频率可选的射频消融治疗系统

邹金成，张爱丽

上海交通大学生物医学工程学院，上海市，200030

0 引言

现有的射频消融手术中，主要通过调节射频消融治疗系统的输出功率进行持续的加热达到预期的热消融范围[1-3]。为了能够增加消融范围和射频的穿透深度，则常常通过增加治疗时间或加热功率，然而当加热功率过低时，则因为血液灌注率的存在，将热量带走，达不到消融的目的，而过高又会使靶向组织因高温气化形成碳化，阻碍射频信号的传输，很难到达更远的区域。并且靶向组织的形状不规则，现有治疗探针产生的形状基本不可控[4-6]。为了能够对靶向组织进行精准适形治疗，必须考虑到组织的实际结构，从射频加热的基本原理进行加热方法研究，以更好消融各组织。

已有研究表明，不同频率的射频在生物组织中的穿透深度与加热范围有很大的差异。HAEMMERICH等[7-8]建模分析肿瘤组织和正常组织在10 kHz和500 kHz射频频率作用下组织内部电流场和温度场的分布，得到了在较低频率下可以实现优先加热肿瘤而不伤害正常组织的结果；EKSTRAND等[9]对如何使用射频优先加热乳腺癌中的肿瘤组织而不伤害周围的脂肪展开研究；FRANCO等[10]对射频消融生物组织中脂肪的能力进行研究，其采用了500 kHz和4 MHz射频频率对猪肉进行加热，发现500 kHz的射频加热范围更大，但加热速度较慢， 4 MHz的射频具有更快的加热速度但加热范围相对较小。BLENKY等[11]研究了不同射频频率对生物组织穿透深度的影响，并通过实验证实了穿透深度随频率的增大而减小。因此，不同射频频率消融能够改变靶向组织的消融范围和消融深度，可以通过控制治疗策略来实现对靶向组织的精准适形治疗，达到更加有效的消融目的。如果在治疗过程中，能够针对不同的组织需要，选择分时甚至同时使用不同频率的射频进行消融，将大大增加系统的可控性和适用范围。

然而目前所有的系统，均为单一频率治疗系统，为了能够进一步研究多频率射频的使用对肿瘤消融的治疗效果以及治疗机理，本文提出了频率可选的射频消融治疗系统的设计方案，设计了可以发出多种频率的射频消融信号系统，并通过仿生物胶体实验测试了该治疗系统不同频率射频信号在恒定功率控制模式下的加热规律，为后期射频精准消融治疗策略的研究提供了硬件基础。

1 系统工作原理与体系架构

射频消融技术利用了组织的高频电流场作用下的热效应，达到对靶向组织的消融治疗作用，且治疗深度会随着频率的改变而变化。鉴于射频消融的这一特性，为了能够更好地实现对靶向组织的彻底消融，以及达到所需要的治疗目的，本文提出了频率可选的射频消融治疗系统设计方案，实现了在一个系统中发出多种不同频率的射频消融信号，可根据实际的靶向组织的尺寸与形状，配合适当的控制算法，实现对靶向组织的彻底消融目的。其系统结构框图如图1所示，主要包括了射频功率放大电路、射频信号检测电路、显示控制模块、微处理器控制模块、可控直流电源、频率选择电路、隔离输出电路以及温度采集电路等模块。

图1 系统结构框图Fig.1 Structure diagram of system

系统工作原理为：显示控制模块在工作之前设置好当前工作频率与工作方式，即时传输到微处理器控制模块，微处理器控制模块发出PWM脉宽调制信号控制PWM转电压电路，发出0～5 V的控制输入信号，控制可控直流电源输出0～60 V的可调直流信号，作用到射频功率放大电路；同时微处理控制模块控制频率选择电路，选择射频功率放大电路的激励信号频率，以及选择射频功率放大电路中，谐振电感的值，使其在固有频率下发生谐振，通过射频功率放大电路输出设定频率的射频消融信号；射频消融信号使用1:1的高频隔离变压器传输到治疗探头作用于人体，进行组织治疗。射频信号检测电路采集隔离耦合的方式采集治疗过程中的电流以及采集高频隔离变压器输入端的电压，并且将其采集的信号传输到微处理器控制模块进行信号处理后，传输到触控显示模块上进行显示。此外，系统上还设计有两路的温度采集电路，采集治疗过程中温度信息。

2 系统硬件设计

2.1 射频功率放大电路

射频功率放大电路是射频消融能量产生的核心部件，采用了单端输入的E类功率放大电路。电路原理如图2所示，电路中主要采用了功率放大型的MOS管作为功率放大器件，将方波激励信号作用于MOS管的栅极G，提供基频激励信号，使其MOS管处于开关状态，MOS管开关状态时，流经MOS管的电流和电压不同时存在，使其在理想的工作状态下，损耗为零。

图2 射频功率放大电路原理图Fig.2 Diagram of RF power amplifier

电路工作时，可控恒流源输出的0～60 V可控电压信号，经过滤波电路后接入到高频扼流圈L1，进行恒流处理，然后，传输到功率放大MOS管的源级，接入到L2与C4组成的LC串联谐振电路，经过阻抗拼配网络，发出射频消融信号。最后，将射频消融信号采用高频隔离变压器输出到治疗探头，输送到组织进行治疗。

