一種用于腦神經(jīng)刺激的程控超聲發(fā)生器

胡勝男 吳永亮 張滎娟 謝巧虹 姜旭恒 田福英 鄭 政

（上海理工大學(xué)醫(yī)療器械與食品學(xué)院，上海 200093）

一種用于腦神經(jīng)刺激的程控超聲發(fā)生器

胡勝男 吳永亮 張滎娟 謝巧虹 姜旭恒 田福英 鄭 政#?

（上海理工大學(xué)醫(yī)療器械與食品學(xué)院，上海 200093）

低強(qiáng)度超聲對(duì)大腦具有明顯的刺激作用。設(shè)計(jì)一種用于腦刺激的程控超聲發(fā)生器，接受計(jì)算機(jī)發(fā)出的刺激參數(shù)信息，內(nèi)置的可編程門陣列（FPGA）根據(jù)這些信息發(fā)生刺激脈沖串，并通過改變功放管驅(qū)動(dòng)占空比的方法控制輸出功率。發(fā)生器采用開關(guān)型功放保證效率，通過阻抗匹配電路將輸出方波轉(zhuǎn)換成換能器上的正弦波。發(fā)生器的脈沖序列參數(shù)根據(jù)刺激波形設(shè)計(jì)，相對(duì)于使用通用函數(shù)發(fā)生器更容易理解，且調(diào)節(jié)方便。測(cè)試表明，發(fā)生器的最高超聲頻率可達(dá)2 MHz，最大輸出功率157.1 W。配接自制的500 kHz聚焦換能器，在空間峰值脈沖平均聲強(qiáng)Isppa＝5.36 W/cm2的條件下，對(duì)12只大鼠的腦部進(jìn)行刺激，以肌肉收縮為指標(biāo)進(jìn)行觀察，刺激成功率達(dá)到90%。測(cè)試結(jié)果和動(dòng)物實(shí)驗(yàn)證明，該發(fā)生器適合超聲腦刺激研究之用。

神經(jīng)調(diào)制；腦神經(jīng)刺激；程控超聲發(fā)生器

引言

近年來，電刺激引起的神經(jīng)功能調(diào)制作用被成功應(yīng)用于多種神經(jīng)源性疾病的臨床治療，如帕金森氏癥、慢性神經(jīng)痛和抑郁癥等。電刺激的實(shí)施雖然有多種方法，但均不能克服準(zhǔn)確定位和無損要求之間的矛盾。許多研究指出，低強(qiáng)度聚焦超聲對(duì)大腦也具有明顯的刺激作用［1-4］。超聲可以通過和體表的耦合穿透到腦的深部，其焦區(qū)范圍局限到數(shù)毫米，而且刺激閾值遠(yuǎn)小于引起組織損傷的強(qiáng)度。但是，超聲刺激也提出了刺激機(jī)制和治療有效性等問題，這引起了科學(xué)家的極大興趣，越來越多的實(shí)驗(yàn)室加入到了研究中來。

超聲發(fā)生器是研究超聲腦刺激的必備工具，但目前卻沒有適用的現(xiàn)成儀器，其原因在于實(shí)驗(yàn)條件的復(fù)雜性。

聚焦超聲的分辨能力和超聲頻率成正比，但是降低頻率卻有利于穿透骨組織。神經(jīng)調(diào)制研究要求發(fā)生器能適應(yīng)頻率從數(shù)十萬赫茲到數(shù)兆赫茲的換能器。

在波形方面，腦刺激一般使用特定時(shí)長(zhǎng)的超聲脈沖串，類似一個(gè)幅度鍵控調(diào)制波。如圖1所示，一個(gè)脈沖串代表一次刺激，每個(gè)脈沖的寬度為PD（pulse duration），其重復(fù)頻率為PRF（pulse repetition frequency），刺激時(shí)長(zhǎng)為SD（sonication duration）。有些實(shí)驗(yàn)需要自動(dòng)重復(fù)刺激，則還要規(guī)定兩次刺激之間的時(shí)間間隔SI（stimulation interval）。所使用的脈沖參數(shù)范圍極廣，PD從數(shù)十到數(shù)百微秒，PRF從0到數(shù)千赫茲，SD從數(shù)百毫秒到幾分鐘，SI通常為若干秒［5-6］。

