Как работают устройства для абляции онкологических заболеваний: техническое объяснение

Как работают устройства для абляции онкологических заболеваний: техническое объяснение

Введение

В условиях развития методов лечения рака малоинвазивные методы стали мощной альтернативой или дополнением традиционной хирургии, химиотерапии и лучевой терапии. Среди них **онкологическая абляция** выделяется как сложный подход, который точно воздействует на раковые клетки и уничтожает их, сводя к минимуму повреждение окружающих здоровых тканей. Это техническое объяснение направлено на демистификацию механизмов, лежащих в основе различных устройств для абляции онкологических заболеваний, предоставляя всесторонний обзор как пациентам, стремящимся понять варианты лечения, так и медицинским работникам, стремящимся углубить свои технические знания. Понимание сложной науки и техники, лежащей в основе этих устройств, имеет решающее значение для оценки их эффективности и потенциала в современной онкологии.

**Отказ от ответственности:** Эта статья предназначена только для информационных целей и не представляет собой медицинскую консультацию. Пациентам следует проконсультироваться с квалифицированными медицинскими работниками для диагностики, лечения и медицинских рекомендаций.

Наука, лежащая в основе абляции: общие принципы

По сути, абляция опухоли основана на индукции **клеточного некроза** — необратимой гибели клеток — внутри целевой опухоли. В первую очередь это достигается путем воздействия на раковые клетки экстремальных температур (чрезмерно высоких или низких) или путем нарушения их клеточной целостности нетермическими способами. Эффективность абляции зависит от достижения определенных цитотоксических порогов, которые делают раковые клетки нежизнеспособными.

Цитотоксические температуры: нагревание и охлаждение для разрушения клеток

<р>1. **Гипертермическая абляция (>60°C): коагуляционный некроз**. Методы гипертермической абляции используют интенсивное тепло для разрушения опухолевой ткани. Когда температура внутри ткани превышает 60°C, клеточные белки подвергаются быстрой денатурации, а плазматическая мембрана клеток плавится. Это приводит к мгновенной или почти мгновенной гибели клеток в результате процесса, известного как **коагуляционный некроз** [1].

<ул>

**Механизм:** При температуре до 41 °C кровеносные сосуды расширяются и кровоток увеличивается, вызывая реакцию теплового шока. Этот ответ, включающий выработку белков теплового шока, может обеспечить повышенную термостойкость клеток, переживших первоначальное повреждение [4]. Однако при температуре от 42°C до 46°C начинается необратимое повреждение клеток, приводящее к значительному некрозу примерно через 10 минут. При температуре выше 60°C разрушительные эффекты являются немедленными и глубокими, вызывая массовую гибель клеток [1].

<р>2. **Гипотермическая абляция (<-40°C): образование кристаллов льда и осмотический шок** И наоборот, гипотермическая абляция или криоабляция разрушает клетки, замораживая их до температуры ниже -40°C. Основные механизмы гибели клеток при криоабляции включают образование кристаллов льда и осмотический шок [5].

<ул>

**Механизм.** По мере охлаждения тканей клеточный метаболизм прекращается. Кристаллы льда первоначально образуются во внеклеточном пространстве, что приводит к гиперосмотической среде. Это вытягивает внутриклеточную жидкость из клеток, вызывая обезвоживание. При оттаивании происходит изменение осмотического градиента, что приводит к притоку внеклеточной жидкости, набуханию клеток и, в конечном итоге, к разрыву мембраны [5]. Быстрое охлаждение также может вызвать образование внутриклеточных кристаллов льда, которые расширяют клетку и приводят к необратимому повреждению мембраны. Клетки, находящиеся ближе всего к криозонду, испытывают быстрое охлаждение и образование внутриклеточного льда, в то время как более периферические клетки подвергаются осмотическому шоку [5].

