可實時調整刺激參數的功能性電刺激儀的研制

丁建華，陳子晗，李玉榕

(福州大學電氣工程與自動化學院,福建省醫療器械和醫藥技術重點實驗室,福建 福州 350108)

0 引言

在FES 應用中，為避免單極性電流刺激導致電荷在皮膚表面積累，造成肌肉疲勞或刺痛感，電刺激儀需要具備雙極性輸出的能力，且需要恒流輸出以保證刺激量穩定.為應用于輔助患者步行的場合，電刺激儀需要設計為可穿戴式.特別地，為應用在閉環FES系統中，電刺激儀還需要具備實時調節刺激參數的能力，包括電流幅值、頻率和脈寬.文[5-6]指出，功能性電刺激常用刺激頻率為20～100 Hz，脈寬為0.1～1.0 ms，而電流幅值因刺激部位的不同而不同，因此，電流幅值需要連續可調[7-8].目前的功能性電刺激儀無法同時滿足上述需求，例如Compex SA制造Compex Motion[9]，雖然可以通過PC對預設的刺激序列進行編程，但并不是實時調整刺激參數.訊豐通醫療股份有限公司生產的足下垂助行儀采用固定的刺激序列，也無法實時調整刺激參數[10].文[11-12]研究的功能性電刺激治療儀需要外接電源供電，不利于攜帶.

針對上述不足之處，設計一款基于STM32的功能性電刺激儀，其以雙極性恒流輸出，波形為雙極性波形，刺激強度可實時調整：幅值在0～50 mA、頻率在0～100 Hz和脈寬在0～1 000 μs范圍內可調，調節幅值、頻率和脈寬的步長分別為1 mA、1 Hz和1 μs.

1 原理與系統框圖

刺激強度可實時調整的多通道電刺激輸出裝置主要包括串口通信、刺激恒壓源和刺激脈沖生成電路，通過四路刺激恒壓源和四路刺激脈沖生成四通道輸出脈沖的電刺激裝置.為避免采用市電供電導致體積較大，整個裝置由鋰電池供電，減小電刺激儀的體積.其基本原理是：電源模塊是通過USB線對鋰電池進行充電，并為各個模塊供電使其正常工作；STM32微控制器通過通信模塊與上位機通信，接收上位機指令，其中上位機指令包括刺激通道、通道使能信號、頻率、幅度和脈寬等數據，根據上位機指令選擇啟動刺激通道，并在刺激儀工作過程中對電池進行AD采樣，當電壓過低時產生報警信號；升壓模塊是對鋰電池電壓進行升壓，通過調節DAC轉換器或者數字電位器來產生指定電流幅值對應的刺激恒壓源電壓；恒流輸出模塊是通過微控制器控制H橋電路生成雙極性刺激脈沖，輸出恒定電流，從而實現輸出刺激強度可實時調整的電刺激脈沖.刺激強度可實時調整的多通道電刺激輸出裝置系統框圖如圖1所示.

圖1 系統框圖Fig.1 System block diagram

電刺激儀的微控制器采用STM32F407VET6，通過串口與上位機通信，接收由上位機發送的指令，實時調整刺激強度，上位機可以采用PC控制程序或者微控制器.

2 硬件電路設計

2.1 STM32處理器控制電路

STM32F407VET6是電刺激儀的主控芯片，它采用32位ARM Cortex-M4內核，高達168 MHz的工作頻率，外設豐富，滿足系統所需的定時器、ADC、I2C、GPIO和USART功能模塊.STM32處理器主要是控制STM32與上位機通信、控制升壓電路生成刺激恒壓源、控制刺激脈沖生成電路輸出雙極性刺激脈沖以及對系統供電的鋰電池進行AD檢測.

2.2 刺激恒壓源生成電路

采用升壓電路的輸出電壓作為刺激恒壓源，當電極片貼好后，負載維持在穩定值，電刺激儀工作時刺激恒壓源作用在穩定的負載上，因此，電刺激儀輸出恒定電流.人體皮膚阻抗約1 kΩ[13]，當本系統輸出最大的脈沖幅值(50 mA)，根據歐姆定律，需要大約50 V的刺激恒壓源，而本設計采用鋰電池供電，無法達到50 V的電壓，需要采用升壓電路進行升壓.本系統將刺激恒壓源生成電路設計為兩級升壓電路，一級升壓電路最高輸出電壓為12 V,二級升壓電路最大輸出電壓為56 V.當刺激恒壓源的電壓值大于12 V時，二級升壓電路開始工作，輸出對應刺激脈沖幅值所需要的刺激恒壓源電壓.

