可穿戴上肢功能性電刺激儀的設(shè)計與實驗*

蘇棟楠 ，尚 鵬 ，胡志剛 ，曾梓琳 ，魏 風(fēng) ，吳繼鵬 ，楊德龍

（1.河南科技大學(xué) 醫(yī)學(xué)技術(shù)與工程學(xué)院，河南 洛陽 471000；2.中國科學(xué)院深圳先進技術(shù)研究院，廣東 深圳 518055）

0 引言

當今腦卒中（俗稱中風(fēng)）患者數(shù)量與日俱增，截至2020 年底，我國統(tǒng)計的腦卒中患者已有1 200 多萬人，且呈現(xiàn)年輕化趨勢，25 歲以上的成年人罹患腦卒中終身風(fēng)險為39.3%[1]。此外，腦卒中往往伴隨著患者的運動功能損傷，對患者的生活與工作造成不便，而早期的康復(fù)治療能一定程度上有效恢復(fù)患者的運動功能[2-7]。功能性電刺激（Functional Electrical Stimulation，F(xiàn)ES）就是使用低頻電信號刺激肌肉，使失能肌肉產(chǎn)生收縮，釋放神經(jīng)遞質(zhì)，通過下運動神經(jīng)元反饋刺激上運動神經(jīng)元，達到患者康復(fù)治療的療效。如今，功能性電刺激已經(jīng)成為醫(yī)院康復(fù)治療的常用有效手段，但是目前醫(yī)院用于功能性電刺激的儀器體積龐大，使用場地局限性較大，不便于患者實時和任意場所的康復(fù)訓(xùn)練。針對以上問題，本文設(shè)計了一款針對上肢康復(fù)訓(xùn)練的可穿戴四通道功能性電刺激儀，可以自主控制升壓范圍，多頻率可調(diào)，且治療儀體積小巧便攜，滿足患者居家上肢康復(fù)訓(xùn)練。

1 電刺激參數(shù)的設(shè)置

為能產(chǎn)生有效的肌肉收縮且保證通過人體的電流在安全范圍內(nèi)，設(shè)置合理的電刺激的參數(shù)至關(guān)重要。電刺激的主要參數(shù)包括脈沖電流、電刺激頻率、電刺激脈寬、電刺激波形以及通斷時間比。

1.1 脈沖電流

引起人體肌肉收縮的電流閾值為20 mA。通過電極將電流傳入人體，目前采用的電極有侵入式和非侵入式兩種[8-9]。侵入式電流常采用25 mA，其優(yōu)點是可以產(chǎn)生強烈的有效刺激，但會對人體造成表皮創(chuàng)傷。目前醫(yī)院常采用非侵入式的，即采用水凝膠電極片，貼覆患者肌肉表皮。由于腦卒中患者對電刺激的耐受閾值較高，目前的脈沖電流范圍常設(shè)置在20 mA 到120 mA，因為電刺激脈寬非常小，有效能量較低并不會對人體造成危險。

1.2 電刺激頻率

電刺激頻率是指在1 s 內(nèi)出現(xiàn)的電刺激脈沖的個數(shù)，如30 Hz 則是指1 s 內(nèi)出現(xiàn)了30 次電刺激脈沖，如圖1 所示。電刺激頻率越高，肌肉收縮力越強，但越容易造成肌肉疲勞[10-11]。目前典型的電刺激頻率為20 Hz～50 Hz，由于在功能性電刺激康復(fù)訓(xùn)練中肌肉疲勞并不是主要關(guān)注點，而是為了達到良好的療效，本文的功能性電刺激儀采用了30 Hz、40 Hz、50 Hz 這三個頻率。

圖1 電刺激脈沖示意圖

1.3 電刺激脈寬

電刺激脈寬是指每個脈沖時間中，包括上升沿、下降沿的脈沖寬度，如圖2 所示，圖中所標注的脈寬為上升沿,該輸出波形對應(yīng)硬件設(shè)計中一種控制模式——脈沖寬度調(diào)制（Pulse Width Modulation，PWM），通過改變PWM波的占空比即可調(diào)控電刺激脈寬。在低頻電刺激中，常用的電刺激脈寬為1～1 000 之間。當功能性電刺激強度一定時，采用最低的刺激頻率和最長的刺激脈寬可以達到最佳刺激效果，降低患者的不適感。

