用于動物實驗的經顱直流刺激儀研制*

黃可馨, 李思穎, 李素素, 楊文娟, 田學隆

(重慶大學 生物工程學院，重慶 400044)

0 引 言

經顱直流電刺激(transcranial direct current stimulation，tDCS)技術是一種以微弱直流電流刺激大腦皮層從而調節神經可塑性的無創腦刺激技術[1]。通過改變皮質神經元的活動及興奮性，tDCS技術能夠誘發腦功能發生變化，因而在醫療和改善認知功能方面正在成為熱點[2]。

在動物實驗中，在刺激實施以及腦電采集過程中，動物常表現出躁動不安等行為，一定程度上阻礙了刺激的有效實施和腦電(electroencephalography,EEG)數據的采集。因此，實驗常在麻醉狀態下進行。但麻醉藥物不僅一定程度的損害動物腦部，而且對腦電信號起抑制作用[3，4]，勢必影響實驗數據的準確性。

針對上述問題，本文提出了一種用于動物實驗的經顱直流電刺激儀。選用超低功耗的微處理器和集成芯片，實現了設備的小型化；利用藍牙無線數據傳輸技術，設計出了一種無線化可穿戴設備。有望實現實驗動物在非麻醉狀態下的tDCS和EEG采集。

1 總體設計

系統的總體設計方案如圖1所示，具體包括上位機和下位機兩部分。上位機部分為在通用計算機上建立的刺激參數控制和腦電采集與分析的軟件系統。下位機為以單片機MSP430F2618為核心控制器件的硬件電路系統，通過單片機實現對電刺激和腦電采集的控制。

2 系統硬件電路設計

硬件電路部分包括主控單片機模塊、壓控恒流源電路模塊、腦電采集模塊、電源管理模塊。系統硬件主要實現2個功能：接收上位機輸入的刺激指令，經數/模(digital/analog,D/A)轉換后實現對壓控恒流源電路輸出電流的控制；通過單片機MSP430F2618實現對芯片ADS1298腦電采集功能的控制，并利用藍牙將EEG數據傳輸至上位機。

圖1 儀器總體結構設計

2.1 主控單片機模塊設計

主控單片機選用超低功耗的處理器MSP430F2618。該處理器通過藍牙接收上位機指令，控制直流電刺激模塊和EEG監測模塊。具體工作示意圖如圖2。

圖2 主控單片機工作框圖

在單片機通用串行通信接口(universal serial communication interface,USCI)通信模塊的通用非同步收發傳輸器(univerisal asynchronous receiver/transmitter,UART)模式下，藍牙將上位機的指令傳輸給單片機，實現對設備的功能切換；單片機判斷接收到的指令，選擇打開或關閉刺激及監測模塊，實現MSP430F2618對采集芯片ADS1298和單片機內部D/A模塊的控制。選擇監測功能后，數據反饋至上位機。

2.1.1 MSP430F2618對刺激模塊控制

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，能夠根據輸入的數值及選擇的參考電壓相應地輸出模擬電壓，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，變換藍牙傳入的目標電流值，即通過計算壓控恒流源電壓與電流的關系函數確定具體的電壓輸出值。

恒流源模塊輸出恒定的刺激電流，通過電極直接作用于實驗動物腦部。tDCS相關實驗參數要求較為嚴格：以常用的大鼠為實驗對象，資料顯示，實驗中的所需的電刺激強度一般不大于600 μA； tDCS實驗所實施的電刺激必須是穩定的直流電流，即通過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。為了實現上述兩點要求，本文選用雙運放恒流源電路，如圖3所示。

圖3 雙運放恒流源電路

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

2.1.2 MSP430F2618對采集芯片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，且內置右腿驅動放大電路，適用于EEG的采集。該芯片高度集成化，滿足本文對儀器小型化的設計需求。本文中，通過MSP430F2618單片機USCI通信模塊的串行外設接口(serial peripheral interface,SPI)通信模式對ADS1298進行控制，獲取EEG數據。單片機工作在中斷方式下，以降低功耗。圖4為MSP430控制ADS1298的具體工作流程。

