Способ неинвазивного дистанционного контроля температуры глубоко расположенных органов и тканей Российский патент 2018 года по МПК A61N1/06 A61B5/01 

Область техники, к которой относится изобретение.

Предлагаемое изобретение относится к методам медицинской диагностики, а именно к способам неинвазивного дистанционного контроля температуры глубоко расположенных органов и тканей в процессе высокочастотной гипертермии глубоко расположенных новообразований.

Уровень техники.

Гипертермия, в том числе высокочастотная, является одним из современных методов в комбинированной терапии онкологических заболеваний. Принято разделять гипертермию на общую, когда нагревается все тело пациента, региональную, при которой нагревается крупный орган с прилежащими тканями или часть тела (рука, бедро и т.д.) и локальную - нагрев небольшой (характерный размер 20-100 мм) части ткани или органа. Наиболее часто гипертермия применяется в терапии опухолей молочной железы, мягких тканей, а также органов брюшной полости. Одной из наиболее существенных проблем при гипертермии является контроль температуры в области нагрева, особенно - для глубоко расположенных органов и тканей. Для измерения температуры отдельных участков тела человека, а также в опухоли, при ВЧ гипертермии возможно использование термопар и термисторов. Принцип действия термопар основан на термоэлектрическом эффекте (эффект Зеебека). Российский протокол гипертермии в отдельных случаях допускает установку термопар внутрь опухолей. Однако такой способ сопряжен с появлением болезненных ощущений у пациента, а в некоторых случаях - к перемещению раковых клеток из опухоли в здоровые ткани при извлечении термопары. Процесс измерения усложняется и наличием металлических проводников в составе термопары, которые будут нагреваться в процессе процедуры. Поэтому основное распространение при проведении процедур ВЧ гипертермии получили термисторы. Термистор - это полупроводниковый резистор, в котором используется зависимость электрического сопротивления полупроводникового материала от температуры. Наиболее распространенными являются термисторы с отрицательным температурным коэффициентом сопротивления (NTC), т.к. термисторы с положительным коэффициентом имеют очень узкий диапазон температур измерения - всего несколько градусов. Стабильные полупроводниковые датчики обеспечивают широкий температурный диапазон измерений от 0 до 100°С с точностью 0,1-0,2°С [1, 2]. Термисторы обычно вводятся в тело человека через естественные полости с использованием катетеров. Характерные размеры термистора не превышают 1-2 мм, что позволяет использовать их при включенном ВЧ поле. Существуют термисторы, обеспечивающие точность измерения 0,05°С [3].

В последнее время все большее распространение получают оптоволоконные термодатчики [4]. В волоконно-оптических датчиках на основе брэгговских решеток измеряемая величина (температура или механическое напряжение) преобразуется в смещение брэгговской длины волны. Смещение длины волны, отраженной брэгговской решеткой и переданной по оптоволокну, преобразуется в электрический сигнал системой регистрации. Чувствительный элемент такого датчика не содержит электронных компонентов, что делает его полностью пассивным, а это дает возможность использовать его в зоне сильных электромагнитных полей. В одном волокне может быть размещено множество брэгговских решеток, каждая из которых дает отклик на собственной длине волны. В этом случае вместо точечного датчика есть возможность получения распределенной системы регистрации с мультиплексированием по длине волны. Использование длины волны света в качестве информационного параметра делает датчик нечувствительным к долговременным дрейфам параметров источника и приемника излучения, а также случайным затуханиям оптической мощности в волокне. Такие датчики также обеспечивают точность измерения на уровне 0,1°С.

Недостатком известных используемых способов для измерения температуры глубоко расположенных органов при гипертермии с использованием термопар, термисторов и оптоволоконных датчиков является инвазивный характер измерений. Европейский протокол гипертермии напрямую запрещает использование инвазивных методов измерения температуры внутри опухоли из-за возможного перемещения раковых клеток в здоровые ткани. Неинвазивное измерение температуры опухоли и здоровых тканей возможно с использованием магнитно-резонансного томографа [5]. Однако использование этой масштабной технологии только в целях контроля температуры нецелесообразно и требует больших финансовых затрат.

