CC BY
28
ding signs of material that are in the invention (utility model), are stated. The real patent formula is studied. The technique of creating an "umbrella" formula that is based on the real patent formula analysis is considered. In this formula the characteristics are generalised, and the formula like an umbrella "covers" all the possible specific essential features creating a "strong" formula that considers the prospective of the patent object improving in order to get the maximal patent-legal volume and at the same time decreases the likelihood bypass this formula.
Key words: intellectual property, patent claims, patent, rights protection.
УДК519.7:612.59:615.849:681.5 Доц. С.П. Стасевич, канд. техн. наук
астр. 1.Р. Фединяк - НУ "Львгвська пол1техтка "
АНАЛ1З МЕТОД1В СТВОРЕННЯ ШТУЧНО! ППЕРТЕРМН У БЮЛОГ1ЧНИХ ТКАНИНАХ
Розглянуто основш методи створення штучно! гшертермп у живих тканинах, як можуть застосовуватися у лшуванш онколопчних захворювань. Названия кл^ин ор-гашзму людини до температури вище шж 42 °С призводить до !х загибел^ Тому вико-ристання гшертермн для на^вання злояюсно! пухлини, що знаходиться в глибиш дь лянки тша, до температур вище за 43 °С, широко використовуеться в сучаснш онкологи. Проаналiзовано основнi техшчш аспекти загально!, локально! та поверхнево! гшер-термн, визначено переваги та недолши наведених методш. Пiд час проектування апа-ратних засобiв для гшертермп важливу роль вiдiграе моделювання поширення тепла пiд час проведення процедури, яке дае змогу зробити прогноз ефективност лiкувально! процедури, а також коректувати !! хiд.
Ключовi слова: загальна гiпертермiя, локальна гшертермш, поверхнева гшертер-мiя, електромагнiтна гiпертермiя, ультразвукова гiпертермiя, iнтерстицiальна гшертермш, лазерна гiпертермiя (термотерапiя).
Вступ. Упродовж останнього десятирiччя спостерiгаeться тенденция до росту онколопчних захворювань, яка спричинена низкою рiзноманiтних факто-рiв. Ця тенденция пiдштовхуe до пошуку нових науково-технiчнжх рiшень у цьому напрямку, оскiльки на сьогоднi реалií медицина таю, що рак 1-1 стадií розвитку (Т1) у клiнiках практично не бувае, Т2-стадц - мало. Основна маса па-цieнтiв мае форми Т3 i Т4, а це пухлини з поперечним розмiром 10 см i бiльше, яю проросли крiзь стiнки органiв, i вони, як правило, вже не оперуються [7]. I власне тому, поряд з традицшними методами лшування онкологiчних захворювань, з'явилося чимало нових методiв, яш застосовують як окремо, так i в комбь нацл. Одним з них е використання характерного впливу критичних температур на популяцп злоякiсних клiтин. Цей метод названо гiпертермiею. Гiпертермiю застосовують в онкологи у поеднанш з радю- i хiмiотерапiею. Численнi клшчш роботи доводять зростання частки виживання пацiентiв на 20-50 % [7].
На сьогодш iснують такi види гшертермп: поверхнева гiпертермiя, гли-бока локальна гшертерм1я та загальна гшертерм1я. При поверхневiй гшертермп нагрiвання тканин тша здшснюеться на глибину 3 см до температури 39 °С. Та-кий вид гшертермп застосовують для лжування пухлин у приповерхневих шарах шкiри. Глибока локальна гшертерм1я дае змогу обробити пухлини дiамет-ром до 20 см, яю знаходяться на глибинi до 15-20 см. Оброблення пухлини здшснюеться за допомогою радюхвиль або надвисокочастотних (НВЧ) хвиль. У центрi оброблення температура тканин досягае 42-44 °С. Тривалкть одного се-
ансу опромшення становить 60-90 хв. При загальнш гiпертермií нагр1ваеться все тшо з метою вплинути на всi осередки пухлини, якi розташованi на рiзних дшянках органiзму.
