2002/8.

Élet a sugárözönben

A rádiófrekvenciás sugárzások orvosi alkalmazásai

Mátay Gábor

BME Szélessávú Hírközlő Rendszerek Tanszék - e-mail:
gabor.matay@mht.bme.hu

Bevezetés

Napjainkban a 9 kHz-től 400 GHz-ig terjedő, úgynevezett rádiófrekvenciás (RF) frekvenciatartomány (Nemzetközi Rádiószabályzat Frekvenciasávok Felosztási Táblázata [7] által használt határok) hírközlési, rádiólokációs, ipari, tudományos, orvosi és egyéb célú felhasználásainak gyors fejlődése miatt fokozatosan telítődik. Különösen igaz ez a fenti igen széles tartomány alsó, néhányszor 10 GHz-ig terjedő részére. Ebből következik, hogy a környezetünket globálisan időben folyamatosan növekvő mennyiségű nem ionizáló sugárzás (az RF-sugárzás nem ionizáló elektromágneses sugárzás) éri, melyből egyre nagyobb hányadot képvisel a még mindig igen gyorsan növekedő mobiltelefónia által keltett sugárzás. Az RF-sugárzás élettani hatásainak rövid áttekintését, a sugárzás által felvetett egészségügyi kérdések tárgyalását a folyóirat ugyanebben a számában olvashatják [37]. Ez a cikk a rádiófrekvenciás sugárzás egy másik aspektusát, annak orvosi alkalmazásait foglalja össze.

Az RF sugárzás orvosbiológiai alkalmazásai - talán egy kicsit önkényesen - három csoportba sorolhatók: a diagnosztikában, a terápiában és az első két csoportba nehezebben besorolható egyéb orvosi területen történő alkalmazások csoportjába.

A biológiai szövet és az elektromosság kölcsönhatásának tanulmányozása Luigi Galvani (1737-1798) és Alessandro Volta (1745-1827) békalábon végzett kísérletével indult [26]. Az elektromágneses energiát vezetett és sugárzott módon lehet bejuttatni a biológiai anyagba. Itt elsősorban a sugárzást felhasználó orvosi alkalmazásokkal foglalkozunk, de a rádiófrekvenciás sebészeti alkalmazásoknál a vezetett módon történő energiaközlést is megemlítjük. Történetileg az RF-sugárzások orvosi felhasználása a terápiás alkalmazásokkal, az ún. hipertermiával (vagyis a normál testhőmérsékletnél nagyobb hőmérséklet előidézésével) kezdődött. A hipertermia és az orvosi alkalmazások jelentős része az RF-sugárzás termikus hatásán alapul, a nem termikus és az atermikus hatások orvosi célú felhasználásáról az 1970-es évek óta beszélhetünk. E hatások definíciói megtalálhatók a folyóirat ugyanezen számában [37]. A nem termikus és az atermikus hatások orvosi célú felhasználása területén korábban vezető szerepet játszottak a Kelet-Európában folyó kutatások, de az 1980-as évek közepétől az egész világon elkezdődik e hatások kutatása és orvosbiológiai célra való alkalmazásuk keresése. A napjainkban is folyó (sőt, a mobiltelefon világméretű terjedésével felgyorsuló) kutatások eredményeként a biológiai anyag és az RF-sugárzás kölcsönhatásának jobb megismerése és újabb orvosbiológiai alkalmazások felfedezése is várható.

Az orvosi alkalmazásokra használt rádiófrekvenciás sávok

A diagnosztikai célra fejlesztett, a teljes RF-spektrum mikrohullámú tartományában működő passzív berendezések (mikrohullámú termográfok) a rádiócsillagászok által is kedvelt "csendes frekvenciasávokat" használják a vizsgált biológiai anyagból érkező sugárzás rendkívül kis szintje miatt. Mikrohullámú termográfiára leggyakrabban a 2655-2700 MHz, 4800-5000 MHz és 10,68-10,7 GHz közötti sávokat veszik igénybe.

A terápiás célból alkalmazott RF-besugárzás frekvenciasávjait a Nemzetközi Távközlési Unió (ITU: International Telecommunication Union) az ipari és tudományos célú sávokkal együtt (ISM: Industrial-Scientific-Medical-sávok) jelölte ki. Az ITU Nemzetközi Rádiószabályzata a földrészeket 3 körzetbe sorolja, és a különböző célra használt frekvenciasávokat az egyes körzetekre eltérően írja elő. Hazánk - európai ország lévén - az ITU frekvenciakiosztás 1. körzetébe esik, így ránk az 1. táblázatban olvasható, a Frekvenciák Nemzeti Felosztásának Táblázatából átvett frekvenciasávok érvényesek [7].

1. táblázat • Ipari, tudományos és orvosi célú felhasználásra kijelölt frekvenciasávok [14]

Az 1. táblázat megjegyzés rovatában "a"-val jelölt sávok elsődlegesek az ISM felhasználás szempontjából. A "b"-vel jelölt sávok ISM célra történő használata csak más, az érintett szolgálatok igazgatásaival egyetértésben lehetséges, külön engedély alapján, azaz e sávok az ISM felhasználás szempontjából másodlagosak.

A kijelölt frekvenciák a rövidhullámú (6 MHz << f L 30 MHz), az ultrarövidhullámú (30 MHz << f L 1 GHz) és a mikrohullámú (f > 1 GHz) tartományokba esnek. A reumatológiai betegségek fizioterápiás kezeléséből általánosan ismert rövidhullámú diatermiás készülékek a 27,120 MHz sávközépi frekvenciájú sávban működnek, a mikrohullámú hipertermiás készülékek többsége pedig a 2450 MHz sávközépi frekvenciájú sávot használja (ez megegyezik a háztartási mikrohullámú sütők frekvenciasávjával). A sávközépi frekvencia növekedésével az elektromágneses (EM) hullámok behatolási mélysége (az a besugárzott anyag felületétől mért távolság, ahol az elektromos térerősség felületi értékének e-ed részére csökken) kisebb, ugyanakkor a nagyobb frekvenciát használó berendezések által keltett sugárzás könnyebben irányítható adott célpontra, és az energiát kisugárzó eszközök geometriai méretei kisebbek.

Elméleti alapok

Az RF-sugárzás orvosi célú alkalmazásai a biológiai anyag és az elektromágneses tér közötti kölcsönhatáson alapulnak. A kölcsönhatáskor fizikai és biológiai hatások egyidejűleg jelentkeznek, de a fizikai és biológiai hatások elméletileg különválaszthatók. Mindkét kölcsönhatás tárgyalható makroszkopikus és mikroszkopikus szinten. A kölcsönhatás mélyebb megértéséhez a vonatkozó interdiszciplináris (fizikai, biológiai, matematikai, anyagtudományi) ismeretekre is szükség van.

Fizikai szempontból a biológiai anyag makroszkopikusan közel egységnyi permeabilitású, veszteséges, anizotrop, inhomogén dielektrikum. Permittivitása függ a frekvenciától (diszperzív tulajdonság) és a besugárzás szintjétől (nemlineáris tulajdonság). A fizikai jellemzők mellett jelentkező biológiai tulajdonságok közül kiemelendők a sejtekben, a szövetekben és a teljes szervezetben az RF-besugárzás hatására jelentkező szabályozási mechanizmusok (pl. az élő szevezet hőszabályozása). A biológiai anyag fizikai és biológiai tulajdonságait, az RF-besugárzás hatására a szervezetben fajlagosan elnyelt teljesítményt (SAR W/kg), a befolyásoló tényezőket röviden tárgyalja a folyóirat ugyane számában megjelent cikk [37]. Részletesen és célirányosan összefoglalva megtalálhatók a hivatkozott szakirodalmakban [14], [15], [36].

Az orvosi alkalmazás hatásmechanizmusa függ a besugárzás szintjére jellemző, felületegységre eső teljesítménytől, az ún. teljesítménysűrűségtől (S = 1/2 ×|E||H| W/m2 időben szinuszosan változó tér esetén); a sugárzás polarizációjától; és a besugárzott biológiai anyag tulajdonságaitól.

A hőhatáson alapuló orvosi alkalmazások nagy előnye, hogy a hő az anyag belsejében keletkezik. A mikrohullámú hipertermiás készülékek általában 2,45 GHz-en működnek, és a mélyebben fekvő tumorok kezelésére készülnek. A biológiai anyag (testrész) ilyenkor több szöveti réteg kaszkádba kapcsolásaként képzelhető el; kívülről befelé haladva: bőrszövet, zsírszövet, izomszövet és csontszövet kaszkádjaként. Minden szövet komplex permittivitása eltérő, és értéke függ az egyes szövetek víztartalmától (nagy és kis víztartalmú szövetek jellemzőinek frekvenciafüggését mutatja a már többször említett cikk [37] 2. és 3. táblázata). Merőleges beesést feltételezve a többrétegű anyag mindegyik rétegében a belépő hullám az egyes réteg csillapítási tényezőjének megfelelő mértékben exponenciálisan csillapodik, és a szövethatárokon reflexió is fellép. A haladó és a reflektált hullámok eredőjeként állóhullámok alakulhatnak ki az egyes szöveti rétegeken belül, ha a szövet vastagsága összemérhető a szövetben kialakuló hullámhosszal. Ebből következik, hogy a lokális elektromos térerősség az exponenciális csökkenés mellett az állóhullámok miatt járulékos helyfüggést mutat. Ez az egyik oka az ún. forró pontok kialakulásának. Nagyon nagy frekvenciákon a biológiai anyagba belépő hullám oly gyorsan csillapodik, hogy esetleg még az első szövethatárig sem képes eljutni, ilyenkor felületi elnyelődés jön csak létre. Ezek a frekvenciák nyilván alkalmatlanok mélyen fekvő tumorok hipertermiás kezelésére.

Applikátorok

Ipari, tudományos és orvosi célú felhasználás esetén az RF jelforrásból származó teljesítményt rendszerint speciális antennák ún. applikátorok segítségével, sugárzás révén juttatják be a besugározandó anyagba. Passzív alkalmazás esetén az anyagból érkező sugárzást applikátorokkal veszik. Az applikátorok abban térnek el a hagyományos antennáktól, hogy a sugárzás rendszerint közvetlenül a közelterükben elhelyezkedő nagy permittivitású biológiai anyagba történik. Bár a céljuk ugyanaz: az RF jelforrás teljesítményének minél nagyobb hányadát kell eljuttatniuk a célterületre. Passzív alkalmazás, mikrohullámú termográfia esetén a cél a biológiai anyagról érkező igen gyenge sugárzás minél jobb hatásfokkal történő vétele.

Az applikátor lehet kontakt vagy nem érintkező attól függően, hogy közvetlenül érintkezésbe kerül-e az anyaggal vagy sem.

Tervezésük az orvosi alkalmazás adott feladatához legjobban illeszkedően, ún. adaptív módon történik. Ebből adódik, hogy óriási különbség van a különféle célokra kifejlesztett applikátorok között. Például a később ismertetendő, mikrohullámú ballon-angioplasztikára használt és a felületi rákos daganatok gyógyítására készült applikátorok geometriai jellemzői: mérete, alakja stb. jelentősen eltérnek egymástól. Az applikátor elnevezés is az adott feladathoz adaptált antennára utal.

