經(jīng)顱磁刺激引導源的設計

1、引言

神經(jīng)及精神醫學(xué)所設計的領(lǐng)域十分廣泛，是現代醫學(xué)與生物工程學(xué)研究的重要方向之一，其范圍涵蓋大腦及精神認知機理、腦功能檢查、腦功能的調控與重建、腦和神經(jīng)系統疾病的診斷、治療與康復等諸多方向，有著(zhù)廣闊的發(fā)展前景?？茖W(xué)技術(shù)的進(jìn)步推動(dòng)了醫療器材的革新，一方面方便了醫生，另一方面極大地為患者減輕了痛苦。經(jīng)顱磁刺激能夠改變皮質(zhì)興奮性，是一種無(wú)電極刺激形式，它是利用激勵線(xiàn)圈產(chǎn)生時(shí)變磁場(chǎng)在目標組織中感應出電流，達到刺激可興奮組織的目的。與傳統電針刺激方式相比，磁刺激技術(shù)具有無(wú)痛，無(wú)損傷，對人體安全好且療效確切等優(yōu)點(diǎn)，在神經(jīng)和精神科學(xué)研究和臨床治療領(lǐng)域得到廣泛應用。TMS將為人類(lèi)實(shí)現對某些腦生理活動(dòng)的人為調控，探索腦疾患的診斷、治療方法提供一種新的思路解決方案。

本文介紹經(jīng)顱磁刺激引導源的設計要點(diǎn)，根據系統的要求，供電電壓為32V直流電，主次電感均為600uH，工作頻率為10Hz，可瞬間產(chǎn)生大約100A的電流。

2、引導源實(shí)現方案

引導源實(shí)現框圖如圖1所示，整個(gè)系統包括一個(gè)高穩定的直流穩壓電源，兩只半導體開(kāi)關(guān)，低溫漂儲能電容器C，一個(gè)低阻值負載R，兩個(gè)大感抗低阻值的電感線(xiàn)圈，其中L1是主線(xiàn)圈，L2是副線(xiàn)圈。

在電源準備狀態(tài)，直流電源給儲能電容C充電到額定值。當觸發(fā)指令到時(shí)，半導體開(kāi)關(guān)K2導通。

電容C通過(guò)K2給負載放電。整個(gè)回路是一個(gè)標準的RLC串聯(lián)諧振網(wǎng)絡(luò )，且工作在欠阻尼狀態(tài)，放電電流波形近似為半正弦波，脈沖底寬約為 。

圖1 引導源原理圖和能量回授電路

實(shí)際應用過(guò)程中，在儲能電容C上再并接一個(gè)線(xiàn)圈、二極管網(wǎng)絡(luò )，以便在電容C上電壓反向后，再建立起一個(gè)輔助諧振電路，使電容C上電壓又回到正值，如果回路中各個(gè)元件均為理想元件（電阻不計），則電容器C上電壓又會(huì )回到 ，從而達到能量回授的目的。

3、回路在一個(gè)重復周期內電壓、電流的分析

在觸發(fā)脈沖到來(lái)后，根據K2和V1導通與否而分為3個(gè)階段。

這一階段是標準LC放電回路。此間，K2導通，V1截止。

式中

當時(shí)，，

當電容上電壓經(jīng)過(guò)零點(diǎn)變負時(shí)，V1導通，輔助回路工作，兩個(gè)回路均有電流流過(guò)，L2對電容進(jìn)行反向充電，電容C兩端的電壓反向，在 時(shí)刻電容兩端的電壓達到反向最大電壓。

式中

在以后，由于K2承受反向電壓而關(guān)斷，主回路停止工作，輔助諧振回路由于V1的截止作用，電路進(jìn)入半周期諧振狀態(tài)，如圖2（b）所示。

經(jīng)過(guò)一個(gè)完整的電路工作周期分析可知，電容C上的電壓由于輔助回路最終恢復為正，在回路理想的情況下，這一電壓與初始值一致。事實(shí)上回路總有電阻，肯定要有能量損耗。經(jīng)過(guò)一個(gè)工作周期后這一電壓大約跌落至起始值的70%左右。

4、系統仿真及實(shí)現

4.1 系統仿真

系統實(shí)現之前，用Multisim軟件分別對充放電控制電路和系統進(jìn)行仿真，其仿真的結果如圖2所示。

（a） 　　　　　?。╞）

圖2 仿真波形

圖2（a）上面的脈沖為控制充電脈沖，下面的是控制放電脈沖，當脈沖為高電平時(shí)半導體開(kāi)關(guān)導通。為了保證充電充分，在充電完畢后等待一段時(shí)間再放電。充電的時(shí)間為20ms，放電的時(shí)間大約為3ms，充放電間隔也為3ms。在實(shí)際實(shí)現過(guò)程中充電時(shí)間的長(cháng)短還得由電源與儲能電容的大小決定。

