Радиочастотная эмболизация опухолей головы и шеи (теоретическое обоснование)

There are two approaches to tumor therapy. The first (radiofrequency ablation — RFA) is based on heating tumor cells to temperatures at which the cells die. The second (embolization) deprives the tumor of blood supply. Purpose of the study. In this study, we proposed to combine both methods into one and implement total tumor embolization by creating a closed contour of coagulated tissue around it, using the existing RFA equipment. Since the tumor is surrounded by a dense network of capillary vessels passing through the ablastic zone, heating of a part of this zone to coagulation temperature will lead to disruption of blood supply to the tumor, followed by possible apoptosis of tumor cells.

Experimental model. The mathematical model of radiofrequency heating is built considering the following physical processes: absorption of energy of alternating electric current within a tissue, heat transfer and thermal damage to a tissue resulting from heating ablation. Possible schemes for connecting electrodes in azimuthal and transverse fields for 4, 8 and 12 electrodes are discussed. By alternately changing the polarity of the electrodes, it is possible to obtain electric fields directed along the azimuth, and with an increase in the number of electrodes, the radial component of the field tends to zero. Transverse components are created by simultaneously connecting electrodes in two opposite groups.

Calculations and their discussion. The processes of formation of cylindrical and flat surfaces at different diameters of introduction of shaping electrodes were studied. The results of the calculations are presented, indicating the possibility of complete isolation of tumors with diameters up to 80–90 mm.
Conclusion. For the first time, a system of total embolization is discussed where external coagulation of the entire vascular system surrounding the tumor is used instead of internal clogging of blood vessels by emboli. As a result, the processes of transition to cellular apoptosis and replacement of tumor cells with healthy ones is expected. The implementation of total embolization will allow a 100% cure for patients. Calculations carried out using the COMSOL MULTIPHYSICS software package indicate the possibility of embolization of tumors up to 80–90 mm in diameter. Thus, the study indicates the technical feasibility of realizing complete tumor embolization by using standard radio frequency equipment and special multielectrode systems. When using the proposed design, it is potentially possible to improve existing methods of therapy. The design of the electrode system does not require moving the electrodes during the heating procedure. Achieving complete embolization will allow avoiding the spread of cancer cells since, according to the calculations, the volume of coagulation required for heating is reduced by about 60%, and an increase in the generator power and the volume of energy supplied to the tissue, as in the case of the classical ablation method, is not required. In addition to oncology, such systems can be used for denervation of the renal artery due to the possibility of creating a hollow closed circular heating circuit. Key words: ablation, embolization, model, radiofrequency generator, bipolar mode, electrodes, switching circuits

Conflicts of interest. The authors have no conflicts of interest to declare.
Funding. This work was supported by grant No FSFZ-2020-0019.
For citation: Radiofrequency embolization of head and neck tumors (theoretical basis). Head and neck. Russian Journal. 2021;9(4):95–102 (In Russian).
The authors are responsible for the originality of the data presented and the possibility of publishing illustrative material – tables, figures, photographs of patients.

Цель работы

Роль альтернативных методов терапии в онкологии весьма важна в силу того, что классическое хирургическое лечение подходит лишь для 10–15% больных. Высокую популярность имеют методы локальной термодеструкции, например метод радиочастотной аблации (РЧА). Основной проблемой существующих установок термодеструкции является недостаточный объем коагуляции ткани и малый срок выживаемости из-за возвратных явлений [1].

Существуют также и другие методы онкотерапии, например эмболизация. Хирург через прокол в бедренной артерии проводит специальный микрокатетер в артерию, непосредственно питающую опухоль, и через него закрывает ее специальными частицами – эмболами, которые перекрывают кровоток. В ряде случаев дополнительно используют эмболы, способные выделять химиопрепарат в ткань опухоли, такое вмешательство называется химиоэмболизация. При радиоэмболизации в качестве эмбола могут быть использованы радиоактивные препараты [2].

Основной принцип работы эмболизации заключается в снижении питания злокачественного новообразования благодаря герметизации сосуда, питающего опухоль. Доставка эмболов осуществляется через критичный для опухоли сосуд. При этом осуществляется мониторинг давления в реальном времени в сосудистом русле. Недостатком такого способа является невозможность полной эмболизации опухоли из-за противодействия кровотока процессу введения частиц. Чаще всего добиться стимуляции апоптоза не удается из-за инвазии опухоли. Раковые клетки мигрируют в те артерии, которые не содержат эмболов, и могут быть занесены даже в вены. В результате возможно метастазирование опухоли [3–5].

В данном исследовании предлагается объединить оба метода в один и реализовать полную эмболизацию опухоли путем создания вокруг нее замкнутого контура коагулированной ткани, используя существующее оборудование для РЧА.

Как известно, одноэлектродный метод деструкции опухолей за счет нагрева не позволяет получить надежный некроз на периферии опухоли, что приводит к появлению вторичных опухолей и уменьшению срока выживаемости пациентов. Причиной метастазирования является инвазия – процесс распространения раковых клеток через собственную капиллярную сеть опухоли. Раковые клетки, находящиеся в процессе инвазии, более устойчивы к облучению и химиотерапии, чем стационарные, что также осложняет последующее лечение.