Нетермическая абляция: необратимая электропорация (IRE)

Необратимая электропорация (IRE) представляет собой особый, якобы нетермический метод абляции. Вместо того, чтобы полагаться на экстремальные температуры, IRE использует сильные электрические токи для создания постоянных нанопор в клеточной мембране, что приводит к запрограммированной гибели клеток или **апоптозу** [6].

<ул>

**Механизм:** Короткие электрические импульсы высокого напряжения доставляются к целевой ткани. Эти импульсы индуцируют трансмембранный потенциал, который вызывает образование необратимых дефектов (нанопор) в клеточной мембране. Это нарушение клеточного гомеостаза запускает апоптоз, эффективно уничтожая раковые клетки без значительного термического повреждения окружающего внеклеточного матрикса, кровеносных сосудов и желчных протоков [6, 7]. Эта нетермическая природа является ключевым преимуществом, особенно для опухолей, расположенных вблизи критических структур, чувствительных к теплу.

Основные методы абляции онкологических заболеваний: глубокий технический обзор

Под эгидой онкологической абляции подпадает несколько различных методов, каждый из которых использует уникальные физические принципы для разрушения опухоли.

А. Радиочастотная абляция (РЧА)

**Радиочастотная абляция (РЧА)** — один из наиболее распространенных методов термической абляции. Он создает локализованную электрическую цепь внутри тела, используя колебательный электрический ток для генерации резистивного нагрева в тканях, окружающих интерстициальный электрод [8].

<ул>

**Принцип работы:** Ткани, будучи плохими проводниками электричества, сопротивляются прохождению тока. Это сопротивление приводит к ионному возбуждению и выделению тепла от трения. Самые высокие температуры создаются ближе к электроду, при этом тепло рассеивается за счет теплопроводности к более отдаленным тканям [8]. Схема обычно завершается дисперсионным электродом, помещенным на кожу пациента (монополярная система), или вторым межтканевым электродом (биполярная система).

**Компоненты устройства.** Системы RFA состоят из генератора, вырабатывающего радиочастотный ток, и игольчатых электродов. Эти электроды могут быть прямыми, многозубыми или многозубыми расширяемыми, предназначенными для максимального контакта с тканью и распределения тока по большему объему, тем самым увеличивая размер зоны абляции [8].

**Проблемы:** РЧА может быть ограничено из-за быстрого увеличения электрического импеданса тканей по мере их обезвоживания и обугливания при температуре около 100°C. Это обугливание эффективно ограничивает поток электрического тока, делая РЧА самоограничивающимся процессом [9, 10].

**Решения.** Чтобы преодолеть эти ограничения, системы RFA часто включают такие стратегии, как внутреннее охлаждение электрода циркулирующей водой для уменьшения обугливания и улучшения тока [11]. Системы с контролем импеданса регулируют выходную мощность, чтобы предотвратить чрезмерное сопротивление, а алгоритмы импульсной мощности позволяют тканям охлаждаться и регидратироваться, способствуя большему выделению энергии [12, 13].

Б. Микроволновая абляция (MWA)

**Микроволновая абляция (MWA)** использует электромагнитную энергию в микроволновом диапазоне (300 МГц–300 ГГц) для генерации тепла в тканях посредством **диэлектрического гистерезиса** [14].

<ул>

**Принцип работы:** при применении микроволновой энергии полярные молекулы, в первую очередь вода, постоянно пытаются выровняться по быстро колеблющемуся электромагнитному полю. Их неспособность идти в ногу с этими колебаниями приводит к поглощению энергии и быстрому нагреву тканей. Ткани с высоким содержанием воды, такие как печень и почки, особенно чувствительны к нагреву MWA [14].

**Преимущества перед РЧА:** В отличие от РЧА, MWA представляет собой не электрический ток, а распространяющееся электромагнитное поле, что делает его эффективным в тканях с плохой электропроводностью, таких как кости, легкие и ранее удаленные ткани. Микроволновые поля также могут перекрываться, что позволяет одновременно использовать несколько аппликаторов для создания более крупных и сливающихся зон абляции [14]. MWA, как правило, менее восприимчив к **эффекту теплоотвода** от соседних кровеносных сосудов по сравнению с RFA из-за его более эффективного механизма нагрева [63, 64].

