Недорогая, удобная, самодельная повязка для функциональной спектроскопии в ближней инфракрасной области спектра (DIY-fNIRS)

Корпоративный входВойти / зарегистрироваться

Просмотр PDF

Том 10, октябрь 2021 г., e00204

https://doi.org/10.1016/j.ohx.2021.e00204Get rights and content

Нейромониторинг в естественных условиях вызывает все больший интерес в различных областях исследований включая психологию, экономику и производительность. Среди методов функционального нейромониторинга функциональная спектроскопия ближнего инфракрасного диапазона (fNIRS) хорошо известна благодаря своему потенциалу миниатюризации, хорошему пространственному и временному разрешению и устойчивости к артефактам движения. Исторически сложилось так, что большой размер и высокая стоимость систем fNIRS препятствовали широкому внедрению этой технологии. В этой статье мы описываем первую полностью интегрированную беспроводную систему с оголовьем fNIRS с открытым исходным кодом, состоящую из одного источника с парой светодиодов и четырех детекторов. Для простоты эксплуатации и комфорта система заключена в мягкую, легкую ткань и силиконовый корпус. Также было предоставлено сопутствующее программное обеспечение для сбора данных для компьютеров и смартфонов, а оборудование было проверено с использованием классических задач fNIRS. Эта износостойкая конструкция может быть легко масштабирована для размещения большего количества каналов fNIRS и открывает двери для простого сбора данных fNIRS во время рутинных действий в естественных условиях.

1. Скачать: Скачать изображение с высоким разрешением (184 КБ)
2. Скачать: Скачать полноразмерное изображение

Функциональная ближняя инфракрасная спектроскопия

9003 9003

гемодинамика

. .Д. студентка факультета биомедицинской инженерии Университета Вандербильта. До этого он учился в Техасском университете в Далласе в качестве стипендиата Юджина Макдермотта и получил степень бакалавра и магистра в области биомедицинской инженерии. Он увлечен разработкой простых в использовании и доступных технологий для условий с ограниченными ресурсами и намерен продолжить работу в будущем на стыке исследований и коммерциализации. Его прошлый исследовательский опыт охватывал биосенсоры в местах оказания медицинской помощи, фокусированную ультразвуковую терапию, микробиологию, имплантируемую нейронную стимуляцию и анализ медицинских изображений. Его текущие исследовательские интересы включают разработку устройств и решений на основе компьютерного зрения для недорогой нейровизуализации в естественных условиях.

Одри К. Боуден является научным сотрудником факультета Дороти Дж. Вингфилд Филлипс и адъюнкт-профессором биомедицинской инженерии (BME) и электротехники и компьютерных наук (EECS) в Университете Вандербильта. До этого она работала ассистентом, а затем адъюнкт-профессором электротехники и биоинженерии в Стэнфордском университете. Д-р Боуден получила степень бакалавра электротехники в Принстонском университете, докторскую степень в области электротехники в Университете Дьюка и закончила постдокторскую подготовку по химии и химической биологии в Гарвардском университете. Она является членом SPIE, членом AIMBE, членом OSA и лауреатом многочисленных наград. Ее исследовательские интересы включают биомедицинскую оптику, в частности оптическую когерентную томографию и спектроскопию в ближней инфракрасной области, микрофлюидику и диагностику в местах оказания медицинской помощи.

Фрэнсис Цоу выполнил эту работу в качестве исследователя в Университете Вандербильта. Его исследовательские интересы включают решение реальных проблем с инженерными и научными решениями. Он заинтересован в применении своего образования в области электротехники и биоинженерии для выявления и объединения решений, связанных с междисциплинарной наукой. В этом проекте функциональной ближней инфракрасной спектроскопии (fNIRS) он благодарен за возможность работать с другими авторами этой статьи над разработкой и проверкой автономного, недорогого и практичного прототипа оголовья fNIRS, который потенциально может позволить другим исследователям для сбора данных fNIRS на беспрецедентном уровне. Крупномасштабный сбор данных fNIRS в естественной среде предоставит новый класс больших данных для машинного обучения, чтобы исследовать и открывать новые науки и приложения, которые не только соответствуют его всеобъемлющему интересу, но и конкретно его интересу к искусственному интеллекту, который он активно преследует.

Хади Хоссейни — доцент кафедры психиатрии Стэнфордского университета, директор C-Brain Lab (cbrain. stanford.edu) и член Стэнфордского института неврологии, Исследовательского института здоровья матери и ребенка ( MCHRI) и Био-Х. Он вычислительный нейробиолог с опытом работы в области электротехники. Исследование доктора Хоссейни включает в себя использование передовых методов мультимодальной нейровизуализации и машинного обучения для изучения признаков психических состояний на уровне коннектома и использования этих результатов для разработки неинвазивных персонализированных вмешательств для органического улучшения сетей мозга. Он использует fNIRS уже более десяти лет для изучения функционирования человеческого мозга в естественных условиях и в лечебных учреждениях. Он является MPI в проекте, финансируемом Национальным институтом психического здоровья (NIMH), по разработке и тестированию недорогой носимой системы fNIRS для ежедневного мониторинга функционирования мозга у детей с СДВГ в домашних условиях.

¹

Эти авторы внесли одинаковый вклад в работу.

© 2021 Опубликовано Elsevier Ltd.

Маломощный чрескожный электростимулятор для носимых устройств | Биомедицинская инженерия онлайн

• Исследования
• Открытый доступ
• Опубликовано: 03 октября 2017 г.

• Дэвид Карпул ^1,2 ,
• Грегори К. Коэн ¹ ,
• Гаэтано Д. Гарджуло ORCID: orcid.org/0000-0002-2616-2804 ¹ ,
• André van Schaik ¹ ,
• Sarah McIntyre ^1,3 &
• …
• Paul P. Breen ¹  

Биомедицинская инженерия онлайн том 16 , номер статьи: 118 (2017) Процитировать эту статью

• 3601 Доступ

• 3 Цитаты

• 3 Альтметрика

• Сведения о показателях

Abstract

История вопроса

Периферическая невропатическая десенсибилизация, связанная со старением, диабетом, алкоголизмом и ВИЧ/СПИДом, затрагивает десятки миллионов людей во всем мире, и лечение для улучшения сенсорной функции практически отсутствует. Недавние исследования, в которых применяется незаметная непрерывная вибрация или электрическая стимуляция, продемонстрировали перспективность улучшения чувствительности как у больных, так и у здоровых участников. Этот класс вмешательств оказывает влияние только во время применения, что требует разработки носимого устройства для повседневного использования. Мы представляем схему, которая позволяет реализовать маломощный, недорогой и малый форм-фактор стимулятора тока для непрерывного применения подпороговых токов.

Результаты

Эта схема действует как преобразователь напряжения в ток и была протестирована на преобразование +1 в −1 мА при нагрузке 60 кОм\(Омега\) от постоянного тока до 1 кГц. При нагрузке 60 кОм (Омега) с синусоидой 2 мА от пика до пика 1 кГц схема потребляет менее 21 мА от источника 9 В. Минимальный рабочий ток цепи менее 12 мА. Соответствие напряжения составляет ± 60 В при токе всего 1,02 мА, потребляемом схемой управления током высокого напряжения. Схема была реализована в виде компактной двухслойной печатной платы размером 46 мм × 21 мм, что подчеркивает ее потенциал для использования в носимых на теле устройствах.

Выводы

Насколько нам известно, ни одна конструкция не обеспечивает сравнительно низкую потребляемую мощность при таком соответствии высокому напряжению. Это делает конструкцию уникально подходящей для маломощной чрескожной стимуляции током в носимых устройствах. Рекомендуется дальнейшая разработка схемы привода и приборов.

История вопроса

Периферическая невропатическая десенсибилизация является распространенной проблемой, которая может быть вызвана диабетом, инсультом, алкоголизмом, ВИЧ, старением и многими другими состояниями. По оценкам, от 20 до 30 миллионов человек во всем мире страдают симптоматической диабетической невропатией [1]. Снижение периферической чувствительности считается нормальной частью процесса старения [2]. В Южной Африке около 1,8 миллиона человек страдают периферической невропатией, связанной с ВИЧ [3].

Зависимая от длины полинейропатия, наиболее распространенная форма периферической невропатии, вызывает снижение тактильной чувствительности в первую очередь в конечностях, что резко влияет на качество жизни из-за снижения сенсорной обратной связи и моторного контроля. В настоящее время практически отсутствует лечение, улучшающее периферическую чувствительность у этих групп населения [4].

Класс потенциальных вмешательств с применением незаметной вибрации или электрической стимуляции продемонстрировал перспективность улучшения периферической чувствительности как у людей с периферической невропатией, так и у здоровых участников. Вмешательства применяют сигнал, обычно вибрацию (например, [5]) или электрический ток (например, [6]), либо в целевом месте (например, [7]), либо проксимальнее целевого места (например, [8]). Было показано, что улучшаются различные параметры производительности, такие как тактильная чувствительность, баланс, походка и производительность в ловких задачах [9]. ,10,11]. Вмешательства с подпороговой электростимуляцией также применялись для улучшения равновесия посредством вестибулярной стимуляции (например, [12,13,14,15]).

Вмешательство обычно принимает форму непрерывного сигнала, как правило, белого шума с ограниченным диапазоном частот, который применяется с амплитудой от 60 до 90% порога восприятия. Вмешательства не продемонстрировали способности иметь длительные эффекты после удаления, что требует носимой версии для постоянного использования. Эта методология противоречит предыдущим вмешательствам, в которых применялись надпороговые сигналы в попытке создать длительные эффекты, такие как TENS [16].

Теоретически этот класс вмешательств работает через механизм стохастической фасилитации, при котором потенциалы покоя нижележащих тактильных нервов изменяются сигналом вмешательства и, таким образом, становятся более вероятными для срабатывания в условиях, близких к пороговым [17]. Вторым возможным механизмом может быть усиление синхронизации между шипами, позволяющее легче обнаруживать сигнал либо в дорсальном корневом соединении, либо более центрально [18].

Исследования еще не перешли к экспериментам вне лабораторных условий, но есть возможность начать изучение более долгосрочного применения и адаптировать вмешательства для практических соображений повседневного использования. В то время как в большинстве предыдущих экспериментов изучалось применение вибрационного вмешательства, вариант электрической стимуляции теоретически позволил бы решить меньшее, более дешевое и менее мощное решение.

Два фактора усложняют разработку маломощного стимулятора постоянного тока для применения на людях. Во-первых, для подачи малых токов на большие нагрузки требуется привод тока с очень высоким выходным импедансом. Эту проблему можно решить с помощью усовершенствованного генератора тока Хоуленда [19]. Во-вторых, сама нагрузка, два проводящих электрода, прикрепленных к конечности, имеет очень большую последовательную резистивную составляющую на низких частотах, что требует существенного согласования напряжения для подачи тока в конечность, если требуется произвольный сигнал.

Возможные величины импеданса, подключенного к току-стимулятору, существенно влияют на технические характеристики устройства. Бирлеа и др. провели исследование, в котором изучали участников, носивших электроды в течение семи дней без снятия, и отслеживали изменения импеданса с течением времени [20]. Импеданс, образованный между стимулирующими электродами, был смоделирован как сеть из одного небольшого резистора (r), соединенного последовательно с параллельной комбинацией большого резистора (R) и конденсатора (C) (рис. 1). r обычно составляет порядка 2 k\(\Omega\), и можно считать, что он представляет собой сопротивление самой конечности. R и C обычно составляют порядка 20–60 кОм (\Омега) и 30–600 нФ и представляют соответственно сопротивление и емкость соединения электрода с кожей. Эта модель R, r и C точно соответствует экспериментальным измерениям импеданса различных типов электродов [21]. На высоких частотах и ​​в пульсирующих приложениях C эффективно закорачивает R и, таким образом, r доминирует в импедансе сети. Однако, близко к условиям постоянного тока, C является разомкнутой цепью, а R преобладает, что приводит к высокому импедансу, который требует больших напряжений для достижения желаемых токов. Накачка тока произвольного сигнала должна быть в состоянии управлять нагрузкой в ​​худшем случае 60 кОм\(\Омега\). Чтобы управлять нагрузкой 60 кОм (\ Omega \), требуется 60 В на каждый мА тока, таким образом, требуется всего 120 В для облегчения диапазона от + 1 до — 1 мА.

