Универсальная установка для комплексного 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 двадцать лет в онкологии возникла и интенсивно развивается малоинвазивная техника разрушения раковых опухолей за счет их нагрева до температур коагуляции ткани и выше при чрезкожном введении электрода в виде тонкой длинной иглы в опухоль (см., например, Gazelle G.S., Goldberg N. Tumor ablation with radio-frequency energy // Radiology. December 2000, 217(3):633-46). Избирательность разрушения при такой технике достигается за счет подведения тепловой энергии непосредственно в область, пораженную патологическим процессом. Для нагрева используется энергия радиочастотного (РЧ) или микроволнового (МВ) диапазонов. 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 увеличение числа больных, которым может быть оказана эффективная помощь, делают этот метод весьма привлекательным на современном этапе развития медицины.
Основной проблемой существующих установок, препятствующей их более широкому применению, является недостаточный объём коагуляции ткани. Для коагуляции опухоли требуется создание теплового поля, конфигурация которого должна быть аналогичной конфигурации опухоли (шаровидной или эллипсовидной), а размеры должны перекрывать размеры опухоли на 0,5-1,0 см. Объём коагуляции определяется энергией E, приложенной к ткани: E=Pt, где P-мощность, подведённая от генератора, а t-время воздействия.
3
К сожалению, в РЧ диапазоне при попытках увеличения подводимой к электроду мощности P ткань, прилегающая к электроду, высушивается и электрическая цепь разрывается, прекращая подачу энергии к опухоли. С целью замедления процесса высушивания были предложены способы снижения температуры на поверхности электрода с помощью внутреннего охлаждения электрода или введения в зону нагрева через отверстия в электроде физиологического раствора для поддержания постоянного импеданса в области контакта (Долгушин Б.И., Косырев В.Ю. Радиочастотная термоабляция опухолей. Под ред. Давыдова М.И. - М.: Практическая медицина, 2015 - 192с.). Необходимость чрезкожного введения тонких электродов обуславливает неэффективный отвод тепла от их поверхности из-за малого сечения теплоотвода. Поэтому достигнутый к настоящему времени объём РЧ разрушения одиночными электродами не превышает 40-50 см, что при шаровидной опухоли с учетом зоны абластики соответствует диаметрам опухоли не более 25-30 мм.
Дальнейшее увеличение объёма возможно за счёт увеличения числа электродов и переключения в биполярный режим работы РЧ генератора (Stoffner R., Kremser C., Schullian P et al. Multipolar radiofrequency ablation using 4–6 applicators simultaneously: a study in the ex vivo bovine liver // Eur J Radiol. Oct 2012, 81(10):2568-75).
В микроволновом (МВ) диапазоне ограничение по мощности P, подводимой к ткани, связано с размерами коаксиальной линии (КЛ), выполненной как излучающий электрод (Hojjatollah F., Punit P. Antenna Designs for Microwave Tissue Ablation: Crit Rev Biomed Eng. 2018 ; 46(6): 495–521). Внешний диаметр КЛ при чрезкожном введении должен быть не более 2,0 мм, что ограничивает величину максимальной мощности, пропускаемую через КЛ- не более 30 Вт на частоте 1 ГГц (Справочник по радиочастотным коаксиальным кабелям [Электронный ресурс]. – Режим доступа: http://www.radioscanner.ru/info/article83/ (дата обращения: 17.11.19)), в то время, как расчеты показывают, что для нагрева опухоли диаметром 50-60 мм требуется мощность в 2-3 раза больше. Увеличение подводимой мощности здесь также может быть достигнуто за счёт увеличения количества электродов, но возникают сложности с введением, если число электродов больше четырёх.
ом
диэл
ом
диэл
Можно увеличить подводимую мощность, если подать мощность от МВ и РЧ генераторов на рабочий электрод, который может работать в обоих диапазонах: P = P + P, где P- омический нагрев за счёт протекания тока через нагреваемую ткань, а P- диэлектрический нагрев ткани за счёт протекания ёмкостного тока.
