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  • ISSN 1006-3080
  • CN 31-1691/TQ
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用于前列腺冷冻消融的电加热尿道保温装置

    作者简介: 赵红莉(1978-),女,副研究员,研究方向为生物传感器。Email:honglizhao@ecust.edu.cn;
    通讯作者: 蓝闽波, minbolan@ecust.edu.cn
  • 中图分类号: R318.52

Apparatus for Electrical Urethral Heater Using in Prostate Cryoablation

    Corresponding author: Minbo LAN, minbolan@ecust.edu.cn
  • CLC number: R318.52

  • 摘要: 在标准导尿管的基础上,改装了一种电加热尿道保温装置,以降低医生手术中的操作和判断困难,并对该装置进行了模拟计算和体外实验测试。在使用高精度的PID控制器控制温度的同时,研究了不同加热功率对保温装置最低壁温的影响,并与水热式保温装置进行比较。体外实验中,在加热功率为9 W和使用两把冷冻消融刀的工作环境下,在冷冻30 min后保温管表面最低温度仍然能保证高于细胞致死温度(−22 ℃)。电加热尿道保温装置是一种应对冷冻手术中尿道低温损伤的有效方式。
  • 图 1  尿道保温控制装置及尿道保温管样品

    Figure 1.  The controller and urethral insulation cathater of the urethral heater

    图 2  尿道保温模型及其网格划分示意图

    Figure 2.  The mesh generation of 3-D urethral heater model.

    图 3  体外实验装置布局示意图

    Figure 3.  The layout of the experiments in vitro.

    图 4  不同壁厚时管壁处温度变化

    Figure 4.  Temperature variation at urethral surface with different wall thicknesses

    图 5  不同粗细电阻丝对管壁处温度的影响

    Figure 5.  Temperatures at the urethral surface with different resistance wires

    图 6  两把冷刀时温度场和电压变化

    Figure 6.  The variation of temperature and voltage with two cryoprobes interfered in

    图 7  保温管在冷刀介入消融时的温度变化

    Figure 7.  Temperature variation of two warmers devices

    图 8  电加热尿道保温装置冷冻循环后保温装置表面温度表面情况

    Figure 8.  Urethral heater surface temperature variation after cycle of cryoablation

    图 9  电加热尿道保温装置冷冻循环后保温装置表面温度表面情况

    Figure 9.  Urethral heater surface temperature variation after cycle of cryoablation

    图 10  电加热尿道保温装置冷冻循环后保温装置表面温度表面情况

    Figure 10.  Urethral heater surface temperature variation after cycle of cryoablation

    表 1  仿真分析中明胶,康铜及硅胶参数

    Table 1.  The simulation analysis parameters of gelatin, constantan and silica gel.

    k/(w·m−1·k−1)Cb/(J·kg−1·k−1)conductivity/(s·m−1)ρ/(kg·m−3)
    −125℃≤T <−22℃−22℃≤T <−2℃−2℃≤T <−40℃−125℃≤T <−2℃−2℃≤T <0℃0℃≤T <5℃5℃≤T <50℃ϕ0.10 mmϕ0.15 mmϕ0.30 mm
    Gelatin−0.009 1T
    +1.220 6
    −0.045 8T
    +0.413 5
    0.50521.926T
    +400 1.9
    16 973T
    +37 904
    −6 807.2T
    +37 904
    −9.657 1T
    +3 916.3
    0.3330.3330.3331 060
    Constantan20.920.920.94104104104102.51×1055.24×1055.05×1058 900
    Silicon0.350.350.35270270270270InfinityInfinityInfinity1 314
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    表 2  不同功率下,0 ℃和−22 ℃等温线最小直径DT及管壁表面终温

    Table 2.  Minimum diameter (DT) of the 0 ℃ and −22 ℃ isotherm and the surface temperatures of urethral heater with different powers

    PowerDT/mmFinal temperatme/℃
    0 ℃−22 ℃
    11 W21.7217.91−7.6
    9 W21.8618.10−9.3
    7 W22.0218.40−16.2
    5 W22.1918.75−22.3
    off25.7019.00−26.5
    下载: 导出CSV
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出版历程
  • 收稿日期:  2018-08-30
  • 网络出版日期:  2019-10-09

