Содержание к диссертации
Введение
ГЛАВА 1. Литературный обзор. Постановка задач работы 12
1.1. Использование низких температур в медицинских целях. Медицинские криометоды 12
1.1.1. Краткий исторический очерк развития криомедицины и криомедицинской техники 12
1.1.2. Современное представление о медицинских криометодах 16
1.2. Техническое обеспечение дозирования медицинских криометодов 24
1.2.1. Проблема точности дозирования обеспечения медицинских криометодов 24
1.2.2. Имеющиеся подходы к обеспечению точности дозирования медицинских криометодов 28
1.3. Температурные параметры для дозирования гипотермии и способы их технического обеспечения 39
1.3.1. Целевая температура биоткани 39
1.3.2. Скорость охлаждения, длительность термостатирования, скорость нагрева биоткани 42
1.3.3. Способы организации отвода теплоты 44
1.3.4. Классификация вариантов обеспечения гипотермии 48
1.4. Местная гипотермия для робот-ассистированной хирургии 49
1.4.1. Робот-ассистированная лапароскопическая радикальная простатэктомия 50
1.4.2. Варианты обеспечения местной гипотермии в урологии 56
1.5. Общие выводы по литературному обзору. Задачи работы 61 Стр.
ГЛАВА 2. Метод определения рациональных режимов работы криомедицинского оборудования 65
2.1. Протокол температур целевой области воздействия (ПТО) 65
2.2. Обеспечение ПТО с помощью криомедицинского оборудования 76
2.3. Анализ исходных данных для обеспечения Малоинвазивной полостной газовой гипотермии (МПГГ) при Робот-ассистированной лапараскапической простатэктомии (РАЛП) 84
ГЛАВА 3. Экспериментальное и расчетное исследование теплообмена при моделировании робот-ассистированного криовоздействия 90
3.1. Последовательность моделирования и анализа рассматриваемой биотехнической системы 90
3.2. Математическое описание газовой гипотермии для робот ассистированной хирургии 91
3.3. Базовая компьютерная программа теплофизического моделирования процесса газовой гипотермии для робот-ассистированной хирургии 97
3.4. Экспериментальная проверка адекватности базовой компьютерной программы
3.4.1. Описание экспериментальной установки 107
3.4.2. Методика проведения эксперимента 121
3.4.3. Расчет погрешностей эксперимента 122
3.5. Сравнение результатов вычислительного и физико-технического эксперимента 125
ГЛАВА 4. Расчет обеспечения МПГГ при РАЛП. Выводы 130
4.1. Модифицированная для условий РАЛП компьютерная программа теплофизического моделирования МПГГ 130 Стр.
4.2. Результаты вычислительных экспериментов 132
4.3. Анализ результатов расчета обеспечения МПГГ при РАЛП 141
4.4. Рекомендации по проектированию криомедицинского оборудования с повышенной точностью обеспечения дозирования 148
Заключение 153
Основные обозначения 155
Список литературы
- Техническое обеспечение дозирования медицинских криометодов
- Обеспечение ПТО с помощью криомедицинского оборудования
- Базовая компьютерная программа теплофизического моделирования процесса газовой гипотермии для робот-ассистированной хирургии
- Результаты вычислительных экспериментов
Введение к работе
Актуальность темы:
Криомедицинская техника – класс оборудования для реализации физических криометодов в медицине. Сегодня криомедицинская техника имеет актуальные применения и потенциал к дальнейшему развитию. Например, недостаточно реализованы возможности использования криоконсервации, возможно снижение количества осложнений при травмах головного мозга при использовании гипотермии, криохирургия начинает активно применяться в онкологии, общая криотерапия имеет перспективу повысить эффективность профилактики заболеваний, став научно-обоснованной заменой традиционным методикам закаливания организма.
Одними из основных трендов в развитии современной хирургии являются внедрение малоинвазивных и роботических технологий. Одной из наиболее распространённых роботических операций стала Робот-ассистированная лапароскопическая простатэктомия (РАЛП, удаление рака предстательной железы). Она имеет ряд недостатков: кроме относительно высокой стоимости, оказываются нерешенными проблемы, связанные с повреждением окружающих предстательную железу нервно-мышечных тканей и сосудов. Решение проблемы возможно, если охлаждать зону повреждения биоткани при проведении хирургического вмешательства. Для получения параметров, необходимых для реализации такого охлаждения, актуально проведение исследования теплообмена биоткани группы внутренних органов.
Современные медико-технические требования продиктованы внедрением криомедицины на практике. Согласно им, медицинскими работниками задается дозирование криовоздействия. Действительное распределение температур в области криовоздействия в конечном счете определяется возможностями оборудования. При этом точность обеспечения заданного дозирования криовоздействия криомедицинским оборудованием сегодня не соответствует современным требованиям. Это ограничивает эффективность применения методик криомедицины в соответствие с правилом «не навреди». Таким образом, разработка криомедицинского оборудования и методик расчета теплообмена при проведении криовоздействий с повышенной точностью обеспечения дозирования весьма актуальна в медицинской практике.
