超声治疗仪的电路仿真设计_张红梅

超声治疗仪的电路仿真设计_张红梅 医疗卫生装备 !""# 年第 $ 期 !"#$% &’’( )*+,-.- /-0+123 456+78-,9 :;6?@ABCDEFGHIJ KLMN:;OP’(Q=>??@A=BCD(#D 文献标识码：E 文章编号：(’’CFGG@G（&’’(）’$F’’((F’& !"#$%&’()%$ *+,’-) .(/ #$&/%,()’0 &1+/%2+#&’0 %22%/%&#,3 +$+0&/(0’/0#’& H*2,I >;,I8-+ -9 23 J=*- (.9 /+3+92

医疗卫生装备 !""# 年第 $ 期 !"#$% &’’( )*+,-.- /-0+123 456+78-,9 :;6<,23 超 声 治 疗 仪 的 电 路 仿 真 设 计 !"# $%& （第一军医大学生物医学工程系 广州市 $(’$($） 摘要 ’()* !"#$%&’(+,-./0123456789:;<=>?@ABCDEFGHIJ KLMN:;OP’(Q=>??@A=BCD(#D 文献标识码：E 文章编号：(’’CFGG@G（&’’(）’$F’’((F’& !"#$%&’()%$ *+,’-) .(/ #$&/%,()’0 &1+/%2+#&’0 %22%/%&#,3 +$+0&/(0’/0#’& H*2,I >;,I8-+ -9 23 J=*- (.9 /+3+92O；输出工作波形为正负双向的(/>O正弦波；输 出功率（即正弦波的幅度）可调。为了实现其自动控 制的需要，采用单片机控制，T)U作为显示。总体设 计框图见图(。 本着软硬 件结合，简化 硬件电路设计 的原则，初始 的源激励波采 自单片机的时 钟信号，控制 信号由单片机的 V W " 口承担。放大器设计采用新型 高效率的高频戊类放大器，采用谐振回路作负载，由 于谐振回路具有滤波能力，回路电流与电压仍近似 于正弦波形，失真很小，功率控制采用 BX/ 技术，整 体设计简洁高效，仿真结果也令人满意。 " 电路组成及设计要点 电路主体部分是信号产生和功率放大两部分， 现在分别加以介绍。我们知道单片机的时钟信号是 相当稳定的，用它作激励源既节省硬件，又减少了电 路的不稳定性。单片机的时钟信号经分频器 ?YTSD& 分频变成 (/>O 对称方波，这一方波还不能直接输 入到放大器进行放大，因为超声治疗仪还有一种工 作方式为占空比可调的脉冲方式。把单片机的一个 V W " 输出作为控制信号，将控制信号和激励信号同 时加到与门，通过改变控制信号的高低电平及发生 时间实现输出方式的改变，只要简单的软件编程，占 空比和脉冲方式的频率可以轻易调整。经与门输出 的信号再经一级缓冲放大，就可以进行功率放大了。 功率放大器采用场效应管，它具有输入阻抗高、 耐压大、输出电流大的特点。功放是电路的关键部 分，对于整个电路的效能、电路稳定起着决定性的作 用。超声信号频率是 (/>O，应按高频处理，故采用高 频功率放大器。根据集电极电流导通时间的长短，放 大器可分为甲、乙、丙、丁和戊类放大器。集电极电流 流通时间越短，消耗在放大管中的功率就越小，集电 极效率就越高。甲类放大器在信号的整个周期内导 GD)$( 单 片 机 占空比控制 缓冲 功率放大 ( W (& 分频时钟 功率控制 图 ! 总体设计框图 研究论著 !!· · !"#$%&% ’%(#)*+ ,-.#/0%$1 23.4$*+ 56789 :;;< 医疗卫生装备 !""# 年第 $ 期 通，导通角是 <=;>；乙类放大器只在信号半个周期内 导通，导通角是 ?;>；丙类放大器导通角小于 <=;>@丁 类和戊类放大器工作在开关状态。本设计中采用戊 类放大器9它的激励信号是方波，其典型电路如图 :。 图 :中，A!!是直流电源，电感 B< 是高频扼流 圈，它能阻止高频电流流过电源，从而防止无谓的功 率损耗和产生不必要的寄生反馈。!<、!:、B:和 C是 负载，同时作为选频网络。显然当放大器导通时，流 经放大器的电流最大，而集电极电压最小。当放大器 截止时，集电极电流近似为零，而集电极电压最大， 这样消耗在放大器本身的功率（D!,EFG!,）很小，使得 此类放大器的效率较高，理想情况下可以达 <;;H， 但在实际中由于受到开关转换时间和导通损耗的限 制，效率将不同程度的减小。B! 振荡回路谐振于基 波频率，使输出为一个失真很小的正弦波形。 图 : 中的直流电源 A!! 给功放提供能量，它对 输出功率的影响如图 I所示。 从图 I可以看 出，当A!!较小时， 输出功率随电源电 压的增大而线性增 大，当A!!增大到一 定值时，输出功率随 电源电压增大变化 很小，这两种情况分 别称为过压和欠压 状态。显然如果要利用电源电压来控制输出功率，应 使放大器工作在过压状态。在这种状态下，放大器集 电极电压G)%JGK%0*L，因此我们只需在此范围内连 续改变电源直流电压值就可以使输出功率连续变 化，从而完成对超声输出的功率控制。在本设计中采 用M!NM!变换器来实现这一点，电路图如图O。 图 O 中 FCP?8O; 及其右侧部分是 M!NM! 降压 变换器，图左侧部分电路产生变换器所需 DQ’ 控制 波形，单片机 D:7; 口输出控制电压，经光电耦合器 O5:8 输出 I;A 脉宽调制波（DQ’）加到开关管 FCP?8O;，改变 D:7; 口输出方波的占空比就可以在 负载端输出大小不同的直流电压，它们之间的关系 是 A3.1EMA#$9 其中 M 是占空比，A#$ 是直流输入电 压，在这里是 I;A。一般说来开关频率越高，输出波 形越好，但考虑到开关时间的问题，此开关频率设定 在 :;!&。另外要注意的一点就是 M!NM! 变换器的 电感、电容及负载要合理选择，应使其工作在电感电 流连续的状态下，否则输出电压不但与占空比有关， 还与负载电流有关。 ! 总结 利用仿真软件将上述电路描绘、整合，可以得出 令人满意的输出结果。由于软件本身的限制，并不能 将单片机仿真包括进去，这里用软件提供的 8A 脉冲 信号源代替单片机的 F R 6 输出，做成实际电路时还 要加上软件编程部分。这一设计虽然对单片机利用 很多，但实际上对它的编程并不复杂。经仿真电路的 反复调试最终确定了实际电路，经实际电路验证，与 预期结果基本一致，通过软件编程可以轻易实现超 声输出方式和功率的调节，实现了智能化。但有几点 值得注意：一是 M!NM! 变换器的开关频率问题，由 于光耦的开关时间限制，开关频率要比 :;!& 高一 些，这样电感值要相应增大，以使电感电流仍然工作 在连续状态；二是实际输出波形比仿真结果小一些， 估计是由实际电感的电阻损耗引起；另外输出的正 弦波还有些毛刺，不像仿真结果那样理想，还要进一 步改善滤波电路。实际电路可能会出现这样那样的 问题，但在组织一个复杂大电路的过程中利用仿真 技术可以避免一些错误9减少时间消耗9不失为一种 事半功倍的好方法。 参考文献 < 梁恩主，染恩维7D431%+??S, 电路设计与仿真应用7清华大学出版社 : 曹屹7电脑多功能超声治疗仪的研制7医疗卫生装备，

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