close

Вход

Забыли?

вход по аккаунту

?

Патент BY11367

код для вставкиСкачать
ОПИСАНИЕ
ИЗОБРЕТЕНИЯ
К ПАТЕНТУ
РЕСПУБЛИКА БЕЛАРУСЬ
(46) 2008.12.30
(12)
(51) МПК (2006)
НАЦИОНАЛЬНЫЙ ЦЕНТР
ИНТЕЛЛЕКТУАЛЬНОЙ
СОБСТВЕННОСТИ
(54)
A 61B 18/20
A 61F 9/007
A 61N 5/06
СПОСОБ «ХОЛОДНОЙ» ЛАЗЕРНОЙ ФРАГМЕНТАЦИИ
БИОЛОГИЧЕСКОЙ ТКАНИ
(21) Номер заявки: a 20061149
(22) 2006.11.17
(43) 2008.06.30
(71) Заявитель: Государственное научное
учреждение "Институт физики имени Б.И.Степанова Национальной академии наук Беларуси" (BY)
(72) Авторы: Желтов Георгий Иванович;
Лисинецкий Виктор Александрович;
Грабчиков Александр Степанович;
Орлович Валентин Антонович (BY)
BY 11367 C1 2008.12.30
BY (11) 11367
(13) C1
(19)
(73) Патентообладатель: Государственное
научное учреждение "Институт физики имени Б.И.Степанова Национальной академии наук Беларуси" (BY)
(56) RU 2102048 C1, 1998.
RU 2223733 C1, 2004.
SU 1581307 А1, 1990.
UA 70182 A, 2004.
JP 2000279441 A, 2000.
EP 981312 А1, 2000.
(57)
1. Способ лазерной фрагментации биологической ткани, включающий облучение биологической ткани сериями импульсов лазерного излучения, удаление фрагментов разрушенной биологической ткани, отличающийся тем, что импульсы в серии излучают
пакетами; причем длительность каждого пакета ttrain, с, выбирают меньше времени τас, с,
акустической релаксации данного вида биологической ткани; интервал между пакетами
выбирают большим времени τас акустической релаксации данного вида биологической
ткани; длительность отдельного импульса в пакете tpulse выбирают в пределах 10-14-10-5с;
а длину волны излучения λ, нм, выбирают такой, чтобы глубина проникновения излучения в ткань l, м, на которой исходный поток излучения ослабляется в е раз, удовлетворяла
условию:
0,1d ≤ l ≤ 10d,
где d - характеристический размер облучаемой области, м;
Фиг. 4
BY 11367 C1 2008.12.30
число импульсов в пакете N выбирают из условия:
1 ≤ N < 0,5τас/tpulse;
наибольшее число пакетов в серии выбирают из условия непревышения максимальной
температуры ткани в результате воздействия серии пакетов точки фазового перехода.
2. Способ по п. 1, отличающийся тем, что предпочтительно длину волны излучения
λ выбирают такой, чтобы глубина проникновения излучения в ткань l удовлетворяла
условию:
d ≤ l ≤ 2d.
3. Способ по п. 1, отличающийся тем, что биологической тканью является ткань глаза, включая ткани хрусталика, в том числе, пораженные катарактой.
Изобретение относится к области лазерной медицины, в частности к хирургии, микрохирургии, офтальмологии и другим областям медицины, требующим хирургического
вмешательства.
В последние десятилетия частота заболеваний катарактой резко возросла, ее возрастной порог снизился до 25-30 лет в связи с ухудшением экологической ситуации (в Белоруссии - это, прежде всего, Чернобыльская катастрофа), воздействием различных, в том
числе радио-, излучений, ростом нагрузки на глаза, обусловленной, например, длительной
работой на компьютерах и другими факторами. Катаракта практически не поддается медикаментозному лечению. Удаление катарактального хрусталика является сложной микрохирургической операцией, требующей последующей длительной (до нескольких недель)
реабилитации больного.
Разработка эффективных методов хирургии катаракты является актуальнейшей медицинской проблемой мирового уровня.
