??? 摘? 要： 介紹了一種采用PC機、單片機、線性光耦合電路組成的控制系統及運用增量式PID技術控制大功率UHR-915型微波熱療機輸出功率的方法。結果表明，在100～900W的范圍內，可以將微波熱療機輸出功率的波動控制在±10%以內，大大低于國家標準所要求的≤±30%。
關鍵詞： 微波? 熱療機 ?PID控制
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采用熱療的方法治療腫瘤和癌癥，已越來越廣泛地受到專家和學者的重視，臨床應用也已經收到很好的效果[1]。特別是近年來，大功率的射頻熱療機、超聲熱療機和微波熱療機相繼問世，掀起了一個應用熱療的高潮。其中微波熱療機由于具有輻射能量的方向性好、加熱面能量分布均勻、有效透熱深度深、既可對腫瘤作局部熱療又可對患者作全身熱療等優點而獨領風騷。但是，由于微波本身的特性，使得穩定地產生、傳導和輸出大功率微波的技術和工藝相當復雜。特別是負載(受熱體)和輻射器本身對微波的反射，有可能引起微波磁控管振蕩條件改變而導致輸出功率的漂移甚至振蕩等不穩定現象。另一方面，由于大功率微波的強干擾，導致控制、測量系統與微波源的銜接十分困難。因此，現有的相應國家標準[2]在這方面制定得比較寬松，它規定微波醫療設備的輸出功率波動應≤±30%。但即便如此，若沒有完善的控制電路和控制方法也是難以達到的。作者將PC機與單片機系統相結合構成測控系統，利用單片機及外圍的AD/DA器件作前端信號采集和控制輸出接口，后臺的PC機作圖形數據處理以及PID計算。為了減少微波源系統對單片機和計算機系統的干擾，二者之間用光電隔離，并為此設計了線性光耦合電路。所有與微波源連接的通道都采用光電隔離，取得了很好的效果。
1 工作原理
微波熱療機采用磁控管作微波振蕩管，微波的頻率選定為915MHz，當磁控管的工作點設置合理、內部振蕩穩定時，微波可由諧振耦合器和同軸電纜耦合到專門設計的圓形輻射器輸出。根據磁控管的工作原理[3]，微波輸出功率近似滿足：
式中，Ia是磁控管內由陰極到達陽極的電子流形成的陽極電流，VH是加在磁控管陽極和陰極之間的高電壓，Ia·VH是磁控管的輸入功率，η是轉換效率系數，可通過標定確定，不同的機器略有差別。一般在整個工作過程中，VH可通過對高壓變壓器的輸入電壓采取穩壓措施而基本維持不變，微波熱療機輸出功率波動主要由磁控管陽極電流的波動及熱漂移所引起。因此，要調節和控制輸出微波功率，只需調節與控制陽極電流Ia即可。相關部分的電路原理圖見圖1。磁場線圈L1繞在磁控管的外圍，磁場電源V磁通過達林頓管組成的電路給磁場線圈L1提供勵磁電流Im，它將在磁控管內部產生磁場，此磁場強度B與勵磁電流Im成正比。為了使磁控管電路工作穩定，令陽極電流Ia流過也繞在磁控管外圍的線圈L2作為負反饋。當設計合理時，陽極電流Ia與磁場強度B有一種近似的反比關系，因此Ia與Im近似成反比。這樣，可通過調節和控制勵磁電流Im來實現調節和控制陽極電流Ia，從而達到調節和控制熱療機微波輸出功率的目的。圖1下部的雙光耦器件TLP521-2與運放LM358組成線性光耦合接口電路，正確設定R3、R4、R5和R6，可將單片機D/A通道輸出的模擬控制電壓V控線性地轉換成光電流I控，通過分流T1的基極電流來控制磁場電流Im，進而實現對陽極電流Ia的控制。合理設定R7的值，使剛通電時T2飽和導通，Im最大，Ia近似為0，熱療機輸出功率為零。然后由操作者根據需要設定熱療機輸出相應的微波功率。與實際微波功率對應的陽極電流Ia由R1采樣，取得Va=Ia·R1，經圖1上部的另一線性光耦合接口電路變換成與Va成正比的Vb提供給單片機的A/D接口電路，以實現對微波功率的測量。
