CC BY
21
ИНФОРМАЦИОННЫЕ ТЕХНОЛОГИИ
НАУКЕ,
ОБРАЗОВАНИИ,
КУЛЬТУРЕ, МЕДИЦИНЕ, ЭКОНОМИКЕ, ЭКОЛОГИИ, СОЦИОЛОГИИ
УДК 616.006
АНАЛІЗ МЕТОДІВ СТВОРЕННЯ ШТУЧНОЇ ГІПЕРТЕРМІЇ В ЖИВИХ ТКАНИНАХ
ДЕЩИЦЯЮ.С., КОСТЮКI.B.
Проводиться аналіз результатів створення теплового впливу на живі тканини. Досліджується можливість підвищення ефективності їх застосування в клінічній практиці.
В останні роки на медичному ринку України спостерігається зацікавленість як виробників, так і споживачів у обладнанні для штучної гіпертермії, що може значно підвищити ефективність традиційних методів лікування онкологічних захворювань.
Застосування теплового впливу для лікування ряду захворювань здавна відоме в медицині. Статистичні дослідження показали, що у насе високих температур різко підвищує їх мітотичну активність, що в свою чергу збільшує час знаходження клітин у стані мейозу та імовірність їх ураження радіоактивними й хімічними речовинами. Крім того, при даних температурах розпочинається активний процес теплової руйнації внутрішньоклітинних мембран, що порушує синтез життєво необхідних елементів клітин, в тому числі тих, які відповідають за відновлення порушень [7]. Використання термотерапії в онкології ставить жорсткі вимоги щодо точності витримки температур, щоб не викликати процесу денатурації білка здорових тканин, які оточують пухлину, та не прискорити росту пухлини, що спостерігається при температурах 39-40ОС.
В перших клінічних методах для нагрівання всього тіла пацієнта застосовувались зовнішні теплоносії. Використання пневмогіпертермічного обладнання, де теплоносієм служить газовий потік, виявилося неефективним з декількох причин. Суттєвим є те, що подібні пристрої конструктивно складні. Крім цього, вони вимагають постійної індивідуальної підгонки, оскільки при використанні стандартного обладнання різко змінюються профілі швидкостей омивання тіла газовими потоками внаслідок анатомічних особливостей пацієнта. Це призводить до неоднорідності нагрівання поверхні тіла, до опіків та інших ускладнень [9].
Більш ефективним виявилося застосування установок, в яких роль теплоносія виконувала вода з невеликими домішками неорганічних сполук. Найбільше втілення даний метод знайшов у гідрогіпертермічних установках, запропонованих професором Н.Н.Александровим. Конструктивно це система регульованих по висоті дифузорів, через які за допомогою системи контурів та насосних станцій подається вода. З метою електробезпеки вона нагрівається лампами інфрачервоного свічення. Під час процедури здійснюється постійний контроль за загальним станом пацієнта і температурою води. Точність підтримання температури теплоносія складає 0,1оС, а при виході з ладу однієї з ланок — не менше 0,2оС. За допомогою мікропроцесорного керування можна стабілізувати температуру в одній або декількох точках тіла пацієнта [9].
Одним із суттєвих недоліків даних методів є вимушене створення максимальної температури на поверхні теплового контакту, що спричинює її перегріви та опіки. Крім цього, внаслідок тривалості процедури (1-2 год.) різко збільшується небезпека серцевосудин-них перенавантажень, що не завжди є допустимим. Ще одним недоліком є неможливість локалізації високих температур лише на патологічній ділянці для уникнення перегріву життєво важливих органів.
Уникнути вказаних недоліків дозволяє використання для прогріву тканин електромагнітних хвиль. Частоту електромагнітного поля та конструкцію випромінювачів визначають глибина залягання та розміри патологічних областей. Згідно з міжнародними вимогами в медицині дозволено використовувати електромагнітні коливання з частотами 2450; 915; 433,92; 46,68; 13,56 МГц, що дає змогу прогрівати живі тканини на глибинах від 2 до 15 см.