圖1 常用超聲腦刺激波形Fig.1 The waveform of ultrasonic brain stimulation

雖然有證據(jù)證明空間峰值脈沖平均強(qiáng)度（spatial-peak pulse-average intensity，Isppa）低至0.3W/cm2即能產(chǎn)生刺激作用，但有時(shí)候也需要探索更高聲強(qiáng)。King曾經(jīng)比較過從0.01～79.02W/cm2的強(qiáng)度對(duì)運(yùn)動(dòng)皮層的刺激作用［5］，發(fā)現(xiàn)隨著超聲強(qiáng)度的增加，誘發(fā)肌肉收縮的成功率也會(huì)提高。美國(guó)食品藥品管理局（FDA）對(duì)影像超聲降級(jí)Isppa（deratedIsppa）的限制值為190 W/cm2［7］，所以理論上講，在這一限值以下都是腦刺激可以探索的聲強(qiáng)。在現(xiàn)有的換能器技術(shù)條件下，要達(dá)到這一聲強(qiáng)，發(fā)生器末級(jí)輸出功率需要達(dá)到數(shù)十瓦特。

由于神經(jīng)調(diào)制研究有可能在上述范圍內(nèi)改變參數(shù)，而市場(chǎng)上又沒有適當(dāng)?shù)膬x器可供選用，所以目前幾乎所有的實(shí)驗(yàn)室都只能用多臺(tái)通用儀器的組合來滿足自己的需要。這些儀器通常包括兩臺(tái)函數(shù)發(fā)生器和一臺(tái)線性射頻功率放大器［5-6］。多臺(tái)設(shè)備成本高，需要通過電纜互聯(lián)，會(huì)占據(jù)實(shí)驗(yàn)臺(tái)相當(dāng)大的面積，而且在通用儀器上設(shè)置刺激參數(shù)需要復(fù)雜的步驟，容易導(dǎo)致人為錯(cuò)誤的發(fā)生。

本研究設(shè)計(jì)了一種專用于腦刺激的超聲發(fā)生器，其特點(diǎn)是頻率適應(yīng)范圍廣，能量轉(zhuǎn)換效率高，體積小，可以通過計(jì)算機(jī)或者移動(dòng)智能設(shè)備，精確設(shè)置刺激強(qiáng)度和所有波形參數(shù)，界面易懂，調(diào)節(jié)方便。用該發(fā)生器驅(qū)動(dòng)自制的超聲換能器，經(jīng)顱刺激大鼠腦組織，從而觀察到超聲對(duì)運(yùn)動(dòng)系統(tǒng)明顯的調(diào)制作用。

1 方法

1.1 發(fā)生器設(shè)計(jì)

發(fā)生器分成軟硬件兩部分，如圖2所示。硬件部分由功放電路、脈沖發(fā)生器和功放管控制時(shí)序、通信接口以及電源組成，軟件部分是運(yùn)行在計(jì)算機(jī)或移動(dòng)設(shè)備上的控制軟件。

圖2 用于腦刺激的超聲發(fā)生器。（a）發(fā)生器框圖；（b）末級(jí)功放管的開關(guān)時(shí)序和輸出電壓波形；（c）換能器BVD等效電路Fig.2 Ultrasound generator for brain stimulation.（a）Diagram of generator；（b）Switch timing of the power MOSFETs in the final stage and the waveform of the output；（c）BVD equivalent circuit of the transducer

1.1.1 功放和阻抗匹配

為了實(shí)現(xiàn)高效率，功放必須工作在開關(guān)狀態(tài)。如圖2（a）所示，功率MOSFET T1和T2構(gòu)成一個(gè)推挽輸出的D類放大器。在一個(gè)超聲周期TT內(nèi)，T1和T2分時(shí)導(dǎo)通，導(dǎo)通時(shí)間均為τ，間隔T（T＝0.5TT）。在其余時(shí)間，由 RTZ（return to zero，接地電路）把負(fù)載接地。在電路對(duì)稱、正負(fù)電源相同的情況下，功放的輸出是一個(gè)占空比為τ/T、電壓幅度和相等且接近電源電壓的上下對(duì)稱的矩形波，如圖2（b）所示。為敘述方便，下面稱τ/T為驅(qū)動(dòng)占空比，記為d。

