Сегодня: 21.10.2019
RU / EN
Последнее обновление: 04.10.2019

Предпосылки для разработки нового поколения криохирургических аппаратов (обзор)

А.В. Шакуров, А.В. Пушкарев, В.А. Пушкарев, Д.И. Цыганов

Ключевые слова: криохирургическое оборудование; криомедицина; криометод; криовоздействие; криохирургические аппараты.

Показаны сферы применения, основные преимущества и проблемы использования криометода на современном этапе. Приведена классификация и обозначены особенности и недостатки существующих криохирургических аппаратов. Рассмотрены предпосылки для разработки нового поколения криохирургических аппаратов, среди которых выделено пять основных направлений исследований. Первое направление — разработка методик дозирования криовоздействия с повышенной точностью. Второе направление связано с созданием способов прогнозирования и контроля результатов формирования заданной зоны крионекроза, поскольку на практике существует потребность в подробном расчете процедуры для выбора режимов работы криохирургических аппаратов, удовлетворяющих условиям дозирования. Третье направление — исследование теплофизических свойств биотканей в широком диапазоне температур (в том числе патологически измененных), а также их модификация для улучшения качества криовоздействия. Четвертое направление — совершенствование методик контроля процедуры криовоздействия. Необходимы автоматизация работы элементов криохирургических аппаратов и диагностическое сопровождение в режиме реального времени хода операции, позволяющие предоставлять хирургу более полную картину происходящего. Пятое направление исследований связано с созданием роботических технологий криохирургии. Роботассистированная медицина находит все более широкое применение, продолжает развиваться, становится более совершенной с технической и медицинской точек зрения. Роботические технологии открывают широкие перспективы для дальнейшего развития целых направлений клинической медицины, в том числе криохирургии.

Отмечено, что проблема недостаточных возможностей криохирургических аппаратов по выполнению медико-технических требований связана не столько с несовершенством технических характеристик оборудования, сколько с недостатком возможностей контроля процедуры. Для достижения высокой эффективности криовоздействия эта проблема должна решаться комплексно. Развитие технологий медицинской визуализации, вычислительных мощностей и технических средств обеспечения данного метода в дальнейшем может позволить значительно расширить функциональность и сферу применения криохирургических аппаратов, чтобы в будущем увеличить конкурентоспособность криометода.


Медицинские криотехнологии нашли наиболее широкое применение в хирургии доброкачественных, злокачественных новообразований, а также слизистых оболочек. Также низкотемпературное воздействие успешно используется в дерматологии и косметологии, детской хирургии, гинекологии, нейрохирургии, офтальмологии, отоларингологии, стоматологии, ветеринарии, проктологии и других областях медицины, когда требуется деструкция некоторого объема био­ткани [1–9].

Криохирургия конкурирует с целым рядом технологий: радиочастотной, микроволновой, лазерной, ультразвуковой, роботической, открытой абляции и их комбинациями [10]. В различных частных случаях эти технологии служат методами выбора, хотя все они не лишены недостатков. Со временем технологии меняются: совершенствуются с физической и биологической стороны процедуры проведения, обобщается опыт практического применения, вырабатываются рекомендации, внедряются современные материалы и информационные технологии, осваиваются новые образцы оборудования. Исходя из этого меняется их диспозиция в областях практического применения.

Сегодня криометод перспективен в качестве альтернативного метода для использования, когда требуется минимальное повреждение окружающих опухоль здоровых тканей [11, 12]. Отмечаются значительные успехи в применении криохирургии в сочетании с предварительным СВЧ-нагревом при лечении гемангиом [13–17], а также в урологии [11, 18–20].

Среди преимуществ криохирургии: простота исполнения; сочетаемость с терапией и хирургическими вмешательствами; бескровность; безболезненность; относительно быстрая регенерация и хороший косметический эффект; иммуностимулирующее действие; возможность большого диапазона объемов воздействия; применимость у больных преклонного возраста и при наличии сопутствующих заболеваний, краткий срок пребывания в стационаре [1, 17, 21, 22].

Недостатками данного метода являются сложность прогнозирования и контроля границы крионекроза; возникновение перифокального отека; необходимость поддержания запасов криоагента; недостаточное количество методической информации и обобщающих практических рекомендаций (в основном рассматриваются частные случаи) [1, 22].

Нельзя не обратить внимание на стоимость операций, которая сегодня сильно зависит от применяемых криохирургических аппаратов (КХА). Дорогостоящие современные стационарные установки с одноразовыми комплектующими значительно повышают ее. Образцы КХА, концептуально разработанные в 80-е гг. ХХ в., морально устарели, но при этом ввиду единичного производства также имеют относительно высокую стоимость.

Основным сдерживающим фактором развития криохирургии является отсутствие КХА, удовлетворяющих во всем объеме современным медико-техническим требованиям [1]. Методики использования формируются исходя из возможностей КХА, имеющихся в наличии. Первое поколение криохирургического оборудования появилось в 1960-х гг., в качестве крио­агента использовали преимущественно жидкий азот. В 1990-х гг. разработано оборудование на основе сжатого газа, что позволило миниатюризировать инструмент, далее появилась возможность сопровождения операций по ультразвуковому изображению [19]. Современные КХА можно классифицировать по размерам (ручные малогабаритные, ручные среднегабаритные, стационарные) и по применяемому источнику холода (жидкий азот, закись азота, диоксид углерода, газообразный аргон высокого давления, а также термоэлектрический).

Ручные малогабаритные (масса в снаряженном состоянии до 0,5 кг) и ручные среднегабаритные КХА (до 1,5 кг) конструктивно выполняются в едином корпусе. В стационарных КХА (до 50 кг) криоинструмент (рабочий наконечник, криозонд) и корпус выполняются раздельно, за счет чего стационарные аппараты имеют бóльшие длительность и мощность охлаждения, а также ряд дополнительных функций (пульт управления и программное обеспечение, контроль температуры и экстренный нагрев и др.).

К группе ручных малогабаритных КХА относятся: КМ-01, КМ-02 (МКНТ, Россия), Cryopen (H&O Equipments, Бельгия), «Криостик» («КРИОТЕК», Россия), «АК-криомед» («МЕД-КРИОНИКА», Россия), Cryoalfa (SKAFTE medlab AB, Швеция), Verruca-Freeze (CryoSurgery Inc., США), Histofreezer (OraSure Technologies, США), Erbokryo 12 Cryo Gun (ERBE Elektromedizin, Германия) и др. Такие КХА применяются в основном в косметологических целях, для крио­деструкции поверхностных новообразований [23–27].

К группе ручных среднегабаритных КХА относятся: КМТ-01 (НПК «Криомедицинские технологии», Россия), «КриоИней» («КРИОТЕК», Россия), Kryotur 600 (GymnaUniphy, Бельгия), «Криотон» (НПП «МЕДАН», Украина), KS-2 (Kriosystem, Польша), Cryospray CS1 (SMT, Чехия), CryoSkin (Cryo Diffusion, Италия) и др. Имеются среднегабаритные КХА с контролем температуры биоткани: Cry-Ac+ (Brymill, США), KCH 450 Automatic (SMT, Чехия), в которых присутствует инфракрасный датчик температуры (дает возможность мониторинга температуры на поверхности, исключая слои в глубине биоткани).