Генератори на частоті 2450 МГц з випромінювачами рупорного типу призначені для прогрівання приповерхневих шарів тканин. Відсутність бокових пелюсток в діаграмі спрямованості дозволяє уникнути так званих “гарячих зон” та ефективно прогріти необхідний об’єм тканини [1]. На більш низьких частотах випромінювачі виконують у вигляді дистанційних або контактних зовнішніх і внутрішніх аплікаторів. На частотах 915 та 433,92 МГц використовують контактні випромінювачі смужкового та коаксіального типів, оскільки рівень випромінювання в зовнішнє середовище у них порівняно з дистанційними є меншим в понад 5 разів. На базі мікросмужкових випромінювачів були реалізовані гнучкі аплікатори для прогрівання циліндричних частин тіла [1,5]. Для проведення гіпертермії через порожнини тіла використовують симетричні та асиметричні випромінювачі коаксіального типу, що мають порівняно із щілинними та спіральними антенами можливість створення гнучких випромінюючих елементів з різними за розмірами зонами нагріву. Асиметричний випромінювач дає змогу отримати спрямований нагрів за рахунок ексцентричного розташування всередині жорсткої захисної оболонки з органічного скла [4]. Слід зауважити, що на кінцях випромінювачів коаксіального типу спостерігається відхилення випромінюваної потужності від номіналу через паразитні явища на з’єднаннях, недостатні точність центрування та прямолінійність антени в ізоляторі [16]. Для зменшення небажаного теплового впливу
В
144
РИ, 1998, № 3
на поверхневі шари та збільшення рівномірності прогріву тканин по глибині застосовують системи примусового водяного охолодження у вигляді захисних оболонок, які виготовляються із гумових сумішей, що не нагріваються при дії випромінювання. Для більш глибокого прогріву тканин без суттєвого перегрівання жирового прошарку використовують генератори на частотах 46,68 та 13,56 МГц із випромінювачами індуктивного та ємнісного типів. Ємнісний випромінювач — це високочастотний конденсатор, що складається з двох або більше плоских електродів із системою піделектродного охолодження поверхні тіла. Система індуктивних випромінювачів складається з трьох основних резонансних контурів (один з яких є узгоджуючим трансформатором, а два інших локалізують магнітне поле), які задають режим нагрівання, та декількох випромінюючих індуктивностей спеціальної форми, які забезпечують локалізацію індукованих струмів безпосередньо в тканинах організму [1,8]. Слід зауважити, що використання терморезистивних та напівпровідникових перетворювачів для моніторингу температури в тканинах не є ефективним, оскільки вони, з одного боку, порушують однорідність електромагнітного, а отже і теплового поля, а з іншого — вносять певну похибку у вимірювання температури. Тому використовують переважно радіометричні та оптоволоконні лазерні термометричні системи [8,24].
При нагріванні великих областей поряд з проблемою у складності їх конфігурації постає необхідність враховувати неоднорідність розподілу тканин та різницю в кровообігу. В таких випадках для забезпечення ефективного розподілу тепла використовують декілька випромінювачів, що працюють в узгодженому режимі. Найчастіше їх виконують у вигляді систем на фазованих решітках. Керування ними здійснюється шляхом зміни амплітуди і фази випромінювання по кожному каналу після обробки інформації з вимірювачів температури тканин [15]. Більш зручними є системи, що поєднують НВЧ-генератор для нагрівання тканин з НВЧ-радіометром для безконтактного контролю температури. Прикладом може бути експериментальний пристрій для НВЧ-гіпертермії на кільцевих фазованих антенних решітках, розроблений у науково-дослідній лабораторії антен і пристроїв державного університету “Львівська політехніка” [11].
Після ряду клінічних досліджень було виявлено ефективність застосування електромагнітної гіпертермії для лікування цілого ряду неонкологічних захворювань, де вона використовується не як паралельний, а як основний терапевтичний засіб [1]. Проте слід пам’ятати про можливий негативний вплив високочастотного випромінювання на генетичний апарат людини і тому у відповідних випадках перевагу слід надавати нагріву від природних джерел.
