Способ локального нагрева внутренних тканей человеческого тела

Изобретение относится к медицине, онкологии. Способ включает локальный нагрев внутренних тканей человеческого организма путем воздействия лазерным излучением. Подбор длины волны излучения осуществляют таким образом, чтобы глубина проникновения в ткани составила от 3-10 см при использовании источника излучения, генерирующего в диапазоне λ±0,02λ. Лазерное излучение фокусируют на расстоянии от 3 до 15 см под поверхностью тела в пятно с линейным размером ˜1 мм. Мощность излучения рассчитывают на основании этих параметров. Для минимизации зоны термического влияния при воздействии осуществляют измерение мощности излучения во времени. При этом используют формирующую лазерное излучение систему, которая обеспечивает требуемое распределение удельного объема энерговклада в области локального нагрева. Способ обеспечивает увеличение локального нагрева внутренних тканей без механического контакта с нагреваемой областью и без использования методов концентрации излучения. 4 з.п. ф-лы, 8 ил.

 

Изобретение относится к локальному нагреву внутренних тканей человеческого тела и может применяться в области селективной гипертермии и абляции злокачественных новообразований. Предложенный способ включает в себя определение комплекса параметров источника электромагнитного излучения, определение параметров системы, формирующей пространственную структуру этого излучения, определение мощности излучения источника и законов ее изменения во времени и пространстве, которые позволяют обеспечить оптимальный режим разогрева тканей. Результатом применения предложенного способа является возможность разогрева локальных внутренних областей организма до требуемых температур и оптимальный режим этого разогрева, при этом данная возможность реализуется без наличия механического контакта с нагреваемой областью и без использования специальных методов концентрации ЭМ-излучений путем введения наночастиц.

Существует целый ряд направлений практического применения разогрева отдельных тканей человеческого тела. Одно из этих направлений основано на использовании эффектов, к которым приводит разогрев тканей человеческого тела, для лечения раковых заболеваний. В зависимости от температуры разогрева ткани тепло либо непосредственно уничтожает клетки опухоли (подобный метод, в рамках которых предусматривается разогрев до Т˜60°С, обычно называют термоабляцией), либо приводит к существенному усилению лучевого поражения клеток опухоли и эффективности химиотерапии (подобный метод, предполагающий разогрев до 41-46°С, обычно называют гипертермией).

В зависимости от локализации области нагрева гипертермия может быть общей и локальной. В рамках общей гипертермии разогревается все тело человека (кроме головы) или значительные части тела.

В частности, метод общей гипертермии реализуется в аппаратах глубокой электромагнитной гипертермии «Супертерм-ЭП-40» и «Экстратерм» [Нейтроны наступают на рак. - Интервью с директором Медицинского радиологического научного центра (МРНЦ) РАМН в г.Обнинске (Калужская область), академиком РАМН Анатолием Цыбом. Российская врачебная газета «МЕДИЦИНСКИЙ ВЕСТНИК», март 2000. Адрес журнала в сети Интернет: http://medi.ru/medvestnik].

Однако данные системы позволяют поднять температуру только до 41,5-42°С, что не всегда достаточно для получения нужного эффекта. В случае, когда в рамках гипертермии требуется применение более высоких температур и при использовании термоабляции, возможно использование только локального разогрева тканей. Особенно сложно обеспечить такой нагрев, если речь идет о внутренних тканях организма.

Во всем мире идет интенсивный поиск новых способов локального разогрева определенных внутренних тканей организма. С этой целью используют несколько различных способов локализации нагрева, которые условно можно разделить на контактные и бесконтактные.

Контактные методы предусматривают введение в ткани электрода (системы электродов) и приложение к этим электродам постоянного (редко) или высокочастотного напряжения. К преимуществам контактных методов относится возможность точной локализации нагрева и удобство контроля над процессом.

Известен способ радиочастотной абляции и устройство для его осуществления RITA Medical 1500x [RITA Medical Systems Announces New Radiofrequency Ablation Reimbursement Code Available for Treating Kidney Cancer New CPT Code Issued for Percutaneous Radiofrequency Ablation of Renal Tumor *Medicare Increases Hospital Outpatient Payment for Liver Cancer Radiofrequency Ablation* FREMONT, Calif. - (HSMN News Feed) - Nov. 22, 2005]. Использование данной системы предполагает введение в опухоль специальной радиочастотной иглы (зонда) с раскрывающимся массивом элементов-антенн. С помощью высокочастотного (460 кГц) питания этих антенн путем разогрева окружающих тканей создается область некроза (абляции). Для доступа к опухоли используется открытый (во время полостных операций) или лапароскопический способ. Контроль позиционирования иглы осуществляется с помощью ультразвукового исследования, компьютерной либо магниторезонансной томографии. Температура контролируется с помощью 5 сенсоров, расположенных на концах электродов-антенн. Полученные результаты абляции опухолей печени сопоставимы с результатами хирургического лечения, при этом являясь значительно менее инвазными.