Существуют узкоспециализированные стационарные аппараты: CryoStar (D.O.R.C., Голландия), IceSense3 (IceCure Medical, США), Visica 2 (Sanarus medical, США), CryoConsole Cardiac (Medtronic CryoCath, Канада), CryoMaze (ANS Medical, США) — и аппараты, разработанные для широкого применения: SeedNet, Visual-ICE, Presice, SeedNet MRI (Galil Medical, Израиль), КРИО-01 «ЕЛАМЕД» («Елатомский приборный завод», Россия), Mедицинская криотерапевтическая cистема МКС («Международный институт криомедицины», Россия), CRYO-S (Metrum Cryoflex, Польша), Cryo-S (SMT, Чехия), «КРИО-МТ» («Мед-Технолоджи», Россия), ERBOKRYO CA (ERBE Elektromedizin, Германия), CRYOCARE CS (Endocare, США), KRY-10 (Uzumcu, Турция), «ДНІПРО-КРІО» («Днипро-МТО», Украина) и др. Современные образцы стационарных КХА работают под управлением специализированной компьютерной программы, поддерживают использование одновременно до 25 пенетрационных криоинструментов. Среди них лишь у некоторых образцов имеется обратная связь по температуре биоткани, т.е. существует возможность хотя бы частично, в некоторых точках целевой области, не только визуально контролировать процесс дозирования криовоздействия.

В качестве криоагентов в последнее время наиболее часто применяют жидкий азот (температура кипения 77,4 К), закись азота (температура кипения 184,6 К) и аргон (достигается температура в криоинструменте до 130 К без нагрузки). Использование систем на основе эффекта Джоуля–Томсона (сжатый газ) предпочтительнее применения жидкого азота по стоимости, мобильности и возможности более точного контролирования температуры, поэтому в клинической медицине они получили более широкое распространение [18, 28]. Этому способствовало появление малоинвазивных криоинструментов с доступным уровнем давления аргона до 240 бар. Однако такие КХА преимущественно имеют только пенетрационный крио­инструмент, тогда как у КХА, основанных на применении жидкого азота, есть также контактный инструмент и распылители.

В России в настоящий момент распространены разработанные еще в СССР технологии азотной крио­хирургии, используются некоторые образцы зарубежного оборудования, например внедряются технологии многозондовой малоинвазивной криохирургии, в основном — в урологии [11, 29]. Однако по большому счету метод криохирургии не нашел широкого применения в нашей стране. Это связано главным образом с несовершенством КХА, в результате чего не выполняются в полном объеме медико-технические требования и формируются основные недостатки криометода. Однако в концепции хирургии будущего [30, 31] низкотемпературный метод может иметь дополнительный потенциал к развитию. Чтобы раскрыть этот потенциал, требуется разработка нового поколения КХА, которая невозможна без решения ряда научно-технических задач. Эти задачи можно объединить в пять основных направлений.

Первое направление — разработка методик дозирования криовоздействия с повышенной точностью.

Одним из перспективных вариантов является использование криопротокола — подробного описания процедуры, которую хирург должен выполнить с помощью КХА. Основная цель криохирургии — разрушение патологической биоткани в пределах заданного ограниченного участка без повреждения здоровых тканей, расположенных вне этого участка. Следовательно, при дозировании криовоздействия необходимо точное описание требуемой зоны крионекроза.

Существует несколько взаимно дополняющих друг друга объяснений механизма формирования зоны крионекроза [10, 17, 21, 32–37]. Согласно работе [17], процесс криодеструкции биоткани включает два этапа: первичное повреждение (первичный крионекроз), связанное с непосредственной деструкцией клеток под влиянием низкой температуры, и вторичное повреждение (вторичный крионекроз), обусловленное гибелью биоткани в результате нарушения гемодинамики и в ходе асептического воспаления.

При первичном повреждении определяющим фактором служит тепловой поток (отводимый от биоткани), но на практике индикатором формирования зоны крионекроза являются температурные поля, которые косвенно описывают режимы охлаждения [17, 38]. Причем ориентироваться необходимо на температуру биоткани, а не инструмента.

В качестве индикатора безопасности и эффективности криовоздействия предлагается использовать данные об изменении температуры биоткани во время его проведения в форме криопротокола. Такой протокол должен содержать все данные об изменении температуры биоткани во времени воздействия, разделенные на отдельные участки для последовательного анализа процесса [39, 40]. Согласно работе [33], оптимизированные криопротоколы должны принимать во внимание время воздействия, скорость охлаждения, градиент температуры, количество криозондов, а также способствовать сокращению времени операции, разрушению всего целевого участка, минимизируя стоимость операции и повреждение окружающих здоровых тканей. В рамках криопротокола задаются численные значения дозы (температура биоткани в пространстве и времени) и целевая зона крионекроза, которая обычно имеет сложную форму. Возможны также и другие варианты дозирования, обеспечивающие совмещение необходимых условий криовоздействия и возможностей КХА.

Составляющие криопротокола и примеры их типовых значений:

1. Скорость охлаждения биоткани необходимо обеспечивать в определенном диапазоне. На­пример, согласно работе [41], оптимальным является относительно быстрое замораживание с темпом 40–50°С/мин. Нерационально использование сверхбыстрого замораживания, поскольку образующийся при этом аморфный лед не обладает повреждающим действием на компоненты клетки. Необходимо учитывать и тот факт, что наиболее быстрое охлаждение происходит вблизи криоинструмента, на отдалении скорость снижается. Например, охлаждение со скоростью 50°C/мин возникало вблизи криоинструмента, на расстоянии около 1 см скорость оценивалась в 10–20°C/мин [42].

2. Для получения крионекроза температура биоткани должна достичь критического порога, который является различным для каждого типа клеток, во всей требуемой зоне крионекроза (целевая минимальная температура). Принято считать, что для получения первичного крионекроза конечная температура био­ткани при онкологической патологии (наиболее распространенный вариант) должна находиться в диапазоне от –40 до –50°C [33, 41, 43]. Однако важно учитывать, что температура крионекроза у разных тканей сильно различается, например от –2°C (остеоцит, кость у собаки) до –70°C (аденокарцинома у крысы) [44]. Одиночные выжившие клетки могут сохраняться вплоть до температуры около –100°C [45].

Следует отметить, что область замораживания всегда меньше области некроза. По данным монографии [1], зона некроза обычно в 1,28 раза меньше зоны замораживания. Согласно работе [46], при замораживании биоткани формируется центральная зона полного клеточного некроза, окруженная по периферии зоной клеточного повреждения. Описанный феномен имеет важное клиническое значение, поскольку гиперэхогенная граница «ледяного шара» визуализируется при температуре от 0 до –2°C. В связи с этим для адекватной абляции биоткани граница «ледяного шара» должна выходить за пределы зоны планируемого некроза [19].

3. Чем больше длительность экспозиции минимальной температуры, тем более выражена деструкция в тканях, однако ее ограничивает количество криоагента в КХА и другие факторы реализации процедуры на практике [1].

4. В результате повышения температуры особенно сильно проявляется губительное действие на клетки высокой концентрации электролитов [43]. Скорость отогрева биоткани в 10–12°С/мин обеспечивает наиболее надежную деструкцию клеток. На практике также рекомендуется использовать естественное оттаивание.

