RU98116U1 - DEVICE FOR LOCAL HEATING OF BIOLOGICAL FABRIC - Google Patents
DEVICE FOR LOCAL HEATING OF BIOLOGICAL FABRIC Download PDFInfo
- Publication number
- RU98116U1 RU98116U1 RU2010118885/14U RU2010118885U RU98116U1 RU 98116 U1 RU98116 U1 RU 98116U1 RU 2010118885/14 U RU2010118885/14 U RU 2010118885/14U RU 2010118885 U RU2010118885 U RU 2010118885U RU 98116 U1 RU98116 U1 RU 98116U1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- biological tissue
- needle
- power source
- bridge circuit
- voltage regulator
- Prior art date
Links
Landscapes
- Electrotherapy Devices (AREA)
Abstract
1. Устройство для локального нагрева биологической ткани, содержащее источник питания и, по крайней мере, три устройства для передачи энергии в нагреваемую биоткань, отличающееся тем, что дополнительно содержит, по крайней мере, три связанных с источником питания блока управления температурой, каждый из которых включает измерительный орган, регулятор напряжения и усилитель; при этом каждое из устройств для передачи энергии в нагреваемую биоткань выполнено в виде иглы, имеющей электрический нагреватель, а измерительный орган каждого из блоков управления температурой выполнен в виде мостовой схемы, одно из плеч которой образовано электрическим нагревателем иглы, а три других плеча образованы резисторами, один из которых является переменным, при этом в одну из диагоналей мостовой схемы измерительного органа включен усилитель, выход которого связан с управляющим входом регулятора напряжения, имеющего вывод, связанный с источником питания, при этом второй вывод регулятора напряжения связан с одной из вершин второй диагонали мостовой схемы измерительного органа, а другая вершина второй диагонали мостовой схемы подключена ко второму выводу источника питания. ! 2. Устройство для локального нагрева биологической ткани по п.1, отличающееся тем, что каждое из устройств для передачи энергии в нагреваемую биоткань выполнено в виде иглы, имеющей один или несколько внутренних каналов. ! 3. Устройство для локального нагрева биологической ткани по п.1, отличающееся тем, что электрический нагреватель иглы выполнен в виде обмотки, размещенной на ее поверхности. 1. A device for local heating of biological tissue, containing a power source and at least three devices for transferring energy to a heated biological tissue, characterized in that it further comprises at least three connected to a power source temperature control unit, each of which includes a measuring body, voltage regulator and amplifier; wherein each of the devices for transferring energy to a heated biological tissue is made in the form of a needle having an electric heater, and the measuring organ of each of the temperature control units is made in the form of a bridge circuit, one of the arms of which is formed by an electric heater of the needle, and the other three arms are formed by resistors, one of which is variable, while an amplifier is included in one of the diagonals of the bridge circuit of the measuring body, the output of which is connected to the control input of the voltage regulator having an output, knitted with the power source, the second terminal of the voltage regulator is associated with one of the vertices of the second diagonal of the measuring bridge circuit body, while the other vertex of the second diagonal of the bridge circuit is connected to the second terminal of the power source. ! 2. A device for local heating of biological tissue according to claim 1, characterized in that each of the devices for transferring energy to a heated biological tissue is made in the form of a needle having one or more internal channels. ! 3. The device for local heating of biological tissue according to claim 1, characterized in that the electric needle heater is made in the form of a winding placed on its surface.
Description
Полезная модель относится к области медицины, преимущественно к онкологии, и может быть использована при лечении опухолевых заболеваний, путем применения локальной гипертермии для воздействия на патологически измененные ткани тела человека или животных.The utility model relates to the field of medicine, mainly to oncology, and can be used in the treatment of tumor diseases by applying local hyperthermia to affect pathologically altered tissues of the human or animal body.
