基于E类功率放大器的双频超声治疗系统研究

张 敏，张元良*，李瑞品，2

（1.大连理工大学机械工程学院，辽宁大连 116023；2.解放军68067部队，甘肃武威 733299）

0 引言

具有一定能量的超声波作用到人体能够产生多种生物效应，如热效应、机械效应和空化效应等[1]。这些生物效应对人体组织具有明显的治疗作用，因此临床上出现了多种超声治疗的方法，其中超声治疗仪对于扭伤、骨折、心脑血管等疾病治疗以及美容具有很好的效果。超声治疗系统的频率和输出功率决定着其疗效。不同频率的超声波在人体组织内的衰减程度不同，频率越高，衰减越强，人体组织吸收热量越高，所以超声穿透的深度越浅，超声治疗仪的选用频率一般在800 kHz～3 MHz。超声强度越大，生物治疗效应越明显，超声治疗仪的超声输出功率强度一般在 0.1～3.0 W/cm2范围内[2]。

纵观目前的超声治疗仪市场，大部分产品为单一频率输出，多为利用晶振由触发电路分频后得到驱动换能器的频率[3]，这种方法的缺点在于频率单一，且不够稳定；也有部分产品采用传统的变压器功率放大电路，超声信号发生器为晶体管正弦波振荡器，效率较低，电路结构复杂。国内鲜有双频输出的超声治疗仪，市场上的双频超声治疗仪多为荷兰、日本等国外产品，且价格高达近10万元，难以被大众百姓接受。针对这些问题，开发价格低廉、安全可靠的双频超声治疗仪是目前该领域的新方向。

超声换能器的功率驱动电路是超声治疗系统设计的关键。与传统的功率放大电路不同，E类功率放大器采用的是开关式放大电路，在满足零电压开关技术（zero voltage switch，ZVS）条件下[4]，理论效率可以达到100%。负载谐振回路的参数计算是E类功率放大器设计的主要步骤[5]。E类功率放大器成本较低、结构简单、效率较高，并且可以避免传统放大器在高频环境下设计使用变压器困难等缺点。因此在超声换能器驱动领域，E类功率放大器越来越受到重视。本文基于E类功率放大器设计了双频超声治疗系统，通过两路E类开关式功率放大器实现了双频输出，通过功率调节电路实现了输出功率的调节。

另外，由于功率放大电路的自身限制，市场上超声治疗仪的工作频率很难达到2 MHz。本双频超声治疗系统选用E类功率放大电路，不仅克服了市场上超声治疗系统输出频率单一（多为1 MHz）的缺点，还具备电路结构简单、电源利用效率高的优点。此外本系统加入了换能器空载保护电路，可以有效避免换能器空载输出造成的损坏，保证用户的安全。通过系统测试，本系统具有输出频率和输出功率精确度高、波形失真较小的优点。

1 系统总体设计与工作原理

1.1 系统总体设计

双频超声治疗系统的设计要求：双路工作频率分别为850 kHz、3 MHz，双路超声输出功率均为0～1.5 W/cm2，分为5挡，步进值为0.3 W/cm2。双频超声治疗系统由主控微控制单元（microcontroller unit，MCU）、DDS方波驱动电路、栅极驱动电路、E类功率放大器电路、阻抗匹配电路、超声换能器、空载保护电路、功率调节电路、TFT液晶屏显示电路、声光提示电路、带电可擦可编程只读存储器（electrically erasable programmable read only memory，EEPROM）电路等构成。系统结构框图如图1所示。

图1 双频超声治疗系统总体结构框图

1.2 系统工作原理

超声治疗系统设计中最关键的是驱动超声换能器的功率放大电路的设计。E类功率放大器具有结构简单、效率高等优点，所以本超声治疗系统采用E类功率放大器驱动超声换能器。图2为E类功率放大器电路。E类功率放大器电路主要包括扼流圈电感Lf、MOSFET开关管、开关管并联电容C1、由电容C和电感L组成的串联谐振回路、负载电阻R。当开关管导通瞬间，会通过较大电流，但是由于并联电容C1上的电压不能突变，所以开关管漏极电压为零。当开关管关闭瞬间，漏极电压会很大，但是流经的电流基本为零[6]。E类功率放大器开关管上的电压、电流在相位上基本是错开的，开关损耗很小，因此效率较高。

图2 E类功率放大器电路

当驱动信号的占空比为0.5时，理想状态下E类功率放大器电路中元件参数由下列公式计算得到[7]：

开关管并联电容C1：

其中，Coss为MOSFET开关管的输出电容，该参数对并联电容参数计算有较大的影响；Q为谐振回路的有载品质因数，该值选取范围一般为5～15；f为电路的工作频率；R为电路的负载。