Период после, примерно, 1990 года связан с развитием методов дробления (факофрагментации) ядра пораженного хрусталика различными приемами (механически, гидрофрагментация, ультразвук) и последующей вакуумной экстракции образованной таким
образом эмульсии через малые разрезы. Идея метода была предложена Чарльзом Хелманом (Ch. Helman) еще в 1968 г, но могла быть реализована только при современном
уровне развития техники и технологии. Указанные операции менее травматичны, чем традиционные. При их проведении радикально снижается риск осложнений и время реабилитации больных, однако они имеют ряд противопоказаний и ограничений для применения.
Ограничения обусловлены относительно невысокой локальностью ультразвукового поля и
значительным нагревом среды в зоне воздействия. В связи с этим ультразвуковая факоэмульсификация применяется для удаления катаракт на начальной стадии их формирования
(ядро хрусталика слабой и средней плотности). Ультразвуковая техника не может гарантировать эффективное и безопасное проведение операций при удалении сформировавшихся
катаракт с плотным ядром, при слабости цинковых связок и в ряде других случаев.
Дальнейший прогресс в хирургии катаракты связан с применением лазеров. Лазерное
излучение вводится в хрусталик через световод при минимальном травмировании роговицы, обеспечивает высокую направленность и локальность воздействия, обеспечивая фрагментацию катаракт любой плотности. При этом дополнительно уменьшается травматичность операции; величина разреза роговицы, через который внутрь хрусталика вводится
наконечник со световодом, примерно в два раза меньше (0,8-1,0 мм), чем для ультразвукового зонда.
Работы по созданию технологий и аппаратуры для лазерной факоэмульсификации начаты в России [Установка "Рокот", МНТК Микрохирургии глаза. - М., 2000], США [Premier, около 1998] и Европе [Aesculap-Meditek и Photon]. Для разрушения катаракты с
помощью перечисленных аппаратов используется эффект так называемого взрывного испарения, который так же как ультразвуковое воздействие, сопровождается значительным
2
BY 11367 C1 2008.12.30
выделением тепла. В связи с этим при проведении операции в ряде случаев также не гарантируется интактность прилежащих здоровых тканей. Ограничения применимости лазерных
факоэмульсификаторов в условиях Беларуси также связаны с их высокой стоимостью.
Например, стоимость упомянутых западноевропейских приборов составляет, примерно,
150 тыс. евро. Поэтому разработка отечественного лазерного факоэмульсификатора широкого спектра действия, безусловно, своевременная и актуальная задача.
Известен способ удаления катаракты, включающий: 3-миллиметровый разрез склеры у
лимба, круговой капсулорексис, введение в полость глаза через разрез рабочей иглы, при
этом игла включает в себя световод для подачи лазерного излучения, канюлю для ирригации, аспирационную трубочку, титановую пластинку, воспринимающую лазерное излучение с длиной волны 1064 нм, энергией импульсов 4,0 мДж, частотой импульсов 10 Гц, и
колеблющуюся под действием лазерного гидродинамического удара, разрушение ядра
хрусталика за счет гидродинамического удара, вызванного колебаниями титановой пластинки, аспирации фрагментов ядра хрусталика и хрусталиковых масс, наложение погружного шва на зону разреза [Dodik J.M. Arch Ophalmol, 1993. Vol 111. - P. 903-904].
Недостатками способа является: трудность удаления "твердых" катаракт, длительность операции, распространение гидродинамического удара на окружающие ткани глаза,
вызывающее дистрофические изменения, прежде всего в эндотелии, большой объем ирригационной жидкости.
Наиболее близкий аналог заявляемого способа описан в патенте РФ 2102048, публикация 1998.01.20. Способ экстракции катаракты включает в себя воздействие сериями импульсов лазерного излучения непосредственно на ядро хрусталика, при этом используется
твердотельный лазер среднего ИК диапазона с длиной волны 1900-2200 нм, энергией импульсов 10 до 800 мДж, частотой импульсов 10 до 100 Гц, длительностью импульсов 50500 мкс, квази-прямоугольной формой импульсов. Серии содержат 500-600 импульсов
излучения. Суммарная длительность лазерного воздействия на ядро хрусталика не превышает 3-3,5 мин. Для удаления фрагментов ядра хрусталика используют ирригацию и
аспирацию.
