CN109260596A - 一种微波治疗肿瘤的装置 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种微波治疗肿瘤的装置，将病灶体4通过影像机28摄像，由计算机32控制刻绘机31刻绘出金属漏版8、9、10的空洞13、14、15，从投影方向的反向三维方向轮流穿过漏版空洞的微波束19、20、21照射到病灶体上，交汇形成三维重叠与其相紊合的微波照射高温区26，达到癌细胞所耐温度43℃以上；金属版限定照射范围和位置，微波发生器和透镜天线发射平行微波束44、45、46，轮流控制照射顺序，热释电红外体温计及超温断电控制照射温度，其特征在于：正常细胞组织53处于一维微波束照射区的低温区皮肤表面设定在40℃～43℃，包括43℃的某一值，加热温度、位置精准，无创治疗，杀灭癌细胞，充分扩大治疗温度范围，疗效更好。

Description

一种微波治疗肿瘤的装置

技术领域

本发明要求保护的技术所属技术领域是一种微波治疗肿瘤的装置，尤其涉及一种无创伤，数分钟或数十分钟，加热温度、位置精准杀灭肿瘤病灶体细胞，充分扩大治疗温度范围，使疗效更好的微波治疗装置。

背景技术

中国医学装备2009年3月第6卷第3期《微波治疗仪的研究和应用新进展》中写道：微波理疗，采用适量的局部照射，提高局部生物体的新陈代谢，增强血液循环，增强免疫能力，达到解痉镇痛，抗炎脱敏，促进生长等作用。

微波治疗恶性肿瘤，利用微波辐射线照射癌组织部位，致使照射区的温度上升，达到杀灭肿瘤细胞的效果。微波治疗肿瘤包括两种机制：一种是微波温热治疗，通过微波辐射器将肿瘤温度提高到41～43℃，可将癌细胞杀死而保护肿瘤周围的正常细胞，此方法在临床上取得了很好的效果；另一种是微波热凝固治疗肿瘤，其原理是应用54℃或60℃以上高温直接造成肿瘤细胞的凝固性坏死，具体是通过大功率的微波辐射器照射肿瘤，使其中心温度达到60℃以上造成肿瘤细胞的碳化和凝固坏死，此方法对组织定位及安全性提出更高的要求。近10年来已由单纯的温热治疗发展到配合腔内手术治疗的热凝固法，再发展到今天的透热治疗的非手术疗法。利用微波对病变组织进行止血，凝固、灼除和消炎，消肿，止痛，改善局部组织血液循环等，达到治疗疾病的作用。

如中国专利ZL200810024956.X的《微波功率及其微波消融治疗仪》及申请号200910234273.1的《微波消融针及其微波消融治疗仪》都是将微波消融天线穿刺针直接插入患者肿瘤部位，将微波能量传送到肿瘤组织内，产生54℃或60 ℃以上的高温，使肿瘤组织在短时间内热凝固坏死。这种介入式治疗方法：第一，穿刺或灼伤正常组织而使病人痛苦大；第二，由于肿瘤病变组织与正常组织联系密切，只监控病灶的温度，在治疗中无法形成理想的与病灶体相吻合的突变温度场，难免损伤正常组织；或病灶组织内的癌细胞不能干净地、彻底地杀灭。

另外市场上现有的日本产三维微波治疗仪MT3D(SL)产品，其特征在间歇模式的基础上追加了三维空间照射(3D模式)的标准装置，其三维模式是指用2个探头对患部同时进行微波照射。MT3D中采用了可避免因输出的相互影响而产生热点的安全装置。连续模式或间歇模式都可实施2个探头的同时照射。通过三维照射可获得治疗效率的提高。通过反相位照射可避免形成热点。此脉冲微波主要利用产生非热效应治疗急性炎症，并达到效果，不适用于治疗各种肿瘤病灶，其治疗时的热场区位置的准确性，以及病灶体与正常组织温度场的突变界面无法精准控制。

中国专利ZL00100162.0如图1及图2，图3，图4，图5，图6已能根据国家GB9706.6-92技术标准微波功率输出≤200W，设计出输出平均功率20W～ 200W范围内充分选择此脉冲幅度进行脉冲输出方式调制输出功率的间断输出，瞬时脉冲输出功率可达到5000W高能量，能穿透人体组织深度16厘米以上的微波治疗仪。

据百度《治疗癌症的那些“神刀”》搜狐健康，2015年06月09日出版的“射波刀”介绍：由美国Varian公司研发的EDGE是迄今为止最有效的无创肿瘤清除技术，其利用特有的FDA于2014年7月21日批准的Calypso GPS for the Body 系统和表面光束监测系统以高达10毫秒的高频率实时动态监测并锁定治疗中肿瘤逃逸，结合新一代IGRT等影像引导技术，利用独有高达2400Mu/min的高强度HD-MLC准直器以亚毫米级的精度，几乎不留残余地消除肿瘤组织。其优点是：1、无创；2、放疗最大剂量率高；3、高精准治疗；4、治疗时间短；5、治疗次数1～5次；6、高效；7、彻底；8、几乎没有副反应。

世界第一台无创肿瘤消除系统EDGE(即增强型数据速率GSM演进技术) 位于美国亨利福特医院肿瘤中心，平均每个患者治疗费用在35万人民币，治疗费用高，且需数次治疗，治疗技术复杂，设备成本高。

传感器技术2004年第23卷第10期的《用热释电红外传感器制作异常体温报警器》设计和制作了超过37.5℃体温就报警的报警器。

本人的中国发明专利申请号201510674053.6的申请中，可以实现无创治疗技术方案中的所述人体正常细胞所耐温度设在40℃的正常组织内的癌症病灶体。

发明内容

本发明的目的是进一步大幅度提高一种非介入式能精确定位的，且与病灶体形完全相吻合的突变温度场，无创伤、无痛苦、干净、彻底、快速、一次性，低成本地对无凹陷表面的颗粒实体的病灶体，进行微波加热的温度值，使治疗效果更好的微波治疗肿瘤的装置。

为达到上述目的，本发明的技术方案是：

第一步，在医生指导下，向癌症患者体内注射显像剂，让患者身体中的病灶体尽量靠近以O点为中心的三维座标ox、oy、oz轴，在这三维座标轴所成的三个面上安装覆金属漏版，利用影像机，通过计算机的键盘鼠标控制刻绘机，分别在覆金属漏版上刻绘出1∶1的三维显像投影三张，并用人工方法将此投影的病灶体阴影部分的金属覆膜揭去，留下带病灶体投影空洞的覆金属漏版，再将此三块覆金属漏版分别放置原投影时的三维空间位置的支架上；同时影像机和计算机测得该维皮肤表面到病灶体的距离，即病灶体加热点的深度，根据该维微波束照射区设定的皮肤表面温度值，微波加热时间，利用已有《微波辐射下的细胞悬液温度变化及其控制算法的研究》的技术，计算出该深度该维微波束照射区皮肤表面所对应的该深度病灶体的加热温度。

第二步，通过控制三维微波发生器的每维流水式轮流微波输出，使其微波经透镜天线折射后，输出的平行微波束与第一步中的病灶体投影方向相反，将各维微波束分别穿过各自相互垂直的覆金属漏版上的空洞及夹水层，其中夹水层用于吸收多余被覆金属漏版反射的微波能量，穿过空洞后的微波束，再穿透各自照射的病灶体的该维皮肤表面，当该表面人体皮肤温度升高后的温度达到设定的人体正常细胞所耐温度值时，由温度传感器控制电路自动切断该路的微波辐射，这样三维的微波从相互垂直的三个方向上照射病灶体的三个面，在病灶体上形成与之相吻合的三维微波聚交汇合的高温区。理论上，加热数分钟，或数十分钟，或更长一段时间后，如果每维微波能使该方向人体组织由36.5℃温升5.5℃，即三维聚交汇合处的病灶体温度最少也要升高5.5℃×3＝16.5℃，即达到36.5℃+16.5℃等于53℃，而53℃足以杀灭该病灶体内的癌细胞，因为癌细胞只耐43℃温度；而处于不重叠的每维微波束辐射范围内的人体正常细胞和皮肤温度控制在36.5℃+5.5℃＝42℃，在人体正常细胞所耐温度以内，从而保证了正常细胞组织的安全，其特征在于：人体正常细胞所耐温度值设定为40℃～43 ℃之间，不包括40℃，但包括43℃的某一值。

以上本发明微波治疗的装置，由以下的微波发生器、透镜天线、夹水层、覆金属漏版、皮肤温度传感器及控制器、流水切换三维微波辐射器顺序控制电路，以及病灶体投影机、计算机、刻绘机部分组成。

其中微波发生器采用专利号ZL 00100162.0已有技术，由直流稳压电源分别连脉冲调制器、功率调节器，主控电源连高压电源，输出网络，功率调节器，调制器连输出网络，微波源连高压电源，传输网络，传输网络连辐射器，能产生间歇瞬时输出脉冲功率500～5000W高能量微波穿透人体组织深度16cm以上，产生温热效应，为本发明的三维微波束穿透病灶体提供能量来源。

透镜天线，由辐射器和凸透镜组成。当微波波长小于物体的尺寸时，微波的传输特性会与几何光学的特性相似，其传播路径近于直线，因而微波具有光的特性，因此可将点发射的微波辐射器置于凸透镜的焦点上，通过凸透镜向外发射出平行微波束即平面波，该平行微波束为通过覆金属漏版向病灶体的一面照射做准备。

平行微波束再通过凸透镜到达覆金属漏版时，一部分微波被金属覆膜挡回来，为防止反射回来的微波方向聚焦毁坏仪器，所以这里设置一个能通过微波的夹水层容器，用水来吸收和过滤反回的微波能量。

覆金属漏版由可穿透微波的非金属硬质板上覆盖一层如锡箔之类的金属膜用不干胶粘贴而成的，刻绘机可在此三块每维覆金属漏版上刻绘出病灶体的投影，人工揭去病灶体投影阴影部分，再放回各自投影时的三维空间位置的支架上，以便治疗时三维微波的定位、定形穿透，最后正好吻合落在病灶体上。

皮肤温度传感器最好选用热释电红外传感器，其晶体材料，当受热时温度升高，在晶体两端产生数量相等符号相反的电荷，晶体冷却时电荷符号与温度升高时相反，这种电极化现象为热释电效应。当传感器所测温度小于或等于人体正常细胞所耐温度时，温度控制器的触点不动作；当所测患者处于单维微波照射区的皮肤温度大于人体正常细胞所耐温度，即能杀死正常组织的细胞温度时，立即切断该方向的微波输出，从而保护正常组织细胞。

流水切换三维微波辐射器顺序控制电路，采用先进的节日彩灯电脑程序专用集成电路SH-804，实行对三维微波输出继电器的控制，以控制其三个输出触点的流水式轮流接通、断开，以保证三维微波轮流辐射病灶体。

