生物組織阻抗溫度特性測試系統的研究

張琴艷，武文斌，馬藝馨

（上海交通大學 電子信息與電氣工程學院，上海 200240）

腫瘤熱療[1]以其無創或微創、安全性好、有效殺傷惡性腫瘤細胞、提高病人的生活質量而越來越引起人們的重視，已成為現代臨床醫學治療腫瘤的五大療法之一。準確可靠的溫度測量和控制是腫瘤熱療法的關鍵，目前臨床采用的無損測溫方法以磁共振技術和超聲技術為主，但磁共振技術價格昂貴、超聲技術會受到聚焦超聲的干擾，因此研究一種簡單安全方便的溫度無損檢測技術對于推動腫瘤熱療技術的發展具有重要意義。

生物電阻抗技術是一種在人體表注入人體安全電流、測量響應電壓來獲得人體內電阻抗信息的技術。此技術對人體無創無害，系統結構簡單，測量簡便快速，檢測過程安全，成像成本低，并且生物組織的電阻抗與溫度呈現一定的函數關系[2－3]，因此可以通過生物電阻抗測量技術實現熱療過程中加熱組織溫度的無損檢測。

為了能采用電阻抗技術對體內溫度進行檢測，必須獲得較為準確的生物組織電阻抗與溫度的關系。本研究基于生物電阻抗技術原理，設計、實現了一套基于水循環加熱的生物組織電阻抗溫度特性測試系統，并以新鮮離體豬肉組織為實驗對象，進行了一系列的測量實驗，測量和記錄了升溫過程中組織的電阻抗變化，獲得了豬肉組織的電阻抗和溫度的特性曲線以及組織變性過程中電阻抗的變化特性，為基于電阻抗法的腫瘤熱療中的溫度監測奠定了實驗基礎。

1 系統的設計原理

生物電阻抗的測量方法主要有電橋法，雙電極法和四電極法。電橋法由于難以調節電橋平衡，因此精度較低，現在已不多用。雙電極法[4]是在兩個電極上加入激勵電流并在同樣兩個電極上測量響應電壓，由于此種做法使被測組織的電流密度分布不均，并且有很大的接觸阻抗，因此雙電極法測量技術的精度很難提高，現在已逐步被四電極法替代。四電極測量法是在兩個電極上加入高頻（1kHz～1MHz）的恒定電流源，并在另外兩個電極上測得響應電壓，由于四電極法激勵電極和測量電極分開，因此很好的避免了密度分布不均以及接觸阻抗等問題，本研究采用四電極測量技術，其原理圖如圖1所示，電流源IS通過兩個電極對組織進行激勵，并在另兩個電極上差分得到響應電壓。

圖1 四電極法測量示意圖Fig．1 The diagram of the four-electrode method

2 測量系統設計和實驗驗證

2.1 測量系統的設計和制作

阻抗測量裝置的剖視圖如圖2所示。阻抗測量裝置從上到下分別由配重、上電極塊、套筒、下電極塊和底座構成，其中每個電極塊包括電壓電極和電流電極，電流電極輸入激勵電流，并從電壓電極測量響應電壓，兩電極通過有機玻璃固定在一起。由于電流電極橫截面積較大，所以可以使組織激勵電流密度分布均勻，而電壓電極較小，能近似得到中心點的電壓。在底座位于套筒中心的位置設置一過孔，用于加熱組織的橡膠管可通過此孔纏繞在套筒的內壁上對組織進行加熱。

圖2 阻抗測量裝置剖視圖Fig．2 A cutaway view of the impedance measuring method

測試系統框圖如圖3，測試時，將生物組織放置在阻抗測量裝置的內套筒中，通過上電極和配重固定。采用PID溫度控制器設置組織目標溫度，并通過溫度傳感器實時監測水箱內的溫度，通過這兩者的比較給固態繼電器一個控制信號，控制加熱器的通斷狀態以使水箱中的水達到恒定溫度，水箱中的恒溫水被微型泵抽取并通過纏繞在阻抗測試裝置內圓柱上的橡膠管加熱生物組織。整個系統具有溫度易于控制，組織受熱均勻，四電極法的設計原理使得組織所受激勵電流密度均勻，且避免極化效應，測量精度高等優點。

