0 引言
目前國內外的多數超聲治療儀(理療型)普遍都是以連續正弦波(1～3 MHz)或脈沖正弦波(低頻調制100 kHz左右)的方式進行工作，其輸出聲強≤3．0 W／cm2，所存在的問題是超聲波主要作用于皮膚、肌肉和結締組織，發射波形峰值高、穿透力差等，對較深病灶點的治療效果不明顯。因此，治療和促進肌肉恢復和骨骼愈合需要很長的時間。本設計的理療儀能產生波形峰值低、穿透力強的特定超聲波能量，可以更加深層地作用于肌肉骨骼上，起到加速愈合的作用。本設計使用電路模塊化的設計思路，并結合實際電路設計了一種簡單適用的多參數超聲波治療儀。目前，該設計在國內外無類似的產品報道，產品設計原理涉及許多關于超聲波對骨傷治療的最前沿的研究成果和報道。
1 系統構成原理
該系統主要分為5個主要模塊。其中單片機控制模塊是系統核心，它控制著超聲波產生的強度。其他(如MAX038則)主要是產生高頻波，NE555構成多諧振蕩器，混頻后產生的超聲波經過放大輸出，即可作用于人體的受傷部位，其基本的系統構成如圖1所示。
本系統的基本工作原理是先由集成芯片MAX038輸出一個高頻信號，同時由NE555構成的多諧振蕩器通過7474組成的二分頻電路和MAX029以及外圍電路構成的低通濾波器得到低頻信號，再用低頻信號調制高頻信號，以得到適當頻率的超聲波。由于信號比較微弱，所以需要功率放大器來對信號進行放大。這里的功放電路采用三級放大電路，最后再經過換能器輸出，并由單片機控制超聲波的輸出強度。
2 高頻信號的產生
產生高頻信號可選用美信公司的MAX038高頻波形發生器芯片。該方法的各種波形曲線均可以用三角函數方程式來表示。能夠產生多種波形的函數信號。函數信號發生器也可以由晶體管、運放IC等通用器件制作，而美信公司的函數信號發生器MAX038的頻率高、精度好，因此，它被稱為高頻精密函數信號發生器IC。該芯片組成的高頻信號產生電路如圖2所示。
圖2中，第3腳和第4腳(即A0和A1腳)即是控制輸出的波形，而輸出的波形頻率則由外接電容C1和第8腳和第10腳共同確定。
3 低頻信號發生電路
低頻信號發生模塊電路可采用NE555構成多諧振蕩器，當該振蕩器輸出波形信號后，再接以7474鎖存器為主要部件組成二分頻電路，最后再用MAX298組成低通濾波器以進行濾波，就能得到所需的低頻信號波。MAXIM公司生產的MAX29X系列8階低通開關電容濾波器由于使用方便、設計簡單、尺寸小(有8-pin DIP封裝)，因而在ADC的反混疊濾波、噪聲分析、電源噪聲抑制等領域得到了廣泛的應用。這里不采用MAX03 8來產生低頻波的原因主要是兩種波形參雜的直流電平不同時，其混頻以后效果不明顯。而用MAX298進行濾波，則可以在5 kHz～10 kHz頻率內得到很好的濾波效果，具體的低頻信號發生電路如圖3所示。其中振蕩周期由NE555中R1，R2和C1確定，具體公式為：
4 混頻電路的設計
混頻可以用乘法電路來實現，并可以用下面的關系式來設計電路：
因為使用乘法運算電路可以很方便地實現兩個模擬信號的相乘，而且，以乘法運算電路為基本單元，也可以很容易地組成除法、乘方和開方等運算電路。因此，在無線電通訊領域，利用乘法運算電路還可以組成調制，解調電路。目前市場上已有可實現乘法運算的集成電路，稱為模擬乘法器。
模擬乘法器的表達式是：
式中，k為比例系數，一般各電路的比例系數都不大相同。
在本電路的設計當中，乘法器主要用于實現兩種信號的相乘，以將低頻信號變到中頻。本設計需要兩種頻率的信號，一種是載波(即高頻信號)，另一個是調制波(即低頻信號)。為了實現AM調制，需要使用合理的乘法器電路。本設計選定由Motorola公司的MC1496集成雙平衡模擬乘法器。MC1496是Motorola公司生產的一種性能優良的模擬乘法器，可用作寬帶、抑制載波雙邊帶平衡調制器，它不需要耦合變壓器或調諧電路，還可作為高性能的SSB乘法檢波器、AM解調／解調器、FM解調器、混頻器、倍頻器、鑒相器等。
