Магнітна система аплікатора для концентрації магнітних матеріалів у локальній області всередині біологічного об’єкта

Магнітна система аплікатора для концентрації магнітних матеріалів у локальній області всередині U 2 (19) 1 3 магнітів, встановлених один навпроти іншого, між якими розташовано біологічний об'єкт [US 5,788,624, A61N 2/00. Magnetic therapy and a magnetic field scanning physiotherapeutic device / H. Lu, B. Lin, G. Liu, J. Zhao, 1998]. Недоліки цієї конструкції полягають у тому, що постійні магніти не дозволяють регулювати та підвищувати величину магнітного поля вище за визначене значення, градієнт індукції магнітного поля в центрі між магнітами - мінімальний, що не дає можливості ефективно утримувати МНЧ у внутрішньому органі. Інший відомий пристрій, взятий нами за прототип, для контролю магнітних елементів всередині вибраної області біологічного об'єкта, що складається з тороїдального магніта з повітряним зазором [US 6,148,823, А61В 19/00. Method of and system for controlling magnetic elements in the body using a gapped toroid magnet, 2000] теж має недоліки. Ці недоліки - аналогічні вказаним вище, але при цьому градієнт магнітного поля у центрі зазору суттєво нижчий за градієнт цього поля біля поверхні магнітної системи, що обумовлює більш сильну дію цього поля біля цих поверхонь. Але біологічний об'єкт розташовується саме у повітряному зазорі приладу, що лімітує розміри, форму і габарити біологічних об'єктів та ін. Крім того, знайдено пристрій з використанням електромагнітів [US 6,309,340, A61N 1/00. Magnet type medical instrument and electromagnet and coil used]. Суть цього пристрою, полягає у тому, щоб запобігти зменшенню магнітного поля в точках, віддалених від магнітного полюса. Це досягається за рахунок того, що електромагніт складається із циліндричого 1-го осердя з 1-ою внутрішньою порожниною та 1-ою обмоткою навколо 1-го осердя та 2-ої обмотки, намотаної навколо 2-го осердя, розміщеного в першій внутрішній порожнині, призначеної для генерації другого магнітного поля, яка створює другу внутрішню порожнину, причому друга обмотка намотана та живиться так, що полярність первинного магнітного поля співпадає з полярністю другого магнітного поля. Суперпозиція цих двох полів дозволяє отримати підвищене магнітне поле та більш високий його градієнт у точках, більш віддалених від магнітного полюса порівняно з одиночною котушкою. Недоліком розглянутої конструкції є те, що для досягнення високих значень магнітного поля та градієнту, необхідно забезпечити високу густину струму в котушках, які створюють магнітне поле, що вимагає великих енерговитрат та застосування ефективного охолодження катушок. Таким чином, на основі вивчення сучасного стану по застосуванню магнітних систем в магнітотерапії та управлінню магнітними речовинами всередині тіла пацієнта знайдено, що відомі магнітні системи не задовольняють вимогам до аплікаторів, які повинні концентрувати МНЧ, а саме, - градієнт поля повинен бути не менше ніж 1,3Тл/м при відстані від поверхні аплікатора не менше 35мм. На нашу думку, створення магнітної системи зі значними градієнтами магнітного поля, 29313 4 віддаленими від джерела магнітного поля, можливо здійснити шляхом суперпозиції поля від декількох джерел. Технічною задачею корисної моделі, що пропонується, є вдосконалення магнітного аплікатора, який прикладається до поверхні біологічного організму та створює неоднорідне магнітне поле всередині його тіла з необхідним градієнтом поля на заданій відстані від робочої поверхні аплікатора. Суть корисної моделі полягає у тому, що магнітне поле створюється постійними магнітами циліндричної форми, закріплених разом аксіальне та намагнічених в одному напрямку. При цьому діаметри та