基于FPGA的血管内超声增强溶栓激励系统的设计

曾瑶 ，李培洋，沈之天 ，崔崤峣 ，徐杰

1 中国科学技术大学，合肥市，230026

2 中国科学院 苏州生物医学工程技术研究所，苏州市，215163

0 引言

超声增强溶栓技术是当前治疗血栓栓塞性疾病的研究热点。它是指利用超声空化效应所引起的微泡非线性振动或者爆破，裂解血栓中的血细胞或者纤维蛋白网结构，在溶栓剂辅助的超声增强溶栓过程中，还能进一步促进药物向血栓内渗透从而加速溶栓过程[1]。研究表明，相比较于口服抗凝剂疗法，超声增强溶栓能显著改善静脉通畅和降低血栓后综合征发生率[2]。

驱动功率型超声溶栓换能器所用到的信号源通常包括信号发生器和功率放大器[3-4]，它们是两个独立的设备，体积庞大且价格昂贵，不适合医院手术室的使用。信号源设计的核心是直接数字频率合成技术（direct digital frequency synthesizer，DDS），目前已有ADI和TI等公司推出专用的DDS芯片，这些芯片体积小、性能好，但是不能实现任意波发生功能。而现场可编程门阵列（field programmable gate array，FPGA）具备的逻辑可编程功能可以有效解决波形固化数据单一的问题，方便将FPGA芯片设计为自己需要的DDS芯片。在系统设计前，参考超声辅助溶栓相关文献[5-6]和苏州国科昂卓公司提供的超声溶栓导丝的激励需求，本研究提出了一种集成信号源和功放功能的便携式超声增强溶栓激励系统设计方案，该方案通过FPGA内部的逻辑实现多种波形数据的输出和波形参数调控，然后经过模数转换和功率放大器电路转换成大电压，驱动换能器产生超声信号，激励信号要求频率在1 MHz～2 MHz，幅值在40 Vpp～60 Vpp，脉冲数为1～1 000，脉冲重复频率为1 Hz～2 000 Hz，占空比可调的正弦波脉冲串，三角波和方波是备选波形，最后利用电阻抗匹配网络使得换能器输出功率得到提高。

1 系统总体设计

本系统以米联客公司的Miz702N开发板和自主设计的FEP（fast expand peripheral）子卡作为开发平台，设计框图如图1所示。选取开发板上的Xilinx ZYNQ-7Z020 SOC作为DDS信号源控制器；输入端按键控制波形、中心频率、脉冲数、脉冲周期和猝发使能等参数，通过AXI总线向PS（processing system）发送中断控制信息；输出端一方面通过扩展多功能IO接口模拟OLED时序来驱动OLED显示按键控制信息，另一方面通过FEP连接口将10位并行数据送到D/A转换芯片，然后通过有源低通滤波器、放大器产生最终的激励信号。在连接到超声换能器前，利用阻抗匹配电路来减少信号反射和提高输出功率。

图1 系统总体框图Fig.1 Block diagram of the system

2 基于FPGA的信号源设计

2.1 DDS的基本原理

信号源的设计是基于DDS原理[7]，通过编程来实现输出信号的波形、频率、脉冲数、脉冲重复周期和猝发使能的选择。这是一种利用相位累加合成所需波形的数字频率合成技术，它的基本结构如图2所示，主要由相位累加器、波形存储器、D/A转换器（DAC）和低通滤波器（LPF）4部分组成，前两个模块是基于FPGA设计的用于生成离散波形数据的数字电路。在系统时钟fclk的控制下，相位累加器对频率控制字Fw进行线性累加，相位累加器的溢出频率即为信号频率；而波形存储器利用相位累加结果作为查找地址，得到D位波形幅度量化二进制码；D/A转换器接收到来自波形存储器的输出，转化成对应的阶梯状波形；再通过低通滤波器，输出得到平滑信号。因此，DDS输出的信号频率可以表示为：

由此可见改变频率控制字就可以改变输出信号的频率，当时，DDS输出最低频率fclk/2N，也就是DDS的频率分辨率。虽然根据奈奎斯特采样定理，允许输出的信号频率不超过fclk/2，但实际工程中由于低通滤波器的非理想特性，输出的频率上限为0.4fclk。

图2 DDS原理图Fig.2 Schematic of DDS

2.2 连续和猝发功能的实现

本系统设置的系统时钟fclk=100 MHz，相位累加器的位数N=16，实际作为查询地址的是低12位。波形存储器是ZYNQ-7Z020 SOC芯片 PL（programmable logic）端一个16 kB（位宽32，深度4096）BRAM，用于存放正弦波、三角波和方波幅度二进制数据，由波形按键控制从PS端的M_AXI_GP口轮流写入波形数据，写完成后进行相位寻址工作。