К недостаткам данной группы методов следует отнести, прежде всего, необходимость механического контакта с внутренними тканями организма и опухоли, который приводит к повреждению тканей опухоли, что, в свою очередь, может стать причиной распространения заболевания, и относительно высокая стоимость лечения, обусловленная необходимостью применения достаточно сложных одноразовых электродов.

Данными недостатками не обладают бесконтактные методы локального нагрева тканей - область, которая бурно развивается в настоящее время. Для бесконтактного нагрева тканей в первую очередь используются ультразвуковые и электромагнитные излучения.

Известна работа [Zhang Lixin, Wan Baikun, Huang Yuxi, Chen Cheng, Liu Qingkai. Компьютерное моделирование и экспериментальное исследование характеристик многоэлементного УЗ-аппликатора с автоматической фокусировкой. Yiqi yibiao xuebao=Chin. J. Sci. Instrum.. 2001. 22, N 5, с.547-550, 5. Библ. 6. Кит.; рез. англ.. CN. ISSN 0254-3087], авторы которой показывают теоретическую возможность с помощью 4-элементного УЗ-аппликатора сфокусировать энергию УЗ колебаний. Диаметр фокуса порядка 5 мм. Функции прибора предполагают нагревание области фокуса в течение короткого времени 20 с при УЗ-мощности излучения 40 Вт на 1 диск от 20 до 42-45°С. Максимальная температура 59°С, что необходимо для нужд гипертермической онкологии глубоко распространившихся опухолей.

Принципиально неустранимыми недостатками данной системы, которые связаны с закономерностями распространения УЗ колебаний в тканях человеческого тела, являются высокие температуры окружающих тканей и сложность разогрева опухолей, не имеющих начальной поверхностной локализации. Эти недостатки существенно ограничивают возможности применения данного метода.

Другая группа методов бесконтактного нагрева основана на применении электромагнитных излучений различных частотных диапазонов, таких как высокие частоты (ВЧ), сверхвысокие частоты (СВЧ), инфракрасное (ИК), видимое и ультрафиолетовое (УФ) излучение.

К сожалению, практически все излучения перечисленных выше диапазонов ЭМ волн либо поглощаются в тонких, поверхностных слоях тела (подобные излучения применимы только для поверхностного разогрева тканей и вряд ли найдут широкое применение в бесконтактном нагреве), либо проходят через ткани организма, практически не выделяя в них энергии. Для волн этих частот тело «прозрачно». Именно эти частотные диапазоны в настоящее время пытаются использовать для бесконтактного нагрева внутренних тканей. Существует, по крайней мере, три области полной или частичной «прозрачности» тканей для ЭМ-излучения.

Первая область находится в низко-, средне- и высокочастотном диапазоне (вплоть до 10-100 МГц).

Вторая область - в ИК диапазоне [3].

Третья область - в диапазоне рентгеновского излучения.

Чтобы использовать эти области для прогрева определенных тканей организма, в эти области «вводят» частицы, поглощающие энергию электромагнитных волн, для которых обычные ткани - «прозрачны».

Таким образом «работают» методы:

1. Магнитной жидкостной гипертермии (MFN). Данный метод, "работающий" в ВЧ-области прозрачности, включает в себя введение в «нужные» области наночастиц железа (поверхность которых окисляется для получения биологической инертности) и приложения внешнего переменного магнитного поля.

Известно решение: патент RU (11) 2106159 (13) C1 (51) 6 A61N 5/02, A61N 5/06

«Способ включает введение в область локализации опухоли ферромагнитных частиц с последующим индукционным локальным нагревом в диапазоне температур от 42°С до 45°С в течение времени, определяемого видом опухоли, ее размерами, локализацией и типом ферромагнитных частиц, выбранных для индукционного нагрева, при этом нагрев производят только в моменты уменьшения кровенаполнения ткани, т.е. в моменты выдоха и диастолы сердца пациента. Диапазон нагрева контролируют по СВЧ глубинному термометру, а нагрев ведут автоматически с помощью компьютера в режиме биоуправления по алгоритмам математической модели колебаний теплопроводности и теплоемкости ткани, гистерезиса нагрева и теплоотвода. Дополнительно к нагреву осуществляют лазерное облучение, которое позволяет увеличить избирательную нагрузку на раковые клетки в моменты дефицита их энергетического обеспечения в соответствии с ритмами кровотока. Такой режим усиливает селективную деструкцию только раковых клеток. Техническим результатом является упрощение процедуры и увеличение локальности нагрева опухоли.»

