Теоретические основы расчета энергетических параметров лазерного излучения для термотерапии кисты Бейкера

Полный текст

Последнее время лазерные технологии за счет выраженной теплогенерации в водной среде, особенно излучений так называемых «водопоглощающих» спектров, начали использоваться для хирургического лечения кисты Бейкера [3]. Главным условием эффективного применения термотерапии в хирургии является нагревание, достаточное для повреждения патологической ткани, как в аспекте абсолютных значений, так и в смысле экспозиции гипертермического воздействия. Внесение энергии в закрытую полость малого объема, наполненную жидкой средой, всегда вызывает опасения по поводу вероятного негативноговоздействия избыточных тепловых эффектов на окружающие ткани, поскольку коагуляция стенки кисты осуществляется в тесном соседстве с такими важными анатомическими структурами, как подколенная артерия, вена и седалищный или большеберцовый нерв.Также известно, что при полном контакте световода с коагулируемой тканью практически полностью исключается отражение излучения в окружающее пространство и при значительной мощности излучения приводит к повышенному выделению тепла, которое может вызвать пенетрацию кисты и ятрогенное повреждение близ расположенных органов. [7, 13]. Таким образом, очевидно, что проблема расчета и планирования необходимых тепловых процессов при интерстициальном неконтролируемом применении световой энергии является актуальной. Большинство исследователей, изучающих возможность термоконтроля манипуляций с применением высокоинтенсивного лазерного излучения, работали в основном с косвенными дистанционными методиками [8, 10]. Но эти работы не дают ответа о количестве энергии необходимой для инициализации необратимого процесса коагуляции всего объема патологической ткани, расположенной в глубине организма.
Цель работы: смоделировать процесс лазер-индуцированной термотерапии кисты Бейкера и изучить в эксперименте скорость и особенности нагрева различных объемов водной среды вокруг торца работающего световода при разных значениях мощности излучения. Определить характер распространения теплового воздействия в зоне работающих наконечников с помощью переносной инфракрасной термографии (ИКТГ).
Материалы и методы
Модель кисты Бейкера, подвергаемой термотерапии, состояла из одноразового шприца, наполненного 0,25% раствором лидокаина, и светонесущего волокна, введенного в него через наконечник. Рабочий конец световода неподвижно устанавливался в центре объема жидкости, заполняющей цилиндр шприца. В качестве источника лазерного излучения постоянного режима с длиной волны 1,47 мкм применялась установка «MultidiodeEndo™» (INTERmedic, Spain). Проводилось сравнение скорости нагрева различных объемов местного анестетика при разной мощности излучения путем анализа термографических картин.Регистрация инфракрасного излучения этой системы выполнялась с расстояния 45 см. Для этой цели использовался переносной тепловизор CONDTROL IR-CAM (Россия) с диапазоном температурных измерений от -30° до +350° С, погрешностью ±4°C и температурным отклонением в 0,10° С.
Эксперимент состоял из трех серий отдельных опытов. Серии отличались лишь по объему нагреваемой жидкости, в них изучались тепловые процессы, происходящие в 2, 5 и 10 мл. Каждый опыт был проведен следующим образом. Три одинаковых одноразовых шприца заполняли равным количеством местного анестетика лидокаина 0,25% на основе физиологического раствора. Затем внутрь вводили световод по описанной выше методике. Каждый из трех экземпляров, примерно комнатной температуры (24°С), нагревали до 70°С лазерным излучением мощностью – 2 Вт, 5 Вт и 10 Вт соответственно (рис. 1, 2). Таким образом, всего в эксперименте проведено 9 термографических исследований.
Для сравнения реальных значений времени нагрева 0,25% водного раствора лидокаина, полученных в результате физического опыта, с теоретическими, мы провели несложный расчет. Преобразовав общеизвестные формулы термодинамики, было вычислено идеальное время, необходимое для нагрева определённого объема воды с 24°С до 70°С, используя различные уровни мощности лазерного излучения (формула 1). Данной формуле мы не учитывали теплоотведение и пренебрегли ничтожной разницей в теплоёмкости воды и 0,25% водного раствора лидокаина.

