ЛАЗЕРНОЕ ИЗЛУЧАЮЩЕЕ УСТРОЙСТВО ДЛЯ МЕДИЦИНСКОЙ ОБРАБОТКИ

Предлагаемое устройство относится к области медицины, а именно к хирургическим медицинским инструментам, и может быть использована для проведения хирургических операций, например, по удалению злокачественных опухолей, для ампутации, рассечению и испарению тканей биологических организмов (человеческого тела и животных), а также для осуществления гемостаза и анастомоза.
В настоящее время в медицинской практике широко применяются различные виды лечения с использованием лазерной техники. Прежде всего, это хирургические операции, в которых лазерное излучение используется для теплового воздействия на биологические ткани. За счет действия монохроматического когерентного лазерного луча резко повышается температура до 100…400°С на соответствующем участке ткани, в результате чего патологический участок мгновенно сгорает и испаряется.
Преимущества лазерной хирургии состоят в том, что она является локальной, практически бескровной и стерильной. При этом применимость лазерного излучения предопределяется его высокой способностью к гемостазированию.
Известное лазерное медицинское устройство содержит генератор лазерного излучения, лазерную излучающую скальпельную головку и систему передачи лазерного излучения от генератора к излучающей головке. Лазерный луч от генератора проходит через оптический световод в излучающий лазерный скальпель, который приводится в контакт с обрабатываемой биологической тканью или выставляется с зазором относительно места обработки на теле пациента. Данное техническое решение реализовано и используется в качестве известных хирургических лазерных скальпелей "ЛСП "ЦРЭ-Полюс" и "Лахта Милон" производства компании "МИЛОН" [1].
В другие известные устройства, например, фотокоагуллирующий аппарат [2], система для резекции биологических тканей сапфировым лезвием с одновременной диагностикой их злокачественности [3] также используют лазерное излучение для теплового воздействия на биологические ткани, для чего в состав устройства входит генератор излучения типа инфракрасного лазера, скальпель с сапфировым лезвием, соединенный с лазером посредством оптического волокна. В данных устройствах сапфировое лезвие используется в качестве оконечного волновода, что обеспечивает возможность получения высокой концентрации энергии в районе режущей кромки лезвия, достаточной для произведения коагуляции прилегающих сосудов.
Указанные известные устройства лазерной хирургии позволяют осуществлять резание, иссечение, абляцию и коагуляцию тканей при проведении хирургических операций в контакте с биологической тканью или в бесконтактном режиме применения.
При иссечении тканей с помощью известных устройств контактным лазерным скальпелем разрез должен производиться пошагово по соответствующей линии с верхней внешней поверхности ткани. При ампутации кровеносного сосуда небольшого диаметра кровотечения практически не наблюдается, поскольку вся площадь лазерного воздействия на сосуд коагулируется лучом.
Однако при ампутации кровеносного сосуда, диаметром больше 1,5 мм в большинстве случаев приходится пережимать сосуд с обеих сторон в зоне операционного воздействия при помощи медицинской нити. Это требует значительного времени, увеличивая продолжительность операции. Другим принципиальным недостатком известных устройств является то, что при пережатии сосудов или тканей медицинской нитью она в ряде случаев со временем не полностью обрастает тканью, вследствие чего после "выздоровления" пациента приходится повторно оперировать для удаления нити, что крайне отрицательно сказывается на его здоровье.
При проведении операции с использованием лазерного излучения на кроветворных тканях и органах, таких как печень и т.п. приходится перемещать лазерный скальпель по линии иссечения мелкими шажками крайне медленно так, чтобы максимально подавить кровевыделение в зоне операционного воздействия. Соответственно, такое операционное вмешательство требует высокой точности, больших трудозатрат и напряжения медперсонала.
В общем случае для устранения проблем, связанных с кровотечением при иссечении или ампутации тканей, лазерный луч должен излучаться многократно, обладая достаточно большой мощностью. Однако это может привести к повреждению нормальных тканей при случайном смещении лазерного луча за линию иссечения в ее конце, где ткани, не подлежащие операционному вмешательству, примыкают непосредственно к месту иссечения.