4.2 系統實(shí)現

為了減小充電時(shí)對穩壓電源的壓力，與穩壓電源并接一大電容C2，使電源簡(jiǎn)接給電容充電；為了更為有效地充放電，利用電容一等效結構；功率場(chǎng)效應晶體管和可關(guān)斷晶閘管分別作為開(kāi)關(guān)K1和K2。

圖3 引導源實(shí)現電路

功率場(chǎng)效應晶體管是壓控型器件，它具有開(kāi)關(guān)速度快、損耗低、驅動(dòng)電流小、無(wú)二次擊穿現象等優(yōu)點(diǎn)[5]。其門(mén)極控制信號是電壓，它的三個(gè)極分別是柵極G，源極S，漏極D。當 達到額定值時(shí)，功率場(chǎng)效應晶體管導通，否則關(guān)斷?？申P(guān)斷晶閘管具有耐壓高、電流大、承受沖擊能力強和造價(jià)低等優(yōu)點(diǎn)，同時(shí)，它又可用門(mén)極信號控制其導通或關(guān)斷?？申P(guān)斷晶閘管的工作原理可以用兩個(gè)條件來(lái)加以說(shuō)明，一個(gè)是導通條件，一個(gè)是關(guān)斷條件。導通條件是指晶閘管從阻斷到導通所需的條件。這個(gè)條件是晶閘管的陽(yáng)極加上正向電壓，同時(shí)在門(mén)極加上正向電壓。關(guān)斷條件是指晶閘管從導通到阻斷的條件。晶閘管一旦導通，門(mén)極對晶閘管就不起控制作用。關(guān)斷條件要求流過(guò)晶閘管中的電流小于保持晶閘管導通所需的電流，即維持電流。通常當晶閘管的陽(yáng)極已加上了正電壓并導通的情況下，要減少晶閘管中的電流有二種辦法。一種辦法是降低電壓；另一種辦法是增大晶閘管回路的串聯(lián)電阻[6]。如圖3所示，K為晶閘管陽(yáng)極，G1為控制極，當正向電壓加到K與G1兩端時(shí)，晶閘管被觸發(fā)導通；正向電壓消失后，晶閘管被控制關(guān)斷。

為了減小強電對弱電的影響，采用光電耦合器件和由555觸發(fā)器、變壓器構成的隔離電源；實(shí)現過(guò)程中，利用穩壓直流電源產(chǎn)生32V直流電壓；利用信號發(fā)生器產(chǎn)生幅值為5V，頻率為10Hz的控制充電脈沖；利用74LS123芯片控制充放電間隔和放電時(shí)間的長(cháng)短；電阻R取0.1ohm，線(xiàn)圈L1和L2的電阻值要非常小，這樣線(xiàn)圈消耗的能量可忽略不計。圖4分別是兩個(gè)開(kāi)關(guān)的控制電路。

5　實(shí)驗結果

（a）

（b）

圖4 開(kāi)關(guān)控制電路

圖5（a）是線(xiàn)圈L1兩端的電壓波形，每格代表5V，充電完畢后電容器C兩端的電壓為32V。通過(guò)對比仿真波形，得出結論此系統是可以實(shí)現的。圖5（b）是流過(guò)電阻R兩端的電壓，每格代表2V，由此可推斷流過(guò)R的電流大約為100A，短時(shí)間內產(chǎn)生這樣大的電流必然會(huì )引起線(xiàn)圈L1內磁場(chǎng)的驟然增加，利用線(xiàn)圈L1產(chǎn)生時(shí)變磁場(chǎng)在目標組織中感應出電流，達到對人體進(jìn)行磁刺激治療的目的。

（a） 　　　　　　?。╞）

圖5 測試結果

6、結束語(yǔ)

磁刺激儀發(fā)展滯后于應用研究，與第一臺磁刺激儀相比，現在的磁刺激儀基本上沒(méi)有很大變化。其主要問(wèn)題在于磁刺激激勵線(xiàn)圈聚焦性能，表現在磁刺激結果重復性差，不能精確刺激選擇解剖位置。TMS的進(jìn)一步發(fā)展仍有待于磁刺激技術(shù)本身的完善，研制出新的或改進(jìn)現有的磁刺激系統。

引導源作為磁刺激儀中的關(guān)鍵部件，其設計指標的好壞直接影響到磁刺激儀的治療效果，在越短的時(shí)間內產(chǎn)生越大的電流是整個(gè)系統的設計宗旨。這樣設計可使磁刺激激勵線(xiàn)圈聚焦性能有較大的提高，增強了對被刺激神經(jīng)的選擇性和定位性能，具備很強的工程可實(shí)現性。

參考文獻

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

[2] BTA26-600B.STMicroelectronics.2000.

[3] 2SK1522.HITACHI.1999.

[4] 74LS123.Fairchild Semiconductor.2000.

[5] 蘇開(kāi)才，毛宗源?，F代功率電子技術(shù)。北京：國防工業(yè)出版社。1995.

[6] 余永權，李小青，陳林康。單片機應用系統的功率接口設計。北京：北京航空航天大學(xué)出版社。1992.

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