товщини магнітів підібрані таким чином, щоб створити максимальне неоднорідне локальне поле на заданій відстані від робочої поверхні магнітної системи аплікатора. В основу корисної моделі поставлено задачу вдосконалення магнітної системи аплікатора для концентрації магнітних матеріалів у локальній області всередині біологічного об'єкту, яка містить зкріплені разом та виготовлені з феромагнітних сплавів на основі рідкоземельних металів постійні магніти, що мають велике залишкове постійне магнітне поле. Поставлена задача досягається шляхом застосування концентричної форми і конструктивного виконання не менше ніж з двох дискових постійних магнітів, зкріплених між собою аксіально та намагнічених в напрямку їх осі, при цьому до вказаних магнітів на їх тильній (протилежній від робочої) поверхні додатково кріпляться не менш ніж два феромагнітні елементи, а саме, - не менш ніж одна шайба та не менш ніж один стакан, діаметри яких не менші за діаметр вказаних магнітів, при цьому вказана(і) шайба(и) розташована(і) між вказаними магнітами та стаканом(ами), а як матеріал для виготовлення вказаних магнітів застосовано самарійкобальтовий сплав. Це дозволяє забезпечити збільшення неоднорідності магнітного поля та створити максимально великий градієнт поля на заданій відстані від передньої (робочої) поверхні магнітної системи. Технічний результат досягається: 1) В першу чергу витягуванням магнітних силових ліній на більшу відстань від тильної (протилежної до робочої) поверхні магнітної системи, спричинене зменшенням магнітного опору за рахунок доповнення магнітної системи магнітопроводом, який складається із феромагнітних елементів (шайби та стакана). Це призводить до деформації ліній магнітного поля з боку робочої поверхні і, як наслідок, - до збільшення величин градієн-тів на певній відстані від робочої поверхні. 2) По-друге наявністю декількох концентричне скріплених елементів, намагнічених в одному напрямку. 3) По-третє - застосуванням матеріалу, з якого виготовлено дискові магніти, самарійкобальтового сплаву (SmCo5), який характеризується високим ступенем намагніченості. 5 У результаті суперпозиція полів окремих магнітів та доповнення системи магнітопроводом з феромагнітних елементів приводить до потрібного ефекту, а саме - градієнт поля з боку робочої поверхні збільшується. Крім того, пропонована конструкція дозволяє змінювати поперечний до осі розмір області поля із заданими параметрами шляхом варіації товщин та діаметрів елементів (дискових магнітів, шайби, та стакана). Короткий опис ілюстрацій: Фіг.1 - Таблиця переносної швидкості Vr руху МНЧ, в руслі крові в прикладеному магнітному полі для різних кровоносних судин з діаметром d, довжиною L та середньою швидкістю потоку крові U. Фіг.2 - Таблиця швидкості руху V магнітних наночастинок (МНЧ) в магнітному полі, визначена в експериментальній кюветі: В і ÑB - індукція і градієнт магнітного поля, t - час зміни оптичної густини в 10 разів. Фіг.3 - Порівняльна таблиця переносної швидкості МНЧ Vr, та швидкості МНЧ Vr, визначеної в кюветі експериментальної установки, та відповідні градієнти магнітного поля VB для деяких типів судин. Фіг.4 - Конструкція найпростішої реалізації магнітної системи аплікатора, яка складається з двох дискових постійних магнітів 1 та 2, закріплених між собою аксіально та намагнічених в одному напрямку. Фіг.5 - Залежність індукції магнітного поля від відстані до робочої поверхні магнітної системи для двох реалізацій магнітної системи аплікатора: крива 1 - найпростіша реалізація, зображена на Фіг.4; крива 2 -вдосконалена реалізація, зображена на Фіг.5-6. Фіг.6 - Залежність градієнту магнітного поля від відстані до робочої поверхні магнітної системи для двох реалізацій магнітної