Наиболее близким по технической сущности является «Лазерное излучающее устройство для медицинской обработки» [4].
Известное устройство содержит генератор лазерного излучения, скальпельную головку и блок формирования лазерного излучения, причем скальпельная головка состоит из двух лазерных скальпелей - наконечников, выполненных из термостойкой керамики, прозрачной для лазерного излучения, закрепленных соответственно на первом и втором концах держателя, выполненного в виде пинцета и обращенных излучающими площадками друг к другу, а оптические входы первого и второго лазерных скальпелей через первое и второе световодные волокна присоединены соответственно к первому и второму выходу блока формирования лазерного излучения, вход которого присоединен через третье световодное волокно к выходу генератора лазерного излучения, а блок формирования лазерного излучения состоит из делителя лазерного луча, первый и второй выходы которого через оптические адаптеры подключены ко входам первого и второго световодных волокон. Блок формирования лазерного излучения обеспечивает согласование выходного излучения от генератора лазерного излучения и его деление на два когерентных сигнала равной мощности. Для этого делитель лазерного луча выполнен из полупрозрачной линзы, делящей входной луч на два луча и фокусирующей линзы, закрепленных в корпусе. Оптические адаптеры, на входы которых поступают лучи с выходов делителя лазерного луча, состоят из фокусирующих линз, закрепленных в корпусе, к концам которых прикреплены, соответственно, входы световодных волокон, которые передают сигналы на скальпельную головку.
В известном устройстве лазерный луч, формируемый генератором лазерного излучения, подводится через световодное волокно ко входу блока формирования лазерного излучения, где с помощью делителя лазерного излучения разделяется на два когерентных луча, которые через оптические адаптеры, выходы которых являются выходами блока формирования лазерного излучения, поступают на входы соответствующих световодных волокон и далее на оптические входы первого и второго лазерных скальпелей-наконечников, образующих лазерную головку. Лазерные скальпели-наконечники, установленные на концах держателя, выполненного в виде пинцета излучают с внутренних площадок лазерные лучи, которые направляются в зону медицинской обработки живых тканей.
Таким образом, между излучающими площадками лазерных скальпелей-наконечников формируются рабочая зона высокой плотности энергии излучения, которая действует на ткани биологических организмов.
С помощью держателя, выполненного в виде пинцета можно зажимать между излучающими площадками скальпелей биологические ткани и производить хирургические операции, при этом за счет прижимного действия пинцета не требуется пережимать сосуды с обеих сторон в зоне операционного воздействия при помощи медицинской нити, а при ампутации тканей уменьшается число шагов (перемещений) вдоль линии иссечения, что позволяет производить ампутацию и рассечение тканей в намеченной зоне операционного вмешательства за одну операцию при высокой способности к гемостазу.
Однако в известном устройстве при формирование рабочей зоны высокой плотности энергии между излучающими площадками лазерных скальпелей происходит суперпозиция двух встречно направленных когерентных лучей, при этом в рабочей зоне формируются стоячие волны, образующие неравномерное распределение энергии между площадками лазерных скальпелей. Это приводит к неравномерному воздействию на биологические ткани. В случае установления фазовых сдвигов между когерентными лучами от первого и второго лазерного скальпеля, близкими к противофазному, будет происходить взаимная компенсация двух энергетических потоков и резкое ослабление плотности энергии в рабочей зоне. Указанные недостатки снижают эффективность применения известного устройства.
Кроме того, резкое ослабление плотности энергии в следствие интерференции двух энергетических потоков в рабочей зоне приводит к паразитному боковому лазерному излучению, которое попадает на нормальные ткани, незадействуемые в операции, что является вредным фактором.
Таким образом, указанные недостатки снижают эффективность и безопасность применения известного устройства.
Задача предлагаемого лазерного излучающего устройства для медицинской обработки заключается в повышение эффективности и безопасности его применения при проведение хирургических операций.
Технический результат при реализации предлагаемого устройства заключается в обеспечение равномерного уровня плотности энергии в рабочей зоне между площадками лазерных скальпелей и снижение уровня бокового излучения при проведение хирургических операций.