病灶体是通过医生向患者身体注射病灶显像剂。显像剂种类较多，如PET 显像剂，中药显像剂，脑胶质瘤正电子显像剂，天化殪癌细胞更新剂，PET/CT 肿瘤靶向分子显像剂等，都是已有成熟技术，不复述。注入显像剂后，就可通过影像机摄像，并按1∶1的比例在计算机键盘，鼠标的控制下，通过刻绘机在覆金属漏版上刻绘出病灶体的三维投影漏版，人工揭去病灶体投影的阴影部分，再放回原投影时的三维空间支架位置。

治疗时，当三维微波输出都被切断时，即微波发生器输出指示为“零”时，三维皮肤温度传感器都达到设定的人体正常细胞所耐温度时，治疗结束，并报警。

治疗时应注意：为保证病灶体投影，刻绘覆金属漏版时，与微波漏版束照射治疗时的位置准确性，必须保证患者病灶体前后时间内不能变位或移动，如果在治疗如肺、胃上的病灶时，必须休克使病灶体静止。

本发明在治疗过程中，处于每维微波束照射的低温区范围内的人体皮肤或正常细胞组织内的水分子极性的变化是180°直线高速换极变化，其加温区为每维不重叠的，故为低温区。而处于三维微波相互影响，相互重叠聚交汇合而形成的热场高温区范围内的人体病灶体内的水分子极性变化为：分别在作180°直线高频率换极变化时，再间歇轮流；或不轮流沿x轴、y轴、z轴方向在三维空间内高速换向或不换向变化，其三维加温区为交汇重叠的，故形成热场高温区。

本发明一种微波治疗肿瘤的装置可以对任意无表面凹陷形状的病灶体进行微波治疗，由于采用了以上技术，使病灶体与正常组织之间温度场特变界限清晰，易控制。因为只要控制覆金属漏版图案，及位置范围就可以达到精确定位，干净、彻底地、快速地治疗的目的，而控制病灶区温度，只要控制好正常组织或皮肤的温度，就可以控制治疗病灶体的温度，而这些控制都是自动控制的，所以治疗更安全，易控制；采用非介入式低温透热治疗，使病人无痛苦，其治疗设备结构简单，费用低，且一次性杀灭病灶体内癌细胞，无逃逸，不仅用于治疗恶性肿瘤，还可以用于治疗病变组织的止血，凝固，灼除和消炎，消肿，止痛及各种微波理疗。

本发明提供了将单维微波照射区的正常细胞组织温度扩大到40℃～43℃，不包括40℃，但包括43℃，进一步提高了三维微波照射区的病灶体的温度，从而使治疗效果更好的装置。

附图说明

图1是已有技术微波源即微波发生器的电路结构方框图。

图2是图1中脉冲调制器线路图。

图3是图1中功率调节器的线路图。

图4是图1中的指示灯线路图。

图5是图1中指示灯线路的一个反射器线路图。

图6是图1中的指示灯线路的另一个反射器线路图。

图7是本发明人体内病灶体通过影像机，计算机控制刻绘机在覆金属漏版上的投影刻绘制作原理图。

图8是本发明治疗时的微波辐射器，透镜天线，覆金属漏版，病灶体位置三维工作原理结构图。

图9是本发明结构方框图之一，虚线方框内为己有技术。

图10是本发明结构方框图之二。

图11是本发明流水切换三维微波辐射器辐射顺序控制电路图。

图12覆金属漏版、病灶体与三维支架的位置图。

图13是热释电传感器内部接线图。

图14是热释电红外传感器体温报警、断电控制工作原理图。

图15是体温报警、断电控制执行电路图。

图16是三路温度控制接点串联后控制治疗仪治疗结束的报警接点图。

图17是夹水层x、y、z的结构示意图。

图18是图17的侧视图。

图19体积分数为0.18时细胞悬液的介电参数

图20加热1分钟的温度分布

图21加热2分钟的温度分布

图22加热3分钟的温度分布

图23加热4分钟的温度分布

图24加热5分钟的温度分布

图25加热6分钟的温度分布

图26区域内最高温度随时间的变化关系

图27区域内温度差随时间的变化关系

图28加热1分钟的温度分布

图29加热2分钟的温度分布

图30加热3分钟的温度分布

图31加热4分钟的温度分布

图32加热5分钟的温度分布

图33加热6分钟的温度分布

图34区域内最高温度随时间的变化关系

图35区域内温度差随时间的变化关系

图36加热1分钟的温度分布

图37加热2分钟的温度分布

图38加热3分钟的温度分布

图39加热4分钟的温度分布

图40加热5分钟的温度分布

图41加热6分钟的温度分布

图42区域内最高温度随时间的变化关系

图43区域内温度差随时间的变化关系

图44h_c＝5w/m·℃，加热6分钟的温度分布图

图45h_c＝10w/m·℃，加热6分钟的温度分布图

图46h_c＝15w/m·℃，加热6分钟的温度分布图

图47h_c＝20w/m·℃，加热6分钟的温度分布图

图48区域内最高温度随h_c的变化关系

图49区域内温度差随h_c的变化关系

图50 PID控制器系统原理框图

图51 K_p T_i T_d的选取范围

图52控制程序的流程图

图53加热1分钟的温度分布

图54加热10分钟的温度分布

图55加热30分钟的温度分布

图56加热60分钟的温度分布

图57加热90分钟的温度分布

图58加热120分钟的温度分布

图59区域内最高温度随时间的变化关系

图60区域内温度差随时间的变化关系

图中：1、平行于x轴向的辐射器

2、平行于y轴向的辐射器

3、平行于z轴向的辐射器

4、病灶体

5、fx为光轴平行于x轴的透镜天线凸透镜的焦点。

6、fy为光轴平行于y轴的透镜天线凸透镜的焦点

7、fz为光轴平行于z轴的透镜天线凸透镜的焦点

8、垂直于x轴覆金属漏版

9、垂直于y轴覆金属漏版

10、垂直于z轴覆金属漏版

11、覆金属漏版的三维支架槽

12、皮肤

13、病灶体在垂直于yoz面方向即在平面BDCO覆金属漏版上的投影

14、病灶体在垂直于xoz面方向即在平面CEAO覆金属漏版上的投影

15、病灶体在垂直于xoy面方向即在平面AFBO覆金属漏版上的投影

16、待通过透镜22的x方向微波束

17、待通过透镜23的y方向微波束

18、待通过透镜24的z方向微波束

19、穿过垂直于x轴漏版后的微波漏束

20、穿过垂直于y轴漏版后的微波漏束

21、穿过垂直于z轴漏版后的微波漏束

22、光轴平行于x轴的透镜天线的凸透镜

23、光轴平行于y轴的透镜天线的凸透镜

24、光轴平行于z轴的透镜天线的凸透镜

25、单维微波束照射的低温区

26、三维微波束相互影响相互重叠而形成聚交汇合处的高温热场区

27、温度突变分界面，即正常细胞组织与病灶体表面的分界面

28、影像机

29、浸水布层

30、微波发生器

31、刻绘机

32、计算机

33、显示器

34、键盘或鼠标

35、主控电源

36、传输网络

37、电源

38、病灶体在zoy面上的投影轮廓线

39、病灶体在xoz面上的投影轮廓线

40、病灶体在yox面上的投影轮廓线

41、光轴平行于x轴透镜天线

42、光轴平行于y轴透镜天线

43、光轴平行于z轴透镜天线

44、位于透镜与漏版之间的x方向平行微波束

45、位于透镜与漏版之间的y方向平行微波束

46、位于透镜与漏版之间的z方向平行微波束

47、影像机沿-x轴病灶在BDCO平面上的投影方向

48、影像机沿-y轴病灶在CEAO平面上的投影方向

49、影像机沿-z轴病灶在AFBO平面上的投影方向

50、覆金属漏版的骨架，由微波可穿过的板材制成

51、覆金属漏版的金属层

52、病灶体显像剂

53、正常细胞组织

54、热释电红外皮肤温度传感器

55、温度控制器

56、人体

57、夹水层x

58、夹水层y

59、夹水层z

60、ZJ_x为x路流水控制常开触点ZJ_x1的继电器

61、ZJ_y为y路流水控制常开触点ZJ_y1的继电器

62、ZJ_z为z路流水控制常开触点ZJ_z1的继电器

63、三维支架上的槽

64、调制盘

65、放大器

66、滤波器

67、加法器

68、比较器

69、温敏二极管

70、慢速电机

71、温度补偿器

72、外壳

73、硅窗口

74、夹水层容器外壳

75、夹水层容器中所盛的水

76、夹水层容器的口

77、容器盖或塞

78、汽泡海绵

R′：高值电阻器

D′：漏极

S′：源极

E′：地极

KJ_x：x路温度控制继电器

KJ_y.y路温度控制继电器

KJ_z：z路温度控制继电器

VT：三极管

VD：二极管

KJ_x1：x路温度控制继电器的常闭触点M_x，N_x

KJ_x2：x路温度控制继电器的常开触点p_x，q_x

KJ_y1：y路温度控制继电器的常闭触点M_y，N_y

KJ_y2：y路温度控制继电器的常开触点p_y，q_y

KJ_z1：z路温度控制继电器的常闭触点M_z，N_z

KJ_z2：z路温度控制继电器的常开触点p_z，q_z

a、b为KJ_x2、KJ_y2、KJ_z2三个常开触点的串联后接点

T_x：测量x路微波照射的皮肤上温度的传感器

T_y：测量y路微波照射的皮肤上温度的传感器

T_z：测量z路微波照射的皮肤上温度的传感器

具体实施方式

图1中的直流稳压电源线路通过桥式整流后，又通过IC₆稳压器稳压，再通过二级π型滤波网络后，把非常稳定的电压5V直流电压供应给IC₃、IC₄、IC₅。

图2中，脉冲调制器是由脉冲发生器IC₁的3端通过R₄₃和光电隔离器IC₂的1端相连及连接一些元器件组成。其中，IC₁的和R₄₁(10K-300K)R₄₃(10Ω -1KΩ)，3端相连，IC的2，6端相连并通C₁(1-100MF)接地，通过C₂ (0.0001-0.1MF)接地，1端直接接地，IC₁的4，8端和R₄₁，R₄₂(100K-10M) 相连后接5V电源；7端和D₁₁正端连后和R₄₅中间抽头接电位器。R₄₅(100K-10M)的两端分别与R₄₂，R₄₄端相连；D₁₁负端和D₁₂正端相连后与IC₁的6端连。

R₄₄(0.5-10K)一端接D₁₂的负端，IC₂的2端接地，5端接+5V电源，+5V 电源有C₃(1-100M)C₄(0.001-0.1MF)滤波电容，IC₂的4端和R₃₇(100Ω-10K Ω)R₄₆一端接连，R₃₇另端接地：R₄₆(100Ω-10KΩ)另端接高速开关管T₁基极；T₁集电极接电源，T₁发射极接输出网络并通过R₄₈(10Ω-100Ω)接地。

微波治疗仪的脉冲调制器，是产生微波脉冲的根源，是通过IC₁，集成电路产生可变脉冲宽度的脉冲信号，改变脉冲宽度是通过R₄₅可调电位器，由于脉冲源抗干扰能力差，因此采用IC₂光电隔离器，使经过一次光电转换，完全切断通电干扰，再通过T₁高速开关管产生脉冲电流，再经过输出网络送到主控电源的变压器。