Az applikátorból a besugározandó anyagra érkező EM-sugárzás az anyag felületéről szóródik, reflektálódik és az anyagba belépő rész annak belsejében elnyelődik. Merőleges beesés esetén szóródás nem lép fel. Ekkor a belépő hullám teljesítménysűrűsége a beeső és a reflektált hullámok teljesítménysűrűségeinek különbsége. Ez egyben azt is jelenti, hogy merőleges beesés (a hullám terjedési iránya merőleges a besugározandó anyag felületére) és minimális reflexió esetén lehet az RF jelforrás teljesítményének legnagyobb hányadát a biológiai anyagba bejuttatni.

A biológiai anyagba belépő hullám megkívánt téreloszlása a mindenkori feladattól függ. Lokálisan elhelyezkedő rákos daganatok mikrohullámú hipertermiás kezelésekor az a feladat, hogy sugárzás irányítottan a daganatot érje. A lehűtött zacskós vér mikrohullámmal történő felmelegítésekor vagy egésztest RF-hipertermia esetén egyenletes téreloszlásra van szükség.

Az applikátorokhoz kapcsolódó RF-berendezés

Az applikátorhoz kapcsolódó RF-berendezés az orvosi alkalmazástól függ. A mikrohullámú termográfia esetén az applikátorhoz speciális felépítésű, kis zajú mikrohullámú mérővevőhöz (részletesebben a mikrohullámú termográfiával foglalkozó alfejezetben lesz róla szó) csatlakozik.

Az RF-hipertermia applikátorát tápláló berendezés néhányszor 10 -100 W teljesítményű RF jelforrás. Ekkora teljesítmény 2,45 GHz-en kis-szintű oszcillátor jelének félvezetős erősítőkkel történő felerősítésével és az erősítők kimenő jelének összegzésével, vagy a háztartási mikrohullámú sütőkhöz kifejlesztett, nagy tömegben gyártott, olcsó 600-800 W teljesítményű magnetronoszcillátor jelének csillapításával állítható elő gazdaságosan. Az RF-hipertermia, illetve a hőhatáson alapuló egyéb rádiófrekvenciás orvosi alkalmazás esetén is kívánalom, hogy a kezelés idején a besugárzott biológiai anyagot meghatározott hőfokon tartsuk. Ehhez folyamatosan kell mérni az anyag hőmérsékletét, és az RF jelforrás teljesítményét a hőmérséklettel arányos jellel kell szabályozni. A különféle berendezésekben ezt eltérő eszközökkel valósítják meg [14].

Az RF-sugárzás diagnosztikai alkalmazása, mikrohullámú termográfia

A mikrohullámú termográfia beavatkozás nélküli (non-invazív) vizsgálati módszer a test hőmérséklet-eloszlásának mérésére. A betegségek diagnosztizálásának alapját az adja, hogy a rendellenes hőmérsékleti eloszlásból rákos daganatra, vérkeringési zavarokra, gyulladással járó folyamatokra lehet következtetni. Diagnosztikai lehetőségként felsorakozik más képalkotó eljárások (a hagyományos és digitális röntgen, a CT [computer tomography], a mágneses rezonancián alapuló képalkotás, az MRI [magnetic resonance imaging], az ultrahangos és a PET [positron emission tomography] vizsgálat) mellé.

A halálozási okok között világszerte első helyen a szív- és érrendszeri megbetegedések állnak, szorosan követik őket a rákos megbetegedések. A rákfajták közül a férfiaknál első helyen a tüdőrák, a nőknél a mellrák áll mind a megbetegedések előfordulása, mind a halálozási ok tekintetében. A női mellrák halálozási aránya 1930-tól napjainkig csaknem állandó, de az új megbetegedések előfordulása folyamatosan nő. A túlélés esélye annál nagyobb, minél korábban sikerül felfedezni a daganatot. A 20 éves túlélési arányt %-ban a daganat felfedezési átmérőjének a függvényében a 2. táblázat mutatja.

2. táblázat • A női mellrákos betegek 20 éves túlélési aránya [2]

Az emlőrák felfedezésére alkalmazott diagnosztikai eljárások: a daganat észlelése tapintással nőgyógyász-onkológus szakorvosi vizsgálat során, mammográfia (kontrasztanyagot felhasználó röntgenvizsgálat az emlőről), ultrahangos vizsgálat, diafonográfia (fénnyel történő átvilágításos eljárás) és a termográfia. A termográfia két fajtája az infravörös radiometria (termovízió) és a mikrohullámú radiometria (termográfia). A felsorolt eljárások együttes vagy valamilyen kombinációban történő alkalmazása elősegíti a korai felismerést.

A mikrohullámú termográfia alapjai

A termográfia, azaz a hőmérséklet-eloszlás mérésén alapuló diagnosztizálás biológiai alapja, hogy a rákos szövetek hőmérséklete nagyobb az egészséges szövetek hőmérsékleténél. Ennek okai: a rákos szövetek nagyobb anyagcserehője, a rákos szövetek rosszabb vérellátása. Ez utóbbi ok miatt a rákos szövetekben keletkezett nagyobb hőt a kisebb véráram kevésbé hatékonyan képes elszállítani, mint az egészséges szöveteknél.

A termográfia fizikai alapja, hogy minden test EM-sugárzást bocsát ki (emittál), illetve elnyeli a ráeső sugárzás egy részét (abszorbeál). Az el nem nyelt kisebb rész reflektálódik és hozzáadódik a saját sugárzáshoz.

A saját sugárzás és a reflexió a gyakorlatban nem választható szét. Az emisszió, az abszorpció és a reflexió eredményeképpen termikus egyensúly jön létre. Elméletileg az ún. feketetest-sugárzása határozható meg a legpontosabban (reflexiója zérus). A feketetest-sugárzás intenzitását a frekvencia függvényében 100 K és 1000 K közötti hőmérsékleti tartományban az 1. ábra mutatja. A diagramból megállapítható, hogy a sugárzásnak maximuma van az infravörös tartományban, a sugárzás intenzitása a mikrohullámú tartományban mintegy nyolc nagyságrenddel kisebb az infravörös tartomány maximumánál. A hőmérséklet növelésével a sugárzás minden frekvencián nő.

1. ábra • A feketetest sugárzási intenzitása [14]

A különböző anyagok azonos hőmérséklet esetén is különböző szintű sugárzást bocsátanak ki. Az emberi test kb. 310 K hőmérsékletén a sugárzás f=30 THz frekvencián (l=10 mm hullámhosszon) éri el intenzitási maximumát. Az infravörös termográfiára ezért ezt a hullámhosszat választják. A sugárzás behatolási mélysége közelítőleg fordítottan arányos ÖF-fel, ezért az infravörös termográfiával lényegében csak a bőrfelszíni hőmérsékletet lehet mérni. Ugyanakkor a bőrfelszíni hőmérséklet és a test mélyebb részeiben jelentkező gyulladás vagy egyéb rendellenesség között is van korreláció, amely lehetővé teszi a termovízióval készült hőeloszlási térkép diagnosztikai célú felhasználását [31].

A feketetest-sugárzásához hasonlóan az emberi test sugárzási intenzitása 3 GHz-en kb. nyolc nagyságrenddel kisebb az infravörös tartományú sugárzásnál, de a rádióasztronómia céljára kidolgozott Dick-féle radiométer érzékenysége ilyen gyenge jelek vételét is lehetővé teszi. A mikrohullámú frekvencián a nagyobb behatolási mélységnek köszönhetően a mélyebben fekvő szövetek hőmérséklet-eloszlásáról is több információt nyerhetünk. A frekvencia csökkenésével a behatolási mélység nő, azaz mélyebbre látunk, de az applikátor nyereségének csökkenése miatt gyengül a mérendő jel és romlik a mérés térbeli felbontóképessége.

Egyantennás mikrohullámú termográfia

A mikrohullámú termográfiát a mellrák diagnosztizálására fejlesztették ki [2]. A mell belsejében levő rákos daganat termikus sugárzása több szöveti rétegen áthaladva jut el a radiométer bőrfelületen elhelyezett vagy azzal nem érintkező applikátorához. A rétegek határáról az őt megelőző réteghatár felé nézve maximális változás akkor észlelhető, ha a rétegvastagság a szövetrétegben mért hullámhossz 1/4-e. Ez f=3 GHz-en a bőrszövet mint legkülső szövet esetében kb. 3 mm vastagságnál következik be. M. Gautherie 1982-ben kimutatta [8], hogy a rákos daganat által termelt metabolikus hő közvetlen kapcsolatban áll a tumor térfogati kétszerezési idejével. Ebből az a sajnálatos következtetés vonható le, hogy a kisebb méretű daganatok a mikrohullámú termográfiával is nehezen detektálhatók. A rákos daganat belseje az egészséges szövethez képest tipikusan DT=1,5 K-nel nagyobb hőmérsékletű. A daganat termikus sugárzása kifelé haladva a rákos szövet perifériális részén és az egészséges szöveten áthaladva csillapodik, majd a zsírszövetben újabb csillapodás következik be, utána a zsír- és a bőrszövet réteghatárán áthaladva egy része reflektálódik, majd a bőrszöveten át újabb csillapodás után érkezik radiométer applikátorához. A több rétegen történő áthaladás hatását a rétegek vastagságának, csillapítási tényezőinek és a réteghatáron értelmezett transzmisszió tényezőnek az ismeretében lehet számítani [14]. A számítás végeredményeként az applikátor által észlelt hőmérséklet f=3 GHz esetén DTs=0,28DT, amelyből a rákos daganatra jellemző DT=1,5K helyettesítésével DTs@0,4K adódik [14].

A kapott igen kis hőmérsékletkülönb ség mérésére szolgáló rendszer az applikátorból és a kis zajú mérővevőből épül fel. A mikrohullámú termográfia céljára használt applikátorok lehetnek a bőrfelülettel érintkező (ún. kontakt) applikátorok, vagy a bőrfelülettel nem érintkező applikátorok. A nem érintkező applikátorok előnye, hogy nem hatnak vissza a bőrfelszín hőmérsékletére, ellenben több zajt vesznek a környezetből. További előnyük, hogy a több elemi antennából álló nem érintkező applikátor fázisvezérelt antennáival a mérés iránya elektronikusan állítható a bőrfelület kívánt pontjaiba. A nem érintkező applikátorok hátránya, hogy a bőrfelület és az antenna közötti szabadtéri csillapítás rontja a mérővevő érzékenységét. Ezért a jelenleg működő készülékek többsége kontakt antennát használ, így a vizsgáló orvosnak az applikátort a fonendoszkópos vizsgálathoz hasonlóan a mell különböző pontjaira kell helyeznie.

A kontakt applikátor nem változtathatja meg a bőrfelszíni hőmérsékletet (ezért az applikátor és a bőrfelület közötti hőfokgradienst, az applikátort testhőmérsékletre fűtve közel zérusra csökkentik). A reflexió okozta jelcsökkenés minimalizálása érdekében biztosítani kell a mérendő közeg és a csatlakozó tápvonala közötti impedanciaillesztést. Annak érdekében, hogy ne rontsa el a mérőrendszer jel-zaj viszonyát, saját veszteségének a lehető legkisebbnek kell lennie, valamint a jobb térbeli felbontóképesség elérése céljából kicsinek kell lennie.

