RU2672379C1 - Method of non-invasive remote temperature control of deeply located organs and tissues - Google Patents
Method of non-invasive remote temperature control of deeply located organs and tissues Download PDFInfo
- Publication number
- RU2672379C1 RU2672379C1 RU2016127105A RU2016127105A RU2672379C1 RU 2672379 C1 RU2672379 C1 RU 2672379C1 RU 2016127105 A RU2016127105 A RU 2016127105A RU 2016127105 A RU2016127105 A RU 2016127105A RU 2672379 C1 RU2672379 C1 RU 2672379C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- temperature
- frequency
- hyperthermia
- tissues
- power
- Prior art date
Links
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/01—Measuring temperature of body parts ; Diagnostic temperature sensing, e.g. for malignant or inflamed tissue
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/02—Details
- A61N1/04—Electrodes
- A61N1/06—Electrodes for high-frequency therapy
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Public Health (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Pathology (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Radiation Pyrometers (AREA)
- Electrotherapy Devices (AREA)
Abstract
Description
Область техники, к которой относится изобретение.The technical field to which the invention relates.
Предлагаемое изобретение относится к методам медицинской диагностики, а именно к способам неинвазивного дистанционного контроля температуры глубоко расположенных органов и тканей в процессе высокочастотной гипертермии глубоко расположенных новообразований.The present invention relates to methods of medical diagnostics, and in particular to methods of non-invasive remote control of the temperature of deeply located organs and tissues in the process of high-frequency hyperthermia of deeply located neoplasms.
Уровень техники.The level of technology.
Гипертермия, в том числе высокочастотная, является одним из современных методов в комбинированной терапии онкологических заболеваний. Принято разделять гипертермию на общую, когда нагревается все тело пациента, региональную, при которой нагревается крупный орган с прилежащими тканями или часть тела (рука, бедро и т.д.) и локальную - нагрев небольшой (характерный размер 20-100 мм) части ткани или органа. Наиболее часто гипертермия применяется в терапии опухолей молочной железы, мягких тканей, а также органов брюшной полости. Одной из наиболее существенных проблем при гипертермии является контроль температуры в области нагрева, особенно - для глубоко расположенных органов и тканей. Для измерения температуры отдельных участков тела человека, а также в опухоли, при ВЧ гипертермии возможно использование термопар и термисторов. Принцип действия термопар основан на термоэлектрическом эффекте (эффект Зеебека). Российский протокол гипертермии в отдельных случаях допускает установку термопар внутрь опухолей. Однако такой способ сопряжен с появлением болезненных ощущений у пациента, а в некоторых случаях - к перемещению раковых клеток из опухоли в здоровые ткани при извлечении термопары. Процесс измерения усложняется и наличием металлических проводников в составе термопары, которые будут нагреваться в процессе процедуры. Поэтому основное распространение при проведении процедур ВЧ гипертермии получили термисторы. Термистор - это полупроводниковый резистор, в котором используется зависимость электрического сопротивления полупроводникового материала от температуры. Наиболее распространенными являются термисторы с отрицательным температурным коэффициентом сопротивления (NTC), т.к. термисторы с положительным коэффициентом имеют очень узкий диапазон температур измерения - всего несколько градусов. Стабильные полупроводниковые датчики обеспечивают широкий температурный диапазон измерений от 0 до 100°С с точностью 0,1-0,2°С [1, 2]. Термисторы обычно вводятся в тело человека через естественные полости с использованием катетеров. Характерные размеры термистора не превышают 1-2 мм, что позволяет использовать их при включенном ВЧ поле. Существуют термисторы, обеспечивающие точность измерения 0,05°С [3].Hyperthermia, including high-frequency, is one of the modern methods in the combination therapy of cancer. It is customary to divide hyperthermia into general when the patient’s entire body is heated, regional, in which a large organ with adjacent tissues or part of the body (arm, thigh, etc.) is heated and local - heating a small (characteristic size of 20-100 mm) tissue part or body. Most often, hyperthermia is used in the treatment of tumors of the mammary gland, soft tissues, and also abdominal organs. One of the most significant problems with hyperthermia is temperature control in the heating area, especially for deeply located organs and tissues. To measure the temperature of individual parts of the human body, as well as in a tumor, with high-frequency hyperthermia, thermocouples and thermistors are possible. The principle of operation of thermocouples is based on the thermoelectric effect (Seebeck effect). The Russian protocol of hyperthermia in some cases allows the installation of thermocouples inside the tumors. However, this method is associated with the appearance of painful sensations in the patient, and in some cases, to the movement of cancer cells from the tumor into healthy tissues when the thermocouple is removed. The measurement process is complicated by the presence of metal conductors in the thermocouple, which will be heated during the procedure. Therefore, the main distribution during HF hyperthermia procedures was gained by thermistors. A thermistor is a semiconductor resistor that uses the temperature dependence of the electrical resistance of a semiconductor material. The most common are negative temperature coefficient of resistance (NTC) thermistors, as positive coefficient thermistors have a very narrow measuring temperature range - just a few degrees. Stable semiconductor sensors provide a wide temperature range of measurements from 0 to 100 ° C with an accuracy of 0.1-0.2 ° C [1, 2]. Thermistors are usually introduced into the human body through natural cavities using catheters. The characteristic dimensions of the thermistor do not exceed 1-2 mm, which allows them to be used when the RF field is on. There are thermistors that provide a measurement accuracy of 0.05 ° C [3].
В последнее время все большее распространение получают оптоволоконные термодатчики [4]. В волоконно-оптических датчиках на основе брэгговских решеток измеряемая величина (температура или механическое напряжение) преобразуется в смещение брэгговской длины волны. Смещение длины волны, отраженной брэгговской решеткой и переданной по оптоволокну, преобразуется в электрический сигнал системой регистрации. Чувствительный элемент такого датчика не содержит электронных компонентов, что делает его полностью пассивным, а это дает возможность использовать его в зоне сильных электромагнитных полей. В одном волокне может быть размещено множество брэгговских решеток, каждая из которых дает отклик на собственной длине волны. В этом случае вместо точечного датчика есть возможность получения распределенной системы регистрации с мультиплексированием по длине волны. Использование длины волны света в качестве информационного параметра делает датчик нечувствительным к долговременным дрейфам параметров источника и приемника излучения, а также случайным затуханиям оптической мощности в волокне. Такие датчики также обеспечивают точность измерения на уровне 0,1°С.Recently, fiber-optic thermal sensors are becoming more widespread [4]. In fiber-optic sensors based on Bragg gratings, the measured value (temperature or mechanical stress) is converted into a shift of the Bragg wavelength. The offset of the wavelength reflected by the Bragg grating and transmitted through the optical fiber is converted into an electrical signal by a registration system. The sensitive element of such a sensor does not contain electronic components, which makes it completely passive, and this makes it possible to use it in the zone of strong electromagnetic fields. In a single fiber can be placed many Bragg gratings, each of which gives a response at its own wavelength. In this case, instead of a point sensor, it is possible to obtain a distributed recording system with wavelength multiplexing. Using the wavelength of light as an information parameter makes the sensor insensitive to long-term drifts in the parameters of the radiation source and receiver, as well as random attenuation of optical power in the fiber. Such sensors also provide a measurement accuracy of 0.1 ° C.
