Устройство фокусированного воздействия ультразвуком высокой интенсивности для сканирования и лечения опухолей

Полезная модель относится к медицине, в частности к терапевтическим аппаратам для неинвазивного лечения гипертермией опухолевых тканей, например меланомы и может быть использовано для разрушения раковых клеток и опухолевых тканей.
Перспектива уничтожения опухолевых клеток путем локальной гипертермии привела к разработке, созданию и применению различных устройств и технологий, предназначенных для повреждающего нагрева клеток опухоли при условии сохранения окружающей здоровой ткани [В. С. УлащикЛокальная гипертермия в онкологии: использование магнитного поля, лазерного излучения, ультразвука // Вопросы курортологии, физиотерапии и лечебной физической культуры. 2014;91(2): 48-57].
in vivo
Гипертермическая онкология (термоонкология) представляет собой относительно новое направление в лечении злокачественных новообразований, связанное с применением высокой температуры (40-45°С при общем воздействии и/или 42-47°С при локальном) для повышения эффективности комбинированной или комплексной терапии больных. Применение метода основано на том, что в условиях  наблюдается селективная гибель опухолевых клеток при температуре 40-44°С. Это объясняется характерными особенностями микрофизиологии опухолей, в частности наличием в них, в отличие от нормальных тканей, участков гипоксии и низкого внеклеточного pH [В. С. УлащикЛокальная гипертермия в онкологии: использование магнитного поля, лазерного излучения, ультразвука // Вопросы курортологии, физиотерапии и лечебной физической культуры. 2014;91(2): 48-57].
Известны следующие виды и методы локальной неинвазивной (дистанционная, контактная) гипертермии: осуществляемая горячими источниками (вода, воздух, парафин и др.), микроволнами (433, 460, 2450 мГц), радиочастотными (13.56, 5-150 мГц), ультразвуковыми, оптическими излучениями.
.
.
Наряду с электромагнитным излучением для гипертермии онкологических заболеваний стало использоваться лазерное излучение, например, в способе раскрытыми в описании заявки РФ №2006107055, A61N 5/067, 09.03.2006, патенте РФ №2339414. В литературе эта технология получила наименование интерстициальная лазерная термотерапия - ИЛТТ (Laser induced interstitial thermotherapy - LITT). Сравнительный анализ нескольких видов гипертермии показывает, что ИЛТТ обладает некоторыми преимуществами, так как при ее использовании возможно непрерывное слежение за процессами прогревания в режиме реального времени с одновременной визуализацией температурных изменений в тканях [Анохин Ю.НТермотерапия онкологических заболеваний с помощью лазерного излучения. В кн.: Труды научной сессии МИФИ-2010. т.3. Фундаментальные проблемы науки. М.; 2010: 229-32.]. Кроме того, по сравнению с традиционными методами гипертермии лазерная термотерапия позволяет осуществлять нагрев в строго заданном объеме и в соответствии с конфигурацией опухоли [Гельфонд М.Л., Барчук А.СЛазерная селективная гипертермия в лечении злокачественных опухолей: Методические рекомендации. СПб.; 2002.], при этом используется излучение от 800 до 1100 нм. Однако использование электромагнитного излучения оптического диапазона для достижения гипертермического эффекта не позволяет проводить разрушения объемных опухолей на глубинах более 1 мм ввиду ограниченной глубины поглощения данного излучения в биологических тканях.
.
.
Перспективно применение фокусированного ультразвука в терапии злокачественных новообразований [Улащик В.С., Чиркин А.АУльтразвуковая терапия. Минск: Беларусь; 1983. 254 c.]. Высокий противоопухолевый эффект может быть получен при действии интенсивных ультразвуковых колебаний на поверхностно расположенные опухоли. При подкожно расположенных опухолях под влиянием ультразвука происходит полное их рассасывание без последующих рецидивов [Балицкий К.П., редУльтразвук в терапии злокачественных опухолей. Киев: Наукова думка; 1977. 147 с.].