Известна также методика введения суспензии железа с размером частиц 0,7 мкм и разогрева этой суспензии. Данный метод, реализуемый в приборе "Вулкан", который разработан в НГМА и НПО "Полет", обеспечивает эффективный прогрев всей массы опухоли, независимо от ее размеров (в клинике проводили разогрев сарком мягких тканей размером до 18 см) до 46°С в течение 90 минут. Лечение осуществляют следующим образом. С помощью известных методик диагностируют злокачественное новообразование молочной железы или саркому мягких тканей. Производят местную анестезию вокруг злокачественного новообразования или, если их несколько, вокруг каждого злокачественного новообразования в области здоровых тканей в количестве 50-150 мл в зависимости от размера опухоли. Затем внутрь опухоли и вокруг нее не менее чем на 3 см от ее краев инъецируют с помощью шприца электропроводящую жидкость электропроводностью не менее 4,0×10 Ом/см², например желатиноль, создавая таким образом вокруг опухоли равномерную оболочку. Когда создание токопроводящего слоя завершили, весь объем (само злокачественное новообразование и токопроводящий слой) топографически условно делят на несколько зон. В каждую зону вводят иглы-электроды для подведения высокочастотной энергии. Температурные датчики устанавливают в центр опухоли и на границе токопроводящего слоя и здоровой ткани. Высокочастотная энергия с частотой 13,56 мГц аппаратом "Вулкан" подается на каждую группу игл-электродов в своей зоне. Ток идет между электродами во всех направлениях. Не более чем за одну минуту доводят температуру в опухоли до критической (43,5°С) и поддерживают ее в опухоли на уровне 46±1,0°С, а в токопроводящем слое 44,5±0,5°С в течение 80-90 минут. Температурный контроль осуществляют с помощью измерителя-ограничителя температуры.

Результаты применения ферромагнитных суспензий показали их отрицательные свойства. К ним относится, прежде всего, развивающийся асептический некроз опухоли, сопровождающийся появлением уже в первые сутки клинической картины абсцесса или флегмоны соответствующей области тела и тяжелой интоксикации, которые не позволяют провести предоперационную лучевую терапию в нужном объеме. В этих условиях внутритканевая гипертермия с использованием частиц железа утрачивает свое назначение в качестве адъюванта лучевой терапии и может быть использована только после или вместо предоперационной лучевой терапии. Причем оперативное лечение должно проводиться не более чем через 1-2 дня после гипертермии вследствие прогрессирующей интоксикации.

2. Термоабляции в ИК диапазоне (фотодинамическая терапия ФДТ).

Данный метод представлен в докладе: V.N.Kulakov, I.N.Sheino, V.F.Khokhlov, A.A.Portnov, K.N.Zaitsev, V.I.Kvasov, K.P.Alekseev, V.V.Stepanov, T.A.Nasonova, O.A.Dobrynina, Experimental pharmacokinetic studies of Gd and 10B-containing compounds at the MEPhI Reactor, 11-th World Congress on Neutron Capture Therapy, 11-15 October 2004, Boston, MA, USA, Abstracts, p.39. В рамках этого метода в ткани вводят наноразмерные частицы кремния, которые поглощают ИК-свет. Для обеспечения биологической инертности наночастицы кремния покрываются тонким слоем золота.

В рамках известного метода лечения раковых заболеваний методом ФДТ в организм больного внутривенно вводится специальный светочувствительный препарат - фотосенсибилизатор (ФС), который имеет свойство преимущественно накапливаться в патологических тканях и далее под действием света определенной длины волны флуоресцировать и выделять атомарный кислород, который вызывает некроз патологической клетки.

При диагностике с помощью аппарата «Ламеда»-В (Флуоресцентный визуализатор злокачественных новообразований) определяют местоположение опухоли. При этом на мониторе отображается светящаяся опухоль и мелкие очаги (до 1 мм и менее). К аппарату прилагается программное обеспечение для архивации и обработки изображений опухоли. Далее для проведения эффективного лечения необходимо определить время максимального накопления ФС в опухоли. Для этого используют аппарат «Ламеда»-Р (Регистратор излучения флуоресценции в патологических тканях). С помощью этого же аппарата, используя специальные методики и компьютерные программы (поставляются вместе с аппаратом), определяют относительную концентрацию ФС в патологической ткани и, используя эти данные, дозу облучения. На этом диагностическую процедуру можно считать законченной.

После диагностирования проводят лечебную процедуру. При этом опухоль, накопившую максимальное количество ФС, при помощи лазерного аппарата «Ламеда»-Х облучают лазерным светом строго определенной длины волны (в зависимости от применяемого ФС) и мощности. Занимает такая операция от нескольких минут до десятков минут. При взаимодействии лазерного света сравнительно низкой интенсивности с ФС выделяется атомарный кислород, который разрушает раковую клетку. Кроме прямого уничтожения раковых клеток ФДТ вызывает повреждение кровеносных сосудов, питающих клетки опухоли. В результате патологические клетки погибают от голода. Здоровые клетки воздействию практически не подвергаются, что чрезвычайно важно при лечении раковых метастазов.

Далее погибшая опухоль рассасывается и замещается нормальной соединительной тканью. Этот процесс длится 2-3 недели. Наступает выздоровление. Большинству больных достаточно одного сеанса. В запущенных случаях через некоторое время сеанс повторяют. Во время лечения и реабилитации используется также лазерный хирургический аппарат «Ламеда»-Х для деструкции рубцов и опухолей.

