КОМПЛЕКС ДЛЯ РАДИОЧАСТОТНОГО РАЗРУШЕНИЯ БИОТКАНИ

Полезная модель относится к области медицины и ветеринарии, преимущественно к хирургии, и может быть использована для разрушения патологически измененных тканей тела человека и животных.
В последние годы в онкологии возникла и интенсивно развивается малоинвазивная техника разрушения раковых опухолей за счет их нагрева до температур коагуляции ткани и выше при введении монополярного электрода в опухоль (см., например, G.S.Gazelle, N.Goldberg. Tumor ablation with radio-frequency energy. Radiology. December 2000, 633-645. Избирательность разрушения при такой технике достигается за счет подведения тепловой энергии непосредственно в область, пораженную патологическим процессом. Для нагрева чаще всего используется энергия радиочастотного диапазона. Время разрушения опухолей не превышает 10-15 минут, а сама процедура может быть проведена в амбулаторных условиях без госпитализации больного. Сокращение времени пребывания больного в медицинском учреждении и резкое увеличение числа больных, которым может быть оказана эффективная помощь, делают этот метод весьма привлекательным на современном этапе развития медицины.
Однако при монополярном способе разрушения опухолей диаметр зоны некроза невелик и не превышает 1,5-2,0 см. Максимальный диаметр зоны некроза может быть увеличен за счет введения в опухоль двух электродов (F.Burdio, A.Guemes, J.M.Burdio, et al. Bipolar saline-enhanced electrode for radiofrequency ablation: results of experimental study of in vivo porcine liver. Radiology 2003; 229: 447-456.). Схематическое устройство такой конструкции показано на фиг.1. ВЧ генератор с блоком управления (1) подсоединен к электродам (2), образующим биполярную конструкцию. Электроды введены в опухоль (3), расположенную в ткани (4). Электроды могут быть инфузионного или водоохлаждаемого типов. Поступление биоцидных растворов или охлаждающей жидкости обеспечивается насосом (5) шприцевого или перистальтического типов из резервуара (6), причем вода после охлаждения электродов возвращается в резервуар как показано на фиг.1 пунктиром. В такой конструкции электрическое поле концентрируется между двумя электродами и, раздвигая электроды, можно получить диаметр зоны некроза, превышающий 2,5-3,0 см. Дальнейшему увеличению объема некрозированной ткани препятствует сильное падение температуры в центре зоны нагрева.
Наиболее близкой к предлагаемой является установка для теплового разрушения биотканей (патент США №7306595 В2), содержащая генератор электромагнитной энергии и два электрода, вводимых в ткань на определенном расстоянии друг от друга. Электроды могут быть любой конструкции (инфузионные или водоохлаждаемые) и в состав установки входят насосы, резервуары для жидкости и т.д. Основным недостатком этой установки является неравномерность нагрева биоткани, возникающая при увеличении расстояния между электродами, приводящая к ограничению зоны некроза ткани. Увеличение зоны некроза за счет применения раздвижных электродов зонтичного типа приводит к усложнению конструкции электродов и, в конечном счете, к увеличению стоимости установки.
Задача, на которую направлена заявляемая полезная модель, заключается в увеличении объема коагулированной ткани и равномерности нагрева опухолей и создании комплекса, позволяющего работать с любыми типами генераторов и электродов, а также уменьшении его стоимости, включая стоимость эксплуатации.
Для этого в известной установке для радиочастотного разрушения биоткани, содержащей блок управления с высокочастотным генератором, резервуар с жидкостью и насосы, входы которых соединены с резервуаром, а выходы подсоединены к входам устройств передачи энергии в разрушаемую биоткань, выполненных в виде игольчатых электродов, которые имеют один или несколько внутренних каналов, выход генератора
соединен с электродами через распределительное (коммутирующее) устройство, позволяющее подключать электроды к высокочастотному генератору одновременно или в любой последовательности, причем минимальное число подключаемых электродов равно трем.
Техническим результатом предлагаемой конструкции комплекса является увеличение объема коагулированной ткани и улучшение равномерности нагрева за счет введения в последовательность биполярных электродов дополнительного электрода с переменной полярностью, которая устанавливается с помощью коммутирующего устройства.