超聲換能器的電特性可以用butterworth-vandyke（BVD）模型表示，如圖2（c）所示，其中C0是壓電晶片的電容，而其機(jī)械振動(dòng)系統(tǒng)表示為由Lm、Cm、Rm構(gòu)成的串聯(lián)諧振電路。在串聯(lián)諧振頻率fs上，Lm和Cm的電抗相抵消，這時(shí)換能器可以看成是C0和Rm的并聯(lián)。如果所選用的超聲頻率fT處于該諧振電路的通帶中，則可以用L型匹配電路在頻率fT上將傳感器阻抗轉(zhuǎn)換為放大器的負(fù)載電阻［8］。從放大器輸出端看出來，匹配電路和換能器也構(gòu)成了一個(gè)串聯(lián)諧振電路，諧振頻率為fT。

通常設(shè)定功放輸出的矩形波的頻率等于fT，通過匹配電路后，由于濾波作用，高次諧波被濾除，只有基頻成分選擇性通過，在換能器上得到一個(gè)頻率為fT的正弦電壓。

如果在一個(gè)刺激脈寬PD中有足夠多的周期，且矩形波正負(fù)幅度相等都為Uo，則其各諧波分量的振幅為

式中，n表示諧波次數(shù)，n＝1的成分是基波。

可以看出基波幅度和驅(qū)動(dòng)占空比成正弦函數(shù)關(guān)系，即

基波平均功率為

式中，RL為換能器阻抗通過匹配電路變換到功放輸出端的值。

可見，發(fā)生器實(shí)際輸出功率決定于矩形波振幅Uo、驅(qū)動(dòng)占空比d以及負(fù)載電阻RL。通常MOSFET的內(nèi)阻極小，Uo接近于電源電壓，而當(dāng)換能器和匹配電路也確定的情況下，輸出功率將僅決定于占空比d，也就是說通過改變d即可改變換能器接受的電功率。這是本研究對(duì)聲強(qiáng)進(jìn)行程控的依據(jù)。

本研究設(shè)定在RL＝10 Ω、d＝100%的條件下輸出功率大于100 W，由式（3）可知Uo≥39.25 V。為此，本研究選用兩個(gè)48V的AC/DC電源用作末級(jí)功放管的正負(fù)電源。

由于MOSFET在開關(guān)過程中需要一定的上升和下降時(shí)間，輸出電壓不會(huì)是一個(gè)純粹的矩形波，這個(gè)因素限制了發(fā)生器的工作頻率。由于每個(gè)射頻周期都有4個(gè)開關(guān)過程，為了盡量減小影響，開關(guān)總時(shí)間控制在射頻周期的10%之內(nèi)。本研究設(shè)定最高工作頻率為2 MHz，周期500 ns，所以選擇了上升下降時(shí)間均小于12 ns的功放管。

1.1.2 脈沖發(fā)生器和功放時(shí)序控制

脈沖發(fā)生器和功放管控制時(shí)序電路集成在一片F(xiàn)PGA上，脈沖發(fā)生器模塊發(fā)出由PD、SD、PRF和SI決定的脈沖波形，功放時(shí)序控制模塊則根據(jù)超聲頻率fT和d值決定功放管的通斷時(shí)序。如圖2（b）所示，F(xiàn)PGA的輸出共同決定每一個(gè)功放管的通斷狀態(tài)，最后在功放輸出端合成符合要求的電壓波形。FPGA的時(shí)鐘頻率設(shè)定為50 MHz，以保證控制時(shí)序的時(shí)間精度。本研究設(shè)定fT＝100 kHz～2 MHz，PD＝ 10 μs ～ 10 ms，PRF＝ 10 Hz ～ 2 kHz，SD＝50 ms～10 s，SI＝0.5 ～10 s。