Механізм протипухлинної дії ультразвукових коливань пов’язаний не лише з чисто термічним впливом, але й з механічними ефектами: ефектом підвищення, проникливості клітинних мембран, впливом мікропотоків та іншими. Для нагрівання біологічних тканин об’ємом до 100-150 см3 було розроблено ряд випромінювачів із збіжними (для створення локальних теплових полів розмірами в декілька міліметрів), розбіжними (для прогрівання
поверхневих шарів великої площі) та плоскими ультразвуковими полями. Щоб досягти необхідної ефективності прогрівання ділянок тканин, використовують скануючі системи з механічним або електричним керуванням декількома випромінювачами. В нерухомих випромінювачах з цією метою застосовують насадки чітко визначеної довжини або поглинаючі накладки, які наклеюються безпосередньо на випромінюючу поверхню. Особливість ультразвукової гіпертермії полягає в тому, що для дії на біооб’єкт необхідно використовувати проміжне рідке середовище, оскільки ультразвукові коливання мегагерцового діапазону практично не поширюються через повітря. Найчастіше для цього, а також для охолодження поверхневих тканин використовують деіонізовану воду [10,23].
Оптимальна конструкція внутрішньопорожнин-ного випромінювача для гіпертермії повинна забезпечити можливість зміни таких параметрів, як глибина поширення випромінюваної енергії та її розподіл вздовж аплікатора у відповідь на фізіологічні зміни в організмі, наприклад, швидкості кровотоку. Реалізувати дані вимоги в електромагнітних внутрі-шньопорожнинних випромінювачах досить складно. Ала використання ультразвукових випромінювачів на фазованих антенних решітках дає змогу контролювати згадані вище параметри через зміну потужності заживления кожного елемента, підбір відповідної частоти ультразвукових коливань та температури охолоджуючої води [19]. Звичайно вони складаються з 16-64 окремих елементів, кожен з яких заживлюється від генератора коливань з частотами 500-750 кГц. Суттєвим недоліком внутрішньопорожнинних ультразвукових випромінювачів даного типу є технологічна складність їх виготовлення, часова нестабільність параметрів та складність апаратури керування [15,19]. Одним із шляхів подальшого їх вдосконалення є створення можливості контролю рівня випромінюваної потужності в радіальних напрямках.
Результати експериментального використання ультразвукової гіпертермії показують підвищення лікувального ефекту при її поєднанні з променевою, а особливо з хіміотерапією. Проте даний метод неефективний в місцях великого скупчення кісткової тканини, яка інтенсивно поглинає ультразвукові коливання.
Недоліком електромагнітної та ультразвукової гіпертермії, особливо при використанні фазованих решіток, є винекнення так званих “гарячих зон” в оточуючих пухлину здорових тканинах, що пояснюється наявністю бокових пелюсток в діаграмі спрямованості кожного випромінювача решітки. Це додаткове небажане нагрівання викликає у пацієнта больові відчуття і опіки та веде до необхідності переривання лікувального процесу. Тому в таких випадках система автоматичного керування гіпертермічним режимом повинна з високою ефективністю виявляти локалізацію “гарячих зон” та усувати їх [17].