**Компоненты устройства.** В системах MWA обычно используются прямые игольчатые антенны, работающие на таких частотах, как 915 МГц или 2,45 ГГц. Чтобы предотвратить повреждение здоровых тканей вдоль стержня антенны, часто встраивают механизмы охлаждения, такие как охлаждение водой или газом CO2 [24].

С. Лазерная абляция (ЛА)

**Лазерная абляция (LA)**, также известная как интерстициальная термотерапия, индуцированная лазером (LITT), использует сфокусированный лазерный свет для генерации локализованного тепла и разрушения опухолевых клеток [29, 30].

<ул>

**Принцип работы:** Энергия лазера поглощается тканями, что приводит к быстрому повышению температуры и последующему коагуляционному некрозу. Глубина и степень абляции зависят от длины волны лазера, мощности и времени воздействия, а также оптических свойств ткани [31, 32].

**Применение**: ЛА использовался при различных опухолях, особенно в печени, где требуется точная небольшая абляция [29, 30].

Д. Высокоинтенсивный фокусированный ультразвук (HIFU)

**Фокусированный ультразвук высокой интенсивности (HIFU)** — это неинвазивный или минимально инвазивный метод, в котором используются высокофокусированные ультразвуковые волны для быстрого нагрева и разрушения целевой ткани [35].

<ул>

**Принцип работы:** HIFU работает с гораздо более высокой интенсивностью, чем диагностический ультразвук. Сфокусированная акустическая энергия поглощается тканью, вызывая быстрый абляционный нагрев до цитотоксического уровня. Помимо теплового воздействия, HIFU может вызывать механические эффекты, такие как кавитация (образование и коллапс микропузырьков), которые могут вызывать механическое повреждение клеток и способствовать разрушению тканей [35, 36].

**Типы устройств:** Устройства HIFU бывают различных форм: экстракорпоральные (неинвазивные, используются при поверхностных опухолях), трансректальные (при раке простаты), интерстициальные и чрескожные (при более глубоких поражениях, все еще находящихся на ранней стадии разработки) [37, 38].

**Преимущества:** Неинвазивный характер экстракорпоральной HIFU является существенным преимуществом, позволяя проводить лечение через неповрежденную кожу или слизистую оболочку. HIFU также можно использовать для таргетной лекарственной или генной терапии за счет улучшения доставки терапевтических агентов [41].

**Ограничения:** HIFU наиболее эффективен при поверхностных опухолях из-за ограничений проникновения ультразвука. Он также подвержен рассеянию и отражению, что может привести к непреднамеренному повреждению соседних тканей. Кроме того, его эффективность может быть ограничена в областях, затронутых дыхательными движениями, или в вышележащих костях из-за звукового затенения [41, 42, 43].

Э. Криоабляция

Как обсуждалось в общих принципах, **криоабляция** разрушает опухоли, охлаждая их до цитотоксических температур. Современные устройства для криоабляции обычно используют **эффект Джоуля-Томсона** для достижения быстрого охлаждения [44].

<ул>

**Принцип работы:** газ под высоким давлением (например, аргон) быстро расширяется внутри небольшой камеры на дистальном конце криозонда. Это быстрое расширение вызывает значительное падение температуры, часто до -140°C, что приводит к образованию ледяного шара, который окружает и разрушает опухоль [44].

**Компоненты устройства.** Системы криоабляции состоят из консоли, контролирующей поток газа, и нескольких криозондов, которые вводятся в опухоль. Размер и форму ледяного шара можно точно отслеживать с помощью таких методов визуализации, как УЗИ, КТ и МРТ [45].

