Конформный СВЧ ФАР аппликатор для гипертермии и одновременной лучевой терапии
CONFORMAL MICROWAVE PHASED-ARRAY ANTENNA APPLICATOR FOR HYPERTHERMIA AND SIMULTANEOUS RADIATION THERAPY

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к гипертермии злокачественных новообразований.
В последние годы достигнут большой прогресс в выявлении ранних форм злокачественных опухолей, появились новые терапевтические возможности противоопухолевых воздействий, но по настоящее время результаты лечения онкологических больных оставляют желать лучшего. Поэтому, актуальной задачей является максимальное расширение возможностей радио- и химиотерапевтических методов. И несомненный интерес в этом плане представляет собой гипертермия (нагрев опухолевых тканей до температур 42-44°С).
Основная задача радиационной терапии - оптимизация облучения: обеспечить подведение к опухоли дозы облучения, достаточной для ее уничтожения при минимизации дозы на окружающие ткани.
Основная задача гипертермии - подведение тепла непосредственно к опухолевой ткани для усиления процессов гибели злокачественных клеток в сочетании с лучевой терапией и минимальным нагревом здоровых тканей, которые могут иметь нежелательное повреждения.
Известно [1-4], что наибольшее усиление эффективности действия радиации, вызываемое гипертермией, происходит при одновременном воздействии радиации и гипертермии (далее везде ОВРН).
Установлено, что при последовательном сочетании гипертермии и лучевой терапии эффективность последней увеличивается в среднем в 1,5 раза. Этот эффект подтвержден в многочисленных международных рандомизированных исследованиях, проведенных в Беларуси, России, США, Германии, Италии, Англии, Нидерландах, Франции и др. [3, 7, 8, 9].
Полученные результаты достигнуты с применением существующих к настоящему времени техники и методики проведения гипертермии и лучевой терапии, допускающих только последовательное применение процедур облучения и нагрева. В то же время имеется информация, полученная в эксперименте, что при одновременном их проведении эффективность лучевой терапии повышается дополнительно в 2,5-4 раза [8].
Начиная с 1992 года пионерские работы по внешнему ОВРН были проведены в США [4, 5, 6]. В последние годы обещающие результаты были получены в серии курсов ОВРН, доложенных на ICHO в Корее и Сент-Луисе (США). Хотя проведенные исследования подтвердили применимость ОВРН для клиники, и продемонстрированные результаты были многообещающими, остается много проблем, которые требуют дальнейших исследований и разработок, чтобы сделать этот метод лечения пригодным и эффективным для клинических применений. Среди этих проблем - проблема конструкции гипертермических ЭМ аппликаторов, адаптированных к внешней радиации, остается весьма актуальной [4].
2
Имеющиеся данные радиобиологии подтверждают, что при одновременном воздействии радиации и нагрева (ОВРН) в клинической практике может быть получено существенное увеличение эффективности радиотерапии. Это утверждение основано на том факте, что при умеренной гипертермии (около 40°С) кровоток в опухоли ускоряется, что, в свою очередь, сопровождается увеличением концентрации кислорода в опухолевых клетках и, соответственно, увеличением чувствительности раковых клеток к воздействию ионизирующей радиации. Этот эффект исчезает при прекращении нагрева, и уровень рОвозвращается к своему первоначальному значению. Соответственно, интенсивность радиационного повреждения клеток за счет кислородного эффекта оказывается максимальной при одновременном воздействии радиации и тепла.
Также целесообразно в сочетании с ОВРН использовать режим гипертермии на уровне (42,5-44)°С, ведущий к термическим летальным повреждениям опухолевых клеток (морфологические формы некроза) и торможению репарации сублетальных радиационных повреждений.
В частности, это может быть дополнительная (после ОВРН) гипертермия, но уже в привычных условиях (вне источника ионизирующего излучения) и в более высоком температурном режиме - до 44°С. Такой новый комбинированный режим терморадиотерапии позволит достичь максимального противоопухолевого эффекта и существенно сократить время всей процедуры.
Электромагнитные (ЭМ) колебания предпочтительны, по сравнению с другими физическими методами создания повышенной температуры в определенном объеме тела, благодаря непосредственному поглощению электромагнитной энергии не только в поверхностных, но и в глубоко расположенных биологических тканях. Поэтому рост температуры на глубине тканей происходит не только вследствие передачи тепла от поверхности вовнутрь за счет теплопроводности, но и, в основном, вследствие преобразования энергии ЭМ волн в тепло непосредственно в каждой точке облучаемого объема. Это позволяет снять проблему тепловой перегрузки (ожогов) кожного покрова путем его охлаждения и в то же время обеспечить создание гипертермического режима в опухолевых тканях на уровне 42-44°С.
