多模神经电刺激仪的设计

薛慧君，焦 腾，吕 昊，郭天娇，于 霄

（空军军医大学军事生物医学工程学系，西安710032）

0 引言

神经电刺激疗法是指利用1 000 Hz 以下的低频脉冲电信号治疗疾病的方法，通过电极给神经肌肉以一定弱强度的电刺激，引起神经肌肉兴奋，促进局部血液循环、缓解疼痛，使得肌肉恢复功能[1-2]，该疗法广泛应用于脑卒中、癫痫等神经系统疾病相关的肢体运动康复领域[3-6]。目前，临床上的神经电刺激仪类型多样，常规的神经电刺激仪仅提供可预设参数的恒定刺激模式，被激活的肌肉组织容易产生疲劳，有时无法获得理想的治疗效果[7]。而临床中往往需要针对患者实际病情和耐受程度来确定合适的刺激参数[8]。Hofstoetter 等[9]分别用18、20 和27 V 脉冲波刺激3 位实验对象，发现改变电刺激频率、幅度和作用时间会影响治疗效果。因此，新型多刺激模式是提升治疗效果、拓展神经电刺激产品临床应用的重要研究方向之一[10]。

为了更好地提升神经电刺激的治疗效果[11-12]，本研究设计一种能够产生多种电刺激信号的多模神经电刺激仪，改变刺激信号的幅值、频率、波形以及刺激时间，为后续研究临床中电刺激参数对神经生理变化、神经损伤预测等方面的影响提供硬件支持。

1 多模神经电刺激仪设计

1.1 刺激参数

本研究设计的多模神经电刺激仪有4 个可变参数：输出波形、幅值、频率和脉冲宽度（刺激时间）。其中输出波形包括直流和三角波、正弦波、矩形波3 种脉冲波形。由于人体医疗电气设备的安全标准（IEC-60601）中要求身体接触直流电压（危险电压）小于120 V，因此，输出电压幅值为1～100 V。输出频率为0～200 Hz，脉冲宽度为50～100 μs。

1.2 结构组成

多模神经电刺激仪主要由人机交互模块、主控单元、刺激脉冲生成模块3 个部分组成，如图1 所示。操作者通过人机交互模块中提前设置好的按键控制指令对主控单元实施刺激输出，并通过显示屏查看输出结果。主控单元通过通信线路与人体交互模块通信，根据按键控制指令中的信号模式、幅值、频率等要求生成刺激信号，并在输出电极异常时产生报警信号。刺激脉冲生成模块中的升压电路接收主控单元指令，给电极驱动电路提供电压，待升压电路将电压加载到电极驱动电路，通过其内部的数模转换器（digital to analog converter，DAC）接口进行高低电平转换，从而控制输出正负刺激信号；电极输出电路在控制输出电流的同时通过输入输出通道连接人体待刺激部位；断路监测电路监测输出电极是否连接完好，若电极丢失接口悬空则触发报警。

图1 多模神经电刺激仪结构框图

1.3 硬件设计

1.3.1 人机交互模块

该模块包含按键输入电路和屏幕显示电路，其中按键输入电路使用6 个SW-PB 按键，6 个键位分别对应输出波形参数、幅值、频率调整、脉冲宽度选择以及确定、取消操作[如图2（a）所示]；屏幕显示电路使用武汉中显公司的VGUS 组态屏SDWa043S53[如图2（b）所示]，屏幕大小为4.3 in（1 in=25.4 mm），分辨力为480 像素×272 像素，供电电压为5 V。

图2 人机交互模块

1.3.2 主控单元

选择STM32F407VET6 高性能微控制器作为主控单元，由电源电路对其输出3.3 V 稳定电压。该微控制器具有ARM®CortexTM-M4 32 bit 精简指令微处理器（reduced instruction set computer，RISC），内核工作频率高达168 MHz，支持所有ARM（advanced RISC machine）单精度数据处理指令和数据类型，可为外接器件提供3 个12 bit 模数转换器（analog to digital converter，ADC）接口、2 个DAC 接口、2 个脉冲宽度调制（pulse width modulation，PWM）定时器、12个通用型16 bit 定时器、2 个通用32 bit 定时器、4 个全双工通用串行收发接口和2 个异步串行收发接口，满足设计中输出输入要求。

