автореферат диссертации по приборостроению, метрологии и информационно-измерительным приборам и системам, 05.11.17, диссертация на тему:Теоретические и экспериментальные основы. Создание криохирургической аппаратуры и медицинских технологий ее применения

и«

ВСЕРОССИЙСКИЙ НАУЧНО-ИССЛЕДОВАТЕЛЬСКИЙ И ИСПЫТАТЕЛЬНЫЙ ИНСТИТУТ МЕДИЦИНСКОЙ ТЕХНИКИ

На правах рукописи УДК 615.47.03:615.832.9' 615.7.03:615.-006

Цыганов Дмитрий Игоревич

ТЕОРЕТИЧЕСКИЕ И ЭКСПЕРИМЕНТАЛЬНЫЕ ОСНОВЫ.СОЗДАНИЕ КРИОХИРУРГИЧЕСКОЙ АППАРАТУРЫ И МЕДИЦИНСКИХ ТЕХНОЛОГИЙ ЕЕ ПРИМЕНЕНИЯ.

Специальность 05.11.17-Медицияские приборы и измерительные системы.

АВТОРЕФЕРАТ диссертации на соискание ученой степени доктора технических наук

Москва 1994.

Работа выполнена во Всероссийском научно-исследовательском и испытательном институте медицинской техники.

Официальные опоненты: -д.т.н., профессор Архаров А.М. -д.т.н., профессор Блинов H.H. -д.м.н., профессор Шенталь В.В.

Ведущая организация - НИИВТим.С.А. Векщинского,

Защита диссертации состоится 1994г в 10 часов на

заседании специализированного совета Д 074.46.01 во Всероссийском иаучо-исследовательском и испытательном институте медицинской техники по адресу: 129301, г.Москва, ул.Касаткина, 3.

С диссертацией можно ознакомиться в библиотеке ВНИИИМТ. Автореферат разослан "/ф / / .1934г. Уче1ШЙ секретарь

Актуальность работы. Сэ^ре:.{ен!!ые достижения медицинской техники позволяют широко пспользосать в лечебной практике различные физические воздействия, реализуемые с г.омсщыо лазерного луча, ультразвуковых волн, электромагнитного поля, низких температур н т.п. Криохирургия имеет целый ряд доказанных преимуществ перед •традиционными методами лечения, к которым можно отнести -безболезненность, отсутствие кровотечения и общей отрицательной реакции органнзмз, высокий функциональный эффект, при этом она представляет собой самостоятельное многоплановое направление в хирургии, охватывающее практически вез дисциплины медицины. Например, удаление стандартным хирургическим способом или с помощью склерозирующей терапии доброкачественных опухолей - гемангиом, которые составляют около 10% всех опухолей (Агапов B.C. i9S8) и в 60-80% случаев локализуются в области головы и шеи, может привести, к возникновению дефектов н деформаций ка коже пациента, что практически исключено при криодеструкции этих образований. Операции чисто хирургическим способом быстрорастущих обширных гемангиом сложной анатомической локализации, например, околоушной области, часто дают осложнения в виде кровотечение и повреждения ветвей лицевого нерза, а правильное применение криозоэдействня во многих случаях позволит этого избежать. Язляется елжным также поиск эффективного лечения десмоидов п келоидов, так как традиционные методы лечения могут сопровождаться рецидивами этих образований. Применение криодеструкции для лечения патологических образований верхних .дыхательных путей, трахеобронхнзльного дерева и пищевода может стать альтернативой сложных, тяжелых операций, связанных с большой травматизацией организма.

При хирургическом лечении опухолеподобных образований челюсти нередко приходится удалять прилежащую костную ткань вместе с зубами, что может сопровождаться нарушением окк.иозионных. соотношений и деформации прикуса, особенно у детей. Поэтому разработка криохирургической аппаратуры для стоматологии ц поиск новых эффективных методов крнолечення поз вол-¡г сохранить челюсть н предупредить рецидивы.

Преимущества низких температур дают возможность использовать криохирургию при критических, в функциональном и косметическом

отношениях, локализациях патологических образований, таких как околоушная область, веки, крылья носа, углы рта, а в полости рта -крылочглюстная складка, мягкое небо, дистальные отделы языка и др.

Во многих работах отмечено, что в реальной хирургической практике криохирургия имеет определенные ограничения, связанные с пределом возможной деструкции крупных образований. Поэтому является актуальным поиск новых способов усиления криовоздействия, в сочетании с различными физическими факторами, что позволит значительно расширить границы применения криохирургических методов в медицине.

К сожалению, после первых успехов криохирургии (Кандсль Э.И., 3974), метод был воспринят как панацея, что привело к частым случаям его необоснованного и неадекватного применения. Отсутствие достоверных методов расчета и прогнозирования основных параметров процесса в конечном нтогс привело к тому, что большая часть криохирургических операций стала применятся для лечения небольших образований доступной локализации. Такая постановка во многом определилась также тем, что вопросы проектирования к применения криохирургической аппаратуры (КХА), как правило, рассматривались без учета теплофизических свойств (ТФС) самого объекта воздействия - биологической ткани. Поэтому для создания эффективных криохирургических аппаратов, методов расчета основных параметров их работы, а также прогнозирования результатов криовоздействия, необходимо в первую очередь иметь достоверные сведения о ТФС нормальных и патологически измененных биотканей в широком диапазоне температур. В области положительных температур таких Данных крайне мало, а для отрицательных их практически нет.

Таким образом, история развития метода и реальная практика проектирования и эксплуатации криогенной медицинской техники показали, что задачи, которые выдвигает криохирургия, необходимо решать На стыке ряда направлений науки К техники: медицины, биофизики, криогеники, теплофизики, и только синтез знаний а этих областях позволит изучить теплофизические свойства биоткани, как .объекта лечения, провести -корреляцию ТФС с параметрами режима воздействия и иа этой основе ^создать адекватные технические средства для их успешной реализации, что является актуальной научной проблемой медицинского приборостроения, имеющей важное народихозяйственное и социальное значение.

Деть и основные задачи. Целью настоящей, работы, является разработка научных основ создания КХА,медицинских технологий ее применения и внедрение их в клиническую практику, на базе теоретического и экспериментального изучения теплофизнческих проблем низкотемпературного воздействия ка биоткань.

Для достижения поставленной цели потребовалось решить следующие основные задачи:

1. Разработка теплофизнческих и биофизических моделей и мгт( on расчета ТФС тканей in vivo я in vitro,проведение их комплексного изучения в широком диапазоне температур.

2. Определение основных закономерностей изменения ТФС биотканей в зависимости от параметров режима криовоздействия на осноЕе анализа расчетных и экспериментальных данных.

3. Разработка физико-математической модели,адекватной реальному процессу криовоздействия, обобщение результатов численного исследования процесса с целью разраоотки научных осноз проектирования КХА и биомедицинских технологий ее применения.

4. Исследование способов комбинированного с СВЧ ЭМП и УЗ криовоздействия с целью определения их оптимальных параметров для усиления криодеструкции.

5. Разработка метода расчета КХА с целью определения оптимальных технических, конструктивных п технологических параметров аппаратов в зависимости от свойств биоткани и характеристик криовоздействия.

6. Создать и внедрить в клиническую практику детской хирургии, стоматологии, оториноляринголоши, онкологии и др. эффективную КХА и медицинские технологии ее применения.

Научная новизна. Впервые на базе системного биотехнического подхода, позволяющего связать ТФС ткани с основными параметрами низкотемпературного воздействия, решена проблема разработки теорет1гческих основ создания КХА и технологий ее медицинского применения, в том числе:

- разработана физико-математическая модель, алгоритм и программа расчета процесса криовоздействия, учи" мвающие реальные бно и теплофизические свойства ткани: зависимость от температуры, направления теплового потока, растянутость фазового перехода воды в диапазоне температур от крноскопическои до эвтектической, что позволяет разработать

обоснованные М'ГТ к КХА и оптимальные режимы медицинских технологий се применения;

предложен метод расчета КХА, позволяющий определить оптимальные технические, конструктивные и технологические параметры криохирургических инструментов и аппаратов в зависимости от характеристик новообразований;

- разработана теплофизпческая модель биоткани in vivo н методика расчета, позволяющие определить эффективную теплопроводность ткани в зависимости от скорости и напраатения кровотока и уровня метаболизма;

- созданы биофизические модели ткани iv vitro, алгоритм и методика расчета, позволяющие определить температурную зависимость тсплопроводящих свойств ткани;

- впервые теоретически и экспериментально получены достоверные данные по ТФС практически всех основных нормальных тканей н органов человека, а также многих новообразований в интервале температур 77-320 К, анализ . аторых позволил установить основные закономерности изменения ТФС биоткани от ее состава, строения, параметров режима замораживания и динамики структурных изменений;

определены основные закономерности формирования зоны замораживания в зависимости от параметров режима воздействия - времени, температуры, скорости замораживания, радиуса крионаконечника, ц кроме того влияние на них свойств самой ткани, ее орукгуры й состава, формы, а также размеров и локализации новообразования;

- установлено влияние на тсплопрово.-ыише свойства ткани режимов СВЧ ЭМП, позволяющее обосновать увеличение размеров зоны замораживания после комбинированного СВЧ и криовоздействия.

Положения, выносимые на защиту. В результате приведенных исследований обоснованы следующие основные положения, выдвигаемые на защиту:

- установлены закономерности изменения ТФС нормальных и патологических тканей в интервале температур 77-320 К в зависимости от их состава, строения параметров режима замораживания и СВЧ облучения. Доказана зависимость размеров зоны замораживания от био- и ,еплофизических свойств ткани. Показано, что эффективность криовоздействия в значительной мере зависит от влагосодержания ткани;

- разработан алгоритм выбора показателей назначения КХА и установлены их пороговые значения в зависимости от характеристик новообразований. Показана зависимость основных технических и технологических параметров КХА от величины объема некроза ткани. Доказана клиническая эффективность разработанных КХА и медицинских технологий их применения для лечения различных патологических образований.

Практическая значимость и внедрение результатов работы. Практическая ценность проведенных исследований состоит в решении важной народнохозяйственной и социальной задачи, заключающейся в разработке эффективных аппаратных методов и технических средств для лечения различных новообразований. Результаты исследований, выраженные в виде графиков, ио.-.ограмм, атласов, программ для ЭВМ и конструктивных схем построения аппаратов, позволяют непосредственно использовать их в разработке КХА и медицинских технологий ее применения.

Разработанный метод расчета КХА служит базой для проектирования криогенной техники медицинского применения и позволяет установить пороговые значения основных параметров назначения, что дает возможность обосновать выбор типа аппарата, принципа охлаждения, организации циркуляции криоагента и т.д. применительно к определенному круг}' новообразований.