Указанное воздействие вызывает термические эффекты в ткани хрусталика, вызывающие, в свою очередь, его разрушение. В связи с этим при проведении операции в ряде
случаев также не гарантируется интактность прилежащих здоровых тканей.
Задачей настоящего изобретения является создание низкотемпературного атравматичного способа разрушения биологических тканей.
Техническим результатом изобретения является реализация кавитационного разрушения биологической структуры при температуре ниже точки фазового перехода в некотором ограниченном объеме, желательно имеющим симметрию, близкую к сферической.
Поставленная задача решается следующим образом. В способе лазерной фрагментации биологических тканей, включающем облучение биологической тканей сериями импульсов лазерного излучения, удаление фрагментов разрушенной биологической ткани,
импульсы в серии излучают пакетами; причем длительность каждого пакета ttrain, с, выбирают меньше времени τас, с, акустической релаксации данного вида биологической ткани;
интервал между пакетами выбирают больше времени τас акустической релаксации данного
вида биологической ткани; длительность отдельного импульса в пакете tpulse выбирают в
пределах 10-14-10-5с; а длину волны излучения λ, (нм), выбирают такой, чтобы глубина
проникновения излучения в ткань l, м, на которой исходный поток излучения ослабляется
в е раз, удовлетворяла условию:
0,1d ≤ l ≤ 10d,
где d - характеристический размер облучаемой области, м;
число импульсов в пакете N могут выбирать из условия
1 ≤ N<0,5 τac/tpulse;
3
BY 11367 C1 2008.12.30
наибольшее число пакетов в серии выбирают из условия непревышения максимальной
температуры ткани в результате воздействия серии пакетов точки фазового перехода.
Предпочтительно длину волны излучения λ выбирают такой, чтобы глубина проникновения излучения в ткань l удовлетворяла условию:
d ≤ l ≤ 2d.
Биологической тканью является ткань глаза, включая ткани хрусталика, в том числе,
пораженные катарактой.
Заявляемый способ проиллюстрирован чертежами.
Фиг. 1 - Схематическое представление генерации волны давления в результате воздействия короткого лазерного импульса на светопоглощающую биологическую структуру.
Фиг. 2 - Спектр поглощения чистой воды - зависимость спектрального коэффициента
поглощения k от длины волны излучения λ.
Фиг. 3 - Зависимости относительного ослабления светового потока от глубины проникновения излучения в ткань. Номера кривых соответствуют следующим спектральным
коэффициентам поглощения 1 - k = 400, 2 - 600, 3 - 800, 4 - 1200, 5 - 1600, 6 -2000, 7 - 3000.
Фиг. 4 - Схема лазера и аксессуаров для реализации заявляемого способа.
Фиг. 5 - Реализация серии пакетов импульсов (осциллограмма).
Фиг. 6 - Реализация отдельного пакета импульсов (осциллограмма).
Фиг. 7 - Фотография облучаемой области при общей энергии основного излучения,
соответствующей порогу кавитационного разрушения модельной среды.
Воздействие короткого лазерного импульса на светопоглощающую биологическую
среду, сопровождается формированием волны давления, имеющей положительную (сжатие) и отрицательную (растяжение) компоненты [см. фиг. 1 и Желтов Г.И., Рубанов А.С.,
Виткин Э.И. Термоакустические процессы в пигментированных биотканях при воздействии
импульсного лазерного излучения // Вестник Фонда фундаментальных исследований. № 3. - 2003. - С. 96-112]. Если напряжение в отрицательной полуволне превышает предел
прочности среды, в зоне облучения возникают микроразряжения (разрывы) нативной
молекулярной структуры среды или, другими словами, - зародыши так называемых кавитационных микропузырьков. Рост и интеграция кавитационных микропузырьков формируют области нетепловой, механической фрагментации биоткани.
Кавитационное низкотемпературное разрушение отдельных клеток органической среды одиночным коротким (порядка 10-8 с) лазерным импульсом известно. Например,
Oraevsky A.A., Jacques S.L., Esenaliev R.O., and Tittel F.K. Pulsed laser ablation of soft tissues, gels, and aqueous solutions at temperatures below 100 degrees C. Lasers Surg Med, January 1, 1996; 18(3): 231-40.