Недостатком известных используемых способов для измерения температуры глубоко расположенных органов при гипертермии с использованием термопар, термисторов и оптоволоконных датчиков является инвазивный характер измерений. Европейский протокол гипертермии напрямую запрещает использование инвазивных методов измерения температуры внутри опухоли из-за возможного перемещения раковых клеток в здоровые ткани. Неинвазивное измерение температуры опухоли и здоровых тканей возможно с использованием магнитно-резонансного томографа [5]. Однако использование этой масштабной технологии только в целях контроля температуры нецелесообразно и требует больших финансовых затрат.A disadvantage of the known methods used for measuring the temperature of deeply located organs during hyperthermia using thermocouples, thermistors and fiber optic sensors is the invasive nature of the measurements. The European Protocol of Hyperthermia directly prohibits the use of invasive methods for measuring the temperature inside the tumor due to the possible movement of cancer cells into healthy tissues. Non-invasive measurement of the temperature of the tumor and healthy tissues is possible using a magnetic resonance imager [5]. However, the use of this large-scale technology only for temperature control purposes is impractical and requires large financial costs.
Известен также акустический способ измерения температуры тканей - акустотермометрия [6], с использованием которого в модельных экспериментах осуществлена двумерная и трехмерная динамическая акустотермография. Для определения температуры объектов в процессе нагрева измеряется их тепловое акустическое излучение. По результатам измерений получают динамическую карту акустояркостной температуры и восстанавливают динамику изменения параметров температурного распределения: пространственных координат области нагрева, ее характерного размера, а также ее максимальную температуру. Время одного измерения в экспериментах составляло 10 с, погрешность в определении положения центра и размера области не превышала 1 мм, точность расчета температуры составляла приблизительно 1 градус. Полученные результаты могут оказаться полезными для контроля температуры при проведении медицинских процедур, связанных с нагревом внутренних тканей организма человека. Достоинство метода - возможность картографировать распределение температуры в нагреваемом органе. Недостатки метода - потребность в дорогостоящем оборудовании, что ограничивает широкое применение метода в гипертермии для контроля температуры нагрева органов, а также низкая точность измерения температуры.There is also known an acoustic method for measuring tissue temperature - acoustothermometry [6], using which two-dimensional and three-dimensional dynamic acoustothermography was carried out in model experiments. To determine the temperature of objects during heating, their thermal acoustic radiation is measured. According to the measurement results, a dynamic map of acoustic-brightness temperature is obtained and the dynamics of changes in the temperature distribution parameters is restored: the spatial coordinates of the heating region, its characteristic size, and also its maximum temperature. The time of one measurement in the experiments was 10 s, the error in determining the position of the center and the size of the region did not exceed 1 mm, and the accuracy of calculating the temperature was approximately 1 degree. The results obtained may be useful for temperature control during medical procedures associated with the heating of the internal tissues of the human body. The advantage of the method is the ability to map the temperature distribution in the heated organ. The disadvantages of the method are the need for expensive equipment, which limits the widespread use of the method in hyperthermia to control the heating temperature of organs, as well as the low accuracy of temperature measurement.
Наиболее близким к заявляемому изобретению является аналог [7-11], в котором измеряют интенсивность собственного электромагнитного излучения внутренних тканей пациента в диапазоне сверхвысоких частот и по результатам измерений восстанавливают температуру тканей. Такой метод измерения температуры органов называется радиотермометрия. Измерение температуры производится неинвазивно. Известно, что удельное тепловыделение в опухоли прямо пропорционально скорости ее роста, т.е. быстро растущие опухоли более "горячие" и поэтому лучше видны на термограммах. Таким образом, радиотермометрия обладает уникальной способностью обнаруживать в первую очередь быстро растущие опухоли. Введение в комплексную диагностику радиотермометрических (РТМ) обследований приведет к естественной диагностической селекции больных раком молочной железы с бурным ростом опухоли [9, 11]. Недостатком радиотермометрии является ограниченная область применений - недоступны глубоко расположенные органы и ткани. Глубина обнаружения температурной аномалии (т.е. локального понижения или повышения температуры) составляет 3-7 см (в зависимости от влагосодержания тканей).Closest to the claimed invention is an analogue [7-11], in which the intensity of the patient’s own electromagnetic radiation of the patient’s internal tissues in the microwave range is measured and the temperature of the tissues is restored from the measurements. This method of measuring organ temperature is called radiothermometry. Temperature measurement is non-invasive. It is known that the specific heat in a tumor is directly proportional to its growth rate, i.e. fast-growing tumors are hotter and therefore better visible on thermograms. Thus, radiothermometry has the unique ability to detect primarily rapidly growing tumors. Introduction to complex diagnostics of radiothermometric (RTM) examinations will lead to natural diagnostic selection of patients with breast cancer with rapid tumor growth [9, 11]. The disadvantage of radiothermometry is the limited scope - deeply located organs and tissues are inaccessible. The depth of detection of a temperature anomaly (i.e., a local decrease or increase in temperature) is 3-7 cm (depending on the moisture content of the tissues).
Сущность объекта патентования.The essence of the subject of patenting.
Предлагаемый способ для оперативного измерения температуры глубоко расположенных органов с использованием высокочастотных электромагнитных полей основан на известной зависимости комплексной диэлектрической проницаемости органов и тканей от температуры. Для термометрии глубоко расположенных тканей и органов предлагается использовать эффекты, возникающие при нагреве тканей. Так, при нагреве большинства тканей организма меняются их диэлектрические свойства - относительная диэлектрическая проницаемость и тангенс угла диэлектрических потерь. Жировая и костная ткань при высокочастотной гипертермии нагреваются незначительно из-за низкой, по сравнению с другими типами тканей, диэлектрической проницаемости, поэтому диэлектрические свойства этих тканей можно считать неизменными в процессе гипертемии. Например, относительная диэлектрическая проницаемость мышечных и опухолевых тканей при нагреве на 1 градус растет примерно на 0.2-0.5 (при абсолютном значении 70-100). Это приводит к изменению удельного энергопоглощения и рассеянию излучения при прохождении его через ткани, которые могут быть зарегистрированы при измерениях характеристик прошедшего излучения. Подробный обзор экспериментальных данных, аналитические модели и результаты численного моделирования температурных зависимостей электродинамических характеристик для различных тканей приведены в работах [12-14]. На рисунке 1 приведены примеры зависимостей действительной ε' и мнимой ε'' частей комплексной диэлектрической проницаемостей для мышечной ткани и печени, рассчитанные по данным из [13-14] на частоте ВЧ поля 150 МГц. Из рисунка видно, что в интересном при гипертермии диапазоне температур 36-43°С эти зависимости близки к линейной. Также анализ экспериментальных и расчетных данных показывает, что значения действительной ε' и мнимой ε'' частей комплексной диэлектрической проницаемостей для всех тканей (включая опухолевые) и органов близки по абсолютной величине. Значительно выделяются только костная и жировая ткани, а также кожа.The proposed method for the rapid measurement of the temperature of deeply located organs using high-frequency electromagnetic fields is based on the well-known temperature dependence of the complex dielectric constant of organs and tissues. For thermometry of deeply located tissues and organs, it is proposed to use the effects that occur when tissues are heated. So, when most tissues of the body are heated, their dielectric properties change - the relative dielectric constant and the dielectric loss tangent. Adipose and bone tissue with high-frequency hyperthermia heat up slightly due to the low dielectric constant compared to other types of tissues, therefore, the dielectric properties of these tissues can be considered unchanged during hypertension. For example, the relative dielectric constant of muscle and tumor tissues when heated by 1 degree increases by about 0.2-0.5 (with an absolute value of 70-100). This leads to a change in the specific energy absorption and the scattering of radiation when it passes through tissues, which can be detected by measuring the characteristics of transmitted radiation. A detailed review of experimental data, analytical models, and the results of numerical simulation of temperature dependences of electrodynamic characteristics for various tissues are given in [12-14]. Figure 1 shows examples of the dependences of the real ε 'and imaginary ε' 'parts of the complex permittivity for muscle tissue and liver, calculated according to the data from [13-14] at an RF field frequency of 150 MHz. It can be seen from the figure that in the interesting temperature range of 36-43 ° C for hyperthermia, these dependences are close to linear. An analysis of experimental and calculated data also shows that the values of the real ε 'and imaginary ε' 'parts of the complex dielectric constant for all tissues (including tumor) and organs are close in absolute value. Only bone and adipose tissues, as well as skin, are significantly distinguished.
