ХИРУРГИЧЕСКОЕ ЛАЗЕРНОЕ УСТРОЙСТВО

Область техники
Полезная модель относится к медицинской технике и может быть использована в малоинвазивной хирургии для селективной абляции мягких биотканей, костных и хрящевых тканей в ортопедии, твердых тканей зуба в стоматологии.
Предшествующий уровень техники
Использование лазеров в хирургии основано на эффекте поглощения энергии лазерного излучения непосредственно водой или передачи этой энергии воде опосредованно, например, через хромофоры биологических тканей: окси- и деоксигемоглобин крови, меланин и др. При проведении хирургических операций излучением лазеров требуется получать контролируемые по глубине отверстия или разрезы, удалять только патологически измененную ткань.
2
Среди лазеров среднего инфракрасного диапазона, излучение которых интенсивно поглощается водой, наибольшее распространение в хирургии получили СО- и Er:YAG лазеры.
2
2
СО-лазер или лазер на углекислом газе генерирует излучение с длиной волны 10600 нм. Длина волны приходится на один из пиков спектра поглощения энергии водой. Недостатком СО-лазеров является наибольшая глубина теплового воздействия в сравнении с другими абляционными лазерами, и, как следствие, максимально частые побочные эффекты.
2
Er:YAG - эрбиевый лазер, длина волны излучения 2940 нм. Данная длина волны приходится на максимальный пик поглощения энергии водой. Это самый точный из абляционных лазеров, применяемых в медицине. Излучение Er:YAG лазера может выпаривать ткани на глубину 4-6 микрон, что сопоставимо с размером клетки (Н.P. Weber, М. Frenz, В. Ott, U. Dittli, I. Genyk, В. Walpoth, Т. Schaffner, and Th. Carrel "CO, Ho:YAG and Er:YAG Lasers for Transmyocardial Laser Revascularization" Laser Physics, Vol.9, No. 2, 1999, pp.602-608).
Существенным недостатком перечисленных лазеров является эффект высушивания нижележащих слоев биоткани, т.е. их дегидратации. Потеря воды, поглощающей лазерное излучение, препятствует дальнейшему процессу абляции, поэтому глубина рассечения биоткани ограничена и не всегда достаточна для проведения хирургической операции, а повышение плотности мощности излучения с целью достижения более глубокого надреза биоткани приводит лишь к ее карбонизации. Поэтому создание лазерной системы, способной в процессе хирургической операции дополнительно гидратировать биоткань, является актуальной проблемой на пути дальнейшего развития лазерной хирургии.
Известна хирургическая лазерная система, состоящая из двух лазеров, один из которых генерирует излучение в области 2.09 мкм, второй генерирует излучение в области 532 нм, системы питания и управления параметрами излучения лазеров, единой системы охлаждения, единой системы транспортировки излучения двух лазеров к оперируемой ткани (заявка РФ №2009141140 МПК А61В 18/00 (2006.01), опубликована 20.05.2011). Взаимное излучение этих лазеров не только дополняет друг друга, но и создает необходимые условия для достижения положительного эффекта каждым из отдельных лазеров: при операции на мягких тканях излучение первого лазера обеспечивает гидратацию оперируемых тканей и инициирует процесс гемостаза, а излучение второго лазера производит разрез и/или абляцию гидрофильных тканей и завершает процесс гемостаза. Излучение первого лазера лежит в области длин волн 375-440 нм или 531-578 нм, а излучение второго лазера лежит в области длин волн 2.09-10.6 мкм.
Невозможность визуального определения врачом состояния оперируемой биологической ткани, отсутствие возможности автоматического контроля и управления режимами работы обоих лазеров для достижения желаемого эффекта гидратации и абляции, опасность перегрева и карбонизации недостаточно гидратированной биоткани являются недостатками данной хирургической лазерной системы.
Современной тенденцией развития лазерной медицины является создание и применение при хирургических вмешательствах, так называемых интеллектуальных медицинских лазерных систем (smart laser medical systems). Это подразумевает включение в их состав средства программного и информационного обеспечения, оперативной диагностики и адаптивного управления процессами воздействия излучения на биологические ткани.