Ультразвуковая гипертермия опухолей основывается на использовании фокусированного ультразвука, обеспечивающего локальное повышение температуры в фокальной области. Она расположена в центре кривизны излучающей поверхности ультразвуковой головки. Используя излучатели с разной формой и акустические линзы с различным фокусным расстоянием можно добиться того, чтобы фокальная область находилась в опухоли, расположенной на различной глубине. С помощью фокусированного ультразвука можно получить высокие плотности энергии в заданной области. Увеличение плотности энергии по мере приближения к фокальной точке возрастает, что позволяет вызывать в опухоли повышение температуры выше 42°С, сопровождающееся гибелью клеток опухоли. В тканях, находящихся вне фокальной области, температура будет ниже 42°С и не вызовет их повреждение. Следовательно, важным преимуществом ультразвукового метода нагрева опухолей является возможность четкой локализации нагреваемой области, соответствующей фокальной области (фокусной точке ультразвукового датчика) [В. С. УлащикЛокальная гипертермия в онкологии: использование магнитного поля, лазерного излучения, ультразвука // Вопросы курортологии, физиотерапии и лечебной физической культуры. 2014;91(2): 48-57]. Однако ультразвуковая термотерапия не позволяет осуществлять нагрев в строго заданном объеме и в соответствии с конфигурацией опухоли, так как пространственное разрешение фокусирующих устройств в акустике ограничено дифракционным пределом.
2
2
В последние годы для устранения недостатков, связанных с термотерапией, были проведены многочисленные исследования по лечению рака фокусированным ультразвуком высокой интенсивности (HIFU). Предложенный метод терапии с использованием HIFU характеризуется тем, что ультразвук, излучаемый датчиком с относительной низкой наивысшей мощностью звука (обычно несколько Вт/м), фокусируют или сводят в ультразвуковые пучки в определенной зоне и затем формируют фокальную зону с наивысшей мощностью звука свыше 1000 Вт/м. В этой зоне происходит мгновенное повышение температуры (>70°С) и кавитация или механическая вибрация, в результате чего происходит разрушение опухолевых тканей и тем самым обеспечивается лечение. Рабочая частота при терапевтическом воздействии ультразвуком находится в диапазоне от 0,2 до 3,5 МГц.
Ткань злокачественной опухоли имеет примечательные особенности:
- ввиду того, что эта ткань образована из юных гранулоцитов, она более чувствительна к воздействию ультразвука, чем ткани нормальных клеток;
- она существует в организме человека в трех формах: а) в диффузно-очаговой; b) в форме большой массы; с) в форме с тремя ветвями;
- степень злокачественности опухолевых клеток по краю опухоли существенно больше, чем в ее сердцевине.
К настоящему времени за рубежом создано большое количество разнообразных аппаратов для ультразвуковой гипертермии, в том числе наружных с несколькими источниками излучения и использованием фокусировки акустического потока.
Известно устройство по патенту CN 91105010.8 под названием "Сверхбыстродействующий ультразвуковой аппарат для наружного применения с высоким теплообразованием". Особенностью данного изобретения является то, что терапевтическое воздействие ультразвуком производится неоднократно на определенную точку ткани исследуемого объекта (например, центральную зону). В результате такого воздействия клетки и ткани объекта (опухоли) разрушаются при диффузии тепла, которое образуется в этой зоне. Следует указать, однако, что терапевтический эффект при воздействии этого аппарата невысок по нижеследующим причинам:
- активные раковые клетки располагаются, главным образом, по краю злокачественного образования, а повышение температуры на этом участке относительно небольшое;
- поскольку масса злокачественной опухоли сама по себе имеет неправильную форму;
- нельзя избежать большого размера повреждения нормальной клеточной ткани, чтобы обеспечить облучение всей массы раковой опухоли, имеющей неправильную форму, так как пространственное разрешение фокусирующего акустического устройства не высоко.
Известно устройство фокусированного воздействия ультразвуком высокой интенсивности для лечения ткани, включающее комбинированную лечебную головку, содержащую терапевтическую головку с ультразвуковой линзой и пьезокерамическим элементом, фокусирующую ультразвуковой луч на фокальной области, установленную на устройстве многомерного перемещения, соединенную с высокочастотным источником электропитания и имеющую ультразвуковой датчик В-режима, связанный с ультразвуковым сканером В-режима для сканирования и установленный на центральной оси терапевтической головки, обеспечивающий фиксацию фокальной области терапевтической головки в заранее заданном положении на плоскости сканирования; компьютерную систему, управляющую работой всей системой фокусированного воздействия ультразвуком, устройство так же содержит терапевтическую кушетку со сквозным отверстием, в проеме которого размещен баллон, заполненный дегазированной вакуумом водой, с акустическим импедансом, подобным акустическому импедансу человеческой ткани, нижняя часть баллона соединена с комбинированной лечебной головкой, а верхняя часть баллона выполнена открытой, при этом поверхность дегазированной воды находится в непосредственном контакте с телом пациента; в упомянутой терапевтической головке, содержащей ультразвуковую линзу и пьезокерамический элемент, последний размещен под ультразвуковой линзой (RU 2210409, A61N 7/02, А61F 7/00, опубл. 20.08.2003).
