ИНДУКЦИОННОЕ УСТРОЙСТВО ДЛЯ ГИПЕРТЕРМИИ

Область техники:
Полезная модель относится к медицинской технике, а именно к устройствам для селективной гипертермии. В настоящее время гипертермия рассматривается как один из действенных способов повышения эффективности лучевой и химиотерапии при лечении онкологических заболеваний.
Процедура гипертермии заключается в нагревании пораженных тканей до 42-43°С без угрозы повреждения здоровых тканей. Известно, что температура выше 41°С вызывает гибель раковых клеток, а здоровые клетки переносят повышение температуры до 44-45°С [2].
При лечении онкологических заболеваний широко используются различные методы гипертермии.
Метод сверхвысокочастотной (СВЧ) гипертермии, из-за своей низкой проникающей способности используется при лечении неглубоко расположенных и внутриполостных опухолей. Данный метод может быть реализован при помощи устройства, описанного в источнике [1].
Существует метод с применением высокочастотного излучения. Проникающая способность такого излучения намного больше, чем у СВЧ-излучения, что позволяет нагревать глубоко расположенные опухоли. Существует устройство, реализующее данный метод [3, 4].
Существует метод и устройство, использующее игольчатые нагреватели с термодатчиками, которые вводятся в тело пациента и располагаются так, чтобы сфокусировать нагрев в области опухолевой ткани [5].
Для повышения селективности нагрева используются специальные препараты или имплантаты с ферромагнитными частицами. Существует метод, в котором производится нагрев переменным магнитным полем вводимых в злокачественную опухоль малых ферромагнитных частиц, точка Кюри которых должна быть не выше 45°С (точка Кюри - температура, выше которой ферромагнитные вещества превращаются в парамагнитные) [6]. Данный метод позволяет произвести локальный нагрев высокочастотным магнитным полем для проведения магнитной гипертермии, а также для инициации механизма десорбации лекарств.
Существует метод индукционного нагрева, при котором на место удаленной опухоли устанавливается имплантат, включающий в себя ферромагнитные частицы. На установленный имплантат производится бесконтактное воздействие магнитного поля. За счет использования имплантата увеличивается точность локализации нагрева, что позволяет минимизировать уровень теплового воздействия на здоровые ткани [7]. Требуемый уровень напряженности магнитного поля для реализации индукционного нагрева имплантатов с ферромагнитными частицами достигает 8 кА/м, более высокие значения считаются небезопасными для пациента.
Уровень техники:
Известно устройство для проведения гипертермии, реализующее метод с применением высокочастотного излучения [4]. Данное устройство обеспечивает терапевтический нагрев с помощью неинвазивной радиочастотной (РЧ) энергии в диапазоне 75-140 МГц. Устройство использует структуру кольцевой фазированной 8-ми дипольной антенной решетки, чтобы сформировать и сосредоточить тепловую энергию на целевой области лечения. Размеры устройства выбраны с возможностью размещения внутри частей тела человека.
Для обеспечения локального нагрева с необходимой селективностью данное устройство не подходит.
Для повышения селективности нагрева, при проведении локальной гипертермии предпочтительнее использовать ферромагнитные материалы или жидкости с ферромагнитными частицами.
Известно устройство, которое состоит из генератора, соединенного с индуктором вентилятора, охлаждающего индуктор снаружи, термостатирующей оболочки, охлаждающей индуктор изнутри и поддерживающей постоянную температуру в капсуле, снабженной фиксаторами, и постоянного магнита, концентрирующего и фиксирующего магнитоуправляемый противоопухолевый препарат в опухоли. Термостатирующая оболочка имеет двойные стенки для циркуляции теплоносителя, поступающего из термостата. Капсула выполнена в виде цилиндра небольшого размера из полупрозрачного не проводящего электрический ток материала и имеет отверстия для оттока мочи и подачи воздуха.
Данное устройство предназначено для лабораторных исследований на животных. Конструкция устройства по размеру и обеспечению электробезопасности не предполагает использования на людях.
Также известно устройство индукционного нагрева для клинической гипертермии с ферромагнитными имплантатами [8]. В качестве индуктивности в устройстве используется соленоид толщиной 25 мм, состоящий из двух слоев, намотанных в противоположном направлении, между которыми расположены медные трубки с охлаждающей жидкостью, диаметр которых составляет 10 мм. Диаметр соленоида 800 мм, чтобы соответствовать габаритам человека, а число витков 10 для каждого слоя. Допускается использование устройства при высоких мощностях. В качестве недостатка рассматриваемого технического решения следует отметить, что в резонансном контуре, из-за больших геометрических размеров и необходимости создания высокой напряженности магнитного поля в индуктивности напряжение возрастает до десятков киловольт, что осложняет решение задачи обеспечения электробезопасности пациента. Формула напряжения в контуре (1):
где U - напряжение [В], I - электрический ток [А], ƒ - частота [Гц], L - индуктивность [Гн], С - емкость [Ф], R - активное сопротивление контура [Ом].
