52
Способы управляемой гипертермии
В онкологии под гипертермией (ГТ) понимают
нагрев опухоли в диапазоне 39–46 °С в течение 30–
120мин и более с целью усиления действия лучевой,
лекарственной, иммунно- и гормонотерапии опухолей
[1–6]. Режим 39–40°С с продолжительностью 180мин
и более используется при общей ГТ, 41–46°С с длитель
-
ностью 30–120мин– при локорегионарной ГТ (ЛРГТ).
Нагревание опухоли в пределах 46–80 °С назы
-
вается термотерапией, свыше 80 °С – аблацией, при
которых, соответственно, реализуются чисто по
-
вреждающий или коагулирующий эффекты высокой
температуры.
По способу создания искусственная ГТ может
быть эндогенной, возникающей при введении пироге
-
нов в организм, и экзогенной, создаваемой за счет по-
дачи энергии извне. Эндогенная ГТ может быть только
общей и неуправляемой, экзогенная – общей, регио
-
нарной, локальной и, как правило, управляемой.
По способу доставки энергии экзогенная ГТ под
-
разделяется на кондуктивную и радиационную. В
первом случае опухоль греется за счет теплопередачи
и теплопереноса кровотоком от нагретых сред, во вто
-
ром – тепло образуется за счет поглощения энергии
внешнего излучения [7].
Кондуктивная ГТ делится на:
локальную – проводимую с помощью подведения
тепла к опухоли извне с использованием нагретого
тела или обдувания горячим воздухом;
перфузионную: интраплевральная, интраперитоне
-
альная, перфузия отдельных органов (печени, ко-
нечности, мочевого пузыря);
общую – гипертермия всего тела, осуществляемая
с помощью водяной бани, горячим сухим воздухом
или экстракорпоральным нагревом крови.
К радиационной ГТ относится нагрев с помощью
электромагнитных (ЭМ) или ультразвуковых (УЗ)
волн. По объему нагрева и способу подведения тепла к
опухоли ее можно разделить на 3 вида:
локальная:
– наружная;
– внутриполостная;
– внутритканевая;
регионарная;
общая.
Локальная радиационная ГТ проводится в преде
-
лах визуально наблюдаемых границ опухоли или гра-
ниц, определяемых инструментальными методами.
В регионарной ГТ предусматривается воздействие на
пораженный опухолевым процессом орган в целом, с
захватом регионарных лимфоузлов.
Основными требованиями, предъявляемыми к ГТ,
являются управляемость температурными режимами
и безопасность.
Кондуктивная ГТ имеет один существенный и
принципиальный недостаток, заключающийся в ее
физической природе,– высокий градиент температу
-
ры. По этой причине интраплевральная и интрапери-
тонеальная гипертермия при канцероматозе брюшины
О.К. Курпешев
1
, J. van der Zee
2
ЛОКОРЕГИОНАРНАЯ ГИПЕРТЕРМИЯ ЗЛОКАЧЕСТВЕННЫХ ОПУХОЛЕЙ:
МЕТОДИКИ,ТЕРМОМЕТРИЯ, АППАРАТУРА
1. Медицинский радиологический научный центр имени А.Ф. Цыба, Обнинск. E-mail: kurpeshev-ok@yandex.ru
2. Онкологический институт Эразмусского медицинского центра, Роттердам, Нидерланды
О.К. Курпешев– д.м.н., зав. отделением локальной и общей гипертермии, член Европейского общества по гипертермической
онкологии (ESHO)
J. van der Zee– Ph.D., MD, член Европейского общества терапевтической радиологии и онкологии (ESTRO) и Европейского
общества по гипертермической онкологии (ESHO)
Реферат
Представлен аналитический обзор по основным методикам радиочастотной гипертермии (ГТ), термометрии, характеристи-
кам некоторых гипертермических аппаратов для локорегионарного нагрева. Все способы локорегионарной гипертермии (ЛРГТ)
направлены на создание равномерного распределения температуры в опухоли в диапазоне 41–46°С, без перегрева нормальных
тканей. Однако это не всегда достижимо, особенно для глубокорасположенных опухолей, в связи с определенными ограничени-
ями или недостатками, имеющимися в каждой установке. Проведение сеансов ЛРГТ является сложной процедурой, и поэтому
гипертермическое лечение остается привилегией крупных онкологических клиник. В силу конструктивных особенностей гипер-
термических аппаратов, а также неоднородного распределения электромагнитного (ЭМ) излучения в органах и тканях (опухолях)
при различных частотах, существуют только общие подходы к проведению ЛРГТ, стандарты лечения отсутствуют. Они должны
разрабатываться для конкретного аппарата на основании экспериментальных и клинических исследований. Общей проблемой
для всех гипертермических установок является несовершенство контроля температуры. Ее решением в ближайшей перспективе
является применение магнитно-резонансной томографии (МРТ) или ультразвука (УЗ). Для проведения ЛРГТ глубокорасположен-
ных опухолей в основном используется ёмкостный способ подведения тепла или излучательные аппликаторы с фазированными
антенными решетками. Ограничивающим фактором ёмкостной ЛРГТ является перегрев подкожно-жировой клетчатки (ПЖК).
ЛРГТ поверхностных опухолей лучше проводить с помощью излучательных аппликаторов, так как при этом методе имеет место
оптимальное распределение температуры, и ее воздействию подвергается меньший объем тела больного, по сравнению с ёмкост-
ным способом нагрева. Эффективность излучательного способа нагрева определяется частотой используемого ЭМ-излучения.
Однако при этом методе из-за высокого градиента температуры высока вероятность перегрева поверхностных тканей.
Ключевые слова: гипертермия, электромагнитные поля, радиочастотное излучение, ультразвуковое излучение, лазерное излучение, термо-
метрия, гипертермические аппараты, злокачественные опухоли
Поступила: 27.03.2017. Принята к публикации: 12.07.2017
Медицинская радиология и радиационная безопасность. 2017. Том 62. №5 Обзор
DOI 10.12737/article_59f30321207ef4.88932385
53
Медицинская радиология и радиационная безопасность. 2017. Том 62. №5 Обзор
или плевры эффективны при размерах метастазов в
пределах 2,5–5мм [8–11]. Высокий градиент темпера
-
туры создает высокий риск термического поврежде-
ния нормальных тканей: при наружном нагреве– для
кожи, орошении полости органа горячим раствором–
слизистой оболочки, артериальной перфузии– эндоте
-
лия сосудов. В последнем случае высока вероятность и
тромбообразования. При перфузионной гипертермии,
из-за усиленного отвода тепла из сосудов в окружа
-
ющую ткань и низкого кровотока в опухоли темпе-
ратура в центре новообразования значительно ниже
исходной температуры перфузионного раствора [12,
13]. По этой причине для уменьшения потери тепла
при перфузии конечности используется согревающее
одеяло [13].
При радиационной ГТ излучение генерирует те
-
пловую энергию непосредственно внутри опухоли [7,
14, 15]. Эффективность ее зависит от характера ис
-
пользуемого излучения. При использовании света,
лазерного или инфракрасного излучений эффектив
-
ность нагрева ненамного отличается от кондуктивных
методов (глубина нагрева не более 10мм), хотя име
-
ются некоторые преимущества. При использовании
лазерного излучения существует возможность более
точной локализации «теплового пятна», и оно способ
-
но проникать через прозрачные среды, что позволяет
проводить термическую деструкцию опухолей сетчат
-
ки глаза. Более эффективный нагрев был получен при
использовании УЗ или ЭМ-поля в радиочастотном
(РЧ) диапазоне: сверхвысокочастотное (СВЧ), ультра
-
высокочастотное (УВЧ) и высокочастотное (ВЧ) излу-
чения (в работе использована старая классификация
радиочастотных волн).
Ультразвук для ГТ в клинике используется редко.
В основном применяется высокоинтенсивный сфо
-
кусированный ультразвук (high intensity focused ul-
trasound – HIFU) для термотерапии. Положительной
стороной ультразвуковой ГТ (УЗГТ) является малый
угол расхождения. Это свойство позволяет сконцен
-
трировать энергию в малом объеме ткани [16]. Однако
УЗГТ имеет и ряд недостатков. На границе раздела
мышечной и костной ткани отражается до 30% энер
-
гии. Еще меньше энергии проникает в органы с воз-
душной прослойкой. Поэтому с помощью УЗ излуче-
ния практически невозможно провести ГТ опухолей в
воздухосодержащих органах: легких, носоглотке, же
-
лудочно-кишечном тракте. Следует отметить, что био-
логические эффекты УЗ не являются чисто тепловыми
и в значительной степени связаны с механическими
колебаниями молекул.
По способу нагрева радиочастотная гипертермия
(РЧГТ) делится на ёмкостную, излучательную и индук
-
тивную. Ёмкостной нагрев осуществляется частотами
3–50МГц, излучательный - более 40 МГц, индуктив
-
ный– УВЧ и ВЧ магнитными полями. Преимуществом
магнитных полей является меньший нагрев подкож
-
но-жировой клетчатки (ПЖК) по сравнению с кожей
и мышечной тканью. Однако избирательный нагрев
опухолей внутренних органов при этом способе стан
-
дартными индуктивными излучателями затруднен по
трем причинам: 1) магнитные силовые линии концен
-
трируются непосредственно вокруг витков катушки,
и с увеличением расстояния концентрация их резко
снижается; 2) вихревые токи, возникающие в тканях с
относительно высокой электропроводностью (кожа и
мышцы), препятствуют проникновению магнитного
поля в глубину ткани; 3) магнитное РЧ-поле не спо
-
собно проникать под жировой слой глубже 1–2см [14].
Для характеристики влияния РЧ-поля на орга
-
низм человека используется показатель плотности
потока, измеряемый в Вт/см
2
, и значение удельной
поглощенной мощности (УПМ), измеряемый в Вт/кг.
