УСТРОЙСТВО ДЛЯ ЛОКАЛЬНОГО НАГРЕВА БИОЛОГИЧЕСКОЙ ТКАНИ

Полезная модель относится к области медицины, преимущественно к онкологии, и может быть использована при лечении опухолевых заболеваний, путем применения локальной гипертермии для воздействия на патологически измененные ткани тела человека или животных.
В настоящее время в лечении онкологических заболеваний широко используются различные способы, основанные на принципе локальной гипертермии. Это позволяет значительно снижать отрицательное влияние на организм химио- и радиотерапии при их сочетании с локальной гипертермией по сравнению с их самостоятельным применением. Также в некоторых (преимущественно начальных стадиях заболевания, особенно доброкачественных форм) возможно использование локальной гипертермии без сопутствующего применения других способов лечения. Поэтому усовершенствование устройств, позволяющих реализовать способы лечения заболеваний путем локальной гипертермии, является актуальным.
Известно устройство для высокотемпературного разрушения биоткани [1. Патент на изобретение RU №2317793, опубликован 2008.02.27, МПК (2006.01) А61В 18/14, А61В 18/12, А61М 1/00, А61М 25/00, фиг.2], позволяющее также осуществлять локальный нагрев биоткани. Устройство содержит биполярный электрод, генератор высокочастотного тока, блок управления, систему подвода теплоносителя. Биполярный электрод выполнен в виде изолированных друг от друга коаксиальных электродов, имеющих частичное покрытие из диэлектрика. Внутренний электрод выполнен в виде полой металлической иглы и не имеет изоляции на концевой части. Внешний электрод установлен с зазором относительно внутреннего электрода и имеет отверстие для подачи теплоносителя в биоткань. Термодатчик встроен в полость иглы внутреннего электрода. Внешний электрод снабжен тройником для подачи теплоносителя к зазору от системы подвода теплоносителя с встроенным в нее датчиком давления. Система подвода теплоносителя состоит из насоса, подводящего шланга и датчика давления. Блок управления содержит устройство регистрации температуры с термодатчика, и устройство регулирования температуры теплоносителя. Биполярный электрод через фланец подключен к генератору и блоку управления. Блок управления связан также с насосом, который через датчик давления соединен с биполярным электродом.
Недостатком устройства является его сложность, обусловленная конструктивным выполнением отдельных элементов устройства, например, биполярного электрода. Составные части биполярного электрода, выполненные в виде полых игл, коаксиально размещенных друг в друге с зазором, имеющих частичное покрытие из диэлектрика, и отверстия для подачи теплоносителя, требуют высокой точности изготовления. Использование высокочастотного генератора, работающего на частоте 440 кГц и обеспечивающего нагрев теплоносителя, оказывает негативное воздействие, как на клетки патологического участка, так и на клетки живой ткани. Кроме того, использование устройства такой конструкции предусматривает введение иглы непосредственно в опухоль, что способствует метастазированию опухолевой ткани.
Известен также комплекс для радиочастотного разрушения биоткани [2. Патент на полезную модель RU №82543, опубликован 10.05.2009, МПК (2006.01) А61В 18/12], который также может быть использован для локального нагрева биологической ткани. Он является наиболее близким по технической сути и назначению, и взят за прототип. Этот комплекс содержит высокочастотный генератор с блоком управления (источник питания), резервуары с жидкостью, насосы, распределительное (коммутирующее) устройство. Комплекс [2] содержит также, по крайней мере, три устройства для передачи энергии в разрушаемую биоткань, одно из которых является центральным, а остальные - периферийными. Каждое из устройств для передачи энергии в разрушаемую биоткань выполнено в виде игольчатых электродов, имеющих один или несколько внутренних каналов для протекания охлаждающей жидкости. Выход высокочастотного генератора соединен с соответствующим игольчатым электродом через распределительное (коммутирующее) устройство, которое позволяет подключать электроды к высокочастотному генератору одновременно или в любой последовательности. Входы насосов соединены с соответствующим резервуаром, а выходы насосов подсоединены к соответствующим входам устройств для передачи энергии в разрушаемую биоткань (игольчатых электродов).
