穿戴式肌肉電刺激儀電路設(shè)計(jì)及實(shí)驗(yàn)*

宋雪睿 涂亞慶 馬 寧

（1.中國人民解放軍陸軍勤務(wù)學(xué)院軍事物流系 重慶 401331）（2.重慶英樂偉科技有限公司 重慶 400039）

1 引言

肌肉電刺激訓(xùn)練（Electrical Muscle Stimulation，EMS）是一種利用低頻電刺激脈沖刺激肌肉從而使肌肉產(chǎn)生收縮的效果以達(dá)到訓(xùn)練肌肉力量、緩解訓(xùn)練后局部肌肉疲勞、恢復(fù)肌肉軟組織損傷目的的一種訓(xùn)練方法［1～2］。

有研究表明利用肌肉電刺激訓(xùn)練，可以實(shí)現(xiàn)與傳統(tǒng)訓(xùn)練效果無異的肌肉訓(xùn)練效果［3］，在相同訓(xùn)練時(shí)間內(nèi)利用肌肉電刺激訓(xùn)練和傳統(tǒng)肌肉訓(xùn)練相結(jié)合的訓(xùn)練方式，相比較于傳緩解肌肉疲勞的作用［6～7］，能夠達(dá)到更好的訓(xùn)練效果［4］。不僅如此，使用電刺激脈沖刺激功能障礙的肌肉以達(dá)到改善或者恢復(fù)被刺激肌肉或肌群功能［8］也可以作為一種康復(fù)醫(yī)療手段，此方法對(duì)吞咽功能障礙［9］、偏癱［10～11］、廢肌肉萎縮［12］等肌肉性疾病的治療和康復(fù)有良好的效果。本文穿戴式電刺激儀的設(shè)計(jì)，也為肌肉電刺激訓(xùn)練提供了更多便捷，使訓(xùn)練不受場(chǎng)地的限制，此設(shè)計(jì)對(duì)軍事訓(xùn)練也十分有利，例如海軍潛艇部隊(duì)，能夠在這種狹小的空間，保證官兵的體能訓(xùn)練。

2 肌肉電刺激訓(xùn)練儀整體電路設(shè)計(jì)

由于EMS在醫(yī)學(xué)康復(fù)，軍事和健身領(lǐng)域具有良好的特性，國內(nèi)外對(duì)于肌肉電刺激儀保持著長(zhǎng)期的研究，凱斯西儲(chǔ)大學(xué)和J．S．Knutso等設(shè)計(jì)了一種針對(duì)腦卒中偏癱患者的基于傳感器控制的電刺激器［13～14］，深圳艾力特公司生產(chǎn)的肌肉電刺激儀，2路獨(dú)立輸出，可同時(shí)治療2人，比利時(shí)Gymna生產(chǎn)的生物肌肉電刺激儀，作為一種基于表面肌電信號(hào)反饋的電刺激儀，內(nèi)置15種肌肉電刺激控制策略。

傳統(tǒng)肌肉電刺激儀訓(xùn)練儀工作方式主要分為兩種：

1）輸入脈沖大小幅度不變，調(diào)節(jié)放大器脈沖輸出電流的大小，達(dá)到調(diào)節(jié)脈沖強(qiáng)度的目的［15～16］。這種輸出方式等效為恒流輸出［17］，當(dāng)開路時(shí)，電極兩端的電壓很高。因此，當(dāng)電極與人體接觸不充分，也就是說接觸電阻較大時(shí)，電極電壓很高，容易對(duì)人產(chǎn)生刺痛感。

2）脈沖驅(qū)動(dòng)放大器的電源電壓保持不變，保持最高，調(diào)節(jié)輸入脈沖大小幅度，從而改變放大器輸出脈沖電壓的大小，達(dá)到調(diào)節(jié)脈沖強(qiáng)度的目的［18］。這種調(diào)節(jié)方式本質(zhì)上是恒壓輸出［19］，就沒有恒流輸出的缺點(diǎn)，但電路的復(fù)雜度大大加強(qiáng)，穩(wěn)定性也有所下降。

