基于双频微波固态源的热消融系统设计研究

沐勇杰，王娟，赵金哲，晋晓飞，钱志余南京航空航天大学，南京市，210016

0 引言

据统计，中国每年因恶性肝肿瘤死亡的人数正在逐年上升，已经成为威胁居民生命健康的主要因素之一[1-2]。肿瘤微波热消融作为一种微创肿瘤治疗方式，具有消融范围大、并发症少等优点，已经成为了一种恶性肿瘤常规治疗方法[3-4]。

传统微波治疗仪采用的是磁控管作为微波输出的核心部件，然而磁控管具有输出功率稳定性欠佳、工作电压较高的缺点，这就导致了微波热消融治疗剂量难以控制，仪器安全性受到影响[5]。近几年，针对433 MHz肿瘤微波热消融研究正在不断的深入[6-7]，有希望成为治疗不规则肝肿瘤的合适频率，然而，市场上暂时没有基于433 MHz的肿瘤微波热消融仪。针对以上问题，本文使用微波固态源替代磁控管，搭建一套基于433 MHz和2 450 MHz的肿瘤热消融系统，并利用微波固态源自带的功率检测电路对微波输出功率进行PID反馈控制，进一步提高了系统功率输出的稳定性。与此同时，系统还配备了多路基于热敏电阻的温度测量通道，消融过程中对重要器官部位进行实时的温度监测，当温度达到预警温度时，微波源停止输出，整套系统通过电脑端的软件界面进行控制和显示。

1 系统设计

1.1 系统总体框架

考虑到微波热消融系统实现的复杂性，系统选用了高性能的STM32F103ZET6微控制器。该芯片内部资源丰富，内置了高速存储器、12位A/D转换器、12位D/A转换器、串口、定时器等外设，大大减少了系统的外围模块，提高了系统整体的稳定性[8]。

本文设计的控制系统分为三大模块，如图1所示。串口通信模块主要用来实现上位机与微处理器实时通信功能，双频微波源驱动控制模块主要负责控制微波源的功率输出，温度采集模块主要用于监控消融过程中的实时温度信息。

图1 双频微波热消融系统总体框架Fig.1 The general framework of dual-frequency microwave thermal ablation system

1.2 双频微波源驱动模块

系统选用的是由杭州八达微波科技有限公司研制的双频微波固态源，微波输出频率为2 450 MHz和433 MHz，误差为±3 MHz，驻波比＜2，功率调节步进10 W，配备了输出功率检测电路，通过12芯航空接口实现外部控制功能。每个微波频率主要有四个控制端口，启停控制端口和硬件故障反馈端口采用的是TTL电平，输出功率设置端口采用的是0～5 V的模拟电压，实际输出功率反馈端口采用0～3.3 V的模拟电压。实际测得输出功率设置端口电压与微波源输出功率关系曲线，如图2(a)所示，系统输出功率在20 W～90 W之间与设置电压成正相关，在相邻较小的功率范围内可以看作是线性相关。输出功率反馈端口电压与微波源输出功率关系曲线，如图2(b)所示。

图2 实测功率与电压对应关系曲线Fig.2 Diagram of measured output power versus voltage

STM32芯片数模转换模块设置的最大参考电压为3.3 V，无法满足输出0～5 V模拟电压的要求，因此系统采用了比例放大电路，放大后的电压满足功率设置电压要求。

考虑到微波固态源的输出是非线性、时变的复杂系统，外部扰动往往会对功率输出的稳定性造成很大的影响。所以本文利用微波固态源的功率检测电路，对微波源输出功率进行PID反馈控制，进一步提高功率输出的准确性和稳定性。

本文为了获得较好的控制效果，减少输出功率振荡的幅度，消除发生饱和的危险，特采用增量式PID控制方式[9]。设k时刻功率偏差为ek，ek=P标称-P实际，k时刻的功率控制电压设为Uk，则PID控制的输出为Uk=Kp×(ek-ek-1)+Ki×ek+Kd×(ek-2×ek-1+ek-2)+Uk-1，其中Kp为比例系数、Ki为积分系数、Kd为微分系数。

当系统实际输出功率出现偏差时，比例控制环节开始起作用，输出功率逐渐逼近标称功率值。而积分环节能够减小稳态输出功率值与标称功率值之间的误差，进一步提高输出功率的精确性。为了减小输出功率的振荡幅度，系统的动态响应特性做出了一定的牺牲，而微分环节恰恰能够提高调节过程中的动态响应特性。

1.3 温度采集模块

系统选用了由日本芝浦电子公司生产的PSB-S7形热敏电阻，这是一款负温度系数（NTC）热敏电阻，具有灵敏度高、热响应速度快、使用寿命长、耐热性强的优点。在实际工作过程中传感器往往会受到外界或系统内部干扰源的影响，例如工频干扰、电阻热噪声等[10-11]。因此，系统硬件对采集到的电压信号进行了有源低通滤波。本文利用FLUKE公司的多路测温仪和干式计量炉对温度传感器进行了定标实验，系统在40 ℃～60 ℃范围内（微波热消融敏感温度区间），温度分辨力可以达到0.1 ℃，其他温度范围分辨率为0.2 ℃。