Однако данная полезная модель [2] имеет ряд существенных недостатков. Во-первых, в прототипе [2], как и в аналоге [1] в качестве источника энергии используется высокочастотный генератор, который оказывает негативное воздействие на здоровые клетки. Во-вторых, использование такого устройства возможно только в том случае, когда все игольчатые электроды (их как минимум три) вводятся непосредственно в опухолевую ткань, при этом центральный игольчатый электрод вводится в центр опухолевой ткани - см. фиг.2 [2], что значительно повышает риск метастазирования опухоли при удалении электродов после окончания воздействия. В-третьих, температура нагрева не является равномерной в заданном объеме биоткани. Так, согласно фиг.3 [2] при обеспечении зоны коагуляции до 5 см по уровню 50°С, температура в центре опухоли достигает 130°С, что является экстремальным для организма. В-четвертых, в комплексе [2] устройства для передачи энергии в разрушаемую биоткань (игольчатые электроды) выполнены в виде электродов водоохлаждаемого типа, для работы которых требуются соответствующие насосы и резервуары, что в целом усложняет и удорожает комплекс для радиочастотного разрушения биоткани.
Задачей заявляемой полезной модели является равномерный нагрев локальной области биологической ткани, содержащей зону опухоли и здоровую ткань, при снижении отрицательного воздействия процесса нагрева на здоровую биоткань.
Техническим результатом, достигаемым при решении поставленной задачи, является обеспечение заданной, равномерной и стабильной температуры нагрева в заданном локальном объеме биоткани.
Поставленная задача и технический результат достигаются тем, что заявляемая полезная модель, как и прототип, содержит источник питания и, по крайней мере, три устройства для передачи энергии в биоткань.
В отличие от прототипа, заявляемая полезная модель дополнительно содержит, по крайней мере, три, связанных с источником питания блока управления температурой. Каждый из блоков управления температурой содержит измерительный орган, регулятор напряжения и усилитель. Каждое из устройств для передачи энергии в нагреваемую биоткань выполнено в виде иглы, имеющей электрический нагреватель. Измерительный орган каждого из блоков управления температурой выполнен в виде мостовой схемы, одно из плеч которой образовано электрическим нагревателем иглы, а три других плеча образованы резисторами, один из которых является переменным. В одну из диагоналей мостовой схемы измерительного органа включен усилитель, выход которого связан с управляющим входом регулятора напряжения. Регулятор напряжения имеет вывод, связанный с источником питания. Второй вывод регулятора напряжения связан с одной из вершин второй диагонали мостовой схемы измерительного органа, а другая вершина второй диагонали мостовой схемы подключена ко второму выводу источника питания.
В частном случае выполнения каждое из устройств для передачи энергии в нагреваемую биоткань выполнено в виде иглы, имеющей один или несколько внутренних каналов. Электрический нагреватель иглы выполнен в виде обмотки, размещенной на ее поверхности.
Совокупность существенных признаков заявляемой полезной модели не известна из уровня техники, что подтверждает новизну заявляемого устройства.
Отличительные признаки полезной модели в совокупности с известными признаками обеспечивают указанный выше технический результат. Это достигается тем, что измерительный орган выполнен в виде мостовой схемы, одно из плеч которой образовано электрическим нагревателем иглы, размещенным на ее поверхности, а также новыми электрическими связями. Это обеспечивает стабилизацию температуры на электрическом нагревателе иглы на заданном уровне с высокой степенью точности, благодаря высокой скорости реагирования мостовой схемы на незначительные изменения температуры биоткани.
Полезная модель поясняется примером конкретного выполнения и чертежами, где на фиг.1 представлена функциональная схема устройства для локального нагрева биологической ткани. На фиг.2 показана возможная схема размещения игл вокруг опухоли. На фиг.3 изображена картина теплового поля при симметричном размещении четырех игл вокруг опухоли, полученная при помощи программной среды ANSYS.
Устройство для локального нагрева биологической ткани фиг.1 содержит источник питания 1, иглу 2, с электрическим нагревателем 3, имеющим выводы 4 и 5; блок 6 управления температурой, имеющий входы 7 и 8, подключенные к выводам источника питания 1. Блок 6 управления температурой содержит регулятор напряжения 9, подключенный одним выводом к входу 7 блока 6 управления температурой, а вторым выводом - к измерительному органу 10, который выполнен в виде мостовой схемы, плечами которой являются переменный резистор 11, резисторы 12, 13 и электрический нагреватель 3. Электрический нагреватель 3 выводами 4, 5 подключен к мостовой схеме измерительного органа 10 и образует ее плечо. Выход измерительного органа 10, образованный одной из диагоналей моста, через усилитель 14 соединен с управляющим входом регулятора напряжения 9. Регулятор напряжения 9 первым выводом соединен с входом 7 блока 6 управления температурой, который связан с источником питания 1. Второй вывод регулятора напряжения 9 связан с одной из вершин второй диагонали мостовой схемы измерительного органа 10, а другая вершина второй диагонали мостовой схемы подключена ко второму выводу 8 источника питания 1. Три других блока управления температурой 21, 22, 23 в конкретном примере выполнены аналогично. Причем к источнику питания 1 эти блоки подключены параллельно. Каждый из блоков управления температурой 21, 22, 23 соединен выводами 4, 5 соответственно с нагревателями 18, 19, 20, расположенными соответственно на иглах 15, 16, 17. В общем случае в зависимости от размера опухоли устройство для локального нагрева биологической ткани может содержать N игл с соответствующими N блоками управления температурой. Стрелками на фиг.1 условно показано направление введения химиопрепаратов через внутренние каналы (на чертеже не показаны) игл 2, 15, 16, 17 в случае применения комплексного лечения.
