo de una plataforma hardware para la evaluación de algoritmos de control de estimuladores funcionales comandados por el electromiograma de superficie del músculo electroestimulado. La plataforma está compuesta por dos etapas: una de acondicionamiento y otra de adquisición, procesamiento y control. La etapa de acondicionamiento realiza la amplificación y filtrado de la señal de electromiografía así como también una estrategia de supresión del artefacto del estímulo necesaria por la naturaleza del registro. Con el propósito de definir el microcontrolador a utilizar se analizó el costo computacional en función de los algoritmos más reportados. Además se diseñó una estructura de software que cuenta con rutinas de adquisición de forma tal de facilitar la rápida implementación de los algoritmos a ser ensayados. La evaluación de la etapa de acondicionamiento se realizó con señales simuladas y reales, obteniendo resultados satisfactorios en ambos casos, demostrando que se alcanzaron los requerimientos de diseño y que la plataforma puede ser empleada para la evaluación de algoritmos para el control de sistemas de estimulación funcional. Palabras clave— 3 estimuladores funcionales, electromiografía, algoritmos de control, hardware I. INTRODUCCIÓN L as dificultades en el control motor voluntario son secuelas comunes posteriores a los daños medulares y cerebrales, producidos por accidentes cerebro vasculares, traumas, tumores y otras disfunciones de la neurona motora superior. Una alternativa ortésica empleada en estos casos para la restauración de la función perdida es la estimulación neuromuscular funcional (FNS, por su sigla en inglés) que logra la activación del sistema neuromuscular dañado a través de pulsos eléctricos apropiados, generados por un equipo que es comandado por señales bajo control voluntario de la persona [1]. Una de las principales aplicaciones de la FNS es la asistencia a la marcha de personas con paresias musculares. En estos casos la contracción voluntaria del músculo parético es completada por la evocada por el estímulo eléctrico [2]. Hay evidencia clínica de que los procesos plásticos involucrados en el re-aprendizaje motor se verían facilitados cuando la señal de comando del equipo de FNS proviene del mismo sistema neuromuscular que está siendo tratado [3]. Esta observación posee gran relevancia en la terapia de rehabilitación de los pacientes con pérdidas funcionales parciales. Esta nueva tendencia terapéutica impulsó la necesidad de optimizar la recuperación de señales voluntarias de músculos paréticos e idear nuevas estrategias de control y comando. En función de ello, en este trabajo se presenta el desarrollo de una plataforma hardware para la evaluación de algoritmos de control de estimuladores funcionales comandados por el electromiograma de superficie (SEMG, por su sigla en inglés) del mismo músculo que está siendo electroestimulado, su implementación en prototipo y evaluación técnica. II. REQUERIMIENTOS DEL DISEÑO Para establecer los requisitos del sistema se tuvo en cuenta que la señal registrada está formada por el artefacto del estímulo, el SEMG voluntario y el SEMG evocado por el estímulo, y que las funciones mínimas necesarias que debe cumplir son: amplificación y acondicionamiento del SEMG, remoción del artefacto del estímulo; digitalización del SEMG a través de un conversor analógico/digital (CAD); detección del SEMG voluntario y comando, a través de un microcontrolador (µC). Teniendo en cuenta que el SEMG presenta una amplitud típica de hasta 5 mVpap y que es necesario un rango de trabajo para la digitalización de 5V, se estableció como requisito que el sistema amplifique con una ganancia mayor o igual a 60 dB. Para el acondicionamiento se consideró que la potencia del SEMG útil para esta aplicación se encuentra en la banda de entre 20 y 400 Hz [6]; por lo tanto se requirió contar con una etapa de filtrado pasabanda centrada en estas frecuencias. A partir de esto, teniendo en cuenta el teorema de muestreo de Shannon, se estableció que la frecuencia de muestreo sea superior a 800 Hz. Contemplando un rango dinámico del SEMG de 58,4 dB, el cual debe ser menor al rango dinámico del CAD (RDCAD), y teniendo en cuenta que: 2 