В предлагаемом способе измерения температуры проходящее через орган высокочастотное излучение направляют в рециркулятор, измеряют зависимость от времени мощности проходящего потока, по которой определяют температуру нагреваемого органа. Преимуществом предлагаемой технологии является использование фазированного массива дипольных излучателей в качестве установки, обеспечивающих локальный нагрев, а также в качестве элемента, обеспечивающего контроль температуры облучаемых тканей. Это отличает заявляемый способ от радиотермометрии, при которой контролируется собственное высокочастотное излучение человека. Важно, что измерение температуры происходит неинвазивно. Преимущество предлагаемого способа термометрии особенно существенно для широко используемых установок, использующих фазированные антенны [15, 16], и разрабатываемых новых установок для региональной и локальной гипертермии [17-21], т.к. для контроля температуры нагрева органов используется часть оборудования, входящего в состав этих установок.In the proposed method for measuring temperature, the high-frequency radiation passing through the body is sent to the recirculator, the time dependence of the power of the passing stream is measured, which determines the temperature of the heated organ. The advantage of the proposed technology is the use of a phased array of dipole emitters as a unit that provides local heating, and also as an element that provides temperature control of irradiated tissues. This distinguishes the claimed method from radiothermometry, in which its own high-frequency radiation of a person is controlled. It is important that temperature measurement is non-invasive. The advantage of the proposed method of thermometry is especially significant for widely used installations using phased antennas [15, 16], and new installations under development for regional and local hyperthermia [17-21], because To control the heating temperature of organs, part of the equipment that is part of these plants is used.
Краткое описание чертежей.A brief description of the drawings.
Фиг. 1. Зависимость действительной ε' и мнимой ε'' частей комплексной диэлектрической проницаемостей для мышечной ткани (кривая 1) и печени (кривая 2) на частоте ВЧ поля 150 МГц. Видно, что для рабочего диапазона температур при терапевтической гипертермии (36-42°С) зависимости близки к линейной.FIG. 1. The dependence of the real ε 'and imaginary ε' 'parts of the complex permittivity for muscle tissue (curve 1) and liver (curve 2) at an RF field frequency of 150 MHz. It is seen that for the working temperature range with therapeutic hyperthermia (36-42 ° C), the dependences are close to linear.
Фиг. 2. Фазированный массив дипольных излучателей окружающий тело пациента. На рисунке показано расположение дипольных излучателей относительно тела пациента. Амплитуды Ai и фазы Фi волн i-ого излучателя задаются независимо. Пространство между корпусом, на котором закреплены излучатели, заполнено деионизованной водой, играющей роль согласующей среды и предотвращающей перегрев кожи пациента.FIG. 2. Phased array of dipole emitters surrounding the patient's body. The figure shows the location of the dipole emitters relative to the patient's body. The amplitudes A i and phase Φ i of the waves of the i-th emitter are set independently. The space between the housing on which the emitters are mounted is filled with deionized water, which plays the role of a matching medium and prevents overheating of the patient’s skin.
Фиг. 3. Принципиальная схема установки, где:FIG. 3. Schematic diagram of the installation, where:
1 - высокочастотный генератор, 100-300 МГц, входной импеданс 50 Ом; 2 - 8-канальный делитель мощности; 3 - фазовращатель, управляемый напряжением; 4 - твердотельный высокочастотный усилитель; 5-10 dB направленный ответвитель; 6 - анализатор сигнала; 7 - фазированный массив.1 - high-frequency generator, 100-300 MHz, input impedance of 50 Ohms; 2 - 8-channel power divider; 3 - voltage-controlled phase shifter; 4 - solid-state high-frequency amplifier; 5-10 dB directional coupler; 6 - signal analyzer; 7 - phased array.
Фиг. 4. Распределение удельного коэффициента поглощения (УКП). На рисунке а) - при синфазном включении антенн при гипертермии конечности; на рисунке б) оптимизированное распределение УКП, при котором максимум поглощенной энергии находится в опухоли. Справа от рисунков показано соответствие цветов удельному теплопоглощению.FIG. 4. Distribution of specific absorption coefficient (UKP). In figure a), when the antennas are turned on in phase with limb hyperthermia; in figure b) the optimized distribution of CCP, in which the maximum of absorbed energy is in the tumor. To the right of the figures, the colors correspond to specific heat absorption.
Фиг. 5. Распределение температуры в тканях для нескольких времен нагрева при локальной гипертермии.FIG. 5. The temperature distribution in the tissues for several heating times with local hyperthermia.
Фиг. 6. Повышение температуры опухоли (кривая 1) и здоровых тканей (кривые 2, 3) в зависимости от времени. При моделировании считалось, что диэлектрическая проницаемость тканей не изменяется при изменении температуры.FIG. 6. An increase in the temperature of the tumor (curve 1) and healthy tissues (curves 2, 3) depending on time. In the simulation, it was assumed that the dielectric constant of tissues does not change with temperature.
Фиг. 7. Модель экспериментальной установки для локальной гипертермии. На рисунке показаны два дипольных излучателя, расположенные друг напротив друга на внешней стороне диэлектрической емкости, заполненной водой. На прямой, проходящей через центры двух диполей, располагаются несколько полых тонкостенных диэлектрических трубок. Измерение температуры производилось в центре каждой из трубок, которые предотвращали перемешивание воды при нагреве и распределение тепла по всему объему.FIG. 7. Model of an experimental setup for local hyperthermia. The figure shows two dipole emitters located opposite each other on the outside of a dielectric capacitance filled with water. On a straight line passing through the centers of two dipoles, several hollow thin-walled dielectric tubes are located. The temperature was measured in the center of each of the tubes, which prevented the mixing of water during heating and the distribution of heat throughout the volume.
Фиг. 8. Зависимость разности мощности принимаемого сигнала при различных температурах и мощности «опорного» сигнала при Т=37°С от времени. При нагреве органов и тканей меняются их диэлектрические характеристики, в частности диэлектрическая проницаемость и тангенс угла диэлектрических потерь (см. рис. 1). Это изменение приводит к изменению амплитуды основной гармоники прошедшего сигнала от одного из дипольных излучателей, что может быть зарегистрировано. В дальнейшем изменение мощности сигнала сравнивается с «опорным» значением при начальной температуре и по разнице мощности прошедшего сигнала вычисляется температура в тканях.FIG. 8. The dependence of the difference in power of the received signal at various temperatures and the power of the "reference" signal at T = 37 ° C on time. When organs and tissues are heated, their dielectric characteristics change, in particular, dielectric constant and dielectric loss tangent (see Fig. 1). This change leads to a change in the amplitude of the fundamental harmonic of the transmitted signal from one of the dipole emitters, which can be detected. Subsequently, the change in signal power is compared with the "reference" value at the initial temperature, and the temperature in the tissues is calculated by the difference in the power of the transmitted signal.