**Преимущества:** Ключевым преимуществом криоабляции является высокая видимость ледяного шара на изображениях, что позволяет точно отслеживать ход лечения и повышает точность, особенно вблизи чувствительных структур [45]. Заживление после криоабляции также может быть более быстрым и полным по сравнению с гипертермической абляцией [47].

**Проблемы:** Летальная изотерма (температура, при которой разрушаются клетки) находится *внутри* видимого ледяного шара, что требует тщательного планирования для обеспечения полного покрытия опухоли [45, 46]. Потенциальные осложнения включают **криошок** (тяжелую системную реакцию) и более высокий риск кровотечения из-за отсутствия коагуляции во время процедуры [47, 49].

Взаимодействие тканей и абляции: факторы, влияющие на эффективность

На успех и предсказуемость онкологической абляции существенное влияние оказывают сложные взаимодействия между энергией абляции и окружающей тканью. Несколько фундаментальных свойств тканей и физиологических факторов играют решающую роль:

А. Свойства тканей

<ул>

**Электропроводность:** важна для RFA и IRE. Ткани с высоким содержанием воды и ионов (например, печень) более эффективно передают электрический ток, тогда как ткани с более низким содержанием (например, легкие, жир) имеют более высокий электрический импеданс. По мере прогрессирования РЧА обезвоживание и обугливание тканей могут увеличивать импеданс, ограничивая ток тока [60].

**Теплопроводность:** определяет, насколько эффективно тепло (или холод) передается через ткани. Ткани с более высокой теплопроводностью будут распределять тепловую энергию более широко.

**Диэлектрическая проницаемость:** имеет решающее значение для MWA, поскольку описывает, как ткань взаимодействует с электромагнитным полем. Ткани с высокой диэлектрической проницаемостью (высоким содержанием воды) легче поглощают микроволновую энергию [60].

**Теплоемкость:** количество энергии, необходимое для повышения температуры данной массы ткани на один градус. Ткани с более высокой теплоемкостью требуют больше энергии для абляции.

Б. Скорость перфузии крови (эффект теплоотвода)

Одним из наиболее важных факторов, влияющих на термическую абляцию, является **эффект теплоотвода**, при котором соседние кровеносные сосуды рассеивают тепловую энергию, снижая эффективную температуру в зоне абляции. Этот эффект может привести к неполному разрушению опухоли, особенно для опухолей, расположенных вблизи крупных сосудов (>3 мм) [62].

<ул>

**Влияние на различные методы:** MWA, по-видимому, менее восприимчива к эффекту теплоотвода по сравнению с RFA и криоабляцией, при этом исследования показывают меньшую выживаемость периваскулярных гепатоцитов после MWA [63, 64]. Стратегии смягчения эффекта теплоотвода включают модулирование перфузии печени (например, уменьшение кровотока) или увеличение эффективности нагрева устройства [65, 66].

С. Особенности тканей

<ул>

**Легочная ткань:** Абляция легких представляет собой уникальную проблему. Помимо отвода тепла из легочной сосудистой сети, поток воздуха, возникающий при дыхании, действует как вторичный отвод тепла. Аэрированная легочная ткань также может действовать как изолятор, ограничивая проводимость тепловой и электрической энергии, что потенциально может привести к неполному лечению. MWA, которая не зависит от проводимости электрического тока, продемонстрировала преимущества при абляции легких, создавая более крупные зоны абляции по сравнению с RFA [27, 67, 68].

Выбор модальности: выбор правильного инструмента

Выбор наиболее подходящего метода абляции имеет решающее значение для успеха лечения и зависит от нескольких факторов, включая размер опухоли, ее расположение, тип ткани и сопутствующие заболевания пациента.

<ул>

**РЧА:** Обычно подходит для небольших опухолей (<2 см) в печени и почках. Его эффективность имеет тенденцию снижаться с увеличением размера опухоли [69, 70, 71, 72].

**MWA:** Применимо к более широкому спектру тканей, включая легкие, печень, почки и кости. Системы MWA нового поколения могут быть более эффективными при более крупных опухолях, хотя долгосрочные клинические данные все еще появляются [14, 25, 26, 27, 28].