системи аплікатора: крива 1 - найпростіша реалізація, зображена на Фіг.4; крива 2 -вдосконалена реалізація, зображена на Фіг.5-6. Фіг.7 - Зовнішній вигляд вдосконаленої реалізації магнітної системи аплікатора. Фіг.8 - Поперечний розріз магнітної системи аплікатора, наведеної на Фіг.5: 1 - феромагнітний стакан, 2 - феромагнітна шайба, 3 та 4 - постійні дискові магніти, намагнічені в напрямку осі. Фіг.9 - Діаграма направленості індукції магнітного поля в аксіальній площині для найпростішої реалізації (Фіг.4): горизонтальна координата -відстань від робочої поверхні магнітної системи вздовж її осі, вертикальна координата - відстань від осі магнітної системи. Цифри на ізолініях вказують значення поля в мілітеслах (мТл). Фіг.10 - Діаграма направленості градієнту магнітного поля в аксіальній площині для найпростішої реалізації (Фіг.4): горизонтальна координата -відстань від робочої поверхні магнітної системи вздовж її осі, вертикальна координата - відстань від осі магнітної системи. Цифри на ізолініях вказують значення градієнта 29313 6 поля, вираженого в мілітеслах на міліметр (мТл/мм) або теслах на метр (Тл/м). Для вибору параметрів магнітного поля, необхідного для утримання МНЧ, необхідно розглянути рух агрегатів МНЧ у кровоносних судинах під дією неоднорідного магнітного поля за допомогою моделі, у якій вектор магнітної сили та вісь судини утворюють довільний кут а у просторі. Згідно цієї моделі, час перебування частинки в судині змінюється в залежності від цього кута, оскільки до середньої швидкості U руху вздовж осі буде додаватися проекція переносної швидкості на цей напрямок. У результаті маємо вираз (1) для розрахунку переносної швидкості Vr. d 1 Vr » U (1) L sin(1 - l )p / 2 , де U - середня швидкість потоку крові в судині, d - діаметр судини, L -довжина судини, l = (a2 a1)/p - ймовірність доставки магнітної частинки або аргегатів таких частинок у судину. Для всіх судин, осі яких утворюють із вектором магнітної сили кути, які попадають в інтервал a2¸a1, гарантована доставка препарата до стінок судин. Була розрахована переносна швидкість руху агрегатів у кровоносних судинах під дією поля, при якій досягається 50% успіх (l = 0,5) по доставці препарату до органу-мішені. На Фіг.1 подано зведені в таблицю результати розрахунку переносної швидкості Vr руху агрегатів у руслі крові в прикладеному магнітному полі для різних кровоносних судин з діаметром d та довжиною L та різної середньої швидкості потоку крові U. З іншого боку, була визначена експериментальне середня швидкість руху агрегатів МНЧ в магнітному полі V (Фіг.2). У цій таблиці наведені швидкості руху агрегатів, зареєстровані на проміжку часу t, протягом якого оптична густина змінюється в 10 разів, в експериментальній установці для вимірювання швидкості руху під дією магнітного поля певної індукції В та градієнта ÑB. Порівняння теоретичних оцінок та експериментальне отриманих кількісних величин, наведені в обох таблицях (Фіг.1-2), підтверджують можливість утримання наночастинок в області органу-мішені та дають змогу визначити необхідні параметри магнітного поля. У порівняльній таблиці (Фіг.3) наведена переносна швидість Vr, швидкість агрегатів V у кюветі експериментальної установки та відповідні градієнти магнітного поля ÑB для деяких типів судин. Порівняння швидкостей руху наночастинок, наведених в таблицях Фіг.1-3, дає підстави зробити висновки про можливість утримання МНЧ на основі тієї умови, що переносна швидкість руху агрегатів в кровоносних судинах під дією поля (при якій досягається 50% успіх по доставці препарату до органу-мішені) не повинна перевищувати швидкість руху МНЧ під дією поля, визначену експериментально. З порівняльної таблиці Фіг.3 видно, що для виконання