В настоящее время в лечении онкологических заболеваний широко используются различные способы, основанные на принципе локальной гипертермии. Это позволяет значительно снижать отрицательное влияние на организм химио- и радиотерапии при их сочетании с локальной гипертермией по сравнению с их самостоятельным применением. Также в некоторых (преимущественно начальных стадиях заболевания, особенно доброкачественных форм) возможно использование локальной гипертермии без сопутствующего применения других способов лечения. Поэтому усовершенствование устройств, позволяющих реализовать способы лечения заболеваний путем локальной гипертермии, является актуальным.Currently, various methods based on the principle of local hyperthermia are widely used in the treatment of cancer. This allows you to significantly reduce the negative impact on the body of chemo- and radiotherapy when combined with local hyperthermia compared to their independent use. Also in some (mainly the initial stages of the disease, especially benign forms) it is possible to use local hyperthermia without the concomitant use of other methods of treatment. Therefore, the improvement of devices to implement methods of treating diseases by local hyperthermia is relevant.
Известно устройство для высокотемпературного разрушения биоткани [1. Патент на изобретение RU №2317793, опубликован 2008.02.27, МПК (2006.01) А61В 18/14, А61В 18/12, А61М 1/00, А61М 25/00, фиг.2], позволяющее также осуществлять локальный нагрев биоткани. Устройство содержит биполярный электрод, генератор высокочастотного тока, блок управления, систему подвода теплоносителя. Биполярный электрод выполнен в виде изолированных друг от друга коаксиальных электродов, имеющих частичное покрытие из диэлектрика. Внутренний электрод выполнен в виде полой металлической иглы и не имеет изоляции на концевой части. Внешний электрод установлен с зазором относительно внутреннего электрода и имеет отверстие для подачи теплоносителя в биоткань. Термодатчик встроен в полость иглы внутреннего электрода. Внешний электрод снабжен тройником для подачи теплоносителя к зазору от системы подвода теплоносителя с встроенным в нее датчиком давления. Система подвода теплоносителя состоит из насоса, подводящего шланга и датчика давления. Блок управления содержит устройство регистрации температуры с термодатчика, и устройство регулирования температуры теплоносителя. Биполярный электрод через фланец подключен к генератору и блоку управления. Блок управления связан также с насосом, который через датчик давления соединен с биполярным электродом.A device for high-temperature destruction of biological tissue [1. Patent for invention RU No. 2317793, published 2008.02.27, IPC (2006.01) A61B 18/14, A61B 18/12, A61M 1/00, A61M 25/00, FIG. 2], which also allows local heating of biological tissue. The device contains a bipolar electrode, a high-frequency current generator, a control unit, a coolant supply system. The bipolar electrode is made in the form of coaxial electrodes isolated from each other, having a partial dielectric coating. The inner electrode is made in the form of a hollow metal needle and does not have insulation on the end part. The external electrode is installed with a gap relative to the internal electrode and has an opening for supplying coolant to the biological tissue. The temperature sensor is integrated into the needle cavity of the internal electrode. The external electrode is equipped with a tee for supplying the coolant to the gap from the coolant supply system with a pressure sensor built into it. The coolant supply system consists of a pump, a supply hose and a pressure sensor. The control unit contains a temperature registration device with a temperature sensor, and a device for controlling the temperature of the coolant. The bipolar electrode is connected through a flange to the generator and the control unit. The control unit is also connected to a pump, which is connected to a bipolar electrode via a pressure sensor.
Недостатком устройства является его сложность, обусловленная конструктивным выполнением отдельных элементов устройства, например, биполярного электрода. Составные части биполярного электрода, выполненные в виде полых игл, коаксиально размещенных друг в друге с зазором, имеющих частичное покрытие из диэлектрика, и отверстия для подачи теплоносителя, требуют высокой точности изготовления. Использование высокочастотного генератора, работающего на частоте 440 кГц и обеспечивающего нагрев теплоносителя, оказывает негативное воздействие, как на клетки патологического участка, так и на клетки живой ткани. Кроме того, использование устройства такой конструкции предусматривает введение иглы непосредственно в опухоль, что способствует метастазированию опухолевой ткани.The disadvantage of this device is its complexity, due to the structural design of the individual elements of the device, for example, a bipolar electrode. The components of the bipolar electrode, made in the form of hollow needles, coaxially placed in each other with a gap, having a partial coating of a dielectric, and holes for supplying a coolant, require high precision manufacturing. The use of a high-frequency generator operating at a frequency of 440 kHz and providing heating of the coolant has a negative effect on both the cells of the pathological site and the cells of living tissue. In addition, the use of a device of this design involves the introduction of a needle directly into the tumor, which contributes to the metastasis of tumor tissue.
