介绍了一种新的基于阻抗控制算法的冷极射频消融治疗仪的研制。仪器分为硬件系统和软件系统两大块,硬件部分完成射频功率输出、实时数据采集等;软件部分主要完成对消融范围的控制,以及实验过程中的实时曲线显示等,核心是阻抗控制算法。阻抗算法解决了射频消融过程中肿瘤组织阻抗急剧升高的问题,扩大了消融范围。离体猪肝实验证明,阻抗控制算法适应性强,使用14 G冷极射频针可取得单针消融范围达3.5~4.5 cm的一致性研究成果,对于临床上一次性灭活3~5 cm的肿瘤具有较高的实用价值。
引用本文： 郑丹平, 朱名日, 刘文彬, 姚鑫, 潘凯, 龚慧斌. 基于阻抗控制算法的冷极射频消融治疗仪. 生物医学工程学杂志, 2015, 32(4): 905-909. doi: 10.7507/1001-5515.20150161 复制
引言
近几年来随着影像技术的发展，CT、超声等引导下的射频消融(radiofrequency ablation,RFA)技术有了巨大的发展。计算机技术的引入，使得射频消融治疗仪的各个设备也得到了更好的控制。射频消融技术是将作用于肿瘤组织上的交变电流转化为组织的热能，通过提升肿瘤组织的温度使之产生凝固性坏死，达到治愈肿瘤的目的。因其具有微创、高效等特点，已被广泛应用于人体肝、肾、乳腺、前列腺等组织或器官的肿瘤治疗[1] 。
目前，临床医学中应用最多的国内外射频消融治疗仪，其控制模式主要有功率控制和温度控制两种控制模式。功率控制模式采用固定的功率输出，通过监控治疗过程中局部组织的阻抗变化来控制射频能量输出的停断。而温度控制模式是通过监控局部组织的温度自动调整射频功率输出，控制靶组织局部温度，使其温度在目标温度范围内[2]。
对于现有的射频肿瘤治疗仪，临床上的效果是小于3 cm的肿瘤能达到一次性灭活，而对于3~5 cm的肿瘤却无法达到一次性治愈，主要表现为癌灶残留和复发。翟博等[3]对1 341例经RFA治疗的原发性肝癌患者进行研究分析，对于<3 cm、3~4 cm、4~5 cm、>5 cm者，其术后残留率分别为4.0%、11.8%、21.8%和45.7%。即肿瘤越大，RFA治疗后的残留率越高。为了扩大消融范围，减少癌灶残留率，特设计了一款基于阻抗控制算法的冷极射频消融治疗仪。阻抗控制算法主要是根据消融过程中组织阻抗值的变化来实时调整射频功率的输出，达到扩大消融范围的效果。
1 冷极射频消融治疗仪的构成
该仪器主要由两大块组成，分为硬件系统和软件系统。从硬件架构来说分为工控机、液晶显示屏、射频源系统(包括放大电路等)、制冷系统以及治疗终端的射频针管及腹肌板等。这些子系统或通过电路，或通过AD/DA，或通过串口等通信总线与工控机联系，共同构成冷极射频消融治疗仪的硬件系统框架。
从软件系统角度来说，核心是对消融范围进行控制的阻抗算法。此外还有对实验过程的阻抗、功率、温度的实时曲线显示以及病历管理等功能模块。
其系统框图如图 1所示。
图1
射频消融治疗仪系统框图
Figure1.
System diagram of the RFA therapeutic instrument
2 冷极射频消融治疗的原理
射频消融技术治疗的原理是在超声、CT或内腔镜的引导下，将射频电极针穿刺插入到患者肿瘤组织部位，通过射频消融系统和软件控制，将大功率射频能量通过消融电极传送到肿瘤组织内，再经辅助电极形成回路，通过周围组织中的分子摩擦和离子逸散而产热，使局部组织温度达到60 ℃以上时，肿瘤组织将产生不可逆的凝固性坏死，从而产生热消融效应[4]。由于肿瘤周围血管组织凝固，不能继续向肿瘤供血，这有利于防止肿瘤转移；同时，坏死组织在患者体内将部分被吸收，坏死组织周围形成纤维化胞膜，胞膜内聚集了中性DNA，它能增强患者的免疫功能。
冷极射频消融技术是采用针尖带有循环水的射频电极针进行治疗。针尖的冷循环水可带走部分热量，使针尖周围组织局部温度降低，避免针尖周围组织迅速炭化结痂，达到增大消融范围的目的[5]。冷极射频消融靠热积累达到一定程度来灭活癌细胞。
3 阻抗控制算法
3.1 阻抗算法的理论依据
人体组织在热学中粗略地可以等效为一个热阻和一个热容的并联[6]。
向其施加一个恒定的功率时，由于热容的作用，其温度将缓慢上升；另外由于热阻的存在，负载将对环境(如血液、更外围的低温组织)散热，因此在其温度达到某一个平衡点时，其温度将不再上升。当负载发生变化时，需要调节其功率，才能使温度相对稳定。
若直接输出射频能量，由于负载的温度上升至沸点后靶点组织会发生严重的脱水，使其炭化，阻抗上升，有效功率下降，因此其消融范围(癌细胞失活的范围)会非常小，无法满足临床需求。为了抑制这种现象、扩大消融范围，这里采用冷循环水射频电极针，冷却水循环流动，用于冷却针尖周围组织，其冷却功率与加热功率叠加后如图 2所示。
图2
冷却功率与加热功率的合成功率
Figure2.
