基于STM32 芯片的便攜式功能性電刺激理療系統(tǒng)設(shè)計(jì)

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(yùn)動(dòng)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(chǎng)上具有醫(yī)療器械注冊(cè)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(dòng)調(diào)節(jié)，而且設(shè)備體積一般都較大[4]。被動(dòng)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(duì)現(xiàn)有電刺激理療儀固定強(qiáng)度和頻率的被動(dòng)刺激可能會(huì)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(gè)性化定制的問題，本文設(shè)計(jì)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(hào)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(hào)并計(jì)算肌電時(shí)頻域特征，能夠?qū)崟r(shí)調(diào)節(jié)刺激強(qiáng)度以達(dá)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(jì)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(jī)軟件部分以及上位機(jī)軟件部分。其中硬件部分實(shí)現(xiàn)肌電信號(hào)采集、刺激輸出、采集/刺激切換以及電源供電功能；下位機(jī)軟件部分實(shí)現(xiàn)D/A 轉(zhuǎn)換、A/D 轉(zhuǎn)換、定時(shí)中斷以及串口通信功能；上位機(jī)軟件部分主要實(shí)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(jì)

下位機(jī)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(hào)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(fù)責(zé)控制各部分電路實(shí)現(xiàn)相應(yīng)功能，肌電信號(hào)采集模塊用于對(duì)原始肌電信號(hào)進(jìn)行采集和預(yù)處理，刺激輸出模塊則負(fù)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(gè)固態(tài)繼電器，實(shí)現(xiàn)肌電信號(hào)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(jī)芯片及其外圍電路構(gòu)成，通過對(duì)芯片編寫下位機(jī)程序來控制各部分電路正常工作，是整個(gè)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(chǔ)空間、功耗管理等方面具有非常高的靈活性，可以根據(jù)實(shí)際需求選擇不同的型號(hào)和配置[6]。理療系統(tǒng)實(shí)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(shí)STM32 芯片具有高可靠性和低功耗等優(yōu)點(diǎn)，在設(shè)計(jì)理療系統(tǒng)時(shí)可根據(jù)實(shí)際需求進(jìn)行適當(dāng)?shù)碾娐繁Ｗo(hù)和穩(wěn)壓設(shè)計(jì)[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(dá)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(jī)內(nèi)部產(chǎn)生正、反2 個(gè)方向的PWM 脈沖波形，并由單片機(jī)的D/A轉(zhuǎn)換器控制端口輸出模擬電壓信號(hào)。其電路原理圖如圖3 所示。PWM 控制電路由2 個(gè)相同的電路組成，一個(gè)用于正向控制，另一個(gè)用于反向控制。而9014NPN 型三極管則用作2 個(gè)電路PWM 輸出的開關(guān)，工作在截止和飽和2 個(gè)狀態(tài)，由STM32F103VET6主控芯片I/O 端口控制。當(dāng)基極輸入高電平時(shí)，三極管導(dǎo)通，處于飽和狀態(tài)，無刺激產(chǎn)生；當(dāng)輸入低電平時(shí)，三極管截止，有刺激產(chǎn)生。2 個(gè)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(hào)采集模塊

肌電信號(hào)采集模塊用于采集并處理表面肌電信號(hào)，包括前級(jí)儀表放大電路、工頻陷波電路、濾波電路、后級(jí)運(yùn)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(hào)只有μV 級(jí)別的電壓信號(hào)[10]，因此本模塊設(shè)計(jì)了前級(jí)和后級(jí)放大電路，總放大增益為525 倍。根據(jù)肌電信號(hào)的低頻特性，設(shè)計(jì)肌電信號(hào)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(hào)，采用500 Hz 低通濾波電路濾除500 Hz 以上的肌電信號(hào)；為濾除干擾，采用50 Hz 陷波電路濾除50 Hz 的工頻干擾；再對(duì)濾波后信號(hào)使用RMS 提取電路提取原始肌電信號(hào)的RMS 有效值[12]。

采用AD8221 儀表放大器芯片作為前級(jí)儀表放大電路，用于將輸入的微弱肌電信號(hào)進(jìn)行高精度放大并輸出；后級(jí)放大電路采用AD822AR 運(yùn)算放大器作為同相比例運(yùn)算放大器的核心元件；使用AD822AR 運(yùn)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(yùn)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(gè)運(yùn)算放大器構(gòu)成的雙運(yùn)放結(jié)構(gòu)搭建而成，雙運(yùn)放構(gòu)成了負(fù)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(hào)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(gè)G3VM_601BY芯片搭建而成，該芯片利用“電-光-電”的原理實(shí)現(xiàn)開關(guān)的通斷，由STM32F103VET6主控芯片的I/O 端口進(jìn)行控制。當(dāng)STM32F103VET6 主控芯片的I/O 端口輸出低電平時(shí)，光耦開關(guān)打開，單片機(jī)通過控制4 個(gè)光耦的通斷實(shí)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(jì)