鑒于傳統(tǒng)肌肉電刺激刺激儀現(xiàn)有技術(shù)的缺點(diǎn)，本文設(shè)計(jì)了一種新型電刺激儀脈沖電路，以解決傳統(tǒng)的電壓調(diào)節(jié)方式容易對(duì)人產(chǎn)生刺痛感的缺點(diǎn)。且在主要工作模塊外加入了藍(lán)牙低功耗（Bluetooth Low Energy，BLE）模塊，使得整機(jī)可以通過低功耗藍(lán)牙與其他藍(lán)牙設(shè)備通訊，大大增強(qiáng)其應(yīng)用范圍。主電路部分分為主控電路，調(diào)壓電路，分時(shí)復(fù)用電路三部分：主控電路用于根據(jù)外部控制指令生成脈沖信號(hào)，調(diào)壓電路用于使輸出電壓在第一電壓至第二電壓范圍內(nèi)，分時(shí)復(fù)用電路用于接收所述調(diào)壓電路的輸出電壓并在主控電路的控制下在不同時(shí)間段內(nèi)通過不同的刺激電極輸出的電刺激信號(hào)。整體電路結(jié)構(gòu)如圖1。

圖1 電刺激儀器整體結(jié)構(gòu)圖

3 電路主要模塊

3.1 主電路模塊

圖2 主電路整體結(jié)構(gòu)圖

主電路部分如圖2，電路左端輸入兩節(jié)鋰電池電壓，約為8.4 V。通過電源管理芯片U1的升壓、穩(wěn)壓管理控制，第五電容C5、第二電感L2、第六電容C6構(gòu)成π型濾波器，濾出PWM紋波；第三二極管D3或第六電容C6兩端電壓達(dá)64 V穩(wěn)定直流電壓。第三二極管D3為TVS過壓保護(hù)二極管。該第三二極管D3兩端電壓鉗位置65 V以內(nèi)。

電壓基準(zhǔn)輸出芯片U2，高耐壓NPN第五三極管Q5、第六三極管Q6，功率NMOS管Q2、數(shù)字電位器U3以及外圍電阻、電容等器件構(gòu)成可調(diào)穩(wěn)壓調(diào)整電路。為過壓保護(hù)二極管為第四二極管D4和第五二極管D5。第三三極管Q3為輸出電壓切斷開關(guān)，如第三三極管Q3輸入KHV2為高電平，第三三極管Q3導(dǎo)通，穩(wěn)壓電源調(diào)整管-第二MOS管Q4截止，電源輸出HV2輸出0 V；如KHV2為低，第三三極管Q3截止，調(diào)整管第二MOS管Q4導(dǎo)通，電源輸出HV2輸出電壓，具體輸出值由第五三極管Q5、第六三極管Q6組成的差分放大器、電壓基準(zhǔn)U2以及數(shù)字電位器U3的設(shè)置確定。電壓調(diào)節(jié)電路頻率的補(bǔ)償電容為第七電容C7。該電容大大減低了電壓調(diào)節(jié)電路的自激、提高了電路的穩(wěn)定性與可靠性。

U3通過SPI總線（圖中的SCK、SCI、CS_2）與控制單片機(jī)MCU相連接，由MCU設(shè)置U3數(shù)字電位器的分壓比，從而調(diào)節(jié)電源輸出HV2的輸出電壓。電壓調(diào)節(jié)范圍為5V～64 V。

3.2 分時(shí)復(fù)用電路模塊

分時(shí)復(fù)用電路中包含多路分時(shí)復(fù)用單元，如圖3，其中每路分時(shí)復(fù)用單元中包括一脈沖驅(qū)動(dòng)電路，其中一路所述的脈沖驅(qū)動(dòng)電路的輸出端與一采樣電路連接。上文所述的采樣電路中，采樣電阻包括在內(nèi)。

圖3 選擇復(fù)用電路原理圖

所述分時(shí)復(fù)用單元電路設(shè)計(jì)為第七三極管Q7第十二三極管Q12，第七三極管Q7的集電極與第九三極管Q9的發(fā)射極、集電極相連接；第七三極管Q7的發(fā)射極連于第八三極管Q8的發(fā)射極，第七三極管Q7的基極相連于第十一三極管Q11的基極，第八三極管Q8的基極連接于第十三極管Q10的基極，第八三極管Q8的集電極連接于第十二三極管Q12的基極，第九三極管Q9的集電極與第十三極管Q10的集電極相連，第十一三極管Q11的發(fā)射極與第十三極管Q10的發(fā)射極相連接，第十二三極管Q12的集電極與第十一三極管Q11的集電極相連接。

所述第七三極管Q7的基極經(jīng)第十三電阻R13連接于單片機(jī)，單片機(jī)的連接端與第十三電阻R13連接，次連接端經(jīng)第十四電阻R14連接于第十一三極管Q11的基極；單片機(jī)連接第十六電阻R16同時(shí)于第八三極管Q8的基極連接；第七三極管Q7的集電極與第十七電阻R17串聯(lián)同時(shí)連接第九三極管Q9的基極，第九三極管Q9的基極與集電極于第十九電阻R19并聯(lián)；單片機(jī)的連接端與第十六電阻R16相連，此連接端串聯(lián)第十五電阻R15與第十三極管Q10的基極；第八三極管Q8的集電極串聯(lián)第十八電阻R18同時(shí)與第十二三極管Q12的基極相連接，第二十電阻R20并聯(lián)在第十二三極管Q12的基極與發(fā)射極之間。

