基于MSP430的自控式骨矫形器的设计与实现
发布时间：2010-11-5 19:36
发布者：techshare
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自1904年Codivilla报告骨延长术开始，肢体延长术已经发展了100多年，骨缓慢牵张再生理论已经形成且不断完善，与此同时肢体延长器械也在不断发展。目前肢体延长的手术技术和器械经历了三个发展阶段: (1)骨外固定支架技术;(2)髓内钉结合外固定支架;(3)完全植入式肢体延长器。骨外固定支架技术采用人工外力控制实现骨矫形器的拉伸，拉伸的控制精度低，操作难度大，临床应用中容易引发针道感染，不利于延长区骨质愈合，同时长时间携带外固定器也会在患者的生理和心理上造成不良影响。髓内钉结合外固定支架技术在稳定性、延长精度上有了长足的发展，但仍无法避免外固定支架带来的不良后果。完全植入式骨延长器,因其内置动力发生装置可精确控制延长速率同时又可避免针道感染问题等优势，成为骨延长器的发展方向。目前此技术最成熟和最具代表性的是ORTHOFIX公司研制开发的髓腔内置式骨骼动力延长器(ISKD), 它由外置的监测器和手术植入的类似伸缩望远镜桶式的髓内钉组成,其基本原理是靠患者的关节活动旋转带动内部牵张器牵张。但其缺点是只能牵张，不能回缩加压固定，一旦活动度大，超过单次牵张长度，不能回缩，有可能导致断骨面不能生长，存在极大的临床应用风险。 目前，我国肢体延长的手术技术及器械还停留在第二阶段，远远落后于发达国家。我国的国家中长期科技发展纲要中，已经把新型医疗器械的研发作为鼓励投资和自主创新的新领域。为此，本文设计了一种以MSP430F169单片机为核心的高精度、自控式骨矫形器。该骨矫形器不但克服了外固定器的缺点,也克服了ISKD不能回缩加压固定的缺点。采用电机控制，操作简单方便，用户可以根据需要自控骨矫形器的伸缩，延长精度高，具有广阔的应用前景。 1 系统总体设计 系统由植入长骨骨髓腔的内部骨矫形器和体外的控制器两部分组成。体外的控制器通过生物硅胶管引线与内部骨矫形器相连，主要由MSP430F169单片机、电机驱动电路、电源模块、信号处理模块、键盘及液晶显示系统等相关单元组成。体内骨矫形器通过精密电机的运行实现自身伸缩，单片机通过由磁敏传感器构成的参数反馈模块及信号处理模块实现对骨矫形器的精确控制。系统总体结构框图如图1所示。  为满足用户对便携性的要求，矫形器系统采用电池供电。因此低功耗是系统的一个主要指标，为此系统选用具有超低功耗特点的MSP430系列单片机。在MSP430F169单片机的基础上搭建系统平台，同时配合软件中断处理机制，非常好地实现了系统的低功耗指标。高精度控制是系统的另一个主要指标，骨矫形器必须保持高精度牵张、回缩控制，任何误差都会给用户带来不良影响。系统使用ZP系列传感器传回微电机运行信号，信号经过放大处理后送回单片机处理，实现精确控制。根据软件设计，系统实现运行精度为0.1 mm，其精度远高于现有矫形器。 2 系统硬件设计 2.1 MSP430F169单片机 MSP430F169单片机是美国德州仪器公司生产的具有超低功耗、功能强大的16位单片机。它采用“冯·诺依曼”结构, RAM、ROM及全部外围模块都位于同一个地址空间内, 最大寻址地址为62 KB;具有强大的中断功能, 48个I/O 引脚, 每个I/O口分别对应输入、输出、功能选择、中断等多个寄存器, 在对同一个I/O口进行操作前,选择其要实现的功能便可实现功能口和通用I/O口的复用, 大大地增强了端口的功能和灵活性;MSP430F系列超单片机自带闪速存储器,运行在1 MHz时钟条件下时，工作电流视工作模式不同仅为0.1～280 μA;同时它具有良好的仿真开发技术,设置有JTAG仿真接口和高级语言编译器。 2.2 骨矫形器系统 2.2.1矫形器机械 矫形器的机械结构如图2所示。图中左端头(1)和右端头(11)分别与外部部件依靠螺钉固联。左端头(1)与电机(3)、电机支架(4)和外套筒(7)依靠过盈固联在一起，为左端部件。而右端头(11)与内套筒(8)依靠螺纹固联在一起，为右端部件。在内套筒和外套筒之间有一个导向键(6),它可以限制内套筒和外套筒之间相互的周向旋转运动，实现在长度方向、行程范围内(100 mm)的自由运动。左端部件和右端部件之间沿长度方向的滑动是靠电机来实现的。电机输出经过减速器减速，电机减速器的输出轴通过电机薄键将中心螺杆(9)带动旋转，然后中心螺杆通过螺纹推动受到导向键周向固定的内套筒前进，从而实现整个系统的伸缩。电机的精确控制是整个矫形器系统的核心。  2.2.2电机驱动 骨矫形器内部精密电机最大可承受电压为6 V，其驱动电压为4 V左右，电压每下降1 V，电机的转速就下降2 800 r/m，因此电机驱动电路不仅需要很大的驱动能力，而且其输出还需要很高的稳定性。 本设计采用电机专用控制芯片LG9110作为电机的驱动电路。