«ЭЛЕКТРОННОЕ УСТРОЙСТВО ДЛЯ ВЫСОКОТЕМПЕРАТУРНОГО РАЗРУШЕНИЯ ПАТОЛОГИЧЕСКИХ ОБРАЗОВАНИЙ ТКАНИ КОСТИ ...»

По результатам обзора патентной литературы заметно развитие технологий в данной области [8-13]. Все устройства, реализующие способ электромагнитного разрушения опухоли кости можно разделить на две категории по методике применения. К первой категории относятся устройства, применение которых для осуществления процедуры нагрева, не нуждается во введении рабочего инструмента в организм, так как используются исключительно поверхностные электроды. Так, например, комплект аппаратуры для электромагнитного нагрева злокачественных новообразований содержит генератор СВЧ-энергии и соединенную с этим генератором антенну, излучающую электромагнитные волны в заданную область тела пациента. В таком устройстве используется СВЧдиапазон электромагнитных колебаний 2450 МГц (длина волны 12 см), 915 МГц, (33 см) и 433 МГц (65 см). Устройство имеет наружные контактные излучатели рисунок I.4 для электромагнитного нагрева участков тела, имеющих сложную геометрическую форму [10].

Рисунок I.4 – Аппаратура для электромагнитного нагрева Используя схожую методику, осуществляют нагрев биологической ткани такие устройства, как аппарат EHY 2000 и комплекс Яхта-5.

подразумевает введение в кость рабочего инструмента. В устройстве микроволнового разрушения биоткани (рисунок I.5) для нагрева биоткани до температуры разрушения используется излучатель, выполненный в виде отрезка коаксиальной линии с излучателем на конце проводника [8].

Рисунок I.5 – Структурная схема способа нагрева области кости Устройство предназначено для разрушающего нагрева как мягких тканей человека, так и костей. При необходимости выполняется прокол или сверление кортикального слоя кости, затем внутрь помещается излучатель. Если произошло осуществляется при выходной мощности 20-30 Вт. Одновременно с нагревом производится ввод в биоткань 20-25% раствора NaCl со скоростью 0,5-1 мл/мин.

Это устройство позволяет получить участок разрушаемой ткани за одну процедуру диаметром до 3,5 см за 20 минут за счет одновременного микроволнового нагрева биоткани и введения концентрированного раствора NaCl. Однако вопрос о совместном действии химических и физических методов разрушения биоткани исследован еще недостаточно и во многом непредсказуем.

Аппарат RITA Medical 1500x для реализации способа локальной гипертермии и высокотемпературного разрушения (рисунок I.6) использует метод радиочастотного нагрева [11, 14].

Рисунок I.6 – Аппарат RITA Medical 1500X с набором электродов Корпус аппарата оборудован панелью управления 1 с элементами управления. Использование данной системы предполагает введение в опухоль специальной радиочастотной иглы 2 (зонда) с раскрывающимся массивом электродов-антенн. С помощью высокочастотного (460 кГц) сигнала этих антенн разогреваются окружающие ткани, создавая область некроза. Включение подачи ВЧ энергии осуществляется с помощью ножной педали 3. Принцип действия аппарата основан на прохождении через биологические ткани электрического тока, меняющего свою полярность 460 тыс. раз в секунду. Воздействие высокочастотного тока с переменной полярностью приводит к нагреву биологической ткани и гибели ее клеток.

Возможно использование открытого доступа к опухоли (во время полостных операций). Контроль позиционирования иглы осуществляется с магниторезонансной томографии. Температура контролируется с помощью пяти датчиков температуры, расположенных на концах электродов-антенн.

Упрощенная схема применения аппарата для нагрева кости приведена на рисунке I.7.

Рисунок I.7 – Схема применения аппарата RITA Medical 1500X Применение аппарата для воздействия на кость требует некоторой подготовки. В кортикальном слое кости 1 делается отверстие диаметром достаточным для внедрения зонда 2. Раскрытие зонда производится в губчатой кости 3. Антенны 4 имеют сложную структуру, и достаточно прочны для проникновения сквозь губчатую кость. На концах антенн расположены датчики температуры, данные с датчиков обрабатываются системой управления.

Способ высокотемпературного разрушения биоткани и устройство для его осуществления представлены на рисунке I.8 [12].

Рисунок I.8 – Устройство для разрушения СВЧ-энергией Способ высокотемпературного разрушения биоткани нагретым теплоносителем заключается во введении в биоткань через отверстия в стенке полой металлической иглы 1, являющейся активным электродом, теплоносителя и подаче высокочастотного тока относительно нейтрального электрода 2, при этом нагрев теплоносителя ведут до температуры кипения, а острие иглы изолируют от остальной части иглы. В качестве теплоносителя используют дистиллированную воду. Теплоноситель нагревается до температуры 90-100 °С током высокой частоты и прокачивается под давлением 0.1-0.2 МПа. Использование данного способа позволяет уменьшить травматичность процедуры высокотемпературного разрушения области биоткани 3 за счет увеличения объема разрушенной ткани за одну процедуру, однако при использовании устройства для лечения опухолевых заболеваний такой конструкцией нельзя обеспечить направленную подачу вводимых растворов, а значит невозможно создать оболочку из теплоносителя вокруг пораженной биологической ткани, что снижает эффективность воздействия на опухоль. К недостаткам устройства также можно отнести использование высокочастотного генератора, что негативно влияет на клетки живой ткани.

Для понимания проблем применения способа электромагнитного нагрева для разрушения опухоли кости и устройств для его реализации приведем недостатки способа:

главный недостаток перечисленных выше способов и устройств, их реализующих, связан с тем, что ЭМ-волны ВЧ- и СВЧ-области практически невозможно применять для разогрева костной ткани, находящейся внутри организма, поскольку их очень сложно сконцентрировать в нужном, относительно небольшом, участке. Из теории ЭМ-поля известно, что минимальный размер области, в которой можно сконцентрировать ЭМизлучение, пропорционален длине волны этого излучения. Длина волны ВЧдиапазона от 10 см до 1 м. Поэтому без принятия специальных мер (применение различного рода концентраторов ЭМ-поля и т.д.) данная методика вряд ли сможет представлять интерес с точки зрения реализации метода высокотемпературного локального разрушения опухоли кости;

влияние ВЧ сигнала губительно воздействует на здоровые клетки живого организма. Более подробно губительное воздействие описано в статьях [15] высокая стоимость лечения, обусловленная необходимостью применения достаточно сложных одноразовых электродов;

невозможно создать равномерную оболочку (из теплоносителя или химиопрепаратов) вокруг пораженной костной ткани;

температура нагрева распределяется неравномерно и варьируется в пределах от 50 до 135 С, из чего следует, что некоторые области перегреваются, а другие, наоборот, нагреваются недостаточно [17].

I.4 Способ ультразвукового разрушения опухоли кости Высокоэнергетический фокусированный ультразвук (в англоязычной литературе – «High Intensive Focused Ultrasound» или «HIFU») используется для разрушения патологической ткани. Эта идея родилась более 60 лет назад в стенах акустической лаборатории Иллинойского Университета. Впервые очаг некроза при целенаправленном фокусированном ультразвуковом воздействии был получен в 1940 г. [18].

Повреждающее действие HIFU основано на трех механизмах. Первый и основной – это механизм термического разрушения. Ультразвук высокой энергии проникает через здоровые ткани, фокусируется за счет линзы излучателя в небольшой зоне, вызывает моментальное, в течение одной секунды, повышение температуры до 90С, достаточное для развития коагуляционного некроза.

Вторым механизмом, менее предсказуемым и управляемым, является механизм акустической кавитации, приводящий к тканевому некрозу. В результате акустической кавитации локально происходит мгновенная гибель ткани за счет резкого повышения температуры более 70oС [19]. Повреждение сосудов опухоли, имеющее место в процессе ультразвукового разрушения, является третьим механизмом повреждения ткани. HIFU-воздействие вызывает повреждение сосудов, питающих опухоль, тем самым нарушается подача кислорода и происходит гибель ткани опухоли.

На рисунке I.9 представлена схема разрушения участка кости с поврежденным кортикальным слоем с помощью высокоэнергетического фокусированного ультразвука.