RDCAD 20 log10 (2) se requirió de una resolución del CAD >= 10 bits. Para establecer los requisitos del microcontrolador (µC) se tuvo en cuenta la estructura básica de un algoritmo de detección de contracción muscular a partir del SEMG [4] y el tiempo disponible entre estímulos para realizar el procesamiento [5]. Se fijó entonces que el µC sea capaz de resolver por lo menos 50000 multiplicaciones y 50000 sumas en 8 bits por segundo y contar con al menos 1024 registros disponibles para el procesamiento de las muestras. Por último, se requirió que la función de comando de la plataforma sea realizada mediante una salida digital para activar la estimulación y lograr la contracción muscular. nbits ≥ III. DESCRIPCIÓN DEL DISEÑO IMPLEMENTADO El diseño propuesto de la plataforma para evaluación de algoritmos de control de estimuladores funcionales por medio de SEMG del mismo músculo estimulado está compuesto por dos grandes etapas: una de acondicionamiento y otra de adquisición, procesamiento y control; divididos a su vez en bloques, tal como se muestra en la Fig. 1. Fig. 1: Etapas y bloques de la plataforma diseñada. A. Acondicionamiento La etapa de acondicionamiento está compuesta por dos bloques: Bloque Amplificador y Bloque de Filtrado y Ganancia. El primero está formado por un amplificador de instrumentación y dos amplificadores de bajo ruido para la atenuación del artefacto producido por el estímulo y la configuración de la ganancia respectivamente. El segundo está formado por dos amplificadores que realizan el filtrado y un tercer amplificador de ajuste de ganancia y offset. En la Fig. 2 se puede observar el circuito esquemático del primer bloque. El amplificador de instrumentación está compuesto por un INA128 de la firma Texas Instruments con acople de CA y ganancia 200. Para proteger las entradas del amplificador del campo eléctrico generado por el estímulo, se utiliza un arreglo de diodos en antiparalelo. Se destaca además el circuito atenuador del artefacto logrado mediante llaves analógicas con control digital, MAX333ACPP de Maxim, y un amplificador operacional atenuador, OP77 de Analog Devices. De esta forma durante la ocurrencia del estímulo se ponen a masa las entradas del amplificador de instrumentación y se conmuta la ganancia del amplificador de bajo ruido de 1 a 0,01. El tiempo de acción mínimo de la señal de control es el ancho del pulso de estimulación pudiendo extenderse hasta 8 mseg. Este tiempo es regulable mediante un potenciómetro. El control de las llaves analógicas se realiza desde una entrada de sincronismo que proviene del estimulador. Esta entrada de sincronismo es ingresada a un monoestable cuya salida está aislada ópticamente y controla la habilitación de las llaves. Por último este bloque cuenta con un amplificador, OP77 de Analog Devices, en configuración inversora el cual permite seleccionar la ganancia total de la etapa entre 200 y 4000 a través de una llave de 5 posiciones. Fig. 2: Circuito esquemático del bloque de amplificación y filtrado. El segundo bloque está compuesto por dos filtros tipo Butterworth de segundo orden a partir de dos estructuras de Sallen-Key en cascada: un pasaaltos con frecuencia de corte en 20 Hz (a -3dB) y un pasabajos en 400 Hz.| El circuito de salida de este bloque utiliza un amplificador operacional “rail to rail”, MC3302 de Motorola. Éste permite ajustar los niveles de offset y ganancia además de optimizar el rango dinámico de salida. B. Adquisición, procesamiento y control Esta etapa se basa en un microcontrolador de la firma Microchip, el PIC18F4620. La señal filtrada ingresa al microcontrolador donde es digitalizada utilizando a una frecuencia de muestreo de 2kHz y una resolución de 10 bits. El diseño del software contempla la estructura general de un algoritmo de detección de SEMG el cual se muestra en la Fig 3 [4]. Fig. 3: Estructura general de un algoritmo de detección de SEMG. Teniendo en cuenta que el usuario de la plataforma utilizará el entorno de software desarrollado para evaluar el desempeño de sus algoritmos se realizó la implementación completa en lenguaje ANSI C. Tal como puede observarse en la Fig. 4, el software desarrollado divide la señal en ventanas definidas por el