Цель работы:
Разработка методики расчета и исследование теплообмена при охлаждении биоткани внутренних органов человека при проведении робот-ассистированных хирургических операций для обеспечения дозирования криовоздействия с повышенной точностью.
Для достижения поставленной цели необходимо решить следующие основные задачи работы:
1) разработать базовую компьютерную программу расчета и провести её модернизацию с точки зрения расчетной геометрической модели, граничных
условий, свойств веществ для перехода непосредственно к моделированию охлаждения при проведении РАЛП;
2) провести серию вычислительных экспериментов. Определить
оптимальные величины расхода и температуры хладоносителей для
конкретных практически реализуемых вариантов охлаждения внутренних
органов человека. Провести сравнение результатов с точки зрения глубины и
мощности охлаждения;
-
создать экспериментальный стенд и провести физико-технические эксперименты (при использовании моделирующего биоткань желатинового геля). Провести сравнительный анализ полученных результатов с расчетными;
-
для повышения точности обеспечения дозирования криовоздействий разработать метод определения рациональных режимов работы криомедицинского оборудования, основанный на анализе результатов расчета теплообмена;
5) с целью определения режимов охлаждения, требуемых для
обеспечения безопасности и эффективности Малоинвазивной полостной
газовой гипотермии (МПГГ) при РАЛП, провести анализ выполненных
расчетов и дать практические рекомендации по организации рассчитанного
криовоздействия;
6) разработать рекомендации по проектированию криомедицинского
оборудования для повышения точности обеспечения дозирования.
Научная новизна:
1) разработана методика расчета теплообмена при проведении
криовоздействий, учитывающая взаимодействие группы внутренних органов
человека. Повышенная точность расчета дозирования при этом достигается за
счет учета неравномерности передачи теплоты в пространстве и времени
процедуры (ввиду неоднородности формы и структуры биоткани);
2) предложена и обоснована Малоинвазивная полостная газовая гипотермия
(МПГГ) – оригинальный способ обеспечения процесса охлаждения при
проведении полостных робот-ассистированных операций, предлагаемый для
нервосбережения и снижения кровопотери;
3) на основе определения рациональных режимов работы
криомедицинского оборудования на этапе его проектирования предложено
решение проблемы недостаточной по сравнению с современными медико-
техническими требованиями точности обеспечения криовоздействий.
Практическая значимость и реализация результатов работы:
-
разработана программа для ЭВМ, позволяющая численно рассчитывать тепловые поля группы внутренних органов человека, что позволяет комплексно оценивать эффективность и безопасность криовоздействия;
-
получены диапазоны параметров, необходимые для реализации МПГГ при РАЛП. Установлено, что для достижения целевой глубины охлаждения биоткани в 2 мм требуется: температура минус 5±1,5 С, расход диоксида углерода 45±2,5 л/мин). Проведено сравнение МПГГ с вариантами жидкостного
охлаждения, выявлены области эффективного применения;
-
показано, что протокол температур целевой области криовоздействия (ПТО) является основным критерием, позволяющим оценивать точность обеспечения дозирования криовоздействий на различных этапах: от проектирования оборудования, до анализа данных, полученных после проведения конкретного криовоздействия. ПТО позволяет создать единую систему оценки точности обеспечения криовоздействий;
-
предложена конструкция инструмента для инсуфляции (наддува) при проведении внутриполостной хирургической операции с применением МПГГ, защищённая патентом РФ на полезную модель (№156346);
5) предложены рекомендации по проектированию криомедицинского
оборудования для повышения точности обеспечения дозирования
криовоздействий.
Внедрение результатов работы:
Методика расчета введена в курс «Криомедицинская техника», преподаваемый на кафедре Э-4 МГТУ им. Н.Э. Баумана. Результаты исследования частично получены и применялись в рамках выполнения научного проекта РФФИ № 13-08-12030 офи_м.
Достоверность полученных данных обеспечивалась применением аттестованных измерительных средств и апробированных методик измерения, хорошей повторяемостью полученных результатов измерений. Основные уравнения представленных математических моделей базируются на фундаментальных законах и уравнениях термодинамики, современных численных методах реализации математических моделей.
На защиту выносятся:
1. Предложенная методика расчета обеспечения дозирования криовоздействий с повышенной точностью, включающая:
- компьютерную программу расчета процессов теплообмена при
обеспечении криовоздействия, учитывающую группу органов, которая
представляет из себя целевую область криовоздействия и ее окружение. Она
позволяет уже на этапе проектирования оборудования оценивать, как
эффективность криовоздействия, так и безопасность его проведения;
- метод определения рациональных режимов работы криомедицинского
оборудования на основе анализа результатов расчета обеспечения заданного
дозирования с использованием протокола температур целевой области во
времени криовоздействия.
-
Результаты теоретических, расчетных, экспериментальных исследований процессов теплообмена при охлаждении внутренних органов человека, позволившие получить данные о потребных параметрах подачи хладоносителя для обеспечения МПГГ при РАЛП.
-
Рекомендации по проектированию криомедицинского оборудования для повышения точности обеспечения дозирования криовоздействий.
Апробация работы: Основные результаты работы докладывались и обсуждались на:
III Международной конференции с элементами научной школы для молодежи «Инновационные разработки в области техники и физики низких температур» (Москва, 2013).