Рисунок I.9 – Схема ультразвукового разрушения Из уровня техники известна система фокусированного воздействия ультразвуком высокой интенсивности для сканирования и лечения опухолей (рисунок I.10). Согласно этому способу фокусируют ультразвук высокой интенсивности (HIFU), который используют как для сканирования (определения места положения и формы опухоли), так и для лечения опухолей. Для этого формируют из ультразвуковых волн объемную точку с высокой энергией (фокальную зону) [20].

Рисунок I.10 – Структура системы HIFU для сканирования Энергия в зоне высокой интенсивности ультразвука достигает свыше Сформированной фокальной зоной проводят разрушение опухолевой ткани. При этом разрушающее воздействие производится в фиксированной точке (для опухолей размером менее 1 см3), или в последовательных точках (для опухолей размером более 1 см3), при этом две соседние точки разрушения перекрываются на 1/10-1/2 часть для того, чтобы обеспечить полное разрушение опухолевой ткани. В случае, когда опухолевая ткань имеет форму длинных тяжей, осуществляют непрерывное разрушающее воздействие, то есть облучение проводят однократно в течение 30 с.

Применение ультразвука для разрушения костной ткани описано так же в монографии [21]. Согласно этому источнику, для определенного типа опухолевых образований костной ткани, имеющих значительную минерализацию по сравнению с обычной костной тканью, возможно применение ультразвукового фокусированного температурного разрушения. А так же этот способ допустим в случае частичного или полного разрушения кортикального слоя кости, что даст возможность низкочастотному ультразвуку проникать через поврежденные остеогенные структуры в глубокие отделы кости, пораженные опухолевым процессом. В случае невыполнения вышеперечисленных условий применение HIFU технологии для разрушения опухолей кости невозможно, так как ультразвук не проводится через обычную костную ткань, а полностью отражается от кортикального слоя кости.

Недостатки способа ультразвукового разрушения опухоли кости и устройств для его реализации:

сложная фокусировка ультразвука;

ультразвуковое воздействие не рекомендуется детям до 15 лет с незаконченным окостенением;

отражение от кортикального слоя;

габариты установок могут достигать нескольких метров в каждом направлении, масса – нескольких сотен килограмм, а мощность – десятки киловатт [21];

согласно закономерностям распространения УЗ колебаний в тканях человеческого тела практически невозможно избежать поражения здоровых клеток организма даже при сколь угодно высоком уровне фокусирования ультразвуковых колебаний;

осуществление данного способа требует дорогостоящего оборудования (стоимость установки JC, реализующей HIFU разрушение 10 млн долларов).

I.5 Высокотемпературное воздействие на кость в процессе Несмотря на международные усилия по разработке и внедрению в медицинскую практику современных высокотехнологичных методов для лечения опухолевых заболеваний костной ткани в настоящее время наиболее распространен способ хирургического лечения.

Цель хирургического лечения заключается в удалении всей опухоли. Для развития новой опухоли достаточно, чтобы осталось всего несколько злокачественных клеток. Для предотвращения этого хирург удаляет не только новообразование, но и некоторый объем окружающих его здоровых тканей.

Удаление дополнительного объема здоровой ткани увеличивает вероятность того, что опухоль полностью удалена. После удаления края потенциально здоровой ткани исследуют на наличие опухолевых клеток под микроскопом. Если на краях удаленных тканей опухолевые клетки присутствуют, опухоль могла быть удалена не полностью, поэтому удаляют дополнительный объем ткани.

При удалении опухолей верхних и нижних конечностей зачастую метод хирургического вмешательства требует ампутации конечности, так как отсутствует возможность удалить дополнительный объем здоровой ткани для обеспечения полного удаления опухоли. Чем точнее и правильнее определены органосберегающей операции по удалению опухоли.

высокотемпературное воздействие на костную ткань для уничтожения возможных остатков опухолевой ткани. Так, например, согласно способу лечения доброкачественных опухолей и опухолеподобных поражений костей у детей после определения места расположения опухоли и ее размера производят удаление патологической костной ткани, через образованное окно. После этого здоровые ткани остаточной костной полости подвергают обработке СО2-лазером (лазерное разрушение) рисунок I.11 [22, 23].

1 –СО2-лазер; 2 – обрабатываемая область полости; 3 – кость Рисунок I.11 – Схема воздействия СО2-лазера в процессе трансплантатом и при необходимости устанавливают дополнительную пластину для обеспечения жесткости кости.

Еще один способ хирургического лечения опухоли кости с использованием высокотемпературного воздействия заключается в удалении части кости, дистиллированной воде при температуре кипения. После этого проваренную часть кости вживляют на свое место с установкой аппарата Илизарова.

В хирургии для уничтожения остаточной опухоли используется не только высокая температура, но и крайне низкая. Методика применения заключается в удаления опухоли кости с последующим этапом замораживания краев образованной полости путем заполнения ее жидким азотом. Цикл воздействия сверхнизкими температурами повторяется трижды, в течении 1-2 минут. После воздействия образовавшуюся полость заполняют костным трансплантатом [24].

В статье [25] приведено клиническое исследование лечения пациентов с опухолью костной ткани. Лечение заключалось в вырезании части кости вместе с опухолью и обработке вырезанной части в автоклаве. После этого кость имплантировалась обратно. Для реализации данного способа через прямой продольный разрез опухоль удаляется целиком, с настолько широкими границами, на сколько это возможно. Хрящевые и мягкие ткани удаляются с вырезанного участка кости, который обрабатывается в автоклаве в течении минут при 132 градусах и давлении 0,2 МПа. После чистки и промывания раствором хлорида натрия обработанный участок кости помещается обратно и фиксируется.

Независимо от вида операции пациенту требуется длительная реабилитация.

И она может стать самым тяжелым этапом лечения. Восстановительный период достаточно продолжителен. Хирургическое вмешательство имеет высокий уровень осложнений и смертности. Кроме того, велика вероятность возникновения нового образования в результате метастазирования опухоли.

I.6 Способ высокотемпературного разрушения опухоли кости высокотемпературного разрушения были выявлены достоинства и недостатки высокотемпературного разрушения опухоли кости обладают множеством существенных недостатков. Размеры рассмотренных устройств и установок достигают в габаритах нескольких метров и оснащены сложнейшими рабочими инструментами.

Нами был предложен способ высокотемпературного разрушения опухоли кости путем непосредственного нагрева, [26] являющийся более простым способом нагрева локальной области кости до температуры разрушения белка.

Этот способ освобожден от недостатков, присущих способам электромагнитного разрушения и HIFU. Схема способа введения нагревателей в кость, пораженную патологическим процессом, представлена на рисунке I.12, где в разрезе изображена трубчатая кость 1 с патологическим образованием 2 сферического вида. Суть способа заключается во введении нагревателей вокруг опухоли 3 и равномерно внутри нее 4, разогреве области до температуры свыше 65 оС, и поддержании этой температуры в течение 60 минут. Нами было предложено для введения нагревателей в кость использовать ультразвуковое устройство.

Поскольку трение между двумя поверхностями уменьшается, если одна из поверхностей колеблется, то применение ультразвуковых колебаний для введения нагревателей в кость требует меньших усилий.

Рисунок I.12 – Схема введения нагревателей в кость пораженную Высокая температура, достигаемая на конце нагревателя, может прижигать сосуд до 2 мм в диаметре. Это уменьшает кровотечение и, таким образом, облегчает проведение процедуры [27]. Так, применение инструмента с дополнительным воздействием ультразвуковых волн, амплитуда колебания кромки которого лежит в интервале 15-20 мкм при частоте 44 кГц, в 6-8 раз уменьшает кровотечение из мелких и средних сосудов, в 4-6 раз снижает усилие при введении [28]. Согласно способу на первом этапе проводится первичное разрушение белка вокруг опухоли в пределах здоровой ткани. Для этого в намеченные точки вокруг опухоли под воздействием ультразвуковых колебаний вводятся нагреватели внешнего круга 4. После этого осуществляют нагрев при температуре нагревателей 95 оС в течение 20-30 минут, при этом стабилизируя заданную температуру в течение всего времени воздействия. Благодаря этому воздействию появляется разрушенная цилиндрическая область вокруг опухоли, которая локализует внутри себя эту опухоль, не позволяя метастазировать через кровоток. На втором этапе проводится полное разрушение всего объема кости, заключенного между нагревателями внешнего круга 3 и включающего как здоровые, так и опухолевые ткани. Для этого в область кости, заключенную между нагревателями внешнего круга, в намеченные точки под воздействием ультразвуковых колебаний вводятся дополнительные нагреватели 4 равномерно по всему объему опухоли. После этого осуществляется высокотемпературное разрушение при температуре всех нагревателей 95 оС в течение 25-30 минут, стабилизируя заданную температуру всех нагревателей в течение всего времени воздействия.

