基于脈沖小電流的經顱磁刺激電路設計

楊 樂, 劉冀成, 譚偉強

(成都信息工程學院電子工程學院,四川成都610225)

0 引言

19世紀80年代,Barker等人發現將通以電流的線圈置于大腦皮層上,能觀察到手部肌肉的抽動,并且記錄到了運動皮層誘發電位(Motor Evoked Potentials,MEPs)。這種方法被稱為經顱磁刺激技術(Transcranial Magnetic Stimulation,TMS)[1-2]。時至今日,TMS并且以其無痛、無創、非侵入式的治療方法而被廣泛應用。并且通常被用作研究人體大腦皮層對視覺,語言和運動功能的影響,尤其在對于精神疾病的治療中起了很大作用[3]。TMS是利用電感進行能量轉化,在電感中通以快速變化的強電流,能產生一個可穿過顱骨的強磁場,該磁場在大腦皮層內誘發感應電流,達到刺激神經細胞的目的。為了達到刺激相應神經組織部位的效果,磁刺激器中的線圈必須能在線圈表面產生1.5～2特斯拉(T)的磁場強度,并且能夠達到在距頭皮表面1.5～2cm的深度[4]。然而,傳統的磁刺激治療儀都需要使用較高的供電電壓獲得脈沖大電流,而治療時線圈將置于人體大腦皮層上,這就存在潛在的安全隱患。此外,電路功耗大,生產和使用治療儀成本較高。因此,提出的用小電流獲得磁場的方法,由于其采用低壓供電,利用加快電流變化率獲得感應電場。通過實驗可以滿足產生磁場的要求。這為有效減小整體電路的功耗,降低治療費用,提高治療時的安全按保障提供理論基礎。

1 脈沖磁場產生原理

采用圓形激勵線圈,當線圈中通入直流電流時,將在線圈周圍感應出磁場。根據畢奧-薩伐爾定律,取dB為由電流元所產生的磁場,在距離它處的P點的磁感應強度為:

圓形線圈在空間某點產生的磁場如圖1所示。

由磁場疊加原理,在空間任意一點P(x,y,z)處,由閉合線圈產生的時變磁場為:

式中:μr為線圈的相對磁導率,μ0為真空的磁導率,其值為 μ0=4π×10-7N·A-2,則磁導率為 μrμ0,→為線圈某點P處的電流元,→為電流元指向計算點P(x,y,z)的矢量。表示P點磁矢勢。

由法拉第電磁感應定理可知:一個時變磁場B在它所通過的空間內會產生感應電場E(r,t),用公式可表示為:

由于▽×(▽·φ)=0,交換▽與?位置即可得到:

對于半無限空間可興奮性組織,在理想刺激條件下表面電荷密度可忽略。則有:

2 電路設計

2.1 RL電路與RLC電路的對比

圖1 圓形線圈產生磁場

傳統的經顱磁治療裝置都采用RLC電路(如圖2a),先將開關K1撥到導通位置同時斷開K2,使電容器充電到電壓U,然后將開關K1斷開,K2連通,這時電容器開始放電,電路中電場的能量和磁場的能量相互轉換,直到全部能量耗盡。當電路中R2取值較大時,電路處于過阻尼狀態,電感獲得的磁場能量隨電路電流的下降而逐漸釋放出,一起消耗在電阻上,此時電容電壓是單調下降的,形成非振蕩的放電過程;當R為0,電路中無能量損耗,振蕩將無限制的持續下去,形成等幅震蕩;當R取值較小時為欠阻尼狀態,電容放電時,被電阻消耗的能量較少,大部分電場能轉化為磁場能被儲存在電感中,由于電阻不斷消耗著能量,此時電容電壓呈指數衰減的振蕩過程。RLC電路要求開關K1與K2能被很好的控制并按照一定時序開斷,若出現同時連通K1與K2時會造成電路類似短路狀態,容易燒毀電路。

RL電路由自感為L的線圈和電阻串聯而成(如圖2b),當把開關K1接通,將給電感L充電。由于自感作用,電流將經歷從零逐漸增大到穩定的過程,電感器中電流變化的速率取決于RL時間常數τ。當電路中電流已達到穩定值后,把開關K1關斷,這是電路中只存在自感電動勢,電流按指數規律下降,下降快慢也由時間常數 τ決定。因此,當改變RL電路參數時可以很好的控制線圈放電時間。而RLC電路要求電路處于欠阻尼狀態以達到更高效的能量轉換,故采用RL電路可避免整體電路工作在非理想狀態,此外,根據公式,磁場能存儲在磁場中,也使整體電路的功耗下降。

圖2 RLC和RL電路

2.2 脈沖小電流TMS的電路設計

設計的脈沖小電流經顱磁刺激系統總體設計如圖3所示。

通過控制開關的開斷,當開關處于連通狀態時,電源給電感線圈充電。電感內的電流呈指數上升狀態直至電感充電達到飽和。關斷開關,電感內的電流通過電阻迅速放電,由于電流的迅速變化,將在電感周圍產生感應磁場。