Наиболее близким по технической сущности и достигаемому техническому результату при использовании к настоящей полезной модели является техническое решение, раскрытое в японском патенте фирмы Toshiba КК, опубл 02.10.1996 г., ЕР 0734742 "Ultrasound therapentic apperatus" и принятого в качестве прототипа.
Известные устройства для воздействия ультразвуком на приповерхностные участки организма человека в конкретных вариантах содержат: преобразователь электрических колебаний в ультразвуковые, представляющий собой вогнутый пьезоэлемент, и генератор переменного напряжения ультразвуковой частоты, соединенный с пластиной преобразователя. Фокусирование ультразвука позволяет сконцентрировать его энергию в ограничительной по размерам и положению фокальной области. Предельные размеры этой области ограничены дифракционным пределом.
Однако, поглощение акустической энергии может вызвать при достижении определенного уровня необратимые изменения биологической ткани не только в пределах фокальной области (в том числе и при ее заглублении в организме), но и в областях пограничных с фокальной областью из за значительных размеров фокального пятна и неточности фокусировки.
Ограниченность возможностей фокусирования акустического излучения до малоразмерных величин «рабочего пятна» в большой степени ограничивает точность терапевтического и хирургического воздействия. Все эти недостатки ранее разработанных способов и устройств для воздействия ультразвуком на участки организма человека создают условия для возможного поражения здоровых участков биологической ткани при достижении интенсивностей, необходимых для требуемого воздействия на заданные, подлежащие лечению участки.
В устройствах фокусированного воздействия ультразвуком высокой интенсивности для сканирования и лечения опухолей с фокусированный в точку ультразвуковой пучок перемещается по объекту, который может иметь различную форму. Размеры объекта определяются размерами фокального пятна. Эти размеры согласно теории дифракции равны не менее длины волны ультразвуковых колебаний в данной среде.
Диаметр пятна Эйри h определяется так называемым критерием Рэлея, который устанавливает предел концентрации (фокусировки) акустического поля с помощью фокусирующего излучателя или акустических линз [Борн М., Вольф Э., Основы оптики // - М.: Накуа. - 1970]:
h=2,44λFD-1,
где λ - длина волны излучения, D - диаметр первичного зеркала или линзы, F - фокусное расстояние фокусирующего устройства.
Диаметр пятна Эйри h является важным параметром фокусирующей системы, который определяет ее собственную разрешающую способность в фокальной плоскости. Он показывает минимальное расстояние между полем точечных источников в фокальной плоскости, которое способна зарегистрировать данная система или точность терапевтического и хирургического воздействия. Максимальное разрешение идеальной линзовой системы не может превышать величины λ/2.
Настоящая полезная модель направлена на достижение технического результата, заключающегося в повышение точности локализации нагрева, осуществляемого за счет повышения разрешающей способности акустической формирующей системы.
Указанный технический результат достигается тем, что устройство фокусированного воздействия ультразвуком высокой интенсивности для лечения опухолей, содержащее преобразователь электрических колебаний в ультразвуковые с пьезокерамическим фокусирующим преобразователем, связанный с источником формирования мощности, подключенным к блоку управления работой, выполненному с возможностью контроля воздействия ультразвукового излучения на биологический объект, новым является то, что в области фокусировки излучения размещена мезоразмерная звукопроводящая частица с характерным размером не более поперечного размера области фокусировки и не менее λ/2, λ - длина волны используемого излучения в среде, со скоростью звука в материале частицы относительно скорости звука в окружающей среде лежащей в диапазоне от 0,5 до 0,83.
При реализации данной полезной модели достигаются несколько результатов, один из которых заключается в повышении точности локализации нагрева, осуществляемого за счет повышения разрешающей способности акустической формирующей системы, а другой - в снижении требуемого уровня мощности источника ультразвуковых колебаний, используемых для повышения температуры раковых клеток.
Указанные признаки являются существенными и взаимосвязаны с образованием устойчивой совокупности существенных признаков, достаточной для получения требуемого технического результата.