Фиг. 9. Зависимость относительной разности амплитуды первой косинусной гармоники сигнала от разности температур нагрева.FIG. 9. The dependence of the relative difference in the amplitude of the first cosine harmonic of the signal from the difference in heating temperatures.
На рисунке показана разность амплитуды прошедшего сигнала для нескольких температур и амплитуды прошедшего сигнала для начальной температуры T=37°С, отнесенная к амплитуде падающего сигнала в зависимости от времени, прошедшего от включения измерительного сигнала. Видно, что для стационарной части сигнала с ростом температуры разность амплитуд увеличивается и может быть измерена.The figure shows the difference in the amplitude of the transmitted signal for several temperatures and the amplitude of the transmitted signal for the initial temperature T = 37 ° C, referred to the amplitude of the incident signal depending on the time elapsed from the inclusion of the measuring signal. It is seen that for the stationary part of the signal with increasing temperature, the difference in amplitudes increases and can be measured.
Сведения, подтверждающие возможность осуществления изобретения.Information confirming the possibility of carrying out the invention.
Возможность осуществления предлагаемого показана в натурном и численном экспериментах по моделированию процессов измерения температуры нагрева глубоко расположенных органов. Предложенный в работах [15, 16, 19-24] способ локальной высокочастотной гипертермии глубоко расположенных новообразований основан на применении массива независимо фазируемых дипольных излучателей, окружающих тело пациента (дипольных антенн, расположенных на кольцевых элементах цепочки). Пример одного кольцевого элемента цепочки дипольных излучателей показан на рисунке 2, массив состоит из восьми дипольных излучателей, закрепленных на внутренней боковой стенке цилиндра и окружающих тело пациента. Диполи имеют независимое питание, что позволяет осуществлять контроль амплитуды Аi и фазы Фi волны от каждого излучателя. Пространство между диполями и телом пациента заполнено деионизированной водой, которая не только отводит тепло от приповерхностных тканей, но и является согласующей средой. Принципиальная схема установки для реализации предлагаемого способа показана на рисунке 3 (а, б), где 1 - высокочастотный генератор, 100-300 МГц, входной импеданс 50 Ом; 2 - 8-канальный делитель мощности; 3 - фазовращатель управляемый напряжением, 100-150 МГц, управляющее напряжение 0-12 В; 4 - твердотельный усилитель (134-174 МГц, 12.5 В, 60 Вт); 5-10 dB направленный ответвитель (100-200 МГц, 200 Вт, 10.0±1.0 дБ); 6 - анализатор сигнала, 50 Ом; 7 - фазированный массив. Каждый диполь питается независимо и оснащен высокочастотным циркулятором (Ц1), препятствующим проникновению прошедшего сигнала в систему питания. В режиме измерения температуры нагрева органа (ткани) отключаются источники ВЧ - мощности, используемые для нагрева, и включаются маломощный источник для измерения температуры нагрева (либо одна пара диполей переключается в режим малой мощности для измерения температуры). Проходящий поток мощности попадает в порт циркулятора, обращенный к поглотителю, и может быть легко использован для регистрации прошедшего сигнала и изменения температуры в процессе нагрева органа.The feasibility of the proposed implementation is shown in field and numerical experiments on modeling the processes of measuring the heating temperature of deeply located organs. The method of local high-frequency hyperthermia of deeply located neoplasms proposed in [15, 16, 19-24] is based on the use of an array of independently phased dipole emitters surrounding the patient's body (dipole antennas located on the ring elements of the chain). An example of one ring element of the chain of dipole emitters is shown in Figure 2, the array consists of eight dipole emitters mounted on the inner side wall of the cylinder and surrounding the patient's body. The dipoles have independent power, which allows you to control the amplitude A i and phase F i waves from each emitter. The space between the dipoles and the patient’s body is filled with deionized water, which not only removes heat from the surface tissues, but also is a matching medium. A schematic diagram of the installation for implementing the proposed method is shown in Figure 3 (a, b), where 1 is a high-frequency generator, 100-300 MHz, input impedance of 50 Ohms; 2 - 8-channel power divider; 3 - voltage-controlled phase shifter, 100-150 MHz, control voltage 0-12 V; 4 - solid-state amplifier (134-174 MHz, 12.5 V, 60 W); 5-10 dB directional coupler (100-200 MHz, 200 W, 10.0 ± 1.0 dB); 6 - signal analyzer, 50 Ohms; 7 - phased array. Each dipole is powered independently and equipped with a high-frequency circulator (C1), which prevents the penetration of the transmitted signal into the power system. In the mode of measuring the heating temperature of an organ (tissue), the HF power sources used for heating are turned off and a low-power source for measuring the heating temperature is turned on (or one pair of dipoles switches to low power mode for measuring temperature). The passing power stream enters the port of the circulator facing the absorber, and can be easily used to register the transmitted signal and change the temperature during heating of the organ.
Для подтверждения работоспособности и эффективности способа заявителями были проведено численное моделирование распределение полей, численная оптимизация удельного коэффициента поглощения (УКП) и процесса нагрева тканей. Было показано [21-24], что при правильном выборе амплитуд и фаз каждого из дипольных излучателей удается сфокусировать электромагнитное излучение в небольшой области диаметром 15-50 мм. Этот результат проиллюстрирован на рисунке 4, на котором показана проекция трехмерной воксельной модели тела человека и видна область повышенной температуры. На рисунке 4 (а) представлено распределение удельного коэффициента поглощения высокочастотной энергии при синфазном включении антенн, а на рисунке 4 (б) - при оптимизированном распределении фаз. Справа от рисунков показано соответствие цветов удельному теплопоглощению. Оптимальные значения фаз каждого излучателя указаны на рисунке в месте расположения диполей. Видно, что такая схема установки для локальной гипертермии позволяет легко управлять положением максимума распределения поля. Оптимизированная установка для локальной гипертермии позволяет ограничить размер нагреваемой области примерно 30 мм при частоте ВЧ поля 150 МГц.To confirm the operability and effectiveness of the method, the applicants conducted a numerical simulation of the field distribution, numerical optimization of the specific absorption coefficient (UKP) and the tissue heating process. It was shown [21-24] that, with the correct choice of the amplitudes and phases of each of the dipole emitters, it is possible to focus electromagnetic radiation in a small region with a diameter of 15-50 mm. This result is illustrated in Figure 4, which shows the projection of a three-dimensional voxel model of the human body and shows the area of elevated temperature. Figure 4 (a) shows the distribution of the specific absorption coefficient of high-frequency energy when the antennas are in-phase, and figure 4 (b) shows the optimized phase distribution. To the right of the figures, the colors correspond to specific heat absorption. The optimal phase values of each emitter are shown in the figure at the location of the dipoles. It can be seen that such a setup scheme for local hyperthermia makes it easy to control the position of the maximum field distribution. An optimized setup for local hyperthermia allows you to limit the size of the heated region to about 30 mm at a frequency of the RF field of 150 MHz.