Указанный технический результат достигается тем, что предлагаемое лазерное излучающее устройство для медицинской обработки, содержащее генератор лазерного излучения, блок формирования лазерного излучения и скальпельную головку, причем скальпельная головка состоит из двух лазерных скальпелей - наконечников, выполненных из термостойкого материала прозрачного для лазерного излучения, а первый и второй лазерные скальпели - наконечники закреплены соответственно на первом и втором концах держателя, выполненного в виде пинцета, излучающие площадки лазерных скальпелей - наконечников обращены друг к другу, а оптические входы первого и второго лазерных скальпелей - наконечников через первое и второе световодные волокна присоединены соответственно к первому и второму выходу блока формирования лазерного излучения, вход которого присоединен через третье световодное волокно к выходу генератора лазерного излучения, а блок формирования лазерного излучения состоит из делителя лазерного луча и двух оптических адаптеров, выходы которых являются выходами блока формирования лазерного излучения и подключены ко входам первого и второго световодных волокон соответственно, дополнительно содержит управляемый оптический фазовращатель, управляющий вход которого через элемент согласования присоединен к выходу генератора пилообразного напряжения, другой вход управляемого оптического фазовращателя присоединен к одному выходу делителя лазерного луча, а выход управляемого оптического фазовращателя присоединен ко входу одного оптического адаптера, а второй выход делителя лазерного луча через оптический элемент затухания соединен со входом другого оптического адаптера, а управляющий вход оптического элемента затухания подключен к выходу регулирующего элемента.
Схема предлагаемого лазерного излучающего устройства для медицинской обработки изображена на фигуре 1.
Обозначения на фигуре 1:1 - генератор лазерного излучения, 2 - блок формирования лазерного излучения, 3 - скальпельная головка, 4, 5 - лазерные скальпели - наконечники, 6 - держатель, выполненный в виде пинцета, 7,8 - излучающие площадки, 9 - первое световодное волокно, 10 - второе световодное волокно, 11 третье световодное волокно, 12 - делитель лазерного излучения, 13, 14 - оптические адаптеры, 15 - управляемый оптический фазовращатель, 16 - элемент согласования, 17 - генератор пилообразного напряжения, 18 - оптический элемент затухания, 19 - регулирующий элемент.
На фигуре 2 изображена конструкция излучающей скальпельной головки.
Обозначения на фигуре 2:4,5 - лазерные скальпели-наконечники, 6 - держатель, выполненный в виде пинцета, 7,8 - излучающие площадки, 9 - первое световодное волокно, 20 - рабочая зона для воздействия на биологическую ткань, 21 - кровеносный сосуд.
На фигуре 3 показано сечение рабочих площадок лазерных скальпелей - наконечников и распределение плотности энергии между ними.
Обозначения на фигуре 3:7,8 - излучающие площадки, 20 - рабочая зона для воздействия на биологическую ткань, 21 - кровеносный сосуд, 22 - одна зависимость распределения интенсивности поля вдоль поперечных размеров рабочей зоны, 23 - ось интенсивности поля (энергии), 24 - ось поперечных размеров между площадками 7 и 8 лазерных скальпелей 4 и 5, 25 - другая зависимость распределения интенсивности поля вдоль поперечных размеров рабочей зоны.
