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    用于動(dòng)物實(shí)驗(yàn)的經(jīng)顱直流刺激儀研制*

    2018-08-03 03:14:18黃可馨李思穎李素素楊文娟田學(xué)隆
    傳感器與微系統(tǒng) 2018年8期
    關(guān)鍵詞:恒流源腦電藍(lán)牙

    黃可馨, 李思穎, 李素素, 楊文娟, 田學(xué)隆

    (重慶大學(xué) 生物工程學(xué)院,重慶 400044)

    0 引 言

    經(jīng)顱直流電刺激(transcranial direct current stimulation,tDCS)技術(shù)是一種以微弱直流電流刺激大腦皮層從而調(diào)節(jié)神經(jīng)可塑性的無(wú)創(chuàng)腦刺激技術(shù)[1]。通過(guò)改變皮質(zhì)神經(jīng)元的活動(dòng)及興奮性,tDCS技術(shù)能夠誘發(fā)腦功能發(fā)生變化,因而在醫(yī)療和改善認(rèn)知功能方面正在成為熱點(diǎn)[2]。

    在動(dòng)物實(shí)驗(yàn)中,在刺激實(shí)施以及腦電采集過(guò)程中,動(dòng)物常表現(xiàn)出躁動(dòng)不安等行為,一定程度上阻礙了刺激的有效實(shí)施和腦電(electroencephalography,EEG)數(shù)據(jù)的采集。因此,實(shí)驗(yàn)常在麻醉狀態(tài)下進(jìn)行。但麻醉藥物不僅一定程度的損害動(dòng)物腦部,而且對(duì)腦電信號(hào)起抑制作用[3,4],勢(shì)必影響實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)的準(zhǔn)確性。

    針對(duì)上述問(wèn)題,本文提出了一種用于動(dòng)物實(shí)驗(yàn)的經(jīng)顱直流電刺激儀。選用超低功耗的微處理器和集成芯片,實(shí)現(xiàn)了設(shè)備的小型化;利用藍(lán)牙無(wú)線數(shù)據(jù)傳輸技術(shù),設(shè)計(jì)出了一種無(wú)線化可穿戴設(shè)備。有望實(shí)現(xiàn)實(shí)驗(yàn)動(dòng)物在非麻醉狀態(tài)下的tDCS和EEG采集。

    1 總體設(shè)計(jì)

    系統(tǒng)的總體設(shè)計(jì)方案如圖1所示,具體包括上位機(jī)和下位機(jī)兩部分。上位機(jī)部分為在通用計(jì)算機(jī)上建立的刺激參數(shù)控制和腦電采集與分析的軟件系統(tǒng)。下位機(jī)為以單片機(jī)MSP430F2618為核心控制器件的硬件電路系統(tǒng),通過(guò)單片機(jī)實(shí)現(xiàn)對(duì)電刺激和腦電采集的控制。

    2 系統(tǒng)硬件電路設(shè)計(jì)

    硬件電路部分包括主控單片機(jī)模塊、壓控恒流源電路模塊、腦電采集模塊、電源管理模塊。系統(tǒng)硬件主要實(shí)現(xiàn)2個(gè)功能:接收上位機(jī)輸入的刺激指令,經(jīng)數(shù)/模(digital/analog,D/A)轉(zhuǎn)換后實(shí)現(xiàn)對(duì)壓控恒流源電路輸出電流的控制;通過(guò)單片機(jī)MSP430F2618實(shí)現(xiàn)對(duì)芯片ADS1298腦電采集功能的控制,并利用藍(lán)牙將EEG數(shù)據(jù)傳輸至上位機(jī)。

    圖1 儀器總體結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)

    2.1 主控單片機(jī)模塊設(shè)計(jì)

    主控單片機(jī)選用超低功耗的處理器MSP430F2618。該處理器通過(guò)藍(lán)牙接收上位機(jī)指令,控制直流電刺激模塊和EEG監(jiān)測(cè)模塊。具體工作示意圖如圖2。

    圖2 主控單片機(jī)工作框圖

    在單片機(jī)通用串行通信接口(universal serial communication interface,USCI)通信模塊的通用非同步收發(fā)傳輸器(univerisal asynchronous receiver/transmitter,UART)模式下,藍(lán)牙將上位機(jī)的指令傳輸給單片機(jī),實(shí)現(xiàn)對(duì)設(shè)備的功能切換;單片機(jī)判斷接收到的指令,選擇打開(kāi)或關(guān)閉刺激及監(jiān)測(cè)模塊,實(shí)現(xiàn)MSP430F2618對(duì)采集芯片ADS1298和單片機(jī)內(nèi)部D/A模塊的控制。選擇監(jiān)測(cè)功能后,數(shù)據(jù)反饋至上位機(jī)。