Очевидно, что напряжение в резонансном контуре пропорционально значению индуктивности и обратно пропорционально значению емкости, а величина активного сопротивления колебательного контура определяет уровень тепловых потерь.
Индукционное устройство должно предусматривать возможность размещения внутри индуктора тела пациента. Конструкция индуктора с наименьшей индуктивностью позволит получить наименьшее напряжение в резонансном контуре, а следовательно, и приведет к снижению уровня электрической опасности устройства. Для получения высоких значений напряженности магнитного поля электрические токи в резонансном контуре достигают значительных величин. Для снижения тепловых потерь требуется уменьшить активное сопротивление индуктора и обеспечить высокую эффективность системы воздушного или жидкостного охлаждения конструкции индуктора.
Технический результат:
Задачей, на решение которой направленно заявленное изобретение, является реализация метода индукционного нагрева ферромагнитных материалов, входящих в состав тканезамещающих имплантатов для проведения селективной гипертермии при хирургическом лечении злокачественных новообразований.
Технический результат заключается в снижении уровня электрической опасности устройства за счет оптимизации конструкции индуктора, а также в упрощении конструкции за счет снижения технической сложности в реализации защиты от перегрева.
Технический результат по снижению уровня электрической опасности устройства достигается тем, что оптимизация конструкции индуктора выполнена по критерию использования минимально возможного количества витков с одновременным достижением высокой однородности распределения напряженности магнитного поля, сравнимой с полем многовиткового соленоида. Уменьшение числа витков приводит к снижению индуктивности индуктора, а следовательно, к снижению напряжения в резонансном контуре. Результатом оптимизации для реализации индуктора является одновитковая конструкция в виде кольца из плоской электропроводной ленты. Применение плоской ленты позволяет практически еще в два раза уменьшить индуктивность, даже по сравнению с одновитковой конструкцией из круглого провода аналогичного сечения.
Технический результат в упрощении конструкции за счет снижения технической сложности в реализации защиты от перегрева достигается тем, что в заявляемой полезной модели предлагается конструктивно исполнить индуктор в виде кольца из плоской электропроводной ленты. Толщина ленты составляет 1-5 мм, а ширина 150-500 мм. Для снижения тепловых потерь материал электропроводной ленты выбирается из неферромагнитного материала с высокой электрической проводимостью (не менее 30 МСм/м), например меди. Кроме того, индуктор в виде кольца из плоской ленты имеет значительно большую площадь поверхности, чем обычный круглый провод аналогичной площади сечения, что позволяет считать его эффективным радиатором и отводить тепло с помощью простых технических средств, например потоком воздуха, без установки жидкостных систем охлаждения. Поэтому для защиты от перегрева предлагается использовать относительно простую воздушную систему охлаждения.
Резонансный контур выполнен с частотой резонанса в диапазоне от 50 до 500 кГц. Используется последовательный резонанс, генератор высокой частоты включается внутрь резонансного контура. Для снижения тепловых потерь генератора высокой частоты от резонансных токов и снижения влияния внутреннего сопротивления генератора высокой частоты на добротность контура включение генератора высокой частоты осуществляется через согласующий трансформатор.
Совокупность предлагаемых технических решений приводит к достижению заявляемого технического результата по упрощению конструкции устройства и снижению уровня электрической опасности.
Полезная модель поясняется на прилагаемых чертежах.
На фиг. 1 изображена схема реализации устройства, где: 1 - изолирующий трансформатор, 2 - выпрямитель тока, 3 - генератор высокой частоты, 4 - согласующий трансформатор, 5 - воздушный фильтр, 6 - воздушная система охлаждения, 7 - индуктор, 8 - рабочая область индуктора.
На фиг. 2 изображено распределение силовых линий магнитного поля для кольца из плоской электропроводной ленты.
На фиг. 3 представлен график измерения температуры на поверхности и внутри имплантата.
Индукционное устройство состоит из генератора высокой частоты, к выходу которого подключен последовательный резонансный контур, который включает конденсатор и одновитковый индуктор, выполненный в виде кольца из плоской электропроводной ленты толщиной 1-5 мм, шириной 150-500 мм и электропроводностью не менее 30 МСм/м. Согласующий трансформатор включен между выходом генератора высокой частоты и последовательным резонансным контуром. Индуктор имеет воздушную систему охлаждения.
Работа индукционного устройства заключается в следующем. Пациент помещается в рабочую область индуктора 8. Запускается воздушная система охлаждения 6 индуктора. Включается генератор высокой частоты 3, при этом силовые линии магнитного поля, создаваемые индуктором, проходят так, как указано на фиг. 2. Согласующий трансформатор 4 обеспечивает снижение влияния внутреннего сопротивления генератора высокой частоты 3 на добротность резонансного контура из емкости С2 и индуктора 7, внутрь которого он включен.
