ОПТИМИЗАЦИЯ РЕЖИМОВ ЛАЗЕРНОГО РАССЕЧЕНИЯ БИОЛОГИЧЕСКИХ ТКАНЕЙ В ХИРУРГИИ

Лазеры являются генераторными системами, реализующими концентрацию экстремальной излучаемой энергии в спектре, пространства и времени. Тепло из биологических тканей электромагнитным излучением, в том числе мощною инфракрасного лазерного излучения, может привести к их деструкции: испарению, сублимации и рассечению. Кровообращение вызывает эффективное охлаждение, а механическое давление ткани вызывает интенсивное проникновение лазерного излучения с меньшей потерей когерентности.

Специальная серия хирургических инструментов была разработана, изготовлена, запатентована и практически используется в течение сорока лет. Инструменты позволили достичь механического сдавливания тканей, фиксирования и перемещения лазерного луча, локальной блокировки циркуляции крови.

Использованы реальные теплофизические характеристики для различных тканей, оценивались оптимальные режимы лазерного хирургического воздействия на ткани.

Лазеры - генераторные системы, реализующие экстремальные концентрации энергии излучения во времени, спектре и пространстве. С появлением мощных инфракрасных лазеров непрерывного действия открылись возможности быстрого бесконтактного нагрева, плавления, испарения, сублимации вещества [1].

Создание лазерных технологий обработки материалов, высокоточной резки и сварки металлов естественным образом поставило вопрос о возможности использования эффектов лазерного воздействия в хирургии [2-4]. Воздействие лазерного излучения па биологические ткани характеризуется рядом физических особенностей. Процессы нагрева и испарения биологических тканей мощным электромагнитным излучением явилось предметом большой серии работ [2-10], причём первые теоретические построения, учитывающие процессы теплообмена в живых системах, относятся к 1959 году. Предполагалось, что скорости метаболических процессов и эффективность охлаждающего и теплоперепосящего действия кровотока нелинейно связаны с локальными температурами. Уравнение теплопроводности в этом случае записывается в виде:

p—T(x,t) = —[k—T(x,t)] + Q"(T) + Qlm(x), Где: T(x,t) - распределение температур; с, р, к - теплоёмкость, плотность, температуропроводность слоя биологической ткани; Q‘> (Т) - тепловой поток, связанный с балансом тепла, выделяемого за счёт процессов метаболизма и отводимого за счёт кровотока; Q'"'(x) - поток тепла, выделяющегося за счёт взаимодействия с излучением.

Для случая нагрева, например, микроволновым элек-

|?|2

тромагнитным излучением Q'"'(х)=Р 0 W(x); W(x)=l/2o“^- объёмная плотность сечения поглощения; Щ - распределение амплитуд напряжённости электрического поля в слое биологической ткани; о - проводимость ткани.

Нелинейности в системе мопт возникать вследствие терморегуляториых эффектов. В общем случае: Q'.v=A*(T) T(x,t)+B*(T). Такое соотношение включает учёт метаболических процессов Q”1 и эффектов, связанных с наличием кровотока (Ql’f - blood flow): Q

Если коэффициенты А* и В* постоянны, то процессы являются линейными.

В этом случае можно предположить постоянство метаболической теплопродукции и эффективный «линейный» теплоотвод за счёт процессов кровотока [4,5]: Qhf= -B{T(x,t)-T), где В - коэффициент, зависящий от скорости кровотока и теплоёмкости крови; Т - температура артериальной крови, питающей ткань.

В случае пренебрежения радиационными потерями (излучение разогретой поверхности) распространение тепла в полубесконечном слое вещества, ограниченного плоскостью Z=0, на которую падает излучение, уравнение теплопроводности имеет вид: -

температура; х~ коэффициент температуропроводности; А - количество тепла, выделяющегося в единице объёма в единицу времени.

Начальные условия: T(x,y,z,0)=0.

Граничные условия: Т -> 0 при Z —» со и отсутствует тепловой поток через Z=0.