Известен также акустический способ измерения температуры тканей - акустотермометрия [6], с использованием которого в модельных экспериментах осуществлена двумерная и трехмерная динамическая акустотермография. Для определения температуры объектов в процессе нагрева измеряется их тепловое акустическое излучение. По результатам измерений получают динамическую карту акустояркостной температуры и восстанавливают динамику изменения параметров температурного распределения: пространственных координат области нагрева, ее характерного размера, а также ее максимальную температуру. Время одного измерения в экспериментах составляло 10 с, погрешность в определении положения центра и размера области не превышала 1 мм, точность расчета температуры составляла приблизительно 1 градус. Полученные результаты могут оказаться полезными для контроля температуры при проведении медицинских процедур, связанных с нагревом внутренних тканей организма человека. Достоинство метода - возможность картографировать распределение температуры в нагреваемом органе. Недостатки метода - потребность в дорогостоящем оборудовании, что ограничивает широкое применение метода в гипертермии для контроля температуры нагрева органов, а также низкая точность измерения температуры.

Наиболее близким к заявляемому изобретению является аналог [7-11], в котором измеряют интенсивность собственного электромагнитного излучения внутренних тканей пациента в диапазоне сверхвысоких частот и по результатам измерений восстанавливают температуру тканей. Такой метод измерения температуры органов называется радиотермометрия. Измерение температуры производится неинвазивно. Известно, что удельное тепловыделение в опухоли прямо пропорционально скорости ее роста, т.е. быстро растущие опухоли более "горячие" и поэтому лучше видны на термограммах. Таким образом, радиотермометрия обладает уникальной способностью обнаруживать в первую очередь быстро растущие опухоли. Введение в комплексную диагностику радиотермометрических (РТМ) обследований приведет к естественной диагностической селекции больных раком молочной железы с бурным ростом опухоли [9, 11]. Недостатком радиотермометрии является ограниченная область применений - недоступны глубоко расположенные органы и ткани. Глубина обнаружения температурной аномалии (т.е. локального понижения или повышения температуры) составляет 3-7 см (в зависимости от влагосодержания тканей).

Сущность объекта патентования.

Предлагаемый способ для оперативного измерения температуры глубоко расположенных органов с использованием высокочастотных электромагнитных полей основан на известной зависимости комплексной диэлектрической проницаемости органов и тканей от температуры. Для термометрии глубоко расположенных тканей и органов предлагается использовать эффекты, возникающие при нагреве тканей. Так, при нагреве большинства тканей организма меняются их диэлектрические свойства - относительная диэлектрическая проницаемость и тангенс угла диэлектрических потерь. Жировая и костная ткань при высокочастотной гипертермии нагреваются незначительно из-за низкой, по сравнению с другими типами тканей, диэлектрической проницаемости, поэтому диэлектрические свойства этих тканей можно считать неизменными в процессе гипертемии. Например, относительная диэлектрическая проницаемость мышечных и опухолевых тканей при нагреве на 1 градус растет примерно на 0.2-0.5 (при абсолютном значении 70-100). Это приводит к изменению удельного энергопоглощения и рассеянию излучения при прохождении его через ткани, которые могут быть зарегистрированы при измерениях характеристик прошедшего излучения. Подробный обзор экспериментальных данных, аналитические модели и результаты численного моделирования температурных зависимостей электродинамических характеристик для различных тканей приведены в работах [12-14]. На рисунке 1 приведены примеры зависимостей действительной ε' и мнимой ε'' частей комплексной диэлектрической проницаемостей для мышечной ткани и печени, рассчитанные по данным из [13-14] на частоте ВЧ поля 150 МГц. Из рисунка видно, что в интересном при гипертермии диапазоне температур 36-43°С эти зависимости близки к линейной. Также анализ экспериментальных и расчетных данных показывает, что значения действительной ε' и мнимой ε'' частей комплексной диэлектрической проницаемостей для всех тканей (включая опухолевые) и органов близки по абсолютной величине. Значительно выделяются только костная и жировая ткани, а также кожа.

В предлагаемом способе измерения температуры проходящее через орган высокочастотное излучение направляют в рециркулятор, измеряют зависимость от времени мощности проходящего потока, по которой определяют температуру нагреваемого органа. Преимуществом предлагаемой технологии является использование фазированного массива дипольных излучателей в качестве установки, обеспечивающих локальный нагрев, а также в качестве элемента, обеспечивающего контроль температуры облучаемых тканей. Это отличает заявляемый способ от радиотермометрии, при которой контролируется собственное высокочастотное излучение человека. Важно, что измерение температуры происходит неинвазивно. Преимущество предлагаемого способа термометрии особенно существенно для широко используемых установок, использующих фазированные антенны [15, 16], и разрабатываемых новых установок для региональной и локальной гипертермии [17-21], т.к. для контроля температуры нагрева органов используется часть оборудования, входящего в состав этих установок.