输出网络是通过T₁高速开关管产生的电流脉冲，进行整形后，进入固体开关器件，并通过RC形成输出网络，把高压脉冲送往主控电源，再通过高压电源把脉冲高压电源送往磁控管阴极上，形成脉冲微波振荡源。高压电源是由高压变压器，桥式整流，阻容滤波组成的线路。

图3中，功率调节器即功率档选择是通过显示器屏幕上展示的10个窗口图标，选择其中之一后，通过程序指令进入计算机总线，再通过治疗仪控制板上 IC₃和IC₄打开其中之一的双向可控硅通路，接通主控电源(即是多抽头的初级及次级组成的变压器)相应的初级抽头，完成一次换档动作，如需加大或减小微波功率，可灵便更换档位，完成更换双向可控硅通路。功率调节器是由锁存器IC₃连接8路驱动器IC₄再连8路双向可控硅通路组成的。

图4，图5，图6中，微波治疗仪面板上有8个功率换档指示灯，是和显示器展示的窗口图标是相对应的。即IC₄中的PUR_1-8接IC₅的PUR_1-6和图5，图6 的PUR_7-8。通过观查面板指示灯也可确定微波输出功率在那一个档位上。它的工作原理是通过IC₄的输出端，直接接入6反相器，其余两位通过分立器件来完成即图5图6，再通过IC₅驱动8个发光二极管，那只发光二极管发光，表明微波治疗仪在那个功率档位上。销存器IC₃，8路驱动器IC₄，6路驱动器IC和相应的分立器件和发光二极管有专用的直流稳压电源供应。

微波治疗仪的微波部分是治疗仪的核心，例如可用2450MHZ，也可用 915MHZ或433MHZ的微波脉冲磁控管，产生微波，微波的产生是通过脉冲激荡起来的旋转辐射电子流，通过多腔谐振再通过耦合环，把微波能量施放，通过微波传输网络，也就是通过微波元件如微波衰减器起到微波缓冲提高传输性能，然后通过微波方向耦合器起100∶1的耦合孔再经分支同轴再经微波检波器把微波振荡中的脉冲波形重现出来，能有效的监视微波功率输出质量。

微波辐射器是微波治疗仪的关键部件，通过磁控管产生的微波能量经过传输网络，再通过辐射器直接作用在人体的治疗部位，因此辐射器的传输特性，方向性、能量衰耗指标都很重要，其中最关键的高频电缆要求微波损耗要小，并保证中间传输特性阻抗变化小，使微波能量无衰减的传输到辐射器。(辐射器是由振子和反射器组成的)

脉冲调制器产生的脉冲宽度变化通过功率调节器的调节加到主控电源的变压器初级使高压电源电压变化，从而使微波源的瞬时峰值变化，可以在辐射器测得输出20-200W的平均功率。

图7中ox、oy、oz分别为相互垂直的三维空间座标，覆金属漏版的三维支架11的原点正好与座标原点重合，三维支架11的支架正好与x、y、z轴相重合，其支架的槽用于插入和固定相对应的三维覆金属漏版8、9、10在医生指导下将患者人体中的病灶体4尽量同时靠近由平面BDCO，平面CEAO和平面AFBO 组成的以O点为共同相交接点的三维空间座标的覆金属漏板8、9、10。病灶体 4通过注入(癌细胞)病灶显像剂52，由影像机28(如B超、CT、X光或MRI等手段)显像，这都是已有的成熟技术。

本发明不同的是，将这些病灶体4的二维显像从垂直于yoz面，即在平面 BDCO覆金属漏版上，沿-x轴方向47，按1∶1大小投影，并将此投影的病灶体4 阴影部分13人工揭去，从而留下三维空间位置上的垂直于-x轴的金属漏板8；病灶体4从垂直于xoz面，即在平面CEAO覆金属漏板，且沿-y轴方向48按 1∶1大小投影14，并将此投影的病灶体4阴影部分14人工揭去，从而留下原三维空间上的垂直于-y轴的覆金属漏版9；再将病灶体4从垂直于xoy面，即在平面AFBO覆金属漏版上，且-z轴方向49按1∶1大小投影15，并将此投影的病灶 4阴影部分15人工揭去，从而留下原三维空间位置上的垂直于-Z轴的覆金属漏版10。病灶体4在三个相互垂直的覆金属漏版8、9、10上的投影边缘轮廓线为 38、39、40，刻绘漏版图8、9、10分别以影像机1∶1的病灶体4的平面投影图为依据，由人工控制计算机32的键盘或鼠标34，通过计算机32控制刻绘机31，将来自影像机28的病灶体4的影像信号传给刻绘机31，在各维的覆金属漏版上分别刻绘出各自方向上的病灶体4的投影阴影图案，再分别放置于垂直于x轴，y轴，z轴漏版的三维支架11的支架槽63内，即恢复投影时的原位置。覆金属漏版8、9、10也可直接为金属版，用激光雕刻机刻绘病灶体4的投影为空洞的漏空版。

图8中，分别平行于x轴、y轴、z轴的透镜天线41、42、43都是已有技术，在厘米波段，透镜能使放在透镜焦点上的点光源辐射出的球面波，经过透镜折射后变为平面波，这里将平面波称为平行的微波束，便于叙述和理解，透镜天线就是利用这一原理制作而成的。在本发明中，由平行于x轴向，y轴向， z轴向的辐射器1、2、3分别处于凸透镜22、23、24的焦点f_x、f_y、f_z上组成三个相互垂直的三维透镜天线41、42、43.

本发明所不同的是将三张各维的覆金属漏版8、9、10分别插入投影摄像时的原漏版的三维支架槽63内，由辐射器1、2、3辐射出的微波束，即将通过透镜22、23、24的x、y、z方向微波束16、17、18经凸透镜折射后，为位于透镜于覆金属漏版之间的x、y、z方向平行微波束44、45、46即平面波，且这三维微波束相互垂直，并且微波束方向与图2中的影像机28的各维投影方向相反，在病灶体4上得到精确通过垂直于覆金属漏版8、9、10漏空部分的三束相互垂直的平行微波束，即穿过垂直于x轴、y轴、z轴覆金属漏版后的微波束19、20、 21，首先分别照射、穿过和加热各自对应的单维微波照射区的皮肤12，再穿过和加热各自对应的单维微波束照射区的正常细胞组织53，使皮肤12、正常细胞组织53处于单维微波束照射的低温区25；从x、y、z三个相互垂直的方向上各维微波相聚交汇合形成三维微波相互影响，相互叠加聚合而形成的高温热场区 26，高温热场区26与病灶体吻合重叠覆盖，高温热场区26的外表即温度突变分界面27，也就是正常细胞组织53与病灶体4表面的部分界面27，理论上，如果在温度突变分界面27内部的病灶体4内形成每维微波束照射后组织增加5.5 ℃，三维微波交汇处的病灶体的温度即增加5.5℃×3等于16.5℃的温度，也就是说病灶体4的温度可达到36.5℃+16.5℃等于53℃，因53℃大于肿瘤细胞的最高存活温度43℃，所以能杀死肿瘤细胞，使病灶体4死亡；另一方面，正常细胞组织53及皮肤12的温度仍控制在不重复聚交汇合的一维微波照射下的低温区，温度为36.5℃+5.5℃等于42℃，在人体正常细胞所耐温度43℃以下。而当每路正常细胞组织53或皮肤12的温度传感器54所测温度超过人体正常细胞最高存活温度43℃时，如图4或图5中说明，切断该路微波发生器30的电源，或微波输出，从而停止对人体56的微波加热，以保证人体56内的正常细胞组织 53或皮肤12的安全。

而实际上处于单维微波照射低温区皮肤12的表面温度，与该维微波照射加热后病灶体4的实际温度存在着温差，这一点可以依据已有技术广西大学硕士学位论文《微波辐射下细胞悬液温度变化及其控制算法的研究》，由该单维微波照射区皮肤表面温度、加热时间计算得到相对应的垂直深度的被加热的病灶体的温度，具体计算方法见后面所述。

为防止照射到漏空之外的覆金属漏版的覆金属51部分挡回来的微波，也就是没有从漏版空洞漏出的那部分微波束再返回聚焦到凸透镜焦点上，而造成高温毁坏本装置，采取两种方案，以吸收多余不要的返回的微波束能量。第一：在焦点f_x、f_y、f_z上或焦点分别与透镜22、23、24之间加一层与透镜平行的透明玻璃夹层容器或其它能使微波束通过的夹层容器，其容器内注入水的夹水层57、 58、59，或设有浸水布层29。第二，也可以在透镜22、23、24分别与覆金属漏版8、9、10之间，加设一层与覆金属漏版8、9、10平行的夹水层57、58、59，或浸水海绵层。

图9中，由三路独立的连续的微波发生器组成；或由三路每路分别接入三相四线制的电源，每路相线与零线之间的电压是～220V，相位相差120°，所以这三路微波发生器分顺序不轮流或轮流分别使平行于x、y、z轴的辐射器1、 2、3，辐射微波，使病灶体4内的水分子的极性不断变化，形成高温热场区26，从而加热病灶体4；而每维不重叠微波束的辐射的低温区25的皮肤12，正常细胞组织53的温度通过皮肤温度传感器55的T_x、T_y、T_z，实行皮肤温度控制电路的常闭触点KJ_x1、KJ_y1、KJ_z1的控制，当温度超过所设定的人体正常细胞所耐温度为40℃～43℃之间，不包括40℃，但包括43℃时的某一值时发出指令变为常开触点，切断该路微波发生器的电源，从而停止该路微波的辐射，也就停止对该方向微波对人体56的照射加热，以达到保护皮肤12及正常细胞组织53的安全。图中病灶体4通过注射病灶显像剂52，由影像机28，可以是B超，X光或MRI等手段显像，通过键盘或鼠标34，在计算机32上设定病灶体4在zoy 面，xoz面，yox面上的投影轮廓线38、39、40，并连接刻绘机31，向刻绘机31发送刻绘病灶体4投影信息，由刻绘机31分别刻绘出垂直于x、y、z轴的覆金属漏版8、9、10，再人工将漏版中病灶体4的阴影部分揭去，将覆金属漏版按原三维空间位置分别插入摄像时各自的三维支架11的固定槽63内。电脑显示器33为直观制作覆金属漏版8、9、10用。