Соста&тен атлас по ТФС тканей, органов и патологических образований, который необходим для разработки КХА и методик лечения. Он является также основной базой данных для расчетов в области криоконсервации тканей и органов в интересах медицины, биологии, сельского хозяйства. Атлас позволяет определить оптимальные параметры режимов воздействия при УЗ, СВЧ и лазерной терапии, диагностики, хирургии. С помощью этих данных возможно прогнозирование развития новых направлений в криохирургии, а также решение целого ряда проблем в различных областях науки и техники, связанных с исследованием теплового воздействия на организм человека в целом - создание комфортных условий жизнедеятельности, защитной одежды, скафандров, систем жизнеобеспечения и т.д..

Разработанный атлас г сновных параметров режимов криовоздействия, включая прогнозирование его наиболее вероятных результатов на различные

нормальные и патологически измененные биоткани человека, является необходимым инструментом для врача и служит основой для выбора оптимальных параметров воздействия в клинической практике. Установленные оптимальные режимы эффективного способа усиления криодеструпщии за счет предварительного облучения образования перед замораживанием СВЧ ЭМП, что дает возможность существенно расширить область клинического применения низких температур для лечения крупных образований объемом до 120 см^, в том числе сложной анатомической локализации. Использование этих режимов для деструкции больших кавернозных и комбинированных геманпюм у детей позволило в 97% случаев получить положительный эффект лечения и полностью отказаться от оперативного лечения.

На основе разработанного системного подхода к проектированию КХА создана серия криохирургических аппаратов для.:

а) детской хирургии - малогабаритные азотные криоаппараты (типа МАК) зал 1| иного типа, криоаппараты для пенетрационного и эндоскопического воздействия (типа КЭ-1), стационарный азотный криоаппарат АК-2, аппарат для комплексной СВЧ-криохирургии "Криоплюс";

б) стоматологии - стационарны!! азотный аппарат КС-1;

в) оторинолярингологин - стационарный аппарат АШ-1, работающий на закиси азота, за счет эффекта Джоуля-Томсона;

г)онкологии и гинекологии-малогабаритный азотный аппарат КРИО-

05.

Ряд аппаратов прошел клинические и технические испытания и рекомендован Комитетом по новой медицинской технике к применению л медицинской практике и промышленному производству. Малогабаритных криогенных аппаратов для детской хирургии вылущено серийно более 1000 штук.

На базе поликлиники ДКБ N° 13 им. Н.Ф. Филатова создан первый в стране специализированный кабинет ло криогенному лечению доброкачественных образований у детей, в котором с помощью разработанной КХА и технологий ее применения успешно проведено лечение более 100 000 детей.

В отделении челюстно-лицевой хирургии МОНИКИ им. М.Ф. Владимирского с использованием результатов настоящей работы проведено

криохирургическое лечение с положительным эффектом более 500 больных с доброкачественными и олухслеподобнымн образованиями.

Теоретические и практические результаты внедрены в клиническую практику Детской республиканской больницы МЗ РФ, поликлинического отделения МНШ1К МЗ РФ, Атгайского краевого онкологического диспансера, кафедры детской хирургии и ортопедии Алтайского медицинского института, детского онкологического отделения ОКИ РАМН, стоматологической поликлиники г. Подольска, кабинета хирургической стоматологии Московской областной поликлиники, многих лечебно-профилактических учреждений РФ (гг. Москвы, Воронежа, Перми и др.), а также стран ближнего ззрубе:кья (гг. Рига, Тбилиси и др.)

Организации-разработчики криогенной техники медицинского назначения - Ш1ИРП, ИТЭФ, ЗНИИИМ7 и др. используют разработанный математический аппарат для проектирования КХА и расчета основных параметров процесса криовоздействия.

Материалы диссертации состаатяют основу курса "Криохирургия" на кафедре "Медицинская техника" Российской медицинской академии последипломного образования.

Апообания работы. Основные положения диссертационной работы докладывались и обсуждались на ме>:аунзродных симпозиумах и конференциях: "Механизмы криспозреждения и криозашнш биологических объектов" (г. Харьков, I9S4 г.); "Криохирургия - применение низких температур" (г. Бенешев, ЧСФР, ¡990 г.); 3-ем Международном фору;,« "Стратегия здоровья: интеллектуалы ¡ое обеспечение медицина" (г. Гурзуф, 1994 г.), а также на Всесоюзных конференциях: 4-ом съезде стоматологов (г. Ульяновск, 1982 г.), "Применение современных достижений криозлектроннки для медицинских и биологических исследований" (г. Киев, 19S3 г.), "Новые методы лечения и диагностики в хирургии" (г. Барнаул, I9S7 г.), "Медицинская криогенная техника" (г. Мосхез, J9SS г.), "Актуальные вопросы создания н эксплуатации терапевтической и хирургической медицинской техники" (г. Звенигород, 19S9 г.).

Криохирургическая аппаратура экспониррЕгитась на национальных л .международных выставках, в том число ка ВДНХ СССР (19S2 г.), где за разработку криоаппарата АК-2 автору была присолена бронзовая медаль.

Публикации. По теме диссертации опубликовано 45 научных работ, включая авторские свидетельства на изобретения.

Структура и объем диссертации. Диссертационная работа изложена на 153 страницах основного текста, иллюстрируется "72 рисунками и 3 таблицами на 76 страницах и состоит из введения, 8 глав, выводов, списка литературы из 192 наименовании и 19 приложений.

Во введении обоснована актуальность и народно-хозяйственное значение решаемой в диссертационной работе проблемы, ее сониатьная значимость. Сформулированы цель работы, основные пути ее достижения, а также основные положения, выносимые на защиту. Приведены характеристики научной новизны и практической значимости работы.

В Главе 1 рассмотрено состояние проблемы, связанной с разработкой теоретических и экспериментальных основ создания КХА и биомедицинских технологий ее применения на базе системного анализа работ по: медицинскому аспекту применения низких температур в детской хирургии, стоматологии, онкологии; исследованию процессов, протекающих в ткани при ее замораживании; методам контроля и усиления криовоэдействия; подходам к созданию математических моделей процесса и методам их решения; рассмотрению процессов, определяющих передачу тепла в биоткани, теоретическим моделям и экспериментальным данным по ТФС тканей, а также на основе детального анализа инженерно-технических аспектов разработки КХА.

Исследования Чирешкина Д.Г., 1971» Пачеса А.И., 19S3, Кожевникова В.А., 19S7, Шафранова В.В., 19S7, Спиридоновой Н.З., 1990, и др. показали необходимость и перспективы применения низких температур для лечения различных новообразований, в том числе обширных геманг'иом сложной анатомической локализации, келоидов, дгемоидов, образований трахеобронхиального дерева и пищевода, особенно для детского возраста, различных доброкачественных и опухолеобразных образовании челюстно-лицевой области и многих других. Применение криохирургии при лечения этих заболеваний сдерживается отсутствием достоверных методов расчета режимов криовоздействия и прогнозирования его результатов, а также тем, что с помощью существующей КХА невозможно разрушить большие образования размером 4x4x4 см и больше.

В работах Шенталя В.В., 1979, Тэи Ю.В., 19S7, Шафранова В.В., 1987, Птуха Т.П., 19S9 и др. показано, что перспективным методом для усиления эффекта крнодсструкции является комбинированное сочетание УЗ или СВЧ ЭМП с низкими температурами, но з литературе отсутствуют систематические данные о зависимости эффекта усиления криодеструкшш от параметров ультразвукового и СВЧ воздействия. Анализ этих исследовании покатал, что становится актуальной задача изучения зависимости криодесгрукшш биоткани от частоты, мощности, интенспвносш и п р о д о л: и т е л и! о с ги ультразвукового и СВЧ воздействия. Большое значение имеет так:« установление оптимального интервала между ультразвуковым или СВЧ воздействием и криовоздействием (интервальное время). Выяснение этих вопросов должно лечь в основу разработки новых, более эффективных бно.чедншшехнх технологий криовоздействия и с оответствую ще й а п паратур ы.

В настояшсе время имеется большое количество разнообразной хрномедшшнекой техники, в основном, зарубежного производства. Из отечественной аппаратуры серийно выпускаются некоторые образцы аппаратов типа КР-02, КА-02 (ВННИИМТ) и др. Значительный вклад в разработку научных подходов к проектированию ЮСА внесли работы, проводимые в МГ'ГУ им. Н.Э. Баумана под руководством проф. А.М. Архарова. Анализ обзорных работ по вопросам криомедншшы и перспективам ее развития (Bald \V., 1982, Грищеико В.И., 1937, Терновой К.С.., 19SS и др.) показал, что основным тормозом на пути дальнейшего прогресса метола является отсутствие связи между создаваемыми аппаратурными средствами, включая методы их применения, и свойствами самого объекта воздействия - биологической ткани.

Всю сложность этой проблемы во . всем многообразии можно представить исходя из схемы криовоздействия, показанной на рис. 1. Серьезные проблемы при криовоздействии создает слоистая структура ткани с разными свойствами и толщиной слоев, и разные по составу, формам, размерам включения патологической ткани. Вода, являясь основным компонентом биоткани, отвечает за физические процессы при замораживании и замерзает при замораживании биоткани не при 273,15 К, а в диапазоне температур от хриоскопической (270,5-272,5 К) до эвтектической (223-24S К), причем зона замораживания, как правило, больше зоны некроза, и для большинства тканей соотношение диаметров этих зон достигает в среднем значения 1,28.

наконечник

криохирургического

инструмента

го

Рис.1 Схема локального криовоздеиствия на биоткань; а) - наконечник; погруженный в ткань; 61 - поверхностное криовоздействие; в} пенетрационное криовоздействие.

Для достижения цели операции - разрушения заданного объема патологической ткани (см. рис. 3), необходимо определить основные показатели назначения процесса: температуру, скорость и время замораживания, которые в первую очередь определяются тепловой надгакой к криоинструмепту и ТФС (р, С, X) данного типа ткани. Показатели назначения, в свою очередь, определяют конструктивные и технологические характеристики КХА.

В этом направлении известно два пути решения проблем эмпирический, которым занимались многие исследователи, начиная с работ Канделя Э.И., 1974 и математическое моделирование, над которым работали Комини Д., 1976, Будрпк В.В., 1979, Филиппов Ю.П., 1979, ЕиЫюку В., 1980, Антонов А.Н., 1983, Микулин Е.И., 1934, Резницкий В.Г., 1934 и др. Сравнительный анализ этих направлений показал, что каждый из них имеет свои преимущества и недостатки, поэтому очевидна необходимость их синтеза, а именно - разработка адекватной математической модели при широкой н объективной проверке ее на реальных биообъектах.

. Приведенный анализ позволил выдвинуть требования к современному методу математического моделирования процесса и определить пути его разработки.

Для обеспечения необходимой точности и достоверности в расчетах температурных полей, необходимо при описании фазового перехода воды, содержащейся в биоткани, учитывать его растянутость в диапазоне температур. При этом наиболее органичным представляется использование метода "сглаживания" энтальпии, позволяющего создавать наиболее экономичные и эффективные алгоритмы расчета.

Адекватные результаты расчета могут быть достигнуты только при учете реальных свойств биоткани: многокомпонентное!;!, анизотропности, зависимости ее теплофизических характеристик от температуры и скорости крновоздействия. В полном объеме этого не сделано ни в одной из известных работ.