ФДТ особенно эффективна при лечении различных раков кожи, слизистой полости рта, языка, нижней губы, шейки матки, вульвы, влагалища, молочной железы, первичного рака, рецидивов, внутрикожных метастазов. Методом ФДТ можно лечить как начальные стадии рака, так и далеко зашедшие. Методом ФДТ успешно лечится также меланома. ФДТ просто незаменима в тех случаях, когда опухоль расположена в "неудобных" местах: на губе, в полости рта, на веке, на ушных раковинах. Хирургическая операция в таких случаях ведет к серьезным косметическим дефектам и функциональным ограничениям. Представим, к примеру, каково больному согласиться на удаление языка. Методом ФДТ удается убрать такую опухоль без хирургического вмешательства. ФДТ полностью показана и в тех ситуациях, когда хирургическая операция невозможна из-за тяжелых сопутствующих заболеваний.

По мере развития метода и накопления опыта ФДТ начали применять и для лечения рака внутренних органов. Чтобы подвести свет к опухоли, используют эндоскоп. В сочетании с эндоскопией ФДТ используется для лечения рака легкого, рака желудка, рака пищевода, рака толстого кишечника. Благодаря эндоскопической технике можно применять ФДТ в гинекологии и при раке мочевого пузыря. Есть технические приемы, которые позволяют подвести свет к нужному месту пункционно. В последние годы стали отрабатывать технологию для поджелудочной железы, большого дуоденального сосочка, общего желчного протока и даже для внутрипеченочных протоков. Это те случаи, где хирургическая операция трудновыполнима, даже если опухоль небольшая.

3. Магнитной термоабляции. Данный метод описан в работе: Carol M., Disease Activated Radiation Therapy: Boron Neutron Capture Therapy. Deja Vu, The plenary report at The 11-th World Congress on Neutron Capture Therapy, Official Program, Westin Hotel-Boston, MA, USA, October 11-15, 2004. В рамках данного метода с целью повышения температуры внутренних тканей используется облучение рентгеновским монохроматическим пучком ткани, меченной препаратом платины.

Главными принципиально трудноразрешимыми проблемами всех перечисленных выше трех групп методов являются:

- необходимость доставки наночастиц к опухоли или в непосредственную близость к ней;

- высокая стоимость сеансов лечения, связанная с использованием дорогостоящих препаратов, содержащих наночастицы.

Подобные проблемы не возникают в случае, когда для нагрева используют ЭМ-излучения промежуточных диапазонов. Дело в том, что между тремя областями прозрачности для волн ЭМ-излучения и областями его полного поглощения в тонких поверхностных слоях существуют две промежуточные области, в которых поглощение носит объемный характер. Подробное описание промежуточных частотных областей, физических и биологических процессов, которые происходят в организме под их воздействием, приведено в книге [Боголюбов В.М. Общая физиотерапия, М., Медицина, 1999].

В этих частотных областях за счет частичного поглощения тканями организма интенсивность энергетического потока в зависимости от расстояния от поверхности (х) уменьшается по экспоненциальному закону Бугера-Ламберта [Технологические лазеры. Справочник в двух томах. Под ред. Г.А.Абильсиитова - М., Машиностроение, 1991. - T.1. - с.269]. Характерным параметром этой зависимости является коэффициент поглощения электромагнитного излучения (α, 1/см) или величина, обратная этому коэффициенту, - глубина проникновения ЭМ-излучения (Δ, см). На глубине х=Δ мощность уменьшается в е (˜2.72) раз по сравнению с мощностью на поверхности тела.

Известен метод локальной гипертермии и устройства его реализующие: такие как Яхта-4», «Аден-Ч», «Яхта-5». Эти устройства, основанные на нагреве отдельных областей человеческого тела ЭМ-излучением СВЧ-диапазона, используются при поверхностно расположенных новообразованиях размерами до 6-8 см в продольном или поперечном измерении и до 5-6 см по высоте или глубине залегания.

При этом необходимо иметь в виду, что поверхность кожи над опухолью должна максимально соответствовать плоскости рабочей поверхности аппликатора, которая должна охватывать не только опухоль, но и окружающие ткани, отступив от ее края не менее чем на 3 см.

Все аппликаторы оснащены устройством для циркуляции воды, отделенным от подлежащей ткани тонкой резиновой мембраной. Циркулирующая в аппликаторе вода позволяет добиться оптимального согласования излучения с биообъектом, ликвидировать неровности «рельефа» нагреваемой зоны, повысить глубину нагрева (за счет снятия температуры с поверхностных контактирующих тканей). Уровень температуры охлаждающей жидкости подбирается в каждом конкретном случае индивидуально и может меняться в процессе проведения сеанса ГТ.

Эти же аппараты могут использоваться при внутриполостной СВЧ-гипертермии. При этом глубина опухолевой инфильтрации не должна превышать 15-20 мм для аппликаторов диаметром 10-12 мм и 20-30 мм - при диаметрах 14-16 мм.