Краткое описание чертежей.

Фиг. 1. Зависимость действительной ε' и мнимой ε'' частей комплексной диэлектрической проницаемостей для мышечной ткани (кривая 1) и печени (кривая 2) на частоте ВЧ поля 150 МГц. Видно, что для рабочего диапазона температур при терапевтической гипертермии (36-42°С) зависимости близки к линейной.

Фиг. 2. Фазированный массив дипольных излучателей окружающий тело пациента. На рисунке показано расположение дипольных излучателей относительно тела пациента. Амплитуды A_i и фазы Ф_i волн i-ого излучателя задаются независимо. Пространство между корпусом, на котором закреплены излучатели, заполнено деионизованной водой, играющей роль согласующей среды и предотвращающей перегрев кожи пациента.

Фиг. 3. Принципиальная схема установки, где:

1 - высокочастотный генератор, 100-300 МГц, входной импеданс 50 Ом; 2 - 8-канальный делитель мощности; 3 - фазовращатель, управляемый напряжением; 4 - твердотельный высокочастотный усилитель; 5-10 dB направленный ответвитель; 6 - анализатор сигнала; 7 - фазированный массив.

Фиг. 4. Распределение удельного коэффициента поглощения (УКП). На рисунке а) - при синфазном включении антенн при гипертермии конечности; на рисунке б) оптимизированное распределение УКП, при котором максимум поглощенной энергии находится в опухоли. Справа от рисунков показано соответствие цветов удельному теплопоглощению.

Фиг. 5. Распределение температуры в тканях для нескольких времен нагрева при локальной гипертермии.

Фиг. 6. Повышение температуры опухоли (кривая 1) и здоровых тканей (кривые 2, 3) в зависимости от времени. При моделировании считалось, что диэлектрическая проницаемость тканей не изменяется при изменении температуры.

Фиг. 7. Модель экспериментальной установки для локальной гипертермии. На рисунке показаны два дипольных излучателя, расположенные друг напротив друга на внешней стороне диэлектрической емкости, заполненной водой. На прямой, проходящей через центры двух диполей, располагаются несколько полых тонкостенных диэлектрических трубок. Измерение температуры производилось в центре каждой из трубок, которые предотвращали перемешивание воды при нагреве и распределение тепла по всему объему.

Фиг. 8. Зависимость разности мощности принимаемого сигнала при различных температурах и мощности «опорного» сигнала при Т=37°С от времени. При нагреве органов и тканей меняются их диэлектрические характеристики, в частности диэлектрическая проницаемость и тангенс угла диэлектрических потерь (см. рис. 1). Это изменение приводит к изменению амплитуды основной гармоники прошедшего сигнала от одного из дипольных излучателей, что может быть зарегистрировано. В дальнейшем изменение мощности сигнала сравнивается с «опорным» значением при начальной температуре и по разнице мощности прошедшего сигнала вычисляется температура в тканях.

Фиг. 9. Зависимость относительной разности амплитуды первой косинусной гармоники сигнала от разности температур нагрева.

На рисунке показана разность амплитуды прошедшего сигнала для нескольких температур и амплитуды прошедшего сигнала для начальной температуры T=37°С, отнесенная к амплитуде падающего сигнала в зависимости от времени, прошедшего от включения измерительного сигнала. Видно, что для стационарной части сигнала с ростом температуры разность амплитуд увеличивается и может быть измерена.

Сведения, подтверждающие возможность осуществления изобретения.