При комплексному лшуванш онкологiчних захворювань досить широко застосовують локальну гiпертермiю. Локальне пiдвищення температури в об-ластi розташування пухлин може здiйснюватися за допомогою енергп електро-магнiтного опромiнення, ультразвукових хвиль, лазерного опромiнення, ^а-зивних джерел тепла та багатьох шших методiв, кожен з яких мае сво1 переваги i недолiки [6]. Процес гiпертермiчноí процедури потребуе постiйного контролю i обмеження температури в певному дiапазонi, щоб вiдбувся максимальний те-рапевтичний ефект щодо злоякiсноí тканини i мiнiмальне пошкодження здорово! тканини. Температуру шд час процедури вишрюють, переважно, термопарами рiзних типiв, якi вмонтованi в ш'екцшш голки. Кiлькiсть голок, введених в оргашзм, обмежуеться. Такi заходи дають змогу провести вимiрювання темпе-ратури по всьому об'ему пухлини.
Усшшнкть лiкування зi застосуванням гiпертермií досягаеться шляхом оптимального вибору методу створення теплового впливу, температурно-часо-вих режимiв, послiдовностi застосування паралельних терапевтичних засобiв. Важливу роль при цьому, а також при проектуванш апаратурних засобiв для п-пертермií, вiдiграе моделювання поширення тепла шд час проведения процедури, яке дае змогу не тшьки виртити бiльшiсть iз наведених завдань, але зроби-ти прогноз ефективносп лiкувальноí процедури, а також коректувати ц хiд.
Мета роботи - ознайомлення з основними iснуючими методами ство-рення штучно!' гiпертермií у бюлопчних тканинах та проведення 1х аналiзу.
Виклад основного матерiалу. Медична технiка - один iз прюритетних напрямкiв для iнвестицiй на сучасному етапi розвитку суспiльства, тому найбшьш прiоритетними вважають розробки, що забезпечують продовження тривалостi життя людини. Упродовж останнiх рокiв медики багатьох краш у клiнiчних експериментах почали використовувати техшчш пристро1 для лжу-вання хвороби столiття - пухлинних захворювань.
Одним з перспективних способiв лшування злоякiсних пухлин е гшер-терм1я. Характер температурно-експозицiйних режимiв перегр1вання, що доне-давна використовувався в онкологи, привертае увагу до двох способiв створен-ня загально1 штучно1 гшертерми: "внутрiшнього", який здiйснюеться з допомогою екстракорпорально1 циркуляцií кровi, i "зовнiшнього", що досягаеться подачею на тшо теплонос1я (повiтря, води та ш.), нагрiтого до температури, вищо1 за температуру тша. Проте частота i характер ускладнень (зокрема пригнiчення iмунобiологiчних захисних механiзмiв, зниження кiлькостi тромбоцитiв i лейко-ципв), що притаманнi методу екстракорпорально1 циркуляцп кровi, роблять його мало придатним для лiкування гiпертермií. Кр1м цього, при використанш перфузанта з максимальною температурою, яку вш переносить (порядку 43,544,0 °С), найбiльшому нагр1ванню пiддаються велиш судини, а в пухлиш практично не вдаеться шдняти температуру до необхiдного рiвия [6].
У перших клМчних методах для нагр1вання всього тша пацiента засто-совувались зовнiшиi теплоносп. Використання пневмогiпертермiчного облад-нання, де як теплоносш використовуеться газовий потш, виявилося неефектив-
ним i3 декшькох причин. 1стотним е те, що подiбнi пристро'' конструктивно складш. Крш цього, вони вимагають постшно'' iндивiдуальноí пiдгонки, оскшь-ки при використанш стандартного обладнання рiзко змшюються профiлi швид-костей омивання тша газовими потоками внаслiдок анатомiчних особливостей пащента. Це приводить до неоднорiдностi нагрiвання поверхнi тiла, до отюв та iнших ускладнень [1].