На фиг.2 показана схема симметричного расположения четырех игл 2, 15, 16, 17 вокруг зоны опухоли 24. При необходимости (в зависимости от размеров опухоли) количество игл может быть увеличено, причем в любом случае все иглы расположены симметрично относительно опухоли 24 по радиусу R через равные угловые промежутки, как показано пунктиром на фиг.2. Картина тепловых полей для четырех игл, размещенных вокруг опухоли 24 согласно фиг.2, показана на картине теплового поля фиг.3, полученной с помощью программной среды ANSYS.
Работа устройства заключается в следующем. После определения места расположения опухоли (например, при помощи томографического или ультразвукового исследования) намечаются точки для ввода игл. Иглы 2, 15, 16, 17 вводятся на равном удалении друг от друга вокруг опухоли 24 по окружности с радиусом R, большим, чем размер опухоли. Постоянное напряжение источника питания 1 через выводы 7, 8, регулятор напряжения 9, постоянный резистор 12 подается на выводы 4, 5 каждого из нагревателей 3, 18, 19, 20, которые выполнены из медного изолированного провода, сопротивление которого зависит от температуры. Заданный (требуемый) уровень температуры может быть любым, в данном примере 43-45°С, устанавливается при помощи переменного резистора 11 каждого блока управления температурой 6, 21, 22, 23. При заданной температуре нагревателей 3, 18, 19, 20 соответствующие измерительные мосты находятся в состоянии баланса. В исходном состоянии электрические нагреватели 3, 18, 19, 20 имеют температуру, равную температуре локальной области биоткани. При включении источника питания 1 электрические нагреватели 3, 18, 19, 20 под действием постоянного тока нагреваются до заданной температуры и передают тепловую энергию в биоткань, нагревая ее до заданной температуры. При увеличении температуры электрических нагревателей 3, 18, 19, 20 выше заданной сопротивление электрических нагревателей 3, 18, 19, 20 увеличивается, что приводит к разбалансу мостовой схемы и появлению в ее измерительной диагонали сигнала разбаланса. Сигнал разбаланса усиливается усилителем 14 и подается на регулятор напряжения 9, который уменьшает ток, протекающий через электрические нагреватели 3, 18, 19, 20 игл 2, 15, 16, 17. Происходит уменьшение температуры электрических нагревателей 3, 18, 19, 20 и мост опять сбалансируется. Если уменьшение температуры произойдет ниже заданного уровня, то вновь появится сигнал разбаланса, но уже другого знака, который приведет к увеличению тока и возрастанию тепловыделения в электрических нагревателях 3, 18, 19, 20, а, следовательно, к увеличению и стабилизации температуры на электрических нагревателях 3, 18, 19, 20 на заданном уровне с точностью, которая определяется коэффициента усиления усилителя 14. В данном примере точность стабилизации равна 0,1°С. В результате происходит нагрев тканей в локальной области радиусом R. Причем тепловые поля от каждой иглы 2, 15, 16, 17, как показано на фиг.3, суммируются в локальной области в зоне опухолевой ткани 24 и быстро затухают вне этой зоны. За счет суммирования тепловых полей фиг.3 от каждой иглы в области опухолевой ткани 24 температура этой ткани становится близкой к заданной температуре электрических нагревателей 3, 18, 19, 20 уже через 10-20 минут и остается стабильной на протяжении всего сеанса воздействия. Причем пространственное распределение температуры характеризуется высоким уровнем равномерности (перепад значений температуры от периферии зоны нагрева к ее центру составляет 1-2°С).
Заявляемая полезная модель промышленно применима, так как она может быть многократно реализована с помощью известных блоков, устройств и элементов с достижением указанного технического результата.