一、短波容性加温治疗仪体模内热场分布的研究（论文文献综述）
程尹[1]（2017）在《新型医用微波治疗仪的研制及其在体模上的应用研究》文中认为目的:1、鉴于目前国内临床上较少运用微波技术治疗骨科疾病,且国内目前使用的微波治疗仪比较落后,故本课题旨在自主设计并研发一款主要用于治疗骨科疾病的新型微波治疗仪。2、制作微波热疗体模,探讨此新型微波治疗仪对微波体模的升温作用,为后续的动物及临床实验提供依据。材料与方法:1、根据微带天线及微带阵列天线理论对微带天线单元进行设计,选择基板并确定其尺寸和馈电方式,在此基础上设计出16元微带阵列天线,完成微波治疗仪的制造。2、根据正常人体肌肉组织生物特性,利用丙烯酰胺、羧甲基纤维素钠、氯化钠、亚硫酸氢钠、去离子水等材料制作具有同人体肌肉组织相一致的介电特性的人体微波热疗体模3、本实验采用TP3001温度计对体外微波治疗仪辐射后的体模分层测温。将已配置好的微波体模放在一个恒温水浴的容器内,水温维持在37℃,静置一段时间,使微波体模温度与水温一致。启动微波治疗仪,测量出微波作用前的温度。在距微波天线15cm及20cm处,对微波体模进行加热,加热时间设定为15分钟,每3分钟测量一次温度,分别测出距微波体模表面2cm、4cm、6cm、8cm的微波体模温度。触按显示屏上的休眠键,将信号源发出的微波从连续波变成脉冲波,重复上述步骤。以上加热的程序重复3次,最后将3次实验的测量值进行平均计算作为终值。4、对所有采集的数据进行分析、整理,得到体模中的微波热场分布规律与升温特性。结果:（1）本研究研制的微波治疗仪采用4x4的16元微带阵列天线,该天线具有小型化、高聚焦、高增益、低旁瓣等特点,其微波信号发生装置具有脉冲和连续两种模式,其信号源的显示屏采用LCD触摸液晶显示屏。（2）本实验利用丙烯酰胺、羧甲基纤维素钠、氯化钠、亚硫酸氢钠、去离子水等化学材料制作的体模,在介电特性上与人体肌肉组织相同,可以代替人体进行实验研究。（3）被照射的微波热疗体模具有一定的微波热场分布规律与升温特性。调制信号源可将微波从连续波变成脉冲波,调制前后的微波体模升温的总体趋势均是最高温度随着微波体模的深度先增加后降低,且体模越靠近天线,体模的温度就越高。调制前,体模最高温度在9分钟左右趋于平稳,调制后提前3分钟达到稳定状态。并且,调制前后位于深度为2cm到6cm的体模温度上升速度快且能达到治疗所需的温度,相反,体模表层下8cm深度处升温较慢,没有到达治疗要求的温度。结论:（1）临床上可以使用微波治疗仪对人体进行照射,利用微波的热效应和非热效应对人体的影响,从而达到治疗目的。（2）初步设计和制造了具有医用功能的频率为915MHz的新型微波治疗仪,该微波治疗仪具有设备简单、操作便利、安全性高、携带便捷、高效率等特点。（3）制作的微波热疗体模与人体肌肉组织相一致的介电特性,具有较好的电磁仿真性。（4）新型微波热疗仪的连续波及脉冲波都具有加热功能,都可达到临床治疗要求的温度,本研究为后续的动物及临床实验提供了理论依据。
刘永谦[2]（2015）在《电容式射频热疗的加热机制及自稳幅射频功率电源的研究》文中提出关于电容式射频热疗中的加热机制和人体不同组织的升温规律还存在一些认识上的误区。本文从电磁场的基本原理出发,阐述了电容式射频加热人体组织的理论机制,指出了不能用电磁波的传输理论来分析射频在人体组织中的透入深度、以及射频加热时利用的不是射频电流流经人体组织产生的欧姆热,而是人体组织在高频电磁场中的极化损耗。在忽略射频极板边缘效应、且极板之间充有多层不同电介质的理想情况下,分别推导了极板间任意两介质中单位体积耗散的功率比、比吸收率（SAR）比、以及升温速率比的表达式。得出了采用电容式射频热疗时,电导率越大的人体组织升温速率越小的一般规律。将已知人体肌肉、脂肪、皮质骨的电参数和物理参数代入表达式进行计算,结果表明,当采用27.12 MHz射频加热时,脂肪和皮质骨的升温速率比肌肉的升温速率分别高出18.9倍和20.2倍,而采用40.68MHz射频时,则是高出19.8倍和19.1倍。各组织的升温速率极不均匀。目前大功率电容式射频热疗机在使用过程中经常需要根据患者的体质结构、环境温度变化等,通过调节电抗元件的参数去实现输出回路阻抗的匹配,从而获得最佳的加热效率。但这种调节既不灵便,又容易导致设备的可靠性下降。为此,本文设计了一种新的基于单片机和直接数字频率合成（DDS）技术的射频功率电源。本设计中,射频信号来自DDS芯片,输出回路工作在谐振放大状态,单片机控制系统不断监测输出射频电压的幅度,当回路阻抗变化导致谐振电路失谐（或输出阻抗失配）时,射频输出电压幅度会大幅下降。此时,单片机可控制DDS通过扫频的方式改变放大电路输入信号的频率,使电路在新的频率点上重新建立谐振,从而控制输出射频电压幅度的稳定。文中通过理论计算和电路仿真相结合的方式对设计进行了验证。以初始谐振参数为参考值,当外电路电容参数变化在±5p F内时,引起的输出电压幅度变化约为20%,而单独调节DDS输出信号的频率变化在-1.33MHz1.17 MHz内,输出电压幅度变化也可以达到18%。这样,通过实时调节DDS输出信号的频率能够修正由于外电路参数变化引起的输出电压波动,使热疗过程中输出电压的幅度变化不超过设定值的2%。结果表明,在负载和电路参数变化时,可以通过自动调节输入信号频率维持输出射频电压幅度的稳定。
