CN115544826A - 一种用于电场治疗过程中体内场强测量的方法及系统 - Google Patents

一种用于电场治疗过程中体内场强测量的方法及系统 Download PDF

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Abstract

一种用于电场治疗过程中体内场强测量的方法，包括以下步骤：(1)，在有限元仿真软件中对测量目标建模；(2)，在仿真模型中插入间距为L的差分电极并仿真计算差分电极上的电势，差分电极端点中央的峰值场强和未插入差分电极时该位置的峰值场强；(3)，计算差分电极上的电势差并计算平均场强的峰值；(4)，确定实测过程中的差分电极间距；(5)，将间距要求的差分电极插入体内并使用示波器记录电势；(6)，计算差分电极上的电势差并根据差分电极实际间距计算平均场强的峰值，作为电场治疗过程中目标位置的实际场强。以及提供实现电场治疗过程中体内场强测量的系统。本发明有效测量电场治疗的实际施加剂量和验证仿真结果中的电场强度。

Description

一种用于电场治疗过程中体内场强测量的方法及系统
技术领域
本发明涉及电场治疗和场强测量领域，具体来说涉及一种用于电场治疗过程中体内场强测量的方法及系统。
背景技术
肿瘤治疗电场(TTFields)是一种新型的无创抗有丝分裂治疗肿瘤的技术。利用中频(100-500kHz)，低强度(1-3V/cm)的交流电场作用于肿瘤细胞，抑制其有丝分裂过程，达到治疗肿瘤的效果。目前国内外的临床实验结果证实了肿瘤治疗电场的治疗效果。
影响电场治疗效果的一个主要因素是电场强度，目前研究表明在各种体外癌细胞系中，随着电场强度的增加，电场治疗对肿瘤的抑制作用更为显著。
目前的研究存在一些问题，其中最重要的就是缺少电场治疗过程中对电场强度进行实际测量的方法和系统。为了解决这个问题有研究直接使用有限元软件仿真结果中的电场强度作为治疗过程中的实际电场强度，但这种方法缺少实际测量结果的印证。
因此有必要构建用于电场治疗过程中体内电场强度实测的方法及系统。
发明内容
为了克服已有技术的不足，本发明提供一种用于电场治疗过程中体内场强测量的方法及系统，有效测量电场治疗的实际施加剂量和验证仿真结果中的电场强度。
本发明解决其技术问题所采用的技术方案是：
一种用于电场治疗过程中体内场强测量的方法，包括以下步骤：
步骤(1)，在有限元仿真软件中对测量目标建模；
步骤(2)，在仿真模型中插入间距为L的差分电极并通过仿真计算得到差分电极上的电势
Figure BDA0003853305760000021
和
Figure BDA0003853305760000022
差分电极端点中央的峰值场强EPeak1-Simul和未插入差分电极时该位置的峰值场强EPeak0-Simul，其中a1-Simul和a2-Simul为仿真时信号的幅度，ω为信号角频率，t为时间，
Figure BDA0003853305760000023
和
Figure BDA0003853305760000024
为仿真时信号的相位；
步骤(3)，计算差分电极上的电势差V21-Simul(t)并根据间距L计算平均场强的峰值EAvg-Simul，其中
Figure BDA0003853305760000025
Figure BDA0003853305760000026
步骤(4)，不断调整L并重新仿真，比较不同L下的EPeak1-Simul，EPeak0-Simul和EAvg-Simul，取三者相近时L的范围作为实测过程中的差分电极间距；
步骤(5)，将上述间距要求的差分电极插入体内并使用示波器记录电势
Figure BDA0003853305760000027
和
Figure BDA0003853305760000028
其中a1和a2为实测时信号的幅度，ω为信号角频率，t为时间，
Figure BDA0003853305760000029
和
Figure BDA00038533057600000210
为实测时信号的相位；
步骤(6)，计算差分电极上的电势差V21(t)并根据差分电极实际间距计算平均场强的峰值EAvg，将EAvg作为电场治疗过程中目标位置的实际场强，其中
Figure BDA00038533057600000211
Figure BDA0003853305760000031
