鄒金成，張愛麗

上海交通大學(xué)生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)院，上海市，200030

0 引言

現(xiàn)有的射頻消融手術(shù)中，主要通過調(diào)節(jié)射頻消融治療系統(tǒng)的輸出功率進行持續(xù)的加熱達到預(yù)期的熱消融范圍[1-3]。為了能夠增加消融范圍和射頻的穿透深度，則常常通過增加治療時間或加熱功率，然而當(dāng)加熱功率過低時，則因為血液灌注率的存在，將熱量帶走，達不到消融的目的，而過高又會使靶向組織因高溫氣化形成碳化，阻礙射頻信號的傳輸，很難到達更遠的區(qū)域。并且靶向組織的形狀不規(guī)則，現(xiàn)有治療探針產(chǎn)生的形狀基本不可控[4-6]。為了能夠?qū)Π邢蚪M織進行精準適形治療，必須考慮到組織的實際結(jié)構(gòu)，從射頻加熱的基本原理進行加熱方法研究，以更好消融各組織。

已有研究表明，不同頻率的射頻在生物組織中的穿透深度與加熱范圍有很大的差異。HAEMMERICH等[7-8]建模分析腫瘤組織和正常組織在10 kHz和500 kHz射頻頻率作用下組織內(nèi)部電流場和溫度場的分布，得到了在較低頻率下可以實現(xiàn)優(yōu)先加熱腫瘤而不傷害正常組織的結(jié)果；EKSTRAND等[9]對如何使用射頻優(yōu)先加熱乳腺癌中的腫瘤組織而不傷害周圍的脂肪展開研究；FRANCO等[10]對射頻消融生物組織中脂肪的能力進行研究，其采用了500 kHz和4 MHz射頻頻率對豬肉進行加熱，發(fā)現(xiàn)500 kHz的射頻加熱范圍更大，但加熱速度較慢， 4 MHz的射頻具有更快的加熱速度但加熱范圍相對較小。BLENKY等[11]研究了不同射頻頻率對生物組織穿透深度的影響，并通過實驗證實了穿透深度隨頻率的增大而減小。因此，不同射頻頻率消融能夠改變靶向組織的消融范圍和消融深度，可以通過控制治療策略來實現(xiàn)對靶向組織的精準適形治療，達到更加有效的消融目的。如果在治療過程中，能夠針對不同的組織需要，選擇分時甚至同時使用不同頻率的射頻進行消融，將大大增加系統(tǒng)的可控性和適用范圍。

然而目前所有的系統(tǒng)，均為單一頻率治療系統(tǒng)，為了能夠進一步研究多頻率射頻的使用對腫瘤消融的治療效果以及治療機理，本文提出了頻率可選的射頻消融治療系統(tǒng)的設(shè)計方案，設(shè)計了可以發(fā)出多種頻率的射頻消融信號系統(tǒng)，并通過仿生物膠體實驗測試了該治療系統(tǒng)不同頻率射頻信號在恒定功率控制模式下的加熱規(guī)律，為后期射頻精準消融治療策略的研究提供了硬件基礎(chǔ)。

1 系統(tǒng)工作原理與體系架構(gòu)

射頻消融技術(shù)利用了組織的高頻電流場作用下的熱效應(yīng)，達到對靶向組織的消融治療作用，且治療深度會隨著頻率的改變而變化。鑒于射頻消融的這一特性，為了能夠更好地實現(xiàn)對靶向組織的徹底消融，以及達到所需要的治療目的，本文提出了頻率可選的射頻消融治療系統(tǒng)設(shè)計方案，實現(xiàn)了在一個系統(tǒng)中發(fā)出多種不同頻率的射頻消融信號，可根據(jù)實際的靶向組織的尺寸與形狀，配合適當(dāng)?shù)目刂扑惴?，實現(xiàn)對靶向組織的徹底消融目的。其系統(tǒng)結(jié)構(gòu)框圖如圖1所示，主要包括了射頻功率放大電路、射頻信號檢測電路、顯示控制模塊、微處理器控制模塊、可控直流電源、頻率選擇電路、隔離輸出電路以及溫度采集電路等模塊。