叶冬梅[3]（2015）在《钛合金植入术后应用微波治疗的实验研究》文中研究说明由于创伤性骨病的高发生率,对于患者伤后、术后的及时康复一直是康复临床工作的重要方向之一。近数年来各类骨科金属内固定系统发展迅速,而应用内固定物的弊端,如术后出现放射痛、异位骨化、相邻关节退化、关节僵硬、运动受限等近远期并发症仍然存在。合理应用物理治疗方法是减轻症状、促进骨伤愈合、运动功能恢复、改善愈后的重要手段。然而,由于可能导致热损伤,在高频电的应用中,治疗局部存在金属植入物一直被列为微波治疗的禁忌之一。但随着低导电率导热率钛合金内植物广泛应用于临床,高频电可致金属植入物周围组织热损伤的传统理论受到挑战。本研究采用体内、体外实验验证钛合金植入术后应用微波治疗的可行性,为微波应用于钛合金植入术后康复治疗提供实验依据。本研究分为3个部分。第一部分:不同金属材质对微波热效应影响的体外研究目的:微波属于超高频电磁波,照射区域会形成强电磁场。存在电磁场中的金属由于涡电流、磁滞等原因生热,加之金属对微波的反射而导致金属周围组织热损伤。既往研究表明,金属在电磁场中的温度变化与材质有关。本研究采用医用微波照射常见医用金属,通过分析温度变化以阐明不同材质对微波热效应的影响。方法:体外构建4%琼脂标准肌组织等效体模植入钛、钛合金、铜、镍、（奥氏体）不锈钢材料制成体外模型。对每组体模使用2450mhz微波治疗仪,照射时间30min,照射探头垂直距离体模表面10cm、不同照射功率（20w、40w、60w）。照射同时使用测温仪器对植入物周围进行温度测量,以分析金属材质对微波热效应的影响,并对温度升高与电导率（lg转化）绘制散点图和进行趋势线拟合分析。结果:钛合金周围温度曲线提示,20w、40w、60w微波照射时,钛合金周围温度随照射时间延长变化不明显,温度升高分别0.4±0.12℃、0.5±0.11℃、1.7±0.12℃较其它金属升温低。在20w、40w、60w微波照射时,铜周围温度随照射时间延长变化明显,温度升高分别0.5±0.13℃、3.7±0.12℃、3.8±0.14℃与其它四种金属比较,铜温度升高最大。对温度升高与电导率进行散点图和趋势线拟合分析结果表明,20w温度升高与金属电导率相关关系不显着（15min和30min分别为r=-0.32,p=0.364;r=-0.27,p=0.452）,而40w温度升高与金属电导率正相关（15min和30min分别为r=0.55,p=0.057;r=0.66,p=0.038）,且60w温度升高与金属电导率导率正相关（15min和30min分别为r=0.68,p=0.032;r=0.74,p=0.015）。结论:金属在2450mhz微波场中温度升高与金属材质有关,电导率较低的金属温度升高较小。5种金属中,钛合金温度升高最小。微波有可能成为钛合金内植入术后物理治疗方法。第二部分:单次微波照射对钛合金毗邻组织影响的动物实验研究目的:在体外研究中发现钛合金较其它金属对微波热场均一性影响较小,由于体外实验方法验证微波对金属植入术后安全性有其局限性,我们进一步采用动物模型研究不同功率微波单次照射对钛合金周围组织的影响。方法:在本部分研究中,采用钛合金板植入兔股骨的动物模型,2450mhz微波20-80w的梯度功率照射手术肢体,与不植入钛合金的对照肢体比较微波暴露时植入物周围组织温度变化。照射后采用电生理学方法测定钛合金毗邻坐骨神经mncv及cmap波幅,采用病理学的方法检测植入物旁骨骼肌、神经组织形态变化,以此对微波短期热效应进行评价。结果:与对照侧肢体相比,20w和40w组实验侧肢体温度升高差异不显着（p>0.05）。80w组实验侧肢体温度升高14.8±0.7°c,较对照侧肢体温度升高显着（7.0±0.9°c,p<0.01）。60w组对照侧和实验侧肢体温度升高（6.1±0.5°c和9.2±0.3°c）差异显着（p<0.01）。在对坐骨神经股骨神经电生理研究中,与对照侧肢体相比60w和80w微波辐照使实验侧肢体坐骨神经mncv较对照侧肢体分别下降了29.0%和60.6%（p<0.05）。但各组cmap振幅对照侧与实验侧肢体坐骨神经均无显着差异（p>0.05）。微波照射后取钛合金毗邻骨骼肌、坐骨神经组织进行显微镜镜检,20w和40w组对照侧和实验侧肢体没有观察到异常的形态学变化。60w组实验肢体可观察到骨骼肌细胞间隙充血和出血。80w组实验肢体可观察到肌细胞内出现直径1–10μm空泡及肌细胞结构破坏,血管内血栓形成,坐骨神经不同程度髓鞘水肿等病理变化。结论:2450mhz微波小功率（20–40w）照射不会引起钛合金周围组织温度升高,较高功率（60–80w）微波照射导致钛合金周围肌组织温度显着升高。2450mhz微波较高功率照射导致钛合金周围肌组织和神经组织急性热损伤。小功率微波照射有可能成为肢体钛合金植入术后物理治疗方法。第三部分:钛合金骨折内固定术后短疗程小功率微波治疗的疗效及安全性研究目的:在前一部分实验中发现,中小功率单次微波照射不会引起钛合金周围组织热损伤,为进一步研究小功率微波短疗程治疗对骨折钛合金内固定术后治疗的安全性及其对骨愈合影响,遂进行以下实验。方法:建立兔股骨骨折钛合金植入模型,术后3天开始给予2450 MHz微波连续波型25 W,10 min/d,30 d照射,实时测定温度变化。照射第0,10,30 d采用股骨正位片测量骨痂密度,评价骨折愈合。30 d微波治疗结束,处死动物,取钛合金相邻骨骼肌、神经及骨组织,采用病理学、电镜、分子生物学的方法评价钛合金毗邻骨骼肌、神经、骨组织是否存在热损伤。取骨折线周围骨痂组织采用病理学、骨小梁计算方法评价骨折愈合。结果:微波照射30天后取钛合金相邻骨骼肌,病理学研究结果表明,实验组偶见肌细胞肿胀,电镜检测发现实验组可见肌细胞线粒体肿胀、嵴脱落,而对照组肌细胞未见异常。植入物毗邻神经组织、骨组织行病理检查,对照组、实验组形态学未见异常。检测骨骼肌caspase-3,-9 mRNA及蛋白表达,10、30 d对照组与实验组差异不显着（均P>0.05）。采用X-线平片评价股骨缺损愈合,结果表明照射第10 d两组骨折愈合差异显着（P=0.03）,而第30 d两组差异不显着（P=0.12）。骨组织病理学评分结果表明,10 d对照组评分1.75±0.50,实验组评分为2.75±0.50,两者差异具有统计学意义（P=0.0302）;30 d对照组评分6.43±0.79,实验组评分为7.13±0.35,两者差异具有统计学意义（P=0.0413）。骨小梁计算学结果也表明微波治疗可促进骨折愈合。结论:2450 MHz微波,功率25 W,每天10 min,连续30 d的治疗不会对钛合金植入物周围组织造成不可逆热损伤且可有效促进钛合金固定术后骨折愈合。小功率短疗程微波照射有可能成为钛合金植入术后物理治疗方法。
