摘要：开发出一套植入式多通道神经电刺激系统，通过刺激大鼠脑部一些特定区域可实现对大鼠的运动控制．该系统包括远程控制指令发射装置和植入式神经刺激系统两部分．远程发射装置主要包括控制界面(P C机或笔记本电脑上用v c++实现)和无线发射器(用C C 2 4 3 0实现)两部分．植入式神经刺激系统主要包括：无线接收器、脉宽调制到模拟信号转换电路(P WMA C)、压控恒流源以及多路模拟开关．植入式神经电刺激系统采用无线射频单

片机C C 2 4 3 0作为微控制单元(Mc u)，将单片机和无线通信模块集成到一片芯片上，大大减小了体积和重量，体积为2 0 m mx 2 5 m mx 3 m m，质量为7 g(含可充电锂电池3 g)，可稳定工作3小时．脉宽调制到模拟信号转换电路可使不带数模转换(D A C)功能的单片机C C 2 4 3 0也能产生可调电压信号，这些电压信号输入到压控恒流源就可以产生可控的恒流源信号，而可控的恒流源信号经过多路模拟开关电路则可以生成用于神经刺激的可控的双相恒流源信号．大鼠内侧前脑束(MF B)区单侧和第一躯体感觉皮质桶状区(S 1 B F)左右双侧被选中作为实验中的刺激神经位点，每个神经位点植入一对电极．每对电极作为一个通道与神经刺激系统相连，因此可以通过远程控制指令发射装置实时调节每个通道的电流刺激参数．实验结果表明：合适的电流刺激大鼠的内侧前脑束区可以实现对大鼠的虚拟奖励使之向前行走，合适的电流刺激第一躯体感觉皮质桶状区可以实现对大鼠左转和右转控制．

    关键词：生物机器人；植入式神经电刺激；双相恒流源

1引言(I n t r o d u c t i o n)

    生物机器人将动物作为运动本体，因此在能源供给、运动灵活性、机动性等方面较传统机器人具有更明显的优势．近年来相关的研究成果引起了国内外学者的极大关注．1 9 9 7年日本东京大学S h i m o y a m a教授给蟑螂装上电子背包，通过适当的刺激，可使蟑螂根据指令向左转或向右转[1】．2 0 0 2年，(N a t u r e)杂志报道了美国纽约州立大学医学中心C h a p i n教授将电极植入大鼠的不同脑区并给予适当的刺激，使实验动物大致可按照人所设定的路线行走[2】．2 0 0 6年，美国波士顿大学B r o w n教授将电极植入鲨鱼大脑，利用植入鲨鱼体内的微型芯片，控制它在水中游动的方向[3】_2 0 0 4年以来，X u等[4]和王勇等【]分别用无线遥控电刺激系统代替有线连接方式来实现电刺激信号的传递，使得动物可在自由活动状态下进行实验．2 0 0 6年9月，山东科技学苏学成教授成功研发世界首例“机器人鸟”，将刺激电极植入鸽子脑内，能够控制鸽子转弯、沿着预期路线行走和强迫起飞．2 0 0 7年浙江大学郑筱祥教授研发出大鼠导航训练系统_6】_2 0 0 8年南京航空航天大学戴振东教授研发出“壁虎机器人”[7]．目前，生物机器人的行为训练主要通过电脉冲刺激脑内特

定的部位来实现，如内侧前脑束[8-9】、体觉皮层[o】等，从而控制动物行为，使其能代替人类或传统机器人在复杂的环境下完成一些很难或者是不能完成的任务．

    本文研制了多通道植入式神经电刺激系统，该系统具有如下特点：(1)P WM经过整形后参数更加精准；(2)设计了利用P WM实现D A C的电路，并在该电路后串联双运放压控恒流源电路从而研制出幅值可调的恒流源；(3)采用MC U控制模拟开关切换产生双相电流，利用这一方法，整个系统只需单极供电，解决了以往双相脉冲电流需要负电源供电的问题；(4)采用无线射频单片机，将MC U和无线通信单元集成到1个芯片上，进一步减小刺激器的体积和重量．

    将研制的多通道植入式神经电刺激系统应用于实验大鼠，实验结果表明：该系统具有刺激定位准确、功耗低、创伤小以及工作时间长等突出优点．

2系统原理(S y s t e m p r i n c i p l e)

