CN107854774B - 一种足底压力反馈驱动的无线电刺激助行系统 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种电刺激助行系统，包括电刺激装置、足底压力传感器模块和控制装置，其中：所述足底压力传感器模块设置在健肢侧足底，用于检测人行走时健肢侧足底的压力，并将检测到的压力信号发送给控制装置；所述控制装置用于接收健肢侧足底压力检测信号后，对接收到的信号进行分析，得到健肢行进间的足底压力信息，并根据该信息控制电刺激装置的输出；所述电刺激装置包括电极片，用于贴附在患者肌体上，使用时用于输出电脉冲。本发明针对偏瘫患者的行走训练设计基于足底压力驱动的无线电刺激系统，指导患者步行练习和恢复肌肉功能，适用性强。

Description

一种足底压力反馈驱动的无线电刺激助行系统

技术领域

本发明涉及一种医疗器械，尤其是涉及一种足底压力反馈驱动的无线电刺激助行系统。

背景技术

脑卒中是目前世界上导致成年人残疾的主要原因。脑卒中导致偏瘫的患者，下肢运动功能受到不同程度的损害，影响其行走功能。据统计我国每年新发脑卒中近200万人，现存活患者有600-700万，而存活者约75％致残，针对脑卒中后的肢体运动功能障碍这一难题，众多学者研究探索了多种康复措施，偏瘫后长期卧床不能活动，全身器官生理功能减退，如肢体长期不活动，不注意功能锻炼，就会逐渐产生肌萎缩、肌无力，甚而造成足下垂、关节强直等畸形，心、肺功能减退，影响呼吸和血液循环。包括针炙和物理治疗，两者可同时进行，以增强协同作用。

电刺激的概念起源于上世纪60年代，最早用于矫正足下垂。我国开始研究电刺激始于1980年代，最早的研究成果是郑定光与1984年发布的FES-1功能性电刺激器，早期有比较有代表性的研究工作是有戴克戎院士等人开展的。解放军总院的毕胜教授研究了迭代算法来设计FES控制器，控制肢体往复循环运动。海外回归学者蓝宁、何际平、张定国等再FES领域各自都有一些研究成果。

功能电刺激(FES)是一种利用低能量电脉冲来人为地产生身体运动的技术，这些人由于中枢神经系统的损伤而瘫痪。更具体地说，FES可以用来产生肌肉收缩，使瘫痪的四肢产生诸如抓取、行走、膀胱排尿和站立等功能。这项技术最初用于开发神经修复体，用于在脊髓损伤(SCI)、头部损伤、中风和其他神经障碍患者中永久性地替代受损的功能。因此足底压力反馈驱动的无线电刺激系统用于偏瘫患者步行恢复和受损肌肉或肌肉群的治疗，是十分有研究价值的课题。

针对上述问题，本发明提供一种足底压力反馈驱动的无线电刺激助行系统，用于偏瘫患者步行恢复和受损肌肉或肌肉群治疗，尤其是根据患者的健侧肢体在同一个步态周期中足底压力情况，分析出患者患侧肢体肌肉或肌肉群的发力，有效治疗和改善患者患侧肢体的肌肉力和步态。

发明内容

为实现本发明之目的，采用以下技术方案予以实现：

一种电刺激助行系统，包括电刺激装置、足底压力传感器模块和控制装置，其中：

所述足底压力传感器模块设置在健肢侧足底，用于检测人行走时足底的压力，并将检测到的压力信号发送给控制装置；

所述控制装置用于在接收健肢侧足底压力检测信号后，对接收到的信号进行分析，得到健肢行进间的足底压力信息，并根据该信息控制电刺激装置的输出；

所述电刺激装置包括电极片，用于贴附在患者肌体上，使用时用于输出电脉冲。

所述的助行系统，其中：控制装置在接收到健肢足底压力检测信号后，在多个步行周期对所述检测信号进行分析，获得足底压力测量曲线，得到足跟着地压力值A，支撑压力值B，蹬离压力值C。

所述的助行系统，其中：控制装置实时接收足底压力传感器的检测信号，当健肢侧足跟着地时，开始计时，时间以T为周期，当足底压力传感器数值达到阈值A时，控制装置控制电刺激器1和2开始工作，电刺激器1持续工作时间为1/4T，电刺激器2持续工作时间为1/2T；当足底压力传感器的数值达到A后减小到B时，控制装置控制电刺激器3开始工作，持续工作时间为1/2T；当计时器计时时间达到60％T时，控制装置控制电刺激器4开始工作，当足底压力传感器数值由B升高到C时，控制装置控制电刺激器4工作强度提高、频率增强，直至健肢侧足跟着地停止。