Известен также комплекс для радиочастотного разрушения биоткани [2. Патент на полезную модель RU №82543, опубликован 10.05.2009, МПК (2006.01) А61В 18/12], который также может быть использован для локального нагрева биологической ткани. Он является наиболее близким по технической сути и назначению, и взят за прототип. Этот комплекс содержит высокочастотный генератор с блоком управления (источник питания), резервуары с жидкостью, насосы, распределительное (коммутирующее) устройство. Комплекс [2] содержит также, по крайней мере, три устройства для передачи энергии в разрушаемую биоткань, одно из которых является центральным, а остальные - периферийными. Каждое из устройств для передачи энергии в разрушаемую биоткань выполнено в виде игольчатых электродов, имеющих один или несколько внутренних каналов для протекания охлаждающей жидкости. Выход высокочастотного генератора соединен с соответствующим игольчатым электродом через распределительное (коммутирующее) устройство, которое позволяет подключать электроды к высокочастотному генератору одновременно или в любой последовательности. Входы насосов соединены с соответствующим резервуаром, а выходы насосов подсоединены к соответствующим входам устройств для передачи энергии в разрушаемую биоткань (игольчатых электродов).Also known is a complex for radio-frequency destruction of biological tissue [2. Utility Model Patent RU No. 822543, published May 10, 2009, IPC (2006.01) A61B 18/12], which can also be used for local heating of biological tissue. It is the closest in technical essence and purpose, and taken as a prototype. This complex contains a high-frequency generator with a control unit (power source), reservoirs with liquid, pumps, distribution (switching) device. The complex [2] also contains at least three devices for transferring energy to destructible biological tissue, one of which is central and the rest peripheral. Each of the devices for transferring energy to destructible biological tissue is made in the form of needle electrodes having one or more internal channels for the flow of coolant. The output of the high-frequency generator is connected to the corresponding needle electrode through a distribution (switching) device, which allows you to connect the electrodes to the high-frequency generator simultaneously or in any sequence. The inputs of the pumps are connected to the corresponding reservoir, and the outputs of the pumps are connected to the corresponding inputs of the devices for transferring energy to the destructible biological tissue (needle electrodes).
Однако данная полезная модель [2] имеет ряд существенных недостатков. Во-первых, в прототипе [2], как и в аналоге [1] в качестве источника энергии используется высокочастотный генератор, который оказывает негативное воздействие на здоровые клетки. Во-вторых, использование такого устройства возможно только в том случае, когда все игольчатые электроды (их как минимум три) вводятся непосредственно в опухолевую ткань, при этом центральный игольчатый электрод вводится в центр опухолевой ткани - см. фиг.2 [2], что значительно повышает риск метастазирования опухоли при удалении электродов после окончания воздействия. В-третьих, температура нагрева не является равномерной в заданном объеме биоткани. Так, согласно фиг.3 [2] при обеспечении зоны коагуляции до 5 см по уровню 50°С, температура в центре опухоли достигает 130°С, что является экстремальным для организма. В-четвертых, в комплексе [2] устройства для передачи энергии в разрушаемую биоткань (игольчатые электроды) выполнены в виде электродов водоохлаждаемого типа, для работы которых требуются соответствующие насосы и резервуары, что в целом усложняет и удорожает комплекс для радиочастотного разрушения биоткани.However, this utility model [2] has a number of significant drawbacks. Firstly, in the prototype [2], as in the analogue [1], a high-frequency generator is used as an energy source, which has a negative effect on healthy cells. Secondly, the use of such a device is possible only if all the needle electrodes (there are at least three of them) are inserted directly into the tumor tissue, while the central needle electrode is inserted into the center of the tumor tissue - see Fig. 2 [2], which significantly increases the risk of tumor metastasis when the electrodes are removed after exposure. Thirdly, the heating temperature is not uniform in a given volume of biological tissue. So, according to figure 3 [2] while providing a coagulation zone up to 5 cm at a level of 50 ° C, the temperature in the center of the tumor reaches 130 ° C, which is extreme for the body. Fourth, in complex [2], devices for transferring energy to destructible biological tissue (needle electrodes) are made in the form of water-cooled electrodes, the operation of which requires appropriate pumps and reservoirs, which generally complicates and increases the cost of the complex for radio-frequency destruction of biological tissue.