為確定刺激恒壓源的電壓值，檢測電極片兩端的人體皮膚阻抗大小R0，根據設置的電流幅值數據I，根據歐姆定律有：

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U=R0×I

(1)

由式(1)計算得到輸出對應幅值所需刺激恒壓源的電壓值.

當式(1)計算出的電壓小于12 V時，二級升壓電路不工作，一級升壓電路的輸出電壓作為刺激恒壓源.一級升壓電路的輸出電壓Vo由電壓Vf和電壓Vadj組成的線性加法電路控制，其中電壓Vadj為STM32控制的DAC轉換電路輸出的電壓，輸出電壓Vo與電壓Vf成線性關系：

(2)

根據電路的分壓定理有:

(3)

其中：1.2 V為芯片FP6296XR第5引腳的反饋電壓，將式(2)帶入式(3)中并帶入具體數值，計算得：

Vo=10.1×(Vadj-8.64)

(4)

根據式(4)可以計算一級升壓電路的輸出電壓，以此作為刺激恒壓源.

當式(1)計算出的電壓大于12 V時，DAC轉換電路不工作.由于二級升壓電路采用的升壓芯片的工作電壓在10～18 V之間，根據式(2)將一級升壓電路設計為輸出12 V電壓，作為二級升壓電路的升壓芯片的工作電壓.采用數字電位器U6控制輸出電壓，假設數字電位器U6的阻值為Rx，輸出電壓VCH1_VDD與數字電位器U6成線性關系：

(5)

根據式(5)計算出二級升壓電路的輸出電壓，以此作為刺激恒壓源.當二級升壓電路不工作時，一級升壓電路的輸出電壓Vo即為電壓VCH1_VDD.

2.3 刺激脈沖生成電路

系統采用H橋電路作為刺激脈沖生成電路，H橋電路如圖2所示.

圖2 H橋電路Fig.2 H-bridge circuit

系統采用的刺激脈沖波形為雙極性脈沖，正負脈沖電荷相等，在一個周期內正負電荷相互中和，可以減少電荷在皮膚組織中積累[14]，不易造成肌肉疲勞，可以避免由單極性脈沖刺激造成電荷積累引起刺痛感等問題.系統工作時，控制Q5、Q8導通且Q6、Q7截止，電流方向為：A—人體—B，產生正向的刺激脈沖；控制Q5、Q8截止且Q6、Q7導通，電流方向為：B—人體—A，產生反向的刺激脈沖；Q5、Q8和Q6、Q7輪流導通，電刺激儀輸出雙極性脈沖.

3 軟件設計

采用Keil uVision5編寫STM32的嵌入式程序，主要包括主程序、計算升壓參數子程序和計算H橋的控制參數子程序.

3.1 刺激脈沖生成電路

當通信程序接收一次指令后，將標記置1，在主程序中，將標記置0，根據通信程序接收的指令，包括通道信號、通道使能信號、幅值、頻率和脈寬等數據，選擇啟動電刺激通道，以及計算對應通道的升壓參數和H橋的控制參數.其中升壓參數包括用于配置DAC轉換器的寄存器的一級升壓參數和用于配置數字電位器的寄存器的二級升壓參數，H橋的控制參數包括H橋的開關管導通時間和關斷時間.主程序流程圖如圖3所示.

圖3 主程序流程圖Fig.3 Main program flow chart

3.2 計算升壓參數子程序

現有文獻中指出在皮膚濕潤的情況下，人體阻抗約為1 kΩ[13].考慮到實際使用情況下皮膚濕潤程度不高，導致人體阻抗升高，子程序計算電極兩端的阻抗處于正常范圍內后，可以進行升壓計算，并根據阻抗計算出升壓電路所需的一級升壓參數和二級升壓參數.

3.3 計算H橋的控制參數子程序

改變指令中頻率和脈寬這2個刺激參數中的任意一個參數，都需要重新計算H橋的控制參數.其中，Freq和Width分別是指令中的頻率參數和脈寬參數.根據頻率、周期和脈寬之間的關系有：

(6)

us_High=Width

(7)

LowTime=0.5×Period-us_High

(8)

根據式(6)先將頻率轉換為以微秒為單位的周期值Period，根據式(7)得到以毫秒為單位的高電平持續時間，根據式(8)得到以毫秒為單位的低電平持續時間，并根據這些時間參數控制H橋開關管的導通與關斷.