所述的助行系统，其中：足底压力传感器模块的数量为两个，所述足底压力传感器分别设置在健肢侧足底和患肢侧足底，用于检测人行走时健肢侧足底的压力和患肢侧足底的压力，并将检测到的压力信号发送给控制装置；控制装置将接收到的患肢侧检测信号与健肢侧的检测信号进行比较，根据比较结果对电刺激的频率等进行调节。

所述的助行系统，其中：所述电刺激装置包括4片电极片，电刺激装置穿戴在患肢侧，在患者股四头肌、臀大肌、腓肠肌和/或比目鱼肌、胫骨前肌上贴附电极片。

所述的助行系统，其中：所述电刺激装置包括脉冲幅度调节电路，该电路包括电压调节芯片U4，U4电压输入端外接电压源，电压输出端接二极管D4的负极，D4的正极接地；电压输出端还与电感器L3一端连接，电感器L3另一端接电解电容C16的正极，C16负极接地；C16正极与滑动变阻器R6的第一端连接，滑动变阻器R6的第二端接地，滑动变阻器的滑动端接U4的反馈端，滑动变阻器的第一端作为电压输出端，为电刺激装置提供电压。

所述的助行系统，其中：脉冲幅度调节电路还包括电解电容C17，电解电容C17的正极接可变电阻的第一端，C17的负极接地。

所述的助行系统，其中：U4的电压输入端还与电解电容C14的正极相连，电解电容C14的负极接地。

所述的助行系统，其中：所述电刺激装置包括脉冲幅度调节电路，该脉冲幅度调节电路包括直流电源变换器芯片U6，其中，U6接地端接地；使能端接上拉电阻R7后与24V电压连接；电源开关输出引线端连接电感L2的一端，并与肖特基二极管D3的正极连接，L2另一端接输入端，D3负极接分压电阻R5的第一端，分压电阻R5的第一端作为输出电压端Vout，分压电阻R5的第二端接地；输入端接24V直流电压，该管脚还与电解电容C15的正极相连，电解电容C15的负极接地，同时管脚4还与电容C18、C19连接；是反馈端接分压电阻R5的滑动端；输出电压端Vout连接电解电容C11、电容C12和C13，C11、电容C12和C13均接地。

所述的助行系统，其中：所述电刺激装置包括第一电刺激模块电路，该电路包括可驱动电路芯片U3，U3第一接地端和第二接地端接地；检测端A、检测端B分别通过电阻R3、R4接地；第一输出端、第二输出端接端子P5，P5接第一电刺激电极片的正负两端；第三输出端、第四输出端接端子P6，P6接第二电刺激电极片的正负两端；驱动输入端接脉冲幅度调节电路的电压输出端；第一输入端和第二输入端分别接控制装置的定时器2的CH3端口和定时器3的CH3端口PB11和PB1；使能控制端A和B分别接控制装置的定时器2的CH3端口和定时器3的CH2端口PB10和PA7；第三接地端和第四接地端接地；逻辑控制电源输入端接5V电源；管输入端和输入端4分别接控制装置的定时器3的CH3端口和定时器3的CH1端口PB0和PA6。

所述的助行系统，其中：所述电刺激装置包括第二电刺激模块电路，该电路包括可驱动电路芯片U1，U1第一接地端和第二接地端接地；检测端A、检测端B分别通过电阻R1、R2接地；第一输出端、第二输出端接端子P1，P1接第3电刺激电极片的正负两端；第三输出端、第四输出端接端子P2，P6接第4电刺激电极片的正负两端；驱动输入端接脉冲幅度调节电路的电压输出端；第一输入端和第二输入端分别接控制装置的定时器2的CH4端口和定时器3的CH3端口PB11和PB1；使能控制端A和B分别接控制装置的定时器2的CH2端口和定时器3的CH2端口PA4和PA1；第三接地端和第四接地端接地；逻辑控制电源输入端接5V电源；输入端3和输入端4分别接控制装置的定时器3的CH3端口和定时器3的CH1端口PA2和PA0。

所述的助行系统，其中：所述电刺激装置包括放电电路，该放电电路设置在电压调节电路和电刺激模块电路之间，放电电路包括第一运算放大器U1A，第二运算放大器U1B，控制芯片U2；U1A正输入端(接电阻R1的第一端和R2的第一端，R1的第二端接24V电压，R2的第二端接地，R2的第一端和第二端之间还连接有电容C1，；U1A负输入端接电阻R3的第一端和电阻R4的第一端，电阻R3的第二端接24V电源，电阻R4的第二端接地，电阻R4的第一端和第二端分别与电容C2的两端连接；U1A的第4端，第8端悬空；U1A的输出端与正输入端之间通过电阻R5连接。