Известна установка подачи электромагнитной энергии в аппликатор (Turner P. F., Hagmann M. Multiple frequency energy supply and coagulation system // Патент США № 2011/0125148 А1. 26.05.2011), где для нагревания ткани можно подавать сигналы электромагнитной энергии, по меньшей мере, на одну выбранную частоту из множества частот, доступных для выбора. Установка включает в себя множество отдельных генераторов электромагнитных сигналов, каждый из которых предназначен для генерации сигналов определенной частоты, таких как два генератора сигналов микроволновой энергии, один из которых работает на частоте 915 МГц, а другой - на частоте 1450 МГц. Системный контроллер координирует работу генераторов. Каждый генератор соединен с разъемами для подключения аппликатора или массива аппликаторов для подачи сигналов электромагнитной энергии выбранной частоты к ткани, подлежащей нагреву. Схему расщепления мощности может обеспечивать несколько выходных разъемов, настроенных на один или несколько подключаемых аппликаторов. Установка может обеспечить обработку с использованием одной выбранной МВ частоты, множества выбранных частот одновременно или может переключаться между выбранными частотами. Это устройство успешно осуществляет тепловое разрушение биоткани при совместном действии с лекарственными веществами, вводимыми в разрушаемую ткань через полость электрода до и в процессе нагрева. Однако из-за пространственного разнесения излучающих щелей суммарное тепловое поле оказывается неудовлетворительным по форме.
Наиболее близкой к предлагаемой является установка для разрушения биоткани ( Hancock C. P. Electrosurgical apparatus for RF and microwave delivery // Патент США № 9333034 В2. 10.05.2016). Электрохирургическое устройство для резекции биологической ткани содержит генератор РЧ сигнала для генерации электромагнитного РЧ (ЭМ) излучения, имеющий частоту в диапазоне 400-500 кГц; генератор МВ сигнала для генерации микроволнового электромагнитного излучения, имеющего частоты 915 или 2450 МГц, которые больше, чем первая частота; зонд, предназначенный для доставки РЧ-излучения и МВ-излучения отдельно или одновременно от его удаленного конца; структуру подачи для передачи РЧ излучения и СВЧ излучения на зонд, структура подачи, содержащая РЧ-канал для соединения зонда с генератором РЧ-сигнала, и микроволновый канал для соединения зонда к генератору СВЧ-сигнала; детектор  радиочастотного сигнала для выборки тока и напряжения в радиочастотном канале и генерирования из них сигнала детектирования радиочастотного сигнала, указывающего ток и напряжение; детектор микроволнового сигнала  для выборки прямой и отраженной мощности в микроволновом канале и генерирования из них микроволнового детектирующего сигнала, указывающего микроволновую мощность, подаваемую зондом и контроллер, связанный с детектором радиочастотного сигнала  и детектором микроволнового сигнала для приема сигнала радиочастотного обнаружения и сигнала микроволнового обнаружения, причем контроллер предназначен для выбора энергии. Профиль подачи радиочастотного электромагнитного излучения предназначен для разрезания ткани, а профиль энергоснабжения для микроволнового излучения предназначен для гемостаза, коагуляции или абляции ткани.
Задача, на которую направлена заявляемая полезная модель, заключается в расширении функциональных возможностей установки путем создания возможности воздействия на опухоль РЧ и МВ излучения от двух генераторов в диапазонах 440 КГц и 915 МГц (или 2450), работающих как по отдельности, так и в комбинированном режиме, используя при этом только один электрод.
Для этого в известной установке для разрушения биоткани, содержащей микроволновый и радиочастотный генераторы, входы которых соединены с выходами блока управления, причем выходы генераторов соединены с устройством передачи энергии в разрушаемую биоткань, которое выполнено в виде коаксиального электрода, вводимого в разрушаемую биоткань. Электрод имеет внутренний полый проводник с каналом для встроенного датчика температуры и внешний полый проводник с кольцевой щелью, прорезанной на расстоянии λ/4 от конца коаксиального электрода, где λ-длина волны микроволнового излучения в коаксиальной линии, а также фторопластовый изолятор между внутренним и внешними проводниками и наконечник, отличающаяся тем, что наружный электрод симметрично ниже и выше от центра щели не имеет кольцевого защитного покрытия на суммарной длине от 20 до 80 мм, а кольцевая щель имеет ширину от 1,5 до 4,0 мм и поверхности электрода без покрытия подсоединены к выходам генераторов через переключатель, позволяющий поочередно или совместно использовать зоны нагрева электрода. Выбор указанных параметров рабочей зоны электрода направлен на создание максимально возможного теплового поля, размеры определяются исходя из размеров нагреваемой опухоли (ОнкоЛиб.ру - авторская онкологическая библиотека для пациентов [Электронный ресурс]. – Режим доступа: https://oncolib.ru/razvitie-raka/stadii/ (дата обращения: 17.12.19)). Минимальный размер кольцевой щели лимитируется пробивной прочностью, а максимальный - выбором частоты, например, ширина 4 мм при 915 МГц. Размеры зон без защитного покрытия определяются размерами опухоли, например, 20 мм соответствует опухоли с диаметром 10 мм, 40 мм соответствует опухоли с диаметром 30 мм и т.д., при ширине зоны абластики 5 мм.