Ефектившшим виявилося застосування установок, в яких як теплоносiй використовуеться вода з невеликими домшками неорганiчних сполук. Найбшьш сучасного втшения цей метод набув у гiдрогiпертермiчних установках, запропонованих професором Н.Н. Александровим. Конструктивно - це система регульованих по висоп дифузорiв, через якi за допомогою системи контурiв та насосних станцш подаеться вода. З метою електробезпеки пацiента вона нагршаеться лампами шфрачервоного свiчення. Пiд час процедури здшснюеться постiйний контроль за температурою тша, систолiчним та дiасто-лiчним тисками, частотою дихання, частотою серцевих скорочень та серцевою дiяльнiстю пацiента, а також температурою води для нагревания тша та для охо-лодження голови i ши!'. Точнiсть шдтримання температури теплонос1я стано-вить ±0,1°C, а при виходi з ладу однiеí з ланок - не прше ±0,2°C. За допомогою мшропроцесорного керування можна стабiлiзувати температуру в однш або де-кiлькох точках тша пащента [1].
Одним iз iстотних недолiкiв цих методов е вимушене створення максимально!' температури на поверхш теплового контакту, що спричиняе ii перегр^ви та отки. Крш цього, внаслiдок тривалостi процедури (1-2 год) рiзко тдви-щуеться небезпека серцево-судинних перенавантажень, що не завжди е допусти-мим. Ще одним недолiком е неможливкть локалiзацii високих температур тшь-ки на патолопчнш областi для уникнення перегр1ву життево важливих орган1в.
Уникнути недолiкiв контактних методов нагр1ву i вирiшити задачi локального нагршу можна за умови, коли енерпя зовнiшнього джерела, що погли-наеться тканинами, перетворюеться в тепло, не вимагаючи кондуктивного пiд-воду теплово!' енергй'. Ця умова, як вщомо, забезпечуеться опромiненням бiот-канин електромагштними хвилями. Основною перевагою електромагнiтного нагрiву е здатнiсть електромагнiтних хвиль проникати в глибину бiологiчних тканин. При цьому енерг1я поглинаеться безпосередньо не тшьки поверхневи-ми, але i глибоко розмiщеними тканинами. Таким чином потш тепла не пере-даеться вщ поверхнi в середину, а виникае в кожнш точпд випромiнюваного об'ему, що дае змогу знизити теплове навантаження шкiряного покриву. Крiм цього, використання цього методу дае змогу застосовувати примусове охоло-дження шкiрних покривiв. Ще одна обставина, що зумовила використання елек-тромагнiтноi енергй', е можливiсть ii фокусування в заданому об'емi, що дося-гаеться застосуванням аплiкаторiв. Для прогршу патологiчних дiлянок залежно вщ 'х розмiрiв i глибини залягання використовують рiзнi типи аплiкаторiв, що дае змогу здшснити гiпертермiчний вплив у будь-якiй ддлянцд тгла людини.
Широкий частотний дiапазон електромагнiтних хвиль, вщ оптичного до радiочастотного дiапазону, дае змогу прогрiвати бiологiчнi тканини на будь-яку глибину. Випромшювання оптичного дiапазону володiе малою глибиною про-никнення в тканини. Так, за допомогою найглибше проникаючого випромiню-
вання шфрачервоно! частини спектра (довжина хвилi приблизно 1 мкм) дося-гаеться ефективний прогрiв м'язових тканин до 1 см. Але мала глибина проник-нення оптичного випромiнювання i необхвднкть велико!' густини потужностi (до 120 мВт/см3) обмежуе його застосування для гшертерми. На вiдмiну вiд випромiнювання оптичного дiапазону, опромiнення електромагнiтними хвиля-ми санти-, деци- i метрового дiапазону володiе значно бiльшою глибиною про-никнення (табл.). Згiдно з мiжнародними вимогами, у медицинi застосовують такi частоти електромагнiтних коливань: 2450; 915; 433,9; 40,68; 13,56 МГц.
Табл. Глибина проникнення електромагттних хвиль
Частота ЕМ-коливань, МГц
2450
915
433,9
40,68
13,56
Глибина терапевтичного нагр1ву, см
1-1,5
2-4
5-7
10
>15
Електромагштне нагршання переважно застосовують для локально!' та по-верхнево! гшертерми, але останшми роками появилися установки, що викорис-товують для загально! гшертерми тальки енергда електромагнiтних хвиль [3]. Серед велико! кшькоста зовшштх НВЧ-випромiнювачiв часто використовують випромiнювачi з охолодженням поверхнi, яку нагр1вають, що забезпечують глиб-ший прогрiв поверхневих тканин. Застосовують також плоскi, мiкросмужковi i накладнi випромiнювачi з водяним охолодженням. Застосування накладних вип-ромшювач1в дае змогу забезпечити нагр1в глибоко розмщених пухлин кiнцiвок.