MC1496可以采用單電源，也可以采用雙電源供電，兩者效果相同。單電源供電時，其直流偏置由外接元件來實現。本設計選用單電源，單電源供電輸出是對地信號。而在雙電源中，輸出為雙輸出的差分信號。其具體電路如圖4所示。
5 功率放大器設計
超聲發生器的功率放大電路除了要具有一般放大器中的整流、振蕩、放大和保護等通用電路外，還應有一些特殊的電路，如頻率自動跟蹤、匹配、功率自動控制、振動系統振幅控制等電路。這些電路是發生器負載(即換能器)的特殊性質所要求的。通常發生器有一個最佳負載值(有時亦稱為輸出阻抗)，只有當實際負載等于此值時，發生器才能工作于設計狀態，并向負載提供額定的輸出。否則就需要通過輸出變壓器作阻抗變換。除此之外，還必須進行調諧，因為換能器為一有抗負載，因此，直接聯接到發生器上會產生相當大的無功損耗，這不僅會使效率降低，而且會影響到發生器的安全使用。因而需要有一個電抗相反的元件來“抵消”換能器中電抗分量的影響，這就是所謂的調諧。在此功放中，比較重要的就是匹配，由于壓電換能器有靜電容，而且磁致伸縮換能器有靜電感，因此，在換能器諧振狀態時，換能器上的電壓與電流間存在著一相位角φ，其輸出功率P=cosφ。由于φ的存在，輸出功率達不到最大值。只有當φ=0時，輸出功率才可達最大值。因此，為了使換能器上電壓VRL與電流同相(φ=0)，就必須在換能器上并聯或串聯一個相抵消的阻抗。對于壓電換能器而言，即并聯或串聯一個電感即可，而磁致伸縮換能器則應并聯或串聯一個電容。
對于超聲波的功率放大部分，本文做了一些測量和計算，實際電路的設計為三級放大。圖5所示是其前級電路，其中采用場效應管作為第一級前端放大，其后使用射集放大電流。每個放大在輸出端都加入了射集輸出電路以此來降低輸出阻抗，從而達到放大電流的效果。中間級三極管放大電路如圖6所示，其輸入和輸出都有電容濾波，并在輸出端加入射集跟隨器，以降低輸出阻抗。末級三極管放大電路采用東芝公司的2SC3281功率三極管，其電路如圖7所示。
6 單片機控制
本設計采用ATMEL公司的AT89C2051單片機來組成控制系統。由于系統的要求不很嚴格，即不要求高運算速度，也不要求大內存，而只要求有一定的抗震性，且價格便宜，以達到經濟實惠的目的即可。因此，筆者選用AT89C2051型CPU。這種CPU的使用溫度范圍為-40℃～125℃，有20個管腳，是8051型CPU的簡易版，完全能滿足本系統的使用要求。由于主程序主要完成模塊初始化以及自身程序的調用，因而其結構清晰簡單，圖8所示是它的控制軟件流程圖。
其次就是初始化模塊，其作用是讓定時器、中斷等回復到最原始的狀態。比如使定時器工作在工作方式1，定時器1的中斷優先級最高等等。它的初始化流程圖如圖9所示。
第三就是功率輸出調節，本理療儀輸出功率共分三檔(低、中、高)，設計時采用單片機輸出控制后續BJT電路的靜態偏置電壓，從而改變BJT靜態工作點，使壓電晶體兩端的輸出電壓幅度發生變化，以調節輸出功率。設計時可通過外部按鍵中斷來調用中斷服務程序，從而實現這一功能。其原理是通過按鍵的次數來判斷進入哪一個中斷，并且調用相應的子程序。由于這里的功率分為三檔，因此，可用按鍵次數除以4所得的余數來判斷，即：
如果按鍵次數為4N(N=0，1，2，3………)，那么不輸出功率；
如果按鍵次數為4N+1(N=0，1，2，3………)，則調用低功率輸出子程序；
以此類推，便可以實現三種不同功率的輸出。
以下是其部分代碼：
7 結束語
本設計主要給出了超聲波從產生到控制的一個較詳細的實現方案。相對于其他方法，此方案較為簡單，并且成本較低，用的器件都是比較常見的。高頻和低頻信號獨立產生，便于對兩種信號進行調整，而且用單片機作為控制芯片，其靈活性較高，同時還可以根據不同的要求進行修改，從而滿足各種實際需求。