На рисунке 5 показаны распределения температуры по сечению модели в различные моменты времени с начала нагрева. Видно, что нагрев происходит только в небольшой (30-50 мм) области, в остальных тканях температура меняется незначительно и только за счет теплопереноса в теле. Справа от рисунков показано соответствие цветов удельному теплопоглощению. На рисунке 6 показано распределение температуры вдоль оси, проходящей через центры двух диаметрально противоположных диполей и опухоли и кости. На оси абсцисс представлено расстояние вдоль оси в сантиметрах. На рисунке 7 представлены графики изменения температуры опухоли и здоровых тканей в зависимости от времени. При моделировании считалось, что диэлектрическая проницаемость нагреваемых тканей не изменяется при изменении температуры (εопухоли=74, εмыщц=63). Температура воды, окружающей тело пациента, оставалась постоянной 20°С. Рабочая частота 150 МГц. Среднеквадратичное значение мощности, подаваемой на диполи, на первом участке графика составляло 35 Вт, на втором - 16 Вт.Figure 5 shows the temperature distribution over the cross section of the model at different times from the start of heating. It is seen that heating occurs only in a small (30-50 mm) region, in other tissues the temperature changes slightly and only due to heat transfer in the body. To the right of the figures, the colors correspond to specific heat absorption. Figure 6 shows the temperature distribution along the axis passing through the centers of two diametrically opposite dipoles and the tumor and bone. The abscissa represents the distance along the axis in centimeters. Figure 7 shows graphs of changes in the temperature of the tumor and healthy tissues versus time. During the simulation, it was assumed that the dielectric constant of the heated tissues does not change with temperature (ε tumor = 74, ε muscle = 63). The temperature of the water surrounding the patient's body remained constant at 20 ° C. Operating frequency 150 MHz. The root mean square value of the power supplied to the dipoles in the first section of the graph was 35 W, in the second - 16 W.
Таким образом, можно утверждать, что температура при локальной гипертермии значительно меняется только в ограниченной области и результаты предлагаемого способа термометрии относятся только к этой области. На изменение мощности прошедшего сквозь тело пациента сигнала будет влиять только температурная зависимость диэлектрических характеристик тканей, попавших в область нагрева.Thus, it can be argued that the temperature with local hyperthermia varies significantly only in a limited area and the results of the proposed method of thermometry apply only to this area. Only the temperature dependence of the dielectric characteristics of tissues that fall into the heating region will affect the change in the power of the signal transmitted through the patient’s body.
Для демонстрации работоспособности предлагаемого способа термометрии было проведено численное моделирование процесса нагрева с контролем температуры. В численном эксперименте для прошедшего сигнала выполнялось аналого-цифровое преобразование прошедшего сигнала, затем с помощью специально разработанной программы проводился быстрый Фурье-анализ сигнала. Это позволило отследить изменение амплитуды основной гармоники прошедшего сигнала и рассчитать изменение температуры тканей. Так как система локальной гипертермии разработана для локализации области нагрева в опухоли, то изменение температуры будет отслежено именно в необходимой области. В предлагаемом способе оценивается средний по опухоли прирост температуры при высокочастотном нагреве.To demonstrate the operability of the proposed method of thermometry, a numerical simulation of the heating process with temperature control was carried out. In a numerical experiment for the transmitted signal, an analog-to-digital conversion of the transmitted signal was performed, then, using a specially developed program, a fast Fourier analysis of the signal was performed. This made it possible to track the change in the amplitude of the fundamental harmonic of the transmitted signal and calculate the change in tissue temperature. Since the system of local hyperthermia is designed to localize the heating region in the tumor, the temperature change will be monitored precisely in the required area. In the proposed method, the average tumor growth in temperature during high-frequency heating is estimated.
Проведенное численное моделирование процесса нагрева с контролем температуры показало, что с ее ростом меняется Фурье-образ прошедшего сигнала, регистрируемого диполем, причем зависимость амплитуды основной гармоники разложения Фурье от температуры близка к линейной. Моделирование проводилось с помощью электродинамического пакета CST Studio Suite, с использованием метода расчета температурной зависимости комплексной диэлектрической проницаемости биологических тканей, развитого в работах [12-14]. Модель показана на рисунке 8, она предназначена для проверки экспериментальных данных с помощью численного моделирования и представляет собой воксельную модель человеческого тела, костный мозг которого подвергается гипертермии, и его диэлектрические свойства с ростом температуры меняются. В процессе измерения температуры используются два диаметрально расположенных диполя, например первый и пятый. Опухоль в данной модели располагается в костном мозге позвоночника. Детектируется сигнал, прошедший из одного диполя (первого на рисунке) в противостоящий (пятый), при повышении температуры опухоли. При этом питание на остальные диполи не подается. Сигнал, принимаемый противостоящим диполем и зависящий от температуры ткани, представлен на рисунке 9. Измеряется зависимость разности мощности принимаемого сигнала при различных температурах и мощности «опорного» сигнала при T=37°С от времени. Как показано выше, при нагреве органов и тканей меняются их диэлектрические характеристики, в частности диэлектрическая проницаемость и тангенс угла диэлектрических потерь (см. рис. 1). Это изменение приводит к изменению амплитуды основной гармоники прошедшего сигнала от одного из дипольных излучателей, что может быть зарегистрировано. В дальнейшем изменение мощности сигнала сравнивается с «опорным» значением при начальной температуре, и по разнице мощности прошедшего сигнала вычисляется температура в тканях. Из рисунка 10 видно, что с ростом температуры разница амплитуд прошедшего (при измеряемой температуре) и «опорного» (при температуре 37°С) сигналов растет по закону, близкому к линейному, что упрощает задачу восстановления значения температуры в области нагрева.The numerical simulation of the heating process with temperature control showed that with its growth the Fourier transform of the transmitted signal recorded by the dipole changes, and the temperature dependence of the amplitude of the fundamental harmonic of the Fourier expansion is close to linear. The simulation was carried out using the CST Studio Suite electrodynamic package, using the method of calculating the temperature dependence of the complex dielectric constant of biological tissues, developed in [12-14]. The model is shown in Figure 8, it is designed to verify experimental data using numerical modeling and is a voxel model of the human body, whose bone marrow undergoes hyperthermia, and its dielectric properties change with increasing temperature. In the process of measuring temperature, two diametrically located dipoles are used, for example, the first and fifth. The tumor in this model is located in the bone marrow of the spine. A signal that passes from one dipole (the first in the figure) to the opposing one (fifth) is detected when the tumor temperature rises. In this case, power to the remaining dipoles is not supplied. The signal received by the opposing dipole and depending on the temperature of the tissue is shown in Figure 9. The time dependence of the difference in the power of the received signal at various temperatures and the power of the “reference” signal at T = 37 ° C is measured. As shown above, when organs and tissues are heated, their dielectric characteristics change, in particular, dielectric constant and dielectric loss tangent (see Fig. 1). This change leads to a change in the amplitude of the fundamental harmonic of the transmitted signal from one of the dipole emitters, which can be detected. Subsequently, the change in signal power is compared with the “reference” value at the initial temperature, and the temperature in the tissues is calculated from the difference in the power of the transmitted signal. Figure 10 shows that with increasing temperature, the difference in the amplitudes of the transmitted (at the measured temperature) and the “reference” (at 37 ° C) signals grows according to a law close to linear, which simplifies the task of restoring the temperature in the heating region.
