CC BY
238
Раздел III
РАЗРАБОТКА ЛЕЧЕБНО-ДИАГНОСТИЧЕСКОЙ АППАРАТУРЫ И ИНСТРУМЕНТАРИЯ. ПРОГРАММНОЕ ОБЕСПЕЧЕНИЕ НОВЫХ МЕДИЦИНСКИХ ТЕХНОЛОГИЙ
УДК 615.849.1.015.4: 612.3.014.2.07
ВОЛОКОННО-ОПТИЧЕСКИЕ ДАТЧИКИ ДЛЯ ВНУТРИПОЛОСТНОГО ПРИМЕНЕНИЯ В МЕДИЦИНЕ
В.А.КОРОЛЁВ,* В.Т.ПОТАПОВ
Развитие волоконно-оптических средств открывает возможности применения их в науке, технике и биомедицине. Одновременно с созданием волокон с малыми потерями получили развитие работы по созданию волоконно-оптических датчиков (ВОД).
Ключевые слова: волоконно-оптические датчики
Интересны разработки лазерной медицинской техники с использованием гибких оптических волокон, отечественными организациями предложено более десятка аппаратов для хирургии и онкологии на основе компактных полупроводниковых лазеров [1]. Волоконно-лазерная аппаратура со средствами внут-риполостного проникновения (эндоскопы, катетеры) к патологическим областям органов тела человека известна клиницистам не один год. Одним из определяющих факторов воздействия лазерного излучения на биоткань является длина волны источника излучения. Глубина проникновения излучения в биосреду см. на рис 1. Излучение с длиной волны 1,06 мкм может проникать в водную среду на глубину до 1 см (с ослаблением 2,7 раза).
Длина волны, мкм
Рис.1. Глубина проникновения и коэффициент поглощения излучения для воды и крови (насыщенной кислородом)
Оценка предполагаемой глубины проникновения лазерного излучения в биологические ткани важна для адекватного планирования и безопасного осуществления лазерных операций. Излучение с длиной волны 1,06 мкм используется для воздействия на патологические новообразования в пищеварительном тракте, выполнения коагуляции внутриполостных кровотечений, а также лечения венозных врожденных пороков в дерматологии [2]. Проводятся исследования по локальной гипертермии злокачественных новообразований (лазерный нагрев биоткани до 42°С-44°С). При такой гипертермии патологические клетки гибнут, а нагрев нормальных клеток носит обратимый характер. Отметим, что недогрев может вызывать рост патологической ткани, а перегрев - чреват необратимым изменением здоровой ткани. В отоларингологии лазерный нагрев биоткани используется в термопластике хрящевого отдела носовой перегородки. Хрящевая ткань на 60-80% состоит из воды, а излучению с длинной волны 1,56 мкм также соответствует высокое поглощение в воде (рис.1). Долговременная стабильность полученной формы хряща без разрушения матрикса (основного межклеточного вещества)
* 141190, Россия, Московская область, г.Фрязино, пл.Введенского, 1. Институт радиотехники и электроники им. В. А. Котельникова РАН
достигается его кратковременным лазерным нагревом до 70°С и чуть выше. Меньшие температуры ведут к восстановлению изначальной формы [3]. В практической хирургии используется свойство излучения с длиной волны 10, 6 мкм неглубоко проникать в биоткань, что применяется в устройствах на базе углекислотного лазера. Ограничения для использования излучения 10,6 мкм в медицинской эндоскопии связаны с отсутствием надежных гибких волоконных световодов. В практической хирургии могли бы найти применение лазеры с длиной волны около 2 мкм, излучение которых также неглубоко проникает в биоткань и передается оптическим волокном. Типичные спектральные характеристики применяемого в лазерной хирургии оптического волокна (кварцевого многомодового) представлены рис. 2.