Настоящая полезная модель поясняется конкретным примером исполнения, который, однако, не является единственно возможным, но наглядно демонстрирует возможность достижения требуемого технического результата.
На фиг.1 - блок-схема устройства для воздействия ультразвуком на поверхностно расположенных участков биологической ткани человека;
фиг.2 - примеры фокусировки ультразвукового излучения мезоразмерной звукопроводящей частицей сферической и кубической форм в воде.
Обозначения:
1 - блок излучения; 2 - преобразователь электрических колебаний в ультразвуковые с пьезокерамическим фокусирующим излучателем; 3 - блок усиления мощности; 4 - блок управления с системой наведения на зоны терапевтического ультразвукового воздействия; 5 - мезоразмерная звукопроводящая частица; 6 - область фокусировки фокусирующего излучателя; 7 - область повышенной концентрации ультразвуковой энергии с субдифракционными размерами; 8 - иммерсионная среда; 9 - биологический объект с зоной терапевтического ультразвукового воздействия; 10 - система датчиков или иных регистраторов излучения; 11 - видеоконтрольное устройство.
Согласно настоящей полезной модели рассматривается устройство для фокусированного воздействия ультразвуком высокой интенсивности для сканирования и лечения опухолей на поверхностные участки организма человека, которое включает в себя преобразователь электрических колебаний в ультразвуковые с пьезокерамическим элементом в качестве фокусирующего излучателя ультразвука с мезоразмерной звукопроводящей частицей, размещенный в фокусе излучателя, расположенные в иммерсионной среде и выполненные с возможностью фокусировки ультразвукового луча на зоны терапевтического ультразвукового воздействия, при этом фокусирующий излучатель связан с источником формирования мощности, блок управления работой системы фокусированного воздействия ультразвуком и системы датчиков или иных регистраторов излучения, связанных с видеоконтрольным устройством.
Все известные способы воздействия ультразвуковых колебаний на биологические объекты, включая человека, в общем виде можно разделить на два варианта этой процедуры: Первое. Общее озвучивание того или иного участка объекта (тела) на ту или иную глубину проникновения ультразвукового излучения для достижения терапевтического результата. Второе. Создание концентрированного ультразвукового излучения в заданной точке (фокальной точке) с использованием собирающих ультразвуковых линз или устройств типа фазированной решетки, для достижения более радикальных целей: прицельное воздействие ультразвукового излучения на ограниченную область биологического объекта для достижения в том числе и хирургического результата. Предметом нашего рассмотрения является именно второе, радикальное направление.
Важно отметить, что применяемые способы концентрации ультразвукового излучения в фокальной точке, при создании нужной для терапевтического эффекта величины мощности ультразвукового излучения на единицу объема обрабатываемого биологического объекта не обеспечивают необходимой гарантии защищенности прилегающих к обрабатываемой зоне области в силу высокой концентрации мощности в луче, малой крутизны схождения фокусируемой ультразвуковой мощности в сфокусированном луче. Предлагаемое устройство в значительной мере корректирует названные проблемы в силу более высокого пространственного разрешения фокусирующей системы.
В результате проведенных исследований, было обнаружено, что мезоразмерная звукопроводящая частица, например, в форме куба или сферы, с характерным размером не более поперечного размера области фокусировки и не менее λ/2, где λ - длина волны используемого излучения в среде, со скоростью звука в материале частицы относительно скорости звука в окружающей среде лежащего в диапазоне от 0,5 до 0,83, формирует на ее внешней границе с противоположной стороны от падающего излучения области с повышенной концентрацией энергии и с поперечными размерами порядка λ/3 - λ/4 и протяженностью не более 10 λ.
При выполнении мазоразмерной звукопроводящей частицы с размерами более поперечных размеров области фокусировки излучения формирующей системы, увеличиваются габариты устройства формирования изображения при сохранении качества концентрации акустического излучения частицей. При характерных размерах мезоразмерной частицы менее λ/2, локальная концентрация акустического поля вблизи поверхности частицы не возникает.
При относительной скоростью звука в материале частицы относительно скорости звука в окружающей среде менее 0.5 поперечный размер локальной области концентрации поля становится порядка дифракционного предела и может быть обеспечен формирующей системой.
При относительной скоростью звука в материале частицы относительно скорости звука в окружающей среде более 0,83 локальная концентрация акустического поля возникает внутри частицы и не может быть использовано для облучения исследуемого объекта.