Якщо пухлина локалiзована всерединi тiла людини (стравохвд, пряма кишка) чи оточують цю пухлину, то використовують внутрiшньопорожниннi НВЧ-випромiнювачi. Також використовують внутрiшньопорожниннi випромь нювачi з водяним охолодженням. Для створення гiпертермií в глибоко розмще-них пухлинах головного мозку застосовують ирурпчно iмплантованi м^ос-мужковi випромiнювачi [4]. Для гшертерми великих за об'емом пухлин доцшь-но застосовувати електромагштш випромшювання ультразвукового i високо-частотного (ВЧ) диапазону. При цьому використовують два типи випромшюва-ч1в: iндуктивний та емнiсний [6].
бмнкний метод заснований на використаннi двох або бшьше електрод1в у виглядi пластин (жорстких або гнучких), мiж котрими розмiшуеться частина т1ла хворого [4]. Прикладом конструктивно! реалiзацi! емшсного методу може слугувати аплшатор, який складаеться з торо!дально! котушки з осердям i сис-теми двох емнкних кiльцевих електрод1в, ят розмiшуються по обидва боки то-ро!да. Для узгодження з талом вш не потребуе водяного охолодження, може ви-користовуватися в широкому даапазош частот. Данi результати прогнозують використання торо!дальних трансформаторiв для розвитку емнiсно-кiльцевих аплiкаторiв [9]. В шших емнiсних системах широко застосовують охолодження штрного покриву, що е !х недолiком. Цей метод найбшьш часто використовують для нагр1ву пухлин кiнцiвок [4].
У разi використання iндуктивних випромiнювачiв, кiлькiсть тепла у жи-ровiй тканинi е значно нижчою, нiж у шкiрi i м'язах, що е його ктотною перевагою перед емнкним методом. У цьому випадку потребуеться значно менша iн-тенсивнiсть примусового охолодження. Конструктивно-iндуктивний метод ре-алiзуеться у виглядi плоско! котушки, одновитково! петлi, системи двох коту-шок, розмiшених з протилежних бокiв бюлопчного об'екта. Використання того
чи iншого типу шдуктивного випромiнювача дае змогу регулювати глибину i площу прогршу тканини. Iндуктивнi нагрiвачi найбшьш ефективш для лшуван-ня м'яких тканин.
У р^ використання локально!' гшертерми НВЧ- i ВЧ-хвиль, виникае дш проблеми: перша - це вимрювання температури. Здебiльшого температура ви-мiрюеться термопарами, котрi не рiдко ктотно спотворюють результати як внаслiдок дц на них електромагнiтних полiв, так i через саморозiгрiв у цих умо-вах. Друга проблема пов'язана з умовами НВЧ- i ВЧ-на^ву - нерiвномiрний розподал температури в тканинах. Бшьш складна ситуащя спостеркаеться, коли пухлини часто не мають правильних геометричних форм i сусвдш органи сприяють формуванню в пухлиш неоднорiдного теплового поля [4]. Кр1м складностi конфiгурацií, постае необхiднiсть врахування неоднорiдностi розпо-дiлу тканини i рiзницi в кровообiгу. У таких випадках для забезпечення ефек-тивного розподшу тепла використовують кiлька випромiнювачiв, що працюють в узгодженому режим! Найчастше !х виконують у виглядi систем на фазова-них решггках. Керування ними здiйснюеться шляхом змши амплiтуди i фази випромiнювання по кожному каналу шсля оброблення шформацп з вишрюва-чiв температури в тканинах [10]. Проте в цьому випадку виникае проблема з ви-никненням так званих "гарячих зон" в оточуючих пухлину здорових тканинах, що пояснюеться наявнiстю бокових пелюсток у дiаграмi спрямованостi кожного випромшювача решiтки. Це додаткове небажане нагр1вання спричиняе в па-щента больовi вiдчуття i опiки та призводить до необхiдностi переривання лку-вального процесу. Тому в таких випадках система автоматичного керування п-пертермiчним режимом повинна з високою ефективнктю виявляти локалiзацiю "гарячих зон" та усувати !х [11].