Пропускание,% /м
V /ЧЛ'
1000 : V II / ! \ І !- / Ч\ ¿н \\ і г Л \ п 1 і / і : ? і V 1 і £ VI \ /
100 І V —РЩШ
,[ --ташт
200 400 600 800 1000 1200 1400 1600 1800 2000 2200
Длина волны, нм
Рис.2. Спектральная кривая кварцевого оптического волокна марки ЕТ-200 (апертура 0,39); содержание ОН: малое - сплошная кривая, большое -пунктирная кривая [4].
Перспективы применения лазерной волоконной техники в медицинской эндоскопии связаны не только с выпускаемым, например, кварцевым оптическим волокном, освоением выпуска других типов гибких световодов, но и с созданием полупроводниковых лазеров и лазеров на активном оптическом волокне. Активное оптическое волокно при введении в его сердцевину редкоземельных ионов может быть использованы для усиления или генерации излучения. Разработаны технологии активирования оптического волокна (метод пропитки, осаждение из газовой фазы, аэрозольный метод), которые допускают легирование волокна различными химическими элементами (Но, Тт, Ег, Б1, УЬ, N4 ТЬ, и др). Изменение легирующих элементов или совместное легирование (например, Ег- УЬ или Тт -УЬ) позволяет перекрыть широкий спектральный диапазон излучения (табл.). Ныне достигнут высокий уровень параметров излучения активного оптического волокна, обеспечивающий его перспективу применения. Лазеры на активном оптическом волокне могут конкурировать по максимуму мощности с традиционными (громоздкими) твердотельными лазерами. Мощность излучения в зависимости от легирующего элемента - десятки и > 100 Вт.
Таблица
Длина волны излучения лазера на активном оптическом волокне для различных легирующих элементов
—но— —тт— Ег В _ТЬ— Ш
1,9- 1,8- 1,53- 1,15- 1,0/ мкм 0,9; 1,0-
2,1мкм 2,1мкм 1,62мкм 1,22мкм 1,1мкм
Широкое внедрение разрабатываемой лазерной волоконной техники в повседневную клиническую практику представляется проблематичным без использования средств, позволяющих осуществлять мониторинг различных физических параметров, характеризующих изменения биологической ткани, подвергаемой лазерному воздействию. Одним из таких средств контроля явля-
ются ВОД. По принципу действия ВОД разделяются на интерференционные (Майкельсона, Фабри - Перо, Маха - Цандера и т.д.), распределенные (обратное и прямое рассеяние), люминесцентные, на внутриволоконных решетках и комбинированные.
Простой схемой реализации ВОД является использование одной жилы кварцевого волокна как для посылки излучения на исследуемую биоткань, так и для обратной передачи излучения от биоткани. Например, катетеры с оптическим волокном диагностического (или терапевтического назначения). Излучение лазера передается оптоволокном через катетер, введенный внутрь сосуда [5]. Излучение, испускаемое оконечным участком оптического волокна, отражается стенкой сосуда, воспринимается оптическим волокном и передается для анализа в устройство обработки данных. По результатам анализа можно диагностировать бляшки или зоны стеноза в сосуде. Аналогичные схемы ВОД реализуются и в люминесцентных методах диагностики патологического состояния биоткани. Например, при возбуждении излучением лазера в диапазоне 400-640 нм возможна регистрация люминесценции в области 600-800 нм, что важно при регистрации эндогенной люминесценции патологической биоткани, обусловленной накоплением различных производных порфиринов.
Эта методика подходит для регистрации эндогенной люминесценции, позволяющей проводить диагностику без применения каких-либо препаратов, стимулирующих повышенную люминесценцию патологических участков биоткани.
О патологическом состоянии биоткани говорит повышенный уровень люминесценции и изменение спектра люминесценции в сравнении с интактной (неповрежденной патологическим процессом) биотканью [6]. С использованием волоконнооптических и спектрофотометрических средств авторами определялась бактериальная порфириновая флуоресценция кариеса.