Итак, при повышении температуры опухоли меняются ее диэлектрические свойства, следовательно, меняется сигнал, улавливаемый диполем. Детектирование этого изменения позволяет определить изменение температуры опухоли. Технически процесс контроля реализуется следующим образом. Излучающий диполь генерирует импульс сигнала мощностью около 10 Вт и длительностью несколько сотен нс. При работе измерительной системы на той же частоте, что и основных излучателей, используемых для нагрева, излучатели необходимо отключать на время измерения температуры и использовать циркуляторы для предотвращения попадания прошедшего сигнала в систему питания. При использовании частот, значительно отличающихся друг от друга, это не обязательно. Принимающий диполь подключен к схеме измерения СВЧ мощности, блок преобразования которой выдает аналоговый сигнал (амплитуду прошедшей ВЧ мощности), который затем преобразуется в цифровой. Цифровой сигнал обрабатывается программой Фурье-анализа, которая выдает значение амплитуды прошедшей мощности сигнала и сравнивает ее с «опорным» значением, соответствующим начальной температуре. Затем по табличным данным восстанавливается искомая температура.So, with increasing temperature of the tumor, its dielectric properties change, therefore, the signal captured by the dipole changes. Detecting this change allows you to determine the change in the temperature of the tumor. Technically, the control process is implemented as follows. A radiating dipole generates a signal pulse with a power of about 10 W and a duration of several hundred ns. When the measuring system operates at the same frequency as the main emitters used for heating, the emitters must be turned off for the duration of the temperature measurement and circulators must be used to prevent the transmitted signal from entering the power system. When using frequencies that are significantly different from each other, this is not necessary. The receiving dipole is connected to a microwave power measurement circuit, the conversion unit of which gives an analog signal (the amplitude of the transmitted RF power), which is then converted to digital. The digital signal is processed by the Fourier analysis program, which gives the amplitude value of the transmitted signal power and compares it with the "reference" value corresponding to the initial temperature. Then, according to the tabular data, the desired temperature is restored.
Численное моделирование показало, что при локальной и региональной гипертермии в теле пациента поглощается примерно 90% мощности (необходимая мощность питания составляет до 100 Вт на диполь), то есть прошедший сигнал будет составлять несколько Вт. При численном моделировании процесса нагрева с учетом изменения электродинамических характеристик тканей было показано, что изменение амплитуды сигнала составляет ~10-3 от сигнала при локальной гипертермии в диапазоне изменения температур 37-43°С и ~10-2 от сигнала при региональной. Таким образом, измерение мощности прошедшего сигнала должно проводиться с точностью не хуже 100 мкВт при мощности сигнала около 1 Вт. Это позволит контролировать температуру в области нагрева с точностью не хуже ~0.3 градуса. Так как процесс нагрева с 37°С до рабочего значения 40-41°С занимает обычно 15-30 минут, то достаточно осуществлять измерение температуры 1-3 раза в минуту.Numerical modeling showed that with local and regional hyperthermia, approximately 90% of the power is absorbed in the patient’s body (the required power supply is up to 100 watts per dipole), that is, the transmitted signal will be several watts. When numerically simulating the heating process, taking into account changes in the electrodynamic characteristics of tissues, it was shown that the change in the signal amplitude is ~ 10 -3 from the signal with local hyperthermia in the temperature range of 37-43 ° С and ~ 10 -2 from the signal with regional. Thus, the measurement of the transmitted signal power should be carried out with an accuracy of no worse than 100 μW at a signal power of about 1 W. This will allow controlling the temperature in the heating region with an accuracy of no worse than ~ 0.3 degrees. Since the process of heating from 37 ° C to an operating value of 40-41 ° C usually takes 15-30 minutes, it is enough to carry out a temperature measurement 1-3 times per minute.
Таким образом, было показано, что при локальной гипертермии возможно уменьшение области нагрева до 30-50 мм. Именно в этой области будут меняться с ростом температуры диэлектрические характеристики тканей (диэлектрическая проницаемость и тангенс угла диэлектрических потерь). Численное моделирование также показало, что изменение диэлектрических характеристик тканей приводит к изменению мощности прошедшего сигнала, которое может быть отслежено с помощью поглощающей антенны, оцифровано, с помощью Фурье-анализа может быть найдена амплитуда основной гармоники сигнала, по уровню которой восстанавливается значение температуры в области нагрева. Это позволяет сделать главный вывод о работоспособности заявляемой схемы термометрии.Thus, it was shown that with local hyperthermia, a decrease in the heating region to 30–50 mm is possible. It is in this area that the dielectric characteristics of tissues (dielectric constant and dielectric loss tangent) will change with increasing temperature. Numerical modeling also showed that a change in the dielectric characteristics of tissues leads to a change in the power of the transmitted signal, which can be monitored using an absorbing antenna, digitized, and using the Fourier analysis, the amplitude of the main harmonic of the signal can be found, from which the temperature value in the heating region is restored . This allows us to make the main conclusion about the health of the claimed thermometry scheme.
Заявляемый способ позволяет контролировать температуру в области нагрева с точностью не хуже 0.3 градуса. Так как процесс нагрева с 37°С до рабочего значения 40-41°С занимает обычно 15-30 минут, то достаточно осуществлять измерение температуры 1-3 раза в минуту. Точность измерения сравнима или выше, чем для всех используемых в настоящее время способов, кроме оптоволоконных. Однако в отличие от оптоволоконных датчиков, термопар и термисторов заявляемый способ является неинвазивным. Таким образом, единственным конкурирующим заявляемому способом остается неинвазивный контроль температуры с помощью магниторезонансного томографа, однако стоимость установки для радиотермометерии на 2-3 порядка меньше при сравнимой точности измерения.The inventive method allows you to control the temperature in the heating region with an accuracy of no worse than 0.3 degrees. Since the process of heating from 37 ° C to an operating value of 40-41 ° C usually takes 15-30 minutes, it is enough to carry out a temperature measurement 1-3 times per minute. The measurement accuracy is comparable to or higher than for all currently used methods, except fiber optic. However, unlike fiber optic sensors, thermocouples and thermistors, the inventive method is non-invasive. Thus, the only competing claimed method remains a non-invasive temperature control using a magnetic resonance imager, however, the cost of installation for radiothermetry is 2-3 orders of magnitude less with comparable measurement accuracy.
Источники информацииInformation sources
1. Hjertaker В.Т., Froystein Т., Schem В.С. A thermometry system for quality assurance and documentation of whole body hyperthermia procedures // International Journal of Hyperthermia. - 2005. - V.21(l). - P. 45-55.1. Hjertaker V.T., Froystein T., Schem V.S. A thermometry system for quality assurance and documentation of whole body hyperthermia procedures // International Journal of Hyperthermia. - 2005 .-- V.21 (l). - P. 45-55.
2. Shantesh H., et al: Thermometry studies of radio-frequency induced hyperthermia on hydrogel based neck phantoms // J Cancer Res Ther - September. - 2005. - V.1(3). - P. 162-167.2. Shantesh H., et al: Thermometry studies of radio-frequency induced hyperthermia on hydrogel based neck phantoms // J Cancer Res Ther - September. - 2005 .-- V.1 (3). - P. 162-167.
3. URL:http://www.meas-spec.com/temperature-sensors/ntc-thermistor-sensors/encapsulated-ntc-thermistors-with-leads.aspx3. URL: http: //www.meas-spec.com/temperature-sensors/ntc-thermistor-sensors/encapsulated-ntc-thermistors-with-leads.aspx
4. Samset E., Mala R., Ellingsen R. et al. Temperature measurement in soft using a distributed fibre Bragg-grating sensor system // Minimally Invasive Therapy & Allied Technologies. - 2001. - V.10(2). - P. 89-93.4. Samset E., Mala R., Ellingsen R. et al. Temperature measurement in soft using a distributed fiber Bragg-grating sensor system // Minimally Invasive Therapy & Allied Technologies. - 2001 .-- V.10 (2). - P. 89-93.
