一种用于神经刺激研究的触屏控制小型超声发生器

丁孝宇，王婷婷，陆心怡，郑政

上海理工大学医疗器械与食品学院，上海200093

前言

低强度超声对神经组织的刺激作用已经被许多研究证实［1-4］，由于超声可以聚焦到目标区域，所以具有重要的临床应用潜力，然而阐明刺激机理尚待更多的实验研究［5-10］。超声发生器是该项研究的重要工具。实验室所需的超声发生器不仅要求能产生常用的刺激波形，输出足够的声功率，而且要求体积小，控制方便，以节省实验空间，降低对记录系统的干扰，提高实验效率。目前多数实验室所用的超声发生器由通用仪器构成，虽也有若干专用设备的报道，但体积仍然偏大，使用也不够方便。

超声发生器通常由脉冲发生器和末级功放组成，前者的体积主要由控制界面决定，而功放的体积和所选用的电路类型有很大关系。超声刺激实验中，换能器和受试组织必须保持规定的距离，而围绕受试组织通常还有其它许多实验装置，空间十分拥挤。如果不能把功放的体积减到足够小，那就只能放置到远处，此时必须给换能器配备一个专门的阻抗匹配器，并用功率电缆连接到远处的放大器输出。本文采用开关型的E 类放大器，体积十分小巧，可放置在换能器附近从而省去传统的阻抗匹配器，所占体积却只和匹配电路相仿［11］。控制界面采用触屏方案，集显示和参数输入于一体，有效减小了脉冲发生器体积，其和功放的信号连线由于只传输小信号，可用任意长度的细软电缆，所以可放置在实验台附近的任何位置，极大地方便了操作，提高了实验效率。

1 超声发生器设计

本文的超声发生器结构如图1所示。脉冲发生器由触屏控制模块现场可编程门阵列（Field Programmable Gate Array, FPGA）和电平转换电路组成，触屏模块与FPGA 之间通过串口传递数据，末级功放由E 类功率放大器和MOSFET 驱动电路组成，脉冲发生器与末级功放之间使用同轴电缆连接。

图1 超声发生器结构框图Fig.1 Structure diagram of ultrasound generator

1.1 超声换能器

本文使用的超声换能器系根据实验需要自制，换能元件是面积20 mm×12 mm，厚度4 mm 的PZT4型压电陶瓷，工作频率500 kHz。匹配层采用Epotek 301环氧树脂、Al2O3粉末以及钨粉的混合物制成，厚度λ/4。采用Epo-tek 301 树脂和钨粉的混合物作为背衬，厚度10 mm。压电换能器的Butterworth-Van Dyke（BVD）等效模型［12］如图2所示，并联支路中的Cp为等效静态电容，串联支路包含辐射和机械损耗电阻Rm，动态电感Lm，动态电容Cm。当超声换能器在谐振频率下工作时，Lm和Cm产生谐振，串联支路仅有电阻分量，换能器表现为容性，此时可将其等效为R0与C0的串联。

图2 超声换能器等效模型Fig.2 Equivalent model of ultrasound transducer

换能器在HIOKI 3532-50 型LCR 测试仪上测得的电阻抗参数如表1所示。

表1 超声换能器阻抗参数Tab.1 Impedance parameters of ultrasound transducer

1.2 末级功放设计

神经刺激所用的超声脉冲的宽度通常在百毫秒量级［13-14］，包含了千个以上的超声周期，所以可看作等幅正弦波，其末级本质上就是一种射频功放。为减小体积，本文选择单管E 类放大器［15-18］作为末级，如图3所示。其核心元件是用作开关的功率MOSFET，来自脉冲发生器的方波信号控制MOSFET的开关状态，方波频率为超声射频频率f，占空比50%。C1包括功率MOSFET的漏级-源级寄生电容和与其并联的外部电容。

图3 E类功率放大器Fig.3 Class E power amplifier

当MOSFET 导通时C1被短路，L2、C2和R构成串联谐振电路。当开关断开时，谐振电路由C1、L2、C2和R组成。可以选择合适的谐振电路元件值，使得开关两端电压和通过开关的电流在一个开关周期内不会重叠，如图4所示，此时开关管的理论功耗为零，效率可达100%。本文设计的E 类功放满足零电压开关（ZVS）和零电压导数（ZVDS）条件：