Другой схемой реализации ВОД является конструкция с элементом на входном торце оптического волокна, чувствительным к изменению физических или химических характеристик биоткани. Например, ВОД температуры с чувствительным элементом (из кремния), разрабатываемый для лазерной гипертермии [7]. Есть техническое решение эндоскопа с тремя ВОД температуры, по показаниям ВОД ищут место расположения опухоли и контролируется время и температура лазерного нагрева [8].
В сосудистой хирургии лазерные волоконные средства используются для лечения широко распространенного заболевания варикозного расширения вен нижних конечностей. Лазерная коагуляция выполняется через оптическое волокно, введенное с помощью катетера в русло вены [9]. В исследовании [10] лазерная коагуляция проводилась излучением 1,06 мкм. К конструкции оптоволоконных катетеров предъявляются повышенные требования по безопасности функционирования в кровеносном русле вены, важен также объективный контроль над ходом лазерной коагуляции внутренних стенок вены. Нами предложена конструкция волоконного инструмента для лазерной коагуляции в сосудистой хирургии с ВОД температуры [11]. Используется оптическое волокно типа кварц-полимер со световедущей жилой
00.4 мм и два оптических волокна типа кварц-кварц со световедущей жилой 00.1 мм. На оконечный участок торца кварц-кварцевого волокна приваривается термочувствительный элемент из монокристаллического кремния (с поперечным размером до 0.120.12 мм2). ВОД обеспечивает регистрацию температуры в диапазоне 40-110°С с точностью измерения ±0.2°С [7]. Разрабатываются устройства и методы контроля термического нагрева для кардиохирургии [12]. В экспериментах на аорте животного выполнялся нагрев стенок аорты (Aorta) от микроволнового генератора локальным источником (MRIG), введенным в аорту через сосудистый катетер баллонного типа (Introducer) (рис.3). В течение 20 минут при мощности излучения 20-25 Вт выполнялся нагрев стенки аорты (Aorta).
Для измерения температуры прогрева стенки аорты до 41°С использовался ВОД температуры (Fiber-optic sensor) фирмы FISO Technologies Inc., размещаемый в зоне баллона (ballon). Оконечный чувствительный элемент ВОД температуры имел поперечный размер 00,6 мм. Разрабатывается аппаратура с использованием различных датчиков, включая оптические, для операций при врожденном дефекте перегородки между верхними камерами сердца [13]. Для кардиохирургии также исследуется конструкция внутриартериального катетера с ВОД давления [14]. Тщательный и точный мониторинг давления позволяет определять дикротиче-
ский характер артериального давления, который проявляется наличием сдвоенного импульса (меньшей и большой амплитуды) при каждом сердечном сокращении. Сдвоенный импульс наблюдается при пониженном тонусе сосудов. В предлагаемой конструкции катетера ВОД регистрирует артериальное давление крови, попадающей во внутреннюю полость катетера. ВОД размещен внутри оболочки катера, а своей дистальной чувствительной частью контактирует с внутреннею полостью катетера, заполняемой кровью. Информационным каналом являлось оптическое волокно с наружным 00,152 мм, сам чувствительный элемент имел размеры 0 0,0635 мм. Мониторинг артериального давления предлагается выполнять ВОД давления фирмы Luna Innovations и FISO Technologies Inc. Разрабатываемые катетеры с ВОД могут быть исследованы для целей регистрации физиологических характеристик крови (насыщения кислородом, содержания РСО2, Р02, содержания солей молочной кислоты и др.).
Рис.3. ВОД температуры в аорте животного
Для медицинской эндоскопии предложен принципиально новый хирургический инструмента с ВОД давления, который информирует хирурга о степени давления инструментом на биоткань. Такая информация особено важна при микрохирургических операциях. Концептуальная модель эндоскопических щипцов с ВОД давления показана в работе [15]. В макете используется ВОД на основе внутриволоконной решетки Брэгга. Диапазон измерения силы - 20 Н, с разрешением ~20 млН. При электрохирургических или лазерных манипуляциях возможен нагрев ткани до 160°С, что может вести к изменению показателя преломления оптического волокна датчика. Для контроля температуры и компенсации изменений в показаниях ВОД щипцы оснащены дополнительным ВОД на основе внутриволоконной решетки Брэгга. Для гастроэнтерологии в лабораторных условиях исследуется применение ВОД разного назначения, в частности, для измерения параметров содержимого с желчью в ЖКТ [16] .
