一种电生理刺激仪的研制

【作 者】郑懿，邬小玫，余建国，方祖祥

复旦大学电子工程系，上海，200433

在研究生物组织对电刺激的反应以及一些疾病的电治疗过程中，需要使用电生理刺激仪。电生理刺激仪的应用领域很广，有的用于神经肌肉功能恢复与重建[1]、[2]，有的用于对实验小白鼠等小型动物的生理机能测试研究[3]，有的用于肌肉松弛检测和诱发电位[4]，还有的用于心脏除颤方式探索[5]。在波形发生方面，有采用DDS合成所需波形[6]，也有基于DAC+DC-DC输出的方式[7]。由于目前临床上使用的刺激仪功能比较固定，有时无法完全满足不同研究的要求，因此我们研制了一款主要用于心脏电生理研究的电刺激仪，具有宽范围输出，可任意调节脉宽和输出相位等的特点。

1 系统结构

1.1 系统框图

如图1所示，该刺激仪主要由储能电容、充/放电回路、检测控制单元、定时器以及电池等组成。充电单元将电池电能存储到储能元件；检测电路监测储能元件电压，当达到目标值时自动向操作者发出提醒信号；充电完成后操作者可通过按键触发定时器并由放电回路输出脉冲，脉冲波形由定时器控制；通过设置控制电路中检测电路的参考电平来控制输出电压幅度。

图1 系统各模块关系图Fig.1 The framework of system

1.2 系统参数

① 电池是一块定制的可充电锂电池，输出的标称值是14.4 V，充足电后的实测值为16.2 V，容量为1500 mAh，可较长时间提供系统能源。

② 储能电容的充电时间最长为10s，最高输出电压为30V，并连续可调。

③ 放电波形可以是双相波，也可以是单相波，且正/负相波的顺序可以随意设定。

④ 脉冲宽度由两个独立的定时器控制，正负两个脉冲之间的间隔也可以任意设置。

2 系统实现

2.1 电源部分

电源电路可提供两组电压：5 V和32 V。5 V电压主要用于定时器芯片和逻辑芯片的工作电压；32V电压用于储能元件的充电所需电压。5V电压产生模块选择了一块LM2576S-5[8]作为主芯片；而充电单元供电模块使用了TI公司的TPS61170[9]，此芯片可以在宽输入电压范围内输出稳定的增压电压，且输出的电压可以根据需要调整。

2.2 充电单元

恒定电压U通过RC电路对电容C充电时，t时刻电容电压u满足：

公式中的R代表充电电阻。

公式两边乘以C并对时间求导可得：

i代表t时刻的充电电流。可以看到当t为0时i的值由充电电压及电阻决定。但是随着时间推移，i以指数速度衰减。考虑到i是由电源芯片提供的，其最大值在100 mA左右[9]，如果使用RC回路充电，为了避免在充电初期充电电流超过允许值，必须限定i在0时刻的电流，造成后期电源芯片的电流提供能力得不到充分利用，从而导致充电效率低下。系统采用了如图2所示的恒流充电电路：图2中V1代表由充电单元提供的电压，一般设定为32 V；图中的充电对象是一个大容量的电解电容C1，即在系统框图中所谓的储能元件，由于在刺激仪输出时所需的电流很大，所以必须有一个电容来提供大电流；而充电控制主要由三极管Q1来实现。

图2 充电模块示意图Fig.2 Congfiguration of charge module

由于稳压管D2的存在，使Q1的射极和基极之间的电压大体恒定，从而在R2上的电流也近似为恒流，从集电极流入的电流也近似为恒流，使C1上的电压呈近似线性增长。调节R2可以改变充电电流大小，可以在实验中视情况确定充电速度。

这种充电方式能最优化地利用电源的电流提供能力；同时充电时间近似和充电电压线性相关，有利于操作者根据电压估计充电时间。

2.3 检测电路

储能元件上的电压可以通过电压计来检测，但是必须考虑到操作者可能无法时刻关注电压计的数值，所以当充电目标值之后，需要通过声/光信号提醒操作者。

如图3所示，V2是电池电压，其值约为14.4 V－16 V；Q2的基极电压由储能元件C1电压分压得到；当C1上的电压不断变大时，Q2的基极电压也不断升高，当其值高于参考电平（即目标电压）加上两个导通压降时，Q3导通，其集电极电压被拉低到接近参考电平的水平；由于参考电平设定为远小于V2，使发光二极管两端存在电位差而发光；同时由于C2的两极板电势不能突变，使得MOS管M1的栅极电压远小于源极电压，从而MOS管导通，蜂鸣器发声；之后C2通过R5缓慢充电(R5通常设定为一个高阻)，直到C2充到一定电压，VGS高于VGS(th)，MOS管截止，蜂鸣器停止发声。当Q2基极电压低于所需值时，Q3截止，LED由于无法形成回路从而熄灭；C2上电荷通过小电阻R6快速释放，为蜂鸣器下次发声做准备。