用于前列腺冷冻消融的电加热尿道保温装置

    作者简介:赵红莉(1978-),女,副研究员,研究方向为生物传感器。Email:honglizhao@ecust.edu.cn
    通讯作者: 蓝闽波, minbolan@ecust.edu.cn
  • 1. 华东理工大学化学与分子工程学院,上海市功能性材料化学重点实验室,上海 200237
  • 2. 上海市导向医疗系统有限公司,上海 201318

摘要: 在标准导尿管的基础上,改装了一种电加热尿道保温装置,以降低医生手术中的操作和判断困难,并对该装置进行了模拟计算和体外实验测试。在使用高精度的PID控制器控制温度的同时,研究了不同加热功率对保温装置最低壁温的影响,并与水热式保温装置进行比较。体外实验中,在加热功率为9 W和使用两把冷冻消融刀的工作环境下,在冷冻30 min后保温管表面最低温度仍然能保证高于细胞致死温度(−22 ℃)。电加热尿道保温装置是一种应对冷冻手术中尿道低温损伤的有效方式。

English Abstract

  • 前列腺癌(Prostate cancer, PCa)是男性最易患的恶性肿瘤之一[1],近年来其得病几率逐年升高[2]。据统计,2013年中国男性恶性肿瘤中前列腺癌发病率为2.27%,前列腺癌在中国男性泌尿、生殖系统恶性肿瘤的发病率已跃居至世界第三位[3]

    目前前列腺癌的治疗方式如切除、化疗以及放疗等方法的治疗效果未有重大突破,特别对于晚期和中到高水平的前列腺特异性抗原的病人,并发症较多且费用仍然居高不下,严重影响病人的生活质量[4-5]。近年来,随着科学技术的发展,微创治疗如消融刀,旋切刀等,尤其是冷冻消融探针(以下简称“冷刀”),因其精准快速且能够激活全身免疫系统,并减小术后癌症的复发概率,逐渐代替了传统的治疗方案,成为首选的治疗方法[6-7]

    前列腺冷冻消融术[8-9]是一种利用体外成像技术和超低温技术冷冻并摧毁病变组织的方法。然而,冷冻消融术低温会对前列腺组织产生不可逆伤害,如尿失禁、性功能障碍、尿道直肠瘘等并发症[10-13]。因此,设计一种新型前列腺冷冻消融的尿道保护装置,期望在保护尿道的前提下,精确控温且减小术后复发概率,对于目前的前列腺冷冻消融术有极大的辅助作用。Shehata等[14]开发了一套利用双层导管内循环生理盐水保持尿道温度的装置;Rabin等[15]设计了一套电加热尿道保温装置,它是以金属作为外壳减小其传热阻碍、使用直流电加热热电阻和利用计算机程序控温的装置。前者管身的硅胶材料热阻极大,不能及时传输足够的热量;后者管身上控温点过少,且不能弯曲以适应人体特征。因此,目前应用的保护装置对尿道的保护力度和精度不够,使得术后并发症仍有较高的发生几率[16]

    本文在上述两种保温装置的基础上进行改进,设计了一种以电加热方式的保温装置,该装置的加热段上有3个测温点,并且测温热电偶和加热电阻丝以编织的方式包埋于管身外的硅胶涂层内,减小硅胶热阻,且兼顾了管身的柔性,此装置能快速提供足够的热量,并且利用精准的控温技术提供足够的加热功率和加热速度,保证尿道壁的温度高于致死温度(−22 ℃)[17]。同时本文还设计了一系列体外实验和模拟计算,验证了该保温装置的可行性及有效性。

    • 新鲜猪肌肉(5 cm3)购买于当地超市。加热电阻丝(Φ0.15 mm)购买于沈阳天众合金有限公司。标准导尿管(Φ3.9 mm)由上海松航工业有限公司提供。T型热电偶(Φ0.10 mm)购自东莞明鑫自动化器械有限公司。PID温度控制器由虹润精密仪器有限公司提供。导向医疗有限公司提供了三把冷冻消融刀(16 G (16 mm))、冷冻消融仪、冷刀、固定装置、氮气和氩气由导向医疗有限公司提供。数据采集器(34970A)购自安捷伦科技(上海)有限公司。温度开关(MW-250W-24V)购自台湾明纬电子有限公司。