Использование одиночных коротких импульсов для фрагментации тканей в практической лазерной микрохирургии нерационально по ряду причин. В частности, в этом случае
необходимо, чтобы весь цикл от возникновения микроразряжений до фрагментации ткани
в макрообъеме завершался за короткое время, близкое к длительности импульса. Такое
"сжатие" процесса во времени требует дополнительных затрат энергии и повышения пиковой мощности излучения в импульсе. Мощности излучения, необходимые в практике,
как правило, превышают световую прочность промышленных оптических систем транспортировки излучения в операционную зону (например, световодов). Следует отметить
также, что деструктивное действие одиночных коротких импульсов локализуется преимущественно в тонком слое вблизи облучаемой поверхности (на фиг. 1 - у выходного
торца световода), что также является нежелательным.
Авторами впервые было обнаружено, что в реальных биологических тканях стабильность (длительность существования) сформированных на начальной стадии кавитационных микропузырьков (полостей) достаточно высока (до долей с). Это позволило найти
4
BY 11367 C1 2008.12.30
наиболее эффективные с позиций энергетики режимы облучения, обеспечивающие низкотемпературную кавитационную фрагментацию тканей. В частности, при воздействии на
биоткань серий коротких импульсов (или серий пакетов сверхкоротких импульсов) рост
как радиусов микропузырьков, так и их количества осуществляется постепенно от импульса к импульсу, заполняя облучаемую область вглубь и в радиальном направлении при
минимальных энергозатратах. Объем фрагментируемой области ткани увеличивается по
сравнению с объемом, разрушаемым одиночным коротким импульсом, а уровень нагрева
среды остается достаточно малым. При этом наряду с уменьшением пороговой энергии
фоторазрушения ткани существенно увеличивается общая длительность экспозиции. Совокупность этих двух факторов обеспечивает снижение требуемой пиковой мощности лазерного излучения на один - два порядка. Все это показано в эксперименте (пример 2).
Способ осуществляют, начиная с выбора оптимальной для данной биологической ткани длины волны излучения.
Наибольшая эффективность преобразования энергии излучения в механическую энергию (при этом и нагрев наименьший и разрушаемый объем оптимален) достигается, если
диаметр облучаемой области поверхности (или диаметр световода, вводимого в ткань) - d
и глубина l, на которую проникает излучение примерно равны (см. формулу 3).
По мере распространения в ткани оптическое излучение может поглощаться и рассеиваться. Интенсивность этих процессов зависит от длины волны излучения и характеризуется тремя параметрами: спектральным коэффициентом поглощения k(λ) (м-1), коэффициентом рассеяния s(λ) (м-1) и параметром направленности индикатрисы рассеяния g.
Методика расчета глубины проникновения излучения в среду l детально изложена в книге
Zege E.P., Ivanov A.P., Katsev I.L. Image Transfer Thorough a Scattering Medium. Heidelberg:
Springer-Verlag, 1991. - Р. 98.
В частном случае, если рассеяние в среде мало (хрусталик глаза в начальной стадии
формирования катаракты, эпидермис кожи и другие) и
s(λ) << k(λ),
глубина проникновения излучения близка к обратной величине спектрального коэффициента поглощения:
(4)
l ≈ l/k(λ).
Для многих непигментированных биоструктур (таких, как ткани переднего отрезка
глазного яблока, стенки кровеносных сосудов, хрящевые ткани, мембраны и многие другие) зависимость коэффициента поглощения излучения k(λ) от длины волны излучения в
значительной степени определяется входящей в состав ткани водой. Спектр поглощения
воды показан на фиг. 2.
В реальных лазерных хирургических инструментах используются световоды с диаметрами от 10 мкм до 1 мм. Следовательно, в соответствии с формулами (3) и (4) адекватный спектральный коэффициент поглощения k(λ) может выбираться из значений от 500
до 105 м-1.
Тогда, из фиг. 2 видно, что для указанного диапазона размеров облучаемой области
длина волны излучения может выбираться в спектральном интервале, примерно
λ ≥ 1350 нм.
Если зависимость глубины проникновения излучения от длины волны неизвестна (например, в случаях, когда ткань пигментирована), эта зависимость должна быть предварительно измерена или рассчитана по указанной методике.
