DDS技術在高頻手術器驅動中的應用

何 磊 孔令成

(常州大學信息科學與工程學院1，江蘇 常州 213164;常州先進制造技術研究所2，江蘇 常州 213164)

0 引言

直接數字合成［1］(direct digital synthesis，DDS)技術是一種新型的頻率合成技術。該技術具有較高的頻率分辨率，它既能快速實現頻率切換，又能在頻率改變時保證相位的連續(xù)。

在傳統(tǒng)的外科手術中，手術刀和止血鉗是人們非常熟悉的醫(yī)療工具。隨著現代醫(yī)療技術水平的不斷提高和高頻手術器技術的進一步完善，智能型醫(yī)用多功能高頻手術器已經逐漸取代了手術刀、止血鉗和其他一些醫(yī)療器械，成為現代外科手術中常用的醫(yī)療設備。高頻手術器是高頻段工作中最常見的高能量醫(yī)療儀器。隨著計算機技術的普及、應用和發(fā)展，高性能的單片機已廣泛應用在高頻手術器的整機控制中，實現了各種功能下功率波形、電壓、電流的自動調節(jié)，以及各種安全指標、程序化控制和故障的檢測及指示。這就大大提高了設備本身的安全性和可靠性，簡化了醫(yī)生的操作過程。

1 高頻手術器

1.1 手術器原理

高頻手術器是基于“集膚效應”原理設計的［2］?！凹w效應”原理具體是指電流在人體這段“導體”的表面流動，而不流經人體內臟組織。因此，這種高頻電流不會對臟器造成傷害，且患者自己基本上沒有明顯不適感。

高頻手術器主要由高頻手術器主機以及手術器手柄、負極板、雙極鑷子等附件組成。通常的高頻手術器都具有單極電切、單極電凝以及雙極電凝的功能。

由于低頻電流可以產生明顯的電擊和電刺激作用，因此選擇手術器的工作頻率具有重要的意義。在選擇過程中，要求所選頻率不能引起電擊，同時還要求具有較小的電刺激，一般交流電頻率應大于300 kHz。有關資料表明，當交流電頻率在500 kHz左右時，電流對人體的電刺激己經很小;當交流電頻率大于1 MHz時，電流對人體的電刺激會完全消失，這時高頻電流只會對人體產生熱效應。由于涉及高頻輻射和國家標準的限制等問題，現有高頻手術器工作頻率一般在0.4～3 MHz之間。本課題所設計的手術器的工作頻率約為500 kHz。

1.2 手術器硬件結構

高頻手術器的硬件基本結構如圖1所示。

圖1 高頻手術器基本硬件結構Fig.1 Basic hardware structure of electrotome

人機界面主要負責整個設備的參數設定和數據顯示;可編程邏輯器件在微控制器的控制下進行參數配置，然后輸出所需頻率和波形的高頻信號;高頻信號經隔離電路后被送入后續(xù)的MOSFET驅動電路中，用以控制MOSFET的通斷和繼電器的開關;繼電器的開關控制高頻變壓器的不同輸入端，并在輸出端產生不同的信號。

1.3 驅動電路

MOSFET驅動電路如圖2所示。圖2中，T_ON為FPGA產生的高頻信號，F1為大功率 MOSFET管。T_ON控制F1的導通以及控制繼電器開關K2A的通斷。繼電器開關的通斷控制高頻變壓器T4的不同輸入端，并在輸出端產生不同的信號。這就實現了高頻信號T_ON對高壓直流信號HVDC的調制，實現了功率放大，最終得到高頻高壓信號，即手術所需的高頻高壓信號。

圖2 MOSFET驅動電路Fig.2 MOSFET driving circuit

在單極電切、單極電凝、雙極電凝三種工作模式下的信號頻率如表1所示。

表1 信號頻率參照表Tab.1 Reference table of the signal frequency

2 驅動脈沖發(fā)生器設計

高頻手術器期望的頻率控制信號如圖3所示，T0為基波周期，基波的頻率變化范圍為200～1000 kHz［3］;T1為調制波周期，調制頻率的變化范圍為0～39 kHz。考慮到高頻手術器不同型號的要求，本系統(tǒng)的基波頻率變化范圍應為200 kHz～1 MHz;鑒于對手術器輸出功率的控制，要求調制波的脈寬可調。

圖3 期望的驅動脈沖信號Fig.3 Expected driving pulse signal

本系統(tǒng)采用FPGA設計了一個頻率和脈寬都可調［4］的調制波，并得到相應的脈沖信號。調制波的周期為b個脈沖周期長，其高電平時間為a個脈沖周期長，然后將基波和調制波進行與操作。

2.1 脈沖發(fā)生器接口

采用FPGA實現基波信號和調制波信號頻率和脈寬的調整，由FPGA控制產生PWM信號［5］，這就可以保證信號的可靠性和穩(wěn)定性。FPGA與微控制器的接口連接如圖4所示。

圖4 微處理器與FPGA的接口示意圖Fig.4 Interface between microprocessor and FPGA

2.2 發(fā)生器內部結構

圖5 驅動脈沖發(fā)生器的內部結構框圖Fig.5 Internal block diagram of driving pulse generator

基波數據寄存器值和調制波數據寄存器值計算方法［6］如下:

式中:Vbp為基波數據寄存器值;Vmp為調制波數據寄存器值;Fosc為外部時鐘的頻率;Fbp和Fmp分別為基波和調制波的脈沖頻率。

由Fout輸出的控制脈沖波形如圖6所示。

圖6 控制脈沖波形Fig.6 Waveform of the control pulse

采用Verilog語言［7］，可實現占空比調節(jié)前后調制脈沖發(fā)生器的仿真［8-9］。當占空比數據寄存器值為0x0016、0x000A和0x0020時，out輸出波形的占空比分別為1∶1、4∶1 和16∶25。

3 結束語

由于高頻手術器的應用對象是病人，所以對可靠性和控制精度的要求很高。經實際驗證，基于FPGA的MOSFET驅動電路和MOSFET驅動脈沖發(fā)生器，具有很高的可靠性。MOSFET的驅動脈沖頻率可以在一個很寬的頻率范圍內進行選擇，因此，MOSFET驅動電路具有很大的通用性。

［1］潘松，黃繼業(yè).EDA技術使用教程［M］.北京:北京科學出版社，2006.

［2］周殿鳳，康素成，王俊華.基于FPGA的任意數值分頻器的設計［J］.信息化研究，2010，36(2):59-61.

［3］段亞輝，梅濤.基于80C552的高頻手術器功率控制系統(tǒng)設計［J］.儀表技術，2009(10):12-14.

［4］王峰，趙又新.基于FPGA新型壓電化學傳感器的設計與實現［J］.自動化儀表，2011，32(3):68-71.

［5］田艷軍，武劍.KYKY YT300C高頻電刀的研制開發(fā)［J］.醫(yī)療衛(wèi)生裝備，2000(6):6-8.

［6］袁廣超，田旭東，陳恩，等.基于CPLD的振弦式傳感器的頻率測量技術［J］.自動化儀表，2009，30(11):63-66.

［7］鄧先榮，楊景常，龐利會，等.GPIB接口控制者功能的FPGA實現［J］.自動化儀表，2010，31(10):76-78.

［8］諸紅娟，隋國榮.基于SCCB通信的FPGA視頻采集模塊［J］.自動化儀表，2010，31(11):68-74.

［9］白雪皎.基于CPLD半整數分頻器的設計［J］.長春大學學報:自然科學版，2006，16(1):13-15.