图10中，采用三组微波发生器分三维连续工作；或采用一组微波发生器连续工作，分时由流水切换三维微波辐射器按顺序分别控制电路中的ZJx、ZJy、 ZJz三个继电器的ZJ_x1、ZJ_y1、ZJ_z1触点，分别流水控制平行于x轴、y轴、z轴的辐射器1、2、3辐射出微波，由皮肤温度传感器54的T_x、T_y、T_z控制温度常闭触点KJ_x1、KJ_y1、KJ_z1，当皮肤12温度超过设定的人体正常细胞所耐温度为40 ℃～43℃之间，不包括40℃，但包括43℃时的某一值时发出断电指令，该路的常闭触点变为常开触点，切断该路微波传输网络，停止对该方向的人体56的微波加热，从而保护该方向每维微波束的照射低温区25内的皮肤12和正常细胞组织53的安全。流水切换三维微波辐射器顺序控制电路的解释见图6的说明，其它工作原理见图3和图4说明。当3路温度传感器54的T_x、T_y、T_z都达到设定的人体正常细胞所耐温度为40℃～43℃之间，不包括40℃，但包括43℃时的某一值后，发出断电指令后，分别切断串联在微波发生器30输出线路中的温度控制触点KJ_x1、KJ_y1、KJ_z1，即输出指示均为零时，病灶体4的温度达到癌细胞所耐最高温度43℃，超过病灶细胞的活存温度，治疗结束。

图10中每路皮肤温度控制器55的常闭触点KJ_x1、KJ_y1、KJ_z1，，都分别与该路的流水切换三维微波辐射器顺序控制电路中的ZJ_x1、ZJ_y1、ZJ_z1控制触点相串联。

图11中，IC采用的节目彩灯电脑程序专用集成电路SH-804，是大规模 CMOS集成电路，具有顺流水、倒流水等多种循环变化方式和变化速度，其外围电路除提供电源，同步信号之外，其他控制电路均集成在IC内部，使电路大大简化；图中～220V交流电经VD1～VD4桥式整流，R₃限流，VDz稳压，C₁滤波，形成5V左右的直流电压，加到集成电路第10脚，作为供电电源。同步信号直接取自交流电源端，220V交流电压经限流电阻R₁加到IC第1脚作同步用。R₂是IC的外接振荡电阻，改变R₂的值可以改变循环变化速率。第3，4，5 脚输出的3路控制信号经电阻R₄，R₅，R₆分别加到晶闸管VT₁，VT₂，VT₃的控制极，改变其导通角，以控制ZJ_X，ZJ_Y，ZJ_z三路继电器的吸合顺序和吸合时间。第9脚接按钮开关SB，SB是顺序控制选择开关，可选择流水式定时切换方式，流水切换ZJ_X1，ZJ_Y1，ZJ_z1的接通，而使人体56从三维方向轮流进行微波加热。

图12中，覆金属漏版8，9，10按图中箭头所示的三维方向分别插入三维支架11的槽63内，三块覆金属漏版8，9，10互相垂直，三维支架11的三维交点正好为三维座标的原点O，每二维的平面相交线分别为ox轴，oy轴，oz 轴，图中箭头所指方向为三块覆金属漏版8，9，10插入三维支架槽63的方向，要求在投影或治疗时插入的正反、方向一致，且插入要紧密配合，无松动，到位；病灶体4的三维投影要求都能落在这三块覆金属漏版8，9，10上。

图13中，温度传感器54包括测量x、y、z三路微波照射的皮肤上温度的传感器，最好选择这种热释电红外体温计，如采用LN-206P热释电型红外温度传感器，由于人体不同的体温会辐射出不同波长的红外线，根据这一生物、物理原理制成的红外线体温计具有测温响应速度快，测量准确，方便安全，非接触测量的优点。该测温计接收人体发射出的红外线，使之转换成电压信号，红外线由菲涅耳透镜，辐射某些晶体材料，当其受热时温度升高，在晶体两端产生数量相等符号相反的电荷；晶体冷却，则反之，这种热释电效应的传感器是一种高阻抗的器件，容易引入噪声，所以与它相连的前置放大器的第一级必须采用高输入阻抗R、低噪声的场效应晶体管，并把它封装在热释电探测器管壳内，降低噪声，防止振动的外界影响，图中D′为漏极，S′为源极，E′为地极， 73为硅窗口。

图14中，热释电红外体温度传感器的光学系统为一个固定位焦距的透射系统。物镜为硅透镜的硅窗口73，安装时保证使红外传感器的光敏面落在透镜的焦点上，待测物体的红外辐射经光光学系统聚焦后经过调制器64和滤光片会聚在探测器上，将热释电传感器固定在外壳72内，前面加调制盘64，调制盘由频率为1Hz的慢速电机70带动旋转，对入射的红外辐射进行斩光，将恒定或缓变的红外辐射转换为交变辐射。与敏感元件装在一起的温敏二极管69，用来进行温度补偿，硅窗口73对准被测人体56的皮肤12以便接收1Hz的红外辐射，传感器通过D′，S′，E′三极输出的温度对应的电压信号，经电容耦合到放大器65的闭环增益23～24dB，同时，放大器65还兼做高通滤波器其截止频率为0.3Hz。滤波器66是一个低通滤器，其闭环增益约为1dB，其截止频率为7Hz。放大器65和滤波器66分别把低于0.3Hz高于7Hz的信号滤掉，使输出的信号仅是经过调制器调制的1Hz红外辐射信号。

温度补偿部分由温敏二极管69和温度补偿器71的放大器组成，它检测调制器的温度，利用温敏二极管69的非线性作温度补偿。加法器67的作用是将信号电压与温度校正部分的输出进行加法计算。使用时，可在被测源为设定的人体正常细胞所耐温度为40℃～43℃之间，不包括40℃，但包括43℃时的某一值时调节放大器65输出端的电位器和变阻器，使滤波器66的输出为3V；在环境温度下，调节温度补偿器71同相端的电位器和变阻器，使温度补偿器71的输出为1V。因为加法器67是一个同相加法器，且其增益为2，故对于二端输入电路，其输出电压为V₀＝3V+1V＝4V。

比较器68为电压比较器，调节电位器使反相端电压为4V。被测量皮肤低于设定的人体正常细胞所耐温度为40℃～43℃之间，不包括40℃，但包括43℃时的某一值时，加法器67输出电压小于4V，同相端电压低于反相端电压，比较器68输出低电平；当皮肤12的温度大于设定的人体正常细胞所耐温度为40 ℃～43℃之间，不包括40℃，但包括43℃时的某一值时，加法器67输出电压大于4V，同相端电压高于反相端电压，比较器翻转，输出高电平，发出断电信号。

图15中，当图14中该x路所测温度超过设定的人体正常细胞所耐温度为 40℃～43℃之间，不包括40℃，但包括43℃时的某一值时，发出高电平的断电信号输入图中VT的基极时，VT管偏置电压升高并导通，执行机构继电器KJ_x动作吸合，常闭点KJ_x1断开，M_x，N_x不通，切断该路的微波输出；同时常开触点KJ_x2闭合，P_x，q_x导通。

y路、z路温度控制原理与图15类同，不再叙述。

图16中，当x，y，z三路相同温度值设置的温度控制执行机构继电器KJ_X， KJ_Y，KJ_Z都动作，其三个常开触点KJ_X2，KJ_Y2，KJ_Z2都吸合，三个常开触点串联后的a，b两点被接通，从而接通治疗结束的蜂鸣器报警电路，即接通蜂鸣器的电源，报警，治疗结束，人工关闭所有电器设备的电源。

理论上，如将x，y，z三路相同温度值都设定为人体正常细胞所耐最高温度43℃时，温度控制执行机构继电器KJ_X，KJ_Y，KJ_Z都动作，它们的单维微波照射皮肤的初始温度都是36.5℃的话，那么每路皮肤表面的温度就升高了43℃ -36.5℃等于6.5℃，三路微波照射使病灶体理论上如果不计损耗的话就升高了 19.5℃，也就是使病灶体温度达到36.5℃+19.5℃＝56℃。

同理，如果单维微波皮肤温度为36.5℃，微波照射后，每维微波使病灶体理论上升高3.5℃以上，皮肤温度就升高为40℃以上，三维微波照射下的病灶体温度升高10.5℃，也就是为36.5℃+10.5℃等于47℃。

由上两例可知：理论上，如果不计热损耗的话，单维微波照射区的皮肤温度的范围为由对比文件申请号201510674053.6一种微波治疗方法及其装置中的 40℃提高到40℃～43℃之间，不包括40℃，但包括43℃，三维微波照射区的病灶体的温度就是47℃～56℃，可见：单维微波照射区的正常细胞组织的温度扩大到40℃～43℃，三维微波加热区的病灶体就由47℃升高到56℃，比对比文件中的病灶体加热后达到的45℃左右有了大幅度提高，病灶体的温度超过癌细胞所耐最高温度43℃，越高，越利于杀灭癌细胞，从而使微波治疗效果更好，实现了本发明的目的。

图17中从夹水层容器外壳74的口76中注满水75，容器口76在水的上方，可以口朝上，不封口；也可以在容器外壳74的颈内放置一个足够大的气泡海绵 78后，将容器口76用盖或塞77封死，以便于水的热胀冷缩用。该扁平的夹水层包括x、y、z路能吸收过滤多余的被覆金属版8、9、10反射回来的无用的微波束能量，吸收多余微波能量后的水，水温略高，可以在夹水层容器外壳74内流动，以达到热平衡。夹水层容器外壳74应尽量设计得很薄，以免影响和消耗有用的到病灶体4的微波照射能量。

本发明一种微波治疗肿瘤的装置，通过三维微波照射病灶体，不但能够对深层肿瘤进行加热，而且可通过影像机和计算机测得的该维皮肤表面到病灶体的距离，即病灶体加热点的深度，根据该维微波束照射区设定的皮肤表面温度值，微波加热时间，即微波发生器加热工作的时间，微波辐射的功率，细胞体积分数，细胞悬液容器，表面对流换热系数对温度值变化和公布不均匀性的影响，根据广西大学陈妮的硕士学位论文《微波辐射下细胞悬液温度变化及其控制算法的研究》中的第四章微波辐射下细胞悬液温度值变化和分布影响因素研究，及第五章微波辐射下细胞悬液温度控制算法研究可计算和控制病灶体的实际温度值。

下面引进该论文的部分内容：

4.1引言

第三章的研究结果表明：微波辐射下细胞悬液中温度值的分布是不均匀的，且悬液表面温度比内部温度高。温度值分布的不均匀性，给目前微波辐射外周血干细胞体外净化过程的温度检测和控制带来很大困难。是目前不能对净化物中的肿瘤细胞有效灭杀，同时最大限度保护正常干细胞免受伤害，进而提高净化率的主要原因之一。可见影响微波辐射自体外周血干细胞体外净化率的要素有：(1)悬液内部温度值分布的不均匀性；(2)悬液内部每一点温度值大小的变化。细胞悬液中的温度值分布越均匀，越易于对其进行检测和控制，同时将有助于提高微波辐射的净化率。影响微波辐射下细胞悬液中温度值分布不均匀性和变化快慢的因素有哪些？这是值得进一步研究的重要问题。

本章将在前面研究的基础上，进一步探讨细胞体积分数、微波辐射功率、细胞悬液容积、表面对流换热系数对温度值变化和分布不均匀性的影响。为医学研究和临床应用提供有意义的参考结果。