При воздействии на небольшие образования с использованием данного способа есть вероятность того, что поврежденная область заместится фиброзной тканью и останется в организме, не мешая и не вредя ему. В данном случае не будет необходимости проведения хирургической операции по удалению разрушенной ткани.

Принцип работы данного способа основан на наложении тепловых полей от нагревателей. В источнике [29] детально рассмотрен принцип наложения тепловых полей для реализации метода локальной гипертермии мягких тканей организма. На рисунке I.13 схематично представлены тепловые поля нагревателей 2 и области их наложения 3. Места, где тепловые поля накладываются друг на друга, прогреваются свыше температуры коагуляции белка. Под номером 4 обозначена граница опухоли.

Рисунок I.13 – Наложение тепловых полей от нагревателей внешнего круга Схема реализации способа высокотемпературного воздействия на кость путем непосредственного нагрева приведена на рисунке I.14.

1 – игольчатые нагреватели; 2 – кость; 3 – новообразование Рисунок I.14 – Схема реализации способа высокотемпературного Устройство для высокотемпературного воздействия на кость содержит блок нагреватели 1. Нагреватели имеют достаточно сложную конструкцию для возможности внедрения их в кость. Стабилизация температуры на нагревателях осуществляется независимо друг от друга.

Предложенное устройство и способ высокотемпературного разрушения опухоли кости путем непосредственного нагрева позволяют осуществить независимую стабилизацию температуры на каждом нагревателе, обеспечивают достижение, поддержание и равномерное распределение температуры в опухолевом узле на заданном уровне в течение необходимого времени работы [30].

Способ высокотемпературного воздействия на опухолевые образования кости путем непосредственного нагрева компенсирует большую часть недостатков, присущих способам ВЧ-нагрева и HIFU. Этот способ достаточно новый, и для подтверждения эффективности его применения необходимы дополнительные исследования. Важным показателем является равномерность нагрева локальной области кости. Игольчатые нагреватели должны иметь небольшие размеры (диаметр до 1,5 мм), а также обеспечивать возможность стабилизации температуры. Теоретически способ обоснован, но техническая реализация должна быть исследована – подтверждена экспериментально и с помощью моделей. Для возможности применения способа высокотемпературного воздействия на опухолевые образования кости путем непосредственного нагрева в медицинской практике необходимо разработать методику применения.

По результатам анализа имеющихся данных об исторических аспектах развития способов высокотемпературного разрушения опухолей кости, использующихся в настоящее время установках и способах для реализации этого метода можно сделать следующие выводы.

1. Установки, реализующие способ высокотемпературного разрушения с помощью СВЧ-нагрева и высокоэнергетического фокусированного ультразвука, обладают рядом недостатков.

2. Способ высокотемпературного разрушения опухоли кости путем непосредственного нагрева освобожден от недостатков, присущих другим способам высокотемпературного разрушения опухолей кости, однако этот способ нуждается в детальной проработке и дополнительном нагревателях, а с помощью моделирования и экспериментальных исследований проверить равномерность прогрева кости.

4. Необходимо проработать конструкцию инструмента для осуществления 5. Для внедрения разработанного способа в медицинскую практику необходима разработка методики применения.

Глава II. Реализация способа высокотемпературного разрушения опухоли кости с применением игольчатых нагревателей на постоянном токе II.1 Структура и параметры устройства для нагрева и стабилизации температуры ограниченной области костной ткани высокотемпературного разрушения опухоли кости, которое в дальнейшем будем называть система нагрева и автоматической стабилизации температуры (СНАСТ).

ограниченной области костной ткани. СНАСТ входит в состав комплекса для реализации способа высокотемпературного разрушения опухолей кости (далее Комплекс).

СНАСТ должна быть оборудована каналами нагрева и стабилизации температуры, работа которых независима друг от друга. Нагреватели должны обеспечивать возможность применения СНАСТ для нагрева кости. Составные части нагревателей должны выдерживать длительную работу (не менее 3 часов непрерывной работы) при температуре 100 оС, а также иметь возможность ввода в костную ткань под действием ультразвуковых колебаний, это накладывает дополнительные требования к конструкции игольчатых нагревателей.

Кроме СНАСТ в составе Комплекса (рисунок II.1) присутствует система управления, источник питания, система ввода нагревателей под действием ультразвуковых колебаний и устройство контроля ввода нагревателей. Источник питания обеспечивает питание всего комплекса, отвечая требованиям электробезопасности и электромагнитной совместимости согласно требованиям, предъявляемым к медицинскому оборудованию.

Система управления служит для централизованного управления всеми системами комплекса. С помощью системы управления осуществляется предустановка температуры стабилизации нагревателей, задание длительности процедуры. Кроме того, система управления отслеживает аварийные режимы и информирует оператора с помощью сервисной панели.

Система ввода нагревателей в кость под действием ультразвуковых колебаний представляет собой ультразвуковой генератор и излучатель, к которому подключается игольчатый нагреватель. Благодаря энергии ультразвуковых колебаний нагреватель проходит сквозь кортикальный слой кости с минимальным сопротивлением, прижигая кровеносные сосуды в месте ввода.

Ввод нагревателей происходит под наблюдением врача с помощью устройства контроля ввода.

ПК – персональный компьютер, СП – сервисная панель, СУ – система управления, ИП – источник питания, УЗ – система ввода нагревателей с помощью ультразвуковых колебаний, СНАСТ – система нагрева и стабилизации температуры, БН – блок нагревателей, УКВ – устройство Рисунок II.1 – Структурная схема комплекса для реализации способа высокотемпературного разрушения опухоли кости Источник питания, входящий в сосав комплекса, обеспечивает питанием систему управления, систему ввода нагревателей в кость под действием ультразвуковых колебаний и устройство стабилизации температуры игольчатого нагревателя. Оператор задает параметры нагрева с помощью персонального компьютера. Данные обрабатываются системой управления и выдаются соответствующие команды устройству стабилизации температуры и системе ввода нагревателей в кость под действием ультразвуковых колебаний. Врач намечает точки ввода игольчатых нагревателей, после этого с помощью системы ввода нагревателей в кость под действием ультразвуковых колебаний вводятся нагреватели. Запуск процесса нагрева выполняется с помощью сервисной панели или ПК оператора.

Объектом исследования в диссертации являются СНАСТ в связке с игольчатыми нагревателями и нагреваемой области.

СНАСТ является основным функционирующим звеном комплекса, для пояснения принципа работы целесообразно привести функциональную схему одного канала СНАСТ рисунке II.2.

ВИП – вторичный источник питания; Кл – ключ; ШИМ – блок широтноимпульсного модулирования, ПД – пропорциональный делитель, ЗС – задатчик сопротивления, К – корректирующее звено Рисунок II.2 –Функциональная схема канала стабилизации температуры ВИП питается от сети переменного тока 220 В, имея на выходе необходимое количество каналов стабилизированного напряжения для обеспечения питания силовой части СНАСТ и цифровой части, обеспечивающей контроль процесса нагрева и стабилизации температуры нагревателя. Регулировка мощности осуществляется за счет изменения длительности импульса управления силового ключа. В зависимости от уровня сигнала ошибки меняется длительность импульсов блока ШИМ.

Использование измерительного моста Уитстона (рисунок II.3) для обеспечения стабилизации температуры является особенностью схемы [31-34].

Рисунок II.3 – Схема подключения нагревателя в состав моста Уитстона Два верхних сопротивления моста R1 и R2 представляют собой пропорциональный делитель тока. В нашем случае деление происходит 1:10. В одно из плеч моста Уитстона, где коэффициент деления равен единице включен нагреватель, который и является нагрузкой. В основе стабилизации температуры лежит свойство материала изменять свое сопротивление в зависимости от температуры, поэтому материал, из которого изготовлен нагреватель, должен обладать высоким температурным коэффициентом сопротивления. При увеличении температуры сопротивление нагревателя увеличивается и появляется разность потенциалов, которую с помощью операционных усилителей схема выводит на нужный уровень. Этот сигнал система управления использует для формирования длительности открытого состояния ключа. При температуре 95оС плечи измерительного моста выравниваются и разность потенциалов становится равной нулю.