где, τ - время нагрева
с - удельная теплоемкость воды
V – объем воды
ΔT – разность начальной и конечной температуры
N – мощность лазерного излучения в постоянном режиме (Вт)

Результаты и их обсуждение
Полученные результаты эксперимента и теоретичного расчета времени нагрева жидкости сведены в единую таблицу 1.
При подаче фотонного потока через торцовый световод термограмма демонстрировала локальный тип распространения тепла в водной среде с отсутствием вихревых потоков переноса тепла по всему объему исследуемого сосуда. Имелась четко обозначенная граница зоны нагревания водной среды, расположенная перед световодом.
Во всех сериях экспериментов была достигнута заданная температура 70°С, обеспечивающая мгновенную коагуляцию белка. Обращает на себя внимание тот факт, что расчётное время по формуле (идеальное) во всех случаях меньше экспериментального, что можно объяснить влиянием теплоотведением как к стенкам шприцев, так и от них в окружающую среду.Анализируя графики № 5,6 становиться очевидным, что с увеличением мощности инфракрасного лазерного излучения «водопоглощаемого» спектра уменьшается время нагрева одной единицы объема жидкости. Причем эта закономерность прослеживается как в теоретической, так и в опытной части эксперимента (рис. 5, 6). Согласно теплограмме, повышение температуры раствора распределяется фронтально от рабочего торца кварцевого световода (рис. 2). Ни в одном из шприцев не было зафиксировано деструкции стенки от лазерного излучения. Только при случайном прямом контакте с уплотнителем поршня была зафиксирована яркая вспышка света и соответствующий ей резкий рост температуры до 323°С (рис 3, 4). Очевидно, что это тот самый случай, когда контакт с материалом практически полностью исключил отражение излучения в окружающее пространство. При значительной мощности излучения в месте контакта происходят загрязнение световода продуктами горения, что приводит к повышенному выделению тепла и разогреву конца световода. Вероятно, это же происходит при полном контакте торца излучающего световода с внутренней поверхностью стенки кисты Бейкера. При этом на ткань одновременно воздействуют физические эффекты лазерного излучения и раскаленного конца световода. Данное явление объясняет появление резкого болевого синдрома, периодически возникающего при выполнении манипуляции.
В обсуждении результатов данной работы мы хотели бы сделать акцент на различных способах термотерапии образований и патологически измененных тканей. По способу осуществления термотерапииих условно можно разделить на прямые, и опосредованные.
Прямые способы термокоагуляции измененной биологической ткани заключаются во введении в их толщу разогретых разными способами теплоносителей. Ранее была предложена полая игла, которая заполняласьпредварительно разогретым физиологическим раствором [14]. Несмотря на простоту и дешевизну данный метод имеет множество существенных недостатков. Из-за высокой теплопроводимости игла может повреждать здоровые ткани, контактирующие с ее поверхностью, а для коагуляции опухоли большого объема требуются неоднократные пункции, что значительно повышает травматизацию.
Также известны разнообразные устройства для коагуляции, содержащие генератор высокочастотного тока, нейтральный плоский электрод и активный электрод с малой рабочей поверхностью, вводимый в целевую ткань. Ток высокой частоты, возникающий между электродами, нагревает биоткань вблизи активного электрода, где плотность тока наиболее высока [6]. Однако, основным недостатком этих методик является небольшой объем коагулята из-за резкого снижения плотности тока по мере удаления от поверхности активного электрода.
Широко используются аппараты для термокоагуляции белковых тканей за счет тепла, выделяемого при поглощении энергии электромагнитного поля широкого диапазона частот от оптического до радиоволнового [3]. Главным недостатком этих методов является высокая степень сложности и дороговизна устройств, сравнительно небольшая глубина прогрева и низкая точность локации воздействия. В основном, использование этих устройств ограничивается поверхностью тела или органами, к которым открыт доступ во время хирургических операций [15]. Как вариант, погружного воздействия - интерстициальная лазер-индуцированная термотерапия с доставкой воздействующего фактора к патологическому очагу по тонкому световоду через пункционную иглу или другой хирургический инструментарий [11]. К сожалению, данный способ травматичен за счет неконтролируемого прямого термического воздействияна целевую ткань, а также из-за вынужденных множественных пункций образования при его значительных размерах. Рядом авторов отмечается, что при лазировнии происходит малоизученное изменение структуры облученной ткани, приводящее к длительному воспалительному процессу и неполноценному заживлению раны.
При опосредованных способах первично нагревается содержимое образования или искусственно введенная в него жидкость, а затем этот теплоноситель за счет теплоотдачи воздействует на патологические ткани. К преимуществам этого метода можно отнести равномерность прогрева всей внутренней поверхности образования, и значительную буферную зону от минимальных до критических термозначений за счет высокой теплоемкости водной среды [1, 2]. Также к достоинствам методики относится отсутствие фототермического и фотохимического эффектов в окружающих биологических тканях, поскольку излучение длиной 1,47 мкм не достигает их, практически полностью поглощаясь вблизи торца световода
Примером подобной технологии является лечение кист молочной железы через пункционную иглу с сохранением не менее 50% содержимого полости.При лазерномоблучении внутрикистозного содержимого происходит его значительныйнагрев, что приводит к термической коагуляции выстилки, в результате чего развивается ее асептическое воспаление,в дальнейшем приводящая к склерозированию. [9]. Аналогичный способ описан для лазер-индуцированной термотерапии кист Бейкера, в котором термопроводником являются остатки серозной жидкости [12]. Однако, достаточность воздействия лазерной энергией определялась в этой работе косвенно, по начинающейся вапоризации и образованию гиперэхогенной тени в полости кисты. Подобные ориентиры не дают даже косвенного ответа о степени и глубине прогрева стенки подколенного образования. Неравномерность проникновения излучения в разные слои кисты, их отличающаяся теплоёмкость, а также разная толщина стенок образования могут приводить к непредсказуемым морфологическим изменениям как патологических, так и нормальных перифокальных тканей [5] в процессе лазер-индуцированной термотерапии.
Заключение
Нами не получено данных о принципиальных различиях в динамике нагрева идеальной воды и 0,25% водного раствора лидокаина в зависимости от объёма или мощности лазерного излучения с длиной волны 1,47 мкм.
Появление эффекта карбонизации световода зависит от длительности непосредственного контакта с окружающими телами. В изучаемых энергетических режимах и объемах водного раствора световод с торцовой эмиссией излучения не способен вызывать карбонизацию и повреждение окружающих тканей. Соответственно, бесконтактная перфорация стенки кисты лазерным излучением с длиной волны 1,47 мкм невозможна.
Полученные данные, свидетельствуют о целесообразности подбора энергии, доставочной для достижения заданной температуры, и ее удержании на период необходимый для коагуляционной трансформации более наружных слоев образования. Перспективным представляется отработка режимов со средними объемами внутрикистозного содержимого или его водосодержащего заменителя, но при увеличенной мощности излучения. Безусловно, на время тепловой экспозиции будет оказывать влияние толщина стенки образования. Поэтому, накопленные клинические и экспериментальные данные предполагают, что дальнейшее развитие технологии лазер-индуцированной термотерапии кисты Бейкера должно двигаться в сторону усовершенствования непосредственного температурного контроля манипуляции, а не математического моделирования. Также необходимо дальнейшее изучение механизма послойной термокоагуляции тканей кисты для выработки оптимальных условий и режимов ее проведения и получения образцов трансформированной ткани.