超声溶栓换能器的激励信号通常是具有一定占空比的脉冲串信号，因此在实现连续波输出的基础上还需要设置猝发功能。使能猝发功能前，需要通过按键设置脉冲数和脉冲重复频率。猝发功能的原理如图3所示。猝发使能按键按下后同时使用脉冲计数模块和延时计数模块。当DDS相位累加器工作且输出相位溢出信号时，脉冲计数器加一。延时模块是对每个系统时钟进行计数。当脉冲计数值与预设值相等时，停止计数并向控制模块发出计数完毕信号，同时让DDS的相位累加器保持输出模拟波形对应零的二进制相位序列；当脉冲计数器与预设值不等时，DDS相位累加器的工作使能始终有效，不停地对频率控制字进行累加。当延时计数器计满，一方面计数器复位重新计数，另一方面发送计数完毕信号到控制模块，使得脉冲计数器清零，重启脉冲计数功能。

图3 猝发功能的原理图Fig.3 Schematic of burst function

2.3 OLED显示

Miz702N 开发板搭载了型号为U G-2832HSWEG04的OLED显示屏，本系统通过软件模拟SPI时序来控制内置CMOS OLED驱动控制芯片SSD1306。显示的内容为按键功能说明。

3 子卡电路设计

3.1 电源模块

电源模块主要是为了给芯片提供稳定的电压，采用AMS1117系列稳压器和LM2662电压转换器分别输出3.3 V和-5 V电压。为了有效抑制信号间的串扰，将D/A转换器的数字地、模拟地和时钟地以及对应的3.3 V电压源严格分割开来，并且用磁珠单点连接。

3.2 D/A转换电路

D/A转换电路是超声溶栓激励系统中重要的组成部分，它将波形存储器输出的正弦波离散数据转换成模拟波形。本系统选用AD9715 D/A转换芯片来设计数模转换电路，该芯片在10位分辨率下数据转换速率可达125 MSPS，支持3.3 V CMOS并行输入，可以和FPGA IO电压兼容。输出端互补输出电流通过外部16 kΩ电阻配置为2 mA，然后分别流经内部500 Ω负载电阻，转换成差分电压。

3.3 低通滤波器

由于D/A转换器输出的是一个连续阶梯型正弦信号，内部含有很多杂散频谱分量，必须加上一个RC低通滤波器滤除高频成分，恢复频率出成分单一的理想信号。本研究采用双通道、低功耗、低噪声、105 MHz高带宽的轨到轨放大器ADA4805设计二阶低通滤波器，截止频率为10 MHz，这样很好地抑制了DDS输出的谐波分量。

3.4 放大器模块

根据设计要求，需要对D/A转换器输出的电压放大到40 Vpp～60 Vpp左右，因此设计了差分放大器、单位增益反向放大器和高输出电流放大器组成的电压放大模块。OPA2614是双路高增益带宽的电流运算放大器，用于差分放大器和反向放大器的设计，它将AD9715输出的差分电压转换成两个相位差为180o单端电压Um1和m2。Um1和m2分别经过ADA4870设计的完全相同的同向放大器，得到最大摆幅为37 Vpp左右的电压。ADA4870是一款高输出驱动电流和宽输出电压摆幅的放大器芯片，采用双端供电方案，非常适合驱动高容性负载例如超声换能器。ADA4870输出端分别作为驱动后级换能器的电源正负极能得到两倍单端电压，满足60 Vpp的需求。

3.5 阻抗匹配模块

阻抗匹配模块是连接功率放大器和超声换能器，提高超声换能器发生能量的重要组成模块。超声换能器的等效电路用Butterworth-Van-Dyke模型来描述[8]，如图4虚线方框内所示，当串联谐振发生时，即Ls和Cs的电抗相抵消，换能器的阻抗达到极小值，等效为电容C0并联电阻Rs。这里介绍了一种简单通用基于Smith图设计的低通滤波器结构的匹配电路[9]，在换能器两端并联电容，再串联电感抵消容抗，得到一个等效的纯阻元件，负载阻抗与功率放大器的输出阻抗50 Ω相匹配才有可能获得最大输出功率。

