способ реализации локальной гипертермии

Формула изобретения

1. Способ реализации локальной гипертермии, включающий определение расположения опухоли, определение точек для введения нагревательных игл вокруг опухолевой ткани, нагрев и стабилизацию заданной температуры каждой нагревательной иглы, обеспечивающие нагрев локальной области биологической ткани и стабилизацию температуры в ней, отличающийся тем, что по намеченным точкам в биологическую ткань вводят полые направляющие, при этом дистальный конец каждой направляющей выполняют заостренным и герметичным, а направляющие вводят в биологическую ткань под воздействием ультразвуковых колебаний с частотой 19-25 кГц и амплитудой 3-30 мкм; после чего во внутреннюю полость каждой из направляющих через проксимальный конец вводят нагревательную иглу.

2. Способ реализации локальной гипертермии по п.1, отличающийся тем, что полые направляющие вводят на равном удалении друг от друга вокруг опухоли по окружности с радиусом, большим, чем размер опухоли.

Описание изобретения к патенту

Изобретение относится к области медицины, а именно к способу реализации метода локальной гипертермии, заключающемуся в высокотемпературном воздействии на патологически измененные ткани тела человека или животного.

Принципиальные возможности воздействия гипертермии на опухолевую клетку известны давно и связаны с повышенной чувствительностью ее к высоким температурам. При этом, как указано в [1], температура до 39,5°С стимулирует рост опухоли, до 40-42°С сенсибилизирует действие лучевой и химиотерапии, при 43-44°С происходит уничтожение опухолевых клеток [1. Kirsch. R. Schmidt D. Chimrgie, 1966, Bd 91, 36, p.1297-1312].

Опухолевая ткань менее устойчива к нагреванию, чем здоровая, по целому ряду причин. Во-первых, она изначально имеет более высокую температуру, так как обмен веществ в злокачественных клетках гораздо интенсивнее. Во-вторых, кровоснабжение опухолей гораздо хуже, чем у здоровых тканей, поэтому при нагревании они не способны эффективно охлаждаться увеличением кровотока, как здоровые. Кроме того, кислорода, доставляемого такими сосудами, начинает не хватать для энергообеспечения опухоли. В-третьих, сосуды в опухолях имеют аномальную структуру, поэтому при повышении температуры легко эмболизируются - закупориваются. В результате при повышении температуры в ткани опухоли развивается гипоксия и ацидоз - закисление, который приводит к нарушению функции и, в конечном итоге, гибели клеток. Таким образом, гипертермия обладает также самостоятельным разрушающим воздействием на раковые клетки [2. Патент на изобретение RU № 2332954, опубликован 10.09.2008, МПК (2006.01) А61В 18/04], что чаще всего используется на начальных стадиях заболевания или при доброкачественных формах опухоли. Локальная гипертермия широко используется и при комбинированном лечении опухолевой ткани, например, совместно с химио- и радиотерапией.

Все способы реализации локальной гипертермии должны выполнять следующие требования:

1. Обеспечить точную локализацию зоны нагрева.

2. Обеспечить температуру в зоне нагрева на уровне не ниже 42,5-43,5°С. При этом время достижения заданной температуры нагрева должно быть не более 10-15 минут.

3. Продолжительность процедуры - в течение примерно 1 часа с момента начала нагрева.

Известен способ радиочастотного разрушения биоткани путем ее локального нагрева, описанный в [3. Патент на полезную модель RU № 82543, опубликован 10.05.2009, МПК (2006.01) А61В 18/12]. Суть способа заключается в том, что в биоткань под контролем ультразвукового сканера вводят минимум два игольчатых электрода, подключенных к блоку управления с высокочастотным ВЧ генератором и к насосам. Между двумя введенными электродами вводят дополнительный третий электрод и подключают его к блоку управления с ВЧ генератором. На введенные электроды подают мощность от генератора. Передаваемая от электродов в биоткань мощность приводит к ее нагреву до температуры коагуляции, разрушая биоткань. Данный способ радиочастотного разрушения биоткани позволяет увеличить зону коагуляции до 5-6 см и обеспечить более равномерное температурное поле в пространстве между электродами.