**Криоабляция.** Обычно используется при новообразованиях в почках, метастатических опухолях печени и костей, а также все чаще при опухолях легких и молочной железы. Исторически он был противопоказан при первичных опухолях печени у пациентов с тяжелым циррозом печени [49].

**IRE:** Предлагает теоретическое преимущество при периваскулярных опухолях благодаря своей нетермической природе, сохраняющей соседние сосуды и желчные протоки [7]. Однако часто требуется точное параллельное расположение нескольких аппликаторов и общая анестезия с паралитическими средствами из-за потенциальных мышечных сокращений [53, 55, 56].

**HIFU:** Привлекательный неинвазивный вариант для стационарных или поверхностных областей, таких как простата или матка, но его применимость в других органах в настоящее время ограничена [39, 40, 41].

Заключение

Устройства для абляции онкологических заболеваний представляют собой значительный прогресс в лечении различных видов рака, предлагая минимально инвазивные методы, которые могут точно нацеливаться на опухоли и уничтожать их. От термических механизмов радиочастотной, микроволновой и лазерной абляции до криоиндуцированного разрушения клеток и нетермической электропорации — каждый метод обладает уникальными техническими принципами, преимуществами и ограничениями. Сложное взаимодействие между энергией абляции и свойствами тканей в сочетании с такими факторами, как эффект теплоотвода, требует тщательного рассмотрения при выборе метода. По мере продолжения исследований и технологических достижений эти устройства, несомненно, будут играть еще более важную роль в улучшении результатов лечения пациентов и расширении терапевтического арсенала против рака. Постоянное развитие более эффективных, точных и универсальных технологий абляции открывает огромные перспективы для будущего онкологии. [74]