Az applikátor kimenetén levő igen kis jelek mérésére a Dick által a rádiócsillagászati célra kifejlesztett mérővevőben használt differenciális technikát alkalmazzák [8], [14]. Ennek lényege, hogy egy elektronikusan vezérelt kapcsolóval hol a mérőantenna (applikátor), hol pedig egy referens zajforrás kapcsolódik a kis zajú mérővevő bemenetére. Ezáltal - a különbségképzés miatt - a mérővevő eredő erősítésében bármiféle okból bekövetkező rövid idejű változások hatása kiejthető. A differenciális technika alkalmazásával a mikrohullámú termográffal mérhető legkisebb hőmérséklet-különbség kb. 0,03 K. Ez kb. 1/10-e a bőrfelszínen észlelhető rákos és egészséges szövetek közötti hőmérséklet-különbségnek, de a könnyebb detekció érdekében használják az ún. hőkiemelési technikákat.

Hőkiemelési technikák

A hőkiemelési technika az egészséges és a rákos szövetek közötti hőmérsékletkülönbség növelésére szolgáló eljárás. A hőkiemelési technikák közül az egyik energiaközlésen, a másik a gyógyszerek és a mikrohullámú sugárzás együttes alkalmazásán alapul. Ez utóbbi alapja a rákos daganatok gyógyítására irányuló eljárások kutatása során felismert tény, hogy az anesztetikumok hatására az egészséges szövetek hőmérséklete nagyobb mértékben csökken, mint a rákos szöveteké, ezáltal növekszik a hőmérséklet-különbség. Kísérleti eredmény, hogy egy 4 mm átmérőjű tumornak megfelelő 0,3 °C-os hőmérséklet-különbség anesztézia hatására 1 °C-ra emelkedett [2].

Az energiaközlést felhasználó hőkiemeléskor mikrohullámú vagy ultrahang energiával sugározzák be a vizsgálandó testrészt, és a hőkiemelés azáltal jön létre, hogy a rákos szövetek jobban melegszenek az egészséges szöveteknél. A rákos szövetek melegedésének nagyobb mértéke azzal magyarázható, hogy a véredényekkel való ellátottságuk rosszabb, és a lokálisan keletkezett hőt az annak hatására élénkülő véráram (az erek tágulása és a pulzusszám növekedésének a következménye) kevésbé képes elszállítani, mint az egészséges szövetekből.

A hőkiemelés mértékének kísérleti példája, hogy a tengerimalac f=2,45 GHz-es CW jellel (continuous wave, modulálatlan szinuszos vivőhullám) besugárzott rákos szövetének hőmérséklete 5,5 °C-szal, az egészséges szöveté csak 2,5 °C-szal emelkedett. Az eredetileg mért 0,5 °C hőmérsékletkülönbség a hőkiemelés hatására 3°C-ra emelkedett [2].

Az energiaközlésen alapuló hőkiemelés alkalmazásával az egyébként passzív mikrohullámú termográfia aktívvá válik, azaz a beteget a vizsgálat során valamilyen sugárzás éri, az anesztetikumos hőkiemelés esetén a beteget ugyan nem éri RF- vagy ultrahang-sugárterhelés, de helyette kémiai (pl. Na-pentobarbital) terhelést kap.

A női emlőrák biztos mikrohullámú termográfiás diagnosztizálásához kísérleti úton kutatni kellett, hogy a menstruáció következtében fellépő hőmérsékletváltozás felületi jelenség-e, vagy mélyebb hőmérsékletméréssel is kimutatható, illetve, hogy az életkor növekedésével csökken-e a mikrohullámú termográfiával kapott hőmérséklet, megvan-e a kétoldali hőszimmetria, azaz a jobb és bal mellek hőeloszlása megegyezik-e. A nagyszámú önként jelentkezőn elvégzett vizsgálatok eredménye: a menstruáció nincs hatással a mell mélyebb részeinek hőmérsékletére; az életkor hatásának vizsgálatakor a fiatalabb korban észlelt nagyobb maghőmérséklet elsősorban a szöveti jellemzők eltérő voltával magyarázható (idősebb korban a szövetek zsírtartalma nagyobb, de ez alig befolyásolja a hőemissziót) inkább, mint a gyorsabb életfolyamatokkal; továbbá a bal és a jobb oldal hőszimmetriája +0,2 °C-on belül van, ezért alkalmas az összehasonlításra. Ezért ki lehet indulni abból, hogy kicsi a valószínűsége annak, hogy a test hossztengelyére szimmetrikusan a jobb, illetve a bal emlőben elhelyezkedő, egymásnak megfelelő pontokban rákos daganat egyszerre fordulna elő. Ezért referenciaként az egyik, a kisebb hőmérsékletű pont szolgál, ezáltal az egyének közötti eltérések és egyéb hatások okozta különbségek fel sem lépnek. A mikrohullámú termográfiával végzett melldaganat-diagnosztikai vizsgálatok sokaságának eredménye, hogy DTs>0,5°C diagnosztikai kritérium esetén a daganatok 77,6%-a volt rosszindulatú.

A mikrohullámú termográfia fejlődési irányai

Az egyantennás mikrohullámú termográffal végzett sikeres diagnosztizálás utat nyitott az eljárás technikai továbbfejlesztéséhez. A vizsgálati idő csökkentésére fejlesztették ki a többantennás radiometriát. A megbízhatóság növelésére szolgál a többfrekvenciás (egyidejűleg cm-es és mm-es sávú), többantennás radiometria (a cm-es sávban mélyebbre látunk, a mm-es sávban jobb a térbeli felbontóképesség), illetve a mikrohullámú és az infravörös termográfia együttes alkalmazása. A korrelációs radiometria szintén több antennát használ (antennasor vagy mátrix alakzatban) a már említett fázisvezérelt antennák alkalmazásával. Elméletileg igazolható, hogy veszteséges homogén közegben a korrelációs radiometria javítja a hőgradiens szerinti felbontást.

A mikrohullámú termográfiát gyakran a hipertermiás készülékek "hőmérőjeként", a hipertermiás mikrohullámú jelforrás teljesítményének automatikus szabályozására használják, minthogy a szövetek melegítésekor a hőmérsékletet szűk határok között állandó értéken kell tartani.

Mikrohullámú hipertermia

Az orvosi gyakorlatban a hipertermiának három fajtája létezik: a helyi (lokális), a regionális (testrészre kiható) és az általános (az egész testre kiható) hipertermia vagy mesterséges láz. A test vagy testrész melegítése sokféle módon végezhető, például forró vízbe merítéssel, forró levegő ráfuvatásával, infravörös sugárzással, ultrahanggal, RF-energiával, amelyet induktív, kapacitív csatolással és a mikrohullámú sávban végzett besugárzással lehet a testbe juttatni.

A mikrohullámú hipertermia a mikrohullámú sugárzás terápiás célból létrehozott melegítési eljárás, amelynek fontos alkalmazási területe a rákos daganatok elpusztítása. Az e célra használt in situ rövidhullámú és ultrarövidhullámú besugárzásnál sokkal kedvezőbb, mert azoknál jobban irányítható. Ellene szól, hogy kisebb a behatolási mélysége, ezért mélyen fekvő daganatok kezelésére az applikátort a daganat közelében kell elhelyezni. Ez bizonyos rákfajták esetében a test természetes üregein és nyílásain keresztül nem invazív módon is megoldható.

A hipertermia alkalmazásával bizonyos esetekben megállítható a rákos sejtburjánzás, illetve az eredetileg operálhatatlannak minősülő tumorok mérete oly mértékben csökkenthető, hogy azok operálhatóvá válnak. Erre szolgál az operáció előtti hipertermia. Az operáció utáni hipertermia növeli a gyógyulás esélyét a szóródott rákos sejtek elpusztítása révén, és a sebésznek a tumort körülvevő egészséges szövetekből kisebb részt kell eltávolítania. Kombinált kezelésként alkalmazva erősítheti a gyógyszeres kezelés hatását (esetenként még a gyógyszereknek ellenálló sejtek gyógyszer-rezisztenciáját is megszüntetheti), a radioterápiával kombinálva kisebb dózisú röntgensugárral is jobb eredmények érhetők el. A kombinált kezelések szinte mindegyike a klinikai próbák első vagy második fázisában van.

A mikrohullámú hipertermia hatásmechanizmusa

A mikrohullámú hipertermia hatásmechanizmusa az önálló és kombinált kezelések esetében eltérő lehet. Régóta ismert, hogy a hő akkor ér el terápiás hatást, ha a tumor hőmérséklete 43-45 °C közé esik. A mikrohullámú besugárzás kezdeti szakaszában a hőmérséklet az idő függvényében a folyamatos energiaabszorpció ellenére csökken, mivel a véráram élénkülése javítja a hőszállítást, és csak azután kezd emelkedni, amikor a szervezet hőszabályozó rendszere már nem képes elszállítani az abszorbeált energiát.

Az optimális hőmérsékleti tartomány 42-43,5°C között van (lásd a 2. ábra értékeit t=1 óra esetén). Ennek magyarázata az, hogy T << 42 °C esetén a hőmérséklet emelkedése nem hat a tumorra (a 2. ábrán C-vel jelölt tartomány), sőt a rákos sejtek burjánzásának fokozódása is előfordulhat, T > 42,5 °C esetén (az ábra A-val jelölt tartományában) a neoplazmák (valódi daganat, a szövetelemek burjánzásából eredő térfogatnövekedés) elpusztításához szükséges időt minden további 1 fokos hőmérsékletnövekedés a felére csökkenti. Elméletileg ezért elegendő volna néhány percre 45-46 °C-on tartani a rákos szövetelemeket, de ekkor a tumor szomszédságában lévő egészséges sejtek pusztulásának is nagy a kockázata. A gyakorlatban ezért a 42-43,5 °C-os hőmérsékleti tartományt alkalmazzák, de ezen a hőmérsékleten a hatékony kezeléshez kb. 1 órányi besugárzásra van szükség (2. ábra). A tumor hőmérsékletét folyamatos hőmérsékletmérés alapján vezérelt teljesítményű mikrohullámú sugárzással tartják optimális szinten. A rákos daganatok hőérzékenysége a sajátos inhomogenitás következménye: a rákos szövet perifériáját az egészséges sejtekből álló szövet érrendszere látja el vérrel, a tumor központja elhalt, a közbülső zónában a sejtek az elégtelen érhálózat miatt anoxikusak, oxigénnel rosszul ellátottak. A hő hatására az egészséges szövetekben a véráram 4-6-szor nagyobb, és a véráram hőszállító képességét tovább növeli az erek tágulása. A rákos szövetekben az egyébként is rossz véráramlás változatlan marad vagy csökken, ezért még védtelenebbé válnak a hővel szemben. Végezetül érvényesül még egy hatás is a mikrohullámú hipertermiás kezelés következtében. Jól ismert, hogy bizonyos vírusok, baktériumok, gombák jelenléte kapcsolatba hozható a tumorok létrejöttével, illetve növekedésével, mert gyengítik az immunrendszert. Ezek a mikrobák is elpusztulhatnak, ha a rákos szövetek hőmérséklete eléri a fentebb említett biológiailag kritikus hőmérsékletet.