Основная трудность и неопределенность в описании и расчете температурных полей в биоткани состоит в оценке тепловыделений за счет жизнедеятельности организма. Из рассмотренных работ следует, что в настоящее время не существует общепринят го подхода к такой оценке, так как описано по крайней мере шесть различных способов учета тепловыделений в ткани. По нашему мнению наиболее целесообразным является применение понятия коэффициента эффективной

теплопроводности, который интегрально учитывает увеличение тепловых потоков в биоткани за счет всех источников тепла. Основное достоинство такого подхода состоит в том, что зта величина непосредственно и объективно определяется из эксперимента.

Как следует из анализа, в настоящее время целесообразным предста&тяется постановка граничных условий первого рода на границе наконечник-биоткань. Полученные в результате расчетов в такой постановке соотношения между значениями тепловых потоков и температур могут быть использованы для анализа условий теплообмена внутри криохирургического инструмента и определения требований к конструктивным и технологическим параметрам криохирургических аппаратов.

решение этих задач неразрывно связано с процессом теплопереноса в ткани in vivo, который относится к числу наиболее сложных и малоизученных теплофизическнх лроцессоз.

Теоретические исследования (Perl AV., 1S¿2, Shitzer A., 1976, Bald W., 1982 ) показали, что передача тепла в ткани происходит за счет трех ■взаимосвязанных механизмов - кондукгивной теплопроводности, конвективного перекоса тепла за счет кровотока и тсплообменных процессов метаболизма. Последние два приводят к тому, что при одном и том же градиенте температуры через единицу площади ткани перекосится большее количество тепла, т.е. теплопроводность "видимо" возрастает. Это явление получило название - эффективной теплопроводности.

Многие исследователи отмечали, что различие в механизмах переноса тепла в ткани in vivo и in vitro относится к области температур выше криоскопической.

ТФС биоткани in vitro более изучены в основном благодаря исследованиям Чижоза Г.Б., 1979, Синцова H.A., 19S1, Латышева В.П., 19S2 и др. в области холодильной технологии продуктов животного происхождения, при этом температурная зависимость ТФС ограничена лишь уровнем 243-253 К.

Известно несколько попыток представить структуру биоткани in vitro и дать метод расчета ТФС на основе моделей обобщенной проводимости Кришера Ö., Лихтекекера А., Миснара А., анализ которых показал, что л них не отражен реальный процесс льдообразования и расположения фаз компонентов ткани при замораживании.

Таким образом, исходя из цели работы на основании анализа исследований в данном направлении были сформулированы основные задачи диссертации и намечены пути их решения.

Глава 2 посвящена теоретическому исследованию теплофизических процессов в биоткани in vivo и in vitro. Разработана физико-математическая модель, алгоритм и программа расчета теплофизических процессов в биоткани с учетом реальных ТФС биоткани, ее многокомпонент! го состава, биологической реакции организма, влияния теплообмена с окружающей средой, размеров и формы патологического образования, растянутости в диапазоне температур фазового перехода воды, содержащейся в биоткани и др. В такой общей постановке, учитывающей все многообразие факторов, атияющих на процесс, задача решена впервые.

Схематично теплофизические процессы при криовоздействии на биоткань на примере криохирургического инструмента с плоским наконечником проиллюстрированы на рис.1.

Исходя из анализа известных подходов к созданию математического аппарата для проектирования криогенной медицинской техники, при разработке математической модели приняты следующие допущения: задача рассматривается в осесимметричной постановке; биологические тепловыделения учитываются с помощью коэффициента эффективной теплопроводности; на границе наконечник - биологическая ткань температура постоянна и равна температуре наконечника Ти; на границе биоткань - окружающая среда происходит конвективный теплообмен с коэффициентом теплоотдачи а = 12 Вт/(м2.К); на границах, удаленных от места криовоздействия, задаются условия постоянства температуры Т=То или условие адиабатности.

При этих допущениях температурное поле в биоткани описывается с помощью уравнения теплопроводности:

cp{T,z,rl£lrjr*(T,z,r)^]+£i?*{rtz,r)2L]-zp£ (1) at г ст дг dz 8z 8t

На границе начала фазового перехода выполняется условие Стефана: Я*f ~ = (Ы Sradr\T^0 - Я* . gradr^.gradL) (2)

Ть=Ткр- (3)

Условие Стефана (2, 3) говорит о том, что на изотерме, соответствующей криоскопической температуре ТКр, тепловой поток внутрь замерзшей зоны равен сумме теплового потока из незамерзшей зоны и теплоты фазового перехода воды, замерзающей при температуре ТКр.

К уравнениям (1 - 3) присоединяются граничные и начальные условия (рис.1)

Используя тождество;

а~ ¿г а ' ( )

и введя функцию энтальпии:

т

H(T) = \{cp+XP~idT <5)

Тн

преобразуем уравнение (I) к виду:

Cí г сг ¿r ¿z ¿Z

где Н' - производная по температуре. Уравнение (6) нелинейное и может быть решено только числено.

Непосредственное применение разностных схем к уравнению (6) не дает практически приемлемых результатов, так как функция Н'(Т) имеет разрыв первого рода в точке Т=Ткр. Всвязи с этим функция Н(Т) на некотором интервале (Ткр - ДТ, Ткр + ДТ) заменяется гладкой функцией Н (Т) такой, что:

Н(Ткр±ДТ) - Н(Ткр±ДТ), Н'(ТКр±ДТ) = Н'(Ткр±ДТ) В результате уравнение (6) преобразуется к виду.

я г сг еж ai ¿Z

Функция Н непрерывная и гладкая^ поэтому к уравнению <7) совместно с граничные и начальными условиями можно применять разностные схемы. Решение проведено локально - одномерным методом.

Тегоюфизическая модель теплопроводности биоткани in vivo базируется на следующих предпосылках. Температура внутри тела-"ядра" выше, чем на его поверхности-"оболочке". Последняя при нормальных

условиях находится в состоянии термодинамического равновесия с окружающей средой, т.е. в поверхностных слоях ткани существуют условия, определяющие процесс стационарной теплопроводности. Если толщина "оболочки" намного меньше, чем радиус кривизны ее поверхности, то такую систему можно считать одномерной.

Для определения эффективной теплопроводности Лзф живой биоткани в уравнение теплового баланса, помимо члена учитывающего кондуктивную теплопроводность X, включена скорость кровотока и и тепло метаболизма qм. Из решения дифференциального уравнения теплопроводности с внутренним источником тепла получено выражение, описывающее зависимость эффективной теплопроводности от интенсивности кровотока и выделения метаболического тепла:,

Параметр р является безразмерной величиной и служит мерой отношения конвективного переноса тепла, вследствии кровотока, к кондуктивной теплопроводности биоткани. По своему физическому смыслу этот параметр анатогичен критерию теплового подобия, определяемому числом Пекле. Безразмерный параметр ос, является мерой отношения полного количества внутренней теплоты метаболизма к максимально возможному конвективному переносу тепла за счет кровотока.

Для частного случая, когда отсутствуют внутренние источники тепла и кровоток имеет изотропный характер,

Р^6 т

Если кровоток носит неизотропный характер, то уравнение (8) принимает вид:

Проведенная оценка возможных значений параметров ¡} и а показала, что изменение скорости кровотока на два порядка может приводить к изменению эффективной теплопроводности в два раза в случае

однородного, изотропного кровотока и в шесть раз при .неизотропном кровотоке, который имеет место, когда локальный участок ткани пронизывает крупный сосуд. Влияние на эффективную теплопроводность уровня метаболизма незначительно, и его можно не учитывать, ошибка составит менее 8%.

Разработка биофизической модели для расчета ТФС биоткани in vitro методом обобщенной проводимости основывается на следующих данных. Известно, что почти 97% массы всех тканей человека приходится на воду и . сухой остаток, который состоит в основном из белков и жиров. В интервале фазовых переходов вода и образующаяся твердая фаза - лед являются взаимопроникающими компонентами. Модель такой структуры и методика расчета теплопроводности разработаны Дулыгевым Г.Н., 1974. При замораживании биоткани выделяется растворенная в жидкой фазе смесь газов, которая приводит к образованию пористого льда.

Для определения геометрического расположения сухого остатка были проведены исс едования двух характерных тканей с изотропной структурой (печень) и анизотропной (мышца), которые показали, что в первом случае при замораживании сухой остаток и лед образуют гетерогенную структуру, где эти компоненты имеют взаимопроникающий инвариантный характер. Во-втором - сухой остаток и лед образуют волокнистую структуру. В построенной структурной модели биоткань представлена двухфазной (вода, лед), гетерогенной смесью с границами раздела-вода, лед, сухой остаток, где газ образует замкнутые включения в твердой фазе жидкого компонента.

Многокомпонентная структура с дал чим порядком сводилась к бинарной с пересчетом объемной концентрации компонентов. Расчетная формула для определения обобщенной теплопроводности замерзших (Хз) и незамерзших (Хн) участков ткани, которые образуют последовательную цепь тепловых сопротивлений, имеет вид:

^ + =<р ^Ь- >*i> Mb- > Mi).

где рз -доля замерзшей ткани;

и Mi - теплопроводность и объемная концентрация i-ro компонента.

Для расчета теплопроводности анизотропной структуры в случае, когда тепловой поток перпендикулярен к направлению волокон выведена зависимость:

2 2 2 2 v=X2Al.

где >-i, Х-2 , Р-2 ' теплопроводность и объемная доля соответственно смеси пористого льда с еодой и сухого остатка.

Разработанная теория определения тепловых свойств тканей позволяет предсказывать ТФС еще не изученных биомаггериалоа я а дальнейшем прошла широкую экспериментальную проверку.

В Главе 3 приведено описание разработанных экспериментальных стендов и методик исследования теплофизичесхия свойств биоткани in vitro и in vivo. Измерение ТФС биоткаHe.i iv vitro проводилось по ко?-тлекснсй методике несколькими независимыми методами. Методика включала также измерение плотности, исходного влагосодержания, количества незамерзшей воды и проведение структурного анализа образцов биоткани на тканевом уровне. Основным методом измерения теплопроводности в интервале температур 77-320К выбран метод стационарного теплового pesmtau

Для экспресс-измерений использовались: при температуре ниже интенсивных фазовых переходов 77-247 К - метод динамического лзмбда а С - кхториметра и при 295-320 К - квазистационарный, сравнительный метод. Эти методы реализованы на базе теплофизичесхих установок ИТЛ-400, ИТС-400, ИТЭМ-1. Проведенные тарирсвочные измерения образцовых мер (оргстекло, оптическое стекло ТФ !), аттестованных Госстандартом, показали, что основная погрешность измерения не превышает 10%.

Было проведен о свыше 2000 измерений ТФС нормальной биоткани человека, собаки, кролика (стекловидное тело, плазма, серое вещество, иозг, почка, поперечно-полосатая мышца, печень, белое вещество, кожа, легкое, кровь, костный мозг, жировая ткань, хрящ, кость н др.), а так see патологической биоткани человека (десмоид, гем ангиома, pax «алочной железы, келоид, эпулис, фиброма, амелобластома и др.).