К недостаткам известного способа по [3] следует отнести то, что все игольчатые электроды (их как минимум три) вводят непосредственно в опухолевую ткань, при этом центральный игольчатый электрод вводят в центр опухолевой ткани - см. фиг.2 [3], что значительно повышает риск метастазирования опухоли как при введении, так и при удалении электродов после окончания воздействия. Кроме того, температура нагрева не является достаточно равномерной в заданном объеме биоткани. Так, согласно фиг.3 [3] при обеспечении зоны коагуляции до 5 см по уровню 50°С, температура в центре опухоли достигает 130°С, что является опасным для организма. Кроме того, для реализации требуются игольчатые электроды водоохлаждаемого типа, для работы которых требуются соответствующие насосы и резервуары, что в целом усложняет и удорожает способ радиочастотного разрушения биоткани.

Известен также способ локального нагрева биологической ткани, описанный в [4. Патент на полезную модель RU № 98116, опубликован 10.10.2010, Бюл. № 28, МПК (2006.01) А61В 18/12], который является наиболее близким по технической сути и достигаемому положительному результату и взят за прототип. Суть способа заключается в следующем. Определяют место расположения опухоли (например, при помощи томографического или ультразвукового исследования), намечают точки для ввода нагревательных игл на равном удалении друг от друга вокруг опухоли по окружности с радиусом R, большим, чем размер опухоли. По намеченным точкам вводят нагревательные иглы. Стабилизируют температуру на электрическом нагревателе иглы на заданном уровне с высокой степенью точности и осуществляют нагрев локальной области биологической ткани. При этом тепловые поля от каждой иглы суммируются в локальной области в зоне опухолевой ткани и быстро затухают вне этой зоны, фиг.3 [4]. Этот способ обеспечивает заданную, равномерную и стабильную температуру нагрева в заданном локальном объеме биоткани. Точность стабилизации температуры составляет 0,1°С. Пространственное распределение температуры характеризуется высоким уровнем равномерности (перепад значений температуры от периферии зоны нагрева к ее центру составляет 1-2°С).

К недостаткам известного способа [4] следует отнести то, что введение вокруг опухолевой ткани по намеченным точкам нескольких нагревательных игл, имеющих нагревательные элементы (количество игл зависит от размера опухоли), травмирует ткани. При этом имеется большая вероятность попадания нагревательной иглы в кровеносные сосуды, что в свою очередь увеличивает опасность кровоизлияний, влекущих за собой массированную кровопотерю с последующим развитием острой или хронической анемии. Кроме того, при использовании способа по прототипу область биоткани, подвергающаяся гипертермии, и область биоткани вне зоны нагрева, находящиеся в непосредственном контакте друг с другом, связаны между собой мелкими кровеносными сосудами (капиллярами), питающими все клетки (в том числе и больные) кислородом и другими питательными веществами. При этом клетки биоткани внутри зоны нагрева интенсивно охлаждаются током крови, уменьшая степень температурного воздействия на биоткань и снижая эффективность способа локальной гипертермии по прототипу [4].

Задачей изобретения является повышение эффективности локальной гипертермии требуемого объема биоткани при одновременном снижении травмируемости здоровой ткани и уменьшении вероятности кровотечений.

Технический результат заключается в обеспечении заданной, равномерной и стабильной температуры нагрева в требуемом объеме биологической ткани, содержащей опухоль и здоровую ткань, при одновременном снижении отрицательного воздействия на здоровую ткань процесса введения нагревательных игл.