1.3.3 刺激脉冲生成模块

刺激脉冲生成模块主要包括升压电路、电极驱动电路、电极输出电路和断路监测电路，电路设计精度量值为1%，元器件选用参照此精度。

升压电路如图3 所示。该电路采用开关升压电路，主控单元控制PWM 信号由PB6 端口输入，利用电路中的三极管Q6、二极管D3 的导通截止特性，对电感L2 和电容E1 充放电实现A 端口升压，并根据PB6 端的PWM 输入信号幅度控制输出升压值，使得输出端电压为60～100 V。

图3 升压电路

电极驱动电路如图4 所示。升压电路通过A 端口将电压加载到电极驱动电路，主控单元控制2 个DAC 端口的高低电平转换，输出交流刺激信号。当DAC1 为高电平、DAC2 为低电平时，三极管Q3、Q4导通，电极1（ElecPole1）输出刺激信号，Q7 截止，电极2（ElecPole2）无电流输出；当DAC1 为低电平、DAC2 为高电平时，三极管Q7、Q8 导通，ElecPole2 输出电流，ElecPole1 无电流输出，以此达到交流输出的目的。

图4 电极驱动电路

电极输出电路如图5 所示。为了抑制电流偏置、放大微弱信号，电极输出电路使用OP07 双极性运算放大器作为输出端。同时在人体与另一电极之间串联1 Ω 的采样电阻，通过采集刺激电流和采样电阻两端的电压计算人体阻抗，一方面，为仪器测试提供人体阻抗数据；另一方面，根据人体所受电压幅值进一步调控输出电流。

图5 电极输出电路

断路监测电路如图6 所示，该电路用以监测电极是否连接好。电极连接稳定时，三极管Q12、Q13 导通，电极丢失（electrode loss，EL）端口接收到电流信号后，二极管D6、D7 正向压降使得Q10 导通。与此同时，主控单元接收电极连接信号，若电极未连接好时，EL 端口输出高电平，Q10 截止，触发断路报警。

图6 断路监测电路

1.4 软件设计

采用Keil C51 编写主控单元嵌入式程序，主要包括信号产生判断子程序、矩形波输出子程序和三角波/正弦波输出子程序。定时器初始化后，与显示屏进行通信，经过电路升压、按键输入、输出方式判断及波形输出等步骤，进而驱动矩形波输出子程序或三角波/正弦波输出子程序。多模神经电刺激仪软件设计流程如图7 所示。

图7 多模神经电刺激仪软件设计流程图

2 性能测试

2.1 输出波形测试

使用Electronics Pioneer 示波器测试多模神经电刺激仪输出波形的准确性。通常低压干燥情况下，人体阻值范围为500～1 900 Ω，因此，本研究中选择1 000 Ω 电阻模拟人体负载。调节多模神经电刺激仪输入界面，分别设置A、B 2 种刺激脉冲，A 脉冲宽度为100 μs、频率为50 Hz、幅值为64.2 mV，B 脉冲宽度为25 μs、频率为100 Hz、幅值为64.2 mV。示波器测量A、B 2 种刺激脉冲的实际输出波形如图8 所示。图8（a）显示，A 刺激脉冲输出矩形波频率为50.66 Hz、幅值为65.11 mV；图8（b）显示，B 刺激脉冲输出矩形波频率为99.5 Hz、幅值为65.33 mV。二者输出误差均小于2%，可见设定参数与实际输出参数很接近，即多模神经电刺激仪具有稳定的波形输出特性。

图8 示波器实际输出波形图

2.2 输出精度测试

输出精度测试采用1 000 Ω 电阻模拟人体负载，使用该负载电阻下的输出电压、电流测试多模神经电刺激仪对人体的输出线性特性。设置串口输入为0100～0E00，分别测量DAC输出电压值、采样值和放大后检测值，测量结果见表1，参数拟合曲线如图9 所示，表明该仪器具有较好的线性输出特性。

表1 负载电阻为1 000 Ω 时的输出精度测试结果

图9 负载电阻为1 000 Ω 时各参数拟合曲线

3 结语

本研究设计了一种可用于脑卒中、癫痫等神经系统疾病电刺激治疗的多模神经电刺激仪，能够产生多种电刺激信号，且幅值、频率、波形满足实验、研究和临床治疗要求。但由于人体组织可能对周期性刺激信号产生适应性而降低治疗效果，后续研究可考虑结合人体治疗反馈效果设计自适应刺激脉冲生成的电刺激仪。