    2.1.1 MSP430F2618對(duì)刺激模塊控制

    刺激電路的恒流源部分選用壓控恒流源,由MSP430F2618的D/A模塊控制,能夠根據(jù)輸入的數(shù)值及選擇的參考電壓相應(yīng)地輸出模擬電壓,從而控制恒流源電路的刺激電流大小。在控制D/A模塊的輸出電壓值時(shí),變換藍(lán)牙傳入的目標(biāo)電流值,即通過(guò)計(jì)算壓控恒流源電壓與電流的關(guān)系函數(shù)確定具體的電壓輸出值。

    恒流源模塊輸出恒定的刺激電流,通過(guò)電極直接作用于實(shí)驗(yàn)動(dòng)物腦部。tDCS相關(guān)實(shí)驗(yàn)參數(shù)要求較為嚴(yán)格:以常用的大鼠為實(shí)驗(yàn)對(duì)象,資料顯示,實(shí)驗(yàn)中的所需的電刺激強(qiáng)度一般不大于600 μA; tDCS實(shí)驗(yàn)所實(shí)施的電刺激必須是穩(wěn)定的直流電流,即通過(guò)恒流模塊的電流刺激值不能隨大鼠腦組織阻抗的改變而改變。為了實(shí)現(xiàn)上述兩點(diǎn)要求,本文選用雙運(yùn)放恒流源電路,如圖3所示。

    圖3 雙運(yùn)放恒流源電路

    圖3中的放大器工作在線性區(qū)域,電路的輸入電壓與輸出電流呈線性關(guān)系。本文刺激儀要求的精度較高,為了實(shí)際電路中避免偏置電流對(duì)輸出電流的影響,選擇R15=R19,R13=R21。

    2.1.2 MSP430F2618對(duì)采集芯片ADS1298的控制

    ADS1298為8通道24位模擬前端,具有低功耗、低噪聲的特點(diǎn),且內(nèi)置右腿驅(qū)動(dòng)放大電路,適用于EEG的采集。該芯片高度集成化,滿足本文對(duì)儀器小型化的設(shè)計(jì)需求。本文中,通過(guò)MSP430F2618單片機(jī)USCI通信模塊的串行外設(shè)接口(serial peripheral interface,SPI)通信模式對(duì)ADS1298進(jìn)行控制,獲取EEG數(shù)據(jù)。單片機(jī)工作在中斷方式下,以降低功耗。圖4為MSP430控制ADS1298的具體工作流程。

    某天下午,我終于找到了和她拉呱兒的機(jī)會(huì)。珊德拉夫人托著咖啡杯盞走到我的桌邊,頷首問(wèn),我可以坐在這里嗎?

    圖4 主控單片機(jī)控制ADS1298程序流

    ADS1298通過(guò)配置內(nèi)部的寄存器設(shè)置各參數(shù)。在寫(xiě)入寄存器前先將芯片調(diào)整至SDATAC模式,即用SPI通信發(fā)送0x11指令到ADS1298的DIN管腳。在寫(xiě)入寄存器狀態(tài)時(shí),串行通信的時(shí)鐘線設(shè)置為下降沿寫(xiě)入,避免數(shù)值的移位。配置前,寫(xiě)入配置的寄存器的首地址。配置寄存器的過(guò)程中,寫(xiě)入要配置的個(gè)數(shù),以數(shù)組形式配置寄存器。

    讀取ADS1298采樣值時(shí),進(jìn)入RDATAC模式,即發(fā)送0x10指令到ADS1298的DIN管腳。在該模式下,串行通信的時(shí)鐘線調(diào)整為上升沿讀取,否則會(huì)造成數(shù)據(jù)的移位。采樣過(guò)程中,以DRDY信號(hào)作為采樣間隔,上升沿觸發(fā)采樣并使用SPI通信時(shí)鐘傳輸數(shù)據(jù)。該過(guò)程中,需要注意MSP430F2618內(nèi)部時(shí)鐘分頻后的串行通信的時(shí)鐘線與ADS1298輸出引腳DRDY的時(shí)間關(guān)系。在DRDY的一次采樣間隔里,每個(gè)通道會(huì)產(chǎn)生24位的數(shù)據(jù),再加上表示成功采樣的24位的標(biāo)志位,8個(gè)采集通道一共會(huì)產(chǎn)生216位數(shù)據(jù);即為了不造成8通道采樣模式下的數(shù)據(jù)丟失,兩次DRDY跳變間隔里,需要出現(xiàn)216次串行通信輸出時(shí)鐘的上升沿跳變。

    2.2 電源管理模塊設(shè)計(jì)

