歐 朗，趙 越，卓 志*

（1.四川大學(xué)華西第二醫(yī)院醫(yī)學(xué)裝備保障部，成都 610041；2.上海理工大學(xué)健康科學(xué)與工程學(xué)院，上海 200093）

0 引言

功能性電刺激（functional electrical stimulation，F(xiàn)ES）是缺血性腦卒中常用的治療方式之一，可以提高缺血性腦卒中偏癱患者的運動能力[1]，增加肌肉的抗疲勞性并且有助于骨密度丟失的恢復(fù)[2]，而且通過FES 配合康復(fù)訓(xùn)練能讓偏癱患者的步行能力更好地恢復(fù)等[3]。因此，電刺激理療儀在康復(fù)醫(yī)學(xué)領(lǐng)域應(yīng)用廣泛。目前，市場上具有醫(yī)療器械注冊證資質(zhì)的理療儀功能單一、成本高昂，輸出功率由使用者被動調(diào)節(jié)，而且設(shè)備體積一般都較大[4]。被動設(shè)置的固定功率刺激缺乏自適應(yīng)調(diào)節(jié)能力，易刺激過度導(dǎo)致肌肉疲勞[5]。

針對現(xiàn)有電刺激理療儀固定強度和頻率的被動刺激可能會導(dǎo)致肌肉疲勞影響治療效果，并且固定的刺激方案無法個性化定制的問題，本文設(shè)計一種便攜式功能性電刺激理療系統(tǒng)，使用STM32 芯片將表面肌電信號采集和分析系統(tǒng)集成到電刺激理療儀中，通過采集患者自身的表面肌電信號并計算肌電時頻域特征，能夠?qū)崟r調(diào)節(jié)刺激強度以達到更好的治療效果，并且避免固定功率電刺激產(chǎn)生的肌肉疲勞。

1 整體設(shè)計方案

電刺激理療系統(tǒng)的整體架構(gòu)如圖1 所示，主要包括硬件部分、下位機軟件部分以及上位機軟件部分。其中硬件部分實現(xiàn)肌電信號采集、刺激輸出、采集/刺激切換以及電源供電功能；下位機軟件部分實現(xiàn)D/A 轉(zhuǎn)換、A/D 轉(zhuǎn)換、定時中斷以及串口通信功能；上位機軟件部分主要實現(xiàn)肌電波形顯示、刺激參數(shù)調(diào)節(jié)、模式選擇以及串口設(shè)置功能。

圖1 電刺激理療系統(tǒng)整體架構(gòu)圖

2 硬件部分設(shè)計

下位機硬件部分是本系統(tǒng)的核心組成部分，總體結(jié)構(gòu)圖如圖2 所示，由肌電信號采集模塊、刺激輸出模塊、主控模塊、采集/刺激切換模塊以及電源模塊組成。其中，主控模塊負責(zé)控制各部分電路實現(xiàn)相應(yīng)功能，肌電信號采集模塊用于對原始肌電信號進行采集和預(yù)處理，刺激輸出模塊則負責(zé)輸出和控制雙向刺激脈沖。此外，通過主控模塊控制采集/刺激切換模塊中的4 個固態(tài)繼電器，實現(xiàn)肌電信號采集與刺激輸出狀態(tài)的快速切換。電源模塊用于為系統(tǒng)提供穩(wěn)定的電源。

圖2 電刺激理療系統(tǒng)硬件結(jié)構(gòu)圖

2.1 主控模塊

主控模塊由單片機芯片及其外圍電路構(gòu)成，通過對芯片編寫下位機程序來控制各部分電路正常工作，是整個硬件部分的核心。STM32 系列芯片在處理器性能、外設(shè)功能、存儲空間、功耗管理等方面具有非常高的靈活性，可以根據(jù)實際需求選擇不同的型號和配置[6]。理療系統(tǒng)實現(xiàn)自適應(yīng)調(diào)節(jié)需要使用模擬輸入輸出、數(shù)字輸入輸出、串行外設(shè)接口（serial peripheral interface，SPI）等接口，而STM32 芯片提供了適合的外設(shè)接口和通信接口，有豐富的開發(fā)工具和軟件支持[7]。同時STM32 芯片具有高可靠性和低功耗等優(yōu)點，在設(shè)計理療系統(tǒng)時可根據(jù)實際需求進行適當?shù)碾娐繁Ｗo和穩(wěn)壓設(shè)計[8]。因此，本系統(tǒng)主控芯片選用基于Cortex-M3 內(nèi)核的基礎(chǔ)性芯片STM32F103VET6，其工作頻率最高可達72 MHz[9]。