2. ábra • A kezelési idő és a hőmérséklet kapcsolata hipertermia esetén [36]

Kombinált kezelések

Kombinált kezelésen a rákbetegségek gyógyítására tradicionálisan használt eljárások és a hipertermia párhuzamos alkalmazását, azaz a hipertermia és a radiológia (mikrohullámú és ionizáló sugárzás) vagy a hipertermia és a kemoterápia (mikrohullámú sugárzás és gyógyszeres kezelés) együttesét értjük. Kombinált kezelések esetén a szuperpozíció nem érvényesül, a hatások erősíthetik vagy gyengíthetik egymást. Esetünkben, minthogy terápiáról, a rákos daganatok minél hatásosabb elpusztításáról van szó, csak az egymást erősítő ún. szinergikus hatásokat van értelme vizsgálni.

A) A mikrohullámú és az ionizáló sugárzás kombinációját egérkísérletekben vizsgálták, és szinergikus hatást tapasztaltak [3]. A kísérlethez használt egerekbe cytomegalovírussal kezelt emberi fibroblasztokat (fiatal kötőszöveti sejteket) juttattak, ezzel tumort idéztek elő. A tumorok mind teljes, mind részleges visszafejlődése szempontjából a kombinált mikrohullámú és röntgenbesugárzásos kezelés bizonyult a leghatékonyabbnak. Ennek oka, hogy a kétféle sugárzás jól kiegészíti egymást, mert a DNS-szintetizáló sejtek ellenállóbbak a röntgensugárzással szemben, de érzékenyebbek a hőre. A hipertermia blokkolja a röntgensugárzás következtében sérült rákos sejteknek a besugárzási idő alatti önjavító mechanizmusát. Az állatkísérletek biztató eredményei után megkezdődött a kombinált hipertermia-radiológia-kezelés bevezetése az emberi gyógyászatba.

A mikrohullámú hipertermia és kobalt-60 terápia együttes sikeres klinikai alkalmazásáról számolnak be Moros és társai [18]. Kétféle elrendezésű besugárzást használtak, az egyikben az RF-sugárzás és a g-sugárzás egyirányú, a másikban egymásra merőleges. A kezelések preklinikai tapasztalata a gyógyítás hatásossága mellett, hogy a berendezések technikailag megbízhatóan, interferenciamentesen működnek. Ezt a kezelési kombinációt termoradioterápiának is nevezik.

B) A mikrohullámú hipertermia és a kemoterápia kombinált alkalmazása esetén a hatásmechanizmus eltérő. A mikrohullámú sugárzás a sejtmembrán mikrocsövecskéinek kitágulása révén növeli a sejtek áteresztőképességét a véráramban keringő kemoterápiás anyagok számára. A kezelési eljárás kipróbálása állatkísérletekkel már az 1970-es évek végén szintén elkezdődött. Szmigielszki és társai e kombináció hatásosságát egérszarkóma kezelése alapján vizsgálták [33]. Csak mikrohullámú hipertermia hatására a szarkóma az egerek 50 %-ánál, interferon és mikrohullámú sugárzás együttes alkalmazásakor pedig 66 %-ánál fejlődött vissza. A sikeres állatkísérletek után megkezdték az eljárás bevezetését a klinikai gyakorlatba.

A mikrohullámú hipertermiát és a kemoterápiát például sikeresen alkalmazták együtt a Müncheni Hematológiai Intézetben rákos betegek gyógyítására [10] lokális tumorok és áttételes (metasztatikus) rákos megbetegedések kezelésére is. Az áttételes rákot egésztest-hipertermia és szisztematikus kemoterápia együttesével, a lokális tumorokat (melanoma, lágyszöveti szarkómák stb.) pedig szisztematikus kemoterápiával és regionális hipertermiával kezelték. A szisztematikus kemoterápia a tradicionális, többgyógyszeres kezelést jelenti. Kiváló eredményeket értek el leukémiában szenvedő betegeknél a csontvelő-átültetés utáni nagyadagos kemoterápia és az egésztest-hipertermia kombinált alkalmazásával.

Hasnyálmirigyrákos daganat RF-hipertermia és kemoterápia kombinált kezelésének németországi eredményeiről számoltak be 1997-ben Migeod és társai [16]. A kórtünetek ideiglenes megszűnését a kezelt betegek 49 %-ánál a CT-vizsgálatok objektíven is alátámasztották. A hipertermikus hatás nemcsak a melegítésre bekövetkező hipoxia (a szövetek oxigénszegénysége a vér csökkent oxigéntelítettsége miatt) és az acidózis (a szövetek savbősége) eredménye, hanem a bioelektromos sejtrezonancia következménye is. Az effektusok kutatását jelenleg is folytatják.

A mikrohullámú hipertermia plusz kemoterápia kezelési kombinációt termo-kemoterápiának is nevezik, amely igen hatásos kezelésnek bizonyul a rákos szövetek burjánzásának megfékezésére. A módszer jelenleg klinikai alkalmazás előtt, ún. preklinikai fázisban van, de ígéretes kezelésnek tűnik a betegek túlélési idejének meghosszabbítására.

A hipertermia technikai jellemzői

A hipertermia technikai jellemzői közül legfontosabb paraméter a hipertermia teljesítményigénye. Számításakor az adódott, hogy hatásos energiaátadás (amikor a beeső RF-teljesítményt a besugárzott anyag teljes egészében elnyeli) esetén egy 20 mm átmérőjű tumornál 1,5 W mikrohullámú teljesítmény elméletileg 5 °C/perc hőmérséklet-növekedést eredményez. Az előzőekben ismertetett hatásmechanizmus létrejöttét segíti, hogy a rákos szövetek nagyobb veszteségük következtében az egészséges szöveteknél több mikrohullámú teljesítményt abszorbeálnak. A nagyobb veszteség oka a nagyobb víztartalom. Fontos megemlíteni, hogy röntgen- és mikrohullámú sugárzást alkalmazó kombinált kezeléseknél az ionizáló sugárzás (g-sugárzás 15 Gy sugárdózissal) a 0,2-2,45 GHz frekvenciatartományban nincs hatással a szövet dielektromos jellemzőire. A besugárzási frekvencián túlmenően a hullám behatolása és a szövet hőmérsékletének emelkedése függ az applikátortól és a generátor teljesítményétől. Az emberi kar egy részére f=2,45 GHz frekvencián végeselem-módszerrel számolt izotermák alapján az optimális teljesítménysűrűség 200 mW/cm2 a 42-43,5 °C eléréséhez.

A rákos szövetek mikrohullámú hipertermiás kezelésekor az optimális kezelési hőmérséklet tartása mellett fontos, hogy az egészséges szövetek ne sérüljenek. Az egészséges szövetek "megégésének" rizikófaktorai: forró pontok kialakulása (különösen csontos kitüremkedések környékén), a rossz vérellátású zsíros szövetek gyorsabb melegedése, a belső nagyobb víztartalmú szervek nagyobb abszorpciója. Ezért nagyon fontos, hogy a sugárzás irányítható legyen, amit a célnak legjobban megfelelő applikátor tervezésével lehet elérni. Az applikátor kialakítása függ a kezelendő tumor testben elfoglalt helyétől, attól, hogy a kezeléshez felületi vagy mély (belső) hipertermiára van-e szükség. Az előbbihez felületi, az utóbbihoz belső vagy szövetbe iktatott applikátort használnak. Az applikátor tervezésekor további kívánalmakat is figyelembe kell venni: a beeső és/vagy reflektált mikrohullámú sugárzás ne "szennyezze" megengedhetetlen mértékben a környezetet (a kezelőszemélyzet védelmét meg kell oldani), a beteg érdekében pedig fontos, hogy az indukált lokális mező és a hőmérséklet-eloszlás térben és időben jól szabályozható legyen. A hipertermiás kezelés teljesítményigénye a rendszerben fellépő veszteségeket is figyelembe véve néhányszor 10 W-tól max. 100 W-ig terjed.

A kisugárzott RF teljesítmény szabályozásához folyamatosan mérni kell a besugárzott szövetek hőmérsékleteloszlását. Ennek igen hatékony eszköze a cikk első részében tárgyalt mikrohullámú termográfia. A hőmérsékletmérés másik módja, hogy a szövetben invazív módon hőérzékelőket helyeznek el. Erre a feladatra a száloptikai hőmérők a legalkalmasabbak. A kezelésre kifejlesztett berendezésnek teljesítenie kell a környezetében működő többi berendezéssel való EM-összeférhetőségét, azaz eleget kell tennie az EMC (electromagnetic compatibility) előírásoknak is. A mélyebben érdeklődő olvasó további technikai részleteket talál a [14] szakirodalomban.

Mély hipertermia alkalmazása az urológiában

A mély hipertermiás berendezések közül a prosztatanagyobbodás hipertermiás kezelésére kifejlesztett készülék használata a legelterjedtebb. A berendezés kifejlesztését az indokolta, hogy a prosztatabántalmak igen gyakoriak, és a tüdőrák után a férfiak leggyakoribb daganatos betegsége a prosztatarák. A kezeletlen prosztatarák 5 éves túlélési aránya mindössze 25 %.

A prosztata a húgyhólyag alatt elhelyezkedő, kb. 30 mm átmérőjű, a húgyvezetéket körülölelő mirigy, melynek a külső felületét zsírszövet borítja. A prosztata megnagyobbodásához vezető betegségek főként 50 év feletti férfiaknál fordulnak elő. A prosztata megnagyobbodását a jóindulatú szövetszaporodás (az angolszász szakirodalomban: BPH - benign prostata hyperplasia) okozza. A BPH előfordulása az 50 év körüli férfiaknál kb. 30 %, s az arány az életkor előrehaladtával növekszik, 70 év felett meghaladja az 50 %-ot. A megnagyobbodott prosztata nyomja a hólyagot és a húgyvezetéket, akadályozza, illetve nehezíti a vizeletürítést, emiatt a vizelet megreked a hólyagban. A vizelet nem megfelelő ürítése miatt bekövetkező pangás növeli a fertőzések veszélyét, ami hosszú távon hólyag-, húgyúti-, sőt vesebetegségekhez vezet. Az életkor előrehaladtával a panaszok fokozódnak. Az elhanyagolt prosztatanagyobbodás esetén a prosztata rákos megbetegedése is könnyebben kialakulhat, bár nincs nyilvánvaló kapcsolat a BPH és a prosztatarák között. A prosztatarák gyakran a prosztata külső felületét borító zsírszövet elrákosodásában, az ún. adenocarcinomában jelentkezik. A BPH-betegséget gyógyszerekkel, sebészi beavatkozással és egyéb, a következőben röviden ismertetendő eljárásokkal kezelik. A hagyományos prosztataoperáció számos veszéllyel jár: az anesztézia ritkán előforduló következménye halál, véralvadási zavarok, tüdőembólia, szívkomplikációk, hólyagperforáció, összenövések, magömlési zavarok, terméketlenség stb. A fiatalabb férfiak nem vállalják az operációval járó kockázatokat, ehelyett egyéb terápiás lehetőséggel kívánnak élni.

