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一种用于小型动物的实时可穿戴肌电测量系统

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DOI：

10.3791/67418

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2024年11月15日

 ,  ,  ,  ,  , 
1Department of Semiconductor Engineering, Gachon University, 2Department of Electronic Engineering, Gachon University, 3Department of Acupuncture and Moxibustion, Gachon University, 4School of Biological Sciences, Seoul National University

本文内容

摘要

本文介绍了一种用于安装和制备肌内电极的方案，以及一种可安装在动物身上、微型化的肌电图（EMG）测量装置，适用于运动研究中的EMG分析。该系统能够无线传输实时EMG数据，用于研究脑卒中模型大鼠的运动功能恢复。

摘要

用于实验动物的肌内肌电图（EMG）测量方法已有多种实现方式。在这些方法中，将缆线连接至外部测量设备会限制实验动物的活动，而植入式设备则可能因持续存在体积和重量较大的装置而引发不良副作用。为解决这些问题，我们提出一种低成本、无线、可拆卸的EMG测量系统及其实验操作流程。本文重点介绍带有小型连接器的肌内导线电极的手术植入方法以及无线系统的开发。值得注意的是，在该系统中，仅有导线电极被插入动物体内。使用该系统时，只需将电路系统连接至安装在动物背部的连接器，即可便捷地进行EMG测量，并可在笔记本电脑上实现实时监测。本文以详细、分步的方式阐述了所提出的方法，并通过将肌内电极植入大鼠后肢的实验进行演示。随后开展跑台实验以进行运动研究，并获取和分析相应的电生理信号。

引言

肌电图涉及记录肌肉纤维在收缩过程中产生的电位。这些特性由运动神经元向单个肌肉发送的神经激活信号决定。肌电图广泛应用于康复、运动、脑和神经相关研究中，其测量方法 broadly 可分为表面肌电图（sEMG）和肌内肌电图（iEMG）1。表面电极具有多种优势，特别是在可穿戴应用中，因其具有非侵入性且准备过程简单2。在植入式 sEMG 中，手术过程相较于 iEMG 更为简便，因为电极无需穿透肌肉。尽管具有这些优势，sEMG 易受到信号污染的影响，例如肌肉-电极界面的干扰、运动伪影、电极接触质量以及来自邻近肌肉的信号串扰1。当电极放置位置彼此靠近时，这些问题尤为突出，而在涉及小型动物的研究中通常正是如此。另一方面，iEMG 需要额外的手术步骤以实现电极穿透肌肉。尽管操作步骤更多，但该方法可提供更精确、串扰更少的肌肉特异性肌电图记录，因为电极永久嵌入肌肉组织中3。在小型动物运动研究中，由于需要可靠的电极安装以获取肌肉特异性的肌电信息，因此更倾向于使用 iEMG4。

已有多种方法被报道用于从小型动物的电极获取肌电图（EMG）记录。通常使用系留电缆将电极连接到外部测量设备5,6,7,8,9,10,11，也可将设备植入体内12，或在动物体表佩戴无线可穿戴平台13。由于存在大量适用于此目的的商用兼容设备，系留电缆是最常报道的方法；然而，系留导线会引起动物不适，且其活动常受到电缆限制，可能影响研究结果。植入式设备可提供无线解决方案，但其有限的电池寿命可能限制实验持续时间。此外，永久安装设备的尺寸和重量可能给动物带来应激和不适，从而影响研究。已有研究提出无线能量传输技术以解决植入式设备的问题，但通常很难为小型设备维持稳定的能量连接14。而且，暴露于高强度电磁场可能引发不可预见的后果，例如免疫功能下降以及大脑潜在的神经退行性改变15,16。

采集系统也可实现为一种无线可穿戴平台，能够处理信号并无线传输肌电图记录至基站。尽管这是首选方法，但对用户而言存在技术挑战，且实验细节在文献中往往未得到充分阐述。

本研究介绍了一种用于小型动物运动研究的简单、低成本且可靠的肌电图（EMG）信号采集方法。将一对iEMG电极植入大鼠的后肢肌肉中，信号采集系统的其余部分（包括放大器、模数转换器和无线遥测装置）则安装在动物背部。EMG数据被传输至个人计算机，用于实时监测，并在本地记录数据。通过在卒中恢复研究中开展跑台运动实验，验证了该系统的有效性。

方案

所有伦理和实验程序及方案均获得机构动物护理和使用委员会（申请编号：CGU1-2021-IA0041）的批准。本研究使用一只7周龄雄性Sprague-Dawley大鼠。试剂与设备的详细信息列于下文 材料表.