2.2 刺激輸出模塊

刺激輸出模塊可以產(chǎn)生參數(shù)可調(diào)、方向可控的雙向刺激脈沖，由脈沖寬度調(diào)制（pulse width modulation，PWM）控制電路、雙向波控制橋電路以及變壓器組成。其中，PWM 控制電路是通過單片機內(nèi)部產(chǎn)生正、反2 個方向的PWM 脈沖波形，并由單片機的D/A轉(zhuǎn)換器控制端口輸出模擬電壓信號。其電路原理圖如圖3 所示。PWM 控制電路由2 個相同的電路組成，一個用于正向控制，另一個用于反向控制。而9014NPN 型三極管則用作2 個電路PWM 輸出的開關(guān)，工作在截止和飽和2 個狀態(tài)，由STM32F103VET6主控芯片I/O 端口控制。當基極輸入高電平時，三極管導(dǎo)通，處于飽和狀態(tài)，無刺激產(chǎn)生；當輸入低電平時，三極管截止，有刺激產(chǎn)生。2 個電路的輸出電流接到雙向波控制橋電路MOS 管的柵極。

圖3 PWM 控制電路

2.3 肌電信號采集模塊

肌電信號采集模塊用于采集并處理表面肌電信號，包括前級儀表放大電路、工頻陷波電路、濾波電路、后級運算放大電路以及均方根（root mean square，RMS）提取電路。因表面肌電信號只有μV 級別的電壓信號[10]，因此本模塊設(shè)計了前級和后級放大電路，總放大增益為525 倍。根據(jù)肌電信號的低頻特性，設(shè)計肌電信號的采樣頻率在20～500 Hz 范圍之間[11]，本模塊采用20 Hz 高通濾波電路濾除20 Hz 以下的肌電信號，采用500 Hz 低通濾波電路濾除500 Hz 以上的肌電信號；為濾除干擾，采用50 Hz 陷波電路濾除50 Hz 的工頻干擾；再對濾波后信號使用RMS 提取電路提取原始肌電信號的RMS 有效值[12]。

采用AD8221 儀表放大器芯片作為前級儀表放大電路，用于將輸入的微弱肌電信號進行高精度放大并輸出；后級放大電路采用AD822AR 運算放大器作為同相比例運算放大器的核心元件；使用AD822AR 運算放大器搭建壓控電壓源型二階有源高通和低通濾波電路，其中高通濾波電路的截止頻率為20 Hz，低通濾波電路的截止頻率為500 Hz。50 Hz 工頻濾波電路為采用TL062 芯片搭建的雙T 型雙運放陷波有源濾波電路，由低通濾波器和高通濾波器并聯(lián)構(gòu)成的RC 雙T 網(wǎng)絡(luò)以及2 個運算放大器構(gòu)成的雙運放結(jié)構(gòu)搭建而成，雙運放構(gòu)成了負反饋和正反饋，使得阻斷通帶變窄，提高了濾波的品質(zhì)因數(shù)。

2.4 采集/刺激切換模塊

采集/刺激切換模塊由以固態(tài)繼電器為核心搭建的采集/刺激控制切換電路和四芯電極線構(gòu)成，用于切換肌電信號采集和刺激輸出2種狀態(tài)。采集/刺激控制切換電路采用4 個G3VM_601BY芯片搭建而成，該芯片利用“電-光-電”的原理實現(xiàn)開關(guān)的通斷，由STM32F103VET6主控芯片的I/O 端口進行控制。當STM32F103VET6 主控芯片的I/O 端口輸出低電平時，光耦開關(guān)打開，單片機通過控制4 個光耦的通斷實現(xiàn)2 種狀態(tài)的快速切換，開關(guān)響應(yīng)速度為3 ms。

3 軟件設(shè)計

系統(tǒng)軟件程序包括上位機控制界面程序和下位機硬件控制程序2 個部分。其中上位機程序基于Visual Studio 2013 開發(fā)平臺，采用C#語言編寫；下位機程序基于Keil5 開發(fā)平臺，采用C 語言編寫，根據(jù)ST 公司提供的STM32 標準函數(shù)庫來進行函數(shù)調(diào)用。整個工作流程包括刺激參數(shù)調(diào)節(jié)、模式選擇、串口數(shù)據(jù)傳輸、肌電數(shù)據(jù)顯示及特征提取等，如圖4 所示。

圖4 電刺激理療系統(tǒng)軟件工作流程圖

（1）被動刺激模式。

被動刺激模式用于使系統(tǒng)輸出被動刺激脈沖，當進行該模式的選擇時，上位機通過串口發(fā)送被動刺激的控制命令數(shù)據(jù)，下位機接受命令并產(chǎn)生刺激電流，通過上位機界面的刺激參數(shù)調(diào)節(jié)模塊，進行輸出電流參數(shù)的調(diào)節(jié)，在此過程中，保存人體能感受到的刺激強度最小值STIM_Min 和刺激強度最大值STIM_Max。