Особенность схемы в том, что задатчиком эквивалентного сопротивления устанавливается необходимый уровень температуры стабилизации нагревателя, система стремится поддержать заданную температуру, регулируя длительность импульсов управления. В настоящее время система не имеет возможности подстраиваться под любой номинал сопротивления нагревателя, поэтому нагреватель при комнатной температуре должен иметь сопротивление 5±0,5 Ом.

В противном случае смена сопротивления нагревателей приведет к замене эквивалентного сопротивления в мосте Уитстона. С учетом кровотока в живом организме состояние равновесия в схеме будет достигнуто тогда, когда мощность, рассеиваемая на игле, будет равна количеству тепла, отводимого кровотоком, при условии, что среда нагрелась до номинальной температуры.

Для пояснения принципа работы целесообразно привести структурную схему системы автоматического регулирования канала стабилизации температуры рисунок II.4.

Рисунок II.4 – Структурная схема системы автоматического регулирования Так как все каналы идентичны, то передаточная функция для каждого канала будет аналогична. Задающим воздействием для устройства является номинал регулируемого сопротивления. Через измерительный мост протекает ток, следовательно, выделяется мощность, которая с помощью обмотки нагревателя превращается в тепловую. С помощью тепловой емкости тепловая мощность преобразуется в напряжение, которое числено равно температуре, т.к.

коэффициент передачи данного блока равен единице. Температура рассеивается на тепловом сопротивлении, после которого имеем полезную тепловую мощность, эта мощность вычитается из мощности, которая задается нагревателем и так происходит, пока процесс не выравнивается. Температура влияет на материал, из которого изготовлен нагреватель, тем самым, изменяя его сопротивление по известному, линейному закону (в данном диапазоне температур зависимость сопротивления от температуры линейна). Нагревательный элемент выполнен из медного провода с положительным температурным коэффициентом сопротивления. Увеличение температуры влечет увеличение сопротивления, следовательно, и потенциала на нагревателе [34-38]. Разность потенциалов в плечах моста Уитстона усиливается с помощью усилителя мощности, в роли которого служит операционный усилитель, включенный по схеме дифференциального усилителя. Сигнал ошибки вычитается из задающего напряжения. Схема стремится к состоянию равновесия плеч моста.

II.2 Исследование динамических процессов при нагреве При реализации способа высокотемпературного воздействия на опухолевые образования кости путем непосредственного нагрева необходимо получить равномерно прогретую область воздействия. В связи с этим получение картины распределения температуры в любой точке зоны нагрева является очень важной задачей.

В статье [39] рассмотрена модель нагрева области живой ткани нагревателями, образующими сплошную цилиндрические стенку. На рисунке II. схематично представлен срез нагреваемой области вдоль нагревателей.

Рисунок II.5 – Модель расчета температуры в любой точке области нагрева Авторы статьи рассматривают нагреваемую область как бесконечно длинный цилиндр. При данном допущении можно считать, что тепло распространяется от стенки цилиндра, образованного нагревателями к центральной оси цилиндра. Вся область схематично разделена на цилиндрические стремящуюся к нулю. Температура этого слоя неизменна и составляет 36 0C, что соответствует процессу термостабилизации организма.

Так как реальный объект нагревается не цилиндром, а нагревателями, то расчет, приведенный в статье, будет справедлив, если температурные поля от нагревателей будут пересекаться, образуя непрерывную цилиндрическую стенку, нагретую до температуры стабилизации нагревателей. В этом случае можно говорить о многослойной цилиндрической стенке [40-43].

В статье [39] приведена формула расчета температуры слоя:

где k – порядковый номер рассматриваемого слоя;

С использованием формулы расчета температуры слоя (II.1) можно рассчитать температуру в любой точке нагреваемой цилиндрической области.

Температура поверхности центрального слоя – tст1, температура поверхности нагревателя – tст2, коэффициенты теплопроводности слоев равны между собой и равны, численно значение соответствует коэффициенту теплопроводности кости и равняется 0,47. Внутренний виртуальный слой имеет диаметр d1, стремящийся к нулю, но он необходим, так как играет роль стока тепла, поглощающего тепловой поток q, идущий от нагревателей к центру рассматриваемого составного цилиндра [40].

Для увеличения точности расчетов необходимо произвести разбиение на большее количество слоев. Температура наружной стенки tст2 равна температуре стабилизации поверхности нагревателей, в конкретном рассматриваемом случае это 95 °C.

Построим график зависимости температуры цилиндрической области, цилиндрического нагревателя с температурой tст2 (рисунок II.6).

Рисунок II.6 – График зависимости температуры цилиндрического слоя в Исходя из рисунка II.6 можно сделать вывод о том, что для прогрева области до температуры разрушения белка необходимо нагреваемую область разбивать на сегменты диаметр которых не будет превышать 15 мм.

II.3 Моделирование процесса нагрева кости в среде ANSYS® Для целей моделирования проведем разделение опухолевых образований кости на две категории по месту их локализации в кости. К первой категории относятся опухоли, расположенные на поверхности кости (рисунок II.7), частично или полностью разрушая кортикальный слой кости.

Рисунок II.7 – Расположение опухоли бедренной кости на поверхности Ко второй категории можно отнести опухоли, которые находятся в пределах кортикального слоя (рисунок II.8). Такие опухоли находятся внутри кости.

Наиболее яркий пример такой опухоли – это метастатическое образование в бедренной кости из опухоли почек.

Для детального рассмотрения процесса нагрева и формирования методических рекомендаций по применению способа высокотемпературного разрушения опухоли кости необходимо провести отдельное моделирование процесса нагрева области кости, окруженной мягкими тканями, для каждой категории опухолей.

Кость имеет сложную структуру (рисунок II.9). Пластинки костной ткани перекрещиваются в направлениях, по которым кости испытывают наибольшее растяжение или сжатие. Такое строение обеспечивает прочность и легкость костей.

Так как кости каждого человека индивидуальны, необходимо построение более простой модели, без учета индивидуальных особенностей строения для возможности экспериментального исследования в первом приближении.

Теплопроводность костной ткани различна в зависимости от направления, но учитывая тот факт, что пластинки костной ткани достаточно тонкие и перекрещиваются, а объем между пластинками заполнен жидкостью можно сделать допущение, что полученный объем обладает относительной однородностью и имеет фиксированное значение теплопроводности и теплоемкости во всех направления.

ANSYS® – универсальная программная система конечно-элементного анализа, позволяющая решать задачи, основанные на реальных физических процессах, такие, как механика деформированного твердого тела и конструкций, механика жидкостей и газа, задачи теплопередачи и теплообмена, электродинамики, акустики, а также механики связанных полей. Воспользуемся возможностью решения задач теплопередачи и теплообмена для моделирования процесса нагрева пораженной кости до температуры разрушения белка. [44-48] Работу по измерению численных значение удельной теплоемкости и коэффициента теплопроводности различных материалов и тканей провели зарубежные ученые K. Giering и др. [49] и профессор KennethR. Holmes [50].

Таблица II.1 – Теплофизические свойства биологической ткани Материал Кортикальный слой кости Полученные этими учеными тепловые параметры, а также справочные данные плотности биологической ткани (таблица II.1), были использованы для построения двух моделей участка кости с опухолевым процессом в программной среде ANSYS® [51-55].

Первая модель отображает процесс нагрева области кости с опухолевым образованием, расположенным вблизи поверхности кости. Исследуемая модель представлена на рисунке II.10.

Рисунок II.10 – Модель с расположением опухоли в бедренной кости на поверхности с частичным разрушением кортикального слоя В модели полностью отражено строение кости. Кость состоит из основных частей, размеры которых соответствуют размерам бедренной кости взрослого человека. Вокруг кости находится мышечная ткань 1. Кость состоит из надкостницы 2, кортикального слоя 3, губчатой кости 4 и костномозговой полости 5. Опухоль 6 расположена в кортикальном слое, надкостнице кости, разрушая их полностью и контактирует с мягкими тканями. Нагреватели расставлены согласно способа высокотемпературного воздействия на опухолевые образования кости путем непосредственного нагрева. В модели реализован процесс двухэтапного нагрева. Сначала включаются нагреватели внешнего круга, а затем, через 10 минут, нагреватели внутреннего круга. Температура нагревателей 95 оС.