5. Turner R., Streicher M. Measuring temperature using MRI: a powerful and versatile technique // Magnetic Resonance Materials in Physics, Biology and Medicine. - 2012. - V. 25(l). - P. 1-3.5. Turner R., Streicher M. Measuring temperature using MRI: a powerful and versatile technique // Magnetic Resonance Materials in Physics, Biology and Medicine. - 2012 .-- V. 25 (l). - P. 1-3.
6. А.А. Аносов, P.В. Беляев, В.А. Вилков, А.С. Казанский, А.Д. Мансфельд, А.С. Шаракшанэ. Динамическая акустотермография, Акустический Журнал, 2009, том 55, №4-5, с. 436-444.6. A.A. Anosov, P.V. Belyaev, V.A. Vilkov, A.S. Kazan, A.D. Mansfeld, A.S. Sharaksane. Dynamic Acoustothermography, Acoustic Journal, 2009, Volume 55, No. 4-5, p. 436-444.
7. A.H. Barrett, Ph. С.Myers, "Subcutaneous Temperature: A method of Noninvasive Sensing", Science, Nov. 14, 1975, vol. 190, pp. 669-671.7. A.H. Barrett, Ph. C. Myers, "Subcutaneous Temperature: A method of Noninvasive Sensing", Science, Nov. 14, 1975, vol. 190, pp. 669-671.
8. URL: http://www.resltd.ru/rus/literature/basis_mr.htm#_Toc35399387, Основы микроволновой радиотермометрии.8. URL: http://www.resltd.ru/eng/literature/basis_mr.htm#_Toc35399387, Fundamentals of microwave radiothermometry.
9. Бурдина Л.М., Вайсблат А.В., Веснин С.Г., Конкин М.А., Лащенков А.В., Наумкина Н.Г., Тихомирова Н.Н. Применение радиотермометрии для диагностики рака молочной железы - Маммология 1998 г. №2 стр. 3-12.9. Burdina L.M., Vaysblat A.V., Vesnin S.G., Konkin M.A., Laschenkov A.V., Naumkina N.G., Tikhomirova N.N. The use of radiothermometry for the diagnosis of breast cancer - Mammology 1998, No. 2 p. 3-12.
10. URL: http://www.findpatent.ru/patent/230/2306099.htm1, Патент №2306099 - Антенна-аппликатор для неинвазивного измерения температуры внутренних тканей биологического объекта (варианты).10. URL: http://www.findpatent.ru/patent/230/2306099.htm1, Patent No. 2306099 - Antenna applicator for non-invasive measurement of the temperature of the internal tissues of a biological object (options).
11. URL: http://www.***.com/patents/US5779635, Microwave detection apparatus for locating cancerous tumors particularly breast tumors.11. URL: http://www.***.com/patents/US5779635, Microwave detection apparatus for locating cancerous tumors particularly breast tumors.
12. С Gabriel, S Gabriel and E Corthout. The dielectric properties of biological tissues: I. Literature survey. Phys. Med. Biol. 41 (1996) 2231-2249.12. With Gabriel, S Gabriel and E Corthout. The dielectric properties of biological tissues: I. Literature survey. Phys. Med. Biol. 41 (1996) 2231-2249.
13. S Gabriel, R W Lau and С Gabriel. The dielectric properties of biological tissues: II. Measurements in the frequency range 10 Hz to 20 GHz. Phys. Med. Biol. 41 (1996) 2251-2269.13. S Gabriel, R W Lau and C Gabriel. The dielectric properties of biological tissues: II. Measurements in the frequency range 10 Hz to 20 GHz. Phys. Med. Biol. 41 (1996) 2251-2269.
14. S Gabriel, R W Lau and С Gabriel. The dielectric properties of biological tissues: III. Parametric models for the dielectric spectrum of tissues. Phys. Med. Biol. 41 (1996) 2271-2293.14. S Gabriel, R W Lau and C Gabriel. The dielectric properties of biological tissues: III. Parametric models for the dielectric spectrum of tissues. Phys. Med. Biol. 41 (1996) 2271-2293.
15. Turner R., Streicher M. Measuring temperature using MRI: a powerful and versatile technique // Magnetic Resonance Materials in Physics, Biology and Medicine. - 2012. - V. 25(1). - P. 1-3.15. Turner R., Streicher M. Measuring temperature using MRI: a powerful and versatile technique // Magnetic Resonance Materials in Physics, Biology and Medicine. - 2012 .-- V. 25 (1). - P. 1-3.
16. Shantesh H., et al: Thermometry studies of radio-frequency induced hyperthermia on hydrogel based neck phantoms // J Cancer Res Ther - September. - 2005. - V.1(3). - P. 162-167.16. Shantesh H., et al: Thermometry studies of radio-frequency induced hyperthermia on hydrogel based neck phantoms // J Cancer Res Ther - September. - 2005 .-- V.1 (3). - P. 162-167.
17. URL: http://www.pyrexar.com/hyperthermia17. URL: http://www.pyrexar.com/hyperthermia
18. URL: http://sennewald.de/wp-content/uploads/The-Gold-Standard-in-Hyperthermial.pdf18. URL: http://sennewald.de/wp-content/uploads/The-Gold-Standard-in-Hyperthermial.pdf
19. A.M. Fadeev, S.M. Polozov, E.A. Perelstein et. Al. Facility development for a combined cancer therapy // Problems of Atomic Science and Technology. Series: Nuclear Physics Investigations, №3 (79) p. 191-194, 2012.19. A.M. Fadeev, S.M. Polozov, E.A. Perelstein et. Al. Facility development for a combined cancer therapy // Problems of Atomic Science and Technology. Series: Nuclear Physics Investigations, No 3 (79) p. 191-194, 2012.
20. Fadeev A.M., Polozov S.M., Belyaev V.N. et al. RF Power and Control Systems for Phased Dipoles Array System for Hyperthermia // Proc. of RUPAC 2012:524-525.20. Fadeev A.M., Polozov S.M., Belyaev V.N. et al. RF Power and Control Systems for Phased Dipoles Array System for Hyperthermia // Proc. of RUPAC 2012: 524-525.
21. Fadeev A.M., Polozov S.M., Belyaev V.N., Perelstein E.A. Cylindrical Phased Dipoles Array for Hyperthermia of Deep-situated Tumors // Proc. of RUPAC 2012:521-523.21. Fadeev A.M., Polozov S.M., Belyaev V.N., Perelstein E.A. Cylindrical Phased Dipoles Array for Hyperthermia of Deep-located Tumors // Proc. of RUPAC 2012: 521-523.
22. Fadeev A.M., Polozov S.M., E.A. Perelstein E.A., et al. Facility for the electromagnetic hyperthermia based on the phased array // Problems of Atomic Science and Technology. Series: Nuclear Physics Investigations. - 2013. -V.6(88). - P. 220-224.22. Fadeev A.M., Polozov S.M., E.A. Perelstein E.A., et al. Facility for the electromagnetic hyperthermia based on the phased array // Problems of Atomic Science and Technology. Series: Nuclear Physics Investigations. - 2013.-V.6 (88). - P. 220-224.
23. Fadeev A.M., Polozov S.M., E.A. Perelstein E.A., et al. Facility for the electromagnetic hyperthermia based on the phased array // Problems of Atomic Science and Technology. Series: Nuclear Physics Investigations. - 2013. -V.6(88). - P. 220-224.23. Fadeev A.M., Polozov S.M., E.A. Perelstein E.A., et al. Facility for the electromagnetic hyperthermia based on the phased array // Problems of Atomic Science and Technology. Series: Nuclear Physics Investigations. - 2013.-V.6 (88). - P. 220-224.