范娟,牛雪梅,吴敬波[4]（2013）在《射频热疗中采用单腔中心静脉导管测温的可行性研究》文中研究表明目的:通过套有单腔中心静脉导管的传感器与未套管的传感器对水温、体模中心温度和恶性肿瘤病人热疗中盆、腹腔温度的测量进行相关的对比及鉴定实验,探讨单腔中心静脉导管对腹腔测温有无影响及影响因素。方法:对单腔中心静脉导管的热传导性进行鉴定,后分别对保温杯中不同温度的水、加热体模中心温度和恶性肿瘤病人盆、腹腔温度的测量来鉴定单腔中心静脉导管对传感器测温有无影响。结果:单腔中心静脉导管内、外两传感器的传感头通过45℃36℃的温度梯度场时的温度读数差在0.1℃以内;水温测量的最大相对误差为0.3℃,差异无统计学意义（P>0.05）;体模射频加热后中心温度的最大相对误差为0.3℃,差异无统计学意义（P>0.05）;盆、腹腔射频热疗中温度之间的差异无统计学意义（P>0.05）,仅在个别时间范围、个别测温点上有较大的测温误差。结论:在45℃36℃的温度梯度场内,单腔中心静脉导管的热传导影响可忽略不计;射频加热区域有引流管时,并不影响其治疗的安全性;恶性肿瘤盆、腹腔射频加热时,单腔中心静脉导管对传感器测温无明显影响,在个别时间范围、个别测温点上有较大误差可能与热场分布、磁场方向不同有关。
牛雪梅[5]（2011）在《射频热疗中采用单腔中心静脉导管测温的可行性研究》文中认为目的：在热疗临床中有时需将测温导管预先置入治疗部位,然后再通过预置的导管进行温度测量。对于腹腔灌注化疗配合热疗的病人来说,患者自身已经携带有腹腔灌注导管。那么在使用射频热疗时,是否可以通过腹腔灌注导管引导测温线进行测温,而腹腔灌注导管对温度的影响又有多大,目前尚不明确。本课题通过套有单腔中心静脉导管的传感器（实验组）与未套管的传感器（对照组）对水温、体模中心温度和恶性肿瘤病人热疗中盆、腹腔温度的测量进行相关的对比及鉴定实验,探讨单腔中心静脉导管对腹腔测温有无影响及影响因素,以指导腹腔灌注化疗患者行射频热疗时的测温,从而解决临床热疗测温的难题。方法：对单腔中心静脉导管的热传导性进行鉴定,初步探讨使用单腔中心静脉导管测温的可行性。将测温传感器的传感头（对照组）与套有单腔中心静脉导管的测温传感器的传感头（实验组）垂直浸入水容器的水中（水温约50℃）,水容器放置在冰块上,如此使容器内的水温由表层（温度约50℃）向底部（温度约0℃左右）逐渐降低,在垂直平面上形成一个横向且仅竖向有温度梯度的平面温度场。通过单腔中心静脉导管内、外两传感器的传感头经历45℃～36℃的温度梯度场时的温度读数差来验证单腔中心静脉导管内的传感器所测温度能否代表管外横向水平临近点的真实温度。在不受磁场影响及均匀的热场中,即在保温杯中对不同温度的水进行温度测量来鉴定单腔中心静脉导管对传感器测温有无影响。在垂直于磁场及均匀的热场中,即射频加热体模对体模中心温度的测量来鉴定单腔中心静脉导管对传感器测温有无影响。在临床通过对恶性肿瘤病人热疗中盆、腹腔温度的测量来鉴定单腔中心静脉导管对传感器测温有无影响。结果：单腔中心静脉导管内、外两传感器的传感头经历45℃-36℃的温度梯度场时的温度读数差在0.1℃以内吻合；在无磁场、热场均匀的水中的每一个温度监测点,经由中心静脉导管测温与传感器直接测温所得温度最大相对误差为0.3℃,但是差异无统计学意义（P＞0.05）；体模射频加热的过程中,两传感器与磁场垂直,并且在同一个热场内,经由中心静脉导管测温与传感器直接测温所得温度最大相对误差为0.3℃,但是差异无统计学意义（P>0.05）；盆、腹腔射频热疗的过程中,经由中心静脉导管测温与传感器直接测温所得温度之间的差异无统计学意义（P＞0.05）,仅在个别时间区域、个别测温点上有较大的测温误差。结论：在45℃-36℃的温度梯度场内,单腔中心静脉导管的热传导影响可忽略不计；在各个温度点,套有中心静脉导管的传感器所测得的温度值能准确反应导管外横向水平临近组织点的真实温度；在射频加热区域有引流管时,射频热疗是安全的；恶性肿瘤盆、腹腔射频加热的过程中,单腔中心静脉导管对传感器测温无明显影响,在个别时间区域、个别测温点上有较大误差可能与磁场方向、热场分布不同有关。
贾得巍[6]（2010）在《结合血管传热及微波辐照式加热的高效全身热疗方法研究》文中提出全身热疗有望在晚期和扩散型肿瘤的治疗中发挥重要作用,相应临床手术的实施需要发展安全高效的全身热疗装备、对热效能和生物效应进行量化评估以及研制相应治疗计划软件来指导热剂量的精确给定。为此,本文结合微波辐照的空间加热特性及血管快速高效的热传递特性,提出并探索了新型高效全身热疗方法的基础与应用问题。针对微波辐照的疗效特性,采用2450MHz微波的体外辐照建立了小鼠全身热疗方法,通过对B16-F10的肺转移模型荷瘤小鼠进行全身热疗,并与化疗和联合治疗进行对比,结果显示了全身热疗的优越性。同时检定瘤内Hsp70等生化和免疫因子表达,提出全身热疗对黑色素瘤起到抑制性的信号通路。从房室模型出发,针对移动式微波全身热疗系统从微波发射到电磁吸收并诱发人体全身温度响应的过程,采用Maxwell方程建立微波传播和人体热吸收耦合计算模型解决人体电磁吸收问题,通过电磁比吸收结合全身热疗中的关键因素对已有三例患者的热疗数据进行评估,提出了可用于临床全身热疗的温度预示和数据监控方法。