圖3 阻抗測試系統框圖Fig．3 Structure diagram of the impedance testing system

2.2 恒流源信號發生電路的設計

生物組織電阻抗的測量普遍使用恒定電流源激勵、測量響應電壓，因此高品質的恒流源是電阻抗測量的重要部分。雙運放組成的電壓控制電流源（VCCS）方案構成的恒流源不能消除直流信號，若在輸出串聯一隔直電容又容易引起飽和問題，并且其頻帶一般為10～200 kHz，而本系統要求激勵電流頻率為1 kHz～1 MHz，因此不滿足本系統設計要求；電流鏡方案的優點是穩定性好，輸出阻抗高并且頻帶寬，但很難達到完全對稱。

針對以上方案的不足，本文選用電流反饋型運放AD844產生恒定電流源，圖4為AD844的內部原理圖，AD844內部集成電流鏡電路，其電流大小由Rin以及負輸入端所接負載決定。AD844基于CC2電流傳輸器技術[5]，使其克服了電流鏡不對稱的問題，其具有寬頻帶、高速度和高精度的電流傳輸特性。

圖4 AD844等效原理圖Fig．4 Equivalent schematic of AD844

圖5 所示為電壓控制電流源的電路框圖，ADA4898是一個低噪聲、低失真、單位增益溫度的高速運算放大器，其帶寬為65 MHz，壓擺率為55 V/μs，在此作為緩沖級滿足系統要求。電容C是一個交流負反饋，可有效隔除直流信號，AD844的5腳輸出電流由內阻Rin和R1共同決定。5腳輸出電流通過電流電極加入組織中對組織進行激勵。經測試得其輸出阻抗在低頻下輸出阻抗可達到幾MΩ，頻率為1 MHz下可達到212 kΩ，具備很好的恒流性能。

2.3 實驗方法

圖5 恒流源產生模塊電路Fig.5 Circuit of constant current source generator

本文介紹的阻抗測量系統基于恒溫水循環加熱，具有組織受熱均勻，溫度連續可調節等優點。實驗時，將組織放入阻抗測量裝置的內套筒中，設定一個目標溫度值，待組織溫度到達目標溫度時，從兩個電流電極輸入恒定電流源對生物組織進行激勵激勵，并用示波器檢測電壓電極上的響應電壓幅值V1，示波器的另一通道檢測AD844負向輸入端的電壓幅值V2，即激勵電流幅值為，則阻抗的幅值

在低頻時（≤1 MHz）生物組織[6]拋去其物理含義可等效為電阻電容并聯的電路模型，經推導可得電阻抗的實部為所以由以下等式：

可以得到組織的電阻和電容計算公式如下：

其中為電阻抗的幅值，φ為相位，ω為角頻率。

生物組織阻抗測試時，首先以遞增的方式調整信號頻率，不斷采集、處理得到各頻率點的電阻抗值，獲得一定溫度下的生物組織阻抗的頻率特性。然后通過設置PID溫度控制器的目標溫度逐步遞增，其間不斷采集、處理得到各整數溫度點下的電阻抗值，獲得某頻率下生物組織阻抗的溫度特性，通過式（4）和式（5）的計算，還可獲得生物組織電阻溫度特性和電容溫度特性，為腫瘤熱療的溫度檢測提供理論和實驗的依據。

2.4 實驗結果與討論

生物電阻抗信息往往包含虛部，這是由于組織中細胞膜的容性特性引起的，通過本實驗研究表明，新鮮瘦肉組織阻性特征較強，容性較弱或幾乎沒有，而新鮮肥肉組織容性信息較強，因此為了更好地測量到組織的虛部信息，本研究選用新鮮肥肉組織作為被測對象。

實驗時，首先通過以上介紹的實驗方法對新鮮肥肉組織的電阻抗-頻率特性進行了測試，結果如圖6所示。

圖6 溫度為28℃時電阻抗—頻率特性Fig.6 The characteristic of impedance VS frequency（T=28℃）

圖7 頻率為100 kHz時電阻抗—溫度關系Fig.7 The relationship of impedance and temperature（Frequency=100 kHz）