Предлагаемое лазерного излучающего устройства для медицинской обработки, содержит генератор лазерного излучения 1, блок формирования лазерного излучения 2 и скальпельную головку 3, причем скальпельная головка 3 состоит из двух лазерных скальпелей-наконечников 4 и 5, выполненных из термостойкого материала прозрачного для лазерного излучения, а первый и второй лазерные скальпели-наконечники 4 и 5 закреплены соответственно на первом и втором концах держателя 6, выполненного в виде пинцета, излучающие площадки 7 и 8 лазерных скальпелей - наконечников 4 и 5 обращены друг к другу, а оптические входы первого и второго лазерных скальпелей-наконечников 4 и 5 через первое и второе световодные волокна 9 и 10 присоединены соответственно к первому и второму выходу блока формирования лазерного излучения 2, вход которого присоединен через третье световодное волокно 11 к выходу генератора лазерного излучения 1, а блок формирования лазерного излучения 2 состоит из делителя лазерного излучения 12, двух оптических адаптеров 13 и 14, выходы которых подключены ко входам первого и второго световодных волокон 9 и 10 соответственно, и управляемого оптического фазовращателя 15, управляющий вход которого через элемент согласования 16 присоединен к выходу генератора пилообразного напряжения 17, другой вход управляемого оптического фазовращателя 15 присоединен к одному выходу делителя лазерного луча 12, выход управляемого оптического фазовращателя 15 присоединен ко входу одного оптического адаптера 14, а второй выход делителя лазерного луча 12 через оптический элемент затухания 18 соединен со входом другого оптического адаптера 13, а управляющий вход оптического элемента затухания 18 подключен к выходу регулирующего элемента 19, а закрепленные на концах держателя 6 лазерные скальпели -наконечники 4 и 5 между своими излучающими площадками 7 и 8 создают рабочую зону 20, в которой находится биологическая ткань, например, кровеносный сосуд 21, а оптическое излучение от каждой площадки 7 и 8 направлено навстречу друг другу, при этом в рабочей зоне 20 формируются стоячие волны, образующие неравномерное распределение энергии между площадками 7 и 8 лазерных скальпелей 4 и 5, причем для одного значения фазового сдвига между оптическими сигналами, излучаемыми с площадок 7 и 8 возникает, например, одна зависимость 22 распределения интенсивности поля 23 вдоль поперечных размеров 24 рабочей зоны 20, а для другого значения фазового сдвига возникает, например, другая зависимость 25 распределения интенсивности поля 23 вдоль поперечных размеров 24.
Работа предлагаемого устройства осуществляется следующим образом.
После включения электропитания генератора лазерного излучения 1 и задания необходимых режимов на его выходе формируется излучение заданной частоты, которое через третье световодное волокно 11 поступает на вход блока формирования лазерного излучения 2, где с помощью делителя лазерного излучения 12 разделяется на два когерентных луча, которые через оптический элемент затухания 18 и управляемый оптический фазовращатель 15 поступают соответственно на один и другой оптические адаптеры 13 и 14. Далее лазерное излучение через оптические адаптеры 13 и 14, выходы которых являются выходами блока формирования лазерного излучения 2, поступает на входы соответствующих световодных волокон 9 и 10 и далее на оптические входы первого и второго лазерных скальпелей - наконечников 4 и 5, образующих скальпельную головку 3.
Лазерные скальпели - наконечники 4 и 5, установленные на концах держателя 6, выполненного в виде пинцета излучают с внутренних излучающих площадок 7 и 8 лазерные лучи, которые направляются в зону медицинской обработки 20 живых тканей, например, кровеносных сосудов 21. При этом за счет подвижности концов держателя 6 рабочие площадки 7 и 8 обжимают биологическую ткань.
В результате между излучающими площадками 7 и 8 лазерных скальпелей -наконечников 4 и 5 формируются рабочая зона 20 высокой плотности энергии излучения, которая действует на ткани биологических организмов 21. Под действием лазерного излучения в оперируемой ткани выделяется тепло, в результате чего стенки кровеносного сосуда 21 расплавляются. Одновременно с этим сосуд 21 сжимается под действием скальпелей - наконечников 4 и 5, действующими как пинцет. В результате стенки сосуда 21 соединяются друг с другом, образуя плоскую перемычку, блокирующую прохождение крови по сосуду.
В предлагаемом устройстве для обеспечения равномерного уровня плотности энергии в рабочей зоне 20 между излучающими площадками 7 и 8 лазерных скальпелей-наконечников 4 и 5, а также для снижения уровня бокового излучения при проведение хирургических операций происходит непрерывное изменение фазовых сдвигов между двумя когерентными лучами, поступающими от блока формирования лазерного излучения 2 на скальпельную головку 3. За счет этого непрерывно меняется распределение энергии между площадками 7 и 8, формируется равномерный уровень поля в рабочей зоне 20 и исключается боковое оптическое излучение.
Указанное поясняется следующим (см. фиг.2 и 3).
Уравнение одной оптической волны, распространяющейся от рабочей площадки 7 в направление к площадке 8, записывается в виде
1
m
где: E - модуль вектора напряженности электрического поля волны; E - амплитуда волны, k=2π/λ - волновое число, λ - длина волны, ω=2πν - круговая частота.