A gyógyszeres kezelést itt nem említve a legkisebb beavatkozással a mikrohullámú lokális hipertermia jár. Rákos daganatok kezelésére 1982-ben a végbélen keresztül a prosztata közelébe juttatott, később vízzel feltöltött ballonban elhelyezkedő applikátort fejlesztettek ki [27], amely - a tumor elhelyezkedésétől függően - az adenocarcinoma kezelésére különösen hatásos lehet. Az applikátor egy felhasított fémhenger, amelyet polietilén csőben elhelyezett félmerev koaxiális kábel táplál. A hasíték réssugárzóként működik. A polietilén csőben futó, vékonysága miatt viszonylag nagy veszteségű, félmerev koaxiális kábel által disszipált teljesítményt 3 °C hőmérsékletű cirkuláló hűtővíz szállítja el, megakadályozva, hogy a felmelegedő kábel égési sérüléseket okozzon. A ballonba juttatott víz arra szolgál, hogy az applikátor felhelyezése után a réssugárzó a végbél prosztata felé eső falával szorosan érintkezzen.

A BPH kezelésére az Egyesült Államokban kifejlesztett és az FDA (U. S. Food and Drug Administration) által elfogadott berendezést 1991 óta használják. A klinikai próbák az Egyesült Államokon kívül Japánban és Európában több urológiai központban folytak. A berendezés applikátora húgyúti katéterként jut a prosztata belsejébe, ezért a kezelés neve az orvosi gyakorlatban TUMT (transurethral microwave thermotherapy).

A prosztatához juttatott applikátor kisugárzott mikrohullámú teljesítménye a néhány milliméter vastag húgyvezeték falát (tunica mucosa) a kb. 1/2 órás kezelési idő alatt 50-55°C hőmérsékletre melegíti. A prosztata mérete a melegítés következtében előálló alvadásos elhalás (coagulation necrosis) révén csökken, és a BPH okozta panaszok megszűnnek vagy számottevően enyhülnek. A kezelést különösen azon betegeknél célszerű alkalmazni, akik nem reagálnak a tradicionális gyógyszeres terápiára, és a gyakorlatban megszerzett tapasztalatok szerint akkor hatásos, ha a prosztata nagyobbodását nem bakteriális eredetű fertőzés okozta [12]. A berendezés alrendszere: mikrohullámú generátor, húgyvezetéki katéter, hűtőrendszer, végbélbe helyezhető száloptikai hőmérő rendszer, a kisugárzott mikrohullámú teljesítmény és a hőmérséklet monitorozására és a generátor teljesítményének vezérlésére szolgáló rendszer. A húgyvezetéki katéter a felfújható ballonból és a mikrohullámú antennával lezárt vékony koaxiális kábelből áll. A mikrohullámú antenna a ballon alatt helyezkedik el. A ballont a katéter megfelelő elhelyezése után fújják fel, és az a feladata, hogy megakadályozza a katéter elmozdulását a kezelés ideje alatt. A hűtőrendszer a katétert, illetve a prosztatának az applikátorhoz legközelebb eső részét és az applikátor RF táplálására szolgáló koaxiális kábelt hűti. A mikrohullámú hipertermia és a hűtés együttes hatásával, valamint a működési frekvencia megfelelő megválasztásával fenn lehet tartani a prosztata belsejében a kívánt hőmérsékleteloszlást. A berendezést eredetileg két frekvenciára 915 és 1296 MHz-re tervezték. A klinikai tapasztalatok alapján az 1296 MHz kedvezőbb, különösen a nagyobb hőmérsékletű kezeléseknél [6].

A hipertermiás kezelés időben három szakaszra osztható: a prosztata hőmérsékletének emelkedése, a hőmérsékleti egyensúly kialakulása a betegség fázisának megfelelően megválasztott hőmérsékleten, illetve a normál testhőmérsékletre való visszahűlés. A teljes kezelési idő kb. 1/2 óra, ebből a visszahűlés ideje néhány perc. A prosztata maximális hőmérsékletét és hőmérsékleteloszlását a kezelés alatt a kisugárzott mikrohullámú teljesítményen és az expozíciós időn kívül még számos paraméter befolyásolja, például az ekvivalens hőátadási tényező a katéter belsejében, a prosztata mérete, a prosztatát körülvevő zsírszövet vastagsága, a zsírszövet latens hője stb. [38]. A mikrohullámú hipertermiás kezeléssel jó és tartós eredményeket értek el a nem bakteriális eredetű BPH kezelésében.

Mikrohullámú angioplasztika

A szív- és érrendszeri megbetegedések fő oka az atherosclerosis, közismert néven érelmeszesedés, mely a verőerek falának keményedésével, az érfal rugalmasságának csökkenésével, az ér belső keresztmetszetének szűkülésével jár. Az elmeszesedett ér kevesebb vért képes szállítani és kevésbé alkalmazkodik a szervezet fizikai terheléséhez. A szívkoszorúerek (arteria coronaria cordis) szállítják az oxigént és a tápanyagokat a folytonosan működő szívizmokhoz, ezért meszesedésük mellkasi fájdalmat (angina pectoris), súlyosabb esetben szívinfarktust (infarctus myocardii), a szívizom egy részének elhalását, a szívizmot vezérlő elektromos jelek instabilitását, azaz szívritmuszavart (attrium fibrillation, ventricu laris arrhythmia stb.) okoz. Az ér elmeszesedése fokozatosan alakul ki: a vérzsír foltokban megjelenik az érfalon, majd rostos plakk (fibrosus plaque) és keringési szűkület (stenosis) alakul ki. Ha a szűkület erősen korlátozza a véráramlást, percek alatt vérrög jöhet létre, amely teljesen elzárhatja a koszorúeret, emiatt elhalhat a szívizom.

Az elmeszesedett szívkoszorúér kezelésére, gyógyítására az orvosok a következő eljárásokat alkalmazzák:

• gyógyszeres kezelés (pl. nitroglicerin hatására a szívkoszorúér véredényei kitágulnak, a szívizom vérellátása javul).

• sebészi beavatkozás a betegség előrehaladottabb stádiumában (leggyakoribb a szűkült koszorúérszakasz söntölése a test más részéből, rendszerint a lábszárból származó egészséges érrel, ún. bypass vagy több bypass készítése, ha a szűkület több érszakaszt érint).

• Dotter és Judkins által elsőként 1961-ben alkalmazott, majd Grüentzig és társai által 1979-ben továbbfejlesztett [9] hagyományos ballon-angioplasztika (a bőr felületén, rendszerint a combon, vagy a kulcscsontnál ejtett kis vágáson keresztül az aortán át felfújható ballonban végződő katétert vezetnek a szűkült szívkoszorúérbe, majd a ballon többszöri felfújásával és 0,5-1 percig felfújt állapotban tartásával a szűkült részt kitágítják). Az eljárás az angol szakirodalomban percutaneous transluminal coronary angioplasty néven, illetve a PTCA betűszóval ismert. A PTCA történetét és benne Grüentzig küzdelmes életét Szatmáry László írja le [32].

• Ballon-angioplasztika hőközléssel. A helyi melegítés történhet mikrohullámú energiával vagy lézerrel. Az előbbit mikrohullámú ballon angioplasztikának (MBA), az utóbbit lézer ballon angioplasztikának (LBA) nevezik. A hőközlés mindkét esetben a felfújást megelőzően és a felfújás alatt történik.

• A szívkoszorúér-szűkületbe implantált csőszerű, spirálrugóhoz hasonló fém eszközök (stentek), melyek elhelyezésére speciális katéterek szolgálnak.

• A szívkoszorúerek szűkületét okozó plakkok lézeres leválasztása.

• Ballon-angioplasztika és miniatűr forgó vágó eszköz együttes alkalmazása. Ennek az eljárásnak a neve koszorúér atherectomia.

A sebészi eljárás, a szívkoszorúér bypass nagyon hatékony, de igen drága, bonyolult, a mellkas felnyitásával járó műtét. A mellkas felnyitásához át kell vágni a szegycsontot, és az operáció idején a keringést mesterséges szívvel kell fenntartani. Más nagy műtétekhez hasonlóan ennek a beavatkozásnak is nagy a rizikófaktora. A három utóbb felsorolt esetben gyakori a trombusképződés, a lézeres akadályeltávolításnál keletkező gőzök és gázok további veszélyforrást jelentenek. A lézeres katéterezéshez olyan optikai szálra van szükség, amely a szívkoszorúérbe bevezetés közben adódó éles kanyarokban is továbbítja a lézer energiájának nagyobb részét. Az éles kanyarokban ugyanis az energia egy része kilép a szálból és melegíti a környezetét. A felsorolt terápiák közül e cikk tárgykörébe a mikrohullámú ballon-angioplasztika tartozik, amely új eljárásként a bevezetés preklinikai fázisában van.

A mikrohullámú ballon-angioplasztika (MBA) a PTCA-nál fellépő akut és krónikus elváltozásokat nagymértékben csökkenti. Akut elváltozásként jelentkezik a felfújt ballonnak az érfalra gyakorolt kb. 500 kPa (5 atm) nyomása hatására ritkán bekövetkező érfalrepedés vagy szakadás. Ezek főként akkor fordulnak elő, ha az ér fala erősen meszes, rugalmatlan. A PTCA-t követően az esetek 5 %-ában koronaér-elzáródás lépett fel, amely a ballonnak a kezelés alatti többszöri felfújásával 3 %-ra volt csökkenthető. Mindkét esetben azonnali sebészi beavatkozásra van szükség a beteg megmentése érdekében. Krónikus elváltozásként a PTCA-t követő 6 hónapon belül a betegek 30-40 %-án a kezelés helyén újbóli szűkület (restenosis) alakult ki, ezért a PTCA kezelést meg kellett ismételni. A restenosis az érfal "visszaugrása", a beavatkozás helyén vérzsírokból képződő lerakódások, valamint a kezelés helyén utóbb fellépő érfali sejtszaporodás miatt jön létre.

Az MBA lényege, hogy a felfújható ballon belsejében elhelyezkedő mikrohullámú antennával ellátott speciális katétert a PTCA-nál alkalmazott eljárással (kontrasztanyagos röntgen monitorozás mellett) a szűkület helyére tolják, majd a ballon felfújása előtt lokális mikrohullámú hőkeltéssel a plakkot "lággyá" teszik. A mikrohullámú sugárzás a ballon felfújása után is tart, ezért a ballon maradandóbb alakváltozását hoz létre az éren. Az eljárást 1987-ben Rosen és Walinsky az Egyesült Államokban szabadalmaztatta [25]. Az állatkísérletekhez elmeszesített koszorúerű nyulakat használtak, rajtuk dolgozták ki az eljárást [24]. A kezeléshez szükséges berendezés prototípusa elkészült, az állatkísérletek befejeződtek [11]. Az MBA előnyei: csökken az ér "visszaugrása", a belső érfal gyorsabb újrameszesedése, azaz a restenosis kialakulása pedig összehegeszti a beavatkozás során esetleg keletkező érfali sérüléseket (anastomosis); a szívkoszorúerek belsejében elzáródást okozó trombusok kevésbé képződnek (ha mégis megtörténik, a mikrohullámú sugárzás hatására perifériálisan megalvadnak), amelyek a PTCA-nál és a lézeres ballon angioplasztikánál a legtöbb problémát okozzák. További előny, hogy az érben a beavatkozást megelőzően meglévő trombust is lehet "kezelni", az értágítás a trombus helyén is sikeresen végrehajtható kis érelzáródási kockázat mellett; biológiai stentet hoz létre megakadályozva ezzel az ér rugalmas visszaugrását.