Наиболее близким аналогом к заявляемому техническому решению является устройство для лазерной обработки биологической ткани, содержащее блок управления, выходы которого соединены с блоком питания лазеров, импульсные лазеры, оптические оси которых параллельны, оптически сопряженные отражательное и селективно отражательное для длины волны первого лазера и прозрачное для длины волны второго лазера зеркала, которые расположены на осях первого и второго лазеров, соответственно, установленные на оптической оси второго лазера, фокусирующую систему и оптическое волокно с наконечником, выход которого является оптическим выходом устройства, введен третий импульсный лазер, оптическая ось которого параллельна оптическим осям двух других лазеров, а на его оси установлено отражательное зеркало, причем отражательные зеркала установлены с возможностью вывода их из хода излучения (патент РФ №2096051, МПК(6) A61N 5/06, А61С 5/00, опубликован 20.11.1997). На оптической оси второго лазера за селективным зеркалом установлено второе селективно отражательное для длины волны третьего лазера и прозрачное для длины волны первого и второго лазеров, зеркало, оптически сопряженное с отражательным зеркалом, установленным на оси третьего лазера, фокусирующей системой и входом оптического волокна, расположенных на оси второго лазера. Кроме того, на каждой из осей первого и третьего лазеров последовательно по ходу излучения расположены фокусирующая система и оптическое волокно и наконечником, выходы, которых являются оптическими входами устройства. Устройство снабжено хотя бы одним приемником информации о состоянии биологической ткани, вход которого сопряжен с местом воздействия на ткань, а выход соединен с входом блока управления, выходы которого соединены с входами электронных ключей, установленных в цепях соединения каждого лазера с блоком питания. Приемник информации о состоянии биологической ткани может быть выполнен в виде спектроанализатора в области 200-1500 нм, или в виде фотоэлектрического приемника инфракрасного излучения, или в виде акустического приемника. Совокупность введенных в устройство хотя бы одного приемника информации о состоянии обрабатываемой биологической ткани, выход которого соединен с входом блока управления, и электронных ключей, установленных в цепях питания лазеров, и управляемых выходными сигналами блока управления, представляют собой систему обратной связи, которая обеспечивает автоматические контроль и оптимальное управление параметрами излучений лазеров в зависимости от состояния обрабатываемой ткани и тем самым обеспечивает минимальную инвазивность.
Сравнительный анализ заявленного и известного технических решений показал, что отличием является наличие на зеркалах высокоотражающего диэлектрического оптического покрытия для отражения излучения соответствующих длин волн излучения лазеров и диэлектрического оптического покрытия, обладающего свойством высокого пропускания и высокого отражения соответствующих длин волн излучения лазеров; наличие для каждого лазера: блока питания, системы охлаждения со своим блоком питания, процессора; при этом блок управления соединен с инклинометром и фотодатчиками, встроенными в оптический хирургический инструмент, и с исполнительным механизмом, что позволяет проводить малоинвазивные операции на контролируемой глубине.
Недостатком известного устройства является низкая эффективность системы управления лазерами, которая осуществляется блоком управления через блоки питания лазеров при помощи электронных ключей, переключающих лазеры в зависимости от типа обрабатываемой ткани, за счет обратной связи осуществляемой через приемник информации о состоянии биологической ткани. Поскольку с физической точки зрения реальные биоткани представляют собой неоднородные многокомпонентные среды, то для обработки общей информации о состоянии биологической ткани от одного или нескольких приемников с целью последующего выбора наиболее оптимальных режимов работы каждого из лазеров требуется использование сложного программного обеспечения и дорогостоящей компьютерной системы.
Выбор рабочих режимов хирургической лазерной системы с использованием эффективно поглощаемого водой излучения лазеров зависит от содержащейся в биологической ткани воды в виде внутриклеточной и межтканевой жидкости. Поэтому для автоматического управления процессами воздействия лазерного излучения на биоткань, необходимой и достаточной информацией может служить процентное содержание воды в оперируемой биоткани, определить которое можно посредством регистрации диффузно отраженного от биоткани лазерного излучения.
Техническим результатом является создание хирургического лазерного устройства для проведения малоинвазивных хирургических операций на биотканях с абляцией гидратированной биоткани на необходимую и контролируемую глубину.
Раскрытие полезной модели.
Технический результат достигается тем, что хирургическое лазерное устройство содержит три лазера, программируемый контроллер, блок ввода/вывода, зеркала, формирующую оптику, оптическую систему транспортировки лазерного излучения, оптический хирургический инструмент.