谐振回路电容C和电感L：

负载R得到的输出功率Po：

其中，VDD为E类功率放大器电路的供电电压。

开关管漏极电压VSM是MOSFET开关管选择的重要参数，计算公式为

扼流圈电感Lf：

一般E类功率放大器的输出负载R设置为50Ω，谐振回路的有载品质因数Q设为5[8]。根据超声换能器的有关参数，在最大输出功率条件下，需要的供电电压VDD≈30 V。由上述公式得到双路超声功率放大电路的参数见表1。

表1 双路超声功率放大电路计算参数

由于超声治疗系统输出功率分为5挡分级调节，所以E类功率放大器输出功率需采用分级调节。实现E类功率放大器功率调节一般有3种方法，第1种为调节功率放大器的供电电压，第2种为改变驱动信号的占空比，第3种为改变输出匹配网络以改变负载阻抗。其中，调节功率放大器的供电电压是一种更经济有效的方法。本系统即采用该方法，通过电压调整电路为E类功率放大器提供5种不同的电压，从而实现超声治疗系统5种功率输出。

2 系统硬件设计

2.1 MOSFET选择与阻抗匹配电路设计

E类功率放大器硬件设计中MOSFET开关管选择IRF630N，该开关管最大漏-源电压VDSS=200 V，该值远大于公式（5）中计算的开关管漏极电压VSM，Coss=89 pF，符合设计要求。换能器的阻抗为8 Ω，通过低阻抗转高阻抗的L型阻抗匹配电路将阻抗转换为适合于E类功率放大电路的50 Ω，器件参数见表2。

表2 换能器L型阻抗匹配参数计算

2.2 功率调节电路设计

功率放大器供电电压调节电路的供电电源芯片选用LM2576HV-ADJ，输入电压为48 V。电路设计原理为通过控制继电器接入不同的电阻阻值，实现电源芯片输出不同的电压。控制继电器的芯片选用常用的ULN2003，继电器选用型号为SRD-05VDC的5 V控制继电器。功率调节电路如图3所示。图中的VDD1表示提供E类功率放大器电路的供电电压。

2.3 超声驱动信号电路设计

对于E类功率放大器的方波驱动信号，如果直接由MCU的定时器产生，由于驱动信号的频率为MHz级，考虑到MCU的系统时钟频率一般也为MHz级，所以会在定时器中断切换方面浪费较多时间。因此本系统E类功率放大器的方波驱动信号由DDS芯片AD9850生成，如图4所示。AD9850有串行和并行2种通信协议，这里采用的是串行通信协议，通过控制芯片管脚W_CLK、FQ_UD、ADRST1、Serial_Data，即MCU只需要提供AD9850产生方波信号的控制信息就可以在管脚14 QOUT生成方波，占用非常少的MCU系统资源[9]。E类功率放大器开关管驱动芯片选用栅极驱动器UCC27517A，该芯片具有极小传播延迟等优点。

图3 E类功率放大器电路功率调节电路

图4 DDS超声方波驱动信号电路

2.4 超声换能器空载保护电路设计

在空载条件下，超声换能器跟空气接触将会导致超声换能器生热，并且会使得两端电压正弦波幅值增大。根据这一特点，设计超声换能器的空载保护电路。采样超声换能器两端的正弦波电压有效值如果大于一定的设定值将视为超声换能器空载，此时切断功率放大器输出，从而避免超声换能器发热导致的损坏。超声换能器两端的电压信号首先经过由高速运放AD825搭建的电压跟随器，接下来经过电阻分压后，由AD637转换成有效值电压，再送到MCU的模数转换器（analog-to-digital converter，ADC）通道中进行相应的处理。超声换能器空载保护电路如图5所示。

2.5 串口屏接口电路设计

图5 超声换能器空载保护电路

屏幕人机交互界面需要显示双路超声的输出功率强度、治疗时间设置、治疗剩余时间、系统运行状态等参数。TFT液晶显示模块选用迪文科技的DMT8048 DGUS串口屏，该屏幕具有开发简单灵活、运行可靠稳定等优点。串口屏与MCU的接口电路非常简单，如图6所示。串口屏通信采用异步全双工串口，串口每个数据传送采用10个bit：1个起始位，8个数据位，1个停止位。串口波特率设置为9 600 bit/s。

图6 DGUS串口屏接口电路

2.6 其他设计

本系统的MCU需要有串口、定时器、ADC等硬件资源，故选用STM32F103作为主控芯片。除此之外，还需要声光提示电路、EEPROM存储电路作为系统的辅助电路，以方便用户使用。