4.2微波辐射下细胞悬液温度值变化和分布影响因素研究

微波辐射下，影响细胞悬液中温度值变化和分布不均匀性的因素有哪些？影响程度如何？下面将逐一进行研究探讨。

4.2.1细胞体积分数对温度值变化和分布的影响

细胞的体积分数是指：悬浮体系中所有细胞的体积之和与悬浮液的体积之比。如第二章讨论：细胞的体积分数发生改变时，细胞悬液的等效介电常数和等效电导率也会发生改变，从而影响细胞悬液中电磁场的分布，进而引起细胞悬液中温度的改变。因此，细胞体积分数是影响温度值的一个因素。为避免细胞出现粘连、融合的情况，本文讨论的细胞体积分数小于0.2。

周围空气、细胞悬液的初始温度设置为10℃，微波入射功率为300W，细胞悬液的容积为109.22cm×54.61cm×54.61cm，空气与细胞悬液交界处的对流传热系数hc设为10W/m·℃下面在初始温度、微波入射功率、细胞悬液的容积、对流传热系数％均相同的条件下，对体积分数为0.18和0.12时细胞悬液的温度值变化和分布进行比较。体积分数为0.12的细胞悬液的温度值变化和分布情况在第三章中已作详细的分析计算。

以下计算体积分数为0.18的细胞悬液的温度值变化和分布。计算中使用的物质介电参数如图19所示。

加热1-6分钟的温度值变化和分布如图20至25所示。图中横坐标表示x方向的网格数，纵坐标表示z方向的网格数，每个网格长度为0.00182m；图中的曲线为温度的等值线，曲线上的数值为温度值的大小，单位为℃。

从图20至25可以看出，激励源附近的温度值较高，远离激励源的温度值较低，随着加热时间的增大温度值逐渐升高。悬液中温度值的分布呈现不均匀性。对比第三章中体积分数为0.12的细胞悬液的温度分布图，可以发现，温度值的变化和分布均相近。

加热0-6分钟，两种不同体积分数下整个区域内的最高温度值随时间变化的关系和最高温度与最低温度差随时间变化的关系，分别如图26和27所示。在图26中：横坐标表示时间，单位为分钟；纵坐标表示区域内最高温度值，单位为℃。在图27中：横坐标表示时间，单位为分钟；纵坐标表示区域内的最高温度与最低温度差，单位为℃。

从图26和27可以看到，两种不同体积分数的曲线接近重合。由此可见，在所设定的体积分数范围(＜0.2)内，体积分数对温度值变化和分布均影响不大。

4.2.2微波辐射功率对温度值变化和分布的影响

周围空气、细胞悬液的初始温度设置为10℃，细胞体积分数为0.12，细胞悬液的容积为109.22cm×54.61cm×54.61cm，空气与细胞悬液交界处的对流传热系数设为10W/m·℃。下面在初始温度、细胞体积分数、细胞悬液的容积、对流传热系数hc均相同的条件下，对微波辐射功率为300W和100W时细胞悬液的温度值变化和分布进行比较。微波辐射功率为300W的细胞悬液的温度分布在第三章中已作详细的分析计算。

以下计算微波辐射功率为100W时，加热1-6分钟的温度值变化和分布，如图28至33所示。图中横坐标表示x方向的网格数，纵坐标表示z方向的网格数，每个网格长度为0.00182m；图中的曲线为温度的等值线，曲线上的数值为温度值的大小，单位为℃。

从图28至33可以看出，温度值的大小仍是激励源附近的较高，远离激励源的较低，且分布依然呈现不均匀性。对比第三章中300W的微波功率辐射下的温度分布图，可以发现，图28至33中的整体温度值大小要远低于其中的温度值大小。

加热0-6分钟，两种不同微波辐射功率下整个区域内的最高温度值随时间变化的关系和最高温度与最低温度差随时间变化的关系，分别如图34和35所示。在图34中：横坐标表示时间，单位为分钟；纵坐标表示区域内最高温度值，单位为℃。在图35中：横坐标表示时间，单位为分钟；纵坐标表示区域内的最高温度与最低温度差，单位为℃。

从图34和35可以看到，不同微波辐射功率下的温度值大小差别较大。由此可见，微波辐射功率是影响温度值大小的一个重要因素。

4.2.3细胞悬液容积对温度值变化和分布的影响

周围空气、细胞悬液的初始温度设置为10℃，微波入射功率为100W，细胞体积分数为0.12，空气与细胞悬液交界处的对流传热系数hc设为10W/m·℃。下面在初始温度、微波辐射功率、细胞体积分数、对流传热系数hc均相同的条件下，对细胞悬液的容积为109.22cm×54.61cm×54.61cm和109.22cm×54.61cm ×27.3cm时细胞悬液的温度变化和分布进行比较。细胞悬液的容积为109.22cm ×54.61cm×54.61cm的温度分布图在4.2.2节中已作详细的分析计算，计算结果如图28至33所示。

以下计算细胞悬液的容积为109.22cm×54.61cm×27.3cm时，加热1-6分钟的温度值变化和分布，如图36至41所示。图中横坐标表示x方向的网格数，纵坐标表示z方向的网格数，每个网格长度为0.00182m；图中的曲线为温度的等值线，曲线上的数值为温度值的大小，单位为℃。

从图36至41可以看出，加热初期(1-3分钟)温度值的大小仍是激励源附近的较高，远离激励源的较低。从第4分钟开始即图39、40、41所示，沿着x方向中间区域的温度值要高于两侧的温度值，且悬液中的温度值大小和分布不再发生改变，说明此时悬液己处于热平衡状态。与图28至33进行对比可以看到，图36至41的整体温度值大小要高于图28至33的温度值大小。

加热0-6分钟，两种不同悬液容积的最高温度值随时间变化的关系和最高温度与最低温度差随时间变化的关系，分别如图42和43所示。在图42中：横坐标表示时间，单位为分钟；纵坐标表示区域内最高温度值，单位为℃。在图 43中：横坐标表示时间，单位为分钟；纵坐标表示区域内的最高温度与最低温度差，单位为℃。图42和图43中的z表示细胞悬液在z方向的高度。

从图42和43可以看到，悬液容积对温度值的大小有较大影响，且容积越小温度值越易达到稳定状态，但温度值分布不均匀的问题仍然存在。

4.2.4表面对流换热系数对温度值变化和分布的影响

周围空气、细胞悬液的初始温度设置为10℃，微波入射功率为100W，细胞的体积分数取0.12，细胞悬液的容积为109.22cm×54.61cm×27.3cm。下面在初始温度、微波辐射功率、细胞体积分数、细胞悬液容积均相同的条件下，讨论对流换热系数he分别取5W/m·℃，10W/m·℃，15W/m·℃，20W/m·℃，加热6分钟的温度值变化和分布。

hc为5W/m·℃，10W/m·℃，15W/m·℃，20W/m·℃时，加热6分钟的温度值变化和分布如图44至47所示。图中横坐标表示x方向的网格数，纵坐标表示z方向的网格数，每个网格长度为0.00182m；图中的曲线为温度的等值线，曲线上的数值为温度值的大小，单位为℃。

从图44和图47可以看到，对流换热系数hc越大悬液中整体温度值越低，加热6分钟沿着x方向中间区域的温度值较高。

加热6分钟，整个区域的最高温度值随对流换热系数hc变化的关系和最高温度与最低温度差随对流换热系数hc的关系，分别如图48和图49所示。在图 48中：横坐标表示对流换热系数hc，单位为W/m·℃；纵坐标表示区域内最高温度值，单位为在图49中：横坐标表示对流换热系数hc，单位为W/m·℃；纵坐标表示区域内的最高温度与最低温度差，单位为℃。

从图48和图49可以看到，悬液中的最高温度随对流换热系数hc的增大而减小，最高温度与最低温度差也随着对流换热系数hc的增大而减小。由此可见，对流换热系数hc的增大可在一定程度上缓解微波辐射过程中存在的热点问题 (区域内的温度差减小则表明热点现象得到改善)，但温度值分布仍然不均匀。

4.3本章小结

本章具体研究和分析了在微波辐射下，相关物理量变化对细胞悬液温度值大小和分布不均匀性的影响。研究结果表明：细胞体积分数、微波辐射功率、表面对流换热系数、悬液容积等物理量的改变，都将引起细胞悬液内的温度值大小的改变，但温度值分布的不均匀性仍然存在。细胞悬液容积、细胞体积分数在微波辐射自体外周血干细胞体外净化过程中取值是确定的且不能实时变化，对流换热系数he和微波辐射功率是可调控的外界因素。但考虑到对流换热系数he对温度值大小变化的影响不如微波辐射功率对其的影响显著，因此本文接着探讨如何实时调整微波辐射功率来改变细胞悬液内温度值的大小，以达到有效控制悬液温度值变化，提高净化率的目的。

第五章微波辐射下细胞悬液温度控制算法研究

5.1引言

微波辐射外周血干细胞体外净化中，如何检测和控制细胞悬液的温度是影响净化率的一个重要问题。从第四章的分析可知：通过实时调整微波的辐射功率来控制细胞悬液中的温度变化是易于实施且可行的方案。而在一个控制系统中，控制算法对控制效果的优劣起到重要的作用。

本章对传统增量式PID控制算法进行改进，以适应本课题的要求。并模拟计算微波辐射功率在改进型增量式PID算法实时控制下得到的温度分布。

5.2 PHD控制技术简介

PID控制是最早发展起来的控制策略之一，由于其算法简单、鲁棒性好和可靠性高而广泛应用于各种过程控制场合。

PID运算即是将误差信号比例放大、积分和微分后，再对这三项进行线性运算。PID控制则是以PID运算后得到的输出值作为控制量来控制被控对象。PID 控制系统的工作原理框图如图50所示。

待测信号经传感器转变成电信号后输入比较单元，在该单元中与期望值(通常为一定值或随时间变化的定曲线)进行比较，将得到的差值进行PID运算后送往控制单元，控制单元根据PID运算结果调节输入量从而引起输出量的变化，进而达到自动控制的目的。

按照实现PID运算的系统不同，分为模拟控制系统和数字控制系统两大类。模拟控制系统中的PID运算采用运算放大器来实现，数字控制系统中的PID运算采用微控制器来实现，如单片机、可编程控制器等。本文的温度控制系统在实际中是利用PC机发出控制命令。因此，本文讨论数字控制系统中的PID控制算法。

5.2.1 PID控制算法的基本原理

比例控制器是一种简单的控制器，控制规律为：

u＝K_p×e+u₀ (5-1)

式中：u₀通常称为控制常量，即是误差为零时的控制量。

增大比例系数Kp，可使控制器更灵敏，残余偏差减小，但不能完全消除偏差。通常需要采用积分控制来克服这一缺陷。在比例控制器的基础上加入积分控制器，就组成了比例积分控制器(PI控制器)。其控制规律为：

式中：T_i为积分常量。

引入积分控制器之后可以消除静差，使系统稳定，但同时也会降低系统的响应速度。于是，可通过增加微分控制器来作为改善控制效果的措施。由此，组成了比例、积分和微分(PID)控制器，其控制规律为：

通常令：

u₀＝0 (5-6)