Возможность осуществления предлагаемого показана в натурном и численном экспериментах по моделированию процессов измерения температуры нагрева глубоко расположенных органов. Предложенный в работах [15, 16, 19-24] способ локальной высокочастотной гипертермии глубоко расположенных новообразований основан на применении массива независимо фазируемых дипольных излучателей, окружающих тело пациента (дипольных антенн, расположенных на кольцевых элементах цепочки). Пример одного кольцевого элемента цепочки дипольных излучателей показан на рисунке 2, массив состоит из восьми дипольных излучателей, закрепленных на внутренней боковой стенке цилиндра и окружающих тело пациента. Диполи имеют независимое питание, что позволяет осуществлять контроль амплитуды А_i и фазы Ф_i волны от каждого излучателя. Пространство между диполями и телом пациента заполнено деионизированной водой, которая не только отводит тепло от приповерхностных тканей, но и является согласующей средой. Принципиальная схема установки для реализации предлагаемого способа показана на рисунке 3 (а, б), где 1 - высокочастотный генератор, 100-300 МГц, входной импеданс 50 Ом; 2 - 8-канальный делитель мощности; 3 - фазовращатель управляемый напряжением, 100-150 МГц, управляющее напряжение 0-12 В; 4 - твердотельный усилитель (134-174 МГц, 12.5 В, 60 Вт); 5-10 dB направленный ответвитель (100-200 МГц, 200 Вт, 10.0±1.0 дБ); 6 - анализатор сигнала, 50 Ом; 7 - фазированный массив. Каждый диполь питается независимо и оснащен высокочастотным циркулятором (Ц1), препятствующим проникновению прошедшего сигнала в систему питания. В режиме измерения температуры нагрева органа (ткани) отключаются источники ВЧ - мощности, используемые для нагрева, и включаются маломощный источник для измерения температуры нагрева (либо одна пара диполей переключается в режим малой мощности для измерения температуры). Проходящий поток мощности попадает в порт циркулятора, обращенный к поглотителю, и может быть легко использован для регистрации прошедшего сигнала и изменения температуры в процессе нагрева органа.

Для подтверждения работоспособности и эффективности способа заявителями были проведено численное моделирование распределение полей, численная оптимизация удельного коэффициента поглощения (УКП) и процесса нагрева тканей. Было показано [21-24], что при правильном выборе амплитуд и фаз каждого из дипольных излучателей удается сфокусировать электромагнитное излучение в небольшой области диаметром 15-50 мм. Этот результат проиллюстрирован на рисунке 4, на котором показана проекция трехмерной воксельной модели тела человека и видна область повышенной температуры. На рисунке 4 (а) представлено распределение удельного коэффициента поглощения высокочастотной энергии при синфазном включении антенн, а на рисунке 4 (б) - при оптимизированном распределении фаз. Справа от рисунков показано соответствие цветов удельному теплопоглощению. Оптимальные значения фаз каждого излучателя указаны на рисунке в месте расположения диполей. Видно, что такая схема установки для локальной гипертермии позволяет легко управлять положением максимума распределения поля. Оптимизированная установка для локальной гипертермии позволяет ограничить размер нагреваемой области примерно 30 мм при частоте ВЧ поля 150 МГц.

На рисунке 5 показаны распределения температуры по сечению модели в различные моменты времени с начала нагрева. Видно, что нагрев происходит только в небольшой (30-50 мм) области, в остальных тканях температура меняется незначительно и только за счет теплопереноса в теле. Справа от рисунков показано соответствие цветов удельному теплопоглощению. На рисунке 6 показано распределение температуры вдоль оси, проходящей через центры двух диаметрально противоположных диполей и опухоли и кости. На оси абсцисс представлено расстояние вдоль оси в сантиметрах. На рисунке 7 представлены графики изменения температуры опухоли и здоровых тканей в зависимости от времени. При моделировании считалось, что диэлектрическая проницаемость нагреваемых тканей не изменяется при изменении температуры (ε_{опухоли}=74, ε_мыщц=63). Температура воды, окружающей тело пациента, оставалась постоянной 20°С. Рабочая частота 150 МГц. Среднеквадратичное значение мощности, подаваемой на диполи, на первом участке графика составляло 35 Вт, на втором - 16 Вт.

Таким образом, можно утверждать, что температура при локальной гипертермии значительно меняется только в ограниченной области и результаты предлагаемого способа термометрии относятся только к этой области. На изменение мощности прошедшего сквозь тело пациента сигнала будет влиять только температурная зависимость диэлектрических характеристик тканей, попавших в область нагрева.

Для демонстрации работоспособности предлагаемого способа термометрии было проведено численное моделирование процесса нагрева с контролем температуры. В численном эксперименте для прошедшего сигнала выполнялось аналого-цифровое преобразование прошедшего сигнала, затем с помощью специально разработанной программы проводился быстрый Фурье-анализ сигнала. Это позволило отследить изменение амплитуды основной гармоники прошедшего сигнала и рассчитать изменение температуры тканей. Так как система локальной гипертермии разработана для локализации области нагрева в опухоли, то изменение температуры будет отслежено именно в необходимой области. В предлагаемом способе оценивается средний по опухоли прирост температуры при высокочастотном нагреве.