Різновидом локалізації температурного поля в заданому об’ємі живих тканин є інтерстиціальна гіпертермія, що здійснюється за допомогою імплантантів у вигляді металічних голок, мініатюрних мікрохвильових антен та феромагнітних стержнів. У перших двох випадках електроди імплантуються
РИ, 1998, № 3
145
вздовж границі пухлини і під’єднуються до джерела ВЧ-енергії з частотою 0,5-1,0 МГц. В області між електродами спостерігається рівномірне нагрівання тканини внаслідок великого ємнісного опору клітинних мембран при протіканні струмів високої частоти. Даний підхід дозволяє проводити ефективний нагрів приповерхневих тканин об’ ємом до 15 см3 [2,6]. Для імплантації також використовують поміщені в катетери терморезистивні нагрівачі. Було показано, що найоптимальнішою є конструкція з двома або трьома термоелементами, розміщеними по довжині катетера, причому кожен нагрівач забезпечує однорідне випромінювання тепла. Таким чином, підводячи до розміщеної на кінці катетера секції більшу енергію, уникають пониження температури в цьому місці, що є характерним для конструкції з одним нагрівачем. Постійний моніторинг температури всередині катетера здійснюється через розміщений в ньому сенсор [18]. Іншим підходом для створення локального теплового впливу є імплантація хірургічним шляхом в пухлину або навколо неї феромагнітних стержнів невеликого розміру. Іх нагрівання відбувається індукованими вихровими струмами із частотою 50-200 кГц. Оскільки для нагрівання використовують коливання кілогерцо-вого діапазону, то ефект нагрівання оточуючих пухлину здорових тканин практично відсутній, що дає змогу прогрівати лише область введення імплантату. Існує можливість обмеження максимальної температури нагріву за рахунок вибору відповідної точки Кюрі шляхом зміни складу феромагнітного сплаву. Як імплантати використовують сплави на основі Ni-Cu, Pd-Co, Fe-Pt та інших, що дозволяє отримувати точку Кюрі в межах 55-65°С. Такий спосіб нагріву має переваги, оскільки не потребує підключення імплантантів до джерела електромагнітної енергії та дозволяє проводити багатосерійне селективне нагрівання тканин. Для уникнення токсинізації контактуючих з імплантатом тканин внаслідок хімічної корозії його поміщають у змінні катетери. Це підвищує безпечність та надійність методу без суттєвого впливу на характер розподілу тепла [13,21,22]. Перспективним також є використання феромагнітних рідин на основі магнетиту з розмірами частинок 1-3 мкм, які вводять за допомогою голок і катетерів. При використанні магнітних речовин як імплантантів спрощується методика моніторингу температури. Вона полягає у порівняльному аналізі магнітної сприйнятливості речовини в певному температурному інтервалі [3]. В останні роки для термотерапії злоякісних утворень почали використовувати лазерне випромінювання, що підводиться по гнучких світловодах безпосередньо в патологічну ділянку [12].
Комп’ютерне планування гіпертермічних процедур дозволяє отримати найбільш оптимальне розміщення імплантантів, що дає змогу забезпечити ефективне однорідне прогрівання паталогічної області без суттєвого впливу на оточуючі тканини. Очевидно, що відносно висока температура біля поверхні імплантантів спричинює утворення тромбів у живлячих судинах, які розміщені переважно по поверхні пухлини . Це зменшує рівень відведення тепла за рахунок кровообігу і спричинює появу вторинної гіпоксії, яка лише посилює ефективність термотерапії [18,20]. Крім цього, даний метод дозволяє проводити
гіпертермічні процедури паралельно з терапією радіоактивними речовинами, що імплантуються поряд з електродами. Недоліками методу є його інвазивність та певні обмеження щодо розмірів області прогріву та глибини її залягання.
Які ж шляхи дозволять підвищити ефективність термотерапії? Проведений вище аналітичний огляд показав, що на сьогоднішній день універсального способу для ефективного прогрівання живих тканин не існує. Виходячи з цього, доцільною слід вважати спеціалізацію гіпертермічного обладнання, при розробці якого треба враховувати можливості кожного використовуваного методу. Іншою проблемою є необхідність у ефективних безконтактних засобах моніторингу розподілу температур у тканинах. Її вирішення дасть змогу проводити необхідний контроль режимів нагрівання для забезпечення найбільшого ураження патологічних областей та найменшого впливу на оточуючі їх здорові тканини. Велику увагу слід приділити плануванню гіпертермічних процедур. При цьому воно повинно включати в себе не лише аналіз анатомічних особливостей патологічної ділянки і оточуючих тканин, але й прогнозування можливих профілей розподілу температур у них. Даний етап реалізується при використанні сучасного обладнання для неінвазивних досліджень та обчислювальної техніки з відповідним програмним забезпеченням і дозволяє значно зменшити ризик виникнення небезпечних ситуацій під час термотерапії.
