基于MSP430的自控式骨矯形器的設(shè)計與實現(xiàn)

自1904年Codivilla報告骨延長術(shù)開始，肢體延長術(shù)已經(jīng)發(fā)展了100多年，骨緩慢牽張再生理論已經(jīng)形成且不斷完善，與此同時肢體延長器械也在不斷發(fā)展。目前肢體延長的手術(shù)技術(shù)和器械經(jīng)歷了三個發(fā)展階段[1]: (1)骨外固定支架技術(shù);(2)髓內(nèi)釘結(jié)合外固定支架;(3)完全植入式肢體延長器。骨外固定支架技術(shù)采用人工外力控制實現(xiàn)骨矯形器的拉伸，拉伸的控制精度低，操作難度大，臨床應(yīng)用中容易引發(fā)針道感染，不利于延長區(qū)骨質(zhì)愈合，同時長時間攜帶外固定器也會在患者的生理和心理上造成不良影響。髓內(nèi)釘結(jié)合外固定支架技術(shù)在穩(wěn)定性、延長精度上有了長足的發(fā)展，但仍無法避免外固定支架帶來的不良后果。完全植入式骨延長器,因其內(nèi)置動力發(fā)生裝置可精確控制延長速率同時又可避免針道感染問題等優(yōu)勢，成為骨延長器的發(fā)展方向。目前此技術(shù)最成熟和最具代表性的是ORTHOFIX公司研制開發(fā)的髓腔內(nèi)置式骨骼動力延長器(ISKD), 它由外置的監(jiān)測器和手術(shù)植入的類似伸縮望遠(yuǎn)鏡桶式的髓內(nèi)釘組成,其基本原理是靠患者的關(guān)節(jié)活動旋轉(zhuǎn)帶動內(nèi)部牽張器牽張。但其缺點是只能牽張，不能回縮加壓固定，一旦活動度大，超過單次牽張長度，不能回縮，有可能導(dǎo)致斷骨面不能生長，存在極大的臨床應(yīng)用風(fēng)險。
　目前，我國肢體延長的手術(shù)技術(shù)及器械還停留在第二階段[2]，遠(yuǎn)遠(yuǎn)落后于發(fā)達(dá)國家。我國的國家中長期科技發(fā)展綱要中，已經(jīng)把新型醫(yī)療器械的研發(fā)作為鼓勵投資和自主創(chuàng)新的新領(lǐng)域。為此，本文設(shè)計了一種以MSP430F169單片機(jī)為核心的高精度、自控式骨矯形器。該骨矯形器不但克服了外固定器的缺點,也克服了ISKD不能回縮加壓固定的缺點。采用電機(jī)控制，操作簡單方便，用戶可以根據(jù)需要自控骨矯形器的伸縮，延長精度高，具有廣闊的應(yīng)用前景。
1 系統(tǒng)總體設(shè)計
　系統(tǒng)由植入長骨骨髓腔的內(nèi)部骨矯形器和體外的控制器兩部分組成。體外的控制器通過生物硅膠管引線與內(nèi)部骨矯形器相連，主要由MSP430F169單片機(jī)、電機(jī)驅(qū)動電路、電源模塊、信號處理模塊、鍵盤及液晶顯示系統(tǒng)等相關(guān)單元組成。體內(nèi)骨矯形器通過精密電機(jī)的運行實現(xiàn)自身伸縮，單片機(jī)通過由磁敏傳感器構(gòu)成的參數(shù)反饋模塊及信號處理模塊實現(xiàn)對骨矯形器的精確控制。系統(tǒng)總體結(jié)構(gòu)框圖如圖1所示。