    • 尿道保温装置如图1所示,其制备过程为:在外径为6mm(12F)的标准三腔导尿管外,将电阻丝和两根测温热电偶编织于管壁外,编织长度50 mm,电阻丝末端以相同粗细的铜丝焊接并延长,测得其电阻约为8 Ω。热电偶和铜丝从硅胶管腔道内引出,并焊接于航空插座。保温管外部涂覆同种硅胶涂层(约0.5 mm)将内部结构覆盖。铜丝和热电偶通过航空插座与PID温度控制器相连,同时PID温度控制器则与开关电源相连,开关电源可以在0~24 V之间调整输入电压,而PID温度控制器可以在开关电源提供的输入电压范围内,自动调整输出功率,以控制电阻丝的加热温度。

      图  1  尿道保温控制装置及尿道保温管样品

      Figure 1.  The controller and urethral insulation cathater of the urethral heater

    • 文献[18]利用Pennes方程模拟了在两把冷刀介入冷冻消融的情况下对保温管壁上温度的影响程度。Pennes方程主要应用于肌肉组织的模拟计算,而前列腺本身是由肌肉组织和结缔组织组成,其公式如下所示:

      式中,ρ为组织密度,kg/m3C为组织比热,J/(kg·K);T为组织温度,K;k为热导率,W/(m·K);Qm为组织代谢产生的热量,J;Wb为血液流速,m/s;Cb为血液比热,J/(kg·K);Tb为血液温度,K;Qe为焦耳热,J;J为电流密度,A/m2;σ为电导率, S/m; E为电场强度,V/m;V为电压,V。

      在对前列腺进行模拟计算的时候,做了如下假设和简化:(1)不考虑代谢产热;(2)前列腺内血液温度恒定为37 ℃;(3)前列腺内每一处的组织材质属性均匀;(4)材料的电导率和密度随温度没有变化;(5)为了减小计算量,加热电阻丝在二维模型中简化为平面图形圆和长方体,三维模型中简化为圆筒。

      从CT文件内三维重建前列腺模型后,得到了如图2的前列腺三维模型。用于前列腺内冷冻消融温度场分布的研究。其中所有的模拟参数见表1中,手术中一般需要两把冷冻手术刀,因此模拟计算中引用了两把冷刀。

      图  2  尿道保温模型及其网格划分示意图

      Figure 2.  The mesh generation of 3-D urethral heater model.

      k/(w·m−1·k−1)Cb/(J·kg−1·k−1)conductivity/(s·m−1)ρ/(kg·m−3)
      −125℃≤T <−22℃−22℃≤T <−2℃−2℃≤T <−40℃−125℃≤T <−2℃−2℃≤T <0℃0℃≤T <5℃5℃≤T <50℃ϕ0.10 mmϕ0.15 mmϕ0.30 mm
      Gelatin−0.009 1T
      +1.220 6
      −0.045 8T
      +0.413 5
      0.50521.926T
      +400 1.9
      16 973T
      +37 904
      −6 807.2T
      +37 904
      −9.657 1T
      +3 916.3
      0.3330.3330.3331 060
      Constantan20.920.920.94104104104102.51×1055.24×1055.05×1058 900
      Silicon0.350.350.35270270270270InfinityInfinityInfinity1 314

      表 1  仿真分析中明胶,康铜及硅胶参数

      Table 1.  The simulation analysis parameters of gelatin, constantan and silica gel.

      利用PID温度算法控温,设置保温管需要达到的温度Tset(43 ℃),并自动获取保温管外边界温度Tc,最大不得超过Tset,以e(t)=TsetTc控制PID控制器的电压;通过e( t )来完成PID控制器算法的构建,得到PID输出Vin(加热过程中的电压)的方程:

      式中,KpKiKd分别为PID控制中3个用于调节电压输出的参数。

    • 实验前一天,启动冷冻消融治疗仪的预冷模式,使得温度预冷至−130 ℃。将实验用的猪肉块从冰箱冷藏室内取出,并于37 ℃下恒温保存。

      在猪肉中心置入电加热尿道保温管(下称“保温管(urethral heater)”),并于电加热丝的外壁置入两根测温探针,两根探针距离保温装置的外壁和冷刀都是 5 mm,冷刀如图3放置,且刀尖与管壁上测温探针插入猪肉内的深度一致(借助冷刀刻度校准)。

      图  3  体外实验装置布局示意图

      Figure 3.  The layout of the experiments in vitro.