Шсля низки клМчних дослiджень виявлено ефективнкть застосування електромагнiтноí гiпертермií для лжування неонкологiчних захворювань, де во-на використовуеться не як паралельний, а як основний терапевтичний засiб [4]. Проте варто пам'ятати про можливий негативний вплив високочастотного вип-ромiнювання на генетичний апарат та деяк види тканин людини i тому у вщпо-вiдних випадках перевагу доцшьно надавати нагрiву ввд природних джерел.
Для нагрiву живих тканин об'емом до 100-150 см широко використовують ультразвуковий метод гшертерми, який мае багато позитивних особливос-тей. Так, за допомогою ультразвуку можна на^вати глибоко розмщеш тканини до температур 42-45 °С без iстотного нагрiву поверхневих структур, при цьому ефективнiсть локально! ультразвуково! гiпертермií, за лiтературними да-ними, принаймнi, не нижча, шж у разi використання iнших методiв гiпертермií пухлин. Механiзм протипухлинно! дц ультразвукових коливань пов'язаний не тшьки з чисто термiчним впливом, але й з механiчними ефектами: ефектом шд-вищення проникливостi клiтинних мембран, впливом м^опотоюв та iншими. Для названия бiологiчних тканин розроблено низку випромiнювачiв iз збiж-ними (для створення локальних теплових потокiв iз розмiрами поля в декiлька мiлiметрiв), розбiжними (для прогркання поверхневих шарiв велико! площi) та плоскими ультразвуковими полями. Щоб досягти необхвдно! ефективносп прогрiвания дiлянок тканин, використовують скануючi системи з механiчним або електричним керуванням декшькома випромiнювачами. У нерухомих вип-
ромiнювачах з щею метою застосовують насадки чггко визначено1 довжини або поглинальнi накладки, ят наклеюються безпосередньо на випромiнюючу по-верхню. Особливiсть ультразвуково1 гшертерми полягае в тому, що для дц на бiооб'eкт необхвдно використовувати промiжне рiдке середовище, оскiльки ультразвуковi коливання мегагерцового дiапазону практично не поширюються через повiтря. Найчастiше для цього, а також для охолодження поверхневих тканин, використовують деiонiзовану воду.
Оптимальна конструкция внутрiшньопорожнинного випромiнювача для гшертерми повинна забезпечити можливкть змши таких параметрiв, як глиби-на поширення випромiнюваноí енергií та ц розподiл вздовж аплiкатора у ввдпо-вiдь на фiзiологiчнi змiни в оргашзм^ наприклад швидкостi кровотоку. Реалiзу-вати цi вимоги в електромагштних внутрiшньопорожнинних випромiнювачах досить складно. Але використання ультразвукових випромiнювачiв на фазова-них антенних решiтках дае змогу контролювати згаданi вище параметри шляхом змши потужносп заживления кожного елемента, пiдбором вiдповiдноí час-тоти ультразвукових коливань та температури охолоджуючо!' води. Звичайно вони складаються з 16-64 окремих секторальних елементав, кожен з яких зажив-люеться вщ генератора коливань з частотами 500-750кГц. 1стотним недолiком внутрiшньопорожнинних ультразвукових випромiнювачiв цього типу е техно-лопчна складнiсть виготовлення, часова нестабiльнiсть параметров та склад-нiсть апаратури керування. Одним iз шляхов !х вдосконалення е створення мож-ливостi контролю ршня випромiнюваноí потужностi в радiальних напрямках.
Результати експериментального використання ультразвуково!' гшертер-мií показують рiст лжувального ефекту при поеднаннi и з променевою, а особливо з хшютерашею, проте цей метод неефективний у мiсцях великого скуп-чення кiстковоí тканини, яка iнтенсивно поглинае ультразвуковi коливання. Не-долiком електромагштно1 та ультразвуково1 гiпертермií, особливо при викорис-таннi фазованих решiток, е виникнення так званих "гарячих зон" в оточуючих пухлину здорових тканинах, що пояснюеться наявнiстю бокових пелюсток у дь аграмi спрямованостi кожного випромiнювача решiтки. Це додаткове небажане нагршання спричиняе в пацiента больовi вiдчуття й опiки та призводить до не-обхiдностi переривання лшувального процесу. Тому в таких випадках система автоматичного керування гiпертермiчним режимом повинна з високою точнк-тю та ефективнктю виявляти локалiзацiю "гарячих зон" та усувати 1х.