periodo de estimulación. En la ventana 1 se realiza la adquisición y almacenamiento de los datos. Estos son procesados en forma simultánea a la adquisición y almacenamiento de los correspondientes a la ventana 2. Por lo tanto el usuario de la plataforma podrá evaluar la efectividad del algoritmo implementado teniendo como restricción el tiempo en cual éste debe resolver la generación de un nuevo estímulo. De esta forma cuanto más cómputo requiera el algoritmo menor será la máxima la frecuencia de estimulación configurable. Adicionalmente se brindan dos entradas analógicas cuya finalidad es la de proveer al usuario la posibilidad de incluir umbrales o valores de referencia externos mediante niveles de tensión ajustables por medio de potenciómetros. 3 La misma está formada por una espiga con una amplitud de 5,3V y duración de 0,6 mseg., que simula el artefacto producido por el estímulo, seguida por una onda sinusoidal con una amplitud de 60 mV y período de 7 mseg, que simula el SEMG (además posee un ruido de línea de 120mVpap). La salida de la etapa de acondicionamiento, con la señal simulada en su entrada, se puede observar en la Fig. 6. Es de destacar el correcto funcionamiento del circuito atenuador del artefacto del estímulo ya que la porción de la señal correspondiente a la espiga ha sido eliminada, quedando únicamente la onda sinusoidal a la salida. Fig. 4: Estrategia software para adquisición y procesamiento IV. EVALUACIÓN DEL DISEÑO Para evaluar el cumplimiento de los requerimientos de diseño se realizaron las siguientes pruebas: Sensado y Amplificación: mediante el ingreso al bloque de amplificación de señales artificiales de emulación del artefacto del estímulo y la señal de SEMG; y posterior visualización de la salida en un osciloscopio. Sensado y Amplificación: mediante el ingreso al bloque de amplificación de señales reales obtenidas de la estimulación y registro el SEMG del musculo extensor de la muñeca; y posterior visualización de la salida en un osciloscopio. Supresión del artefacto del estímulo: se probó bajo las mismas condiciones que el bloque de amplificación. Respuesta en frecuencia de los filtros: mediante el ingreso de señales sinusoidales de distintas frecuencias al bloque de filtrado; y posterior visualización de la salida en un osciloscopio. Digitalización y procesamiento: mediante el ingreso al bloque de amplificación de las señales artificiales; posterior visualización de la señal testigo de la frecuencia de muestreo en un osciloscopio y verificación del correcto almacenamiento de los datos en ventanas, según lo diseñado. A B Fig. 6: Gráficas de la salida (trazado superior) del sub-bloque de amplificación y filtrado y de la señal simulada que fue ingresada al bloque (trazado inferior). A) salida y entrada con escala de 1V/div., B) salida con escala de 1 V/div y entrada con escala de 50 mV/div. En la Fig. 7 se pueden ver los resultados del registro obtenido a la salida del bloque de amplificación y filtrado para los ensayos realizados con registros reales de SEMG. Para estas pruebas se utilizaron bajos niveles de estimulación de manera de no provocar contracción. Se puede observar una porción remanente del artefacto de estimulación seguido de actividad muscular voluntaria. A B V. RESULTADOS A. Acondicionamiento En la Fig. 5 se puede observar la señal simulada que se empleó en las pruebas. Fig. 7: Imágenes de osciloscopios de las pruebas con señal de EMG del extensor de los dedos, gráfica de la salida (trazo superior). Trazo inferior: período de activación del circuito reductor de artefacto., A) sin EMG voluntario, B) con una contracción voluntaria intensa. A B Fig. 5: Gráficas de la señal simulada. A) Escala= 1 V/div, B)Escala = 50 mV/div promediando de la señal para su visualización. Utilizando un generador de funciones con atenuador conectado a la entrada del sistema se pudo verificar los correctos niveles de ganancias configurables por la llave de cinco posiciones. Estos fueron: 200, 400, 800, 2000 y 4000. Utilizando el mismo generador se pudo verificar que la repuesta en frecuencia del sistema es del tipo pasabanda con dos frecuencias de corte ubicadas en 20 y 400 Hz respectivamente. Por último se pudo verificar que la