RU2400171C2 - Виртуальный электрод для высокочастотного разрушения биотканей и способ его изготовления и применения - Google Patents
Виртуальный электрод для высокочастотного разрушения биотканей и способ его изготовления и применения Download PDFInfo
- Publication number
- RU2400171C2 RU2400171C2 RU2008150347/14A RU2008150347A RU2400171C2 RU 2400171 C2 RU2400171 C2 RU 2400171C2 RU 2008150347/14 A RU2008150347/14 A RU 2008150347/14A RU 2008150347 A RU2008150347 A RU 2008150347A RU 2400171 C2 RU2400171 C2 RU 2400171C2
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- biological tissue
- gel
- frequency
- current
- fulguration
- Prior art date
Links
Images
Abstract
Изобретения относятся к области медицины и ветеринарии, преимущественно к хирургии, и могут быть использованы для разрушения биотканей различных органов, пораженных патологическим процессом. Виртуальный электрод для высокочастотного разрушения биотканей состоит из полой металлической иглы с отверстиями, окруженной слоем биосовместимого токопроводящего геля. Между поверхностью иглы и гелем имеется прослойка из токопроводящей жидкости низкой вязкости. Способ высокочастотного разрушения биоткани с помощью электрода включает введение в биоткань полой металлической иглы с отверстиями, инъекцию в биоткань токопроводящего геля с последующим высокочастотным нагревом биоткани. После введения в биоткань токопроводящего геля осуществляют инфузию в биоткань токопроводящей жидкости низкой вязкости в объеме 0,5-1,0 от объема введенного геля, а высокочастотный нагрев биоткани осуществляют с одновременным введением токопроводящей жидкости низкой вязкости. Использование изобретений уменьшает травматичность и трудоемкость процедуры разрушения биотканей за счет увеличения объема коагуляции за один сеанс. 2 н.п. ф-лы, 3 ил.
Description
Настоящее изобретение относится к области медицины и ветеринарии, преимущественно к хирургии, и может быть использовано для разрушения биотканей различных органов, пораженных патологическим процессом.
В последние годы широко используются способы и устройства термокоагуляции биоткани (см., например, Kelvin Kwok-Chai Ng et al. Thermal ablative therapy for malignant liver tumors: A critical appraisal. J.Gastroenterology and Hepatology. 2003, 18, 616-629) за счет тепла, выделяемого при поглощении биотканью энергии электромагнитного поля широкого диапазона частот от оптического до радиоволнового. Общим недостатком этих способов является сравнительно небольшая глубина прогрева биоткани. Основными причинами ограничения объема нагрева биоткани являются поглощение энергии электромагнитного поля вблизи от излучателя или электрода, плохая теплопроводность и электропроводность биоткани, препятствующая распространению в ней тепла и электрического тока, а также высушивание слоя биоткани непосредственно контактирующего с поверхностью излучателя или электрода, которое еще больше усугубляет ситуацию.
Для преодоления этих недостатков был предложен виртуальный электрод для высокочастотного разрушения биотканей, состоящий из полой металлической иглы с отверстиями, окруженной слоем биосовместимой токопроводящей жидкости низкой вязкости типа водных растворов электролитов, контактирующей с наружной поверхностью иглы (Патенты США 6409722, 6736810, 6849073, 7169144, 7247155). Токопроводящая жидкость, вводимая через отверстия иглы в биоткань до начала процесса высокочастотного нагрева и в процессе нагрева, уменьшает электрическое сопротивление биоткани, прилегающей к электроду, что позволяет использовать большие токи без перегрева слоев, непосредственно примыкающих к поверхности электрода. Это равнозначно по эффекту увеличению геометрических размеров электрода, чем и объясняется его название. Кроме того, постоянное смачивание поверхности препятствует высушиванию биоткани, что позволяет поддерживать электропроводность и теплопроводность биоткани на относительно высоком уровне. В конечном счете, все это приводит к увеличению объема разрушенной биоткани. Однако использование данного устройства связано с существенным недостатком - неопределенностью в распределении токопроводящей жидкости по объему разрушаемой биоткани, что связано в первую очередь с гетрогенностью структуры биоткани. В то же время, происходят нежелательные утечки вводимой жидкости по разрушенным при введении электрода сосудам и протокам, а также по зазору между поверхностью электрода и биотканью, что приводит к незапланированному разрушению здоровой биоткани, а также к увеличению вероятности рассева злокачественных клеток в случае разрушения раковых опухолей.