Эффективное полное сопротивление сети двух электродов, подключенных к придатку человека, приводимому в действие источником тока. r обычно составляет порядка 2 k\(\Omega\), и можно считать, что он грубо представляет сопротивление самой конечности. R и C обычно составляют порядка 20–60 кОм и 30–600 нФ и представляют собой сопротивление и емкость соединения электрода с кожей

Изображение в натуральную величину

Это требование высокого напряжения может быть решается с помощью импульсного повышающего преобразователя для создания источника питания высокого напряжения от батареи и с использованием высоковольтных операционных усилителей в конструкции токового насоса Хоуленда. Однако переключающие преобразователи, в которых часто используются катушки индуктивности, шумны, часто потребляют чрезмерный ток покоя и сложны в реализации, часто не обеспечивая ожидаемого выходного сигнала. Высоковольтные операционные усилители дороги и потребляют большие токи покоя, чем их низковольтные аналоги.

Здесь мы представляем решение этих проблем, специально разработанное для непрерывной подпороговой чрескожной нервной стимуляции.

Схема носимого электростимулятора

Спецификации конструкции

Устройство должно быть достаточно компактным и легким, чтобы его можно было носить в повседневных обстоятельствах. Он должен быть в состоянии работать непрерывно в течение не менее 10 часов без необходимости подзарядки или замены батарей, а также должен быть способен применять электрическую стимуляцию в соответствии с тем, что использовалось в предыдущих исследованиях (например, [22]). 10 часов были выбраны, так как это верхний предел среднего рабочего дня, который позволит исследовать вмешательства на предмет постоянного эффекта в периоды, когда улучшение чувствительности окажет наибольшее влияние на функцию. Следовательно, предлагаемая схема нуждается в следующих атрибутах:

• Способен управлять непрерывным током от + 1 до — 1 мА при наихудших условиях нагрузки.

• Иметь частотный диапазон не менее 0–1 кГц.

• Потребляйте достаточно мало энергии, чтобы обеспечить 10 часов работы на одном заряде аккумулятора без необходимости использования больших громоздких аккумуляторов.

• Состоят из частей с достаточно малыми форм-факторами, чтобы устройство в целом было компактным и практичным.

• Иметь низкую стоимость производства и быть простым в реализации.

Конструкция блока питания высокого напряжения (ВИПСУ)

Полное сопротивление нагрузки в наихудшем случае можно оценить как 60 кОм\(\Омега\) при питании постоянными токами. Это требует напряжения HVPSU не менее от −60 до +60 В с учетом требований к минимальному выходному току от +1 до −1 мА. Представленная ниже конструкция токового насоса с «обратным эталоном» позволяет использовать половину этого напряжения для достижения того же выходного тока, что требует использования HVPSU, способного вырабатывать 60 В под нагрузкой.

Теоретически подойдет любой повышающий преобразователь с достаточно низким током покоя, способный выдавать более 1 мА при напряжении 60 В от аккумуляторных батарей. Конечно, HVPSU должен подавать дополнительный ток для питания последующих цепей.

В нашем проекте используется каскадная серия инверторов напряжения TC962 для построения желаемого HVPSU (рис. 2, 3). Эти инверторы обеспечивают низкий ток покоя, стабильны и эффективны. TC962 представляет собой замену стандартного промышленного инвертора напряжения: ICL7662. Хотя эти два чипа во многом похожи, TC962 имеет меньшее выходное сопротивление, что улучшает работу схемы. Теоретически можно заменить TC962 на ICL7662, если не требуется низкий выходной импеданс.

Схема преобразователя 9–72 В с использованием каскадных инверторов напряжения. Положительная клемма входного источника питания становится выходом высокого напряжения, а самый отрицательный выход инверторов, − 63 В, находится на 72 В ниже положительной клеммы и формирует отрицательный выход источника высокого напряжения. Блоки A, B, C и D представляют собой независимые инверторы напряжения, способные инвертировать максимум 18 В

Полноразмерное изображение

В этом приложении мы использовали батарею 9 В и четыре инвертора для достижения напряжения HVPSU 72 В. Сначала батарея 9 В инвертируется для создания — 9 В с использованием TC962 в его стандартной конфигурации (показано в блоке А рис. 2, 3). Новое общее доступное напряжение 18 В выше шины — 9 В затем инвертируется относительно шины — 9 В для создания — 27 В (показано в блоке B на рис. 2, 3). Общее количество доступных 36 В теперь слишком велико, чтобы подавать его на дополнительный TC962, который допускает входное напряжение только 18 В. Следующий этап инвертирует — 9V-образная шина вокруг самой нижней доступной шины -27 В для создания -45 В (показано в блоке C на рис. 2, 3). Наконец, шина -27 В инвертируется вокруг шины -45 В для получения -63 В (показано в блоке D на рис. 2, 3). Если рассматривать положительную клемму аккумулятора как V+, а максимальное отрицательное напряжение как V−, то теперь всего доступно 72 В (9 В − (− 63 В) = 72 В). Шина −27 В находится посередине между V+ и V− и может действовать как псевдорасщепленная шина 0 В для последующих цепей (9 В − (−27 В) = 36 В).

Пояснительная схема ХВПСУ. Четыре инвертора, U1–U4, преобразуют 9 В от батареи в источник питания 72 В со средним отводом на 36 В. Каждый инвертор принимает разницу между REF и IN в качестве входа и инвертирует ее ниже входа REF. Инверторы могут принимать максимум 18 В в качестве входа. Метки A, B, C и D соответствуют блокам схемы с такими же метками на рис. 2.

Изображение полного размера

Фактическое достигнутое напряжение будет зависеть от тока, потребляемого последующей подкачкой тока, из-за выходного сопротивления HVPSU. Конденсаторы емкостью 22 мкФ, в отличие от стандартной конструкции, использующей конденсаторы емкостью 10 мкФ, использовались во всей конструкции для снижения конечного выходного сопротивления. В каждый каскад также были добавлены защитные диоды для предотвращения входного перенапряжения.

Поскольку выходное напряжение теперь в восемь раз превышает входное, а мощность сохраняется повсюду, ток, потребляемый с выхода HVPSU, будет увеличиваться при отслеживании до батареи. Если от HVPSU потребляется 1 мА, то от батареи будет потребляться 8 мА. Это подчеркивает важность низкого тока покоя в схеме управления током. Это справедливо для любого форсированного HVPSU.

Конструкция источника тока

На рис. 4 показана конструкция высоковольтного токового насоса (HVCP). Дифференциальное входное напряжение, подаваемое на положительный и отрицательный входы OA1 (через дифференциальный фильтр нижних частот, блок A на рис. 4), в разъеме «IN», преобразуется в пропорциональный ток через резистор регулировки усиления RGain. :

$$\begin{aligned} Iload = (Vin_+ — Vin_-) /RGain. \end{aligned}$$

(1)

Этот ток выводится через соединение одного электрода на контакте 1 разъема «OUT» и возвращается на контакт электрода 2 разъема «OUT». OA1 представляет собой дифференциальный усилитель с внутренними резисторами с лазерной подстройкой, так что OA1 и OA3 образуют модифицированную токовую накачку Хоуленда, подробно описанную в [19] (блок B на рис. 4). Дифференциальный фильтр нижних частот добавляется для уменьшения высокочастотных скачков, создаваемых цифровыми контроллерами, потенциально используемыми для управления HVCP.

Схема высоковольтного маломощного чрескожного электростимулятора для носимых устройств. Блок А представляет собой дифференциальный фильтр нижних частот. Блок B представляет собой модифицированный токовый насос Howland. В схеме используются транзисторы начальной загрузки, позволяющие низковольтным дифференциальным усилителям работать при высоком напряжении. Кроме того, добавление инвертирующего усилителя (Блок C), управляющего электродом сравнения, позволяет подавать на нагрузку полное напряжение питания в обоих направлениях, вдвое снижая требования к напряжению питания

Изображение полного размера

Соединение электрода на контакте 2 разъема «OUT» обычно поддерживается на уровне 0 В, или в данном случае HVGND. Поскольку накачка тока не требует обратной связи от этого электрода сравнения, мы можем свободно манипулировать его напряжением для улучшения соответствия. Здесь мы инвертировали положительный управляющий сигнал через OA2 и применили его к электроду сравнения (блок C на рис. 4). Это позволяет прикладывать полное напряжение источника питания к нагрузке как положительно, так и отрицательно, аналогично драйверу двигателя Н-моста. Это вдвое уменьшает максимальное напряжение, требуемое от HVPSU для схемы, чтобы обеспечить желаемый переменный ток через определенную нагрузку. OA2 представляет собой инвертор с единичным коэффициентом усиления.

От T1 до T4 загрузите источники питания операционных усилителей, как описано в [23] и [24]. Шины питания операционных усилителей регулируются схемой по мере необходимости и видят только ту часть напряжения питания, которая им требуется в данный момент, связывая их выходное напряжение с напряжением питания. Это позволяет использовать низковольтные операционные усилители для высоковольтных приложений, просто добавляя недорогие высоковольтные транзисторы (в данном случае транзисторы BC546 и BC556). Подойдут любые транзисторы с достаточными допусками по частоте, коэффициенту усиления по току и напряжению.

Решение с начальной загрузкой создает новую проблему, заключающуюся в том, что входы операционного усилителя теперь могут в любой момент времени выйти далеко за пределы источника питания, даже если дифференциальное входное напряжение может быть небольшим.

Следовательно, и OA1, и OA2 должны быть специализированными дифференциальными усилителями, способными обрабатывать синфазные входы за пределами их шин питания. Существуют различные коммерчески доступные усилители с этой функцией. Здесь мы используем Texas Instruments INA148, который может выдерживать синфазную разницу ± 200 В и потреблять ток покоя всего 260 мкА, что делает его идеальным для этого приложения. Напротив, высоковольтный операционный усилитель, такой как OPA454, работающий до 100 В, потребляет ток покоя 3–4 мА.

OA3 обеспечивает требуемое напряжение обратной связи для HVCP без потребления тока от нагрузки. Крайне важно, чтобы этот операционный усилитель имел высокий входной импеданс, и предпочтительно, чтобы операционный усилитель потреблял низкий ток покоя и имел такие же ограничения по шине питания, что и OA1 (в данном случае OPA244). OA3 не нуждается ни в независимой начальной загрузке, ни в обработке синфазных сигналов за пределами своих шин, поскольку его вход лишь немного отличается от выхода OA1, поэтому OA3 может совместно использовать плавающее питание OA1.

Результаты

Тестовые схемы HVPSU и HVCP были спроектированы как две отдельные печатные платы (PCB), каждая с дополнительными точками измерения напряжения и точками подключения амперметра, включенными в конструкцию. Не было предпринято никаких попыток минимизировать размер этих цепей на этом начальном этапе испытаний, поскольку для определения характеристик требовался легкий доступ к сигналам.

Результаты HVPSU

На рис. 5 показано выходное напряжение HVPSU при подаче 9 В при различном потреблении тока. Текущее потребление и эффективность также наносятся на график. 92 > 0,998\). Импульсные преобразователи производят пульсации напряжения на выходе, которые увеличиваются с увеличением потребляемого тока. Внизу: показывает эффективность схемы по отношению к выходному току. Для малых токов ток покоя схемы преобладает над выходной мощностью. При более высоких токах преобладают потери над эффективным выходным сопротивлением. Также показано, что ток, потребляемый от батареи, возрастает примерно в восемь раз по сравнению с выходным током высокого напряжения в соответствии с теорией. Типичный диапазон рабочих токов последующего HVCP показан заштрихованной областью 9.0003

Изображение полного размера

При подаче 20 мА от HVPSU выходной ток первого инвертора напряжения составляет 80 мА, максимальный номинальный ток для TC962. Схема не тестировалась за пределами этой предельной точки.

HVPSU выдает 71,7 В без нагрузки. Постепенное увеличение токовой нагрузки на HVPSU до 20 мА показало почти линейное снижение напряжения, согласующееся с постоянным выходным сопротивлением 1,470 кОм\(\Омега\).

Результаты HVCP

HVCP, предоставленный HVPSU, был оценен с использованием как резистивной нагрузки 60 кОм (\Omega \) в качестве теста импеданса в наихудшем случае, так и комплексной нагрузки в той же форме, что и на рис. 1, при R = 58 к\(\Омега\), r = 2 к\(\Омега\) и С = 30 нФ. На рис. 6 показаны амплитуда выходного усиления и сдвиг фазы на различных частотах при максимальном возбуждении синусоиды от +1 до –1 мА. Схема также была протестирована с использованием различных простых резистивных нагрузок вплоть до условий короткого замыкания.