所述的助行系统，其中：U1A的输出端还与电阻R6的第一端和电阻R7的第一端连接，电阻R7的第二端接12V电源，电阻R6的第二端接电容C3的第一端，电容C3的第二端接地；电阻R6的第二端还与U1B的负输入端连接，U1B的正输入端与电阻R8的第一端、电阻R9的第一端和电容C4的第一端连接，电容C4的第二端和电阻R9的第二端接地，电阻R8的第二端接12V电源；U1B的电源端接12V电源，接地端接地；U1B的输出端接三极管Q1的集电极，Q1的基极接电阻R10的第一端，电阻R10的第二端接控制装置的电压输出端；U1B的输出端还与驱动芯片U2的输入端INA连接。

所述的助行系统，其中：U2的输入端INA通过电阻R11连接12V电源；U2的输入端INB通过电阻R12连接12V电源；U2的VS端接电容C5的第一端，电容C5的第二端接地，VS端还与12V电源连接；U2的输出端OUTA接电阻R13的一端，电阻R13的另一端接场效应管Q2的栅极，Q2的漏极接地，Q2的源极接二极管D1的正极，D1的负极接24V电源，电容C6的两端以及电阻R14的两端分别与二极管D1的正极和负极连接。

附图说明

图1为人体步行周期状态示意图；

图2为行走间足底压力测量结果示意图；

图3为步行时肌肉的活动与步行周期状态关系示意图；

图4a为足底压力反馈驱动的无线电刺激助行系统结构示意图；

图4b为足底压力反馈驱动的无线电刺激助行系统电路结构示意图；

图5a为脉冲幅度调节电路示意图；

图5b为另一种实施方式的脉冲幅度调节电路示意图；

图6为电刺激模块电路结构示意图；

图7为放电电路示意图；

图8为主控芯片与电刺激模块电路、放电电路的连接简图。

具体实施方式

本发明在实施之前，先对人体步行时的运动状态数据进行了大量的采样和检测，得到了人体步行周期的基本状态参数，如图1所示，人体步行周期分为支撑相和迈步相，正常人的支撑相占步行周期的60％，迈步相占40％。

对于下肢患病的人来说，患侧支撑相多见足前外侧着地或全脚掌着地，身体向前移动困难，头、躯干向患侧侧屈，并向后方旋转；骨盆过度后倾、后旋；髋关节支撑能力差，膝关节反张或过度屈曲；踝关节内翻、跖屈(即健侧在前、患侧在后的斜向步行)足跟离地时，膝关节放松困难在全足底着地时，有些患者会因躯干、髋、膝关节伸展能力及支撑能力差出现骨盆、躯干前方旋转的现象。

患侧迈步相在患侧下肢上抬的瞬间，患侧骨盆常出现上提，后撒，在屈曲模式下以下肢屈曲、外展方式抬起；在伸展模式下以足内翻、尖足方式着地，躯干或向支撑侧倾斜或向摆动侧倾斜；在摆动后期至足跟着地期，患侧膝关节不能自如屈曲、伸展。

由于患侧与正常侧的行走姿势有所不同或有较大的差异，因此在行走过程中，健肢侧和患肢侧的足在上述人体步行周期中行走时对地面的压力有所不同，申请人正是发现了这一现象，进而想到了极佳的解决方案。

申请人首先研究了行走时，足底对地面的作用力和反作用力，人在步行中自然会对地面施加重力，也必然有地面产生的反作用力于足底，即为地面的反作用。它涉及到重力及地面的摩擦力。如果没有重力，没有足底与地面接触时的摩擦力，步行中双足在加速和减速时便不能维持其功能性稳定。足底压力主要是垂直方向的力，此力起始于足跟着地期，并急速增加到支撑中期，然后略见减弱，而到蹬离期达到最大值。这一时期正直对侧足跟着地期(到双足支撑期)之前，所施加与地面的力较体重为大。

在经过对大量人群进行了许多次的采样、检测、分析后，申请人发现：如图2所示，足底压力测量结果示意图中，A为足跟着地期，B点出为支撑中期，C点为蹬离期，正好反映出一侧足部在步态周期中的着地过程，足底压力具有显著的特征，即足跟着地期，足底压力显著增大；在支撑中期，足底压力略有降低，且保持稳定；在蹬离期，足底压力有明显上升，保证有足够的力量蹬离地面。对于正常人来说，其左、右脚的压力测量结果大致相同，这是由正常人在行走时，左右脚的处于相互平衡的状态所决定的。对于单侧肢体受创的患者来说，其左、右脚的压力测量结果有很大差异，因此基于这一研究发现，申请人提出了一种有效的新型解决方案。