Способ трехмерной фокусировки СВЧ-излучения описан также в патенте (European Patent №0612260).

Главный недостаток перечисленных выше методов и устройств их реализующих связан с тем, что ЭМ-волны ВЧ- и СВЧ-области практически невозможно применять для разогрева внутренних тканей. Поскольку их очень сложно сконцентрировать в нужном, относительно небольшом, участке организма. Из теории ЭМ-поля известно, что минимальный размер области, в которую можно сконцентрировать ЭМ-излучение, пропорционален длине волны этого излучения. Длина волны ВЧ-диапазона десятки метров. Поэтому без принятия специальных мер (применение рода концентраторов ЭМ-поля) данная промежуточная область вряд ли сможет представлять интерес с точки зрения цели данной работы.

Проведенный обзор литературы показал, что перед исследователями, которые занимаются применением разогрева внутренних тканей для лечения онкологических заболеваний, стоит целый ряд задач. Главной из этих задач является определение метода, который бы позволил разогреть до требуемой температуры преимущественно внутренние ткани организма, не требующие применение концентратора электромагнитной энергии.

Наиболее близким к заявленному способу по совокупности признаков является способ лазерной селективной гипертермии в лечении злокачественных новообразований (патент Российской Федерации на изобретение №2134603 от 20 августа 1999 г.).

Данный способ лечения новообразований основывается на излучении полупроводниковым лазером с длиной волны излучения 810 нм. Излучение лазера по световоду доставляется к поверхности, на которой или в непосредственной близости от которой расположена опухоль. Излучение длиной волны 810 нм обладает рядом особенностей, среди которых наиболее существенными являются меньшая зона вапоризации и коагуляционного некроза вокруг торца световода. Данная особенность связана с объемным характером поглощения данной длины волны тканями человеческого тела. При этом оказывается, что для достижения одного и того же эффекта - разогрева тканей на определенную глубину - энергия, выделяемая в поверхностных слоях при их облучении ЭМ-излучением длиной волны 810 нм, может быть существенно меньше по сравнению со случаем использования лазера другой длины волны, для которой разогрев осуществляется только за счет теплопроводности от разогретой поверхности. Данный метод отличается от других также тем, что первоначально с помощью моделирования процесса нагрева на предложенной математической модели определяется значение плотности мощности излучения, при котором появляется коагуляция облучаемых тканей, и затем производится облучение с плотностью мощности ниже этого значения.

Главным преимуществом лазерной селективной гипертермии перед традиционными методами гипертермии является возможность достижения нагрева в строго заданном объеме и конфигурации опухоли. Однако данный метод имеет существенное ограничение по применению - разогреваемая опухоль должна быть расположена в непосредственной близости от поверхности.

Задачей заявляемого изобретения является разработка способа локального нагрева внутренних тканей человеческого организма до требуемой температуры без наличия механического контакта с нагреваемой областью и без использования специальных методов концентрации ЭМ-излучений.

Поставленная задача решается за счет выбора длины волны ЭМ-излучения, определения параметров и выбора источника этого излучения, определения параметров специальной системы формирования ЭМ-излучения и временных параметров режимов воздействия на объект.

1. Выбор длины волны ЭМ-излучения проводится таким образом, чтобы поглощение излучения этой длины волны (λ) тканями организма носило бы объемный характер. Данными свойствами обладает, например, излучение ближнего ИК-диапазона с длиной волны 0,8-1,0 мкм. Для этих длин волн глубина проникновения в человеческий организм (на этом расстоянии интенсивность ЭМ-волны уменьшается в 2,72 раза) составляет 3-6 см [Боголюбов В.М. Общая физиотерапия, М., Медицина, 1999, с.149].

2. Выбор источника излучения предварительно определенной длины волны осуществляется таким образам, чтобы этот источник генерировал в относительно узком диапазоне длин волн (λ±0,02λ). С целью получения высокой плотности мощности на достаточно удаленном расстоянии от фокусирующей системы предлагается выбрать источник излучения с малой расходимостью, которую обычно характеризуют углом θ. Подобным требования отвечают, в первую очередь, лазерные системы излучения. Например, использование лазерного излучения диаметром 1 см и расходимостью θ=3 мрад позволяет фокусировать излучение данных длин волн в пятно линейным размером ˜1 мм на глубине до 10 см от поверхности тела, вблизи которой расположена фокусирующая система.

Предварительно оценить требуемую мощность излучения в случае, когда поток тепла в окружающие ткани пренебрежимо мал, можно с помощью простейшей приближенной формулы, в которой будут учтены размер и теплоемкость нагреваемого объема ткани, время его нагрева и экспоненциальное убывание мощности излучения в зависимости от расстояния до поверхности тела.

Подобная формула будет справедлива в случае, когда промежуток времени, за который осуществляется нагрев, достаточно мал, так что процессы теплопроводности, кровотока и клеточного метаболизма не успевают существенно повлиять на пространственное распределение температуры. Т.е. данная формула дает максимальное значение мощности излучения, с учетом того, что одновременно будет греться вся опухоль.

