Приборы и техника эксперимента, 2023, № 2, стр. 110-114

ВВЕДЕНИЕ

Лазерный скальпель активно используется для резки биологических тканей в различных разделах медицины: при операциях, удалении папиллом в дерматологии, протезировании в стоматологии, дроблении почечных камней [1, 2]. Скальпель состоит из лазера с блоком управления мощностью излучения и оптоволокна с держателем для перемещения его в биологической ткани. При поглощении оптического излучения в локальной области биологической ткани происходит увеличение ее температуры, которое обусловливает: быстрое рассечение при малой ширине разреза, сгорание и испарение, соединение за счет коагуляции, уменьшение кровотечения, подавление жизнедеятельности бактерий.

Для увеличения термического эффекта на торец оптоволокна наносят конвертер – поглощающее свет покрытие в виде компаунда с графитом, например Dental Photonics [3, 4]. В этом случае температуру вблизи торца сердцевины оптоволокна в воздухе удается поднять вплоть до 1200–1300°C – температуры размягчения кварцевого стекла. Однако с увеличением температуры время жизни конвертера существенно сокращается, до десятков секунд, что требует его повторного нанесения. Появляется необходимость определения и ограничения температуры в зоне торца оптоволокна с целью как увеличения срока службы конвертера, так и непредвиденного перегрева биологической ткани.

Широкий диапазон температур, возникающих в процессе абляции, создает определенные сложности при выборе как метода измерения температуры в зоне нагрева, так и соответствия условий калибровки условиям использования лазерного скальпеля на практике. Бесконтактные пирометры не позволяют измерять температуру в глубине биологической ткани, а использование оптических методов с дополнительным оптоволокном, позволяющим исследовать изменения спектра отраженного сигнала, технически сложно реализуемо и, кроме того, при измерениях требует одновременного учета многих факторов [5–7], в частности изменения теплообмена в зоне нагрева ткани и коэффициента поглощения света тканевыми структурами, через которые продвигают оптоволокно.

Задачу контроля температуры можно упростить, если отказаться от измерения температуры в широком диапазоне и ограничиться созданием простого индикатора определенного, критически важного для текущих условий использования значения температуры. Назначение индикатора заключается в том, чтобы при превышении определенного значения температуры вблизи торца оптоволокна, величина которого устанавливается экспериментально, максимально быстро уменьшить мощность излучения лазера одним из способов: либо изменением параметров широтно-импульсной модуляции блока питания лазера, либо шунтированием тока через лазер с помощью добавочного резистора.

Для решения этой задачи предлагается использовать зависимость изменения скорости распространения ультразвуковой волны в твердом теле от его температуры [8, 9]. Известно, что скорость с продольных волн в образцах из кварцевого стекла составляет 5460–5990 м/с, она сильно зависит от присутствующих в нем примесей и имеет аномальный характер – возрастает с увеличением температуры с коэффициентом Δс = 0.7–1.2 (м/с)/°С [10, 11]. В упрощенном случае можно считать, что изменение скорости волны происходит скачкообразно на участке длиной d₀ за счет его “мгновенногоˮ нагрева от конвертера до температуры T₀. Тогда время задержки распространения ультразвукового импульса Δt₁ при локации на отражение и выборе следующих параметров: c = 5960 м/с, Δс = = 0.9 (м/с)/°С , d₀ = 2–3 мм, T₀ = 300–700°С – можно оценить как 26–92 нс, что вполне доступно для измерения.

МЕТОД ИЗМЕРЕНИЙ И КОНСТРУКЦИЯ ДАТЧИКА

Общая схема проведения измерений приведена на рис. 1а. В качестве источника непрерывного излучения света использовался лазерный аппарат для хирургии ЛСП-007/10 “ИРЭ Полюсˮ, использующий длину волны 0.97 мкм и имеющий максимальную мощность 30 Вт. Оптоволокно в изоляционной оболочке диаметром 1 мм вставляли в держатель, который при экспериментах удерживали рукой, обеспечивая перемещение излучающего свет торца оптоволокна в биологической ткани.

Рис. 1.

Схема проведения измерений (а) и крепления пьезоэлемента к оптоволокну (б).