Az MBA céljára kifejlesztett kis átmérőjű katéter alkalmas lehet a test mélyebb területein levő daganatok lokális hipertermiával történő kezelésére is, ha noninvazív módon bevezethető a test természetes üregein át, illetve olyan daganatoknál, amelyek minimális beavatkozással megközelíthetők a katéterrel [23].

Szívritmuszavar kezelése RF-energiával

A szívritmusnak a helyes értéktől való rendellenes eltérését szívritmuszavarnak nevezik. A helyes érték fajonként eltérő és számos tényező függvénye, ilyen például a test tömege, így az értéke egy fajon (pl. emberen) belül egyedenként is eltérhet. A ritmuszavarokat az előfordulási idő (rövid néhány percig tartó, rohamszerűen előforduló; néhány napig vagy hétig, illetve tartósan, akár több éve fennálló ritmuszavar) a zavar helye (pitvari fibrilláció, kamrai fibrilláció stb.) a zavar jellege (tachikardia vagy bradikardia, gyors vagy lassú szívműködés, egyszerű vagy összetett) és a kiváltó ok alapján szokás jellemezni.

A szívritmuszavarok kezelésének megértéséhez tekintsük át röviden a szívritmust meghatározó mechanizmust. A szívizom összehúzódásához nem kell külső inger, maga képzi a kiváltó ingerületet. A szívben olyan, kis méretű izomsejtek is találhatók, amelyek spontán ingerképzésre képesek. A szív elsődleges ingerképző központja, természetes ütemadója a szinuszcsomó (nodus sinuatrialis) a jobb pitvar falában és a vele összeköttetésben lévő pitvar-kamrai csomó (nodus atrioventricularis) a jobb pitvar és kamra határán. Az idegrendszerből mindössze a nyúltagy hat a szív működésére (véreloszlás, vérnyomás, szívműködés szabályozása). A vegetatív idegrendszer a szimpatikus rendszer (a mellékveséből származó átvivő anyaga, az adrenalin gyorsítja az életfolyamatokat, így a szívműködést is) és a paraszimpatikus rendszer (átvivő anyaga az acetilkolin, melynek hatására a szív lassul, a koszorúerek és a vázizom erei szűkülnek, az oxigénfogyasztás csökken stb.) dinamikus egyensúlyán keresztül adaptív módon (a fizikai terheléshez és a környezethez alkalmazkodva) szabályozza a szervezet működését. A pillanatnyi szívritmust ezek közvetítésével külső tényezők is befolyásolják: például a fény- és/vagy hanginger hatására az ijedség következtében gyorsul szívdobogás.

A szívben lévő összes elektromosan aktív sejt között a szinuszcsomó sejtjei adják a legnagyobb frekvenciájú impulzust, ezért a többieket megelőzve "karmesterként" diktálják az ütemet. A szinuszcsomó impulzusai a szív vezető rendszerén át jutnak a pitvar-kamrai csomóba, mely stimulálja a szívizmokat a szabályos szívverés létrehozására.

A szabályos szívverés és annak zavarai régóta izgatják az emberiséget. A szív szabályos működésének, a természetes vezérlő rendszer megismeréséhez a kísérletek során a szív egyes részeinek leválasztása (ablatio) szolgált. E cikkben csak az RF és mikrohullámú ablatio rövid ismertetésére van mód.

A szabályos szívverés és annak zavarai régóta izgatják az emberiséget. A szív szabályos működésének, a természetes vezérlő rendszer megismeréséhez a kísérletek során a szív egyes részeinek leválasztása (ablatio) szolgált. E cikkben csak az RF és mikrohullámú ablatio rövid ismertetésére van mód.

A ma ismert elméletek a következőkben foglalhatók össze:

• A szinuszcsomó, a természetes ütemadó gyorsabb ütemben ad jeleket (lehetséges ok a szinuszcsomón belül kialakult nem kívánt visszacsatolások létrejötte).

• A szinuszcsomón kívül egy vagy több tőle független vezérlőközpont (a kardiológusok fókuszpontoknak nevezik ezeket a pontokat) is küld vezérlő jeleket vagy a pitvar-kamrai csomóba vagy a szívizmok mozgatásához, a szinuszcsomó jeléhez képest más frekvenciával és egymáshoz képest véletlen fázissal.

• A vezérlési utak mentén nem kívánt visszacsatolások következtében az eredeti vezérlőjel a visszacsatolási út késleltetésének megfelelő időpontban visszajutva, újra belépve a vezérlőkötegbe vagy csomóba nem kívánt triggerjelet hoz létre, amely aritmiára vezet.

• Egymáshoz kapcsolódó körhullámok változó formájú és különböző elnevezésű visszatérő aktivációja, nevezetesen:

kétdimenziós síkon

- valamely anatómiai akadály (a pitvaron található természetes lyukak, pl. erek) mint középpont körül "örvénylő" körhullám;

- valamely gyors gerjesztésű mag körül kialakuló ún. vezérlő körhullám;

- két vonalszerű akadály körül kialakuló (nyolcashoz hasonló) kettős körhullám;

- a körhullám általánosan lehet spirális.

Három dimenzióban (a mélységet is figyelembe véve) a körhullám tornádóhoz hasonló; alakja a forgástengely alakjától függően lehet I, L, U, vagy 0 típusú.

Scheuring a szívritmuszavarokat a káoszelmélet alapján tárgyalja, bár a káosz okaként változatlanul a több vezérlő központ jelenlétét és a visszacsatolást jelöli meg. A normál működésű szívet is gyengén kaotikusnak tekinti [28].

A kezelés alapja a visszacsatolási út átvágása vagy a nem kívánt fókuszpont megsemmisítése "a szövet égetésével", esetünkben kisebb frekvenciájú RF- vagy mikrohullámú ablatio alkalmazásával. A beavatkozás előtt fel kell térképezni a betegség (pl. szívinfarktus) következtében kialakult nem kívánt fókuszpontokat és/vagy a visszacsatolási utakat. Az egyfajta diagnosztikai eljárásnak tekinthető térképezés tradicionális és lokális EKG-felvételek sokaságának számítógéppel segített feldolgozásával történik. Ezután a kardiológus kijelöli az ablatioval elpusztítandó szöveti részeket. Természetesen ezzel az eljárással csak azok a szívaritmiák kezelhetők, melyeknek kiváltó okai - a fókuszpontok és a nem kívánt vezetési utak - olyan helyeken találhatók, melyek a katéterrel noninvazív módon megközelíthetők. Az RF-ablatio és a mikrohullámú ablatio fizikai működésében csak annyi a közös, hogy mindkettőnél a szövetben keletkező hő pusztítja el a szívizomban a ritmuszavar szempontjából nem kívánatos szöveti részeket.

A) A katéteres RF-ablatio esetén néhány száz kHz és néhány MHz közötti frekvenciatartományba eső RF árammal hozzák létre a sérülést a szívizomszövet kívánt helyén, az elektróda alatti (unipoláris eset) vagy a két elektróda közötti (bipoláris eset) izomszövet ellenállásán disszipált hő segítségével. Az RF energiája vezetéssel jut a szövetbe. A hő magában az izomszövetben keletkezik, de eloszlása a szöveten belül kialakult áramsűrűségnek megfelelően nem egyenletes. Legnagyobb az elektród hegyénél, mert az áramsűrűség is ott a legnagyobb, tőle távolodva az áramsűrűség csökken, ezáltal az RF-ablatióval ejthető égési sérülés mélysége korlátozott. A szívizomszövet átlagos bemeneti ellenállása 100 ohm körüli érték; 0,2-0,6 A értékű bemeneti RF áram esetén az elektródán szükséges RF feszültség effektív értéke 20-60 V közé esik. Ekkora feszültségnél se szikrázás, se nyomás okozta trauma nem lép fel, ezért a kezeléshez nincs szükség általános anesztéziára. Ez nagy előny az egyenáramú (DC) ablatióval szemben, ezért az RF-ablatio 1988-as klinikai bevezetése óta a DC-ablatio gyakorlatilag kiszorult az alkalmazásból. Az unipoláris elektród alkalmazása a gyakoribb, a másik pólus az emberi test maga, melyhez nagy felületű földelt elektród (gyűjtőelektródnak is nevezik) csatlakozik. Ha a legnagyobb hőmérséklet eléri vagy meghaladja a 100 °C-t, akkor a felforrt vérplazmából denaturált fehérjeréteg kerül az elektród felületére, mely nagy ellenállása miatt gyakorlatilag megszakítja az áramot, ezzel a további melegítést is. A melegítéshez az elektródnak jól kell érintkeznie az izomszövet felületével, ezért a maximális hőmérsékletet 100 °C alatt kell tartani. A legnagyobb melegítési térfogat eléréséhez a találkozási pont hőmérsékletének el kell érnie a 80-90 °C-t, melyhez 0,5-1 perc melegítési időre van szükség. Az RF ablatív technika sikerrel alkalmazható kevésbé összetett szívritmusproblémák kezelésére [21].

B) A katéteres mikrohullámú ablatio esetén az energia sugárzással jut el a célterületre, ezáltal az RF technika mindkét hátrányát kiküszöböli, nevezetesen nincs szükség kontaktusra a sugárzó és a szövet között, mélyebb sérülések hozhatók vele létre. A MAB-hoz kifejlesztett katéter itt is alkalmazható, csak kb. 1,5-szer nagyobb, 60-80 W generátorteljesítményre van szükség. A kezelés során a vérrög kialakulásának elkerülése érdekében a maximális hőmérsékletet itt is néhány fokkal 100 °C alatt kell tartani. A kezelés kidolgozására az állatkísérletek 1991-ben kezdődtek, emberen történő első kipróbálásáról a Fidus Medical Technology Report számolt be 1997-ben. Alkalmazása akkor előnyös, ha az elpusztítandó aritmogén fókusz mélyebben fekvő és nagyobb méretű. Ez a két feltétel gyakran fennáll pitvari flutter, pitvari fibrilláció és kamrai tachikardia esetén. Az FDA az Egyesült Államokban a kezelés első klinikai próbáit 1998-ban engedélyezte.

