洪焦，李鵬，高宏建，吳水才

北京工業(yè)大學(xué) 生命科學(xué)與生物工程學(xué)院，北京 100124

顱內(nèi)溫控射頻消融的熱損傷有限元分析

洪焦，李鵬，高宏建，吳水才

北京工業(yè)大學(xué) 生命科學(xué)與生物工程學(xué)院，北京 100124

目的 運(yùn)用有限元方法模擬顱內(nèi)溫控射頻消融過(guò)程中的溫度場(chǎng)分布，建立臨床常用的激勵(lì)模型，以提高射頻消融治療顱內(nèi)病灶的效果。方法 基于2種激勵(lì)分布來(lái)建立3種有限元模型，并對(duì)其溫度變化、熱損傷范圍進(jìn)行對(duì)比分析。結(jié)果 消融區(qū)域在消融開(kāi)始60s內(nèi)增長(zhǎng)迅速，60s后增長(zhǎng)緩慢，且固態(tài)介質(zhì)模型的消融面積＞相應(yīng)液態(tài)模的消融面積。結(jié)論 恒溫激勵(lì)源的設(shè)計(jì)可用于模擬溫控射頻消融治療。

射頻消融儀；腦病灶；射頻消融；有限元法（FEM）；熱模型

1 研究背景

射頻消融術(shù)（Radio Frequency Ablation，RFA）已廣泛用于治療心律失常[1]、肝臟腫瘤[2]和腦部病變。顱內(nèi)病灶 （蒼白球（帕金森病）[3]、海馬-杏仁核（顳葉癲癇）、腫瘤[4]等）的射頻消融治療是將射頻消融針（頻率460 kHz）通過(guò)腦立體定向、顱骨鉆孔插入病灶部位作為熱源，在數(shù)分鐘內(nèi)產(chǎn)生局部高溫（＞50℃），使病灶組織凝固變性，達(dá)到原位毀損病灶的目的。合理有效地利用熱消融治療，可明顯提高對(duì)常規(guī)放、化療不敏感腫瘤的控制率，改善治愈率和生存率。同時(shí)，熱療還可在不降低現(xiàn)有治療手段和療效的基礎(chǔ)上，有效緩解癥狀，改善全身狀況，增加機(jī)體免疫功能[5]。目前，射頻消融治療中加熱功率和時(shí)間的確定還依賴于醫(yī)生的經(jīng)驗(yàn)，人為因素影響很大。因此，對(duì)射頻消融熱損傷區(qū)域（組織溫度≥50℃區(qū)域）進(jìn)行仿真分析、實(shí)現(xiàn)術(shù)前的手術(shù)規(guī)劃具有重要的臨床意義。

影響射頻消融溫度場(chǎng)模擬結(jié)果的因素：

（1） 水循環(huán)冷卻的影響。水冷循環(huán)的加入可增加有效消融時(shí)間，增大消融范圍[6]。

（2） 血液灌流的影響。血液灌流對(duì)模型電特性影響不大，但在一定程度上降低了模型消融溫度。

（3） 生物組織熱電參數(shù)隨溫度變化的影響。變化的熱電參數(shù)在一定程度上改變熱傳導(dǎo)率和射頻能量吸收率，從而改變消融溫度[7-9]。

目前，針對(duì)腦部病灶射頻消融的離體實(shí)驗(yàn)中多使用體?；騽?dòng)物腦。由于動(dòng)物腦組織存在體積小、消融區(qū)不均勻并且離體后容易變質(zhì)等因素，消融實(shí)驗(yàn)效果不佳。因此，研究者更傾向于使用體模進(jìn)行消融實(shí)驗(yàn)。Eriksson等人[10-11]制造了一種透明、均勻、可重復(fù)使用的混合白蛋白體模，其熱物性參數(shù)與人腦組織相近，但其性質(zhì)為液態(tài)，實(shí)際消融過(guò)程中熱對(duì)流作用帶走較多熱量。針對(duì)這種情況J. Wren等人[12-13]在液態(tài)體模中混合明膠，使其在室溫下可保持膠狀，屏蔽了對(duì)流作用的影響。本文針對(duì)以上兩種不同情況設(shè)計(jì)了兩種能量分布，利用有限元方法計(jì)算恒溫激勵(lì)下蛋白質(zhì)體模和腦組織消融溫度分布規(guī)律，比較消融溫度場(chǎng)以及熱損傷區(qū)的變化。

2 原理與方法

2.1 恒溫激勵(lì)模型

目前，臨床腦病灶射頻消融儀大多為溫度控制型，即實(shí)際手術(shù)過(guò)程中醫(yī)生只需要規(guī)定消融溫度和時(shí)間，醫(yī)生只能根據(jù)經(jīng)驗(yàn)來(lái)判定消融效果，因此消融能量不宜過(guò)高，但這可導(dǎo)致消融不徹底、易復(fù)發(fā)等結(jié)果。