为评估全身热疗和局部热疗过程中的局部热区及系统温度响应,建立了自适应精度跨尺度模型,提出用于热性能评估的后处理参数。提出以对流热密度为标准进行选择性辐照和选择性血管传热的加热方式,并以减轻创伤、增加效率为原则提出现有热疗方式系列改进措施。以微波选择性辐照为目标,提出基于富血管区域进行选择性可穿戴式加热的技术并设计了相应的自适应算法。以血管空间加热为目标,设计一套基于微波血管内介入式全身热疗装置。以本装置为平台,对介入式全身热疗的穿刺操作血管选择进行考察并得到相应穿刺原则。进一步提出基于体模型的热学假人系统,可对热传导、对流、代谢产热、辐射及出汗四大关键热机制进行物理性模拟。为实现对介入式全身热疗的温度特性进行模拟仿真,论文研制开发出一套基于Matlab和C#.Net联合编程平台的全身热疗计划软件,并得到意义明确的性能参数指导临床操作。文章最后通过高性能全身热疗装备的案例剖析可供进一步医疗装备产品商业化的市场、营销和财务分析。
原文[7]（2009）在《中频高频电疗对兔金属内固定物周围组织影响》文中研究表明目的:探讨在中频和高频电作用下活体组织内钢板和钛板周围组织的温度变化和组织学变化,为物理治疗的临床应用提供依据。方法:纯种新西兰成年兔20只,雌雄不拘,体重为2-3kg,按随机数字表将动物随机分为超短波电疗组和音频电疗组,每组均10只新西兰兔,分别使用超短波和音频电进行治疗。每个组又分为钢板组和钛合金板组两个亚组,每组均为5只新西兰兔。钢板组在双侧股骨下端植入钢板,钛合金板组在双侧股骨下端植入钛合金板。常规喂养6天后,以左侧下肢为对照侧,对右侧下肢进行温热量超短波治疗15min或0.1-0.3 mA/cm2强度音频电治疗20min。在右侧股骨旁金属异物周围和金属异物上方2cm处分别做小切口、将热电偶温度计的探针沿小切口进入股骨旁金属异物周围组织中和金属异物上方2cm处的组织中测量温度,每次均连续3次读数后取平均值。超短波组测量治疗前,治疗5分钟、10分钟、15分钟时的温度数值。音频电组测量治疗前,治疗5分钟、10分钟、15分钟、20分钟时的温度数值。治疗结束后,将实验兔双侧股骨旁金属异物周围组织中和金属异物上方2cm处的组织取出,进行HE染色,观察组织学变化。结果:超短波治疗明显升高金属异物植入处和距离金属异物2cm处组织的温度,而且钢板植入处组织的温度明显高于钛合金板植入处组织,而音频电对金属异物植入处和距离金属异物2cm处的组织的温度无明显影响。组织病理学结果显示超短波治疗15分钟可以对异物植入肌肉组织产生轻微损伤,但并不会使肌肉产生变性坏死等严重损伤,对远离异物植入处肌肉组织不会产生明显影响。而且超短波治疗对植入钢板比植入钛合金板的影响稍大,而音频电治疗对异物植入后肌肉组织不会产生明显影响。结论:短时间的超短波和音频电疗可以应用于活体内有金属内置物部位的治疗,长时间的超短波电疗（超过15分钟）虽然没有造成组织变性坏死,但是有造成金属内置物的周围的组织发生变化的趋势,因此不可以应用于活体内有金属内置物部位的治疗。
贺晓东,翁霞,叶影,苏斌,陈亦萍,祝建三,毛国强[8]（2005）在《射频体外加温体模内热场分布研究》文中提出目的对于热疗,最需要解决的问题是体内的热场分布检测及其调控。本课题主要研究3MHz短波容性加温治疗时非均匀体模内热场分布之规律。用以为临床治疗提供定量依据。方法采用Maxwell方程,对非均匀模体内两及三极板射频加热条件下的电场分布特性进行了计算研究。并自制400mm×220mm×220mm肌肉等效均质体模及220mm×220mm×220mm之非均质体模。在体模内有效加温容积内垂直和水平放置100mm×25mm的猪骨各1根;并放置100mm×5.6mm的硅胶导管1根,12mm×0.7mm的订书针1根作为金属材料。用抗干扰热电偶型数字化实时测温仪进行实时动态同步测温。加热仪采用3MHz肿瘤射频热治疗仪,最大输出功率400W。结果3MHz短波容性（射频）加温治疗之治疗深度可达200mm。其电势分布表现在一是发散得很开。二是有边缘聚集效应。三是非均组织对电场有较大影响。在体模中心水平平面,有效加热范围为50%。非均匀体模内不同介质周围有不同的温升规律。结论1.在使用合适的耦合水袋时,中心温度比表面温度晚约4min达到设定温度。而水袋温度平均每4min上升1℃。因此,可通过降低表面水袋1℃的办法使得中心温度与表面温度在控温时保持一致。2.恒温后10min,金属旁2.5mm处的温度比体模中心的温度可高出约3℃。3.导管旁和骨旁的温度实际升温与中心升温基本一致。因此,在加热区域有骨或引流管时,射频热疗是安全的。4.反射波的调节能力对热场分布有决定性作用。
周大秋[9]（2004）在《腔内式直肠癌微波热疗辐射器的研制》文中研究表明在微波热疗中,辐射器是一个关键部件,用于向人体病变组织发射微波并通过生物热效应使其达到热疗要求的温度,实质上是一种微波近场天线。根据热疗的加热部位的不同,医用微波辐射器主要有腔外式、腔内式、植入式三种基本类型。其中,腔内式辐射器已经广泛用于治疗多种空腔脏器肿瘤,其外形一般是不同直径的棒状,内部结构主要有绝缘偶极子和螺旋天线等形式。微波治疗技术的发展和辐射器的进展密切相关。医用微波辐射器,尤其是植入式辐射器和腔内式辐射器的研制,为癌症的热疗提供了新的方法。目前,癌症微波热疗辐射器的研究已受到了广泛关注。近年来,一些学者把微波热疗用于直肠癌治疗,并显现良好的开端。但直肠癌热疗是一种正在研究的方法,面临的问题仍是加温、控温和测温等工程学方面的问题。医疗单位迫切需要一种可以用于直肠癌微波热疗的医用微波辐射器,并同时解决治疗中的测温控温问题。为此,本文开展了研制腔内式直肠癌微波热疗辐射器的一些工作。论文首先介绍了微波治癌的作用机理和发展概况,讨论了医用微波辐射器基本理论及其设计方法、主要类型及其在治癌中的应用情况、目前医用微波辐射器研究的主要内容及发展趋势等问题。在此基础上,论文提出一种具有温度监控功能的腔内式直肠癌微波热疗辐射器的设计方案,代表着腔内式辐射器发展的一个新方向。将自行设计的法向模螺旋天线和具有抗微波干扰能力的绝缘型铠装热电偶置于同一支治疗导管中以达到在热疗过程中同时监测温度的目的。然后,以热场分布、温升特性为主要内容,对设计出的辐射器进行了性能实验研究。实验结果表明,辐射器发热情况良好,能够产生直肠癌热疗所需要的周向辐射场。为开展辐射器的性能研究工作,论文设计了一套具有功率控制功能的微波治癌机实验系统。该系统采用能与单片机直接接口的固态调压模块对磁控管电源进行控制,进而实现微波功率的连续调控。论文专门设计了磁控管输出腔,用以将磁控管产生的微波引出加以利用。