5. Часто используется многократное замораживание–оттаивание (как минимум двойной цикл). Отмечается, что такой подход более эффективен, чем при одиночной процедуре [47–49]. При этом удается получить в охлажденной биоткани более низкие температуры, чем при первом замораживании. Биоткань, подвергнутая замораживанию и оттаиванию, увеличивает свою теплопроводность на 10–20%. При повторных циклах замораживания-оттаивания теплопроводность продолжает повышаться [43]. Из практики известно, что при многократном криовоздействии (до трех раз) размеры зоны некроза могут быть выше на 20–25%, чем при однократном криовоздействии.

6. При дозировании необходимо учитывать факторы вторичного повреждения. Они являются производными от изменения температур в области воздействия и способны увеличивать зону крионекроза. Следует обратить внимание также на совмещение криометода с другими методами лечения (например, криохимиотерапия [50]).

Второе направление связано с прогнозом обеспечения заданной зоны крионекроза, так как практика криохирургии свидетельствует о потребности в подробном расчете процедуры для поиска режимов работы КХА, удовлетворяющих условиям дозирования.

От точности обеспечения дозы зависит как безо­пасность, так и эффективность проведения криохирургических операций. Неоптимальное расположение криоинструмента может привести к тому, что в области воздействия останутся неохваченные зоны, при этом произойдет повреждение окружающих здоровых тканей. Такая ситуация, безусловно, способствует возникновению послеоперационных осложнений и в конечном счете ведет к снижению качества лечения и увеличению его стоимости. В каждом случае применения криометода необходимо рассчитывать оптимальную дозу в зависимости от локализации криовоздействия и используемого КХА.

Перспективным является создание компьютерных программ для упрощения дозирования, прогнозирования и контроля хода криовоздействия. Программное обеспечение может использоваться для нахождения оптимального места расположения криоинструмента, выбора аппликатора, длительности криовоздействия, числа повторных сеансов замораживания и оттаивания и т.д. [11, 32]. Также будут разрабатываться технологии виртуальной реальности для симулирования деятельности хирурга и проведения тренировок [31, 51–55].

Решение данной задачи сегодня находится в зачаточном состоянии. Имеются сведения о разработке программ прогнозирования и оптимизации крионекроза биологической биоткани [12, 22, 51–54, 56–63]. На практике наиболее функциональная программа имеется у аппарата Visual-ICE (Galil Medical, Израиль) Подробных программ пошагового компьютерного планирования операции, включающего полноценный тепловой расчет заданной дозы, в современной литературе не выявлено. Дозирование воздействия обычно основывается на методических рекомендациях.

В работах [42, 58–60, 64–69] рассматриваются различные варианты упрощенного решения задачи Стефана в приложении к криоабляции предстательной железы, варианты оптимизации расположения криоинструментов, прогнозирования тепловых полей в реальном масштабе времени на основе данных о строении биоткани, заранее полученных с помощью медицинской визуализации, вопросы точности моделирования, мощности охлаждения, методик построения расчетной геометрии и сетки конечных элементов, технологий инвазивной и неинвазивной термометрии. Однако, чтобы добиться стабильного и точного результата, необходимо провести ряд дополнительных исследований, в том числе для получения типовых данных о температурных полях и для возможности расчета тепловых полей на различных участках человеческого тела непосредственно перед операцией.

Для обеспечения точного дозирования криовоздействия предлагается следующая последовательность. Учитывая возможности имеющегося в клинике конкретного оборудования, логично проводить предварительный расчет дозы с применением данных медицинской визуализации о строении конкретной целевой зоны крионекроза. В результате расчета должны быть получены параметры криовоздействия. Далее при проведении операции с целью контроля формирования области некроза можно совмещать данные прогноза, датчиков температуры и медицинской визуализации в реальном масштабе времени. Кроме того, можно автоматически позиционировать криоинструмент в системе координат, связанной с прогнозом и визуализацией.

В настоящее время существует два подхода к созданию методов прогнозирования результатов криовоздействия: экспериментальный метод и метод математического моделирования. Экспериментальный метод [1, 11] позволяет получить объективные данные о температурных полях в биоткани, о размерах зон некроза и замораживания в виде таблиц, графиков, номограмм, обобщенных зависимостей. Однако он имеет ограничения, связанные с высокой стоимостью эксперимента, трудностью обобщения информации, полученной на каком-либо конкретном объекте, и переноса ее на другие объекты, отличающиеся размерами, теплофизическими свойствами и т.д. Возможности эмпирического подхода ограничены, так как биологические объекты многообразны и сложны, режимы крио­воздействия различны, существует большое число факторов, влияющих на процесс.

Компьютерное моделирование процесса криодеструкции, основанное на конкретных диагностических данных о составе расчетной системы и приближенных к действительности теплофизических характеристиках биоматериалов, даст возможность описывать процессы, происходящие при выполнении процедуры. Современные средства компьютерного моделирования позволяют рассчитывать нестационарные тепловые поля внутри биоткани в том случае, если границы, начальные условия и теплофизические свойства биоткани точно установлены. Решив задачу трехмерного теплообмена во время криохирургии, можно численно оптимизировать протокол криохирургической операции [44, 70].

Однако компьютерное теплофизическое моделирование криохирургии сегодня еще недостаточно развито для полноценного использования его на практике: оно не позволяет точно описать реакцию организма на криовоздействие, рассчитать зону некроза, требует точного знания теплофизических свойств биоткани, реальных характеристик криоинструментов, учета комплексности состава биологической биоткани на микро- и макроуровне [71–74]. Кроме того, недостаточно внедрены технологии получения расчетной геометрической модели с помощью сегментации данных медицинской визуализации [53, 75–77]; существует сложность решения задачи Стефана с точки зрения вычислительных мощностей, что требует создания упрощенных алгоритмов расчета; недостаточно приведенных примеров теплофизического моделирования различных участков тела.

Наиболее рациональным подходом к созданию способов прогнозирования результатов криовоздействия является совокупность этих двух методов: математическое моделирование при широкой и объективной экспериментальной проверке на реальных биологических объектах [1].

Третье направление — исследование теплофизических свойств биотканей в широком диапазоне температур (в том числе патологически измененных), а также изменения их свойств под воздействием внешних факторов для улучшения результатов криовоз­дей­ствия.

Биоткань представляет собой многокомпонентное, капиллярно-пористое, влагосодержащее, анизотропное тело, состоящее из нескольких слоев с существенно различными теплофизическими свойствами. Адекватные результаты теплофизического расчета могут быть достигнуты только при учете реальных свойств биоткани: многокомпонентности, анизотропности, зависимости от температуры и скорости ее изменения. Имеются базы данных по теплофизическим свойствам биотканей, например в работах [1, 78]. В полном объеме их анализа и систематизации не проведено.

На практике часто встречается ситуация, при которой для деструкции новообразования криовоздействие должно затрагивать сразу несколько слоев различных биотканей, причем толщина каждого слоя зависит от локализации, индивидуальных особенностей человека, возраста, массы, роста и т.д. Различия в теплофизических свойствах биотканей не позволяют создать универсальный инструмент, пригодный для операций с любыми биотканями. Базовые криохирургические аппараты и инструменты должны создаваться специально для конкретной области и применительно к определенному кругу патологических образований. На сегодняшний день недостаточно данных о теплофизических свойствах биоткани как при патологии, так и без нее, наблюдается также недостаток методической информации по проведению измерений теплофизических свойств биотканей в широком диапазоне температур. Среди современных методов измерений [79] отмечается недостаточность учета особенностей биотканей.