В случае воздействия непрерывного излучения с гауссовским профилем распределения интенсивности по сечению пучка на облучаемой поверхности, температура на поверхности равна:

При наличии процессов теплоотвода возможно ожидать установления стационарного состояния, для которого (путём интегрирования (*) в пределах от 0 до °°) температура равна ?» где d - диаметр пучка; к -

коэффициент теплопроводности; Fo - постоянная плотность потока излучения, поглощаемого в центре пучка.

Воздействие мощного лазерного излучения на вещество сопровождается быстропротекающими процессами роста температуры, вскипанием и испарением жидкофазТеплофизические характеристики биологических тканей

Ткань

Плотность,

кг/м3

Удельная теплоёмкость, Дж/кг-град

Т еп лопровод] юсть, Вт/м-град

Эпидермис

1200-1600

3600-3700

Кожа

2930-3445

0,45-0,5

Жировая

ткань

850-916

2250-2300

0,2

Кровь

1050

3600-3900

0,53-0,55

Мягкие ткани и мышцы

3360

3500

0,5

пых компонентов вещества, термодеструкцией и возгонкой конденсированной фазы.

Рассматриваются процессы плавления под действием лазерного излучения, которые предполагают наличие движущегося внутри образца границы между расплавленным и твёрдым веществом. Математически требуется решить уравнение теплопроводности как для расплава, так и для вещества в конденсированном состоянии с учётом выполнения закона сохранения энергии на движущейся границе:

> где X(t) - положение границы в момент времени t; L - удельная теплота плавления; р - плотность; к - коэффициент теплопроводности.

Температура на границе равна температуре плавления.

На поверхности раздела фаз имеем: где F(t) - плотность поглощаемого потока излучения;

- жидкость, 2 -конденсированная фаза, Х~ коэффициент температуропроводности.

На границе

Время, проходящее от момента включения излучения до начала плавления:

Испарение под действием лазерного излучения происходит при очень быстром нагреве поверхности материала

до температуры испарения: >где к,

с, р, F - соответственно теплопроводность, удельная теплоёмкость, плотность вещества и плотность потока лазерного излучения; Тисп. - температура испарения; То - начальная температура.

Если материал облучается постоянным потоком большой мощности и спустя время Ьш начинает испаряться или сублимировать, то скорость удаления вещества будет приближаться к стационарному значению, равному

' где А - удельная теплота ис-

парения или сублимации единицы массы.

Приведём некоторые теплофизические характеристики биологических тканей [5,7]:

где к - коэффициент теплопроводности; с - удельная теплоёмкость; р - плотность ткани.

В работе [7] приведены теплофизические характеристики биологических тканей (табл.).

В работе [6] показано, что механическое сдавливание биологической ткани, на поверхность которой падает лазерное излучение, приводит к её уплотнению, снижению её «микропористости» и приданию ткани большей оптической однородности, что позволяет лазерному излучению проникать с наименьшими потерями когерентных свойств на большую глубину. Кроме того, посредством механического сдавливания ткани возможно достичь приостановления кровотока в выделенных участках органов и тканей.

Таблица

Совокупное применение этих приёмов позволяет практически исключить теплоотводящее действие кровотока и получить быстрое эффективное объёмное тепловыделение, приводящее к пространственно локализованной термодесгрукции тканей.

Пусть пучок непрерывного лазерного излучения с длиной волны 10,6 мкм, мощностью 10Вт и диаметром ~2- 3 мм падает нормально на механически сдавленный участок биологической ткани, в котором за счёт механического уплотнения прекращён кровоток (рис. 1).

Пучок непрерывного лазерного излучения

Рис. 1. Пучок непрерывного лазерного излучения

Плотность потока падающей энергии в этом случае составляет 3,2 • 105Дж/м2с.

Число фотонов с энергией гф~0,12з?> имеет порядок

1,7Л025фот/м2с. Таким образом, в объёме в

1 сек. выделяется 10 Дж тепла. Объёмная плотность поглощаемой энергии составляет -0,7 МВт/м3.

При указанных режимах облучения с учётом соотношений (*) и коэффициента теплопроводности для мышечной ткани к ~ °-5 Вп/ м С ° оценочные значения температуры составит 1140 К или -870 С. При включении излучения такие температуры достигаются за время -0,2 сек.