    選取3.7 V鋰電池作為儀器供電電源。在電路中,需要的工作電壓為3.3 V和15 V。

    15 V電壓源為恒流刺激電路提供工作電壓,文中選用MCP1651作為升壓控制器,如圖5所示。

    圖5 3.7 V轉(zhuǎn)15 V電路

    藍(lán)牙、MSP430F2618以及ADS1298要求工作電壓穩(wěn)定在3.3 V,尤其當(dāng)電源電壓不穩(wěn)定時(shí),將直接影響ADS1298的采樣精確度。采用芯片SP6205組成3.3 V穩(wěn)壓電路,如圖6所示。

    圖6 3.7 V轉(zhuǎn)3.3 V電路

    3 系統(tǒng)軟件設(shè)計(jì)

    系統(tǒng)軟件部分為利用LabVIEW[5]平臺(tái)搭建的用戶操作界面,包括刺激控制模塊、采集模塊和信號(hào)分析3個(gè)部分。通過(guò)設(shè)置刺激電流大小和刺激時(shí)間長(zhǎng)短來(lái)實(shí)現(xiàn)對(duì)下位機(jī)刺激功能的控制;通過(guò)采集顯示界面觀察并存儲(chǔ)采集到的EEG信號(hào);經(jīng)信號(hào)處理后,得到EEG分析結(jié)果,并顯示結(jié)果。

    為了實(shí)現(xiàn)無(wú)線通信,下位機(jī)與上位機(jī)之間的數(shù)據(jù)傳輸選擇藍(lán)牙通信方式,而在與上位機(jī)進(jìn)行通信時(shí),通過(guò)“藍(lán)牙轉(zhuǎn)串口”軟件式巧妙地避開(kāi)了對(duì)上位機(jī)藍(lán)牙驅(qū)動(dòng)的硬性要求,轉(zhuǎn)換為串口通信方式。在系統(tǒng)界面中,主要包括刺激、采集和分析三大功能模塊,如圖7所示。

    圖7 軟件系統(tǒng)界面

    4 系統(tǒng)測(cè)試

    4.1 刺激模塊輸出線性度測(cè)試

    輸入電壓范圍在0~2.5 V對(duì)設(shè)備進(jìn)行了測(cè)試,結(jié)果如圖8所示。

    圖8 輸出電流與輸入電壓關(guān)系

    實(shí)驗(yàn)證明,輸入的電壓與輸出的電流具有較好的線性度。通過(guò)MATLAB擬合,誤差為2.43 %。

    4.2 刺激模塊恒流特性測(cè)試

    在直流刺激模式下,選取不同阻值的電阻器RL1加載在刺激電極之間,測(cè)量電阻器兩端的電壓并計(jì)算出經(jīng)過(guò)電阻器的電流值,測(cè)試恒流源模塊的恒流效果,結(jié)果如圖9。

    可知,在調(diào)整恒定電流值為580 μA時(shí),負(fù)載阻值在0~12 kΩ時(shí),刺激儀的輸出電流恒流效果很好。

    4.3 監(jiān)測(cè)模塊功能測(cè)試

    如圖10所示,同時(shí)結(jié)合MATLAB和LabVIEW,得到了腦電波在時(shí)域和頻域的波形分布。結(jié)果如圖10所示。

    圖10 腦電監(jiān)測(cè)示例

    左側(cè)5個(gè)波形(編號(hào)為①~⑤)由上到下分別為重構(gòu)腦電信號(hào)、σ波、θ波、α波和β波。編號(hào)⑥區(qū)域顯示輸入信號(hào)的頻譜,可知在50 Hz附件有較大能量的信號(hào)出現(xiàn),在其倍頻100 Hz處亦有能量波動(dòng)??傮w噪聲能量大幅超過(guò)目標(biāo)信號(hào)。編號(hào)⑦區(qū)域?yàn)橹貥?gòu)腦電信號(hào)的頻譜, 50 Hz和100 Hz附近的能量消失,而低頻部分0~30 Hz部分的能量得以保留,可知成功濾除噪聲,得到較為干凈的腦電信號(hào)。編號(hào)⑧區(qū)域中為腦電4個(gè)節(jié)律占據(jù)信號(hào)能量的百分比。本文數(shù)據(jù)為σ=33.30 %,θ=14.10 %,α=14.27 %,β=38.33 %。

    5 結(jié)束語(yǔ)

    提出了一種用于動(dòng)物實(shí)驗(yàn)的可穿戴式經(jīng)顱直流刺激儀的設(shè)計(jì)方案。選用超低功耗的微處理器MSP430F2618及集成芯片ADS1298以縮小設(shè)備體積,降低功耗,實(shí)現(xiàn)設(shè)備的小型化。應(yīng)用本儀器后,有望在非麻醉狀態(tài)下實(shí)現(xiàn)tDCS動(dòng)物實(shí)驗(yàn)和EEG采集。

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