系統(tǒng)軟件程序包括上位機(jī)控制界面程序和下位機(jī)硬件控制程序2 個(gè)部分。其中上位機(jī)程序基于Visual Studio 2013 開發(fā)平臺(tái)，采用C#語(yǔ)言編寫；下位機(jī)程序基于Keil5 開發(fā)平臺(tái)，采用C 語(yǔ)言編寫，根據(jù)ST 公司提供的STM32 標(biāo)準(zhǔn)函數(shù)庫(kù)來進(jìn)行函數(shù)調(diào)用。整個(gè)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(dòng)刺激模式。

被動(dòng)刺激模式用于使系統(tǒng)輸出被動(dòng)刺激脈沖，當(dāng)進(jìn)行該模式的選擇時(shí)，上位機(jī)通過串口發(fā)送被動(dòng)刺激的控制命令數(shù)據(jù)，下位機(jī)接受命令并產(chǎn)生刺激電流，通過上位機(jī)界面的刺激參數(shù)調(diào)節(jié)模塊，進(jìn)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(qiáng)度最小值STIM_Min 和刺激強(qiáng)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(gè)體間差異根據(jù)自身肌電信號(hào)強(qiáng)弱和個(gè)體可以忍受的最大刺激強(qiáng)度進(jìn)行自適應(yīng)刺激電流強(qiáng)度調(diào)節(jié)。當(dāng)進(jìn)行該模式的選擇時(shí)，上位機(jī)通過串口發(fā)送肌電信號(hào)采集的控制命令數(shù)據(jù)，下位機(jī)接收命令并將肌電數(shù)據(jù)發(fā)送至串口，上位機(jī)接收串口讀取的肌電信號(hào)RMS 值數(shù)據(jù)，保存人體能產(chǎn)生的肌電信號(hào)RMS 最小值EMG_Min 和最大值EMG_Max，計(jì)算這段時(shí)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(jī)通過串口發(fā)送STIM_Max、STIM_Min、EMG_Max、EMG_Min 到下位機(jī)，同時(shí)使能定時(shí)器TIM5 使下位機(jī)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(shí)間為3 ms。下位機(jī)肌電信號(hào)采集完成后，在2 次切換的3 ms 響應(yīng)時(shí)間內(nèi)計(jì)算50 ms 肌電信號(hào)采集的EMG_Avr、MPF_Avr 以及MF_Avr；在肌肉未產(chǎn)生肌肉疲勞時(shí)，根據(jù)圖5 所示的肌電信號(hào)RMS值與刺激強(qiáng)度之間的關(guān)系，通過EMG_Avr 計(jì)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(qiáng)度參數(shù)輸出電脈沖，50 ms 定時(shí)時(shí)間到則停止刺激，模式翻轉(zhuǎn)，開始50 ms 肌電信號(hào)采集，并在上述循環(huán)中往復(fù)操作。其中上位機(jī)每5 s進(jìn)行一次下位機(jī)肌電信號(hào)頻域MPF_Avr 和MF_Avr的提取，若其值相較于初始肌電信號(hào)采集時(shí)呈遞減趨勢(shì)，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(hào)RMS 值與刺激強(qiáng)度的對(duì)應(yīng)關(guān)系

4 實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證

本系統(tǒng)已完成電路板制作和單片機(jī)程序燒錄，實(shí)物圖如圖6 所示。實(shí)驗(yàn)的目的是測(cè)試系統(tǒng)的常規(guī)刺激和肌電反饋電刺激這2 個(gè)核心功能是否可以完成。實(shí)驗(yàn)之前已通過萬用表和示波器驗(yàn)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(shí)物圖

4.1 電刺激功能測(cè)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(jī)控制界面設(shè)置刺激電流強(qiáng)度為10 mA，頻率為100 Hz，脈寬為300 μs，上升時(shí)間、工作時(shí)間、休息時(shí)間和下降時(shí)間均為1 s。點(diǎn)擊被動(dòng)刺激模式，觀察并調(diào)節(jié)示波器，實(shí)驗(yàn)結(jié)果如圖7 所示。從圖7（a）可以看出，實(shí)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(shí)際電流為10.4 mA，實(shí)際上升時(shí)間為0.96 s，實(shí)際工作時(shí)間為1.03 s，實(shí)際下降時(shí)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(shí)際頻率也為100 Hz；繼續(xù)拉開，如圖7（c）所示，可以看出實(shí)際脈寬為296 μs；圖7（d）是當(dāng)上位機(jī)選擇雙向波輸出時(shí)刺激脈沖信號(hào)的輸出形式，證實(shí)了通過上位機(jī)控制界面調(diào)節(jié)刺激參數(shù)，通過串口作用于下位機(jī)，可實(shí)現(xiàn)電刺激功能。為驗(yàn)證各個(gè)刺激參數(shù)的精度，每個(gè)參數(shù)測(cè)量5 組，每組測(cè)量20 次，并取平均值，最后再求這5 組精度的平均值，證實(shí)刺激參數(shù)的誤差均控制在±5%之內(nèi)，符合設(shè)計(jì)要求。