Для излучения в оптоволокно ультразвуковых волн и приема волн, отраженных от торца с нанесенным на него конвертером, к его оболочке на расстоянии 30 мм от торца крепили пьезоэлемент размером 1.5 × 2.5 мм и толщиной 0.8 мм под углом 20°–30° к его оси, для чего использовался оригинальный клин. Он состоял (см. рис. 1б) из основания в виде навитых виток к витку поверх оболочки 30-ти витков проволоки диаметром 0.2 мм и капли припоя из низкотемпературного сплава Розе. Сначала проволока залуживалась. При кратковременном касании паяльника происходил нагрев проволоки, ее надежное вплавление в поверхность оболочки с одновременным затеканием сплава в межвитковое пространство, в результате чего создавался сплошной акустический контакт залуженной поверхности с оптоволокном. Расплавление капли сплава между залуженной поверхностью и пьезоэлементом “мгновенноˮ обеспечивало крепление пьезоэлемента и его акустическую связь с оболочкой оптоволокна. Принципиально, чтобы возбуждение и прием ультразвуковых волн происходили не через кварцевый стержень, а через защитную оболочку оптоволокна. Хотя это существенно ослабляет амплитуду возбуждаемых волн, тем не менее, позволяет сохранить механическую прочность оптоволокна на изгиб. Часть оптоволокна длиной 10–15 мм вблизи конвертера, используемая для непосредственного контакта с объектом, зачищалась от оболочки. С помощью ультразвукового локатора преобразователь возбуждали на радиальной моде колебаний электрическими импульсами, имеющими четыре периода колебаний частоты 1.1 МГц, амплитуду 10 В и частоту повторения 4 Гц. При возбуждении методом клина [12] в кварцевый стержень в направлении конвертера одновременно излучались и продольная волна (А) со скоростью 5500 м/с, и поперечная (изгибная) волна (Б) со скоростью 2100 м/с.

С целью повышения чувствительности измерений в работе определялись не абсолютные значения времен t₁₁ и t₂₂ распространения продольных и изгибных ультразвуковых волн в оптоволокне, а их относительные изменения t_z1 = t₁₁ – t₁, t_z2 = t₂₂ – t₂, где t₁, t₂ – времена задержек переднего фронта стробирующих импульсов, устанавливаемых заранее. При этом максимальные значения t_z1, t_z2 не превышают длительности периода частоты 1.1 МГц возбуждаемых колебаний. Для установления положения стробирующих импульсов использовался сигнал U₁(t) задающего непрерывного генератора частоты 1.1 МГц с выхода ультразвукового локатора, позволяющий синхронизировать работу всех цифровых узлов (делителей частоты, мультиплексоров, одновибраторов), выполненных на микросхемах серии АС74ххх. Преобразование “время–напряжение” осуществлялось с помощью двух генераторов пилообразных напряжений с временами нарастания 5 В/мкс, выполненных на транзисторах 2Т3906, 2Т3904. По фронту сигнала стробирующего импульса запускалась развертка напряжения, а по первому переднему фронту принятого сигнала она останавливалась. Вариацией времени нарастания изменялась чувствительность измерений в широких пределах. Пиковые значения напряжений U₃(t) и U₄(t), соответствующие задержкам t_z1 и t_z2, запоминались устройствами выборки хранения на микросхемах AD783 на время, соответствующее периоду ультразвуковых посылок. Далее они поступали на два компаратора, где сравнивались с опорными напряжениями U₀₁ и U₀₂, значения которых соответствовали выбранным предельным допустимым значениям температур Т₁ и T₂, устанавливаемым раздельно для каждого типа волн. При превышении температур на выходе компараторов устанавливаются значения логических единиц U₀₃ и U₀₄, которые могут независимо использоваться для инициализации процесса уменьшения мощности лазера и, при необходимости, звуковой сигнализации. Значения опорных напряжений определялись экспериментально по результатам бесконтактного измерения температуры с помощью пирометра DT-9860 (CEM, China) при нагреве торца оптоволокна в воздушной среде, когда возможно получение экстремальных значений температур.