В случае необходимости нагрева опухоли большого размера и (или) отсутствия излучателя с требуемыми характеристиками возможно применение режима, в котором будет осуществляться сканирование пятном излучения с линейным размером (d_П) по объему опухоли. Для получения минимальной зоны термического влияния вокруг опухоли подобное сканирование должно осуществляться от центра опухоли к ее периферии с изменением мощности и скорости перемещения пятна.

3. Определение параметров специальной оптической системы, позволяющей сформировать излучение таким образом, чтобы нагревались преимущественно требуемые внутренние области организма.

Система формирования пространственной структуры излучения должна обеспечивать условия, при которых уменьшение диаметра излучения (фокусировка) может обеспечить увеличение плотности вкладывания тепловой мощности во внутренних тканях, несмотря на экспоненциальное уменьшение интенсивности волны по глубине.

Система формирования излучения должна удовлетворять двум требованиям.

- Должна позволить получить на поверхности тела плотность мощности излучения, которая бы не приводила к существенному разогреву облучаемых приповерхностных областей вплоть до области, в которой осуществляется требуемый разогрев.

Данное условие определяет линейный размер пятна излучения на поверхности тела d_пов. Предварительно оценить данный параметр можно, используя предположение о том, что на поверхности тела значение плотности мощности излучения не должно превышать значение, которое приводит к разогреву на температуру, превышающую 0.1°С. Это предположение и известные свойства тканей (глубина проникновения на используемой частоте излучения) однозначно определяют диаметр пятна излучения на поверхности тела.

- Должна обеспечить требуемый нагрев внутренней области с линейным размером d_НО. То есть формирующая система вместе с выбранным источником излучения должны обеспечить возможность фокусировки в пятно с линейным размером d_П. При этом должно выполняться условие d_П≤d_НО. Для определения d_П лазерного излучения можно воспользоваться формулой, которая связывает фокусное расстояние собирающей линзы F (для эффективного функционирования предлагаемой системы это расстояние должно быть максимально приближено к расстоянию от поверхности тела до области разогрева h), размер пятна на поверхности тела d_пов, расходимость излучения θ [Звелто О. Принципы лазеров. - М., Мир, 1984. - с.319]:

d_П=(F*θ+R*d_пов ³/32*F²)*K_рас,

где R - аберрационный параметр фокусирующей линзы (минимальные аберрации характеризуют высокое качество фокусирующей системы и соответствуют минимальному значению параметра R, которое в рассматриваемом случае может быть равно 2,45), К_рас - коэффициент, учитывающий рассеяние среды.

Пример возможного варианта подобной оптической системы приведен на фиг.1, где указаны: 1 - источник излучения, 2 - специальная оптическая система, 3 - поверхность человеческого тела, 4 - область разогрева.

Для данной оптической системы был проведен численный расчет распределения мощности, выделяемой в тканях с использованием следующих входных данных: для длины волны выбранного лазера выполняется условие Δ=5 см, d_пов=2 см (а) и 4 см (в), d_П=0,4 см, P₀=30 Вт, K_рас=2 (интегральный параметр, значение которого измерено экспериментально для длины волны 810 нм), F=5 см, R=2,45, θ=3 мрад. Распределение плотности мощности, вкладываемой от источника излучения во внутренние ткани организма, будет иметь вид, приведенный на фиг.2. Результаты проведенных численных расчетов подтверждают возможность получения энерговклада преимущественно в требуемых областях организма.

Для определения зависимости температуры нагреваемых тканей от времени нагрева и уровня вкладываемой мощности P₀ предполагается осуществить предварительное решение уравнения теплового баланса с использованием численного моделирования на математической модели ММ. Так как лазерное излучение обычно характеризуется цилиндрической симметрией, в работе использовалась запись уравнения теплового баланса в цилиндрических координатах r и z [Технологические лазеры. Справочник в двух томах. Под ред. Г.А.Абильсиитова. - М.: Машиностроение, 1991. - T.1. - с.264]. Источниками нагрева является энергия, выделяемая лазерным излучением в данной точке пространства, и теплопроводность из более нагретых областей. В уравнение теплового баланса энергия входит в форме объемной плотности мощности источников тепла (удельный объемный энерговклад) - P_S (r,z,t).

При этом зависимость удельного объемного энерговклада от координаты r соответствует закону Гаусса, от координаты z - экспоненциальному закону, с учетом уменьшения радиуса излучения вследствие фокусировки.

В уравнении теплового баланса можно учесть энергию, выделяемую в данной точке за счет тепла клеточного метаболизма, записав соответствующий член в правую часть уравнения.

Численные эксперименты с использованием математической модели решения уравнения теплового баланса свидетельствуют, что лазерный излучатель и оптическая система с параметрами P₀=30 Вт, θ=3 мрад, d_пов=2 см, F=5 см, R=2,45 позволяют ограничить изменение температуры на поверхности тела 0,1°С и обеспечить хорошую локализацию области нагрева (при h≥0,03 м, Δ≥0,03 м и d_П≤0,005 м на расстоянии 0,005 м от места фокусировки изменение температуры за счет поглощаемой мощности не превысит 5°С).