Для достижения этого эффекта необходим новый тип гибких аппликаторов прозрачных для лучевой терапии, различающихся не только по площади эффективного нагрева опухолей, но и имеющих возможность нагрева сложных геометрических локализаций.
Такие аппликаторы должны обладать малым коэффициентом поглощения ионизирующего излучения, должны быть радиационно стойкими, не изменять своих параметров при воздействии больших доз жесткой радиации, не должны искажать радиационное поле.
Наиболее близким по технической сущности и достигаемому результату к заявляемому объекту относится излучатель СВЧ - энергии для нагрева тканей тела человека, представляющий собой четвертьволновый резонатор на основе несимметричной микрополосковой линии передачи, состоящий из диэлектрической подложки, экранного проводника, излучающего проводника и входного коаксиального разъема. Входной коаксиальный разъем расположен за пределами зоны тепловыделения электромагнитного излучения излучающего проводника и радиационного поля источника γ-излучения и подключен к излучающему проводнику и экранному проводнику микрополосковой линии посредством Г-образного фильтра, включающего полосковую линию запитки в точке запитки четвертьволнового резонатора и емкость (патент RU 2324509).
Однако несмотря на положительные результаты, устройство имеет только одну зону тепловыделения и не имеет возможность изменить геометрическую форму этой зоны для избирательного нагрева многих различных по форме злокачественных новообразований.
Задачей настоящего изобретения является создание излучателя СВЧ-энергии, позволяющего одновременно воздействовать на опухоль сквозь излучатель γ-лучами и электромагнитными полями в различных температурных, временных и дозовых режимах с возможностью, при необходимости, изменения геометрической формы зоны тепловыделения (нагрева).
Поставленная цель может быть достигнута, если для гипертермии использовать фазированную антенную решетку, представляющую собой многоэлементную матрицу, состоящую из нескольких одиночных аппликаторов для эффективного нагрева опухолей не только больших по площади, но и локализаций некоторых геометрий.
Примером предлагаемых СВЧ ФАР аппликаторов для гипертермии и одновременной лучевой терапией может служить матрица, состоящая из четырех одиночных модулей (Фиг. 1).
СВЧ ФАР аппликаторы для гипертермии и одновременной лучевой терапии состоит из набора одиночных модулей, выполненных на одной диэлектрической подложке.
Одиночный модуль сверхвысокочастотных электромагнитных волн для нагрева биологических тканей, включает в себя резонатор, выполненный в виде микрополосковой антенны, состоящей из диэлектрической подложки, экранного проводника, излучающего проводника и входного коаксиального разъема, отличающийся тем, что излучающий проводник состоит из двух отдельных пластин, выполняющих роль емкости, соединенных между собой отрезком полосковой линии, выполняющей роль индуктивности, образуя колебательный контур, а место расположения полосковой линии находится на любой высоте пластин в зависимости от распределения полей в нагреваемом объекте (патент RU 2011113956 А).
СВЧ ФАР аппликаторы для гипертермии и одновременной лучевой терапии включает в себя набор одиночных аппликаторов, объединенных в более крупные матрицы с отдельным регулированием мощности и фазы каждого одиночного модуля для управления излучающего электромагнитного поля. В нашем случае, индивидуальные для пациента массивы микрополосковых одиночных структур аппликаторов (одиночные модули) выполнены на одной диэлектрической подложке и помещены в корпус силиконовой системы водяного охлаждения, контактирующей с поверхностью кожного покрова (Фиг. 2). Поэтому для получения высокой однородности или необходимой геометрии суммарного излучаемого поля, необходимо управлять электромагнитными полями одиночных структур. Для этого производятся изменения амплитудно-фазовых соотношений излучающих волн, которые формируют ближнее поле излучения.
Электронное управление зоной нагрева основано на использовании интерференции электромагнитных волн. Когда расположенные рядом источники излучают электромагнитные волны на одной и той же частоте с синхронизацией по фазе, то исходящие из этих источников волны суммируются. Поэтому характер взаимодействия двух волн от двух разнесенных в пространстве источников зависит от сдвига фаз между этими волнами.