得到PID运算的表达式如下：

式中：e(t)为误差量，u(t)为输出控制量，Kp、K₁、K_D分别称为比例系数、积分系数和微分系数。

各控制项对系统的影响如下：

1.比例项中K_p的增大会提高系统的响应速度，减小稳态误差，但会增加超调量。K_p不能过大，否则会导致闭环系统的不稳定。

2.积分项的作用是消除系统的静态误差。积分时间常数T_i增大，系统超调量将减小，响应速度会变慢。

3.微分项的作用是提升系统的响应速度，降低超调量，改善系统的稳定性。微分时间常数K_d的取值要合理，否则会使超调量增大，调整时间加长。

5.2.2数字控制系统的PID控制算法简介

数字控制系统中的PID运算，必须将式(5-7)离散化，离散后的PID运算也称为位置式PID控制算法。表达式如下：

式中：k为采样序列号，k＝0，1，2，3……；u(k)为第k次采样时刻的输出控制量；e(k)为第k次采样时刻的输入误差量；e(k-1)为第k-1次采样时刻的输入误差量。

在位置式PID控制算法中，由于u(k)对应的是执行机构的实际位置，倘若出现故障造成u(k)的变化过大，将会引起执行机构位置的大幅度变化从而影响系统的瞬态稳定性。位置式PID控制算法的运算量也较大。

增量式PID控制算法利用控制量的增量Δu(k)来对执行机构进行控制，可以克服位置式PID控制算法的缺陷。Δu(k)的表达式如式(5-10)所示。

Δu(k)＝u(k)-u(k-1) (5-10)

由式(5-9)和式(5-10)得增量式PID算法的表达式如下：

Δu(k)＝K_p×(e(k)-e(k-1))+K₁×e(k)+K_D×[e(k)-2e(k-1)+e(k-2)] (5-11)

通常控制系统的采样周期T在选定后不再发生变化，当K_P、K₁、K_D确定后，使用前3次测量的e(k)就可以通过式(5-11)求得控制增量。

由于增量式算法不需要累加，控制增量Δu(k)仅与最近3次的采样值有关，通过加权处理可以获得比较好的控制效果；控制系统每次只输出控制的增量，对应的是执行机构位置的变化量，因此机器发生故障时影响范围小。

5.3改进型增量式PID算法的设计与实现

下面以第三章数值计算的温度值为依据，对传统增量式PID算法进行改进，得到了一种适用于该应用场合的温度控制方案。

5.3.1改进型增量式PID算法的设计

在采用PID算法的温度控制系统中，由于温度控制存在惯性和滞后的特点，当出现扰动时，积分项将会使得系统产生较大的超调量，出现积分饱和，从而导致调整时间过长。其中：超调量是指被控的物理量逐渐增大，当接近设定值时如果不能平滑的控制在目标位，而是超过预设目标，超出的量值就是超调量；积分饱和是指若系统存在一个方向的偏差，PID控制器的输出由于积分作用而使得执行机构处于极限位置，尽管PID控制器所得到的运算结果仍然在变化，但执行机构已无法作出相应的动作。因此，本文根据比例项、积分项和微分项对系统的影响，设计了改进型增量式PID控制算法。思路如下：

当系统的输出与目标值存在较大误差时，增强比例项的作用，积分项则需要减弱甚至是取消，从而提高系统的响应速度并降低超调量。误差较小时，需要减小比例项、增大积分项。上述调整过程必须根据具体的对象和系统要求来确定，其中阈值的选取必须合理，特别是积分项。阈值过大或过小都得不到好的控制效果。

本文所设计的算法表达式如下：

Δu(k)＝K_p×H(e(k))×(e(k)-e(k-1))+ (5-12)

K₁×L(e(k))×e(k)+K_D×[e(k)-2e(k-1)+e(k-2)]

上式与常规增量式PID算法不同，增加了两个变系数。H(e(k))是K_p的变系数，L(e(k))是k₁的变系数，取值如下：

H(e(k))＝1 |e(k)|＜20 (5-14)

L(e(k))＝1 |e(k)|≤12 (5-15)

L(e(k))＝0 |e(k)|＞20 (5-17)

从式(5-12)至(5-17)可以看到：误差较大时，积分变系数的取值在0-1之间变化，起到减弱积分的作用，同时比例变系数冲认)的取值大于1，比例项的作用得到增强；误差较小时，L(e(k))和H(e(k))的取值为1。再通过恰当的选取k_p、 k₁和k_D即可实现预期的控制效果。

5.3.2 PID参数的整定原则

PID控制参数的选取决定了系统控制效果的优劣。PID控制中需要调节的参数有：比例系数K_p，积分系数K₁，微分系数K_D和系统的采样周期T。这些参数之间是相互配合和相互制约的关系，在参数的调节过程中需要从无穷多变化的非线性组合中找出能满足要求的整定组合关系。

1、K_p、K_J、K_D的调节

实验凑试法是常用的PID参数调节方法，它是通过闭环运行或模拟运行来观察系统的响应曲线，然后依据K_p、K_J、K_D对系统的影响(如：增大K_p可加快系统响应速度，减小静差，但K_p过大会增加超调量，降低系统的稳定性；减小 K_D可减小超调量，增加系统稳定性及提高系统响应速度)，反复地调节各参数直至得到满意的响应。凑试过程通常是先比例，再积分，后微分的整定步骤。具体过程如下：

首先将比例系数设置为一个较小的数值(例如：为1或者更小)，观察系统的工作情况。然后逐渐增大比例系数，直至得到反应速度和超调量都较为满意的曲线。若此时系统不存在静差或者静差较小，则该控制系统中只需要比例调节器即可，所得到的比例系数即为最优比例系数。

如果系统存在静差且不能满足设计的要求，则需要进行积分系数的调整。积分系数的起始值范围在0.0001到0.01之间，同时比例系数也作相应的减小。根据系统的响应曲线不断调整比例系数和积分系数，最后使系统在保证良好动态性能的同时消除静差，并得到满意的输出结果。

假如系统能消除静差但动态性能达不到要求，可以通过设置微分系数来修正。微分系数的大小可先设置为比例系数的100倍，然后不断增大。同时比例系数和积分系数也作相应的改变，直至得到满意的调节效果。

由此可见，最后选定的参数不是唯一的。由于PID控制器中的比例项、积分项和微分项三部分存在相互作用相互影响的关系，只要得到的输出结果能满足设计的要求，就可认为选取的参数合理。各参数选取范围如图51所示：

在数字控制系统中，采样频率越高，失真越小，控制效果越接近连续控制。但对于控制器而言，得到的偏差信号也会越小，此时微控制器将不起调节作用。而采样频率低即采样周期长，将会由于采样延迟的累积，系统的性能难以达到设计的要求。采样周期的选取受诸多因素的影响，这些因素对采样周期的要求是不相同的，有些甚至是相互矛盾的。如：执行机构希望采样周期长些，这样可以使得执行机构能有足够的执行时间；而为提高系统的抗干扰性能，则要求采样周期短些，这样输出的扰动可以快速的得到反映，并迅速地校正从而产生较小的“最大”误差。因此，采样周期必须依据具体情况和要求作综合的折中考虑，常用的选取方法有计算法和经验法。由于计算法较复杂，工程上使用较少。经验法则是根据人们在控制工作实践中的经验积累和被控对象的特点，通过多次反复的试验得到。

数字控制系统采样周期的经验值通常取为稳定时间(稳定时间是指驱动输出饱和到控制系统有效稳定的时间段)的1/10至1/100之间。对于温度控制系统，采样周期的经验取值为5到10秒。

5.3.3改进型增量式PID算法的实现流程

微波净化外周血干细胞中最高温度不得高于42℃，各点温度最好能均匀分布在40-42℃之间，控制过程的思路为：根据区域内各点温度误差的分布情况来决定调控策略，以最大的误差值选择不同的比例系数和积分系数，完成动态参数自整定。控制程序的流程图如图52所示。

5.3.4采用改进型增量式PID算法控制的结果分析

微波辐射功率P在0-300W的调控范围，hc＝10W/m℃，体积分数取0.12，细胞悬液的容积为109.22cm×54.61cm×54.61cm，采用改进型增量式PID控制算法计算得到的温度值随空间分布如图53至58所示。图中横坐标表示x方向的网格数，纵坐标表示z方向的网格数，每个网格长度为0.00182m；图中的曲线为温度的等值线，曲线上的数值为温度值的大小，单位为℃。

恒定功率辐射与采用改进型增量式PID控制算法调控后的最高温度随时间的变化关系如图59所示。图中横坐标表示时间，单位为分钟；纵坐标表示区域内最高温度值，单位为℃。

恒定功率辐射与采用改进型增量式PID控制算法调控后的区域内最高温度与最低温度差随时间的变化关系如图60所示。图中横坐标表示时间，单位为分钟；纵坐标表示区域内的最高温度与最低温度差值，单位为℃。

综合图53至58、图59和图60可以看出：加热5分钟后最高温度稳定在 42℃±1℃，整个区域的最高温度和最低温度差随着加热时间的增大而逐渐减小，最后稳定在2℃。

传统的PID控制适合于可建立精确数学模型的确定性控制系统，被控对象的动态特性和静态特性在很大程度上取决于Kp、K₁和K_D的调节。而实际中的生产过程往往具有非线性、时变不确定性，难以建立精确的数学模型，且由于对象和环境的影响所造成的变参数、变结构等不确定因素使得PID控制器参数整定困难，采用传统PID控制器难以得到理想的控制效果。

本文通过对传统的PID控制算法进行改进以适应本课题的要求。智能型PID 自整定控制器是目前温度控制发展的主要趋势。它通过灵活的控制策略使得控制向期望的目标靠近，具有自适应、自学习、自诊断、自修复等等拟人的性能，其控制的对象可以是不确定模型、高度非线性模型、复杂任务要求的模型。

5.4本章小结

本章设计了改进型增量式PID控制算法，并模拟计算了在该算法控制下的细胞悬液温度值分布图。研究结果表明：通过改进型增量式PID控制算法对微波辐射功率进行控制，可以获得预期的温度值分布。

由以上现有技术计算得知：通过三维微波加热后的深层肿瘤位置处的病灶体4的实际温度是可控的，即本申请所述技术方案在患者体表处设置了温度传感器T_x、T_y、T_z，其检测的温度，可通过图20～图25加热数分钟后的温度分布图查出该深处病灶体4的实际温度值。根据各维病灶体的温升值，可计算出三维微波使病灶体的温升值，从而可知病灶体的实际温度值；也就是说控制微波加热时间，根据微波加热患者单维微波照射的皮肤温度，即可控制患者病灶体的实际温度，三维微波照射的病灶体4的温升，是三个单维微波照射病灶体4 温升的和，这是确定的。

当微波照射从一个方向切换到另一个方向时，处于三维微波聚交汇合处的病灶体4与处于相对应的单维微波照射区的皮肤12是同时加热，同时关闭微波照射，同时停止加热，同时冷却的，所以两者之间温度即使同时都下降，但下降幅度相同，温度波动值是一样的，不需考虑因此下降了多少度，只要每维微波加热后的温度达到设定的40℃到43℃，不包括40℃，但包括43℃之间的设定的温度值时，就停止对该路微波加热，两者温度同时波动是不影响治疗效果的。