Международное название УПМ – Specic Absorption
Rate (SAR). Этот показатель характеризует значение
поглощенной мощности единицей объема или еди
-
ницей массы нагреваемой ткани. УПМ зависит от на-
правленности электрического и магнитного компо-
нентов РЧ-излучения [7, 14]. В организме человека и
животных поглощение РЧ-поля происходит неодно
-
родно в связи с неодинаковыми диэлектрическими
характеристиками тканей. Поэтому каждая частота
РЧ-волн для гипертермии опухолей имеет свои пре
-
имущества и недостатки. Максимальное поглощение
энергии радиоволн происходит в органах и тканях, где
содержание воды больше (мышцы и кровь), и, соот
-
ветственно, в них происходит более выраженный на-
грев. В тканях, где содержание воды низкое (костная
и жировая ткань), нагрев тканей менее выражен. Наш
опыт показывает, что эти ткани повреждаются опосре
-
дованно через перегрев надкостницы и надхрящницы,
которые содержат больше воды.
При РЧГТ частота излучения и способ нагрева
являются основными факторами, определяющими
возможности проведения ГТ в оптимальном режи
-
ме. Эффективность ее зависит от глубины залегания
патологического очага, состояния кровотока в нем и
степени развития ПЖК. В этой связи, для достижения
терапевтических температурных режимов (40–46°С) в
опухоли выпускают гипертермические установки, ра
-
ботающие в широком диапазоне РЧ-излучения: 2450;
915; 433,94; 40,68; 27,0; 13,56; 8,0МГц [14].
Преимуществом РЧГТ является возможность
концентрации энергии в биомишени (опухоли) с по
-
мощью аппликаторов соответствующего размера.
Глубина нагрева регулируется выбором частоты. С
ростом частоты излучения увеличивается интенсив
-
ность поглощения ЭМ-энергии, следовательно, умень-
шается глубина ее проникновения в ткани. С помо-
щью различных подходов в значительной степени
можно избавиться от указанного недостатка. Первый
подход связан с использованием длинноволновых
РЧ-излучений, которые позволяют нагревать опухоли
локализованные глубоко в тканях. В этом случае, для
предотвращения перегрева кожи и ПЖК, можно при
-
менить принудительное охлаждение кожного покрова.
Второй подход – с индукцией тепла непосредственно
в опухоли путем введения игольчатых аппликаторов
(внутритканевая ГТ) или ферромагнетиков и с после
-
54
Обзор Медицинская радиология и радиационная безопасность. 2017. Том 62. №5
дующим наружным облучением ЭМ полем с частотой
100–800 кГц. Третий подход – с фокусировкой РЧ-
энергии в опухоли наружными аппликаторами. Такой
эффект может быть достигнут квазиоптической фоку
-
сировкой или сложением когерентных РЧ-колебаний,
синхронно излучаемых несколькими аппликатора
-
ми (фазированные антенные решетки - phased array
systems). Избирательному повышению температуры в
опухоли способствует также особенность кровотока в
опухоли. Как правило, опухоль имеет слабый кровоток
и, соответственно, низкий уровень теплоотвода. При
РЧ-нагреве это обстоятельство приводит к более вы
-
раженному накоплению тепла в опухоли, то есть про-
исходит его биологическая «фокусировка» [6, 7, 14].
Таким образом, подбирая частоту РЧ-излучении и
создавая адекватные конкретной задаче аппликаторы
или системы аппликаторов, можно обеспечить, при
наличии водяного охлаждения покровных тканей, не
-
обходимый уровень нагрева опухоли почти любой ло-
кализации. Однако создание оптимальных аппликато-
ров для каждой отдельной локализации невозможно.
Поэтому одной из основных технических проблем яв
-
ляется разработка простых и удобных в эксплуатации
аппликаторов (или их систем), которые позволяли бы
охватывать максимально возможное количество кли
-
нических ситуаций [14].
При нагревании опухолей, расположенных на
глубине до 6–8 см, особых проблем не возникает.
Необходимый режим гипертермии достигается бла
-
годаря применению аппликаторов излучательного
типа от гипертермических установок, генерирующих
СВЧ-излучение в диапазоне 300–915МГц с принуди
-
тельным охлаждением кожи.
Более высокая частота СВЧ-излучения (2450МГц)
используется редко из-за низкой проникающей способ
-
ности и опасности появления стоячих волн на границе
раздела тканей кожа– ПЖК– мышцы, что повышает
риск термического повреждения здоровых тканей [6, 7,
17]. Тем не менее, по сравнению с емкостными аппли
-
каторами наилучшее распределение температуры при
ГТ поверхностных опухолей получено при использо
-
вании аппликаторов излучательного типа, особенно
многопозиционных [18, 19].
Нагрев более глубокорасположенных опухолей
остается одной из важных проблем гипертермической
онкологии. Для этих целей в различных клиниках ис
-
пользуются длинноволновые РЧ-излучения (УВЧ, ВЧ).
В этих случаях используют несколько ёмкостных или
синхронно излучающих аппликаторов. Как показыва
-
ет практика, при ГТ с помощью ёмкостных апплика-
торов из-за высокого риска развития ожогов в ПЖК
не всегда удается достичь терапевтического режима в
опухолях. Это связано с тем, что ПЖК представляет
собой высокоомный участок последовательной цепи,
где выделяется большее количество тепла (в 7–10 раз
больше, чем в мышечной ткани). При этом тепло, в силу
низкой теплопроводности и плохого кровоснабжения
жировой ткани, плохо рассеивается [20]. В таких слу
-
чаях, одним из широко используемых методов, позво-
ляющих достичь гипертермических уровней темпера-
тур в опухоли у больных с выраженной ПЖК, является
охлаждение кожи до 5–10°С за 10–20мин до начала и
в течение всего сеанса гипертермии. BrezovichI.A. счи
-
тает, что при толщине ПЖК до 5мм при ёмкостном
нагреве температура охлаждающей жидкости должна
быть около 5°С, но при толщине более 1см даже такое
охлаждение не приносит желаемого результата [20].
Moon C.W. et al. [21], Tanaka Y. et al. [22] при толщи
-
не ПЖК до 2см гипертермический режим в опухолях
внутренних органов обеспечивали путем охлаждения
кожи циркулирующей в аппликаторе водой с темпера
-
турой 7–10°С. Однако этого невозможно было достичь
при толщине ПЖК свыше 2,5см. В целом у 4,7% паци
-
ентов развивались термические некрозы ПЖК. Более
простым, но несколько неудобным методом нагрева
больных с выраженной ПЖК является расположение
ёмкостных аппликаторов с некоторымсмещением их
относительно друг друга по горизонтали. При таком
методе ЭМ-поле проникает в ПЖК под углом 15–20
градусов. Решением этой проблемы явилась разработ
-
ка конструкции ёмкостного аппликатора, при которой
разнополярные кольцевые или плоские электроды
располагались в одной плоскости компланарно [14].
При таком расположении электродов в большей части
зоны нагрева вектор электрического поля параллелен
границам раздела тканей, и, соответственно, тепло
-
выделение в жировой ткани оказывается существен-
но меньше, чем в мышечной. Компланарные гибкие
микрополосковые аппликаторы для 40,68МГц (КГМА-
40) при водяном охлаждении поверхности ткани обе
-
спечивают глубину терапевтического нагрева (ГТН) до
10см. При использовании двух когерентно работаю
-
щих аппликаторов КГМА-40, расположенных с двух
сторон нагреваемого объема, ГТН может быть значи
-
тельно увеличена.
В табл. 1 представлена краткая характеристи
-
ка основных технологий ГТ по обзорным данным
ШортДж.Г., Тернер П.Ф. [7] и дополненная нами.
Термометрия
Термометрический контроль необходим для полу-
чения информации об абсолютном значении темпера-
туры в нагреваемом объеме ткани, а также для «визуа-
лизации» зоны нагрева, с целью подвода оптимальной
мощности РЧ-энергии в мишень и правильного рас
-
положения излучателя. На современном этапе разви-
тия ГТ в основном используется прямая инвазивная
термометрия, которая дает возможность контролиро
-
вать нагрев в реальном времени. Только в нескольких
центрах Европы и США контроль температуры осу
-
ществляются дистанционно с помощью магнитно-ре-
зонансной томографии (МРТ).
Особые трудности при термометрии возникают
в интенсивном РЧ-поле, они обусловлены взаимо
-
действием его с металлическими элементами измери-
тельных систем. Металлические проводники, соеди-
няющие термочувствительные элементы (термопары,
терморезисторы, полупроводниковые датчики) с из
-
55
Медицинская радиология и радиационная безопасность. 2017. Том 62. №5 Обзор
мерительными приборами, выступают приемными
антеннами электромагнитной энергии, что приводит,
с одной стороны, к разогреву термодатчика, с другой
− создает трудно подавляемые наводки (помехи) на из
-
мерительную аппаратуру. Эти обстоятельства приво-
дят к большим погрешностям и зачастую затрудняют
измерение температуры. Помехи можно исключить,
если при линейно поляризованном поле излучения
ориентировать датчик перпендикулярно вектору элек
-
трического поля, но в клинических условиях это не
всегда осуществимо.
Надежные показания от термодатчиков можно
получить разными способами. Первый способ – за
-
мер температуры производить при кратковременном
выключении источника высокочастотного поля. В
АО НПП «Исток» им. А.И. Шокина разработаны уста
-
новки серии «Яхта», генераторы которых работают в
импульсном режиме, при котором измерение темпера
-
туры осуществляется автоматически между импульса-
ми. Второй способ– использование диэлектрических
световодов с невозмущаемыми в ЭМ-поле датчиками
на основе оптоволоконной технологии или с высоким
содержанием графита - термозонд Боумана [23].
Использование инвазивных методов контроля
температуры сопровождается и некоторыми методи
-
ческими погрешностями. Во-первых, не всегда уда-
ется ввести термодатчик в нужный участок опухоли,
во-вторых, в опухоли имеет место широкий разброс
температуры, что затрудняет выбор режима нагрева.
Температура в опухоли обычно неоднородна даже при
отсутствии теплового воздействия, а при РЧГТ неод
-
нородность значительно возрастает и может достигать
3–5°С и выше. Существенную роль в этом играют раз
-
личия в кровотоке, электропроводности и теплопрово-
дности тканей в центральных и периферических зонах
опухоли. Поэтому при внутритканевой термометрии
возможны ошибки, связанные с выборочным измере
-
нием температуры. Этот недостатокминимизируется
расположением в одном инвазивном термодатчике от
3 до 6 термоизмерительных элементов, что позволяет
производить съем температуры с нескольких точек
опухоли, то есть получать профиль температуры в на
-
греваемом объеме.