??? 計算機、單片機系統的電路原理圖見圖2。PC機工作在WIN95/98操作系統下，系統軟件由Borland C++和FOXPRO for Windows混編而成。單片機采用 MCS51 系列的 8032，它通過串行通訊接口芯片MAX232與PC機的串口2相連。用于測量與輸出功率對應的Vb的模數轉換器采用12位的AD574，它之前的運算放大器OP-07是為了將Vb變換成AD574所要求的0～10V輸入電壓。將輸出數字控制信號轉換成模擬控制電壓V控的數模轉換器采用8位的AD558，它的輸出設定為0～10V。調節R5和R6分壓電路的分壓比可以使V控的變化范圍滿足后面線性光耦合接口電路的需要。根據設計，實際工作時，UHR-915微波熱療機的輸出功率范圍為100～900W(國家標準規定它不能超過900W)，這樣輸出功率測量的理論分辨率可達約0.2W，輸出功率控制的理論分辨率可達約3.1W。因此，即使考慮到實際過程中一些未定因素的影響，也應能滿足功率波動≤±10%控制精度要求。實踐表明確實如此。工作時，首先由計算機系統設定熱療機的輸出加熱功率，并將與此功率對應的數字控制量V數控發送到單片機，由D/A通道輸出模擬控制電壓V控，而與熱療機實際加熱功率對應的Vb則由A/D通道轉換成數字量Vp后測量。根據測量結果，由PC機執行PID計算，再將修正后的數字控制量V數控由D/A通道輸出，依此循環不斷。
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2 增量式PID控制的實現
工作前，應首先通過定標實測V數控、Vp、P輸出的對應關系。方法是在定標程序中，由鍵盤操作計算機從0依次增加輸出V數控 (二進制整數)到單片機系統，經D/A通道轉換成V控，使得陽極電流Ia(亦即Vb)及輸出功率P輸出相應增加。Vb由A/D通道直接測量，并轉換成二進制整數Vp傳送回計算機。熱療機的實際輸出功率則須經衰減器衰減后耦合到功率計進行測量，所測數據作為數據庫文件儲存到計算機硬盤。當熱療機實際工作時，操作者通過鍵盤設定輸出功率P設定，PC機根據P設定在定標數據庫文件中查出相應的V數控(V設定)發送到單片機系統，經D/A通道轉換為相應的V控，使熱療機啟動功率輸出，單片機系統的A/D通道及時測量與熱療機的實際輸出功率對應的Vb，并將它轉換成二進制整數Vp后傳送回計算機。計算機根據Vp在定標數據庫文件中查算出對應的實際工作功率P輸出，再查出與此實際功率對應的V數控。為了區別計算機根據設定功率主動送出的V數控和由實測得到的V數控，特將后者設定為V數測。則輸出功率誤差ΔP=P輸出-P設定，計算機輸出的控制電壓誤差ΔV數=V數測-V設定。這樣，PC機每送出一個V數控，都可通過測量獲得與V數測，因而可計算輸出功率誤差和控制電壓誤差，為實現PID控制創造了條件。為了獲得較好的控制效果，減少控制振蕩幅度，消除發生飽和的危險，特采用了增量式PID控制方式。設Kp為比例系數、Ki為積分系數、Kd為微分系數，則增量PID控制規律如式(2)、(3)所示[4][5]：
為了減小測量V數測的誤差，除在硬件上采用濾波和采樣保持電路外，在軟件上，每次測量V數測時均連續采樣10次，采用數字濾波，去掉2個最大值和2個最小值后，取中間6個測量數據的平均值作為V數測。理論上，V數測的采樣間隔越小，控制特性越好。但在熱療機實際工作過程中，整個系統還需執行多路溫度測量和監控以及各種狀態檢測等，使得測量V數測的間隔只能設定為0.2秒。在采用增量式PID控制后，陽極電流的波動幅度和漂移速率均受到限制，因此這樣的采樣周期能夠滿足控制要求。但需要特別指出的是，對于不同的熱療機，微波電路特性略有差異，因此Kp、Ki、Kd沒有統一的參數標準。對于每一臺機器，都需要反復地調節具體數值的大小，以便獲得令人滿意的控制效果。在這里，經驗數據對于縮短調試時間起著重要的作用。
微波熱療作為一門新興的治療腫瘤和癌癥的方法正方興未艾，特別是將它與化療和放療的方法相結合，取得了極好的臨床效果。經測試，本熱療機輸出微波功率的波動≤±10%，大大低于最新國家標準所要求的≤±30%。這表明本文介紹的電路和控制方法在控制大功率微波熱療機輸出功率穩定性方面是有效的。
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參考文獻
1 李鼎九，胡自省. 腫瘤熱療學. 鄭州：河南醫科大學出版社，1995
2 全國醫用電器標準化技術委員會.中華人民共和國國家標準：醫用電器設備 微波治療設備專用安全要求
(GB9706.6-92). 北京：中國標準出版社，1997
3 磁控管設計手冊.北京：電子管設計手冊編輯委員會. 國防工業出版社，1979
4 李錫雄，陳婉兒，鮑 鴻，程良倫.微型計算機控制技術.北京：科學出版社，1999
5 何忠克，李 偉.計算機控制系統.北京：清華大學出版社，1998