申请人经研究发现：步行过程中肌肉的作用，在于获得下肢的稳定、加速及减速等功能。一般来说，步行中的能量消耗，减速期时较加速期时为大。

在支撑相的足跟着地期，由股四头肌保持下肢的稳定。同时，尚有胫骨前肌、伸趾长肌等起作用，以吸收足跟着地期时的冲击，并避免踝关节的突然跖屈。进入支撑中期，肌肉主要为稳定下肢而起作用。臀大肌的作用侧为使髋关节伸展及使下肢的内旋减速。臀中肌、臀小肌、阔肌膜张肌的外侧机，内收大肌、内收长肌等，则为骨盆与股骨之间的内外侧方向的稳定而起作用，以调节骨盆的倾斜。在支撑中期，开始时有腓肠肌、比目鱼肌、胫骨后肌、屈趾长肌、屈拇长肌等发挥作用，以保持足部的稳定。这一作用，在蹬离期时达到最大，且将成为进入摆动相的力源。同时，在支撑中期还有脊柱伸肌(骶棘肌)起到举起骨盆的作用。

在进入摆动相之前，髂腰肌等髋关节屈肌发挥作用，以便加速转入摆动相。摆动中期，有胫骨前肌、伸趾长肌、伸拇长肌的作用，使踝关节背屈，以免足尖触地。当进入减速期，有半腱肌、半膜肌、股二头肌等的大腿后肌群起作用，主要是使膝关节的伸展减速，并转入足跟着地。

由于人体肌肉在皮肤下的深度不同，用电刺激的方式是经过皮肤传导到肌肉，不能选择深层的肌肉或肌肉群，根据人体生理结构，我们选取4个肌肉群，分别为：股四头肌、臀大肌、腓肠肌(比目鱼肌)和胫骨前肌，这些肌肉在人的步行周期中发挥着重要作用，如图3所示：

髋关节的肌肉群在步行周期的作用：在足跟触地前后，臀大肌和大腿后肌群作用，防止髋关节过度屈曲；足跟离地期和蹬离期，髂腰肌作用，防止过度伸展；在趾离地期、加速期和摆动中期，髂腰肌、缝匠肌作用，使人向前伸膝关节。髋关节肌肉群其主要作用的是臀大肌。

膝关节的肌肉群在步行周期的作用：足跟触地前后和足平着地时，股四头肌从远心性收缩到向心性收缩，控制膝关节的屈曲；在摆动期时，股四头肌作用，防止足跟过度抬高，股后肌群作用，防止膝关节伸展撞击。股四头肌作用明显。

踝关节的肌肉群在步行周期的作用：足跟触地前后和足平着地时，背屈肌群作用，防止急剧跖屈；支撑中期，跖屈肌群作用，防止背屈；在趾离地期、加速期和摆动中期，跖屈肌群作用，驱动和防止膝关节猝屈。腓肠肌、比目鱼肌和胫骨前肌作用明显。

如图4a、4b所示，足底压力反馈驱动的无线电刺激助行系统包括电刺激装置、足底压力传感器模块和控制装置(例如主控芯片)。所述控制装置与电刺激装置、足底压力传感器之间通过有线或无线的方式传输数据、控制指令等信息。

所述足底压力传感器模块的数量为一个或两个，优选的为两个，所述压力传感器模块包括4个薄膜压力传感器，置于足底，其体积小、便于在足踝部穿戴。当足底压力传感器模块的数量为一的时候，所述足底压力传感器设置在健肢侧足底，用于检测人行走时健肢侧足底的压力，并将检测到的压力信号发送给控制装置，控制装置接收到足底压力检测信号后，在多个步行周期对检测信号进行分析，获得如图2所示的行走间足底压力测量曲线，得到足跟着地压力值A，支撑压力值B，蹬离压力值C。

电刺激装置穿戴在患肢侧，在股四头肌、臀大肌、腓肠肌(和或比目鱼肌)、胫骨前肌上贴电极片。腓肠肌位于胫骨后方上端，十分明显；比目鱼肌位于小腿后方的扁阔肌，部分被腓肠肌覆盖，其功能与腓肠肌相同，可使足趾屈、上抬踝关节，对行走具有重要作用。

患者在患侧脚上穿上助行装置，优选为助行鞋，传感器置于健肢侧的足底。控制装置控制电刺激装置和足底压力传感器，患者进行康复性行走时，控制装置实时接收足底压力传感器的检测信号，当健肢侧足跟着地时，计时器开始计时，时间以T为周期。当足底压力传感器数值达到阈值A时，电刺激器1和2开始工作，电刺激器1持续工作时间为1/4T，电刺激器2持续工作时间为1/2T；当足底压力传感器的数值达到A后减小到B时，电刺激器3开始工作，持续工作时间为1/2T；当计时器计时时间达到60％T时，电刺激器4开始工作，当足底压力传感器数值由B升高到C时，电刺激器4工作强度提高、频率增强，直至健肢侧足跟着地停止。

电刺激器1的电极片贴在患者的股四头肌上，将电刺激器2的电极片贴在臀大肌上，将电刺激器3的电极片贴在腓肠肌(和/或比目鱼肌)上，将电刺激器4的电极片贴在胫骨前肌上。电极片1、2、3、4的顺序按照图3的肌肉顺序，每个步行周期的肌肉作用如图中所示。