   為滿足用戶對便攜性的要求，矯形器系統(tǒng)采用電池供電。因此低功耗是系統(tǒng)的一個主要指標(biāo)，為此系統(tǒng)選用具有超低功耗特點的MSP430系列單片機(jī)。在MSP430F169單片機(jī)的基礎(chǔ)上搭建系統(tǒng)平臺，同時配合軟件中斷處理機(jī)制，非常好地實現(xiàn)了系統(tǒng)的低功耗指標(biāo)。高精度控制是系統(tǒng)的另一個主要指標(biāo)，骨矯形器必須保持高精度牽張、回縮控制，任何誤差都會給用戶帶來不良影響。系統(tǒng)使用ZP系列傳感器傳回微電機(jī)運行信號，信號經(jīng)過放大處理后送回單片機(jī)處理，實現(xiàn)精確控制。根據(jù)軟件設(shè)計，系統(tǒng)實現(xiàn)運行精度為0.1 mm，其精度遠(yuǎn)高于現(xiàn)有矯形器。
2 系統(tǒng)硬件設(shè)計
2.1 MSP430F169單片機(jī)
    MSP430F169[3]單片機(jī)是美國德州儀器公司生產(chǎn)的具有超低功耗、功能強(qiáng)大的16位單片機(jī)。它采用“馮·諾依曼”結(jié)構(gòu), RAM、ROM及全部外圍模塊都位于同一個地址空間內(nèi), 最大尋址地址為62 KB;具有強(qiáng)大的中斷功能, 48個I/O 引腳, 每個I/O口分別對應(yīng)輸入、輸出、功能選擇、中斷等多個寄存器, 在對同一個I/O口進(jìn)行操作前,選擇其要實現(xiàn)的功能便可實現(xiàn)功能口和通用I/O口的復(fù)用, 大大地增強(qiáng)了端口的功能和靈活性;MSP430F系列超單片機(jī)自帶閃速存儲器,運行在1 MHz時鐘條件下時，工作電流視工作模式不同僅為0.1～280 μA;同時它具有良好的仿真開發(fā)技術(shù),設(shè)置有JTAG仿真接口和高級語言編譯器。
2.2 骨矯形器系統(tǒng)
2.2.1矯形器機(jī)械
    矯形器的機(jī)械結(jié)構(gòu)如圖2所示。圖中左端頭(1)和右端頭(11)分別與外部部件依靠螺釘固聯(lián)。左端頭(1)與電機(jī)(3)、電機(jī)支架(4)和外套筒(7)依靠過盈固聯(lián)在一起，為左端部件。而右端頭(11)與內(nèi)套筒(8)依靠螺紋固聯(lián)在一起，為右端部件。在內(nèi)套筒和外套筒之間有一個導(dǎo)向鍵(6),它可以限制內(nèi)套筒和外套筒之間相互的周向旋轉(zhuǎn)運動，實現(xiàn)在長度方向、行程范圍內(nèi)(100 mm)的自由運動。左端部件和右端部件之間沿長度方向的滑動是靠電機(jī)來實現(xiàn)的。電機(jī)輸出經(jīng)過減速器減速，電機(jī)減速器的輸出軸通過電機(jī)薄鍵將中心螺桿(9)帶動旋轉(zhuǎn)，然后中心螺桿通過螺紋推動受到導(dǎo)向鍵周向固定的內(nèi)套筒前進(jìn)，從而實現(xiàn)整個系統(tǒng)的伸縮。電機(jī)的精確控制是整個矯形器系統(tǒng)的核心。

2.2.2電機(jī)驅(qū)動
　骨矯形器內(nèi)部精密電機(jī)最大可承受電壓為6 V，其驅(qū)動電壓為4 V左右，電壓每下降1 V，電機(jī)的轉(zhuǎn)速就下降2 800 r/m，因此電機(jī)驅(qū)動電路不僅需要很大的驅(qū)動能力，而且其輸出還需要很高的穩(wěn)定性。
　本設(shè)計采用電機(jī)專用控制芯片LG9110[4]作為電機(jī)的驅(qū)動電路。該芯片是為控制和驅(qū)動電機(jī)專門設(shè)計的2通道推挽式功率放大專用集成電路器件，它將分立電路集成在單片IC中，不再需要任何外圍器件, 降低了應(yīng)用成本，提高了整機(jī)可靠性。LG9110具有良好的抗干擾能力和較大的電流驅(qū)動能力，兩個輸出端能直接驅(qū)動電機(jī)的正反向運動。電機(jī)驅(qū)動電路如圖3所示，LG9110的6腳接正轉(zhuǎn)信號，7腳接反轉(zhuǎn)信號，1腳和4腳之間接精密電機(jī)。