Література: 1. Девятков Н.Д. Радиоволны в медицине и биологии. 100 лет радио. М.: Радио и связь. 1995. 2. Гусев А.Н., Осинский С.П. Методы создания гипертермии опухолей с помощью электромагнитных полей // Экспериментальная онкология. 1988. Т. 10, № 3. 3. Барыбин А. С. и др. Локальная гипертермия с использованием ферромагнитных жидкостей.// Радиомодификаторы в лучевой терапии опухолей: Обнинск. 1982. 4. Гельвич Э.Я. и др. Излучатели для электромагнитной гипертермии внутриполостных злокачественных новообразований // Мед. радиология. 1987. Т.32, № 1. 5. Гельвич Э.А. и др. Излучатели для создания локальной электромагнитной гипертермии // Электронная промышленность. 1985. Вып.1. 6. Гусев А.Н. и др. Модельное исследование структуры тепловыделения при применении интерстициальной гипертермии опухолей / / Экспериментальная онкология. 1986. Т. 8, № 5. 7. БерклайдП.М. и др. Применение локальной глубокой микроволновой гипертермии в урологии // Урология и нефрология. 1989. № 3. 8. Девятков Н.Д. и др. Аппаратура и излучатели для локальной и общей гипертермии / / Применение гипертермии и гипергликемии в комплексном лечении злокачественных новообразований: Минск. 1981. 9. Онегин Е.Е. и др. Аппаратура для создания общей управляемой водоструйной гипертермии у онкологических больных // Применение гипертермии и гипергликемии в комплексном лечении злокачественных новообразований. Минск. 1981. 10. Гаврилов Л.Р. и др. Аппаратура и технические средства ультразвуковой гипертермии // Медицинская радиология. 1987. Т. 32, №12. 11. Гоблик В, Семенистий К. Технічні проблеми апаратурної реалізації пристроїв для надвисокочастотної гіпертермії // Український журнал медичної техніки і технологій. 1997. № 1-2. 12. Акимов А.Б. и др. Опыт эксплуатации и совершенствования экспериментального комплекса аппаратуры для лазерной интерстициальной термотерапии злокачественных опухолей // Український журнал медичної техніки і технологій. 1997. № 1-2. 13. Joseph A. Paulus et al Evaluation of Inductively Heated Fer-romagnetic Alloy Implants for Therapeutic Interstitial Hyperthermia / / IEEE Tr Burned Eng. 1996. Vol.43, №4. 14. Eric R. Lee et
146
РИ, 1998, № 3
al. Body Comfortable 915 MHz Microstrip Array Aplicators for Large Surface Area Hyperthermia // IEEE Tr Biomed Eng. 1992. Vol. 39, №5. 15. Mark T. Buchanan et al. Design and Experimental Evaluation of an Intracavitary Ultrasound Phased Array System for Hyperthermia // IEEE Tr Biomed Eng .1994. Vol. 41, № 12. 16. Shira Lynn Broschat et al. An Insulated Dipole Applicator for Intracavitary Hyperthermia./ / IEEE Tr Biomed Eng. 1988. Vol. 35, №3. 17. Alan J.Fenn et al. Experimental Investigation of an Adaptive Feedback Algorithm for Hot Spot Reduction in Radio-Frequency Phased Array Hyperthermia // IEEE Tr Biomed Eng. 1996. Vol. 43, № 3. 18. Patel C.H. et al. Computer-Aided Design and Evaluation of Novel Catheters for Conductive Interstitial Hyperthermia // Med. Biol. Eng. Comp. 1991. № 1. 19. Diederich C.J. et al. The Development of Ultrasonic Applicators for Hyperthermia : a Design and Experimental Study // Med Phys. 1990. Vol. 17, № 3. 20. Shan A. Haider et al. Temperature Distribution in Tissues from a Regular Array of Hot Source: an Analytical Approximation // IEEE Tr Biomed Eng .1993. Vol.40, № 5. 21. Meredith R.F. et al. Ferromagnetic Thermoseeds Suitable for on Afterloading Interstitial Implant/ / Int. J.Radiat. Oncol. Biol. Phys. 1989. Vol. 17, №12. 22. Ferraro F. T. et al Alumina Ceramic as a Biomaterial for Use
in Afterloading Radiation Catheters for Hyperthermia // Neurosurgery.1989. Vol. 25. 23. Peter Fessenden et al. Experience with a Multitransducer Ultrasound System for Localized Hyperthermia of Deep Tissues // IEEE Tr Biomed Eng. 1984. Vol.31. № 1.24. Ryan T.P.et al .Design ofanAutomated Temperature Map-ping System for Ultrasound or Microwave Hyperthermia // J. Biomed Eng. 1991. Vol. 13, № 7.