參數(shù)數(shù)據(jù)通過串行接口或藍(lán)牙-串口模塊傳輸，并在FPGA中接收和解碼。

1.1.3 控制軟件

本研究的超聲發(fā)生器可以通過PC控制，也可通過帶藍(lán)牙的移動(dòng)設(shè)備控制。分別為兩者設(shè)計(jì)了控制軟件，前者基于Labview，后者基于Andrio。兩種控制方式都可以在圖形化的軟件界面上輸入所有的控制參數(shù)。在大多數(shù)的實(shí)驗(yàn)中，都會(huì)用到基于PC的數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)，在該P(yáng)C中增加一個(gè)Labview應(yīng)用通常不會(huì)對(duì)原有功能產(chǎn)生影響，所以超聲發(fā)生器和數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)可以合用同一臺(tái)PC，額外好處是為開發(fā)根據(jù)響應(yīng)的刺激程序帶來了方便。

該發(fā)生器也可用移動(dòng)式設(shè)備通過藍(lán)牙來控制，好處是控制器可以放在任何方便的位置，并且?guī)缀醪徽加脤?shí)驗(yàn)臺(tái)面積，在沒有PC的場(chǎng)合也可以使用。

1.1.4 換能器和匹配電路

在本研究中，用直徑30 mm的PZT晶片設(shè)計(jì)了一種500 kHz換能器。匹配層和聚焦透鏡用Epotek 301樹脂制成，匹配層厚度1.33 mm，透鏡曲率半徑17.7 mm，用鎢粉和EPO-tek 301樹脂混合物構(gòu)成重背襯，使用1 m長(zhǎng)的50 Ω同軸電纜引線。

一個(gè)演員一心想著“演戲”，便不能入戲，一定會(huì)露出破綻，把戲演砸。觀眾由此可以評(píng)價(jià)一個(gè)演員的優(yōu)劣。人們可以在社會(huì)這出大戲中，判斷一個(gè)人品質(zhì)的高下，原理是與看戲相同的。不同的是，看戲有演員與觀眾之分，而在社會(huì)生活中，彼此都是“演員”，彼此都是觀眾，大家都在“此山中”，便看不那么清楚。跳不出有限游戲的人，往往會(huì)誤判他人，同時(shí)也遮蔽了自己。常常自以為自己能力超群與品德高尚。即使明知自己做了不那么高尚甚至是卑劣的事情，也會(huì)歸因于他人，讓自己理直氣壯?！叭酥畬⑺溃溲砸采啤?，因?yàn)樗呀?jīng)跳出有限游戲了，所以就看得清楚一點(diǎn)。

用Agilent 4395A阻抗分析儀，測(cè)得上述換能器的BVD模型等效電路參數(shù)，如表1所示?？梢运愠觯浯?lián)諧振頻率fs＝507 kHz，串聯(lián)支路的Q值為14，帶寬36.2 kHz和500 kHz落在其通帶內(nèi)。用阻抗分析儀測(cè)得500 kHz下?lián)Q能器阻抗Z＝286-j318 Ω。使用低通L型匹配電路，匹配到50 Ω，可以確定匹配電感Lm和Cm分別為1 150 pF和54.8 μH。

表1 換能器等效電路參數(shù)_Tab.1 Equivalent circuit parameters of the transducer

1.2 實(shí)驗(yàn)方法

1.2.1 發(fā)生器性能測(cè)試

超聲發(fā)生器實(shí)現(xiàn)后，首先在純電阻負(fù)載下進(jìn)行測(cè)試以確定其本身的性能，然后配接換能器及其匹配電路測(cè)試換能器得到的電功率并進(jìn)行聲強(qiáng)標(biāo)定。

