医用超声诊断设备的热设计

2013-02-06汕头市超声仪器研究所有限公司汕头515041

中国医疗器械信息 2013年6期

汕头市超声仪器研究所有限公司（汕头 515041）

0.引言

医学超声成像和X 射线成像、核磁共振成像、核医学成像技术一起被称为四大医学成像技术，以其无损伤、无创、无电离辐射和应用便捷、成本低廉等突出优点，在临床中得到广泛应用。随着超声诊断仪性能的不断提升和功能的不断拓展，其输入功率也在不断向上攀升。这些不断增大的输入功率大部分最终转换成了热能，带来系统的温升，而过高的温度将使系统内部的器件失效甚至烧毁，或者灼伤患者甚至带来永久性的损伤。如何控制超声诊断设备的温升，确保系统安全有效地工作，是超声诊断设备设计者必须认真面对的重要课题。

1.超声诊断设备的热设计需求

超声诊断设备通常由主机系统和探头两部分组成，而主机系统通常由机箱和监视器、键盘等构成。对于便携式超声诊断仪，其监视器通常和机箱是一体的。

机箱内通常放置了计算机主板、系统电源、超声发射/接收单元、信号处理单元等部件，这些部件在工作的过程中损耗了很大的电能，而这些电能的绝大多数转换成了热能。机箱内部热能的排出如果小于其产生的速度，将导致机箱内温度的持续上升。机箱内的温度达到或超过电子元件所能承受的温度上限时，将导致电子元件的失效，甚至烧毁整个机箱。保证大多数电子元件能够正常工作的温度上限在60˚C 到80˚C 之间，超声主机系统的热设计需求，就是要将机箱内的温度控制在大多数电子元器件能够正常工作的范围内。

探头是直接与病患接触的，对其表面温度的约束更为严格。为了避免设备在工作过程中对病患造成伤害，法规上除了对声输出能量如机械指数MI、热指数TI、空间峰值时间平均声强ISPTA 等有严苛的要求外，还要求探头表面的温度不得高于43˚C。如欧盟的标准“IEC 60601-2-37：2007”的201.11.1.3.1.1.1 条款和我国的国家标准“GB9706.9-2008 医用电气设备”的43.2 条款，均明确要求探头经试验30 分钟，其表面温度不应超过43˚C。

2.热设计的基本理论

根据热学的基本理论，热传递的方式有传导、对流和辐射三种基本方式。对超声诊断系统而言，这三种传热方式通常同时并存，如果我们将整个机箱看作一个固体热源，当它同周围媒质温度差在50˚C 以下时，单位时间内向周围媒质传递的热量Φ 应满足牛顿冷却定律：

其中A 为机箱的表面积，m2,且假设在A 上热量交换是均匀的；t 是机箱的表面温度，to是远离机箱处的媒质温度，˚C；α是表面热传递系数，W/m2˚C。

热传导的热量传递ΦC应满足傅立叶定律：

式中λ 为导热系数，W/m2˚C；A 为导热方向的截面积，m2；为垂直于导热方向的温度变化率。

通过对流的热量ΦD传递满足式（1）的牛顿冷却定律。

辐射的热量传递ΦF满足斯蒂芬·波尔茨曼定律：

式中ε 为物体的黑度即发射率；A 为辐射表面积，m2；σ0＝5.67×10-8W/（m2·K4）为斯蒂芬-波尔茨曼常数；TW和TS分别为物体表面和远端即环境的热力学温度，K。

3.超声诊断系统的热设计

3.1 超声诊断系统的热分析

这里以一台高×宽×厚度为30cm×25cm×20cm 的便携式彩超为例，对系统的散热情况进行分析，如图1 所示。整个系统的输入电功率为250VA 即250W，机壳材料为广泛应用于仪器仪表等工业领域的热塑性工程塑料——ABS 树脂。假设环境温度为25˚C，机壳温度不高于55˚C，即机壳和环境之间的温差为30˚C；发射率ε ＝0.9。

输入系统的250W 电能中，用于驱动探头工作的电能和与主机箱分离的键盘的电能之和在5W 左右，正如前面所述，其他约245W 的电能在主机箱中转化为热能。按照热学的理论，机箱往外界传递热能的大小与两者之间的温差成正比，当机箱的温度升高到一定值时，机箱内部热能的产生速度与排出速度达到平衡状态，机箱的升温过程也停止了，如图2 所示。

图1.便携式彩超的外观尺寸

图2.输入电能和排出热能应得到平衡状态

1）主机机箱的热分析

首先，我们将整个机箱看作是一个发热体，假设机箱表面的温度为均匀分布，而且暂不考虑机箱内外的换气，估算一下机箱的自然散热量：

假设机箱四周都为空气，机箱的5cm 以外的空气温度等于环境温度（即L=0.05m），空气导热率λ ＝0.0265W/(m·K)，机箱的表面积（机箱表面简化为简单的六面体）：

A ＝ 2 ×（0.3×0.25 ＋ 0.3×0.2 ＋ 0.25×0.2）

＝ 0.37(m2)