Способ по прототипу и заявляемый способ реализации локальной гипертермии включают такие общие операции, как определение расположения опухоли (локализация опухоли), определение точек для введения нагревательных игл вокруг опухолевой ткани (локализация зоны нагрева), нагрев и стабилизацию заданной температуры каждой нагревательной иглы, обеспечивающие нагрев локальной области биологической ткани и стабилизацию температуры в ней.

В отличие от прототипа, в заявляемом способе по намеченным точкам в биологическую ткань вводят полые направляющие. Дистальный конец каждой направляющей выполняют заостренным и герметичным. Каждую из направляющих вводят в биоткань под действием ультразвуковых колебаний с частотой 19-25 кГц и амплитудой 3-30 мкм. После этого во внутреннюю полость каждой из направляющих через проксимальный конец вводят нагревательную иглу.

В частном случае полые направляющие вводят на равном удалении друг от друга вокруг опухоли по окружности с радиусом, большим, чем размер опухоли.

Из уровня техники в известных источниках информации не выявлен способ реализации локальной гипертермии, характеризующийся той же совокупностью признаков, что и заявляемый способ. Это подтверждает новизну заявляемого способа.

Из уровня техники не обнаружены способы реализации локальной гипертермии, в которых одновременно обеспечиваются требуемая, равномерная, стабильная температура нагрева в заданном локальном объеме биоткани и снижение вероятности кровоизлияний в процессе введения нагревательных игл с одновременным повышением эффективности локальной гипертермии. Это достигается за счет того, что, во-первых, в биоткань по намеченным точкам вводят полые направляющие, при этом дистальный конец каждой из направляющих выполняют заостренным и герметичным; во-вторых, направляющие вводят в биоткань под воздействием ультразвуковых колебаний с частотой 19-25 кГц и амплитудой 3-30 мкм; в-третьих, во внутреннюю полость каждой из направляющих через проксимальный конец вводят соответственно нагревательную иглу.

Предлагаемый способ реализации локальной гипертермии основан на том, что, как и в прототипе [4], тепловые поля, излучаемые нагревательными иглами, расположенными в намеченных точках по окружности вокруг опухоли в пределах здоровых тканей, суммируются друг с другом внутри этой окружности. При этом снаружи от данной окружности повышения температуры практически не отмечается. Это связано с тем, что в здоровых тканях происходит отвод тепла вследствие хорошего кровотока и отсутствия суммирования тепловых полей. Данный эффект наблюдается как в предлагаемом способе, так и в прототипе [4], что подтверждается экспериментальными исследованиями авторов. В отличие от прототипа в предлагаемом способе реализации локальной гипертермии по намеченным точкам сначала вводят в биоткань под воздействием ультразвука с частотой 19-25 кГц и амплитудой 3-30 мкм полые направляющие, один конец которых выполняют герметичным и заостренным, после чего в эти направляющие вводят нагревательные иглы. Из уровня техники известно использование низкочастотного ультразвука в медицине, например [5. Патент РФ № 2329075 на изобретение «Способ артроскопии с использованием низкочастотного ультразвука», A61N 7/00 (2006.01), опубликовано 20.07.2008 г.]. В этом способе воздействие на внутрисуставные структуры осуществляют посредством ультразвукового волновода-инструмента, при этом рабочая часть волновода-инструмента совершает передаваемые ему низкочастотным ультразвуковым генератором колебания частотой, по меньшей мере, 26,5 кГц, что обеспечивает гемостаз за счет коагуляции сосудов в зоне воздействия. В заявляемом способе введение полых направляющих с помощью ультразвука с частотой 19-25 кГц и амплитудой 3-30 мкм, так же как в [5], уменьшает усилия при прохождении тканей, кровопотерю и болевые ощущения, а также ускоряет заживление раневых каналов. Это связано с тем, что при таком введении направляющих происходит коагулирование тканей раневого канала, а также имеет место раздвигание крупных кровеносных сосудов, что, в свою очередь, снижает вероятность кровотечений. Однако заявляемый способ позволяет получить дополнительный (синергетический) результат, так как введение вокруг опухоли полых направляющих, подвергаемых ультразвуковому воздействию во время их введения в биоткань, создает вокруг каждой направляющей дополнительный объем биоткани с радиусом R1, внутри которого нарушено кровоснабжение (см. фиг.2). При этом происходит повреждение молекулярных связей в биополимерах клеток сосудистых стенок в зоне введения направляющих, что приводит к образованию микротромбов в капиллярном русле. Радиус R1 зависит от мощности накладываемых ультразвуковых колебаний. Поскольку направляющие распределены вокруг опухоли равномерно, то эти дополнительные объемы каждой направляющей перекрываются и все вместе образуют замкнутую зону биоткани с нарушенным кровоснабжением, окружающую опухоль. Эта зона уменьшает отток тепла от локальной области биоткани, подвергаемой гипертермии. Нарушение кровоснабжения также вызывает дополнительное разрушение клеток опухоли за счет гипоксии (недостатка кислорода в тканях), что повышает эффективность локальной гипертермии.