根據(jù)設(shè)計(jì)要求，對(duì)純電阻負(fù)載下的性能測(cè)試包括開關(guān)特性和輸出電功率兩個(gè)方面。通常MOSFET開關(guān)的上升下降時(shí)間隨電流增加而增加，所以在設(shè)計(jì)負(fù)載最重（即負(fù)載電阻為10 Ω）的條件下測(cè)試其開關(guān)特性。為了清楚顯示開關(guān)特性對(duì)輸出波形的影響，測(cè)試頻率選用最高設(shè)計(jì)頻率2 MHz。

輸出電功率在超聲刺激常用的500 kHz頻率和不同負(fù)載電阻條件下測(cè)試，方法是通過示波器觀察輸出端電壓波形后再進(jìn)行換算。由于正負(fù)電源以及電路不可能完全對(duì)稱，所以不會(huì)完全相等。在兩者差別較小的情況下，可以用的算術(shù)平均值近似代表Uo來計(jì)算電功率。矩形波電功率按照計(jì)算，而基波功率則按照式（3）計(jì)算。測(cè)試過程中，設(shè)定 PD＝1 ms，PRF＝1 kHz，SD＝50 ms，SI＝10 s，也就是說發(fā)生器每10 s輸出一次，每次都持續(xù)輸出50 ms，其中包含25 000個(gè)射頻周期，在該過程中測(cè)得的平均功率和Isppa相對(duì)應(yīng)。在測(cè)試過程中，d保持100%不變。

然后，在發(fā)生器輸出端接入自制換能器和匹配電路，發(fā)生器工作在換能器工作頻率下，并設(shè)定PD＝1 ms，PRF＝1 kHz，SD＝50 ms，SI＝10 s，調(diào)節(jié)d值從10% ～100%，均勻設(shè)定10個(gè)測(cè)試點(diǎn)進(jìn)行聲強(qiáng)標(biāo)定。示波器的Ch1用于觀察功放輸出波形，Ch2通過一個(gè)2∶1電阻分壓器觀察換能器上的電壓信號(hào)。換能器和水聽器一起放入水槽，用一個(gè)三維操縱臺(tái)調(diào)整換能器的位置和角度，一邊調(diào)節(jié)一邊觀察水聽器的輸出，待輸出最大時(shí)，可以認(rèn)為其焦點(diǎn)落在水聽器的敏感面上。在換能器和水聽器之間，插入一塊新鮮大鼠顱骨，水聽器測(cè)出的就是超聲經(jīng)顱之后的聲壓。對(duì)于正弦波，聲強(qiáng)確定如下：

式中，Isppa是空間峰值脈沖平均聲強(qiáng)，pm是聲壓峰值，ρ是水的密度，v是水中聲速。

在實(shí)驗(yàn)中，使用的示波器是Agilent MSO6054A型，帶寬500 MHz；水聽器為ONDA HNR-0500型，針狀，響應(yīng)頻率為250 kHz～20 MHz。在動(dòng)物實(shí)驗(yàn)中，使用了BIOPAC MP150數(shù)據(jù)采集器進(jìn)行數(shù)據(jù)采集，該采集器通過以太網(wǎng)線和PC機(jī)進(jìn)行數(shù)據(jù)交換，配套的數(shù)據(jù)采集軟件AcqKnowledge運(yùn)行在PC上。在同一臺(tái)PC上，另開一個(gè)窗口運(yùn)行超聲發(fā)生器的控制軟件，發(fā)生器和PC通過串口進(jìn)行通信。

1.2.2 動(dòng)物實(shí)驗(yàn)方法

大鼠兩側(cè)下肢分別用粗棉線與兩個(gè)張力傳感器相連，傳感器的差分輸出端接入BIOPAC MP150的兩個(gè)EOG100C放大模塊，該模塊設(shè)置成DC模式，Gain＝500，在此條件下用砝碼標(biāo)定傳感器靈敏度，在MP150輸出端得到10.6 g/V。從發(fā)生器的同步輸出端，通過一個(gè)電阻分壓器向MP150的第3個(gè)放大器模塊輸出刺激脈沖，作為刺激時(shí)間標(biāo)記。左右側(cè)張力信號(hào)和1路時(shí)標(biāo)信號(hào)分別顯示在采集界面的通道1、2、3上。調(diào)整傳感器的位置和角度，待兩側(cè)均記錄到一個(gè)基礎(chǔ)張力且基本相同時(shí)，將傳感器固定在實(shí)驗(yàn)臺(tái)上。