研究結(jié)果表明：由于消融針的電導(dǎo)率比白蛋白體模以及腦組織的電導(dǎo)率大很多，使射頻能量大部分集中于消融針外部，而消融針內(nèi)部不會(huì)得到射頻能量，其升溫主要是通過(guò)熱傳導(dǎo)；消融針周圍組織獲得的射頻能量正比于1/r4，其中r為針半徑，這說(shuō)明射頻能量主要集中于消融針周圍，且徑向上能量衰減非?？臁?duì)于溫控射頻消融儀，治療初始10 s左右即可達(dá)到設(shè)定溫度。由于射頻能量不恒定，很難通過(guò)射頻能量的有限元分析來(lái)模擬溫度變化。

本研究設(shè)計(jì)了兩種恒溫能量刺激模型，模擬針尖附近能量分布規(guī)律，以期找到合適的模型。其能量激勵(lì)分布區(qū)域，見(jiàn)圖1。圖1(a)用于模擬存在熱對(duì)流時(shí)的消融情況，其能量主要分布于針尖兩側(cè)；圖1(b)用于模擬不存在熱對(duì)流時(shí)的消融情況，其能量包裹在針尖四周，且絕緣桿與針尖連接處能量較強(qiáng)。根據(jù)不同材料，設(shè)計(jì)了3種有限元計(jì)算模型：白蛋白溶液（模型I，激勵(lì)分布a）；凝膠狀白蛋白（模型II，激勵(lì)分布b）；腦灰質(zhì)（模型III，激勵(lì)分布c）。

2.2 射頻針與消融區(qū)模型

腦病灶射頻消融中所用的射頻針結(jié)構(gòu)，見(jiàn)圖2。消融針總長(zhǎng)44 mm，直徑2 mm；前段金屬發(fā)射部分為醫(yī)用合金，長(zhǎng)4 mm；絕緣桿為聚氨酯，長(zhǎng)40 mm。

消融區(qū)組織模型，見(jiàn)圖3。模型半徑30 mm，高度60 mm。組織邊界條件如下：組織初始溫度Tu=37 ℃，恒溫能量激勵(lì)溫度：Tc=90 ℃。射頻針和組織材料的熱電參數(shù)，見(jiàn)表1。腦灰質(zhì)密度和比熱來(lái)自Duck[14]的數(shù)據(jù)，導(dǎo)熱率來(lái)自Chato[15]的文獻(xiàn)數(shù)據(jù)，射頻針和絕緣桿的參數(shù)來(lái)自Louay Chachati等人[16]的文獻(xiàn)。

表1 射頻針和組織材料的熱電參數(shù)

2.3 模型邊界條件

考慮3種恒溫激勵(lì)源的有限元模型特點(diǎn)，運(yùn)用有限元分析軟件ANSYS 13.0求解，模擬使用軸對(duì)稱分析和瞬態(tài)熱傳導(dǎo)模塊。使用的射頻針，發(fā)射針長(zhǎng)4 mm，絕緣桿長(zhǎng)30 mm，探針直徑2 mm。腦組織為30 mm×60 mm區(qū)域，記錄A（0.5 mm）、B（2.5 mm）、C（5 mm）三點(diǎn)的溫度變化，其中A點(diǎn)位于針內(nèi)部，距中軸線0.5 mm，B、C兩點(diǎn)位于針外部，距中軸線距離分別為2.5 mm、5 mm，見(jiàn)圖4。記錄消融開(kāi)始后60 s和120 s時(shí)刻的溫度分布和熱損傷區(qū)域大?。ㄒ?0 ℃為邊界的橢圓為參考，超過(guò)50 ℃后組織變性壞死）。模型初始和邊界條件如下：① 腦組織初始溫度為37 ℃。② 激勵(lì)源溫度設(shè)定為90 ℃。③ 假設(shè)消融時(shí)間為120s。④ 假設(shè)腦組織為腦灰質(zhì)，且均勻。⑤ 忽略血液灌流對(duì)消融效果的影響。⑥ 忽略組織代謝產(chǎn)熱對(duì)消融效果的影響。

3 結(jié)果與討論

圖5～7（a）記錄了3種模型的A、B、C 3點(diǎn)處的溫度時(shí)間變化曲線，從圖中可以看出，由于醫(yī)用金屬的熱傳導(dǎo)率遠(yuǎn)大于腦組織，因此，A點(diǎn)可視為激勵(lì)源處溫度變化；B點(diǎn)較C點(diǎn)更靠近激勵(lì)源，初始時(shí)刻升溫迅速，隨著時(shí)間的推移升溫幅度減小直至基本不變；而C點(diǎn)處溫升緩慢，升溫速度基本保持恒定。圖5～7（b）和（c）分別為3種模型消融60 s和120 s時(shí)刻的溫度場(chǎng)分布，從中可以看出，消融區(qū)域近似為橢球形，并且消融前60 s熱損傷區(qū)域增長(zhǎng)迅速，60～120 s時(shí)間段里損傷區(qū)的增長(zhǎng)變得平緩。

