醫用回旋加速器高頻控制系統設計

吳永存，楊興林，石金水，趙良超，何小中

(中囯工程物理研究院 流體物理研究所，四川 綿陽 621900)

正電子發射斷層顯像(PET)是一種先進的核醫學影像技術，實現方法是將正電子核素標記到某種參與體內代謝的物質上，形成放射性藥物(也稱顯像劑、放射性示蹤劑)，其具有很高的靈敏度和分辨率[1-2]。在美國、歐洲和日本，氟代脫氧葡萄糖(18F-FDG)PET已先后納入醫療保險范圍[3-4]，然而僅有PET是完不成成像工作的，它需要配套的回旋加速器和化學制劑系統。在國內，生產用于PET診斷的放射性同位素的回旋加速器幾乎均是從國外進口的[5]。醫用回旋加速器作為復雜且精巧的設備，子系統較多、控制變量繁多、變量精度要求高且控制邏輯復雜，需安裝在醫院，由非核專業人員操作，所以要求操作足夠簡單、安全聯鎖足夠完善[6-7]。

中國工程物理研究院流體物理研究所自主建造了PET醫用回旋加速器商業樣機，其引出束流能量為11 MeV，引出束流強度為50 μA，高頻系統工作頻率為72.12 MHz，平均磁感應強度為1.18 T，高頻功率源的占空比可調節[8]。為滿足該醫用回旋加速器安全、穩定的運行，本文采用不帶低電平控制功能的高頻系統，避免直接接觸高壓的危險。選用西門子的S7-1500可編程控制器為前端控制器，完成系統工作頻率的精確掃描，實現高頻系統相位穩定、幅度穩定、安全聯鎖等。

1 高頻諧振腔的頻率特性

回旋加速器高頻諧振腔腔體角頻率為：

(1)

其中：ω0為高頻諧振腔腔體角頻率；f0為高頻諧振腔腔體頻率；L為電感；C為電容。

當高頻功率源輸出角頻率ω和ω0相等時，系統處于諧振狀態，根據傳輸線理論，高頻功率源輸出的大部分高頻功率將饋入到高頻諧振腔中。否則，當二者頻率不相等時，就會有功率反射，當反射功率大到某種程度，就會打火、甚至影響機器安全，嚴重影響回旋加速器性能。饋入到高頻諧振腔中的功率P和入射功率P0之比為：

(2)

其中：Qe為外觀品質因數；Q0為高頻諧振腔固有品質因數。

(3)

根據式(3)對α進行求導可得：

(4)

當βc=1時，式(3)可變換為：

(5)

當Q0=3 300、f0=72.12 MHz時，以高頻功率源輸出頻率f為橫坐標，以P、P0之比為縱坐標，得到對應的關系曲線如圖1所示。

圖1 饋入腔體的功率效率與高頻功率源輸出頻率的關系Fig.1 Relationship between power efficiency of feed-in cavity and high-frequency operating frequency

從圖1可看出，f與f0不一致時，輸入到諧振腔的高頻功率將出現不同程度的降低，當輸出頻率偏離中心頻率10 kHz時，功率降低約20%，當輸出頻率偏離中心頻率50 kHz時，功率降低達到80%以上，幾乎出現全反射現象。可見，在回旋加速器中，高頻加速腔具有窄帶的工作特性，f必須與f0基本保持一致，因為當f與f0稍不匹配，不僅會影響高頻功率饋入腔體的效率，導致腔壓下降，以致引出束流流強的降低，進而導致同位素藥物產額顯著下降，而且若產生較大的功率反射，會造成腔體頻繁打火，甚至影響機器安全運行。

實際上，在加速器運行過程中，由于高頻功率源占空比的不斷增加，熱平衡溫度不斷變化，高頻腔體產生微小形變，即使高頻腔體產生μm量級的微小變化，也會使高頻諧振腔的腔體頻率產生很大的變化，導致高頻功率源與高頻腔的諧振狀態被打破，饋入腔體的功率減少，束流強度變小。因此，需保證整個出束時間內二者始終處于諧振狀態，則必須實時調節高頻功率源的輸出頻率，或調節腔體結構改變腔體頻率，從而使二者達到動態平衡。