В последние годы активно разрабатываются ме
-
тоды бесконтактной термометрии с использованием
МРТ или УЗ-излучения. На практике эта идея осу
-
ществлена фирмой BSD, которая создала гибридный
комплекс, состоящий из гипертермической установки
BSD-2000 и МРТ-сканера [24]. Исследования на этих
гибридных системах пока ведутся только в нескольких
клиниках США и Европы. Ультразвуковая термоме
-
трия пока не вышла за рамки экспериментальных ис-
следований [25].
Для стандартизации уровня нагрева опухоли ус
-
ловно принят параметр, определяющий дозу тепла при
43°С– СЕМ 43°С Т
90
(Cumulative Equivalent Minutes at
43°C 90 % of tumor)– кумулятивное время вминутах,
в течение которого температура в 90 % объёма опухоли
равна или превышает 43°C. Эквивалентная доза тепла
при нагревании опухоли при других температурно-
экспозиционных режимах определяется по формуле:
СЕМ 43°С = tR
(43–T)
, где СЕМ 43°C является кумуля-
тивной дозой, эквивалентной в минутах при 43 °С,
t–продолжительность лечения, Т– средняя темпера
-
тура в течение нагрева, R– изодозная константа, опре-
деленная в эксперименте (R= 0 для T< 39°С, R=0,25
для 39–43 °C и R = 0,5 при температуре > 43°С). Также
можно использовать максимальные (Т
макс
), мини-
Таблица
Методики гипертермии и способы ее создания
Объем ГТ Способы создания ГТ Примечания
Локальная Ультразвук:
– наружная
– внутриполостная
Наилучшая фокусировка.
Проблемы– отражение на границе тканей, перегрев костей.
СВЧ-излучение:
– наружная
– внутриполостная
– внутритканевая
Отражение на границе тканей и ограниченная глубина нагрева: при наруж-
ной ГТ для 915МГц– 2–4см, 434МГц– 4–6см, внутриполостной– 1–2 и
2–3см соответственно. При внутритканевой ГТ необходимо вводить иглы-
аппликаторы через каждый 1см.
Горячий воздух, свет, инфракрасное излучение Ограниченная глубина нагрева до 1,0см.
УВЧ-, ВЧ-излучение (ёмкостная связь– классическая) Проблемы– ожоги кожи и ПЖК, необходимость нагрева большего объема
ткани.
Регионар-
ная
УВЧ-, ВЧ-излучение (ёмкостная связь– классическая) Глубина нагрева до 20–22см. Проблемы– ожоги кожи и ПЖК, невозможность
регулировки мощности излучения от каждого электрода в отдельности.
УВЧ-излучение (ёмкостная связь– копланарная) Меньший нагрев ПЖК. Ограниченная глубина нагрева до 10 cм.
УВЧ, ВЧ, индуктивная связь Ограниченная глубина нагрева до 8 cм.
Радиочастотная многопозиционная антенная фазиро-
ванная решетка
Дороговизна аппаратуры и трудоемкость процедуры.
Перфузия отдельного органа Хирургическая процедура. Ограниченная глубина нагрева до 5мм.
Водяная баня Применима только для конечностей.
Орошение полости органа горячим раствором Ограниченные глубина нагрева до 5мм и область применения.
Общая 1. Инфракрасное излучение, горячий воздух, свет. Медленный подъем температуры из-за кондуктивного нагрева, ограничен-
ный доступ к больному, трудность контроля распределения температуры по
всему организму.
2. Водяная баня
3. «Скафандр» с горячей водой
4. Камера с горячим воздухом + СВЧ-облучение
5. ВЧ-излучение (13,56 Мгц) Неравномерность нагрева всего организма.
6. Экстракорпоральный нагрев крови Хирургическая процедура, возможно повреждение эндотелия сосудов.
56
Обзор Медицинская радиология и радиационная безопасность. 2017. Том 62. №5
мальные (Т
мин
) и средние (Т
ср
) показатели температу-
ры в опухоли. Пороговой дозой для развития некроза
мышц является 240 CEM43°С. Эта доза тепла дости
-
гается при нагревании до 45°С в течение 60мин [26].
De Bruijne M. et al. при ретроспективном исследова
-
нии показали, что после поправки на размер опухоли,
термальная доза CEM 43°C T
90
не коррелирует с кли-
ническим эффектом [27]. Скорее всего, это связано с
широким разбросом температуры в объеме опухоли и,
соответственно, с неточным расчетом термодозы из-за
недостаточного количества внедренных в опухоль тер
-
модатчиков. Таким образом, расчет CEM 43°C T
90
за-
труднителен при каждом клиническом случае.
Аппаратура
К настоящему времени разработано свыше двух
десятков различных видов аппаратов для ГТ, генериру
-
ющих электромагнитное или ультразвуковое излуче-
ние. В клинической практике в основном используют-
ся установки, генерирующие РЧ-излучение. Наиболее
активно разработка ГТ-установок ведётся в России,
США, Японии и Италии, в последние годы - в Китае. В
зависимости от частоты излучения и типа аппликато
-
ров, одни аппараты предназначены для нагрева поверх-
ностных опухолей, другие - глубокорасположенных,
третьи – для внутриполостной или внутритканевой
ГТ. Важной составной частью гипертермических уста
-
новок, определяющей эффективность нагрева опу-
холи, является аппликатор. У всех гипертермических
установок он имеет схожие конструкции и состоит из
излучателя или электрода, на рабочей поверхности
которых расположен болюс для циркуляции воды.
Часть болюса, обращенная к поверхности тела, имеет
эластичную мембрану. Циркулирующая в болюсе вода
выполняет несколько функций: 1) является элементом
согласования волновых сопротивлений между излу
-
чателем и биологической тканью, 2) концентрирует
РЧ-поле, 3) охлаждает прилегающие к аппликатору
кожу или слизистую оболочку, что позволяет перено
-
сить температурный максимум в более глубокие слои
нагреваемых тканей, 4) уменьшает неровности релье
-
фа нагреваемой зоны.
Для равномерности нагрева неглубоко располо
-
женных опухолей большей площади разработаны
многопозиционные наружные аппликаторы.
Установки для локорегионарной ГТ по способу на
-
грева делятся на 3 типа: излучательные, ёмкостные и
индуктивные.
Установки серии «Яхта». В России, в НПО
«ИСТОК» разработаны 4 вида гипертермических аппа
-
ратов этой серии: Яхта-2 (2450МГц), Яхта-3 (915МГц),
Яхта-4 (434МГц) и Яхта-5 (40,68 и 13,56МГц). В клини
-
ках в основном используются Яхта-3, Яхта-4 и Яхта-5.
Установки Яхта-3 и Яхта-4, в отличие от своих зару
-
бежных аналогов, снабжены аппликаторами не только
для наружной, но и внутриполостной гипертермии,
поэтому имеют более широкий диапазон применения.
Методики ЛРГТ для лечения больных с различными
опухолевыми и неопухолевыми заболеваниями на
данных установках представлены в монографии и ме
-
тодических рекомендациях [28, 29].
Установка «Яхта-3». В комплекте имеются 5на
-
ружных аппликаторов, которые имеют прямоуголь-
ную форму размерами 35×40, 80×70, 130×100, 150×130
и один округлый диаметром 150мм. В набор внутри
-
полостных аппликаторов входят излучатели 7видов,
различающиеся по диаметру, углу раскрытия (цир
-
кулярные, направленные) и по длине зоны нагрева.
Внутриполостные аппликаторы с циркулярным на
-
гревом (6 шт.), предназначенные для ГТ рака прямой
кишки, имеют диаметры 7, 10 и 15мм с длиной зоны
нагрева 40 или 80мм для каждого из них. Один вну
-
триполостной аппликатор с направленным излучени-
ем диаметром 18мм и длиной зоны нагрева 40–50мм
предназначен для ГТ предстательной железы через
прямую кишку (при раке предстательной железы, про
-
статите, аденоме). Установка обеспечена 3-канальной
термометрической системой, в которой предусмотрена
автоматическая поддержка установленной оператором
температуры. Прямая термометрия в опухоли прово
-
дится с помощью игольчатых и катетерных гибких по-
лупроводниковых датчиков.
Установка «Яхта-4». В комплекте имеются
5гибких наружных аппликаторов размерами 80×200;
150×160; 220×300; 210×200; 210×300мм. Следует отме
-
тить, что гибкость аппликатора позволяет охватывать
цилиндрические части тела (конечности). Вэтом слу
-
чае возникает эффект квазиоптической фокусировки
ЭМ-поля, что дает возможность создавать терапевти
-
ческий нагрев на глубину до 8см [13]. В набор внутри-
полостных аппликаторов (7 шт.) входят излучатели
нескольких видов, различающиеся по диаметру, углу
раскрытия (циркулярные, направленные) и по длине
зоны нагрева. Внутриполостные аппликаторы с цир
-
кулярным нагревом (6 шт.) предназначены для ГТ
рака прямой кишки и имеют диаметры 7, 10 и 15мм,
с длиной зоны нагрева 80 и 150мм. Один внутрипо
-
лостной аппликатор с направленным излучением диа-
метром 18мм и длиной зоны нагрева 40–50мм пред-
назначен для ГТ предстательной железы через прямую
кишку (рак предстательной железы, простатиты, аде
-
номы). Кроме того, по заказу изготавливается много-
позиционный гибкий аппликатор для ГТ рака молоч-
ной железы и других опухолей. Установка обеспечена
3-канальной термометрической системой. Прямая тер
-
мометрия в опухоли проводится с помощью игольча-
тых и катетерных гибких полупроводниковых датчи-
ков. При этом в одном датчике могут находиться до 6
термоэлементов, что позволяет снимать температуру
с 6 точек опухоли. Установка имеет программное обе
-
спечение для теоретического расчета распределения
температур в опухоли.
Установка «Яхта-5» является многофункцио
-
нальным комплексом для локальной, регионарной и
общей гипертермии. В мире аналогичных установок
нет. Локорегионарный нагрев осуществляется с по
-
57
Медицинская радиология и радиационная безопасность. 2017. Том 62. №5 Обзор
мощью генератора, работающего на частоте 40,68МГц,
общий– 13,56МГц. Для ЛРГТ к установке придаются
по 2 индуктивных (размерами 130×140 и 180×180мм)
и гибких компланарных аппликатора (размерами по
200×300 мм). Термометрия осуществляется игольча
-
тыми и гибкими полупроводниковыми датчиками.