Предлагаемое техническое решение является новым и промышленно применимым. Был изготовлен опытный образец устройства, который состоит из следующих основных частей. Схема опытного образца устройства соответствует чертежу на фиг 1. Питание генератора высокой частоты реализовано от сети 220 В, 50 Гц через изолирующий трансформатор 1 мощностью 4 кВт с выпрямителем тока 2. Индуктор 7 изготовлен из медного листа с маркой меди Ml (электрическая проводимость 58 МСм/м) и толщиной 2 мм, который был сформован в форме кольца диаметром 600 мм. Индуктивность индуктора составила 0,66 мкГн (для сравнения индуктивность индуктора из одного витка медного провода круглого сечения диаметром 5 мм составила 1,83 мкГн). Для создания резонанса в контуре, в качестве емкости С2 было использовано 550 конденсаторов марки CBB8-1, соединенных параллельно. Частота резонанса в контуре составила 150 кГц. Резонансный контур соединен с генератором высокой частоты 3 с помощью согласующего трансформатора 4, на первичной обмотке которого 11 витков. Генератор высокой частоты 3 спроектирован по мостовой схеме на основе транзисторов IRFP460. Частота генератора 3 задается микросхемой IR2153. Ключевыми компонентами в схеме генератора являются: 4 драйвера МАХ4420 для гальванической развязки управляющих сигналов, выпрямительные диоды 1N5818, конденсаторы REC 10 мкФ на 25 В. Воздушная система охлаждения 6 реализована с помощью вентилятора, установленного на индукторе и создающего охлаждающий поток воздуха вдоль поверхности индуктора.
Опытный образец индукционного устройства был протестирован с использованием тканеэквивалентного аппликатора. Тканеэквивалентный аппликатор представляет собой сферу диаметром 40 мм, изготовленный из самополимеризующегося материала, в который на стадии изготовления были введены ферромагнитные частицы диаметром 0,5 мм.
Тестирование устройства проходило следующим образом: тканеэквивалентный аппликатор помещался в центр рабочей области индуктора. При этом для имитации человеческих тканей, аппликатор был обернут в пропитанную водой хлопчатобумажную ткань. Температура измерялась в центре и на поверхности аппликатора с помощью термопар. Во время процедуры измерения мощность устройства выключалась на 10 с.
Эксперимент проводился в течение часа. Измерения температуры производились каждую минуту в течение первых 10 минут в зоне высокого градиента. Далее замеры производились через каждые 5 минут на протяжении 40 минут, т.к. рост температуры существенно замедлился. Затем мощность была отключена и замеры так же производились каждые 5 минут. Начальная температура опытного образца соответствует температуре окружающей среды 24°С.
Результаты измерений представлены на фиг. 3, где кривой с квадратами показана температура на поверхности, а кривой с ромбами показана температура внутри тканеэквивалентного аппликатора в течение эксперимента.
В процессе тестирования было установлено, что индукционное устройство для гипертермии позволяет достичь необходимой для разрушения раковых клеток температуры нагревания имплантата и при этом не подвергает жизнь пациента угрозе электрического воздействия.
Список литературы
1. Шаталин И.А., Никитин А.А., Кригер А.Е. Способ лечения опухолей. Патент RU 2174021 от 27.09.2001.
2. Использование локального индукционного нагрева в биотехнологиях и медицине / A.M. Осинцев, И.Л. Васильченко, А.Л. Майтаков, В.В. Рынк, Н.В. Васильченко // Техника и технология пищевых производств (Кемерово). - 2012. - №2. - С. 159-164.
3. Лопатин В.Ф., Цыб А.Ф. Устройство для локальной УВЧ-гипертермии. Патент RU 2372116 С2, опубл. 10.11.2009.
4. BSD-2000 3D MRI Deep Regional Hyperthermia. [Электронный ресурс]: http://www.pyrexar.com/hyperthermia/bsd-2000-3d-mr.
5. Кобзев А.В., Уваров А.Ф., Башкиров А.Ю. Установка и устройство для лечения опухолевых заболеваний. Патент 78659 от 10.12.2008.
6. Дубинов А.Е., Карев И.Д., Селемир В.Д. Способ проведения гипертермической электромагнитной терапии злокачественных новообразований. Патент 2082458 от 27.06.97.
7. Васильченко И.Л., Виноградов В.М., Майтаков А.Л., Осинцев A.M., Рынк В.В. Способ локального индукционного нагрева биологических тканей. Патент 2497489 от 10.11.2013.
8. P.R. Stauffer, Р.K. Sneed, Н. Hashemi, Т.L. Phillips. Practical induction heating coil designs for clinical hyperthermia with ferromagnetic implants // IEEE Transactions on biomedical engineering, vol. 41, №1, January 1994.