2 高頻系統安全聯鎖

回旋加速器的安全可靠運行需各子系統之間滿足安全聯鎖關系[9-10]。聯鎖是指機器操作許可和禁止的約束條件[11-13]。具體地說，就是某種操作或狀態完成前，不允許有別的操作和狀態進入，是保證加速器正常運行和人員及機器安全的重要手段，聯鎖保護動作與加速器工作模式和故障危險程度密切相關。高頻系統啟動時，必須保證冷卻水系統啟動、水流量充足，且磁鐵電源開啟、達到目標勵磁電流。

3 系統HMI界面

控制系統的主要任務就是對加速器的工作狀態進行監控和控制，并為操作人員提供運行參數和調束手段，使各子系統協調平穩運行，以得到理想的束流。醫用回旋加速器控制系統包括真空、冷卻水控制，電源控制，引出及靶控制，高頻系統，束流測量，運動控制，聯鎖保護等[14]。控制系統總體結構如圖2所示。

圖2 控制系統總體結構Fig.2 General structure of control system

圖3 HMI主界面 Fig.3 HMI main interface

通過WinCC設計的HMI主界面如圖3所示，包括束流測量系統、高頻系統、磁鐵電源系統、離子源系統的主要參數，可實現操作系統的可視化和人機交互功能。設計的高頻系統界面如圖4所示，不僅設置有腔體頻率、腔壓、入射功率、反射功率、相位、占空比等數據的寫入和讀取，而且繪制有真空度、高頻頻率、占空比、入射功率、反射功率的實時變化曲線，將高頻控制部分集成到人機界面程序的整個系統控制模塊中，實現對整個系統的控制。

4 高頻系統控制

高頻系統的控制任務包括高頻系統狀態監控、低電平控制、打火保護等，本文采用的高頻系統不帶低電平控制功能，而是由PLC完成工作頻率掃描、幅度穩定、相位穩定及打火保護等控制功能。

圖4 高頻系統界面Fig.4 High frequency system interface

4.1 工作頻率掃描

工作頻率掃描分為初步掃描和精細掃描兩個階段。初步掃描以較低的激勵電壓(1.2 V)和占空比(6%)，固定重復頻率(998 Hz)，從頻率下限(72 MHz)開始以固定步長(10 kHz)逐步增加頻率進行工作頻率的掃描，找到腔壓最大值對應的頻率，工作頻率的上限為72.5 MHz。精細掃描在初步得到的頻率的±20 kHz的范圍內進行，頻率步進長度為0.5 kHz，再次掃描得到準確的腔壓最大值，進而得到更精確的諧振頻率。

4.2 幅度穩定

根據測量的腔壓偏差調整激勵電壓V。具體的調整方法為：當腔壓檢測值V1與腔壓設置值V2相對偏差大于1%時，V=V0+0.2×(V1-V2)/V2，其中，V0為當前激勵電壓。為保證調整的安全，設置了激勵電壓的上限。

4.3 相位穩定

相位穩定控制根據高頻系統失諧程度，采用不同的穩定策略達到相位穩定的要求。失諧程度分為嚴重失諧和輕度失諧。嚴重失諧判據為：0.5Win≤Wf≤0.8Win，其中，Win為入射功率，Wf為反射功率。此時，相位數據可能無效，程序會記錄該事件。采用的調整策略為：1) 報警與歷史趨勢存儲；2) 降低占空比至6%；3) 升高頻率，頻率升高步長為(當前頻率—初始頻率)×0.1，若頻率調節到初始頻率時，還處于嚴重失諧(相位變正常但反射未降低)，則將占空比降低為1%，并重新啟動掃描程序以確定頻率。頻率升高過程中，如高頻已處于非嚴重失諧情況，恢復嚴重失諧時的占空比參數(占空比增加的步長為1%)，轉入輕度失諧或正常情況處理。初始頻率為工作頻率精細掃描階段得到的諧振頻率。

4.4 打火保護

打火檢測與保護的控制邏輯為：當Wf>0.8Win，Wf>5 kW時，判斷為打火。程序判斷到打火時，由PLC關斷信號源，等待30 ms后重新啟動信號源輸出。高頻系統配置有打火保護模塊，檢測到打火后，切除激勵電壓100 ms，并輸出打火保護信號。PLC需檢測該保護信號，并在規定時間(1 s)內對其進行計數，如出現持續打火(連續3次)，自動啟動掃頻，重新對工作頻率進行掃描。