設(shè)置時(shí)間參數(shù)為：fT＝ 500 kHz，PD＝ 250 μs，PRF＝2 kHz，SD＝250 ms，SI＝5 s。刺激強(qiáng)度根據(jù)聲強(qiáng)標(biāo)定結(jié)果通過d值控制。超聲換能器對(duì)準(zhǔn)人字點(diǎn)（Lamda）右側(cè)3 mm、頭側(cè)1 mm處，在d＝50%的條件下一邊施加刺激、一邊調(diào)整換能器高度，直到肌肉反應(yīng)最強(qiáng)［3］。如果在上述麻醉?xiàng)l件下不能刺激出肌肉反應(yīng)，則降低麻醉劑量，直到有肌肉反應(yīng)為止，但麻醉劑量不小于體重（g）×1.1 μL/h，在該條件下動(dòng)物始終保持安靜。

圖3 動(dòng)物實(shí)驗(yàn)（動(dòng)物固定在三維腦定位儀上，超聲換能器作用到頭部，兩個(gè)固定在實(shí)驗(yàn)平臺(tái)上的張力傳感器通過兩側(cè)下肢，記錄動(dòng)物的肌肉運(yùn)動(dòng)。超聲發(fā)生器和記錄儀用同一臺(tái)PC控制）Fig.3 Animal Experiment（The animal is fixed on a stereotaxic frame，the ultrasonic transducer is coupled to the head with ultrasound gel，and muscle movements of the animal are recorded with two tension sensors which are connected to the hindlimbs.The ultrasound generator and the force recorder are controlled by the same PC）

為了消除呼吸波等各種干擾的影響，取刺激前3 s的張力平均值作為基線，以這個(gè)時(shí)間內(nèi)呼吸波峰值的平均值的1.1倍作為肌肉反應(yīng)閾值。和刺激同步并且高于此閾值的張力變化被確認(rèn)為肌肉反應(yīng)，而一次實(shí)驗(yàn)中刺激反應(yīng)的個(gè)數(shù)除以刺激個(gè)數(shù)被定義為刺激成功率。

2 結(jié)果

2.1 發(fā)生器性能

2.1.1 開關(guān)特性

在負(fù)載電阻10 Ω、頻率2 MHz條件下，發(fā)生器輸出端的電壓波形如圖4所示。

圖4 阻值10Ω純電阻負(fù)載下輸出波形Fig.4 Output waveform under 10Ω pure resistance load

從圖4中可以直觀看出，MOSFET的開關(guān)過程非常短，對(duì)波形的影響基本可以忽略不計(jì)。利用示波器的zoom功能，測(cè)得正負(fù)向脈沖的上升下降時(shí)間分別為10、7.3、5、8.2 ns，都小于本研究的設(shè)計(jì)極限，提示該系統(tǒng)的超聲頻率指標(biāo)有較大的余量。

從圖4中還可以看到，脈沖電壓峰峰值為94.5 V，瞬時(shí)負(fù)載電流達(dá)到了將近5 A。波形中有一個(gè)表現(xiàn)為小幅衰減振蕩的過渡過程，有可能是電路中的雜散電抗引起，因?yàn)槠漕l率遠(yuǎn)高于工作頻率，在實(shí)際使用時(shí)會(huì)被諧振負(fù)載濾除。