Анализ научных публикаций и патентных данных свидетельствует о неуклонном росте числа предлагаемых биомедицинских разработок ВОД для внутриполостного применения, демонстрирует возможность их исследования при клинической апробации с лазерными медицинскими устройствами различного назначения. Современное расширение рынка волоконных лазеров и развитие оптоволоконных технологий приведет к широкому внедрению ВОД, наряду с промышленностью, и в медицину.
Литература
1 Гуляев Ю.В. и др. // Спецвыпуск «Фотон-Экспресс». Наука. 2005. С. 114-127.
2. Scherer K., Waner M. // Lasers in Medical Science. 2007. Vol.22, №2. Р.119-266.
3. Агеева С.А. и др. // Мед. техника. 2007. №2. С.20-29.
4. Проспект «Thorlabs». 2003. Vol.15. P.421, 424 .
5. Pat. 20080139897 USA. Catheter with optical fiber sensor/ Ainsworth R. D. et al.
6. Kesler G. et al. // J of Clinical Laser Medicine & Sur-gery.2003. Vol.21, №4. P.209-217.
7. Егоров Ф.А. и др. // ВНМТ. 2005. №3-4. С.112.
8. Пат. на полезную модель 50808. Устройство для лечения злокачественных опухолей /Аргунов С. В. //Изобретения. Полезные модели. 2006. №.3.
9. Покровский А. В.и др. // РМЖ. 2007. № 1. С.41-43.
10. Cheng-Jen Chang, Jun-Jin Chua // Lasers in Surgery and Medicine. 2002. Vol.31, №4. Р.257-262.
11. Пат. на полезную модель 65373. Волоконный инструмент для лазерной коагуляции в сосудистой хирургии /Королев В.А., Потапов В.Т. //Изобретения. Полезные модели. 2007. №.22.
12. Pat. 20080208034 USA. Device, systems and methods for localized heating of a vessel and/or in combination with mr/nmr imaging of the vessel and surrounding tissue/ Yang X. et al.
13. Pat. 20080033425 USA. Methods, systems, and devices for sensing, measuring, and controlling closure of a patent foramen ovale/ Davis C C. et al.
14. Pat. 20020072680 USA. Intra-aortic balloon catheter having a fiberoptic sensor / Schock R.B. et al.
15. Heijmans J.A.C. et al. // IFMBE Proceedings. 2008.Vol.22. P.2330-2334.
16. Baldini F. // Analytical and Bioanalytical Chemistry.- 2003. Vol.375, №6. Р.732-743.
FIBER-OPTIC SENSORS FOR ENDOCAVITARY APPLICATION IN MEDICINE
V.A.KOROLYOV, V.T.POTAPOV
Summary
We review the development of fiber-optic sensors for possible use in laser surgery and oncology. The data for biomedical sensors to monitor pressure and temperatureare given.
Key words: fiber-optic sensors, laser hyperthermia, surgery
УДК 618.12-002.2-079.4
ВОЗМОЖНОСТИ РАДИОТЕРМОМЕТРИИ В ДИФФЕРЕНЦИАЛЬНОЙ ДИАГНОСТИКЕ ТАЗОВОГО БОЛЕВОГО СИНДРОМА И ВАРИАНТОВ ХРОНИЧЕСКИХ САЛЬПИНГООФОРИТОВ
А.В. ХАРДИКОВ*
Термографическое исследование проводилось на диагностическом комплексе РТМ-01-РЭС. Выделены варианты термограмм, характерные для различных патологических процессов в области малого таза. РТМ позволяет повысить эффективность дифференциальной диагностики при тазовом болевом синдроме и ХСО и контролировать качество лечения.