（2）肌電反饋電刺激模式。

肌電反饋電刺激模式是本系統(tǒng)的主要模式，該模式可以很好地依據(jù)個體間差異根據(jù)自身肌電信號強弱和個體可以忍受的最大刺激強度進行自適應(yīng)刺激電流強度調(diào)節(jié)。當進行該模式的選擇時，上位機通過串口發(fā)送肌電信號采集的控制命令數(shù)據(jù)，下位機接收命令并將肌電數(shù)據(jù)發(fā)送至串口，上位機接收串口讀取的肌電信號RMS 值數(shù)據(jù)，保存人體能產(chǎn)生的肌電信號RMS 最小值EMG_Min 和最大值EMG_Max，計算這段時間內(nèi)的平均功率頻率和中位頻率頻域參數(shù)的平均值MPF_Avr、MF_Avr，并顯示肌電數(shù)據(jù)波形。

上位機通過串口發(fā)送STIM_Max、STIM_Min、EMG_Max、EMG_Min 到下位機，同時使能定時器TIM5 使下位機STM32F103VET6 芯片控制采集和刺激狀態(tài)每50 ms 切換狀態(tài)一次，2 種狀態(tài)來回翻轉(zhuǎn)，2次切換的響應(yīng)時間為3 ms。下位機肌電信號采集完成后，在2 次切換的3 ms 響應(yīng)時間內(nèi)計算50 ms 肌電信號采集的EMG_Avr、MPF_Avr 以及MF_Avr；在肌肉未產(chǎn)生肌肉疲勞時，根據(jù)圖5 所示的肌電信號RMS值與刺激強度之間的關(guān)系，通過EMG_Avr 計算得出刺激輸出電流值，在狀態(tài)翻轉(zhuǎn)后的刺激輸出狀態(tài)下以此電流值設(shè)置刺激強度參數(shù)輸出電脈沖，50 ms 定時時間到則停止刺激，模式翻轉(zhuǎn)，開始50 ms 肌電信號采集，并在上述循環(huán)中往復(fù)操作。其中上位機每5 s進行一次下位機肌電信號頻域MPF_Avr 和MF_Avr的提取，若其值相較于初始肌電信號采集時呈遞減趨勢，則判斷產(chǎn)生肌肉疲勞，停止電刺激，防止因肌肉疲勞而導(dǎo)致訓(xùn)練效果減弱。

圖5 肌電信號RMS 值與刺激強度的對應(yīng)關(guān)系

4 實驗驗證

本系統(tǒng)已完成電路板制作和單片機程序燒錄，實物圖如圖6 所示。實驗的目的是測試系統(tǒng)的常規(guī)刺激和肌電反饋電刺激這2 個核心功能是否可以完成。實驗之前已通過萬用表和示波器驗證電路板可以正常燒寫程序，電源部分可以正常輸出電壓，電壓誤差最大為±0.5 V。

圖6 電刺激理療系統(tǒng)實物圖

4.1 電刺激功能測試

將電路板輸出模塊的電極線兩端連接1 kΩ 電阻，并將示波器接在電阻的兩端。在上位機控制界面設(shè)置刺激電流強度為10 mA，頻率為100 Hz，脈寬為300 μs，上升時間、工作時間、休息時間和下降時間均為1 s。點擊被動刺激模式，觀察并調(diào)節(jié)示波器，實驗結(jié)果如圖7 所示。從圖7（a）可以看出，實際輸出電壓的峰值為10.4 V，因串聯(lián)電阻為1 kΩ，所以輸出實際電流為10.4 mA，實際上升時間為0.96 s，實際工作時間為1.03 s，實際下降時間為0.95 s；為觀察頻率和脈沖，將示波器中的波形橫向拉開，如圖7（b）所示，可以看出實際頻率也為100 Hz；繼續(xù)拉開，如圖7（c）所示，可以看出實際脈寬為296 μs；圖7（d）是當上位機選擇雙向波輸出時刺激脈沖信號的輸出形式，證實了通過上位機控制界面調(diào)節(jié)刺激參數(shù)，通過串口作用于下位機，可實現(xiàn)電刺激功能。為驗證各個刺激參數(shù)的精度，每個參數(shù)測量5 組，每組測量20 次，并取平均值，最后再求這5 組精度的平均值，證實刺激參數(shù)的誤差均控制在±5%之內(nèi)，符合設(shè)計要求。

圖7 電刺激功能測試結(jié)果

4.2 肌電反饋刺激功能測試

在分別選擇被動電刺激和肌電信號采集模式進行刺激參數(shù)閾值和肌電信號強度閾值的動態(tài)設(shè)置后，選擇肌電反饋電刺激模式，根據(jù)被試者描述，其在靜息狀態(tài)時能感受到微弱電脈沖，微微用力時能感受到刺激電流逐漸變大，用力握拳時能感覺到刺激電流瞬間變大。刺激電流強度均在被試者能夠承受的范圍內(nèi)。從被試者感官角度驗證了電刺激強度可以隨肌電信號RMS 值的強弱而改變。