Задачей заявляемой полезной модели является равномерный нагрев локальной области биологической ткани, содержащей зону опухоли и здоровую ткань, при снижении отрицательного воздействия процесса нагрева на здоровую биоткань.The objective of the claimed utility model is to uniformly heat the local area of the biological tissue containing the tumor zone and healthy tissue, while reducing the negative impact of the heating process on healthy biological tissue.
Техническим результатом, достигаемым при решении поставленной задачи, является обеспечение заданной, равномерной и стабильной температуры нагрева в заданном локальном объеме биоткани.The technical result achieved in solving the problem is to provide a given, uniform and stable heating temperature in a given local volume of biological tissue.
Поставленная задача и технический результат достигаются тем, что заявляемая полезная модель, как и прототип, содержит источник питания и, по крайней мере, три устройства для передачи энергии в биоткань.The task and technical result are achieved in that the claimed utility model, like the prototype, contains a power source and at least three devices for transferring energy to biological tissue.
В отличие от прототипа, заявляемая полезная модель дополнительно содержит, по крайней мере, три, связанных с источником питания блока управления температурой. Каждый из блоков управления температурой содержит измерительный орган, регулятор напряжения и усилитель. Каждое из устройств для передачи энергии в нагреваемую биоткань выполнено в виде иглы, имеющей электрический нагреватель. Измерительный орган каждого из блоков управления температурой выполнен в виде мостовой схемы, одно из плеч которой образовано электрическим нагревателем иглы, а три других плеча образованы резисторами, один из которых является переменным. В одну из диагоналей мостовой схемы измерительного органа включен усилитель, выход которого связан с управляющим входом регулятора напряжения. Регулятор напряжения имеет вывод, связанный с источником питания. Второй вывод регулятора напряжения связан с одной из вершин второй диагонали мостовой схемы измерительного органа, а другая вершина второй диагонали мостовой схемы подключена ко второму выводу источника питания.Unlike the prototype, the claimed utility model additionally contains at least three associated with a power source of the temperature control unit. Each of the temperature control units contains a measuring body, a voltage regulator and an amplifier. Each of the devices for transferring energy to a heated biological tissue is made in the form of a needle having an electric heater. The measuring organ of each of the temperature control units is made in the form of a bridge circuit, one of the arms of which is formed by an electric needle heater, and the other three arms are formed by resistors, one of which is variable. An amplifier is included in one of the diagonals of the bridge circuit of the measuring body, the output of which is connected to the control input of the voltage regulator. The voltage regulator has an output connected to a power source. The second terminal of the voltage regulator is connected to one of the vertices of the second diagonal of the bridge circuit of the measuring body, and the other vertex of the second diagonal of the bridge circuit is connected to the second terminal of the power source.
В частном случае выполнения каждое из устройств для передачи энергии в нагреваемую биоткань выполнено в виде иглы, имеющей один или несколько внутренних каналов. Электрический нагреватель иглы выполнен в виде обмотки, размещенной на ее поверхности.In the particular case of execution, each of the devices for transferring energy to a heated biological tissue is made in the form of a needle having one or more internal channels. The electric needle heater is made in the form of a winding placed on its surface.
Совокупность существенных признаков заявляемой полезной модели не известна из уровня техники, что подтверждает новизну заявляемого устройства.The set of essential features of the claimed utility model is not known from the prior art, which confirms the novelty of the claimed device.