Об авторах

Андрей Викторович Жиляков

Государственное автономное учреждение здравоохранения Свердловской области Областной специализированный центр медицинской реабилитации "Озеро Чусовское"

Автор, ответственный за переписку.
Email: doctor-zhilyakov@rambler.ru
ORCID iD: 0000-0003-1261-3712
SPIN-код: 2275-0696
http://osteoarthrosis.ru

кандидат медицинских наук, врач-хирург, амбулаторно-поликлиническое отделение

Россия, 620043, г.Екатеринбург, п. Чусовское Озеро, ул. Мира, 1

С А Чернядьев

Уральский государственный медицинский университет

Email: doctor-zhilyakov@rambler.ru
ORCID iD: 0000-0003-4207-1862
SPIN-код: 6815-7963

д.м.н., проф., зав. кафедрой хирургических болезней Уральского государственного медицинского университета 

Россия, ул. Репина, д. 3, Екатеринбург, 620028

А В Аретинский

Общество с ограниченной ответственностью  “ПЭТ - Технолоджи” ОП – Екатеринбург

Email: doctor-zhilyakov@rambler.ru
ORCID iD: 0000-0002-6063-5206
SPIN-код: 5330-7310

врач радиолог - рентгенолог ООО “ПЭТ – Технолоджи"

Россия, ул. Соболева, д. 29,  Екатеринбург, 620036

Н И Сивкова

Уральский федеральный университет имени первого Президента России Б.Н. Ельцина

Email: doctor-zhilyakov@rambler.ru
ORCID iD: 0000-0002-6331-0124
SPIN-код: 1835-8921

кандидат социологических наук, доцент кафедры социально-политических наук Уральского Федерального университета имени первого Президента России Б.Н. Ельцина

Россия, ул. Мира, д. 19, Екатеринбург, 620002

Н Ю Коробова

Уральский государственный медицинский университет

Email: doctor-zhilyakov@rambler.ru
ORCID iD: 0000-0002-8523-912X
SPIN-код: 8945-5570

к.м.н., хирург-флеболог, ассистент кафедры хирургических болезней Уральского государственного медицинского университета 

Россия, ул. Репина, д. 3, Екатеринбург, 620028

В И Горбатов

Уральский государственный горный университет

Email: doctor-zhilyakov@rambler.ru
ORCID iD: 0000-0001-8066-0217
SPIN-код: 8737-8411

кандидат физико-математических наук, доцент кафедры физики Уральского государственного горного университета

Россия, ул. Хохрякова, д. 95,  Екатеринбург, 620144

Список литературы

Дополнительные файлы