Научных семинарах «Медицинские, технические и технологические аспекты проблем роботохирургии» (Москва, 2013, 2014, 2015).
Международной научно-практической конференции «Биотехнологии и качество жизни» (Москва, 2014).
Международных научно-практических конференциях «Криотерапия в России» (Санкт-Петербург, 2014-2015).
VIII Всероссийской молодежной научной конференции "Мавлютовские чтения" (Уфа, 2014).
Шестой Российской национальной конференции по теплообмену (Москва, 2014).
VIII Московский международный конгресс «Биотехнология: состояние и перспективы развития» (Москва, 2015).
XX Школе-семинаре молодых ученых и специалистов под руководством академика А.И. Леонтьева "Проблемы газодинамики и тепломассообмена в энергетических установках" (Московская область, 2015).
VII международной научно – технической конференции "Низкотемпературные и пищевые технологии в XXI веке" (Санкт-Петербург, 2015).
Личный вклад автора заключается в постановке проблемы точности обеспечения дозирования, разработке методов расчета и определения рациональных режимов работы криомедицинского оборудования, в предложении и обосновании Малоинвазивной полостной газовой гипотермии, разработке экспериментального стенда и проведении исследований согласно данным методам.
Публикации. Результаты диссертации отражены в 3 научных статьях, 3 из которых в журналах, рекомендуемых ВАК РФ, получен патент РФ на полезную модель, опубликованы тезисы 11 докладов.
Структура и объем диссертации: Диссертация состоит из введения, четырех глав, выводов, списка литературы, приложения и содержит 165 страниц основного текста, 60 рисунков, 10 таблиц.
Техническое обеспечение дозирования медицинских криометодов
В одном из самых ранних, источников медицинских знаний – древнем папирусе Смита [8], который был написан за 2,5 тысячелетия до н.э., рассказывается о применении холодных компрессов при лечении открытых переломов. Такие известные врачи как Цельсий, Гален, Бертолини, Самойлович, Ларрей, Эдвардс и другие с успехом применяли низкие температуры, преимущественно как противовоспалительное средство. Народная медицина в качестве общеукрепляющего воздействия рекомендует купание в проруби, холодные обтирания, а при травмах - охлаждающие компрессы и примочки на пораженные области. Несмотря на то, что привычное для нашего понятия слово «холод» для лечебных целей использовали еще с древних времен, только благодаря современному развитию работ по низким температурам стало возможным целенаправленное применение холода в медицине [8].
В 1851 году врач Джеймс Арнотт за счет добавления ко льду соли добился понижения температуры до минус 24 С и этим впервые в практике онкологии облегчил страдания пациентки с опухолью малого таза [9]. Развитию криохирургии в ХХ веке способствовали новые методы сжижения газов и их хранения в сосудах Дьюара. Уже в период между мировыми войнами прижигания жидким азотом применялись для лечения многих кожных заболеваний – от бородавок до себореи. В 1940 году Вайтснер сообщил об успешном применении кристаллов углекислого газа и паров жидкого азота для разрушения опухолей кожи. В детской хирургии эффективно использовали сухой лед для лечения простых гемангиом [10-12]. Однако не во всех случаях достигали желаемого результата, и ученые были вынуждены искать способы усиления эффективности метода, в первую очередь путем понижения температуры хладагента. Предъявляемым требованиям соответствовал жидкий азот. Изобретённый в 1961 году Ирвингом Купером с коллегами криоаппликатор позволил обеспечивать локальное охлаждение сжиженным газом даже для внутренних органов. Начиная с 1964 года, криохирургия стала использоваться в урологии для удаления рака предстательной железы, доброкачественных новообразований мочевого пузыря, для остановки профузных кровотечений при распадающихся опухолях мочевыводящих органов. В России родоначальниками криохирургии в современном понимании ее были двое ученых: клиницист профессор Э.И. Кандель и крупнейший физик академик А.И. Шальников. Почти одновременно с американцем Купером. Э.И. Кандель заинтересовался возможностями использования сверхнизкой температуры в нейрохирургии. По его инициативе в начале шестидесятых годов ряд ученых под руководством и при непосредственном участии А.И. Шальникова создали целую серию криохирургических устройств и аппаратов для практического применения [9]. Первые в нашей стране криохирургические инструменты созданы в ИФЦ АН СССР в 1962 г. Криохирургическая аппаратура разрабатывалась во многих организациях: МГТУ им. Н.Э. Баумана, ИАЭ им. И.В. Курчатова, ВНИИМТ, ВНИИВТ, НИИ Сатурн, ИПКИК АН УССР, ФГИНТ АН УССР, ОТИХП, ХМИ, ИФ АН УССР [13-17]. В 90-е годы XX века распространились криохирургические системы нового поколения на основе использования аргона высокого давления и средств медицинской визуализации [1].
