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

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。