Наиболее близким к предлагаемому является виртуальный электрод для высокочастотного разрушения биотканей, состоящий из полой металлической иглы с отверстиями, окруженной слоем биосовместимого токопроводящего геля (Заявка США 20040215181). Такая конструкция во многом устраняет недостатки вышеописанного электрода и благодаря более правильной сферической или элиптической конфигурации вводимого в биоткань электропроводящего геля позволяет более точно планировать и осуществлять разрушение. Однако это устройство дает возможность использовать только сравнительно небольшие токи из-за значительно возрастающего сопротивления на поверхности иглы при нагреве, что существенно ограничивает объем разрушения биоткани.
Задачей предлагаемого устройства является увеличение объема разрушаемой биоткани.
Для этого в известном виртуальном электроде для высокочастотного разрушения биотканей, состоящем из полой металлической иглы с отверстиями, окруженной слоем биосовместимого токопроводящего геля, между поверхностью иглы и гелем имеется прослойка из токопроводящей жидкости низкой вязкости, например водного электролита.
На фиг.1 схематически показан виртуальный электрод по Патентам США. Он состоит из полой металлической иглы 1, введенной в биоткань 2. В торце и боковой стенке иглы имеются отверстия 3 для введения токопроводящей жидкости низкой вязкости 4. На фиг.2 схематически показан виртуальный электрод по Заявке США. Он также состоит из полой металлической иглы 1, введенной в биоткань 2. В торце и боковой стенке иглы имеются отверстия 3 для введения токопроводящего геля 5. На фиг.3 схематически показан предлагаемый виртуальный электрод, который также состоит из полой металлической иглы 1, введенной в биоткань 2. В торце и боковой стенке иглы имеются отверстия 3 для введения токопроводящего геля 5. Между поверхностью иглы и гелем имеется прослойка 4 из токопроводящей жидкости низкой вязкости, например водного электролита. Проведенные эксперименты показали, что введение в конструкцию электрода такой прослойки значительно увеличивает величину тока, используемого для нагрева биоткани, что в конечном счете приводит к существенному увеличению объема разрушения. По-видимому, прослойка из токопроводящей жидкости низкой вязкости усиливает теплоотвод с поверхности иглы за счет увеличения конвекции жидкости. Это предотвращает повышение сопротивления на поверхности иглы, которое имеет место в случае контакта с токопроводящим гелем.
Известен способ изготовления и применения виртуального электрода для высокочастотного разрушения биотканей, включающий введение в биоткань полой металлической иглы с отверстиями, инъекцию в биоткань токопроводящей жидкости низкой вязкости типа водных электролитов с последующим высокочастотным нагревом биоткани (Патенты США 6409722, 6736810, 6849073, 7169144, 7247155). Способ дает возможность разрушать сферические объемы биоткани диаметром до 4 см. Однако использование данного способа связано с существенным недостатком - неопределенностью в распределении токопроводящей жидкости по объему разрушаемой биоткани, что связано с гетерогенностью структуры биоткани. В то же время, происходят нежелательные утечки вводимой жидкости по разрушенным при введении электрода сосудам и протокам, а также по зазору между поверхностью электрода и биотканью, что приводит к незапланированному разрушению здоровой биоткани, а также к увеличению вероятности рассева злокачественных клеток в случае разрушения раковых опухолей.
Наиболее близким к предлагаемому является способ изготовления и применения виртуального электрода для высокочастотного разрушения биотканей, включающий введение в биоткань полой металлической иглы с отверстиями, инъекцию в биоткань токопроводящего геля с последующим высокочастотным нагревом биоткани (Заявка США 20040215181). Способ дает возможность разрушать биоткани благодаря более правильной сферической или элиптической конфигурации вводимого в биоткань электропроводящего объема, что позволяет более точно планировать и осуществлять разрушение. Однако этот способ дает возможность использовать только сравнительно небольшие токи из-за значительно возрастающего сопротивления на поверхности иглы при нагреве, что существенно ограничивает объем разрушения биоткани. Для полного разрушения большего объема биоткани процедуру приходится повторять, что приводит к увеличению травматичности и трудоемкости способа.
Задачей настоящего изобретения является уменьшение травматичности и трудоемкости способа за счет увеличения объема разрушаемой биоткани за одну процедуру.