С конца XIX - начала XX века во многих странах начали проводиться исследования по оценке влияния на организм искусственного охлаждения (общая гипотермия) [8,18,19]. В 1863 г. А. Вальтер в экспериментах на кроликах показал, что снижение температуры увеличивает безопасность хирургического вмешательства. В 1938 г. T. Фэй впервые использовал метод гипотермии для лечения онкологических больных. С 1949 по 1953 год в Канаде активно разрабатывались показания к искусственной гипотермии больных, оперируемых по поводу пороков сердца. В дальнейшем этот метод нашел широкое распространение во всем мире. Суть этого метода заключается в том, что при помощи специальной аппаратуры снижают температуру тела больного, одновременно блокируя ответные реакции организма на охлаждение. Помимо общей гипотермии в практику вошли методики локальной гипотермии. Так, гипотермия желудка стала использоваться для остановки интенсивных кровотечений из верхних отделов пищеварительного тракта при язвенной болезни желудка и двенадцатиперстной кишки, при геморрагических гастритах. В последние десятилетия XX века во всем мире получили распространение устройства локальной гипотермии для автоматического поддержания заданной температуры отдельных частей тела или органов. Охлаждение в этих устройствах обычно достигается за счет циркуляции газового или жидкого теплоносителя. Были созданы аппараты для гипотермии желудка, поджелудочной железы, почек, прямой кишки и органов малого таза, предстательной железы и т.п. В начале XXI века в США появились разработки перспективной технологии применения бинарного льда (БЛ) для гипотермии при операциях на головном мозге, внутренних органах и при первой помощи пострадавшим [50].
Опыты по замораживанию клеток проводятся с конца XVIII века, о первой успешной криоконсервации сообщено в 1949 году. С середины 1950-х годов проводятся целенаправленные исследования оптимальных температурных уровней хранения, скоростей охлаждения, допустимых колебаний температуры и др. В США уже более чем 30 лет существует развитая структура криобанков для коммерческого использования. Это – криобанки спермы, крови, органов, банки стволовых клеток. Быстрое развитие направлений медицины, связанных с применением трансплантационного материала вызвало с 70-х по 80-е годы потребность в запасах трансплантационных материалов. Консервация тканей и органов является на сегодняшний день одной из наиболее сложных общебиологических проблем. Известно, что сроки хранения тканей и органов при плюсовых температурах непродолжительны. Длительное хранение могут обеспечить только низкие температуры (обычно от минус 80 до минус 196 С) [20].
Также «холодовой фактор» широко использовался и как средство сохранения и даже восстановления здоровья. В 80-е годы XX века в Европе и Японии вошли в моду криокамеры, в которых обычный атмосферный воздух смешивается с испаряющимся жидким азотом, благодаря чему пациент оказывается в воздушной среде при температуре от минус 100 до минус 120 С. Эффект при этом примерно тот же, что и при купании в проруби, но значительно более низкая теплопроводность воздуха исключает слишком интенсивные потери энергии, неизбежные в воде. Оригинальные разработки по данному направлению были проведены и в СССР [8].
В СССР существовал ряд научных школ, связанных с разработкой техники и технологий для различных медицинских криометодов. Среди них можно выделить находящиеся в Москве ВНИИИМТ, МВТУ им. Н.Э. Баумана, в Харькове Институт проблем криобиологии и криомедицины, в Санкт-Петербурге ЛТИХП, а также было произведено множество практических медицинских работ, посвященных тематике применения низких температур в медицине. Сами же медицинские криометоды в основном появлялись и развиваются на текущий момент за рубежом – в США, Японии, Германии, научные публикации и разработки также ведутся в Израиле, Китае, Канаде, Индии, Польше, Франции. В РФ применение криомедицинской техники и технологий сегодня отстает от мирового уровня. Хотя некоторые научные работы его достигают, в основном используется научный задел, доставшийся от СССР.
Развитие криомедицинской техники проходило неравномерно. Возможно выделить этапы стремительного развития, связанные с прорывными идеями, развитием смежных отраслей, повышением общего уровня техники. Они способствовали развитию теоретических исследований, появлению новых идей. Далее новые разработки и идеи постепенно требовали все более сложного оборудования и процесс развития криомедицины замедлялся. Также замедление в развитии криомедицины было связано с аналогичными скачками в альтернативных технологиях лечения, например лазерных технологиях, и с политико-экономическими факторами.
Сегодня общее развитие криомедицины за рубежом заметно превышает уровень как разрабатываемой в РФ техники, так и применяемых на практике в РФ технологий. Однако, научный задел, оставшийся после предыдущего скачка развития криомедицинской техники в 80-е годы XX века позволяет в некоторых направлениях найти новые ниши для развития криомедицины и криомедицинской техники на мировом уровне.
В разделе 1.1.1 рассматривается использование низких температур в медицинских целях, которое имеет длительную историю. Подчеркивается, что вместе с медицинскими криометодами развивалось и их техническое обеспечение. Затронута современная ситуация с применением криомедицинской техники и технологий в РФ. Сделан вывод о том, что общий уровень развития техники обгоняет уровень развития криомедицинской техники.