Уравнение другой оптической волны, распространяющейся от рабочей площадки 8 в направление к площадке 7, записывается в виде
2
где: Е - модуль вектора напряженности электрического поля волны.
При наложении распространяющихся навстречу друг другу лазерных лучей с одинаковыми частотами и амплитудами в рабочей зоне 20 образуются стоячие волны:
2
где: А=I - интенсивность (квадрат амплитуды электрического поля волны)
При этом интенсивность результирующего колебания стоячей волны в каждой точке рабочей зоны 20 определяется как:
где: Δ - разность хода (фазовый сдвиг между двумя когерентными колебаниями).
max
Максимальное значение интенсивности I (интерференционный максимум) достигается в тех точках пространства, в которых
При этом
Минимальное значение интенсивности (интерференционный минимум) достигается в тех точках пространства, в которых
При этом
1
2
Для волн с равными амплитудами E=E=Е максимальные и минимальные значения интенсивности оказываются:
На фиг.3 на графиках 22 и 25 показаны распределения интенсивности излучения I вдоль рабочей зоны 20 для двух разных значений разности хода Δ оптических лучей, излучаемых навстречу друг другу с рабочих площадок 7 и 8.
На графиках координатные оси 23 соответствуют значениям интенсивности поля I, a оси 24 показывают расстояние между площадками 7 и 8. Каждому фиксированному значению разности хода Δ (фазовому сдвигу) соответствует свое распределение интенсивности I, т.е. своя интерференционная картина, например, график 22 или график 25.
Непрерывное изменение разности хода Δ (фазового сдвига) между двумя когерентными оптическими колебаниями, поступающими на лазерные скальпели-наконечники 4 и 5 приводит к непрерывному изменению распределения интенсивности I между площадками 7 и 8 и, как следствие, к более равномерному уровню поля в рабочей зоне 20, воздействующему на биологическую ткань 21:
cp
n
n
cp
где: I - среднее значение интенсивности поля в рабочей зоне 20, I(Δ) - значение интенсивности поля для фазового сдвига (Δ) между двумя когерентными оптическими колебаниями, t - среднее время воздействия поля на биологическую ткань 21.
Кроме того, размывание интерференционной картины в рабочей зоне 20 исключает возможность противофазной компенсации оптических лучей и появление бокового излучения при любых расстояниях между рабочими площадками 7 и 8 во время хирургических операций.
1
2
n
В предлагаемом устройстве указанное выше изменение фазовых сдвигов Δ, Δ … Δ производится в блоке формирования лазерного излучения 2 (см. фиг.1).
Для этого при работе устройства на выходе генератора пилообразного напряжения 17 вырабатывается последовательность изменяющихся пилообразных импульсов, которые через элемент согласования 16 поступают на управляющий вход оптического фазовращателя 15 и вызывают линейные изменения задержки оптического сигнала, проходящего через него. Изменения задержки приводит к фазовому сдвигу оптического сигнала, поступающего с одного выхода делителя лазерного излучения 12 через управляемый фазовращатель 15, оптический адаптер 14 и оптический световод 10 к лазерному скальпелю - наконечнику 5.
1
2
n
Другой оптический сигнал, поступающий с другого выхода делителя лазерного излучения 12 через оптический элемент затухания 18, оптический адаптер 13 и оптический световод 9 поступает к лазерному скальпелю - наконечнику 4 и не меняет своей задержки, поэтому между двумя оптическими сигналами возникают непрерывно меняющиеся фазовые сдвиги Δ, Δ … Δ.
Для выравнивания амплитуд этих оптических сигналов к другому выходу делителя лазерного излучения 12 подключен оптический элемент затухания 18, в котором с помощью регулирующего элемента 19 устанавливается затухание, равному затуханию, вносимому управляемым фазовращателем 15 в другом оптическом канале.
max
Для изменения распределения интенсивности поля I между рабочими площадками 7 и 8 максимальный фазовый сдвиг, вносимый управляемым оптическим фазовращателем 15 установлен не менее половины длины волны λ/2 оптического сигнала (см. выражения 5 и 7). Это обеспечивает смещение максимального значения интенсивности I (интерференционный максимум) вдоль всех точек пространства рабочей зоны 20. А период повторения пилообразных импульсов на выходе генератора пилообразного напряжения 17 выбран значительно меньше времени воздействия поля на биологическую ткань, например, в 10 и более раз, за счет чего обеспечивается осреднение интенсивности поля.