Графики относительной амплитуды выходного сигнала и сдвига фазы выходного сигнала на различных частотах. Резистивная нагрузка составила 60 кОм\(\Омега\). Комплексная нагрузка представляла собой резистор 58 кОм с конденсатором 30 нФ параллельно, оба последовательно с резистором 2 кОм (Омега) в конфигурации, показанной на рис. 1. Обе нагрузки были испытаны на постоянная амплитуда возбуждения 2 мА от пика до пика. \(относительный\_выход = 10*\log _{10}(амплитуда/амплитуда\_при\_10\_Гц)\). Выход имел минимальное затухание и фазовую характеристику, особенно на низких частотах

Изображение с полным размером

Схема смогла обеспечить требуемый ток во всем диапазоне частот с незначительным фазовым сдвигом и без ограничения, в соответствии с уравнением. 1 при всех условиях нагрузки.

Потребляемый ток цепи был измерен при различных условиях и показан в таблице 1.

Полноразмерный стол

На рис. 7 показан выходной сигнал OA1, управляющий синусоидальным сигналом 60 В от пика до пика, при этом его шины питания не превышают максимальный номинал для этой микросхемы с разницей в 36 В. Далее показано полное напряжение + 60 и − 60 В, подаваемое на клеммы нагрузки.

Испытательные напряжения HVCP. Кривые демонстрируют: (1) как самозагрузка линий питания OA1 позволяет ему выводить диапазон, выходящий за его обычные пределы, и (2) как инвертирование выходного тока накачки на втором электроде позволяет подавать полные 60 В в двух направлениях электроды. Условия испытаний: размах синусоидального тока 2 мА при нагрузке 60 кОм (\Омега) при частоте 500 Гц

Изображение в полный размер

Две схемы были переработаны в виде единой двухслойной печатной платы малого форм-фактора (рис. 8). В этом проекте использовались самые маленькие доступные версии компонентов пакета, и все контрольные точки были удалены. Окончательный дизайн печатной платы имел размеры 46 мм × 21 мм. Эта схема работала, как и ожидалось, изменение форм-фактора не повлияло на производительность.

Общая стоимость деталей для этой небольшой версии у интернет-магазинов составляет менее 35 долларов США при покупке в небольших количествах.

Обсуждение

HVPSU имел низкую эффективность при токах ниже 0,5 мА, но имел КПД выше 75% при токах от 1,5 до 10 мА. При рассмотрении результатов эффективности важно учитывать ток покоя. Схема потребляет только ток покоя 3,6 мА без нагрузки. Следовательно, при подаче мощности в том же диапазоне мощности покоя последующий расчет КПД будет очень плохим, около 50%. Это улучшается по мере того, как потребляется больше мощности, но достигает пика, когда нагрузка достигает внутреннего импеданса HVPSU.

Перед расчетом эффективности можно вычесть мощность покоя, чтобы получить показатель эффективности преобразования. При этом КПД составляет 100 % без нагрузки и постепенно снижается до 91,7 % при 4 мА и 78 % при 10 мА, а затем следует исходной кривой КПД.

HVPSU показал увеличение пульсаций напряжения при потреблении тока. По мере того, как потребляется больше тока, эти пульсации напряжения будут снижать минимальное гарантированное выходное напряжение HVPSU и, следовательно, соответствие требованиям HVCP. Однако рабочий диапазон последующего HVCP удерживает пульсации напряжения HVPSU ниже 0,5 В, что позволяет HVCP работать без изменений.

HVCP потребляет только 1,02 мА без нагрузки, что намного выше по сравнению с потребляемым током всего одного высоковольтного операционного усилителя. Наихудшее потребление тока 9 В (батарея) в размере 25,9 мА произошло при подаче на нагрузку постоянного тока — 1 мА. Таким образом, для полной схемы потребуется батарея емкостью не менее 260 мАч при 9 В, чтобы работать в течение 10 часов без подзарядки или замены в наихудших условиях. Стандартная батарея 9 В имеет емкость от 300 до 500 мАч. Разделив это значение на потребление тока в наихудшем случае, равное 25,9мА обеспечивает время зарядки 11,6–19,3 ч.

Отклонение выходной амплитуды и фазы на частотах выше 500 Гц для резистивной нагрузки не возникало при испытаниях с малыми нагрузками или сложной нагрузкой, требующей меньших напряжений для управления требуемыми токами. Изменение номиналов стабилизирующих конденсаторов С16 и С18 или номиналов резисторов смещения транзисторов R1-R8 не повлияло на это явление. Эффект, вероятно, вызван самозагрузкой питания операционного усилителя. Это создает очень большие синфазные колебания как для напряжения питания, так и для относительного входного напряжения для OA1 и OA2 в этих условиях. В техническом описании INA148 указано, что как коэффициент ослабления синфазного сигнала, так и коэффициент ослабления источника питания начинают падать, когда эти сигналы приближаются к частоте 1 кГц. Эта проблема вряд ли повлияет на реальные приложения стимуляции, так как импеданс типичной пары кожных электродов быстро падает с частотой. Это означает, что высокочастотные компоненты не будут вызывать эти большие колебания синфазного сигнала.

Было показано, что «перевернутая эталонная» конструкция стабильна и не снижает производительность насоса Howland. Однако при небольших нагрузках ниже 2 k\(\Omega\) могут возникать высокочастотные колебания. Хотя на практике это маловероятно, проблему можно решить, вставив фильтр нижних частот на входе OA2. Эта перевернутая эталонная конфигурация также повышает безопасность схемы, так как максимальное напряжение в устройстве теперь составляет 72 В, а не 144 В, если бы электрод B удерживался на HVGND.

Насколько нам известно, единственный пример стимулятора, разработанного для аналогичного применения, был создан Yamamoto et al. [12, 14, 15]. Мы также сравниваем три беспроводных стимулятора, которые имеют схожие конструктивные ограничения с используемыми здесь [25,26,27]. Несмотря на то, что существует множество различий, вызванных различными потребностями конечного приложения, важно отметить, что эти беспроводные стимуляторы предназначены для пульсирующих приложений. Они гораздо более распространены, но их нельзя использовать для непрерывной стимуляции сигналом, необходимой для подпороговых вмешательств.

Виды сверху и снизу компактной версии маломощного чрескожного токового стимулятора для носимых устройств

Изображение в полный размер

Важно учитывать энергопотребление схем управления, не включенных в нашу конструкцию. Доступно множество подходящих микроконтроллеров, которые не потребляют значительного количества энергии и имеют небольшой форм-фактор. Например, PIC24FJ128GC006 со встроенными ЦАП, АЦП и аналоговой схемой. Этот чип потребляет менее 13 мВт на частоте 8 МГц. Результаты сравнения содержатся в таблице 2. Мы добавили вес и габариты стандартного 9Батарея V (46 г и 48,8 мм × 26 мм × 16,9 мм) соответствует нашей конструкции на рисунках в Таблице 2.

Таблица полного размера дизайн имеет меньший форм-фактор и более высокое соответствие, чем те, с которыми его сравнивают. Потребляемая мощность схемы также выше, чем у конструкций с более высоким соответствием (более 23 В).

Выводы

Здесь мы представили токовый стимулятор, разработанный для решения проблем, связанных с непрерывной маломощной чрескожной токовой стимуляцией для улучшения периферической чувствительности. Мы показали, что схема работает в соответствии со спецификациями при наихудших условиях нагрузки. Что делает дизайн наиболее уникальным, так это его низкое энергопотребление, совместимость с высоким напряжением и небольшой форм-фактор, что делает его особенно подходящим для носимых приложений.

Насколько нам известно, это первая статья, демонстрирующая полную конструкцию, специально предназначенную для подпороговой стохастической стимуляции в носимых устройствах, с высоким соответствием напряжения, непрерывным выходным сигналом и работой с достаточно низким энергопотреблением для использования в носимых устройствах. Предлагается список спецификаций, которые должны быть выполнены в этом приложении. Проект дополняет предыдущую работу, включая инвертирующую ссылку для удвоения соответствия напряжению, дифференциальный входной фильтр для снижения шума от ЦАП, замену различных компонентов для снижения потребления тока и обеспечения соответствия схемы для применения, а также включение HVPSU с малым током покоя, компактный и простой в конструкции. Наконец, представлена ​​характеристика, в которой особое внимание уделяется аспектам, применимым к предполагаемому применению.

Следующим шагом является обеспечение управления и контроля схемы с использованием дополнительных маломощных аналоговых и цифровых схем. Наконец, схема должна быть протестирована на аналоге человеческой конечности и, в конечном итоге, на людях-участниках.

Сокращения

HVPSU:

источник питания высокого напряжения

HVCP:

насос высокого напряжения

Печатная плата:

печатная плата

ЦАП:

цифро-аналоговый преобразователь

АЦП:

аналого-цифровой преобразователь

Ссылки

1. «>

   Саид Г. Диабетическая невропатия — обзор. Нат Клин Практ Нейрол. 2007;3(6):331–40. doi: 10.1038/ncpneuro0504.

   Артикул Google ученый

2. Гешайдер Г.А., Бейлес Э.Дж., Чекоски К.М., Болановски С.Дж., Веррильо Р.Т. Влияние старения на каналы обработки информации в осязании: II. Временное суммирование в Р-канале. Соматосенс ​​Мот Рез. 1994;11(4):359–65. дои: 10.3109/08940

   79.

   Артикул Google ученый

3. Мариц Дж., Бенатар М., Дэйв Дж.А., Харрисон Т.Б., Бадри М., Левитт Н.С., Хекманн Дж.М. ВИЧ-нейропатия у южноафриканцев: частота, характеристики и факторы риска. Мышечный нерв. 2010;41(5):599–606. doi: 10.1002 / mus.21535.

   Google ученый

4. Брин П.П., Олейгин Г., Макинтош ССО, Куинлан Л.Р., Диннин С.Ф., Серрадор Дж.М. Улучшение периферической сенсорной функции у молодых и пожилых людей с использованием новой техники, основанной на электрической стимуляции. Ежегодное собрание секции биомедицинских наук 2011. Ir J Med Sci. 2011;180(S9):294–5. doi:10.1007/s11845-011-0743-z.

   Google ученый

5. Лю В., Липсиц Л.А., Монтеро-Одассо М., Бин Дж., Керриган Д.К., Коллинз Дж.Дж. Усиленная шумом вибротактильная чувствительность у пожилых людей, пациентов с инсультом и пациентов с диабетической невропатией. Arch Phys Med Rehabil. 2002;83(2):171–6. doi:10.1053/apmr.2002.28025.

   Артикул Google ученый

6. Друв Н.Т., Ниеми Дж.Б., Гарри Дж.Д., Липсиц Л.А., Коллинз Дж.Дж. Усиление тактильных ощущений у пожилых людей с помощью электрошумовой стимуляции. Нейроотчет. 2002;13(5):597–600. дои: 10.1097/00001756-200204160-00012.

   Артикул Google ученый

7. Коллинз Дж.Дж., Имхофф Т.Т., Григг П. Опосредованные шумом усиления и ослабления тактильных ощущений человека. Phys Rev E. 1997; 56 (1): 923–6. doi: 10.1103/PhysRevE.56.923.

   Артикул Google ученый

8. Breen PP, Serrador JM, O’Tuathail C, Quinlan LR, McIntosh C, ÓLaighin G. Периферийное тактильное сенсорное восприятие пожилых людей улучшилось с помощью субсенсорной стимуляции электрическим шумом. мед. инж. физ. 2016;38(8):822–5. doi:10.1016/j.medengphy.2016.05.015.

   Артикул Google ученый

9. Gravelle DC, Laughton CA, Dhruv NT, Katdare KD, Niemi JB, Lipsitz LA, Collins JJ. Усиленный шумом контроль равновесия у пожилых людей. Нейроотчет. 2002; 13 (15): 1853–1856. дои: 10.1097/00001756-200210280-00004.

   Артикул Google ученый

10. Галица А.М., Канг Х.Г., Приплата А.А., Д’Андреа С.Е., Старобинец О.В., Соронд Ф.А., Капплс Л.А., Липсиц Л.А. Субсенсорные вибрации стоп снижают вариабельность походки у пожилых людей. Осанка походки. 2009 г.;30(3):383-7. doi:10.1016/j.gaitpost.2009.07.005.

