基于數字信號處理的超聲手術刀電源控制電路設計與實現

葛 琴 續大偉 董昊堃

超聲手術刀采用超聲能量來切除和分離身體內病變組織和器官，從而達到手術治療的效果。該設備通常由電源、振動系統以及其他的設備組成。由于超聲手術刀的工作頻率會隨著乳化組織的變化而發生改變，因此如果超聲手術刀不能一直在諧振頻率上工作，其內部的發熱就會消耗大部分的能量，甚至因內部過高的溫度而損壞手術刀[1]。超聲電源提供電壓來驅動超聲手術刀，故系統需要保持工作在諧振狀態，只有及時調整超聲電源的頻率，才能產生最好的效果。為此，本研究基于數字信號處理(digital signal processing，DSP)的超聲手術刀的硬件控制系統，自主設計一款超聲手術刀電源控制系統，及時調整電源的頻率，使超聲手術刀在諧振狀態上工作，減少能量的消耗，維持手術刀的溫度。

1 超聲手術刀電源控制電路系統分析

超聲手術刀主要由超聲功率源和超聲振動系統兩個部分組成，工作頻率為20～30 kHz，超聲振動系統包含超聲換能器、變幅桿和治療頭3部分[2]。

1.1 超聲換能器的諧振頻率特性

超聲換能器采用壓電陶瓷制作，其工作頻率在20 kHz左右。為了更好的確定超聲刀的電路參數，需要研究超聲手術刀換能器在諧振頻率附近的工作特性。在諧振頻率的附近，壓電元件的電特性如圖1所示。

圖1 壓電元件等效電路圖

中心頻率可表示為公式1：

式中Z為壓電元件等效電路的中心頻率，R1為阻抗，L1為感抗，C0為并聯諧振的容抗C1為串聯諧振的容抗。

一般情況下，R1很小，假設逼近0，其計算為公式2：

1.2 頻率自動跟蹤的依據

超聲換能器自動跟蹤目前有兩種方案，即電流反饋方案和相位差反饋。電流反饋法進行頻率跟蹤，采用的是檢測諧振電流的方法，換能器電路可以具體等效成RLC串聯電路，如果檢測到電路當中的電流幅值處于最大值時，其電路系統在諧振狀態工作。因此，通過檢測電路當中電流的幅度能夠在一定頻率范圍內判斷電路是否工作在諧振狀態。但是在很多的情況下，換能器當中的反饋電流諧波分量會干擾博興，檢測儀器很難僅僅通過檢測電路的電流的峰值來判斷電流大小，因此還需要結合電流的相位計算出電流的有效值，從而能夠更加準確的判斷出頻率的諧振點的位置[3]。設計的電源控制電路采用了串聯回路電流的有效值作為諧振點的主要判斷依據。

1.3 調整輸出功率的方法

在實際的醫療手術當中，超聲手術刀刀頭上的壓力大小經常改變，其壓力的變化會導致系統輸出功率的改變。為了使超聲手術刀在穩定可靠的環境下工作，就要求超聲手術刀的刀頭具有恒定的輸出功率。此外，還需要根據治療方案確定患者超聲輻射的計量，因此，就要求能夠調整手術刀的輸出功率[4]。采用數控半橋脈沖輸出調整電路來控制超聲電源輸出信號的占空比，從而實現調整功率的功能。

2 基于DSP的控制系統硬件電路的設計

超聲電刀電源系統的設計是以DSP作為核心的控制芯片設計，作為實現超聲手術刀電源控制的基礎，DSP需要充分發揮其具有的高速度的運算優勢以及集成化的功能模塊，需要按照合理的設計方案設計硬件電路[5]。超聲電刀電源系統硬件電路主要包含：①電源電路模塊；②超聲信號發生電路；③DSP最小系統；④功放電路；⑤外圍接口電路。超聲電源系統的總體架構如圖2所示。

圖2 超聲電源系統總體架構框圖

2.1 電源電路

供電的電源電路是整個系統的基礎，在本系統當中，采用了±5 V、±12 V和32 V的電壓，其中5 V的電壓用來給芯片和DSP的電源轉換芯片供電，±12 V電壓作為運算放大器的輸入電壓，32 V電壓是功放電路的工作電壓[6]。電源電路的核心是LM78/79XX系列固定輸出的三端穩壓器件(美國國家半導體公司)，采用LM78/79XX系列三端穩壓器件設計的穩壓源，具有比較少的外圍電路結構，僅需要2個外部電阻即可設定外部電壓[7]。電源電路的內部電路結構如圖3所示。