Устройство работает следующим образом.
В блоке излучения 1 размещены преобразователь электрических колебаний в ультразвуковые с пьезокерамическим фокусирующим излучателем 2 и мезоразмерная звукопроводящая частица 5, находящаяся в области фокуса 6 фокусирующего излучателя 2. С преобразователем 2 связан блок усиления мощности 3, соединенный с блоком управления с системой наведения на зоны терапевтического ультразвукового воздействия 4. Блок управления 4 связан с системой датчиков или иных регистраторов излучения 11 для наведения и контроля воздействия ультразвукового излучения на биологический объект 9. Одновременно система датчиков или иных регистраторов 11 соединена с видеоконтрольным устройством 11 для обеспечения возможности визуального восприятия оценки воздействия ультразвукового излучения на биологический объект 9. Сфокусированное ультразвуковое излучение пьезокерамическим фокусирующим излучателем 2 освещает мезоразмерную звукопроводящую частицу 5, которая формирует область повышенной концентрации ультразвуковой энергии с субдифракционными размерами 7 в которой размещается биологический объект с зоной терапевтического ультразвукового воздействия 9.
Терапевтический фокусирующий ультразвуковой излучатель 2 помещен в термостабилизированную камеру, заполненную материалом 8 близким по волновым свойствам к свойствам биологических материалов (иммерсионную среду) и имеющий аппликационную зону сопряжения с поверхностью объекта терапевтического неинвазивного ультразвукового воздействия. Блок управления 4 обеспечивает согласование всех подсистем комплекса, сопряжение его с системами диагностики и наведения зоны терапевтического ультразвукового воздействия на заданную точку объекта с высокой точностью по заданным диагностическим комплексом координатам, по заданным лечащим врачом удельной плотности ультразвуковой энергии в зоне воздействия, характере воздействия (серия импульсов или непрерывная экспозиция с демонстрационным, мягким тепловым или разрушающим воздействием) и времени воздействия в каждой серии.
Ультразвуковой излучатель 2 представляет собой, например, пьезокерамический преобразователь выполненный с применением пьезокерамики ЦТС-19, питаемые электромагнитной энергией от соответствующих усилителей мощности 3. В качестве иммерсионной среды 8 может использоваться, например, оптически среднеплотная мелкодисперсная суспензия на основе дистиллированной воды. При этом во внимание принималась близость волновых свойств суспензии на основе воды к волновым свойствам биологических объектов.
Сравнение прототипа и предлагаемого устройства производилось на частоте 1 МГц с жидкостной ячейкой из воды при 25°С (скорость звука 1490 м/с) и звукопроводящей частицы сферической и кубической формы с характерным размером 1,5 λ, где λ длина волны излучения и выполненной из рексолита (скорость звука 2311 м/с), относительная скорость звука 0,645.
Было установлено, что в предлагаемом устройстве достигнуто пространственное разрешение фокусирующего излучателя, превышающее пространственное разрешение по прототипу в 3-3,5 раза. Поперечное сечение зоны повышенной концентрации ультразвуковой энергии имеет осесимметричный вид. Повышение пространственного разрешения в предлагаемом устройстве эквивалентно повышению частоты ультразвукового излучения в 3-3,5 раза в прототипе. Кроме того, повышение пространственного разрешения по предлагаемому устройству приводит к одновременному повышению интенсивности акустического поля на объекте исследования без повышения интенсивности излучения источника акустического поля. Таким образом, достигается эффект снижения риска повреждения здоровых клеток организма, повышении эффективности воздействия ультразвукового излучения для необратимого преобразования (разрушения) в строго локализованных пределах онкологически пораженных поверхностно расположенных участков биологической ткани без повреждения прилегающей здоровой ткани.
При этом алгоритм этого воздействия может быть следующим:
1. Осуществляется диагностический осмотр структуры биологического объекта применением сканирующего диагностического оборудования (ультразвуковые сканеры, СВЧ или ТГц сканеры и т.п.) и определяется зона (точка) воздействия.
2. Осуществляется наведение зоны воздействия сфокусированного ультразвукового излучения на зону воздействия на минимальной мощности (в рамках разрешения диагностического сканера).
3. Устройство переводится в режим активного воздействия путем назначения мощности излучения и времени воздействия.
4. В дальнейшем процесс диагностики и процесс активного терапевтического или хирургического воздействия может повторяться и изменяться по показаниям.