Применение многоэлектродных систем в кластерном варианте и перенесение максимума температуры нагрева в периферийную зону опухоли позволяет не только получить устойчивую гибель клеток, но и осуществить нагрев самой опухоли с ее периферии без ввода в нее электродов. По мнению ряда специалистов, такой подход, получивший название «NO TOUCH», позволит увеличить послеоперационную выживаемость почти в 2 раза [6–8].

Однако при операциях на опухолях с диаметрами больше 2,5 см объем нагреваемой ткани существенно возрастает, что ведет, с одной стороны, к необходимости увеличения числа используемых электродов, а с другой стороны, возрастанию выходной мощности применяемых генераторов и ухудшению их спектральных характеристик, влияющих на электромагнитный фон в операционных [9].

Идея развития нового подхода к введению электродов заключается в полном отказе от нагрева самой опухоли. Так как опухоль окружена густой сетью капиллярных сосудов, проходящих через зону абластики, то нагрев части этой зоны до температур коагуляции приведет к нарушению подачи крови к опухоли с последующим возможным апоптозом клеток опухоли. Схематически такая изоляция опухоли может выглядеть так: опухоль окружается шарообразным слоем коагулированной ткани (рис. 1), что препятствует прохождению крови по капиллярам.

Практически такую поверхность осуществить затруднительно и проще вписать опухоль в куб или цилиндр с верхней и нижней крышками, как показано на рис. 2а и б.

При этом фактически надо создать для цилиндра 3 взаимно перпендикулярные поверхности коагуляции из системы одних и тех же электродов без их перестановки вместо шести, как в кубе.

Настоящая работа посвящена численному моделированию возможности создания таких электродных систем из 4–12 электродов. Задача заключается в расширении функциональных возможностей существующих методов терапии в онкологии за счет использования нового способа достижения полной эмболизации злокачественного новообразования.

Экспериментальная модель

Исследуемая система состоит из высокочастотного генератора и многоэлектродной системы, создающей тепловые поля, связанные между собой через вывод энергии. Генератор может работать в биполярном режиме. В этом случае к выводам генератора могут быть подключены два разнопотенциальных элек- трода. Выбор биполярной методики в данном случае обусловлен тем фактом, что она обеспечивает более эффективное прогре вание участка ткани между электродами и минимальное влияние на ткани, окружающие опухоль.

Как известно, большинство таких установок для аблации работают в диапазоне 460–550 кГц. На этих частотах длина волны электромагнитной энергии на несколько порядков больше, чем размер аблационных электродов. Таким образом, основной способ передачи энергии – это электрическая проводимость, и его возможно смоделировать как связанную задачу квазистатической электропроводности и теплопроводности.  Электрическое поле находится с помощью уровнения Лапласа: ∇ × (ó∇V) = 0, (1)
где ó – электрическая проводимость (См/м), а V – электрический потенциал (В).  Напряженность электрического поля (В/м) находится из градиента электрического потенциала:  Å = –∇V. (2)

Зависимости плотности, теплоемкости и теплопроводности от температуры в данных расчетах не учитывались. Данные о параметрах модели сведены в таблицу.

Различные схемы подключения электродов показаны на рис. 3. Базовыми являются 4-электродные системы, приве- денные на рис. 3a и d.

При поочередном изменении полярности электродов можно получить электрические поля, направленные по азимуту, причем с увеличением числа электродов радиальная компонента поля стремится к нулю. Поперечные компоненты создаются при одновременном соединении электродов в две группы, расположенные напротив друг друга. Непременным условием работоспособности таких систем является условие L=3,14D/4, независимо от числа электродов. Здесь L-минимальное расстояние между группами электродов, а D – диаметр их ввода.

Расчеты и их обсуждение

Рассмотрим работу формообразующей системы на примере 8-электродной системы, состоящей из 4 пар биполярных электродов, связанных между собой через электрические поля (рис. 4а, б). Система электродов (1) размещена в имитато- ре биоткани (2), параметры которого близки к параметрам реальной ткани. Электроды введены на одном диаметре и расположены на равном расстоянии друг от друга. Каждый электрод системы имеет 3 рабочих поверхности: одну основную и две вспомогательные, изолированные от основной. Диаметр электродов был равен 1,6 мм, длина основной части менялась от 20 до 90 мм в зависимости от диаметра предполагаемой опухоли. Длина вспомогательных частей электрода менялась от 5 до 10 мм. Основная поверхность электрода A учавствует в формировании теплового поля цилиндра, а вспомогательные поверхности формируют крышки, образуя внутренний замкнутый объем из коагулированной ткани.