    Артикул Google ученый

11. Seo NJ, Kosmopoulos ML, Enders LR, Hur P. Влияние дистанционного сенсорного шума на функцию руки после инсульта. Передний шум нейронов. 2014; 8 (ноябрь): 1–9. doi:10.3389/fnhum.2014.00934.

    Google ученый

12. Yamamoto Y, Struzik ZR, Soma R, Ohashi K, Kwak S. Шумовая вестибулярная стимуляция улучшает вегетативную и двигательную реакцию при центральных нейродегенеративных расстройствах. Энн Нейрол. 2005;58(2):175–81. дои: 10.1002/ana.20574.

    Артикул Google ученый

13. Мулавара А.П., Фидлер М.Дж., Кофман И.С., Вуд С.Дж., Серрадор Дж.М., Петерс Б., Коэн Х.С., Решке М.Ф., Блумберг Дж.Дж. Улучшение функции равновесия с помощью вестибулярного стохастического резонанса: оптимизация характеристик стимула. Опыт Мозг Res. 2011;210(2):303–12. doi:10.1007/s00221-011-2633-z.

    Артикул Google ученый

14. Iwasaki S, Yamamoto Y, Togo F, Kinoshita M, Yoshifuji Y, Fujimoto C, Yamasoba T. Шумовая вестибулярная стимуляция улучшает баланс тела при двусторонней вестибулопатии. Неврология. 2014;82(11):969–75. doi:10.1212/WNL.0000000000000215.

    Артикул Google ученый

15. Fujimoto C, Yamamoto Y, Kamogashira T, Kinoshita M, Egami N, Uemura Y, Togo F, Yamasoba T, Iwasaki S. Шумная гальваническая вестибулярная стимуляция вызывает устойчивое улучшение баланса тела у пожилых людей. Научный доклад 2016; 6 (ноябрь): 37575. дои: 10.1038/srep37575.

    Артикул Google ученый

16. Шабрун С., Хиллиер С. Доказательства переобучения чувствительности после инсульта: систематический обзор. Клиника реабилитации. 2009;23(1):27–39. дои: 10.1177/026

08098897.

Артикул Google ученый

17. Ричардсон К.А., Имхофф Т.Т., Григг П., Коллинз Дж.Дж. Использование электрического шума для повышения способности человека обнаруживать подпороговые механические кожные раздражители. Хаос. 1998;8(3):599–603. дои: 10.1063/1.166341.

    Артикул МАТЕМАТИКА Google ученый

18. Брин П.П., Мейсфилд В.Г. Проксимально применяемая субсенсорная стимуляция электрическим шумом уменьшает дисперсию времени потенциала действия и улучшает сенсорное восприятие. В: 2013 6-я международная конференция IEEE/EMBS по нейронной инженерии (NER). Нью-Йорк: IEEE; 2013. с. 267–70. doi: 10.1109/NER.2013.6695923.

19. Пиз Р.А. АН-1515 всестороннее исследование насоса тока Хауленда. Даллас: Техасские инструменты. 2013. с. 1–17.

20. Бирлеа С.И., Брин П.П., Корли Г.Дж., Бирлеа Н.М., Куондаматтео Ф., ОЛайгин Г. Изменения электрических свойств композита электрод-кожа-лежащая ткань во время недельной программы нервно-мышечной электростимуляции. Физиол Изм. 2014;35(2):231–52. дои: 10.1088/0967-3334/35/2/231.

    Артикул Google ученый

21. Карпул Д., Макинтайр С., ван Шайк А., Брин П.П. Измерение порогов восприятия электрических шумовых раздражителей. В: 39-й ежегодный междунар. конф. IEEE eng. в мед. и биол. soc., остров Чеджу, Корея, 11–15 июля, принято к презентации. 2017.

22. Брин П.П., Олейгин Г., Макинтош К., Диннин С.Ф., Куинлан Л.Р. Новая парадигма электрической стимуляции для улучшения сенсорной нервной функции. мед. инж. физ. 2014;36(8):1088–91. doi:10.1016/j.medengphy.2014.04.010.

    Артикул Google ученый

23. «>

    Кинг Г., Уоткинс Т. Самонастройка операционного усилителя приводит к большим перепадам напряжения. ЭДН. 1999;44(10):117–29.

    Google ученый

24. Колдуэлл Дж. Высоковольтный двунаправленный источник тока. Даллас: Техасские инструменты.

25. Фарахманд С., Вахедиан Х., Абединхан Эслами М., Содагар А.М. Носимый, работающий от батареи, беспроводной, программируемый 8-канальный нейронный стимулятор. В: Труды ежегодной международной конференции IEEE инженерии в медицине и биологическом обществе, EMBS. 2012. с. 6120–3. Дои: 10.1109/ЕМВС.2012.6347390.

26. Йовичич Н.С., Сарановац Л.В., Попович Д.Б. Беспроводная распределенная система функциональной электростимуляции. J Neuroeng Rehabil. 2012;9(1):54. дои: 10.1186/1743-0003-9-54.

    Артикул Google ученый

27. Wang H-P, Guo A-W, Zhou Y-X, Xia Y, Huang J, Xu C-Y, Huang Z-H, Lü X-Y, Wang Z-G. Беспроводной носимый поверхностный функциональный электростимулятор. Международный J Электрон. 2017;104(9):1514–26. дои: 10.1080/00207217.2017.1312708.

    Артикул Google ученый

Ссылки на скачивание

Вклад авторов

DK выполнил большую часть предварительных исследований, спецификаций дизайна, электронного дизайна и тестирования, а также написал большую часть рукописи. GKC внесла свой вклад на этапе проектирования и спецификации, помогла решить проблемы и внесла существенный вклад в рукопись. GDG внесла свой вклад в спецификацию устройства, внесла важный вклад в решение проблем при проектировании и внесла свой вклад в рукопись. AvS внесла свой вклад в спецификацию дизайна и внесла значительный вклад в окончательный вариант рукописи. SM помог со спецификацией устройства, измерением результатов, а также внес свой вклад в окончательный вариант рукописи. PPB создал первоначальную идею, внес вклад в спецификацию и внес существенный вклад в окончательный вариант рукописи. Все авторы прочитали и одобрили окончательный вариант рукописи.

Конкурирующие интересы

Авторы заявляют, что у них нет конкурирующих интересов.

Доступность данных и материалов

Все данные, полученные или проанализированные в ходе этого исследования, включены в эту опубликованную статью.

Согласие на публикацию

Не применимо.

Одобрение этики и согласие на участие

Неприменимо.

Финансирование

Эта работа была частично профинансирована проектным грантом NHMRC 1067353.

Примечание издателя

Springer Nature остается нейтральной в отношении юрисдикционных претензий в опубликованных картах и ​​институциональной принадлежности.

Информация об авторе

Авторы и организации

1. Институт мозга, поведения и развития MARCS, Университет Западного Сиднея, Bullecourt Avenue, Milperra, Sydney, Australia

   David Karpul, Gregory K. Cohen, Gaetano D. Gargiulo, Андре ван Шайк, Сара Макинтайр и Пол П. Брин

2. Отделение неврологии, факультет медицины, Кейптаунский университет, Мейн-роуд, Рондебош, Кейптаун, Южная Африка

   Дэвид Карпул

3. Неврологические исследования Австралии, Баркер-стрит, Рандвик, Сидней, Австралия

   Сара McIntyre

Авторы

1. David Karpul

   Просмотр публикаций автора

   Вы также можете искать этого автора в PubMed Google Scholar

2. Gregory K. Cohen

   Просмотр публикаций автора

   Вы также можете искать этого автора в PubMed Google Scholar

3. Gaetano D. Gargiulo

   Просмотр публикаций автора

   Вы также можете искать этого автора в PubMed Google Scholar

4. André van Schaik

   Просмотреть публикации автора

   Вы также можете искать этого автора в PubMed Google Scholar

5. Сара Макинтайр

   Просмотр публикаций автора

   Вы также можете искать этого автора в PubMed Google Scholar

6. Paul P. Breen

   Просмотр публикаций автора

   Вы также можете искать этого автора в PubMed Google Scholar

Автор, ответственный за корреспонденцию

Дэвид Карпул.

Права и разрешения

Открытый доступ Эта статья распространяется в соответствии с условиями международной лицензии Creative Commons Attribution 4.0 (http://creativecommons.org/licenses/by/4.0/), которая разрешает неограниченное использование, распространение и воспроизведение на любом носителе при условии вы должным образом указываете автора (авторов) и источник, предоставляете ссылку на лицензию Creative Commons и указываете, были ли внесены изменения. Отказ от права Creative Commons на общественное достояние (http://creativecommons.org/publicdomain/zero/1.0/) применяется к данным, представленным в этой статье, если не указано иное.

Перепечатка и разрешения

Об этой статье

MiniVStimA: миниатюрный и простой в использовании имплантируемый электростимулятор для мелких лабораторных животных

• Список журналов
• PLoS Один
• PMC7598460

PLoS Один. 2020; 15(10): e0241638.

Опубликовано в Интернете 30 октября 2020 г. doi: 10.1371/journal.pone.0241638

, Концептуализация, Курирование данных, Формальный анализ, Исследование, Методология, Администрирование проекта, Ресурсы, Программное обеспечение, Визуализация, Написание — первоначальный проект, ^{1, *} , Сбор данных, Формальный анализ, Исследование, Методология, Программное обеспечение, Проверка, Написание – обзор и редактирование, ¹ , Концептуализация, Сбор данных, Получение финансирования, Исследование, Методология, Ресурсы, Надзор, Проверка, Написание – обзор и монтаж, ² , Сбор данных, Исследование, Ресурсы, Проверка, Написание – обзор и редактирование, ¹ и, Концептуализация, Сбор данных, Формальный анализ, Получение финансирования, Исследование, Методология, Администрирование проекта, Ресурсы, Надзор, Проверка, Написание – просмотр и редактирование ¹

Дипа Мадан, редактор

Информация об авторе Примечания к статье Информация об авторских правах и лицензиях Отказ от ответственности

Заявление о доступности данных

По данным PubMed, примерно 10% ежегодно добавляемых публикаций описывают результаты исследований на мелких животных (мыши и крысы), включая исследования в области физиологии мышц и тренировок. Подмножество этого исследования требует нервной стимуляции с гибкой регулировкой параметров стимуляции, подчеркивая необходимость надежных имплантируемых электрических стимуляторов, достаточно маленьких (~ 1 см ³ ), чтобы даже мыши могли их терпеть, не нарушая их движения. MiniVStimA — это имплант с питанием от батареи для стимуляции нервов с внешним диаметром 15 мм и инкапсулированным объемом 1,2 см 9 .0118 3 в наименьшей вариации. Его можно предварительно запрограммировать в соответствии с экспериментальным протоколом и контролировать после имплантации с помощью магнита. Он выдает сбалансированные по заряду монофазные прямоугольные импульсы постоянного тока до 2 мА и шириной фазы 1 мс (нагрузка 1 кОм). Схема оптимизирована для малого объема и энергоэффективности. Из-за отклонения внутреннего генератора (31 кГц ± 10 %) в процессе производства должны быть реализованы меры по калибровке, которые могут уменьшить отклонение параметров, связанных с частотой, до ± 1 %. Ожидаемый срок службы меньшей (большой) версии составляет 100 (480) дней для стимуляции с частотой 7 Гц в течение всего дня и 10 (48) дней для стимуляции с частотой 100 Гц. Устройства со сложными схемами стимуляции для стимуляции нервов были успешно использованы в двух исследованиях in vivo продолжительностью до девяти недель. Имплантат работал полностью автономно, в то время как животное оставалось в знакомой среде. Внешние компоненты не требуются в течение всего времени.

Основные исследования in-vivo часто проводятся на животных моделях, поскольку такие эксперименты можно тщательно контролировать и воспроизводить, они масштабируемы и позволяют проводить подробный анализ даже редких патологических состояний. В 2012–2018 годах в PubMed ежегодно добавлялось в среднем 1,2 млн публикаций [1]. Около 720 000 из этих статей были связаны с людьми (поисковый запрос: «год» [PDAT] И «люди» [термины MeSH]) и 226 000 с животными (поисковый запрос: «год» [PDAT] И «животные» [MeSHTerms: нетэксп]). В половине статей о животных использовались мелкие грызуны (мыши и/или крысы).