電流下降的速度越快,產生的感應磁場強度也就越大。時間常數可由 τ=L/R計算出線圈放電時間,并靈活設定開關時間。電感線圈中的電流變化如圖4所示。在 τ0到 τ1的時間段控制開關導通線圈充電。在τ1時刻電流值達到最大。τ1到τ2時間段線圈充電達到飽和。在τ2時刻,控制開關關斷,線圈迅速通過放電電阻放電,吸收脈沖尖峰電路可緩解開關關斷時刻波形的抖動。在這個過程中,電感線圈里的電流驟降即在其周圍產生了感應磁場。τ2到 τ3時間段線圈放電完成。

圖3 總體設計方案圖

圖4 充放電過程

控制開關的信號由STC12C5A60S2高速單片機輸出,將單片機輸出的方波加以限流電阻驅動光耦器。由光耦驅動電路(如圖5所示)輸出的信號控制壓控元件MOSFET開關管的快速的打開和關斷。光耦電路將控制信號與能量轉化電路隔開,起到隔離的作用。

圖5 光耦電路

3 實驗結果分析

選擇32.5uH的線圈進行試驗,通過示波器測量采集電阻兩側的電壓變化,如圖示6為采集電阻兩端電壓變化。其中比較緩慢的上升沿為線圈充電過程,達到最大電壓值為2V,可以計算出線圈中的電流大小為1A。當線圈充滿電時,利用單片機輸出的方波信號控制開關關斷。此時電路中沒有電源供電,回路中僅有電感線圈進行放電,圖示7為電壓變化的下降沿放大。由圖可看出線圈中的電流可以在500ns之內放電完畢。電流變化率快,根據畢奧-薩伐爾定律,將在刺激線圈周圍產生感應磁場。

圖6 電感線圈電壓變化

圖7 電感線圈電壓減小過程

表1 與文獻[5]中實驗結果對比

由表1可得出:用RL回路設計的1A脈沖小電流磁刺激電路可代替RLC回路325A脈沖大電流的設計,得到快速變化的脈沖電流,通入該電流的線圈可在人體組織細胞產生感應電場,達到磁刺激治療的目的。

4 結束語

通過設計一種小電流,低電壓的經顱磁治療裝置,主要通過線圈中快速的變化的電流產生感應磁場,經過對比試驗表明,在激勵線圈中通以小電流也可以達到產生感應電場的要求。并且降低了大電流經顱磁設備使用時的安全隱患,采用低壓電源,可以減小設備體積,降低設備的功耗,節約能源,而且具有便攜優點。采用高速MOSFET管控制線圈的充電與放電,使設備更加具有可控性。在臨床醫學的使用上,具有實用的價值。

[1] Barker A T,Jalinous R,Freeston I L.Non-invasive magnetic stimulation of human motor cortex[J].Lancet,1985,325(8437):1106-1107.

[2] Mark Hallett.Transcranial magnetic stimulation and the human brain[J].Nature magzines,2000.

[3] 劉冀成.基于改進遺傳算法的生物電磁成像與磁場聚焦應用研究[D].成都:四川大學博士學位論文,2005.

[4] 劉冀成,黃卡瑪,胡雅毅,等.功能磁刺激線圈陣列設計與場分布計算[J],航天醫學與醫學工程,2004,17(5):365-369.

[5] 周曉露.經顱磁刺激聚焦場設計與仿真[D].成都:成都信息工程學院碩士學位論文,2011.4.

[6] 馮亮,姚振東,劉冀成.經顱磁刺激引導源的設計[J].儀器儀表學報,2008,4:674-677.

[7] 呂浩,唐勁天.經顱磁刺激技術的研究和進展[J].中國醫療器械信息.2006,12(5):28-32.

[8] Cohen LG,Roth B,Nilsson J,et al.Effects of coil design on delivery of focal magnetic stimulation:technical considerations[J].Electroencephalogr Clin Neurophysiol,1990:75-350.

[9] Ruohonen J,Panizza M,Nilsson J,et al.Transverse field activation mechanism in magnetic stimulation of peripheral nerves[J].EEG ClinNeurophysiol,1996,101(1):167-169.

[10] Tergau F,Naumann U,Paulus W,et al.Low-frequency repetitive transcranial magnetic stimulation improves intractable epilepsy[J].Lancet,1999,353:2209-2217.

[11] Terao Y,Ugawa Y.Basic mechanisms of TMS[J].J Clin Neurophysiol,2002,19:322-343.

[12] 文俊,曲學民,楊繼慶.脈沖磁場刺激儀的研制[A].醫療衛生裝備.2006,27:11.

[13] 董新明,周鵬,張振新,等.多導時空可變磁刺激系統的設計[J].醫療衛生裝備.2012,33:2.

[14] 任維聰,張志杰,王銘維.經顱磁刺激在時間認知研究中的應用[J].中國臨床心理學雜志,2012,20:5.

[15] 于陽,李王月,張廣浩,等.適用于臨床及動物試驗的高頻重復經顱磁刺激系統設計及其應用[J].高電壓技術,2013,39:1.