Изобретение явным образом для специалиста не следует из уровня техники и соответствует требованиям критерия охраноспособности «изобретательский уровень».

Способ поясняется чертежами и примером конкретного выполнения. На фиг.1 схематично изображена направляющая с ультразвуковым генератором. На фиг.2 схематично изображены дополнительные зоны вокруг каждой направляющей, образующие совместно замкнутую зону биоткани с нарушенным кровоснабжением, окружающую опухоль. На фиг.3 схематично изображено наложение тепловых полей от каждой нагревательной иглы. На фиг.4 показана блок-схема устройства для реализации способа локальной гипертермии.

Суть заявляемого способа рассмотрена на конкретном примере, где количество направляющих для локализации зоны нагрева равно 8, фиг.1. После определения места локализации опухоли, например, при помощи томографического или ультразвукового исследования намечают точки для ввода направляющих, намечая зону нагрева. Далее по намеченным точкам с помощью ультразвукового генератора вводят направляющие на равном удалении друг от друга вокруг опухоли 26, фиг.2, по окружности с радиусом R, большим, чем размер опухоли. Направляющую 1, фиг.1, присоединяют с помощью разъема 9 к ультразвуковому генератору 17, вводят в первую намеченную точку с помощью ультразвуковых колебаний. После введения в биоткань направляющую 1 отсоединяют от ультразвукового генератора 17, оставляя в биоткани. Остальные направляющие 2-8 аналогичным способом вводят по остальным намеченным точкам поочередно. В общем случае в зависимости от размера опухоли количество вводимых направляющих может быть любым и равняться N. При введении направляющих 1-8 под воздействием ультразвуковых колебаний с частотой 19-25 кГц и амплитудой 3-30 мкм образуются дополнительные объемы биоткани 18-25 с радиусом R1 вокруг каждой направляющей 1-8 фиг.2, в которых нарушено кровообращение. В результате имеет место значительное нарушение кровоснабжения ткани опухоли 26. Частота и амплитуда ультразвуковых колебаний определены экспериментально - максимальная эффективность ультразвуковых колебаний выявлена в диапазоне 19-25 кГц и 3-30 мкм соответственно. После отсоединения направляющих 1-8 от ультразвукового генератора 17 в них вводят нагревательные иглы 27-34, фиг.3. Их количество соответствует количеству направляющих и также в общем случае может равняться N. Каждая из нагревательных игл 27-34 имеет нагреватель 44-52, фиг.4. После введения всех нагревательных игл 27-34 осуществляется подача постоянного напряжения от источника питания 43 через выводы 62, 63, на блоки управления температурой 54-61 (в общем случае количество блоков управления соответствует количеству вводимых нагревательных игл и равно N). Устройство блока управления показано в [4] и включает в себя регулятор напряжения, измерительный орган, усилитель и переменный резистор. От блоков управления температурой 54-61 постоянное напряжение подается на выводы 52, 53 каждого из нагревателей 44-51, которые выполнены из медного изолированного провода, сопротивление которого зависит от температуры. Заданный (требуемый) уровень температуры в данном примере 43-45°С, устанавливается при помощи блока управления температурой 54-61. При заданной температуре нагревателей 44-51 соответствующие измерительные органы блоков управления температурой 54-61 находятся в состоянии баланса. В исходном состоянии электрические нагреватели 44-51 имеют температуру, равную температуре локальной области биоткани. При включении источника