图4 理想条件下MOSFET漏极电压和通过MOSFET的电流Fig.4 MOSFET drain voltage and current through the MOSFET under ideal conditions

其中，θ=ωt= 2πft。

由表1可知，换能器Q值过小，如果将其直接接入E类放大器，容易引起输出信号畸变。为此，在换能器两端并联一个阻抗变换电容Cx，将换能器与Cx整体变换成Ceq和Req，如图5所示。其中Ceq与Req有以下关系：

图5 谐振时超声换能器与阻抗变换电容Cx的等效电路Fig.5 Equivalent circuit of ultrasound transducer and impedance conversion capacitor Cx at resonance

联立式（3）、（4）和（5）可得：

选定Q为10，据以上公式可以算得Cx=743 pF，Ceq=1 110 pF，Req=28.7 Ω。将阻抗变换电容Cx和换能器的并联电路接入E 类放大器，取代其中的C2和R，如图6所示，可知C2=Ceq=1 110 pF，R=Req=28.7 Ω。由于L1用作高频扼流圈［19］，感抗足够大即可，选用220 μH。其它元件参数由以下公式计算：

图6 末级功放电路图Fig.6 Circuit diagram of final stage power amplifier

电路中选择了专用的MOSFET 驱动芯片EL7104以提供足够的驱动电流从而保证开关管及时导通，稳压芯片S-1142D 用以保证在电源电压Vdc超过驱动芯片电源电压允许范围时仍能正常使用。

1.3 脉冲发生器

触屏控制模块采用基于C语言编程的串口屏，屏幕支持电容触摸和电感触摸，支持的通讯接口有TTL、RS232、RS485 以及CAN，还为用户提供了数据存储空间EEPROM。本文选用较小的4.3 寸屏幕，界面如图7所示，使用者可通过触屏上的触摸按键输入频率Frequency、刺激时长Duration、刺激间隔Interval以及刺激宽度Tao等参数，右上角的开关按钮用来控制数据传输的开始与停止。

图7 触屏界面Fig.7 Touchscreen interface

脉冲发生器的核心部分是FPGA，时钟频率40 MHz，时间分辨率25 ns。由于E 类功放属于开关型功放，脉冲发生器只需产生一定宽度的脉冲方波控制E 类放大器电路中MOSFET 的导通与截止。FPGA 通过串口程序接收刺激参数，刺激时长、刺激宽度与刺激间隔、频率分别由3 个计数器控制，计数器配合系统时钟产生脉冲方波。FPGA 产生的脉冲方波经过电平转换芯片后传输到末级功放。

2 系统测试

整个系统设计完成后，将触摸屏连同FPGA电路装入一个长15 cm、宽10.5 cm、高5.5 cm的屏蔽铝盒中组成脉冲发生器，由便携式可充电锂电池供电。末级功放装在一个长4 cm、宽3.2 cm、高2.5 cm的铝盒中，由keithley-2231A直流稳压电源供电，如图8所示。

图8 小型超声发生器Fig.8 Compact ultrasound generator

2.1 脉冲发生器测试

将超声发生器各个部分连接好之后，在不同的频率下测试脉冲发生器输出的脉冲方波周期及占空比，测试结果如表2所示。由表2可知，脉冲发生器产生的脉冲方波频率和占空比的误差均在0.2‰以内。

表2 不同频率下脉冲发生器性能测试Tab.2 Pulse generator performance test at different frequencies

在触摸屏上输入刺激参数Tao=6 μs，Interval=8 μs，Duration=16 μs，Frequency=500 kHz，测量脉冲发生器输出的脉冲方波以及脉冲同步信号，测试结果如图9所示。由图9可知，实际测试结果与设计参数一致。

图9 脉冲发生器测试结果Fig.9 Pulse generator test results

2.2 末级功放测试

2.2.1 输出电压和声压功放的作用在于给换能器提供足够的功率以获得实验所需的超声强度。和所有开关型放大器一样，E 类放大器的所谓输入仅用于控制开关管的通断，电路并无真正的“放大”作用，元件参数确定后，放大器输出电压（换能器两端电压）幅度将取决于电源电压。