Преимуществом этой установки является особенность
конструкции индуктивных и компланарных электро
-
дов, которая позволяет нагревать опухоли на глубине
до 60–150мм без перегрева ПЖК [13]. Более глубокий
нагрев можно проводить с помощью двух компланар
-
ных аппликаторов, располагая их синфазно друг про-
тив друга.
Установка Alba (434МГц) выпускается в Италии.
В отличие от российского гипертермического аппарата
«Яхта-4», имеющего сходные физико-технические ха
-
рактеристики, она предусматривает только наружный
нагрев. Прямая термометрия в опухоли проводится
с помощью игольчатых и гибких терморезисторных
датчиков.
Установки серии BSD разработаны компанией
Pyrexar (США). Наибольшее распространение получи
-
ли модели
BSD-500 и BSD-2000.
Установка BSD-500 (915 МГц) обеспечивает на
-
грев с помощью наружных и внутритканевых аппли-
каторов. Аппликаторы для наружного нагрева имеют
прямоугольную форму и представлены 3 размерами:
40×50, 90×120, 180×240мм. Кроме того, имеется мно
-
гопозиционный гибкий аппликатор (a exible multi-
antennae applicator) для ГТ поверхностных опухолей.
Установка обеспечена 8-канальной термометрической
системой, и в ней предусмотрена автоматическая под
-
держка температуры.
Установка BSD-2000 (70–120 МГц) предназна
-
чена для нагрева глубокорасположенных опухолей.
Для этого имеется 3 типа устройств в виде круглого
или овального кольца. В каждое из них вмонтировано
по 8 аппликаторов излучательного типа. Устройства
работают по принципу кольцевых фазированных
антенн, где выход РЧ-излучения из каждого кана
-
ла можно регулировать для создания максимальной
мощности в опухоли без чрезмерной тепловой на
-
грузки на кожу. Устройство диаметром 60см исполь-
зуется для нагревания туловища взрослого человека,
40 см – для лечения детей, 30 см – для конечностей.
По мнению разработчиков, особенность конструкции
установки BSD-2000 состоит в том, что аппликаторы
излучательного типа исключают чрезмерный перегрев
ПЖК. Однако, учитывая разнородность по электриче
-
ским свойствам тканей, а также соизмеримость длины
волны излучения (2,5–4 м) и размеров аппликаторов с
размерами тела пациента и нагреваемым объемом, фо
-
кусировка температуры в опухоли практически невоз-
можна. Хотя, по данным Van Rhoon G. C. et al. [30], при
исследовании на фантоме действительно была получе
-
на фокусировка излучения. Но здесь надо учитывать,
что использованный фантом, в отличие от тела челове
-
ка, был более однородным, что значительно облегчало
фокусировку излучения.
Для измерения температуры в опухоли использу
-
ется изготовленный из графита и, соответственно, не-
возмущаемый в ЭМ-поле термодатчик Боумана.
Измерение температуры в опухолях внутренних
органов при работе на BSD-2000, как и на любых дру
-
гих гипертермических установках, трудно выполнимо.
Решением проблемы при ГТ рака мочевого пузыря,
прямой кишки и шейки матки для некоторых иссле
-
дователей являлось введение катетеров с нескольки-
ми термодатчиками в просвет органов [31]. Датчики в
этих случаях располагались на поверхности слизистых
оболочек и опухоли. Наличие горячих точек авторы
определяли не только по температуре, но и жалобам
пациента на болевые ощущения. Средние уровни тем
-
ператур в прямой кишке и мочевом пузыре составляли
40,5–40,8, во влагалище– 39,8–40,1°С.
Необходимо отметить, что при таком способе на
-
грева (излучательном), РЧ-излучение, проходя через
кости, может вызвать перегрев надкостницы с после
-
дующим развитием остеонекроза. Об этом свидетель-
ствуют результаты исследований Balzer S. et al. [32].
По их данным, из 72 больных c опухолями органов
малого таза, подвергшихся регионарной ГТ на BSD-
2000 в комбинации с химиотерапией и/или лучевой
терапией, у 7(9,7%) развился аваскулярный остеоне
-
кроз. При этом в 2 случаях его наблюдали у больных,
не подвергшихся ЛТ, что свидетельствует о чисто
термическом повреждении костей. Подтверждением
этой гипотезы служит тот факт, что частота разви
-
тия остеонекроза, как ни парадоксально, повышалась
с уменьшением температурной дозы в опухоли. При
CEM43T
90
>10мин остеонекроз развился у 1 (3,4%)
из 29, тогда как при CEM43T
90
< 10мин– у 6 (14,6%)
из 41пациентов (р > 0,05). Такое увеличение частоты
остеонекроза с уменьшением дозы тепла в опухоли
можно объяснить только неравномерным распреде
-
лением температуры в нагреваемом регионе, то есть
температура в опухоли была меньше, чем в некоторых
участках нормальных тканей, в том числе и костях
таза.В других исследованиях подобные осложнения не
были отмечены [33].
Чтобы преодолеть трудности термометрии, в по
-
следние годы данная установка совмещена с МРТ
(BSD-2000+МРТ), которая с помощью специальной
программы позволяет дистанционно оценивать темпе
-
ратуру в нагреваемой области в режиме on line. Однако
и здесь не ясно, насколько соответствуют показания
МРТ реальной температуре в опухоли. По некоторым
данным, погрешность измерения температуры при
этом методе в среднем может варьировать от 0,6 до
0,9°С [34, 35].
Таким образом, гипертермическая установка
BSD-2000 предназначена для регионарного нагрева.
Эффективный контроль температуры в различных
участках нагреваемого объема возможен при работе с
гибридной системой BSD-2000+МРТ. Руководство по
оптимизации планирования лечения на этой установ
-
58
Обзор Медицинская радиология и радиационная безопасность. 2017. Том 62. №5
ке представлено в работах Bruggmoser G. et al. [36] и
Kok H. P.et al. [37].
Установка ermotron RF-8 (8 МГц) разработа
-
на в Японии и является первой установкой в мире,
работающей по принципу классического ёмкостного
нагрева с использованием 6 пар круглых электродов-
аппликаторов размерами от 70 до 300 мм. Широкий
набор аппликаторов позволяет проводить локальный
и регионарный нагрев. Лечение больного произво
-
дится на специальном процедурном столе в горизон-
тальном положении. Смещение пары аппликаторов
по отношению к больному происходит синхронно в
одной плоскости. Термометрия проводится гибкими
или игольчатыми 1–4-элементными терморезистер
-
ными датчиками. Необходимо отметить, что болюс
полностью закрывает нагреваемую площадь тела, а
температуру циркулирующей жидкости в нем можно
снижать до 5°С, что позволяет эффективно охлаждать
кожу больного. Тем не менее, обширные термометри
-
ческие исследования на этой установке, проведенные
в первые годы его клинического применения в Японии
(1980–90), показали, что имеется высокий риск раз
-
вития ожога кожи и ПЖК. По этой причине достиже-
ние гипертермического режима в опухолях внутрен-
них органов на этой установке не всегда возможно.
Исследования Harima et al. [38] показали, что при ГТ
больных раком шейки матки максимальная темпе
-
ратура в опухоли колебалась в пределах 40,1–44,6°С,
средняя– 39,6–42,5°С c CEM 43°T
90
равной 3,8мин.
Результаты рандомизированного мультицентрово
-
го исследования по термолучевой терапии рака шейки
матки показали, что из четырех онкологических цен
-
тров только в двух из них в опухоли была достигнута
температура выше 41°С, в одном– 40,2–40,6°С, и еще
в одном она варьировала в диапазоне 37,5–39°С [39].
Следует отметить, что в данное исследование были
включены больные с толщиной ПЖК до 3см. В другом
исследовании у 17 больных раком прямой кишки тем
-
пература в опухоли достигала от 38 до 44°С (в среднем
41°С). Низкие уровни ее наблюдали у больных с вы
-
раженной ПЖК [40]. Более оптимистичные данные на
этой установке были получены при ГТ опухолей пече
-
ни, поджелудочной железы и легких. При лечении 173
больных с первичными и вторичными злокачествен
-
ными новообразованиями печени минимальная тем-
пература в опухоли в среднем составила 40,1± 0,2°С,
максимальная – 41,2 ± 0,2 °С, в паренхиме – 39,6 ±
0,2°С [41]. При ГТ метастазов колоректального рака
в печень и толщине ПЖК не более 2см уровень тем
-
пературы в опухолях колебался от 40 до 44°С [42]. В
последних двух исследованиях достижение гипер
-
термического режима зависело от объема опухоли и
толщины ПЖК. По данным Ohguri et al., при ГТ рака
легких температура в пищеводе варьировала от 39 до
48°С и зависела от размера грудной клетки и толщины
ПЖК[43]. Yoshida et al. при ГТ 24 больных раком под
-
желудочной железы у 15 (62,5%) достигли температу-
ры в опухоли выше 42°С [44].
Установка «Супертерм ЭП-40» является комплек
-
сом для локальной и регионарной УВЧ-гипертермии
опухолей, разработанный в России Государственным
космическим научно-производственным центром им.
М.В. Хруничева. Нагрев осуществляется также класси
-
ческим емкостным способом с использованием 10 пар
электродов разной формы (круглые, прямоугольные).
Термометрия проводится с помощью оптоволоконных
термодатчиков. По физико-техническим и функци
-
ональным характеристикам установка не уступает, а
по некоторым показателям даже превосходит аппарат
ermotron RF-8. В частности, в отличие от установки
ermotron RF-8,смещение аппликаторов по отноше
-
нию к больному происходит в 2 плоскостях, и в каждой
плоскости они могут дополнительносмещаться неза
-
висимо друг от друга в 2 направлениях. Также к ком-
плексу придается специальное кресло для нагрева опу-
холей головы и шеи в сидячем положении больного.