图3 电压检测电路Fig.3 Circuit of voltage monitoring

2.4 定时器

定时器电路直接使用了LM555 构成的单稳态电路[10]。通过改变放电电阻的阻值来达到控制输出脉宽的目的。

第一定时器的触发源是控制发放刺激的按钮，其输出同时作为第二定时器的触发信号。两个定时器的输出分别控制各自的放电回路。

2.5 放电回路

如图4所示，放电回路主要由两对场效应管组成。由于放电瞬间电流很大，故要求场效应管导通电阻比较低，同时能承受安培级电流，所以P沟道EMOS采用了IRF7240 MOS管，而N沟道EMOS采用了IRF7470 MOS管。

图4中M2和M5管，M3和M4管分别组成一对放电回路。当M2和M5管导通时，电流方向由A向B流；当M3和M4管导通时，电流方向由B向A流，形成双相波。4个MOS管的具体偏置电路可以参考相关的文献，在此不再赘述。

图4 放电回路Fig.4 Discharge circuit

2.6 控制电路

控制电路包括两个功能：控制输出电压幅度相位和控制定时器模块。

控制输出电压幅度通过改变图3中参考电平来实现，控制输出电压相位通过改变图4中A、B位置来实现。

控制定时器包括两个部分：一个是控制定时器触发时刻，通过按键发放上升沿来实现；还有一个是控制定时器单稳态时间，通过改变LM555的放电电阻来实现，这在前面部分也有提及。

3 结果

3.1 测试环境

用25欧姆电阻作为刺激仪输出负载；观察放电波形时将示波器探头接在图4所示的中A、B端口；观察充电波形时示波器接电容C1两端。每张图下方标示有波形时间单位和幅度单位。

3.2 测试结果

图5 充电曲线Fig.5 Process of charge

图5是储能元件充电曲线。从充电开始到第4s这段时间中，电容电压近似线性增长，达到约24 V；之后2s电容完成了大部分充电过程，达到约29 V；充电过程大约费时10 s达到30 V，符合实验需要。

图6显示了刺激仪输出最高电压以及最长脉宽时的放电波形。最高输出电压为30 V，各相的最大脉宽约为10 ms。可以看到虽然负载很大，但是在20 ms放电之后电容的压降仍然很小。有文献报告除颤波形衰减慢比衰减快具有更好的除颤效率[11]。注意到一相结束时的电压绝对值等于二相开始时的电压绝对值，所以一相电压高于二相电压。Ideker等人通过实验证明，一相电压高于二相电压的双相波具有最低的除颤阈值[12]，从以上两点观之，本刺激仪对于研究电刺激对心室纤维颤动的影响是有利的。

图6 双相最大脉宽幅度波形Fig.6 Biphasic impulse with maximum width and amplitude

图7显示了负相在前正相在后的波形，幅度为16 V；正相的波形脉宽是刺激仪所能允许的最低值0.1 ms。两相波之间的间隔被固定为0.6 ms。

图8和图9分别显示了16 V幅度的单个正相和负相脉宽，脉宽均为5 ms。

图9 单负相波Fig.9 Negative monophasic wave

4 讨论

4.1 存在的问题

改变输出电压需要手动调节变阻器，可能不能完全适应紧张的动物实验，以后可以用数字电位器来改进。

刺激模式单一，需要操作者自行决定发放刺激时刻。不过在系统中已经预留外部控制信号输入，可望根据需要实现实时发放刺激，而不是手动触发，提高刺激效率。

4.2 结论与展望

实验室测试及动物实验显示，本刺激仪能较好地满足电生理研究的需要。

开发的程控刺激仪弥补了原先程控刺激仪依赖可靠电源的不足[13]，可望通过两系统的整合，实现一个更为完善的多道电生理刺激仪，这对复杂电生理的研究工作而言，是非常有利的。

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[8] National Semiconductor, LM2575S datasheet.

[9] Texas Instrument, tps61170 datasheet.

[10] National Semiconductor, LM555 datasheet.

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