Далее выбирают оптимальную длительность пакета импульсов и каждого импульса из
условия эффективного преобразования (перекачки) энергии излучения в механическую
энергию (энергию колебаний), используя как параметр время акустической релаксации τас.
Это время, за которое формируемая лазерным импульсом волна давления (далее по тексту - акустическая волна) проходит расстояние, равное характеристическому размеру
5
BY 11367 C1 2008.12.30
(обычно под этим термином подразумевается наименьший линейный размер) рассматриваемого объема.
Если характеристический размер рассматриваемого объема - диаметр облучаемой области d, то значение τас равно
(5)
τас = d/c,
где с - скорость звука в среде. В воде она равна, примерно, 1500 м/с.
Таким образом, τас для рассмотренных выше непигментированных биотканей, при
-5
10 <d<10-3(м), имеет порядок, примерно, от 7.10-9 до 7.10-7 с.
Длительность пакета импульсов (или в предельном случае при N = 1 - одиночного импульса) ttrain в серии выбирается меньшей времени акустической релаксации:
(6)
ttrain << τac.
То есть, в нашем случае, в зависимости от диаметра пятна или диаметра световода,
длительность пакета импульсов в серии может изменяться в пределах, примерно, от 10-9
до 10-7 с.
10-9 < ttrain <10-7.
(7)
Длительность индивидуального отдельного импульса в пакете tpulse выбирается с учетом решаемой задачи и типа используемого лазера. Например, если выбранная длительность пакета имеет порядок наносекунд (10-9 с), для получения импульсной модуляции в
столь малом временном интервале используют твердотельные лазеры с синхронизацией
мод. Длительность отдельных сверхкоротких импульсов в пакете tpulse в этом случае может
иметь порядок от единиц фемтосекунд (10-15 с) до десятков пикосекунд (10-11 с).
Временной интервал между пакетами импульсов в серии выбирается большим времени акустической релаксации, что исключает перекрестные эффекты, обусловленные взаимодействием акустических волн сформированными соседними пакетами импульсов.
Число пакетов импульсов в серии определяется экспериментальным или расчетным
путем. Максимальное число пакетов в серии ограничивается требованием, согласно которому максимальный нагрев ткани не должен превышать точки фазового перехода (температура кипения или взрывного испарения).
Временной интервал между сериями импульсов определяется допустимым уровнем
нагрева тканей в операционной зоне и ее окрестностях. При предельно жестких требованиях к уровню нагрева ткани временной интервал между сериями выбирается примерно равным или большим времени термической релаксации облучаемого объема [Van Gemert M.J.,
Lucassen G.W. J.С., Welch A.J. Time constants in thermal laser medicine: Distribution of time
constant and thermal relaxation of tissue // Phys. Med. Biol. 41. - 1966. - P. 1381-1399], которое в общем случае может иметь порядок от сотых до десятых долей секунды.
Суммарное время облучения (или количество серий) в рассмотренном режиме определяется общим объемом ткани, подлежащим фрагментации и удалению в процессе операции. Например, для осуществления операции, описанной в прототипе, т.е. фрагментации
пораженного катарактой хрусталика глаза прогнозируемое число серий составит 250-300.
Передвигая точку приложения лазерного луча по заданной траектории разрушают
биологическую ткань. Фрагменты разрушенной биологической ткани удаляют любым известным методом, в зависимости от расположения этой ткани: ирригацией, как в прототипе, обдувом и т.п.
Поскольку прочность биологических структур, содержащих большой процент воды,
как правило, невелика, кавитационное разрушение среды реализуется при уровнях нагрева
существенно меньших, чем точка фазового перехода вообще и температура взрывного испарения, в частности.
В Институте физики НАН Беларуси впервые получены результаты по кавитационному
разрушению биологических структур in vitro (желатиновый гель, стекловидное тело глаз
6
BY 11367 C1 2008.12.30
животных) сериями коротких (порядка десятков нc) импульсов излучения при уровнях
нагрева среды более чем в три раза меньших, чем температура взрывного испарения. Эти
приоритетные результаты явились основой для постановки настоящей работы. Преимущественно механическое, нетепловое деструктивное действие лазерного излучения на ткани
является основой действия заявляемого способа и представляет его принципиальное отличие от всех известных медицинских инструментов, созданных на основе мощных лазеров,
включая упомянутые выше приборы "Рокот", Premier, Aesculap-Meditek и Photon.