Техническим результатом предлагаемой конструкции является создание универсальной установки в РЧ и МВ диапазонах для раздельного или комплексного разрушения биоткани путем использования одной антенны с пространственно-совмещенными зонами нагрева.
Сущность предлагаемой полезной модели поясняется с помощью фигуры 1, на которой представлена блок-схема предлагаемой установки. Установка содержит радиочастотный (1) и микроволновой (2) генераторы, входы которых соединены с выходами блока управления (3). К выходу генераторов подключено устройство передачи энергии в разрушаемую биоткань, в виде коаксиального игольчатого электрода с встроенным термодатчиком, рабочими РЧ (4,5) и МВ (6) зонами. Электрод соединен с выходами генератора через переключатель (7), который осуществляет подачу энергии на электрод раздельно или в смешанном режиме, а выход термопары соединен со входами блока управления. Выбор режимов работы установки осуществляется с помощью блока управления.
Устройство электрода представлено на фигуре 2. Электрод состоит из внешней (8) и внутренней (9) полых металлических трубок, разделённых слоем диэлектрика (10) из фторопласта. Размеры трубок и вид диэлектрика подбираются под волновое сопротивление 50 Ом. Внешняя поверхность трубки 6 покрыта изолирующим слоем эмали или полиэтилена (11), а ближе к удалённому концу покрытие 11 отсутствует. На наконечнике 12 также имеется защитное покрытие 13. Длина непокрытой части подбирается исходя из осевой протяженности опухоли и примерно равна λ/2, где λ-длина волны МВ излучения. Ровно посредине части трубки, не имеющей покрытия, имеется кольцевая щель (14) шириной 1,5 до 4,0 мм, обеспечивающая МВ излучение, по бокам от щели расположены РЧ зоны (15,16), которые обеспечивают радиочастотный нагрев при контакте с биотканью. Внутренняя трубка (9) соединена с наконечником (12) и внешней трубкой (8), внутри этой трубки расположена термопара с двумя выводами. Кольцевая щель обеспечивает МВ излучение при подаче сигнала от МВ генератора по коаксиалу.
На фигуре 3 показан монополярный режим работы установки с таким электродом в случае соединения с радиочастотным генератором. Электрод подключен к выходной клемме генератора (1), а пассивный электрод (17) подключен к другой клемме генератора, рабочий электрод содержит кольцевую щель (14) и две РЧ зоны (15, 16) одинаковой полярности.
Фигура 4 показывает биполярный режим работы. Электрод подключен к генератору (1). На электроде расположены две рабочие зоны (15, 16), между которыми находится кольцевая щель (14), при этом рабочие РЧ зоны имеют разную полярность. Если использовать второй такой же электрод, то можно организовать радиочастотный двухэлектродный нагрев, в котором возможно иметь четыре зоны нагрева вместо двух.
Работа установки с универсальным электродом была опробована в эксперименте на печени кролика. Печень представляет собой паренхиматозный орган с плотной сетью кровеносных сосудов и, следовательно, достаточно мощным теплоотводом. Под общей анестезией была вскрыта брюшная полость и обнажена печень животного. В эксперименте были использованы макет полого игольчатого электрода с диаметром 2,2 мм и суммарной длиной рабочей части (без изоляции) 60 мм, генераторы с несущей частотой 440 кГц и 2450 МГц. Использовали три режима разрушения ткани печени: РЧ и МВ нагрев, смешанный режим нагрева. Эксперименты показали, что при раздельном включении электрода реализуются все характеристики, которые достигнуты на сегодняшний момент времени. При совместном включении наблюдалось увеличение зоны коагуляции, свидетельствующее об универсальности электрода.