圖3 穩壓電源電路結構圖

穩壓電源電路的輸出電壓可表示為公式3：

電源電路系統當中外部電阻分別為：R1=254 Ω，R2=5.9 kΩ，根據公式(3)能夠計算得到公式4：

2.2 DSP最小系統

目前，世面上尚無一款處理器能夠適用在絕大數的電源管理系統的應用上，因此需要綜合的考慮本系統的核心芯片[8]。要計算出采樣電路當中電流的相位和有效值之間的關系的數字/模擬接口，要能夠計算采樣電流有效值和相位差之間具體關系的數字/模擬轉換口；要有一個定時器能夠很好的執行控制程序。本系統設計的超聲手術刀工作頻率設定為20 GHz，對于芯片的工作速度提出了很高的要求?；谏鲜龅目紤]，本系統采用了TI公司的TMS320F2812作為系統的核心芯片。TMS320F2812兼顧了外圍接口以及內部運算處理兩方面的能力，采用了高性能的靜態金屬氧化物半導體(complementary metal-oxide semiconductor，CMOS)元件技術，主頻能夠達到150 MHz，并且具有比較低的功耗[9]。片內具有豐富的存儲器，有高達128 K×16的閃存和只讀存儲器，以及1 K×16的一次性可編程存儲器；片上外設也相當的豐富，主要有2×8通道12位數字/模擬轉化器，2路的串行通信接口以及1路的串行外設接口[10]。

2.3 超聲信號產生電路

初始的設計方案僅采用了DSP來直接產生頻率為20 kHz的超聲信號，然后通過功率放大器給超聲手術刀提供具有相同頻率的機械振動，在提供信號的過程中需要用到鎖相結合以及掃頻的方法，掃頻過程當中的步進精度關系到頻率調整的精度，按照直接合成信號的方案，如果假設DSP事件管理器的時鐘頻率為75 MHz，那么定時器周期寄存器為75 M/20 K才能產生20 kHz的方波頻率[11-12]。如果需要減小方波的頻率，其周期值就需要增大，設最小的步長為1，即f=19.994 kHz，也就是調整頻率的步長至少為6 Hz，掃描步長則需要精確到1 Hz，如果直接采用DSP產生頻率信號將達不到這樣的精度需求，因此改為采用DSP控制DDS芯片產生方波信號[13-14]。

3 超聲手術刀電源控制電路測試分析

通過設計制作基于DSP的超聲電源控制系統，為了使電路的性能達到要求，需要對電路控制功能以及系統的工作性能進行測試，在測試的過程當中需要用到數字萬用表、60 MHz的示波器以及代碼調試器(code composer studio，CCS)平臺。對電路以10 Hz的步長從20 kHz掃頻到21 kHz，觀察電流和電壓的有效值等參數的變化趨勢[15]。如圖4所示。

圖4 超聲電源控制系統測試結果圖

圖中A顯示，在諧振頻率之前，電流的有效值緩慢的上升，在諧振點處處于最大值，然后迅速的減小到最低點，然后再緩慢的上升，在20.67 kHz處電流達到最大值，為686.7 mA，同時圖中B和C顯示，此時其電壓和電路的相位差接近為0，圖中D顯示為有功率最大為3.69 W。在諧振點處，每個參數的變化速度很快，如果采用單一的量來進行追蹤，在掃描步長過大的情況下會直接跳過諧振點，從而造成諧振點的缺失。反饋信號采用相位和電流有效值，頻率的自動跟蹤結合步長，能夠在縮短跟蹤時間的情況下提高掃描的精度[16]。

4 結語

本研究在理論分析的基礎上，以DSP為核心設計了一套超聲手術刀電源控制系統，根據應用中DSP的工作頻率以及系統對于準確度提出的要求，采用了DDS芯片作為超聲頻率信號的信號源，反饋信號采用電路當中電流的有效值和電壓電流相位差，頻率的自動跟蹤結合步長掃頻法。對系統的功能進行驗證后的結果表明，系統的設計指標均能夠達到預期的功能，能夠使系統在諧振狀態下工作。