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自1904年Codivilla報告骨延長術開始，肢體延長術已經發展了100多年，骨緩慢牽張再生理論已經形成且不斷完善，與此同時肢體延長器械也在不斷發展。目前肢體延長的手術技術和器械經歷了三個發展階段: (1)骨外固定支架技術;(2)髓內釘結合外固定支架;(3)完全植入式肢體延長器。骨外固定支架技術采用人工外力控制實現骨矯形器的拉伸，拉伸的控制精度低，操作難度大，臨床應用中容易引發針道感染，不利于延長區骨質愈合，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。髓內釘結合外固定支架技術在穩定性、延長精度上有了長足的發展，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,因其內置動力發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勢，成為骨延長器的發展方向。目前此技術最成熟和最具代表性的是ORTHOFIX公司研制開發的髓腔內置式骨骼動力延長器(ISKD), 它由外置的監測器和手術植入的類似伸縮望遠鏡桶式的髓內釘組成,其基本原理是靠患者的關節活動旋轉帶動內部牽張器牽張。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，有可能導致斷骨面不能生長，存在極大的臨床應用風險。 目前，我國肢體延長的手術技術及器械還停留在第二階段，遠遠落后于發達國家。我國的國家中長期科技發展綱要中，已經把新型醫療器械的研發作為鼓勵投資和自主創新的新領域。為此，本文設計了一種以MSP430F169單片機為核心的高精度、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。采用電機控制，操作簡單方便，用戶可以根據需要自控骨矯形器的伸縮，延長精度高，具有廣闊的應用前景。 1 系統總體設計 系統由植入長骨骨髓腔的內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部骨矯形器相連，主要由MSP430F169單片機、電機驅動電路、電源模塊、信號處理模塊、鍵盤及液晶顯示系統等相關單元組成。體內骨矯形器通過精密電機的運行實現自身伸縮，單片機通過由磁敏傳感器構成的參數反饋模塊及信號處理模塊實現對骨矯形器的精確控制。系統總體結構框圖如圖1所示。  為滿足用戶對便攜性的要求，矯形器系統采用電池供電。因此低功耗是系統的一個主要指標，為此系統選用具有超低功耗特點的MSP430系列單片機。在MSP430F169單片機的基礎上搭建系統平臺，同時配合軟件中斷處理機制，非常好地實現了系統的低功耗指標。高精度控制是系統的另一個主要指標，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。系統使用ZP系列傳感器傳回微電機運行信號，信號經過放大處理后送回單片機處理，實現精確控制。根據軟件設計，系統實現運行精度為0.1 mm，其精度遠高于現有矯形器。 2 系統硬件設計 2.1 MSP430F169單片機 MSP430F169單片機是美國德州儀器公司生產的具有超低功耗、功能強大的16位單片機。它采用“馮·諾依曼”結構, RAM、ROM及全部外圍模塊都位于同一個地址空間內, 最大尋址地址為62 KB;具有強大的中斷功能, 48個I/O 引腳, 每個I/O口分別對應輸入、輸出、功能選擇、中斷等多個寄存器, 在對同一個I/O口進行操作前,選擇其要實現的功能便可實現功能口和通用I/O口的復用, 大大地增強了端口的功能和靈活性;MSP430F系列超單片機自帶閃速存儲器,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技術,設置有JTAG仿真接口和高級語言編譯器。 2.2 骨矯形器系統 2.2.1矯形器機械 矯形器的機械結構如圖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。左端頭(1)與電機(3)、電機支架(4)和外套筒(7)依靠過盈固聯在一起，為左端部件。而右端頭(11)與內套筒(8)依靠螺紋固聯在一起，為右端部件。在內套筒和外套筒之間有一個導向鍵(6),它可以限制內套筒和外套筒之間相互的周向旋轉運動，實現在長度方向、行程范圍內(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來實現的。電機輸出經過減速器減速，電機減速器的輸出軸通過電機薄鍵將中心螺桿(9)帶動旋轉，然后中心螺桿通過螺紋推動受到導向鍵周向固定的內套筒前進，從而實現整個系統的伸縮。電機的精確控制是整個矯形器系統的核心。 2.2.2電機驅動 骨矯形器內部精密電機最大可承受電壓為6 V，其驅動電壓為4 V左右，電壓每下降1 V，電機的轉速就下降2 800 r/m，因此電機驅動電路不僅需要很大的驅動能力，而且其輸出還需要很高的穩定性。 