Synthetic power of cooling power and heating power
由于加热功率和冷却功率同时存在，其合成功率的曲线比加热功率更为平缓。加入冷却功率和未加入冷却功率的温度曲线对比如图 3所示。
图3
含冷却功率与不含冷却功率时的温度曲线图
Figure3.
Temperature curve with cooling power and the curve without cooling power
从图 3可以看出，带冷循环水的针尖温度与不带冷循环水的针尖温度有很大差别，因此，带冷循环的针尖温度反应的不是真实的针尖温度，采用传统的针尖温度控制将不准确。而传统的功率控制也存在一定的不足。功率控制模式，采用输出功率恒定，通过设定的恒定功率对穿刺点进行迅速消融[7]。由于组织不同部位的生物学特性不同[8]，相同的参数设置有可能在某些组织上导致组织过早脱水炭化，射频能量得不到很好的输出与扩散。
如果输出能量大，局部温度尤其是邻近针尖周围组织温度会升高过快，使得组织迅速脱水炭化，脱水组织在针尖周围形成炭圈，从而影响消融体积。虽然功率控制模式的射频消融时间短，但其消融范围也小，不能达到一次性灭活整个癌细胞的目的。而阻抗控制算法，是根据消融过程中，阻抗的实时变化调整射频功率的输出。当射频能量输出时，根据传热学的原理，能量会从高处向低处传递，由于针尖有冷循环水，所以针尖周围组织温度不会过高，组织不会迅速炭化，在持续功率输入的情况下，热量可以继续向外传递，当热量累积到一定程度时即可将癌细胞杀死，达到增大消融范围的目的。Haemmerich.D通过数学建模，对阻抗控制进行了仿真分析，并进行了相关离体实验的验证[9]。
3.2 阻抗算法的基本思想以及算法流程
阻抗算法的基本思想：开始治疗一段时间，低功率运行大约几十秒，此时阻抗会下降，功率持续小幅度上升，待功率上升到设定的初始功率后，再根据阻抗走向的趋势来调整功率，如果阻抗没有上升趋势(一直下降)，每隔一定时间增加一个功率步长(大约2 W)，直至阻抗下降到最低拐点处开始上升；当阻抗高于最低拐点处一个值(大约5 W)，将功率降低一个步长值，然后功率一直保持稳定输出；如果阻抗后面下降比较多，给予一个功率补偿(即阻抗下降达到一个设定值，增加一个功率步长。比如，设定阻抗下降3 Ω，功率增加2 W)，否则，保持恒定功率输出；如果阻抗达到设定的目标阻抗值附近(设置为150 Ω)，将调整射频源电压输出，使阻抗保持在设定值附近运行，直到结束治疗。上述设定值均为我们在离体猪肝实验过程中探索所得，后续通过活体以及临床如果效果较好，可以将设定值固化在软件程序中。阻抗算法的流程框图如图 4所示。
图4
阻抗算法的流程框图
Figure4.