Ключевые слова: сальпингоофорит, радиотермометрия.
Хронический тазовый болевой синдром (ХТБС) является наиболее частой причиной обращения к врачу гинекологу, и обычно ассоциируется с хроническим сальпингоофоритом (ХСО). Диагностический алгоритм при данной патологии в настоящее время в практической медицине включает клиникоанамнестическое исследование, УЗИ и бактериоскопию вагинальных мазков. Частота диагностических ошибок при таком обследовании достаточно велика и составляет от 30 до 50% [1,2]. Использование высокоэффективных эндоскопических методов (лапаро-, гистероскопия) на практике ограничивается необходимостью дорогостоящего оборудования и подготовленного персонала, а также часто нежеланием пациентки подвергаться инвазивному диагностическому вмешательству. Поэтому актуальным остается поиск новых неинвазивных и безопасных методик, дополняющих существующие и повышающих эффективность диагностики при ХТБС и ХСО. Одним из таких методов является радиотермометрия (РТМ). Однако данные о возможности ее применения в гинекологической практике весьма скудные [3-5].
Цель работы - анализ возможности использования метода РТМ в диагностике ХСО, дифференциальной диагностике ХТБС, прогнозировании осложнений и контроле качества лечения.
Материал и методы. Обследовано 150 женщин в возрасте 17-45 лет с длительностью тазового болевого синдрома, который расценивался как ХСО, от 1 до 20 лет. Пациентки разделены на 3 группы. Первая группа представлена 18 женщинами с типичной формой острого воспалительного процесса, сопровождавшегося болевым синдромом, повышением температуры тела, изменениями периферической крови и УЗ-признаками обострения ХСО. Вторая группа - 102 женщины с ХТБС при нормальной температуре тела, отсутствием воспалительных изменений в периферической крови и в малом тазу при УЗИ. Контрольная группа представлена 30 здоровыми женщинами фертильного возраста.
В работе использованы общеклинический, лабораторный, УЗ-, рентгенологический методы исследования, лапароскопия. Термографическое исследование проводили на диагностическом комплексе РТМ-01-РЭС, предназначенном для измерения внутренней температуры тканей на глубине до 10 см по их естественному излучению в микроволновом диапазоне и температуре кожи по тепловому излучению в ИК-диапазоне и при температуре
окружающей среды 20-24°С в положении лежа на спине при опорожненном мочевом пузыре в проекции матки (9 точек) и придатков (по 9 точек с каждой стороны). После компьютерной обработки получили графическое цветное изображение распределения температур в исследуемой области.
Результаты. Продолжительность исследования составляла 2,8±2,4 минуты. Процедура и повторные исследования не оказывали какого-либо неблагоприятного воздействия на психофизическое состояние пациенток. У здоровых женщин термограммы имели плавные изменения температур, отсутствовали очаги температурных аномалий. Градиент температур на термограмме не превышает 2°С, разница между кожной и внутренней температурами составляла 2-2,4 оС (рис.1.).
Поле температур кожи
Поле внутренних температур
Рис.1. Нормальная термограмма
В период овуляции в соответствующем яичнике отмечалось локальное увеличение температуры на 1,4—1,8 оС. Во 2-ю фазу менструального цикла наблюдалась тенденция к увеличению внутренней температуры на 0,3-0,6оС. У женщин первой группы отмечено локальное повышение внутренней температуры в исследуемых областях на 1,0-2,7°С (на 2,1±0,3°С р<0,01) и кожной температуры на 0,8-2,3°С (1,6±0,3°С р<0,05) (рис.2.).
Моле ісммсраіур кожи
Пои: ииуїрсини* tcMncfwyp
v ’¿' Ы| И-Д-- V
’в* V К) Л» о Wv v
о о о • 1 v
»» я«» тшт ' -- »» »г,
* Курский ГМУ, 305033 г. Курск, ул. К. Маркса 3, [email protected]
Рис.2. Термограмма при инфекционно-токсическом обострении ХСО
