一種用于神經刺激研究的觸屏控制小型超聲發生器

丁孝宇，王婷婷，陸心怡，鄭政

上海理工大學醫療器械與食品學院，上海200093

前言

低強度超聲對神經組織的刺激作用已經被許多研究證實［1-4］，由于超聲可以聚焦到目標區域，所以具有重要的臨床應用潛力，然而闡明刺激機理尚待更多的實驗研究［5-10］。超聲發生器是該項研究的重要工具。實驗室所需的超聲發生器不僅要求能產生常用的刺激波形，輸出足夠的聲功率，而且要求體積小，控制方便，以節省實驗空間，降低對記錄系統的干擾，提高實驗效率。目前多數實驗室所用的超聲發生器由通用儀器構成，雖也有若干專用設備的報道，但體積仍然偏大，使用也不夠方便。

超聲發生器通常由脈沖發生器和末級功放組成，前者的體積主要由控制界面決定，而功放的體積和所選用的電路類型有很大關系。超聲刺激實驗中，換能器和受試組織必須保持規定的距離，而圍繞受試組織通常還有其它許多實驗裝置，空間十分擁擠。如果不能把功放的體積減到足夠小，那就只能放置到遠處，此時必須給換能器配備一個專門的阻抗匹配器，并用功率電纜連接到遠處的放大器輸出。本文采用開關型的E 類放大器，體積十分小巧，可放置在換能器附近從而省去傳統的阻抗匹配器，所占體積卻只和匹配電路相仿［11］。控制界面采用觸屏方案，集顯示和參數輸入于一體，有效減小了脈沖發生器體積，其和功放的信號連線由于只傳輸小信號，可用任意長度的細軟電纜，所以可放置在實驗臺附近的任何位置，極大地方便了操作，提高了實驗效率。

1 超聲發生器設計

本文的超聲發生器結構如圖1所示。脈沖發生器由觸屏控制模塊現場可編程門陣列（Field Programmable Gate Array, FPGA）和電平轉換電路組成，觸屏模塊與FPGA 之間通過串口傳遞數據，末級功放由E 類功率放大器和MOSFET 驅動電路組成，脈沖發生器與末級功放之間使用同軸電纜連接。

圖1 超聲發生器結構框圖Fig.1 Structure diagram of ultrasound generator

1.1 超聲換能器

本文使用的超聲換能器系根據實驗需要自制，換能元件是面積20 mm×12 mm，厚度4 mm 的PZT4型壓電陶瓷，工作頻率500 kHz。匹配層采用Epotek 301環氧樹脂、Al2O3粉末以及鎢粉的混合物制成，厚度λ/4。采用Epo-tek 301 樹脂和鎢粉的混合物作為背襯，厚度10 mm。壓電換能器的Butterworth-Van Dyke（BVD）等效模型［12］如圖2所示，并聯支路中的Cp為等效靜態電容，串聯支路包含輻射和機械損耗電阻Rm，動態電感Lm，動態電容Cm。當超聲換能器在諧振頻率下工作時，Lm和Cm產生諧振，串聯支路僅有電阻分量，換能器表現為容性，此時可將其等效為R0與C0的串聯。

圖2 超聲換能器等效模型Fig.2 Equivalent model of ultrasound transducer

換能器在HIOKI 3532-50 型LCR 測試儀上測得的電阻抗參數如表1所示。

表1 超聲換能器阻抗參數Tab.1 Impedance parameters of ultrasound transducer

1.2 末級功放設計

神經刺激所用的超聲脈沖的寬度通常在百毫秒量級［13-14］，包含了千個以上的超聲周期，所以可看作等幅正弦波，其末級本質上就是一種射頻功放。為減小體積，本文選擇單管E 類放大器［15-18］作為末級，如圖3所示。其核心元件是用作開關的功率MOSFET，來自脈沖發生器的方波信號控制MOSFET的開關狀態，方波頻率為超聲射頻頻率f，占空比50%。C1包括功率MOSFET的漏級-源級寄生電容和與其并聯的外部電容。

圖3 E類功率放大器Fig.3 Class E power amplifier

當MOSFET 導通時C1被短路，L2、C2和R構成串聯諧振電路。當開關斷開時，諧振電路由C1、L2、C2和R組成?？梢赃x擇合適的諧振電路元件值，使得開關兩端電壓和通過開關的電流在一個開關周期內不會重疊，如圖4所示，此時開關管的理論功耗為零，效率可達100%。本文設計的E 類功放滿足零電壓開關（ZVS）和零電壓導數（ZVDS）條件：