Flow diagram of impedance algorithms
4 阻抗算法的实验验证
单极14 G(HG-25)可控冷极针射频消融离体猪肝的实验曲线如图 5所示。图中纵轴左边刻度表示功率/温度，右边刻度表示阻抗，横轴为时间。12 min治疗时间下，回路阻抗曲线先下降后上升，这符合生物组织阻抗在射频电流作用下的特性[10]。在开始治疗的时候，由于射频电流使猪肝组织中带电离子高速运转，所以阻抗下降；随着射频功率的增加，由传热原理[11]，热量会向周围组织传递，组织自身水分散失，阻抗上升。回路阻抗值达到最低拐点，说明冷却功率与加热功率的有效功率达到一个动态平衡，此时如果射频功率继续增加，动态平衡将会被破坏，所以要采取减功率方式。图 5中可以看出阻抗拐点值之后回路功率是减小的，这表明曲线与我们算法思想一致。最后阻抗会上升较大值，是因为热积累使组织趋于炭化焦化，组织导电性能变差，导致阻抗值上升[12]。一旦阻抗急剧上升，将导致阻抗值不可控，这就是我们设定目标阻抗的目的所在。当阻抗值达到我们设定的目标阻抗值之后，功率将在设定最小值范围内波动输出，回路阻抗也将在设定阻抗范围内来回波动。
针尖温度曲线显示：开始治疗后，温度逐渐上升，当温度上升达到一个最大值后有所下降，之后一直比较平稳。这是由于冷循环水带走热量的缘故。温度曲线在回路功率开始下降一段时间之后才达到最大值，是因为有热积累的过程。
从图 5可以看出当稳定之后，回路阻抗、针尖温度、回路功率几乎是持平的稳定状态。这里的输出电压曲线是作为实验过程的参考所用。
图5
离体猪肝实验曲线图
Figure5.
Experiment curves of in vitro pig liver
算法的主要目的是控制阻抗，避免阻抗急剧上升炭化。对于本仪器中的温度，是合成功率之后的温度，故温度只是作为消融过程中的一个监控条件，在治疗参数设定时，如果设定温度最高值为120 ℃，一旦温度达到之后，将停止治疗。在治疗结束时，软件界面会弹出一个提示窗体，显示治疗时间、平均输出功率、输出总的能量以及下一步要采取的操作，如图 6所示。
图6
提示信息窗体图
Figure6.
Form diagram of prompt information
图 6中的输出总能量可以反映出射频功率对肿瘤组织所做的功，即总能量间接反应了消融范围的大小。相同条件下，总能量越大，消融范围越大。所以实时曲线显示也是此仪器设计的一大突出点。
对离体猪肝进行解剖之后可以看到，焦化炭化区并非针尖处，而是离针尖一段距离，在拔针操作时可以避免针尖组织粘连，这是冷循环针的优势之一。图 7是阻抗控制算法下，单针(14 G)冷极射针两次射频消融的效果图。本组使用14 G冷极射频针，单针消融横径平均值可达3.5~4.5 cm。
图7
两例离体猪肝消融效果图
Figure7.
Effect charts of RFA for 2 cases of in-vitro pig liver
5 结论
阻抗控制算法解决了在射频消融过程中肿瘤组织阻抗急剧升高的问题，扩大了消融范围。100多次离体猪肝实验证明，阻抗控制算法适应性强、一致性好、可靠性高。使用14 G冷极射频针可取得单针消融横径平均值达3.5~4.5 cm的一致性研究成果。这对于临床上一次性灭活3~5 cm肿瘤具有较高的实用价值。
引言
近几年来随着影像技术的发展，CT、超声等引导下的射频消融(radiofrequency ablation,RFA)技术有了巨大的发展。计算机技术的引入，使得射频消融治疗仪的各个设备也得到了更好的控制。射频消融技术是将作用于肿瘤组织上的交变电流转化为组织的热能，通过提升肿瘤组织的温度使之产生凝固性坏死，达到治愈肿瘤的目的。因其具有微创、高效等特点，已被广泛应用于人体肝、肾、乳腺、前列腺等组织或器官的肿瘤治疗[1] 。
目前，临床医学中应用最多的国内外射频消融治疗仪，其控制模式主要有功率控制和温度控制两种控制模式。功率控制模式采用固定的功率输出，通过监控治疗过程中局部组织的阻抗变化来控制射频能量输出的停断。而温度控制模式是通过监控局部组织的温度自动调整射频功率输出，控制靶组织局部温度，使其温度在目标温度范围内[2]。
对于现有的射频肿瘤治疗仪，临床上的效果是小于3 cm的肿瘤能达到一次性灭活，而对于3~5 cm的肿瘤却无法达到一次性治愈，主要表现为癌灶残留和复发。翟博等[3]对1 341例经RFA治疗的原发性肝癌患者进行研究分析，对于<3 cm、3~4 cm、4~5 cm、>5 cm者，其术后残留率分别为4.0%、11.8%、21.8%和45.7%。即肿瘤越大，RFA治疗后的残留率越高。为了扩大消融范围，减少癌灶残留率，特设计了一款基于阻抗控制算法的冷极射频消融治疗仪。阻抗控制算法主要是根据消融过程中组织阻抗值的变化来实时调整射频功率的输出，达到扩大消融范围的效果。
1 冷极射频消融治疗仪的构成
该仪器主要由两大块组成，分为硬件系统和软件系统。从硬件架构来说分为工控机、液晶显示屏、射频源系统(包括放大电路等)、制冷系统以及治疗终端的射频针管及腹肌板等。这些子系统或通过电路，或通过AD/DA，或通过串口等通信总线与工控机联系，共同构成冷极射频消融治疗仪的硬件系统框架。
从软件系统角度来说，核心是对消融范围进行控制的阻抗算法。此外还有对实验过程的阻抗、功率、温度的实时曲线显示以及病历管理等功能模块。
其系统框图如图 1所示。
图1
射频消融治疗仪系统框图
Figure1.