圖1 系統(tǒng)結(jié)構(gòu)框圖Fig.1 Structure diagram of system

系統(tǒng)工作原理為：顯示控制模塊在工作之前設(shè)置好當(dāng)前工作頻率與工作方式，即時傳輸?shù)轿⑻幚砥骺刂颇K，微處理器控制模塊發(fā)出PWM脈寬調(diào)制信號控制PWM轉(zhuǎn)電壓電路，發(fā)出0～5 V的控制輸入信號，控制可控直流電源輸出0～60 V的可調(diào)直流信號，作用到射頻功率放大電路；同時微處理控制模塊控制頻率選擇電路，選擇射頻功率放大電路的激勵信號頻率，以及選擇射頻功率放大電路中，諧振電感的值，使其在固有頻率下發(fā)生諧振，通過射頻功率放大電路輸出設(shè)定頻率的射頻消融信號；射頻消融信號使用1:1的高頻隔離變壓器傳輸?shù)街委熖筋^作用于人體，進行組織治療。射頻信號檢測電路采集隔離耦合的方式采集治療過程中的電流以及采集高頻隔離變壓器輸入端的電壓，并且將其采集的信號傳輸?shù)轿⑻幚砥骺刂颇K進行信號處理后，傳輸?shù)接|控顯示模塊上進行顯示。此外，系統(tǒng)上還設(shè)計有兩路的溫度采集電路，采集治療過程中溫度信息。

2 系統(tǒng)硬件設(shè)計

2.1 射頻功率放大電路

射頻功率放大電路是射頻消融能量產(chǎn)生的核心部件，采用了單端輸入的E類功率放大電路。電路原理如圖2所示，電路中主要采用了功率放大型的MOS管作為功率放大器件，將方波激勵信號作用于MOS管的柵極G，提供基頻激勵信號，使其MOS管處于開關(guān)狀態(tài)，MOS管開關(guān)狀態(tài)時，流經(jīng)MOS管的電流和電壓不同時存在，使其在理想的工作狀態(tài)下，損耗為零。

圖2 射頻功率放大電路原理圖Fig.2 Diagram of RF power amplifier

電路工作時，可控恒流源輸出的0～60 V可控電壓信號，經(jīng)過濾波電路后接入到高頻扼流圈L1，進行恒流處理，然后，傳輸?shù)焦β史糯驧OS管的源級，接入到L2與C4組成的LC串聯(lián)諧振電路，經(jīng)過阻抗拼配網(wǎng)絡(luò)，發(fā)出射頻消融信號。最后，將射頻消融信號采用高頻隔離變壓器輸出到治療探頭，輸送到組織進行治療。

為了能夠發(fā)出不同頻率的射頻消融信號，在設(shè)計過程中，根據(jù)E類功率放大電路的基本工作原理[12]，扼流圈的取值應(yīng)該滿足公式：因此，為了能夠滿足所有設(shè)計頻率的要求，在設(shè)計過程中，將高頻扼流圈的取值設(shè)置為可選最小頻率時的值，即頻率f為最小頻率fmin。LC串聯(lián)諧振電路中電感L2與電容C4應(yīng)該滿足關(guān)系式，設(shè)計中將諧振電容的值取值為固定值，取C4=0.01 μF，然后將電感設(shè)計為可調(diào)電感，其中可選值為系統(tǒng)可選頻率的諧振電感值，并且采用了頻率選擇電路進行選擇，這里的頻率選擇電路采用譯碼電路與繼電器選擇電路連接，使用微處理控制電路控制其信號選擇。輸出隔離電路采用了高頻隔離變壓器進行信號隔離。

同時使用了晶體振蕩電路與數(shù)字邏輯與非門電路，產(chǎn)生了方波信號，然后采用D觸發(fā)器對其進行分頻，產(chǎn)生了多種頻率的方波信號，采用頻率選擇電路選擇工作射頻頻率的方波信號，再經(jīng)過MOS管驅(qū)動芯片，傳輸?shù)缴漕l功率放大電路中的功率放大MOS管柵極，為其提供激勵源信號。

2.2 微處理器控制模塊

本文中的微處理控制模塊主要是用于對射頻消融信號進行控制與信號采集處理，其中微處理器采用了TI公司的MSP430F149片上系統(tǒng)作為解決方案。MSP430f149單片機采用16位RISC處理器，高性能的模擬技術(shù)及豐富的片內(nèi)外設(shè)，具有多個可任意嵌套的中斷源，內(nèi)置8路12位ADC，實現(xiàn)溫度與射頻信號檢測的模數(shù)轉(zhuǎn)換，16位定時器Timer A具有4種工作模式，可同時進行多個捕獲/比較功能，用于實現(xiàn)控制算法設(shè)計時的時間控制，以及可以通過時鐘實現(xiàn)PWM功能，實現(xiàn)對射頻功率的控制。