Ссылки

[1] Никфарджам М., Муралидхаран В., Кристофи К. Механизмы очагового теплового разрушения опухолей печени. J Surg Res. 2005: 208–223. дои: 10.1016/j.jss.2005.02.009. [4] Рихтер К., Хаслбек М., Бюхнер Дж. Реакция на тепловой шок: Жизнь на грани смерти. Мол Клетка. 2010: 253–266. doi: 10.1016/j.molcel.2010.10.006. [5] Гейдж А.А., Бауст Дж. Механизмы повреждения тканей в криохирургии. Криобиология. 1998: 171–186. дои: 10.1006/cryo.1998.2115. [6] Ли Э.В., Тай С., Ки С.Т. Необратимая электропорация: новая терапия рака под визуальным контролем. Кишечная печень. 2010;4(приложение 1):S99–S104. дои: 10.5009/gnl.2010.4.S1.S99. [7] Давалос Р.В., Мир И.Л., Рубинский Б. Абляция тканей с необратимой электропорацией. Энн Биомед Инж. 2005;33:223–231. дои: 10.1007/s10439-005-8981-8. [8] Ахмед М., Брейс К.Л., Ли Ф.Т.-младший и др. Принципы и достижения в области чрескожной абляции. Радиология. 2011;2011:351–369. дои: 10.1148/радиол.10081634. [9] Ливраги Т., Мелони Ф., Ди Стаси М. и др. Устойчивый полный ответ и частота осложнений после радиочастотной абляции очень ранней гепатоцеллюлярной карциномы при циррозе печени: остается ли резекция методом выбора? Гепатология. 2008;47:82–89. дои: 10.1002/геп.21933. [10] Жерве Д.А., Макговерн Ф.Дж., Арельяно Р.С. и др. Радиочастотная абляция почечно-клеточного рака: Часть 1. Показания, результаты и роль в ведении пациентов в течение 6-летнего периода и абляция 100 опухолей. Am J Рентгенол. 2005;185:64–71. doi: 10.2214/ajr.185.1.01850064. [11] Гольдберг С.Н., Газель Г.С., Солбиати Л. и др. Радиочастотная абляция тканей: увеличение диаметра поражения с помощью перфузионного электрода. Акад Радиол. 1996;3:636–644. дои: 10.1016/s1076-6332(96)80188-7. [12] Брейс К.Л., Сэмпсон Л.А., Хиншоу Дж.Л. и др. Радиочастотная абляция: одновременное применение нескольких электродов посредством переключения создает более крупные и более слитные абляции, чем последовательное применение на модели крупного животного. J Vasc Interv Radiol. 2009;20:118–124. doi: 10.1016/j.jvir.2008.09.021. [13] Ли Дж.М., Хан Дж.К., Ким Х.К. и др. Многоэлектродная радиочастотная абляция печени свиньи in vivo: сравнительные исследования последовательного монополярного режима с переключением монополярного и мультиполярного режимов. Инвест Радиол. 2007;42:676–683. doi: 10.1097/RLI.0b013e3180661aad. [14] Лубнер М.Г., Брейс К.Л., Хиншоу Дж.Л. и др. Микроволновая абляция опухолей: механизм действия, клинические результаты и устройства. J Vasc Interv Radiol. 2010;21(приложение 8):S192–S203. doi: 10.1016/j.jvir.2010.04.007. [24] Кнавель Э.М., Хиншоу Дж.Л., Лубнер М.Г. и др. Мощная микроволновая абляция с газовым охлаждением: охлаждение вала обеспечивает эффективную функцию палочки без изменения зоны абляции. Am J Рентгенол. 2012;198:W260–W265. дои: 10.2214/AJR.11.6503. [27] Дурик Н.А., Лазеке П.Ф., Бродерик Л.С. и др. Микроволновая абляция с трехосными антеннами, настроенными на легкие: результаты на модели свиньи in vivo. Радиология. 2008;247:80–87. дои: 10.1148/radiol.2471062123. [28] Распорка CL. Радиочастотная и микроволновая абляция печени, легких, почек и костей: в чем различия? Curr Probl Diagn Radiol. 2009;38:135–143. doi: 10.1067/j.cpradiol.2007.10.001. [29] Гоф-Палмер А.Л., Гедройк В.М. Лазерная абляция гепатоцеллюлярной карциномы – обзор. Мир Дж Гастроэнтерол. 2008;14:7170–7174. дои: 10.3748/wjg.14.7170. [30] Пачелла СМ, ​​Франсика Дж, Ди Костанцо ГГ. Лазерная абляция небольших гепатоцеллюлярных карцином. Радиорелейная практика. 