excursión de la señal de salida se encuentra entre 0 y 4.2 V con un 4 desplazamiento en continua de 2,1V, apta para ser introducida a la etapa siguiente. B. Adquisición, procesamiento y control Para verificar el desempeño de este bloque se realizó la digitalización de la señal simulada según el formatos de ventanas de la Fig. 4 y se realizó la activación del estimulador en forma intermitente. Con el objeto de verificar la frecuencia de muestreo efectiva de la señal de entrada se complementó el estado de un puerto del microcontrolador con cada muestra adquirida. De esta forma se midió una frecuencia de muestreo de 1.9 kHz. Utilizando el puerto de depuración se verificó el correcto almacenamiento de los datos digitalizados y la integridad de las ventanas a ser utilizadas por los algoritmos de comando y control. Con el objetivo de corroborar la utilización de todo el rango dinámico del conversor analógico/digital, se realizó la adquisición de señales constantes sobre los tres canales del sistema. Utilizando la herramienta de depuración (ICD2 de Microchip), se pudo observar que los valores digitales adquiridos se mantienen invariantes ante una entrada analógica constante. De esta forma se pudo comprobar que el ruido total de la etapa previa al conversor se encuentra por debajo del ruido de cuantificación del mismo por lo tanto se aprovecha todo el rango dinámico correspondiente a los 10 bits del conversor analógico/digital. En la Fig. 8 se puede observar una fotografía del prototipo de plataforma implementado. Fig. 8: Fotografía de la plataforma implementada. VI. DISCUSIÓN Y CONCLUSIONES Los resultados obtenidos con señales simuladas muestran que el circuito de reducción de artefacto funciona en forma adecuada. Sin embargo al utilizarlo con señales reales se observó un remanente del artefacto del estímulo además de la aparición de la onda M evocada por el estímulo eléctrico. Luego de la calibración se establecieron los rangos de ganancia y frecuencia adecuados a los requerimientos del sistema. Durante los ensayos, la plataforma demostró tener la flexibilidad requerida para evaluar la correcta implementación del software del microcontrolador. Además utilizando la herramienta de depuración se puede evaluar paso a paso el algoritmo a implementar. Durante los ensayos realizados, se pudo determinar la importancia de contar con ejemplos de implementación de algunos algoritmos de manera de poder realizar comparaciones de desempeño que se pueden incluir dentro del mismo núcleo de software provisto. Además se consideró importante agregar módulos de software de filtrado digital, detector de envolvente y eliminación de media, ya que estos son bloques fundamentales en la implementación de una gran cantidad algoritmos. La plataforma hardware desarrollada permitirá dar los primeros pasos en la implementación de algoritmos de detección y control de estimuladores funcionales que puedan ser comandados por las señales de los músculos parcialmente afectados de las personas con paresias. REFERENCIAS [1] [2] [3] [4] [5] [6] G Loeb y R Davoodi. “The functional reanimation of paralyzed muscles”. IEEE Eng in Medicine and Biology. 5: 45-51. 2005. S. Søren, F. Biering-Sørensen, O. Andersen, S. Hansen, “Functional Neuromuscular Stimulation Controlled by Surface Electromyographic Signals Produced by Volitional Activation of the Same Muscle: Adaptive Removal of the Muscle Response from the Recorded EMG-Signal”, IEEE Trans on Rehabilitation Eng, vol. 5, no. 2, junio 1997. J. Cauraugh, K. Ligth, K. Sangbum, M. Thigpen, A. Behrman. “Chronic motor dysfunction after stroke. Recovering wrist and finger extension by electromiography-triggered neuromuscular stimulation” Stroke 1360-1364, 2000. G. Staude, C. Flachenecker, M. Daumer y W. Wolf, “Onset detection in surface electromyographic signals: a systematic comparison of methods”. EURASIP Journal on Applied Signal Processing Vol 2001, Pag: 67 – 81, Enero 2001. C. Tabernig, Eliminación de la respuesta muscular evocada del electromiograma de superficie de un músculo estimulado eléctricamente, Tesis de Maestría. Universidad Nacional de Entre Ríos, Argentina, Diciembre 2004. R. Maerletti y P. Parker, “Electromiography”, Wiley-Interscience, 2004.