Заслуговують уваги й iншi методи створення локально1 гiпертермií, наприклад високочастотш струми з частотами 0,5-3 МГц. Осюльки на цих частотах емнкний опiр клiтинних мембран представляе значну величину, то ВЧ-струми протiкають по шгерстищальнш рiдинi, що дозволило назвати цей метод жер-стицiальною гiпертермiею. У випадку iнтерстицiального методу на^ву ВЧ-струми можуть протiкати мiж двома пластинами, що накладаються на тшо хворого чи мiж електродами, якi вводяться навколо пухлини. Для проведення п-пертермií через порожнини тша використовують обтуратор, який представляе собою штир з перерiзом елiпсоíдноí форми, навколо якого швколом паралельно розмiщуеться два ряди голок.
1ншим пiдходом для створення гшертерми з використанням ВЧ-полiв е шплантащя хiрургiчним шляхом у пухлину або навколо не1 металiчних штиров
або феромагштних частин. У цьому випадку нема необхiдностi безпосередньо-го пiдключення шплантованих голок до джерела електромагнiтноí енерги, ос-кiльки магнiтне поле, що створюеться котушкою iндуктивностi, нагркае 1х. Це робить метод бшьш зручним, нiж iнтерстицiальний метод, i вш дае змогу про-водити нагрк глибоко розмiщених пухлин.
У р^ використання феромагнiтних частин можна забезпечити автоном-не регулювання температури в пухлиш. Для цього потрiбно пвдбрати матерiал для частинок, що втрачае феромагнiтнi властивостi за певно1 температури (точки КюрО. У р^ досягнення цiеí температури частинки, що втратили феромаг-нiтнi властивостi, будуть нагркатися значно слабше [8]. Представляе щкавкть використання феромагнiтних рiдин на основi магнетину з розмiрами частинок 1 -3 мкм, якi вводять за допомогою голок i катетерiв. Отже, можна виокремити такi переваги методу штерстищально1 гiпертермií: можливо управляти структурою тепловидшення; забезпечуеться краща локалiзацiя тепла; можливе поеднання штерстищального методу з iмплантованими радiоактивними речови-нами; не виникае теплового пошкодження шкiри.
Комп'ютерне моделювання iнтерстицiальноí гшертермп дае змогу отри-мати найбшьш оптимальне розмiщення шплантатк, що дае змогу забезпечити ефективне прогркання патолопчно!' областi без iстотного впливу на оточуючi тканини. Очевидно, що вiдносно висока температура бшя поверхнi шплантатк спричиняе утворення тромбiв у живлячих судинах, якi розмiщенi переважно по поверхш пухлини. Це зменшуе ркень вiдведення тепла за рахунок кровообку i спричиняе появу вторинно!' гшоксп, яка тшьки посилюе ефективнiсть термоте-рапií [5]. Крш цього, цей метод дае змогу проводити гiпертермiчнi процедури паралельно з терапiею радюактивними речовинами, що шплантуються поряд з електродами. Недолiками методу е його ^азивнкть та певнi обмеження щодо розмiрiв областi прогрку та глибини 11 залягання [8].
Одним iз перспективних методiв локальное гшертермп е лазерна гшер-термк (термотерапия). Для теплового впливу на бюлопчну тканину використо-вують лазери неперервноí та iмпульсноí дií; середньоí штенсивносп з рiзними довжинами хвиль залежно вiд необхiдноí глибини проникнення. Лазерне випро-мiнювання застосовують як для прогрку поверхневих областей тiла, так i глибоко розмiщених областей. Одним з перспективних способк мшшально ^а-зивного лiкування глибоко розмщених пухлин е лазерна iнтерстицiальна тер-мотерашя (Л1ТТ).