3 系统软件设计

本系统采用Keil MDK作为软件的集成开发平台，使用稳定性很强的嵌入式实时操作系统μC/OS-Ⅱ进行软件开发[10]。系统主要的任务有串口屏任务和超声任务。

3.1 串口屏任务

MCU首先对串口进行一定的初始化设置，以保持与串口屏的通信协议一致。接下来，通过MCU的串口中断接收函数接收屏幕传递的数据，并把接收到的数据存储到数据队列中。检测数据队列中是否有合法的指令存在，如果有，则调用相应的指令处理函数。除此之外，MCU串口还需要将设置好的系统参数以及剩余治疗时间、系统运行状态等参数通过参数显示函数发送到串口屏，并实时显示。屏幕刷新的时间间隔要选取一个合适的值，通过参数i设定屏幕每隔400 ms刷新一次。串口屏任务流程如图7所示。

3.2 超声任务

MCU首先对相应的管脚进行初始化，接下来判断换能器是否工作在空载条件下，如果空载，则关闭DDS输出。如果不是空载，接下来判断系统是否处于运行状态并且与超声治疗有关的参数是否有更新，如果条件都满足，则打开DDS输出方波驱动E类功率放大器，接下来调用系统延时函数延时200 ms。如果条件不满足，则直接调用系统延时函数延时200 ms。超声任务流程如图8所示。

图7 串口屏任务流程图

4 系统测试

4.1 输出频率测试

图8 超声任务流程图

由于超声换能器的谐振频率带宽比较窄，所以输出频率的稳定性和精度对超声治疗系统的性能有着重要的影响。测量输出频率时，双路超声采用的是连续输出的方式，测量仪器使用的是TDS1012B示波器。测量结果见表3。

表3 双路超声输出频率精度测试

通过测试结果可以看出，850 kHz条件下输出的最大误差为-3.176 kHz，3 MHz条件下输出的最大误差为12 kHz。850 kHz条件下输出的频率精度要比在3 MHz条件下输出的精度要高。双路超声换能器的频率要求为 850 kHz±50 kHz、3 MHz±50 kHz，双路超声输出频率精度能满足系统需求。

4.2 输出波形测试

加载在超声换能器上的波形同样会对超声治疗系统的性能有重要影响。在连续输出方式下，加载在超声换能器上的波形应该为正弦波。输出波形的测试方法：在超声治疗系统正常工作条件下，将超声换能器两端的电压加载到TDS1012B示波器上显示并记录下来，并将示波器测量出来的数据导入到MATLAB中进行快速傅里叶变换（fast Fourier transformation，FFT）分析[11]。测量波形以及频谱分析如图9所示。

图9 双路超声输出波形与频谱分析

由测试结果可以看出，850 kHz输出波形的正弦波总谐波失真度（total hormonic distortion，THD）为6.04%，3 MHz输出波形的THD为1.55%，850 kHz输出波形THD比3 MHz的输出波形THD稍大。但是总体来说，对于驱动超声换能器，两路输出波形都较为理想。

4.3 输出功率测试

超声换能器输出功率测试需要经过专业的声学设备辐射力天平来测量。限于实验室已有的条件，无法对超声换能器的输出功率进行直接测量。考虑到E类功率放大器提供功率与超声换能器的输出功率有一定的线性比例关系，因此可以测试E类功率放大器的实际功率并由此推断超声换能器的输出功率性能。以3 MHz为例，测试结果见表4。

表4 超声输出功率测试

由测试结果可知，E类功率放大器的实际输出功率会随着超声强度的增大而增大。即便是在实际电压值大于理论电压值的情况下，实际的输出功率仍要小于理论输出功率。考虑到E类功率放大器开关管的损耗以及电感、电容寄生参数的影响，实际输出功率与理论输出功率存在一定的差值，但在允许的误差范围内。实验结果间接表明，本超声治疗系统能够较好地实现输出功率调节功能。

5 结语

本文研究并设计了一套基于E类功率放大器的双频超声治疗系统，实现了对输出频率和波形的精确控制及对输出功率的调节。使用E类功率放大器不仅可以使整体电路结构更简洁，还使系统效率有了质的提升，符合现代医疗器械微型化、低功耗的开发原则。除此之外，系统人机交互界面友好，操作简单，方便用户使用。

本系统目前只是实验样机，限于实验室的硬件条件，系统输出功率的测试只是通过电路输出功率进行实验，而非通过水听器对超声换能器输出声强进行实验，因此超声换能器输出功率测试还需进一步完善。治疗系统需要满足医疗产品电气规则以及电磁兼容等强制性标准要求，为此还需要进行相应的安规以及电磁兼容测试。此外，由于使用环境的复杂性，本超声治疗系统还需要开展相应的临床实验，及时发现问题并对系统进行升级和完善，保证系统运行的安全可靠。