CC BY
38
Секция приборов сверхвысоких частот
УДК 621.3(075.8)
В.А. Малышев, Г.Г. Червяков, В.В. Черныш
ИСТОЧНИК АВТОМАТИЧЕСКИ РЕГУЛИРУЕМОЙ СВЧ МОЩНОСТИ ДЛЯ ГИПЕРТЕРМИИ
За последние пятилетие гипертермия приобрела статус наиболее перспективного агента, повышающего эффективность как лучевого, так и комбинированного лечения онкологических больных. И хотя ее самостоятельное использование в лечении рака весьма ограниченно, но в сочетании с другими видами терапии гипертермия радикально меняет перспективы локорегионального контроля, особенно при резистентных и местнораспространенных формах новообразований [1].
Эффективность гипертермии обусловлена рядом обстоятельств:.
• обладает повреждающим действием на клеточном уровне;
• характеризуется значительным радиосенсибилизирующим эффектом (нарушает процесс репарации - ведет к повышению клеточной радиочувствительности);
• снижение концентрации кислорода в опухоли не приводит к ослаблению повреждающего и радиосенсибилизирующего эффекта;
• ряд структурных особенностей опухоли (низкий кровоток, более кислая среда и наличие резко сниженных значений pH в гмпок-сических зонах, питательной недостаточности) приводят к знз чительному повреждению клеток, в сравнении с клетками нормальной ткани [2].
Нижним диапазоном нагрева считают 40 - 41,5°С, когда за несколько часов начинает наблюдаться гибель клеток (радиосенсибилизация). При переходе к 42 — 43,5°С тепловая гибель клеток значительно ускоряется, а при 45 - 46,5°С многие клетки становятся радиочувствительны при нагревании в течение нескольких минут. При этом на первый план выступают режимы нагрева, охлаждения, точная фиксация продолжительности нагрева и максимальная температура [1].
Автоматическое обеспечение наперед заданного режима не обеспечивают ни зарубежные гипертермические системы (BSD — 1000 — США, Minerve - Франция, Lund - Buchler 4010 — Швеция, ФРГ, Thermotron RF8, Endoradiotherm 100А — Япония), ни отечественные аппараты аналогичного назначения "Парус", "Пилот", "Волна", "Экран" и др.
Все установки и аппараты для локальной гипертермии включают в себя: генератор излучения, аппликаторы или излучатели систему термометрии и компьютерную систему, ориентированную на программу контроля за процедурой..
В предлагаемом аппарате локальной гипертермии компьютерная система сформирована по замкнутому циклу (обеспечивает оптимальный
нагрев ткани, поддержание процедурной температуры, с учетом реакции опухоли и выключение аппарата по таймеру ТМ) и выполнена на отечественных микросхемах, АЦП с цифровым индикатором (типа ИЖЦ 21 -4/8) и ряде логических элементов и операционных усилителей. Электрическая схема аппарата приведена на рисунке без схемы усиления сигнала СВЧ, которая в зависимости от требуемой выходной мощности может быть выполнена различным образом по известным схемам.
На микросхеме ДД1 (К561 ИЕ18) собран генератор прямоугольных импульсов, где С1, С2, С5 и 114, 117 обеспечивают требуемую длительность и частоту следования импульсов. С входа 6 импульсы поступают на логический элемент "И" (ДД2.1), на который поступают сигналы "разрешения счета" при нажатии кнопки БВ1. Ключ разрешения выполнен на Д-триггере, а ключ включения - ИБ-триггере. Последний устраняет "дребезжание" при коммутации БВ1. При нажатии БВ1 триггер даст на выводе 6 ДД3.1 логическую "1", и на выводе 3 ДД2.1 получаем последовательность тактовых импульсов, поступающих на вывод 13 ДД4. Микросхема ДД4 - сдвиговый регистр последовательного типа, работающий совместно с ЦАП. При положительном скачке напряжения изменяется двоичный двеннадцатиразрядный код и его значение, элементом ЦАП (ДД5 типа КР572 ПА2), преобразуется уровень требуемого нагрева. ДД4 - организует сброс показания в момент подачи питания. ДД5 включена преобразователем двоичного кода в напряжение, что реализуется введением операционного усилителя ДА5 с внутренней обратной связью микросхемы ДД5. На ДА6 (усилителе напряжения) осуществляется регулировка коэффициента усиления сигнала (1127, 1128) для согласования и регулировки АЦП, выполнена на ДД6 (КР572 ПВ5), связанного с цифровым индикаторомвизуального контроля уровня нагрева.