24. Фадеев A.M., Полозов С.М. Моделирование процесса облучения тела с использованием фазированного массива при ВЧ гипертермии // Ядерная физика и инжиниринг.- 2013. - Т. 4. - №11-12. - С. 1037-1046.24. Fadeev A.M., Polozov S.M. Modeling the process of body irradiation using a phased array in RF hyperthermia // Nuclear Physics and Engineering.- 2013. - V. 4. - No. 11-12. - S. 1037-1046.
25. Фадеев A.M., В.Н. Беляев, С.М. Полозов и др. Регулирование параметров области нагрева при высокочастотной региональной гипертермии // Медицинская физика. - 2013. - №3 (59). - С. 95-105.25. Fadeev A.M., V.N. Belyaev, S.M. Polozov et al. Regulation of the parameters of the heating region during high-frequency regional hyperthermia // Medical Physics. - 2013. - No. 3 (59). - S. 95-105.
Claims (1)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2016127105A RU2672379C1 (en) | 2016-07-06 | 2016-07-06 | Method of non-invasive remote temperature control of deeply located organs and tissues |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2016127105A RU2672379C1 (en) | 2016-07-06 | 2016-07-06 | Method of non-invasive remote temperature control of deeply located organs and tissues |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2016127105A RU2016127105A (en) | 2018-01-10 |
| RU2672379C1 true RU2672379C1 (en) | 2018-11-14 |
Family
ID=60965262
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2016127105A RU2672379C1 (en) | 2016-07-06 | 2016-07-06 | Method of non-invasive remote temperature control of deeply located organs and tissues |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2672379C1 (en) |
Citations (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2055331C1 (en) * | 1992-03-31 | 1996-02-27 | Виктор Иванович Пасечник | Acoustic thermometer |
| US20020111386A1 (en) * | 1989-08-28 | 2002-08-15 | Sekins K. Michael | Apparatus for pulmonary delivery of drugs with simultaneous liquid lavage and ventilation |
| RU2372116C2 (en) * | 2007-12-24 | 2009-11-10 | Государственное учреждение Медицинский радиологический научный центр РАМН | Local uhf-hyperthermia apparatus |
| EA016151B1 (en) * | 2005-08-30 | 2012-02-28 | ТЕРМ МЕД ЭлЭлСи | Enhanced systems and methods for rf-induced hyperthermia ii |
| RU2489689C2 (en) * | 2008-01-25 | 2013-08-10 | Нирлус Энджиниринг Аг | Method for noninvasive optical determination of ambient temperature |
| RU2531129C2 (en) * | 2009-06-19 | 2014-10-20 | Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. | Mri thermometry combined with hyperpolarisation device using photons with orbital angular momentum |
-
2016
- 2016-07-06 RU RU2016127105A patent/RU2672379C1/en not_active IP Right Cessation
Patent Citations (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US20020111386A1 (en) * | 1989-08-28 | 2002-08-15 | Sekins K. Michael | Apparatus for pulmonary delivery of drugs with simultaneous liquid lavage and ventilation |
| RU2055331C1 (en) * | 1992-03-31 | 1996-02-27 | Виктор Иванович Пасечник | Acoustic thermometer |
| EA016151B1 (en) * | 2005-08-30 | 2012-02-28 | ТЕРМ МЕД ЭлЭлСи | Enhanced systems and methods for rf-induced hyperthermia ii |
| RU2372116C2 (en) * | 2007-12-24 | 2009-11-10 | Государственное учреждение Медицинский радиологический научный центр РАМН | Local uhf-hyperthermia apparatus |
| RU2489689C2 (en) * | 2008-01-25 | 2013-08-10 | Нирлус Энджиниринг Аг | Method for noninvasive optical determination of ambient temperature |
| RU2531129C2 (en) * | 2009-06-19 | 2014-10-20 | Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. | Mri thermometry combined with hyperpolarisation device using photons with orbital angular momentum |
Non-Patent Citations (3)
| Title |
|---|
| TURNER R. et al. Measuring temperature using MRI: a powerful and versatile technique. Magnetic Resonance Materials in Physics, Biology and Medicine. 2012 V. 25(1) P. 1-3. * |
| ФАДЕЕВ A.M. и др. Регулирование параметров области нагрева при высокочастотной региональной гипертермии / Медицинская физика, 2013, N3 (59), С. 95-105. * |
| ФАДЕЕВ A.M. и др. Регулирование параметров области нагрева при высокочастотной региональной гипертермии / Медицинская физика, 2013, N3 (59), С. 95-105. TURNER R. et al. Measuring temperature using MRI: a powerful and versatile technique. Magnetic Resonance Materials in Physics, Biology and Medicine. 2012 V. 25(1) P. 1-3. * |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| RU2016127105A (en) | 2018-01-10 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| Carter et al. | Magnetic resonance thermometry during hyperthermia for human high-grade sarcoma | |
| Saccomandi et al. | Techniques for temperature monitoring during laser-induced thermotherapy: An overview | |
| Sherar et al. | Comparison of thermal damage calculated using magnetic resonance thermometry, with magnetic resonance imaging post-treatment and histology, after interstitial microwave thermal therapy of rabbit brain | |
| Chen et al. | Real-time three-dimensional microwave monitoring of interstitial thermal therapy | |
| US4860752A (en) | Invasive microwave array with destructive and coherent phase | |
| RU2538238C2 (en) | Therapy controlled by magnetic resonant visualisation | |
| Allegretti et al. | Magnetic resonance-based thermometry during laser ablation on ex-vivo swine pancreas and liver | |
| Wang | Evaluation of MR thermometry with proton resonance frequency method at 7T | |
| CN105658147B (en) | Temperature monitoring device and method for the temperature in monitoring tissue | |
| Dadakova et al. | Fast PRF-based MR thermometry using double-echo EPI: in vivo comparison in a clinical hyperthermia setting | |
| Sedankin et al. | Development of a miniature microwave radiothermograph for monitoring the internal brain temperature | |
| Zhou | Noninvasive thermometry in high-intensity focused ultrasound ablation | |
| Wang et al. | 2-D noninvasive temperature measurement of biological samples based on compressive thermoacoustic tomography | |
| Dubois et al. | Non-invasive microwave multifrequency radiometry used in microwave hyperthermia for bidimensional reconstruction of temperature patterns | |
| Oikonomou et al. | Phased-array near field radiometry for brain intracranial applications | |
| Schneider et al. | Visualization by a matrix of light-emitting diodes of interference effects from a radiative four-applicator hyperthermia system | |
| US8923951B2 (en) | Diagnostic devices using thermal noise | |
| Jelbuldina et al. | Fiber Bragg Grating Sensor for Temperature Monitoring During HIFU Ablation of Ex Vivo Breast Fibroadenoma | |
| RU2672379C1 (en) | Method of non-invasive remote temperature control of deeply located organs and tissues | |
| Chen et al. | Quantitative MR thermometry based on phase-drift correction PRF shift method at 0.35 T | |
| Behnia et al. | Closed‐loop feedback control of phased‐array microwave heating using thermal measurements from magnetic resonance imaging | |
| Gross et al. | Experimental assessment of phased-array heating of neck tumours | |
| Turner et al. | Future trends in heating technology of deep-seated tumors | |
| Caponero et al. | Fabrication and calibration of three temperature probes for monitoring the effects of thermal cancer ablation | |
| KR20150046510A (en) | A system for operating tumor using microwave |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20181014 |