Исследование биоткани проводилось в ззвясииостя от влагосодсржания, плотности, температуры, скорости и количества гпгаез замораживания, поправления теплового потока, мощности и вре?жка СБЧ-облучения, а также динамики лруктурных изменений.

Измерение >зф биотканей in vivo проводилось методом квазистационарного теплового режима на разработанном автором стенде-Суммарный тепловой поток через поверхностный слой ткани определялся с помощью датчиков теплового потока, разработанных и аттестованных в ИТТФ (г. Киев). Были проведены измерения эффективной теплопроводности трех типов обнаженной биоткани животных: с минимальной скоростью кровотока (кожа), средней (мышца) и максимальной (печень).

Для измерения эффективной теплопроводности мышечной ткани (или печени) животного, удалялся лоскут кожи « подкожным жировым слоем и определялась плота ость теплового потока, прошедшего непосредственно через периферийную область обнаженной мыицы.

Выход измеряемого теплового потока í(-i стационарный режим происходил в течении 5-8 мин после установки измерительного устройства на исследуемый участок биоткани. Тепловой поток оставался постоянным в течение 30-40 мин - зона устойчивого стационарного состояния.

После наступления стационарного режима, который определялся постоянством значений тгрмо-ЭДС (колебания измеряемой величины ЭДС на шкале "0" прибора не более 5%) тепломера измерительного устройства, контрольных датчиков и термопар, снимались показания измерительных приборов, по которым рассчитывались значения эффективной теплопроводности живой биоткани с кровотоком.

В Главе 4 проводится анхтиз опытных и расчетных данных по теплофизическим характеристикам биолоп ¡еских тканей и проверка адекватности разработанной физико-математической модели процесса криоЕоздействия.

В первом параграфе исследованы основные закономерности изменения теплолроводящих свойств биоткани in vitro в зависимости ог параметров режима криовоздействил. Показана связь ТФС с составом сухого остатка биотканей и содержанием соды. Получено соответствие между экспериментально измеренными в рассчитанными по биофизическим моделям зиачеюзозн ТФС биотканей. Форт сводной гистограммы расхождегаи опытных я расчетпиг. значений всех исследованных биотканей (750 измерений) гшказьшзет, что характер распределения случайных величин близок к закону нсризльыаго распределения, т.е. среднеарифметическое значение отклонения 0=0,425%, является наиболее вероятным.

Среднеквадратичное отклонение составило 4,49%. Отклонение опытных и расчетных значений в пределах 6% приходится на 82% всех измерений, что доказывает правильность теоретических предпосылок, лежащих в основе построенной биофизической модели. Более высокое расхождение (до 15%) приходится на область фазовых переходов воды.

Одним из важных вопросов криохирургии является влияние скорости охлаждения на структуру и свойства ткани. Поэтому были провех 1ы измерения теплопроводности и исследована структура замороженных биоматериатов в зависимости от скорости криовоздействия при данной температуре. Результаты исследования позволили определить физическую картину формирования зоны замораживания при криовоздействиии. В работе представлены схема процесса и пороговые значения криовоздействия - скорости и температуры. В зоне, расположенной непосредственно под криоинструментом, за счет низкой температуры (88-220 К) и высокой скорости замораживания (свыше 2 К/с) образуется мелкокристаллическая структура с микро- и макротрещинами. В переходной зоне, за счет средней скорости и температуры замораживания образуются крупнодисперсные кристаллы льда. В зоне медленного замораживания (менее 0,2 К/с), формируются крупные агрегаты льда. В этой зоне не происходит повреждения клеточных структур, и после оттаивания биоткань возвращается в нативное состояние.

В работе впервые получены значения теплофизических характеристик большинства биотканей человека в широком температурном диапазоне 77-310 К (рис. 2), анализ которых показывает, что основополагающее влияние на ТФС здоровых и патологически измененных биотканей оказывает величина влагосодержания. Чем она выше, тем ближе значения ТФС ткани к значениям ТФС воды при температурах выше криоскопической или к ТФС льда при более низких температурах (см. рис 2), причем характер их изменения аналогичен характеру изменения кривой незамерзшей воды При температурах выше фазовых переходов значения Я с увеличением температуры возрастают по зависимости, близкой к линейной для всех без исключения исследованных биоматериалов, аналогично зависимости Хь — р(Т) для воды, причем, чем выше влагосодержание ткани, тем лучше это сходство и сильнее зависимость. Например, для стекловидного тела в данном температурном интервале X увеличивается на 13% , а для жировой ткани только на 6% (рис. 2а).

)ut\li/tÁ¡

W

I I Г

¡hispen - r/w tti.tto

Petite mSem

---

етМШзВ^

V2

JbtotititíSM

/" «.«а—

L

м t$>

ist

Г.К

al

m гп

5}

♦ -IhdíM , '•Кот **шжиза *-Жировая mim

¿•(кченЬ

i'ÁHíMÍAÓap.ena

Г/ ITs vT

Рис. I. Температурная заксипость ТФС Suammeû, cl Теплопроводность \ h fi/ro, при UM К S) Геп/ionpoôoâHvcm \ in rifro и in rira про Г<Ш К. Ы Теплоемкость С при Т<771 К.

m m us

Ь)

с,

кЦх/щК

It

16

IB

vi

в

Опытные и расчетные значения теплопроводности в интервале температур 77-272,15 К для изотропных биоматериалов приведены на рис. 26. В области температур ниже точки замерзания зависимость X = <р(Т) имеет сложный характер. Выделим характерные участки этой зависимости. В интервхте температур 243-272,15 К теплопроводность резко повышается. Это обьясняется тем, что начиная с Ткр происходит интенсивное увеличение в обьеме биоткани твердой фазы жидкого компонента • льда, чья теплопроводность приблизительно в 4 раза выше, чем теплопроводность воды. Характер изменения теплопроводности и теплоемкости (рис. 2в)биотканей в этом интервале температур определяется изменением доли незамороженной воды.

В интервале температур 77-248 К интенсивность фазовых переходов вода-лед уменьшается до нулевого значения за счет полного затвердевания свободной и незначительной частг слабосвязанной воды. При медленной скорости замораживания за счет того, что сохраняется целостность кристаллической структуры, теплопроводность биоматериалов начинает возрастать с уменьшением температуры аналогично линейной зависимости для чистого льда. Крутизна подъема определяется компонентным составом ткани, причем, чем выше значение W, тем сильнее это влияние.

При высокой скорости охлаждения, начиная с Т=223К, теплопроводность перестает увеличиваться, причем тем раньше, чем выше вла-госодержание биоматериала, а затем начинает медленно падать. Приведенные на рис. 26 значения X для разных тканей показывают, что чем выше величина W, чем более интенсивно идет разрушение структуры, тем сильнее отличие в значениях X для случаев быстрого и медленного охлаждения. Так, например, при Т =123К для стекловидного тела это различие составляет 20%, а для жировой ткани практически X = const.

Исследование эффективной теплопроводности биоткани in vivo (рис. 2а) показало, что чем выше уровень кровотока в живой биоткани, тем больше значение ее эффективной теплопроводности. Установлено, что различие эффективной и кондуктивной теплопроводности достигает 60% при нормальной температуре ткани. При неизотропном кровотоке величина эффективной теплопроводности может быть выше теплопроводности самой ткани более чем на 200%. Различие в измеренных значениях теплопроводности для биоткани без кровотока in vivo и in vitro объясняется, с одной стороны , высокой погрешностью оценочного определения величины Хэф в режиме нестационарной теплопроводности, с другой -

разной степенью кровенаполнения, которое определяет общее влагосодержание биоткани. Полученные значения X для тканей in vitro имели близкую к линейной зависимость от их исходного влагосодержания. Из этого следует, что значения Хэф, измеренные на живой ткани без кровотока, должны соответствовать значениям X той же ткани in vitro при условии ее одинакового влагосодержания. Этот вывод подтвердился результатами экспериментов на коже.

Полученные данные подтверждают теоретическое предположение, что уровень метаболизма не оказывает заметного влияния на величину эффективной теплопроводности биоткани in vivo.

Анализ значений эффективной теплопроводности показал, что экспериментальные данные для трех типов .ткани: с минимальным кровоснабжением (кожа), средним (мышца) " максимальным (печень), находятся в хорошем соотношении с расчетными зависимостями (8)-(10), а также с расчетом по экспериментальным данным других авторов на всем интервале изменения параметра р.

Таким образом, близкое совпадение расчетных значений теплопроводности биоткани in vivo без кровотока, и той же ткани in vitro подтвердило важный теоретический вывод, что величина эффективной теплопроводности биоткани определяется, в первую очередь, скоростью и направлением кровотока.

На базе представленного в этой главе анализа теплофизического аспекта криохирургии установлены основные. закономерности, определяющие теплопроводящие свойства нормальных и патологических тканей. Это позволило создать теплофизи"»ский атлас человека, который послужил основой для расчета оптимальных режимов криовоздействия и обоснования медико-технических требований (МТТ) к криогенным хирургическим аппаратам.

Полученные данные позволили также проверить адекватность математической модели. Сравнение результатов по размерхм зон замораживания и температурным полям, при локальном криовоздействии на различные биоткани: печень собаки и кролика, мышцу собаки, теленка и биоткань в области живота человека криохирургическими инструментами с рабочими наконечниками полусферической формы разных размеров (R„ = 3,5; 4,5, 6 и 6,5 мм) и температурой (Ти = 88, 103, 133, 173, 194 и 213 К), полученных автором и другими исследователями в разное время, дает хорошее совпадение с расчетными данными, расхождение не превышает 10-

12%, что вполне удовлетворительно для практгтчесхой криомедишяш. Надо отметить, что, как и следовало ожидать, в большинстве случаев расчетные данные несколько выше экспериментальных, так как в модели было принято граничное условие 1-го рода.

В Главе 5 установлены основные закономерности формирования лона замораживания в зависимости от параметров резатез кр:югоздейсП!ЛЛ п атияния свойстз самого объекта создеГ;спг:п - типа тхг.гп!, ее стру^тгри, состава, формы, размеров и локализация новоебразезаияя. Рсссмотрс::ы различные технологические приемы крновоздсйстггд: ккякагршггетам наконечником услублешгам в биоткань, полусферическим пакокчтп^зп, плоским накоиечтпеем на выступающие образозгняа, а -ткзгг многократное, пенетращгонное и эндоскопическое кркопоздгЛсгегтл

Основными параметрами, опредгяяющшля при прочти ргзаа условиях динамику формировать, и окончательные размеры згмергЕей зоны и зоны последующего некроза в биоткани, являются: радиус ТЦ а температура Тй наконечника криохирургического инструмента, гргггз хр! I о с о зд е й ста ил, а также тип биоткани. Анализ ?.*лтгмзттгггсксй ггзееля н численные расчеты позволяют установить точньгг колячеявеняя® соотношения между никн.