Проведенное численное моделирование процесса нагрева с контролем температуры показало, что с ее ростом меняется Фурье-образ прошедшего сигнала, регистрируемого диполем, причем зависимость амплитуды основной гармоники разложения Фурье от температуры близка к линейной. Моделирование проводилось с помощью электродинамического пакета CST Studio Suite, с использованием метода расчета температурной зависимости комплексной диэлектрической проницаемости биологических тканей, развитого в работах [12-14]. Модель показана на рисунке 8, она предназначена для проверки экспериментальных данных с помощью численного моделирования и представляет собой воксельную модель человеческого тела, костный мозг которого подвергается гипертермии, и его диэлектрические свойства с ростом температуры меняются. В процессе измерения температуры используются два диаметрально расположенных диполя, например первый и пятый. Опухоль в данной модели располагается в костном мозге позвоночника. Детектируется сигнал, прошедший из одного диполя (первого на рисунке) в противостоящий (пятый), при повышении температуры опухоли. При этом питание на остальные диполи не подается. Сигнал, принимаемый противостоящим диполем и зависящий от температуры ткани, представлен на рисунке 9. Измеряется зависимость разности мощности принимаемого сигнала при различных температурах и мощности «опорного» сигнала при T=37°С от времени. Как показано выше, при нагреве органов и тканей меняются их диэлектрические характеристики, в частности диэлектрическая проницаемость и тангенс угла диэлектрических потерь (см. рис. 1). Это изменение приводит к изменению амплитуды основной гармоники прошедшего сигнала от одного из дипольных излучателей, что может быть зарегистрировано. В дальнейшем изменение мощности сигнала сравнивается с «опорным» значением при начальной температуре, и по разнице мощности прошедшего сигнала вычисляется температура в тканях. Из рисунка 10 видно, что с ростом температуры разница амплитуд прошедшего (при измеряемой температуре) и «опорного» (при температуре 37°С) сигналов растет по закону, близкому к линейному, что упрощает задачу восстановления значения температуры в области нагрева.

Итак, при повышении температуры опухоли меняются ее диэлектрические свойства, следовательно, меняется сигнал, улавливаемый диполем. Детектирование этого изменения позволяет определить изменение температуры опухоли. Технически процесс контроля реализуется следующим образом. Излучающий диполь генерирует импульс сигнала мощностью около 10 Вт и длительностью несколько сотен нс. При работе измерительной системы на той же частоте, что и основных излучателей, используемых для нагрева, излучатели необходимо отключать на время измерения температуры и использовать циркуляторы для предотвращения попадания прошедшего сигнала в систему питания. При использовании частот, значительно отличающихся друг от друга, это не обязательно. Принимающий диполь подключен к схеме измерения СВЧ мощности, блок преобразования которой выдает аналоговый сигнал (амплитуду прошедшей ВЧ мощности), который затем преобразуется в цифровой. Цифровой сигнал обрабатывается программой Фурье-анализа, которая выдает значение амплитуды прошедшей мощности сигнала и сравнивает ее с «опорным» значением, соответствующим начальной температуре. Затем по табличным данным восстанавливается искомая температура.

Численное моделирование показало, что при локальной и региональной гипертермии в теле пациента поглощается примерно 90% мощности (необходимая мощность питания составляет до 100 Вт на диполь), то есть прошедший сигнал будет составлять несколько Вт. При численном моделировании процесса нагрева с учетом изменения электродинамических характеристик тканей было показано, что изменение амплитуды сигнала составляет ~10^-3 от сигнала при локальной гипертермии в диапазоне изменения температур 37-43°С и ~10^-2 от сигнала при региональной. Таким образом, измерение мощности прошедшего сигнала должно проводиться с точностью не хуже 100 мкВт при мощности сигнала около 1 Вт. Это позволит контролировать температуру в области нагрева с точностью не хуже ~0.3 градуса. Так как процесс нагрева с 37°С до рабочего значения 40-41°С занимает обычно 15-30 минут, то достаточно осуществлять измерение температуры 1-3 раза в минуту.