Az RF energia felhasználása a sebészetben

Az RF energia sebészeti alkalmazásait tekintve azonos módon működik, mint az RF és mikrohullámú ablatio. A kis frekvenciájú RF sebészet, más néven elektrosebészet az energiát vezetéssel juttatja a szövetbe. A hozzá kifejlesztett néhány száz kHz és néhány MHz közötti tartományba eső frekvenciájú generátor teljesítményétől, modulációjától és impedanciájától függően háromféle üzemmódra képes: tisztán vágás, vágás és koaguláció, csak koaguláció. A koagulációnak is több fokozata van: finom szöveti dehidráció, gyengébb égés, perzselés és szenesedés. Eközben a szöveti hőmérséklet 100 °C-tól 500 °C-ig terjedően változik. A koaguláció egy speciális formája, az ún. fulguráció, a szikrával történő vérzéscsillapítás. Ennek nagy előnye, hogy a több közeli felületi pontból kiinduló vérzésnél a szikra vagy ív mindig a még vérző hely és az elektróda között jön létre (a lokális elektromos térerősség ott a legnagyobb), azaz automatikusan ott alakul ki, ahol éppen szükség van rá, ezért felületi vérzések csillapítására különösen hatásos. Erre a célra rendszerint félgömbben végződő elektródát használnak. Hazánkban is több helyen használják a bőrgyógyászatban (szemölcsök, anyajegyek eltávolítása, kozmetikai célú kezelések [epilálás, elmeszesedett bőrfelszíni erek eltávolítása] stb.), a gégészetben (polipectomia, tonsilectomia), az urológiában endoszkópos műtéteknél (hólyagi elváltozások daganatok húgycsövön át történő kezelése, eltávolítása stb.), a nőgyógyászatban endoszkópos műtéteknél (pl. méhszájseb kezelésére, biopsziára, szövettani vizsgálathoz szövetminta kimetszésére), daganatok, genitáliai elváltozások eltávolítására.

A mikrohullámú sebészet az energiát sugárzással juttatja a szövet belsejébe. A mikrohullámos vágás és koaguláció olyan igen vérzékeny szerveken végzett műtétek során előnyös, amelyeknél mély koagulációra van szükség. Ilyen szerv a lép és a máj. Japán vezető szerepet játszik a mikrohullámú sebészetben [34]. A mikrohullámú sebészeti eljárások endoszkópos és laparoszkópos változatait is kidolgozták. Az agydaganat invazív mikrohullámú hipertermiás koagulációjának felfedezője az amerikai Taylor professzor. Az első klinikai alkalmazásra 1978-ban a University of Maryland Hospitalban került sor [1]. A sebészeti beavatkozáshoz alkalmazott berendezések 2450 MHz frekvencián kb. 80 W átlagteljesítménnyel működnek.

Egyéb orvosi alkalmazások

Ez az alfejezet a rádiófrekvenciás energiának a diagnosztika vagy a terápia csoportba nehezen vagy vitatható módon besorolható orvosi alkalmazásait tárgyalja azzal a céllal, hogy tájékoztassa az olvasót arról, milyen sokirányúan lehet az elsősorban sugárzás útján a biológiai anyagba bejuttatott energiát ezen a szakterületen felhasználni.

A mikrohullámok patológiai és citológiai alkalmazása

A patológiai laboratóriumi munka jelentősen gyorsítható mikrohullámú szövetprocesszor felhasználásával. A szövetminták a mikroszkópos vizsgálatot megelőzően feldolgozó (előkészítő) eljáráson esnek át, ennek eredményeképp mikroszkópos értékelésre alkalmas formába kerülnek. A feldolgozó (előkészítő) munkát a patológiai laboránsok vagy hisztotechnológusok, a mikroszkópos vizsgálatot a patológus orvos végzi. Ha a mintákat a feldolgozás különböző fázisaiban mikrohullámú besugárzással kezelik, az előkészítési idő számottevően rövidíthető [14]. A mikrohullámú sugárzásnak nemcsak a hőhatása, hanem a sejtmembrán áteresztőképességét javító hatása (lásd részletesebben a többször hivatkozott cikkben [37]) is érvényesül a szövetprocesszálási folyamatokban, pl. a festés során. A szövetminta mikrohullámú besugárzását a citológiában akkor használják, ha gyors (a mintavételt követő néhány percben megállapított) diagnózisra van szükség (például operáció közben, ha a sebész vár a vizsgálati eredményre). Mikrohullámú sugárzás nélkül az ún. élő festési eljáráshoz szükséges teljes idő a szárítással együtt 45-60 perc, míg a mikrohullámú besugárzással 2-3 perc. Ennek köszönhetően a régen két műtéti beavatkozást igénylő gyógyítás egy műtéttel is megoldható, amely mind a beteg terhelése, mind gazdasági szempontból kedvező. A mikrohullámú szövetprocesszorokban a minta besugárzása EM szempontból zárt térben, ún. üregrezonátorban, szigorúan előírt hőmérsékletváltozási sebességek és hőmérsékleti értékek betartásával történik. A sugárzás frekvenciája itt is 2450 MHz, a teljesítmény szabályozása a jel impulzus-amplitúdómodulációja kitöltési tényezőjének (az impulzusszélesség és a periódusidő hányadosa) változtatásával történik [14].

Fagyasztott szövetek kiolvasztása és felmelegítése

A mikrohullámú sugárzás termikus hatásának érdekes alkalmazása a fagyasztott szövetek kiolvasztása és felmelegítése. Legelőször a vér és vérkészítmények kezelésére alkalmazták, és csak később dolgozták ki a szervbankokban tárolt be- vagy átültetésre váró szövetek és szervek mikrohullámos kiolvasztását és felmelegítését.

A fagyasztott vér felmelegítésekor létezik egy felső hőmérsékleti korlát, mely felett az emberi vér vörösvértestjeinek termostabilitása felborul, azaz bekövetkezik az eritrociták hemolízise. A hemolitikus hatás termikus természetű. A kiegyenlített sóoldatban szuszpendált eritrociták hemolízisének küszöbhőmérséklete 37 °C, efölött a százalékos előfordulás lineárisan függ a hőmérséklettől. A teljes vér hemolízisének küszöbhőmérséklete 50 °C és 55 °C között van, függetlenül a hőmérséklet növekedési ütemétől (a kétféle vérkészítmény közti különbség a plazmafehérjék, elsősorban az albumin ismert védőhatásának köszönhető). A vérkészítmények felmelegítésekor a maximális hőmérséklet ezért nem haladhatja meg a 37 °C-ot

A sejteket, szöveteket vagy szerveket konzerváló szerekkel vagy mélyfagyasztással (kriotechnikával) őrzik meg. Az előbbi esetben a mikrohullámú energiát felmelegítésre, az utóbbiban kiolvasztásra és felmelegítésre használják. A kriotechnika alkalmazását az teszi lehetővé, hogy a sejtek és a szövetek, bár rendszerint nagy térfogatszázalékban tartalmaznak vizet, jóval 0 °C alatt is életszerű állapotban maradnak, ha jégkristályok nem keletkeznek, azaz a halmazállapotváltozás ún. üvegesedéssel, hirtelen következik be. Ezt a hűtési sebesség megfelelő megválasztásával (ha túl nagy a sebesség, ozmotikus, ha túl kicsi, jégkristályok okozta sérülés lép fel) és ún. krioprotektív anyagok (pl. glicerin, dimetil-szulfoxid) alkalmazásával érik el.

A felmelegítés sebessége ugyanolyan kritikus tényező, mint a hűtésé. Az első sikereket kis méretű és tömegű szövetek kriokonzerválásával és kiolvasztás utáni felhasználásával érték el. A sikeres állatembrió-konzerválás, kiolvasztás és felhasználás után tértek át az emberi embriók tartósítására. Az állatkísérletekben eredményesnek bizonyult eljárást alkalmazva, nyolcsejtes állapotban lefagyasztott majd felmelegített emberi embrió beültetésével 1982-ben hoztak létre először terhességet. Ma már több gyermek köszönheti életét ennek az eljárásnak. Az emberi spermium és petefészekszövet fagyasztását a leggyakrabban a jó túlélési esélyű rákos betegek (például leukémiában szenvedő fiatalok) kérik a röntgen- és kemoterápia megkezdése előtt, mert e kezelések után rendszerint elvesztik termékenységüket [29].

A nagyobb méretű szervek kriokonzerválására és kiolvasztására irányuló kísérletek folyamatban vannak, de a vese - e szerv iránt legnagyobb az igény - kriokonzerválása a mai napig megoldatlan [14].

A vér felmelegítésére kifejlesztett mikrohullámú folyadékmelegítő készülék transzfúzió és infúzió esetén is felhasználható. Érdekes alkalmazás a lehűlt test előmelegített folyadékkal történő felmelegítése. Ez utóbbi feladat megoldására folynak a mikrohullámú egésztest-hipertermiával kapcsolatos kísérletek. Mac Afee és társai 9,31 GHz vivőfrekvenciájú, impulzus-amplitúdómodulált (fm =1050 Hz t=0,5 ms), 150 mW/cm2 átlagos teljesítménysűrűségű mikrohullámú jellel sugároztak lehűlt rhesus majmokat (az átlagos fajlagosan elnyelt teljesítmény SARa=20 W/kg) felmelegítés céljából, és a hőhatáson kívül semmiféle másodlagos hatást nem észleltek [13]. Az RF egésztest-hipertermiának a rákos betegek utókezelésében van nagy jelentősége.

Fájdalomcsillapítás

A rádiófrekvenciás (diatermia) és mikrohullámú hipertermia nagyon hatásos neurológiai, reumatológiai és ízületi fájdalmak kezelésére. A kezelt betegeknél nem kívánt mellékhatásokról nem számol be a szakirodalom.

A mikrohullámú sugárzás szülési fájdalmakat csökkentő hatásáról számol be Daels, a fájdalom enyhítését a szülés alatt a méhfal mikrohullámú melegítésével érte el [4].

A szakirodalom ismerteti a nem termikus hatáson alapuló, kis energiaszintű mikrohullámú akupunktúrás kezelés általános fájdalomcsökkentő eredményeit is [17]. A szerzők mikrohullámú rezonancia terápiának (MRT) nevezik eljárásukat, melynek lényege, hogy a betegeket a terápia kezdetén naponta legalább egyszer 50-70 GHz sávban 10-16-10-18 W/Hz spektrális teljesítménysűrűségű fehér zajt szolgáltató generátor jelével a betegségüknek megfelelő akupunktúrás pontra irányított kis antennával kb. 25 percig sugározzák. Ha reakciót észlelnek, a sávon belül megkeresik

azt a frekvenciát, amellyel a betegség a lehető legkisebb energiaszintű besugárzással kezelhető. Kiváló eredményeket értek el reumatoid arthritis, egyéb ízületi, nyaki és hátfájdalmak, lumbágó, valamint gerincszűkület okozta fájdalmak kezelésében. Az MRT-nek nincs káros mellékhatása, és a fájdalomcsökkentés eredménye főként attól függ, milyen régóta szenved a beteg a kezelt testrész fájdalmától. A rövidebb ideje tartó fájdalmak jobban és hosszabb időre szüntethetők meg.

Gyógyulási folyamatok felgyorsítása

Széles körben elfogadott, hogy az EM terek hatásosan stimulálják a sebek, sérülések gyógyulását, rövidítve ezzel a gyógyulási időt [19]. A nagyon kis frekvenciájú (ELF: extremely low frequency) mágneses tér növeli a seb gyógyulásakor a kollagén (a kötőszövet alapállománya) termelődését, az ELF-fel impulzusmodulált mikrohullámú sugárzás elősegíti a kollagén képződését és a fehérjeszintézist a szövetekben és sejtkultúrákban [20], gyorsítja a lágy szövetek sérülés okozta bevágásainak gyógyulását [4] és a hosszú csontok törésének összeforradását [22].