Исходя из проведенных патентных исследований и имеющегося печатного материала для аппликаторов, работающих на резонансной частоте 433,92 МГц, можем отметить преимущества СВЧ ФАР аппликаторов для гипертермии и одновременной лучевой терапией перед зарубежными аналогами:
1. Ближайшие аналоги СВЧ ФАР аппликаторам для гипертермии и одновременной лучевой терапией, обеспечивающей проведение на злокачественную опухоль одновременного воздействия электромагнитной гипертермии и дистанционной лучевой терапии (сквозь аппликатор), отсутствуют.
2. В СВЧ ФАР аппликаторах для гипертермии и одновременной лучевой терапии размеры одиночных модулей и компоновка их в многоэлементную матрицу проведена таким образом, что величины зазоров между модулями намного меньше апертуры этих модулей. Это позволило получить высокую однородность суммарного излучающего электромагнитного поля даже в ближней зоне излучения. Минимизировать зазоры (до 1 мм) позволило благодаря запиткам одиночных модулей в СВЧ ФАР аппликаторах для гипертермии и одновременной лучевой терапии не полосковыми линиями, разведенными на самой плате антенн и проведенными между одиночными модулями (как многие западные аналоги) и тем самым недопустимо увеличивая зазоры между самими модулями, следовательно, ухудшая однородность излучаемого поля в ближней зоне излучения, а независимыми фидерами, расположенными вне теплового поля излучения, и соединенными с разъемами со стороны экранного проводника подведенными непосредственно к каждому одиночному модулю.
На Фиг. 3 и 4 представлены в жидкостном имитаторе биообъекта (1% раствор соли NaCl) картина распределения электрической составляющей излучаемого электромагнитного поля (SAR) в плоскости апертуры от аппликатора одиночных модулей 1, 2, 3 и 1, 2, 3, 4 для синфазных полей возбуждения. Измерения проводились в жидкостном имитаторе биообъекта зондом дипольного типа на расстоянии 1 см от поверхности СВЧ ФАР аппликатора. Мы видим, что суммарное электромагнитное поле в ближней зоне излучения для синфазных полей возбуждения однородно. На Фиг. 3 электромагнитное поле имеет Г-образное искривление для соответствующих модификаций опухолевых образований.
В таблице представлены возможные варианты компоновки одиночных модульных (ом) структур в модули СВЧ ФАР аппликаторы
В СВЧ ФАР аппликаторах, состоящих из матриц с большим количеством одиночных модулей, возможны более сложные вариации геометрических форм, излучаемых электромагнитных полей в ближней зоне излучения.
Литература
1. N.N. Alexandrov, Ν.Y. Savchenko, S.Ζ. Fradkin, and Ε.A. Zhavrid, "Application of hyperthermia and hyperglycemia in treatment of malignant tumors" (in Russian), in Medizina Moscow, 1980.
2. S.B. Field and J.W. Hand, Eds., an Introduction to the Practical Aspects of Clinical Hyperthermia. London, New York, U.K.: Taylor & Francis, 1990.
3. J.D. van der Zee, D. Gonzales-Gonzales, G. van Rhoon, J. D. P. van Dijk, V. van Putten, and A. Hart, "Comparison of radiotherapy alone with radiotherapy plus hyperthermia in locally advanced pelvic tumors," Lancet, vol. 335, no. 9210, pp.1119-1125, 2000.
4. G.C. van Rhoon, P. J. M. Rietveld, and J. van der Zee, "A 433 MHz lucite cone waveguide applicator for superficial hyperthermia," Int. J. Hypertherm., vol. 14, no. 1, pp.13-27, 1998.
5. Overgaard J, The current and potential role of hyperthermia in radiotherapy. International Journal of Radiation Oncology, Biology & Physics 1989; 16: 538-549.
th
6. Horsman MR, Overgaard J. The influence of nicotinamid and hyperthermia on the radiation response of tumor and normal tissues, in Book of Abstracts, 15 Annual Meeting of the ESHO, Oxford, UK, 3-6 September 1995; p.12.
7. Vernon C., J. Hand, S. Field et al., 1996, Radiotherapy with and without hyperthermia in the treatment of superficial localized breast cancer: results from five randomized control trials, Int. J. Radiation Oncology, Biology, Physics, v. 35, No.4, 731-744.
8. Van der Zee, J., Conzalez Conzalez, D., The Dutch Deep Hyperthermia Trial*** results in cervical cancer. Int. J. Hyperthermia, 2002, v. 18, pp.1-12.
9. Мавричев A.C., Почечно-клеточный рак, 1996, Бел. ЦНМИ, Минск.