冷卻射頻消融儀器及其控制算法的設計

錢瑞燕,辜丹丹,劉棣芳,姚海濤,毛琳,周宇

(上海理工大學 健康科學與工程學院,上海 200093)

0 引言

隨著技術的不斷發展與創新,射頻消融因安全有效[1-2],被廣泛應用于腫瘤的治療,并已成為治療肝臟腫瘤的重要手段之一。射頻消融利用高頻交流電流,其單極電極具有單個有源電極施加器,電流在一個或多個負極板處耗散[3]。射頻電極產生交變電場,交變電場引起目標組織中離子的振動并產生熱量,導致細胞中蛋白質失活[4-6]。

研究表明,溫度對腫瘤細胞的傷害取決于溫度的高低和持續時間,癌細胞比正常細胞對溫度更加敏感。當細胞暴露在高于42 ℃的溫度下,細胞的生化反應和代謝過程將受到破壞;在46 ℃下,僅需8 min細胞就會凋亡,在51 ℃下僅需2 min;溫度大于60 ℃時,細胞內的蛋白質迅速凝固壞死;當溫度大于100 ℃,細胞內的水分會沸騰,造成組織氣化或者碳化[7-9]。

在大多數中小型肝臟腫瘤治療中,采用多極射頻消融會導致消融組織因過熱而產生碳化現象,射頻能量很難傳遞到距離電極針更遠的病變組織,而采用單極消融需采取重疊技術進行多次消融。在此過程中,射頻消融產生的微氣泡導致重新定位存在技術難度,使得重疊區域不準確,發生健康組織熱損傷嚴重或者消融區域不完全的情況[10]。

冷卻射頻消融的安全性與傳統射頻消融相當,且相比于傳統射頻消融,冷卻射頻消融可有效降低電極接觸組織的溫度,減少組織碳化或氣化的風險、擴大消融范圍,提高治療效果[11- 13]。為此,本研究設計了一款冷卻射頻消融儀器,對射頻能量采取占空比輸出,并設計基于阻抗控制功率的算法,使該算法可預測和控制消融范圍,實現更有效的治療效果。

1 方法與實驗

1.1 射頻消融儀的研制

圖1(a)為自制射頻消融儀的結構框圖,包括人機交互界面、電源模塊、主控模塊、射頻功率放大器模塊以及接口模塊。圖1(b)為自制射頻消融系統的實際外觀圖。人機交互界面采用醫用串口屏幕設置消融模式、開啟時間;電源模塊主要為其它模塊提供電源;并為射頻功率放大器模塊提供可線性調控的直流電源;射頻功率放大模塊主要產生頻率為450 kHz的射頻能量;接口模塊包含背極板貼合程度監測電路、溫度檢測電路;主控板接收來自各模塊的反饋量進行控制輸出,監測各模塊的運行狀況并進行對應的保護機制。

圖1 射頻消融設備

1.2 冷卻設備的設計

圖2(a)為冷卻設備的結構示意圖,包括水泵、制冷裝置、水排和控制模塊。圖2(b)為水冷裝置的實際外觀圖?？刂颇K控制水泵的轉速和方向。調整水泵的轉速和方向后,開啟水泵將冷卻液先泵入制冷裝置,通過水排后,泵入電極針內部,再排出返回至水泵。

圖2 射頻冷卻設備

1.3 控制算法設計及其機理

研究表明,在5～90 ℃的溫度范圍內,組織的導熱率隨溫度的升高而增加。由于水分的汽化與導熱率呈負相關[14],當牛肝溫度超過90 ℃時,熱導率和電導率將發生不可逆變化,因此,應控制好功率輸出,確保射頻電流產生的溫度在足以破壞腫瘤細胞的同時,盡量減少因溫度過高而導致的過度加熱和碳化風險。