1. 动物准备

  1. 准备7周龄的大鼠。出于安全考虑，将体重相近的大鼠同笼饲养，每笼最多三只。
  2. 确保大鼠在手术前无应激适应环境。持续提供水和食物，并定期更换垫料。
  3. 在适应期（约7天）内，训练动物在跑步机上以16–25 m/min的速度每天跑5分钟，以帮助其适应跑步机环境。
    注意：若大鼠停止运动或拒绝按要求移动，可轻拍其臀部以示鼓励。

2. 电极制备

  1. 准备五根涂有聚四氟乙烯的不锈钢丝，其中四根长度为 140 mm，一根长度为 60 mm。
  2. 在一根 140 mm 长的金属丝上打三个单结，分别位于距末端 40 mm 和 100 mm 处（图 1A）。
    注意：将导线电极插入肌肉时，可能难以确保精确接触并保持电极暴露部分的正确位置。为解决此问题，可在导线上设置一个限位结，当拉动导线时可阻止其进一步插入，从而确保电极在肌肉内保持稳定。
  3. 对于 140 mm 的导线，在短端一侧从结处留出 2 mm 间隙，然后使用电烙铁将绝缘层部分剥除 2 mm；在长端一侧末端完全剥除 2 mm 绝缘层。对于 60 mm 的电极，在一端完全剥除 2 mm 绝缘层，在另一端剥除 10 mm 绝缘层（图 1）。
    注意：电烙铁的尖端应彻底清洁，以防止污染。
  4. 在完全去除绝缘层后，通过焊接将导线固定至连接器附件（图 2B、C）。
  5. 将连接导线的金属部件组装进塑料外壳中（图 2D、E）。
  6. 将连接器固定到一个 3D 打印的塑料导向装置上（见材料表），该装置带有用于将其固定在皮肤上的孔。为防止焊接部分接触切口部位，应使用生物相容性氰基丙烯酸酯进行密封（图 2F）。
  7. 裁剪一块 0.2 mm 厚的镍板，并将其弯曲包裹在连接器周围，以提供屏蔽保护，防止动物可能造成的损坏。

3. 手术

  1. 将大鼠放入诱导室（使用透明合成树脂定制制成），通过70%一氧化二氮和30%氧气的混合气体，以2%-3%的异氟烷浓度进行麻醉。准备必要的手术器械（图3）。
  2. 使用电动剃毛器去除体毛，并用氯己定和酒精对皮肤进行消毒，以防止手术期间发生感染（图4A）。 
  3. 在目标肌肉所在部位的皮肤上，使用手术剪做一条约10-15 mm的切口。由于筋膜位于皮肤下方，肌肉位于筋膜下方，应先用剪刀剪开皮肤，然后用干净的布轻轻擦拭以去除筋膜。
  4. 在将要安装连接器的腰部区域周围做一条5-10 mm的切口。
  5. 使用无菌套管针在皮下创建一条通道，使导线可从连接器通向目标肌肉位置（图4B）。
  6. 从肌肉位置开始，经皮下将套管针向腰部切口方向穿行。
  7. 准备上一步骤中的电极和连接器。用镊子在腰部切口处夹住导线电极，并小心地将其拉至目标肌肉的切口处。当导线被拉出至目标肌肉位置后，参考图4C。
  8. 如图4D所示，使用缝合针将电极导线穿入目标肌肉。
    注：本实验的目标肌肉为内侧腓肠肌（MG），这是分析运动任务的关键肌肉之一17。由于7周龄大鼠的MG长度约为18 mm，电极应放置在肌肉中心附近，间距约5 mm，以尽量减少肌肉损伤并确保准确的肌电图（EMG）测量。建议穿入肌肉的导线长度超过5 mm，以确保去绝缘部分与肌肉充分接触。
  9. 将穿过肌肉并从肌肉穿出的导线引导回其插入点，并用单结固定。剪除多余导线（图4E）。
  10. 在目标肌肉中安装导线电极后，使用4-0单股缝线缝合切口部位。
  11. 缝合连接器下方的切口。确保整条导线已完全插入体内并牢固缝合（图5A）。
  12. 如图5B所示，使用缝合线将连接器固定在动物背部皮肤上。
    注：确保屏蔽装置牢固固定，以防止动物啃咬连接器。术后给予卡洛芬（Carprofen，5 mg/kg）皮下注射以镇痛。
  13. 手术完成后，停止麻醉，并为动物准备恢复用的笼子。
  14. 打开加热灯以防止动物体温下降，并监测手术部位是否存在异常，如感染、炎症或肿胀等迹象。彻底消毒切口部位，必要时涂抹药膏。当大鼠从麻醉中恢复后，关闭加热灯。
  15. 监测大鼠的行为，包括食欲、饮水和排尿情况。
    注：手术后应让动物休息约2天，再进行任何测试。