微處理器控制模塊的外圍電路包括DS1302時鐘電路、PWM信號轉(zhuǎn)電壓電路、I/O口控制電路、串口通信電路、485通信電路、晶振電路和蜂鳴器報警電路，基本結(jié)構(gòu)如圖4所示，其中觸控顯示屏使用深圳拓普微科技開發(fā)有限公司10.4 in電阻式觸控顯示屏，型號為HMT104ATA-C。系統(tǒng)采用了485通訊電路實現(xiàn)與遠程計算機的通信。系統(tǒng)采用了多路I/O控制頻率選擇電路的譯碼器，選擇當(dāng)前射頻消融頻率的基頻信號與射頻功率放大電路的諧振電感值。

圖4 微處理器控制模塊結(jié)構(gòu)圖Fig.4 The diagram of MCU control module

3 系統(tǒng)測試與實驗

3.1 不同頻率的射頻消融信號的測試

為了對本文中設(shè)計的頻率可選的射頻消融治療系統(tǒng)的測試與驗證，將射頻信號的輸出端加載在負載為100 Ω的功率電阻上，將安捷倫MSO-X 2022A的示波器連接到射頻輸出端的兩極，分別測試了頻率為230 kHz、460 kHz、920 kHz、2 000 kHz時的射頻信號，測試的信號波形圖如圖5所示。

圖5 不同頻率的射頻信號Fig.5 The RF signal of diあerent frequency

3.2 不同頻率射頻仿真膠體消融實驗

為了驗證不同頻率射頻消融信號的加熱規(guī)律，我們根據(jù)生物組織特性（尤其是傳熱特性與導(dǎo)熱特性），設(shè)計了仿生物組織膠體[13]，主要成分為88.5%的蒸餾水，0.46%的氯化鈉，5.5%的甲醛溶液和5.54%的明膠，生物仿真膠體的尺寸為30 mm×30 mm×30 mm。選擇了460 kHz、920 kHz、2 000 kHz頻率的射頻消融信號進行測試。使用了紅外熱成像分析儀（型號：FLIR SC3，美國），精度為0.1 ℃，實時記錄射頻加熱過程中膠體溫度場變化。實驗裝置簡圖如圖6所示，將微電極和負極板用微細絕緣銅導(dǎo)線引出，接入射頻信號發(fā)生接口，微電極設(shè)置為正極，尺寸為2 mm×2 mm，負極板接入射頻負極。紅外熱像儀正對著放置有微電極的側(cè)面，用于實時記錄射頻加熱時的溫度場變化。

圖6 實驗系統(tǒng)圖Fig.6 Experimental system diagram

將三種頻率的射頻信號的消融功率均設(shè)置為1.5 W，加熱時間為90 s，實驗結(jié)果如圖7所示。

圖7 三種頻率相同功率下加熱90 s熱云圖Fig,7 Thermal cloud diagram at 90 s under three frequencies

從實驗結(jié)果中可看出，射頻消融面積隨著射頻頻率的增加而減少。并且三種頻率射頻加熱的最高溫度按照頻率（460 kHz、920 kHz、2 000 kHz）從小到大依次為39.7 ℃、36.2 ℃、33.9 ℃，可見最高溫度也隨著頻率的升高而減小，其主要原因在于生物膠體的電學(xué)特性隨著頻率的變化發(fā)生了變化，隨著射頻頻率變化，生物膠體的容抗和感抗也發(fā)生了相應(yīng)的變化，導(dǎo)致總的電抗隨著頻率升高而增加，從而導(dǎo)致無用功率增加，在總功率與總能量一定的情況下，射頻頻率越高加熱范圍與加熱最高溫度越小。

4 結(jié)論

本研究基于E功率放大器的基本原理，提出了頻率可選的射頻消融治療系統(tǒng)的設(shè)計方案，設(shè)計了一套頻率可選的射頻消融治療系統(tǒng)。并且對該系統(tǒng)設(shè)計的四種射頻頻率（230 kHz、460 kHz、920 kHz、2 000 kHz）的射頻消融信號進行了測試，驗證了系統(tǒng)的可行性。并且通過實驗測試了不同頻率在相同加熱功率和加熱時間下的加熱規(guī)律，測試結(jié)果表明：射頻加熱消融功率和加熱時間一定時，隨著射頻頻率的增加，加熱消融面積與加熱溫升越小。因此，射頻頻率的變化能夠改變射頻消融的過程與消融范圍。在射頻消融臨床研究過程中，可以通過控制射頻頻率和治療控制方法，實現(xiàn)對靶向組織的精準治療與徹底消融，并且可以通過本文中提出的設(shè)計方案實現(xiàn)更多可選頻率的射頻消融治療系統(tǒng)。