Оптические оси лазеров параллельны и оптически сопряжены, на них расположены зеркала. Зеркала имеют следующие характеристики:
1
1
- зеркало, расположенное на оптической оси первого лазера, имеет высокоотражающее диэлектрическое оптическое покрытие для длины волны λ (HR λ), что соответствует длине волны излучения первого лазера;
3
3
- зеркало, расположенное на оптической оси третьего лазера имеет высокоотражающее диэлектрическое оптическое покрытие для длины волны λ (HR λ), что соответствует длине волны излучения третьего лазера;
2
2
1
1
2
2
1
2
1
2
3
3
1
2
1
2
- на оптической оси второго лазера расположены два зеркала: одно из них имеет диэлектрические оптические покрытия, которые обеспечивают высокое пропускание для длины волны излучения второго лазера λ (НТ λ) на одной стороне, высокое отражение для длины волны λ (HR λ) и высокое пропускание для длины волны λ (НТ λ) на другой стороне; второе зеркало с диэлектрическими оптическими покрытиями, обеспечивающими высокое пропускание для длин волн λ и λ (НТ λ, λ) на одной стороне, высокое отражение для длины волны λ (HR λ) и высокое пропускание для длин волн λ и λ (НТ λ, λ) на другой стороне.
3
Каждый из трех лазеров имеет лазерный излучатель, соединенный с соответствующим ему блоком питания лазера, систему охлаждения, соединенную с соответствующим ей блоком питания системы охлаждения. Первый и второй лазеры содержат процессоры, каждый из которых соединен с блоком питания своего лазера и блоком питания системы охлаждения и программируемым контроллером хирургической лазерной системы. Третий лазер соединен с программируемым контроллером через блок питания лазера и блок питания системы охлаждения. Программируемый контроллер своими входами соединен с блоком ввода/вывода и исполнительным механизмом, а также инклинометром и фотодатчиками, встроенными в оптический хирургический инструмент для регистрации диффузно отраженного от биоткани лазерного излучения с длиной волны λ.
Первый лазер с длиной волны излучения 2940 нм предназначен для абляции гидратированной биоткани, работает в импульсном и/или импульсно-периодическом режиме. Эффективную абляцию гидратированной биоткани может обеспечить излучение других лазерных источников, излучающих в диапазоне длин волн 2600-2940 нм, например, твердотельные лазеры с активной средой Er:YLF, Cr, Er:YSGG, Er:YAG.
Второй лазер с длиной волны излучения 405 нм предназначен для гидратации биоткани, работает в импульсном и/или импульсно-периодическом режиме. Необходимое для эффективной гидратации биоткани излучение могут обеспечить другие лазерные источники в диапазоне длин волн 370-480 нм или 531-532 нм, или 577 нм, поскольку в этом диапазоне лежит ряд интенсивных полос в спектре поглощения гемоглобина.
Третий лазер с длиной волны излучения 980 нм предназначен для облучения биоткани в оперируемой зоне, работает в непрерывном и/или импульсном режиме с высокой стабилизацией выходной мощности. Его диффузно отраженное от биоткани излучение используется для определения процентного содержания воды в биоткани. Для этих целей также может быть использовано излучение лазерных источников в диапазоне длин волн 980-1800 нм, поскольку в этом диапазоне лежит ряд полос в спектре поглощения воды.
Используемые в лазерах системы охлаждения могут быть выполнены как компрессионными, так и на основе термоэлектрических модулей.
Формирующая оптика предназначена для коррекции лазерного излучения, обеспечивает необходимые геометрические параметры лазерного пучка для ввода его в систему транспортировки лазерного излучения.
Оптическая система транспортировки лазерного излучения может быть выполнена в виде зеркально-шарнирного световода, гибкого полого волновода и в виде оптического волокна.
Оптический хирургический инструмент выполнен с возможностью установки сменных оптических насадок, имеющих различную конфигурацию (прямая, изогнутая под углом) и обеспечивающих фокусировку лазерного пучка в зоне воздействия лазерного излучения на биоткань, изготовлен из современных материалов, способных выдержать многократную стерилизацию антисептическими средствами, имеет эргономичный дизайн и содержит встроенный инклинометр и фотодатчики, которые расположены на торцевой окружности оптического хирургического инструмента для регистрации диффузно отраженного лазерного излучения.
Диффузно отраженное от биоткани лазерное излучение с длиной волны 980 нм или в диапазоне длин волн 980-1800 нм регистрируется фотодатчиками, которые могут быть выполнены в виде матрицы быстродействующих фотодиодов. Фотодатчики могут быть покрыты оптическими фильтрами, пропускающими только регистрируемую длину волны отраженного лазерного излучения.