цієї умови для затримки препарату в основних венах необхідний градієнт поля повинен бути не меншим 3,6Тл/м, а для затримки 7 препарата в капілярах та легеневих капілярах - не меншим ніж 1,3Тл/м. Таким чином при застосуванні модифікованих гідроксиетилкрохмалом МНЧ з концентрацією їх в крові 0,3г/л при накладанні магнітного поля з градієнтом 3,6Тл/м препарат буде утриманий в основних венах, капілярах, та легеневих капілярах. Розроблено ряд конструкцій магнітних систем, які задовільняють наведеним вище вимогам. На Фіг.1 наведено розріз найпростішої реалізації магнітної системи аплікатора. Вона складається з двох дискових постійних магнітів, виготовлених із самарій-кобальтового (SaCo5) сплаву. Ці магніти з'єднуються між собою вздовж осі (аксіально) та намагнічені також в одному напрямку - вздовж цієї осі. Вказана конструкція має висоту 30мм та діаметр 55мм. Для даної реалізації проведено вимірювання індукції магнітного поля та його градієнту на певних відстанях від поверхні магнітної системи аплікатора. Залежності вказаних індукції та градієнту поля від відстані вздовж осі наведено, відповідно, на Фіг. 5 та 6 (крива 1). З Фіг.6 видно, що вказана реалізація створює неоднорідне магнітне поле на заданій відстані від робочої поверхні, а саме - градієнт, рівний 1,86Тл/м на відстані 42,5мм. Тому при накладанні аплікатора на поверхню тіла біообєкгу над областю, де знаходиться органмішень, та введенні суспензії МНЧ у кров'яне русло, забезпечується утримання та підвищення концентрації МНЧ у цій області. Таким чином, проста реалізація магнітної системи для утримання наночастинок в області-мішені, наведена на Фіг.4, здатна затримати МНЧ в капілярах та легеневих капілярах. Наприклад, при потребі сконцентрувати МНЧ в області нирки такої лабораторної тварини, як кроля, яка знаходяться на відстані 35мм від поверхні живота, магнітна система встановлюється під/над областю нирки та у кров'яне русло вводиться суспензія МНЧ. При цьому в області нирки градієнт поля досягає 3,2Тл/м (див Фіг.6, крива 1), що перевищує значення градієнта, необхідне для утримання МНЧ в капілярах нирки (див. Таблицю Фіг.3, третій рядок). Концентрація МНЧ в області-мішені збільшується зі збільшенням інтервалу часу, протягом якого накладено аплікатор. Створення достатньо великої концентрації препарату, який переноситься МНЧ, може вимагати достатньо великого інтервалу часу (десятки хвилин). Це створює труднощі при проведенні багатократних лабораторних вимірювань з лабораторними тваринами. Крім того, цей час також може обмежуватися біохімічними процесами всередині біооб'єктів, наприклад, - біодеградаціею як самих носіїв (МНЧ), так і (фармако) кінетикою введених препаратів. Крім того, величини градієнтів, створювані простою реалізацією, є недостатніми також для застосування з лабораторними тваринами більших розмірів, наприклад, - собаками чи приматами. 29313 8 Тому наведена вище проста реалізація для вказаних випадків потребує вдосконалення. Тому авторами розрахована і виготовлена інша, більш досконала конструктивна реалізація магнітної системи. На Фіг.4-5 наведені зовнішній вигляд і розріз магнітної системи, у яку додатково введено феромагнітний стакан 1 та феромагнітна шайба 2. Ці елементи кріпляться із тильної (протилежної від робочої) поверхні від постійних магнітів циліндричної форми 3 і 4, намагнічених в напрямку осі. Загальні розміри даної конструкції: висота 85мм, діаметр 90мм. Для даної реалізації, поданої на Фіг.2-3, проведено вимірювання на певних відстанях від поверхні магнітної системи аплікатора. Залежності індукції магнітного поля та його градієнту від відстані вздовж осі теж наведено на Фіг.2-3 (крива 2). Порівняння графіків для двох реалізацій (Фіг.23) магнітних систем дає