Низкая теплопроводность и высокая теплоемкость биоткани в ряде случаев негативно ограничивают возможности локального теплообмена. В этом направлении перспективно воздействовать на свойства биологической ткани, модифицируя их. Например, в работе [80] уделяется внимание возможности использования в будущем препаратов, которые увеличивают восприимчивость опухоли к разрушению посредством замораживания, так называемых катализаторов криохирургии. Также необходимо внедрение методик увеличения зоны замораживания посредством предварительного использования УЗИ, СВЧ [81, 82].

Для адекватного контроля качества криовоздействия необходимо тщательно выбирать контрольные точки для измерения температуры, чтобы иметь адекватные данные для проверки выполнения криопротокола. Необходимо отметить, что по мере удаления от точки приложения охлаждения в полученной картине формирования замороженной зоны отмечается рост размера кристаллов льда ввиду постепенного снижения скорости продвижения фронта замораживания. Этот факт подтверждает предположение о том, что в целевой зоне необходимо иметь ряд точек для контро­ля параметров процесса [17].

Четвертое направление — совершенствование методик контроля процедуры криовоздействия. Необходима автоматизация работы элементов КХА и диагностическое сопровождение в режиме реального времени хода операции, которые позволяют предоставлять хирургу более полную картину происходящего [83–85]. При этом желательно совмещать данные о прогнозировании крионекроза с данными медицинской визуализации и показаниями термодатчиков непосредственно во время операции.

Одним из основных векторов развития криохирургии в этом направлении является мониторинг и контроль зоны замораживания и некроза в режиме реального времени (часто применяется при проведении многозондовой малоинвазивной криохирургии [11, 86]). Процесс контроля температуры в области воздействия осуществляется, например, с помощью трансректального УЗИ, показывающего зону образования льда. В наиболее важных точках ставятся термопары. Однако как УЗИ, так и термопары не дают возможности контролировать температуру в каждой точке, что может привести к недостижению температуры некроза в нужном органе или биоткани, а также к повреждению здоровой окружающей области.

Современные методы измерения температуры можно разделить на инвазивные и неинвазивные. Наиболее развиты инвазивные методы (измерение в конкретной точке органа) и неинвазивное измерение температуры поверхности. На практике часто применяют термопары медь-константан, встроенные в цилиндрический корпус диаметром 1,5 мм, как у крио­зондов [61]. Перспективной считается разработка технологий применения массива миниатюрных беспроводных имплантируемых датчиков температуры [62]. Проводятся исследования по неинвазивной термометрии на основе использования электромагнитных полей для криодеструкции [87–89]. Сказанное может привести к мысли, что теплофизическое моделирование при достаточном количестве данных о температуре биоткани будет неактуальным. Однако, наоборот, наиболее точным и быстрым может стать моделирование в связке с данными о температуре биоткани в отдельных точках (формирование обратной связи). При этом с помощью расчета можно получать данные о температуре в промежуточных точках. В итоге расширение применения технологий измерения температуры в совокупности со специально подготовленными алгоритмами расчета может поднять качество прогнозирования результата криовоздействия на более высокий уровень по сравнению с их обособленным применением. Необходимо учитывать, что данные контроля криовоздействия могут быть использованы для разработки методик криовоздействия [90].

Пятое направление исследований связано с созданием роботических технологий криохирургии. Роботассистированная медицина находит все более широкое применение, продолжает развиваться, становится более совершенной с технической и медицинской точек зрения. Роботические технологии открывают широкие перспективы для дальнейшего развития целых направлений клинической медицины [91, 92].

Существует много определений понятия «робот», одно из них объединяет следующие функции [88]: способность выполнять определенные действия, возможность решать различные задачи на запрограммированной основе, способность интерпретировать и модифицировать ответы на команды оператора. Для точного позиционирования, совмещения данных визуализации, прогнозирования и контроля процесса операции, выполнения воздействия под контролем хирурга можно применять роботические системы [30, 93–97]. Например, в работе [80] подчеркивается возможность комбинирования криохирургии с роботассистированной консолью. Этому способствует тот факт, что малоинвазивный пенетрационный доступ не требует использования сложного искусственного интеллекта и может проводиться под пошаговым контролем хирурга.

Стационарный КХА следующего поколения может быть разработан на алгоритме, основанном на концепции индивидуализированной медицины. Медицинский работник обеспечивает подготовку к операции, в программном обеспечении задает необходимую дозу крио­воздействия и предоставляет данные медицинской визуализации целевой зоны биоткани. После расчета обеспечения дозы согласно возможностям данного КХА медицинский работник анализирует и корректирует результаты, принимает решение о начале процедуры и режимах ее проведения. После этого под его присмотром проводится ввод криоинструмента. Криовоздействие выполняется КХА автоматически под визуальным контролем медицинского работника. При таком подходе снижается механическая работа хирурга и больше внимания уделяется слежению за правильностью хода операции. Благодаря этому может снизиться время на обучение специалиста и достижение требуемой квалификации.

Снижение стоимости применения является одним из главных факторов для развития криохирургии. Современные хирургические методы, использующие роботассистированные системы и физические факторы, смогут полноценно конкурировать с традиционными в том случае, если стоимость оборудования и его технической поддержки не будет значительно влиять на стоимость операций, внедрение методик на местах не будет представлять собой длительный процесс, а сами методики будут рекомендованы в качестве методик выбора.

Сделать криохирургию доступнее может унификация и массовость использования, которые напрямую зависят от удобства эксплуатации. Для этого нужно разрабатывать универсальное базовое оборудование с широким набором специализированного инструмента. Необходима разработка, с одной стороны, простых малогабаритных ручных КХА, служащих преимущественно для амбулаторного применения, в которых следует предусмотреть широкий ассортимент специализированных криоинструментов и специализированное программное обеспечение по расчету воздействия, а также применение новых материалов [26, 98, 99]. С другой стороны, требуется разработка надежных, достаточно производительных базовых стационарных КХА [13, 100, 101], в том числе с элементами роботизации. С точки зрения криоагента в стационарных аппаратах наиболее перспективным является использование аргона. По сравнению с применением жидкого азота у единичного криоинструмента в данном случае мощность меньше, но важную роль играет компактность и возможность использования группы криоинструментов [102, 103]. Имеется единичный пример малоинвазивного пенетрационного инструмента, работающего на жидком азоте. Это Медицинская криотерапевтическая система МКС (С.-Петербург, Россия), но производителем не указана мощность охлаждения данного аппарата [104–106]. Также следует обратить внимание на удобство автоматического регулирования систем сжатого газа по сравнению с кипящим криоагентом.