但要注意的是，人体表面要保持无风状态，即保证人体表面无风对流对三维温度传感器T_x、T_y、T_z的影响。

所以，当微波照射从一个方向切换到另一个方向时，病灶体该路温度下降多少与该路单维微波照射区的皮肤表面温度下降是一致的，是确定的。因此，可以确定三维微波照射一段时间后，处于三维微波聚合处的病灶体温度确实可以升高到足以杀灭癌细胞的43℃以上。

根据已有技术，以上论文中可知：

至于病灶在人体内的深度各不相同，以上已说明可以通过控制单维微波的皮肤表面温度，微波加热时间，计算得到具体病灶处的实际温度。

本发明无损测温及控温技术方案通过热释电红外皮肤温度传感器(54)测得该路的单微微波照射区的皮肤的表面温度，若由治疗前的37.5℃，通过该路的微波照射后，温度升高为40℃以上，即该维微波使皮肤表面至少升高了40℃ -37.5℃等于2.5℃，理论上处于三维微波照射区的病灶体温升了3×2.5℃等于7.5 ℃，也就是37.5℃+7.5℃等于45℃；而实际上，若采用0～300W的调控范围， hc＝10w/m·℃，体积分数取0.12，细胞悬液的容积为109.22cm×54.61cm× 54.61cm，采用改进型增量式PID控制算法计算得到的温度值随空间分布图，如加热60分钟后，距该微微波照射区的皮肤表面垂直深度54.61cm的病灶体加热后的温度为39.5℃，即处于54.61cm深处的病灶体通过该路单维微波加热后升高了39.5℃-37.5℃等于2℃，理论上如果无微波深度损耗的话，应该也是升高 2.5℃，这里由于微波照射后温度的损耗，使病灶体损失了0.5℃，但即使位于人体内部的病灶体温度因为多种原因有加热温度损失，达不到在人体内深部的病灶体与表面皮肤温度同样升高的2.5℃温度值，也可以达到一维微波温升2℃，这样三维微波就至少升高6℃，即病灶体至少达到37.5℃+6℃＝43.5℃，足以杀灭耐43℃的癌细胞。

可见此时理论上病灶体为45℃，而实际上病灶体为43.5℃，实际上比理论上病灶体温度低45℃-43.5℃等于低1.5℃。

若治疗前人体温度为36.5℃，处于单维微波照射区的皮肤的表面温度也为 36.5℃，通过该路的微波照射后，该皮肤表面温度升高为40℃，即该维微波使皮肤表面理论上升高了40℃-36.5℃等于3.5℃，三维微波照射下的病灶体理论上升高了10.5℃，也就是36.5℃+10.5℃等于47℃；而实际上，若采用0～300W的调控范围，hc＝10w/m·℃，体积分数取0.12，细胞悬液的容积为109.22cm× 54.61cm×54.61cm，采用改进型增量式PID控制算法计算得到的温度值随空间分布图，如加热60分钟后，距该维微波照射区的皮肤表面垂直深度54.61cm的病灶体的加热后的温度为39.5℃，即垂直深度处于54.61cm深处的病灶体通过该路单维微波加热后升高了39.5℃-36.5℃等于3℃，三维微波升高3×3℃等于9 ℃，即病灶体达到36.5℃+9℃等于45.5℃，而45.5℃足以杀灭耐43℃的癌细胞。

由上比较可得：此时理论上病灶体温度为47℃，而实际上病灶体温度为45.5 ℃，实际上比理论上低1.5℃。

可见，上述技术方案通过温度传感器控制微波发生器使得一维微波照射后体表温度升高2.5℃，位于人体内部的三维微波照射区的病灶体温度是能够升高 6℃～9℃，随着加热时间的延长，可以使病灶体温度升高得更高一些的温度，使之能达到治疗实际温度是确定的，可控制的。

若治疗前人体皮肤表面温度为36.5℃，处于单维微波照射区的皮肤的表面温度为36.5℃，通过该路的微波照射后，该皮肤温度升高为最高43℃，即该维微波使皮肤表面升高了43℃-36.5℃等于6.5℃，三维微波理论上即升高6.5℃×3 等于19.5℃，病灶体温度理论上为最高36.5℃+19.5℃等于56℃，在上述同等条件下，加热60分钟后，距该维微波照射区的皮肤表面垂直深度54.61cm处的病灶体4的最高温度将接近56℃，同理病灶体4的实际温度也是可以控制的。

所以本领域技术人员根据本申请说明书给出的技术手段，能够解决本申请所述的通过三个互相垂直方向的三维微波照射使病灶体温度升高到足以杀灭癌细胞的温度的技术问题，即本申请所述的微波装置作为一种治疗仪器，其治疗效果是确定的，可控制的。

本发明所述一种微波治疗肿瘤的装置，实际上可将专利申请号为201510674053.6一种微波治疗方法及其装置中的单维微波照射区内的设定的皮肤表面温度断电值由40℃，扩大为40℃～43℃，不包括40℃，但包括43℃的某一值，从而使三维微波照射区的病灶体的最高温度由45℃左右，大幅度提高到接近56℃，达到了本发明的目的。

本发明所述一种微波治疗肿瘤的装置不但可用于治疗肿瘤，而且可用于治疗其它病变组织，进行止血，凝固，灼除和消炎，消肿，止痛，改善局部组织血液循环及各种理疗，大大扩大了病灶体的治疗温度范围，使疗效更好。

以上所述仅为本发明的实施例，并非因此限制本发明的专利范围，凡是利用本发明说明书及附图内容所作的等效结构或等效流程变换，或直接或间接运用在其它相关的技术领域，均同理包括在本发明的专利保护范围之内。

Claims (8)

1.一种微波治疗肿瘤的装置，由微波发生器(30)通过传输网络(36)连接辐射器(1、2、3)，将微波能量由辐射器(1、2、3)将微波经透镜的焦点处辐射出去，通过透镜天线(41、42、43)的折射，变成平行的微波束(44、45、46)，进行三维空间照射，照射加热已显像的病灶体(4)，病灶体(4)通过影像机(28)摄的像传到计算机(32)，得知病灶体(4)加热点距离相对应皮肤的深度，由计算机(32)根据该维微波照射区的皮肤表面温度值、微波加热时间、病灶体(4)的深度，计算出该维微波束照射区皮肤所对应的该深度病灶体(4)的加热后的温度；控制刻绘机(31)在覆金属漏版(8、9、10)上刻去病灶体(4)按1∶1的三维投影(13、14、15)的阴影部份，再按投影时的三维空间位置分别插回三维支架的槽(63)，治疗时，通过透镜天线向病灶体(4)照射微波，加热病灶体(4)，在透镜天线与病灶体(4)之间添加了三维方向的覆金属漏版(8、9、10)，其覆金属漏版是由一层可穿透微波的非金属硬质板上覆盖一层可揭去的金属膜或直接为金属层漏版而成；用三维相互成90°透镜天线(41、42、43)发出的平行微波束(44、45、46)与投影时相反的方向，从病灶体(4)投影(13、14、15)的覆金属版(8、9、10)的空洞部份穿过，照射病灶体(4)所对应的三维方向的面，在病灶体(4)上形成与之相吻合的三维微波相互影响相互交合重叠的加热高温热场区(26)，以及不重叠的每维微波照射的低温区(25)，当低温区(25)的皮肤(12)的温度传感器(54)，即设置在患者单维微波照射区的皮肤上的温度传感器(54)，测出超过设定的人体正常细胞所耐温度时，发出指令，温度控制器(55)的触点断开，从而切断该路的微波输出，停止该方向对病灶体(4)的微波加热；当三维微波加热都使该方向的人体(56)的皮肤(12)超过设定的人体正常细胞所耐温度，病灶体(4)的温度达到癌细胞所耐温度43℃以上，即可杀灭耐43℃的病灶体(4)内的癌细胞的装置；

所述皮肤温度传感器(54)选用热释电红外传感器，所设置的位置处于患者单维微波照射区的皮肤，而患者单维微波照射区的皮肤范围的确定，是由以下内容确定的：

进一步地，ox、oy、oz分别为相互垂直的三维空间坐标，覆金属漏版的三维支架(11)的原点正好与坐标原点重合，三维支架(11)的支架正好与x、y、z轴相重合，其支架的槽用于插入和固定相对应的三维覆金属漏版(8、9、10)，在医生指导下将患者人体中的病灶体(4)尽量同时靠近由平面BDCO，平面CEAO和平面AFBO组成的以O点为共同相交接点的三维空间坐标的覆金属漏板(8、9、10)；病灶体(4)通过注入癌细胞病灶显像剂(52)，由影像机(28)显像；

进一步地，将这些病灶体(4)的二维显像从垂直于yoz面，即在平面BDCO覆金属漏版上，沿-x轴方向(47)，按1∶1大小投影，并将此投影的病灶体(4)阴影部分(13)人工揭去，从而留下三维空间位置上的垂直于-x轴的金属漏板(8)；病灶体(4)从垂直于xoz面，即在平面CEAO覆金属漏板，且沿-y轴方向(48)按1∶1大小投影(14)，并将此投影的病灶体(4)阴影部分(14)人工揭去，从而留下原三维空间上的垂直于-y轴的覆金属漏版(9)；再将病灶体(4)从垂直于xoy面，即在平面AFBO覆金属漏版上，且-z轴方向(49)按1∶1大小投影(15)，并将此投影的病灶(4)阴影部分(15)人工揭去，从而留下原三维空间位置上的垂直于-z轴的覆金属漏版(10)；病灶体4在三个相互垂直的覆金属漏版(8、9、10)上的投影边缘轮廓线为(38、39、40)，刻绘漏版图(8、9、10)分别以影像机1∶1的病灶体(4)的平面投影图为依据，由人工控制计算机(32)的键盘或鼠标(34)，通过计算机(32)控制刻绘机(31)，将来自影像机(28)的病灶体(4)的影像信号传给刻绘机(31)，在各维的覆金属漏版上分别刻绘出各自方向上的病灶体(4)的投影阴影图案，再分别放置于垂直于x轴，y轴，z轴漏版的三维支架(11)的支架槽(63)内，即恢复投影时的原位置；覆金属漏版(8、9、10)也可直接为金属版，用激光雕刻机刻绘病灶体(4)的投影为空洞的漏空版；

进一步地，分别平行于x轴、y轴、z轴的透镜天线(41、42、43)，在厘米波段，透镜能使放在透镜焦点上的点光源辐射出的球面波，经过透镜折射后变为平面波，这里将平面波称为平行的微波束，由平行于x轴向，y轴向，z轴向的辐射器(1、2、3)分别处于凸透镜(22、23、24)的焦点f_x、f_y、f_z上组成三个相互垂直的三维透镜天线(41、42、43)；