Проведя частичное обезразмериваниг уравнения (7) щтея жяетая переменных г = г Пи, г = г 1 = получено:

т:,сТ 1 ¿7. д ... ¿г.

а г с? сг &

Аналогично, выражая удельный тепловой пстс~

;Г ¿Т _ л . -т , Л* „

—— = ¿и - £г, —л —- = ¿1« •

Из этих соотношений следует, что з случае Ериокинейсппгз ш сспгу л ту же биоткань различными, но геометрически подобными кзккячигкгкп, имеющими одинаковую температуру, температурные пгаз, зкргггг^гкг: гззотермы, изолинии удельных теплосых потеггз и гоорди-ажка (г, г, И.., я) совпадут. Отсюда следует еыпод, что если для случая гуяеггйЛгСсгггг: криохирургическим инструмента» с плссти кгконгчпккоа раяяугет выполнены расчеты днкамики температурных полей а- бжяггзтя, то тт^гл гриогоздгйстеии любым другим идосхим Егхавечвпхаз |недусса ямездгзим ту температуру выполняется (

q'R H-qSa »<?Xiy(R'„>2)an?(t/(R„)2)

z кр)(f-i^í^xp)) ~ зависимость радиуса замерзшей зоны R'^R^p) от глубины z'^pí^p) при криовоздейсягли криохирургическим

инструментом pasisycoM 1Га{Г£а).

Следовательно, jx-asrsjsm¡o аадалкмгь расчет дая ¿сриохнрургаческого инструмента с зудааа-отба сдшга ваконсшиксм, а для иаксксшикоз с другими. рагпгерама результаты »с.гу^кззка ко ааакзкЕквкшм ■ путог ■ «epeessra. -Указанные- • -жиле .жзштадха Снял ладхагрздгпы ^нсяегшуми расчетами, рсзуд^таты которых аршзсггны иа ркаЗ.

Цосхотдсу ссигкюг хлжнкг ш рпалдтчис .ь ТСС тканей сказывает ах ждагасодгржаш«:, все гякапоБразае нормальных и патологически изкгисшшх 6;w-¿iaiiaü -биз»-разжазаш» лз три характерные труппы: с • мщяииаижьш взагоешв^зжаазгаа 5У < 10"% (твердые), кгдример, костная ткайЬ, с шагосгодззааием W > 70% (магкие), например,

ткчеиь, полиса, легкое, кассет, тежиггио-ма, эпулис, дгсыолд, фиброма, -опухоль молочной ждгзы и др., а со оредшш Елагссодгрхсзхшем, такие ык кожа, пояко2сго-:л».рслаг1 ¿сдатчатса л т.п.

Результаты расчетов, предстгалмшыг на рксЗа, и^аг^ьаит, что размеры замерзшей зоны в различных ¡биотканях таххе группируются в соответствии с их вдагосолержалигм, а именно: размеры замерзшей зоны для мягких биотканей почти в 2 раза больше, чем для тсердых, и п 1,2-1,4 раза больше, чем для twüh со средним ела) ^содержанием, что объясняется ■более еысокзш значащем, теол спр о води ссп % мягких биотканей по - сравнегапо с ссгадшюаз.

Еаеткзы ccaaiacsí, что лзга Скат^ала, -a íiíoüsío ее коьазенагпшй .cocías ít, s иергу» С'^д, зжтсэдддрсиаиас, «прадедзет и скорость

ясгкгзюсзз -te цра -apsiiosczKiíari^ Т (рпс. 35). .В квгык

ткаастс да -а - 1Д уаза вьгде. жзз .s-isepssL Ыазгежз, что деструкция ц^атакга.^й^аггег^ттс»gcsgassE звеевшеваа -as кдвг 1,Е-33

'К/с, зггшзгиу,.дазк J^twsagssifcram с

jspasrre'iícwi -.^ажвеяшит - -.фадауезк - .еакжечзжа *= 15 isa а . кздаамкяьшй .ЗЕаеждазшь! щаз -гшгщ&зааакйй азата тс^г-срагурсй uascurcuxs» Тя = £3 -■gsgsarsyiar ■ igiasaiaK зиачгная размерен sana isssgsaaa здзи t5®55ggSBHS»í -»фжггзжЛ гта^а, кркчеа гпубшха sais,! ■ пггт-гш

¡VP,

V-8BK

VÎM

Г ;:

}мии;

im*et%г юаав-язцпшт '»туД^ии (моем

В)

К.1.,

Ewrraunawi rtMWiCi* W u 5 п IV3 t»i

Кг1«

As-V-

1

Í

i -ZT ■ь

О КМ ЭО SM «О î» te 8)

\5с

Л / J t V / (ОСЯ^ 3KQN2JCM8

i А/ /А tSc J "

fe у . _П ^

05

Ve»

1л

гз г/я»

5)

спзйпасть

20 *0 t/ti't^.tM*

VU

г 4

г]

проршзля в ша» гт»хг.ая»

а ^ m, fcS »я

в Z.4"

о па га sa «a so t« е)

Рис. J Форг.ираЬпкиг зоны замерсеш2ания 5 заВисикосси on влияния

а, 5 - сошсйа ткани;

5, г - стругстурь! яхани;

3, е - рззмзроб и фврш соразспания

-2S

ж мажет превышал» 1,0-1,5 eu, а объем некроза es превышает V¡ui = 13-15

Водился ряд биотканей « аномальными ТФС, вызванными «пбяамспви юг струзстурн и компонентного состава. Например, ваперечно-полаезгая шшшз, обладающая анизотропией ТФС, при шторой тсшкшрасодаостк s направлении перпендикулярном волокнам на 20% muse, чем а напра&ленин параллельном шоши. Сравнение резульаахсз расчетов рпмерм замерзшей зоны при двух варшштах процесса криозозагпсгвиа: плоскость шешешггаса авараалсагаа напраалгаоао саязксд и идживмдяфш s веку показала, «э в перю.-д случае радиус замерзшей асш ма >-10% болыве, а хвубгша isa столько хе метьте, чем со втором {ркс-ЭД.

Ояасшашо большое евйяшк i;a результаты криовоздействия имеет

- харжт/у фермы образования. Тьк, «са балыке сбрззосакие выступает над -аовсратостиг» кожи, тем бегите гяу£аша гакера^ишхця ü каньте его paSKj«: '(рис. Дд). Дзщшмер, Ера ej»soeosssûcïkijî ш гешнгкоыу высотой 5 «я глубяиа замерзшей зовы «а 1% Севшие» а радиус ка 5% меньше, чем np:¡

- <рияожйташг »а тмшлиому высотой 3 ы;.:, что объгхняетез особенностями прошсашгя теплого процесса u. Tax как геманпюма •обживет бодюе высокой теплопроводностью по ¿равнению с последующими слояма биоткани (сознц пойкожно-аагроваз клетчатка), то глубина замерзшей зоны, етсчитываеьая от поверхности наконечника «риохмрурппсского инструмента, растет быстрее при криовоааейсгпглп па Ъалее яыаясуа гемаштдаку. В то зке ъремя изотерма хриоскопическон темперазуры при «срвоеоздейстк!« до гемаипаому высотой 3 мм быстрее Жшитас» воеервыжгш кожи £ .рздкус замерзшей зоны, сагчнты^аемый от .¡вея isc$mass2sz!p¡s&Bcak аакру .каконстаика, шчздгет реет;: ранкше, л в

заоровоё бкезканя yesomm ол^нахззы s oöcid: слухам п

{шетша сдосз биоткани. Как показала яссжзювашя, jagten врегнегамиз обршага^глз в толщу ткана sie ■.- «г пшют нинниа сшшеа ш: резудьхааы ^«воздействия (рис. 2;).

• Ua пракшкс часто ваергжгтет caiysaas, щш которой для деструкции : Имн>сВ|>1ШИ1ними . «резвоw&Ttsbu: зщрагаьагх сразу насколько сдоев раздавших «фвюнш ташей, таа sosa, падссхнаа 2а:росая клетчатка, wtnmta, кость, щагшя tanjan каждого сяоа закмая от тпиптаи в жщявицуаяжая оеобеывоскй чгшжгка - сто вссрасхг, ^еса, раал ж тли * Н* рвсЗт iхршзяаш^ jüksís: .г

зависимости на оси, перпендикулярной центру оверхностн плоского наконечника при криовоздействии на щеку человека с гемангиомой, выступающей над поверхностью кожи. На температурно-временных. кривых имеются изломы не только в результате наличия фазового перехода, но и в результате отличия ТФС различных слоев биоткани.

Была проведена целая серия расчетов для замораживания различных участков тела человека - щеки, руки, нош, бедра, живота и т.д. и сделан важный вывод, что влияние толщины слоя однородной ткани, в том числе его различие в размерах для взрослого человека и ребенка на результаты криовоздействня не существенно.

На основе проведенных исследований создан атлас, фрагмент которого показан на рис. 4, основных параметров криовоздействня и прогнозирования его результатов на нормальные и патологически измененные биоткани человека: кожу, подкожно-жировую клетчатку, мышцу, кость, опухоль молочной железы, келоид. Выбор биотканей, представленных в атласе, обусловлен тем, что режимные характеристики криовоздействня на них, яатяются пороговыми значениями и ограничивают область применяемости этих режимов для целого ряда других тканей, близких к ним по своим ТФС.

Глава б посвящена разработке методов усиления криовоздействня за счет предварительного воздействия на биоткань ультразвуком (УЗ) или сверхвысокочастотным электромагнитным полем (СВЧ ЭМП), так как в чистом виде, как было показано выше, криогенная техника имеет строгие ограничения своего применения в медицине. Отсутствие единого понимания механизмов увеличения крионекроза биоткани после предварительного воздействия на нее УЗ или СВЧ ЭМП не позволяет построить адекватных теоретических моделей наблюдаемых процессов и требует эмпирического подхода для поиска оптимальных режимов комбинированного воздействия. Результаты криовоздействия неразрывно связаны с ТФС тканей, поэтому з ходе работы было проведено исследование изменений теплопроводности ткани in vivo и in vitro посте предварительного ее облучения СВЧ ЭМП.

Основной задачей данного раздела исследования являлось определение оптимальных параметров усиления криовоздействия — мощности, интенсивности, времени воздействия и интервала времени между окончанием УЗ или СВЧ воздействия и началом замораживания (интервальное время).