由于檢測算法中首先檢測宏脈沖頭部后60 μs開始檢測打火，檢測到打火高頻輸出停止30 ms。重新啟動射頻脈沖后，監測點可能位于脈沖中部，無法檢測到脈沖頭部，從而檢測算法無法正常判斷。為避免該情況的發生，可將高頻停止時間改為29.2 ms或將宏脈沖頻率設置為980 Hz，可保證占空比工作在80%以內的正常檢測。

4.5 高頻自動老練

控制程序設計了高頻腔自動老練程序。自動老練分為掃頻、同步變更脈寬、降功率等步驟。掃頻與工作頻率掃描類似。同步變更脈寬步驟為：保持占空比與重復頻率的比值(0.1)不變，占空比與重復頻率同步變更，每個工作點持續10 s，如出現失諧情況，啟動失諧調整。降功率步驟為：降低激勵電壓，從10 kW的入射功率對應的激勵電壓開始降低，步長0.02 V，降至入射功率為5 kW左右，每個工作點持續10 s。若出現失諧情況，啟動失諧調整。

5 高頻控制結果

圖5～7分別為回旋加速器開機并連續工作2 h時高頻相位、高頻腔壓、諧振頻率的實時變化曲線，圖8為工作過程中靶流的變化曲線。

圖5 高頻相位隨時間的變化Fig.5 High frequency phase vs time

從圖5可看出，高頻相位先迅速下降，約5 min后趨于穩態。分析可知，在打靶的初始階段，由于高頻功率源的占空比迅速提升，加速器內部部件的溫度發生顯著變化，導致高頻諧振腔腔體頻率發生變化，控制系統會自動調整高頻功率源的輸出頻率以保證諧振關系[15]，此時相位也會發生相應變化，而隨高頻功率源輸出頻率趨于穩定，相位最終穩定在207.5°左右，上下幅度控制在±1°以內。

圖6 高頻腔壓隨時間的變化Fig.6 High frequency cavity voltage vs time

圖7 諧振頻率隨時間的變化Fig.7 Resonant frequency vs time

圖8 靶流隨時間的變化Fig.8 Target beam current vs time

從圖6可看出，高頻腔壓先迅速上升并發生超調，約5 min后迅速下降，雖有小幅波動，但基本穩定在48 kV左右，上下幅度控制在±1%以內。分析認為，初始階段，高頻功率占空比迅速上升，導致高頻諧振腔體發熱，諧振頻率發生偏移，此時，高頻功率源的輸出功率還未穩定跟頻，而系統為了保證腔壓，強制提升激勵電壓，導致腔壓產生超調，之后，待高頻功率源的頻率與高頻諧振腔的腔體頻率一致時，激勵電壓下調，并保持穩定。

從圖7可看出，高頻諧振腔腔體頻率先是急劇下降，約下降50 kHz、10 min后，頻率基本穩定在72.52 MHz，之后變化的范圍約10 kHz。分析可知，加速器剛開始運行時，高頻功率源占空比的提升，對高頻諧振腔腔體頻率影響巨大，之后由于水冷、束流負載等各種不確定性因素的影響，也會導致諧振頻率的變化，但從圖8的束流結果可判斷出，高頻功率源的輸出頻率可實時跟蹤高頻諧振腔的腔體頻率，實現頻率的匹配。

從圖8可看出，在開始上升時由于占空比迅速上升靶流有一下降處，雖然勵磁電流能實現對諧振頻率的跟蹤，但是磁場響應偏慢。在第1次到達目標束流時，靶流有小量的下降過程，是由于過快的占空比調整，控制系統通過相位不斷地調整諧振頻率，雖然勵磁電流能實現與諧振頻率的匹配，但是工作頻率卻并不是最佳頻率，此時最大偏差也不到穩態值的7%。約7 min后，腔壓、相位、諧振頻率、勵磁電流、前向功率、反射功率等參數穩定，靶流能很好地保持在24.2 μA左右，誤差小于±0.2 μA，靶流的穩定輸出間接地說明高頻參數的穩定。

6 結論

本文設計的醫用回旋加速器控制系統的子系統由S7-1500可編程控制器統一管理、采用WinCC組態軟件平臺實現過程監控、存儲，最終實現了系統的集成。由于子系統相互聯系，互相牽制的復雜性及出現的故障危險程度的差異，分別從軟件、硬件方面對系統進行了相應的聯鎖保護，保證了加速器設備的正常運行和人員安全。所采用的高頻系統中，利用PLC完成工作頻率的自動掃描，實現了相位穩定、幅度穩定、打火保護等，從而實現了低電平控制功能，滿足了加速器運行及其調試要求。