4 實驗與測試

采用Matlab軟件編寫上位機控制程序，發送指令改變刺激強度.搭建測試平臺，分別進行電阻實驗測試和人體實驗測試.為在示波器中觀察到脈寬的明顯變化，將刺激頻率設置為最大值100 Hz，頻率越大，脈沖的占空比也越大，在示波器中觀察到的脈寬變化越明顯.串口發送數據的頻率設為刺激脈沖的頻率，即每個脈沖周期改變一次脈寬，發送10次數據.本次實驗采用梯形刺激包絡線，與目前市場上大多數成功商業化的電刺激儀相同，可以避免由全或無刺激包絡線的刺激強度上升或下降過快所導致的弊端[14]，其脈寬從零逐漸增加，然后維持一段時間的恒定脈寬，最后逐漸降低直到關閉輸出.

4.1 系統測試

測試平臺如圖4所示.實驗所用的示波器為安捷倫的DSO-X2012A示波器，帶寬為100 MHz，采樣率高達2 GSa·s-1(Sa為采樣數)，滿足測試精度要求.并對提出的輸出參數和精度要求進行測試，測試結果顯示電刺激儀的輸出參數都滿足設計要求.與瑞士公司Compex SA制造Compex Motion[9]相比，本設計中的功能性電刺激儀精度更高，脈寬分辨率為1 μs，可以滿足更多刺激部位的脈寬調節要求，且可以滿足功能性電刺激系統的閉環控制要求.

4.2 模擬電阻實驗測試

實驗中采用1 kΩ的電阻模擬人體阻抗，給定刺激脈沖幅值為20 mA，通過Matlab發送指令改變脈寬.經過實驗測試，通過示波器觀察實際輸出波形的脈寬如圖5所示，刺激脈沖波形的脈寬隨著脈寬值的變化而變化，其脈寬逐漸從零變寬，然后維持不變，再逐漸從寬變為零，符合梯形刺激包絡線.

圖4 測試平臺Fig.4 Testing platform

圖5 電阻實驗測試輸出波形Fig.5 Output waveform of resistance test

4.3 人體實驗測試

人體實驗選在手臂進行測試，實驗前，先用醫用酒精涂抹皮膚表面，用于消毒和增強導電能力.在實驗過程中，為了在示波器中觀察到脈寬的明顯變化，采用同模擬電阻實驗一樣的刺激頻率和刺激包絡線，其中刺激頻率為100 Hz.由于是在人體進行實驗，考慮人體安全，給定的測試電流不能過大，這里采用7 mA的電流幅值.采用與電阻實驗測試一樣的方法改變脈寬.

經過實驗測試，在示波器中觀察到實際脈寬變化如圖6所示.其中，圖6(a)為人體實驗測試的波形圖，圖6(b)為圖6(a)的前5個周期放大后的波形圖，可以明顯觀察到脈寬逐漸增大，然后維持不變;圖6(c)為圖6(a)的后5個周期放大后的波形圖，可以明顯觀察到脈寬逐漸減小，整個過程符合梯形刺激包絡線.人體實驗測試結果同樣表明，在對人體進行電刺激時，電刺激儀也能實時調整刺激脈寬.與已經商業化的深圳訊豐通醫療股份有限公司生產的足下垂助行儀[10]相比，該功能性電刺激儀可實時調整刺激強度，滿足閉環控制系統需求.

圖6 人體實驗測試輸出的波形圖Fig.6 The output waveform of human body

與圖6模擬電阻輸出的波形對比，發現人體實驗測試的波形圖與模擬電阻實驗測試的波形圖有所不同，是因為人體阻抗并不是純電阻，如果用電路模型模擬人體真實阻抗，表現為電阻和電容的復雜組合，因此具有電容的特性.當電壓突然由高電平變為低電平時，電容儲存的能量不能瞬間釋放，需要一段時間進行放電，因此在人體實驗測試得到的波形與在模擬電阻實驗測試得到的波形會略有差異.

5 結語

針對刺激強度可實時調整的設計要求，設計了根據上位機指令改變刺激參數的電刺激儀，并給出了具體的電路設計方案.該電刺激儀采用鋰電池供電，減小了電刺激儀的體積和重量，適用于一些特殊應用場合，例如在輔助患者步行的FES應用場合；輸出雙極性波形，并且實現恒流輸出，避免了造成肌肉疲勞以及刺激量不穩定的弊端；實現了實時調整刺激參數，可以應用在閉環FES系統中.通過精度測試、電阻的實驗測試和人體實驗測試，其結果表明：刺激電流幅值在0～50 mA連續可調，可以實時調整刺激脈沖的頻率和脈寬，其中頻率可以在0～100 Hz連續可調，脈寬可以在0～1 000 μs連續可調.在閉環FES系統的實際工作過程中，刺激電流根據不同的刺激部位調節電流幅值，頻率和脈寬具體大小可以根據實際控制算法計算得到.