System diagram of the RFA therapeutic instrument
2 冷极射频消融治疗的原理
射频消融技术治疗的原理是在超声、CT或内腔镜的引导下，将射频电极针穿刺插入到患者肿瘤组织部位，通过射频消融系统和软件控制，将大功率射频能量通过消融电极传送到肿瘤组织内，再经辅助电极形成回路，通过周围组织中的分子摩擦和离子逸散而产热，使局部组织温度达到60 ℃以上时，肿瘤组织将产生不可逆的凝固性坏死，从而产生热消融效应[4]。由于肿瘤周围血管组织凝固，不能继续向肿瘤供血，这有利于防止肿瘤转移；同时，坏死组织在患者体内将部分被吸收，坏死组织周围形成纤维化胞膜，胞膜内聚集了中性DNA，它能增强患者的免疫功能。
冷极射频消融技术是采用针尖带有循环水的射频电极针进行治疗。针尖的冷循环水可带走部分热量，使针尖周围组织局部温度降低，避免针尖周围组织迅速炭化结痂，达到增大消融范围的目的[5]。冷极射频消融靠热积累达到一定程度来灭活癌细胞。
3 阻抗控制算法
3.1 阻抗算法的理论依据
人体组织在热学中粗略地可以等效为一个热阻和一个热容的并联[6]。
向其施加一个恒定的功率时，由于热容的作用，其温度将缓慢上升；另外由于热阻的存在，负载将对环境(如血液、更外围的低温组织)散热，因此在其温度达到某一个平衡点时，其温度将不再上升。当负载发生变化时，需要调节其功率，才能使温度相对稳定。
若直接输出射频能量，由于负载的温度上升至沸点后靶点组织会发生严重的脱水，使其炭化，阻抗上升，有效功率下降，因此其消融范围(癌细胞失活的范围)会非常小，无法满足临床需求。为了抑制这种现象、扩大消融范围，这里采用冷循环水射频电极针，冷却水循环流动，用于冷却针尖周围组织，其冷却功率与加热功率叠加后如图 2所示。
图2
冷却功率与加热功率的合成功率
Figure2.
Synthetic power of cooling power and heating power
由于加热功率和冷却功率同时存在，其合成功率的曲线比加热功率更为平缓。加入冷却功率和未加入冷却功率的温度曲线对比如图 3所示。
图3
含冷却功率与不含冷却功率时的温度曲线图
Figure3.
Temperature curve with cooling power and the curve without cooling power
从图 3可以看出，带冷循环水的针尖温度与不带冷循环水的针尖温度有很大差别，因此，带冷循环的针尖温度反应的不是真实的针尖温度，采用传统的针尖温度控制将不准确。而传统的功率控制也存在一定的不足。功率控制模式，采用输出功率恒定，通过设定的恒定功率对穿刺点进行迅速消融[7]。由于组织不同部位的生物学特性不同[8]，相同的参数设置有可能在某些组织上导致组织过早脱水炭化，射频能量得不到很好的输出与扩散。
如果输出能量大，局部温度尤其是邻近针尖周围组织温度会升高过快，使得组织迅速脱水炭化，脱水组织在针尖周围形成炭圈，从而影响消融体积。虽然功率控制模式的射频消融时间短，但其消融范围也小，不能达到一次性灭活整个癌细胞的目的。而阻抗控制算法，是根据消融过程中，阻抗的实时变化调整射频功率的输出。当射频能量输出时，根据传热学的原理，能量会从高处向低处传递，由于针尖有冷循环水，所以针尖周围组织温度不会过高，组织不会迅速炭化，在持续功率输入的情况下，热量可以继续向外传递，当热量累积到一定程度时即可将癌细胞杀死，达到增大消融范围的目的。Haemmerich.D通过数学建模，对阻抗控制进行了仿真分析，并进行了相关离体实验的验证[9]。
3.2 阻抗算法的基本思想以及算法流程
阻抗算法的基本思想：开始治疗一段时间，低功率运行大约几十秒，此时阻抗会下降，功率持续小幅度上升，待功率上升到设定的初始功率后，再根据阻抗走向的趋势来调整功率，如果阻抗没有上升趋势(一直下降)，每隔一定时间增加一个功率步长(大约2 W)，直至阻抗下降到最低拐点处开始上升；当阻抗高于最低拐点处一个值(大约5 W)，将功率降低一个步长值，然后功率一直保持稳定输出；如果阻抗后面下降比较多，给予一个功率补偿(即阻抗下降达到一个设定值，增加一个功率步长。比如，设定阻抗下降3 Ω，功率增加2 W)，否则，保持恒定功率输出；如果阻抗达到设定的目标阻抗值附近(设置为150 Ω)，将调整射频源电压输出，使阻抗保持在设定值附近运行，直到结束治疗。上述设定值均为我们在离体猪肝实验过程中探索所得，后续通过活体以及临床如果效果较好，可以将设定值固化在软件程序中。阻抗算法的流程框图如图 4所示。
图4
阻抗算法的流程框图
Figure4.