当足底压力传感器模块的数量为两个时，两个所述足底压力传感器分别设置在健肢侧足底和患肢侧足底，用于检测人行走时健肢侧足底的压力和患肢侧足底的压力，并将检测到的压力信号发送给控制装置，控制装置接收到足底压力检测信号后，在多个步行周期对健肢侧检测信号进行分析，获得如图2所示的行走间足底压力测量曲线，得到足跟着地压力值A，支撑压力值B，蹬离压力值C；控制装置还将接收到的患肢侧检测信号与健肢侧的检测信号进行比较，根据比较结果对电刺激的频率等进行调节。

电刺激的方法主要为中频电疗法和调制中频电疗法，也就是选用正弦波形治疗。频率为1000～2000HZ。采用等幅正弦波形治疗的方法为等幅中频电疗法，临床作用是镇痛、促进局部血液循环、消炎(非特异性)、清化瘢痕，松解粘连等。调制中频电流含有1-150Hz低频电流与2-8KHz中频电流，兼有低频电与中频电两种电流各自的特点和直流作用，作用较深，不产生电解刺激作用，人体易于接受而不易产生适应性，促进局部组织血液循环，引起骨骼肌收缩，提高平滑肌张力，可起到调节自主神经功能的作用。因此，我们的电刺激系统的电刺激波形采用正弦波。

在对肌肉进行电刺激时，需要控制脉冲的幅值，以确保刺激效果以及安全性，即需要通过调节脉冲的幅度，改变电刺激的强度，脉冲幅度调节电路如图5a、5b所示：其中图5a为脉冲幅度调节电路，该电路包括电压调节芯片U4(例如LM2576HV)，U4管脚1为电压输入端，外接24V直流电压，该管脚还与电解电容C14的正极相连，电解电容C14的负极接地，C14起到滤波的作用，用低ESR的铝或钽电容作为旁路电容，防止在输入端出现大的瞬间电压；U4管脚3(接地端)接地；管脚5(控制片选端)，低电平有效，接地；管脚2(电压输出端)，稳压输出，接二极管D4的负极，D4的正极接地，D4是肖特基二极管，开关速度快、正向压降低、反向恢复时间短，起到续流作用；管脚2还与电感器L3一端连接，电感器L3另一端接电解电容C16的正极，C16负极接地，L3是储能电感；当U4芯片内部开关管截止期间，由于储能电感L3中的电流不能突变，所以，L3通过自感产生右正左负的脉冲电压。L3右端正的电压经C16正极、续流二极管D4、L3左端构成放电回路，放电电流继续在C16两端建立直流电压，继续为负载提供供电电压。C16正极与滑动变阻器R6的第一端连接，滑动变阻器R6的第二端接地，滑动变阻器的滑动端接U4的管脚4，即反馈端，滑动变阻器的第一端接电压输出端Vout，给电刺激装置提供电压；电解电容C17的正极接可变电阻的第一端，C17的负极接地。通过调节滑动变阻器R6即可实现脉冲幅度的调节，Vout端输出电压为电刺激模块电路提供电压输入。

LM2576既可工作于连续型也可非连续型，流过电感的电流若是连续的则为连续型，电感电流在一个开关周期内降到零为非连续型，所以电感的直流通量直接影响输出电流。C16和C17电容起到储能的作用，用来对输出进行滤波以及提高环路的稳定性。为了避免电容上的等效串连电阻在电路的损耗，使用电容值为220uF的C16、C17两个低等效串联电阻的电容并联。若电容值太大，反而会在某些情况(负载开路、输入端断开)对器件造成损害。电容因为自身充电，电压会从0开始上升。但是有了等效串联电阻，电阻自身会产生一个压降，这就导致了电容器两端的电压会产生突变。无疑的，这会降低电容的滤波效果，所以使用C16、C17两个低等效串联电阻的电容并联，降低等效串联电阻。

图5b为脉冲幅度调节电路的另一种实施方式，该电路中U6是升压型直流电源变换器芯片(XL6009)，U6管脚1脚(GND)为接地端，管脚2(EN)为使能端，高电平有效，接1K欧姆的上拉电阻R7，再与24V电压连接；管脚3(SW)是电源开关输出引线端，连接电感L2的一端，并与肖特基二极管D3的正极连接，L2另一端接管脚4，D3负极接分压电阻R5的第一端，分压电阻R5的第一端作为输出电压段Vout，分压电阻R5的第二端接地，L2是储能电感，D3是续流二极管；管脚4(Vin)是输入端，外接24V直流电压，该管脚还与电解电容C15的正极相连，电解电容C15的负极接地，同时管脚4还与电容C18、C19连接。C15起到滤波的作用，用低ESR的铝或钽电容作为旁路电容，防止在输入端出现大的瞬间电压，C18和C19作用是接地滤波，二者具有不同的电容数值，大电容和小电容分别滤除不同频率的杂波，减小输入电路中的寄生的电感、电阻产生的高压开关毛刺干扰。管脚5(FB)是反馈端，接分压电阻R5(滑动变阻器)的滑动端，输出电压公式Vout＝1.25×(1+R5_上/R5_下)，其中，R5_上表示分压电阻R5的上部分，R5_下表示分压电阻R5的下部分。输出电压端Vout连接电解电容C11、电容C12和C13，C11、电容C12和C13均接地；C11作用是储能，C12和C13作用是滤波，3个电容的连接走线远离L2和D3，避免噪声干扰。