      实验中,每块猪肉进行2次冷冻循环,每次冷冻15 min,复温到37 ℃保持5 min。控制电阻丝上输入功率7 W (7.5 V),9 W (8.5 V)和11 W (9.5 V)。每组做3次平行实验。

    • 热传导的传热机理如式(3):

      式中,T2T1——保温管保护层外侧和内侧的温度,K;r2r1——保温管覆盖和不覆盖保护层时候的半径,mm;k(T)——保护层的导热系数,W/(m×K);R为热阻。

      因此,增强保温装置提供热量的能力主要是增大推动力和减小热阻,具体表现为,前者在组织承受能力允许的情况下尽可能地提高保温管的加热温度;后者尽可能地减小保护层的厚度。

    • 在相同的电压和电阻丝粗细的前提下,选用了不同壁厚的硅胶涂层(0.50 mm,0.75 mm和1.00 mm)用于仿真分析,结果如图4所示。

      图  4  不同壁厚时管壁处温度变化

      Figure 4.  Temperature variation at urethral surface with different wall thicknesses

      硅胶管作为外部保护层可以降低成本,并获得较好的生物相容性,同时也增加了保温管的柔性,以保护尿道免于机械损伤并增加患者的舒适度。当硅胶管的管壁厚度为0.50 mm时,保温管壁上的温度最低达到了−8.5 ℃。随着硅胶涂层厚度增加,温度急剧下降;硅胶涂层为1.00 mm的时候,温度几乎接近了细胞致死的次临界温度(−22 ℃)。传热效果受制于保护层的导热系数和管壁的厚度,因此构建保温装置的时候,必须尽可能减小保护层的厚度。

    • 不同直径的电阻丝会引起加热速率及最高加热温度的变化,从而影响传热效果,电阻丝对管壁的温度影响如图5所示。如图5所示,在相同电压下,直径为Φ0.10, Φ0.15和Φ0.30 mm的3种电阻丝均能在50 s左右达到最高温度,但较粗的电阻丝电阻相对较小,产生的热量也就越大。较粗的电阻丝会增加保温管的直径,但微小的电压调整就会引起加热功率的极大波动,提高了控制难度,对传热有较大的影响。反之,太细的电阻丝由于其截面积较小,致其电阻过大,因此所施加的电压会过高,其安全性也会相应降低。

      图  5  不同粗细电阻丝对管壁处温度的影响

      Figure 5.  Temperatures at the urethral surface with different resistance wires

    • 本文直观地分析保温装置开启后对冰球尺寸的影响,结果见表2,表中列举了两条等温线的最小直径在保温装置开启后,不同加热功率下的直径和壁温变化。结果表明,在距离保温管越近的位置,保温管对原本的消融区的影响越大,应尽可能减小其对消融区的影响[19],防止引起过高的术后复发几率。

      PowerDT/mmFinal temperatme/℃
      0 ℃−22 ℃
      11 W21.7217.91−7.6
      9 W21.8618.10−9.3
      7 W22.0218.40−16.2
      5 W22.1918.75−22.3
      off25.7019.00−26.5

      表 2  不同功率下,0 ℃和−22 ℃等温线最小直径DT及管壁表面终温

      Table 2.  Minimum diameter (DT) of the 0 ℃ and −22 ℃ isotherm and the surface temperatures of urethral heater with different powers

    • 图6示出了模拟前列腺冷冻消融过程中,两把冷刀启动冷消融功能时的电压及温度变化。图6(a)中可以明显看到当保温管加热开启后,管壁温度大幅度提高且温度下降趋势变慢;在图6(b)(c)(d)中,保温管一侧明显出现了冰球形状的不对称和尺寸的收缩,表明保温管确实可保证尿道温度控制在细胞低温致死温度之上,同时保温管内电阻丝上的电压维持在国标要求以内。

      图  6  两把冷刀时温度场和电压变化

      Figure 6.  The variation of temperature and voltage with two cryoprobes interfered in

    • 利用有限元分析软件Comsol模拟计算尿道保温装置在冷冻消融过程中的温度场变化情况,对尿道保温装置的实际应用有很大的指导意义。然而,由于实际人体组织的复杂多样性,温度传感器的灵敏度,反馈时间和整体材料的不均匀性等问题,模拟计算与实际情况总有偏差。因此体外实验是一种对模拟计算结果的较为可靠的验证性研究。