Исследования в области мышечной физиологии и мышечной тренировки часто обнаруживают изменения, вызванные определенными паттернами сокращения. Вместо того, чтобы полагаться на относительно непредсказуемую произвольную активацию мышц, может быть полезно иметь искусственный двигательный контроль. Это может быть достигнуто с помощью электрической стимуляции либо нервной [2], либо мышечной ткани [3, 4], что требует гибкой и безотказной системы стимуляции. В то время как внешние системы могут использоваться во время острых экспериментов, длительная электрическая стимуляция может надежно проводиться только с помощью имплантированных генераторов импульсов (IPG). В прошлом использовались простые устройства для создания серии постоянных импульсов с фиксированной частотой [5, 6]. Непрерывный прогресс в современной микроэлектронике позволяет создавать более сложные устройства, что приводит к увеличению их функциональности и срока службы. Современные ИГИ также позволяют автономно выполнять даже сложные схемы ежедневной стимуляции [7].

При заинтересованности в изучении конкретных свойств живого субъекта необходимо учитывать определенную степень биологического разнообразия. Обычно для статистической консолидации выводов требуется большое количество субъектов, контрольная группа и воспроизводимый дизайн исследования. Проверка различных гипотез (например, различных комбинаций параметров стимуляции, различных рабочих циклов и т. д.) еще больше увеличивает количество отдельных экспериментов, что приводит к необходимости в устройствах, которые не только функциональны, но и доступны по цене. Использование IPG позволяет выполнять запрограммированные упражнения, например, для одной задней конечности, а не для другой. Таким образом, каждое животное выступает в качестве собственного контроля. Напротив, в экспериментах, основанных на упражнениях для всего тела, таких как бег на беговой дорожке, необходимы отдельные группы животных для получения контрольных данных (например, [8]).

Эксперименты по стимулированию мышечной адаптации с использованием силовых тренировок обычно длятся от 6 до 36 недель [9–14]. В то время как обучение обычно осуществляется путем выполнения специальных упражнений с поднятием тяжестей [10–13] или внешней электрической стимуляции нервов анестезированного животного [9, 14], имплантируемые устройства полагаются на портативный источник питания. В имплантах с батарейным питанием общий объем, а также срок службы в основном определяются емкостью используемой батареи. Таким образом, окончательная конструкция всегда представляет собой компромисс между размером и сроком службы.

Существует несколько ценных публикаций по фундаментальным исследованиям, описывающих разработку схем (ASIC) для конкретных приложений и подтверждающих их функциональность в лабораторных условиях или в неотложных экспериментах, но не нашедших способ долгосрочного использования на животных (примеры [15– 22]). Поскольку от верстака до долговременно стабильного имплантируемого генератора импульсов in vivo , они далее не вводятся.

В прошлом имплантируемый кардиостимулятор для мышей [4] использовался для подачи непрерывной последовательности импульсов с фиксированной частотой (один импульс на одно сердцебиение). Это позволяло выбирать из четырех различных частот стимуляции, которые можно было изменять с помощью внешнего магнита. Это довольно простое устройство диаметром 12 мм и массой 1,5 г использовалось до 14 дней. Авторы заявили, что выходной каскад постоянного напряжения (литиевая батарея 3 В) следует рассматривать как ограничивающий компонент, поскольку потенциальный фиброз или окружающая жидкость могут вызвать короткое замыкание устройства, поэтому они ограничили надежный срок службы устройство до 7 дней.

Было разработано более сложное устройство для билатеральной глубокой стимуляции мозга у свободно движущихся мышей [23]. Двухканальное устройство доставляло предварительно запрограммированные модели стимуляции с постоянными импульсами стимуляции до 100 мкА, имело диаметр 8 мм, длину 30 мм, в результате чего объем 1,5 см ³ и вес 2,1 г. . Повышение функциональности было достигнуто микроконтроллером, который ограничил ожидаемый срок службы устройства до 10 часов в активном состоянии (15 дней в режиме ожидания) при использовании 3 батарей типа «таблетка» SiO2 типа 337.

В работе [24] описано работающее от батарей устройство для глубокой стимуляции мозга, но носимое снаружи. Электронные компоненты помещались на печатной плате размером 30 мм x 14 мм и были упакованы вместе с батареями в пластиковую упаковку, напечатанную на 3D-принтере, в результате чего устройство весило 13,8 г. Авторы пришли к выводу, что срок службы батареи составляет 6 дней, и предложили концепцию съемной батареи.

Куазани и др. [25] проводили направленную глубокую стимуляцию мозга непрерывными импульсами тока стимуляции 200 мкА и шириной фазы 90 мкс при частоте 130 Гц. Печатная плата устройства имела размер 15 мм x 18 мм и содержала батарею CR2032 (20 мм x 3,2 мм) емкостью 235 мАч. Они достигли срока службы 23 дня.

Другой подход к питанию ИГИ заключается в использовании генерируемого извне электромагнитного поля, так называемых ИГИ с радиочастотным (РЧ) питанием [7, 26, 27]. Срок службы считается бесконечным, но только с точки зрения управления энергопотреблением. Для систем с радиочастотным питанием требуется катушка передатчика, находящаяся поблизости от животного, по крайней мере, в периоды активности, что приводит к дополнительным установкам в помещениях для содержания животных. Если одновременно можно заняться только одним имплантатом, требуется изоляция животного во время стимуляции. Системы с адресными имплантатами теоретически могут стимулировать одновременно нескольких животных, живущих в одном и том же помещении [7, 28].

Существуют и другие подходы, такие как крошечные имплантаты с перезаряжаемыми батареями [29], требующие частых циклов зарядки, или устройства с ультразвуковым питанием [19, 30], которые передают сигнал на ультразвуковой преобразователь во время стимуляции. Все они требуют дополнительного обращения с животными или усилий во время эксперимента или оборудования, установленного в помещении для животных или рядом с ним.

Что касается благополучия животных, желательно свести к минимуму количество дополнительного стресса, вызванного предполагаемой процедурой. Таким образом, одним из важнейших критериев для имплантируемых устройств является небольшой объем. Не только потому, что интракорпоральное пространство очень ограничено, но и потому, что это снижает риск отторжения или истирания кожи. Кроме того, небольшая система необходима для обеспечения беспрепятственного движения и сохранения общего образа тела, что приводит к лучшему восприятию имплантированного инородного тела. Учитывая растущую популярность моделей генетически модифицированных мышей для изучения конкретных заболеваний, общий объем имплантата не должен превышать 5 см 9 .0118 3 у крыс. Он должен быть еще меньше (примерно 1 см ³ ) при нацеливании на мышей [31].

В дополнение к требованиям небольшого размера полная функциональность имплантата для стимуляции нервов (монофазные, прямоугольные импульсы со сбалансированным зарядом) должна быть легкодоступной за счет реализации автономной конструкции. Это необходимо для надежной работы в течение всего экспериментального периода, что позволяет свести к минимуму количество ручных вмешательств и свести к минимуму количество ошибок в протоколе исследования.

Аккумулятора должно хватить на весь период исследования, что подразумевает использование высокоэффективной схемы с учетом того, что энергоэффективность должна быть сбалансирована с точностью синхронизации, скоростью и вычислительной мощностью.

Высокая надежность работы и удобство в использовании являются основными целями разработки этого устройства. Все остальные подчинены этим целям. Надежность работы требует, чтобы устройство точно выполняло намеченную схему стимуляции без сбоев в течение всего периода исследования. Удобство для пользователя означает, что все функции легко доступны даже для неопытных пользователей, что устройство можно запускать и останавливать после имплантации в любое время и что пользователь может свободно выбирать между различными предопределенными парадигмами стимуляции.

Полностью имплантируемый генератор импульсов (IPG) был разработан, чтобы быть гибким и простым в обращении, подходящим для самых разных исследовательских задач. Требования MiniVStimA основаны на предыдущем опыте [31, 32] и действуют как автономная система с предварительно запрограммированным микропрограммным обеспечением, адаптированным для каждого конкретного приложения. Они предназначались для экспериментальных исследований, не требующих регулярной или существенной модификации параметров стимуляции в ходе эксперимента. Можно выбрать различные модели стимуляции, поднеся постоянный магнит к имплантату, активировав сброс с помощью внутреннего язычкового переключателя и перейдя к следующему предварительно запрограммированному шаблону стимуляции.

Функциональное описание

Вся схема построена на базе микроконтроллера PIC16LF1783 (Microchip, Chandler, AZ, США), объединяющего модуль широтно-импульсной модуляции (PWM), цифро-аналоговый преобразователь (DAC) и операционный усилитель (OPA). , как показано схематично на .

Открыть в отдельном окне

Функциональные блоки, используемые для генерации импульсов.

Данные для желаемого шаблона стимуляции были сохранены в EEPROM микроконтроллера. Модуль микропроцессорной широтно-импульсной модуляции (ШИМ) использовался для генерации цифровых импульсов, которые направлялись в модуль цифро-аналогового преобразователя (ЦАП). Выход модуля ЦАП подавался на операционный усилитель, который управлял биполярным транзистором для реализации источника постоянного тока (Iconst). Ток, подаваемый на ткань, заряжал конденсатор (С), что позволяло генерировать вторую фазу, уравновешивающую заряд, замыкая после импульса дополнительный разряд-переключатель.

Встроенный модуль ШИМ используется для генерации прямоугольных импульсов постоянного напряжения с 0 В в качестве низкого уровня и напряжения питания (В _с ) в качестве высокого уровня. Поскольку модуль работает независимо от работающей прошивки, он не требует дополнительных программных ресурсов. Он использует ту же тактовую частоту (31 кГц), что приводит к минимальной ширине фазы одного тактового цикла, 32 мкс соответственно. Путем настройки внутренних регистров модуля ШИМ можно реализовать широкий диапазон комбинаций ширины фазы и частоты.

Амплитуда импульса устанавливается путем подключения выхода ШИМ к входу опорного напряжения встроенного ЦАП и понижается от напряжения батареи с помощью сети резисторов. Выходное напряжение ЦАП дополнительно делится на коэффициент 10 для управления источником постоянного тока (I _const ), состоящим из встроенного OPA и биполярного транзистора. R _sense обеспечивает обратную связь для OPA, позволяя точно регулировать выходной ток. Коллекторный вывод транзистора подключен к одному электроду стимуляции, а другой электрод через конденсатор подключен к напряжению питания. Конденсатор C () емкостью 1 мкФ блокирует компоненты постоянного тока и является необходимой мерой безопасности, позволяющей избежать растворения электрода, вызванного постоянным током, или повреждения тканей [33].

При подаче импульсов постоянным током C заряжается, падение напряжения на нем линейно возрастает с течением времени. После окончания импульса переключатель с надписью «Разряд» замыкается, С разряжается. Переключение осуществляется выходным контактом микропроцессора, который имеет высокий уровень (= V _s , низкий импеданс). Во время подачи импульса контакт находится в режиме с тремя состояниями (высокий импеданс).

Описанная схема питается либо от стандартной литиевой батареи CR1220 3 В (35 мАч) в MiniVStimA35, либо от батареи DL1/3N (170 мАч) в MiniVStimA170. Герконовый переключатель используется для отключения всех электрических компонентов от батареи через полевой МОП-транзистор, а также обеспечивает аппаратный сброс микроконтроллера при включении питания. Схема подавления дребезга гарантирует, что микропроцессор сбрасывается только один раз во время присоединения/отсоединения внешнего магнита.

Схемотехника

Для достижения основной цели «высокая надежность работы» количество компонентов и точек контакта сведено к минимуму. Проникновение влаги — известная проблема имплантатов без герметичных металлических или керамических корпусов. Следовательно, расстояния между контактами поддерживаются как можно большими, сохраняя разумный компромисс с размером имплантата, что также подразумевает не всегда выбор электронных компонентов в их наименьшем доступном корпусе.

Вся схема состоит из микропроцессора (корпус SSOP28), 8 резисторов (корпус 0603), 3 конденсаторов (корпус 0603), одного биполярного транзистора (PUMX1, корпус SOT363), 3 MOSFET (FDG6320, корпус SOT-323-6) и один геркон. Микропроцессор установлен на одной стороне круглой двухслойной платы шириной 12 мм, а все остальные компоненты размещены на противоположной стороне. Для удобства обращения и автоматической установки имплантат окружен рамкой из печатной платы (). Рамка печатной платы содержит разъем для внутрисхемной прошивки микропроцессора, несколько контрольных точек, два разъема для аккумулятора и два разъема для выводов электродов.

Открыть в отдельном окне

Процесс временной калибровки.