Надійшла до редколегії 28.09.98 Рецензент: д-р техн. наук Синицький Л.А.
Дещиця Юрій Степанович, магістрант ДУ “Львівська політехніка”.Наукові інтереси: моделювання розподілу температурних полів при термотерапії. Адреса: Україна, 290646, Львів, вул. С.Бандери, 12, РТФ. Email: ydeshch@polynet.lviv.ua
Костюк Іван Васильович, канд. техн. наук., доцент кафедри КТРА ДУ “Львівська політехніка”. Наукові інтереси: моделювання теплових і механічних полів. Адреса: Україна, 290646, Львів, вул. С.Бандери, 12, РТФ, тел. 72-37-25.
УДК 615.17
ИССЛЕДОВАНИЯ МОДЕЛИ ПРЕОБРАЗОВАТЕЛЕЙ СИЛЫ ПУЛЬСОВОГО СИГНАЛА
СМЕРДОВ А.А., СТОРЧУНЮ.Е._______________
Описываются результаты исследования модели преобразователей силы пульсового сигнала.
1. Введение
Пульс человека формируется под влиянием различных по своей природе факторов, что дает медицине тонкий инструмент комплексной оценки состояния органов, функциональных систем и организма в целом.
Диагностические возможности пульсового сигнала использовали еще врачи древности. Уже в 3 тысячелетии до н.э. китайские медики проводили систематические исследования пульса на основе пальпации лучевой артерии при помощи трех пальцев [1]. Показатели пульсовых колебаний в определенных точках лучевых артерий позволяют дать системную оценку функционального состояния основных органов человека.
Многозонная пульсометрия базируется на синхронной регистрации шести пульсовых сигналов в разных зонах лучевой артерии человека (по 3 на правой и левой руке). Эти зоны в тибетско -монгольской медицине получили название ЦОН, КАН и ЧАГ. Расположение зон показано на рис.1.
цон кан чаг
Рис .1. Зоны регистрации пульсового сигнала по восточной медицине
Связь между зонами лучевых артерий и внутрен -ними органами человека по тибетско - монгольской медицине представлена в таблице.
ПОЛ РУКА
ЛЕВАЯ ПРАВАЯ
ЦОН КАН ЧАГ цон КАН ЧАГ
Жен. Легкие, толст. кишеч- ник Желу- док, селе- зенка Левая почка, ПОЛОЕ, с-7ІВ. Сердце, тонкий кишеч- ник Печень, желч- ный ІГЛЬШЬ Прав. почка, ТіТО^ЕЕ. С-7ІВ.
Муж. Сердцу тонкий кишеч- ник Желу- док, селе- зенка Левая почка, ТіДОЕЕ. С-№ Легкие топот. кишеч- ник Печень, желч- ный тглыга Прав. почка, полов. с-т
Суть методики исследования пульсовых колебаний заключается в сопоставлении результатов измерений, полученых в разных зонах регистрации сигналов. В частности, для такого сопоставления может использоваться интегральный показатель К, который равен отношению энергий или мощностей спектра пульсового сигнала в частотных диапазонах 0,5 ч- 10 и 10 ч- 48 Гц [2].
Реализация методологии многозонной пульсометрии в медицинской практике связана с разработкой специфических преобразователей и методики их применения.
2. Результаты исследований
В биотехнической системе “артерия — мягкие ткани — преобразователь” присутствует нелинейный in vivo элемент — артерия. При оценке спектра пульсового сигнала используется частотно -чувствительный показатель К, поэтому регистрация пульсовых колебаний должна проходить при одинаковом воздействии на артерию, что требует различного по величине прижима преобразователя в разных зонах регистрации пульсового сигнала. Последнее обстоятельство обусловлено анатомическими особенностями биообъекта. Известно, что показателем, характеризующим внешнее воздействие на артерию,
РИ, 1998, № 3
147