Обеспечение ПТО с помощью криомедицинского оборудования
В работах [15,59] рассматривается динамика изотерм в биоткани и динамика движения фронта замораживания. Представлена научно обоснованная база для криометодов в медицине (криотерапия, гипотермия, криохирургия и криоконсервация). Подчеркивается, что сами методы могут быть различными в зависимости от их назначения, подобно существующим отличиям в стандартных методах терапии или хирургии. Однако, основополагающие физические процессы, сопровождающие криовоздействие на биоткань, в целом прогнозируемы и практически одинаковы. Также представлена теплопередача с учетом реакции организма на охлаждение и ее влияние на расчет. Методика основана на простом математическом обеспечении без использования современных вычислительных методик и мощностей. Причем современные вычислительные пакеты позволяют следить за изменением температуры во всех точках измеряемой области, и их использование может продвинуть вперед исследования в данном направлении.
Для планирования в работах этого автора предлагается номограмма по изменению температуры при заданных условиях теплообмена в полуограниченном теле. Также предлагается комплектовать каждый создаваемый и применяемый криоаппарат удобными для практики базовыми графиками, которые будут фактически выражать конкретную интенсивность теплоотвода в процессе криовоздействия на тот или иной участок биоткани. Такие базовые графики следует представлять в печатных трудах как исходные параметры для применяемого криовоздействия на биоткань.
Описанные работы В.В. Будрика представляют практический интерес. Данное направление было бы перспективно развить до цепочки «оператор – результат» и использовать для анализа процесса кривые изменения температуры в контрольных точках. Вместо номограмм возможно использовать компьютерные программы теплофизического моделирования. В работе Д.И. Цыганова [26] отдельно указывается, что для успешного применения методов криохирургии на практике врачам, планирующим проведение операции, а также инженерам, проектирующим эффективно действующую криогенную медицинскую аппаратуру, необходимо не только правильно рассчитать параметры локального криовоздействия на биологическую ткань, но и уметь прогнозировать его результаты. Подчеркивается необходимость синтеза двух направлений: биотеплофизического моделирования при широкой и объективной экспериментальной проверке на реальных биологических объектах. На основе проведенных исследований составлен атлас прогнозирования результатов криовоздействия (для нужд криохирургии) на нормальные и патологически измененные биоткани человека. Также в работе подчеркивается многообразие и сложность биологических объектов и вариантов криовоздействия.
В работе А.Н. Антонова [13] указывается, что более широкое внедрение криометодов в практическую медицину сдерживается, в частности, отсутствием надежных методов расчета криогенных хирургических инструментов, а также методов прогнозирования результатов воздействия на биологический объект. Потребность в создании таких методов вызвана необходимостью рационального выбора оборудования в каждом конкретном случае, ненадёжностью средств контроля результатов криовоздействия на биологический объект. Рациональный выбор подразумевает создание метода системного расчета процесса локального криовоздействия на биологический материал и другие материалы сложной структуры, содержащие влагу, и разработке на его основе рекомендаций по организации процесса криовоздействия и проектированию оборудования. Практическое отсутствие средств контроля и надёжных методов прогнозирования результатов криовоздействия не позволяет хирургу быть уверенным в результате операции, а также может привести к несчастным случаям при применении криохирургического метода. Несмотря на то, что данная работа произведена около тридцати лет назад, проблема со средствами контроля и планирования в криомедицине с того момента кардинально не изменилась. Однако, общий уровень развития техники за это время открывает значительные потенциалы для развития средств планирования и контроля.
Y. Rabin с соавторами [60,61,63-71] в связи со сложностью полноценного экспресс моделирования теплофизических процессов при операции проводят исследования и предлагают различные подходы к упрощенному моделированию с целью оптимизации процессов при операции, проведения компьютерного планирования операций и обучения хирургов. Указывается важность моделирования теплообмена, планирования, совмещения расчета и данных от контрольных датчиков температуры в режиме реального времени, а также совмещения температурных полей, полученных в результате расчета и измерения с данными медицинской визуализации. Отмечается, что в итоге расширение применения измерения температуры в совокупности с специально подготовленными алгоритмами расчета могут повысить качество прогнозирования результата криовоздействия на более высокий уровень по сравнению с их обособленным применением, что может дать возможность дозировать воздействие с более высокой точностью. Перспективным является создание технических систем для упрощения прогнозирования воздействия и контроля его хода. При этом существует возможность создания автоматических систем, выполняющих функции планирования, контроля и выполнения криовоздействия под контролем хирурга.
В работах K. Kasza [50,72-74] теплофизическое моделирование применяется для расчета гипотермического охлаждения почки с помощью бинарного льда (БЛ). По тематике местной гипотермии в таком направлении было проведено несколько работ, так в [72] с использованием программного комплекса ABAQUS разработана трехмерная компьютерная модель, служащая для прогнозирования охлаждения почки с помощью БЛ во время малоинвазивной лапароскопической хирургической операции. В публикациях приведены графики изменения температур во времени воздействия, а также проведено сравнение с охлаждением жидкостью. С использованием программного обеспечения NEK5000 CFD code было проведено моделирование течения потока крови в сосуде при разделении сосудов надвое. При этом были подчеркнуты важность и необходимость использования сопряженного расчета теплообмена движущихся сред с биотканью.
В работе [75] проведен расчет теплообмена методом конечных элементов при охлаждении почки пакетом, содержащим охлаждающую среду (БЛ). Приведены данные о полученном поле температур и изменении его по времени, проведен модельный эксперимент. В результате работы даны параметры конечной температуры, скорости ее достижения в конкретном случае.
