基于STM32 芯片的便携式功能性电刺激理疗系统设计

欧 朗，赵 越，卓 志*

（1.四川大学华西第二医院医学装备保障部，成都 610041；2.上海理工大学健康科学与工程学院，上海 200093）

0 引言

功能性电刺激（functional electrical stimulation，FES）是缺血性脑卒中常用的治疗方式之一，可以提高缺血性脑卒中偏瘫患者的运动能力[1]，增加肌肉的抗疲劳性并且有助于骨密度丢失的恢复[2]，而且通过FES 配合康复训练能让偏瘫患者的步行能力更好地恢复等[3]。因此，电刺激理疗仪在康复医学领域应用广泛。目前，市场上具有医疗器械注册证资质的理疗仪功能单一、成本高昂，输出功率由使用者被动调节，而且设备体积一般都较大[4]。被动设置的固定功率刺激缺乏自适应调节能力，易刺激过度导致肌肉疲劳[5]。

针对现有电刺激理疗仪固定强度和频率的被动刺激可能会导致肌肉疲劳影响治疗效果，并且固定的刺激方案无法个性化定制的问题，本文设计一种便携式功能性电刺激理疗系统，使用STM32 芯片将表面肌电信号采集和分析系统集成到电刺激理疗仪中，通过采集患者自身的表面肌电信号并计算肌电时频域特征，能够实时调节刺激强度以达到更好的治疗效果，并且避免固定功率电刺激产生的肌肉疲劳。

1 整体设计方案

电刺激理疗系统的整体架构如图1 所示，主要包括硬件部分、下位机软件部分以及上位机软件部分。其中硬件部分实现肌电信号采集、刺激输出、采集/刺激切换以及电源供电功能；下位机软件部分实现D/A 转换、A/D 转换、定时中断以及串口通信功能；上位机软件部分主要实现肌电波形显示、刺激参数调节、模式选择以及串口设置功能。

图1 电刺激理疗系统整体架构图

2 硬件部分设计

下位机硬件部分是本系统的核心组成部分，总体结构图如图2 所示，由肌电信号采集模块、刺激输出模块、主控模块、采集/刺激切换模块以及电源模块组成。其中，主控模块负责控制各部分电路实现相应功能，肌电信号采集模块用于对原始肌电信号进行采集和预处理，刺激输出模块则负责输出和控制双向刺激脉冲。此外，通过主控模块控制采集/刺激切换模块中的4 个固态继电器，实现肌电信号采集与刺激输出状态的快速切换。电源模块用于为系统提供稳定的电源。

图2 电刺激理疗系统硬件结构图

2.1 主控模块

主控模块由单片机芯片及其外围电路构成，通过对芯片编写下位机程序来控制各部分电路正常工作，是整个硬件部分的核心。STM32 系列芯片在处理器性能、外设功能、存储空间、功耗管理等方面具有非常高的灵活性，可以根据实际需求选择不同的型号和配置[6]。理疗系统实现自适应调节需要使用模拟输入输出、数字输入输出、串行外设接口（serial peripheral interface，SPI）等接口，而STM32 芯片提供了适合的外设接口和通信接口，有丰富的开发工具和软件支持[7]。同时STM32 芯片具有高可靠性和低功耗等优点，在设计理疗系统时可根据实际需求进行适当的电路保护和稳压设计[8]。因此，本系统主控芯片选用基于Cortex-M3 内核的基础性芯片STM32F103VET6，其工作频率最高可达72 MHz[9]。

2.2 刺激输出模块

刺激输出模块可以产生参数可调、方向可控的双向刺激脉冲，由脉冲宽度调制（pulse width modulation，PWM）控制电路、双向波控制桥电路以及变压器组成。其中，PWM 控制电路是通过单片机内部产生正、反2 个方向的PWM 脉冲波形，并由单片机的D/A转换器控制端口输出模拟电压信号。其电路原理图如图3 所示。PWM 控制电路由2 个相同的电路组成，一个用于正向控制，另一个用于反向控制。而9014NPN 型三极管则用作2 个电路PWM 输出的开关，工作在截止和饱和2 个状态，由STM32F103VET6主控芯片I/O 端口控制。当基极输入高电平时，三极管导通，处于饱和状态，无刺激产生；当输入低电平时，三极管截止，有刺激产生。2 个电路的输出电流接到双向波控制桥电路MOS 管的栅极。

图3 PWM 控制电路

2.3 肌电信号采集模块

肌电信号采集模块用于采集并处理表面肌电信号，包括前级仪表放大电路、工频陷波电路、滤波电路、后级运算放大电路以及均方根（root mean square，RMS）提取电路。因表面肌电信号只有μV 级别的电压信号[10]，因此本模块设计了前级和后级放大电路，总放大增益为525 倍。根据肌电信号的低频特性，设计肌电信号的采样频率在20～500 Hz 范围之间[11]，本模块采用20 Hz 高通滤波电路滤除20 Hz 以下的肌电信号，采用500 Hz 低通滤波电路滤除500 Hz 以上的肌电信号；为滤除干扰，采用50 Hz 陷波电路滤除50 Hz 的工频干扰；再对滤波后信号使用RMS 提取电路提取原始肌电信号的RMS 有效值[12]。