2.1.2 輸出功率

表2 輸出功率和負(fù)載電阻的關(guān)系Tab.2 Relationship between output power and load__

2.1.3 換能器的電功率和聲強(qiáng)標(biāo)定

按照實(shí)驗(yàn)方法所述，換能器及其匹配電路接入發(fā)生器輸出端，設(shè)定超聲頻率為500 kHz，觀察示波器顯示的波形。d＝60%時(shí)的波形如圖5（a）所示，可以看到功放輸出接近于一個(gè)上下對(duì)稱的方波，峰峰值約為90 V，而換能器上的正弦波峰峰值達(dá)到334 V（由于2∶1分壓器的緣故，顯示電壓是實(shí)際值的一半）。圖5（b）是換能器上電壓波形的FFT變換，可以看到其基頻分量分別比2和3次諧波高出50和40dB。此時(shí)水聽器輸出折算成聲壓峰值為490 kPa，根據(jù)式（4）計(jì)算所得的脈沖平均聲強(qiáng)為8.14 W/cm2。圖5（c）表示不同d值下?lián)Q能器電壓峰峰值和焦點(diǎn)聲壓峰值，可以看到在d＜60%的情況下基本是線性的，以后曲線逐漸趨平，符合正弦函數(shù)的變化規(guī)律。大鼠顱骨插入后聲壓大約下降25%，由此估計(jì)超聲經(jīng)顱后強(qiáng)度下降約44%。

圖5 超聲發(fā)生器和自制換能器測(cè)試結(jié)果。（a）d＝60%功放輸出波形和換能器輸出波形；（b）d＝60%換能器上電壓波形的FFT變換；（c）換能器上電壓峰峰值和換能器焦點(diǎn)處的聲壓值隨占空比的變化Fig.5 Test results of the ultrasound generator and home-made transducer.（a）Waveforms at the final stage and the transducer，d＝60%；（b）FFT of the waveform at the transducer，d＝ 60%；（c）Relationship between driving duty cycle and the Vpp of the transducer and acoustic pressure at the focal point of the transducer

2.2 動(dòng)物實(shí)驗(yàn)結(jié)果

在超聲作用下，12只動(dòng)物全部出現(xiàn)了肌肉收縮，但是麻醉水平各不一樣，如表3所示。

結(jié)果表明，動(dòng)物對(duì)刺激的反應(yīng)有很大的差別，少數(shù)動(dòng)物在較深的麻醉程度下就有相當(dāng)?shù)姆磻?yīng)，而多數(shù)動(dòng)物需要在淺麻醉下才能表現(xiàn)出反應(yīng)。2/3的動(dòng)物對(duì)d＝50%的刺激強(qiáng)度下的反應(yīng)是在最淺的麻醉水平下觀察到的。在這種麻醉水平下將d降到10%，刺激成功率下降為67%。根據(jù)聲強(qiáng)標(biāo)定曲線（見圖5（c）），d＝50% 時(shí)焦點(diǎn)處的聲強(qiáng)Isppa≈5.36 W/cm2，d＝10%時(shí)Isppa≈0.46 W/cm2。

表3 刺激成功率Tab.3 Success rate of stimulation

圖6是其中一個(gè)動(dòng)物的實(shí)驗(yàn)記錄，（a）和（b）分別為d＝10%和d＝50%時(shí)得到的結(jié)果。在圖6（b）中，每一次刺激均激發(fā)出肌肉收縮，收縮力并不是每次都一樣，但均在0.05 N以上；在圖6（a）中，并不是每次刺激都可以記錄到反應(yīng)，而且反應(yīng)的幅值也明顯減小。刺激反應(yīng)之間的小幅高頻波動(dòng)是由大鼠呼吸引起的。

圖6 動(dòng)物的刺激反應(yīng)。（a）占空比Isppa＝0.46 W/cm2條件下動(dòng)物的收縮力；（b）Isppa＝5.36 W/cm2條件下動(dòng)物的收縮力Fig.6 Response of the animalto ultrasound stimulation.（a）Muscle contraction force asIsppa＝0.46 W/cm2；（b）Muscle contraction forceas Isppa＝5.36 W/cm2

3 討論

超聲發(fā)生器決定了最大可用功率，但根據(jù)電路原理，實(shí)際輸出功率卻還和負(fù)載特性有關(guān)。所以，對(duì)于每一個(gè)換能器，都需要根據(jù)其頻率特性和功率，為其設(shè)計(jì)特定的匹配電路并進(jìn)行聲強(qiáng)標(biāo)定，這樣實(shí)驗(yàn)過程中就可以據(jù)此調(diào)節(jié)d值，以控制聲強(qiáng)到所需的大小。標(biāo)定過程通常只能用水作為傳聲介質(zhì)，但由于腦組織的聲衰減和水接近，比如在人腦中衰減系數(shù)只有0.435 dB/cm·MHz-1［9］，所以水中標(biāo)定帶來的誤差在500 kHz的超聲頻率和2 cm深度下僅為0.435 dB。