2011;2011:595627. дои: 10.1155/2011/595627. [31] Винендал Л.М., де Ягер А., Стаппер Г. и др. Многоволоконная термотерапия, индуцированная лазером, для абляциикрупных внутрипеченочных опухолей. Фотомед-лазерная хирургия. 2006;24:3–9. дои: 10.1089/pho.2006.24.3. [32] Стегер А.С., Лис В.Р., Шорвон П. и др. Многоволоконная интерстициальная лазерная гипертермия малой мощности: исследования на нормальной печени. Бр Дж. Сург. 1992;79:139–145. дои: 10.1002/bjs.1800790215. [35] Чжоу Ю.Ф. Высокоинтенсивный сфокусированный ультразвук при клинической абляции опухолей. Мировой Джей Клин Онкол. 2011;2:8–27. дои: 10.5306/wjco.v2.i1.8. [36] Тезель А., Митраготри С. Взаимодействие инерционных кавитационных пузырьков с липидными бислоями рогового слоя во время низкочастотного сонофореза. Биофиз Дж. 2003;85:3502–3512. дои: 10.1016/S0006-3495(03)74770-5. [37] Дирдорф Д.Л., Дидерих С.Дж. Осевой контроль термокоагуляции с помощью многоэлементного внутритканевого ультразвукового аппликатора с внутренним охлаждением. Управление частотой IEEE Trans Ultrason Ferrolectr. 2000;47:170–178. дои: 10.1109/58.818759. [38] Кинси А.М., Тайреус П.Д., Рике В. и др. Интерстициальные ультразвуковые аппликаторы с динамическим угловым контролем для термической абляции опухолей под МР-контролем. Conf Proc IEEE Eng Med Biol Soc. 2004;4:2496–2499. doi: 10.1109/IEMBS.2004.1403719. [39] Рен XL, Чжоу XD, Ян РЛ и др. Экстракорпоральная абляция миомы матки под сонографическим контролем с помощью высокоинтенсивного сфокусированного ультразвука: промежуточные результаты. J Ультразвуковая медицина. 2009;28:100–103. дои: 10.7863/jum.2009.28.1.100. [40] Таран Ф.А., Темпани CM, Риган Л. и др. Фокусированное ультразвуковое исследование под магнитно-резонансным контролем (MRgFUS) в сравнении с абдоминальной гистерэктомией при лечении лейомиомы матки. УЗИ акушер-гинекол. 2009;34:572–578. дои: 10.1002/uog.7435. [41] Ким Ю.С., Рим Х., Чой М.Дж. и др. Высокоинтенсивная фокусированная ультразвуковая терапия: обзор для врачей-рентгенологов. Корейский Джей Радиол. 2008;9:291–302. дои: 10.3348/kjr.2008.9.4.291. [42] Ли Дж., Сюй Г.Л., Гу М.Ф. и др. Осложнения фокусированного ультразвука высокой интенсивности у больных с рецидивирующими и метастатическими опухолями брюшной полости. Мир Дж Гастроэнтерол. 2007;13:2747–2751. doi: 10.3748/wjg.v13.i19.2747. [43] Робертс В.В., Холл Т.Л., Айвс К. и др. Импульсный кавитационный ультразвук: неинвазивная технология контролируемой абляции тканей (гистотрипсии) в почке кролика. Дж Урол. 2006;175:734–738. doi: 10.1016/S0022-5347(05)00141-2. [44] Ким С., О’Рурк А.П., Махви Д.М. и др. Конечно-элементный анализ криоабляции печени ex vivo и in vivo. IEEE Trans Biomed Eng. 2007;54:1177–1185. doi: 10.1109/TBME.2006.889775. [45] Георгиадес С., Родригес Р., Азене Е. и др. Определение нелетальной границы внутри видимого «ледяного шара» при чрескожной криоаблации почечной ткани. Кардиовасковый интервенционный радиол. 2013;36:783–790. дои: 10.1007/s00270-012-0470-5. [46] Литтруп П.Дж., Джаллад Б., Воругу В. и др. Летальные изотермы криоабляции в фантомном исследовании: влияние тепловой нагрузки, размера и количества зондов. J Vasc Interv Radiol. 2009;20:1343–1351. doi: 10.1016/j.jvir.2009.05.038. [47] Ли Ф.Т.-младший, Махви Д.М., Чоси С.Г. и др. Криохирургия печени под интраоперационным контролем США. Радиология. 1997;202:624–632. doi: 10.1148/radiology.202.3.9051005. [49] Зайферт Дж.К., Моррис Д.Л. Мировой обзор осложнений криотерапии печени и простаты. Мировой Джей Хирург. 