在不同的电源电压下，利用Agilent Technologies MSO6054A 示波器测试放大器输出电压幅度，同时利用ONDA HNR-0500 水听器测量换能器自然焦点处的声压幅度。图10是本文系统在接入换能器的情况下电源电压从6 V 到30 V 所测得的放大器输出电压幅度值和电源电压的关系，图中另外一条曲线是对应的换能器自然焦点处的声压幅度。可见在测试范围内两条曲线都接近直线，电源电压30 V 时放大器输出电压幅度384.6 V，对应声压可达168.3 kPa，这个声压值已经能满足本实验室的刺激实验强度要求。从图中可以看到30 V 时输出尚无饱和迹象，如果需要更高的声压值，可以通过进一步提高电源电压来实现。

图10 放大器输出电压幅度和换能器焦点声压幅度随电源电压的变化Fig.10 Amplifier output voltage amplitude and transducer focus sound pressure amplitude changing with power supply voltage

2.2.2 输出功率和效率如果忽略线路传输损耗，放大器输出功率可由换能器等效电阻消耗的功率来表征。为方便，用上文的LCR测试仪测得换能器工作频率下的等效并联电阻Rp，通过上述示波器测量得到放大器输出电压幅度Vpp，放大器输出功率Po=放大器总耗电功率P则是通过测试电源输出电压和电流相乘得到，放大器效率η=Po/P。测试表明自制换能器的等效并联电阻为2.97 kΩ，在不同电源电压下的输出功率及效率如图11所示。电源电压为30 V时，其输出功率为6.23 W，电源电压为6～30 V，放大器效率均在57%左右，远低于理论值。效率偏低的原因在于元器件的损耗，尤其是电感损耗。L1和L2的损耗电阻分别为11.8 Ω和9.4 Ω，而换能器和阻抗变换电容Cx并联后的等效电阻Req仅28.7 Ω，可见两个电感中的能量损失占了总供电功率的相当大比例。

图11 放大器输出功率和效率随电源电压的变化Fig.11 Amplifier output power and efficiency changing with power supply voltage

由于输出功率已能满足实验所需，所以不再采取提高效率的措施。如需提高效率，可换用损耗电阻更小的电感。

2.2.3 信号延时末级功放的信号延时可由输入脉冲方波的同步信号与输出电压来测量，如图12所示。图12下方曲线为频率500 kHz、刺激宽度40 μs 的归一化输出电压及归一化脉冲方波同步信号，图12上方曲线显示了刺激开始时刺激波形的细节。由图12可知，输入脉冲方波与输出电压的延时为0.2 μs 左右，相对于神经细胞的刺激与反应之间毫秒量级的延时，末级功放的延时影响不大。

图12 延时测量结果Fig.12 Delay measurement results

2.2.4 谐波失真在不同的电源电压下，利用上述示波器对输出电压做快速傅里叶变换（Fast FourierTransformation,FFT）分析，结果如图13所示，在不同的电源电压下二次谐波衰减达到-30.625 dB 左右，三次谐波衰减达到-53.2 dB左右。

图13 放大器输出电压谐波衰减测量Fig.13 Harmonic attenuation measurement of amplifier output voltage

2.3 生理实验

利用本文的超声发生器刺激水蛭神经节，采用玻璃微电极对N 细胞做胞内记录［20］，在声压大于92 kPa 时可以明显观察到动作电位，如图14a 所示。由图14b 可知，超声刺激与细胞反应之间的延时为4 ms 左右，而末级功放的信号延时为0.2 μs 左右，远小于超声刺激与细胞反应之间的延时。

图14 超声神经细胞刺激实验结果Fig.14 Results of ultrasound stimulation experiment on nerve cells

3 结论

本文设计了一种用于神经刺激研究的触屏控制小型超声发生器，该超声发生器体积小，成本低，使用方便，可以产生时间参数和频率参数可控的正弦脉冲信号，时间分辨率达到25 ns。正弦脉冲信号直接驱动超声换能器，在其自然焦点处可以产生的声压幅度范围为37～168 kPa，提高电源电压后可以获得更高的声压。该超声发生器的信号延时为0.2 μs 左右，远小于超声刺激与细胞反应的延时。该超声发生器非常适合空间狭小的电生理实验。

该设计还可用于多路超声神经刺激，对于较小空间范围内需要多个换能器时，本文的设计可方便地用来进行分布式激励。