Сущность предлагаемой полезной модели поясняется с помощью фиг.2, на которой представлена блок-схема предлагаемого комплекса. ВЧ генератор (1) с блоком управления подсоединен к двум электродам (2), образующим биполярную систему, и через коммутатор (7) к дополнительному электроду (8). Электроды (2) и (8) введены в опухоль (3), расположенную в ткани (4). Электроды могут быть инфузионного или водоохлаждаемого типов. Поступление биоцидных растворов или охлаждающей жидкости обеспечивается двумя насосами (5) шприцевого или перистальтического типов из резервуаров (6), причем вода после охлаждения электродов возвращается в резервуар, как показано на фиг.2 пунктиром. Полярность на дополнительном электроде (8) подсоединенном к коммутирующему устройству (7), может меняться во времени. В результате картина нагрева, присущая биполярной системе, изменяется кардинальным образом, позволяя увеличить диаметр коагуляции в 1,5-2 раза за счет дополнительного разнесения биполярных электродов. На фиг.3 показана расчетная кривая (1) зависимости температуры от расстояния между электродами для биполярной системы нагрева ткани, когда электроды находятся на расстоянии 2 см (приведена лишь часть кривой, т.к. ось симметрии проходит посередине между электродами). Видно, что в центральной области между электродами наблюдается «провал» температуры, который препятствует дальнейшему раздвижению электродов и увеличению зоны коагуляции ткани. Если в центре между биполярными электродами ввести дополнительный электрод, то расчетная кривая (2) зависимости температуры от расстояния между электродами принимает вид, показанный на фиг.3 (приведена лишь часть кривой, ось симметрии проходит по центру дополнительного электрода). Теперь в центре области имеется максимум температуры, а минимум смещается к крайним электродам. При этом биполярные электроды можно раздвинуть на 3 см, тем самым увеличив зону коагуляции до 5 см по уровню 50°С.
Работа комплекса может быть пояснена с помощью блок-схемы установки, представленной на фиг.2. Под контролем ультразвукового сканера, не показанного на фиг.2, в биоткань вводят игольчатые электроды 2 и подключают к блоку управления с ВЧ генератором 1 так, как показано на фиг.2. Игольчатые электроды подключаются также к насосам 5, в которые поступает охлаждающая жидкость из резервуаров 6, если электроды имеют внутреннее охлаждение, либо физиологический раствор, если применяются инфузионные электроды. Охлаждаемые электроды подсоединены также к резервуарам 6, в которые возвращается вода после охлаждения электродов. Дополнительный электрод 8 вводится в ткань посредине между двумя уже введенными электродами 2 и подключается к блоку 1 через распределительное (коммутирующее) устройство 7. В результате электроды 2 в каждый момент времени являются разнополярными и образуют биполярную систему, а у электрода 8 полярность меняется в соответствии с заданным режимом работы коммутатора. На электроды 2 и 8 подается мощность от генератора. Передаваемая от электродов в биоткань мощность приводит к ее нагреву до температуры коагуляции, разрушая биоткань. При этом, электрод 8, работая попеременно с одним или другим из электродов 2, выравнивает температурное поле и позволяет развести между собой электроды 2 на большее расстояние, нежели в обычной биполярной схеме без дополнительного электрода. В результате зона коагуляции ткани увеличивается до 5-6 см, а температурное поле в пространстве между электродами становится более равномерным.
Для двух пар биполярных электродов можно ограничиться одним дополнительным электродом, введенным в центр симметрии системы.
Подобная конструкция может также быть использована при замене радиочастотного генератора на микроволновый генератор и использовании в качестве устройств передачи энергии в разрушаемую биоткань вместо игольчатых электродов микроволновых антенн.
Работа комплекса была опробована в отделении микрохирургии МНИОИ им.П.А.Герцена на больном Г., который находился там на лечении с диагнозом «фибрилярная липома теменной части головы». По данным компьютерной томографии в левой части теменной области определяется массивное опухолевое образование размерами 6×6 см. Больному был проведен сеанс разрушения опухоли предлагаемым устройством. После предварительного местного обезболивания, под контролем ультразвукового сканера, в опухоль ввели пять игольчатых электродов, причем один электрод был введен в центр опухоли, а остальные по диаметру ближе к периферии опухоли. Электроды имели внутреннее охлаждение и в процессе нагрева опухоли на них поддерживалась температура в пределах 90-95°С. Мощность радиочастотного генератора регулировалась по показаниям термодатчиков одновременно с регулировкой скорости охлаждающей жидкости. Длительность процедуры составила 12 мин. При обследовании через 5 месяцев после проведения процедуры отмечается значительное уменьшение опухоли в объеме и отсутствие признаков ее продолженного роста.
Таким образом, проведенные испытания показали возможность эффективной работы комплекса для радиочастотного разрушения биоткани с улучшенными характеристиками нагрева, что дает возможность снизить затраты на лечение пациентов.