Flow diagram of impedance algorithms
4 阻抗算法的实验验证
单极14 G(HG-25)可控冷极针射频消融离体猪肝的实验曲线如图 5所示。图中纵轴左边刻度表示功率/温度，右边刻度表示阻抗，横轴为时间。12 min治疗时间下，回路阻抗曲线先下降后上升，这符合生物组织阻抗在射频电流作用下的特性[10]。在开始治疗的时候，由于射频电流使猪肝组织中带电离子高速运转，所以阻抗下降；随着射频功率的增加，由传热原理[11]，热量会向周围组织传递，组织自身水分散失，阻抗上升。回路阻抗值达到最低拐点，说明冷却功率与加热功率的有效功率达到一个动态平衡，此时如果射频功率继续增加，动态平衡将会被破坏，所以要采取减功率方式。图 5中可以看出阻抗拐点值之后回路功率是减小的，这表明曲线与我们算法思想一致。最后阻抗会上升较大值，是因为热积累使组织趋于炭化焦化，组织导电性能变差，导致阻抗值上升[12]。一旦阻抗急剧上升，将导致阻抗值不可控，这就是我们设定目标阻抗的目的所在。当阻抗值达到我们设定的目标阻抗值之后，功率将在设定最小值范围内波动输出，回路阻抗也将在设定阻抗范围内来回波动。
针尖温度曲线显示：开始治疗后，温度逐渐上升，当温度上升达到一个最大值后有所下降，之后一直比较平稳。这是由于冷循环水带走热量的缘故。温度曲线在回路功率开始下降一段时间之后才达到最大值，是因为有热积累的过程。
从图 5可以看出当稳定之后，回路阻抗、针尖温度、回路功率几乎是持平的稳定状态。这里的输出电压曲线是作为实验过程的参考所用。
图5
离体猪肝实验曲线图
Figure5.
Experiment curves of in vitro pig liver
算法的主要目的是控制阻抗，避免阻抗急剧上升炭化。对于本仪器中的温度，是合成功率之后的温度，故温度只是作为消融过程中的一个监控条件，在治疗参数设定时，如果设定温度最高值为120 ℃，一旦温度达到之后，将停止治疗。在治疗结束时，软件界面会弹出一个提示窗体，显示治疗时间、平均输出功率、输出总的能量以及下一步要采取的操作，如图 6所示。
图6
提示信息窗体图
Figure6.
Form diagram of prompt information
图 6中的输出总能量可以反映出射频功率对肿瘤组织所做的功，即总能量间接反应了消融范围的大小。相同条件下，总能量越大，消融范围越大。所以实时曲线显示也是此仪器设计的一大突出点。
对离体猪肝进行解剖之后可以看到，焦化炭化区并非针尖处，而是离针尖一段距离，在拔针操作时可以避免针尖组织粘连，这是冷循环针的优势之一。图 7是阻抗控制算法下，单针(14 G)冷极射针两次射频消融的效果图。本组使用14 G冷极射频针，单针消融横径平均值可达3.5~4.5 cm。
图7
两例离体猪肝消融效果图
Figure7.
Effect charts of RFA for 2 cases of in-vitro pig liver
5 结论
阻抗控制算法解决了在射频消融过程中肿瘤组织阻抗急剧升高的问题，扩大了消融范围。100多次离体猪肝实验证明，阻抗控制算法适应性强、一致性好、可靠性高。使用14 G冷极射频针可取得单针消融横径平均值达3.5~4.5 cm的一致性研究成果。这对于临床上一次性灭活3~5 cm肿瘤具有较高的实用价值。