1 = 15 с

I = 120 с

И,пит 25 20 -I 15 10 5 0

р{,тт 25 20 ■ .15 ■ 10 5 О

Я.тт 25 • 20 15 10 5 О

3 Б 9 12 15 2,тт 1 = 30 с

0 3 6 9 12 15 г.тт 1 = 60 с

И.тт 25 20 15 Ю 5 О

9 12 15 1, тт I = 240 с

9 12 15 г.тт I = 480 с

О 3

9 12 15 2.тт 0 3 6 9 12 15 г.тт

Рис.4

Положения характерных изотерм, при криобаздейстдии на слитную щеки с Уступающей генангиомой на 5 нн плоским наконечником Ии=12 т при Ти- 8ВК

Результаты, полученные при исследовании комбинированного ультразвукового и низкотемпературного воздействия на кожно-мышечную ткань животных показали, что диаметр зоны некроза существенно растет с увеличением интенсивности УЗ воздействия и практически не зависит от времени УЗ облучения объекта. Диаметр зоны некроза существенно зависит от интервального времени. В то же время ультразвуковое воздействие не влияет на диаметр зоны замораживания. Максимальное значение диаметра зоны некроза достигалось при значениях интенсивности озвучивания J *= п 8 Вт/см2, времени воздействия 3 мин и интервального времени в пределах 0,5-1 мин. Полученные результаты показали, чгго применение комбинированного УЗ-крио воздействия позволяет увеличить, при неизменных параметрах криовоздействия, диаметр зоны некроза на 20%, но данный метод не позволяет значительно расширить возможность применения низких температур для лечения обширных новообразований. Поэтому дальнейшие исследования ыли направлены на поиск метода, существенно увеличивающего деструктивный эффект замораживания.

Результаты исследований по определению влияния параметров предварительного СВЧ воздействия на размеры зон замораживания и некроза кожно-мышечной ткани животных показывают, что оптимальными параметрами предварительного СВЧ воздействия являются - мощность 10 Вт, частота 915 МГц, время облучения 3-5 мин, при интервальном времени 2 мин. Диаметр зоны замораживания в этом случае увеличивается более, чем в 2 раза, а объем некроза в 5-6 раз, по сравнению с простым замораживанием. Такая комбинация физических факторов позволяет при использовании максимальных возможностей криогенной техтакя, работающей на жидком азоте, добиться разрушения патологических образований объемом до 120 см^.

Таким образом, можно предложить для клинического' применения оптимальные режимы двух способов комбинированного Бездействия, каждый из которых имеет свои преимущества, по сравнению с простым замораживанием.

Метод "УЗ+КРИО" позволяет значительно упростить процесс лечения и прогнозирования результатов криовоздействия, так ках визуальное наблюдение или пальпация зоны замораживания дзет возможность предсказать зону будущего некроза. Соотношение диаметров зон замораживания и некроза в этом случае практически равно 1, а при простом замораживании оно составило 1,29.

Комбинированный метод "СВЧ+КРИО" позволяет существенно увеличить, как зону некроза, так и зону замораживания, причем соотношение диаметров этих зон оказалось близким к 1,1. Это дает возможность, с одной стороны, используя те же технические средства, что и для самостоятельного замораживания, подвергать деструкции крупные образования размером 4x4x4 см и более, а с другой, существенно расширить область применения автономных, малогабаритных простых и дешевых аппаратов, например в детской хирургии, стоматологии и др.

Метод комплексной криохирургии прошел широкую клиническую апробацию на кафедре детской хирургии РГМУ, в ДКБ №13 им. Н.Ф. Филатова и МОНИКИ им. М.Ф. Владимирского.

В Главе 7 представлены результаты разработки основных принципов проектирования и метода расчета базовых образцов криогенных хирургических аппаратов, приведено их описание.

Полученные в гл. 5 данные легли в основу метода расчета основных технических, конструктивных и технологических параметров КХА_

Этот метод позволяет связать свойства ткани, ее тип, размеры, локализацию с основными показателями назначения - температурой, скоростью и временем замораживания и на этой основе рассчитать основные конструктивные и технологические характеристики аппарата -размеры и форму наконечника и его внутренней камеры, расход и запас криоагенга, диаметры подводящих криоагент магистралей, скорость потока и т.д. Расчетная схема для проектирования КХА приведена на рис. 1. Исходными данными для расчета служили объем замерзшей ткани при данной температуре наконечника и тепловая нагрузка к криоинструменту.

Была выполнена серия расчетов для биотканей с максимхтьным и минимальным адагосодержанием при криовозаейсгвии на них криохирургическим инструментом с плоским наконечником радиусом RH = 4,5; 7,5; 10; 15 мм и температурой Тц «= 88, 131, 173К с диаметром подводящей трубки do = 0,7; 1; 2; 3 мм, диаметром внутренней камеры D = 4, 8, 14, 18, 28 мм, относительным расстоянием от среза подводящей трубки до дна камеры h m h/&q = 1. Целью расчетов было определение оптимальных конструктивных параметров и расход азота криохирургических аппаратов и инструментов, необходимых для деструкции биоткани заданного объема, что позволило определить их пороговые значения, приведенные б табл. 1. Анализ представленных данных показывает, что

Порогобые значения показателей назначения и основных конструктивных

параметров криохирургической аппаратуры

Тип ткани Твердые ткани №<10% Мягкие ткани №>70%

Параметр Объем некроза см5 Объем некроза см3

У<1 1< N/<5 У>5 1<У<5 Ч>5

Тц, к 133^113 . <113 <113 223-133 223-113 <113

[Зц, ММ 7,5+15 10+15 • 15 7,5+15 ' 15

' N. с >60 120-+300 >600 60-:120 120-300 300-600

см3 400<У<1000 >1000 >1000 <400 400<У<1000 >1000

б, 2/С >0,08 0,7+5,6 >5,6 >0,9 >2,2 >11,6

с10( мм . 0,7+2 0,7+2 0,7+2 0,7+2 0,7+2 0,7+2

рабочее тело Щ (.N2

Тип аппарата абтономный малогабаритный стационарный стационарный ручной, . залибной; ароссель-ный на базе эффекта Д-Т абтономный малогабаритный стационарный

Принцип организации циркуляции рабочего тела избыточное оабление над зеркалом И^г избыточное оабление нао зеркалом 1^2 избыточное оабление нао зеркалом гидростатические силы» избыточное ' дабление Цг0 или С02 избыточное оабление над зеркалом (-N2 избыточное аабление нао зеркалом 1^2

базовые криохирургические аппараты и инструменты должны проектироваться специально для определенного крута патологических образований, например, для операций на мягких или твердых тканях.

Так, например, для разрушения костных образований объемом около 1 с**3 нельзя -использовать автономные азотные криоаппликаторы заливного типа, в которых циркуляция криоагента через рабочую часть наконечника осуществляется без избыточного давления. Напротив, для деструкции гемангмомы такой аппарат использовать »южно. В этом случае возможно также применение дроссельных систем, работающих на закиси азота, за счет эффекта Джоудя-Томсона.

Расчеты показала, что теоретически можно разрушить объем ткани до 13 см^, но в этой случае при криовоздейстшш в течение 10 мин на одну операцию уйдет более 6,5 л гадкого азота, .го делает создание такого аппарата нерациональным. Данные приведенные в таблице четко определяют: тип аппарата - малогабаритный или стационарный, выбор рабочего тела, принцип организации и характер циркуляции криоагента - за счет из&иточгШ.го давления ш нет, замкнутый или разомкнутый и тл.

Таким образом, разработан системный подход к проектированию КХА, который позваши Дать целый ряд полезных рекомендаций. Ниже приведены некоторые из кнх.

Увеличение внутреннего диаметра рабочей камеры на 75% приводит к уменьшению расхода жидкого азота на 50%.

При выборе диаметра подводящей трубки ¿о необходим инженерный компромисс с одной стороны, увеличение диаметра в 10 раз приводит к увеличетш веобходьшого азота в 4 раза, с другой уменьшение диаметра приводит к увеличению потерь гидравлического давления в 15-20 раз. Расчеты показали, что при увеличении расхода криоагента в 3 раза температура наконечника понижается, & время замораживания'уменьшается' в 13 раза, при этом необходимый запас азота возрастает в 2 раза.

На основе срайезенкьк выше теоретических и экспериментальных исследований были разработаны медико-технические требования и сконетруирсван базовый ряд криохирургических аппаратов для применения в детском хирургиа, сгоматодслга, оториноларингологии, онкологии, и гинекологии.

Для детской хирургии разработан ручной малогабаритный' азотный криоапиарат. Это достаточно простая, удобная конструкция, отличающаяся высокой надежностью и низкой стоимостью.

Криоаппарат состоит из корпуса, выполненого из пенопласта, закрываемого крышкой, с вмонтированным в него сосудом из фольги, который является резервуаром для жидкого азота, и жестко соединенного с ним крионаконечника.

Многолетний опыт успешной эксплуатации базовой конструкции в специализированном кабинете по криолечению 13 ДКБ им. Н.И.Филатова позволил создать целый типовой ряд, насчитывающий более 10 видов различных модификаций данного аппарата, которые отличаются друг от друга технологией изготоатения, применяемыми материалами, теплоизоляцией, покрытием, дизайном и т.д., а также набором сменных наконечников. При этом основные показатели назначения аппарата остаются без изменения.

В целях расширения возможностей использования малогабаритных аппаратов в детской хирургии совместно с РГМУ разработаны и утверждены медико-технические требования на криоаппараты для пенетрационного и эндоскопического криовоздействия. В результате реализации данных МТТ разработаны конструкции, изготовлены опытные образцы и проведены клинические исследования аппаратов, основным назначением которых является получение деструкции образований, локхчизованных в различных труднодоступных участках тела у детей. Принцип их работы базируется на создании избыточного давления во внутреннем сосуде за счет естественного теплопритока из внешней среды.

Криохирургический аппарат КЭ-1 для лечения келоидных рубцов в области пищевода у детей с помощью жестких эндоскопов, представляет собой выполненную из нержавеющей стали 12Х18Н10Т колбу и сменные головки. Для осуществления времени криовоздействия не менее 15 мин при весе криоаппарата не более 1 кг, а также для обеспечения при этом наименьших габаритных размеров, колба криоаппарата выполнена с вакуумной теплоизоляцией.

Для максимальной вариабельности криоэндоскопического вмешательства данная базовая конструкция преобразуется в типовой ряд с помощью сменных головок разного типа-размера, которые выполнены в 5-ти вариантах; минимальный диаметр - 4 мм, максимальная длина - 370 мм.

Для исключения возможности примерзания боковой поверхности криоинструментов к ткани пищевода и для обеспечения максимальной холодопроизводительности при минимальных диаметрах инструмента они выполнены с вакуумной теплоизоляцией. Для интенсификации процесса теплообмена активные наконечники, оснащены вставками из спеченного по специальной технологии медного порошка.

С целью расширения возможностей криоэндоскопического вмешательства были разработаны гибкие наконечники, конструкция которых защищена авторским свидетельством, способные принимать форму ■ канала, в котором осуществляется вмешательство. Благодаря этому уменьшается травматачностъ и повышается эффективность криовоздействия.

Разработана конструкция, изготовлень образцы и проведены приемочные испытания аппарата для гинекологии, и общей онкологии КРИО-05, который является продолжением серии аппаратов типа КР (ВНИИММТ).

Исход>. из медицинских требований для амбулаторного применения криодеструктор выполнен как переносной малогабаритный аппарат весом до 0,9 кг, но его возможно использовать и в условиях стационара.

Для применения в общей онкологии модификация аппарата КРИО-05 оснащена более коротким криоинсхрументом длиной 100 мм и снабжена специальным набором сменных наконечников.

Для осуществления сложных и длительных ■ криохирургических вмешательств в стационарных условиях была проведена разработка криохирургического аппарата АК-2.