    系统工作原理如图1所示．上位机采用V C++6．0编制，通过P C机R S 2 3 2串口与发射模块通信，发射模块是C C 2 4 3 0．下位机由电源电路、C C 2 4 3 0单片机、P WM整形电路、R C滤波电路、压控恒流源电路以及多路模拟开关组成．C C 2 4 3 0单片机I／O口产生P WM波形，经过整形输出理想的P WM波形，该波形经过二阶R C低通滤波网络后输出为电压信号(V D A C)，电压信号经过运算放大器后生成压控恒流源(I D A C)，通过对运放做合适的电阻匹配可以实现令输出电流大小与负载电阻无关，并且经过多路模拟开关切换可以实现对大鼠脑区的正负恒流脉冲刺激．

3系统设计(S y s t e m d e s i g n)

3．1电源电路设计

    生物机器人研究中，电源供电一直是个很大的问题．因大鼠体积较小，不能承受重量比较大的电池，故采用可充放电锂电池供电，该电池充满电时电压为4．2 V，由于锂电池在使用过程中输出电压会下降，因此需要加稳压芯片才能保证输出电稳定在3-3 V．假定负载为1 0 0 k Q，最大所需电流为2 0 0 A，负载两端则会产生最大2 0 v的压降，同时由于模拟开关的传输特性，传输的电压不能超过供电电压，所以要选择供电电压大于2 0 V的模拟

开关和大于2 0 V的单端供电运放．综合考虑上述参数，稳压芯片采用T P S 7 1 3 3 4，在芯片工作时，输入电压的范围为2．5 V～4．2 V，输出电压可以稳定在3．3 V，且最大可以输出2 5 0 m A的电流；升压芯片采用L T 3 4 7 3，该电源芯片具有使能端口，单片可以控制其使能，同时配置反馈电阻的阻值来实现+2 5 V的电压和8 0 m A的电流输出．电源具体电路可以参考T P S 7 1 3 3 4和L T 3 4 7 3的参数表．

3．2应用P WM实现D A C电路的理论分析

    P WM波形是一种周期一定、占空比可调的方波信号，图2是电路中经常用到的P WM波形．该P WM的高低电平分别为和，理想情况下=0，但是实际应用中V L一般不为0，这往往是应用中产生误差的一个主要原因．P WM波形可以用分段函数表示：

)

从式(2)可以看出，P WM波形由直流分量、基波分量以及高次谐波分量组成，直流分量与n呈线性关系，随着n从0变化到J 7 v，直流分量从变化到．如果能将式(2)中直流分量以外的谐波分量过滤掉，则可以得到从P W M波到电压输出D A C转换，P WM波形可以通过二阶低通滤波器进行调解得到稳定电压，式(2)中第2项的幅度和相角与n有关，如果能将一次谐波滤掉，那么高次谐波就基本不存在了．

3．3 P W M波形实现D A C的电路设计

    根据图1的结构，P WM波形可以直接从C C 2 4 3 0的引脚输出，由于C C 2 4 3 0采用+3．3 v供电，通过控制开关型三极管的通断就可以实现P WM波的整形，无需外加基准电压，整形后的P WM波通过二阶的R C低通滤波器就可以得到D A C输出电压．R和C可以根据式(2)的基波频率来选择．单片机驱动能力较差，要外加上拉电阻实现对后级电路的驱动．

    图3 P WM波形到D A C实现电路M波驱动三极管Q1的基极，Q l按照P WM占空比进行开关，Q 1为开关型三极管2 N 4 4 0 1，B点可以得到理想的P WM波形，即=+3．3 V，，=0 V．经过二阶R C滤波电路后，C点可以得到稳定的电压输出．运算放大器采用4路运放L M2 9 0 2中的一路，以电压跟随方式工作就可以实现D A C电压输出．一i阶低通滤波器的上限截止频率为f o=而V．．J I，根据图中R和C的值可以得到上限截止频率为=5．8 9 H z．

3．4压控恒流源的实现

    设计的双运放压控恒流源如图4所示．经过模拟开关的切换后实现4路输出，实际应用中将3路植入大鼠脑内，剩余1路为冗余．为了减小体积和降低功耗，选用4路运放，这样用1片运放就可以实现压控恒流源．

     图4所示电路中，A 2为差动电压放大器，A 3为电压跟随器．根据运放“虚短”和“虚断”原理[1 2]，选择电阻5 R 8=R 9 R 6，即可得

其中负号表示电流方向．通过式(3)可以看出电流大小与负载无关，且线性可调．

3．5正负恒流脉冲电路设计

    相关研究证实电荷的积累会使动物神经组织产生永久性损伤，因此可采用对称的双极刺激脉冲以使动物神经组织所获的总电荷为零_1 3]来减小刺激脉冲对神经组织的损坏，但传统的双极性脉冲需要正负电源来实现．在本文中，采用模拟多路开关来实现对大鼠脑区的双极性电刺激．图5为采用模拟开关MA X 3 3 3 A和MA X 4 5 3 4来实现正负脉冲和通道选择功能．