Основная поверхность электрода участвовала в формировании теплового поля цилиндра, а вспомогательные поверхности формировали крышки, образуя внутренний замкнутый объем из коагулированной ткани. Для создания изолирующего объема была выбрана схема нагрева пространства вначале азимутальными полями, а затем поперечными полями, что достигалось переключением электродов. При этом положение электродов оставалось неизменным. Выигрыш по подводимой энергии в этом случае определяется примерно отношением нагреваемых объемов (в несколько раза меньше, чем при нагреве всей опухоли). Внешняя поверхность электрода покрыта изолирующим слоем (1). Электрод состоит из трех актив- ных зон, первая (2) используется для создания верхнего горизонтального (емкостного) теплового поля, вторая (3) – для создания азимутального, третья активная зона (4) необходима для создания нижнего горизонтального (емкостного) поля. Наконечник электрода (5) выполнен из диэлектриче- ского материала. Активные зоны электрода отделены друг от друга диэлектрическими слоями (6, 7). Желаемое тепловое поле формируется за счет поочередной подачи напряжения на активные зоны электродов. Активные зоны различаются по размеру. Азимутальное поле формируется за счет одновременного включения активной зоны (3) наибольшего размера на электродах, при этом верхняя и нижняя зоны (2, 4) в момент формирования азимутального поля не задействованы.

Во время формирования емкостного поля происходит одновременная работа верхней и нижней активных зон (2, 4) на электродах, при этом средние активные зоны не задействованы. Математическая модель радиочастотного нагрева построена с учетом следующих физических процессов: поглощения энергии переменного электрического тока в ткани, теплопереноса и термического повреждения ткани, возникающего результате нагревания. Прохождение переменного электрического тока через ткань обеспечивает ее нагревание только на очень малом расстоянии от электродов (порядка нескольких миллиметров), т.к. электрическое поле в ткани быстро ослабевает при удалении от электрода, дальнейшее нагревание ткани происходит за счет процесса теплопереноса [4]. Модельная сетка была гетерогенной, с более мелким размером сетки на границе электрод-ткань, где ожидались самые высокие электрические и тепловые градиенты. Все используемые элементы сетки были треугольными. Проведенные расчеты показали, что при использовании описанных электродных систем можно создать цилиндрические структуры нагрева различного размера. На следующих рисунках приведены результаты расчетов изотермических контуров различных электродных систем. Под изотермическим контуром понимается область нагрева с температурой 55–60 оС и более. При формировании азимутального поля область нагрева имеет вид, показанный на рис. 5, где приведены расчетные значения электрических полей и изометрические картины теплового поля по мере увеличения числа электродов.

На рис. 6 показаны результаты аналогичных расчетов изотермических контуров для поперечных полей. Характерно, что для формирования емкостных полей необходимо сохранять постоянный зазор между противоположными группами электродов. Минимальная величина зазора – L=ðD/4, где диаметр введения электродов, не зависит от их числа. Число отключаемых электродов растет по мере увеличения числа вводимых электродов.  Общий изотермический контур, получаемый в результе суммарного воздействия азимутальных и поперечных пол, имеет виaд), который приведен на рис. 7. Формирующие системы из 8 электродов позволяют получить области нагрева с внешним диаметром 50 мм и внутренней областью с диаметром 34 мм. При использовании 12-электродной структуры возмож- но создать область нагрева с внешним диаметром до 70 мм и внутренней полой областью, равной 65,8 мм. Система из 24 электродов дает возможность реализовать область нагрева с внешним диаметром 90 мм и внутренней полой областью 82 мм. Полученные результаты могут быть использованы в проек-тировании многоэлектродных биполярных систем нагрева для создания полых областей нагрева.

Заключение

Впервые рассмотрена система тотальной эмболизации, где вместо внутреннего закупоривания сосудов эмболами используется внешняя коагуляция всей сосудистой системы, окружающей опухоль.

В результате ожидается процесс перехода к клеточному апоптозу и замещению опухолевых клеток здоровыми. Реализация тотальной эмболизации позволит получить 100% излечение пациентов.

Расчеты, выполненные с использование пакета программ СOMSOL MULTIPHYSICS, свидетельствуют о возможности эмболизации опухолей диаметром до 80–90 мм.

Таким образом, проведенные исследования свидетельствуют о технической возможности реализации полной эмболизации опухолей путем использования стандартного радиочастотного оборудования и специальных многоэлектродных систем. В такой конструкции потенциально появляется возможность совершенствования существующих методов терапии. Конструкция электродной системы не требует перемещения электродов во время процедуры нагрева. Достижение полной эмболизации позволяет избежать распространения раковых клеток.

Такие системы помимо онкологии могут быть применены для денервации почечной артерии за счет возможности создания полого замкнутого кругового контура нагрева. Обычно денервация осуществляется за счет воздействия изнутри путем введения радиочастотного электрода внутрь кровеносного сосуда. Необходимым условием для работы электрода является его непосредственный контакт с поверхностью артерии, что заметно усложняет конструкцию электрода и режим работы. Используя предлагаемую электродную систему, нагрев можно будет осуществлять извне, что упрощает процедуру денервации в силу возможности отказа от необходимости ограничения кровотока.