4. 印刷电路板（PCB）的设计与制作

  1. 设计用于肌电图（EMG）测量和数字化的电路，包括两个模拟放大器集成电路（IC）和一个微控制器单元（MCU）。确保放大器的带宽为5-740 Hz，增益为1300 V/V。
    注意：如有必要，可根据特定动物的具体需求调整放大器的增益和带宽18。
  2. 在MCU中集成蓝牙模块，以实现无线通信，将测得的数据传输至主机设备。本实验采用工作频率为2.4 GHz的芯片天线。
  3. 本研究使用一块3.7 V可充电锂聚合物电池，并配合专用的电源管理IC。
  4. 在FR4基板上为上述IC制作印制电路板（PCB）。根据具体需求将PCB设计成多种形式。参见补充图1、补充图2和补充图3。
  5. 通过焊接或使用热风枪将电子元器件安装到PCB上。

5. 软件配置

  1. 固件
    1. 准备固件（补充代码文件 1配置一个具有8位分辨率和2 kSPs采样率的双通道ADC，将数字化转换后的数据格式化为数组并进行传输 通过 使用指定的软件开发工具进行蓝牙低功耗（BLE）开发。
    2. 在部署前将固件上传至微控制器（MCU）。
  2. 实时监测程序
    1. 编写一个程序以绘制接收到的数据 通过 实时BLE。在本研究中，开发了一款基于Python的绘图应用程序，该程序还可将原始数据存储至指定位置（补充编码文件 2).
      注意：该系统最多可能出现 50 ms 的采样缓冲延迟，以及约 10 ms 的无线通信延迟19,20.

6. 跑台实验

  1. 将电池连接到准备好的电路，并将PCB连接到连接器，如图6A所示。
  2. 在PC上运行监测程序，并与电路PCB建立无线连接。
  3. 将大鼠放置于跑步机上并监测其肌电图（EMG）波形。本研究中，跑步机速度设定为25 m/min（图6B）。

7. 数据分析

  1. 加载以 .CSV 格式存储的肌电图（EMG）数据。
  2. 应用信号处理方法，去除不需要的噪声和干扰信号。
    注意：可进一步进行包络检测和频谱分析，以评估运动活动中的肌肉疲劳和对称性。

结果

本研究介绍了一种简单的无线肌电图（EMG）信号采集方法。虽然需要进行手术操作，但仅需对电极插入和连接器固定部位进行部分切开，从而显著减轻动物的负担。在本演示中，电极被植入下肢，但使用相同方法也可在其他多个部位开展类似的电生理研究。该方法的优势在于无需使用束缚电缆，且不会限制动物行为，即可实现连续的电生理信号记录。电路PCB直径为9 mm，高度为3 mm，总重量为3 g。电池更换简便，所提出系统可实现对运动行为的连续监测。附图图7展示了连接器与设备的安装情况以及记录到的EMG波形。

本研究使用跑步机分析大鼠的运动模式。跑步机是分析动物运动的有效工具17，可用于评估肌肉或神经系统问题。尽管跑步机也可用于研究大鼠的自由运动，但本实验旨在专门分析由不同条件引起的运动异常。为实现这一目标，需要持续且重复的运动，因此跑步机是本研究目的的合适选择。

可采用多种方法结合肌电图（EMG）分析动物运动行为。在这些方法中，对称性指数已用于行为学分析21,22。对称性指数用于衡量身体两侧成对肌肉活动的平衡程度，我们已将其用于评估脑卒中后的功能恢复情况。