По всему объему биологической ткани задается конвекционный процесс – динамически изменяющиеся граничные условия второго рода по объему, что соответствует постоянству плотности теплового потока для каждой точки объема.

На поверхности внешней модели задано граничное условие третьего рода – характеризующего закон конвективного теплообмена между поверхностью модели и окружающей средой. В этом случае количество тепла, передаваемого в единицу времени с единицы площади поверхности тела в окружающую среду, прямо пропорционально разности температур между поверхностью тела и окружающей средой. Температура окружающей среды равна 36 °C.

Для теплового расчета вся модель разбивалась на конечные элементы (тетраэдры), опухоль и окружающие ее ткани разбивались на более мелкие конечные элементы для увеличения точности расчетов и отображения результата.

В остальном объеме модели размер элементов увеличен для снижения затрат процессорного времени. Для передачи тепла между составными частями модели задавалась жесткая связь в местах их контакта.

Согласно требованиям онкологов нагрев должен происходить в течение 20-30 минут. В исследуемой модели граничное время моделирования составляет 20 минут.

Среда ANSYS® позволяет пронаблюдать процесс нагрева в динамике, используя графическое отображение результата моделирования. Это дает возможность провести серию экспериментов на различных моделях для получения методики применения устройства для реализации способа высокотемпературного воздействия на опухолевые образования кости путем непосредственного нагрева. Наглядно конечный результат моделирования представлен на рисунке II.11.Температура фиксировалась в центре опухоли в течение всего времени нагрева.

Рисунке II.11 – Результат моделирования процесса нагрева локальной области кости с патологическим образованием на поверхности На рисунке II.12 приведен график зависимости температуры вблизи центра опухолевой ткани от времени нагрева. Зависимость приведена для узла одного из конечных элементов, расположенных вблизи центра опухоли. По графику видно, что до температуры разрушения (свыше 65 оС) центральная область опухолевой ткани прогревается через 11,25 минут.

Рисунок II.12 – График зависимости температуры в центре опухоли На модели отчетливо видно, что опухоль полностью и равномерно прогревается до температуры свыше температуры разрушения белка. Из графика зависимости температуры центра опухоли от времени видно, что после включения нагревателей внутреннего круга область около центра опухоли прогревается за 0,5 минуты до температуры свыше температуры разрушения белка.

Моделирование процесса нагрева опухоли, находящейся в пределах кортикального слоя (внутри кости), не выходящей за пределы кости, начинается с построения 3D модели объекта (рисунок II.13). На модели опухоль располагается в костномозговой полости, затрагивая губчатое вещество кости.

Рисунок II.13 – Модель с расположением опухоли внутри бедренной кости Кость состоит из основных частей, размеры которых соответствуют размерам бедренной кости взрослого человека. Вокруг кости находится мышечная ткань 1. Кость состоит из надкостницы 2, кортикального слоя 3, губчатого вещества кости 4 и костномозговой полости 5. Опухоль 6 расположена в пределах кортикального слоя кости внутри центральной полости, в которой расположен костный мозг. Нагреватели 7 расставлены согласно способа высокотемпературного воздействия на опухолевые образования кости путем непосредственного нагрева. В данной модели, как и в рассматриваемой ранее, реализован процесс двухэтапного нагрева. Сначала включаются нагреватели внешнего круга, а затем, через 10 минут, нагреватели внутреннего круга.

Температура стабилизации нагревателей 95 оС. По всему объему биологической ткани задана постоянная плотность теплового потока для каждой точки объема.

На поверхности модели задан конвективный теплообмен между поверхностью и окружающей средой. Температура окружающей среды равна 36 °C.

Также, как и в модели рассматриваемой ранее, весь объем разбит на конечные элементы (тетраэдры). Опухоль и окружающие ее ткани разбивались на более мелкие конечные элементы для увеличения точности расчетов и отображения результата. В остальном объеме модели размер элементов увеличен для снижения затрат процессорного времени.

Результат моделирования представлен на рисунке II.14.

Рисунке II.14 – Результат моделирования процесса нагрева локальной области кости с патологическим образованием внутри кости По графику зависимости температуры одного из узлов конечного элемента вблизи центра опухолевой ткани от времени нагрева (рисунке II.15) видно, что до температуры разрушения (свыше 65 оС) центральная область опухолевой ткани прогревается через 11,25 минут.

Рисунок II.15 – График зависимости температуры в центре опухоли Модель процесса нагрева области кости до температуры разрушения белка возможно применять для исследования нагрева любого объема костной ткани с опухолью произвольной формы. Для этого необходимо заменить 3D объект исследования в модели и добавить необходимое количество нагревателей. Среда моделирования ANSYS® позволяет получить кривые распределения температуры в любой точке объемной модели, что делает ее незаменимой в качестве инструмента предварительного исследования.

При подведении итогов главы можно сделать следующие выводы:

1. Предложенное устройство позволяет осуществить способ высокотемпературного воздействия на опухолевые образования кости путем непосредственного нагрева.

2. С помощью графика зависимости температуры области от диаметра цилиндрической области установлен минимальный размер нагреваемой области для достижения температуры свыше 65 оС.

3. Построенные модели нагрева двух основных локализаций опухолей кости, возможно использовать для предварительного исследования перед процедурой. Модели достоверно отображают процесс нагрева пораженной области кости, введенные допущения незначительно экспериментальными исследованиями нагрева неживой кости.

4. Анализ полученных данных в результате моделирования показал:

температуры разрушения составляет 11,25 минут;

с учетом всех допущений в модели процесс нагрева локальной области кости до высокой температуры отображается достоверно;

адаптивность модели дает возможность использования ее для предварительного исследования перед лечением;

полученная модель может быть использована для разработки методики применения способа высокотемпературного разрушения опухоли кости путем непосредственного нагрева.

Глава III. Методика определения параметров системы нагрева при высокотемпературном разрушении опухоли кости III.1 Конструктивные особенности нагревателей Для передачи тепла от блока управления температурой в нагреваемую область костной ткани необходимы нагреватели. Кость достаточна тверда для обычного прокола, поэтому потребуется проработка конструкции нагревателей, которая позволит проходить самый плотный, кортикальный слой кости.

Нагреватели должны иметь форму иглы и возможность введения в организм под действием ультразвуковых колебаний – это облегчит введение нагревателей в кость и дополнительно обработает канал введения высокой температурой, что будет препятствовать кровотечению за счет прижигания кровеносных сосудов.

В ходе проработки конструкции было рассмотрено множество вариантов изготовления нагревательных элементов, имеющих свои недостатки и достоинства. Для обеспечения стабилизации температуры с использованием схемы моста Уитстона необходимо использование материала для изготовления нагревательного элемента, обладающего достаточно большим температурным коэффициентом сопротивления.

Для обеспечения максимальной площади теплового контакта (площадь соприкосновения нагревателя с тканью) один из первых вариантов нагревателя изготавливался путем намотки медного изолированного провода на нержавеющий стержень 2 (рисунок III.1). Для того чтобы выводы нагревательного элемента были с одного конца нагревателя, использовалась бифилярная намотка провода на стержень. Так как поверхность нагревателя подвергается сильным механическим нагрузкам, необходимо защитить верхний слой обмотки нагревателя. Кроме того, все элементы нагревателя, контактирующие с человеческим организмом должны соответствовать токсикологическим нормам.

Для обеспечения защиты поверхности обмотки нагревателя от механических нагрузок и обеспечения соответствия токсикологическим нормам нагреватель целиком покрывался защитным слоем 3 композитного медицинского материала CompoLite Plus.

Рисунок III.1 – Нагреватель, выполненный путем бифилярной намотки Данная конструкция не нашла дальнейшего применения, т.к. обладала рядом неустранимых недостатков:

под действием ультразвуковых колебаний происходило разрушение механические повреждения приводили к межвитковому замыканию невозможность стерилизации из-за большого количества мелких После испытания первого опытного образца игольчатого нагревателя были сформированы технические и конструкторские требования изготовления игольчатых нагревателей и получен патент защищающий конструкцию инструмента для нагрева биологической ткани [56].

1. Игольчатый нагреватель с расположенным внутри нагревательным элементом должен размещаться внутри съемного кожуха.