比較模型I、II、III的B點(diǎn)和C點(diǎn)溫度隨時(shí)間的變化，見(jiàn)圖8。三種模型B、C點(diǎn)的溫升趨勢(shì)相似，但是模型II和III的溫度明顯高于模型I。說(shuō)明白蛋白溶液體模存在的熱對(duì)流作用對(duì)消融結(jié)果影響較大。同時(shí)對(duì)比相同能量激勵(lì)下的模型II和III，可見(jiàn)模型II的溫度和消融區(qū)域要稍大于模型III，主要原因是其材料熱物性參數(shù)存在差異，明膠狀白蛋白體模對(duì)熱量的吸收能力（k/ρc）要大于腦灰質(zhì)。3種模型60 s和120 s時(shí)刻熱損傷區(qū)域大?。ㄒ?0 ℃為消融邊界），見(jiàn)表2。其中X為消融區(qū)短半軸，Y為消融區(qū)長(zhǎng)半軸，S為橢圓消融區(qū)的面積?？梢?jiàn)模型II和III的消融面積分別較模型I大84.9%和68.8%，模型II的消融面積比模型III大9.2%。消融開(kāi)始60 s內(nèi)消融區(qū)增長(zhǎng)迅速，60 s之后增長(zhǎng)緩慢。比較3種模型60 s和120 s兩時(shí)刻消融區(qū)域大小，其增長(zhǎng)率分別為21.5%、26.8%、20.6%。

表2 3種模型熱損傷區(qū)域大小

4 結(jié)論

射頻消融過(guò)程中，為了有效控制熱損傷區(qū)域的大小，溫度監(jiān)控變得異常重要。實(shí)際的射頻消融儀只能通過(guò)探針內(nèi)部的熱電偶測(cè)量溫度，無(wú)法測(cè)量探針外部溫度，也無(wú)法檢測(cè)實(shí)際消融區(qū)的大小。同時(shí)隨著消融能量和介質(zhì)熱物性參數(shù)的變化，消融結(jié)果存在較大差異，臨床醫(yī)生多數(shù)情況下只能根據(jù)經(jīng)驗(yàn)判斷消融能量和時(shí)間。因此，這就需要利用有限元分析工具對(duì)特定環(huán)境下的熱計(jì)量進(jìn)行評(píng)估。

本研究對(duì)腦病灶射頻消融熱損傷區(qū)進(jìn)行了有限元仿真。通過(guò)模擬臨床常用溫控射頻消融儀的工作機(jī)制設(shè)計(jì)出兩種能量分布，然后利用ANSYS軟件模擬液態(tài)白蛋白體模、凝膠白蛋白體模和腦灰質(zhì)的射頻消融情況，并比較消融溫度、溫度場(chǎng)分布和熱損傷區(qū)大?。ㄟ吔鐪囟瘸^(guò)50 ℃區(qū)域）。研究結(jié)果表明：液態(tài)體模（如蛋清和白蛋白溶液）內(nèi)部存在的熱對(duì)流作用對(duì)消融結(jié)果影響較大，實(shí)驗(yàn)中要盡量避免使用液態(tài)體模；介質(zhì)材料的熱物性參數(shù)對(duì)熱劑量的計(jì)算至關(guān)重要；初始時(shí)刻介質(zhì)對(duì)能量的吸收能力強(qiáng)，熱損傷范圍迅速擴(kuò)大，消融后1/2段吸收能力下降，熱損傷區(qū)域形成緩慢。

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Finite Element Analysis of Encranial Thermal Injury Region with Temperature-controlled Radio Frequency Ablation

HONG Jiao, LI Peng,GAO Hong-jian, WU Shui-cai
College of Life Science and Bioengineering, Beijing University of Technology, Beijing 100124, China

Objective This paper introduces f nite element application of themerature-controlled radio frequency ablation(RFA) to simulate the temperature distribution of intracranial lesion and build the excitation models found in clinical practice, thus to improve the treatment effectiveness. Methods Three f nite element models with two different exitations were f rst bulit, and then the key parameters including temperatures range and thermal injury were compared. Results The ablation regions grew fast in the f rst 60 seconds, then it became slow. In addition, the ablation regions of solid medium models were much larger than those of liquid models. Conclusion The design of homeothermal excitation may be effective for simulating temperature-controlled radio frequency abltion.

radio frequency ablation device; brain lesions; radio frequency ablation(RFA); f nite element methods(FEM); thermal model

R318

A

10.3969/j.issn.1674-1633.2012.08.009

1674-1633(2012)08-0037-03

2012-03-01

北京市自然科學(xué)基金（3112005）資助。

本文作者：在讀碩士研究生。

吳水才，教授，博士生導(dǎo)師。

作者郵箱：15810948582@139.com