显示肌肉插入和绝缘的神经记录装置示意图，展示导线结和绝缘去除状态。
图 1：导线电极制备过程。（A）导线结构及其绝缘层去除位置示意图。将导线插入肌肉时应打三个结，以防止插入过深。（B）导线末端的绝缘层完全去除。（C）部分去除绝缘层以利于与肌肉接触。请点击此处查看该图的放大版本。

导线连接组件过程示意图；步骤包括插入、固定和焊接导线。
图 2：导线电极与连接器组装流程。（A）准备组装所需材料。（B）将导线插入金属部件中。（C）将导线焊接到金属部件上。（D）将导线从塑料外壳的开口中拉出。（E）将导线和金属部件插入塑料外壳中。（F）完成所有导线的组装，并使用氰基丙烯酸酯胶水将塑料外壳固定到缝合导向器（灰色部分）上。请点击此处查看该图的放大版本。

手术器械套装放置于无菌区域，包含剪刀、镊子、持针器。
图3：手术操作所需器械。 本操作所需的一套手术器械，包括（1）缝合针，（2）镊子，（3）镊子，（4）手术剪，（5）精细剪，（6-7）止血钳，（8）持针器，以及（9）已准备好的电极。 请点击此处查看此图的放大版本。

啮齿类动物肌肉电极植入示意图；手术切口、布线、记录装置。
图 4：电极导线连接步骤。（A）背部和腿部的切口位置。（B）通过切口插入持针器以夹住导线。（C）将导线从切口中拉出。（D）在目标肌肉处的缝合技术，将电极置于肌肉最粗部位周围，间距为 5 mm。（E）手术完成后的最终状态。请点击此处查看该图的放大版本。

医疗设备连接示意图、金属屏蔽连接器、缝合过程、粘合剂应用。
图5：连接器的放置。（A）在连接器下方进行缝合。（B）使用缝合线固定连接器。（C）在连接器上方涂抹粘合剂，并放置金属屏蔽层以提供保护。请点击此处查看该图的放大版本。

猪只佩戴式肌电图设备、电极示意图及跑步机实验中的实时信号图。
图 6：肌电图信号采集演示。 （A）肌电图采集系统安装在大鼠身上的照片。（B）以 25 m/min 的速度进行跑步机测试。 请点击此处查看该图的放大版本。

肌电图（EMG）信号分析图，腿部肌肉随时间变化的滤波后及包络化数据。
图7：实测EMG信号与包络化EMG波形。（A）实测EMG信号的原始波形。（B）用于提取包络的滤波后EMG信号。（C）带有对称性指数分析阈值线的包络化波形。请点击此处查看该图的放大版本。

补充 图1：印刷电路板（PCB）电路布局示意图。印刷电路板（PCB）电路布局的示意图，展示了各组件及其连接方式的排列情况。请点击此处下载该图。

补充 图2：背面电路板的PCB电路设计。印刷电路板（PCB）背面层的设计，详细展示了元器件布局和电路布线。请点击此处下载该图。

补充 图3：顶层PCB电路设计。印刷电路板（PCB）顶层的设计，展示了元器件布局和电气连接。请点击此处下载该图。

补充代码文件 1：ADC 配置的固件准备。用于准备固件以配置一个双通道、8 位分辨率、采样速率为每秒 2 个样本（kSPs）的模数转换器（ADC）的操作说明。请点击此处下载该文件。

补充代码文件 2：基于 Python 的绘图应用程序。本研究中用于数据可视化与分析的基于 Python 的绘图应用程序说明。请点击此处下载该文件

讨论

本研究介绍了一种体积小、易于实现、低成本且无线的肌电图（EMG）信号采集系统。该系统无需依赖任何有线外部测量设备，有效避免了因电缆连接导致的信号衰减。通过将连接器安装在背部而非头部，显著简化了手术过程，降低了并发症风险。该设计还可减少平台与侧壁碰撞的可能性，从而避免产生信号伪迹。此外，由于集中质量不再施加于头部，减轻了颈部疲劳。

该方案包含多个关键步骤， notably 精确制备肌内电极和仔细安放连接器。确保准确剥离绝缘层并正确打结，对于防止电极植入过程中过度插入至关重要1。此外，术后密切监测手术部位对于早期发现潜在并发症至关重要，从而保障实验动物的健康福祉。