Використання лазерного випромшювання для локальноí гiпертермií обу-мовлено такими перевагами:
• можливютю точно дозувати фiзичну дто на пухлину та керувати параметрами лазерного впливу пд час процедури;
• метод дае змогу точно й ефективно здшснити мотторинг температури в пухли-нi, не спотворюючи реального розподiлу теплового поля;
• утверсальний характер апаратури, що дае змогу використовувати один i той самий апарат для деструкцп пухлин, для ендоскотчних втручань i для поверхневих локалiзацiй;
• може використовуватися як самостшно, так i в комплексi з iншими консерва-тивними методами л^вання (хiмiо- i радiотерапiею, хiрургiею).
Незважаючи на наявнкть позитивних результата, широке клшчне зас-тосування методу обмежене з декшькох причин:
• вiдсутнi методики планування процедури, якi б дозволили домогтися гаранто-
ваного ураження всього li об'ему;
• необхiднiсть виконання спецiальних санiтарно-гiгiенiчних вимог;
• практична складтсть перестроювання довжини хвилi;
• висока вартють лазерiв та ш.
Висновки. Результати аналiтичного огляду свдаать, що на сьогоднi уш-версального способу для ефективного прогршання живих тканин не iснуe. Ви-ходячи з цього, доцiльнiшою варто вважати спецiалiзацiю гiпертермiчного об-ладнання, шд час розроблення якого поIрiбно враховувати можливосп кожного методу, який використовуеться. 1ншою проблемою е необхiднiсть в ефективних безконтактних засобах монiторингу температур у тканинах. Ii вирiшення дасть змогу проводити необхвдний контроль режишв нагршання для забезпечення найбiльшого ураження патолопчних областей та найменшого впливу на оточу-ючi 1х здоровi тканини.
Лiтература
1. Онегин Е.Е. Аппаратура для создания общей управляемой водоструйной гипертермии у онкологических больных. Применение. гипертермии и гипергликемии в комплексном лечении злокачественных новообразований / Е.Е. Онегин, Н.Н. Александров, Э.Я. Никифоров и др. -Минск, 1981. - 259 с.
2. Гусев А.Н. Методы создания гипертермии опухолей с помощью электромагнитных полей / А.Н. Гусев, С.П. Осинский // Экспериментальная онкология : сб. науч. тр. - 1988. - № 3. -Т. 10. - С. тр. 68-73.
3. Гусев А.Н. Теплофизические модели гипертермии опухолей / А.Н. Гусев, В. Л. Сигал, С.П. Осинский. - К. : Вид-во "Наук. думка", 1989. - 173 с.
4. Девятков Н.Д. Радиоволны в медицине и биологии / Н.Д. Девятков // 100 лет радио / под ред. В В. Мигулина, А.В. Гороховского. - М. : Изд-во "Радио и связь", 1995. - С. 283-295.
5. Ермакова И.И. Математическое моделирование процессов терморегуляции у человека / И.И. Ермакова. - М. : Изд-во ВИНИТИ, 1987. - 137 с.
6. Жаврид Э.А. Гипертермия и гипергликемия в онкологии / Э.А. Жаврид, С.П. Осинский, С.З. Фрадкин; Ин-т проблем онкологии им. Р.Е. Кавецкого АН УССР. - К. : Вид-во "Наук. думка", 1987. - 256 с.
7. Мединец Ю.Р. Физические аспекты гипертермии / Ю.Р. Мединец // Медицинские вести : сб. науч. тр. - К. : Вид-во "Наук. думка", 1999. - № 1. - С. 40-41.
8. Осинский С.П. Гипертермия опухолей с помощью ферромагнитных материалов : обзор / С.П. Осинский // Экспериментальна онкология : сб. науч. тр. - 1994. - Вып. 16, № 4-6. - С. 305-315. - Библиогр. - С. 314-315.
9. Charny C.K. Bioheat transfer in a branching countercurrent network during hyperthermia / C.K. Charny, R.L. Levin // J. Biomech. Eng. - 1989. - Nov; 111(11). - Pp. 263-70.
10. Diederich C.J. The development of intracavitary ultrasonic applicators for hyperthermia: a design and experimental study / C.J. Diederich, K. Hynynen // Med Phys. - 1990. - Jul-Aug; 17(4). - Pp. 626-34.
11. Elkowitz AB. Transient temperature profiles in tissues with nonuniform blood flow distributions / A.B. Elkowitz, A. Shitzer, R.C. Eberhart // J. Biomech. Eng. - 1982. - Aug; 104(3). - Pp. 202-8.