1.4 電刺激波形

電刺激波形就是電刺激輸出的脈沖形狀，常見波形有單相波和雙相波兩種，其中脈寬與幅值的乘積代表該脈沖刺激的有效能量。由于單相波會造成患者電極表皮處的電荷積累，造成電化學(xué)灼燒，目前常采用雙相波進行刺激，雙相波相較于單相波更安全，可以有效減小電刺激的皮膚表面的電荷積累，減小患者的不適[12-13]。常見的電刺激波形如圖2 所示。

圖2 常見的電刺激波形圖

其中雙相波又分為對稱雙相波、不平衡雙相波和不對稱雙相波。對稱雙相波由兩個幅值與脈寬相同，相位相反的脈沖波構(gòu)成。不平衡雙向波由兩個相位相反，且幅值不同或者是脈寬不同的脈沖波構(gòu)成，但上升沿能量等于下降沿能量，可是由于實際電路硬件和人體皮膚特性等問題的限制，該能量往往是不能完全相等的。不對稱雙相波由兩個反相的幅值相同，脈寬或幅值不同，且上升沿與下降沿的總能量不同的脈沖波構(gòu)成。為考慮患者的舒適感和刺激的有效性，目前常采用不平衡雙相波進行電刺激，可以有效完成上肢屈指、伸指等動作，而對稱雙相波常用于驅(qū)動大肌肉（例如肱二頭肌等），能使其產(chǎn)生更強的肌肉收縮力[14-16]。

1.5 通斷周期

通斷周期就是通電時間與斷電時間的總和，由于持續(xù)的功能性電刺激會造成肌肉疲勞，使得肌肉收縮力下降，為了緩解肌肉疲勞以及保持肌肉收縮力在一定水平范圍內(nèi)，目前常采用的通電時間/斷電時間為1:2，如刺激1 s 休息2 s。

2 硬件設(shè)計

為了提高儀器的可穿戴性，并通過觸摸屏實現(xiàn)人機交互的功能，本文的可穿戴電刺激儀采用STM32f303C8T6微控制芯片，并設(shè)置以上電刺激參數(shù)。該芯片的頻率可以達到72 MHz 且有著眾多的外設(shè)接口，滿足儀器設(shè)計需求。可穿戴電刺激儀器的電刺激參數(shù)設(shè)置如下：采用不平衡雙相波來進行電刺激，保障患者使用的安全性，脈沖電流在25 mA 左右，刺激脈寬為300 μs，刺激頻率包含30 Hz、40 Hz、50 Hz 多個擋位，通電時間/斷電時間為1:2。

2.1 原理與系統(tǒng)框圖

可穿戴上肢功能性電刺激儀系統(tǒng)框圖如圖3 所示。電源管理模塊可以通過USB 給鋰電池充電，再通過鋰電池給整個系統(tǒng)供電，也可以通過USB 直接給STM32芯片、串口屏和其他模塊供電。Boost 升壓模塊可以通過調(diào)節(jié)PWM 波的占空比，實現(xiàn)連續(xù)可調(diào)的升壓，再通過電刺激驅(qū)動電路將主控芯片輸出的PWM 波轉(zhuǎn)換成恒定電流的不平衡雙相電刺激脈沖，最后經(jīng)水凝膠電極片刺激患者的電刺激位點，達到康復(fù)治療的效果。同時，用戶可以通過串口屏模塊實時地調(diào)整電刺激頻率等參數(shù)。