Отличительные признаки полезной модели в совокупности с известными признаками обеспечивают указанный выше технический результат. Это достигается тем, что измерительный орган выполнен в виде мостовой схемы, одно из плеч которой образовано электрическим нагревателем иглы, размещенным на ее поверхности, а также новыми электрическими связями. Это обеспечивает стабилизацию температуры на электрическом нагревателе иглы на заданном уровне с высокой степенью точности, благодаря высокой скорости реагирования мостовой схемы на незначительные изменения температуры биоткани.The distinctive features of the utility model in combination with the known features provide the above technical result. This is achieved by the fact that the measuring body is made in the form of a bridge circuit, one of the shoulders of which is formed by an electric needle heater placed on its surface, as well as new electrical connections. This ensures that the temperature on the electric needle heater is stabilized at a predetermined level with a high degree of accuracy, due to the high response speed of the bridge circuit to minor changes in the temperature of the biological tissue.
Полезная модель поясняется примером конкретного выполнения и чертежами, где на фиг.1 представлена функциональная схема устройства для локального нагрева биологической ткани. На фиг.2 показана возможная схема размещения игл вокруг опухоли. На фиг.3 изображена картина теплового поля при симметричном размещении четырех игл вокруг опухоли, полученная при помощи программной среды ANSYS.The utility model is illustrated by an example of a specific implementation and drawings, where Fig. 1 shows a functional diagram of a device for local heating of biological tissue. Figure 2 shows a possible arrangement of needles around the tumor. Figure 3 shows a picture of the thermal field with a symmetrical placement of four needles around the tumor, obtained using the ANSYS software environment.
Устройство для локального нагрева биологической ткани фиг.1 содержит источник питания 1, иглу 2, с электрическим нагревателем 3, имеющим выводы 4 и 5; блок 6 управления температурой, имеющий входы 7 и 8, подключенные к выводам источника питания 1. Блок 6 управления температурой содержит регулятор напряжения 9, подключенный одним выводом к входу 7 блока 6 управления температурой, а вторым выводом - к измерительному органу 10, который выполнен в виде мостовой схемы, плечами которой являются переменный резистор 11, резисторы 12, 13 и электрический нагреватель 3. Электрический нагреватель 3 выводами 4, 5 подключен к мостовой схеме измерительного органа 10 и образует ее плечо. Выход измерительного органа 10, образованный одной из диагоналей моста, через усилитель 14 соединен с управляющим входом регулятора напряжения 9. Регулятор напряжения 9 первым выводом соединен с входом 7 блока 6 управления температурой, который связан с источником питания 1. Второй вывод регулятора напряжения 9 связан с одной из вершин второй диагонали мостовой схемы измерительного органа 10, а другая вершина второй диагонали мостовой схемы подключена ко второму выводу 8 источника питания 1. Три других блока управления температурой 21, 22, 23 в конкретном примере выполнены аналогично. Причем к источнику питания 1 эти блоки подключены параллельно. Каждый из блоков управления температурой 21, 22, 23 соединен выводами 4, 5 соответственно с нагревателями 18, 19, 20, расположенными соответственно на иглах 15, 16, 17. В общем случае в зависимости от размера опухоли устройство для локального нагрева биологической ткани может содержать N игл с соответствующими N блоками управления температурой. Стрелками на фиг.1 условно показано направление введения химиопрепаратов через внутренние каналы (на чертеже не показаны) игл 2, 15, 16, 17 в случае применения комплексного лечения.A device for local heating of biological tissue of figure 1 contains a power source 1, a needle 2, with an electric heater 3, having conclusions 4 and 5; a temperature control unit 6 having inputs 7 and 8 connected to the terminals of the power source 1. The temperature control unit 6 contains a voltage regulator 9 connected by one output to the input 7 of the temperature control unit 6, and the second output to the measuring body 10, which is made in in the form of a bridge circuit, the shoulders of which are a variable resistor 11, resistors 12, 13 and an electric heater 3. An electric heater 3 leads 4, 5 connected to the bridge circuit of the measuring body 10 and forms its shoulder. The output of the measuring body 10, formed by one of the diagonals of the bridge, is connected through an amplifier 14 to the control input of the voltage regulator 9. The voltage regulator 9 is connected by the first output to the input 7 of the temperature control unit 6, which is connected to the power source 1. The second output of the voltage regulator 9 is connected to one of the vertices of the second diagonal of the bridge circuit of the measuring body 10, and the other vertex of the second diagonal of the bridge circuit is connected to the second terminal 8 of the power source 1. Three other temperature control units 21, 22, 23 in con A particular example is made similarly. Moreover, to the power source 1, these blocks are connected in parallel. Each of the temperature control units 21, 22, 23 is connected by terminals 4, 5, respectively, with heaters 18, 19, 20 located respectively on the needles 15, 16, 17. In general, depending on the size of the tumor, a device for local heating of biological tissue may contain N needles with corresponding N temperature control units. The arrows in figure 1 conditionally show the direction of administration of chemotherapeutic drugs through the internal channels (not shown) of needles 2, 15, 16, 17 in the case of complex treatment.