Поскольку интенсивность диффузно отраженного от биоткани лазерного излучения меняется в зависимости от угла его регистрации, то необходимо вводить калибровочные коэффициенты, величина которых связана с углом регистрации отраженного излучения фото датчиком.
Данные об угле регистрации диффузно отраженного от биоткани лазерного излучения передает малогабаритный инклинометр, который может быть выполнен на базе тонкопленочных и MEMS-технологий и представляет собой двухосевой датчик угла наклона, который по принципу электронного ватерпаса обеспечивает угловое разрешение +/-0,01 градуса.
Блок ввода/вывода предназначен для ввода исходных данных, таких как включения/отключения лазерной системы от электрической сети, ввода информации о глубине абляции биоткани, отображения графической и текстовой информации о режимах работы лазеров и возможных неисправностях лазерной системы.
Программируемый контроллер осуществляет обработку информации, поступающей от блока ввода/вывода, инклинометра, фотодатчиков и на основании калибровочных коэффициентов определяет процентное содержание воды в биоткани, осуществляет информационный обмен с процессорами, управляющими рабочими параметрами лазеров.
В качестве процессоров, осуществляющих управление параметрами лазеров с длинами волн излучения 2940 нм и 405 нм, могут быть использованы процессоры со встроенной микросхемой памяти. Это позволяет размещать процессор непосредственно в корпусе лазера и хранить индивидуальные настройки параметров излучения лазера: энергию в импульсе, длительность импульса, частоту следования импульсов, при этом лазер становится интеллектуальным устройством. Выбор процессора для каждого из двух лазеров продиктован тем, что расчеты для установки рабочих режимов должны происходить в реальном масштабе времени при максимальной скорости обработки информации, что сложно осуществить при использовании одного универсального процессора.
Исполнительный механизм предназначен для активации врачом работы лазеров, переключения или прекращения их работы через программируемый контроллер. Исполнительный механизм может быть выполнен в виде педали или кнопки, расположенной на хирургическом оптическом инструменте или пиктограммы на экране блока ввода/вывода или представлять собой комбинацию нескольких исполнительных механизмов, например, ножной педали и кнопки на хирургическом оптическом инструменте.
Краткое описание чертежей
На фиг.1 изображена общая схема хирургического лазерного устройства; на фиг.2 - схема расположения инклинометра и фото-датчиков в оптическом хирургическом инструменте; на фиг.3 - спектры абсорбции гемоглобина и воды.
Пример осуществления полезной модели.
1
2
3
1
1
2
2
1
1
2
2
3
3
1
2
1
2
3
3
1
2
1
2
3
Хирургическое лазерное устройство (фиг.1) состоит из: лазеров 1, 2, 3. Лазер 1 включает излучатель 4 лазера 1 с длиной волны излучения λ, блок питания 5 лазера 1, систему охлаждения 6, блок питания 7 системы охлаждения 6, процессор 8. Лазер 2 включает излучатель 9 лазера 2 с длиной волны излучения λ, блок питания 10 лазера 2, систему охлаждения 11, блок питания 12 системы охлаждения 11, процессор 13. Лазер 3 включает излучатель 14 лазера 3 с длиной волны излучения λ, блок питания 15 лазера 3, систему охлаждения 16, блок питания 17 системы охлаждения 16. Оптические оси лазеров 1, 2, 3 параллельны и оптически сопряжены. Зеркало 18 с высокоотражающим диэлектрическим оптическим покрытием для длины волны λ (HR λ) расположено на оптической оси лазера 1. Зеркало 19 с диэлектрическими оптическими покрытиями, обеспечивающими высокое пропускание для длины волны λ (НТ λ) на одной стороне, высокое отражение для длины волны λ (HR λ) и высокое пропускание для длины волны λ (НТ λ) на другой стороне, расположено на оптической оси лазера 2. Зеркало 20 с высокоотражающим диэлектрическим оптическим покрытием для длины волны λ (HR λ) расположено на оптической оси лазера 3. Зеркало 21 с диэлектрическими оптическими покрытиями, обеспечивающими высокое пропускание для длин волн λ и λ (НТ λ, λ) на одной стороне, высокое отражение для длины волны λ (HR λ) и высокое пропускание для длин волн λ и λ (НТ λ, λ) на другой стороне, расположено на оптической оси лазера 2. Формирующая оптика 22 соединена с входом оптической системы транспортировки 23 лазерного излучения, выход которой соединен с оптическим хирургическим инструментом 24, содержащим инклинометр 25 и встроенные по окружности фотодатчики 26, которые предназначены для регистрации диффузно отраженного от биоткани лазерного излучения 27 с длиной волны λ. Блок ввода/вывода 28 соединен с программируемым контроллером 29. Программируемый контролер 29 своими входами/выходами соединен с процессором 8 лазера 1, процессором 13 лазера 2, блоком питания 15 лазера 3 и блоком питания 17 системы охлаждения лазера 3, исполнительным механизмом 30, а также с оптическим хирургическим инструментом 24 через инклинометр 25 и фотодатчиками 26.