При подготовке устройств интегрирован процесс автоматической калибровки. Тестовый шаблон, создающий четко определенный периодический выходной сигнал, передается на микропроцессор имплантата. Исходя из фактической тактовой частоты, калиброванные значения регистров определяются для окончательного шаблона, компилируются и прошиваются на последнем шаге.

После успешной прошивки и испытаний диск имплантата диаметром 12 мм аккуратно вырезается из внешней рамы и подготавливается к герметизации.

Меры по энергосбережению

Размер батареи является одним из вариантов увеличения срока службы имплантата; дополнительная цель — оптимизировать схему с точки зрения энергоэффективности, тщательно стремясь к более низкому потреблению тока, особенно между импульсами стимуляции.

Выбранный микроконтроллер предназначен для приложений с низким энергопотреблением и предлагает множество функций энергосбережения. Актуальным является использование внутреннего маломощного RC-генератора с номинальной частотой 31 кГц. Внутренний генератор 500 кГц имеет более высокую точность (± 1%), но используется только в течение коротких периодов времени, когда требуется более высокая вычислительная мощность, в основном при записи или чтении из внутренней EEPROM.

Также важно учитывать высокое потребление тока ОУМ, от 300 мкА до 700 мкА (при напряжении питания 3 В, значение не гарантируется производителем). К счастью, OPA (и ЦАП) должны быть активны только во время генерации импульсов и могут оставаться выключенными большую часть времени — даже между последовательными импульсами. Хотя OPA требуется только 10 мкс для установления после активации, он должен переключаться программно (1 инструкция = 4 такта), в то время как модуль ШИМ для генерации импульсов работает независимо. Регистр таймера, связанный с ШИМ, должен постоянно опрашиваться, чтобы активировать OPA и DAC непосредственно перед подачей импульса. Применение определенного запаса прочности в отношении оптимизации компилятора и возможных прерываний требует включения OPA и DAC за 2 мс до подачи импульса, что приводит к максимальной частоте стимуляции 100 Гц, при которой OPA и DAC могут быть эффективно отключены между импульсами (режим PWM 1). . Для более высоких частот стимуляции OPA и DAC должны оставаться активными, пока подаются импульсы (режим ШИМ 2).

Сторожевой таймер микроконтроллера (WDT) обычно используется для перезагрузки устройства и дает возможность продолжить программу после выхода из энергосберегающего спящего режима. Спящий режим с потребляемым током всего 50 нА позволяет реализовать энергоэффективное время отдыха между последовательными импульсами стимуляции.

WDT также может использоваться на низких частотах для отключения микроконтроллера между импульсами. Последнее подразумевает, что импульс стимуляции должен генерироваться программно (не с помощью ШИМ), ограничивая ширину фазы и межфазные интервалы целым числом, кратным 129.мкс. В этом случае ОУМ и ЦАП могут переключаться на один программный цикл до и после импульса без запаса прочности («генерация импульса, управляемая программным обеспечением»).

Временная калибровка

Предварительные измерения, проведенные на 88 микропроцессорах при комнатной температуре (25°C), показали, что номинальная тактовая частота 31 кГц изменяется в диапазоне от 28,6 кГц до 33,4 кГц. (Испытания при внутрикорпоральной температуре 37°С показали, что изменения тактовой частоты из-за разницы температур пренебрежимо малы). Можно было бы возразить, что это отклонение окажет лишь незначительное влияние на выбранные параметры стимуляции, например, номинальный 129Ожидаемый импульс в мкс может составлять от 119 мкс до 139 мкс, а номинальная частота стимуляции 50 Гц может находиться в диапазоне от 46 Гц до 54 Гц. Эту неточность можно принять с физиологической точки зрения, но она вызовет существенные проблемы, когда речь идет о долгосрочных применениях. Схема стимуляции, которая активна только в течение 15 минут один раз в день, будет перезапускаться каждые 22,1–25,9 часа вместо желаемых 24 часов. В экспериментах in-vivo может потребоваться проверка стимуляции через равные промежутки времени, что может быть затруднительно, учитывая эти временные вариации.

Поэтому каждое устройство калибруется индивидуально () перед использованием. Этот процесс калибровки интегрирован в окончательную автоматизированную процедуру тестирования имплантатов. Прежде чем печатная плата будет вырезана из корпуса, ее подключают к устройству программирования (ICD3, Microchip, Chandler, AZ, США) и логическому анализатору (Logic 8, Saleae, Сан-Франциско, Калифорния, США). Оба производителя, Microchip и Saleae, предоставляют динамическую связанную библиотеку (DLL) для управления своими устройствами посредством вызова функции из среды разработки Microsoft Visual Studio. net.

В Microsoft Visual Studio было разработано приложение, которое сначала запускает микропроцессор с помощью простой программы для создания переменного прямоугольного сигнала на выходном контакте. Логический анализатор измеряет частоту сигнала, с помощью которой можно рассчитать точную частоту RC-генератора. Алгоритм оптимизации находит конфигурации регистров микропроцессора либо для наименьшей ошибки параметров стимуляции, либо для наибольшего времени ожидания микропроцессора для наибольшего энергосбережения. Новый набор параметров компилируется вместе с окончательной прошивкой и автоматически прошивается в устройство.

Весь процесс задокументирован в веб-базе данных MySQL для обеспечения качества.

Инкапсуляция имплантатов

Большинство изготовленных имплантатов были инкапсулированы в силиконовый каучук с использованием методики, описанной в [34] (/ слева, в центре, MiniVStimA170).

Открыть в отдельном окне

Слева: MiniVStimA170 (аккумулятор DL1/3N). В центре: MiniVStimA170 в силиконовой капсуле. Справа: MiniVStimA35 (батарея CR1220), залитый эпоксидной смолой, с присоединенными электродами.

Чтобы уменьшить размер имплантата до минимума, схема вместе с батареей также может быть отлита из эпоксидной смолы медицинского назначения с использованием литейной формы, состоящей из двух частей. Петля из лавсановой сетки, прикрепленная к стенке стимулятора с помощью медицинского силиконового клея, обеспечивала фиксацию во время имплантации (/ справа).

Управление качеством

Для первоначальной функциональной проверки в устройство записывается микропрограмма, которая создает три основных шаблона. В первом шаблоне все порты микропроцессора устанавливаются в значения по умолчанию, за которыми следует спящий режим. Второй шаблон генерирует импульсы с частотой 7 Гц / 258 мкс / 2 мА с «генерацией импульсов, управляемой программным обеспечением», за которым следует третий шаблон с частотой 100 Гц / 129мкс / 2 мА в «ШИМ-режиме 1». Выход нагружен резистором 1 кОм.

Для всех трех шаблонов автоматически измеряется средний ток питания, и все результаты сохраняются в базе данных MySQL.

Использование in vivo

Для приложений, требующих более одной схемы стимуляции, последовательность «маркировки» для идентификации выбранной модели стимуляции, аналогичная стратегии, используемой Thiele et al. [35], был реализован и, при необходимости, с последующим тестовым режимом шаблона ().

Открыть в отдельном окне

Реализация последовательности маркировки с последующим тестовым режимом, когда требуется более одного шаблона стимуляции.

Пунктирные линии обозначают действия, которые запускаются, когда сильный магнит приближается к имплантату.

Маркировка выполняется путем подачи соответствующего количества импульсов с интервалом в 1 с с максимальной амплитудой стимуляции, вызывающих распознаваемые реакции ткани-мишени, такие как сокращение мышц. Тестовый режим после запуска через 5 с подает импульсы в течение 20 с с теми же параметрами стимуляции, что и окончательный шаблон стимуляции. Это полезно для быстрой проверки стимуляции во время имплантации, поскольку следующий паттерн не обязательно сразу начинает стимулировать.

MiniVStimA использовался в двух опубликованных исследованиях [35] и [36]. Все исследования на животных в [35] были одобрены Институциональным комитетом по уходу за животными и их использованию в Медицинском центре по делам ветеранов имени Джеймса Дж. Питерса и соответствовали всем руководящим принципам и правилам по защите благополучия животных. Все эксперименты в [36] получили этическое одобрение и проводились в строгом соответствии с Законом о животных (научные процедуры) от 1986 г.

240 электронных схем MiniVStimA были изготовлены с использованием PIC16F1783 (Silicone Revision B4), и 88 устройств были полностью собраны ( ).

Таблица 1

Характеристики имплантатов MiniVStimA35 и MiniVStimA170.

	MiniVStimA35 (CR1220 battery)	MiniVStimA170 (DL1/3N battery)
Dimensions and weight
Diameter	15 mm	15 mm
Высота	7 мм	20 мм
Объем	1,2 см 3	3,5 см 3
Вес	2,3 г	7 G
LIFETIME
LIFETIME
LIFETIME
LIFETIME
.	480 d
Expected lifetime (100 Hz continuous, 2 mA, 129 μs)	10 d	48 d
Expected lifetime in stand by mode	830 d	3900 d
Stimulation parameters
Pulse shape	Monophasic, rectangular, charge-balanced
Maximal current amplitude	2 mA
Maximal voltage output	3 V
Maximal phase width	1 мс
Максимальная частота стимуляции	200 Гц

Открыть в отдельном окне Соответствующий ток покоя немного выше и составляет 1,7 ± 0,05 мкА (диапазон: от 1,6 до 1,8 мкА). При частоте 7 Гц с оптимизированным энергопотреблением потребляется средний ток 14,2 ± 0,3 мкА (диапазон: от 13,5 до 15 мкА). Средний ток (постоянный эквивалент подаваемых импульсов) через нагрузку в этом случае составлял 3,6 мкА (рассчитано для выходного тока 2 мА, частоты стимуляции 7 Гц и ширины фазы 256 мкс).

При непрерывной стимуляции частотой 100 Гц потребление тока составило 145 ± 4,2 мкА (диапазон: от 135 до 156 мкА) при 26 мкА на нагрузку.

Базой для всех временных параметров является частота генератора. Измерение частоты перед прошивкой финальной прошивки показало частоту RC-генератора 31270 ± 997 Гц в диапазоне от 28630 Гц до 33350 Гц. Распределение частот осцилляторов при группировке их по диапазонам 500 Гц суммировано на гистограмме .

Открыть в отдельном окне

Распределение тактовой частоты с помощью маломощного генератора.

Тактовая частота 88 устройств, использующих микропроцессор Microchip PIC 16F1783 (Rev. 8), была измерена при комнатной температуре.

Типичная схема стимуляции, которая использовалась в 16 устройствах, представлена ​​на . Паттерн стимулировали 20 Гц / 387 мкс в течение 10 с, затем 20 с отдыха в течение 12 ч, а затем ежечасно в течение 10 с (время покоя 3590 с).

Стол 2

Диапазоны параметров стимуляции и отклонение от номинального значения в % из-за разных частот генератора.

	Номинальный стим. параметр	Расч. стим. параметры из-за f Osc вариация 3)	Расчетный стим. параметры с оптимизированными значениями регистров	Измер. стим. параметры с 16 устройств 4)	Время не в спящем режиме
Ширина фазы [мкс]	387	от 428 до 353 (от +10,7% до -8,8%)	от 428 до 353 (от +10,7% до -8,8%)	5)
Стимул [Гц]	20	22,1 до 18,2 (от 10,7% до -8,9%)	20. 2 (+10,7% до -8,9%)	20.2 до 20,2 до 20,1% до от 10,7% до -8,9%)	1220 20,2 до 18,2 до 20,1%. )	20,23 до 20,00 (от 1,2% до -0,0%)	5)
Время включения стимуляции [с]	10	от 10,94 до 9,01 (от +9,4% до +9,9%)	от 10,00 до 9,79 (от 0,0% до -2,1%)	от 9,95 до 9,83 (от -0,5% до -12,7%)
Время стимуляции TMR0 [S]	20	21,92 до 18,06 (+9,6% до -9,7%)	20,00–9,76 (0,0% до -1,2%)	20,00–19,76 (0,0% до -1,2%)	20,00–19,76 (0,0% до -1,7%)	20,00–19,76 (0,0% до -1,7%)	20,00–19,76 (0,0% до -1,7%)	20,00–19,76 (от 0,0% до -1,7%)	20,00–19,76%)	5)
Время выключения стимулятора WDT (ошибка 5%) [с]	20	от 21,92 до 18,06 (от +9,6% до -9,7%)	от 21,0 до 19,00 (от +5,0% до -5,0%)	от 20,9 до 19,4 (от +4,5% до -3,1%)	от 39 мс до 10 1 мс
Время стимуляции WDT (1% ошибка) [S]	20		20,2 до 19,80 (+1,0% до -1,0%)	6)	47221	6).
		3937 до 3242 (от +9,7% до -9,7%)
Время покоя [с] 1)	3590		3733 до 3447 (от 4,0% до -4,0%)	3681 до 3448 (+2,5% до -4%)	26 мс до 28 мс
. 2)	3590	3937 to 3242 (+9.7% to -9.7%)	3592 to 3588 (+0.05% to -0.06%)	6)	30 ms to 109 s

Открыть в отдельном окне

1) Стим. параметры, оптимизированные для минимального времени пробуждения с максимальной ошибкой ±4%

2) Стим. параметры, оптимизированные для наименьшего отклонения от номинала

3) Диапазон изменения fOsc см. ; значения регистра рассчитаны для fOsc = 31 кГц и постоянны

4) fOsc для 16 устройств варьируется от 28600 до 33400 Гц

5) Неприменимо

6) Этот режим не использовался / не запрограммирован

Для соответствующих временных параметров , возможные диапазоны значений были рассчитаны путем изменения частоты генератора от 28 кГц до 34 кГц с шагом 10 Гц, во-первых, с постоянными значениями регистров (рассчитанными для номинальной частоты генератора), а во-вторых, с оптимизированными значениями регистров (для каждой частоты генератора). Измеренные значения берутся с 16 устройств.