    图5中，R L 1～R L A模拟神经核团，MA x 3 3 3 A的I N A管脚连接C C 2 4 3 0的I／O口对MA x 3 3 3 A进行切换控制，N O1、N O 2为常开端，N C 1、N C 2为常闭端，C O M1、C O M2为公共端．根据MA X 3 3 3 A的参数表，当I N A为低电平时，N C 1、N C 2接通，此时电流由C O M 1进入模拟开关，假设MA X 4 5 3 4中的S 1选通，则流过负载的电流方向是由D到E；当I N A为高电平时，N O 1、N O 2接通，此时电流方向变为由E到D，从而实现对负载的正负脉冲．由于MA X 3 3 3 A的切换速度在纳秒级，且时序上I D A C的脉宽是I N A脉宽的2倍，可以满足切换速度要求并实现正负脉冲．

3．6系统软件设计

    通过调用V C++6．0中的按钮、静态文本、编辑框、组合框等控件来实现上位机界面制作．设定串口通信的波特率为9 6 0 0，P C机控制界面主要功能包括设置刺激占空比、刺激脉冲周期、电流幅值、频率和脉冲个数等．下位机软件部分采用c语言编写，编译后下载到C C 2 4 3 0单片机中．上位机控制界面和C C 2 4 3 0程序流程如图6(a)和(b)所示．4手术方法及实验(S u r g e r y me t h o d a n d e x．p e r i me n t)

4．1刺激电极的制作

     刺激电极采用了0．8×3 0 T WL B注射器针头和0．1 9 m m漆包线，针头截取长度大约为1．5 c m(如果核团深度较浅可以适当减小针头长度)以方便脑立体定位仪夹持．将两根漆包线并行穿过两端打磨后的注射器针头，其中一端漆包线大约露出0．5 n 3 1 T l，保证2根漆包线的前端未短路；另外一端露出的两根漆包线分别焊接在1．2 7 i i l i n的母接线槽中，以便和外部刺激电路连接，用热熔胶固定焊点防止焊接部分断开．

4．2核团位置选择

    实验采用S P F级雄性大鼠，体重2 5 0 g～3 0 0 g，手术前用9％水合氯醛(4 0 m g／k g，腹腔注射)对其进行麻醉，麻醉后固定于脑立体定位仪上(A蓝星_B／S型，国产)，切开表皮使其颅骨完全暴露，去除骨膜后用适量的3％双氧水或乙醚擦拭颅骨以去除表面油脂【l 5]，核团选取内侧前脑束(MF B，前线位置A P=一1．8，旁开距离ML=+2．0，深度D V=8．0){1 6】，和左、右两侧第一躯体感觉皮质桶

状区(S 1 B F，A P=1．0，ML=士2．2，D V=2．5)．在上述3个位点用高速颅钻钻直径0．9 m i i 1的孔．使用脑立体定位仪缓慢进给至所刺激核团，当确定好电极深度后用牙科水泥将电极牢固固定于颅骨表面．7天后观察大鼠如果能够正常摄食、饮水，即可用于训练实验．

4．3实验过程

     图7为部分实验过程，整个实验持续约3 0 m i n．实验前用尼龙搭扣将刺激器固定在大鼠背上，按照电路设计中定义的通道将引线端子插入大鼠脑外的1．2 7 I T l m母接线槽中．实验时通过上位机界面将控制参数发射出来，当刺激器接收到控制参数后红色L E D灯会闪烁．在给定的参数刺激下，首先进行大鼠“左转”训练，上位机界面发出指令选通右侧

S 1 B F区，如果大鼠左转正确，通过上位机界面通道选择切换到MF B区，使得大鼠产生兴奋向前行走；接着进行“右转”训练，通过上位机界面切换到左侧S 1 B F区，大鼠右转．

    实验过程中电源芯片T P S 7 1 3 3 4功耗电流为2 9 0 A，L T 3 4 7 3功耗电流为1 0 0 A，C C 2 4 3 0接收状态下的功耗电流为2 7 m A，模拟开关MA X 3 3 3 A和MA X 4 5 3 4功耗电流可以忽略不计，运放L M2 9 0 2功耗电流为1．4 m A，刺激器输出最大电流2 0 0 u A，