采用AD8221 仪表放大器芯片作为前级仪表放大电路，用于将输入的微弱肌电信号进行高精度放大并输出；后级放大电路采用AD822AR 运算放大器作为同相比例运算放大器的核心元件；使用AD822AR 运算放大器搭建压控电压源型二阶有源高通和低通滤波电路，其中高通滤波电路的截止频率为20 Hz，低通滤波电路的截止频率为500 Hz。50 Hz 工频滤波电路为采用TL062 芯片搭建的双T 型双运放陷波有源滤波电路，由低通滤波器和高通滤波器并联构成的RC 双T 网络以及2 个运算放大器构成的双运放结构搭建而成，双运放构成了负反馈和正反馈，使得阻断通带变窄，提高了滤波的品质因数。

2.4 采集/刺激切换模块

采集/刺激切换模块由以固态继电器为核心搭建的采集/刺激控制切换电路和四芯电极线构成，用于切换肌电信号采集和刺激输出2种状态。采集/刺激控制切换电路采用4 个G3VM_601BY芯片搭建而成，该芯片利用“电-光-电”的原理实现开关的通断，由STM32F103VET6主控芯片的I/O 端口进行控制。当STM32F103VET6 主控芯片的I/O 端口输出低电平时，光耦开关打开，单片机通过控制4 个光耦的通断实现2 种状态的快速切换，开关响应速度为3 ms。

3 软件设计

系统软件程序包括上位机控制界面程序和下位机硬件控制程序2 个部分。其中上位机程序基于Visual Studio 2013 开发平台，采用C#语言编写；下位机程序基于Keil5 开发平台，采用C 语言编写，根据ST 公司提供的STM32 标准函数库来进行函数调用。整个工作流程包括刺激参数调节、模式选择、串口数据传输、肌电数据显示及特征提取等，如图4 所示。

图4 电刺激理疗系统软件工作流程图

（1）被动刺激模式。

被动刺激模式用于使系统输出被动刺激脉冲，当进行该模式的选择时，上位机通过串口发送被动刺激的控制命令数据，下位机接受命令并产生刺激电流，通过上位机界面的刺激参数调节模块，进行输出电流参数的调节，在此过程中，保存人体能感受到的刺激强度最小值STIM_Min 和刺激强度最大值STIM_Max。

（2）肌电反馈电刺激模式。

肌电反馈电刺激模式是本系统的主要模式，该模式可以很好地依据个体间差异根据自身肌电信号强弱和个体可以忍受的最大刺激强度进行自适应刺激电流强度调节。当进行该模式的选择时，上位机通过串口发送肌电信号采集的控制命令数据，下位机接收命令并将肌电数据发送至串口，上位机接收串口读取的肌电信号RMS 值数据，保存人体能产生的肌电信号RMS 最小值EMG_Min 和最大值EMG_Max，计算这段时间内的平均功率频率和中位频率频域参数的平均值MPF_Avr、MF_Avr，并显示肌电数据波形。

上位机通过串口发送STIM_Max、STIM_Min、EMG_Max、EMG_Min 到下位机，同时使能定时器TIM5 使下位机STM32F103VET6 芯片控制采集和刺激状态每50 ms 切换状态一次，2 种状态来回翻转，2次切换的响应时间为3 ms。下位机肌电信号采集完成后，在2 次切换的3 ms 响应时间内计算50 ms 肌电信号采集的EMG_Avr、MPF_Avr 以及MF_Avr；在肌肉未产生肌肉疲劳时，根据图5 所示的肌电信号RMS值与刺激强度之间的关系，通过EMG_Avr 计算得出刺激输出电流值，在状态翻转后的刺激输出状态下以此电流值设置刺激强度参数输出电脉冲，50 ms 定时时间到则停止刺激，模式翻转，开始50 ms 肌电信号采集，并在上述循环中往复操作。其中上位机每5 s进行一次下位机肌电信号频域MPF_Avr 和MF_Avr的提取，若其值相较于初始肌电信号采集时呈递减趋势，则判断产生肌肉疲劳，停止电刺激，防止因肌肉疲劳而导致训练效果减弱。

图5 肌电信号RMS 值与刺激强度的对应关系

4 实验验证

本系统已完成电路板制作和单片机程序烧录，实物图如图6 所示。实验的目的是测试系统的常规刺激和肌电反馈电刺激这2 个核心功能是否可以完成。实验之前已通过万用表和示波器验证电路板可以正常烧写程序，电源部分可以正常输出电压，电压误差最大为±0.5 V。