进一步地，将三张各维的覆金属漏版(8、9、10)分别插入投影摄像时的原漏版的三维支架槽(63)内，由辐射器(1、2、3)辐射出的微波束，即将通过透镜(22、23、24)的x、y、z方向微波束(16、17、18)经凸透镜折射后，为位于透镜于覆金属漏版之间的x、y、z方向平行微波束(44、45、46)即平面波，且这三维微波束相互垂直，并且微波束方向与影像机(28)的各维投影方向相反，在病灶体(4)上得到精确通过垂直于覆金属漏版(8、9、10)漏空部分的三束相互垂直的平行微波束，即穿过垂直于x轴、y轴、z轴覆金属漏版后的微波束(19、20、21)，落在病灶体(4)上；从x、y、z三个相互垂直的方向上各维微波相聚交汇合形成三维微波相互影响，相互叠加聚合而形成的高温热场区(26)，高温热场区(26)的外表即温度突变分界面(27)，也就是正常细胞组织(53)与病灶体(4)表面的部分界面(27)，在温度突变分界面(27)内部的病灶体(4)内形成每维微波束照射后，三维微波交汇处的病灶体的温度即增加3倍的温度，达到的温度大于肿瘤细胞的最高存活温度43℃，所以能杀死肿瘤细胞，使病灶体(4)死亡；当正常细胞组织(53)及皮肤(12)的温度仍控制在不重复聚交汇合的一维微波照射下的温度传感器(54)所测温度温大于设定的人体正常细胞所耐温度时，切断微波发生器(30)的电源，或微波输出，从而停止对人体(56)的微波加热，以保证人体(56)内的正常细胞组织(53)或皮肤(12)的安全；

进一步地，由三路独立的连续工作的微波发生器组成；或由三路每路分别接入三相四线制的电源，每路相线与零线之间的电压是～220V，相位相差120°，所以这三路微波发生器分顺序轮流分别使平行于x、y、z轴的辐射器(1、2、3)，照射微波，使病灶体(4)内的水分子的极性不断变化，形成高温热场区(26)，从而加热病灶体(4)；而每维不重叠微波束的照射的低温区(25)的皮肤(12)，正常细胞组织(53)的温度通过皮肤温度传感器(55)的T_x、T_y、T_z，实行皮肤温度控制电路的常闭触点KJ_x1、KJ_y1、KJ_z1的控制，当温度超过设定的人体正常细胞所耐温度时发出指令变为常开触点，切断该路微波发生器的电源，从而停止该路微波的辐射，也就停止对该方向微波对人体(56)的照射加热，以达到保护皮肤(12)及正常细胞组织(53)的安全；病灶体(4)通过注射病灶显像剂(52)，由影像机(28)，通过键盘或鼠标(34)，在计算机(32)上设定病灶体(4)在zoy面，xoz面，yox面上的投影轮廓线(38、39、40)，并连接刻绘机(31)，向刻绘机(31)发送刻绘病灶体(4)投影信息，由刻绘机(31)分别刻绘出垂直于x、y、z轴的覆金属漏版(8、9、10)，再人工将漏版中病灶体(4)的阴影部分揭去，将覆金属漏版按原三维空间位置分别插入摄像时各自的三维支架(11)的固定槽(63)内；电脑显示器(33)为直观制作覆金属漏版(8、9、10)用；

或进一步地，或采用三组微波发生器连续工作；或采用一组微波发生器连续工作，分时由流水切换三维微波辐射器按顺序分别控制电路中的ZJx、ZJy、ZJz三个继电器的ZJ_x1、ZJ_y1、ZJ_z1触点，分别流水控制平行于x轴、y轴、z轴的辐射器(1、2、3)辐射出微波，由皮肤温度传感器(54)的T_x、T_y、T_z控制温度常闭触点KJ_x1、KJ_y1、KJ_z1，当皮肤(12)温度超过设定的人体正常细胞所耐最高温度时发出断电指令，该路的常闭触点变为常开触点，切断该路微波传输网络，停止对该方向的人体(56)的微波加热，从而保护该方向每维微波束的照射低温区(25)内的皮肤(12)和正常细胞组织(53)的安全；

进一步地，通过控制单维微波照射区的皮肤温度，及微波照射时间，病灶体(4)的深度，依据已有技术《微波辐射下细胞悬液温度变化及其控制算法的研究》，计算控制病灶体(4)的实际温度，当三路温度传感器(54)的T_x、T_y、T_z都达到设定的人体正常细胞所耐最高温度时，发出断电指令后，分别切断串联在微波发生器(30)输出线路中的温度控制触点KJ_x1、KJ_y1、KJ_z1，即输出指示均为零时，病灶体(4)的温度达到癌细胞所耐温度43℃，超过病灶体癌细胞的活存温度，治疗结束；

进一步地，皮肤温度传感器选用热释电红外传感器，所测温度小于或等于设定的人体正常细胞所耐温度时，温度控制器的触点不动作；当所测患者处于单维微波照射区的皮肤温度大于设定的人体正常细胞所耐温度时，即能杀死正常组织的细胞温度时，立即切断该方向的微波输出，从而保护正常组织细胞；

进一步地，每路皮肤温度控制器(55)的常闭触点KJ_x1、KJ_y1、KJ_z1，，都分别与该路的流水切换三维微波辐射器顺序控制电路中的ZJ_x1、ZJ_y1、ZJ_z1控制触点相串联；

进一步地，温度传感器(54)包括测量x、y、z三路微波照射的皮肤上温度的传感器，采用热释电型红外温度传感器；

进一步地，x路、y路、z路所测温度超过设定的人体正常细胞所耐温度时，执行机构继电器KJ_x动作吸合，常闭点KJ_x1断开，切断该路的微波输出；同时常开触点KJ_x2闭合；

进一步地，当x，y，z三路温度超过设定的人体正常细胞所耐温度时控制执行机构继电器KJ_X，KJ_Y，KJ_Z都动作，其三个常开触点KJ_X2，KJ_Y2，KJ_Z2都吸合，三个常开触点串联后的a，b两接点被接通，从而接通治疗结束的蜂鸣器报警电路，报警，治疗结束；

其特征在于：设定的人体正常细胞所耐温度为40℃～43℃之间，不包括40℃，但包括43℃的某一值。

2.根据权利要求1所述一种微波治疗肿瘤的装置，其特征在于：由一路微波发生器提供微波源，分时向三维微波辐射器输出，由流水切换三维微波辐射器顺序控制电路的三个继电器ZJx、ZJy、ZJz的三个常开触点(ZJx₁、ZJy₁、ZJz₁)来控制，采用集成电路SH-804及外围～220V交流电源接VD₁～VD₄桥式整流，R₃限流，VD₂稳压，C₁滤波加到集成电路10脚为供电电源，同步信号取自交流电源端，220V交流电压经限流电阻R1加到IC的第1脚作同步用；R₂是IC的外接振荡电阻，改变R₂的值可以改变循环变化速率，第3、4、5脚输出3路控制信号经电阻R₄、R₅、R₆分别加到晶闸管VT₁、VT₂、VT₃的控制极，改变其导通角，以控制ZJx、ZJy、ZJz的轮流吸合，第9脚接一按钮开关SB，用来选择控制顺序。

3.根据权利要求1所述一种微波治疗肿瘤的装置，包括热释电红外体温传感器(Tx、Ty、Tz)热释电红外体温度传感器的光学系统为一个固定位焦距的透射系统；物镜为硅透镜的硅窗口(73)，安装时保证使红外传感器的光敏面落在透镜的焦点上，待测物体的红外辐射经光光学系统聚焦后经过调制器(64)和滤光片会聚在探测器上，将热释电传感器固定在外壳(72)内，前面加调制盘(64)，调制盘由慢速电机(70)带动旋转，对入射的红外辐射进行斩光，将恒定或缓变的红外辐射转换为交变辐射；与敏感元件装在一起的温敏二极管(69)，用来进行温度补偿，硅窗口(73)对准被测人体(56)的皮肤(12)以便接收红外辐射，传感器通过D′，S′，E′三极输出的温度对应的电压信号，经电容耦合到放大器(65)的闭环增益，同时，放大器(65)还兼做高通滤波器，滤波器(66)是一个低通滤器，放大器(65)和滤波器(66)分别把过低或过高的信号滤掉，使输出的信号仅是经过调制器调制的红外辐射信号；

温度补偿部分由温敏二极管(69)和温度补偿器(71)的放大器组成，它检测调制器的温度，利用温敏二极管(69)的非线性作温度补偿；加法器(67)的作用是将信号电压与温度校正部分的输出进行加法计算；

比较器(68)为电压比较器，被测量皮肤低于设定的人体正常细胞所耐温度时，加法器(67)输出电压，同相端电压低于反相端电压，比较器(68)输出低电平；当皮肤(12)的温度大于设定的人体正常细胞所耐温度时，同相端电压高于反相端电压，比较器翻转，输出高电平，发出断电信号；即测量及温度控制(KJx₁、KJy₁、KJz₁)触点控制患者皮肤(12)的温度，当温度大于设定的人体正常细胞所耐温度时，并发出断电指令，推动温度控制触点的断开，切断微波发生器(30)的输出，用三维皮肤温度控制的常闭触点(KJx₁、KJy₁、KJz₁)分别与三维流水切换常开触点(ZJx₁、ZJy₁、ZJz₁)串联，控制各路微波输出；

其特征在于：人体正常细胞所耐温度值设定为40℃～43℃之间，不包括40℃，但包括43℃的某一值。

4.根据权利要求1所述一种微波治疗肿瘤的装置，其特征在于：由三路微波发生器提供微波源，且它们的电源分别连接到三相四线制的电源上，电源相线分别连接三路相线(U、V、W)，零线公用，三路电源各串接一个皮肤温度控制电路，由各自的温度传感控制器控制其触点的通断。

5.根据权利要求1所述一种微波治疗肿瘤的装置，其特征在于：由影像机(28)向连接的计算机(32)提供病灶体(4)图像信息，再由键盘或鼠标(34)控制与计算机(32)相连的刻绘机(31)在覆金属漏版(8、9、10)上刻绘病灶体(4)的投影轮廓图(38、39、40)。

6.根据权利要求1所述一种微波治疗肿瘤的装置，其特征在于：在辐射器(1、2、3)与覆金属漏版(8、9、10)之间设有夹水层(57、58、59)该夹水层由能穿透微波的容器而成，容器中注入水，以吸收被覆金属层(51)反射回的微波能量。

7.根据权利要求1所述一种微波治疗肿瘤的装置，其特征在于：包括能按三维方向固定覆金属漏版(8、9、10)的三维支架(11)，支架上带有槽(63)。

8.根据权利要求1所述一种微波治疗肿瘤的装置，测量皮肤(12)温度所用的热释电红外传感器(Tx、Ty、Tz)以及其温度控制电路，当该路皮肤(12)温度超过设定的人体正常细胞所耐温度值时能自动切断该路的微波辐射输出电路，具有当三维辐射使温度传感器(54)(Tx、Ty、Tz)都达到设定的人体正常细胞所耐温度值，能由x、y、z三路温度控制继电器的常开触点(KJx₂、KJy₂、KJz₂)串联起来控制接点a、b，实现治疗结束报警；

其特征在于：人体正常细胞所耐温度值设定为40℃～43℃之间，不包括40℃，但包括43℃的某一值。