贺晓东,叶影,苏斌,陈亦萍,祝建三,毛国强[10]（2004）在《RF容性加温模体内热场分布之研究》文中进行了进一步梳理目的:研究3MHz短波容性加温治疗时非均匀体模内热场分布之规律。为临床治疗提供定量依据。方法:自制400mm×220mm×220mm肌肉等效均质体模及220mm×220mm×220mm之非均质体模。在体模内有效加温容积内垂直和水平放置100mm×25mm的猪骨各1根;并放置100mm×5.6mm的硅胶导管1根,12mm×0.7mm的订书针1根作为金属材料。用抗干扰热电偶型数字化实时测温仪进行实时动态同步测温。加热仪采用3MHz肿瘤射频热治疗仪。结果:3MHz短波容性（射频）加温治疗之治疗深度可达200mm。其电势分布表现在一是发散得很开。二是有边缘聚集效应。在体模中心水平平面,有效加热范围为60%。非均匀体模内不同介质周围有不同的温升规律。结论:1.在使用合适的耦合水袋时,中心温度比表面温度晚约4min达到设定温度。而水袋温度平均每4min上升1℃。因此,可通过降低表面水袋1℃的办法使得中心温度与表面温度在控温时保持一致。2.恒温后10min,金属旁2.5mm处的温度比体模中心的温度可高出约3℃。3.导管旁和骨旁的温度实际升温与中心升温基本一致。因此,在加热区域有骨或引流管时,射频热疗是安全的。4. 反射波的调节能力对热场分布有决定性作用。
二、短波容性加温治疗仪体模内热场分布的研究（论文开题报告）
（1）论文研究背景及目的
此处内容要求：
首先简单简介论文所研究问题的基本概念和背景，再而简单明了地指出论文所要研究解决的具体问题，并提出你的论文准备的观点或解决方法。
写法范例：
本文主要提出一款精简64位RISC处理器存储管理单元结构并详细分析其设计过程。在该MMU结构中,TLB采用叁个分离的TLB,TLB采用基于内容查找的相联存储器并行查找,支持粗粒度为64KB和细粒度为4KB两种页面大小,采用多级分层页表结构映射地址空间,并详细论述了四级页表转换过程,TLB结构组织等。该MMU结构将作为该处理器存储系统实现的一个重要组成部分。
（2）本文研究方法
调查法：该方法是有目的、有系统的搜集有关研究对象的具体信息。
观察法：用自己的感官和辅助工具直接观察研究对象从而得到有关信息。
实验法：通过主支变革、控制研究对象来发现与确认事物间的因果关系。
文献研究法：通过调查文献来获得资料，从而全面的、正确的了解掌握研究方法。
实证研究法：依据现有的科学理论和实践的需要提出设计。
定性分析法：对研究对象进行“质”的方面的研究，这个方法需要计算的数据较少。
定量分析法：通过具体的数字，使人们对研究对象的认识进一步精确化。
跨学科研究法：运用多学科的理论、方法和成果从整体上对某一课题进行研究。
功能分析法：这是社会科学用来分析社会现象的一种方法，从某一功能出发研究多个方面的影响。
模拟法：通过创设一个与原型相似的模型来间接研究原型某种特性的一种形容方法。
三、短波容性加温治疗仪体模内热场分布的研究（论文提纲范文）
（1）新型医用微波治疗仪的研制及其在体模上的应用研究（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| 英文摘要 |
| 前言 |
| 材料与方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 英汉缩略词对照表 |
| 致谢 |
| 微波治疗仪的关键技术及临床应用研究(综述) |
| 参考文献 |
（2）电容式射频热疗的加热机制及自稳幅射频功率电源的研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 射频热疗 |
| 1.1.1 电热疗简史 |
| 1.1.2 射频热疗原理 |
| 1.1.3 射频热疗的应用前景 |
| 1.2 射频功率电源介绍 |
| 1.2.1 射频功率电源的发展历程 |
| 1.2.2 现今射频功率电源的特点及应用前景 |
| 1.3 论文研究的意义及内容安排 |
| 1.3.1 论文研究的意义 |
| 1.3.2 本文研究的主要内容及安排 |
| 第2章 电容式射频热疗的加热机制 |
| 2.1 射频加热人体组织的作用机制 |
| 2.1.1 射频电磁波透入加热与射频电场加热 |
| 2.1.2 射频电流与极化电流 |
| 2.1.3 位移电流与极化电流 |
| 2.2 射频加热单一组织电介质 |
| 2.3 射频加热多层不同的组织电介质 |
| 2.3.1 人体不同组织单位体积耗散的功率 |
| 2.3.2 不同组织比吸收率SAR |
| 2.3.3 不同组织的升温速率 |
| 2.4 本章小结 |
| 第3章 自稳幅射频功率电源硬件设计 |
| 3.1 自稳幅射频功率电源 |
| 3.1.1 硬件结构组成 |
| 3.1.2 扫频方式实现功率的自稳幅 |
| 3.2 单片机ADuC832控制系统 |
| 3.2.1 ADuC832介绍 |
| 3.2.2 ADuC832外围电路设计 |