该芯片是为控制和驱动电机专门设计的2通道推挽式功率放大专用集成电路器件，它将分立电路集成在单片IC中，不再需要任何外围器件, 降低了应用成本，提高了整机可靠性。LG9110具有良好的抗干扰能力和较大的电流驱动能力，两个输出端能直接驱动电机的正反向运动。电机驱动电路如图3所示，LG9110的6脚接正转信号，7脚接反转信号，1脚和4脚之间接精密电机。  2.2.3 参数反馈 本设计要求实现对骨矫形器精确控制的同时保持系统低功耗的特性,因此骨矫形器内部安装了ZP系列零功耗磁敏传感器，该传感器是一种工作时无需外加电源的新型传感器，为双磁极交替触发工作方式。转盘安装在电机转轴上，转盘上固定有小磁铁，当转盘转动、小磁铁经过磁敏元件正下方时，磁敏元件产生电信号，电信号通过导线传给外围电路，而且电信号幅值与磁场的变化速度无关 2.2.4 信号处理 ZP系列传感器输出信号电流很小，将信号进行后级放大处理后的输出脉冲信号通过74HC14进行整形后，送入单片机进行计数。使用MSP430F169具有定时/捕获功能的16位定时器A对脉冲计数，采用外部引脚信号作为定时器A的输入时钟源，定时器A的工作模式采用增计数到CCR0模式。 2.3 键盘显示 为了降低系统功耗、减少占用单片机的I/O口数目，键盘模块设计为3×3个按键的行列式键盘，采用中断方式进行处理,P2.0"P2.2作为行线，P2.5"P2.7作为列线。只要按键被按下，便会触发中断，进入键盘处理程序，实现设定初始位移、目标位移，控制骨矫形器微电机的正转、反转和读取、保存数据等功能。 骨矫形器需要为用户提供丰富的交互信息，本设计选用HG1286413单色点阵图形液晶显示器作为用户的交互界面，它最大可显示4行8列32个字符。P3.0"P3.7作为液晶的数据线, P5.4"5.7作为液晶使能、内部命令寄存器/显示存储器选择控制和读写模式控制位，P5.3为复位信号的控制位。LCD显示屏为用户显示操作提示、工作状态、电池欠压告警等信息。 2.4 电源模块 电机在正常工作时对电源的干扰很大，为不影响单片机的正常工作，系统选用双电源供电,采用1个5 V/4.8 Ah锂电池供电。一组经AMS1117转换成3.3 V给单片机及外围电路供电；另一组经纹波极低的DC/CD模块B0505S-1W实现电压隔离后给电机供电。 LG9110的驱动电压不应低于4 V，否则电机不能正常工作，为此设计了电压检测电路。MSP430F169内部的比较器A的反向输入端P2.4电压取自分压电阻,同向输入端为参考电压，选用内部电压VCC/2,即1.65 V。当电池电压低于设定值4 V时，触发比较器A中断，程序进入低压服务程序，保存现场数据到信息存储器A、B中，同时提示用户对电池进行充电。而电压在4 V"5.0 V之间变动时，电路不会产生误操作。 3 系统软件设计 3.1主程序 为了减轻CPU的负担和降低电路功耗, 系统全部功能都使用中断方式实现。主程序进行一些必要的初始化工作后进入低功耗死循环状态并等待中断。一旦有中断, CPU从低功耗模式中唤醒,进行中断处理, 中断结束后再次返回低功耗死循环。主程序的流程图如图4所示。  3.2 电机控制 矫形器的调速功能通过MSP430F169的定时器B输出PWM方波来实现。通过改变捕获/比较寄存器CCR1、CCR2中的数值就可以改变定时器B产生的2路（P4.1、P4.2）PWM方波信号的占空比, 通过改变捕获/比较寄存器CCR0中的数值就可改变PWM方波信号的周期，由此达到改变微电机转速的目的。当P4.1输出PWM信号时，矫形器正向运行;当P4.2输出PWM信号时，矫形器反向运行；当P4.1与P4.2都输出或者都不输出信号时，矫形器停止运行。 矫形器运行位移通过定时器A所记录的脉冲数来确定。微电机的转速为8 000 r/m，经过减速器4 096:1的减速，输出速度为1.95 r/m，因此中心螺杆的转速也为1.95 r/m，而中心螺杆的螺纹导程为0.5 mm。所以内套筒相对外套筒的运行速度为0.975 mm/min，整个矫形器的运行速度即为0.975 mm/min。通过运算可知矫形器每运行0.1 mm,微电机就运行819.2转,而码盘上固定了4个小磁铁，计数器就记录了3 277个脉冲。用户通过键盘选择当次运行位移，程序中通过设置CCR0值来实现对矫形器运行位移的精确控制。电机控制程序流程图如图5所示。  本文介绍了一种新型高精度自控式骨矫形器设计及实现。该骨矫形器安放在长骨骨髓腔内，以避免外固定器械的高并发症，既可作内固定器，又具有牵张作用，能够在单次牵张后，达到长时间持续稳定的牵张效果；肢体牵张手术创伤小，手术操作及术后护理简单；性能安全可靠、操控简单稳定实用而又不困扰患者日常生活，在实际应用中效果明显优于传统的骨矫形器，具有非常高的实用价值。 |
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