进一步，所述步骤(1)的建模参数包括电场治疗系统输出参数，治疗电极结构和尺寸，测量目标结构和尺寸以及各结构中介质的电导率和相对介电常数。
进一步，所述步骤(2)中使用的差分电极结构为绝缘材料包裹的导电细线，仿真时需要对差分电极进行建模，建模参数包括绝缘材料和导电细线的尺寸，绝缘材料和导电细线的电导率和相对介电常数以及差分电极在测量目标中的位置。
一种用于电场治疗过程中体内场强测量的系统，包括电场发生器、治疗电极、差分测量电极和示波器，所述电场发生器能产生指定频率和幅度的正弦信号，其特征在于，所述系统还包括场强测量模块，所述场强测量模块包括：
建模单元，用于在有限元仿真软件中对测量目标建模；
差分电极参数计算单元，用于在仿真模型中插入间距为L的差分电极并通过仿真计算得到差分电极上的电势
Figure BDA0003853305760000032
和
Figure BDA0003853305760000033
差分电极端点中央的峰值场强EPeak1-Simul和未插入差分电极时该位置的峰值场强EPeak0-Simul，其中a1-Simul和a2-Simul为仿真时信号的幅度，ω为信号角频率，t为时间，
Figure BDA0003853305760000034
和
Figure BDA0003853305760000035
为仿真时信号的相位；
平均场强的峰值计算单元，用于计算差分电极上的电势差V21-Simul(t)并根据间距L计算平均场强的峰值EAvg-Simul，其中
Figure BDA0003853305760000036
Figure BDA0003853305760000041
差分电极间距确定单元，用于不断调整L并重新仿真，比较不同L下的EPeak1-Simul，EPeak0-Simul和EAvg-Simul，取三者相近时L的范围作为实测过程中的差分电极间距；
示波器记录单元，用于将上述间距要求的差分电极插入体内并使用示波器记录电势
Figure BDA0003853305760000042
和
Figure BDA0003853305760000043
其中a1和a2为实测时信号的幅度，ω为信号角频率，t为时间，
Figure BDA0003853305760000044
和
Figure BDA0003853305760000045
为实测时信号的相位；
场强计算单元，计算差分电极上的电势差V21(t)并根据差分电极实际间距计算平均场强的峰值EAvg，将EAvg作为电场治疗过程中目标位置的实际场强，其中
Figure BDA0003853305760000046
Figure BDA0003853305760000047
优选的，所述治疗电极由相对介电常数大于10,000的陶瓷电极组成。
再优选的，所述差分测量电极电极只有尖端裸露，其余部分由绝缘材料包裹。
本发明的有益效果主要表现在：有效测量电场治疗的实际施加剂量和验证仿真结果中的电场强度。
附图说明
图1是本发明中场强测量方法流程图。
图2是本发明中场强测量系统图。
图3是本发明第一实施例的测量示意图。
图4是本发明第一实施例简化的等效电路图。
图5是本发明第一实施例的等效电路图。
图6是本发明第二实施例中差分电极的结构。
图7是本发明第二实施例的测试模型。
图8是本发明第二实施例的测试模型中C点处仿真结果中未插入差分电极的峰值场强EPeak0-Simul，插入差分电极的峰值场强EPeak1-Simul和计算得到的平均场强的峰值EAvg-Simul。
图9是本发明第二实施例的测试模型中轴线上仿真计算得到的平均场强的峰值EAvg-Simul和A,B,C,D,E五个点上的实测结果EAvg。
具体实施方式
下面结合附图对本发明作进一步描述。
实施例1
本发明实施例1提供了一种场强测量的方法和系统。图1是电场治疗过程中体内场强测量方法流程图。图2是本发明中场强测量系统图。图3是本发明第一实施例的测量示意图，包括差分电极1，治疗电极2，示波器3，电场发生器4和测量目标5。治疗电极2分为高相对介电常数陶瓷22和医用导电膏21。示波器3用于测量电势，电场发生器4用于产生电场治疗信号，测量目标5为电场作用目标。图4是图3对应的简化的等效电路图，其中C1和C2为治疗电极2的等效电容，Rtotal为测量目标5的等效电阻，Vac由电场发生器4产生。图5是拆分Rtotal后的等效电路图，插入差分电极1后将测量目标5拆分成三个等效电阻R1,R2和R3。使用示波器3测量差分电极1上两电极的电势
