一種電生理刺激儀的研制

【作 者】鄭懿，鄔小玫，余建國，方祖祥

復旦大學電子工程系，上海，200433

在研究生物組織對電刺激的反應以及一些疾病的電治療過程中，需要使用電生理刺激儀。電生理刺激儀的應用領域很廣，有的用于神經肌肉功能恢復與重建[1]、[2]，有的用于對實驗小白鼠等小型動物的生理機能測試研究[3]，有的用于肌肉松弛檢測和誘發(fā)電位[4]，還有的用于心臟除顫方式探索[5]。在波形發(fā)生方面，有采用DDS合成所需波形[6]，也有基于DAC+DC-DC輸出的方式[7]。由于目前臨床上使用的刺激儀功能比較固定，有時無法完全滿足不同研究的要求，因此我們研制了一款主要用于心臟電生理研究的電刺激儀，具有寬范圍輸出，可任意調節(jié)脈寬和輸出相位等的特點。

1 系統(tǒng)結構

1.1 系統(tǒng)框圖

如圖1所示，該刺激儀主要由儲能電容、充/放電回路、檢測控制單元、定時器以及電池等組成。充電單元將電池電能存儲到儲能元件；檢測電路監(jiān)測儲能元件電壓，當達到目標值時自動向操作者發(fā)出提醒信號；充電完成后操作者可通過按鍵觸發(fā)定時器并由放電回路輸出脈沖，脈沖波形由定時器控制；通過設置控制電路中檢測電路的參考電平來控制輸出電壓幅度。

圖1 系統(tǒng)各模塊關系圖Fig.1 The framework of system

1.2 系統(tǒng)參數(shù)

① 電池是一塊定制的可充電鋰電池，輸出的標稱值是14.4 V，充足電后的實測值為16.2 V，容量為1500 mAh，可較長時間提供系統(tǒng)能源。

② 儲能電容的充電時間最長為10s，最高輸出電壓為30V，并連續(xù)可調。

③ 放電波形可以是雙相波，也可以是單相波，且正/負相波的順序可以隨意設定。

④ 脈沖寬度由兩個獨立的定時器控制，正負兩個脈沖之間的間隔也可以任意設置。

2 系統(tǒng)實現(xiàn)

2.1 電源部分

電源電路可提供兩組電壓：5 V和32 V。5 V電壓主要用于定時器芯片和邏輯芯片的工作電壓；32V電壓用于儲能元件的充電所需電壓。5V電壓產生模塊選擇了一塊LM2576S-5[8]作為主芯片；而充電單元供電模塊使用了TI公司的TPS61170[9]，此芯片可以在寬輸入電壓范圍內輸出穩(wěn)定的增壓電壓，且輸出的電壓可以根據(jù)需要調整。

2.2 充電單元

恒定電壓U通過RC電路對電容C充電時，t時刻電容電壓u滿足：

公式中的R代表充電電阻。

公式兩邊乘以C并對時間求導可得：

i代表t時刻的充電電流?？梢钥吹疆攖為0時i的值由充電電壓及電阻決定。但是隨著時間推移，i以指數(shù)速度衰減?？紤]到i是由電源芯片提供的，其最大值在100 mA左右[9]，如果使用RC回路充電，為了避免在充電初期充電電流超過允許值，必須限定i在0時刻的電流，造成后期電源芯片的電流提供能力得不到充分利用，從而導致充電效率低下。系統(tǒng)采用了如圖2所示的恒流充電電路：圖2中V1代表由充電單元提供的電壓，一般設定為32 V；圖中的充電對象是一個大容量的電解電容C1，即在系統(tǒng)框圖中所謂的儲能元件，由于在刺激儀輸出時所需的電流很大，所以必須有一個電容來提供大電流；而充電控制主要由三極管Q1來實現(xiàn)。

圖2 充電模塊示意圖Fig.2 Congfiguration of charge module

由于穩(wěn)壓管D2的存在，使Q1的射極和基極之間的電壓大體恒定，從而在R2上的電流也近似為恒流，從集電極流入的電流也近似為恒流，使C1上的電壓呈近似線性增長。調節(jié)R2可以改變充電電流大小，可以在實驗中視情況確定充電速度。

這種充電方式能最優(yōu)化地利用電源的電流提供能力；同時充電時間近似和充電電壓線性相關，有利于操作者根據(jù)電壓估計充電時間。

2.3 檢測電路

儲能元件上的電壓可以通過電壓計來檢測，但是必須考慮到操作者可能無法時刻關注電壓計的數(shù)值，所以當充電目標值之后，需要通過聲/光信號提醒操作者。

如圖3所示，V2是電池電壓，其值約為14.4 V－16 V；Q2的基極電壓由儲能元件C1電壓分壓得到；當C1上的電壓不斷變大時，Q2的基極電壓也不斷升高，當其值高于參考電平（即目標電壓）加上兩個導通壓降時，Q3導通，其集電極電壓被拉低到接近參考電平的水平；由于參考電平設定為遠小于V2，使發(fā)光二極管兩端存在電位差而發(fā)光；同時由于C2的兩極板電勢不能突變，使得MOS管M1的柵極電壓遠小于源極電壓，從而MOS管導通，蜂鳴器發(fā)聲；之后C2通過R5緩慢充電(R5通常設定為一個高阻)，直到C2充到一定電壓，VGS高于VGS(th)，MOS管截止，蜂鳴器停止發(fā)聲。當Q2基極電壓低于所需值時，Q3截止，LED由于無法形成回路從而熄滅；C2上電荷通過小電阻R6快速釋放，為蜂鳴器下次發(fā)聲做準備。