Таким образом, было показано, что при локальной гипертермии возможно уменьшение области нагрева до 30-50 мм. Именно в этой области будут меняться с ростом температуры диэлектрические характеристики тканей (диэлектрическая проницаемость и тангенс угла диэлектрических потерь). Численное моделирование также показало, что изменение диэлектрических характеристик тканей приводит к изменению мощности прошедшего сигнала, которое может быть отслежено с помощью поглощающей антенны, оцифровано, с помощью Фурье-анализа может быть найдена амплитуда основной гармоники сигнала, по уровню которой восстанавливается значение температуры в области нагрева. Это позволяет сделать главный вывод о работоспособности заявляемой схемы термометрии.

Заявляемый способ позволяет контролировать температуру в области нагрева с точностью не хуже 0.3 градуса. Так как процесс нагрева с 37°С до рабочего значения 40-41°С занимает обычно 15-30 минут, то достаточно осуществлять измерение температуры 1-3 раза в минуту. Точность измерения сравнима или выше, чем для всех используемых в настоящее время способов, кроме оптоволоконных. Однако в отличие от оптоволоконных датчиков, термопар и термисторов заявляемый способ является неинвазивным. Таким образом, единственным конкурирующим заявляемому способом остается неинвазивный контроль температуры с помощью магниторезонансного томографа, однако стоимость установки для радиотермометерии на 2-3 порядка меньше при сравнимой точности измерения.

Источники информации

1. Hjertaker В.Т., Froystein Т., Schem В.С. A thermometry system for quality assurance and documentation of whole body hyperthermia procedures // International Journal of Hyperthermia. - 2005. - V.21(l). - P. 45-55.

2. Shantesh H., et al: Thermometry studies of radio-frequency induced hyperthermia on hydrogel based neck phantoms // J Cancer Res Ther - September. - 2005. - V.1(3). - P. 162-167.

3. URL:http://www.meas-spec.com/temperature-sensors/ntc-thermistor-sensors/encapsulated-ntc-thermistors-with-leads.aspx

4. Samset E., Mala R., Ellingsen R. et al. Temperature measurement in soft using a distributed fibre Bragg-grating sensor system // Minimally Invasive Therapy & Allied Technologies. - 2001. - V.10(2). - P. 89-93.

5. Turner R., Streicher M. Measuring temperature using MRI: a powerful and versatile technique // Magnetic Resonance Materials in Physics, Biology and Medicine. - 2012. - V. 25(l). - P. 1-3.

6. А.А. Аносов, P.В. Беляев, В.А. Вилков, А.С. Казанский, А.Д. Мансфельд, А.С. Шаракшанэ. Динамическая акустотермография, Акустический Журнал, 2009, том 55, №4-5, с. 436-444.

7. A.H. Barrett, Ph. С.Myers, "Subcutaneous Temperature: A method of Noninvasive Sensing", Science, Nov. 14, 1975, vol. 190, pp. 669-671.

8. URL: http://www.resltd.ru/rus/literature/basis_mr.htm#_Toc35399387, Основы микроволновой радиотермометрии.

9. Бурдина Л.М., Вайсблат А.В., Веснин С.Г., Конкин М.А., Лащенков А.В., Наумкина Н.Г., Тихомирова Н.Н. Применение радиотермометрии для диагностики рака молочной железы - Маммология 1998 г. №2 стр. 3-12.

10. URL: http://www.findpatent.ru/patent/230/2306099.htm1, Патент №2306099 - Антенна-аппликатор для неинвазивного измерения температуры внутренних тканей биологического объекта (варианты).

11. URL: http://www.google.com/patents/US5779635, Microwave detection apparatus for locating cancerous tumors particularly breast tumors.

12. С Gabriel, S Gabriel and E Corthout. The dielectric properties of biological tissues: I. Literature survey. Phys. Med. Biol. 41 (1996) 2231-2249.

13. S Gabriel, R W Lau and С Gabriel. The dielectric properties of biological tissues: II. Measurements in the frequency range 10 Hz to 20 GHz. Phys. Med. Biol. 41 (1996) 2251-2269.

14. S Gabriel, R W Lau and С Gabriel. The dielectric properties of biological tissues: III. Parametric models for the dielectric spectrum of tissues. Phys. Med. Biol. 41 (1996) 2271-2293.

15. Turner R., Streicher M. Measuring temperature using MRI: a powerful and versatile technique // Magnetic Resonance Materials in Physics, Biology and Medicine. - 2012. - V. 25(1). - P. 1-3.

16. Shantesh H., et al: Thermometry studies of radio-frequency induced hyperthermia on hydrogel based neck phantoms // J Cancer Res Ther - September. - 2005. - V.1(3). - P. 162-167.