2.2.3 參數(shù)反饋
　本設(shè)計要求實現(xiàn)對骨矯形器精確控制的同時保持系統(tǒng)低功耗的特性,因此骨矯形器內(nèi)部安裝了ZP系列零功耗磁敏傳感器，該傳感器是一種工作時無需外加電源的新型傳感器，為雙磁極交替觸發(fā)工作方式。轉(zhuǎn)盤安裝在電機(jī)轉(zhuǎn)軸上，轉(zhuǎn)盤上固定有小磁鐵，當(dāng)轉(zhuǎn)盤轉(zhuǎn)動、小磁鐵經(jīng)過磁敏元件正下方時，磁敏元件產(chǎn)生電信號，電信號通過導(dǎo)線傳給外圍電路，而且電信號幅值與磁場的變化速度無關(guān)。
2.2.4 信號處理
　ZP系列傳感器輸出信號電流很小，將信號進(jìn)行后級放大處理后的輸出脈沖信號通過74HC14進(jìn)行整形后，送入單片機(jī)進(jìn)行計數(shù)。使用MSP430F169具有定時/捕獲功能的16位定時器A對脈沖計數(shù)，采用外部引腳信號作為定時器A的輸入時鐘源，定時器A的工作模式采用增計數(shù)到CCR0模式。
2.3 鍵盤顯示
　為了降低系統(tǒng)功耗、減少占用單片機(jī)的I/O口數(shù)目，鍵盤模塊設(shè)計為3×3個按鍵的行列式鍵盤，采用中斷方式進(jìn)行處理,P2.0~P2.2作為行線，P2.5~P2.7作為列線。只要按鍵被按下，便會觸發(fā)中斷，進(jìn)入鍵盤處理程序，實現(xiàn)設(shè)定初始位移、目標(biāo)位移，控制骨矯形器微電機(jī)的正轉(zhuǎn)、反轉(zhuǎn)和讀取、保存數(shù)據(jù)等功能。
　骨矯形器需要為用戶提供豐富的交互信息，本設(shè)計選用HG1286413單色點陣圖形液晶顯示器作為用戶的交互界面，它最大可顯示4行8列32個字符。P3.0~P3.7作為液晶的數(shù)據(jù)線, P5.4~5.7作為液晶使能、內(nèi)部命令寄存器/顯示存儲器選擇控制和讀寫模式控制位，P5.3為復(fù)位信號的控制位。LCD顯示屏為用戶顯示操作提示、工作狀態(tài)、電池欠壓告警等信息。
2.4 電源模塊
　電機(jī)在正常工作時對電源的干擾很大，為不影響單片機(jī)的正常工作，系統(tǒng)選用雙電源供電,采用1個5 V/4.8 Ah鋰電池供電。一組經(jīng)AMS1117轉(zhuǎn)換成3.3 V給單片機(jī)及外圍電路供電；另一組經(jīng)紋波極低的DC/CD模塊B0505S-1W實現(xiàn)電壓隔離后給電機(jī)供電。
　LG9110的驅(qū)動電壓不應(yīng)低于4 V，否則電機(jī)不能正常工作，為此設(shè)計了電壓檢測電路。MSP430F169內(nèi)部的比較器A的反向輸入端P2.4電壓取自分壓電阻,同向輸入端為參考電壓，選用內(nèi)部電壓VCC/2,即1.65 V。當(dāng)電池電壓低于設(shè)定值4 V時，觸發(fā)比較器A中斷，程序進(jìn)入低壓服務(wù)程序，保存現(xiàn)場數(shù)據(jù)到信息存儲器A、B中，同時提示用戶對電池進(jìn)行充電。而電壓在4 V~5.0 V之間變動時，電路不會產(chǎn)生誤操作。