Заключение. Сегодня проблема недостаточных возможностей криохирургических аппаратов по выполнению медико-технических требований связана не столько с несовершенством характеристик самих аппаратов, сколько с недостатком возможностей контроля процедуры. Для достижения высокой эффективности криовоздействия эта проблема должна решаться комплексно. Развитие технологий медицинской визуализации, повышение вычислительных мощностей и совершенствование технических средств обеспечения низкотемпературного метода в дальнейшем могут позволить значительно расширить функциональность и сферу применения криохирургических аппаратов.

Финансирование исследования. Исследование выполнено за счет гранта Российского научного фонда (проект 16-19-10567).

Конфликт интересов. Авторы заявляют об отсутствии конфликта интересов.


  1. Цыганов Д.И. Криомедицина: процессы и аппараты. М: САЙНС-ПРЕСС; 2011; 304 с.
  2. Xu K., Korpan N.N., Niu L. Modern cryosurgery for cancer. World Scientific Publishing; 2012, https://doi.org/10.1142/8004.
  3. Шафранов В.В., Цыганов Д.И., Поляев Ю.А. Воз­можности криохирургии. Анналы хирургии 1996; (4): 4.
  4. Цыганов Д.И. Теоретические и экспериментальные основы создания криохирургической аппаратуры и меди­цинских технологий ее применения. Дис. докт. … тех. наук. М; 1995.
  5. Korpan N.N. Modern cryosurgery: present and future. In: 16th World Congress of the ISC. October 29–November 2, 2011; Hofburg, Vienna, Austria. Korpan N.N., Sumida S. (editors). Vienn: The University Publisher Facultas; 2011; p. 29–30.
  6. Криохирургические операции при заболеваниях пе­чени и поджелудочной железы. Под ред. Альперовича Б.И. М: ГЭОТАР-Медиа; 2015; 239 с.
  7. Беляев А.М., Прохоров Г.Г. Криогенные технологии в онкологии. Вопросы онкологии 2015; 61(3): 317–322.
  8. Wojciech R. The importance of cryosurgery in gynecological practice. Ginekol Pol 2011; 82(8): 618–622.
  9. Будрик В.В. Основы криотерапии, криохирургии и криоконсервации. М: Лика; 2014; 190 с.
  10. Tumor ablation. Principles and practice. vanSonnenberg E., McMullen W.N., Solbiati L., Livraghi T., Müeller P.R., Silverman S.G. (editors). Springer-Verlag New York; 2005, https://doi.org/10.1007/0-387-28674-8.
  11. Handbook of urologic cryoablation. Rukstalis D., Katz A. (editors). CRC Press; 2007, https://doi.org/10.3109/9780203029930-1.
  12. Tanaka D., Shimada K., Rabin Y. Two-phase computerized planning of cryosurgery using bubble-packing and force-field analogy. J Biomech Eng 2006; 128 (1): 49–58, https://doi.org/10.1115/1.2136166.
  13. Буторина А.В., Поляев Ю.А., Воздвиженский И.С., Усанова Г.А., Архаров A.M., Матвеев В.А., Цыганов Д.И., Антонов А.Н., Жердев А.А. Крио-СВЧ технологии в хирургии. Химическое и нефтегазовое машиностроение 2008; 1: 24–25.
  14. Butorina A., Arkharov A., Matveev V. Dreams and reality of cryogenic technology in surgery. In: The 12th CRYOGENICS 2012. IIR International Conference. September 11–14, 2012; Dresden, Germany. Czech Republic; 2012; p. 467–474.
  15. Бобрихин А.Ф., Гудков А.Г., Цыганов Д.И., Шафра­нов В.В. Криодеструкция патологических образований. Машиностроитель 2015; 1: 39–45.
  16. Шафранов В.В., Цыганов Д.И., Романов А.В., Борхунова Е.Н., Таганов А.В., Кобяцкий А.В., Плигин В.А., Гераськин А.В., Поляев Ю.П., Константинов К.В., Фо­мин А.А., Нечаева М.В. Криохирургия у детей. Некоторые теоретические и практические вопросы. Детская хирургия 1999; 3: 35–44.
  17. Шафранов В.В., Борхунова Е.Н., Цыганов Д.И., Тор­ба А.И., Таганов А.В., Межов-Деглин Л.П., Калмыкова З.В., Подшивалова О.А. Современная концепция разрушения биологических тканей при локальной криодеструкции. Гуманитарный вестник 2013; 12(14): 8.
  18. Govorov A.V., Vasilyev A.O., Pushkar D.U. Specifics of prostate cryoablation. Biomedical Engineering 2015; 49(1): 54–59, https://doi.org/10.1007/s10527-015-9496-8.
  19. Говоров А.В., Пушкарь Д.Ю., Иванов В.Ю. Криоабляция предстательной железы. Онкоурология 2011; 2: 96–101.
  20. Berglund R.K., Jones J.S. Cryotherapy for prostate cancer. In: Interventional urology. Rastinehad A.R., Siegel D.N., Pinto P.A., Wood B.J. (editors). Springer International Publishing; 2016; p. 165–171, https://doi.org/10.1007/978-3-319-23464-9_13.
  21. Шафранов В.В., Борхунова Е.Н., Костылев М.А., Цыганов Д.И., Торба А.И., Таганов А.В., Межов-Деглин Л.П., Калмыкова З.В. Механизм разрушения биологических тка­ней при локальной криодеструкции. Вестник РАЕН 2012; 1: 68–77.
  22. Thaokar C., Rabin Y. Temperature field reconstruction for the application of wireless implantable temperature sensors in cryosurgery. In: ASME 2011 Summer Bioengineering Conference; Parts A and B. ASME International; 2011, https://doi.org/10.1115/sbc2011-53319.
  23. Бобрихин А.Ф., Гудков А.Г., Цыганов Д.И., Шафра­нов В.В. Малогабаритные автономные криодеструкторы «КМ-01» И «КМ-02». Технологии живых систем 2012; 9(8): 39–46.
  24. Kondratenko R., Nesterov S., Butorina A. Study of contact methods to cool biological tissue in local surgery. In: The 12th CRYOGENICS 2012. IIR International Conference. September 11–14, 2012; Dresden, Germany. Czech Republic; 2012; p. 146–149.
  25. Макарова О.А., Кузнецова Н.Л. Использование жидкого азота в лечении пациентов с нагноением ран после трахеостомии. Современные технологии в медицине 2012; 4: 125–127.
  26. Медицинские материалы и имплантаты с памятью формы. Т. 9. Пористо-проницаемые криоаппликаторы из никелида титана в медицине. Под ред. В.Э. Гюнтера. Томск: МИЦ; 2010; 306 с.
  27. Машины низкотемпературной техники. Криогенные машины и инструменты. Под ред. Архарова А.М., Буткевича И.К. М: Издательство МГТУ им. Баумана; 2015; 536 с.
  28. Котова Т.Г. Криохирургическая аппаратура, исполь­зуемая для криодеструкции новообразований легкого. Успехи современной науки и образования 2016; 5(2): 129–132.
  29. Говоров А.В., Васильев А.О., Иванов В.Ю., Ковы­лина М.В., Прилепская Е.А., Пушкарь Д.Ю. Лечение рака предстательной железы при помощи криоаблации: проспективное исследование. Урология 2014; 6: 69–74.