Для этого в известном способе изготовления и применения виртуального электрода для высокочастотного разрушения биотканей, включающем введение в биоткань полой металлической иглы с отверстиями, инъекцию в биоткань токопроводящего геля с последующим высокочастотным нагревом биоткани, после введения в биоткань токопроводящего геля осуществляют инфузию в биоткань токопроводящей жидкости низкой вязкости в объеме 0,5-1,0 от объема введенного геля, а высокочастотный нагрев биоткани осуществляют с одновременным введением токопроводящей жидкости низкой вязкости.
Техническим результатом выполнения вышеуказанных новых условий и режимов изготовления и применения виртуального электрода для высокочастотного разрушения биотканей является увеличение эффективности передачи тепла в биоткань, а также уменьшение травматичности и трудоемкости известного способа за счет увеличения объема разрушенной биоткани за одну процедуру.
Способ осуществляют следующим образом. В разрушаемую биоткань под контролем ультразвукового сканера вводят иглу с отверстиями. Через иглу в биоткань вводят токопроводящий гель. После введения в биоткань токопроводящего геля осуществляют инфузию в биоткань токопроводящей жидкости низкой вязкости в объеме 0,5-1,0 от объема введенного геля. Подключают нейтральный электрод и иглу к генератору высокочастотного тока и проводят нагрев с одновременным введением токопроводящей жидкости низкой вязкости.
Испытания предлагаемого устройства и способа его изготовления и применения были проведены на печени собаки. Под общим наркозом животное фиксировали на операционном столе и с помощью ультразвукового сканера вводили иглу в различные доли печени. В качестве токопроводящего геля использовали 25% раствор отечественного триблоксополимера полиэтиленоксида и полипропиленоксида ЭМУКСОЛ, растворенного в 20% водном растворе хлорида натрия, вязкостью 1500·10-2 пуаза, при 20°С. Последний использовали в качестве токопроводящей жидкости низкой вязкости. В первом варианте опыта, соответствующем прототипу, в ткань печени вводили 5 мл раствора ЭМУКСОЛА и затем осуществляли высокочастотный нагрев ткани в течение 10 минут. Во втором варианте, после введения 5 мл раствора ЭМУКСОЛА, вводили 3 мл 20% раствора хлорида натрия вязкостью 1,7·10-2 пуаза, а затем осуществляли высокочастотный нагрев ткани в течение 10 минут с одновременной инфузией этого раствора со скоростью 0,5 мл/мин. Нагрев растворов до 80-90°С приводит к 3-кратному снижению вязкости раствора хлорида натрия и многократному увеличению вязкости раствора ЭМУКСОЛА с формированием структуры геля. Для инфузии использовали стерильные растворы. В течение эксперимента регистрировали изменения сопротивления между двумя электродами - активным (игла) и нейтральным. Мощность генератора фиксировали на уровне, обеспечивающем прирост сопротивления не более 20% от исходной величины. Испытания показали, что мощность генератора в первом варианте опыта, оказалась почти в 2 раза меньше, чем во втором варианте. Измерения диаметра коагулированного участка ткани печени, имеющей сферическую конфигурацию, проводили по ультразвуковой эхограмме. Объем коагулированной биоткани, рассчитанный на основе измеренного диаметра коагулированного участка ткани печени во втором варианте опыта, оказался почти на 50% больше, чем в первом. Через три дня после проведения процедуры животное по основным жизненным показателям вернулось к норме, что свидетельствует о безопасности обоих способов.
Таким образом, использование предлагаемого устройства и способа его изготовления и применения уменьшает травматичность и трудоемкость, по сравнению с использованием известного устройства и способа его применения, за счет увеличения объема коагуляции за одну процедуру.
Claims (2)
1. Виртуальный электрод для высокочастотного разрушения биотканей, состоящий из полой металлической иглы с отверстиями, окруженной слоем биосовместимого токопроводящего геля, отличающийся тем, что между поверхностью иглы и гелем имеется прослойка из токопроводящей жидкости низкой вязкости.