尽管所提出的技术具有较强的稳健性，但某些改进措施可进一步提升其有效性。例如，根据特定肌肉的大小调整电极长度，可改善接触质量。此外，若在测量过程中出现信号丢失或噪声干扰，可尝试检查连接情况，并确保设备已妥善屏蔽电磁干扰6。为手术团队提供充分的培训也有助于减少操作误差，从而提高整体成功率。

尽管该设备具有诸多优势，但其重量约为3 g，对于大鼠而言并无问题，但可能会给体型更小或更年轻的小鼠带来不适。这种不适可能影响小鼠的步态模式，从而干扰行为学分析。 通过 EMGore；若将大鼠单独留在笼中，该装置或连接器无法得到保护，存在损坏风险13设备不使用时采用金属外壳进行保护，但未来可进一步改进此设计。

该系统的重要性在于其能够在无需连接导线设备的情况下，提供连续且高质量的肌电图（EMG）记录。传统方法，包括使用连接导线和大型可植入装置，常常限制动物的活动，并可能引发应激反应，从而导致实验结果产生偏差5。该技术在保持数据采集高保真度的同时，提供了一种更为人道的方法，这对于在多种实验条件下理解运动功能及其恢复过程至关重要3。

在未来的研究中，该技术具有多种应用前景。尽管当前研究主要针对步态过程中肌肉对称性的评估，集中于腓肠肌内侧头（MG）肌肉，但该方法可调整用于其他肌肉，甚至可扩展至心电图（ECG）测量。增加电极数量将能够实现从多个位点同步采集信号11，从而促进对肌肉协调性与功能的全面分析。这一进展有望为中风康复及其他神经肌肉疾病的康复策略提供新的见解。

综上所述，所提出的肌电图采集系统在动物运动研究领域具有重要意义。该系统通过克服现有方法的局限性，并为未来的研究提供了一个多功能平台，在多种实验条件下有望加深我们对运动功能及其恢复机制的理解。

披露

所有作者均无利益冲突。

致谢

本研究由韩国国家研究基金会（NRF-2020M3A9E4104385）和国家纳米制造中心纳米医疗设备开发项目（编号：1711160154）资助。

材料

本文使用的材料清单
姓名公司目录编号评论
0.2 mm 厚度镍板任何可用的供应商
3D打印丝材cubiconA-100
7周龄大鼠JABIOSD（DBL）[7W M]
粘合剂Okong1028453用于固定屏蔽罩
ANT1Johanson Technology Inc.2450AT07A0100001T
C1、C15、C16、C20Vishay1n0201(0603)公制
C10, C13Vishay100p0201(0603)公制
C11, C12Vishay4p0201（0603）公制
C14, C19Vishay0.39n0201（0603）公制
C2, C17Vishay22n0201（0603）公制
C3、C5、C6Vishay0.1 μ0201（0603）公制
C4，C18Vishay2.2 μ0201（0603）公制
C7Vishay4.7μ0402(1005)公制
C8, C21Vishay1u0201（0603）公制
C9Vishay1p0201（0603）公制
笼JEUNG DO B&与JD-C-02
清洁布kimberly41112
连接器配件HarwinM20-1060400塑料外壳
连接器配件HarwinM20-1180042金属部件
电动理发剪嗡鸣RFC-928
热风枪快速861DW
IC1, IC3模拟设备AD8232用于肌电图测量的模拟前端
IC2北欧半导体nRF52832-CIAA
异氟烷Hana Pharm657801261
L1Vishay3.3n0201（0603）公制
锂聚合物电池TheHanTW40202513 mm × 10 mm × 4 mm，30 mAh
排针HarwinM22-2530505
R1, R2, R9, R10, R13, R14, R21, R22Vishay10 M0201(0603)公制
R11, R23Vishay100k0201（0603）公制
R12，R24Vishay1M0201（0603）公制
R3、R4、R5、R7、R15、R16、R17、R19Vishay180k0201(0603)公制
R6，R18Vishay160k0201（0603）公制
R8, R20Vishay768k0201（0603）公制
焊锡丝α金属SACX0307
电烙铁HakkoFX-951
涂有特氟龙的不锈钢丝A-M Systems793200
缝合针 AILEE301289
缝合线Ethicon604G
跑步机大钟生物DJ2-243
U1Torex SemiconductorXC6204B332DR-G
Y1Murata ElectronicsXRCTD32M000N1P1AR0