  30. Mozer P., Troccaz J., Stoianovici D. Robotics in urology: past, present, and future. In: Atlas of robotic urologic surgery. Humana Press; 2011; p. 3–13, https://doi.org/10.1007/978-1-60761-026-7_1.
  31. Sehrawat A., Shimada K., Rabin Y. Geometric deformation of three-dimensional prostate model with applications to computerized training of cryosurgery. In: ASME 2011 Summer Bioengineering Conference; Parts A and B. ASME International; 2011, p. 751–752, https://doi.org/10.1115/SBC2011-53205.
  32. Чиж Н.А., Сандомирский Б.П. Криохирургия. Пере­загрузка и обновление. Клiнiчна хiрургiя 2011; 6: 53–55.
  33. Chua K.J., Chou S.K., Ho J.C. An analytical study on the thermal effects of cryosurgery on selective cell destruction. Journal of Biomechanics 2007; 40(1): 100–116, https://doi.org/10.1016/j.jbiomech.2005.11.005.
  34. Шафранов В.В., Борхунова Е.Н., Таганов А.В., Тор­ба А.И., Цыганов Д.И., Мазохин В.Н., Письменскова А.В. Теория и механизм повреждения биологических тканей при локальном замораживании. Российский вестник детской хирургии, анестезиологии и реаниматологии 2011; 1: 124–134.
  35. Erinjeri J.P., Clark T.W.I. Cryoablation: mechanism of action and devices. J Vasc Interv Radiol 2010; 21(8): S187–S191, https://doi.org/10.1016/j.jvir.2009.12.403.
  36. Robilotto A.T., Baust J.M., Van Buskirk R.G., Gage A.A., Baust J.G. Temperature-dependent activation of differential apoptotic pathways during cryoablation in a human prostate cancer model. Prostate Cancer Prostatic Dis 2013; 16(1): 41–49, https://doi.org/10.1038/pcan.2012.48.
  37. Sumida S. Mechanism of tissue injury in cryosurgery. In: 16th World Congress of the ISC. October 29–November 2, 2011; Hofburg, Vienna, Austria. Korpan N.N., Sumida S. (editors). Vienna: University Facultas Publisher; 2011; p. 55–56.
  38. Цыганов Д.И. Теплофизические аспекты криохирургии. М: РМАПО; 2005; 180 с.
  39. Yang B., Wan R.G., Muldrew K.B., Donnelly B.J. A finite element model for cryosurgery with coupled phase change and thermal stress aspects. Finite Elem Anal Des 2008; 44(5): 288–297, https://doi.org/10.1016/j.finel.2007.11.014.
  40. Ismail M., Ahmed S., Davies J. Prostate Cryotherapy. In: Prostate cancer: a comprehensive perspective. Springer London; 2012; p. 773–786, https://doi.org/10.1007/978-1-4471-2864-9_65.
  41. Васильев С.А., Песня-Прасолов С.Б. Применение криохирургического метода в нейрохирургии. Нейро­хирур­гия 2009; 4: 63–70.
  42. Yiu W., Basco M.T., Aruny J.E., Cheng S.W., Sumpio B.E. Cryosurgery: a review. Int J Angiol 2007; 16(1): 1–6, https://doi.org/10.1055/s-0031-1278235.
  43. Rossi M.R., Tanaka D., Shimada K., Rabin Y. An efficient numerical technique for bioheat simulations and its application to computerized cryosurgery planning. Comput Methods Programs Biomed 2007; 85(1): 41–50, https://doi.org/10.1016/j.cmpb.2006.09.014.
  44. Zhao G., Luo D.W., Liu Z.F., Gao D.Y. Comparative study of the cryosurgical processes with two different cryosurgical systems: the endocare cryoprobe system versus the novel combined cryosurgery and hyperthermia system. Latin American Applied Research 2007; 37(3): 215–222.
  45. Рикберг А.Б., Есьман С.С., Голубев Ю.В., Серги­енко В.П. Тест in vitro для криохирургии. Криобиология 1987; 1: 41–46.
  46. Larson T.R., Rrobertson D.W., Corica A., Bostwick D.G. In vivo interstitial temperature mapping of the human prostate during cryosurgery with correlation to histopathologic outcomes. Urology 2000; 55(4): 547–552, https://doi.org/10.1016/s0090-4295(99)00590-7.
  47. Nakatsuka S., Yashiro H., Inoue M., Kuribayashi S., Kawamura M., Izumi Y., Tsukada N., Yamauchi Y., Hashimoto K., Iwata K., Nagasawa T., Lin Y.-S. On freeze-thaw sequence of vital organ of assuming the cryoablation for malignant lung tumors by using cryoprobe as heat source. Cryobiology 2010; 61(3): 317–326, https://doi.org/10.1016/j.cryobiol.2010.10.157.
  48. Говоров А.В., Васильев А.О., Ковылина М.В., При­леп­ская Е.А., Ковнацкая Г.А., Пушкарь Д.Ю. Эффек­тивность криовоздействия в зависимости от коли­чест­венных и качественных режимов замораживания и от­таивания. Экспериментальная и клиническая урология 2015; 1: 24–29.
  49. Dombrovsky L.A., Nenarokomova N.B., Tsiganov D.I., Zeigarnik Y.A. Modeling of repeating freezing of biological tissues and analysis of possible microwave monitoring of local regions of thawing. International Journal of Heat and Mass Transfer 2015; 89: 894–902, https://doi.org/10.1016/j.ijheatmasstransfer.2015.05.117.
  50. le Pivert P.J. Cryosurgery for cancer in the 21st century, the turning point. In: 16th World Congress of the ISC. October 29–November 2, 2011; Hofburg, Vienna, Austria. Korpan N.N., Sumida S. (editors). Vienna: University Facultas Publisher; 2011; p. 49.
  51. Keelan R., Zhang H., Shimada K., Rabin Y. Graphics processing unit-based bioheat simulation to facilitate rapid decision making associated with cryosurgery training. Technol Cancer Res Treat 2016; 15(2): 377–386, https://doi.org/10.1177/1533034615580694.
  52. Sehrawat A., Keelan R., Shimada K., Wilfong D.M., McCormick J.T., Rabin Y. Simulation-based cryosurgery intelligent tutoring system prototype. Technol Cancer Res Treat 2016; 15(2): 396–407, https://doi.org/10.1177/1533034615583187.
  53. Sehrawat A., Shimada K., Rabin Y. Generating prostate models by means of geometric deformation with application to computerized training of cryosurgery. Int J Comput Assist Radiol Surg 2013; 8(2): 301–312, https://doi.org/10.1007/s11548-012-0780-8.
  54. Keelan R., Yamakawa S., Shimada K., Rabin Y. Computerized training of cryosurgery — a system approach. Cryo Letters 2013; 34(4): 324–337.
  55. Keelan R., Shimada K., Rabin Y. Developing a framework for computerized training of cryosurgery based on finite elements analysis. In: ASME 2011 Summer Bioengineering Conference. ASME; 2011; p. 749–750, https://doi.org/10.1115/sbc2011-53192.
  56. Giorgi G., Avalle L., Brignone M., Piana M., Caviglia G. An optimisation approach to multiprobe cryosurgery planning. Comput Methods Biomech Biomed Engin 2013; 16(8): 885–895, https://doi.org/10.1080/10255842.2011.643469.