2. Способ высокочастотного разрушения биоткани с помощью виртуального электрода, включающий введение в биоткань полой металлической иглы с отверстиями, инъекцию в биоткань токопроводящего геля с последующим высокочастотным нагревом биоткани, отличающийся тем, что после введения в биоткань токопроводящего геля осуществляют инфузию в биоткань токопроводящей жидкости низкой вязкости в объеме 0,5-1,0 от объема введенного геля, а высокочастотный нагрев биоткани осуществляют с одновременным введением токопроводящей жидкости низкой вязкости.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
RU2008150347/14A RU2400171C2 (ru) | 2008-12-19 | 2008-12-19 | Виртуальный электрод для высокочастотного разрушения биотканей и способ его изготовления и применения |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
RU2008150347/14A RU2400171C2 (ru) | 2008-12-19 | 2008-12-19 | Виртуальный электрод для высокочастотного разрушения биотканей и способ его изготовления и применения |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
RU2008150347A RU2008150347A (ru) | 2010-06-27 |
RU2400171C2 true RU2400171C2 (ru) | 2010-09-27 |
Family
ID=42683124
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
RU2008150347/14A RU2400171C2 (ru) | 2008-12-19 | 2008-12-19 | Виртуальный электрод для высокочастотного разрушения биотканей и способ его изготовления и применения |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
RU (1) | RU2400171C2 (ru) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
RU2680200C2 (ru) * | 2013-03-13 | 2019-02-18 | Байосенс Вебстер (Изрэйл) Лтд. | Способ создания низкоомного электрического соединения между кольцевым электродом разъемного типа и проводом с помощью контактного давления |
-
2008
- 2008-12-19 RU RU2008150347/14A patent/RU2400171C2/ru not_active IP Right Cessation
Non-Patent Citations (1)
Title |
---|
DEQUESNE J.H. Thermoregulated radiofrequency endometrial ablation. // Int J Fertil Womens Med. - 1997. - Sep - Oct; 42(5). - p.311-318. * |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
RU2680200C2 (ru) * | 2013-03-13 | 2019-02-18 | Байосенс Вебстер (Изрэйл) Лтд. | Способ создания низкоомного электрического соединения между кольцевым электродом разъемного типа и проводом с помощью контактного давления |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
RU2008150347A (ru) | 2010-06-27 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP5107726B2 (ja) | 電気外科用針装置 | |
McGahan et al. | Hepatic ablation using radiofrequency electrocautery | |
RU2499574C2 (ru) | Биполярный радиочастотный абляционный инструмент | |
KR101108569B1 (ko) | 생체조직을 응고 괴사시키는 고주파 전기수술기용 전극 | |
JP4138249B2 (ja) | 高周波エネルギー放出デバイス | |
EP2143394A2 (en) | Applicator device for ablation by radiofrequency of biological tissues | |
KR20200003427A (ko) | 유체 강화 절제에서 요법을 성형하기 위한 장치 및 방법 | |
JP6014754B2 (ja) | 高周波熱治療用重畳型バイポーラ電極 | |
JP2013163019A (ja) | 高周波手術用電極チップ及びそれを備える高周波手術用電極 | |
RU2400171C2 (ru) | Виртуальный электрод для высокочастотного разрушения биотканей и способ его изготовления и применения | |
ES2289410T3 (es) | Dispositivo para la terapia de tumores. | |
CA3215942A1 (en) | System and methods for minimally invasive ablation with injectable wire structure devices | |
CN105943158B (zh) | 射频消融电极针及其制造方法 | |
HOEY et al. | Transurethral prostate ablation using saline-liquid electrode introduced via flexible cystoscope | |
RU2318465C1 (ru) | Способ микроволновой диатермокоагуляции биоткани и устройство для его осуществления | |
Adeyanju et al. | The improvement of irreversible electroporation therapy using saline-irrigated electrodes: a theoretical study | |
US20230338081A1 (en) | System and method for minimally invasive treatment with injectable electrodes | |
CN208319308U (zh) | 注射式双极射频针 | |
EP4213753A1 (en) | System and method for minimally invasive treatment with injectable electrodes | |
Ortiz et al. | Cell electroporation mechanisms and preclinical foundation for focal therapy | |
Chen | Cleveland Clinic Florida Ft. Lauderdale, Florida | |
RU139710U1 (ru) | Биполярный электрод для разрушения биоткани | |
REIS et al. | Interstitial thermometry in men undergoing electrovaporization of the prostate | |
RU128483U1 (ru) | Устройство для термокоагуляции биоткани | |
KR101227073B1 (ko) | 생체조직을 응고 괴사시키는 고주파 전기수술기용 전극 |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20151220 |