      实验选用离体的猪肌肉组织代替前列腺肌肉组织进行研究。首先将电加热尿道保温装置与水热式保温装置进行对比,结果见图7。由图可见当冰球与保温管接触之后,两种保温管壁上的温度都不可避免的迅速下降,但电加热式保温管提供了更大的给热量,且硅胶涂层的厚度更薄,其温度下降的速率也更为缓慢。后续实验中选用了不同加热功率(7 W,9 W和11 W),研究2个冷冻循环后(15 min/次),尿道保温管表面的温度是否有低于细胞低温致死温度(−22 ℃)的情况发生。如图8所示,使用PID加热控制,电加热尿道保温装置在经过一个冷冻循环后,表面温度为(−17.8±0.5)℃,在2个循环后,表面温度下降至(−21.0±2.2)℃。实验过程中,可以观察到,当冷冻形成的冰球与电加热保温管接触后,温度开始急剧下降,并且在5 min左右达到几乎最低温度的稳定状态。最终,由于有保温装置对外扩散的热量,使其对周围的温度产生影响,在冰球的周围形成了不对称的温度场分布。

      图  7  保温管在冷刀介入消融时的温度变化

      Figure 7.  Temperature variation of two warmers devices

      图  8  电加热尿道保温装置冷冻循环后保温装置表面温度表面情况

      Figure 8.  Urethral heater surface temperature variation after cycle of cryoablation

      图9所示,使用PID加热控制,电加热尿道保温装置在经过一个冷冻循环后,表面温度为(−10.3±1.5)℃,在两个循环后,表面温度下降至(−17.8±2.5)℃。

      图  9  电加热尿道保温装置冷冻循环后保温装置表面温度表面情况

      Figure 9.  Urethral heater surface temperature variation after cycle of cryoablation

      图10所示,使用PID加热控制,电加热尿道保温装置在经过一个冷冻循环后,表面温度为(−8.0±0.6)℃,在两个循环后,表面温度下降至(−9.9±2.1)℃。

      图  10  电加热尿道保温装置冷冻循环后保温装置表面温度表面情况

      Figure 10.  Urethral heater surface temperature variation after cycle of cryoablation

      研究表明,体外实验的结果与模拟实验的趋势基本一致。冷冻循环内,保温装置可以保护尿道免受低温不可逆损伤,但只有加热功率高于9 W时,才能保证保温管表面温度高于细胞低温致死温度。

      保温装置的功率选择9 W的原因有两个:一是因为硅胶涂层较低的传热性能使得传热受到了阻碍,必须有足够的加热功率才能提供足够的热量;二是由于电加热式保温管提供了较高的热量,在仿真研究和体外实验中,都证明其会使得消融区的大小出现明显收缩。根据Perrotte等[16, 20]的研究,尿道保温装置的介入使得前列腺癌冷冻消融的术后复发几率明显上升。加热速率即给热量必须停留在一个合适的区间,以使其能完成保护功能的前提下,尽可能减少术后复发的可能。同时研究也表明,尽可能除去周边残余的癌变组织可以减少复发的几率[21],因为冷冻消融区域在康复的过程中,会激发自身的免疫反应,将破裂的细胞内的抗原释放到体内循环中,从而刺激全身的免疫系统,使得癌细胞在远处转移的几率大大减少[22]

    • 本文根据市场已经应用的尿道保温装置,在标准导尿管基础上设计得到了一种用于前列腺冷冻消融手术中的智能、合理的电加热尿道控温装置,并建立了较为精准的前列腺三维模型用于仿真研究尿道保温装置的可行性和控制性能。体外实验中,将装置用于猪肌肉组织内测试,再次确认了电加热尿道保温装置的可行性和可靠性。

      同时模拟计算和体外实验也证明了在冷冻循环的过程中,在7 W,9 W和11 W的加热功率下,猪肌肉组织内最低温度分别为−21.0 ℃,−17.8 ℃和−9.9 ℃,这些均高于传统的水热保温装置的表面终温,且温度下降的速率更为缓慢,充分验证了其保护功能的可靠性。虽然过高的热量会引发后续复发的可能性,但精准的控制能力也会后续优化,这为减小热量扩散对消融区的影响提供了可能。因此,保温装置成功增大了消融区的尺寸,减小了保温装置对消融区的影响和后续复发的可能性;同时多个测温点的加入,增加了测温和自动控温的可靠性,使得测温精准,便于医生的判断和手术的操作。而更为精确的控制。较薄且强度高的外部涂层和更快更大的热量传递是降低尿道保温装置影响的重要方式,也是后续对尿道保温装置改进的方向。

(10)  表(2) 参考文献 (22) 相关文章 (9)

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