  57. Васильев А.О., Говоров А.В., Пушкарев А.В., Цыга­нов Д.И., Шакуров А.В. Теплофизическое моделирование криохирургической операции на примере рака пред­ста­тельной железы. Технологии живых систем 2014; 11(4): 47–53.
  58. Deng Z.-S., Liu J. Computerized planning of multi-probe cryosurgical treatment for tumor with complex geometry. In: ASME 2007 International Mechanical Engineering Congress and Exposition. ASME; 2007; p. 97–101, https://doi.org/10.1115/imece2007-43921.
  59. Tanaka D., Shimada K., Rossi M.R., Rabin Y. Towards intra-operative computerized planning of prostate cryosurgery. Int J Med Robot 2007; 3(1): 10–19, https://doi.org/10.1002/rcs.124.
  60. Rossi M.R., Tanaka D., Shimada K., Rabin Y. Computerized planning of prostate cryosurgery using variable cryoprobe insertion depth. Cryobiology 2010; 60(1): 71–79, https://doi.org/10.1016/j.cryobiol.2008.11.008.
  61. Thaokar C., Rossi M.R., Rabin Y. A new method for temperature-field reconstruction during ultrasound-monitored cryosurgery using potential-field analogy. Cryobiology 2016; 72(1): 69–77, https://doi.org/10.1016/j.cryobiol.2015.10.153.
  62. Thaokar C., Rabin Y. Temperature field reconstruction for minimally invasive cryosurgery with application to wireless implantable temperature sensors and/or medical imaging. Cryobiology 2012; 65(3): 270–277, https://doi.org/10.1016/j.cryobiol.2012.08.001.
  63. Thaokar C.V., Rabin Y. Temperature-field reconstruction for the application of prostate cryosurgery. In: 38th Annual Northeast Bioengineering Conference. IEEE; 2012, https://doi.org/10.1109/nebc.2012.6206968.
  64. Kotova Т.G., Kochenov V.I., Tsybusov S.N., Madai D.Y., Gurin А.V. Calculation of effective freezing time in lung cancer cryosurgery based on Godunov simulation. Sovremennye tehnologii v medicine 2016; 8(1): 48–54, https://doi.org/10.17691/stm2016.8.1.07.
  65. Сhua K.J. Computer simulations on multiprobefreezing of irregularly shaped tumors. Comput Biol Med 2011; 41(7): 493–505, https://doi.org/10.1016/j.compbiomed.2011.04.015.
  66. Shah T.T., Arbel U., Foss S., Zachman A., Rodney S., Ahmed H.U., Arya M. Modeling cryotherapy ice ball dimensions and isotherms in a novel gel-based model to determine optimal cryo-needle configurations and settings for potential use in clinical practice. Urology 2016; 91: 234–240, https://doi.org/10.1016/j.urology.2016.02.012.
  67. He Z.-Z., Liu J. An efficient thermal evolution model for cryoablation with arbitrary multi-cryoprobe configuration. Cryobiology 2015; 71(2): 318–328, https://doi.org/10.1016/j.cryobiol.2015.08.006.
  68. Hinshaw J.L., Lee Jr. F.T., Laeseke P.F., Sampson L.A., Brace C. Temperature isotherms during pulmonary cryoablation and their correlation with the zone of ablation. J Vasc Interv Radiol 2010; 21(9): 1424–1428, https://doi.org/10.1016/j.jvir.2010.04.029.
  69. Kudryashov N.A., Shilnikov K.E. Numerical modeling and optimization of the cryosurgery operations. J Comput Appl Math 2015; 290: 259–267, https://doi.org/10.1016/j.cam.2015.05.018.
  70. Морозова Н.В., Пономарев Д.Е., Пушкарев А.В., Цы­га­нов Д.И. Применение теплофизического модели­рова­ния при криохирургии печени. Российский онкологический журнал 2014; 19(4): 37.
  71. Бурков И.А., Пушкарёв А.В., Шакуров А.В., Цыга­нов Д.И. Исследование температурного распределения на рабочей поверхности малоинвазивного криозонда. Автоматизация. Современные технологии 2015; 9: 23–25.
  72. Zhao X., Chua K.J. Studying the performance of bifurcate cryoprobes based on shape factor of cryoablative zones. Cryobiology 2014; 68 (3): 309–317, https://doi.org/10.1016/j.cryobiol.2014.04.011.
  73. Okajima J., Komiya A., Maruyama S. 24-gauge ultrafine cryoprobe with diameter of 550 μm and its cooling performance. Cryobiology 2014; 69(3): 411–418, https://doi.org/10.1016/j.cryobiol.2014.09.104.
  74. Хасан В.А. Методика газодинамического расчета азотного криохирургического аппарата. Проблемы здо­ровья и экологии 2015; 4(46): 101–105.
  75. Taka S.J., Srinivasan S. NIRViz: 3D visualization software for multimodality optical imaging using visualization toolkit (VTK) and insight segmentation toolkit (ITK). J Digit Imaging 2011; 24(6): 1103–1111, https://doi.org/10.1007/s10278-011-9362-5.
  76. Nolden M., Zelzer S., Seitel A., Wald D., Müller M., Franz A.M., Maleike D., Fangerau M., Baumhauer M., Maier-Hein L., Maier-Hein K.H., Meinzer H.P., Wolf I. The Medical Imaging Interaction Toolkit: challenges and advances: 10 years of open-source development. Int J Comput Assist Radiol Surg 2013; 8(4): 607–620, https://doi.org/10.1007/s11548-013-0840-8.
  77. Pryluck D.S., Erinjeri J.P. Interventional radiology. In: Desmoid tumors. Springer Netherlands 2012; p. 127–144, https://doi.org/10.1007/978-94-007-1685-8_9.
  78. Hasgall P.A., Neufeld E., Gosselin M.C., Klingenböck A., Kuster N., Hasgall P., Gosselin M. IT’IS Database for thermal and electromagnetic parameters of biological tissues. Version 2.5. 2014.
  79. Choi J., Bischof J.C. Review of biomaterial thermal property measurements in the cryogenic regime and their use for prediction of equilibrium and non-equilibrium freezing applications in cryobiology. Cryobiology 2010; 60(1): 52–70, https://doi.org/10.1016/j.cryobiol.2009.11.004.
  80. Муравьев В. Криоабляция рака предстательной железы. Экспериментальная и клиническая урология 2011; 2–3: 37–39.
  81. Буторина А.В., Архаров А.М., Матвеев В.А., Цы­га­нов Д.И., Митрохин В.Н., Поляев Ю.А. Реальные воз­можности крио-СВЧ технологий в хирургии. Инженерный журнал: наука и инновации 2012; 5(5): 13.
  82. Kalmykova Z.V., Makova M.K., Mezhov-Deglin L.P., Lanin A.N., Petrusenko I.V., Shafranov V.V. Portable devices for cryogenic surgery and therapy. In: 10th International Conference on Cryocrystals and Quantum Crystals. Almaty: 2014; p. 73.
  83. Qiu W., Yuchi M., Ding M., Tessier D., Fenster A. Needle segmentation using 3D Hough transform in 3D TRUS guided prostate transperineal therapy. Med Phys 2013; 40(4): 042902: https://doi.org/10.1118/1.4795337.
