一种医疗影像设备专用多坐标伺服驱动方法和装置

李劲生，高 松，李 宁，朱海元，张曹兵

（1.南京普爱医疗影像设备有限公司，江苏 南京 211167；2.南京工程学院 自动化学院，江苏 南京 211167）

0 引言

医疗影像技术在近年来有了飞速发展，影像系统产生图像的速度和图像的解析度都有了很大提高。现今，限制完成扫描所需的时间和生成影像质量的主要因素不再是影像处理技术，而是运动控制系统[1]。

由于医疗影像定位扫描机构的惯性载荷一般很大，负载惯量远远超过交流伺服电机的转子惯量，通用交流伺服系统很难在此应用条件下工作。用于驱动定位扫描架的传统方案是普通变频器加异步电机，采用这一方案已经不能满足当今医疗影像设备对运动控制系统的动静态性能的要求。

交流永磁同步伺服电机在伺服驱动器的控制下，可以达到很高的定位速度和精度，远非变频器驱动的异步电机所能比拟[2]。本文提出一种应用于医疗影像设备的多坐标交流伺服驱动装置，它采用新的双模态连续变结构位置和速度控制方法，实现在大惯量负载下的快速精确定位，以满足医疗影像设备扫描机构的驱动要求。同时这种装置摆脱了由一台伺服驱动器控制一台伺服电机的模式，能够完成对多台伺服电机的分时控制，实现“一拖多”。这样既降低了成本，减小体积，同时也可提高医疗影像设备的电磁兼容性和可靠性。

1 医疗影像设备专用多坐标伺服驱动原理

1.1 医疗影像设备组成

医疗影像设备专用多坐标交流伺服驱动装置，包括一台“专用交流伺服驱动器”、“多台交流伺服电机”、“驱动转换电路板”、“反馈信号转换电路板”、“操作控制器”等，其中“专用交流伺服驱动器”通过“驱动转换电路板”和“反馈信号转换电路板”依次连接多台交流伺服驱动电机，“操作控制器”通过I/O 端子连接“专用交流伺服驱动器”、“驱动转换电路板”和“反馈信号转换电路板”。图1为医疗影像设备专用多坐标交流伺服驱动装置组成图。

专用交流伺服驱动器具有双模态连续变结构的位置和速度控制功能和基于矢量变换的d轴及q轴电流控制功能，通过软硬件结合的切换方法，实现对多台交流伺服电机的分时驱动[3]。专用交流伺服驱动器具有控制指令输入接口、反馈信号输入接口和三相输出驱动接口。

图1 医疗影像设备专用多坐标交流伺服驱动装置组成图

驱动转换电路板由多个固态继电器构成，操作控制器发出开关信号控制固态继电器的通断。多台交流伺服电机的三相定子绕组输入导线均与驱动转换电路板相连，专用交流伺服驱动器的三相输出驱动接口也与驱动转换电路板相连，通过驱动转换电路板，各台交流伺服电机的定子三相绕组输入导线与专用交流伺服驱动器的三相输出驱动接口分时接通，并且相互之间切换是在零电流的状态下完成[4]。

反馈信号转换电路板由多路数据选择器芯片及其外围电路构成，操作控制器发出的开关信号控制多路数据选择器工作。多台交流伺服电机的编码器反馈电缆均与反馈信号转换电路板相连，专用交流伺服驱动器的反馈信号输入接口也与反馈信号转换电路板相连，通过反馈信号转换电路板，各台交流电机编码器反馈电缆与专用交流伺服驱动器的反馈信号接口分时接通。

1.2 多坐标伺服驱动原理

医疗影像设备专用多坐标伺服驱动方法，采用新的双模态连续变结构位置和速度控制方法，保证了大惯量负载下的驱动定位性能。软硬件结合的切换、适配方法的采用，保证了多坐标的分时定位驱动控制。

双模态是位置和速度串级控制和位置和速度并行控制两种控制模态，图2为双模态连续变结构位置和速度控制方法原理图。在位置和速度控制并行控制模态下，位置控制器采用比例积分控制算法，速度控制器采用比例控制算法，有独立的速度给定信号，位置控制器的输出与速度控制器的输出相加得到该位置和速度并行控制模态的输出IQC1；在位置和速度串级控制模态下，位置控制器采用比例算法，以位置控制器的输出信号为速度控制器的给定信号，速度控制器采用比例积分算法，以速度控制器的输出信号为该位置和速度串级控制模态的输出IQC2。

在伺服定位驱动运行的开始及中间阶段，由于距定位终点的距离尚远，即电机转子运行角位移量较小，需要电机驱动大惯量的扫描架高速平滑前行，在这种情况下，应当较多地以位置和速度并行控制的输出IQC1为总的转矩控制命令。随着电机转子运行角位移量的增大，逐渐接近定位终点，这时需要克服定位超调，实现单调无抖动的到达终点，在这种情况下应当以位置和速度串级控制的输出IQC2为总的转矩控制命令。

从IQC1 到IQC2的过渡是连续和平滑的，伺服电机的角位移量被用来连续地融合IQC1 和IQC2，从而得到总的控制信号IQC，以IQC为交流伺服电机定子电流q轴分量的控制给定信号， IQC 亦正比于电机的转矩。