Несмотря на совершенство аппликаторов и систе
-
мы охлаждения, при которой кожу можно охлаждать
до 10 °С, гипертермия на этой установке, как и при
любом емкостном методе нагрева, сопровождается
перегревом ПЖК, что не всегда позволяет достичь ре
-
жима гипертермии в глубокорасположенных новооб-
разованиях, особенно в опухолях органов малого таза.
При лечении нами 11 больных раком прямой кишки и
шейки матки с ПЖК менее 2см максимальная темпе
-
ратура в просвете и внутри опухоли только у 2 (18%)
пациентов была выше 41°С, у 3 (27 %) колебалась в
пределах 40–40,7°С, у 6 (54%) – 39,4–39,9 °С. Таким
образом, у более чем половины больных не был до
-
стигнут дажеминимальный гипертермический режим.
Ограничивающим фактором для достижения необхо
-
димой температуры в опухоли являлось чувство жже-
ния на коже промежности и под электродами-аппли-
каторами, в связи с чем на этой установке дальнейшие
исследования по гипертермии на опухолях данной ло
-
кализации сочли нецелесообразным. Вместе с тем, при
ГТ области головы, шеи и конечностей достигается хо
-
рошее согласование излучения с биообъектом и необ-
ходимый температурный режим в опухоли. Методики
локальной и локорегионарной гипертермии опухолей
различных локализаций на данной установке пред
-
ставлены в монографии и методических рекомендаци-
ях [28, 29].
Несмотря на то, что комплекс в клинических
испытаниях показал высокие технические харак
-
теристики, надежность работы и был одобрен
Минздравом РФ (регистрационное удостоверение №
98/72 РФ от 25.11.1998), он не был запущен в серийное
производство.
Установка Synchrotherm (13,56 МГц), разрабо
-
тана в Италии. Нагрев осуществляется классическим
емкостным методом. К установке придаются 3 пары
круглых аппликаторов диаметрами 120, 230 и 260мм.
Выходная мощность составляет 1200 Вт. Важным не
-
достатком является крепление аппликаторов с помо-
щью бандажа. Это обстоятельство создает трудности
при введении термодатчика в опухоль и мешает визу
-
59
Медицинская радиология и радиационная безопасность. 2017. Том 62. №5 Обзор
альному контролю уровня заполнения аппликатора
охлаждающей жидкостью. В доступной литературе мы
не нашли данных о результатах термометрии у онколо
-
гических больных на этой установке.
Установка Alba 4D. В 2014 г. на выставке в Турине
была представлена 4-электродная гипертермическая
установка, работающая на частоте 70МГц по принци
-
пу фазированной излучательной антенной решетки
подобно BSD-2000. Сведения о результатах примене
-
ния данной установки в клинике еще отсутствуют.
Установка Celsius TCS (13,56МГц)– разработана
в ФРГ и предназначена для классического ёмкостного
способа нагрева. В отличие от установок ermotron
RF-8 и «Супертерм ЭП-40» является маломаневрен
-
ной и значительно уступает им по функциональным
характеристикам. Из пары электродов только один
(верхний) может перемещаться с помощью кронштей
-
на в горизонтальном и вертикальном направлениях.
Нижний электрод перемещается только горизонталь
-
но и дискретно, путем перестановки вручную из одно-
го разъема в другой. Таким образом, электроды по от-
ношению к телу пациента могут располагаться только
вертикально, горизонтальное расположение не пред
-
усмотрено. Главный недостаток установки состоит в
конструкции аппликаторов, а именно, в большой тол
-
щине и жесткости мембраны болюса, что значительно
снижает теплообмен между кожей и циркулирующей
в нем водой. Кроме того, во время лечения под дав
-
лением циркулируюшей воды мембрана приобретает
выпуклую форму, что уменьшает площадь соприкос
-
новения аппликатора с телом пациента. В этом случае
ЭМ-энергия концентрируется в основном под участ
-
ком соприкосновения аппликатора с телом пациента,
что обусловливает высокий градиент температуры по
глубине нагреваемого объема. Разработчики Celsius
TCS рекомендуют пользоваться табличными данными,
где рекомендованы параметры мощности излучения и
длительность процедуры ГТ для опухолей различных
локализаций. В основу были взяты эксперименталь
-
ные данные Noh J.M. et al. [45], проведенные на сви-
ньях. По их данным, при нагревании печени наркоти-
зированных свиней температура в печени повысилась
в среднем на 2,7°С от исходного к концу 60-минутного
воздействия. В доступной литературе мы не нашли
каких-либо клинических исследований, обосновываю
-
щих табличные данные.
По нашему опыту работы на подобных установках
(«Супертерм ЭП-40», ermotron RF-8), приведенные
в таблицах мощности излучения недостаточны для
ГТ опухолей внутренних органов. Данные термоме
-
трии, полученные при ГТ больных раком прямой киш-
ки в одном из онкологических диспансеров России
на установке Celsius TCS, были схожи с результатами
исследований Noh J.M. et al. [45]. При воздействии на
область малого таза РЧ-излучением при мощности от
60–80 до 130–150 Вт, согласно рекомендованным та
-
бличным данным, температура в просвете опухоли до-
стигла 38–38,5°С только на 40–50мин после начала ГТ.
Дальнейшее повышение мощности излучения было
невозможно из-за появления у больного ощущении
жжения на коже. Таким образом, используемые тем
-
пературно-экспозиционные режимы ГТ на этой уста-
новке явно недостаточны для достижения радио- или
химиомодифицирующего эффекта ГТ. Для получения
при этих режимах такого же термосенсибилизирую
-
щего эффекта, как и при 41°С с продолжительностью
60мин, требуется увеличение времени воздействия до
4 и более часов, что практически не осуществимо из-за
необходимости нахождения больного без движения на
такое продолжительное время.
Другой недостаток установки обусловлен про
-
граммным обеспечением процедуры ГТ. Она предус-
матривает установку режима воздействия РЧ-полем
на опухоль в начале лечения (согласно табличным
данным), но возможность регулирования мощности в
процессе сеанса отсутствует. Поэтому в случае появле
-
ния у больного дискомфорта или других нежелатель-
ных явлений изменить уровень подаваемой мощности
РЧ-излучения в процессе сеанса уже невозможно. В
этом случае требуется переустановка режима лечения
заново.
Установка Oncotherm (13,56 МГц) разработана в
Венгрии. Первоначально разработчики аппарата на
российском рынке продвигали его как гипертермиче
-
ский аппарат, позволяющий нагревать глубокораспо-
ложенные опухоли. Однако в дискуссиях различного
уровня удалось убедить разработчиков, что установ
-
ка не может создавать режим гипертермии в глубоко
расположенных опухолях. Это связано с тем, что один
электрод является активным (размерами 100–200мм)
и может перемещаться горизонтально, другим элек
-
тродом (пассивным) является сама кушетка. Таким об-
разом, нагрев глубокорасположенной опухоли локаль-
но осуществить невозможно, так как РЧ-излучение
рассеивается по всему телу больного. В этом случае
резко возрастает градиент температуры по глубине
нагреваемого объема, что создает высокий риск раз
-
вития ожогов кожи и ПЖК. В настоящее время раз-
работчики рекламируют аппарат, как оказывающий
действие на опухоль модулированными ЭМ-полями,
со слабым компонентном теплового воздействия. По
нашему мнению, при ГТ опухолей внутренних органов
на этой установки температурный компонент может
отсутствоать полностью или не превышать 38°С, что
не является гипертермическим режимом.
Разработка гипертермических установок в
Китае. В разработке гипертермических установок в
этой стране ведется несколькими компаниями: HY
SenMo, ZD, ZRL, NRL, MoreStep и др. На собствен
-
ном рынке и на рынке Юго-Восточной Азии ими
были представлены аппараты нескольких видов для
СВЧ-гипертермии и установки, основанные на ём
-
костной системе нагреве. В последние годы появилась
4-электродная гипертермическая установка. Однако
принцип работы этой установки пока нам не известен.
60
Обзор Медицинская радиология и радиационная безопасность. 2017. Том 62. №5
Заключение
Ввиду сложности проведения процедуры, гипер-
термическое лечение остается привилегией круп-
ных онкологических клиник [1–6, 29, 33, 38, 46–53].
Основным принципом ГТ является создание относи
-
тельно равномерного распределения температуры в
опухоли без перегрева нормальных тканей. Различные
гиипертермические установки и способы ГТ имеют
определенные недостатки.
1. Разнообразные способы ГТ не всегда обеспе
-
чивают равномерное распределение температуры в
нагреваемом объеме или достижение гипертерми
-
ческого режима в глубокорасположенных опухолях,
вследствие чего высока вероятность получения ожогов
или усиления лучевых реакций и осложнений.
2. Общей проблемой для всех гипертермических
установок является несовершенство контроля темпе
-
ратуры. Ее решением в ближайшей перспективе явля-
ется применение для этих целей магнитно-резонанс-
ной томографии или ультразвука.
3. Для проведения ГТ глубокорасположенных опу
-
холей в основном используется ёмкостный способ под-
ведения тепла или излучательные аппликаторы с фази-
рованными антенными решетками. Ограничивающим
фактором ёмкостной ГТ является перегрев подкожно-
жировой клетчатки.
4. ГТ поверхностных опухолей лучше проводить
с помощью излучательных аппликаторов. При таком
методе нагрева, по сравнению с ёмкостным, тепловому
воздействию подвергается меньший объем тела боль
-
ного и происходит более равномерное распределение
температуры по площади. Вместе с тем, при излуча
-
тельном методе ГТ на частотах 915–2450МГц высока
вероятность перегрева поверхностных нормальных
тканей.
Таким образом, вследствие многообразия способов
подачи и особенностей распределения ЭМ-энергии в
нагреваемом объеме в зависимости от частоты излуче
-
ния, существуют только общие подходы к проведению
ГТ, стандарты лечения отсутствуют. Такие стандарты
должны разрабатываться для конкретного аппара
-
та на основании экспериментальных и клинических
исследований.
СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ
1. Курпешев О.К., Павлов В.В., Шкляев С.С. Эффективность
локальной гипертермии при химиотерапевтическом и/или
лучевом лечении лимфомы Ходжкина // Сибирский онкол.
ж. 2013. Т. 58. № 4. С. 28–30.