  84. Abdelaziz S., Esteveny L., Renaud P., Bayle B., Barbé L., De Mathelin M., Gangi A. Design considerations for a novel MRI compatible manipulator for prostate cryoablation. Int J Comput Assist Radiol Surg 2011; 6(6): 811-819, https://doi.org/10.1007/s11548-011-0558-4.
  85. Eslami S., Fischer G.S., Song S.E., Tokuda J., Hata N., Tempany C.M., Iordachita I. Towards clinically optimized MRI-guided surgical manipulator for minimally invasive prostate percutaneous interventions: constructive design. IEEE Int Conf Robot Autom 2013; 20132: 1228–1233, https://doi.org/10.1109/icra.2013.6630728.
  86. Верховный А.И., Васильев М.К., Савельева С.К., Пономарев Д.Е., Антонов Е.А. Современные тенденции совершенствования криомедицинской техники в РФ. Молодежный научно-технический вестник 2016; 4: 3.
  87. Kickhefel A., Weiss C., Roland J., Gross P., Schick F., Salomir R. Correction of susceptibility-induced GRE phase shift for accurate PRFS thermometry proximal to cryoablation iceball. MAGMA 2012; (25): 23–31, https://doi.org/10.1007/s10334-011-0277-4.
  88. Zou C., Shen H., He M., Tie C., Chung Y.C., Liu X. A fast referenceless PRFS-based MR thermometry by phase finite difference. Phys Med Biol 2013; 58(16); 5735–5751, https://doi.org/10.1088/0031-9155/58/16/5735.
  89. Overduin C.G., Bomers J.G., Jenniskens S.F., Hoes M.F., Ten Haken B., de Lange F., Fütterer J.J., Scheenen T.W. T1-weighted MR image contrast around a cryoablation iceball: a phantom study and initial comparison with in vivo findings. Med Phys 2014; 41(11): 112301, https://doi.org/10.1118/1.4896824.
  90. Шакуров А.В. Исследование теплообмена при охлаждении биоткани внутренних органов для проведения роботических операций. Дис. ... канд. тех. наук. М; 2016.
  91. Шевченко Ю.Л. От Леонардо Да Винчи к роботу «Да Винчи». Вестник Национального медико-хирургического центра им. Н.И. Пирогова 2012; 7(1): 15–20.
  92. Байкова Е.С., Мугин О.О., Цыганов Д.И. Развитие исследований в сфере робототехники в организациях ФАНО России. Известия ЮФУ. Технические науки 2016; 1(174): 219–227.
  93. Su H., Cole G.A., Fischer G.S. High-field MRI-compatible needle placement robots for prostate interventions: pneumatic and piezoelectric approaches. Advances in robotics and virtual reality. Intelligent systems reference library. Gulrez T., Hassanien A.E. (editors). Springer Berlin Heidelberg; 2012; p. 3–32, https://doi.org/10.1007/978-3-642-23363-0_1.
  94. Wei Z., Gardi L., Edirisinghe C., Downey D., Fenster A. Three-dimensional ultrasound guidance and robot assistance for prostate brachytherapy. In: Image-guided interventions. Springer US; 2008; p. 429–460, https://doi.org/10.1007/978-0-387-73858-1_15.
  95. Khallaghi S., Sánchez C.A., Rasoulian A., Nouranian S., Romagnoli C., Abdi H., Chang S.D., Black P.C., Goldenberg L., Morris W.J., Spadinger I., Fenster A., Ward A., Fels S., Abolmaesumi P. Statistical biomechanical surface registration: application to MR-TRUS fusion for prostate interventions. IEEE Trans Med Imaging 2015; 34(12): 2535–2549, https://doi.org/10.1109/tmi.2015.2443978.
  96. Rodgers J., Tessier D., D’Souza D., Leung E., Hajdok G., Fenster A. Development of 3D ultrasound needle guidance for high-dose-rate interstitial brachytherapy of gynaecological cancers. Proc. SPIE 9790, Medical Imaging 2016: Ultrasonic Imaging and Tomography 2016; 97900I, https://doi.org/10.1117/12.2216546.
  97. Hrinivich W.T., Hoover D.A., Surry K., Edirisinghe C., Montreuil J., D’Souza D., Fenster A., Wong E. Three-dimensional transrectal ultrasound guided high-dose-rate prostate brachytherapy: a comparison of needle segmentation accuracy with two-dimensional image guidance. Brachytherapy 2016; 15(2): 231–239, https://doi.org/10.1016/j.brachy.2015.12.005.
  98. Меерович Г.А., Курлов В.Н., Пустынский И.Н., Шикунова И.А. Устройство для локального охлаждения биологической ткани. Патент RU 118856. 2011.
  99. Fruchter O., Kramer M.R. Retrieval of various aspirated foreign bodies by flexible cryoprobe: in vitro feasibility study. Clin Respir J 2015; 9(2): 176–179, https://doi.org/10.1111/crj.12120.
  100. Zharkov I.V., Bogorad V.S., Korpan N.N., Leshchenko V.M. Universal cryosurgical complex — future of cryosurgical equipment. In: 16th World Congress of the ISC. October 29–November 2, 2011; Hofburg, Vienna, Austria. Korpan N.N., Sumida S. (editors). Vienna: University Facultas Publisher; 2011; p. 149–150.
  101. Spoerl S., Gust N., Rackow S., Schmidt D. Medical device for cold application in surgery. Cryobiology 2015; 71(3): 547–548, https://doi.org/10.1016/j.cryobiol.2015.10.045.
  102. Lee C., Baek S., Lee J., Hwang G., Jeong S., Park S.W. Development of a closed-loop J–T cryoablation device with a long cooling area and multiple expansion parts. Med Eng Phys 2014; 36(11): 1464–1472, https://doi.org/10.1016/j.medengphy.2014.07.017.
  103. Littrup P.J. The impact of cryotechnology upon the clinical spectrum and future of cryoablation procedures. In: 16th World Congress of the ISC. October 29–November 2, 2011; Hofburg, Vienna, Austria. Korpan N.N., Sumida S. (editors). Vienna: University Facultas Publisher; 2011; p. 53–54.
  104. Гафтон Г.И., Прохоров Г.Г., Костромина Е.В. Техно­логия пункционной криодеструкции опухолей мягких тканей. Вопросы онкологии 2016; 62(1): 63–66.
  105. Беляев А.М., Прохоров Г.Г., Раджабова З.А., Мадагов А.С., Хадзиева М.И., Костромина Е.В., Гурин А.В., Ракитина Д.А., Нажмудинов Р.А. Пункционная криодеструкция рецидивных базалиом области лица с ультразвуковым сканированием и мониторингом операции. Вопросы онкологии 2016; 62(2): 296–301.
  106. Беляев А.М., Прохоров Г.Г., Гафтон Г.И., Гаса­нов М.И., Раджабова З.А., Прохоров Д.Г., Грицаенко А.Е., Гурин А.В. Технология малоинвазивной криодеструкции ре­цидивных опухолей. Вопросы онкологии 2016; 62(3): 440–442.


Журнал базах данных

web_of_science.jpg

scopus.jpg

crossref.jpg

doaj.jpg

ebsco.jpg

embase.jpg

ulrich.jpg

cyberleninka.jpg

e-library.jpg

lan.jpg

ajd.jpg

vak.jpg