Согласно [30] для развития криохирургии и криомедицины в общем необходима работа над совершенствованием и изготовлением новых криохирургических аппаратов, способных обеспечивать управляемое криохирургическое воздействие на биологические ткани, которое подтверждалось бы как эмпирическим путем, так и методом математического моделирования. Необходимо использовать современные компьютерные программы в целях определения теплофизических свойств различных биоматериалов как при патологии, так и без нее. При условии создания научной экспериментально-практической базы для внедрения криохирургических методов в полном объеме в практическую медицину с формулированием протоколов лечения для практических врачей возможно дальнейшее развитие криохирургии. Подчеркивается, что пора переходить от «искусства врачевания» к прагматической науке с элементами доказательной медицины.
Базовая компьютерная программа теплофизического моделирования процесса газовой гипотермии для робот-ассистированной хирургии
Из представленного в разделе 1.4.1 описания ЦО и ее окружения возможно сделать качественный и количественный ее анализ. С точки зрения энергоемкости она невелика. Глубина составляет около 2 мм, объем постепенно увеличивается, достигая значений около 0,1 л. На динамику изменения температуры ЦО влияет соотношение площадей ее теплообмена с охлаждающей средой и окружающей биологической тканью - Sохл/Sбио. Для ЦО в общем оно составляет около 0,5. Для частей ЦО, которые добавляются при проведении хирургических разрезов оно составляет от 0,1 до 0,2, это означает, что теплоприток от окружающих тканей будет иметь значительную роль при отводе теплоты. По составу наиболее значимыми являются соединительная жировая ткань (теплопроводность около 0,2 Вт/мК), мышечные волокна ( около 0,5 Вт/мК), железистая ткань ( около 0,5 Вт/мК), нервно-сосудистые сплетения ( около 0,5 Вт/мК) [26]. Возможно присутствие пористой структуры соединительной ткани, что, учитывая ее низкую теплопроводность, может благоприятно влиять на теплообмен.
Также для контроля и планирования процесса обеспечения дозирования необходимо выделить контрольные точки. При этом предлагается использовать описанное в разделе 2.1 допущение о равномерности распределения скорости охлаждения. Исходя из этого, предлагается оценивать точки с наименьшей и наибольшей возможной скоростью охлаждения. Наибольшая скорость охлаждения на поверхности контакта ЦО биоткани и охлаждающей среды (внешняя граница ЦО), наименьшая - наиболее удалена от нее, располагается на глубине 2 мм (внутренняя граница ЦО).
Составление ПТО для данного криовоздействия С точки зрения начальной температуры ЦО в данном приложении существует особенность, заключающаяся в том, что в начале охлаждения температура биоткани находится в области нормотермии (около 37 С). Однако после проведения охлаждения совершается первый хирургический надрез и соответственно ЦО меняется (передвигается в пространстве). Но во втором случае ЦО получает эффект предохлаждения (на предыдущей итерации охлаждения). То есть ее температура может быть от 20 до 25 С.
Исходя из описанных в 1.4.1 требований по конечной температуре, предлагается ориентироваться на диапазон температур (10 ± 5) C. Это позволит иметь разброс температур в объеме ЦО в 10 C, что вполне возможно обеспечить с точки зрения технической реализации процесса. Такая температура позволит достичь сосудосуживающего эффекта. При этом останется запас не менее 5 C до возможного начала крионекроза и более 35 C до возможного получения тепловой травмы при использовании термоножа (наименьшая температура некроза при гипертермии 42,5 C [57]). При этом предложенный допустимый диапазон температур согласуется с данными из обзора тепло физических параметров гипотермии (раздел 1.3).
Исходя из представленной выше информации, ПТО для РАЛП выглядит следующим образом:
В общем необходимо охладить биоткань на глубину около 2 мм до конечной температуры (10 ± 5) C за время не более 10 минут. В данном случае требуется относительно мощное охлаждение, термостатирование и нагрев не требуют высокоточных ограничений. При гипотермии при РАЛП применяется естественный нагрев биологической ткани за счет общей теплоемкости организма и никаких специальных требований к процессу отогрева биоткани в данном случае не накладывается. Предварительный состав функциональных блоков оборудования
Предлагаемый вариант обеспечения МПГГ должен иметь блок автоматики и управления, блок генерации холода с источником газа, блок подготовки газа-теплоносителя и исполнительный блок, который в данном случае имеет упрощенный вид.
Блок автоматики и управления должен минимизировать человеческий фактор в управлении процессом криопроцедуры, в идеале стремиться к автономному роботическому применению. Для этого он должен иметь функции прогнозирования, контроля и управления криовоздействием с достаточной точностью.
Существует потребность прогнозировать результаты данного криовоздействия. В данном случае возможно применять как предварительное планирование на этапе разработки методических указаний, так и расчет поля температур в реальном времени в контрольных точках.