Пример 1.
Рассмотрим последовательность определения диапазона длин волн лазерного излучения для реализации заявляемого способа низкотемпературной фрагментации некоторых
биологических структур, не содержащих пигментов, таких как стенки кровеносных сосудов, пораженные катарактой хрусталики глаза, хрящевые ткани и другие. Эти ткани содержат большое количество воды, определяющей спектральную зависимость коэффициента поглощения тканей k(λ) (м-1), фиг. 2.
Соответствующая зависимость коэффициента рассеяния s от длины волны излучения
λ выражена менее ярко. В спектральном интервале от видимого до среднего инфракрасного (ИК) диапазона оптического излучения значение s уменьшается плавно от, примерно,
5000 м-1 до 2000 м-1. Соответствующее значение параметра анизотропии индикатрисы
рассеяния g здесь варьируется от 0,8 до 0,9 [A.J. Welch, J.A. Pearce, K.R. Diller, G.Yoon,
W.F. Cheong. Heat generation in laser irradiated tissues. // Journal of Biomedical Engineering. 1989. - V.111. - P. 62-68.]. В данном примере излучение к тканям подводится по световоду
диаметром d = 0,7⋅10-3 м.
Результаты расчета ослабления светового потока по мере его распространения вглубь
ткани показаны на фиг. 3. Расчет выполнен для коэффициента рассеяния s равного 4000 м-1
и параметра анизотропии индикатрисы рассеяния g = 0,8. Эти значения s и g характерны,
например, для катаракт высокой плотности и стенок кровеносных сосудов. На фиг. 3
пунктиром показана искомая глубина проникновения излучения в ткань - l, в пределах которой исходный световой поток на оси лазерного пучка ослабляется в е раз.
Как отмечалось (формула 3), наиболее эффективное преобразование энергии лазерного излучения в энергию акустической волны, а, следовательно, предельно низкая температура кавитационной фрагментации тканей осуществляется, если
d ≤ l ≤ 2d,
что для d = 0,7 мм соответствует интервалу значений l
7⋅10-4 ≤ l ≤ 1,4⋅10-3 (м).
Как показано на фиг. 3, этим значениям l соответствует диапазон коэффициентов поглощения - 600 ≤ k ≤ 1750 м-1.
Тогда, согласно данным фиг. 2 (область, соответствующая указанному интервалу значений k на фиг. 2 заштрихована), искомые интервалы длин волн лазерного излучения λ
следующие: 1385-1410 нм, 1510-1610 нм, 1745-1865 нм, 2190-2255 нм.
Перечисленные спектральные интервалы являются предпочтительными для наиболее
эффективной реализации заявляемого способа. В общем случае заявляемый способ реализуется при выполнении условия, определяемого формулой (1). В рассматриваемом примере этому условию удовлетворяет интервал l
7⋅10-5 ≤ l ≤ 7⋅10-3(м),
соответствующий, примерно, следующему диапазону спектральных коэффициентов поглощения:
140 ≤ k ≤ 1,4 104 (м-1),
что в свою очередь адекватно интервалу длин волн
λ ≥ 1325 (нм).
7
BY 11367 C1 2008.12.30
Пример 2 (реализация).
Схема установки для реализации заявляемого способа приведена на фиг. 4. Установка
включает лазер 1, генерирующий направленное инфракрасное (ИК) излучение 2 с длиной
волны λ = 1606 нм; кювету с модельной средой 3, поворотное зеркало 4, обеспечивающее
избирательное отражение рабочей длины волны 1606 нм и прозрачное для видимого света; регистрирующую камеру 5, источник коллимированного низкоинтенсивного зондирующего излучения 6.
Лазер 1 включает зеркала резонатора (а), модулятор излучения (b), активный элемент
(с) - YAG:Nd3+ и нелинейный кристалл (d). В рассматриваем случае для получения потока
излучения с длиной волны 1606 нм использован эффект вынужденного комбинационного
рассеяния (Raman scattering) света в кристалле Ва(NO3)2.