2. Курпешев О.К., Андреев В.Г., Панкратов В.А. и соавт. Срав-
нительные результаты консервативной химиолучевой и
термохимиолучевой терапии местнораспространенного
рака гортани // Вопросы онкологии. 2014. Т. 60. № 5. C.602–
606.
3. Maluta S. J., Omano M., Dalloglio S. et al. Regional hyperthermia
added to intensied preoperative chemo-radiation in locally
advanced adenocarcinoma of middle and lower rectum // Int. J.
of Hyperthermia. 2010. Vol. 26. №2. P.108–117.
4. Van der Zee J., De Bruijne M., Mens J.W.M. et al. Reirradiation
combined with hyperthermia in breast cancer recurrences:
Overview of experience in Erasmus MC // Int. J. Hyperthermia.
2010. Vol. 26. №7. P.638–648.
5. Canters R.A.M., Paulides M.M., Franckena M.F. et al.
Implementation of treatment planning in the routine clinical
procedure of regional hyperthermia treatment of cervical
cancer: An overview and the Rotterdam experience // Int. J.
Hyperthermia. 2012. Vol. 28. №6. P.570–581. DOI:10.3109/026
56736.2012.675630.
6. Pang C.L.K. Hyperthermia in Oncology. – Guangzhou University
of Chinese medicine. CRC Press. Tylor & Francis Group. 2016.
353 p.
7. Шорт Дж.Г., Тернер П.Ф. Применение физической гипер-
термии для лечения злокачественных новообразований. –
ТИИЭР. 1980. Т. 68. С. 157–169.
8. El-Kareh A.W., Secomb T.W. A theoretical model for
intraperitoneal delivery of cisplatin and the eect of
hyperthermia on drug penetration distance // Neoplasia. 2004.
№6. P.117–127.
9. González-Moreno S., González-Bayón L.A., Ortega-Pérez G.
Hyperthermic intraperitoneal chemotherapy: Rationale and
technique // World J. Gastroint. Oncol. 2010. Vol. 2. №2. P.68–
75.
10. Mi D.H., Li Z., Yang K.H. et al. Surgery combined with
intraoperative hyperthermic intraperitoneal chemotherapy
(IHIC) for gastric cancer: A systematic review and meta-analysis
of randomised controlled trials // Int. J. Hyperthermia. 2013.
Vol. 29. №2. P.156–167.
11. Stehlin J.S., Giovanella B.C., Gutierrez A.E. et al. 15 year’s
experience with hyperthermic perfusion for treatment of so
tissue sarcoma and malignant melanoma of the extremities //
Hypert. Radat. er. : Chemother. Treat. Cancer. 18th Annual
Cancer Symposium.– Basel: 1984. P.177–182.
12. Klicks R.J., Vrouenraets B.C., Nieweg O.E., Kroon B.B.R.
Vascular complications of isolated limb perfusion // Eur. J. Surg.
Oncol. 1998. Vol. 24. P.281–291.
13. Klauser J.M., Lev-Chelouche D., Meller I. et al. Isolated limb
perfusion in the treatment of advanced so-tissue sarcomas //
In: Musculoskeletal Cancer Surgery: Treatment of Sarcomas
and Allied Diseases. Ed. Malawar M.M., Sugarbaker P.H. –New-
York, Boston, Dordrecht, London, Moscow. Kluwer Academic
Publishers. 2004. P.75–84.
14. Гельвич Э.А., Мазохин В.Н. Технические аспекты электро-
магнитной гипертермии в медицине // Медицина и биотех-
нология. 1998. № 1. С. 37–47.
15. Штемлер В.М., Колесников С.В. Особенности взаимодей-
ствия электромагнитных полей с биообъектами // Физио-
логия человека и животных. Т. 22. – М.: Медицина. 1978.
С.9–67.
16. Corry P.M., Barlogie B., Tilchen E.J., Armour E.P.Ultrasound
induced hyperthermia for of human supercial tumors // Int. J.
Radiat. Oncol., Biol. and Phys. 1982. Vol. 8. №9. P.1225–1229.
17. Rossmann C., Haemmerich D. Review of temperature
dependence of thermal properties, dielectric properties, and
perfusion of biological tissues at hyperthermic and ablation
temperatures // Crit Rev. Biomed. Eng. 2014. Vol. 42. № 6.
P.467–492.
18. Kok H. P., Crezee J. A comparison of the heating characteristics
of capacitive and radiative supercial hyperthermia //
Int. J. Hyperthermia. 2017. Vol. 33. № 4. P. 378–386. DOI:
10.1080/02656736.2016.1268726.
19. Trefná H. D., Crezee H., Schmidt M. et al. Quality assurance
guidelines for supercial hyperthermia clinical trials: I. Clinical
requirements. Int. J. of Hyperthermia. 2017. Vol. 33. №4. P.471–
482. DOI: 10.1080/02656736.2016. 1277791.
20. Brezovich I. A. Heating of subcutaneous fat in localized current
eld hyperthermia with external electrodes // Med. Phys. 1979.
Vol. 6. №4. P.352–361.
21. Moon C.W., Yum H.Y. Results of hyperthermia in combination
of radiation and/or chemotherapy for locally advanced gastric
cancer // Proc. Int. Congress on Hyperthermic Oncol., 7th.
Roma: 1996. Vol. 2. P.40–42.
61
Медицинская радиология и радиационная безопасность. 2017. Том 62. №5 Обзор
22. Tanaka Y., Kawamori J., Shimada T. et al. Clinical experience
with RF-capacitive heating in the treatment of deep seated
tumors: analysis on relationship of the treatment parameters and
local responses // Abstr. Int. Congress on Hyperthermic Oncol.,
7th. Vol. 2. – Roma: 1996. P.44–46.
23. Saxena I.F., Hui K. Polymer coated ber Bragg grating
thermometry for microwave hyperthermia // Med. Phys. 2010.
Vol. 37. №9. P.4615–4619.
24. Kuroda K., Morita S., Lam M.K. et al. Feasibility of noninvasive
magnetic resonance temperature imaging of fat and water based
on methylene proton spin-lattice relaxation time and water
proton resonance frequency // ermal Med. 2012. Vol. 28. №4.
P.87–96.
25. van Dongen K.W.A., Verweij M.D. A feasibility study for non-
invasive thermometry using non-linear ultrasound // Int. J.
Hyperthermia. 2011. Vol. 27. №6. P.612–624.
26. Sapareto S.A., Dewey W.C. ermal dose determination in
cancer therapy // Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. 1984. Vol. 10.
P.787–800.
27. De Bruijne M., van der Holt B., van Rhoon G.C., van der Zee
J. Evaluation of CEM 43°C T
90
thermal dose in supercial
hyperthermia // Strahlentherapie und Onkologie. 2010. Vol. 186.
№8. Р. 436–443.
28. Курпешев О.К., Пасов А.К., Курпешева А.К. Локальная ги-
пертермия при лечении поздних лучевых повреждений. Ме-
тодические рекомендации. ФС № 2016/266 от 12.09.2011.
Обнинск. 2012. 17 с.
29. Курпешев О.К., Цыб А.Ф., Мардынский Ю.С. и соавт. Ло-
кальная гипертермия в лучевой терапии злокачественных
опухолей (экспериментально-клиническое исследование).
–Обнинск. 2007. 219 c.
30. Van Rhoon G.C., Van Der Heuvel D.J., Ameziane P. et al.
Characterization of the SAR-distribution of the Sigma-60
applicator for regional hyperthermia using a Schottky diode
sheet // Int. J. of Hyperthermia. 2003. Vol. 19. №6. P.642–654.
DOI:10.1080/0265673031000140813
31. Fatehi D., Van Der Zee J., Wielheesen D. H. M. et al. Intra-
luminal thermometry: Is tissue type assignment a necessity for
thermal analysis? // Int. J. Hyperthermia. 2006. Vol. 22. № 6.
P.463–473.
32. Balzer S., Schneider D.T., Bernbeck M.B. et al. Avascular
osteonecrosis aer hyperthermia in children and adolescents
with pelvic malignances: A retrospective analysis of potential
risk factors // Int. J. of Hyperthermia. 2006. Vol. 22. №6. P.451–
461.
33. Van der Zee J., Gonzales D., van Rhoon G.O. et al. Comparison
of radiotherapy plus hyperthermia in locally advanced pelvic
tumors: a prospective, randomised, multicentre trial // Lancet.
2000. Vol. 355. P.1119–1125.
34. Wust P., Wlodarczyk W., Ganter H. et al. MR monitoring for
deep heating of pelvic tumors present status and outlook. // 22
nd
An. Meeting of the Europ. Soc. for Hyperthermic Oncology.
Abstracts.– Graz. Austria. 2005. P. 1–2.
35. Bing C., Staruch R.M., Tillander M. et al. Dri correction for
accurate PRF-shi MR thermometry during mild hyperthermia
treatments with MR-HIFU // Int. J. Hyperthermia. 2016. Vol. 32.
№6. P.673–687.
36. Bruggmoser G., Bauchowitz S., Canters R. et al. Guideline for
the clinical application, documentation and analysis of clinical
studies for regional deep hyperthermia // Strahlenther. Onkol.
2012. Suppl. 2. Vol. 188. P.198–211. DOI 10.1007/s00066-012-
0176-2.
37. Kok H. P., Kotte A.N.T. J., Crezee J. Planning, optimisation and
evaluation of hyperthermia treatments // Int. J. Hyperthermia.
2017 (in press). Available at: http://dx.doi.org/10.1080/0265673
6.2017.1295323.
38. Harima Y., Ohguri T., Imada H. et al. A multicentre randomised
clinical trial of chemoradiotherapy plus hyperthermia versus
chemoradiotherapy alone in patients with locally advanced
cervical cancer // Int. J. of Hyperthermia. 2016. Vol. 32. № 7.
P.801–808.
39. Vasanthan A, Mitsumori M, Park J.H. et al. Regional
hyperthermia combined with radiotherapy for uterine cervical
cancers: a multi-institutional prospective randomized trial of the
international atomic energy agency // Int. J. Radiat. Oncol. Biol.
Phys. 2005. Vol. 61. №1. P.145–53.