підставу зробити до висновку, що доповнення системи двох дискових магнітів феромагнітними стаканом та шайбою привело до зростання магнітного поля та його градієнту вздовж осі в напрямку від робочої поверхні магнітної системи. Так, з Фіг.3 видно, що вказана реалізація привела в середньому до збільшення поля на 22%, а градієнту - на 15%. Наприклад, максимальне поле збільшилося з 180мТл до 220мТл, а градієнт - з 6,5Тл/м до 7,5Тл/м. При цьому необхідний градієнт в області органа-мішені досягається за рахунок встановлення потрібної відстані від робочої поверхні магнітної системи до вказаного органу згідно графіків на Фіг.3. Перевагою наведених вище реалізацій конструкції - є те, що немає потреби в спеціальному електричному живленні. Крім того, такі конструкції дешеві, прості у виготовленні, компактні, а тому є зручними у користуванні та при транспортуванні. Для більш точного знання про просторовий розподіл поля та градієнта, необхідно експериментальне зняти діаграми направленості по полю та градієнту. На Фіг.6-7 наведено відповідні діаграми у меридіональній площині, яка проходить через вісь системи для реалізації, поданій на Фіг.1. Видно, що як поле, так і градієнт досить швидко спадають при відстанях від осі більше ніж 15мм. Таким чином, локалізація поля та градієнта у поперечній (полярній) площині в основному визначається розмірами (діаметром) магніту, хоч для градієнта є певні особливості, які мають місце на краях магнітів (крайовий ефект, див. Фіг.7, ізолінії 9мТл/м та 11мТл/м). Тому в іншій реалізації з метою збільшення (зменшення) області локалізації градієнту замість дискових магнітів діаметром 30мм необхідно застосовувати магніти більшого (меншого) діаметру. При цьому вказаний діаметр магнітів повинен бути приблизно рівним або меншим діаметру органу-мішені чи області всередині біооб'єкту, в якій потрібна концентрація чи утримання магнітних матеріалів. 9 В іншій реалізації з метою збільшення градієнту замість двох дискових магнітів може бути застосовано три або більше магнітів. В деякій іншій реалізації збільшення градієнту досягається за рахунок застосування для виготовлення магнітів замість сплаву самарійкобальт (SmCo5) сплаву неодим-залізо-бор або іншого, який має більшу намагніченість (більше залишкове магнітне поле). В іншій реалізації магнітна система може бути утворена масштабним зменшенням або збільшенням розмірів на певний коефіцієнт (фактор) для дуже малих тварин (наприклад, мишей або щурів), або більших, ніж кролики (собак чи приматів). При цьому також може бути застосовані дискові магніти іншої форми, ніж кругової, наприклад квадратні. В іншій конкретній реалізації магнітна система аплікатора може бути створена з використанням не однієї феромагнітної шайби та/або феромагнітного стакана, а набору шайб та/або набору стаканів. У деякій іншій реалізації магнітна система може бути застосована до утримання та накопичення в певних областях біологічних об'єктів не магнітних наночастинок, які є носіями препаратів, а інших магнітних матеріалів. Також в іншій реалізації пропонована корисна модель може бути застосована не для управління розчиненими введеними в біологічне тіло магнітними матеріалами, а для переміщення феромагнітного тіла (наприклад, інструменту) при медичних маніпуляціях всередині тіла. Конкретна реалізація пристрою у корисній моделі детально описана з метою ілюстрації. Зрозуміло, що на практиці, люди, досвідчені в біомедичній техніці, можуть внести деякі зміни і модифікації в пропоновану конструкцію магнітної системи аплікатора. Проте, якщо вказані зміни і модифікації зроблені без суттєвих відхилень від даної корисної моделі, то вони вважаються такими, що підпадають під дію цієї корисної моделі. 29313 10 11 29313 12