圖3 電刺激儀系統(tǒng)框圖

2.2 Boost 升壓模塊

可穿戴上肢功能性電刺激儀可以通過5 V 的USB 端口供電，也可以直接通過鋰電池供電，但是該電壓遠遠不能達到用于功能性電刺激的電壓要求，所以就需要升壓模塊升壓。人體表皮在濕潤情況下，平均電阻為2 kΩ左右，為了滿足25 mA 的輸出電流，需要將電壓升至50 V左右。采用Boost 升壓電路進行升壓，如圖4 所示，其中D1 為肖特基二極管，可以滿足高頻電路的快速導(dǎo)通截至；Q1 為開關(guān)三極管，具有電流放大系數(shù)大，特征頻率高的特點。

Boost 電路可以通過調(diào)控PWM 波的占空比和頻率實現(xiàn)連續(xù)可調(diào)的升壓，以該刺激儀為例，當開關(guān)頻率采用1.5 kHz，占空比為50%時，可將電壓升至50 V。其中BOOST1_IN 為PWM 輸入信號，用來調(diào)控升壓參數(shù)。BOOST1_OUT 為升壓后的電壓，用于電刺激驅(qū)動電路的電壓輸出。Boost 升壓電路原理圖如圖4 所示。

圖4 Boost 升壓電路

2.3 電刺激驅(qū)動電路

電刺激驅(qū)動電路用于電刺激脈沖輸出，電路原理圖如圖5 所示。其工作原理是通過配置FES1_CTRL1 和FES1_CTRL2 引腳不同時序PWM波，使得三極管處于導(dǎo)通/截止的狀態(tài)，進而輸出不平衡雙相波，其中FES1_N和FES1_P 經(jīng)導(dǎo)線和水凝膠電極片接人體表皮。

圖5 電刺激驅(qū)動電路原理圖

通過STM32 芯片輸出PWM 信號來調(diào)控電刺激驅(qū)動電路的FES1_CTRL1 和FES1_CTRL2 引腳，當FES1_CTRL1處的PWM 輸出高電平，F(xiàn)ES1_CTRL2 輸出低電平時，Q2的集電極為高電平，Q4 的發(fā)射極為高電平，Q5 的集電極為低電平，Q7 的發(fā)射極為低電平，此時電流由FES1_P流出，經(jīng)過人體流向FES1_N。同理可得，當FES1_CTRL1處的PWM 輸出低電平，F(xiàn)ES1_CTRL2 輸出高電平時，Q2的集電極為低電平，Q4 的發(fā)射極為低電平，Q5 的集電極為高電平，Q7 的發(fā)射極為高電平，此時電流由FES1_N流出，經(jīng)過人體流向FES1_P。所以只需調(diào)節(jié)FES1_CTRL1和FES1_CTRL2 的PWM 頻率即可實現(xiàn)輸出不同頻率的電刺激脈沖信號。

3 軟件設(shè)計

采用STM32CubeIDE 編寫STM32 芯片的嵌入式程序，包括main 函數(shù)、boost 升壓程序及電刺激驅(qū)動電路PWM調(diào)控程序，串口通信等程序,如圖6 所示。

圖6 主程序流程圖

STM32CubeIDE 是一個先進的C/C++開發(fā)平臺，可以圖形化地配置時鐘樹及芯片的不同引腳，能夠簡化部分繁瑣的寫代碼的工作量，在該界面可以對各引腳進行初始化設(shè)置。

3.1 電刺激驅(qū)動模塊和Boost 升壓模塊的PWM 軟件設(shè)計

合理配置電刺激驅(qū)動模塊PWM 波的頻率、占空比和觸發(fā)方式即可得到理想電刺激波形。首先在時鐘樹配置界面設(shè)置芯片的高速總線時鐘頻率，然后在STM32CubeIDE中配置PWM 的預(yù)分頻系數(shù)和自動重裝載值，可以實現(xiàn)電刺激脈沖的頻率調(diào)節(jié)，如式（1）所示。

其中高速總線時鐘頻率為72 MHz，可以調(diào)用HAL 函數(shù)，配置各定時器PWM 占空比，實現(xiàn)波形的脈寬設(shè)置。本電刺激儀通過定時器1 和定時器2 調(diào)控電刺激波形，通過定時器3 控制Boost 升壓，調(diào)用HAL 函數(shù)的占空比設(shè)置函數(shù)，配置自動重裝載值和通道占比來調(diào)控電刺激脈沖的占空比，占空比的具體計算公式如式（2）所示。