圖4 理想條件下MOSFET漏極電壓和通過MOSFET的電流Fig.4 MOSFET drain voltage and current through the MOSFET under ideal conditions

其中，θ=ωt= 2πft。

由表1可知，換能器Q值過小，如果將其直接接入E類放大器，容易引起輸出信號畸變。為此，在換能器兩端并聯一個阻抗變換電容Cx，將換能器與Cx整體變換成Ceq和Req，如圖5所示。其中Ceq與Req有以下關系：

圖5 諧振時超聲換能器與阻抗變換電容Cx的等效電路Fig.5 Equivalent circuit of ultrasound transducer and impedance conversion capacitor Cx at resonance

聯立式（3）、（4）和（5）可得：

選定Q為10，據以上公式可以算得Cx=743 pF，Ceq=1 110 pF，Req=28.7 Ω。將阻抗變換電容Cx和換能器的并聯電路接入E 類放大器，取代其中的C2和R，如圖6所示，可知C2=Ceq=1 110 pF，R=Req=28.7 Ω。由于L1用作高頻扼流圈［19］，感抗足夠大即可，選用220 μH。其它元件參數由以下公式計算：

圖6 末級功放電路圖Fig.6 Circuit diagram of final stage power amplifier

電路中選擇了專用的MOSFET 驅動芯片EL7104以提供足夠的驅動電流從而保證開關管及時導通，穩壓芯片S-1142D 用以保證在電源電壓Vdc超過驅動芯片電源電壓允許范圍時仍能正常使用。

1.3 脈沖發生器

觸屏控制模塊采用基于C語言編程的串口屏，屏幕支持電容觸摸和電感觸摸，支持的通訊接口有TTL、RS232、RS485 以及CAN，還為用戶提供了數據存儲空間EEPROM。本文選用較小的4.3 寸屏幕，界面如圖7所示，使用者可通過觸屏上的觸摸按鍵輸入頻率Frequency、刺激時長Duration、刺激間隔Interval以及刺激寬度Tao等參數，右上角的開關按鈕用來控制數據傳輸的開始與停止。

圖7 觸屏界面Fig.7 Touchscreen interface

脈沖發生器的核心部分是FPGA，時鐘頻率40 MHz，時間分辨率25 ns。由于E 類功放屬于開關型功放，脈沖發生器只需產生一定寬度的脈沖方波控制E 類放大器電路中MOSFET 的導通與截止。FPGA 通過串口程序接收刺激參數，刺激時長、刺激寬度與刺激間隔、頻率分別由3 個計數器控制，計數器配合系統時鐘產生脈沖方波。FPGA 產生的脈沖方波經過電平轉換芯片后傳輸到末級功放。

2 系統測試

整個系統設計完成后，將觸摸屏連同FPGA電路裝入一個長15 cm、寬10.5 cm、高5.5 cm的屏蔽鋁盒中組成脈沖發生器，由便攜式可充電鋰電池供電。末級功放裝在一個長4 cm、寬3.2 cm、高2.5 cm的鋁盒中，由keithley-2231A直流穩壓電源供電，如圖8所示。

圖8 小型超聲發生器Fig.8 Compact ultrasound generator

2.1 脈沖發生器測試

將超聲發生器各個部分連接好之后，在不同的頻率下測試脈沖發生器輸出的脈沖方波周期及占空比，測試結果如表2所示。由表2可知，脈沖發生器產生的脈沖方波頻率和占空比的誤差均在0.2‰以內。

表2 不同頻率下脈沖發生器性能測試Tab.2 Pulse generator performance test at different frequencies

在觸摸屏上輸入刺激參數Tao=6 μs，Interval=8 μs，Duration=16 μs，Frequency=500 kHz，測量脈沖發生器輸出的脈沖方波以及脈沖同步信號，測試結果如圖9所示。由圖9可知，實際測試結果與設計參數一致。

圖9 脈沖發生器測試結果Fig.9 Pulse generator test results

2.2 末級功放測試

2.2.1 輸出電壓和聲壓功放的作用在于給換能器提供足夠的功率以獲得實驗所需的超聲強度。和所有開關型放大器一樣，E 類放大器的所謂輸入僅用于控制開關管的通斷，電路并無真正的“放大”作用，元件參數確定后，放大器輸出電壓（換能器兩端電壓）幅度將取決于電源電壓。