2. Кожух нагревателя должен иметь возможность введения в кость под действием ультразвуковых колебаний.

3. Кожух нагревателя должен быть изготовлен из медицинской стали и соответствовать токсикологическим нормам.

выдерживать ультразвуковые колебания.

обладающего высоким положительным температурным коэффициентом сопротивления.

6. Поверхность нагревателя должна быть выполнена из того же металла, что и кожух нагревателя для исключения возможности механического повреждения нагревателя в момент соединения частей игольчатого 7. Сопротивление готового игольчатого нагревателя при комнатной совместимости с мостом Уитстона системы нагрева и автоматической стабилизации температуры.

С учетом технических требований была разработана принципиально новая конструкция составного игольчатого нагревателя, устойчивого к механическим повреждениям. На рисунке III.2 представлен 3D модель нагревателя в сборе.

Рисунок III.2 – 3D-модель составного нагревателя Кожух нагревателя 1 представляет собой трубку. С одной стороны трубки приварено цилиндрическое основание, с другой стороны трубки вставлен и приварен острый наконечник. Все соединения за счет сварки составных частей выдерживают ультразвуковые колебания. В результате кожух нагревателя может беспрепятственно проникать через кортикальный слой кости. Нагреватель представляет собой нержавеющую трубку с нагревательным элементом 3 внутри в виде обмотки медного провода. Для улучшения теплопередачи между составными частями нагревателя полость между обмоткой и трубкой нагревателя заполнена теплопроводящей пастой.

Данная конструкция отвечает всем предъявленным требованиям и компенсирует недостатки предыдущей конструкции. Игольчатые нагреватели предложенной конструкции, можно использовать для реализации способа высокотемпературного воздействия на опухолевые образования кости путем непосредственного нагрева. Нагреватели предложенной конструкции обладают надежностью и относительной простотой использования.

Нагревательный элемент – основной функциональный узел игольчатого нагревателя (рисунок III.3). По конструктивным требованиям нагревательный элемент должен быть помещен в нержавеющую трубку с внутренним диаметром 0,5 мм, для обеспечения устойчивости к внешним механическим повреждениям.

Для увеличения площади теплоотдачи необходимо расположить нагревательный элемент как можно ближе к внутренней поверхности трубки. Этого можно добиться путем намотки нагревательного элемента на стержень. Один вывод нагревательного элемента – центральный стержень, второй – провод обмотки.

Рисунок III.3 – Трехмерная модель нагревательного элемента Материал нагревательного элемента должен обладать высоким температурным коэффициентом сопротивления для обеспечения высокой точности стабилизации температуры. Перечень наиболее подходящих материалов для изготовления нагревателя приведен в таблице III.1.

Таблица III.1 – Сводная таблица параметров материалов Так как нагреватель изготавливается из достаточно тонкого провода и должен обладать высоким температурным коэффициентом сопротивления, то согласно данным приведенным в таблице для этой цели подходят серебро и медь, так как оба этих материала обладают высоким температурным коэффициентом сопротивления, а удельное сопротивление этих материалов, напротив, гораздо ниже остальных. Исходя из экономических показателей и доступности материалов было решено изготавливать нагревательный элемент из медного провода.

В качестве нагревательного элемента выступает медный изолированный провод марки ПЭТВ-2, намотанный на медный стержень диаметром 0,2 мм. В результате получается стержень с медной обмоткой, сопротивление которой изменяется в зависимости от температуры по линейному закону (в диапазоне температур от 65-120 оС). Справочные данные для медного провода ПЭТВ- приведены в таблице III.2:

Таблица III.2– Справочные данные провода ПЭТВ- Температурный коэффициент сопротивление игольчатого нагревателя вместе с подводящими проводами должно быть 5±0,5 Ом при комнатной температуре.

Для изготовления обмотки нагревателя необходимо использовать провод ПЭТВ-2 диаметром 0,063; 0,071 и 0,08 мм, иначе толщина нагревательного элемента будет превосходить внутренний диаметр трубки нагревателя.

III.3 Моделирование тепловых переходных процессов в нагревателе Известно, что распространение тепла и электричества описывается совершенно аналогичными по форме дифференциальными уравнениями, в силу чего они решаются с одинаковой степенью трудности. Однако экспериментальное определение поля электрического потенциала и распространения электричества гораздо проще.

В процессе разработки и исследования нагревателя для системы нагрева и автоматической стабилизации температуры при высокотемпературном разрушении опухоли кости потребовалось построение модели нагревателя для исследования процесса передачи тепла от нагревательного элемента к поверхности кожуха нагревателя.

Для того чтобы вести моделирование тепловых и электрических процессов в одной среде, необходимо воспользоваться электротепловой аналогией. Тепловое сопротивление определяет температурный градиент в установившемся состоянии, а тепловая емкость позволяет смоделировать переходные тепловые процессы.

Схожесть протекания физических процессов приводит к аналогии математического описания процессов переноса тепла и заряда или, как принято называть, к электротепловой аналогии [57].

Основываясь на электротепловой аналогии процесс теплообмена между слоями нагревателя можно представить в виде электрической схемы, при условии соответствия параметров теплообмена (количество теплоты Q и изменение температуры ) электрическим параметрам (току, разности потенциала ).

Численные величины тепловой емкости и сопротивления составных частей нагревателя являются расчетными величинами. Ниже приведены расчетные формулы для теплового сопротивления (формула III.1) и тепловой емкости (формула III.2). [39] Тепловое сопротивление:

где: – толщина среды, в направлении распространения тепла, м;

– площадь изотермической поверхности, м2 ;

Тепловая емкость.

где: – масса среды, кг;

В таблице III.3 и III.4 приведены параметры тепловой емкости материалов и теплового сопротивления переходов, из которых состоит нагреватель длиной cм, рассчитанные с учетом геометрических размеров и массы. На рисунке II. приведены размеры для расчета тепловых параметров.

Таблица III.3 – Тепловые параметры материалов Внутренний медный стержень Нагреватель Первый слой термопасты Трубка нагревателя Второй слой термопасты Трубка кожуха нагревателя Таблица III.4 – Параметры тепловых переходов Нагреватель – термопаста Термопаста – трубка Трубка – термопаста Термопаста – Трубка На внутренний медный стержень 1 диаметром 0,2 мм намотан медный провод 2 марки ПЭТВ-2 диаметром 0,02. Нагревательный элемент вставлен в трубку из нержавеющей стали для обеспечения износоустойчивости нагревательного элемента. Образовавшийся зазор между нагревательным элементом и нержавеющей трубкой заполнен теплопроводящей пастой 3 фирмы Arctic MX-4, обладающей наилучшими теплопроводящими свойствами из легко доступных для приобретения марок термопасты.

1 – внутренний медный стержень; 2 – медная обмотка нагревателя;

3 – теплопроводящая паста Arctic МХ-4; 4 – трубка из нержавеющей стали.

Рисунок III.4 – Геометрические размеры для расчета тепловых параметров Нагреватель помещается в кожух нагревателя, представляющий собой нержавеющую трубку диаметром 1,3 мм. Для обеспечения хорошего теплового контакта зазор между кожухом нагревателя и нагревателем также заполняется теплопроводящей пастой.

Для пояснения принципа электротепловой аналогии целесообразно привести схему замещения составных частей электрическими элементами (рисунок III.5).

Рисунок III.5 – Схема замещения электрическая структурная Функциональная схема канала стабилизации с нагревательным элементом представлена на рисунке III.6. В качестве задатчика температуры выступает регулируемое сопротивление Регулировка мощности осуществляется системой управления СУ и ключевым элементом К. Система управления отслеживает разность потенциала на плечах моста Уитстона и регулирует длительность импульсов ключевого элемента. В рассматриваемой схеме нагревательный элемент Н выступает в роли связующего звена, обеспечивающего преобразование электрических величин в тепловые.

Рисунок III.6 – Функциональная схема исследуемого объекта Блок нагревателя Н представляет собой функциональную структуру, представленную на рисунке III.7.

Рисунок III.7 – Функциональная схема блока нагревателя На данной схеме обозначено Х – перемножитель двух сигналов, К1 – размерный коэффициент преобразования мощности в ток, К2 – размерный коэффициент преобразования напряжения в температуру.