В качестве модельной среды 3 использован желатиновый гель (5 % весовая концентрация желатина в дистиллированной воде), не содержащий пигментов и имитирующий
ткани хрусталика глаза с начальной фазой катаракты. Измеренная в независимом эксперименте глубина l проникновения излучения 2 в модельную среду 3 составила
1,2 ± 0,05 мм. Диаметр лазерного луча, сфокусированный на поверхность модельной среды 3, в соответствии с формулой (3) выбран равным 0,67 ± 0,05 мм.
В качестве подсветки использовано низко интенсивное (порядка единиц мВт) непрерывное излучение 6 He-Ne лазера с длиной волны 632,8 нм. Зондирующее излучение 6 направлено под углом порядка 30° к поверхности модельной среды 3 и не поглощается этой
средой. Поворотное зеркало 4 полностью прозрачно для этой длины волны.
Установка работает следующим образом.
В случае, когда модельная среда 3 не возмущена, излучение 6 подсветки испытывает
на поверхности модельной среды зеркальное отражение и не попадает в объектив регистрирующей камеры 5. Возникновение в среде 3 неоднородностей в виде микропузырьков
вызывает рассеяние излучения 6 подсветки. Этот диффузный световой поток регистрируется камерой 5.
Проводят облучение поверхности модельной среды 3 рабочим излучением 2 с длиной
волны 1606 нм постепенно, пошагово увеличивая энергию этого излучения. Фиксируют
значение энергии основного излучения 2, при которой вероятность появления рассеянного
сигнала подсветки составляет 50 %. Это значение энергии основного излучения 2 называется пороговым. Соответствующий уровень нагрева модельной среды 3 может быть измерен пирометрически или рассчитан [Zheltov G.I. The laser Safety Norms of the Former Soviet
Union // Proseedings of the International Laser Safety Conference ILSC, 97. Orlando. Laser
Institute of America. - V.3. - 1997. - P. 189-198] на основе измерений пороговой энергии и
распределения интенсивности излучения в плоскости падения.
В рассматриваемом случае характеристическим размером облучаемого объема является диаметр лазерного луча d с длиной волны 1606 нм в плоскости падения на поверхность
модельной среды 3. Как указывалось, величина d выбрана равной 0,67 мм. Тогда в соответствии с формулой (5) время акустической релаксации τас составляет
τас = d/c ≅ 0,67⋅10-3/1500 = 4,5⋅10-7 с.
Реализованная продолжительность пакета импульсов ttrain выбрана существенно меньшей τac, она составляет примерно 4⋅10-8 с. (фиг. 5). При этом общее число отдельных импульсов в пакете N ≅ 30, а длительность каждого tpulse= 5⋅10-10 - 10-9 с. Результаты, приведенные на фиг. 5, получены с помощью цифрового осциллографа Tectronics TDS3052B,
с шириной полосы пропускания 500 МГц и частотой дискретизации 5·ГГц. ИК-приемник
имеет полосу пропускания 5ГГц.
Облучение поверхности модельного объекта осуществляют сериями пакетов коротких
импульсов. Осциллограмма серии пакетов приведена на фиг 6. Число пакетов в серии - 2022, суммарная длительность серии - порядка 10-3 с.
8
BY 11367 C1 2008.12.30
Пороговая энергия излучения, при которой с вероятностью 50 % формировалось первичное кавитационное нарушение однородности модельной среды 3, фиксируемое регистрирующей камерой 5 (фиг. 7), составила 63,6 ± 0,35 мДж. В рассматриваемом случае эта
величина соответствует энергетической экспозиции на поверхности модельной среды 3,
равной 17,5 Дж/см2, и уровню нагрева среды вблизи оси лазерного пучка на 33,1 °С.
Начальная температура модельной среды составляла +20 °С. Таким образом, реализовано кавитационное разрушение модельной среды при температуре +53 °С, что существенно ниже точки фазового перехода.
Фиг. 1
Фиг. 2
Фиг. 3
9
BY 11367 C1 2008.12.30
Фиг. 5
Фиг. 6
Фиг. 7
Национальный центр интеллектуальной собственности.
220034, г. Минск, ул. Козлова, 20.
10
Документ
Категория
Без категории
Просмотров
0
Размер файла
1 017 Кб
Теги
патент, by11367
1/--страниц
Пожаловаться на содержимое документа