Figure BDA0003853305760000051
和
Figure BDA0003853305760000052
其中a1和a2为实测时信号的幅度，t为时间，
Figure BDA0003853305760000061
和
Figure BDA0003853305760000062
为实测时信号的相位。计算差分电极1上的电势差V21(t)并根据差分电极1实际间距计算平均场强的峰值EAvg，将EAvg作为电场治疗过程中目标位置的实际场强，其中
Figure BDA0003853305760000063
Figure BDA0003853305760000064
实施例2
本发明实施例2提供了一种场强测量的方法和系统。图6是本发明第二实施例中差分电极的结构，包括导电细线11和绝缘层12。图7是本发明第二实施例的测试模型，包括差分电极1，医用导电膏21，高相对介电常数陶瓷22，示波器3，电场发生器4和圆柱体琼脂6。
测试模型中，导线细线11的电导率和相对介电常数为6e7 S/m和1e6，绝缘层12的电导率和相对介电常数为3S/m和1e-14，医用导电膏21的电导率和相对介电常数为70S/m和5，高相对介电常数陶瓷22的电导率和相对介电常数为70S/m和0.15，圆柱体琼脂6的电导率和相对介电常数为0.15S/m和70。该圆柱体琼脂6电导率与部分生物组织相近(大肠0.164S/m，胃0.164S/m，皮肤0.17S/m)，而且在电场治疗(200kHz)的条件下，琼脂模型和生物组织内位移电流均远小于传导电流，因此可使用琼脂模型测量结果近似部分生物组织的测量结果。
测试模型中，差分电极1中导电细线11的直径为0.21mm，绝缘层12厚度为0.01mm。医用导电膏21的上底面直径为9.57mm，下底面直径为12mm，高为2mm。高相对介电常数陶瓷22直径9.57mm，高1.78mm。圆柱体琼脂6底面直径为36mm，高为50mm。示波器3为Keysight的DSOX3054T型号。电场发生器4在两侧高相对介电常数陶瓷22上施加正弦信号，幅度为5V，频率为200kHz。
在有限元仿真软件COMSOL Multiphysics中对该测试模型进行建模仿真，并不断调整间距L，得到结果如图8所示。EPeak1-Simul和EPeak0-Simul之间的差距表示插入差分电极1对圆柱体琼脂6内场强的影响，总体上随着L增大，这种影响明显减小，当L大于0.69mm后，EPeak1-Simul和EPeak0-Simul之间的偏差小于3％。EAvg-Simul和EPeak0-Simul之间的差距表示用测量电势差并计算平均场强的结果与圆柱体琼脂6内场强的差距，当电极对间距大于0.69mm后，EAvg-Simul和EPeak0-Simul之间的偏差小于2.5％。因此选择大于0.69mm的L进行实测。
使用示波器5测量插在圆柱体琼脂6上的每对差分电极1中各电极的电势，并计算A,B,C,D,E五个点上的实测结果EAvg。仿真时和实际测量时，电场发生器4输出的参数相同，但是实际测量过程中，医用导电膏21和高相对介电常数陶瓷22间存在接触电阻，医用导电膏21和圆柱体琼脂6间也存在接触电阻，而在仿真时界面是理想的不存在接触电阻，这导致了实测结果与仿真结果会存在偏差，为了验证测量结果的准确性，需要对结果进行修正，将修正后的测量结果EAvg-Ecorrection与仿真计算结果进行比较。通过有限元仿真软件中的仿真结果记录圆柱体琼脂6两端的峰值电势差ΔVref0,通过实际测量得到圆柱体琼脂6两端的峰值电势差ΔVref1，通过公式
Figure BDA0003853305760000071
计算得到实测结果的修正结果EAvg-Ecorrection。圆柱体琼脂6中轴线上仿真计算得到的平均场强的峰值EAvg-Simul和A,B,C,D,E五个点上的实测结果的修正结果EAvg-Ecorrection如图9所示。结果表明各点上EAvg-Simul和EAvg-Ecorrection偏差均小于5％，因此这种用于电场治疗过程中体内场强测量的方法及系统具有较高的准确性。
本说明书的实施例所述的内容仅仅是对发明构思的实现形式的列举，仅作说明用途。本发明的保护范围不应当被视为仅限于本实施例所陈述的具体形式，本发明的保护范围也及于本领域的普通技术人员根据本发明构思所能想到的等同技术手段。