為進一步驗證電刺激強度隨肌電信號RMS 值變化的趨勢，將這段時間內(nèi)下位機記錄的被試者刺激電流強度通過串口傳輸至上位機并保存成文本文件，進行歸一化處理后，分析一定時間范圍內(nèi)肌電信號RMS 值與刺激電流強度的變化趨勢。如圖8 所示，可以明顯看出，電刺激強度可以隨被試者肌電信號RMS 值的強弱而改變。

圖8 肌電反饋電刺激模式下肌電信號RMS 值與刺激電流強度的變化趨勢

4.3 2 種刺激模式的效果分析

為比較改進前后的刺激模式的效果，使用肌電信號時域RMS 最大值作為評價肌肉是否產(chǎn)生疲勞的指標[13]。對同一被試者間隔48 h 分別進行被動電刺激和肌電反饋電刺激2 種模式的2 組實驗，獲取2 組每次5 min 治療后肌電信號RMS 最大值，并求得8 個被試者每組RMS 最大值的平均值，作為判斷肌肉產(chǎn)生疲勞的特征指標數(shù)據(jù)。圖9 為2 組實驗相同環(huán)境條件下所測被試者肌電信號RMS 最大值平均值隨試驗次數(shù)的增加而變化的趨勢走向圖。由圖中被動電刺激組每次肌電信號采集時的肌電信號RMS 最大值的結(jié)果可知，實驗初期，隨著電刺激次數(shù)的增加，被試者肌電信號RMS 最大值平均值有所增大，但到達肌電信號RMS 最大值峰值后明顯下降，被動電刺激組實驗結(jié)束肌電信號RMS 最大值下降到初始肌電信號RMS 最大值以下，說明到達峰值次數(shù)之后，肌肉產(chǎn)生了疲勞，并最終影響了肌肉力量訓(xùn)練效果；而肌電反饋電刺激組肌電信號RMS最大值到達峰值后，雖然也有所下降，但相比于被動電刺激組其下降速度相對緩慢。通過上述2 種刺激模式的性能分析，可以證實長時間進行電刺激訓(xùn)練會導(dǎo)致肌肉疲勞；肌電反饋電刺激相比被動電刺激，在產(chǎn)生肌肉疲勞前的有效訓(xùn)練時間更長，可以取得更好的康復(fù)效果。

圖9 2 種刺激模式下的肌電信號RMS 最大值趨勢圖

4.4 實驗分析

通過分析上述功能測試實驗中的現(xiàn)象及得到的數(shù)據(jù)可以得出3 個結(jié)論：一是系統(tǒng)可以通過刺激輸出模塊輸出刺激脈沖，且刺激參數(shù)可通過上位機進行有效調(diào)節(jié)；二是系統(tǒng)可以采集到較為準確的肌電信號，并可以在上位機上實時顯示；三是在肌電反饋電刺激模式下，電刺激強度可以隨肌電信號RMS 值的強弱而線性改變，并取得更好的康復(fù)效果。以上結(jié)果說明基于肌電反饋技術(shù)的功能性電刺激理療系統(tǒng)可以正常工作。

5 結(jié)語

本文設(shè)計的便攜式功能性電刺激理療系統(tǒng)將肌電反饋技術(shù)與傳統(tǒng)電刺激理療儀相結(jié)合，通過控制固態(tài)繼電器的快速切換在宏觀上實現(xiàn)了功能性電刺激與肌電信號采集的實時同步進行，采集和刺激開關(guān)切換響應(yīng)時間不超過3 ms，采集和刺激每次持續(xù)時間50 ms，實現(xiàn)了刺激強度的實時變化；在系統(tǒng)的肌電反饋電刺激模式下，可以根據(jù)個體間肌電信號強弱以及耐受刺激強度差異，動態(tài)設(shè)定電刺激和肌電信號強度閾值，實現(xiàn)個性化治療。

通過系統(tǒng)的功能測試實驗，驗證了本系統(tǒng)的被動刺激、肌電反饋電刺激這2 種模式可以有效運行，但是本系統(tǒng)仍然存在需要改進并優(yōu)化的地方：首先本系統(tǒng)采用的電極僅為兩通道，刺激位點較少，之后可以通過陣列電極的方式實現(xiàn)多個位點的功能性肌電信號采集和增加刺激位點；其次，本系統(tǒng)上位機和下位機間的通信方式為有線的串口通信，在實際使用過程中限制了患者的訓(xùn)練空間，因此采用更加便捷的藍牙通信或者無線Wi-Fi 通信可以成為后續(xù)研究的重點。