Для случая с распределением удельного объемного энерговклада, который приведен на фиг.2 (в), были проведены численные расчеты динамики распределения температуры при фокусировке излучения под поверхностью человеческого тела. Результаты данных расчетов в виде распределения температуры на оси излучения в разные моменты времени приведены на фиг.3, где z - расстояние от поверхности тела до исследуемой точки, кривая 1 соответствует моменту времени t=2 c, кривая 2 - t=4 c, кривая 3 - t=8 c.

Численные эксперименты показывают, что в случае d_П˜d_НО оптимальным режимом нагрева будет режим, в котором интегральное значение энергии будет в начале воздействия максимальным (до тех пор, пока в границах нагреваемого участка не будет достигнуто требуемое значение температуры), а затем это значение должно уменьшаться по экспоненциальному закону для того, чтобы поддержать данное значение. Закон изменения вкладываемой мощности от времени приведен на фиг.4. Одного и того же эффекта можно добиться, изменяя уровень мощности (а) или используя пакет импульсов постоянной мощности и длительности 0,5 с, изменяя при этом время задержки между отдельными импульсами (в).

Время термической обработки ограничивается ростом температуры в окружающих тканях выше допустимого значениях. При расчетах учитывалось, что нагрев окружающих тканей за счет теплопроводности продолжается в течение некоторого времени после окончания действия излучения. На фиг.5 приведены зависимости от времени температуры в центре области разогрева (кривая 1) на расстоянии 1,0 см от центра в направлении к поверхности на оси пучка излучения (кривая 2). Данные были получены путем численного решения уравнения теплового баланса в случае использования данных по распределению вкладываемой мощности, приведенных на фиг.2 (в). Время термического воздействия ограничивается 8 с, т.к. дальнейшее продолжение нагрева приведет к перегреву окружающих тканей (кривая 2). Любой другой закон изменения мощности излучения во времени (при ограниченном максимальном уровне мощности) приводит к уменьшению возможного времени термического воздействия за счет ускорения нагрева окружающих тканей.

В случае, если время термообработки оказывается меньше значения времени, необходимого для получения требуемого эффекта, нагрев предлагается осуществлять в импульсно-периодическом режиме (ИПР). Данный режим предполагает периодическое чередование режима нагрева (длительностью нагрева t_н) и выдержки t_охл), во время которой происходит охлаждение нагретой области и окружающей ее тканей. При этом каждый импульс (пакет импульсов) должен иметь форму, близкую к оптимальной, а за время выдержки между импульсами должно произойти понижение температуры до уровня, близкого к начальному. Конкретные значения времени нагрева и охлаждения определяются путем численного решения уравнения теплопроводности.

В рамках проделанной работы были выполнены численные расчеты, в которых изменялись следующие величины:

1. Глубина проникновения излучения в ткани Δ. На физическом уровне изменение этого параметра возможно путем подбора длины волны ЛИ (в расчетах Δ изменялась от 3 до 15 см).

2. Диаметр лазерного излучения, падающего на поверхность тела (измерялся от 2 до 5 см).

3. Расстояние от поверхности тела до точки фокусировки ЛИ (от 3 до 15 см).

4. Диаметр сфокусированного излучения (в диапазоне от 0,02 до 0,4 см).

Полученные с помощью численных экспериментов результаты позволяют утверждать, что с помощью соответствующего подбора перечисленных выше параметров можно получать:

1. На глубине до 12 см локальное (в области размером 2-5 мм) повышение температуры на 15-20°С. При удалении от этой области температура нагрева быстро уменьшается (на расстоянии ˜3-5 мм ΔТ˜5-7°С).

2. Для эффективного использования нагрева излучением внутренних органов необходимо использовать импульсно-периодические режимы (ИПР) работы.

3. По изменению температуры в нескольких точках поверхности тела во время паузы ИПР можно судить о температуре, до которой разогревались ткани на разной глубине.

Результатом применения предложенного способа является возможность разогрева локальных внутренних областей организма до требуемых температур, при этом данная возможность реализуется без наличия механического контакта с нагреваемой областью и без использования специальных методов концентрации ЭМ-излучений путем введения в область разогрева наночастиц со специальными свойствами.

Экспериментальная проверка возможности реализации способа

Была проведена экспериментальная проверка возможностей внутреннего нагрева тканей организма специальным образом сформированным ИК-излучением. С этой целью была изготовлена экспериментальная установка. Основу этой установки представляет собой часть полусферы (1 на фиг.6), радиус которой равен 15 см, на внутренней поверхности которой расположены 10 лазерных светодиодов АТС-С1000-100АМО-950-3 (2 на фиг.6). Каждый из этих диодов генерирует излучение мощностью 1 Вт на длине волны 950 нм. Наличие фокусирующей линзы у каждого из диодов позволяет получить относительно небольшую расходимость излучения (2°*0,5°). Диоды располагались таким образом, чтобы оси их световых потоков сходились в фокусе полусферы (3 на фиг.6).