Claims (6)

1.一种用于电场治疗过程中体内场强测量的方法，其特征在于，所述方法包括以下步骤：
步骤(1)，在有限元仿真软件中对测量目标建模；
步骤(2)，在仿真模型中插入间距为L的差分电极并通过仿真计算得到差分电极上的电势
Figure FDA0003853305750000011
和
Figure FDA0003853305750000012
差分电极端点中央的峰值场强EPeak1-Simul和未插入差分电极时该位置的峰值场强EPeak0-Simul，其中a1-Simul和a2-Simul为仿真时信号的幅度，ω为信号角频率，t为时间，
Figure FDA0003853305750000013
和
Figure FDA0003853305750000014
为仿真时信号的相位；
步骤(3)，计算差分电极上的电势差V21-Simul(t)并根据间距L计算平均场强的峰值EAvg-Simul，其中
Figure FDA0003853305750000015
Figure FDA0003853305750000016
步骤(4)，不断调整L并重新仿真，比较不同L下的EPeak1-Simul，EPeak0-Simul和EAvg-Simul，取三者相近时L的范围作为实测过程中的差分电极间距；
步骤(5)，将上述间距要求的差分电极插入体内并使用示波器记录电势
Figure FDA0003853305750000017
和
Figure FDA0003853305750000018
其中a1和a2为实测时信号的幅度，ω为信号角频率，t为时间，
Figure FDA0003853305750000019
和
Figure FDA00038533057500000110
为实测时信号的相位；
步骤(6)，计算差分电极上的电势差V21(t)并根据差分电极实际间距计算平均场强的峰值EAvg，将EAvg作为电场治疗过程中目标位置的实际场强，其中
Figure FDA00038533057500000111
Figure FDA00038533057500000112
2.如权利要求1所述的一种用于电场治疗过程中体内场强测量的方法，其特征在于，所述方法所述步骤(1)的建模参数包括电场治疗系统输出参数，治疗电极结构和尺寸，测量目标结构和尺寸以及各结构中介质的电导率和相对介电常数。
3.如权利要求1或2所述的一种用于电场治疗过程中体内场强测量的方法，其特征在于，所述步骤(2)中使用的差分电极结构为绝缘材料包裹的导电细线，仿真时需要对差分电极进行建模，建模参数包括绝缘材料和导电细线的尺寸，绝缘材料和导电细线的电导率和相对介电常数以及差分电极在测量目标中的位置。
4.一种实现如权利要求1所述的用于电场治疗过程中体内场强测量的方法的系统，其特征在于，所述系统包括电场发生器、治疗电极、差分测量电极和示波器，所述电场发生器能产生指定频率和幅度的正弦信号，其特征在于，所述系统还包括场强测量模块，所述场强测量模块包括：
建模单元，用于在有限元仿真软件中对测量目标建模；
差分电极参数计算单元，用于在仿真模型中插入间距为L的差分电极并通过仿真计算得到差分电极上的电势
Figure FDA0003853305750000021
和
Figure FDA0003853305750000022
差分电极端点中央的峰值场强EPeak1-Simul和未插入差分电极时该位置的峰值场强EPeak0-Simul，其中a1-Simul和a2-Simul为仿真时信号的幅度，ω为信号角频率，t为时间，
Figure FDA0003853305750000023
和
Figure FDA0003853305750000024
为仿真时信号的相位；
平均场强的峰值计算单元，用于计算差分电极上的电势差V21-Simul(t)并根据间距L计算平均场强的峰值EAvg-Simul，其中
Figure FDA0003853305750000025
Figure FDA0003853305750000026
差分电极间距确定单元，用于不断调整L并重新仿真，比较不同L下的EPeak1-Simul，EPeak0-Simul和EAvg-Simul，取三者相近时L的范围作为实测过程中的差分电极间距；
示波器记录单元，用于将上述间距要求的差分电极插入体内并使用示波器记录电势
Figure FDA0003853305750000027
和
Figure FDA0003853305750000028
其中a1和a2为实测时信号的幅度，ω为信号角频率，t为时间，
Figure FDA0003853305750000029
和
Figure FDA00038533057500000210
为实测时信号的相位；
场强计算单元，计算差分电极上的电势差V21(t)并根据差分电极实际间距计算平均场强的峰值EAvg，将EAvg作为电场治疗过程中目标位置的实际场强，其中
Figure FDA00038533057500000211
Figure FDA0003853305750000031
5.如权利要求4所述的系统，其特征在于，所述治疗电极由相对介电常数大于10,000的陶瓷电极组成。
6.如权利要求4或5所述的系统，其特征在于，所述差分测量电极电极只有尖端裸露，其余部分由绝缘材料包裹。
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