питания 43 электрические нагреватели 44-51 под действием постоянного тока нагреваются до заданной температуры и передают тепловую энергию в биоткань, нагревая ее до заданной температуры. При увеличении температуры электрических нагревателей 44-51 выше заданной сопротивление электрических нагревателей 44-51 увеличивается, что приводит к разбалансу соответствующего измерительного органа и появлению в нем сигнала разбаланса. Сигнал разбаланса вызывает уменьшение тока, протекающего через электрические нагреватели 44-51 нагревательных игл 29-36. Происходит уменьшение температуры электрических нагревателей 44-51, и мост опять сбалансируется. Если уменьшение температуры произойдет ниже заданного уровня, то вновь появится сигнал разбаланса, но уже другого знака, который приведет к увеличению тока и возрастанию тепловыделения в электрических нагревателях 44-51, а следовательно, к увеличению и стабилизации температуры на электрических нагревателях 44-51 на заданном уровне с точностью, которая определяется коэффициентом усиления усилителя блока управления температурой 54-61. В данном примере точность стабилизации равна 0,1°С. В результате происходит нагрев тканей в локальной области радиусом R, фиг.3. Причем тепловые поля 35-42 от каждой нагревательной иглы 27-34, как показано на фиг.3, суммируются в локальной области в зоне опухолевой ткани 26 и быстро затухают вне этой зоны. За счет суммирования тепловых полей 35-42 от каждой нагревательной иглы в области опухолевой ткани 26 температура этой ткани становится близкой к заданной температуре электрических нагревателей 44-51 уже через 10-15 минут и остается стабильной на протяжении всего сеанса воздействия. Причем пространственное распределение температуры характеризуется высоким уровнем равномерности (перепад значений температуры от периферии зоны нагрева к ее центру составляет 1-2°С).

Все параметры в заявляемом способе определены экспериментально.

В ходе проведенных авторами экспериментов на животных была подтверждена эффективность предлагаемого способа реализации локальной гипертермии. Так, в частности, были проведены эксперименты на крысах с перевитой им карциномой Уокера-256, в ходе которых были выделены 3 группы животных по 10 в каждой. Первая группа была контрольная, в которой животным не осуществлялось никакого воздействия. Вторая группа получала локальную гипертермию, при которой введение нагревательных игл осуществлялось непосредственно в ткани животного (температура - 45°С, время воздействия - 30 минут). Третья группа получала локальную гипертермию предложенным способом (при этом частота ультразвуковых колебаний составляла 20 кГц, а амплитуда - 25 мкм, температура нагревательных элементов составляла 45°С, нагрев осуществлялся в течение 30 минут). В результате были получены следующие результаты. Масса первичного очага опухоли на момент окончания эксперимента в первой группе составляла в среднем 92 г, во второй - 15 г, в третьей - 10 г. Количество гематогенных метастазов в первой группе 177 на одно животное, во второй - 27, а в третьей - 7. Длительность ремиссии составила во второй группе 6 суток, в третьей - 9,5 суток. В контрольной группе ремиссии не наблюдалось.

Таким образом, в результате проведенных экспериментов было показано положительное влияние ультразвуковых колебаний при введении направляющих на эффективность локальной гипертермии.

Изобретение промышленно применимо. Способ может быть многократно реализован с достижением указанного технического результата.