圖3 電壓檢測電路Fig.3 Circuit of voltage monitoring

2.4 定時器

定時器電路直接使用了LM555 構成的單穩(wěn)態(tài)電路[10]。通過改變放電電阻的阻值來達到控制輸出脈寬的目的。

第一定時器的觸發(fā)源是控制發(fā)放刺激的按鈕，其輸出同時作為第二定時器的觸發(fā)信號。兩個定時器的輸出分別控制各自的放電回路。

2.5 放電回路

如圖4所示，放電回路主要由兩對場效應管組成。由于放電瞬間電流很大，故要求場效應管導通電阻比較低，同時能承受安培級電流，所以P溝道EMOS采用了IRF7240 MOS管，而N溝道EMOS采用了IRF7470 MOS管。

圖4中M2和M5管，M3和M4管分別組成一對放電回路。當M2和M5管導通時，電流方向由A向B流；當M3和M4管導通時，電流方向由B向A流，形成雙相波。4個MOS管的具體偏置電路可以參考相關的文獻，在此不再贅述。

圖4 放電回路Fig.4 Discharge circuit

2.6 控制電路

控制電路包括兩個功能：控制輸出電壓幅度相位和控制定時器模塊。

控制輸出電壓幅度通過改變圖3中參考電平來實現(xiàn)，控制輸出電壓相位通過改變圖4中A、B位置來實現(xiàn)。

控制定時器包括兩個部分：一個是控制定時器觸發(fā)時刻，通過按鍵發(fā)放上升沿來實現(xiàn)；還有一個是控制定時器單穩(wěn)態(tài)時間，通過改變LM555的放電電阻來實現(xiàn)，這在前面部分也有提及。

3 結果

3.1 測試環(huán)境

用25歐姆電阻作為刺激儀輸出負載；觀察放電波形時將示波器探頭接在圖4所示的中A、B端口；觀察充電波形時示波器接電容C1兩端。每張圖下方標示有波形時間單位和幅度單位。

3.2 測試結果

圖5 充電曲線Fig.5 Process of charge

圖5是儲能元件充電曲線。從充電開始到第4s這段時間中，電容電壓近似線性增長，達到約24 V；之后2s電容完成了大部分充電過程，達到約29 V；充電過程大約費時10 s達到30 V，符合實驗需要。

圖6顯示了刺激儀輸出最高電壓以及最長脈寬時的放電波形。最高輸出電壓為30 V，各相的最大脈寬約為10 ms?？梢钥吹诫m然負載很大，但是在20 ms放電之后電容的壓降仍然很小。有文獻報告除顫波形衰減慢比衰減快具有更好的除顫效率[11]。注意到一相結束時的電壓絕對值等于二相開始時的電壓絕對值，所以一相電壓高于二相電壓。Ideker等人通過實驗證明，一相電壓高于二相電壓的雙相波具有最低的除顫閾值[12]，從以上兩點觀之，本刺激儀對于研究電刺激對心室纖維顫動的影響是有利的。

圖6 雙相最大脈寬幅度波形Fig.6 Biphasic impulse with maximum width and amplitude

圖7顯示了負相在前正相在后的波形，幅度為16 V；正相的波形脈寬是刺激儀所能允許的最低值0.1 ms。兩相波之間的間隔被固定為0.6 ms。

圖8和圖9分別顯示了16 V幅度的單個正相和負相脈寬，脈寬均為5 ms。

圖9 單負相波Fig.9 Negative monophasic wave

4 討論

4.1 存在的問題

改變輸出電壓需要手動調節(jié)變阻器，可能不能完全適應緊張的動物實驗，以后可以用數(shù)字電位器來改進。

刺激模式單一，需要操作者自行決定發(fā)放刺激時刻。不過在系統(tǒng)中已經預留外部控制信號輸入，可望根據(jù)需要實現(xiàn)實時發(fā)放刺激，而不是手動觸發(fā)，提高刺激效率。

4.2 結論與展望

實驗室測試及動物實驗顯示，本刺激儀能較好地滿足電生理研究的需要。

開發(fā)的程控刺激儀彌補了原先程控刺激儀依賴可靠電源的不足[13]，可望通過兩系統(tǒng)的整合，實現(xiàn)一個更為完善的多道電生理刺激儀，這對復雜電生理的研究工作而言，是非常有利的。

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