图4 电阻抗匹配网络Fig.4 Electrical impedance matching network

4 结果与讨论

4.1 硬件测试

硬件测试前，将ZYNQ-7Z020的PL+PS代码固化到QSPI Flash，保证断电后程序不易丢失。然后连接FEP子卡到Miz702N上进行功能测试。测试所用的示波器型号为Tektronix MDO3022混合域示波器，带宽500 MHz，采样率为2.50 GS/s。图5和图6结果表明，超声增强溶栓激励系统可以输出频率为1.099 MHz，峰峰值为66.4 Vpp，占空比为5 %（脉冲数为111，脉冲重复频率为500 Hz）的正弦脉冲串，频率与设定值1.1 MHz误差在0.09%，电压峰峰值大于60 Vpp符合预期目标。通过按键和可变电阻可以控制激励参数的变化，另外在数模转换电路的输出端得到的波形还可以通过按键切换为三角波和方波，如图7和8所示。

4.2 阻抗和声场测试

将超声溶栓导丝（苏州国科昂卓公司）通过阻抗匹配电路连接到阻抗分析仪上(E4991A,Agilent Technologies,Inc.,USA)，设置扫描频率范围为1 MHz～3 MHz，结果如图9所示，在频率点为1.18 MHz，阻抗值为47.76 Ω，相位是-7.7o，而未匹配前阻抗值为275 Ω，相位是-46.7o。换能器未能完全匹配到50 Ω是因为商用电感和电容在数值上不能精确达到Smith图的计算结果。

图5 1.1 MHz 正弦波Fig.5 1.1 MHz sine wave

图6 5 %占空比的猝发波形Fig.6 5 % duty cycle burst wave

图7 1.5 MHz 三角波Fig.7 1.5 MHz triangle wave

图8 1.5 MHz 方波Fig.8 1.5 MHz square wave

图9 超声换能器阻抗测试曲线Fig.9 Impedance amplitude and phase curves of ultrasound transducer

图10 电阻抗匹配前后超声换能器输出的声压Fig.10 Output acoustic pressure of ultrasound transducer with/without electric impedance match network

利用针式水听器（NH0500,Precision Acoustics,Ltd.,UK）测试超声换能器电阻抗匹配前后输出的声压，激励参数设为1.18 MHz，60 Vpp，脉冲个数为10，脉冲重复频率为500 Hz，水听器距离换能器中心2 mm。从图10中可以看到，加上电阻抗匹配后换能器输出的平均峰值负压从0.27 MPa提高到0.57 MPa，电声转换效率提高一倍，符合理论计算结果。

4.3 超声溶栓实验结果

体外超声增强溶栓实验基于已经设计和调试好的激励系统进行的。首先以1 mL:70 μL比例的牛全血和0.5 M（摩尔体积比）的氯化钙溶液制备血栓模型。实验前取出血栓称重得到M0，将其置于聚丙烯离心管（规格：2 mL），然后从离心管开口处垂直插入一次性使用麻醉导管（型号、规格：1 mm，河南驼人医疗器械集团有限公司）和超声溶栓导丝（苏州国科昂卓公司），麻醉导管连接至微量注射泵上的5 mL注射器，超声溶栓导丝通过电阻抗匹配网络连接到激励系统的输出端口。整个血栓模型完全浸没在37oC恒温生理盐水环境中。实验组选择声诺维（45 μg/mL，1 mL）和声诺维+尿激酶（45 μg/mL，1 mL+20 000 UI/mL，1 mL）作为超声溶栓辅助增强剂，而对照组分别选择1 mL和2 mL的生理盐水作为安慰剂，排除溶液注射对实验结果的影响。实验组和对照组的激励参数设置为：1.2 MHz，60 Vpp，500 Hz脉冲重复频率，5%占空比。30 min后，小心地从血栓中取出超声溶栓导管和注射微导管，称量残余血栓质量。每组实验重复3次，表示为平均值±标准差，最后计算各组溶栓率P(%)，计算见式（2）。

表1列出了每种实验方案的血栓凝块大小和溶栓率。组2和组4结果对照表明，超声激励声诺维在血栓内部发生空化促进血栓的裂解，而加入尿激酶后，组1的溶栓率得到进一步提高，相对于对照组3提高20%左右。

表1 体外超声溶栓实验结果Tab.1 In vitro ultrasound thrombolysis results

5 结论

笔者介绍了一种超声溶栓激励系统设计方案，将基于DDS原理的波形幅度二进制码生成工作交给FPGA（ZYNQ-7Z020）的PL端，波形参数控制由PS端完成，最后经过包括数模转换和电压放大功能的外围电路，实现一定占空比的脉冲串激励输出。经测试，该系统具有波形、频率、幅值和占空比可调功能，代码简单，体积小，成本低，有助于超声增强溶栓技术向临床推广。基于该系统的体外溶栓实验也取得明显的溶栓效果。本系统中更加丰富的参数可调功能和数字调制功能将在未来的研究工作中继续完善。