Аппарат АК-2 предназначен ддя использования в детской хирургии, но может быть применен в других областях медицины, таких как онкология, гинекология, общая хирургия, сердечно — сосудистая хирургия и т.п. Основными отличиями криохирургического аппарата АК-2 от малогабаритных автономных криоаппаратов являются: осуществление длительного криохирургического воздействия от одной заправки жидким азотом, автоматическая дозаправха резервуара л жидким азотом, контроль и автоматическое поддержание температуры наконечника, контроль объема замораживания и некроза ткани, наличие режима экстренного отогрева наконечника криоинструмента. Емкость сосуда составляет 8 л, что дает возможность аппарату работать более 2,5 часов. Вакуумная теплоизоляция сосуда позволяет хранить жидкий азот в течении 3-х суток. Азотопровод служит для подачи криоагента из сосуда к криоинструменту. Особое

внимание при проектировании аппарата было уделено разработке узла стыковки криоинструмента и азотопровода. Стыковка осуществляется с помощью байонетного разъема, позволяющего герметично соединять трубопроводы для жидких низкотемпературных хладагентов.

Для контроля за температурой ткани в зоне криовоздействия в комплект аппарата входят термопарные датчики. Одной из особенностей аппарата АК-2 является возможность упраатения процессом замораживания, а также контроля эффективности криовоздействия на ткань. С этой цеп о в приборе предусмотрено измерение импеданса биоткани с помощью введения в нее электродов в зоне криовоздейстыя.

Совместно с Московским медицинским стоматологическим институтом разработан криохирургический аппарат для стационарного лечения больных с различными заболеваниями полости рта, верхней и нижней челюстей.

В связи с необходимостью обеспечения времени криовоздействия от одной заправки не менее 20 мин и возможности свободного перемещения, аппарат КС-1 выполнен на базе серийного сосуда СК-б. Простота, надежность и удобство в работе обеспечиваются: отсутствием электрических цепей и разъемных стыковочных умов в трубопроводе, наличием длинного, гибкого теплоизолированного трубопровода и . набора сменных наконечников.

Одно из главных требований, предъявляемых к криогенным аппаратам для оторинолярингологии - это деструкция небольших мягких образований объемом до 1 смЗ в области носа, гортани и трахей. Как было показано выше, при разрушении участков ткани объемом до 1 см^ в большинстве случаев достаточен уровень температуры 170-210 К, который может быть реализован за счет эффекта Джоуля-Томсона.

Совместно с лабораторией восстановительной хирургии гортани и трахеи Московской Медицинской Академии им. И.М. Сеченова были разработаны медико-технические требования, изготовлены опытные образцы, проведены предварительные технические испытания а клинические исследования криохирургического аппарата для оторинолярингологии АШ-1, названного так в честь академика Шальниковз. Аппарат выполнен как передвижное изделие. Конструктивно АШ-1 состоит из тележки, баллона с закисью азота емкостью 10 ли7ров, блока управления, блока питания и сменных криоинструментов. Наружная поверхность криоинструментсгз имеет вакуумную теплоизоляцию. Внутри

криоинструмента, в непосредственной близости от крионаконечника размещен дроссельный микроохладитель - однорядный вшой микротеплообменник, яатяющийся одновременно распределенным дросселем. Выходной конец капиллярной трубки теплообменника введен внутрь крионаконечника.

Полученные экспериментальные данные по оптимальным параметрам режима комбинированного криовоздействия послужили основой для разработки аппарата "Криоплюс" для комплексной СВЧ-криохирургии.

В настоящее время опытный образец аппарата проходит клинические исследования на кафедре детской хирургии РГМУ. Предварительные результаты показывают явную перспективность применения данного аппарата для лечения массивных доброкачественных новообразований.

В Главе 8 представлен основные результаты применения разработанной КХА и технологий ее применения на базе кафедры детской хирургии (руководитель - академик Исаков Ю.Ф.) 13 ДКБ им. Н.И.Филатоьа, детской республиканской больницы МЗ РФ, отделения челюстно - лицевой хирургии МОНИКИ им. М.Ф. Владимирского (руководитель - д.м.н. Никитин A.A.), детской клинической больницы (г. Барнаул).

Приведены результаты лечения с помощью разработанных аппаратов и технологий криовоздействия, включая комбинированное СВЧ-криовоздействие целого ряда доброкачественных образований: кавернозных гемангном большого размера и сложной анатомической локализации, келоидных рубцов, десмоидных опухолей, стенозов трахеи и пищевода, одонтогенных и остеогенных опухолей и опухолеподобных новообразований челюсти, эпулисов. Всего было прооперировано по поводу указанных заболеваний 1035 больных.

Положительный результат при лечении гемангиом в детской хирургии и стоматологии был достигнут в 97-98% случаев, что говорит о высокой эффективности применявшихся КХА и методов для лечения этих образований. Эффективным оказалось лечение стенозов трахеи в детской хирургии и эпулисов в стоматологии, где получен 100% положительный результат. Довольно эффективным было лечение опухолей из коллагеновых тканей - келоидных рубцов и десмоидных опухолей. Здесь положительные результаты составили соответственно 81 и 92 %. Одной из наиболее сложных проблем в хирургии является лечение рубцовых стенозов

пищевода. Проведенное по разработанной в данной работе технологии криохирургическое лечение стенозсз пищевода в детской хирургии дало обнадеживающие результаты у 15 пациентоз. Тагам образом была доказана приншшнхльная возможность эндоскопической крнодеструкции Рубцовых стенозов пищевода.

Разработанный ряд криохирургических аппаратов позволил оснастить ими кафедру детской хирургии на базе 13 ДКБ им Н.И. Филатова, где функционирует первый в стране специализированный кабинет "Криолечения", в которо.м проводится удаление более 26 различных доброкачественных новообразований у детей, от тривиальных бородавок до массивных патологических образований сложной анатомической локализации, с пропускной способностью 20 - 30 детей в день.

В настоящее время опыт успешного клинического применения разработанной аппаратуры и методих насчитывает более 100000 прооперированных.

ВЫВОДЫ

Решена научная проблема, имеющая важное народнохозяйственное и социальное значение, сущность которой заключается в том, что с помощью биотехнического системного подхода, основанного на изучении ТФС тканей и корреляции их с режимными характеристиками низкотемпературного воздействия, создана теоретическая база для проектирования КХА и разработки медицинских технологий ее применения в различных областях медицины. В том числе получены следующие основные результаты.

!. Впервые предложена физико-математическая модель процесса криозоздействия, охватывающая все основные факторы, влияющие на процесс замораживания, в том числе многокомпонентный состав, структуру и реальные ТФС нормальных и патологически измененных тканей, тепловыделение з которых учтено с помощью -коэффициента эффективной теплопроводности. Создан алгоритм и программа расчета, имеющая несколько модификаций- для поверхностного и пенетрационного ко 1! о в о зле й ста: 1я в зависимости от характера локализаций новообразования.

2. Разработаны теплофизическая и биофизические модели, алгоритмы расчета и получены аналитические зависимости для определения

теплопроводящих свойств биоткани in vivo и in vitro в зависимости от ее структуры, состава, скорости и направленна конвективного переноса тепла за счет кровотока и метаболизма.

3. Теоретически и зксперементально установлены основные закономерности, характеризующие процесс криовоздействия. Экспериментальные проверки моделей подтвердили теоретические положения, расхождение расчетных и опытных данных не превышает 15%.

3.1. Впервые изучены ТФС практически всех основных нормальных и многих патологически измененных тканей в интервале температур 77-320 К, на основе которых составлен теплофизический атлас человека, а также доказано, что:

- основное влияние на величину ТФС ткани оказывает ее компонентный состав и, в первую очередь, влагосодержшие, чем оно выше, тем ближе значения ТФС ткани к ТФС воды или льда;

- на температурную зависимость ТФС ткани существенное влияние оказывают температура и скорость криовоздействия, при значениях которых ниже 220 К и выше 2 К/с происходит структурная деформация, которая тем больше, чем выше влагосодержанне ткани;

- выделение тепла за счет метаболизма не оказывает заметного воздействия на величину эффективной теплопроводности ткани in vivo, которая зависит от скорости и направления кровотока, при изотропном характере которого теплопроводность ткани увеличивается на 60%.

3.2. Выявлены основные закономерности образования замерзшей зоны в ткани при криовозденствии, что позволило разработать атлас основных параметров режимов замораживания, включая прогнозирование его результатов, который служит основой для выбора оптимальных параметров воздействия п клинической практике, наряду с этим установлено, что:

- применение КХА, работающей на йсидком азоте не позволяет получить объем некроза ткани больше 15 см^ при однократном замораживании;

- толщина однородного слоя ткани, в том числе ее различие для взрослого человека и ребенка, а также глубина прорастания опухоли, не оказывают существенного влияния на размеры зоны замораживания;

- относительно большое влияние на размеры замораживания (до 10%) оказывают анизотропия ТФС ткани и высота выступа образования над ее поверхностью;

- определяющее влияние на результаты процесса крповоздействия оказывает влагосодержание ткани, поэтому размеры замерзшей зоны для мягких биотканей с максимальным влагосодержанием почти в 2 раза больше, чем для твердых.

4. Обобщение и анализ экспериментальных данных позволили определить оптимальные параметры режимов комбинированных технологий воздействия, которые с помощью УЗ позволяют сблизить зоны замораживания и некроза, а в случае предварительного облучения С8Ч ЭМП, существенно ее увеличить, тем самым значительно расширена область применения низких темпер:,? ур для лечения крупных образований, объемом до 120 см^, в том числе появилась возможность использовать для эгой цели малогабаритные, простые и дешевые аппараты.

5. На основе системного биотехнического подхода к проектированию КХА создан метод расчета базовых образцоз криохирургической апппргиуры, который связывает свойства объекта воздействия с основными, показателями назначения, которые, в свою чередь, определяют технические-, и технологические параметры аппарата.

5.1. Установлены пороговые значения основных показателей назначения, конструктивных параметров и расхода жидкого азота, которые позволили установить границы применяемости криохирургических аппаратов в зависимости от свойств и размеров патологической ткани.

Для разрушения мягких тканей объемом до 1 см^ целесообразно использовать малогабаритные ручные аппараты заливного типа без вынужденной циркуляции криоагеита 11ли системы, работающие за счет эффекта Джоуля Томпсона.

5.2. Разработаны МТГ, созданы и испытаны семь базовых образцов КХА для детской хирургии, стоматологии, оториноляринголопш, онкологии и гинекологии, часть из которой рекомендована к серийному выпуску.Шлогабпритных авт .томных криоаппаратов, выпущено более 1000 шт.