采取冷卻設備冷卻電極針,可以延遲過熱和組織碳化[15]。本研究通過優化射頻能量輸出方式,以實現更有效的冷卻效果和均勻的組織消融。通過控制射頻能量進行重復的占空比輸出,在每個持續1 s的周期內,一半時間用于輸出能量,另一半時間則停止輸出。在停止輸出期間,電極周圍的組織因組織液回流而被冷卻,射頻能量也能利用回流的組織液繼續往距離電極更遠端進行能量輸出[16]。射頻能量大小通過算法進行調節,功率輸出的控制公式見式(1),基于阻抗調整功率輸出的流程圖見圖3。初始細胞是由細胞膜和細胞內液組成,細胞外面存在細胞外液和細胞間質,當激勵電流進入生物組織時,電流以任意方式繞過細胞,在頻率f≤1 MHz時,細胞膜可視為開路狀態,電流主要在細胞外液中流動,部分電流穿過細胞膜進入細胞內液[17]。此時選取一個較高的固定功率水平(25 W),進行局部組織消融。在此過程中,隨著局部溫度的上升,細胞結構逐漸受損,導致組織內部液體逐漸釋放。圖4為阻抗變化趨勢[16, 18]。組織阻抗會從一個較大值降低到最小值,并穩定一段時間,實驗中,大約從90 Ω左右降至55 Ω左右,在此時間內輸出較大的功率能量不會造成組織過熱。因此,在阻抗降低期間,本研究每分鐘階躍式增加5 W的能量輸出,以確保射頻能量進行治療時足夠有效。隨后組織的溫度持續增加,組織水分開始汽化,阻抗值迅速增加。當檢測到阻抗過高時(>300 Ω),將射頻輸出功率降低為原來的一半,繼續每分鐘射頻功率增加5 W輸出。此時通過熱傳遞和低功率射頻輸出,距離電極針更遠處的細胞也受到破壞,組織液增加并回流到電極附近,組織阻抗降低。上述功率和阻抗設定值均為本研究在離體牛肝實驗過程中探索所得。

(1)

圖3 控制算法流程圖

圖4 阻抗變化趨勢圖

1.4 實驗材料和方案

本實驗使用的冷卻針電極直徑為2 mm,長度為250 mm,電極未絕緣部分長度為10 mm。本研究采用新鮮的牛肝進行離體實驗,對比傳統恒功率、冷卻恒功率和算法控制三種模式下射頻消融實驗效果。

1.5 單級射頻消融離體實驗效果評估方法

單極RFA 用于肝臟、腎臟、心臟、前列腺和其它器官中消融腫瘤時,消融病變處的組織為白色區域,實現了完全和均勻的細胞破壞,周圍正常組織的顏色為暗紅色[19]。一些研究總結了射頻消融離體實驗效果的評估指數為橢圓度指數(ellipticity index, EI)和規則性指數(regularity index, RI)。標準球形的EI和RI值都為1。

(2)

(3)

這些參數從消融區域的不同平面測得,軸向平面定義為沿電極軸的平面(見圖5(b)),橫向平面定義為垂直于電極且擁有最大橫向直徑的面(見圖5(c))。其中,最大橫向直徑TDmax為橫向平面凝固帶的兩個相對邊緣之間的最大距離;最小橫向直徑TDmin為橫向平面中凝固帶的兩個相對邊緣之間的最小距離,在與最大橫向直徑線相交的一半處的線上測量,單位為mm。軸向直徑(AD)定義為軸向平面在電極軸線上凝血區的近端和遠端邊緣之間的距離。最大半徑rmax為電極軸與橫向平面中凝固區邊緣之間的最大距離;最小半徑rmin為電極軸與橫向平面中凝固區邊緣之間的最小距離(圖4(d))[15, 20-22]。

圖5 消融參數示意圖

2 結果

2.1 傳統恒功率射頻消融實驗結果

本研究采用射頻功率為10、20、30、40 W,采取占空比恒功率輸出15 min。傳統恒功率射頻消融實驗果見圖6。

使用游標卡尺測量TDmax、TDmin、AD、rmax和rmin。由表1的傳統射頻消融變色區域各參數可知,相對于標準的球形凝固區(EI和RI都為1),傳統恒功率射頻消融區域的EI最大偏差為253%,RI最大偏差為53%,平均EI值為2.54,平均RI值為0.56。

圖6 傳統恒功率射頻消融

2.2 冷卻恒功率射頻消融實驗結果

冷卻恒功率射頻消融同樣采用射頻功率為10、20、30、40 W,采取占空比恒功率輸出15 min。冷卻恒功率射頻消融實驗結果見圖7。

由表2的各項消融參數可知,冷卻恒功率射頻消融變色區域的EI最大偏差為32%,RI最大偏差為43 %,平均EI值為1.13,平均RI值為0.66。

表1 傳統恒功率射頻消融變色區域各個參數

圖7 冷卻恒功率射頻消融

2.3 算法控制冷卻射頻消融實驗結果

本研究算法控制離體牛肝實驗結果,見圖8。實驗中,采用四根熱電偶對以電極針為中心,半徑為15 mm的前后左右測溫。圖9為在射頻消融15 min內,四根熱電偶采集到的組織溫度逐漸增加,越過51 ℃,時間大于2 mim。這表明,在直徑為30 mm的消融區域范圍內,牛肝組織都徹底壞死,證明了自制冷卻射頻消融系統在15 min內,使用單根電極可一次性消融直徑不小于30 mm的病變組織。