从式（2），可得到通过传导输出的热量：

按照参考文献[1]提供的计算公式，机箱四个侧面自然对流热表面传热系数为：

式中L 为侧面的高度，在这里为0.3m。上、下表面的自然对流热表面传热系数为：

式中l 为长方形两个边长的平均值，0.225m。相应各表面面积：

AS＝2×（0.25×0.3 ＋ 0.2×0.3）＝0.27（m2）

At=Ab=0.25×0.2=0.05（m2）

通过对流输出的热量：

参加辐射的表面积：

A＝AS＋At＋Ab=0.27＋0.05＋0.05＝0.37（m2）

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箱体热力学温度：

TW＝ 273 ＋ 55 ＝ 328（K）

环境的热力学温度：

TS＝ 273 ＋ 25 ＝ 298（K）

按照式（3），通过辐射输出的热量：

整个机箱在理想条件下的自然冷却的耗散总热量为：

Φ ＝ΦC＋ΦD＋ΦF≈5.88 ＋48.55 ＋69.63

＝124.06（W）

2）探头的热分析

尽管系统分配到探头部件的输入电能很小，但由于它直接和病人接触，因此其温升必须受到严格控制，以免对病人产生不必要的伤害。由于探头的体积较小，不能采用强制散热措施，需要在散热面积、温度上限确定的情况下，对输入到探头功率的范围进行明确限制。我们以图3 所示一个相控阵探头为例，按照上述主机机箱的热分析方法对其自然散热能力进行估计：

将每个表面都看成是长方形的平面，参与热传导的表面积：

对于对流，我们对参与对流散热的五个表面统一按照顶部的方式计算，其中探头表面的自然对流热表面传热系数：

其他两个特征表面的自然对流热表面传热系数：

假设发射率ε ＝0.7，通过辐射的散热

整个探头在理想条件下的自然冷却的耗散总热量为：

Φ ＝ ΦC＋ ΦD＋ ΦF≈0.09 ＋ 1.01 ＋ 0.80

＝ 1.90（W）

当然，由于探头的实际表面积要大于估算时的表面积，因此实际耗散的总热量会略高一些。根据超声传播的基本原理，当探头在正常诊断过程中，其输入的一部分电能转换成机械能进入人体或其他探测对象，剩余部分电能转换成了热能；当探头空载即探头表面暴露在空气中时，大部分超声能量被反射回到探头内部，这时大部分的输入电能在探头内部被转换成热能。也就是说，为了保证探头在空载时其表面温度不超过法规限制，确保受检对象的安全，该相控阵探头的输入电能不应大于2W 即2VA。

图3.相控阵探头

3.2 超声诊断系统的热设计

在超声诊断系统热设计中，需要考虑的是：①结构内部的热量尽可能均匀分布，将发热量较大的元器件合理分布，以免局部温升过高导致器件失效；②提高自然散热量；③将剩余的热能通过强制散热的方式排出。

1）加强自然散热设计

由于自然散热量与参与散热的面积、导热系数成正比，我们在机箱、探头外壳的设计时，应该：①选用导热系数大的材料。对于超声探头，我们还要使发热部件所发出的热量能够迅速传递到外壳，必要时可以嵌入温度传感器来监控探头表面温度；②尽可能扩大参与散热的表面积，如外观上增加一些弧度、增加一些类似肋片式散热器的设计等；③结构表面增加一些开孔来扩大自然散热量。当然，这些开孔的大小应满足一定的条件，以免影响系统的电磁屏蔽需求；孔洞之间应避免因产生短回路而影响散热效果。

2）强制散热设计

根据以上对便携式彩超主机箱的分析，为了保证其正常工作，通常采用“换气”的方式，即输入环境温度下的空气、排出被加热后空气的方式，带走其约三分之二的热量即170W 以上的热量。按照热容量的定义，强制散热单位时间内应交换空气：

式中qm为单位时间内交换的空气，L/s；Φ为强制散热量，W；cp为空气的热容量＝1.2953 J/L·˚C；Δt 为温升，˚C。此时：

图4 风道设计示意图

即每秒钟需通过风扇吸入并排出4.37 升以上的空气。我们在选择合适的风扇来承担此项任务的同时，还需要设计好风道以满足空气流动所需。风道设计的主要原则是：①风道应经过发热量大、热量集中的区域；②风道应避免内嵌循环，以免影响空气的流动效率；③风道应尽可能直，且截面尽可能大、形状和机箱的形状一致，以减小阻力和噪声；④尽可能使风道内壁光滑，以减小气流流动的摩擦阻力。

3）热设计的仿真分析

借助电子系统散热仿真分析软件如Flo-THERM 等对设计模型进行仿真分析，可以在系统实际制作以前对整个机箱的热量分布和散热情况进行分析，通过对系统内部的电路板、元器件等的排布进行优化，达到较为理想的散热效果。更重要的是，通过软件仿真进行系统优化，可以事先大致了解整个机箱的热量分布情况和温升趋势，而不是等到系统实际制作完成才能得到。避免了因设计不合理所带来的重复设计工作，减少了人力、物力投入，既提高了效率，又节省了研发费用。