На фиг.2 показана схема симметричного расположения четырех игл 2, 15, 16, 17 вокруг зоны опухоли 24. При необходимости (в зависимости от размеров опухоли) количество игл может быть увеличено, причем в любом случае все иглы расположены симметрично относительно опухоли 24 по радиусу R через равные угловые промежутки, как показано пунктиром на фиг.2. Картина тепловых полей для четырех игл, размещенных вокруг опухоли 24 согласно фиг.2, показана на картине теплового поля фиг.3, полученной с помощью программной среды ANSYS.Figure 2 shows a symmetric arrangement of four needles 2, 15, 16, 17 around the area of the tumor 24. If necessary (depending on the size of the tumor), the number of needles can be increased, and in any case, all needles are located symmetrically relative to the tumor 24 in radius R through equal angular gaps, as shown by the dotted line in figure 2. The picture of the heat fields for four needles placed around the tumor 24 according to FIG. 2 is shown in the picture of the heat field of FIG. 3 obtained using the ANSYS software environment.
Работа устройства заключается в следующем. После определения места расположения опухоли (например, при помощи томографического или ультразвукового исследования) намечаются точки для ввода игл. Иглы 2, 15, 16, 17 вводятся на равном удалении друг от друга вокруг опухоли 24 по окружности с радиусом R, большим, чем размер опухоли. Постоянное напряжение источника питания 1 через выводы 7, 8, регулятор напряжения 9, постоянный резистор 12 подается на выводы 4, 5 каждого из нагревателей 3, 18, 19, 20, которые выполнены из медного изолированного провода, сопротивление которого зависит от температуры. Заданный (требуемый) уровень температуры может быть любым, в данном примере 43-45°С, устанавливается при помощи переменного резистора 11 каждого блока управления температурой 6, 21, 22, 23. При заданной температуре нагревателей 3, 18, 19, 20 соответствующие измерительные мосты находятся в состоянии баланса. В исходном состоянии электрические нагреватели 3, 18, 19, 20 имеют температуру, равную температуре локальной области биоткани. При включении источника питания 1 электрические нагреватели 3, 18, 19, 20 под действием постоянного тока нагреваются до заданной температуры и передают тепловую энергию в биоткань, нагревая ее до заданной температуры. При увеличении температуры электрических нагревателей 3, 18, 19, 20 выше заданной сопротивление электрических нагревателей 3, 18, 19, 20 увеличивается, что приводит к разбалансу мостовой схемы и появлению в ее измерительной диагонали сигнала разбаланса. Сигнал разбаланса усиливается усилителем 14 и подается на регулятор напряжения 9, который уменьшает ток, протекающий через электрические нагреватели 3, 18, 19, 20 игл 2, 15, 16, 17. Происходит уменьшение температуры электрических нагревателей 3, 18, 19, 20 и мост опять сбалансируется. Если уменьшение температуры произойдет ниже заданного уровня, то вновь появится сигнал разбаланса, но уже другого знака, который приведет к увеличению тока и возрастанию тепловыделения в электрических нагревателях 3, 18, 19, 20, а, следовательно, к увеличению и стабилизации температуры на электрических нагревателях 3, 18, 19, 20 на заданном уровне с точностью, которая определяется коэффициента усиления усилителя 14. В данном примере точность стабилизации равна 0,1°С. В результате происходит нагрев тканей в локальной области радиусом R. Причем тепловые поля от каждой иглы 2, 15, 16, 17, как показано на фиг.3, суммируются в локальной области в зоне опухолевой ткани 24 и быстро затухают вне этой зоны. За счет суммирования тепловых полей фиг.3 от каждой иглы в области опухолевой ткани 24 температура этой ткани становится близкой к заданной температуре электрических