Для пояснения принципа работы нагревательного элемента целесообразно функционально представить внутреннее содержание блока нагревателя. На рисунке III.8 представлена поясняющая принципиальная схема модели блока нагревателя. Достоинства данной модели в том, что хоть она и является электрической, и имеет обратную связь по току и напряжению, в ней нет электрической связи между электрической цепью (слева) и «тепловой» (справа).

Рисунок III.8 – Поясняющая принципиальная схема модели нагревателя Существует лишь математическая зависимость «тепловой» части от электрической и электрической от «тепловой». Тем самым исключается влияние протекающих токов между принципиально разными средами.

Для построения модели выбрана среда моделирования LTSpice IV – бесплатный программный продукт компании Linear Technology. В этой программе была разработана модель в соответствии с электротепловой аналогией, где эквивалентом теплоемкости является электрическая емкость конденсатора, а мощности, подаваемой на обмотку нагревателя – ток, втекающий в конденсатор.

Далее, в зависимости от температуры обмотки нагревателя (напряжения на конденсаторе) вычисляется сопротивление нагревателя.

На рисунке III.9 приведена модель канала стабилизации температуры в программной среде LTSpice IV. Задающим воздействием для устройства является номинал регулируемого сопротивления. Через измерительный мост протекает ток, следовательно, выделяется мощность, которая преобразуется в тепловую.

Рисунок III.9 – Модель канала стабилизации температуры с нагревателем в Нагреватель реализован с помощью языка программирования pSpice:

E1 4 2 value = {i(V2)*4.06*(1+v(3)*0.0043)} G1 0 3 value= {i(V2)*(V(1)-V(2))} С помощью модели канала стабилизации температуры с нагревателем можно получить графики процесса нагрева на границах составных частей нагревателя. Модель позволяет оценить время выхода на номинальную температуру, а также процесс стабилизации температуры. Результат моделирования представлен на рисунке III.10.

Рисунок III.10 – Результаты моделирования в программной Кривая 1 соответствует температуре обмотки нагревательного элемента, модель построена таким образом, что температура стабилизации нагревательного элемента равна 95 оС. Время выхода на номинальную температуру 1,5 сек, учитывая теплоемкость составных частей нагревательного элемента, а также тепловое сопротивление переходов. Кривая 2 соответствует температуре на границе термопаста-внутренняя часть нагревателя. Мы видим, что основные потери температуры происходят именно на слоях термопасты, так как термопаста обладает наименьшим коэффициентом теплопроводности по сравнению с составными частями нагревателя. Температура стабилизации данного перехода составляет 90,5 оС, время выхода на температуру стабилизации 1,6 сек. Кривая соответствует температуре поверхности нагревателя. Температура стабилизации поверхности нагревателя равна 88 оС, время выхода на температуру стабилизации 1,8 сек. Кривая 4 соответствует границе термопасты и внутренней части кожуха нагревателя. Температура стабилизации достигает 85 С, время выхода на температуру стабилизации 1,9 сек. Кривая 5 соответствует температуре поверхности кожуха нагревателя и практически совпадает с кривой 4.

Температура стабилизации равна 84.5 оС, время выхода на эту температуру 1,9 сек.

Из результатов моделирования можно сделать вывод, что на тепловых переходах составных частей нагревателя при интенсивном теплоотводе с поверхности нагревателя теряется 10,5 С, относительно температуры стабилизации нагревательного элемента. Эти результаты справедливы только в начальный момент времени до нагрева области кости либо при интенсивном отводе тепла от нагревателя. В реальном объекте при времени, стремящемся к бесконечности, температура поверхности нагревателя будет стремиться к температуре стабилизации нагревательного элемента.

нагревательного элемента к поверхности нагревателя, а также сравнить полученные результаты с выводами моделирования в LTSpice IV.

помещенный в локальный объем, имеющий тепловые характеристики костной ткани (теплопроводность, теплоемкость). Многослойный нагреватель построен согласно рисунку III.2. Теплопередача по всей длине нагревателя принята одинаковой и моделирование процесса передачи тепла от нагревательного элемента к поверхности нагревателя можно произвести на небольшом участке нагревателя. По всей длине нагревателя результаты будут одинаковыми с учетом допущений. Построенная модель представлена на рисунке III.11.

Граничная температура расчётов установлена 36 оС, что соответствует температуре организма человека. 2 – обмотка нагревательного элемента на медный стержень 1, стабилизированная на температуру 95 оС. Области 3 и термопаста Arctic MX-4, области 4 и 6 – сталь медицинская нержавеющая.

Область 7 – эквивалент костной ткани. В модели по всему объему костной ткани задан конвекционный процесс – динамически изменяющиеся граничные условия второго рода по объему, что соответствует постоянству плотности теплового потока для каждой точки объема. Результаты моделирования приведены на рисунке III.12.

Рисунок III.12 – Результаты моделирования процесса распределения С помощью модели были получены следующие результаты:

время нагрева до температуры стабилизации поверхности нагревателя температура стабилизации поверхности нагревателя составляет 84,5 оС, на тепловых переходах теряется порядка 10,5 о совпадает с моделированием в LTSpice IV.

Для обеспечения температуры стабилизации 95 С на поверхности нагревателя необходима калибровка нагревательного элемента на более высокую температуру, а система управления каналом нагрева и стабилизации температуры должна плавно регулировать температуру стабилизации, уменьшая ее в зависимости от нагрева области.

III.4 Методика применения системы нагрева и автоматической стабилизации температуры для реализации метода высокотемпературной деструкции опухоли кости Для выработки корректной методики применения СНАСТ для реализации метода высокотемпературного разрушения опухоли кости необходимо знать, каким образом происходит распределение температуры в области нагрева. Для того чтобы получить эти данные было разработано и исследовано множество пространственных моделей кости в среде ANSYS®, в которых каждому диаметру зоны нагрева (10, 15, 20, 25 и 30 мм) соответствовало разное количество нагревателей (3, 5, 7, 9, 11, 13, 15, 17, 19, 21, 23 и 25 шт.). В качестве исходных параметров задавались тепловое сопротивление, тепловая емкость, плотность материала нагревателей (нержавеющая сталь) и окружающей биологической ткани (согласно таблице II.1), а также геометрические размеры зоны нагрева. В результате был получен ряд статических и динамических картин распределения температуры в зоне нагрева, исследование которых позволило вывести эмпирическую формулу расчета необходимого количества нагревателей в зависимости от размера опухолевого узла.

нагревателей, расположенных согласно схеме, представленной на рисунке III. 1 – граница опухоли, 2 – нагреватели внешнего круга, 3 – нагреватели Рисунок III.13 – Расположение нагревателей в объемных моделях Для определения количества нагревателей внешнего круга необходимо знать, на каком максимальном расстоянии должны находиться два нагревателя, чтобы область, находящаяся между нагревателями, прогрелась свыше температуры разрушения белка, для образования цилиндрической области разрушенной ткани вокруг опухоли. Для этого с помощью ANSYS® была проведена серия экспериментов процесса нагрева области кости двумя нагревателями, расположенными на различных расстояниях друг от друга.

Результаты экспериментов обработаны и сведены в таблицу III.5.

Таблица III.5 – Результаты экспериментов нагрева области кости двумя нагревателями Расстояние между нагревателями, мм нагревателями при расположении их на расстоянии 20 мм друг от друга.

По распределению температуры видно, что область между нагревателями прогревается недостаточно при расположении нагревателей на расстоянии 20 мм друг от друга. При условии наличия кровотока в кости различной интенсивности область между нагревателями может охлаждаться с различной интенсивностью, что приведет к недостаточному прогреванию внешнего цилиндрического объема.

Поэтому необходимо обеспечить запас по температуре, достаточный для прогревания области между нагревателями до температуры разрушения белка.

Рисунок III.14 – Распределение температуры в кости между двумя нагревателями, расположенными на расстоянии 20 мм После проведения серии экспериментов на различных моделях в среде ANSYS® было подобрано максимальное расстояние между нагревателями, обеспечивающее прогрев области между нагревателями свыше температуры разрушения белка. Согласно результатам моделирования максимальное расстояние между нагревателями внешнего круга должно быть не более 11 мм для выполнения условия разрушения кости с существенным запасом по температуре на случай интенсивного охлаждения области. На рисунке III.15 представлено распределение температуры кости между нагревателями при расположении их на расстоянии 11 мм.