圖7 電刺激功能測(cè)試結(jié)果

4.2 肌電反饋刺激功能測(cè)試

在分別選擇被動(dòng)電刺激和肌電信號(hào)采集模式進(jìn)行刺激參數(shù)閾值和肌電信號(hào)強(qiáng)度閾值的動(dòng)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(shí)能感受到微弱電脈沖，微微用力時(shí)能感受到刺激電流逐漸變大，用力握拳時(shí)能感覺到刺激電流瞬間變大。刺激電流強(qiáng)度均在被試者能夠承受的范圍內(nèi)。從被試者感官角度驗(yàn)證了電刺激強(qiáng)度可以隨肌電信號(hào)RMS 值的強(qiáng)弱而改變。

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

圖8 肌電反饋電刺激模式下肌電信號(hào)RMS 值與刺激電流強(qiáng)度的變化趨勢(shì)

4.3 2 種刺激模式的效果分析

為比較改進(jìn)前后的刺激模式的效果，使用肌電信號(hào)時(shí)域RMS 最大值作為評(píng)價(jià)肌肉是否產(chǎn)生疲勞的指標(biāo)[13]。對(duì)同一被試者間隔48 h 分別進(jìn)行被動(dòng)電刺激和肌電反饋電刺激2 種模式的2 組實(shí)驗(yàn)，獲取2 組每次5 min 治療后肌電信號(hào)RMS 最大值，并求得8 個(gè)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(biāo)數(shù)據(jù)。圖9 為2 組實(shí)驗(yàn)相同環(huán)境條件下所測(cè)被試者肌電信號(hào)RMS 最大值平均值隨試驗(yàn)次數(shù)的增加而變化的趨勢(shì)走向圖。由圖中被動(dòng)電刺激組每次肌電信號(hào)采集時(shí)的肌電信號(hào)RMS 最大值的結(jié)果可知，實(shí)驗(yàn)初期，隨著電刺激次數(shù)的增加，被試者肌電信號(hào)RMS 最大值平均值有所增大，但到達(dá)肌電信號(hào)RMS 最大值峰值后明顯下降，被動(dòng)電刺激組實(shí)驗(yàn)結(jié)束肌電信號(hào)RMS 最大值下降到初始肌電信號(hào)RMS 最大值以下，說明到達(dá)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(hào)RMS最大值到達(dá)峰值后，雖然也有所下降，但相比于被動(dòng)電刺激組其下降速度相對(duì)緩慢。通過上述2 種刺激模式的性能分析，可以證實(shí)長(zhǎng)時(shí)間進(jìn)行電刺激訓(xùn)練會(huì)導(dǎo)致肌肉疲勞；肌電反饋電刺激相比被動(dòng)電刺激，在產(chǎn)生肌肉疲勞前的有效訓(xùn)練時(shí)間更長(zhǎng)，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(hào)RMS 最大值趨勢(shì)圖

4.4 實(shí)驗(yàn)分析

通過分析上述功能測(cè)試實(shí)驗(yàn)中的現(xiàn)象及得到的數(shù)據(jù)可以得出3 個(gè)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(jī)進(jìn)行有效調(diào)節(jié)；二是系統(tǒng)可以采集到較為準(zhǔn)確的肌電信號(hào)，并可以在上位機(jī)上實(shí)時(shí)顯示；三是在肌電反饋電刺激模式下，電刺激強(qiáng)度可以隨肌電信號(hào)RMS 值的強(qiáng)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(yǔ)

本文設(shè)計(jì)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(shí)現(xiàn)了功能性電刺激與肌電信號(hào)采集的實(shí)時(shí)同步進(jìn)行，采集和刺激開關(guān)切換響應(yīng)時(shí)間不超過3 ms，采集和刺激每次持續(xù)時(shí)間50 ms，實(shí)現(xiàn)了刺激強(qiáng)度的實(shí)時(shí)變化；在系統(tǒng)的肌電反饋電刺激模式下，可以根據(jù)個(gè)體間肌電信號(hào)強(qiáng)弱以及耐受刺激強(qiáng)度差異，動(dòng)態(tài)設(shè)定電刺激和肌電信號(hào)強(qiáng)度閾值，實(shí)現(xiàn)個(gè)性化治療。

通過系統(tǒng)的功能測(cè)試實(shí)驗(yàn)，驗(yàn)證了本系統(tǒng)的被動(dòng)刺激、肌電反饋電刺激這2 種模式可以有效運(yùn)行，但是本系統(tǒng)仍然存在需要改進(jìn)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(diǎn)較少，之后可以通過陣列電極的方式實(shí)現(xiàn)多個(gè)位點(diǎn)的功能性肌電信號(hào)采集和增加刺激位點(diǎn)；其次，本系統(tǒng)上位機(jī)和下位機(jī)間的通信方式為有線的串口通信，在實(shí)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(lán)牙通信或者無線Wi-Fi 通信可以成為后續(xù)研究的重點(diǎn)。