图6 电刺激理疗系统实物图

4.1 电刺激功能测试

将电路板输出模块的电极线两端连接1 kΩ 电阻，并将示波器接在电阻的两端。在上位机控制界面设置刺激电流强度为10 mA，频率为100 Hz，脉宽为300 μs，上升时间、工作时间、休息时间和下降时间均为1 s。点击被动刺激模式，观察并调节示波器，实验结果如图7 所示。从图7（a）可以看出，实际输出电压的峰值为10.4 V，因串联电阻为1 kΩ，所以输出实际电流为10.4 mA，实际上升时间为0.96 s，实际工作时间为1.03 s，实际下降时间为0.95 s；为观察频率和脉冲，将示波器中的波形横向拉开，如图7（b）所示，可以看出实际频率也为100 Hz；继续拉开，如图7（c）所示，可以看出实际脉宽为296 μs；图7（d）是当上位机选择双向波输出时刺激脉冲信号的输出形式，证实了通过上位机控制界面调节刺激参数，通过串口作用于下位机，可实现电刺激功能。为验证各个刺激参数的精度，每个参数测量5 组，每组测量20 次，并取平均值，最后再求这5 组精度的平均值，证实刺激参数的误差均控制在±5%之内，符合设计要求。

图7 电刺激功能测试结果

4.2 肌电反馈刺激功能测试

在分别选择被动电刺激和肌电信号采集模式进行刺激参数阈值和肌电信号强度阈值的动态设置后，选择肌电反馈电刺激模式，根据被试者描述，其在静息状态时能感受到微弱电脉冲，微微用力时能感受到刺激电流逐渐变大，用力握拳时能感觉到刺激电流瞬间变大。刺激电流强度均在被试者能够承受的范围内。从被试者感官角度验证了电刺激强度可以随肌电信号RMS 值的强弱而改变。

为进一步验证电刺激强度随肌电信号RMS 值变化的趋势，将这段时间内下位机记录的被试者刺激电流强度通过串口传输至上位机并保存成文本文件，进行归一化处理后，分析一定时间范围内肌电信号RMS 值与刺激电流强度的变化趋势。如图8 所示，可以明显看出，电刺激强度可以随被试者肌电信号RMS 值的强弱而改变。

图8 肌电反馈电刺激模式下肌电信号RMS 值与刺激电流强度的变化趋势

4.3 2 种刺激模式的效果分析

为比较改进前后的刺激模式的效果，使用肌电信号时域RMS 最大值作为评价肌肉是否产生疲劳的指标[13]。对同一被试者间隔48 h 分别进行被动电刺激和肌电反馈电刺激2 种模式的2 组实验，获取2 组每次5 min 治疗后肌电信号RMS 最大值，并求得8 个被试者每组RMS 最大值的平均值，作为判断肌肉产生疲劳的特征指标数据。图9 为2 组实验相同环境条件下所测被试者肌电信号RMS 最大值平均值随试验次数的增加而变化的趋势走向图。由图中被动电刺激组每次肌电信号采集时的肌电信号RMS 最大值的结果可知，实验初期，随着电刺激次数的增加，被试者肌电信号RMS 最大值平均值有所增大，但到达肌电信号RMS 最大值峰值后明显下降，被动电刺激组实验结束肌电信号RMS 最大值下降到初始肌电信号RMS 最大值以下，说明到达峰值次数之后，肌肉产生了疲劳，并最终影响了肌肉力量训练效果；而肌电反馈电刺激组肌电信号RMS最大值到达峰值后，虽然也有所下降，但相比于被动电刺激组其下降速度相对缓慢。通过上述2 种刺激模式的性能分析，可以证实长时间进行电刺激训练会导致肌肉疲劳；肌电反馈电刺激相比被动电刺激，在产生肌肉疲劳前的有效训练时间更长，可以取得更好的康复效果。

图9 2 种刺激模式下的肌电信号RMS 最大值趋势图

4.4 实验分析

通过分析上述功能测试实验中的现象及得到的数据可以得出3 个结论：一是系统可以通过刺激输出模块输出刺激脉冲，且刺激参数可通过上位机进行有效调节；二是系统可以采集到较为准确的肌电信号，并可以在上位机上实时显示；三是在肌电反馈电刺激模式下，电刺激强度可以随肌电信号RMS 值的强弱而线性改变，并取得更好的康复效果。以上结果说明基于肌电反馈技术的功能性电刺激理疗系统可以正常工作。

5 结语

本文设计的便携式功能性电刺激理疗系统将肌电反馈技术与传统电刺激理疗仪相结合，通过控制固态继电器的快速切换在宏观上实现了功能性电刺激与肌电信号采集的实时同步进行，采集和刺激开关切换响应时间不超过3 ms，采集和刺激每次持续时间50 ms，实现了刺激强度的实时变化；在系统的肌电反馈电刺激模式下，可以根据个体间肌电信号强弱以及耐受刺激强度差异，动态设定电刺激和肌电信号强度阈值，实现个性化治疗。

通过系统的功能测试实验，验证了本系统的被动刺激、肌电反馈电刺激这2 种模式可以有效运行，但是本系统仍然存在需要改进并优化的地方：首先本系统采用的电极仅为两通道，刺激位点较少，之后可以通过阵列电极的方式实现多个位点的功能性肌电信号采集和增加刺激位点；其次，本系统上位机和下位机间的通信方式为有线的串口通信，在实际使用过程中限制了患者的训练空间，因此采用更加便捷的蓝牙通信或者无线Wi-Fi 通信可以成为后续研究的重点。