1999;23:109–113. дои: 10.1007/pl00013173. [53] Адеянджу О.О., Аль-Ангари Х.М., Саакян А.В. Оптимизация количества и размещения игольчатых электродов для необратимой электропорации гепатоцеллюлярной карциномы. Радиол Онкол. 2012;46:126–135. doi: 10.2478/v10019-012-0026-y. [55] Томсон К.Р., Чунг В., Эллис С.Дж. и др. Исследование безопасности необратимой электропорации у человека. ДжВаск Интерв Радиол. 2011: 611–621. дои: 10.1016/j.jvir.2010.12.014. [56] Мартин Р.К., второй, Макфарланд К., Эллис С. и др. Необратимая электропорационная терапия в лечении местнораспространенной аденокарциномы поджелудочной железы. Дж Ам Колл Сург. 2012: 361–369. doi: 10.1016/j.jamcollsurg.2012.05.021. [60] Ван П., Брейс CL. Измерение диэлектрической проницаемости тканей с использованием промежуточной дипольной антенны. IEEE Trans Biomed Eng. 2012;59:115–121. дои: 10.1109/TBME.2011.2167622. [62] Лу Д.С., Раман С.С., Лиманонд П. и др. Влияние крупных перитуморальных сосудов на исход радиочастотной абляции опухолей печени. J Vasc Interv Radiol. 2003;14:1267–1274. doi: 10.1097/01.rvi.0000092666.72261.6b. [63] Бхардвадж Н., Стрикленд А.Д., Ахмад Ф. и др. Сравнительная гистологическая оценка абляции, произведенной микроволновой, криотерапией и радиочастотой в печени. Патология. 2009;41:168–172. дои: 10.1080/00313020802579292. [64] Ю Н.К., Раман С.С., Ким Ю.Дж. и др. Микроволновая абляция печени: влияние размера печеночных вен на эффект теплоотвода на модели свиньи. J Vasc Interv Radiol США. 2008;19:1087–1092. дои: 10.1016/j.jvir.2008.03.023. [65] Гольдберг С.Н., Хан П.Ф., Танабэ К.К. и др. Чрескожная радиочастотная абляция тканей: ограничивает ли перфузионное охлаждение тканей коагуляционный некроз? J Vasc Interv Radiol. 1998;9:101–111. дои: 10.1016/s1051-0443(98)70491-9. [66] Ашофф А.Дж., Меркл Э.М., Вонг В. и др. Как изменение печеночного кровотока влияет на перфузию печени и размер термического поражения, вызванного радиочастотой, в печени кролика? J-магнитно-резонансная томография. 2001;13:57–63. doi: 10.1002/1522-2586(200101)13:1<57::aid-jmri1009>3.0.co;2-n. [67] Моррисон П.Р., ванСонненберг Э., Шанкар С. и др. Радиочастотная абляция поражений грудной клетки: Часть 1, эксперименты на нормальной грудной клетке свиньи. Am J Рентгенол. 2005;184:375–380. дои: 10.2214/ajr.184.2.01840375. [68] Стейнке К., Гленн Д., Кинг Дж. и др. Чрескожная радиочастотная абляция легких: трудно добиться полной абляции при больших поражениях легких. Бр Дж. Радиол. 2003;76:742–745. дои: 10.1259/bjr/35823935. [69] Ван Тилборг А.А., Мейеринк М.Р., Ситсес С. и др. Отдаленные результаты радиочастотной абляции при неоперабельных колоректальных метастазах в печени: потенциально излечивающее вмешательство. Бр Дж. Радиол. 2011;84:556–565. дои: 10.1259/bjr/78268814. [70] Кувшинов Б.В., Ота Д.М. Радиочастотная абляция опухолей печени: влияние техники и размера опухоли. Операция. 2002;132:605–611. doi: 10.1067/msy.2002.127545. [71] Жерве Д.А., Арельяно Р.С., Макговерн Ф.Дж. и др. Радиочастотная абляция почечно-клеточного рака: Часть 2. Уроки, извлеченные из абляции 100 опухолей. Am J Рентгенол. 2005;185:72–80. doi: 10.2214/ajr.185.1.01850072. [72] Бест С.Л., Парк С.К., Якуб РФ и др. Отдаленные результаты радиочастотной абляции опухолей почки, стратифицированные по диаметру опухоли: размер имеет значение. Дж Урол. 2012;187:1183–1189. дои: 10.1016/j.juro.2011.11.096. [74] Брейс К. Термическая абляция опухоли в клиническом использовании. IEEE Пульс. 2011;2:28–38. дои: 10.1109/МПУЛ.2011.942603.