Стасевич С.П., Фединяк И.Р. Анализ методов создания искусственной гипертермии в биологических тканях
Рассмотрены основные методы создания искусственной гипертермии в живых тканях, которые могут применяться при лечении онкологических заболеваний. Нагрев клеток организма человека до температуры выше 42 °С приводит к их гибели. Поэтому использование гипертермии для нагрева злокачественной опухоли, находящейся в глубине участка тела, до температур выше 43 °С, широко используется в современной онкологии. Проанализированы основные технические аспекты общей, локальной и поверхностной гипертермии, определены преимущества и недостатки приведенных методов.
При проектировании аппаратных средств для гипертермии важную роль играет моделирование распространения тепла при проведении процедуры, которое позволяет сделать прогноз эффективности лечебной процедуры, а также корректировать ее ход.
Ключевые слова: общая гипертермия, локальная гипертермия, поверхностная гипертермия, электромагнитная гипертермия, ультразвуковая гипертермия, интерстици-альная гипертермия, лазерная гипертермия (термотерапия).
Stasevich S.P., Fedyniak I.R. The Review of Creating Artificial Hyperthermia in Biological Tissues Methods
The basic methods of creating artificial hyperthermia in living tissues, which may be used in the treatment of cancer, were considered. Heating the cells of the human body to a temperature higher than 42 ° C leads to their death. Therefore, the use of hyperthermia for heating of malignant tumors located deep in parts of the body to temperatures above 43 ° C, is widely used in modern oncology. The main technical aspects of general, local and superficial hyperthermia were analyzed. Advantages and disadvantages of the above methods were identified. When designing the hardware for hyperthermia, modelling of heat sharing during the procedure, which allows forecasting the effectiveness of the treatment procedure, as well as correcting its course plays an important role.
Key words: general hyperthermia, local hyperthermia, superficial hyperthermia, electromagnetic hyperthermia, ultrasound hyperthermia, interstitial hyperthermia, laser hyperthermia (heat therapy).
УДК62-83.075.8 Доц. В.О. Чумакевич1, канд. техн. наук
ст. викл. О.£. Сокульський2, канд. техн. наук; магктр СМ. Олшник1
ЕНЕРГОЗБЕРЕЖЕННЯ У ВОДОНАСОСНИХ УСТАНОВКАХ УНАСЛЩОК ВИКОРИСТАННЯ ЧАСТОТНО-РЕГУЛЬОВАНОГО ЕЛЕКТРОПРИВОДА
Проаналiзовано екож^чний ефект вщ впровадження частотно-регульованого електропривода в системах водопостачання. Зазначено, що економш досягаеться не тшьки завдяки зменшенню юлькосп спожито! електроенергп, а й економiею використа-но! води, зменшенням аваршност на мережах водопостачання внаслщок вимкнення пдроудар]в та збшьшенням моторесурс]в насосних агрегапв i зашрно! арматури. Наведено розрахунки щодо збшьшення енергоефективност електропривода шляхом замши юнуючо! системи керування водонасосно! установки сучасною системою на базi частотного перетворювача.
Ключовi слова: частотно-регульований електропривод, водонасосна установка, ефектившсть.
Постановка проблеми. Енерпя, 1 зокрема електрична, е одним з найважливших продуктш у шдустр1альному сусшльств1. Дослщжено, що се-редшй прибуток, тривалкть 1 р1вень життя - важлив1 фактори, пов'язаш з1 спо-живанням електроенерги на душу населения в окремому репой чи в краЫ за-галом. Як 1 вс1 природй ресурси, енергетичй ресурси виснажуються, тому важ-ливо заощаджувати якомога бшьшу кшьккть енергп. Альтернативи пол1тий енергозбереження в Украёш немае. Енергозбереження повинно перетворитися в йдгалузь промисловоё' енергетики та допомогти зекономити додатково значну кшьккть енергп. У цих умовах реал1зацк полггики енергозбереження стае стра-тепчною лшкю розвитку економки 1 сойально! сфери.
1 Львгвський нацюнальний аграрний унгверситет, м. Львгв;
2 НТУ Украши "Ки1вський полггехшчний шститут", м. Ки1в