| 3.3 DDS技术 |
| 3.3.1 DDS的基本结构 |
| 3.3.2 DDS技术的工作原理 |
| 3.3.3 AD9851芯片介绍 |
| 3.4 射频信号源及低通滤波电路 |
| 3.4.1 基于单片机和DDS技术的射频信号源系统结构 |
| 3.4.2 低通滤波电路 |
| 3.5 射频功率放大模块与阻抗匹配及谐振放大 |
| 3.5.1 射频功率放大电路 |
| 3.5.2 阻抗匹配网络与谐振放大 |
| 3.6 闭环控制反馈电路 |
| 3.7 PCB板的制作 |
| 第4章 系统软件设计 |
| 4.1 软件开发环境 |
| 4.2 键盘扫描与液晶显示程序设计 |
| 4.2.1 键盘扫描程序设计 |
| 4.2.2 液晶显示程序设计 |
| 4.3 射频功率信号输出及自稳幅程序模块设计 |
| 4.3.1 射频功率信号输出程序 |
| 4.3.2 自稳幅程序设计 |
| 第5章 射频功率电源输出特性的仿真 |
| 5.1 仿真方法 |
| 5.2 仿真结果 |
| 5.2.1 选频和负载两级网络的幅频特性 |
| 5.2.2 输出电压与射频电容参数的变化关系 |
| 5.2.3 调频使电路谐振仿真结果 |
| 5.3 本章小结 |
| 结论与展望 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 附录A 攻读学位期间发表论文 |
（3）钛合金植入术后应用微波治疗的实验研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 缩略词表 |
| 绪论 |
| 研究背景 |
| 研究内容和研究路线 |
| 研究特色和创新之处 |
| 第一部分 金属材质对微波热效应影响的体外研究 |
| 简介 |
| 材料与方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 结论 |
| 第二部分 单次微波照射对钛合金毗邻组织影响的动物实验研究 |
| 简介 |
| 材料与方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 结论 |
| 第三部分 钛合金骨折内固定术后小功率短疗程微波治疗的疗效及安全性研究 |
| 简介 |
| 材料与方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 结论 |
| 全文总结 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 学术论文及专着 |
| 参与课题及获奖 |
（4）射频热疗中采用单腔中心静脉导管测温的可行性研究（论文提纲范文）
| 前言 |
| 1 材料与方法 |
| 1.1 实验对象 |
| 1.2 实验分组 |
| 1.3 实验方法 |
| 2 结果 |
| 3 讨论 |
（5）射频热疗中采用单腔中心静脉导管测温的可行性研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 前言 |
| 资料与方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 英汉缩略词对照表 |
| 致谢 |
| 综述 |
| 参考文献 |
（6）结合血管传热及微波辐照式加热的高效全身热疗方法研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 第1章 引言 |
| 1.1 问题的提出 |
| 1.2 选题背景及意义 |
| 1.2.1 癌症——全球第一号健康杀手 |
| 1.2.2 肿瘤全身热疗的概念及研究意义 |
| 1.2.3 肿瘤全身热疗研究现状 |
| 1.2.4 研究基于空间加热效应的血管介入式全身热疗的意义 |
| 1.3 研究目标及预期成果 |
| 1.4 论文结构安排 |
| 第2章 全身热疗的进展综述 |
| 2.1 全身热疗治疗癌症的机理研究 |
| 2.1.1 免疫反应增强 |
| 2.1.2 细胞分化影响 |
| 2.1.3 肿瘤细胞生物化学变化 |
| 2.1.4 肿瘤组织微生物环境恶化 |
| 2.2 全身热疗临床研究进展 |
| 2.3 机体热吸收路径与全身热疗装备设计原则 |
| 2.4 辐射型全身热疗装置 |
| 2.4.1 辐射理论及共同特性 |
| 2.4.2 射频 |
| 2.4.3 微波 |
| 2.4.4 近红外辐射 |
| 2.4.5 远红外辐射 |
| 2.5 对流方法 |
| 2.5.1 体外循环方法 |
| 2.5.2 介入式全身热疗 |
| 2.6 机体表面直接接触传热法 |
| 2.7 生物刺激引发的生物机体产热 |
| 2.8 现有热疗方法总揽 |
| 2.9 全身热疗中的温度响应问题 |
| 2.9.1 描述全身热疗的数学模型 |
| 2.9.2 全身热疗中的温度检测 |
| 2.10 热剂量控制与测温测量 |
| 2.10.1 热电偶测温 |
| 2.10.2 红外测温 |
| 2.10.3 MRI 测温 |
| 2.11 可用于新一代全身热疗的潜在机制 |
| 2.12 全身热疗的现状评估 |
| 2.13 发展前景及方向 |
| 2.14 全身热疗的关键点 |
| 第3章 微波辐射全身热疗对B16-F10 小鼠肺转移的抑制 |
| 3.1 导言 |
| 3.2 材料 |
| 3.2.1 材料及试剂 |
| 3.2.2 主要仪器 |
| 3.2.3 实验动物 |
| 3.3 方法 |
| 3.3.1 小鼠黑色素瘤细胞B16-F10 人工肺转移模型的建立 |
| 3.3.2 动物分组及治疗方法 |
| 3.3.3 治疗方法 |