1.4 主控制板软件设计

系统采用了uC/OSⅡ实时嵌入式操作系统，uC/OSⅡ是多任务的操作系统，具有可裁剪、多任务、抢占式和实时性的优点[12]。系统主要包含了初始化任务、温度采集及发送任务、微波源参数设置任务、微波源功率输出任务、系统保护中断。当测量温度达到预警温度或微波源输出功率偏离设置功率超过2 W时，系统停止微波输出。

1.5 上位机软件设计

上位机软件系统基于LabWindows集成开发环境开发，界面如图3所示。主要功能包括固态微波源工作参数设置、蠕动泵参数设置、显示并存储实时温度信息、固态微波源工作状态显示。

图3 系统软件用户界面Fig.3 User interface of system software

2 系统测试与分析

2.1 系统功率输出稳定性实验

微波热消融治疗系统最核心的要求就是安全、可靠，主要体现在输出功率的稳定性和一致性，因此本文就系统微波功率输出稳定性进行了实验。实验器材：40 dB功率衰减器（实测433 MHz衰减40.3 dB，2 450 MHz衰减40.9 dB），微波功率计（精度为0.01 dbm），微波传输线若干。实验方法与步骤：将微波固态源输出端通过同轴电缆连接到衰减器，再将衰减器的输出端口接到微波功率计上，最后将微波功率计的串口连接到电脑端。微波热消融治疗手术时间通常不超过20 min，因此实验记录了433 MHz微波频率下30 W～80 W输出功率在20 min内的变化情况，并对未引入PID算法的系统输出功率进行了测量。

图4 系统输出功率误差随时间变化曲线Fig.4 Diagram of system output power error versus time

实验结果表明，在20 min内，433 MHz输出功率最大误差小于1 W，如图4(a)所示，考虑到测量误差，可以认为系统在20 min内功率输出稳定，符合肿瘤微波热消融治疗标准。由图4(b)可以看出，未引入PID反馈算法的系统70 W输出功率最大误差达到了2 W，并且系统的稳态误差一直保持在1.5 W左右，远大于引入PID反馈算法的系统，这也验证了PID算法能够减小功率输出的稳态误差，提高系统功率输出的准确性和稳定性。

2.2 离体猪肝消融实验

实验器材包括：双频固态微波源、水循环蠕动泵和笔记本电脑，如图5(a)所示；系统主控制板，见图5(b)；自制2 450 MHz和433 MHz微波热消融针，其中，A为433 MHz微波热消融针，B为2 450 MHz微波热消融针，见图5(c)；若干块新鲜离体猪肝。实验中微波功率分别为40 W、50 W、60 W、70 W，消融时间均为10 min。实验结束后，将消融针从猪肝中拔出，沿针道方向水平切开肝组织，显露消融区域的切面，最后记录下消融区域的纵径和横径。

图5 微波热消融硬件系统Fig.5 Microwave thermal ablation hardware system

2 450 MHz微波热消融后损伤区域如图6(a)～6(d)所示，损伤区域横切面呈椭圆形，主要由碳化区、凝固区和充血带构成。消融横纵经40 W时为2.0 cm×3.2 cm，50 W时为2.5 cm×3.8 cm，60 W时为3.2 cm×4.1 cm，70 W时为3.6 cm×4.3 cm。从实验结果可以看出，在相同的消融时间下，凝固区域随着功率的增加而增大。2 450 MHz微波频率下的消融形状大小与文献中的实验数据基本一致[13-15]，这也验证了系统2 450 MHz频率的可靠性。

433 MHz微波热消融后损伤区域如图6(e)～6(h)所示，消融区域呈长条形，长径约为短径的3～4倍，有明显的碳化区、凝固区和充血带。从实验结果可以看出，在相同的消融时间下，随着实验功率的增加，消融区域体积和长径都在不断增大，符合能量守恒的基本规律。以上实验结果表明本系统能够为433 MHz和2 450 MHz提供一个安全可靠的实验平台。

图6 40 W～70 W功率下消融区域剖面图Fig.6 Sectional areas of ablation zone with power from 40 W to 70 W

3 总结

本文设计了一套基于微波固态源的双频热消融系统，系统具有良好的人机交互界面，操作简便，微波功率输出稳定，可以为肿瘤微波热消融后续研究提供一个安全可靠的实验平台。但是，在微波热消融过程中，负载变化有时可能导致辐射天线反射增大，从而引起负载吸收到的功率小于标称功率，影响治疗效果。所以如何检测到负载吸收功率和微波天线反射功率是本文后续需要研究的问题。