在医疗影像设备组成中，专用交流伺服驱动器实现对交流伺服电机的位置、速度和转矩的控制，根据测得转子的位置，确定定子磁场位置。定子磁场的位置，是沿着转子磁场方向（d轴方向）分量被控制为零，整个定子磁场沿着q轴方向，与转子正交。在上述条件下，电机的输出转矩与定子电流的q轴分量成正比[5]。

通过控制定子电流大小的方法来调节输出转矩：根据测量电机定子三相电流中的两相电流值，计算出第三相电流值，并经旋转变换运算电机定子电流在此坐标系中被分解成了沿d轴的分量和沿q轴的分量：

两个分量被分别控制，d轴分量的控制目标是零，q轴分量的控制目标则正比于电机输出转矩的大小。

以q轴电流为给定信号，0为d轴电流给定信号，以式（1）的计算结果为相应的反馈信号，调用PI 控制子程序可完成q轴和d轴电流的控制，q轴和d轴电流控制器输出d轴及q轴电压信号。经式（2）计算可得到。

经过DSP 内部的SVPWM 环节，调制成脉冲，经过主回路中逆变器的放大，作用于交流伺服电机定子绕组[6]。

图2 双模态连续变结构位置和速度控制方法原理图

2 系统设计

2.1 系统整体设计

医疗影像设备专用多坐标交流伺服驱动装置原理如图3所示。处理器采用TMS320F28035[7]。它具有很高的性价比和出色的控制性能，以完成对交流伺服电机的控制和电机相电流的检测。

图3 医疗影像设备专用多坐标交流伺服驱动装置原理图

专用交流伺服驱动器内部的主回路是交-直-交的结构，包含整流电路、中间直流环节、 三相逆变器。内部主回路的三相逆变器， 由一片智能功率模块IPM 构成，DSP的PWM 输出信号，通过高速光电耦合器件耦合传递，与该IPM的控制输入端相连。IPM 三相输出接入驱动转换电路板中，通过驱动转换电路板中的固态继电器的切换，与当前控制的交流伺服电机的三相输入导线连接。

交流伺服电机均接有不含定位信号的普通增量式光电编码器，用于检测交流伺服电机转子转角。

操作控制器包括人机操作界面和单片机，单片机选用MEGA16。单片机通过人机操作界面接收操作者的控制指令，向专用交流伺服驱动器、反馈信号转换电路板和驱动转换电路板发出控制指令。

2.2 系统工作进程

图4 启动及伺服电机切换控制流程图

当本装置上电后，按照图4所示的流程启动并完成伺服电机的选择和切换。电网电压经过整流，形成直流母线电压，并通过内嵌开关电源给装置控制电路供电，专用交流伺服驱动器内部的DSP、操作控制器中的MEGA16 单片机均完成上电自检和初始化，等待接收操作指令。当操作者通过人机操作界面发出扫描架在某个坐标方向上的运动指令后，操作控制器中的MEGA16 单片机向专用交流伺服驱动器、反馈信号转换电路板、驱动转换电路板等发出切换命令，选中相应的交流伺服电机及相应的控制参数。根据定位行程，计算出位置指令信号和速度指令信号，连续地发送到专用交流伺服驱动器。

3 系统软件设计

本系统的软件任务主要基于TMS320F28035的AD模块对电流传感器的转换的电压信号实时采集并将其转换成数字量，由于数字量和伺服电机的相电流是一一对应关系，可以计算出伺服电机的相电流，通过两相电流可以算出，并进行坐标转换，实时计算出伺服电机转矩T，软件分为主程序和定时中断程序。

主程序的主要功能是初始化系统时钟，清除所有中断标志并初始化PIE 中断向量表，完成电流采样中断控制，对采样结果进行相关数据处理，得到电流的的相位，完成坐标变换，计算得到交流伺服电机转矩图5 专用交流伺服驱动单元程序框图。

定时中断程序的功能是通过定时器启动两路A/D 转换器，采样得到交流伺服电机的两相定子电流瞬时值，并通过计算得到第三相电流值。

图5 专用交流伺服驱动单元程序框图

4 结束语

本文提出的医疗影像设备专用多坐标交流伺服驱动装置采用了双模态连续变结构位置和速度控制方法来控制交流伺服电机的转子角位移和转动速度，提高了医疗影像设备扫描机构驱动定位速度和定位精度。同时采用软硬件结合的切换、适配方法，实现了一台专用交流伺服驱动器对多台交流伺服电机的控制，满足了扫描架的多坐标的分时定位控制的需要，又减小了驱动装置的成本和体积，提高了医疗影像系统的整体的电磁兼容性。

[1]冯开梅.医学影像设备[M].北京：人民卫生出版社，2008.

[2]李宁，白晶，陈桂.电力拖动与运动控制系统[M].北京：高等教育出版社，2009.

[3]原魁，等.变频器基础及应用[M].北京：冶金工业出版社，1997.

[4]高景德.交流电机及其系统的分析[M].北京：清华大学出版社，2005.

[5]张立伟，刘钧，沮旭辉，等.基于基波电压幅但线性输出控制的SVPWM 过调制新算法[J].中国电机工报，2005，19.

[6]刘启新，张丽华，等.电机与拖动基础[M].高等教育出版社，2007.

[7]王晓明，王玲.电动机的DSP 控制—TI 公司DSP 应用[M].北京:北京航空航天大学出版社，2004.