Таким образом, технический результат, достигаемый при реализации предлагаемого устройства обеспечивает равномерный уровень плотности энергии при охвате зоны операционного вмешательства с двух сторон и снижение уровня бокового излучения при проведение хирургических операций, что повышает эффективность и безопасность его применения.
Для осуществления предлагаемого устройства в его составе используется ряд отдельных элементов, которые являются известными оптическими и радиотехническими элементами, широко применяемыми при создание различных устройств.
В частности, в качестве делителя лазерного излучения 12 может быть использована полупрозрачная призма, разделяющая лазерный луч на два луча равной амплитуды. В качестве управляемого оптического фазовращателя 15 может быть использована управляемая оптическая линия задержки, в которой сигнал задерживается в процессе прохождения через оптическую среду, а показатель преломления меняется за счет действия управляющего напряжения. Например, могут быть применены фазовые модуляторы на основе эффекта Поккельса, использующие линейное изменение показателя преломления нецентросимметричных кристаллов в зависимости от величины электрического поля, в котором находится кристалл [5, 6].
Другие отдельные элементы заявленного устройства: оптические адаптеры 13 и 14, элемент согласования 16, оптический элемент затухания 18 с регулирующем элементом 19 также являются известными оптическими и радиотехническими элементами, широко применяемыми при создание различных устройств [5, 6, 7].
Таким образом, заявляемую полезную модель можно реализовать с использованием известных средств, что позволяет сделать вывод о соответствии критерию "промышленная применимость".
Номинальная мощность лазерного излучения, формируемого генератором лазерного излучения 1 при проведении операций составляет 5 … 60 Вт, причем некоторые операции и виды медицинской обработки могут осуществляться при мощности излучения менее 5 Вт. Соответственно, в качестве генератора лазерного излучения 1 может быть выбран инфракрасный лазер непрерывного действия, работающий в инфракрасной области, например, в диапазоне 0,78-0,93 мкм.
Конкретная форма поперечного сечения излучающей рабочей площадки 7 или 8 лазерного скальпеля-наконечника 4 или 5 зависит от его применения. Например, для коагуляции желательно, чтобы поперечное сечение имело круглую форму, а при ампутациях и иссечениях предпочтительным является сечение углового профиля. Сечение лазерного скальпеля - наконечника 4 или 5, приспособленного для пережимной коагуляции должно иметь плоскую форму.
Предлагаемое устройство может эффективно применяться при проведении операций и медицинской обработки различных видов как в клинической хирургии, так и при внутриполостном локальном лечении и может использоваться как коагулятор, для аностомоза и испарения биологических тканей, бескровных ампутаций и иссечений кровеносных сосудов, а также для проведения операций на внутренних органах.
Библиографические данные источников информации:
1. Патент РФ на полезную модель «Лазерное медицинское устройство» №46435 от 11.07.2005 г.)
2. Патент GB «Фотокоагуллирующий аппарат» №1504496А, публ. 1978-03-22
3. Патент РФ на изобретение «Система для резекции биологических тканей сапфировым лезвием с одновременной диагностикой их злокачественности» RU №2372873 от 09.07.2008, опубл. 20.11.2009, МПК А61В 18/22
4. Патент на изобретение РФ «Лазерное излучающее устройство для медицинской обработки» ru.no 2038106, публ. 27.06.1995, МПКА6Ш5/06 (прототип).
5. Парыгин В.Н., Балакший В.И., Оптическая обработка информации, М., 1987
6. Парыгин В.П., Балакший В.И., Пространственные модуляторы света, М., 1987)
7. Оптические системы передачи: Учебник для вузов / Под ред. В.И.Иванова. - Москва: Радио и связь, 1994 (гл. 2 Оптические кабели и пассивные устройства, 2.3. Оптические пассивные устройства).