整个刺激器最大功耗电流近似3 0 m A．由1 2 0 mA h的锂电池供电足够系统工作3 h．

5实验结果分析(A n a l y s i s o n e x p e r i me n t r es u i t s)

5．1刺激脉冲的参数对控制效果的影响

     上位机设定具体参数如图6(a)所示，为了进一步提高接收端的数据精度，在此设定为单向刺激占空比，实际接收端单片机中作乘法运算后输出结为双向刺激占空比．刺激脉冲周期为1 0 ms，双向刺激脉冲个数为l 0个，刺激串周期为1 0 0 0 m s，刺激电流为1 0 0 u A，刺激串个数为l 0个．在实验中发现对于不同的大鼠个体，达到较好控制效果所需的控制参数也是不一样的，控制效果最显著的参数是刺激电流幅值大小．采用上述手术方法对8只大鼠进行手术并实验，发现其中7只大鼠可以通过电刺激实现运动控制．每只大鼠大约持续实验1 0 mi n，休息1 0 m i n，重复实验经过半个小时可以达到理想效果．随着时间的推移，植入脑内的电极也不会受到腐蚀而失去刺激作用，初次训练1 5天后再次施加电信号发现大鼠也能够按照预订的路线行走，8只大鼠中的5只做直行、转向的运动达到9 0％的准确率．如果再加大刺激电流大鼠会产生侧翻动作．通过实验还发现占空比、脉冲个数也是影响因素．

5．2刺激器图片及波形采集

    图8为刺激器和锂电池照片实物图．图片中左侧为刺激器实物图片，体积为2 0 i i l m>(2 5 m m× m m，质量为4 g；右侧为1 2 0 mA h锂电池实物图，体积为1 0 m m×3 0 I I l l I 1)<3 m l T l，质量为3 g．

    图9为刺激电流为1 0 0 A时的波形，取样电阻为7．5 k Q，从示波器可以读出幅值、周期、占空比等参数．从该图中可见电流脉冲双向对称，且各项参数与上位机设定相符合．

6总结与展望(S u mma r y a n d p r o s p e c t s)

    已有的恒压源刺激方法仅能调节脉冲占空比和脉冲个数，脉冲幅值是不可调节的，只能输出高电平或者低电平恒压信号．因脑神经细胞组织呈现一定的电容性【1 7]，经过一段时间后会对电压刺激不敏感，无法实现生物机器人的运动控制，而恒流源方法不仅可以调节占空比、脉冲个数，还可以调节刺激电流大小来更加精确地控制生物机器人．应P WM实现D A C的电路可以使得不带D A功能的单片机也能产生精准可调电压信号，同时实现了所需

的0～2 0 0 u A线性可调的目的．MC U和无线通信模块集成到一片芯片上，大大减小了体积和重量．通过稳压和升压芯片解决了运放在单电压供电条件下线性工作区较小的问题．MC U控制模拟开关切换产生正负双向电流，也解决了以往正负脉冲所需的负电源供电问题．如果将来需要将该系统用于其它种类的动物身上，如猫、狗等，所需的刺激电流可能

会超过2 0 0 u A，只需调小图5中运放反相端的电阻阻值并更改单片机程序即可．此外，刺激电极的制作与经化学腐蚀后形成绝缘层的电极制作方法相比更简单，成本较低．直接截取漆包线作为电极很难保证其笔直，这样在手术进给过程中容易造成电极插入位置的偏移或者短路．

    本文主要介绍了在生物机器人控制电路设计方面的工作，但若要将该控制系统投入到实际应用还有很多问题需要进一步研究：

    (1)如何进一步减轻重量，缩小体积．

    (2)C C 2 4 3 0芯片发射功率比较小，目前仅能满足实验室2 0 m内的信号覆盖，因此如何提高发射功率，实现大范围的信号覆盖是下一步研究的重点．

    (3)刺激电极的改进．目前选取的MF B和S 1 B F核团直径都比较大，采用O．8×3 0 T WL B注射器针头还不至于破坏整个核团，随着研究的进一步深入，未来可能会发现控制效果更好的其它核团，但是现有的刺激电极直径可能比后发现核团直径大，对该核团造成损坏，使控制失效．如何进一步减小刺激电极的直径以及减少电极埋入过程对大鼠脑内核团的损坏也需要进一步研究．

    (4)目前用于生物机器人的锂电池还是采用传统的有线充电的方式，因此如何实现锂电池无线充电也值得进一步研究．