同样的在电刺激过程中，脉冲频率也是影响刺激效果的重要因素，为此，本发明专门设计了一种电刺激模块电路，如图6所示。

此电路中，采用可驱动电路芯片U1、U3，优选的选用双路H桥电路的集成芯片L298P，该芯片是一种高电压、大电流集成驱动电路，属于H桥集成电路，一片芯片具备2个H桥电路，输出电流增大，功率增强。其输出电流为2A，最高电流4A，最高工作电压50V，可以驱动感性负载，如大功率直流电机，步进电机，电磁阀等，特别是其输入端可以与单片机直接相联，从而很方便地受单片机控制，本发明创造性地选用该芯片，适于电刺激装置的电压值快速反转的工作场合，启动速度快，方便使用PWM调制拟合所需要的电刺激波形，可以将控制芯片的输出转换成较高的电压和能够输出较大的电流。

U1接地端管脚1、20接地；管脚2、19(检测端A、检测端B)分别通过阻值为0.1欧姆的电阻R1、R2接地；管脚4、5(第一输出端、第二输出端)接端子P1，P1接第3电刺激电极片的正负两端；管脚16、17(第三输出端、第四输出端)接端子P2，P2接第4电刺激电极片的正负两端；管脚6(驱动输入端)接脉冲幅度调节电路的Vout端；管脚7和管脚9(第一输入端和第二输入端)分别接控制装置的SPI1_SCK(SPI1的同步时钟)端口和定时器2的CH4(定时器2第4通道)端口PA5和PA3；管脚8和管脚14(使能控制端A和B)分别接控制装置的SPI1_NSS端口(片选端)和定时器2的CH2端口PA4和PA1；管脚10和11(接地端)接地；管脚12(逻辑控制电源输入端)接5V电源；管脚13(输入端3)和15(输入端4)分别接控制装置的定时器2的CH3端口和定时器2的CH1端口PA2和PA0。

U3接地端管脚1、20接地；管脚2、19(检测端A、检测端B)分别通过阻值为0.1欧姆的电阻R3、R4接地；管脚4、5(第一输出端、第二输出端)接端子P5，P5接第一电刺激电极片的正负两端；管脚16、17(第三输出端、第四输出端)接端子P6，P6接第二电刺激电极片的正负两端；管脚6(驱动输入端)接脉冲幅度调节电路的Vout端；管脚7和管脚9(第一输入端和第二输入端)分别接控制装置的定时器2的CH3(定时器2第3通道)端口和定时器3的CH3(定时器3第3通道)端口PB11和PB1；管脚8和管脚14(使能控制端A和B)分别接控制装置的定时器2的CH3端口和定时器3的CH2端口PB10和PA7；管脚10和11(接地端)接地；管脚12(逻辑控制电源输入端)接5V电源；管脚13(输入端3)和15(输入端4)分别接控制装置的定时器3的CH3端口和定时器3的CH1端口PB0和PA6。

工作时，改变电刺激的频率：ENABLE端(ENABLEA以及ENABLEB)的输入信号可以影响输出频率的大小，通过控制装置的PWM输出、定时器的输出频率和控制装置定时器模拟PWM的方式改变电刺激的频率和电刺激波形；INPUT1和INPUT2联合使用，用于进行两个电极极性的反转。控制装置通过PA5、PA4、PA3和PB11、PB10、PB1的输出电信号，对U1、U3芯片的7、8、9管脚，即INPUT1、ENABLEA、INPUT2，输入对应的电信号，控制U1、U3芯片的4、5管脚，即OUT1和OUT2的电极输出；同样，控制装置通过PA0、PA1、PA2和PA6、PA7、PB0的输出电信号，对U1、U3芯片的15、14、13管脚，即INPUT4、ENABLEB、INPUT3，输入对应的电信号，控制U1、U3芯片的16、17管脚，即OUT3和OUT4的电极输出。

U1、U3芯片的使用目的是简化整体的电路，一个芯片实现双路的输出，使电路简洁，降低故障率。

控制装置可设置电刺激器的频率(分为1、2、3、4个频率等级)和强度(无极可调节)大小。此处是调节大小是改变电刺激的频率、反转时间：一般设定为：脉冲频率是1HZ，也就是1ms；瞬间电压最大可达到180伏，四种方式分别为0.5S正负极性的反转，1S反转，1.5s反转，2S反转。