Пусть пучок перемещается по пути рассечения ткани. Тогда при смещении пучка па расстояние, равное его диаметру, весь объём ткани, подвергающийся воздействию излучения, должен быть испарён и сублимирован. Для этого в данном объёме за время перемещения необходимо поглощение энергии, минимально необходимой для осуществления указанных процессов. В этом состоит принцип выбора оптимальных параметров режимов лазерного рассечения тканей, а именно - мощности падающего излучения, геометрических характеристик пучка, длин волн и соответствующей скорости перемещения пучка.

Количество энергии, необходимой для быстрого нагрева, испарения и сублимации механически уплотнённой мышечной ткани плотностью -3400 кг/м3, удельной теплоёмкостью ~3500Дж/кгград, удельной теплотой испарения и сублимации -2,4-106Дж/кг, объемом ~1,6.10‘9м3 составляет -ЗОДж.

Хирургический инструментарий

Рис. 2. Хирургический инструментарий

При мощности лазерного излучения ~10Вт, диаметра пучка -2 мм и толщины образца 5 мм, время выделения и поглощения такого количества энергии составит -1,5-2 сек.

При таких режимах оптимальная скорость перемещения пучка и рассечения тканей составит -1-2 мм/с. При повышении мощности излучения, скорость рассечения должна быть увеличена. В процессе рассечения происходит термокоагуляция крови в сосудах, непосредственно находящихся в приграничных областях зоны рассечения.

Отток крови отсутствует благодаря механическому сдавливанию ткани, дополнительный теплоотвод обеспечивается материалом браншей специальных зажимов, что позволяет при надлежащем выборе скорости рассечения пространственно минимизировать область возможного краевого некроза, «обугливания» (7) тканей и достичь практически полного гемостаза.

Создан специальный хирургический инструментарий [8-13] (рис. 2), позволяющий осуществлять механическое фиксирующее сдавливание тканей, выбрать профиль и участок рассечения, а также фиксировать и осуществлять направленное перемещение пучка лазерного излучения.

Литература

  • 1. Рэди Дж. Действие мощного лазерного излучения. М.: МИР, 1974.
  • 2. Goldman L., Medical and Surgical uses for lasers // New Scientists. 1964. №21. P. 284-286.
  • 3. Goldman L. Biomedical aspects of laser. NY.: Springer- Verlag, 1967.
  • 4. Гамалея Н.Ф. Лазеры в эксперименте и клинике. М.: Медицина, 1972.
  • 5. Carslaw H.S., Jaeger J.C. Conduction of heat in solids. Oxford Univ.Press-N.Y., 1959.
  • 6. Caorsi S. Electromagnetic heating of the layered bioilog- ical systems with nonlinear thermoregulatory properties // Radio. 1984. V.19. №5. P. 1199-1204.
  • 7. Bardati F. Time-dependent microwave heating and sor- face cooling of simulated living tissues; solutiion of heat conduction equation // Radio 1984. V.19. № 5. P.1204-1208.
  • 8. Guy A.W., Lehmann J., Stonebridge J.B. Therapeutic applications Of electromagnetic power // Proc. IEEE. 1974. V. 62. №1. P. 55-75.
  • 9. Аскарьян Г.А. Увеличение прохождения лазерного и другого излучения через пористые и неоднородные среды при их механичесом уплотнении // Квантовая электроника. 1982. №9.
  • 10. Брехов Е.И., Скобелкин О.К. и др., Устройство для рассечения тканей Авт. Свид №1021034,1983.
  • 11. Брехов Е.И., Скобелкин О.К., Малышев Б.Н. Способ бескровного развеза биотканей лазерным излучением и аппарат для его осуществления. Авт.свид.№10739141,1983.
  • 12. Brekhov ЕЛ., Skobelkin О.К. Resection apparatus, patent 4,485,811,USA,1984.
  • 13. Брехов Е.И., Скобелкин О.К. Хирургический зажим для лазерного рассечения тканей. Авт.свид. №1319343,1987.
 
Посмотреть оригинал
< Пред   СОДЕРЖАНИЕ   ОРИГИНАЛ     След >