нагревателей 3, 18, 19, 20 уже через 10-20 минут и остается стабильной на протяжении всего сеанса воздействия. Причем пространственное распределение температуры характеризуется высоким уровнем равномерности (перепад значений температуры от периферии зоны нагрева к ее центру составляет 1-2°С).The operation of the device is as follows. After determining the location of the tumor (for example, using a tomographic or ultrasound examination), points for insertion of needles are outlined. The needles 2, 15, 16, 17 are inserted at an equal distance from each other around the tumor 24 in a circle with a radius R greater than the size of the tumor. The constant voltage of the power source 1 through the terminals 7, 8, the voltage regulator 9, the constant resistor 12 is supplied to the terminals 4, 5 of each of the heaters 3, 18, 19, 20, which are made of an insulated copper wire, the resistance of which depends on the temperature. The set (required) temperature level can be any, in this example 43-45 ° С, is set using the variable resistor 11 of each temperature control unit 6, 21, 22, 23. At a given temperature of the heaters 3, 18, 19, 20, the corresponding measuring bridges are in a state of balance. In the initial state, electric heaters 3, 18, 19, 20 have a temperature equal to the temperature of the local area of the biological tissue. When you turn on the power source 1, the electric heaters 3, 18, 19, 20 under the influence of direct current are heated to a predetermined temperature and transfer thermal energy to the biological tissue, heating it to a predetermined temperature. With an increase in the temperature of electric heaters 3, 18, 19, 20 above a predetermined value, the resistance of electric heaters 3, 18, 19, 20 increases, which leads to an imbalance of the bridge circuit and the appearance of an unbalance signal in its measuring diagonal. The imbalance signal is amplified by an amplifier 14 and supplied to a voltage regulator 9, which reduces the current flowing through the electric heaters 3, 18, 19, 20 needles 2, 15, 16, 17. The temperature of the electric heaters 3, 18, 19, 20 and the bridge decrease balanced again. If the temperature decreases below a predetermined level, an unbalance signal appears again, but of a different sign, which will lead to an increase in current and an increase in heat generation in electric heaters 3, 18, 19, 20, and, consequently, to an increase and stabilization of temperature on electric heaters 3, 18, 19, 20 at a given level with an accuracy that is determined by the gain of amplifier 14. In this example, the stabilization accuracy is 0.1 ° C. As a result, the tissues are heated in a local area of radius R. Moreover, the thermal fields from each needle 2, 15, 16, 17, as shown in Fig. 3, are summed in the local area in the area of the tumor tissue 24 and quickly decay outside this area. By summing the thermal fields of FIG. 3 from each needle in the region of the tumor tissue 24, the temperature of this tissue becomes close to the set temperature of the electric heaters 3, 18, 19, 20 after 10-20 minutes and remains stable throughout the entire exposure session. Moreover, the spatial temperature distribution is characterized by a high level of uniformity (the temperature difference from the periphery of the heating zone to its center is 1-2 ° C).
Заявляемая полезная модель промышленно применима, так как она может быть многократно реализована с помощью известных блоков, устройств и элементов с достижением указанного технического результата.The inventive utility model is industrially applicable, since it can be repeatedly implemented using known blocks, devices and elements with the achievement of the specified technical result.