参考文献

  1. Farina, D., Enoka, R. M. Evolution of surface electromyography: From muscle electrophysiology towards neural recording and interfacing. J Electromyogr Kinesiol. 71, 102796(2023).
  2. Kim, C., et al. A wearable ECG monitoring system using microneedle electrodes for small animals. IEEE Sens J. 23 (18), 21873-21881 (2023).
  3. Kristl, A. C., Akay, T., Miri, A. Recording forelimb muscle activity in head-fixed mice with chronically implanted EMG electrodes. J Vis Exp. 205, e66584(2024).
  4. Manuel, M., Chardon, M., Tysseling, V., Heckman, C. J. Scaling of motor output, from mouse to humans. Physiology. 34 (1), 5-13 (2019).
  5. Scholle, H. C., et al. A surface EMG multi-electrode technique for characterizing muscle activation patterns in mice during treadmill locomotion. J Neurosci Methods. 146 (2), 174-182 (2005).
  6. Tysseling, V. M., et al. Design and evaluation of a chronic EMG multichannel detection system for long-term recordings of hindlimb muscles in behaving mice. J Electromyogr Kinesiol. 23 (3), 531-539 (2013).
  7. Shafer, B., Welle, C., Vasudevan, S. A rat model for assessing the long-term safety and performance of peripheral nerve electrode arrays. J Neurosci Methods. 328, 108437(2019).
  8. Teruya, P. Y., et al. Quantifying muscle alterations in a Parkinson's disease animal model using electromyographic biomarkers. Med Biol Eng Comput. 59 (9), 1735-1749 (2021).
  9. Kloefkorn, H., et al. Non-invasive three-state sleep-wake staging in mice using electric field sensors. J Neurosci Methods. 344, 108834(2020).
  10. Jensen, V. N., Romer, S. H., Turner, S. M., Crone, S. A. Repeated measurement of respiratory muscle activity and ventilation in mouse models of neuromuscular disease. J Vis Exp. (122), e55599(2017).
  11. Zealear, D., Li, Y., Huang, S. An implantable system for chronic in vivo electromyography. J Vis Exp. (158), e60345(2020).
  12. Shon, A., Brakel, K., Hook, M., Park, H. Fully implantable plantar cutaneous augmentation system for rats using closed-loop electrical nerve stimulation. IEEE Trans Biomed Circuits Syst. 15 (2), 326-338 (2021).
  13. Ouyang, W., et al. A wireless and battery-less implant for multimodal closed-loop neuromodulation in small animals. Nat Biomed Eng. 7 (10), 1252-1269 (2023).
  14. Zhou, Y., Liu, C., Huang, Y. Wireless power transfer for implanted medical applications: A review. Energies. 13 (11), 2837(2020).
  15. Zymantiene, J., et al. Effect of electromagnetic field exposure on mouse brain morphological and histopathological profiling. J Vet Res. 64 (2), 319-324 (2020).
  16. Ebrahim, S., Azab, A., Albasha, M., Albishti, N. The biological effects of electromagnetic fields on human and experimental animals. Int Res J Nat Appl Sci. 3, 106-121 (2016).
  17. Wakeling, J. M., Tijs, C., Konow, N., Biewener, A. A. Modeling muscle function using experimentally determined subject-specific muscle properties. J Biomech. 117, 110242(2021).
  18. Westerga, J., Gramsbergen, A. Changes in the electromyogram of two major hindlimb muscles during locomotor development in the rat. Exp Brain Res. 92 (3), 479-488 (1993).
  19. Tosi, J., Taffoni, F., Santacatterina, M., Sannino, R., Formica, D. Performance evaluation of Bluetooth low energy: A systematic review. Sensors. 17 (12), 28988(2017).
  20. IEEE Health Informatics-PoC medical device communication Part 00101: Guide-Guidelines for the use of RF wireless technology. IEEE Std 11073-00101-2008. , 1-125 (2008).
  21. Xu, Y., et al. Rehabilitation effects of fatigue-controlled treadmill training after stroke: A rat model study. Front Bioeng Biotechnol. 8, 590013(2020).
  22. Nigg, S., Vienneau, J., Maurer, C., Nigg, B. M. Development of a symmetry index using discrete variables. Gait Posture. 38 (1), 115-119 (2013).

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