17. URL: http://www.pyrexar.com/hyperthermia

18. URL: http://sennewald.de/wp-content/uploads/The-Gold-Standard-in-Hyperthermial.pdf

19. A.M. Fadeev, S.M. Polozov, E.A. Perelstein et. Al. Facility development for a combined cancer therapy // Problems of Atomic Science and Technology. Series: Nuclear Physics Investigations, №3 (79) p. 191-194, 2012.

20. Fadeev A.M., Polozov S.M., Belyaev V.N. et al. RF Power and Control Systems for Phased Dipoles Array System for Hyperthermia // Proc. of RUPAC 2012:524-525.

21. Fadeev A.M., Polozov S.M., Belyaev V.N., Perelstein E.A. Cylindrical Phased Dipoles Array for Hyperthermia of Deep-situated Tumors // Proc. of RUPAC 2012:521-523.

22. Fadeev A.M., Polozov S.M., E.A. Perelstein E.A., et al. Facility for the electromagnetic hyperthermia based on the phased array // Problems of Atomic Science and Technology. Series: Nuclear Physics Investigations. - 2013. -V.6(88). - P. 220-224.

23. Fadeev A.M., Polozov S.M., E.A. Perelstein E.A., et al. Facility for the electromagnetic hyperthermia based on the phased array // Problems of Atomic Science and Technology. Series: Nuclear Physics Investigations. - 2013. -V.6(88). - P. 220-224.

24. Фадеев A.M., Полозов С.М. Моделирование процесса облучения тела с использованием фазированного массива при ВЧ гипертермии // Ядерная физика и инжиниринг.- 2013. - Т. 4. - №11-12. - С. 1037-1046.

25. Фадеев A.M., В.Н. Беляев, С.М. Полозов и др. Регулирование параметров области нагрева при высокочастотной региональной гипертермии // Медицинская физика. - 2013. - №3 (59). - С. 95-105.

Изобретение относится к медицине, а именно к диагностике, и касается неинвазивного дистанционного высокочастотного измерения температуры области нагрева в процессе высокочастотной гипертермии глубоко расположенных новообразований. Способ включает использование части оборудования, входящего в состав установки для локальной или региональной гипертермии. При этом проходящее через орган или ткань высокочастотное излучение от излучающей дипольной антенны направляют в высокочастотный циркулятор принимающей дипольной антенны, которую подключают к системе измерения высокочастотной мощности. Блок преобразования системы выдает аналоговый сигнал, т.е. амплитуду прошедшей высокочастотной мощности. Последний преобразуют в цифровой сигнал и обрабатывают программой Фурье-анализа, с помощью которой определяют значение амплитуды прошедшей высокочастотной мощности. Сравнивают ее с «опорным» значением, определенным при начальной температуре 37°С. По разнице амплитуд мощности вычисляют температуру в зоне нагрева по табличным данным или градуировочному графику, составленным с учетом того, что с ростом разницы температур разница амплитуд текущего и «опорного» прошедших сигналов растет по закону, близкому к линейному. Способ, являясь неинвазивным, позволяет контролировать температуру в области нагрева с точностью не менее 0.3 градуса, что сравнимо или выше, чем для используемых в настоящее время способов, кроме оптоволоконных, при значительном снижении стоимости в сравнении с контролем температуры с помощью магниторезонансного томографа. 9 ил.

Способ активного неинвазивного дистанционного высокочастотного измерения температуры области нагрева в процессе высокочастотной гипертермии глубоко расположенных новообразований, включающий использование части оборудования, входящего в состав установки для локальной или региональной гипертермии, при этом проходящее через орган или ткань высокочастотное излучение от излучающей дипольной антенны направляют в высокочастотный циркулятор принимающей дипольной антенны, которую подключают к системе измерения высокочастотной мощности, блок преобразования которой выдает аналоговый сигнал, т.е. амплитуду прошедшей высокочастотной мощности, который преобразуют в цифровой и обрабатывают программой Фурье-анализа, с помощью которой определяют значение амплитуды прошедшей высокочастотной мощности, и сравнивают ее с «опорным» значением, определенным при начальной температуре 37°С, и по разнице амплитуд мощности вычисляют температуру в зоне нагрева по табличным данным или градуировочному графику, составленным с учетом того, что с ростом разницы температур разница амплитуд текущего и «опорного» прошедших сигналов растет по закону, близкому к линейному.