40. Konishi F., Furuta K., Kanazawa K. et al. e eect of
hyperthermia in the preoperative combined treatment of
radiation, hyperthermia and chemotherapy for rectal carcinoma
// Jpn. J. Gastroenterol. Surg. 1994. №27. P.789–796.
41. Nagata Y., Okuno Y., Hiraoka M. et al. Radiofreqency
hyperthermia for malignant liver tumors // Proc. 7th Int.
Congress on Hyperthermic Oncology. – Rome. 1996. Vol. 2.
P.28–30.
42. Курпешев О.К., Флоровская Н.Ю. Результаты паллиативной
термолучевой терапии метастазов колоректального рака в
печень // Мед. радиол. и радиаци. безопасность. 2014. Т. 59.
№ 5. С. 32–36.
43. Ohguri T., Imada H., Yahara K. et al. Radiotherapy with 8-MHz
radiofrequency-capacitive regional hyperthermia for stage III
non–small-cell lung cancer: the radiofrequency-output power
correlates with the intraesophageal temperature and clinical
outcomes // Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. 2009. Vol. 73. №1.
P.128–135.
44. Yoshida M., Shioura H., Tomi M. et al. Multimodal combination
therapy including hyperthermia for inoperable pancreatic cancer
// Proc. 7th Internat. Congress on Hyperthermic Oncology.
Rome.– 1996. Vol. 2. P.38–39.
45. Noh J.M., Kim H.Y., Park H.C. et al. In vivo verication of
regional hyperthermia in the liver // Radiat. Oncol. J. 2014.
Vol.32. №4. P.256–261.
46. Зубарев А.Л., Курильчик А.А., Курпешев О.К и соавт. Ло-
кальная гипертермия в комбинированном лечении мест-
нораспространенных сарком мягких тканей // Сибирский
онкол. ж. 2015. № 3. С. 55–60.
47. Панкратов В.А., Андреев В.Г., Курпешев О.К. и соавт. При-
менение термохимиолучевого лечения у больных с местно-
распространенным раком гортани и гортаноглотки // Рос-
сийский онкол. ж. 2006. № 4. С. 20–23.
48. Бердов Б.А., Ерыгин Д.В., Невольских А.А. и соавт. Междис-
циплинарный подход в лечении рака прямой кишки // По-
волжский онкол. вестник. 2015. № 4. С. 21–28.
49. Курпешев О.К., Рагулин Ю.А., Мозеров С.А. и соавт. Воз-
можности локальной гипертермии при лечении больных
отечной формой рака молочной железы // Вопросы онколо-
гии. 2016. Т. 62. № 5. С. 680–687.
50. Datta N. R., Grobholz R., Puric E. et al. Enhanced tumour
regression in a patient of liposarcoma treated with radiotherapy
and hyperthermia: Hint for dynamic immunomodulation by
hyperthermia // Int. J. Hyperthermia. 2015. Vol. 31. №5. P.574–
577. doi: 10.3109/02656736.2015.1033482.
51. Wust P. ermotherapy in Oncology. 1
st
ed. – Bremen: UNI-
MED. 2016 (UNI-Med Science). 95 pp.
52. Kok H.P., Crezee J., Franken N.A. et al. Quantifying the
combined eect of radiation therapy and hyperthermia in terms
of equivalent dose distributions // Int. J. Radiat. Oncol. Biol.
Phys. 2014. Vol. 88. P.739–745.
53. Van der Zee J., Vujaskovic Z., Kondo M., Sugahara T. Part I.
Clinical Hyperthermia. e Kadota Fund International Forum
2004 ‒ Clinical group consensus // Int. J. Hyperthermia. 2008.
Vol. 24. №2. P.111–122.
62
Locoregional Hyperthermia of Malignant Tumors: Methods, ermometry, Machines
O.K. Kurpeshev
1
, J. van der Zee
2
1. A.F. Tsyb Medical Radiological Research Center, Obninsk, Russia. E-mail: kurpeshev-ok@yandex.ru
2. Erasmus Medical Centre, Cancer Institute, Rotterdam, the Netherlands
O.K. Kurpeshev– Dr. Sc. Med., Head of Local and Whole Body Hyperthermia Department, Member of European Society for
Hyperthermic Oncology (ESHO);
J. van der Zee– Ph.D., MD, Member of European Society for erapeutic Radiology and Oncology (ESTRO), European Society for
Hyperthermic Oncology (ESHO)
Abstract
e review presents an analytical review of the basic techniques of radiofrequency HT, thermometry, characteristics of some hyper-
thermic apparatus for locoregional HT (LRHT). All methods of LRHT aim to create a relatively uniform temperature distribution in the
tumor in the range of 41–46 °С without overheating the normal tissues. However, this is not always achievable, and especially dicult for
deep-seated tumors. is is due to certain limitations or disadvantages of the available hyperthermic systems. Application of LRHT is a
complex procedure and therefore hyperthermia treatment remains a privilege for the major cancer clinics. ere are only general guidelines
for the application of LRHT, standards of treatment are dicult to dene due to the inhomogeneous distribution of the electromagnetic
(EM) power in organs and tissues (tumors) at dierent frequencies. Standards of treatment should be developed for each specic device
on the basis of experimental and clinical studies. A common problem for all hyperthermia systems is the limited possibility to temperature
monitoring. A possible solution to this problem is to use magnetic resonance imaging (MRI) or ultrasound (US) for non-invasive ther-
mometry. e application of LRHT to deep-seated tumors is mainly done with capacitive systems, or radiative systems with phased array
antennas. e limiting factor in capacitive HT is overheating of the subcutaneous fat (SF). e application of LRHT to supercial tumors
is best done with radiative applicators, because this method has the optimal temperature distribution. e heating pattern of radiative sys-
tems in depth depends of the frequency of the used electromagnetic radiation. e supercial temperature can be inuenced by a perfused
water bolus.
Key words: hyperthermia, electromagnetic elds, radio frequency radiation, ultrasonic radiation, laser radiation, thermometry, hyperthermiс devices
Review Medical Radiology and Radiation Safety. 2017. Vol. 62. №5
DOI 10.12737/article_59f30321207ef4.88932385
REFERENCES
1. Kurpeshev O.K., Pavlov V.V., Shklyayev S.S. Eektivnost
lokalnoy gipertermii pri khimioterapevticheskom i/ili luchevom
lechenii limfomy Khodzhkina // Sibirskiy onkologicheskiy zh.
2013. Vol. 58. № 4. P.28–30.
2. Kurpeshev O.K., Andreyev V.G., Pankratov V.A. et al.
Sravnitelnyye rezultaty konservativnoy khimioluchevoy i
termokhimioluchevoy terapii mestnorasprostranennogo raka
gortani // Voprosy onkologii. 2014. Vol. 60. № 5. P.602–606.
3. Maluta S. J., Omano M., Dalloglio S. et al. Regional hyperthermia
added to intensied preoperative chemo-radiation in locally
advanced adenocarcinoma of middle and lower rectum // Int. J.
of Hyperthermia. 2010. Vol. 26. №2. P.108–117.
4. Van der Zee J., De Bruijne M., Mens J.W.M. et al. Reirradiation
combined with hyperthermia in breast cancer recurrences:
Overview of experience in Erasmus MC // Int. J. Hyperthermia.
2010. Vol. 26. №7. P.638–648.
5. Canters R.A.M., Paulides M.M., Franckena M.F. et al.
Implementation of treatment planning in the routine clinical
procedure of regional hyperthermia treatment of cervical
cancer: An overview and the Rotterdam experience // Int. J.
Hyperthermia. 2012. Vol. 28. №6. P.570–581. DOI:10.3109/026
56736.2012.675630.
6. Pang C.L.K. Hyperthermia in Oncology. – Guangzhou University
of Chinese medicine. CRC Press. Tylor & Francis Group. 2016.
353 pp.
7. Short Dzh. G., Terner P.F. Primeneniye zicheskoy gipertermii
dlya lecheniya zlokachestvennykh novoobrazovaniy. – TIIER.
1980. Vol. 68. P.157–169.
8. El-Kareh A.W., Secomb T.W. A theoretical model for
intraperitoneal delivery of cisplatin and the eect of
hyperthermia on drug penetration distance // Neoplasia. 2004.
№6. P.117–127.
9. González-Moreno S., González-Bayón L. A., Ortega-Pérez G.
Hyperthermic intraperitoneal chemotherapy: Rationale and
technique // World J. Gastroint. Oncol. 2010. Vol. 2. №2. P.68–
75.
10. Mi D.H., Li Z., Yang K.H. et al. Surgery combined with
intraoperative hyperthermic intraperitoneal chemotherapy
(IHIC) for gastric cancer: A systematic review and meta-analysis
of randomised controlled trials // Int. J. Hyperthermia. 2013.
Vol. 29. №2. P.156–167.
11. Stehlin J.S., Giovanella B.C., Gutierrez A.E. et al. 15 year’s
experience with hyperthermic perfusion for treatment of so
tissue sarcoma and malignant melanoma of the extremities //
Hypert. Radat. er. : Chemother. Treat. Cancer. 18th Annual
Cancer Symposium.– Basel: 1984. P.177–182.
12. Klicks R.J., Vrouenraets B.C., Nieweg O.E., Kroon B.B.R.
Vascular complications of isolated limb perfusion // Eur. J. Surg.
Oncol. 1998. Vol. 24. P.281–291.
13. Klauser J.M., Lev-Chelouche D., Meller I. et al. Isolated limb
perfusion in the treatment of advanced so-tissue sarcomas //
In: Musculoskeletal Cancer Surgery: Treatment of Sarcomas and
Allied Diseases. Ed. Malawar M.M., Sugarbaker P.H. – New-
York, Boston, Dordrecht, London, Moscow. Kluwer Academic
Publishers. 2004. P.75–84.
14. Gelvich E.A., Mazokhin V.N. Tekhnicheskiye aspekty
elektromagnitnoy gipertermii v meditsine // Meditsina i
biotekhnologiya. 1998. № 1. P.37–47.
15. Shtemler V.M., Kolesnikov S.V. Osobennosti vzaimodeystviya
elektromagnitnykh poley s bioob”yektami // Fiziologiya
cheloveka i zhivotnykh. Vol. 22. –M.: Meditsina. 1978. P.9–67.