| 3.3.4 肺转移结节数计算 |
| 3.3.5 HE 染色的操作 |
| 3.3.6 免疫组织化学检测肿瘤组织中PCNA、Cyclin D1 及ICAM-1 含量 |
| 3.3.7 流式 |
| 3.3.8 Western blot 热休克蛋白检测 |
| 3.3.9 统计分析 |
| 3.4 结果 |
| 3.4.1 几种疗法对小鼠健康状态影响 |
| 3.4.2 全身热疗及联合治疗对肺转移的抑制 |
| 3.4.3 肺组织H-E 染色及病理研究 |
| 3.4.4 流式细胞仪检测CD4~+，CD8~+和NK 细胞分群 |
| 3.4.5 免疫组化技术检测ICAM-1，PCNA 和Cyclin D_1 |
| 3.4.6 Western blot 分析Hsp70，Hsp90 和CHIP 的表达 |
| 3.5 讨论 |
| 3.6 小结 |
| 第4章 移动式微波全身热疗的理论模型与温度预示 |
| 4.1 导言 |
| 4.2 移动热源式全身热疗原理及理论建模 |
| 4.2.1 微波的组织热吸收原理 |
| 4.2.2 微波功率发射及传播远场 |
| 4.2.3 微波传播理论 |
| 4.3 基于多房室异质参数的全身温度响应模型 |
| 4.4 结果与讨论 |
| 4.4.1 热疗效果计算结果与升温特性评估 |
| 4.4.2 体表温度及红外热图像评估 |
| 4.5 小结 |
| 第5章 全身热疗中局部加热引发全身热响应的多尺度问题研究 |
| 5.1 导言 |
| 5.2 数学表达 |
| 5.2.1 全身尺度的系统级热模型 |
| 5.2.2 基于温度偏差信号的人体体温反馈调节系统 |
| 5.2.3 组织尺度的Pennes 生物传热方程 |
| 5.2.4 通过辐射电磁源进行空间的加热源项 |
| 5.3 求解方法 |
| 5.3.1 初始条件 |
| 5.3.2 ROI 选择 |
| 5.3.3 两类多尺度仿真模型的计算流程及实施步骤 |
| 5.3.4 仿真模型1：带有房室细节的热源分布特性 |
| 5.3.5 仿真模型2：高精度温度分布计算 |
| 5.4 后处理参数的定义 |
| 5.4.1 综合升温指数 |
| 5.4.2 升温均一指数 |
| 5.4.3 最高升温幅度和温度增量体积 |
| 5.4.4 温度适形系数 |
| 5.4.5 后处理性能参数的应用 |
| 5.5 结果与讨论 |
| 5.5.1 仿真模型1 |
| 5.5.2 仿真模型2 |
| 5.6 小结 |
| 第6章 富血管区域体表外无损实施全身热疗评估 |
| 6.1 导言 |
| 6.2 对富含大血管区域进行体外辐射加热 |
| 6.2.1 大血管对流热效应 |
| 6.2.2 对流热源的热路分析 |
| 6.3 全身性血管对流换热 |
| 6.3.1 直接升温区域的选择标准 |
| 6.3.2 直接加热区域的热吸收单元 |
| 6.3.3 外部热源处理 |
| 6.3.4 组织与毛细血管间的对流热传导 |
| 6.3.5 大血管热传导 |
| 6.3.6 求解方法 |
| 6.4 结果与讨论 |
| 6.4.1 手足外部辐射加热的系统热响应 |
| 6.4.2 富血管区域的选择性同步辐射 |
| 6.4.3 辅以体表降温进行的外部血液辐射加热 |
| 6.4.4 介入式全身热疗创伤性的降低 |
| 6.5 选择性加热原理及设计 |
| 6.6 选择性加热的可穿戴式装置设计 |
| 6.6.1 可穿戴式设计的电源模块 |
| 6.6.2 可穿戴式设计的附着物模块 |
| 6.6.3 可穿戴式设计的辐射传输线技术 |
| 6.7 基于富血管区域加热的全身热疗自适应阵列优化算法 |
| 6.8 小结 |
| 第7章 微波介入式全身热疗装备的研制 |
| 7.1 导言 |
| 7.2 微波介入式全身热疗系统结构 |
| 7.3 传输线特性 |
| 7.4 释能微波介入式探针设计 |
| 7.5 系统升温特性测量 |
| 7.5.1 升温评估平台结构 |
| 7.5.2 微波介入式全身热疗系统评估结果 |
| 7.6 加热段血管的选择：流速的影响 |
| 7.7 全身热疗评测平台的改进方案 |
| 7.7.1 热学假人应用现状 |
| 7.7.2 热学假人原理 |
| 7.7.3 假人设计 |
| 7.7.4 实体型热学假人的优点 |
| 7.7.5 基于实体热传导的热学假人展望 |
| 7.8 小结 |
| 第8章 介入式全身热疗计划软件的研制 |
| 8.1 导言 |
| 8.2 方法与理论 |
| 8.2.1 后处理评估 |
| 8.2.2 身体参数 |
| 8.3 基于COM 组件与C#平台的系统架构及关键技术 |
| 8.3.1 COM 组件技术 |
| 8.3.2 系统架构 |
| 8.3.3 C#窗体通讯 |
| 8.3.4 文件操作和报表生成 |
| 8.3.5 基于Solidworks API 的前处理可视化 |
| 8.4 软件运行流程 |
| 8.4.1 并行伺服流程 |
| 8.4.2 软件VI 系统 |
| 8.5 测试结果 |
| 8.6 讨论 |
| 8.7 小结 |
| 第9章 高性能全身热疗装备的市场化路径 |
| 9.1 导言 |
| 9.2 癌症医疗装备的市场情况 |
| 9.2.1 市场规模巨大 |
| 9.2.2 市场成长性极高 |
| 9.3 市场定位和推广策略 |
| 9.3.1 市场定位 |
| 9.3.2 推广策略 |
| 9.4 发展规划 |
| 9.4.1 第一阶段 |
| 9.4.2 第二阶段 |
| 9.4.3 第三阶段 |
| 9.5 风险分析 |
| 9.6 发展战略 |
| 9.6.1 引入战略合作 |
| 9.6.2 转让部分技术 |
| 9.6.3 建立政府关系 |