Срок службы имплантата

Срок службы имплантата для определенного режима стимуляции можно оценить в соответствии с (1).

Dactiv=QBatt-(Dstandby∙csb)ppd∙(k1∙I∙tP+copa)+cpb∙bd+csb

(1)

D _дней)

D _{дежурный} количество дней в дежурном режиме с момента изготовления

Q _batt емкость батареи (MAH)

C _SB Ежедневная потеря батареи в режиме ожидания (= 0,0014 мАч)

PPD Стимуляционные импульсы в день

K ₁ 111. PAS TO MAH (= 0,28 · 10 ^-12 )

I Амплитуда стимуляции (мкА)

T _P Ширина импульса стимуляции (μs)

C 911 11.1110 opa OPA вызвало разрядку батареи за стим. Импульс (= 2,1·10 ⁻⁷ мА·ч)

бод продолжительность всех импульсов за один день (с)

c _pb разряд батареи во время импульса в секунду (= 1 1 8 1 1 8 1 1 8 1 во время импульса в секунду) −6 мАч/с)

Применение in vivo

Сначала имплантаты использовались в исследовании, чтобы лучше понять механизмы влияния мышечной активности на костную массу [36]. Пять самок крыс Wistar были имплантированы, чтобы вызвать почти изометрические сокращения камбаловидной и подошвенной мышц, противоположные сокращениям передней большеберцовой мышцы.

Маркировка была осуществлена ​​в соответствии с , с шаблоном 1, предназначенным для интраоперационного тестирования с непрерывной стимуляцией при 8 Гц, 128 мкс и 2 мА. Pattern2 обеспечивал стимуляцию в течение 8 дней по 60 минут ежедневно, в режиме 2 с и 18 с без при 40 Гц, 194 мкс и 2 мА. Сообщений об отказе устройства не поступало. Стратегия маркировки для идентификации выбранных моделей была хорошо принята.

Далее, для исследования «Морфологической и гистологической адаптации мышц и костей к нагрузке, вызванной повторяющейся активацией мышц» [37] девять MiniVStimA были имплантированы крысам Wistar для индукции сокращения передней большеберцовой мышцы слева импульсами длительностью 0,2 мс при частоте 100 Гц в течение 200 мс каждые 30 с, что в сумме дает 90,6 мин стимуляции в день. Стимуляция была произведена автоматически. Следователи не сообщали о каких-либо отказах устройства.

Полностью имплантируемый генератор импульсов MiniVStimA, предназначенный для стимуляции нервов прямоугольными монофазными импульсами со сбалансированным зарядом, был разработан, изготовлен, протестирован, запрограммирован в соответствии с потребностями различных приложений, инкапсулирован и, наконец, использован in-vivo .

Существует несколько подходов к использованию ASIC [15–22] для имплантируемых IPG, но усилия и затраты превышают текущий дизайн проекта. Микропроцессоры, такие как выбранный PIC16F1783, доступны в сопоставимых небольших корпусах (например, корпус UQFN размером 4x4x0,5 мм, который мы не использовали из-за короткого расстояния между выводами), поддерживают «чрезвычайно низкое энергопотребление».

MiniVStimA35 с батареей CR1220 емкостью 35 мАч имеет диаметр 15 мм и высоту 7 мм, что дает объем 1,2 см ³ (), он достаточно мал для использования в модели мыши и, конечно, более крупные животные (). MiniVSimA170 с установленной батареей DL1/3N емкостью 170 мАч имеет объем 3,5 см ³ () и может использоваться на крысах и более крупных животных. Использование батареи DL1/3N увеличивает срок службы имплантата в 4,8 раза.

После изготовления имплант переводится (магнитом) в режим ожидания. Ток в этом режиме составляет 1,8 мкА (в основном из-за схемы включения питания), в результате чего время работы в режиме ожидания составляет 830 дней (батарея CR1220) и 39 дней в режиме ожидания. 00 дней с батареей DL1/3N до полной разрядки батареи (). Возникающий разряд при хранении снижает активный срок службы (при имплантации). Поскольку имплантаты изготавливаются по запросу, время от изготовления до имплантации короткое и практически не влияет на активный срок службы. Для сравнения, Kuazani et al. [25] сообщили о 425 мкА в установившемся режиме, а в [23] можно было достичь времени ожидания 15 дней.

При повторном прикосновении магнита к ИГИ запускается первая при изготовлении заранее запрограммированная схема стимуляции. Срок службы после того, как IPG начнет работать, сильно зависит от фактического режима стимуляции и количества энергии, доставляемой в ткань (амплитуда стимуляции, частота, ширина фазы), как показано в (1). Основным параметром, определяющим срок службы, является то, сколько времени микропроцессор может находиться в спящем режиме с отключенным ЦАП и OPA. При низких частотах стимуляции спящий режим можно активировать даже между импульсами, что приводит к ожидаемому сроку службы для типичного шаблона с непрерывной стимуляцией 7 Гц при 2 мА / 256 мкс в течение 100 дней и 480 дней соответственно для MiniVStimA35 и MiniVStimA170. При высоких частотах стимуляции спящий режим нельзя перевести в любое время, что сокращает время жизни при непрерывной стимуляции частотой 100 Гц при 2 мА/256 мкс до 10 дней и 48 дней соответственно.

Поскольку постоянная высокочастотная стимуляция вызывает мышечную усталость и в дальнейшем приводит к повреждению и некрозу мышц, она редко используется таким образом. Типичным является короткий цикл стимуляции, за которым следует длительный отдых, позволяющий мышцам восстановиться. Этот двухпозиционный режим пропорционально продлевает срок службы и должен рассчитываться для каждого шаблона в соответствии с уравнением (1). Кроме того, активный срок службы зависит от выбранной батареи и мер по снижению потребления тока, таких как выбор компонентов, тщательное проектирование схемы и оптимизированная прошивка микропроцессора, что приводит к активным срокам службы, указанным в .

В трех представленных исследованиях [4, 23, 24] и [25] с аналогичными размерами имплантатов был достигнут срок службы от 10 часов до 23 дней.

Важной стратегией, которую мы применили для снижения потребления тока, является использование внутреннего RC-генератора с частотой 31 кГц. Кроме того, можно отказаться от внешнего кварцевого или керамического резонатора, что сэкономит место и, как показали предыдущие эксперименты, устранит компонент, подверженный ошибкам. Единственным недостатком является высокая точность (±10% от 31 кГц) генератора (). Напротив, внутренняя частота 500 кГц откалибрована на 1% отклонения от номинала во время производства, но требует примерно десятикратного тока питания.

Все параметры, связанные со временем, пропорциональны частоте генератора и, следовательно, имеют тот же допуск, что и частота генератора. Отклонение ±10% между устройствами может быть приемлемым с точки зрения частоты стимуляции и ширины фазы, но при проведении ежедневной стимуляции с целью проверки животного во время стимуляции отклонение ±2,4 часа в течение 24 часов является недостаточным.

Реализованная процедура калибровки () позволила значительно повысить точность отдельных устройств (). Это уменьшило ошибки частоты стимуляции с +10,7% до -8,9.% до +2,1% до 0,0%. Время включения стимуляции (10 с) и время выключения стимуляции (20 с), оба сгенерированные с помощью таймера 0, уменьшаются с 0% до -0,7% и с +0,0% до -1,2% соответственно.

Время отключения стимуляции также может быть сгенерировано с помощью сторожевого таймера, позволяющего микропроцессору перейти в спящий режим. Эта мера требует промежуточных пробуждений для подсчета циклов пробуждения для достижения определенной точности. Здесь мы находим некоторый компромисс, чем чаще WDT просыпается, тем выше точность, но чем больше времени не находится в спящем режиме, тем выше потребляемый ток. В этом примере диапазон «время не в спящем режиме» может быть уменьшен с 308 мс до 10 мс до 39 мс.мс до 10 мс, если допустимый диапазон ошибок увеличен с ±1% до ±5%.

Аналогичные наблюдения в отношении сна, поддерживаемого WDT, наблюдались для длительного времени отдыха ().

Точность всех параметров стимуляции улучшилась после калибровки, за исключением ширины фазы, которая напрямую зависит от тактовой частоты. Значение единицы в соответствующем регистре означает, что номинальная ширина фазы составляет 32 мкс (1/31 кГц), число двух — 64 мкс и т. д., что не оставляет места для оптимизации в желаемом диапазоне ширины фазы.

Недостатком выбранной концепции имплантата является сложность регулировки интенсивности стимуляции в естественных условиях . Решение состояло в том, чтобы предварительно запрограммировать несколько паттернов с разными амплитудами и использовать введенную стратегию маркировки ().

Во время использования мы узнали, что стратегия маркировки хорошо работает до 6 вариантов. Пользователи сообщили, что более высокое число требует пристального внимания для выполнения процедуры сброса/подсчета. Если пользователь не очень опытен, требуется от двух до четырех оборотов, пока не будет зафиксирована оптимальная интенсивность.

Поскольку параметры стимуляции должны быть предварительно запрограммированы в процессе производства, MiniVStimA не предназначен для исследований, требующих регулярных изменений параметров стимуляции, или когда параметры стимуляции не могут быть четко определены заранее. В этих случаях должны использоваться другие устройства, разработанные для большей гибкости, такие как BION [7].

С другой стороны, предварительно запрограммированный MiniVStimA не требует каких-либо технических знаний для его настройки и обслуживания. Он настраивается во время имплантации и не требует никаких дополнительных приспособлений (кроме магнита) при имплантации. В помещениях для животных нет необходимости в каких-либо других установках, что позволяет избежать дополнительной нагрузки на лиц, осуществляющих уход, таких как дезинфекция после окончания исследования и, согласно местному протоколу, возможно, повторно.

Имплантируемый генератор импульсов MiniVStimA для стимуляции нервов с объемом 1,2 см ³ достаточно мал для использования в мышиной модели, достаточно гибок, чтобы адаптироваться к различным приложениям, прост в использовании, оптимизирован для энергоэффективности и с обоими типами инкапсуляции, стабильный in-vivo .

Сложные модели стимуляции могут быть запрограммированы заранее и полностью автономны в течение нескольких недель, пока животное остается в знакомой среде, что является неотъемлемой частью удобства использования.

Параметры стимуляции, зависящие от времени, пропорциональны тактовой частоте микропроцессора и различаются между устройствами в диапазоне ±10 %. Благодаря уникальной технологии производства допуск может быть уменьшен до менее чем ±1%, за исключением ширины импульса.

В двух исследованиях in-vivo с использованием MiniVStimA не наблюдалось ни одного отказа устройства, что продемонстрировало надежность работы.

Преимущество использования простого магнитного интерфейса управления заключается в том, что не требуется никакого другого внешнего программирующего оборудования. Грызуна можно держать в одной руке, пальпируя целевую мышцу. В то же время магнитом можно манипулировать другой рукой. Таким образом, облегчается выбор из небольшого числа предустановленных программ. Мы обнаружили, что для более сложной настройки параметров и упрощенной настройки амплитуды желательна действительно двусторонняя радиочастотная передача данных, которая будет реализована в будущих конструкциях.