为了能够发出不同频率的射频消融信号，在设计过程中，根据E类功率放大电路的基本工作原理[12]，扼流圈的取值应该满足公式：因此，为了能够满足所有设计频率的要求，在设计过程中，将高频扼流圈的取值设置为可选最小频率时的值，即频率f为最小频率fmin。LC串联谐振电路中电感L2与电容C4应该满足关系式，设计中将谐振电容的值取值为固定值，取C4=0.01 μF，然后将电感设计为可调电感，其中可选值为系统可选频率的谐振电感值，并且采用了频率选择电路进行选择，这里的频率选择电路采用译码电路与继电器选择电路连接，使用微处理控制电路控制其信号选择。输出隔离电路采用了高频隔离变压器进行信号隔离。

同时使用了晶体振荡电路与数字逻辑与非门电路，产生了方波信号，然后采用D触发器对其进行分频，产生了多种频率的方波信号，采用频率选择电路选择工作射频频率的方波信号，再经过MOS管驱动芯片，传输到射频功率放大电路中的功率放大MOS管栅极，为其提供激励源信号。

2.2 微处理器控制模块

本文中的微处理控制模块主要是用于对射频消融信号进行控制与信号采集处理，其中微处理器采用了TI公司的MSP430F149片上系统作为解决方案。MSP430f149单片机采用16位RISC处理器，高性能的模拟技术及丰富的片内外设，具有多个可任意嵌套的中断源，内置8路12位ADC，实现温度与射频信号检测的模数转换，16位定时器Timer A具有4种工作模式，可同时进行多个捕获/比较功能，用于实现控制算法设计时的时间控制，以及可以通过时钟实现PWM功能，实现对射频功率的控制。

微处理器控制模块的外围电路包括DS1302时钟电路、PWM信号转电压电路、I/O口控制电路、串口通信电路、485通信电路、晶振电路和蜂鸣器报警电路，基本结构如图4所示，其中触控显示屏使用深圳拓普微科技开发有限公司10.4 in电阻式触控显示屏，型号为HMT104ATA-C。系统采用了485通讯电路实现与远程计算机的通信。系统采用了多路I/O控制频率选择电路的译码器，选择当前射频消融频率的基频信号与射频功率放大电路的谐振电感值。

图4 微处理器控制模块结构图Fig.4 The diagram of MCU control module

3 系统测试与实验

3.1 不同频率的射频消融信号的测试

为了对本文中设计的频率可选的射频消融治疗系统的测试与验证，将射频信号的输出端加载在负载为100 Ω的功率电阻上，将安捷伦MSO-X 2022A的示波器连接到射频输出端的两极，分别测试了频率为230 kHz、460 kHz、920 kHz、2 000 kHz时的射频信号，测试的信号波形图如图5所示。

图5 不同频率的射频信号Fig.5 The RF signal of diあerent frequency

3.2 不同频率射频仿真胶体消融实验

为了验证不同频率射频消融信号的加热规律，我们根据生物组织特性（尤其是传热特性与导热特性），设计了仿生物组织胶体[13]，主要成分为88.5%的蒸馏水，0.46%的氯化钠，5.5%的甲醛溶液和5.54%的明胶，生物仿真胶体的尺寸为30 mm×30 mm×30 mm。选择了460 kHz、920 kHz、2 000 kHz频率的射频消融信号进行测试。使用了红外热成像分析仪（型号：FLIR SC3，美国），精度为0.1 ℃，实时记录射频加热过程中胶体温度场变化。实验装置简图如图6所示，将微电极和负极板用微细绝缘铜导线引出，接入射频信号发生接口，微电极设置为正极，尺寸为2 mm×2 mm，负极板接入射频负极。红外热像仪正对着放置有微电极的侧面，用于实时记录射频加热时的温度场变化。

图6 实验系统图Fig.6 Experimental system diagram

将三种频率的射频信号的消融功率均设置为1.5 W，加热时间为90 s，实验结果如图7所示。

图7 三种频率相同功率下加热90 s热云图Fig,7 Thermal cloud diagram at 90 s under three frequencies

从实验结果中可看出，射频消融面积随着射频频率的增加而减少。并且三种频率射频加热的最高温度按照频率（460 kHz、920 kHz、2 000 kHz）从小到大依次为39.7 ℃、36.2 ℃、33.9 ℃，可见最高温度也随着频率的升高而减小，其主要原因在于生物胶体的电学特性随着频率的变化发生了变化，随着射频频率变化，生物胶体的容抗和感抗也发生了相应的变化，导致总的电抗随着频率升高而增加，从而导致无用功率增加，在总功率与总能量一定的情况下，射频频率越高加热范围与加热最高温度越小。

4 结论

本研究基于E功率放大器的基本原理，提出了频率可选的射频消融治疗系统的设计方案，设计了一套频率可选的射频消融治疗系统。并且对该系统设计的四种射频频率（230 kHz、460 kHz、920 kHz、2 000 kHz）的射频消融信号进行了测试，验证了系统的可行性。并且通过实验测试了不同频率在相同加热功率和加热时间下的加热规律，测试结果表明：射频加热消融功率和加热时间一定时，随着射频频率的增加，加热消融面积与加热温升越小。因此，射频频率的变化能够改变射频消融的过程与消融范围。在射频消融临床研究过程中，可以通过控制射频频率和治疗控制方法，实现对靶向组织的精准治疗与彻底消融，并且可以通过本文中提出的设计方案实现更多可选频率的射频消融治疗系统。