由于加在人體上的脈沖強(qiáng)度取決于三個(gè)因素的乘積：1）脈沖寬度（單位：μs），這個(gè)由單片機(jī)的型號(hào)所決定，無法更改；2）脈沖電壓幅度；3）脈沖通過人體的電流。因此，只有脈沖輸出的電壓幅度值是不能夠完整、全面地測(cè)量電極脈沖加在人體上的強(qiáng)度。所以，電極輸出電流的測(cè)量對(duì)判斷實(shí)際輸出到人體脈沖強(qiáng)度至關(guān)重要。因此，所述第十三極管Q10與第十一三極管Q11的連接端與采集電阻R21連接，用于電極輸出電流的測(cè)量。

3.3 放大電路模塊

該裝置還包括放大電路如圖4，用于對(duì)采樣電路的輸出電流進(jìn)行放大，脈沖驅(qū)動(dòng)輸出電流通過采樣電阻R21到地GND。電阻R21上的電壓降通常較小，因此需要經(jīng)過由運(yùn)算放大器構(gòu)成的差分放大器放大，由運(yùn)算放大器的輸出端AD_AI2輸出到單片機(jī)A/D輸入進(jìn)行數(shù)據(jù)處理。第九電容C9的作用：降低了差分放大器輸出帶寬，在低頻范圍內(nèi)提高了差分放大器的信噪比（S/N），使電極電流測(cè)量更準(zhǔn)確。為了簡(jiǎn)化設(shè)計(jì)，并提高差分放大器的性能，差分放大器采用了單電源供電的軌對(duì)軌運(yùn)算放大器（Rail-to-rail OPAmp）電路。

圖4 脈沖放大電路

通過整個(gè)電路的設(shè)計(jì)，可以同時(shí)改變輸出電流和輸出電壓，這樣既沒有恒流方式的刺痛感，也沒有恒壓電路結(jié)構(gòu)復(fù)雜、成本高的缺點(diǎn)，同時(shí)提高了脈沖驅(qū)動(dòng)電路的工作效率。并且，在調(diào)節(jié)電源電壓的電路中應(yīng)用數(shù)字可調(diào)電位器，使整個(gè)調(diào)節(jié)電路進(jìn)一步得到簡(jiǎn)化，電路可靠性增加，電路調(diào)節(jié)功能反而得到加強(qiáng)。

4 實(shí)測(cè)結(jié)果

整個(gè)電路可以通過其他藍(lán)牙設(shè)備控制其輸出頻率、電壓、電流等，電路輸入電壓最大值為9V（典型值8.4V）。在額定電壓下，電路最大輸出電壓為60V，在1000Ω負(fù)載的情況下，最大輸出電流為60 mA，圖5為儀器在典型輸出電壓下的實(shí)測(cè)值，由實(shí)測(cè)值可得在額定情況下電壓輸出脈沖上升速度快，波形穩(wěn)定。

圖5 額定電壓輸出波形實(shí)測(cè)值

圖6 為額定輸出電壓下，調(diào)整最大頻率下（120 Hz）的輸出波形實(shí)測(cè)值，由圖可見，該電路可以穩(wěn)定輸出120 Hz的脈沖波形，脈沖上升時(shí)間與恢復(fù)時(shí)間均平滑，由于120 Hz以上脈沖波沒有醫(yī)學(xué)實(shí)際意義，因此使用120 Hz作為頻率的最大設(shè)定值。

圖6 120 Hz額定輸出電壓下波形實(shí)測(cè)值

5 結(jié)語

綜上所述，本文設(shè)計(jì)了一種新型的用于生成肌肉電刺激脈沖信號(hào)的電路，綜合了傳統(tǒng)恒壓調(diào)節(jié)方式和恒流調(diào)節(jié)方式的優(yōu)點(diǎn)并改善了恒流輸出刺痛感和恒壓輸出電路復(fù)雜的缺點(diǎn)，在舒適度和可靠性方面都做了很大的改進(jìn)。電路可通過藍(lán)牙模塊同時(shí)獨(dú)立控制調(diào)節(jié)輸出電壓電流以及輸出頻率，輸出頻率穩(wěn)定快速，實(shí)測(cè)能用于肌肉電刺激治療，且結(jié)構(gòu)簡(jiǎn)單，穩(wěn)定性強(qiáng)，具有很強(qiáng)的實(shí)用價(jià)值