Большая часть денежных средств и всех человеческих ресурсов поступила от Венского медицинского университета / факультета медицинской физики и биомедицинской инженерии. Проект частично финансировался MED-EL (https://www.medel.com/). Спонсоры не участвовали в разработке исследования, сборе и анализе данных, принятии решения о публикации или подготовке рукописи. Это не меняет нашей приверженности политике PLOS ONE в отношении обмена данными и материалами. Для этого исследования не было получено дополнительного внешнего финансирования.

Все необходимые данные находятся на бумаге.

1. Национальный центр биотехнологической информации. [по состоянию на 7 ноября 2019 г.]. Доступно: https://www.ncbi.nlm.nih.gov/

2. Jarvis JC, Mokrusch T, Kwende MM, Sutherland H, Salmons S. Трансформация от быстрого к медленному в стимулированных мышцах крыс. Мышечный нерв. 1996; 19: 1469–1475. 10.1002/(SICI) 1097-4598 (199611) 19:11<1469::AID-MUS11>3.0.CO;2-O [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]

3. Ashley Z, Sutherland H, Russold MF, Lanmüller H, Mayr W, Jarvis JC, et al. Терапевтическая стимуляция денервированных мышц: влияние паттерна. Мышечный нерв. 2008; 38: 875–886. 10.1002/муз.21020 [PubMed] [CrossRef] [Академия Google]

4. Bilchick KC, Saha SK, Mikolajczyk E, Cope L, Ferguson WJ, Yu W, et al. Дифференциальная региональная экспрессия генов от сердечной диссинхронии, вызванной хронической стимуляцией свободной стенки правого желудочка у мышей. Физиол Геномика. 2006; 26: 109–115. 10.1152/физиолгеномика.00281.2005 [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]

5. Лосось С., Врбова Г. Изменения скорости быстрых мышц млекопитающих после длительной стимуляции. Дж. Физиол. 1967; 192: 39П–40П. [PubMed] [Академия Google]

6. Sutherland H, Jarvis JC, Salmons S. Зависимость от паттерна в вызванной стимуляцией трансформации типа быстрой скелетной мышцы кролика. Нейронный интерфейс технологии нейромодуляции. 2003; 6: 176–189. 10.1046/j.1525-1403.2003.03025.x [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]

7. Loeb GE, Richmond FJR, Baker LL. Устройства БИОН: инъекционные интерфейсы с периферическими нервами и мышцами. Нейрохирург Фокус. 2006;20: Е2 10.3171/фок.2006.20.5.3 [PubMed] [CrossRef] [Академия Google]

8. Chavanelle V, Boisseau N, Otero YF, Combaret L, Dardevet D, Montaurier C, et al. Влияние высокоинтенсивных интервальных тренировок и непрерывных тренировок средней интенсивности на гликемический контроль и функцию митохондрий скелетных мышц у мышей db/db. Научный представитель 2017;7 10.1038/с41598-017-00276-8 [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]

9. Baar K, Esser K. Фосфорилирование p70S6k коррелирует с увеличением массы скелетных мышц после упражнений с отягощениями. Am J Physiol—Cell Physiol. 1999;276: С120–С127. 10.1152/ajpcell.1999.276.1.C120 [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]

10. Дункан Н.Д., Уильямс Д.А., Линч Г.С. Адаптация скелетных мышц крыс после длительных тренировок с отягощениями. Eur J Appl Physiol. 1998; 77: 372–378. 10.1007/s004210050347 [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]

11. Farrell PA, Fedele MJ, Hernandez J, Fluckey JD, Miller JL, Lang CH, et al. Гипертрофия скелетных мышц у крыс с диабетом в ответ на хронические упражнения с отягощениями. J Appl Physiol. 1999;87: 1075–1082. 10.1152/яппл.1999.87.3.1075 [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]

12. Клитгаард Х. Модель количественной силовой тренировки мышц задних конечностей крысы. J Appl Physiol Bethesda Md 1985. 1988; 64: 1740–1745. [PubMed] [Google Scholar]

13. Тамаки Т., Учияма С., Накано С. Модель упражнений с отягощениями для индукции гипертрофии мышц задних конечностей крыс. Медицинские спортивные упражнения. 1992; 24: 881–886. [PubMed] [Google Scholar]

14. Вонг Т.С., Бут Ф.В. Увеличение скелетных мышц крыс при выполнении упражнений с отягощениями. J Appl Physiol. 1988;65: 950–954. 10.1152/яппл.1988.65.2.950 [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]

15. Валенте В., Демосфенус А., Бэйфорд Р. Трехполярный стимулятор управления током ASIC для формирования поля при глубокой стимуляции мозга. IEEE Trans Biomed Circuits Syst. 2012;6: 197–207. 10.1109/ТБКАС.2011.2171036 [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]

16. Liu X, Demosthenous A, Vanhoestenberghe A, Jiang D, Donaldson N. Active Books: The Design of an Implantable Stimulator, That Mini Count Counters Using Integrated Circuits Very close to Electrodes. IEEE Trans Biomed Circuits Syst. 2012;6: 216–227. 10.1109/ТБКАС.2011.2174360 [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]

17. Greenwald E, Maier C, Wang Q, Beaulieu R, Etienne-Cummings R, Cauwenberghs G, et al. КМОП-матрица для нейростимуляции с управлением током со встроенной калибровкой ЦАП и балансировкой заряда. IEEE Trans Biomed Circuits Syst. 2017; 11: 324–335. 10.1109/ТБКАС.2016.2609854 [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]

18. Charthad J, Chang TC, Liu Z, Sawaby A, Weber MJ, Baker S, et al. Беспроводное имплантируемое устройство размером в миллиметр для электрической стимуляции периферических нервов. IEEE Trans Biomed Circuits Syst. 2018; 12: 257–270. 10.1109/ТБКАС.2018.2799623 [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]

19. Piech DK, Johnson BC, Shen K, Ghanbari MM, Li KY, Neely RM, et al. Беспроводной имплантируемый нейронный стимулятор миллиметрового масштаба с двунаправленной связью с ультразвуковым питанием. Нат Биомед Инж. 2020;4: 207–222. 10.1038/с41551-020-0518-9 [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]

20. Liu X, Demosthenous A, Jiang D, Donaldson N. Дизайн имплантируемого стимулятора ASIC с самоадаптирующимся питанием. Международный симпозиум IEEE по схемам и системам (ISCAS), 2013 г. 2013. стр. 1881–1884. 10.1109/ISCAS.2013.6572233 [CrossRef] [Google Scholar]

21. Сяо Лю, Демосфенус А. Надежный ASIC для имплантируемой нервной стимуляции. ESSCIRC 2007 — 33-я Европейская конференция по твердотельным схемам. 2007. С. 460–463. 10.1109/ESSCIRC.2007.4430342 [CrossRef]

22. Lee EKF, Matei E, Gang V, Shi J, Zadeh A. ASIC для стимуляции фиксированным током с несколькими выходами для периферически имплантируемой системы нейростимуляции. Материалы конференции IEEE 2014 Custom Integrated Circuits Conference. 2014. С. 1–4. 10.1109/CICC.2014.62 [CrossRef]

23. de Haas R, Struikmans R, van der Plasse G, van Kerkhof L, Brakkee JH, Kas MJH, et al. Беспроводное имплантируемое устройство микростимуляции для высокочастотной двусторонней глубокой стимуляции мозга у свободно движущихся мышей. J Neurosci Методы. 2012; 209: 113–119. 10.1016/j.jneumeth.2012.05.028 [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]

24. Kolbl F, N’Kaoua G, Naudet F, Berthier F, Faggiani E, Renaud S, et al. Встроенный стимулятор глубокого мозга для двухфазных хронических экспериментов на свободно движущихся грызунах. IEEE Trans Biomed Circuits Syst. 2014. 10.1109/ТБКАС.2014.2368788 [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]

25. Kouzani AZ, Kale RP, Zarate-Garza PP, Berk M, Walder K, Tye SJ. Проверка портативного маломощного устройства для глубокой стимуляции мозга с помощью анксиолитических эффектов на модели лабораторных крыс. IEEE Trans Neural Syst Rehabil Eng Publ IEEE Eng Med Biol Soc. 2017; 25: 1365–1374. 10.1109/ТНСРЭ.2016.2628760 [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]

26. Laughner JI, Marrus SB, Zellmer ER, Weinheimer CJ, MacEwan MR, Cui SX, et al. Полностью имплантируемый кардиостимулятор для мыши: от аккумулятора до беспроводного питания. PloS Один. 2013;8: e76291 10.1371/journal.pone.0076291 [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]

27. Millard RE, Shepherd RK. Полностью имплантируемый стимулятор для использования на мелких лабораторных животных. J Neurosci Методы. 2007; 166: 168–177. 10.1016/j.jneumeth.2007.07.009 [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]

28. Kane MJ, Breen PP, Quondamatteo F, ÓLaighin G. Микростимуляторы BION: пример разработки электронного имплантируемого медицинского устройства. мед. инж. физ. 2011; 33: 7–16. 10.1016/j.medengphy.2010.08.010 [PubMed] [CrossRef] [Академия Google]

29. Whitehurst TK, Schulman JH, Jaax KN, Carbunaru R. Микростимулятор Bion® и его клиническое применение. В: Гринбаум Э., Чжоу Д., редакторы. Имплантируемые нейронные протезы 1: устройства и приложения. Нью-Йорк, штат Нью-Йорк: Springer US; 2009. С. 253–273. 10.1007/978-0-387-77261-5_8 [CrossRef] [Google Scholar]

30. Alam M, Li S, Ahmed RU, Yam YM, Thakur S, Wang X-Y, et al. Разработка безбатарейного ультразвукового функционального электростимулятора для восстановления движений после парализующей травмы спинного мозга. J Нейроинженерная реабилитация. 2019;16:36 10.1186/с12984-019-0501-4 [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]

31. Russold M, Jarvis JC. Имплантируемый стимулятор с несколькими программами, регулируемой амплитудой стимуляции и двунаправленной связью для имплантации мышам. Med Biol Eng Comput. 2007; 45: 695–699. 10.1007/с11517-007-0190-1 [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]

32. Bijak M, Schmoll M, Unger E, Jarvis JC, Lanmueller H. Миниатюрный имплантируемый электрический стимулятор для мелких животных, предварительные результаты. Программа 22-й ежегодной конференции Международного общества функциональной электростимуляции. 2018. с. 33. [Google Академия]

33. Craggs MD, Дональдсон Н. де Н., Дональдсон П.К. Характеристики платиновых стимулирующих электродов, нанесенные на карту предельного напряжения. Med Biol Eng Comput. 1986; 24: 424–430. 10.1007/BF02442699 [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]

34. Jarvis JC, Salmons S. Применение и технология имплантируемых нервно-мышечных стимуляторов: введение и обзор. мед. инж. физ. 2001; 23: 3–7. 10.1016/с1350-4533(01)00005-4 [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]

35. Thil M-A, Gérard B, Jarvis JC, Delbeke J. Двусторонняя связь для программирования и измерения в миниатюрном имплантируемом стимуляторе. Med Biol Eng Comput. 2005; 43: 528–534. 10.1007/BF02344736 [PubMed] [CrossRef] [Академия Google]

36. Qin W, Sun L, Cao J, Peng Y, Collier L, Wu Y, et al. Независимая от центральной нервной системы (ЦНС) антикостно-резорбтивная активность мышечного сокращения и лежащие в ее основе молекулярные и клеточные сигнатуры. Дж. Биол. Хим. 2013; 288: 13511–13521. 10.1074/jbc.M113.454892 [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]

37. Vickerton P, Jarvis JC, Gallagher JA, Akhtar R, Sutherland H, Jeffery N. Морфологическая и гистологическая адаптация мышц и костей к нагрузкам, вызванным повторяющимися активация мышц. Proc R Soc B Biol Sci. 2014;281:20140786 10.1098/рспб.2014.0786 [Бесплатная статья PMC] [PubMed] [CrossRef] [Google Scholar]

Статьи из PLoS ONE предоставлены здесь с разрешения Public Library of Science

Best Electronic Circuit Projects

Home

Электронный проект — это, по сути, схемный проект, построенный с использованием нескольких пассивных и активных электронных частей путем их пайки на печатной плате или печатной плате.

Некоторые из лучших проектов электронных схем, которые вы можете изучить на этом веб-сайте, представлены ниже:

Новые сообщения