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圖4 主控單片機控制ADS1298程序流

ADS1298通過配置內部的寄存器設置各參數。在寫入寄存器前先將芯片調整至SDATAC模式，即用SPI通信發送0x11指令到ADS1298的DIN管腳。在寫入寄存器狀態時，串行通信的時鐘線設置為下降沿寫入，避免數值的移位。配置前，寫入配置的寄存器的首地址。配置寄存器的過程中，寫入要配置的個數，以數組形式配置寄存器。

讀取ADS1298采樣值時，進入RDATAC模式，即發送0x10指令到ADS1298的DIN管腳。在該模式下，串行通信的時鐘線調整為上升沿讀取，否則會造成數據的移位。采樣過程中，以DRDY信號作為采樣間隔，上升沿觸發采樣并使用SPI通信時鐘傳輸數據。該過程中，需要注意MSP430F2618內部時鐘分頻后的串行通信的時鐘線與ADS1298輸出引腳DRDY的時間關系。在DRDY的一次采樣間隔里，每個通道會產生24位的數據，再加上表示成功采樣的24位的標志位，8個采集通道一共會產生216位數據；即為了不造成8通道采樣模式下的數據丟失，兩次DRDY跳變間隔里，需要出現216次串行通信輸出時鐘的上升沿跳變。

2.2 電源管理模塊設計

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15 V電路

藍牙、MSP430F2618以及ADS1298要求工作電壓穩定在3.3 V，尤其當電源電壓不穩定時，將直接影響ADS1298的采樣精確度。采用芯片SP6205組成3.3 V穩壓電路，如圖6所示。

圖6 3.7 V轉3.3 V電路

3 系統軟件設計

系統軟件部分為利用LabVIEW[5]平臺搭建的用戶操作界面，包括刺激控制模塊、采集模塊和信號分析3個部分。通過設置刺激電流大小和刺激時間長短來實現對下位機刺激功能的控制；通過采集顯示界面觀察并存儲采集到的EEG信號；經信號處理后，得到EEG分析結果，并顯示結果。

為了實現無線通信，下位機與上位機之間的數據傳輸選擇藍牙通信方式，而在與上位機進行通信時，通過“藍牙轉串口”軟件式巧妙地避開了對上位機藍牙驅動的硬性要求，轉換為串口通信方式。在系統界面中，主要包括刺激、采集和分析三大功能模塊，如圖7所示。

圖7 軟件系統界面

4 系統測試

4.1 刺激模塊輸出線性度測試

輸入電壓范圍在0～2.5 V對設備進行了測試，結果如圖8所示。

圖8 輸出電流與輸入電壓關系

實驗證明，輸入的電壓與輸出的電流具有較好的線性度。通過MATLAB擬合，誤差為2.43 %。

4.2 刺激模塊恒流特性測試

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，測量電阻器兩端的電壓并計算出經過電阻器的電流值，測試恒流源模塊的恒流效果，結果如圖9。

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

4.3 監測模塊功能測試

如圖10所示，同時結合MATLAB和LabVIEW，得到了腦電波在時域和頻域的波形分布。結果如圖10所示。

圖10 腦電監測示例

左側5個波形(編號為①～⑤)由上到下分別為重構腦電信號、σ波、θ波、α波和β波。編號⑥區域顯示輸入信號的頻譜，可知在50 Hz附件有較大能量的信號出現，在其倍頻100 Hz處亦有能量波動。總體噪聲能量大幅超過目標信號。編號⑦區域為重構腦電信號的頻譜， 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。編號⑧區域中為腦電4個節律占據信號能量的百分比。本文數據為σ=33.30 %，θ=14.10 %，α=14.27 %，β=38.33 %。

5 結束語

提出了一種用于動物實驗的可穿戴式經顱直流刺激儀的設計方案。選用超低功耗的微處理器MSP430F2618及集成芯片ADS1298以縮小設備體積，降低功耗，實現設備的小型化。應用本儀器后，有望在非麻醉狀態下實現tDCS動物實驗和EEG采集。