Claims (3)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2010118885/14U RU98116U1 (en) | 2010-05-11 | 2010-05-11 | DEVICE FOR LOCAL HEATING OF BIOLOGICAL FABRIC |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2010118885/14U RU98116U1 (en) | 2010-05-11 | 2010-05-11 | DEVICE FOR LOCAL HEATING OF BIOLOGICAL FABRIC |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU98116U1 true RU98116U1 (en) | 2010-10-10 |
Family
ID=44024988
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2010118885/14U RU98116U1 (en) | 2010-05-11 | 2010-05-11 | DEVICE FOR LOCAL HEATING OF BIOLOGICAL FABRIC |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU98116U1 (en) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2467720C1 (en) * | 2011-07-29 | 2012-11-27 | Анатолий Васильевич Кобзев | Method for implementing local hyperthermia |
| RU2636877C1 (en) * | 2016-11-21 | 2017-11-28 | Анатолий Васильевич Кобзев | Complex for high-temperature impact on biological tissue (versions) |
-
2010
- 2010-05-11 RU RU2010118885/14U patent/RU98116U1/en not_active IP Right Cessation
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2467720C1 (en) * | 2011-07-29 | 2012-11-27 | Анатолий Васильевич Кобзев | Method for implementing local hyperthermia |
| RU2636877C1 (en) * | 2016-11-21 | 2017-11-28 | Анатолий Васильевич Кобзев | Complex for high-temperature impact on biological tissue (versions) |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| EP3700623B1 (en) | Electric field cancer therapy devices with feedback mechanisms and diagnostics | |
| EP3958959B1 (en) | Devices for administering electrical stimulation to treat cancer | |
| EP3958954B1 (en) | Electrical stimulation devices for cancer treatment | |
| US5213097A (en) | Apparatus for the treatment of diseases of the walls of opening or cavities of the body | |
| TWI653966B (en) | Tumor ablation system | |
| US20190192216A1 (en) | Bipolar electrode probe | |
| US10953235B2 (en) | Systems and methods for targeted deep hyperthermia by time-shared RF inductive applicators | |
| RU98116U1 (en) | DEVICE FOR LOCAL HEATING OF BIOLOGICAL FABRIC | |
| KR20120034356A (en) | A complex stimulus apparatus by magnetization needle/moxibustion using alternating magnetic fields of coil | |
| KR102427359B1 (en) | High frequency hyperthemia cancer care apparatus and control method thereof | |
| KR20190114906A (en) | Device for beauty care employing complex electrode pad for beauty care and method thereof | |
| Yang et al. | Impact of electrode structure on RF-induced heating for an AIMD implanted lead in a 1.5-Tesla MRI system | |
| EP0942772A1 (en) | Device for local magnetotherapy | |
| Petrella et al. | Algorithmically controlled electroporation: a technique for closed loop temperature regulated pulsed electric field cancer ablation | |
| RU2636877C1 (en) | Complex for high-temperature impact on biological tissue (versions) | |
| Kurgan et al. | Estimation of temperature distribution inside tissues in external RF hyperthermia | |
| CN205758526U (en) | One knows heat sensitivity analyzer | |
| CN109394213B (en) | Intelligent diagnosis and treatment system | |
| SU738596A1 (en) | Apparatus for treating prostatitis | |
| RU2467720C1 (en) | Method for implementing local hyperthermia | |
| Chang et al. | Precision test apparatus for evaluating the heating pattern of radiofrequency ablation devices | |
| EP3106144A1 (en) | Apparatus for the treatment of psycho-physical ailments | |
| CN110152196A (en) | A kind of Portable pulse physiotherapy equipment | |
| Zheng et al. | An Noninvasive and Impedance-Ignored Control Strategy of the Ablation Zone in Radiofrequency Ablation Therapy | |
| Tang et al. | A wireless batteryless implantable radiofrequency lesioning device powered by intermediate-range segmented coil transmitter |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM9K | Utility model has become invalid (non-payment of fees) |
Effective date: 20190512 |