3 系統(tǒng)軟件設(shè)計
3.1主程序
　為了減輕CPU的負(fù)擔(dān)和降低電路功耗, 系統(tǒng)全部功能都使用中斷方式實現(xiàn)。主程序進(jìn)行一些必要的初始化工作后進(jìn)入低功耗死循環(huán)狀態(tài)并等待中斷。一旦有中斷, CPU從低功耗模式中喚醒,進(jìn)行中斷處理, 中斷結(jié)束后再次返回低功耗死循環(huán)。主程序的流程圖如圖4所示。

3.2 電機(jī)控制
　矯形器的調(diào)速功能通過MSP430F169的定時器B輸出PWM方波來實現(xiàn)[5]。通過改變捕獲/比較寄存器CCR1、CCR2中的數(shù)值就可以改變定時器B產(chǎn)生的2路（P4.1、P4.2）PWM方波信號的占空比, 通過改變捕獲/比較寄存器CCR0中的數(shù)值就可改變PWM方波信號的周期，由此達(dá)到改變微電機(jī)轉(zhuǎn)速的目的。當(dāng)P4.1輸出PWM信號時，矯形器正向運行;當(dāng)P4.2輸出PWM信號時，矯形器反向運行；當(dāng)P4.1與P4.2都輸出或者都不輸出信號時，矯形器停止運行。
　矯形器運行位移通過定時器A所記錄的脈沖數(shù)來確定。微電機(jī)的轉(zhuǎn)速為8 000 r/m，經(jīng)過減速器4 096:1的減速，輸出速度為1.95 r/m，因此中心螺桿的轉(zhuǎn)速也為1.95 r/m，而中心螺桿的螺紋導(dǎo)程為0.5 mm。所以內(nèi)套筒相對外套筒的運行速度為0.975 mm/min，整個矯形器的運行速度即為0.975 mm/min。通過運算可知矯形器每運行0.1 mm,微電機(jī)就運行819.2轉(zhuǎn),而碼盤上固定了4個小磁鐵，計數(shù)器就記錄了3 277個脈沖。用戶通過鍵盤選擇當(dāng)次運行位移，程序中通過設(shè)置CCR0值來實現(xiàn)對矯形器運行位移的精確控制。電機(jī)控制程序流程圖如圖5所示。

　本文介紹了一種新型高精度自控式骨矯形器設(shè)計及實現(xiàn)。該骨矯形器安放在長骨骨髓腔內(nèi)，以避免外固定器械的高并發(fā)癥，既可作內(nèi)固定器，又具有牽張作用，能夠在單次牽張后，達(dá)到長時間持續(xù)穩(wěn)定的牽張效果；肢體牽張手術(shù)創(chuàng)傷小，手術(shù)操作及術(shù)后護(hù)理簡單；性能安全可靠、操控簡單穩(wěn)定實用而又不困擾患者日常生活，在實際應(yīng)用中效果明顯優(yōu)于傳統(tǒng)的骨矯形器，具有非常高的實用價值。
參考文獻(xiàn)
[1]  張濤,龐貴根.肢體延長的研究進(jìn)展[J].中國骨與關(guān)節(jié)損傷雜志,2008,23(3):262-264.
[2]  趙輝三. 肢殘康復(fù)20年:假肢矯形器服務(wù)的發(fā)展與挑戰(zhàn)[J].中國矯形外科雜志,2007,15(7):481-483.
[3]  魏小龍.MSP430系列單片機(jī)接口技術(shù)及系統(tǒng)設(shè)計實例[M].北京：北京航空航天大學(xué)出版社,2002.
[4]  莊偉,宋光明,魏志剛,等.具有機(jī)動能力的無線傳感器網(wǎng)絡(luò)節(jié)點的設(shè)計與實現(xiàn)[J].吉林大學(xué)學(xué)報(工學(xué)版),
2007,37(4):939-943.