电刺激模块电路的脉冲幅度根据设定电压高低调节，U1、U3的管脚6接图5中脉冲幅度调节电路的Vout端，通过调节脉冲幅度调节电路滑动变阻器，以控制Vout的大小，进而控制电刺激模块电路的脉冲幅度。

本专利的电刺激系统在工作时会对人体进行电刺激，为了提高系统安全性，特别设计了放电电路，如图7所示，该放电电路设置在电压调节电路和电刺激模块电路之间，防止电刺激电极片的输出电压过高，放电电路包括第一运算放大器U1A(如LM393AH)，第二运算放大器U1B(如LM393AH)，控制芯片U2(如IR4427)以及相关元器件；U1A正输入端(第三端)接电阻R1的第一端和R2的第一端，R1的第二端接24V电压Vout，R2的第二端接地，R2的第一端和第二端之间还连接有电容C1，电容C1的作用是对Vout电压进行滤波，滤除干扰；UA1负输入端接电阻R3的第一端和电阻R4的第一端，电阻R3的第二端接+24V电源，电阻R4的第二端接地，电阻R4的第一端和第二端分别与电容C2的两端连接，电容C2的作用是对24V电压进行滤波，滤除干扰；U1A的第4端，第8端悬空；U1A的输出端(第1端)与正输入端之间通过电阻R5连接，电阻R5的作用是迟滞比较，为U1A正输入端提供反馈电压；以上描述中，电阻R5是正反馈电阻，+24是基准电压(阈值电压)，Vout是输入信号电压，是待比较电压。

U1A的输出端还与电阻R6的第一端和电阻R7的第一端连接，电阻R7的第二端接12V电源，电阻R6的第二端接电容C3的第一端，电容C3的第二端接地，电容C3是滤波电容和退耦电容，作用是降低电路中的高频内阻；电阻R6的第二端还与U1B的负输入端连接，U1B的正输入端与电阻R8的第一端、电阻R9的第一端和电容C4的第一端连接，电容C4的第二端和电阻R9的第二端接地，电阻R8的第二端接12V电源；U1B的电源端(管脚8)接12V电源，接地端(管脚4)接地；U1B的输出端接三极管Q1的集电极，Q1的基极接电阻R10的第一端，电阻R10的第二端接控制装置的电压输出端，以接收电压输出信号(Voltage_Signal)；U1B的输出端还与驱动芯片U2(如型号IR4427)的输入端INA连接，IR4427是双路低压驱动芯片，当IR4427的INA(管脚2)为高电平时，对应的输出端OUTA(管脚7)输出低电平，反之当IR4427的INA(管脚2)为高低电平时，对应的输出端OUTA(管脚7)输出高电平。

U2的输入端INA(管脚2)通过电阻R11连接12V电源；U2的输入端INB(管脚4)通过电阻R12连接12V电源；U2的VS(管脚6)端接电容C5的第一端，电容C5的第二端接地，VS端(电源端)还与12V电源连接；U2的输出端OUTA(管脚7)接电阻R13的一端，电阻R13的另一端接场效应管Q2的栅极，Q2的漏极接地，Q2的源极接二极管D1的正极，D1的负极接24V电源，电容C6的两端以及电阻R14的两端分别与二极管D1的正极和负极连接。C6电容的耐压要高一些，因为R14是放电电阻，电路中放电电流瞬间会比较大，C6电容的作用是降低电路中的高频内阻，R14和C6构成RC电路，防止出现过电压现象，也是为再次放电、吸收电路的能量做准备。

上述放电电路中，R1和R2构成分压电路，将24V的高压分压成便于使用的低压，R3和R4同样是分压电路，并联的两个电容C1和C2用于滤波，U1A构成迟滞比较器，基准电压为R1和R2的分压；R7上拉，R6限流，C3滤波，U1B构成一个比较器，比较基准为R8和R9的分压；R11，R12上拉，R10限流，Q1三极管作为开关管，IR4427是双路MOS管驱动芯片，用于MOS管的开和关，当控制装置的Voltage_Signal端输出高电平，使三极管Q1导通，将U2(IR4427)的INA(管脚2)上拉的高电平降低为低电平，OUTA(管脚7)输出高电平，高电平使MOS管Q2导通，Vout、D1、Q2、C6和R14构成回路，电路的电流通过放电电阻R14，放电电路开始工作，达到放电的目的。

如图8所示，为主控芯片(例如STM32F103C8T6)与电刺激模块电路、放电电路的连接简图：主控芯片U5的管脚PA0、PA1、PA2、PA3、PA4、PA5分别与对应的U1芯片的管脚连接，PB11、PB10、PB0、PB1、PA6、PA7分别与对应的U3芯片的管脚连接，Voltage_Signal与放电电路相应的标号的管脚连接。