Рисунок III.15 – Распределение температуры в кости между двумя нагревателями, расположенными на расстоянии 11 мм В результате проведенного моделирования после анализа всех полученных тепловых моделей, их статических и динамических картин распределения температуры между нагревателями, была получена следующая формула расчета необходимого количества нагревателей внешнего круга в зависимости от размера опухоли (формула III.3).

Н – количество нагревателей внешнего круга, шт;

где ОП – максимальный размер опухоли в горизонтально плоскости, мм;

ОП – отступ от границы опухолевой ткани, для введения нагревателей;

– поправочный коэффициент ( = 0,3 мм1 ).

В формулу III.3 введен отступ от границы опухоли ОП. Значение ОП должно определяться врачом, исходя из того, что необходимо обеспечить введение нагревателей в здоровую костную ткань рядом с опухолью без нарушения целостности границ опухоли. Современные диагностические устройства для определения размеров и границ опухолевого узла имеют погрешность не более ±0,25 см, поэтому значение ОП не может быть меньше 0,5 см.

В работе [40] была получена формула для расчета количества нагревателей при реализации метода локальной гипертермии мягких тканей организма.

Структура формул схожа, однако формулы отличаются поправочными коэффициентами, что объясняется изменением температуры стабилизации нагревателей и типа биологической ткани.

Из картины распределения температуры между нагревателями видно, что длина нагревателей должна быть больше на 20 мм максимального линейного размера опухоли в вертикальной плоскости. Высота зоны нагрева (длина нагревательных элементов) должна быть выбрана таким образом, чтобы обеспечить нагрев области на 10 мм выше и 10 мм ниже максимального размера опухоли в вертикальной плоскости. Наличие этого запаса по высоте обеспечит равномерный прогрев области необходимого размера.

высокотемпературного разрушения опухоли кости нагрев области происходит в два этапа, сначала прогревается внешний круг нагревателей, образуя цилиндрическую область разрушенной ткани, затем происходит нагрев всей области путем дополнительного включения нагревателей внутреннего круга.

Соответственно для методических рекомендаций по применению СНАСТ опухоли кости необходимо знать количество нагревателей внутреннего круга нагрева, а также их расположение.

Основываясь на многочисленных экспериментах на неживой костной ткани, на живой и неживой мягкой ткани, а также на экспериментах в среде ANSYS® можно сделать вывод, что минимальное количество нагревателей не может быть меньше трех для того чтобы равномерно прогреть цилиндрическую область кости. Наиболее эффективное расположение трех нагревателей для нагрева цилиндрического объема – это в вершинах равностороннего треугольника.

Соответственно, в горизонтальной плоскости область нагрева, ограниченную внешним кругом нагревателей, необходимо разбить на равносторонние треугольники, в вершинах которых будут располагаться нагреватели. Для осуществления данной возможности необходимо найти такой максимальный размер треугольника, чтобы область, заключенная между нагревателями в вершинах треугольника прогревалась до температур разрушения белка.

Для нахождения максимального размера треугольника было построено пространственных моделей в среде ANSYS®. Модели представляли собой неограниченный объем кости с тремя нагревателями, расположенными в углах равностороннего треугольника. Друг от друга модели отличались расстоянием между нагревателями (длина стороны треугольника). Шаг изменения расстояния между нагревателями составляет 0,5 мм. В результате анализа полученных картин распределения температуры экспериментально было получено максимальное расстояние между нагревателями, расположенными в углах равностороннего треугольника, которое составило 15 мм. Картина распределения температуры приведена на рисунке III.16.

Рисунок III.16 – Картина распределения температуры в кости при расположении нагревателей в углах равностороннего треугольника Согласно картине распределения температуры в кости при нагреве тремя нагревателями область, заключенная между нагревателями, прогревается до температуры разрушения белка, а также запаса минимального значения температуры в области нагрева хватит, чтобы прогреть область в условиях интенсивной термостабилизации организма.

Полученный с помощью моделей размер треугольника позволяет вывести формулу расчета необходимого числа нагревателей внутреннего круга нагрева, обеспечивающего прогрев всей области до температуры разрушения белка.

ограниченную внешним кругом нагревателей, на треугольники, размер которых соответствует полученному максимальному размеру треугольника. Эмпирически была выведена формула расчета необходимого количества нагревателей, расположенных внутри области нагрева.

В – количество нагревателей внутри зоны нагрева, шт;

где ОП – максимальный размер опухоли в горизонтально плоскости, мм;

ОП – отступ от границы опухолевой ткани, для введения нагревателей;

1, 2 – поправочные коэффициенты (1 = 6 103 мм2, 2 = = 9,5 102 мм1 ).

Согласно предложенной формуле для расчета необходимого количества нагревателей внутри зоны нагрева и методике применения устройства внутренняя область нагрева должна быть равномерно заполнена элементарными ячейками, представляющими собой равносторонние треугольники.

Предложенные формулы расчета количества нагревателей и методику применения устройства возможно применять для опухоли произвольной формы.

Для расчета необходимого количества нагревателей и определения места введения нагревателей оператору (врачу) перед началом выполнения процедуры необходимо знать: координаты центра опухоли (x, y), глубину ее залегания (h) и геометрические размеры – диаметр (максимальный горизонтальный размер) (ОП ) и высоту (максимальный вертикальный размер) (l) и отступ от границы опухолевой ткани, для введения нагревателей (ОП ). Далее необходимо выбрать нагреватели для проведения процедуры. Требуемая длина нагревательного (L) элемента и нагревателя (Н) рассчитывается по формулам III.5 и III. После выбора типа нагревателей (длины нагревательного элемента и нагревателя) необходимо рассчитать количество нагревателей внешнего и внутреннего круга по формулам III.3 и III.4. После этого намечаются точки ввода нагревателей внешнего круга. Для определения места ввода нагревателей внешнего круга необходимо перейти к сферической системе координат с точкой отсчета в центре опухоли. Сначала по формуле III.7 определяется радиус окружности (R), по которой будут располагаться нагреватели (в миллиметрах):

Затем осуществляется разбиение окружности на количество сегментов, равное числу вводимых игольчатых нагревателей (формула III.8):

где – угол, соответствующий одному нагревателю (в градусах).

вычисляться по формулам III.9 и III.10:

Здесь – порядковый номер игольчатого нагревателя.

Методика распределения нагревателей внешнего круга нагрева совпадает с алгоритмом определения параметров при реализации метода локальной гипертермии [40].

После этого на размеченную область накладывается шаблон – прозрачная пленка с нанесенными точками в вершинах равностороннего треугольника.

Область, ограниченная внешними нагревателями размечается по шаблону таким образом, чтобы были размещены все нагревателей. В случае невозможности равномерно разбить нагреваемую область на элементарные ячейки (наличие в предполагаемом месте ввода крупных кровеносных сосудов и нервных окончаний) необходимо обеспечить расстояние между нагревателями не более мм и по возможности располагать в вершинах равностороннего треугольника.

III.5 Расчет мощности нагревателя и системы нагрева и автоматической Рассмотрим модель нагревателя, помещенного в кость. Согласно методике применения СНАСТ для нагрева костной ткани до температуры разрушения булка максимальное расстояние между нагревателями, будет равно 15 мм, соответственно, при расчете мощности нагревателя необходимо обеспечить нагрев цилиндрической области вокруг нагревателя радиусом 2. Для расчета количества теплоты, необходимой для нагрева цилиндрической области воспользуемся формулой (III.11) (параметры плотности и теплоемкости взяты согласно таблице II.1):

где mk – масса объема нагреваемой кости, кг;

CT – теплоемкость области кости, Дж ;

T2 – Температура стабилизации нагревателей, К;

T1 – Температура организма, К.

По условию применения способа высокотемпературного разрушения опухоли кости необходимо осуществить нагрев область не более чем за 15 минут, согласно требованиям онкологов. Для расчета необходимой мощности нагревателя воспользуемся формулой (III.12):

где Q – количество теплоты необходимое для нагрева цилиндрического объема вещества, Дж;

t – необходимое время нагрева.

Расчетные значения количества теплоты и мощности приведены в таблице III.6.

Таблица III.6 – Полученные значения количества теплоты и мощности Исходя из полученных расчетных значений мощности нагревателей для различных тканей кости минимальная мощность необходимая для нагрева до температуры разрушения кости составляет 6,2 Вт.

Для расчета полной мощности СНАСТ воспользуемся формулой (III.13):