摘要：介绍了一种采用PC机、单片机、线性光耦合电路组成的控制系统及运用增量式PID技术控制大功率UHR-915型微波热疗机输出功率的方法。结果表明,在100～900W的范围内,可以将微波热疗机输出功率的波动控制在±10%以内,大大低于国家标准所要求的≤±30%。

    关键词：微波 热疗机 PID控制

采用热疗的方法治疗肿瘤和癌症,已越来越广泛地受到专家和学者的重视,临床应用也已经收到很好的效果[1]。特别是近年来,大功率的射频热疗机、超声热疗机和微波热疗机相继问世,掀起了一个应用热疗的高潮。其中微波热疗机由于具有辐射能量的方向性好、加热面能量分布均匀、有效透热深度深、既可对肿瘤作局部热疗又可对患者作全身热疗等优点而独领风骚。但是,由于微波本身的特性,使得稳定地产生、传导和输出大功率微波的技术和工艺相当复杂。特别是负载（受热体）和辐射器本身对微波的反射,有可能引起微波磁控管振荡条件改变而导致输出功率的漂移甚至振荡等不稳定现象。另一方面,由于大功率微波的强干扰,导致控制、测量系统与微波源的衔接十分困难。因此,现有的相应国家标准[2]在这方面制定得比较宽松,它规定微波医疗设备的输出功率波动应≤±30%。但即便如此,若没有完善的控制电路和控制方法也是难以达到的。作者将PC机与单片机系统相结合构成测控系统,利用单片机及外围的AC/DA器件作前端信号采集和控制输出接口,后台的PC机作图形数据处理以及PID计算。为了减少微波源系统对单片机和计算机系统的干扰,二者之间用光电隔离,并对此设计了线性光耦合电路。所有与微波源连接的通道都采用光电隔离,取得了很好的效果。

1 工作原理

微波热疗机采用磁控管作微波振荡管,微波的频率选定为915MHz,当磁控管的工作点设置合理、内部振荡稳定时,微波可由谐振耦合器和同轴电缆耦合到专门设计的圆形辐射器输出。根据磁控管的工作原理[3],微波输出功率近似满足：

P输出=η·VH·Ia     (1)

式中,Ia是磁控管内由阴极到达阳极的电子流形成的阳极电流,VH是加在磁控管阳极和阴极之间的高电压,Ia·VH是磁控管的输入功率,η是转换效率系数,可通过标定确定,不同的机器略有差别。一般在整个工作过程中,VH可通过对高压变压器的输入电压采取稳压措施而基本维持不变,微波热疗机输出功率波动主要由磁控管阳极电流的波动及热漂移所引起。因此,要调节和控制输出微波功率,只需调节与控制阳极电流Ia即可。相关部分的电路原理图见图1。磁场线圈L1绕在磁控管的外围,磁场电源V磁通过达林顿管组成的电路给磁场线圈L1提供励磁电流Im,它将在磁控管内部产生磁场,此磁场强度B与励磁电流Im成正比。为了使磁控管电路工作稳定,令阳极电流Ia流过也绕在磁控管外围的线圈L2作为负反馈。当设计合理时,阳极电流Ia与磁场强度B有一种近似的反比关系,因此Ia与Im近似成反比。这样,可通过调节和控制励磁电流Im来实现调节和控制阳极电流Ia,从而达到调节和控制热疗机微波输出功率的目的。图1下部的双光耦器件TLP521-2与运放LM358组成线性光耦合接口电路,正确设定R3、R4、R5和R6,可将单片机D/A通道输出的模拟控制电压V控线性地转换成光电流I控,通过分流T1的基极电流来控制磁场电流Im,进而实现对阳极电流Ia的控制。合理设定R7的值,使刚通电时T2饱和导通,Im最大,Ia近似为0,热疗机输出功率为零。然后由操作者根据需要设定热疗机输出相应的微波功率。与实现微波功率对应的阳极电流Ia由R1采样,取得Va=Ia·R1,经图1上部的另一线性光耦合接口电路变换成与Va成正比的Vb提供给单片机的A/D接口电路,以实现对微波功率的测量。