表2 冷卻恒功率射頻消融變色區域各個參數

圖8 四組算法控制離體牛肝實驗圖

圖9 距電極針半徑15 mm四周溫度曲線圖

由表3的消融區域各參數可知,本研究算法控制冷卻射頻消融的消融EI最大偏差為8%,RI最大偏差為42%。四組控制算法下隨機離體牛肝實驗的平均EI值為1.03,平均RI值為0.72。

3 實驗分析討論

三種不同射頻消融模式下,離體實驗計算得到的EI、RI值見圖10。

在三種不同模式下RI、EI的方差值見表4。其中,本研究算法控制離體實驗中EI和RI的方差最小,穩定程度在三種消融方式中最高。

傳統恒功率射頻消融的EI和RI值距標準球形偏離程度最大,消融范圍的橫向直徑最小。這是由于在傳統射頻消融中,高頻電流通過電極進入體內組織,當局部組織升溫到100 ℃而發生沸騰、氣化或碳化時,“燒焦的組織”相當于絕緣體,其電阻驟然增加,限制交流電的流動,降低了熱量傳遞效率,導致消融范圍縮小[23]。由圖11(a)傳統射頻消融的電流密度走向可知,交流電會沿著阻抗低的路徑傳遞,由于出現組織碳化,交流電開始沿著電極針軸線方向來回流動,此不均勻的消融可能會傷害周圍健康組織、增加術后并發癥等。

表3 算法控制冷卻射頻消融變色區域各個參數

圖10 三種消融方式的EI值RI值

表4 三種消融模式EI與RI的方差

冷卻設備可控制電極針表面的溫度處于較低水平,減少過度加熱的風險。由3.1離體實驗結果圖可知,冷卻恒功率射頻消融獲得的范圍更大,是由于冷卻電極針可以將更多能量輸送到目標組織,產生更有效的損傷[24-25]。由圖10可知,冷卻恒功率射頻消融的EI和RI值比傳統恒功率射頻消融更接近于1,且冷卻恒功率射頻消融電極針拔出順利,電極針表面比較干凈。而傳統射頻消融電極針拔出需要的力度更大,電極針表面常帶出因過熱而碳化和粘連在電極針表面的組織,冷卻射頻消融避免此情況。

本研究的算法控制射頻消融可以在一次性實驗下獲得直徑大于30 mm的消融區域。由圖10與表4可知,算法控制的冷卻恒功率消融下的EI和RI值在三種消融模式中最穩定且消融區域接近于標準球形,這是由于算法控制冷卻射頻消融在冷卻電極同時,采用占空比輸出,使得每個周期內組織都有空閑時間回流。射頻輸出根據采集到的阻抗值不斷進行自適應調整,避免出現部分組織過熱而發生加熱不均勻。由圖11(b)算法控制下電流密度走向可知,大部分交流電會沿著電極針軸線四周方向傳遞,冷卻射頻輸出有更大的能量輸送能力和消融范圍,產生更均勻的消融結果。在本研究自制冷卻射頻消融儀器下,本研究設計的算法控制冷卻射頻消融比傳統和冷卻恒功率消融更穩定、更趨于球形,規則程度更大。

4 結論

本研究在自制冷卻射頻消融設備的基礎上,基于阻抗控制算法進行占空比能量輸出,以實現在獲得更大消融區域的同時,得到更規則且趨于球形的消融范圍。相較于傳統和冷卻恒功率射頻消融,本控制算法下隨機離體牛肝實驗的EI最大、偏差值最小,平均EI和平均RI值最接近于1,EI和RI的方差值為0.002 3和0.001 2,穩定性好。并且每次消融范圍的直徑都大于等于30 mm。球形損毀的形成可在臨床應用中具有更好的預測性、均勻性和安全性,使得醫生能更好地規劃消融過程,并確保消融區域足以覆蓋目標組織,從而更好地避免傷害周圍健康組織。