| 第10章 结论 |
| 10.1 论文主要工作 |
| 10.2 论文及创新点 |
| 10.3 需进一步开展的工作 |
| 10.3.1 采用活体成像方法进行小鼠转移瘤的生长评估 |
| 10.3.2 基于微波加热的全身热疗装备控制系统开发 |
| 10.3.3 理论模型及热疗软件的完善和结合 |
| 10.3.4 基于生物制造的热学假人建造 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 个人简历、在学期间发表的学术论文与研究成果 |
（7）中频高频电疗对兔金属内固定物周围组织影响（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| 英文摘要 |
| 中英文缩写词对照 |
| 前言 |
| 材料和方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 结论 |
| 附图 |
| 参考文献 |
| 综述 |
| 致谢 |
| 学位论文评阅及答辩情况表 |
（8）射频体外加温体模内热场分布研究（论文提纲范文）
| 1 材料与方法 |
| 1.1 体模: |
| 1.2 数字化温度探测仪: |
| 1.3 加热仪: |
| 1.4 测量方法: |
| 1.5 理论计算: |
| 1.6 数据处理: |
| 2 结果 |
| 2.1 由理论计算可知: |
| 2.2 a.由均匀体模热场分布图 (图7) 可知: |
| 3 结论 |
（9）腔内式直肠癌微波热疗辐射器的研制（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| 英文摘要 |
| 1 引 言 |
| 1.1 课题来源及意义 |
| 1.1.1 医疗单位对开展直肠癌微波热疗辐射器研制工作的迫切需要 |
| 1.1.2 加热治癌 |
| 1.1.3 微波的特点及其在生物医学中的应用 |
| 1.1.4 微波治癌的发展概况 |
| 1.2 本文的研究内容 |
| 2 微波治癌与医用微波辐射器 |
| 2.1 微波治癌的作用机理 |
| 2.1.1 微波的生物热效应 |
| 2.1.2 微波对肿癌细胞的选择性加温 |
| 2.1.3 高温杀灭癌细胞的原因 |
| 2.1.4 微波治癌中的加温温度与时间 |
| 2.1.5 微波的生物非热效应及其免疫作用 |
| 2.2 医用微波辐射器概述 |
| 2.2.1 医用微波辐射器的功能与实质 |
| 2.2.2 微波天线理论用于指导医用微波辐射器研制工作的困难 |
| 2.3 医用微波辐射器的主要类型及其在治癌技术中的应用情况 |
| 2.3.1 腔外式辐射器 |
| 2.3.2 腔内式辐射器 |
| 2.3.3 植入式辐射器 |
| 2.4 目前医用微波辐射器研究的主要内容及发展趋势 |
| 3 腔内式直肠癌微波热疗辐射器的设计 |
| 3.1 直肠辐射器总体设计 |
| 3.1.1 直肠辐射器类型的选择 |
| 3.1.2 直肠辐射器工作频率的确定 |
| 3.1.3 直肠辐射器总体结构设计 |
| 3.2 辐射天线的设计 |
| 3.2.1 辐射天线结构形式的选择 |
| 3.2.2 螺旋天线 |
| 3.2.3 法向模螺旋天线的结构设计与制作 |
| 3.3 辐射器温度监控功能的实现途径 |
| 3.3.1 微波热疗中的测温问题 |
| 3.3.2 热电偶的选用 |
| 3.3.3 测温传感器与辐射器的一体化设计方案探讨 |
| 4 辐射器性能的实验研究 |
| 4.1 辐射器温升特性实验研究 |
| 4.1.1 简易体模作负载时的情况 |
| 4.1.2 空气作负载时的情况 |
| 4.1.3 结论 |
| 4.2 辐射器热场分布的实验研究 |
| 4.2.1 辐射器的热场分布 |
| 4.2.2 用蛋清凝固法观察辐射器热场分布 |
| 4.3 对辐射器其他性能的讨论 |
| 5 微波治癌机实验系统设计 |
| 5.1 微波磁控管 |
| 5.2 微波治癌机实验系统设计方案 |
| 5.3 磁控管电源设计 |
| 5.4 磁控管输出腔的设计 |
| 5.5 实验系统方案的可行性 |
| 6 全文总结 |
| 致 谢 |
| 参考文献 |
| 附 录:作者在攻读硕士学位期间发表的论文目录 |
四、短波容性加温治疗仪体模内热场分布的研究（论文参考文献）
- [1]新型医用微波治疗仪的研制及其在体模上的应用研究[D]. 程尹. 西南医科大学, 2017(01)
- [2]电容式射频热疗的加热机制及自稳幅射频功率电源的研究[D]. 刘永谦. 湖南大学, 2015(03)
- [3]钛合金植入术后应用微波治疗的实验研究[D]. 叶冬梅. 上海交通大学, 2015(02)
- [4]射频热疗中采用单腔中心静脉导管测温的可行性研究[J]. 范娟,牛雪梅,吴敬波. 中国医学物理学杂志, 2013(01)
- [5]射频热疗中采用单腔中心静脉导管测温的可行性研究[D]. 牛雪梅. 泸州医学院, 2011(09)
- [6]结合血管传热及微波辐照式加热的高效全身热疗方法研究[D]. 贾得巍. 清华大学, 2010(03)
- [7]中频高频电疗对兔金属内固定物周围组织影响[D]. 原文. 山东大学, 2009(05)
- [8]射频体外加温体模内热场分布研究[J]. 贺晓东,翁霞,叶影,苏斌,陈亦萍,祝建三,毛国强. 中国生物医学工程学报, 2005(05)
- [9]腔内式直肠癌微波热疗辐射器的研制[D]. 周大秋. 重庆大学, 2004(01)
- [10]RF容性加温模体内热场分布之研究[A]. 贺晓东,叶影,苏斌,陈亦萍,祝建三,毛国强. 中国生物医学工程学会第六次会员代表大会暨学术会议论文摘要汇编, 2004