Fertőtlenítés mikrohullámmal

A mikrohullámú sugárzás ionizáló (kvantumos) hatása molekuláris szinten kizárt (ebben a frekvenciasávban az E=hf energia kicsi a molekuláris kötések felszakítására [37]). Ez egyben azt is jelenti, hogy a mikrohullámú sugárzásnak "önmagában" nincs sterilizáló hatása. A mikrohullámú energiát mégis felhasználják fertőtlenítésre oly módon, hogy a sterilizálandó anyagot vízzel vagy gőzzel nedvesítik, és az így kapott anyagot mikrohullámmal besugározzák. A csíraölő hatás a víz nagy dielektromos veszteségével magyarázható, a nedves anyagban vagy annak nedves felületén keletkező hő révén érvényesül. Az orvosi gyakorlatban a mikrohullámú, belső hőkeltésű nedves-meleg fertőtlenítést a terápia során felhasznált eszközök, anyagok sterilizálására (pl. egy mikrohullámú peritoniális dialízis kicserélő oldali fertőtlenítő eszköz 1999-ben került piacra), valamint a gyógyítás során keletkezett kórházi szemét kezelésekor alkalmazzák [14].

A kórházi szemét mikrohullámú sugárzással történő fertőtlenítésekor légszennyezés nem lép fel, nem keletkeznek veszélyes folyadékok. A kezelt végtermék földi szeméttárolóba elhelyezhető vagy erőművek tüzelőanyagául felhasználható (ez utóbbi esetben a mikrohullámú fertőtlenítésre a veszélytelen szállítás érdekében van szükség). Nagy egészségügyi intézményeknél alkalmazása igen gazdaságos. Kanada élen jár e technológia alkalmazásában.

Kitekintés

A nagy energiaszintű, hőhatást kiváltó RF és mikrohullámú sugárzáson alapuló terápiák és orvosi alkalmazások mellett (hatásmechanizmusaikat mára ismertnek tekinthetjük, de még folynak a berendezések fejlesztésére irányuló kutatások) az utóbbi évtizedben világszerte terjednek a kis energiaszintű, nem termikus hatáson alapuló terápiák. Ehhez nagymértékben hozzájárult a Szovjetunió felbomlása, ahol a nem termikus hatások kutatása korábban kezdődött, és rengeteg terápiás tapasztalat is összegyűlt. Az ott dolgozó kutatók és orvosaik egy része az ismert gazdasági problémák miatt Nyugat-Európában és az Amerikai Egyesült Államokban vállalt munkát. A nem termikus hatások hatásmechanizmusának pontosabb megismerése foglalkoztatja ezen az interdiszciplináris szakterületen dolgozó kutatókat (biológusokat, orvosokat, mérnököket). Ezt a távközlés és a mobiltelefónia rendkívül gyors fejlődése, az üzemeltetők és a környezetvédők gyakori szembenállása is stimulálja.

Kulcsszavak: fajlagosan elnyelt teljesítmény, behatolási mélység, teljesítménysűrűség, komplex permittivitás, forró pontok, applikátorok, mikrohullámú termográfia, mikrohullámú hipertermia, mikrohullámú ballon-angioplasztika, mikrohullámú sebészet, mikrohullámú patológia

IRODALOM

1 About professor Taylor....( 1999), http://www.glue. umd.edu/~taylor/bio.htm, letöltve: 1999. márc. 5.

2 Carr, K. L. (1995). Thermography: Radiometric Sensing in Medicine., In: A. Rosen and Rosen H. D.: New Frontiers in Medical Device Technology., John Wiley and Sons, Inc., New York., Chapter 10., 311-342

3 Cunningham, D., Frey, R., Velkley, D. (1981). Microwave hyperthermia potentiates radiation in treatment of radioresistant tumor of human origin in the nude mouse without increasing metastatic frequency., Proceedings in the IMPI Symposium, Toronto, Digest, 32-33

4 Daels, J. (1973). Microwave heating of the uterine wall during parturition., J. Am. Coll. Obstet. Gynecol., 42., No. 1., 76-79

5 Detlavs, I. et al. (1991). EHF electromagnetic radiation in treatment of locomotorium., Trans. International Symposium Millimeter Waves Nonthermal Intensity in Medicine., IX. 3-6., Moscow, Part 1., 30-1

6 Devonek, M., Odgen, C., Perrin, P. (1993). Clinical response to transurethral microwave thermotherapy is thermal dose dependent., European Urology, 23., 23

7 FNFT (2001). Frekvenciasávok Nemzeti Felosztási Táblázata., http://www.hif.hu/fnft-uj/fnft.htm, letöltve: 2001. augusztus 25-én.

8 Gautherie, M. (1982). Temperature and blood flow patterns in breast cancer during natural evolution and following radiotherapy., Biomedical Thermology, Alan R. Liss, New York, 21-64

9 Grüentzig, A. R., Senning, A., Siegenthaler, W. E. (1979). Nonoperative dilatation of coronary artery stenoses. Percutan transluminal angioplasty., New England Journal of Medicine, 61., 301

10 Issels, R. D. (1997). The present and the future of the application of combined hyperthermia and chemo-therapy., Second World Congress for Electricity and Magnetism in Biology and Medicine, 8-13., Bologna, Italy

11 Landau, C., Currier, J. W., Haudenschild, C. C., Minihan, A. C., Faxon, D. P.( 1994). Microwave balloon angioplasty effectively seals arterial dissections in an atherosclerotic rabbit model., J. Am. Coll. Cardiol. 23., 1700-1707

12 Lee, K. T., Tan, H. H., Li, M. K., Cheng W. S. (1995). Transurethral microwave thermotherapy (TUMT) for benign prostatic hyperplasia (BPH)-our first 100 cases., Department of Urology, Singapore General Hospital. Singapore, Medical Journal, 36, No. 2., 181-185

13 Mac Afee, R., Ortiz-Lugo, R., Bishop, R., Gordon, R.(1985). Safety of 9,3 GHz microwave radiant heating for possible caloric supplement and medical treatment. Journal of Microwave Power, 20., No. 1., 13-16

14 Mátay G., Zombory L. (2000). A rádiófrekvenciás sugárzás élettani hatásai és orvosbiológiai alkal-mazásai. Egyetemi tk., Műegyetemi Kiadó, Bp

15 Michaelson, S. M., Lin, J. C. ( 1987). Biological Effects and Health Implications of Radiofrequency Radiation., Plenum Press, NewYork

16 Migeod, F., Scheller, A., Randoll, U. G., Hennig, F. F. (1997). The combination of chemotherapy and high frequency hyperthermia in pancreatic cancer., Second World Congress for Electricity and Magnetism in Biology and Medicine, 8-13., Bologna, Italy

17 Montgomery, A., Sitko, Sz. P., Zhukovsky, V. D.( 1993). The use of microwaves in a general pain treatment medical practice., 2nd International Scientific Meeting Microwaves in Medicine, Rome, 11-14., 15-18

18 Moros E. G., Straube, W. L., Klein, E. E., Maurath, J., Myerson, R. J. (1995). Clinical system for simultaneous external superficial microwave hyperthermia and cobalt-60 radiation., International Journal of Hyperthermia, Vol. 11., pp. 11-26.

19 Mulder, G. D. (1991). Treatment of open-skin wounds with electric stimulation., Archives of Physical Medicine and Rehabilitation 72., 375-377

20 Murrary, J. C., Farndale, R. W. (1985). Modulation of collagen production in cultured fibroblasts by low-frequency, pulsed magnetic field., Biochem. Biophys. Acta, No. 838., pp. 98-99.

21 Ortiz, J., Niwano, S., Abe, H., Rudy, Y., Johnson, N. J., Waldo, A. L. (1994). Mapping the conversion of atrial flutter to atrial fibrillation and atrial fibrillation to atrial flutter: insights into mechanism., Cir. Res. 74., No. 8., 82-94

22 Pilla, A. A. et al. (1992). A clinically effective broadband EMF signal accelerates fracture repair in a rabbit model., Trans. First Congress of the European Bioelectromagnetics Association, Brussels, p. 28.

23 Rosen, A., Rosen, H. D. (1995). New Frontiers in Medical Device Technology, John Wiley & Sons, Inc., New York, Chapter 4., 105-120

24 Rosen, A., Walinsky, P., Nardone, D. et al (1991). Microwave thermal angioplasty in the normal and atherosclerotic rabbit model., IEEE Microwave an Guided Wave Letters, 1., 73

25 Rosen, A., Walinsky, P. (1987). Percutaneous transluminal microwave catheter angioplasty., US Pat. 4,643,186

26 Sabbatini, R. M. E. (1999). The Discovery of Bioelectricity: Galvani and Volta., http://www.epub. org.br/cm/n06/historia/bioelectr2-i.htm , letöltve: 1999. május 26.

27 Scheiblich, J., Petrowicz, O. (1982) Radiofrequency-induced hyperthermia in prostata., Journal of Microwave Power, 17., No. 3., 203-209

28 Scheuring, I. (1998). Kaotikus jelenségek a biológiában., Természet Világa, 129., 8., 338-342

29 Silber, S. J. (1999). Freezing Techniques, More Details: Sperm, Embryo, and Ovarian Tissue Freezing., The Infertility Center of St. Luis, http://www.infertile.com/treatmnt/treats/freeze.htm, letöltve: 1999. május 7.

30 Simonyi, K., Zombory, L. (2000). Elméleti villamosságtan, 12. kiadás, Műszaki Könyvkiadó, Budapest

31 Szacsky, M., Cziffer, E. (1995). A termovíziós detektálás és diagnosztika alkalmazásának lehetőségei a humán klinikumban., Honvédorvos, 47., 2., 161-167

32 Szatmáry, L. (1997). A katéteres szívgyógyászati kezelések jubileuma., Cardiologia Hungarica, 26., 4

33 Szmigielszki, S., Bielek, M., Janiak, M., Kobus, M., Luczak, M., de Clercq, E. (1978). Inhibition of tumor growth in mice by microwave hyperthermia polyriboionisic-polyribocytidylic, and mouse interferon., IEEE Transaction on Microwave Theory and Techniques, MTT-26., 8., 520-522

34 Tabuse, K. (1979). A new operative procedure in hepatic surgery using a microwave tissue coagulator., Arch. Japan Surgery, 48., 160

35 Therapies for the treatment of Benign Prostatic Hyperplasia (BPH). (1998). http://207.10.206.114/bphtherapy.html#microwave, letöltve: 1998. augusztus 5.

36 Thuéry, J. (1992). Microwaves: Industrial, Scientific, and Medical Applications., Artech House, Boston, London, Part IV-Biological effects and medical applications, Chapter 4-Biomedical applications., 585-640

37 Thuróczy, Gy. (2002). A rádiófrekvenciás sugárzások egészségügyi kérdései, Magyar Tudomány, CVIII., 8., 1010. old.

38 Wren, J. (1998). Hyperthermia treatment of the prostate., University of Northern Sweden, Umea, http://www.mvs.ikp.liu.se/research/hyptherm.html, letöltve: 1998. augusztus 5.


<-- Vissza az 2002/8. szám tartalomjegyzékére