Для эффективного осуществления криовоздействия необходимо иметь данные о потребной температуре, расходе газа, глубине гипотермического охлаждения биологической ткани. Расход и температуру подаваемого газа возможно регулировать. Математическое моделирование позволит получить данные параметры и провести серию вычислительных экспериментов, нацеленных на повышение эффективности криовоздействия. При этом без компьютерного моделирования практически невозможно выявить параметры такого охлаждающего воздействия на различные части операционной зоны в связи со сложностями внутриполостного измерения температуры. Подробная информация о поле температур при операции позволит более обоснованно, по сравнению с эмпирическим применением холодового фактора, планировать операцию. Следствие этого – снижение числа послеоперационных осложнений.
Контроль непосредственно при процедуре возможно обеспечивать с помощью бесконтактного датчика температуры (пирометр), который позволяет получать данные в одной из контрольных точек ЦО (находящейся на поверхности). Информацию о контролируемой температуре можно использовать для организации обратной связи в процессе охлаждения для регулирования действительной величины теплового потока.
При допустимом диапазоне термостатирования 10 С (от 5 до 15 С) и имеющемся запасе по безопасности в 5 С (от 0 до 5 С) суммарная погрешность результата измерения (полоса неопределенности) не должна превышать 2,5 С, следовательно, ввиду возможной методической погрешности, погрешность прибора должна составлять не более 1,5 С. Аналогичной должна быть и погрешность расчетных программ для планирования процедуры. Теплофизическое моделирование может позволить с приведенной выше точностью прогнозировать ход температурных полей.
Блоком генерации холода и источником газа может служить баллон высокого давления (дросселирование), также при необходимости возможно применение парокомпрессионных холодильных машин с температурой кипения в испарителе при близительно о т минус 1 0 до минус 15 C. С точки зрения ограничений по роду газа должен использоваться один из общепринятых в медицине газов (например, CO2, Ar, He, Kr, Xe). А также возможно применение любых текучих сред, удовлетворяющих требованиям отвода из полости операции, если они будут отвечать требованиям интенсивности охлаждения. В РФ для инсуфляции наиболее часто используют CO2.
Блок подготовки газа-теплоносителя под управлением блока автоматики и управления должен проводить регулирование расхода и температуры газа и осуществлять его подвод к исполнительному блоку.
Исполнительный блок может быть в виде лапароскопического охлаждающего пакета [74,75,82] либо иметь упрощенный вид в виде трубки, из которой газ поступает в замкнутую полость наддува при операции. Таким образом, исполнительным блоком в данном случае является совокупность лапароскопического инструмента и охлажденного газа полости наддува. При этом внешний диаметр трубки подачи газа предлагается ограничить 8 мм, чтобы рассматриваемая задача входила в область малоинвазивной хирургии. Предлагается рассматривать случай зафиксированного положения трубки. Избыточное давление в полости должно быть менее 25 мм.рт.ст. (0,033 бар, 33 см.вод.ст.). Такое ограничение накладывается ввиду поглощения газов организмом [99]. Инсуфляция ССЬ может сопровождаться неблагоприятными гемодинамическими и респираторными осложнениями. Поэтому для абдоминальной лапароскопической хирургии обычно избыточное давление не превышает значения от 15 до 25 мм.рт.ст. [80].
В данном разделе описана ЦО, представлен ПТО в исполнительном блоке криомедицинского оборудования для обеспечения МПГГ при РАЛП. Описаны требования к функциональным блокам оборудования и точности контроля и прогнозирования процесса криопроцедуры, исходя из повышенной точности обеспечения дозирования процедуры, которая не должна выходить за пределы ПТО.
Результаты вычислительных экспериментов
Для точного, дозированного охлаждения участка биоткани необходимо рассчитывать температурное поле. Для этого необходимо создать РГМ тканей внутренних органов с охлаждающей средой с использованием действительных теплофизических свойств тканей и органов.
РГМ (Рисунок 4.1) имеет следующие габаритные размеры: длина – 250 мм, ширина – 250 мм, высота – 280 мм. Внутренний диаметр трубки подачи текучей среды равен 5 мм. Входная трубка установлена на расстоянии 10 мм от ЦО. В РГМ представлены следующие области: «простата» (1), «уретра» (2), «мочевой пузырь» (3), «прямая кишка» (4), «мочеполовая диафрагма» (5), «тазовая кость» (6), «параверзикальная жировая ткань» (7), «соединительная жировая ткань» (8) и «текучая среда» (9). В связи с невозможностью получения конкретных размеров было принято решение контролировать объем, форму и толщину стенок доменов. Например, объем домена «простата» составляет 45 см3, что является средним значением предстательной железы в патологии. В итоге размеры и форма доменов достаточно соответствуют области теплообмена при РАЛП без учета индивидуальных особенностей конкретного пациента. Теплофизические свойства (в том числе теплота метаболизма и кровотока доменов) представлены в приложении.
Расчетная сетка конечных элементов по результатам предварительной проверки сходимости модели состоит из гексаэдров и тетраэдров (преобладают гексаэдры), которые имеют два характерных размера – минимальный и максимальный. В расчетной модели они равны соответственно 0,0004 и 0,001 м. При таких характерных размерах разбиение модели на простые элементы для разных задач включает в себя от 4 869 191 до 12 300 000 элементов.