本超聲發(fā)生器專用于腦刺激研究，其時(shí)間參數(shù)根據(jù)刺激波形來設(shè)計(jì)［1-5］。相對(duì)于使用通用函數(shù)發(fā)生器，本研究的參數(shù)容易理解，可以節(jié)約操作時(shí)間，減少調(diào)節(jié)過程中的猶豫和錯(cuò)誤。本發(fā)生器的另一個(gè)特點(diǎn)是：輸出功率可程控的高效功放不僅體積小、無需散熱，而且可以和時(shí)序電路一起集成在一個(gè)小機(jī)箱中，通過一根數(shù)據(jù)線甚至可以通過藍(lán)牙進(jìn)行數(shù)字控制。

在本研究中，肌肉收縮的記錄方法非常靈敏，從記錄中可以看到明顯的呼吸引起的波動(dòng)。該方法的缺點(diǎn)是無法判斷收縮力究竟是由哪塊肌肉引起的，因此也很難從兩個(gè)下肢的記錄波形中判斷是僅僅單側(cè)腦組織還是雙側(cè)腦組織都受到了超聲刺激。但是，這個(gè)問題需要通過記錄方法的改進(jìn)來解決，和超聲發(fā)生器本身并無關(guān)系。

4 結(jié)論

在本研究中，設(shè)計(jì)并實(shí)現(xiàn)了一種專用于腦刺激研究的超聲發(fā)生器。該發(fā)生器用PC或移動(dòng)終端控制，可用輸出功率大于100W、適應(yīng)100kHz～2MHz的超聲換能器，體積小，使用方便。動(dòng)物實(shí)驗(yàn)證明，該發(fā)生器適合超聲腦刺激研究之用。

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A Programmable Ultrasound Generator for Brain Stimulation

Hu Shengnan Wu Yongliang Zhang Yingjuan Xie Qiaohong4Jiang Xuheng Tian Fuying Zheng Zheng#?
（School of Medical Instrument and Food Engineering，University of Shanghai for Science and Technology，Shanghai200093，China）

Low intensity ultrasound can stimulate brain tissues.We designed a programmable ultrasound generator for brain stimulation.From a computer the generator receives the stimulate variables，based on which an embedded FPGA chip generates the stimulation pulses.The output power is controlled by setting the duty cycle of the power amplifier at the last stage，which works in switching style for high efficiency.An impedance matching network is inserted between the output terminal and the ultrasound transducer so that the rectangular waveform is transformed to sine.The variables of the pulses are easy to understand and adjust compared to those of the general-purpose functional generators because they are designed especially for brain stimulating.The highest ultrasound frequency of the generator is 2MHz and the maximum output power is more than 157.1 watts.Twelve SD rats were experimented with the generator and a home-made 500kHz transducer，when rat brains were stimulated under the condition of spatial-peak temporal averaged intensityIsppa＝ 5.36W/cm2，90%success rate was achieved in terms of the responsive muscle contracting.The test results and animal experiments show that the generator we designed is capable to be used in the research work of brain stimulation.

neuromodulation；brain stimulation；programmable ultrasound generator

R318 文獻(xiàn)標(biāo)志碼：A 文章編號(hào)：0258-8021（2017）05-0589-07

10.3969 /j.issn.0258-8021.2017.05.011

2016-11-07，錄用日期：2017-02-20

#中國(guó)生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)會(huì)會(huì)員（Member，Chinese Society of Biomedical Engineering）

?通信作者（Corresponding author），E-mail：zheng.bts@gmail.com

（致謝：感謝上海肝膽醫(yī)院麻醉科焦英甫、李文遷在動(dòng)物麻醉技術(shù)上的指導(dǎo)和幫助）