Канал термометрии использует в виде датчика терморезистор, сигнал которого (изменение сопротивления от температуры в диапазоне от 36 до 47, 5°С), преобразованный в напряжение, после усиления операционным усилителем ДА1, поступает на один из входов дифференциального каскада ДА2. На второй вход ДА1 подается установленный нами уровень нагрева в виде соответствующего кода. Результат сравнения выделяется на выходе 6 ДА2, где УД1 служит для предотвращения в линии управляющего сигнала отрицательного напряжения. ДАЗ - инвертор напряжения с регулируемым коэффициентом усиления (1123), который формирует требуемый диапазон изменения управляющего (аттенюатором) сигнала. На микросхеме ДА4 выполнен компаратор, для подключения вспомогательных устройств, например в нашем простейшем случае, - таймер ТМ. Переключатель БВ2 обеспечивает коммутацию показаний индикатора визуального контроля с режима "установка температуры нагрева" на режим "измерение текущего нагрева".
Канал источника мощности содержит микрополосковый задающий генератор на биполярном транзисторе УТ1, собранный по схеме с общей базой. Выходной сигнал постоянной амплитуды через управляемый р-ьп аттенюатор (с КСВ в диапазоне затухания от 0 до 30 дБ не хуже 1,2 дБ) поступает на транзисторный усилительный каскад класса "С". Уровень требуемой выходной мощности определяет структурную схему построения усилителя, которая для терапевтических процедур реализуется в виде последовательной, двухкаскадной схемы (выходная мощность 15 -25 Вт), либо в виде параллельно-последовательной схемы с суммированием на выходе для онкологических применений (выходная мощность более 100 Вт). Мощность на излучатель подается через стандартный циркулятор (для предотвращения отраженного сигнала при нарушении режима облучения или выходе из строя аппликатура) соответствующего уровня допустимого сигнала.
Применение 12-разрядного АЦП дает возможность изменять масштаб регулировки температуры, что позволяет выбрать наиболее линейный участок зависимости термодатчика Нт={(Т°), а введение операцион-
ных усилителей, допускает раздельное регулирование установочного и процедурного сигналов.
В качестве еще одного достоинства схемы следует назвать существенное упрощение калибровки каналов и меньшую критичность схемы к разбросу параметров элементов схемы.
В заключение следует отметить, что отечественные приборы для гипертермии сегодня из-за разрывов экономических связей со странами ближнего зарубежья практически не выпускаются в требуемом ассортименте. Отсутствует также и элементная база для выпуска аппаратов типа "Парус", "Пилот", "Волна", "Экран" и др., которая, кроме всего прочего, уже изрядно устарела (это металлокерамические триоды и магнетроны) и практически в России не выпускается.
А аппараты импортного производства даже специализированные на единичные процедуры (по предельной температуре нагрева и типам аппликаторов) сегодня имеют рыночную цену (в сотнях тысяч долларов) недоступную клиникам городского и районного уровней.
ЛИТЕРАТУРА
1. Ярмоненко С.П. и др. Клиническая радиобиология. М.: Медицина, 1992. 32 с.
2. Dewey W.C., Freeman M.L., Raaphcrrst С.P. et al. Cell biolody of hyperthermia and radiation // In: Radiation biolody in cancenreseavch. - Raven Press. - N.- Y. - 1980. p. 589-621.
УДК 612.014.481
B.A. Малышев, Г.Г. Червяков ПАРАМЕТРЫ ВНУТРИПОЛОСТНЫХ ИЗЛУЧАТЕЛЕЙ
Методы гипертермии в медицине последних 20 лет сделали переворот не только в профилактической, но и в лечебной практике [1]. Сегодня ряд применений уже является альтернативным операционным и используется клиниками большинства развитых стран мира. Однако ряд внутриполостных применений гипертермии (легочные, трахейные, урологические и др.) требует для проведения процедур значительных глубин проникновения электромагнитного поля, что может быть достигнуто снижением рабочей частоты. Последнее условие осложнено реализацией излучателей с малой длиной области облучения при минимальном сечении. В ряде публикаций сообщается о невозможности создания таких устройств на частотах ниже 915 МГц [2], однако обнадеживающие результаты получены для разрешенного к промышленному и медицинскому применению диапазона 460 МГц. Глубина проникновения электромагнитного поля при этом в 1,5 - 2 раза больше, чем на 915 МГц, а длина области облучения не превышает 4 см.
Проведенные исследования спирально-коаксиальных излучателей на частоту 460 МГц показали, что КСВ может быть получен не более
1.5 — 1,15. Диаграмма направленности, снятая на физиологическом растворе, близка к тороидальной с провалом в центральной области не более 1,2—2 дБ. Процесс нарастания температуры близок к логарифмической кривой с насыщением (при подводимой мощности 6 Вт) на уровне
46.5 — 50°С и достигалось через 5,5 мин.
Ill