На фиг.7 приведены результаты экспериментального определения мощности светового потока на оси одного из светодиодов (х - расстояние, отсчитываемое от места расположения светодиода). Измерения проводились с использованием измерителя мощности LaserCheck. Данный прибор имеет встроенный кремниевый аттенюатор и позволяет проводить измерения в диапазоне длин волн 400-1064 нм, излучения мощностью до 1 Вт.

Полученные экспериментальные данные свидетельствуют о том, что с помощью данной системы можно получить область в пространстве вблизи расположения фокуса сферы, в которой плотность мощности будет почти в 10 раз превосходить плотность мощности одного светодиода.

Данная установка позволила провести проверку возможности внутреннего нагрева различных тканей живых организмов (4 на фиг.6). В проведенных исследованиях ткани располагались таким образом, чтобы максимальное значение мощности излучения находилось бы на внутренней поверхности ткани. В экспериментах с помощью инфракрасного термометра Fluke 65 датчик располагался под углом 45 град к оси системы (5 на фиг.6). Подобное расположение измерителя температуры позволило избежать влияния излучения светодиодов на измеряемое значение. Целью экспериментов являлось определение динамики изменения температуры на наружной и внутренней поверхности ткани.

Результаты экспериментов для жировых и мышечных тканей «in vitro» толщиной 2 см приведены на фиг.8 (кривые 1 и 2 соответственно). Исследовался нагрев тканей, которые были предварительно специально прогреты до Т=37°С. Время нагрева было ограничено 3 с, т.к. превышение этого значения приводило к существенному влиянию на результат процесса теплопроводности тканей.

Полученные экспериментальные результаты позволяют утверждать, что специальным образом сформированное ИК-излучение позволяет осуществить локальный нагрев тканей организма.

Совокупность существенных признаков

Способ локального нагрева внутренних тканей человеческого организма и может применяться в области селективной гипертермии и абляции злокачественных новообразований лечения злокачественных опухолей, располагающихся внутри тела больного, причем

- на нагреваемую ткань воздействуют лазерным излучением определенной длины волны;

- конкретное значение длины волны излучения выбирается таким образом, чтобы она попала в полосу относительной прозрачности тканей человеческого тела, например, в ближнем ИК-диапазоне (с длинами волн в диапазоне 800-1000 нм);

- в качестве излучателя используют, например, один и более лазерных источников,

- обеспечивают концентрирование излучения в требуемой внутренней локальной области организма посредством фокусировки или одновременным направлением нескольких потоков излучения в данный ограниченный объем;

- излучение фокусируют при помощи набора сменных оптических собирающих линз;

- значение мощности излучения и закон ее изменения во времени определяется путем численного решения уравнения теплопроводности в каждом конкретном случае по заданным параметрам области нагрева, ее температуры, локализации относительно поверхности тела, допустимости нагрева окружающих тканей.

Указанная выше совокупность существенных признаков позволяет увеличить локальность нагрева внутренних тканей и исключить необходимость введения и удаления ферромагнитных частиц (или красителей), существенно упрощает процессы лечения и повышает прогнозируемые и реальные результаты при снижении себестоимости производства оборудования и эксплутационных расходов и снижении травматизма окружающих, не поврежденных болезнью тканей.

1. Способ локального нагрева внутренних тканей человеческого организма путем воздействия лазерным излучением, отличающийся тем, что подбор длины волны излучения осуществляют таким образом, чтобы глубина проникновения в ткани составила от 3-10 см, при использовании источника излучения, генерирующего в диапазоне λ±0,02λ, при этом лазерное излучение фокусируют на расстоянии от 3 до 15 см под поверхностью тела в пятно с линейным размером ˜1 мм, мощность излучения рассчитывают на основании этих параметров, при этом для минимизации зоны термического влияния при воздействии осуществляют измерение его мощности во времени, при этом используют формирующую лазерное излучение систему, которая обеспечивает требуемое распределение удельного объема энерговклада в области локального нагрева.

2. Способ по п.1, отличающийся тем, что излучение фокусируют при помощи набора сменных оптических собирающих линз.

3. Способ по п.1, отличающийся тем, что дополнительно для уменьшения нагрева окружающих тканей нагрев осуществляют путем сканирования области высокого энерговыделения по нагреваемому объему, причем сканирование проводят от центра нагреваемой ткани к ее периферии по поверхностям, форма которых подобна форме нагреваемой ткани, начиная от областей, наиболее удаленных от поверхности тела.

4. Способ по п.1, отличающийся тем, что сканирование производят с различной скоростью, в зависимости от необходимой температуры, объема и расположения нагреваемой ткани.

5. Способ по п.1, отличающийся тем, что сканирование осуществляют по поверхностным слоям нагреваемой ткани.