本設計采用電機專用控制芯片LG9110作為電機的驅動電路。該芯片是為控制和驅動電機專門設計的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, 降低了應用成本，提高了整機可靠性。LG9110具有良好的抗干擾能力和較大的電流驅動能力，兩個輸出端能直接驅動電機的正反向運動。電機驅動電路如圖3所示，LG9110的6腳接正轉信號，7腳接反轉信號，1腳和4腳之間接精密電機。 2.2.3 參數反饋 本設計要求實現對骨矯形器精確控制的同時保持系統低功耗的特性,因此骨矯形器內部安裝了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，為雙磁極交替觸發工作方式。轉盤安裝在電機轉軸上，轉盤上固定有小磁鐵，當轉盤轉動、小磁鐵經過磁敏元件正下方時，磁敏元件產生電信號，電信號通過導線傳給外圍電路，而且電信號幅值與磁場的變化速度無關 2.2.4 信號處理 ZP系列傳感器輸出信號電流很小，將信號進行后級放大處理后的輸出脈沖信號通過74HC14進行整形后，送入單片機進行計數。使用MSP430F169具有定時/捕獲功能的16位定時器A對脈沖計數，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到CCR0模式。 2.3 鍵盤顯示 為了降低系統功耗、減少占用單片機的I/O口數目，鍵盤模塊設計為3×3個按鍵的行列式鍵盤，采用中斷方式進行處理,P2.0"P2.2作為行線，P2.5"P2.7作為列線。只要按鍵被按下，便會觸發中斷，進入鍵盤處理程序，實現設定初始位移、目標位移，控制骨矯形器微電機的正轉、反轉和讀取、保存數據等功能。 骨矯形器需要為用戶提供豐富的交互信息，本設計選用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作為液晶的數據線, P5.4"5.7作為液晶使能、內部命令寄存器/顯示存儲器選擇控制和讀寫模式控制位，P5.3為復位信號的控制位。LCD顯示屏為用戶顯示操作提示、工作狀態、電池欠壓告警等信息。 2.4 電源模塊 電機在正常工作時對電源的干擾很大，為不影響單片機的正常工作，系統選用雙電源供電,采用1個5 V/4.8 Ah鋰電池供電。一組經AMS1117轉換成3.3 V給單片機及外圍電路供電；另一組經紋波極低的DC/CD模塊B0505S-1W實現電壓隔離后給電機供電。 LG9110的驅動電壓不應低于4 V，否則電機不能正常工作，為此設計了電壓檢測電路。MSP430F169內部的比較器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，選用內部電壓VCC/2,即1.65 V。當電池電壓低于設定值4 V時，觸發比較器A中斷，程序進入低壓服務程序，保存現場數據到信息存儲器A、B中，同時提示用戶對電池進行充電。而電壓在4 V"5.0 V之間變動時，電路不會產生誤操作。 3 系統軟件設計 3.1主程序 為了減輕CPU的負擔和降低電路功耗, 系統全部功能都使用中斷方式實現。主程序進行一些必要的初始化工作后進入低功耗死循環狀態并等待中斷。一旦有中斷, CPU從低功耗模式中喚醒,進行中斷處理, 中斷結束后再次返回低功耗死循環。主程序的流程圖如圖4所示。 3.2 電機控制 矯形器的調速功能通過MSP430F169的定時器B輸出PWM方波來實現。通過改變捕獲/比較寄存器CCR1、CCR2中的數值就可以改變定時器B產生的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中的數值就可改變PWM方波信號的周期，由此達到改變微電機轉速的目的。當P4.1輸出PWM信號時，矯形器正向運行;當P4.2輸出PWM信號時，矯形器反向運行；當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所記錄的脈沖數來確定。微電機的轉速為8 000 r/m，經過減速器4 096:1的減速，輸出速度為1.95 r/m，因此中心螺桿的轉速也為1.95 r/m，而中心螺桿的螺紋導程為0.5 mm。所以內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,微電機就運行819.2轉,而碼盤上固定了4個小磁鐵，計數器就記錄了3 277個脈沖。用戶通過鍵盤選擇當次運行位移，程序中通過設置CCR0值來實現對矯形器運行位移的精確控制。電機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計及實現。該骨矯形器安放在長骨骨髓腔內，以避免外固定器械的高并發癥，既可作內固定器，又具有牽張作用，能夠在單次牽張后，達到長時間持續穩定的牽張效果；肢體牽張手術創傷小，手術操作及術后護理簡單；性能安全可靠、操控簡單穩定實用而又不困擾患者日常生活，在實際應用中效果明顯優于傳統的骨矯形器，具有非常高的實用價值。 |