В расчетах, представленных в Разделе 3.7, как и в разделе 3.3, параметром теплопереноса задана «Тепловая энергия», модель учета турбулентности SST, давление на площадке выхода газа атмосферное, граничным условием на поверхности контакта доменов является условие «прилипания» газа.
В программе расчета учитывается моделирование группы органов, кровоток, теплота метаболизма, сопряженный теплообмен.
По сравнению данной РГМ с идеальной сделаны следующие допущения, не вносящие значительного влияния на ход и результаты расчета. Трубка подачи текучей среды зафиксирована, в реальной операции она может иметь различное положение, однако следует удалять ее на расстояние от 5 до 10 мм от ЦО.
Домены идеальной РГМ должны иметь нестационарную границу (идет процесс хирургического рассечения тканей), однако прогнозирование охлаждения должно проводиться для определенного момента. То есть для одного случая из ряда последовательных конфигураций либо для всего ряда шаг за шагом. При этом задаются начальные и целевые (конечные) условия для данной итерации при использовании заданной наиболее типичной формы данных областей текучей среды и биоткани. Поэтому программа расчета составлена для одного из шагов операции.
Геометрические размеры органов у каждого пациента индивидуальны. Для проведения индивидуализированных расчетов необходимо получать данные непосредственно от средств медицинской визуализации. В данном случае же достаточно иметь размеры в приближении к средним возможным, чтобы позволить провести сравнение результатов расчета.
В реальных условиях биологические ткани подвижны и имеют влажную поверхность серозной оболочки. В данном расчете предлагается пренебречь тепломассообменом при испарении влаги и изменением геометрии биоткани в окружении ЦО. Также не учитывается реакция центральной нервной системы пациента, эффекты теплообмена на клеточном уровне и неоднородности структуры биоткани. Эти процессы не учитываются с помощью предложенной математической модели.
В данном разделе описаны результаты исследования процесса охлаждения при определенной конструкции системы подачи и группы внутренних органов (описаны в разделе 4.1).
В ходе проведения вычислительных экспериментов происходило сравнение конкретных, практически реализуемых вариантов организации охлаждения. Сравнение производилось с точки зрения эффективности достижения состояния гипотермии при заданных начальной температуре биоткани и способе охлаждения.
Основная цель проведения вычислительных экспериментов: получить закономерности изменения температурных полей в биоткани с точки зрения глубины охлаждения и мощности отвода теплоты, а также дать практические рекомендации к организации криовоздействия.
Задачи вычислительных экспериментов: 1) нахождение оптимальных величин расхода и температуры текучих сред (приведено в разделе 4.2); 2) сравнение вариантов с точки зрения глубины и мощности охлаждения (приведено в разделе 4.2); 3) получение данных для проверки безопасности наиболее подходящего варианта криовоздействия (приведено в разделе 4.3); 4) получение рекомендаций к применению различных вариантов охлаждения (приведено в разделе 4.3).
Вариант реализации охлаждения (Таблица 9) характеризуется: составом текучей среды (хладоносителя), ее температурой (минимально безопасная), расходом (окончательные расчеты ведутся при определенных оптимальных расходах) и организацией подачи ее в брюшную полость.
Описание вариантов. Оптимальные величины расхода и температуры текучих сред. Первый вариант - применение газа. С точки зрения теплофизических свойств и стоимости было произведено сравнение основных медицинских газов: CO2, Ar, Xe, N2O. Ar по сравнению с CO2 имеет теплоемкость в 1,6 раза ниже, при близких значениях теплопроводности и плотности. N2O имеет теплофизические свойства близкие к CO2 и замена одного другим не приведет к значительным изменениям. Xe имеет плотность и теплопроводность в 3 раза выше, чем у CO2, однако имеет меньшую теплоемкость и высокую стоимость. Следовательно, исходя из биосовместимости, стоимости и теплофизических свойств выбран CO2. Температура CO2 на входе в трубку предлагается минус 5С (раздел 3.3, 3.4 как наименьшая безопасная для пациента температура). Программа расчета позволяет варьировать расход в широких пределах. Расчетный расход для CO2 – 1,581 г/сек (45 литров в минуту). Он получен с помощью дополнительных расчетов, в которых изучалось изменение глубины охлаждения от расхода CO2 (Рисунок 4.2). Предварительно, такого расхода достаточно для проведения МПГГ. Дальнейшее увеличение расхода не влечет за собой значительного повышения эффективности охлаждения. Используя данный график возможно в первом приближении делать поправку при изменении расхода газа.
С точки зрения длительности охлаждения (Рисунок 4.3) наиболее интенсивное охлаждение наблюдается в течение первых трех минут, далее наступает плавный переход в стационарное состояние теплового поля.
Начальная температура биоткани 37 С. Организация подачи – прокачка (подача газа избыточна для пневмоперетониума, поэтому организуется дополнительный отвод газа). Охлаждение непрерывное, без предварительного охлаждения. Общая сравнительная длительность охлаждения – 600 секунд (выбрана исходя из ПТО в зависимости от длительности при оптимальном расходе – Рисунок 4.3), шаг расчета – 20 секунд. Глубина охлаждения контрольных точек представлена в Таблице 10.