ЭКСПЕРИМЕНТАЛЬНЫЕ РЕЗУЛЬТАТЫ

На рис. 2а приведены изменения задержек Δt_z1 и Δt_z2 распространения продольных и поперечных волн по отношению к значениям задержек, полученным при температуре 25°C для мощности P = 23 Вт и измерении в воздушной среде. Лазер включался на время t = 7 с, что приводило к нагреву торца оптоволокна с компаундом из графита, затем лазер выключался, и наблюдался процесс охлаждения оптоволокна. Согласно рисунку, значения сигналов в начале и конце записи совпадают, т.е. процесс многократно повторяем, что объясняется стабильностью механических характеристик кварцевой сердцевины оптоволокна. Экспериментально полученное время задержки Δt_z1 соответствует проведенной выше оценке задержки распространения ультразвукового импульса Δt₁ для продольной волны. Из рисунка видно, что изменение задержки для продольной волны в разы меньше, чем для поперечной, и для каждой из них необходимо устанавливать свое значение порога ограничения температуры.

Рис. 2.

Изменение задержки сигналов для продольной (тонкая линия) и изгибной (жирная линия) волн (а) и при резке биологической ткани (б).

На рис. 2б для иллюстрации изменения сигналов U₃(t), U₄(t) на выходе измерителя задержек в процессе резки приведены осциллограммы, пересчитанные в значения температур U₅(°С), U₆(°С) и нормированные, соответственно, на максимальное значение амплитуды, чтобы значения выбранных предельных температур для волн обоих типов были одинаковыми: Т₁ = Т₂ = 400°С. В качестве модельного объекта использовались ткани куриного бедра. Мощность излучения лазера составляла 17.5 Вт. Излучение включалось через 5 с после начала записи, затем оптоволокно вдавливалось в ткань и перемещалось в нем в различных направлениях с изменением глубины в пределах 2–4 мм. Преднамеренно, для иллюстрации, через 11 с оптоволокно вынималось и начинался резкий рост температуры, вызванный нагревом мгновенно обуглившегося слоя биоткани, оставшегося на торце оптоволокна, затем лазер выключался и оптоволокно остывало. Согласно рис. 2б, задержка распространения ультразвуковых волн, отраженных от торца оптоволокна, происходит в соответствии с ожидаемым изменением температуры в зоне взаимодействия торца оптоволокна с биологической тканью.

Процессы нагрева, происходящие вблизи торца оптоволокна, достаточно сложны для анализа и требуют учета многих факторов, поэтому задача прямой калибровки задержки распространения ультразвуковых волн от температуры для данных условий использования лазерного скальпеля не является тривиальной. Однако задача контроля превышения температурой определенного, заранее установленного значения может быть решена путем возбуждения в оптоволокне непосредственно с поверхности его оболочки продольной или поперечной волны и измерения изменения скорости ее распространения. Использование для анализа продольной волны имеет особенность: амплитуда сигнала продольной волны, отраженной от торца, существенно зависит от его подготовки. Если торец имеет сколы или существенный наклон к оси, продольная волна рассеивается, сигнал принятой волны значительно уменьшается вплоть до его пропадания. Вследствие этого по снижению амплитуды сигнала принятой продольной волны ниже определенного уровня дополнительно возможно установление факта деградации торца в процессе эксплуатации. Экспериментально показано, что наибольшая чувствительность при определении изменения температуры достигается при использовании результатов измерения скорости изгибной ультразвуковой волны – асимметричной волны Лэмба, поэтому для управления работой лазера целесообразно использовать сигнал U₀₄ (см. рис. 1).

ЗАКЛЮЧЕНИЕ

Разработан метод возбуждения продольной и изгибной волн в оптоволокне непосредственно с его защитной оболочки. Показана возможность измерения температуры вблизи торца оптоволокна по измерению времени задержки распространяющихся в нем ультразвуковых импульсов частотой 1.1 МГц. Создан индикатор температуры лазерного скальпеля, который при превышении температурой определенного, априорно устанавливаемого значения вырабатывает логический сигнал, пригодный для инициализации звукового сигнала и управления лазером с целью изменения мощности его излучения. Это позволяет увеличить срок службы конвертера температуры на торце оптоволокна и избежать непреднамеренного перегрева биологической ткани при проведении хирургических операций.