Работает хирургическое лазерное устройство следующим образом.
Через блок ввода/вывода 28 врач вводит информацию о глубине абляции биоткани, которая поступает в программируемый контроллер 29 и далее в оцифрованном виде в процессоры 8 и 13 лазеров 1 и 2 соответственно. Врач располагает оптический хирургический инструмент 24 в операционном поле и активирует исполнительный механизм 30.
Сигнал от исполнительного механизма 30 поступает на программируемый контроллер 29, которым осуществляется включение блока питания системы охлаждения 17, нагрузкой которого является система охлаждения 16 и включение блока питания 15 лазера 3, нагрузкой которого является лазерный излучатель 14. Излучение лазера 3 через зеркала 20 и 21 транспортируется к биоткани через оптическую систему ввода 22 лазерного излучения через систему транспортировки 23, оптический хирургический инструмент 24 и облучает биоткань. Диффузно отраженное от биоткани излучение 27 регистрируется фотодатчиками 26, а угол наклона фотодатчиков регистрируется инклинометром 25. Измерительные сигналы с фотодатчиков 26 и инклинометра 25 поступают на входы программируемого контроллера 29, наличие программного обеспечения которого позволяет на основании калибровочных коэффициентов определять процентное содержание воды в биоткани. Эти данные из программируемого контроллера 29 в оцифрованном виде поступают в процессоры 8 и 13 лазеров 1 и 2. Процессоры 8 и 13 в соответствии в программным обеспечением производят обработку данных, включающих информацию о процентном содержание воды в биоткани и глубине абляции биоткани, и производят установку рабочих параметров блоков питания 7 и 12 систем охлаждения, нагрузками которых являются системы охлаждения 6 и 11, а также установку рабочих параметров блоков питания лазера 5 и 10, нагрузками которых являются лазерные излучатели 4 и 9. Если по результатам проведенных вычислений биологическая ткань недостаточно гидратирована, то процессором 8 не выполняется включение лазера 1, процессором 13 производится включение лазера 2.
Излучение лазера 2 через зеркала 19 и 21 транспортируется к биоткани через формирующую оптику 22, оптическую систему транспортировки 23 лазерного излучения, оптический хирургический инструмент 24 и осуществляет гидратацию биоткани. Диффузно отраженное от биоткани излучение 27 лазера 3 непрерывно регистрируется фотодатчиками 26, а угол наклона фотодатчиков регистрируется инклинометром 25, программируемый контроллер 29 определяет процентное содержание воды в биоткани и передает информацию на процессоры 8 и 13 в реальном масштабе времени. В момент достижения биотканью необходимой гидратации процессором 8 осуществляется включение лазера 1. Излучение лазера 1 через зеркала 18, 19 и 21 транспортируется к биоткани через формирующую оптику 22, оптическую систему транспортировки 23 лазерного излучения, оптический хирургический инструмент 24 и осуществляет абляцию биоткани. Происходящие в биоткани процессы поглощения лазерного излучения наглядно отражены на фиг.3. По достижении необходимого результата врач прекращает работу лазеров 1, 2, 3 через исполнительный механизм 30.
Промышленная применимость
Таким образом, в предлагаемом хирургическом лазерном иструменте, за счет совокупности заявляемых признаков, достигается получение контролируемых по глубине разрезов биоткани, удаление только патологически измененной биоткани посредством программного управления рабочими параметрами лазеров процессорами на основании информации о процентном содержании воды в оперируемой биоткани и введенной врачом информации о глубине абляции биоткани.
Предлагаемое хирургическое лазерная устройство является новым, промышленно применимым, т.е. удовлетворяет критериям патентоспособности полезной модели.