16. Corry P.M., Barlogie B., Tilchen E.J., Armour E.P.Ultrasound
induced hyperthermia for of human supercial tumors // Int. J.
Radiat. Oncol., Biol. Phys. 1982. Vol. 8. №9. P.1225–1229.
17. Rossmann C., Haemmerich D. Review of temperature
dependence of thermal properties, dielectric properties, and
perfusion of biological tissues at hyperthermic and ablation
temperatures // Crit Rev. Biomed. Eng. 2014. Vol. 42. № 6.
P.467–492.
18. Kok H. P., Crezee J. A comparison of the heating characteristics
of capacitive and radiative supercial hyperthermia //
Int. J. Hyperthermia. 2017. Vol. 33. № 4. P. 378–386. DOI:
10.1080/02656736.2016.1268726.
19. Trefná H. D., Crezee H., Schmidt M. et al. Quality assurance
guidelines for supercial hyperthermia clinical trials: I. Clinical
requirements. Int. J. of Hyperthermia. 2017. Vol. 33. №4. P.471–
482. DOI: 10.1080/02656736.2016. 1277791.
20. Brezovich I. A. Heating of subcutaneous fat in localized current
eld hyperthermia with external electrodes // Med. Phys. 1979.
Vol. 6. №4. P.352.
63
Медицинская радиология и радиационная безопасность. 2017. Том 62. №5 Review
21. Moon C.W., Yum H.Y. Results of hyperthermia in combination
of radiation and/or chemotherapy for locally advanced gastric
cancer // Proc. Int. Congress on Hyperthermic Oncol., 7th.
Roma: 1996. Vol. 2. P.40–42.
22. Tanaka Y., Kawamori J., Shimada T. et al. Clinical experience
with RF-capacitive heating in the treatment of deep sated
tumors: analysis on relationship of the treatment parameters and
local responses // Abstr. Int. Congress on Hyperthermic Oncol.,
7th. Vol. 2.– Roma: 1996. P.44–46.
23. Saxena I.F., Hui K. Polymer coated ber Bragg grating
thermometry for microwave Hyperthermia // Med. Phys. 2010.
Vol. 37. №9. P.4615–4619.
24. Kuroda K., Morita S., Lam M. K. et al. Feasibility of noninvasive
magnetic resonance temperature imaging of fat and water based
on methylene proton spin-lattice relaxation time and water
proton resonance frequency // ermal Med. 2012. Vol. 28. №4.
P.87–96.
25. van Dongen K. W. A., Verweij M.D. A feasibility study for non-
invasive thermometry using non-linear ultrasound // Int. J.
Hyperthermia. 2011. Vol. 27. №6. P.612–624.
26. Sapareto S.A., Dewey W.C. ermal dose determination in
cancer therapy // Int.J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. 1984. Vol. 10.
P.787–800.
27. De Bruijne M., van der Holt B., van Rhoon G. C., van der Zee
J. Evaluation of CEM 43 °C T
90
thermal dose in supercial
hyperthermia // Strahlentherapie und Onkologie. 2010. Vol. 186.
№8. Р. 436–443.
28. Kurpeshev O.K., Pasov A.K., Kurpesheva A.K. Lokal’naya
gipertermiya pri lechenii pozdnikh luchevykh povrezhdeniy.
Metodicheskiye rekomendatsii. FS № 2016/266 ot 12.09.2011.
Obninsk. 2012. 17 pp.
29. Kurpeshev O.K., Tsyb A.F., Mardynskiy YU.S. et al. Lokal’naya
gipertermiya v luchevoy terapii zlokachestvennykh opukholey
(eksperimentalno-klinicheskoye issledovaniye). – Obninsk.
2007. 219 pp.
30. Van Rhoon G.C., Van Der Heuvel D.J., Ameziane P. et al.
Characterization of the SAR-distribution of the Sigma-60
applicator for regional hyperthermia using a Schottky diode
sheet // Int. J. of Hyperthermia. 2003. Vol. 19. №6. P.642–654.
DOI:10.1080/0265673031000140813
31. Fatehi D., Van Der Zee J., Wielheesen D. H. M. et al. Intra-
luminal thermometry: Is tissue type assignment a necessity for
thermal analysis? // Int. J. Hyperthermia. 2006. Vol. 22. № 6.
P.463–473.
32. Balzer S., Schneider D.T., Bernbeck M.B. et al. Avascular
osteonecrosis aer hyperthermia in children and adolescents
with pelvic malignances: A retrospective analysis of potential
risk factors // Int. J. of Hyperthermia. 2006. Vol. 22. №6. P.451–
461.
33. Van der Zee J., Gonzales D., van Rhoon G.O. et al. Comparison
of radiotherapy plus hyperthermia in locally advanced pelvic
tumors: a prospective, randomised, multicentre trial // Lancet.
2000. Vol. 355. P.1119–1125.
34. Wust P., Wlodarczyk W., Ganter H. et al. MR monitoring for
deep heating of pelvic tumors present status and outlook. // 22
nd
An. Meeting of the Europ. Soc. for Hyperthermic Oncology.
Abstracts.– Graz. Austria. 2005. P.1–2.
35. Bing C., Staruch R. M., Tillander M. et al. Dri correction for
accurate PRF-shi MR thermometry during mild hyperthermia
treatments with MR-HIFU // Int. J. Hyperthermia. 2016. Vol. 32.
№6. P.673–687.
36. Bruggmoser G., Bauchowitz S., Canters R. et al. Guideline for
the clinical application, documentation and analysis of clinical
studies for regional deep hyperthermia // Strahlenther. Onkol.
2012. Suppl. 2. Vol. 188. P.198–211. DOI 10.1007/s00066-012-
0176-2.
37. Kok H.P., Kotte A.N.T.J., Crezee J. Planning, optimisation and
evaluation of hyperthermia treatments // Int. J. Hyperthermia.
2017 (in press). Available at: http://dx.doi.org/10.1080/0265673
6.2017.1295323.
38. Harima Y., Ohguri T., Imada H. et al. A multicentre randomised
clinical trial of chemoradiotherapy plus hyperthermia versus
chemoradiotherapy alone in patients with locally advanced
cervical cancer // Int. J. of Hyperthermia. 2016. Vol. 32. № 7.
P.801–808.
39. Vasanthan A., Mitsumori M., Park J.H. et al. Regional
hyperthermia combined with radiotherapy for uterine cervical
cancers: a multi-institutional prospective randomized trial of the
international atomic energy agency // Int. J. Radiat. Oncol. Biol.
Phys. 2005. Vol. 61. №1. P.145–53.
40. Konishi F., Furuta K., Kanazawa K. et al. e eect of
hyperthermia in the preoperative combined treatment of
radiation, hyperthermia and chemotherapy for rectal carcinoma
// Jpn. J. Gastroenterol. Surg. 1994. Vol. 27. P.789–796.
41. Nagata Y., Okuno Y., Hiraoka M. et al. Radiofreqency
hyperthermia for malignant liver tumors // Proc. 7th Int.
Congress on Hyperthermic Oncology. – Rome. 1996. Vol. 2.
P.28–30.
42. Kurpeshev O.K., Florovskaya N.Yu. Rezul’taty palliativnoy
termoluchevoy terapii metastazov kolorektal’nogo raka v
pechen’ // Med. radiol. i radiats. bezopasnost’. 2014. Vol. 59. №
5. P.32–36.
43. Ohguri T., Imada H., Yahara K. et al. Radiotherapy with 8-MHz
radiofrequency-capacitive regional hyperthermia for stage III
non–small-cell lung cancer: the radiofrequency-output power
correlates with the intraesophageal temperature and clinical
outcomes // Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. 2009. Vol. 73. №1.
P.128–135.
44. Yoshida M., Shioura H., Tomi M. et al. Multimodal combination
therapy including hyperthermia for inoperable pancreatic cancer
// Proc. 7th Internat. Congress on Hyperthermic Oncology.
Rome. 1996. Vol. 2. P.38–39.
45. Noh J.M., Kim H.Y., Park H.C. et al. In vivo verication of
regional hyperthermia in the liver // Radiat. Oncol. J. 2014. Vol.
32. №4. P.256–261.
46. Zubarev A.L., Kurilchik A.A., Kurpeshev O.K et al.
Lokal’naya gipertermiya v kombinirovannom lechenii
mestnorasprostranennykh sarkom myagkikh tkaney // Sibirskiy
onkol. zh. 2015. № 3. P.55–60.
47. Pankratov V.A., Andreyev V.G., Kurpeshev O.K. et al.
Primeneniye termokhimioluchevogo lecheniya u bolnykh s
mestno-rasprostranennym rakom gortani i gortanoglotki //
Rossiyskiy onkol. zh. 2006. № 4. P.20–23.
48. Berdov B.A., Yerygin D.V., Nevolskikh A.A. et al.
Mezhdistsiplinarnyy podkhod v lechenii raka pryamoy kishki //
Povolzhskiy onkologicheskiy vestnik. 2015. № 4. P.21–28.
49. Kurpeshev O.K., Ragulin Yu.A., Mozerov S.A. et al.
Vozmozhnosti lokalnoy gipertermii pri lechenii bolnykh
otechnoy formoy raka molochnoy zhelezy // Voprosy onkologii.
2016. Vol. 62. № 5. P.680–687.
50. Datta N.R., Grobholz R., Puric E. et al. Enhanced tumour
regression in a patient of liposarcoma treated with radiotherapy
and hyperthermia: Hint for dynamic immunomodulation by
hyperthermia // Int. J. Hyperthermia. 2015. Vol. 31. №5. P.574–
577. doi: 10.3109/02656736.2015.1033482.
51. Wust P. ermotherapy in oncology. 1
st
ed. – Bremen: UNI-
MED. 2016 (UNI-Med Science). 95 pp.
52. Kok H.P., Crezee J., Franken N.A. et al. Quantifying the
combined eect of radiation therapy and hyperthermia in terms
of equivalent dose distributions // Int. J. Radiat Oncol Biol Phys.
2014. Vol. 88. P.739–745.
53. Van der Zee J., Vujaskovic Z., Kondo M., Sugahara T. Part I.
Clinical Hyperthermia. e Kadota Fund International Forum
2004 ‒ Clinical group consensus // Int. J. Hyperthermia. 2008.
Vol. 24. №2. P.111–122.