1、引言

　　神經及精神醫學所設計的領域十分廣泛，是現代醫學與生物工程學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、腦和神經系統疾病的診斷、治療與康復等諸多方向，有著廣闊的發展前景。科學技術的進步推動了醫療器材的革新，一方面方便了醫生，另一方面極大地為患者減輕了痛苦。經顱磁刺激能夠改變皮質興奮性，是一種無電極刺激形式，它是利用激勵線圈產生時變磁場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，磁刺激技術具有無痛，無損傷，對人體安全好且療效確切等優點，在神經和精神科學研究和臨床治療領域得到廣泛應用。TMS將為人類實現對某些腦生理活動的人為調控，探索腦疾患的診斷、治療方法提供一種新的思路解決方案。

　　本文介紹經顱磁刺激引導源的設計要點，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，可瞬間產生大約100A的電流。

　　2、引導源實現方案

　　引導源實現框圖如圖1所示，整個系統包括一個高穩定的直流穩壓電源，兩只半導體開關，低溫漂儲能電容器C，一個低阻值負載R，兩個大感抗低阻值的電感線圈，其中L1是主線圈，L2是副線圈。

圖1 引導源原理圖和能量回授電路

　　在電源準備狀態，直流電源給儲能電容C充電到額定值。當觸發指令到時，半導體開關K2導通。

　　電容C通過K2給負載放電。整個回路是一個標準的RLC串聯諧振網絡，且工作在欠阻尼狀態，放電電流波形近似為半正弦波，脈沖底寬約為。

　　實際應用過程中，在儲能電容C上再并接一個線圈、二極管網絡，以便在電容C上電壓反向后，再建立起一個輔助諧振電路，使電容C上電壓又回到正值，如果回路中各個元件均為理想元件(電阻不計)，則電容器C上電壓又會回到 ，從而達到能量回授的目的。

　　3、回路在一個重復周期內電壓、電流的分析

　　在觸發脈沖到來后，根據K2和V1導通與否而分為3個階段。

　　這一階段是標準LC放電回路。此間，K2導通，V1截止。

　　當電容上電壓經過零點變負時，V1導通，輔助回路工作，兩個回路均有電流流過，L2對電容進行反向充電，電容C兩端的電壓反向，時刻電容兩端的電壓達到反向最大電壓。

　　在t=t2以后，由于K2承受反向電壓而關斷，主回路停止工作，輔助諧振回路由于V1的截止作用，電路進入半周期諧振狀態，如圖2(b)所示。

　　經過一個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。事實上回路總有電阻，肯定要有能量損耗。經過一個工作周期后這一電壓大約跌落至起始值的70%左右。

　　4、系統仿真及實現

　　4.1 系統仿真

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

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，當脈沖為高電平時半導體開關導通。為了保證充電充分，在充電完畢后等待一段時間再放電。充電的時間為20ms，放電的時間大約為3ms，充放電間隔也為3ms。在實際實現過程中充電時間的長短還得由電源與儲能電容的大小決定。

　　4.2 系統實現

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

　　功率場效應晶體管是壓控型器件，它具有開關速度快、損耗低、驅動電流小、無二次擊穿現象等優點[5]。其門極控制信號是電壓，它的三個極分別是柵極G，源極S，漏極D。當 達到額定值時，功率場效應晶體管導通，否則關斷。可關斷晶閘管具有耐壓高、電流大、承受沖擊能力強和造價低等優點，同時，它又可用門極信號控制其導通或關斷。可關斷晶閘管的工作原理可以用兩個條件來加以說明，一個是導通條件，一個是關斷條件。導通條件是指晶閘管從阻斷到導通所需的條件。這個條件是晶閘管的陽極加上正向電壓，同時在門極加上正向電壓。關斷條件是指晶閘管從導通到阻斷的條件。晶閘管一旦導通，門極對晶閘管就不起控制作用。關斷條件要求流過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電阻[6]。如圖3所示，K為晶閘管陽極，G1為控制極，當正向電壓加到K與G1兩端時，晶閘管被觸發導通；正向電壓消失后，晶閘管被控制關斷。

圖3 引導源實現電路

　　為了減小強電對弱電的影響，采用光電耦合器件和由555觸發器、變壓器構成的隔離電源；實現過程中，利用穩壓直流電源產生32V直流電壓；利用信號發生器產生幅值為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間的長短；電阻R取0.1ohm，線圈L1和L2的電阻值要非常小，這樣線圈消耗的能量可忽略不計。圖4分別是兩個開關的控制電路。

圖4 開關控制電路

　　5　實驗結果

　　圖5(a)是線圈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。通過對比仿真波形，得出結論此系統是可以實現的。圖5(b)是流過電阻R兩端的電壓，每格代表2V，由此可推斷流過R的電流大約為100A，短時間內產生這樣大的電流必然會引起線圈L1內磁場的驟然增加，利用線圈L1產生時變磁場在目標組織中感應出電流，達到對人體進行磁刺激治療的目的。

圖5 測試結果

　　6、結束語

　　磁刺激儀發展滯后于應用研究，與第一臺磁刺激儀相比，現在的磁刺激儀基本上沒有很大變化。其主要問題在于磁刺激激勵線圈聚焦性能，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的進一步發展仍有待于磁刺激技術本身的完善，研制出新的或改進現有的磁刺激系統。

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

　　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]