最后設(shè)置FES1_CTRL1 和FES1_CTRL2 輸出的PWM有效極性即可得到不平衡雙相波。同理，Boost 升壓電路的PWM 也如以上配置，主要通過改變其占空比來控制電壓。

3.2 串口通信軟件設(shè)計

串口通信采用異步串行通信的方式。實現(xiàn)主控芯片與觸摸屏之間的通信，以便實時調(diào)控電刺激的模式與參數(shù)，達到人機交互的目的。為了達到這一目的，要配置中斷初始化，并使能中斷，在中斷回調(diào)函數(shù)中設(shè)置串口屏與主控芯片的通信協(xié)議，若用戶改變電刺激參數(shù)或模式時則觸發(fā)中斷，并將對應(yīng)指令發(fā)送給主控芯片，做出相應(yīng)的響應(yīng)。

4 實驗與測試

可穿戴上肢功能性電刺激儀能通過串口屏發(fā)送數(shù)據(jù)來控制電刺激參數(shù)與模式，連接4 對電極片，實現(xiàn)四通道電刺激脈沖輸出進行康復(fù)治療，其測試版如圖7 所示，PCB 尺寸為10 cm×5 cm，所占用空間體積較小，可以依附在患者上臂，方便患者隨時隨地的康復(fù)訓(xùn)練。

圖7 測試版可穿戴上肢功能性電刺激儀

4.1 電阻模擬實驗

對可穿戴上肢功能性電刺激儀進行電阻模擬實驗，選用康復(fù)治療模式，以2 kΩ 的純電阻來模擬人體，將示波器并聯(lián)至電阻的兩端，通斷周期為1:2，串口屏調(diào)控的電刺激頻率為30 Hz，刺激脈寬為330 μs。使用示波器測試脈沖波形，其輸出波形如圖8 所示，可以看到其雙相波電壓差為52 V，成功輸出不平衡雙相波，刺激頻率為30 Hz，輸出脈寬為330 μs。

圖8 電阻模擬實驗電刺激輸出波形

4.2 人體測試實驗

對可穿戴上肢功能性電刺激儀進行人體測試，刺激模式與參數(shù)和電阻實驗相同，其輸出波形如圖9 所示。若同一通道電極片的間距較近，則主要刺激淺層肌群，若電極片的間距較遠，則主要刺激深層肌群。以握拳模式為例，刺激受試者淺層的指淺屈肌、肱橈肌和尺側(cè)腕屈肌，能使患者不自主地握拳。

圖9 人體電刺激輸出波形

由于人體皮膚構(gòu)成復(fù)雜，不能簡單地視為純電阻電路，而是等效為電阻與電容共存的復(fù)雜系統(tǒng)，因此其具有電容的部分特性，當電壓突然發(fā)生改變時，電容儲存的能量不能瞬間完成釋放，因此，產(chǎn)生的脈沖波和電阻模擬實驗略有差異,但電刺激輸出參數(shù)滿足預(yù)期，同時，能有效地刺激肌肉產(chǎn)生強力收縮，且受試者不適感較小。

5 結(jié)論

綜上所述，本文設(shè)計了一款可穿戴的四通道上肢功能性電刺激儀，其體積小巧，能夠單獨依靠鋰電池供電，方便患者隨時的康復(fù)治療。此外，該電刺激儀還配備觸摸屏，方便戶用人機交互的體驗，能夠?qū)崟r切換電刺激模式和參數(shù)。從后續(xù)的波形測試實驗可以看出，該電刺激儀可以有效輸出不平衡雙相波，波形的頻率、電壓、寬度等參數(shù)均符合功能性電刺激的康復(fù)治療要求，通斷時間比為1:2，能有效緩解肌肉疲勞，在人體實驗中能有效刺激相應(yīng)肌群產(chǎn)生肌肉收縮。