6. Проведенная клиническая апробация разработанных КХА и медицинских технологий ее применения подтвердила основные теоретические положения работы, так как по данным медицинских соисполнителей получен положительный опыт лечения различных новообразований, включая сложные гемаигиомы, келоидние рубцы, десмоиды, рубцовыс!ЛСнозы трахеи, пищевода и др., у более чем 1 ООтыс.бояьных, в том числе:

- применение оптимальных параметров комбинированного СВЧ _ ЭМП и криовоздействия для деструкции крупных гемангиом, размером 4x4x4 см и более, позволило добиться благоприятного исхода лечения в 97% случаев;

- внедрение аппаратных методов для деструкции десмоидов по разработанной технологии привело к полному выздоравленшо 92% больных, при этом количество рецидивов снизилось в 2 раза;

• удалось полностью восстановить проходимость дыхательных путей и фонации после криодеструкшш рубцового стеноза трахеи;

♦ криохирургическое лечение хистозных новообразований нижней челюсти дало положительный результат в 92%, что позволило предупредить рецидивы, сохранить непрерывность, форму и функцию челюсти.

Список основных научных публикации по теме диссертации.

1. Кнслякова Л.К., Спиридонова Н.З., Цыганов Д.И. Возможности применения криогенного метода при лечении больных с опухолевыми и предопухолевыми заболеваниями слизистой оболочки полости рта и красной каймы губ.// Материалы IV Всероссийского съезда стоматологов. -М. -1982. -С. 203-206.

2. Резницкий В.Г., Цыганов Д.И., Ропшская Н.Г. Аппарат криохирургический АК-2.// Межотраслевой реферативный сборник: Технология и оборудование сельскохозяйственного производства. -М. -1982.-С. 2-4.

3. резницкий В.Г., Безруков А.И., Цыганов Д.И. и др. Универсальный криохирургический медицинский аппарат АК-2.// Сб. Электронная промышленность. -5982. -вып.8, (113). -С. 80-82.

4. БокерияЛ.А., Ревиашвили А.Ш., Цыганов Д.И., Свашенко Н.Б.,

Резницкий В.Г. Криохирургический аппарат АК-! в сердечно-

сосудистой хирурпш.// Электронная промышленность. -1983. -вып.З, (120).-С. 45.

5. Демидов Ф.П., Микулин Е.И., Цыганов Д.И. и др. Устройство для исследования теплопроводящих свойств биоткани.// Сб. Электронная промышленность. -1983. -вып. 11, (128). -С. 60-61.

6. Микулин Е.И., Резницкий В.Г., Цыганов Д.И. и др. Исследование теплопроводности биоткани в области фазовых превращений воды.// Холодильная техника. -1984. -К 4. -С. 34-37.

7. Резницкий В.Г., Цыганов Д.И. Установка для определения тепдофизических свойств в биоматериалах.// Информационный листок ВИМИ. -1984. -X 84-2276. -С. 2-4..

8. Пирязсв А.П., Садовникоеа И.П., Цыганов Д.И. и др. Криодеструкния перевиваемой опухоли у мышей.// В кн. Механизмы криоповреждения и крпозащнты биологических объектов. -Харьков. -1984. -Т.П. -С. 56.

9. Цыганов Д.И., Микулин Е.И., Демидов Ф.Н. и др. Аналитическое и экспериментальное исследование теплопроводящих свойств биологической ткани при отрицательных температурах.// 3 кн. Теоретические и прикладные вопросы криобиологии. -Харьков. -1954. -т.1. -С. 95.

10. Пирязсв А.П., Плетнев В.Б., Цыганов Д.И. Исследование возможности эффективности криодеструкцин при комбинированном воздействии на биоткань СВЧ-микроволнового излучения и холода.// Техника, технология, экономика. Межотраслевой реф.сб. ВИМИ. -1984. -Сер. "О".-И 15.-С. 26.

11. Цыганов Д.И., Пирязсв А.П., Плетнев В.Б. Радиофизические аспекты энергии электромагнитного поля СВЧ диапазона в медицине и биологии.// Техника, технология, экономика Межотраслевой реф.сб. ВИМИ -1984. -сер. "О". -К 15. -С. 26,

12. Микулин Е.И., Демидов Ф.П., Цыганоз Д.И. и др. Иссягдовакиг теплопроводности биоткани з области фазосых превращений влаги.// Техника, технология, экономика. Межотраслевой реф. сб. ВИМИ. -1984. -сер. -"О". -И 15. -С. 9.

13. Цыганов Д.И., Микулин Е.И. Расчет коэффициента теплопроводности биологического материала по структурной модели.// Холодильная техника. -1985. 2. -С. 37-41.

14. Демидов О.П., Резницкий Б.Г., Цыганоа Д.И. и др. криохирургический инструмент.// А. с. 1209155, СССР. Опубл. в Б.И. -1936. -Н 5.

15. Спиридонова Н.Э., Цыганов Д.И. Криовоздейств1:е - эффективный метод профилактики озлокачесгьления лейкоплакии слизистой оболочки полости рта и губ.// Сб. Профиластика стоматологических заболеваний. -М, -1936.-С. 53-55.

16. Цыганов Д.И. Исследование теплопроводности биотканей.// В кн. Современные проблемы газодинамики и тепломассообмена и пути повышения эффективности. -1987.-С. 151.

17- Тэи-Ю.В., Кожевников В.А., Цыганов Д.И.' и др. Изучение возможностей криохирургии объемных сосудистых образований у детей в сочетании с некоторыми физическими факторами.// Тсзися докладов конференции "Новые методы диагностики и лечикя в хирургии". -1988. -С. 57-58.

18. ТзнЛО.В., Шафраноз В.В., Цыганов Д.И. и др. Влияние сверхвысокочастотного электромагнитного поля на теплопроводность биоткани в эксперименте.// Бюллетень экспериментальной биологии и медицины. -1988. -К 1. -С. 64-66.

19. Шафранов В.В., Тен Ю.В., Цыганов Д.И. и лр. СЕЧ и криовоздействне на биоткани в эксперименте и в клинике.// Криобиология. -1988. -Ы 2. -С. 38-42.

20. Спиридонова Н.З. Цыганов Д.И. Тсшюфизические аспекты применения криогенного метода лечения б стоматологии.// Тезисы Всесоюзной школы '"Медицинская криогенная техника". гМ.-1988. -С. 21-25.

21. Шафранов В.В., Мсжов Л.К., Цыганов Д.И. и др. Варианты использования криогенной медицинской аппаратуры в клиническом и медико-техническом аспектах в детской хирургии.// Тезисы Всесоюзной школы "Медицинская криогенная техника". -М. -1988. -С. 31-33.

22. Фомин A.A., Цыганов Д.И., Мазохнн В.Н. Лечение гемангиом сложной анатомической локализации с помощью криогенного и' СВЧ криогенного метода.// Тезисы Всесоюзной школы "Медицинская криогенная техника". -М. -I9S8. -С. 66-67.

23. Гераськнн В.А., Цыганов Д.И., Шпельтер Л.М. и др. Криогенные методы в лечении патологических образований трахеобронзхиального дерева и пищевода.// Тезисы Всесоюзной школы "Медицинская криогенная техника". -М. -19S8. -С. 125-126.

24. Исаков Ю.Ф., Шафранов В.В., Цыганов Д.И. и др. Возможность применения низких температур в детской хирургии.// Тезисы Всесоюзной школы "Медицинская криогенная техника". -М. -1988. -С. 119-122.

25. Шафранов В.В., Тэн Ю.В., Цыганов Д.И., и др. Комбинированное микроволновое и криогеннное воздействие на биотхани в эксперименте и клинике.// Криобиология. -1SS8. -N 4. -С. 27-32.

26. Спиридонова Н.З., Цыганоз Д.И. Некоторые теплофизические аспекты применения низких температур в хирургической стоматологии.// Сб.трудоп РМИ "Стоматологическая помощь". -Рига. -19S8. -С. 314-321.

27. Цыганов Д.И. Теплофизгпюские исследования в области криомеднцнны.// Тезисы докладов "Актуальные вопросы создания и эксплуатации терапевтической и хирургической медицинской техники". -М. -1989. -С. 148-150.

28. Цыганов Д.И. Теоретический анализ теплопроводности биоткани.// Труды ВНИИИМТ. -1989. -С. 215-223.

29. Шафранов B.I , Тэн Ю.В., Цыганов Д.И. и др. Комбинированный метод лечения сложных гемангиом.// Материалы Всесоюзного симпозиума "Лечение сложных гемангиом у детей". -1987. -С. 85-91.

30. Веденков В.Г., ^Колобов Н.И., Цыганоз Д.И. и др. Криогенная медицинская техника: методические рекомендации. -М. -ВНИИИМТ. -1990. 53 с.

31. Vedeakov V.G., Ptuklia Т.P., Tsyganov D.I. ct al. Cryoultrasonic and cryogenic equipment for medicine.// Medical Progress through Technology. Kluwer Academic Pablishers. -USA. -1992. -N 183. -P. 47-54.

32. Цыганов Д.И. Теплофизпческие свойства тканей и органов человека при низких температурах.// Сб. Успехи современной криобиологии. 2-ая Межд. конф. -Харьков. -1992. -С. 143.

33. Жолобоа Н.И., Птуха Т.П., Цыганов Д.И. Криохирургический инструмент.// Положительное решение по заявке 5034722/14 от 19.02.92.

34. Цыплюв Д.И., Цыбров Г.Е., Столетова O.E. Установка для комплексной КРИО-СВЧ терапии.// Сб. докладов 3-го Международного форума "Стратегия здоровья: Интеллектуальное обеспечение медицины". -Гурзуф. -1534. -С. 33-34.

35. Цыбров Г.Е., Столетова O.E., Цыганов Д.И. и др. Ультразвуковая низкочастотная аппаратура для профилактики и лечения инфекционных заболеваний.// Сб. докладов 3-го Международного форума "Стратегия здоровья: Интеллектуальное обеспечение медицины". -Гурзуф. -1994. -С. 32-33.

Условные обозначения

О - тепловой поток, Вт; q - удельный тепловой поток, Вт/м^; Т -температура, К; То - начальная температура; X • коэффициент теплопроводности, Вт/(мК); р - плотность, кг/м-* ; % - удельная теплота фазового перехода при замерзании воды, Дж/кг; С - удельная теплоемкость, Дж/(кг К); \У - влзгосодержание биоткани, %; / - концентрация незамерзшей воды в биоткани; Д/"- та часть воды, которая переходит в лед при криоскопической температуре Ткр; - объемная доля, %\ а - параметр переноса тепла за счет метаболизма; ($ - параметр переноса тепла за счет кровотока; V - объем, м'; К - радиус, м; г - радиальная координата; 2. — глубина, м; г - осевая координата; I - время, с; Н - функция энтальпии биоткани, Дж; Н - сглаженная фучкция энтальпии биоткани, Дж; Г -уравнение границы расчетной области; Ь - уравнение границы фазового перехода;

Индексы

N2 - азот; г, 2 - в радиальном и осевом направлениях; а! - атмосферный; гр - граничный; и - наконечник (криоинструмент); кр - криоскопический; кн - крпонекроз; ц - центральный; эф - эффективный, м - метаболизм; з -замерзшая; и - незамерзшая; т - ткань; 1 - перпендикулярно тепловому потоку; || - параллельно тепловому потоку.