在不同的電源電壓下，利用Agilent Technologies MSO6054A 示波器測試放大器輸出電壓幅度，同時利用ONDA HNR-0500 水聽器測量換能器自然焦點處的聲壓幅度。圖10是本文系統在接入換能器的情況下電源電壓從6 V 到30 V 所測得的放大器輸出電壓幅度值和電源電壓的關系，圖中另外一條曲線是對應的換能器自然焦點處的聲壓幅度?？梢娫跍y試范圍內兩條曲線都接近直線，電源電壓30 V 時放大器輸出電壓幅度384.6 V，對應聲壓可達168.3 kPa，這個聲壓值已經能滿足本實驗室的刺激實驗強度要求。從圖中可以看到30 V 時輸出尚無飽和跡象，如果需要更高的聲壓值，可以通過進一步提高電源電壓來實現。

圖10 放大器輸出電壓幅度和換能器焦點聲壓幅度隨電源電壓的變化Fig.10 Amplifier output voltage amplitude and transducer focus sound pressure amplitude changing with power supply voltage

2.2.2 輸出功率和效率如果忽略線路傳輸損耗，放大器輸出功率可由換能器等效電阻消耗的功率來表征。為方便，用上文的LCR測試儀測得換能器工作頻率下的等效并聯電阻Rp，通過上述示波器測量得到放大器輸出電壓幅度Vpp，放大器輸出功率Po=放大器總耗電功率P則是通過測試電源輸出電壓和電流相乘得到，放大器效率η=Po/P。測試表明自制換能器的等效并聯電阻為2.97 kΩ，在不同電源電壓下的輸出功率及效率如圖11所示。電源電壓為30 V時，其輸出功率為6.23 W，電源電壓為6～30 V，放大器效率均在57%左右，遠低于理論值。效率偏低的原因在于元器件的損耗，尤其是電感損耗。L1和L2的損耗電阻分別為11.8 Ω和9.4 Ω，而換能器和阻抗變換電容Cx并聯后的等效電阻Req僅28.7 Ω，可見兩個電感中的能量損失占了總供電功率的相當大比例。

圖11 放大器輸出功率和效率隨電源電壓的變化Fig.11 Amplifier output power and efficiency changing with power supply voltage

由于輸出功率已能滿足實驗所需，所以不再采取提高效率的措施。如需提高效率，可換用損耗電阻更小的電感。

2.2.3 信號延時末級功放的信號延時可由輸入脈沖方波的同步信號與輸出電壓來測量，如圖12所示。圖12下方曲線為頻率500 kHz、刺激寬度40 μs 的歸一化輸出電壓及歸一化脈沖方波同步信號，圖12上方曲線顯示了刺激開始時刺激波形的細節。由圖12可知，輸入脈沖方波與輸出電壓的延時為0.2 μs 左右，相對于神經細胞的刺激與反應之間毫秒量級的延時，末級功放的延時影響不大。

圖12 延時測量結果Fig.12 Delay measurement results

2.2.4 諧波失真在不同的電源電壓下，利用上述示波器對輸出電壓做快速傅里葉變換（Fast FourierTransformation,FFT）分析，結果如圖13所示，在不同的電源電壓下二次諧波衰減達到-30.625 dB 左右，三次諧波衰減達到-53.2 dB左右。

圖13 放大器輸出電壓諧波衰減測量Fig.13 Harmonic attenuation measurement of amplifier output voltage

2.3 生理實驗

利用本文的超聲發生器刺激水蛭神經節，采用玻璃微電極對N 細胞做胞內記錄［20］，在聲壓大于92 kPa 時可以明顯觀察到動作電位，如圖14a 所示。由圖14b 可知，超聲刺激與細胞反應之間的延時為4 ms 左右，而末級功放的信號延時為0.2 μs 左右，遠小于超聲刺激與細胞反應之間的延時。

圖14 超聲神經細胞刺激實驗結果Fig.14 Results of ultrasound stimulation experiment on nerve cells

3 結論

本文設計了一種用于神經刺激研究的觸屏控制小型超聲發生器，該超聲發生器體積小，成本低，使用方便，可以產生時間參數和頻率參數可控的正弦脈沖信號，時間分辨率達到25 ns。正弦脈沖信號直接驅動超聲換能器，在其自然焦點處可以產生的聲壓幅度范圍為37～168 kPa，提高電源電壓后可以獲得更高的聲壓。該超聲發生器的信號延時為0.2 μs 左右，遠小于超聲刺激與細胞反應的延時。該超聲發生器非常適合空間狹小的電生理實驗。

該設計還可用于多路超聲神經刺激，對于較小空間范圍內需要多個換能器時，本文的設計可方便地用來進行分布式激勵。