由圖6、7可以看出，在一定溫度下，組織的電阻抗實部隨著頻率的升高而降低，而虛部則隨頻率的升高，先降低后升高，轉折頻率在80～120 kHz之間，這是由于低頻下電流信號不穿透細胞膜，而隨著頻率的升高，交流電流信號穿過細胞膜從內液和外液流通造成的。此實驗結果與其他學者的結果相一致。

隨后，將兩組新鮮肥肉組織進行了28℃到66℃的加溫，對組織電阻抗－溫度特性進行研究，如圖6所示。在28℃到66℃加溫的過程中，新鮮肥肉組織的電阻抗特性隨著溫度的升高呈現出非線性下降的趨勢，其中在53℃到59℃內，電阻抗形成了一個突變，之后的電阻抗隨著溫度的升高變化不大。而電阻抗變化系數在28℃到53℃區間，幾乎變化較少，而在53℃至59℃區間有突變。這是由于當頻率一定時，溫度升高到53～59℃，細胞開始死亡，細胞膜破裂，導致細胞內液外流，使得整體生物組織的阻抗值發生改變而形成的。在腫瘤熱療過程中，可以利用這一溫度特性，通過組織的電阻抗測量得到組織內部溫度信息，從而對腫瘤熱療過程中的溫度實現無損檢測。

3 結束語

文中提出了一套基于恒溫水循環加熱的離體生物組織阻抗溫度特性測試系統，該系統基于四電極法，在電流電極上加入激勵恒流源，測量組織的響應電壓以獲得組織的電阻抗信息。本系統具有溫度易于控制、生物組織受熱均勻，四電極法的設計原理使得組織所受激勵電流密度均勻，且避免極化效應，測量精度高，頻帶寬、能獲得組織阻抗虛部信息等優點。

本文還利用此系統對兩組新鮮肥肉組織進行了實驗研究，獲得了生物組織電阻抗頻率特性以及溫度特性，研究表明，在一定溫度下，電阻抗的頻率特性為：實部隨著頻率的升高而降低，而虛部先降低后升高，轉折頻率在80～120 kHz之間，這是由于頻率升高電流可穿透細胞膜而流過細胞內液引起的。電阻抗的溫度特性為：溫度小于53℃時，組織電阻抗隨著溫度升高呈現較為緩慢下降的趨勢，在53～59℃之間，電阻抗以及電阻抗變化系數形成一個突變，可以認為，組織在持續升溫過程中，超過53℃引起了組織的壞死和變性，細胞內液外流，造成了電阻抗的突變。

在腫瘤熱療過程中，需要利用正常細胞和癌細胞不同的耐熱性對目標組織進行加熱，以達到既能殺死癌細胞，又不損傷正常細胞的治療目的，因此腫瘤熱療過程中的溫度監測是治療的關鍵。文中提出了一套基于四電極法的生物組織阻抗溫度測試系統，并通過實驗驗證其可行性，獲得了準確的生物電阻抗溫度特性，對腫瘤熱療技術的溫度的無損檢測具有重要意義。

[1]曾益心．腫瘤學[M]．北京：人民衛生出版社，2001．

[2]Blad B，Persson B，Lindstrom K．Quantitative assessment of impedance tomography for temperature measurements in hyperthermia[J]．International Journal of Hyperthermia，1992，8（1）:33－43．

[3]Paulsen K D，Moskowitz M J，Ryan T Petal．Initial in vivo experience with EIT as a thermalestimator during hyperthermia[J]．Int J Hyperthermia，1996，12（5）:573－591．

[4]林世寅，李瑞英．現代腫瘤熱療學－原理、方法與臨床[M]．北京:學苑出版社，1997．

[5]童倜，張偉興．電阻抗成像系統中電壓控制電流源的設計[J]．電子設計工程，2012，20（1）:116－119．TONG Ti，ZHANG Wei-xing．Designing VCCS in electrical impedance tomography system[J]．Electronic Design Engineering，2012，20（1）:116－119．

[6]陳軒澤，馬青玉，楊玲，等．離體豬肝組織電阻抗的溫度特性研究[J]．南京師大學報：自然科學版，2012，35（2）:32－38．CHEN Xuan-ze，MA Qing-yu，YANG Ling，et al．Temperature dependent electrical impedance characteristics for porcine liver in Vitro[J]．Journal of Nanjing Normal University：Natural Science Edition，2012，35（2）:32－38