本发明在采用足底压力反馈驱动的无线电刺激助行系统进行偏瘫患者步行训练时，代替大脑刺激相应的肌肉(腓肠肌和/或比目鱼肌，胫骨前肌，股四头肌和臀大肌)，激发患者进行行走。同时，电信号也会反馈到大脑，激发大脑的塑形，逐渐恢复功能。

本发明至少在患者健肢侧足部安装压力传感器，每次患者患肢侧足部着地，产生压力情况，遥控电刺激器开始工作，刺激患肢侧肌肉或肌肉群发力。4个独立的电刺激器分别用于刺激不同的肌肉(腓肠肌，胫骨前肌，股四头肌和臀大肌)。每个电刺激器的工作状态、工作时间、间隔可以预设定，电刺激器工作顺序可以根据不同患者需求设定。

本发明的有益效果是：

(1)本发明针对偏瘫患者的行走训练设计基于足底压力驱动的无线电刺激系统，指导患者步行练习和恢复肌肉功能，适用性强。

(2)本发明使用简单方便，无穿戴负担(模块小型化设计，穿戴简单，不影响患者穿衣服)，可移动性好。

(3)本发明能根据每个患者的步态特征和足底压力情况，自适应电刺激的频率和强度，并对步行周期中电刺激的时间和刺激肌肉的顺序进行设定，以适应不同患肢。

(4)本发明能根据每个患者的患肢侧肌力情况，自主选择步行周期中活动的肌肉或肌肉群，电极器选择位置可以选择，能指导患者在步行中肌肉或肌肉群的用力，是患者能正确地练习肌肉或肌肉群发力。

Claims (5)

1.一种电刺激助行系统，包括电刺激装置、足底压力传感器模块和控制装置，其特征在于：

所述足底压力传感器模块设置在健肢侧足底，用于检测人行走时足底的压力，并将检测到的压力信号发送给控制装置；

所述控制装置用于在接收健肢侧足底压力检测信号后，对接收到的信号进行分析，得到健肢行进间的足底压力信息，并根据该信息控制电刺激装置的输出；

所述电刺激装置包括4片电极片，用于贴附在患者肌体上，使用时用于输出电脉冲，所述电刺激装置穿戴在患肢侧，在患者股四头肌贴附电刺激器1的电极片、在患者臀大肌贴附电刺激器2的电极片、在患者腓肠肌和/或比目鱼肌贴附电刺激器3的电极片、在患者胫骨前肌上贴附电刺激器4电极片；控制装置在接收到健肢足底压力检测信号后，在多个步行周期对所述检测信号进行分析，获得足底压力测量曲线，得到足跟着地压力值A，支撑压力值B，蹬离压力值C；

控制装置实时接收足底压力传感器的检测信号，当健肢侧足跟着地时，开始计时，时间以T为周期，当足底压力传感器数值达到阈值A时，控制装置控制电刺激器1和2开始工作，电刺激器1持续工作时间为1/4T，电刺激器2持续工作时间为1/2T；当足底压力传感器的数值达到A后减小到B时，控制装置控制电刺激器3开始工作，持续工作时间为1/2T；当计时器计时时间达到60％T时，控制装置控制电刺激器4开始工作，当足底压力传感器数值由B升高到C时，控制装置控制电刺激器4工作强度提高、频率增强，直至健肢侧足跟着地停止。

2.根据权利要求1所述的助行系统，其特征在于：足底压力传感器模块的数量为两个，所述足底压力传感器分别设置在健肢侧足底和患肢侧足底，用于检测人行走时健肢侧足底的压力和患肢侧足底的压力，并将检测到的压力信号发送给控制装置；控制装置将接收到的患肢侧检测信号与健肢侧的检测信号进行比较，根据比较结果对电刺激的频率进行调节。

3.根据权利要求1所述的助行系统，其特征在于：所述电刺激装置包括脉冲幅度调节电路，该电路包括电压调节芯片U4，U4电压输入端外接电压源，电压输出端接二极管D4的负极，D4的正极接地；电压输出端还与电感器L3一端连接，电感器L3另一端接电解电容C16的正极，C16负极接地；C16正极与滑动变阻器R6的第一端连接，滑动变阻器R6的第二端接地，滑动变阻器R6的滑动端接U4的反馈端，滑动变阻器R6的第一端作为电压输出端，为电刺激装置提供电压。

4.根据权利要求3所述的助行系统，其特征在于：脉冲幅度调节电路还包括电解电容C17，电解电容C17的正极接滑动变阻器R6的第一端，C17的负极接地。

5.根据权利要求3所述的助行系统，其特征在于：U4的电压输入端还与电解电容C14的正极相连，电解电容C14的负极接地。

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