计算机、单片机系统的电路原理图见图2。PC机工作在WIN95/98操作系统下,系统软件由Borland C++和FOXPRO for Windows混编而成。单片机采用MCS51系列的8032,它通过串行通讯接口芯片MAX232与PC机的串口2相连。用于测量与输出功率对应的Vb的模数转换采用12位的AD574,它之前的运算放大器OP-07是为了将Vb变换成AD574所要求的0～10V输入电压。将输出数字控制信号转换成模拟控制电压V控的数模转换器采用8位的AD558,它的输出设定为0～10V。调节R5和R6分压电路的分压比可以使V控的变化范围满足后面线性光耦合接口电路的需要。根据设计,实际工作时,UHR-915微波热疗机的输出功率范围为100～900W（国家标准规定它不能超过900W）,这样输出功率测量的理论分辨率可达约0.2W,输出功率控制的理论分辨率可达红3.1W。因此,即使考虑到实际过程中一些未定因素的影响,也应能满足功率波动≤±10%控制精度要求。实践表明确实如此。工作时,首先帐计算机系统设定热疗机的输出加热功率,并将与此功率对应的数字控制量V数控发送到单片机,由D/A通道输出模拟控制电压V控,而与热疗机实际加热功率对应的Vb则由A/D通道转换成数字量Vp后测量。根据测量结果,由PC机执行PID计算,再将修正后的数字控制量V数控由D/A通道输出,依此循环不断。

2 增量式PID控制的实现

工作前,应首先通过定标实测V数控、Vp、P输出的对应关系。方法是在定标程序中,由键盘操作计算机从0依次增加输出V数控（二进制整数）到单片机系统,经D/A通道转换成V迭,使得阳极电流Ia(亦即Vb)及输出功率P输出相应增加。Vb由A/D通道直接测量,并转换成二进制整数Vp传送回计算机。热疗机的实际输出功率则须经衰减器衰减后耦合到功率计进行测量,后测数据作为数据库文件储存到计算机硬盘。当热疗机实际工作时,操作者通过键盘设定输出功率P设定,PC机根据P设定在定标数据库文件中查出相应的V数控（V设定）发送到单片机系统,经D/A通道转换为相应的V控,使热疗机启动功率输出,单片机系统的A/D通道及时测量与热疗机的实际输出功率对应的Vb,并将它转换成二进制整数Vp后传送回计算机。计算机根据Vp在定标数据库文件中查算出对应的实际工作功率P输出,再查出与此实际功率对应的V数控。为了区别计算机根据设定功率主动送出的V数控和由实测得到的V数控,特将后者设定为V数测。则输出功率误差ΔP=P输出-P设定,计算机输出的控制电压误差ΔV数=V数测-V设定。这样,PC机每送出一个V数据,都可通过测量获得与V数测,因而可计算输出功率误差和控制电压误差,为实现PID控制创造了条件。为了获得较好的控制效果,减少控制振荡幅度,消除发生饱和的危险,特采用了增量式PID控制方式。设Kp为比例系数、Ki为积分系数、Kd为微分系数,则增量PID控制规律如式（2）、（3）所示[4][5]：

ΔV数n=V设定-V数测n    （2）

V数控n=V数控n-1+Kp(ΔV数n-ΔV数n-1)+KiΔV数n+Kd(ΔV数n-2ΔV数n-1+ΔV数n-2    （2）

为了减小测量V数测的误差,除在硬件上采用滤波和采样保持电路外,在软件上,每次测量V数测时均连续采样10次,采用数字滤波,去掉2个最大值和2个最小值后,取中间6个测量数据的平均值作为V数测。理论上,V数测的采样间隔越小,控制特性越好。但在热疗机实际工作过程中,整个系统还需执行多路温度测量和监控以及各种状态检测等,使得测量V数测的间隔只能设定为0.2秒。在采用增量式PID控制后,阳极电流的流动幅度和漂移速率均受到限制,因此这样的采样周期能够满足控制要求。但需要特别指出的是,对于不同的热疗机,微波电路特性略有差异,因此Kp、Ki、Kd没有统一的参数标准。对于每一台机器,都需要反复地调节具体数值的大小,以便获得令人满意的控制效果。在这里,经验数据对于缩短调试时间起着重要的作用。

微波热疗作为一门新兴的治疗肿瘤和癌症的方法正方兴未艾,特别是将它与化疗和放疗的方法相结合,取得了极好的临床效果。经测试,本热疗机输出微波功率的波动≤±10%,大大低于最新国家标准所要求的≤±30%。这表明本文介绍的电路和控制方法在控制大功率微波热疗机输出功率稳定性方面是有效的。