Физические основы лазерной терапии и хирургии

Размещено на http://www.allbest.ru/

Министерство образования Республики Беларусь

Учреждения образования

«Гомельский государственный университет им Ф. Скорины»

Физический факультет

Курсовая работа на тему:

ФИЗИЧЕСКИЕ ОСНОВЫ ЛАЗЕРНОЙ ТЕРАПИИ И ХИРУРГИИ

Выполнила: Студентка группы Ф- 45У

Роговенко А.А.

Проверил: Максименко А.В.

Гомель 2016



Содержание

лазерный излучение ткань хирургия

1. Действие излучения на биологические ткани

2. Теплофизические и термодинамические свойства ткани

3. Термическое действие ЛИ

4. Нетермическое действие ЛИ на биологические ткани

5. Физические основы лазерной терапии

5.1 Процессы при низкоэнергетическом воздействии ЛИ на биоткани

5.2 Механизмы терапевтического действия НЛИ

6. Физические основы лазерной хирургии

6.1 Тепловая хирургия

6.2 Нетепловая лазерная микрохирургия

7. Лазеры, применяемые в хирургии

Заключение



1. Действие излучения на биологические ткани

Оптические аспекты. При взаимодействии ЛИ с биологическими тканями, как и с любыми другими материалами, происходят процессы отражения, поглощения и рассеяния света (рис. 5.1). Эти процессы характеризуются коэффициентом отражения сл, коффициентом поглощения А, показателем поглощения м и показателем рассеяния в. В зависимости от вида ткани и длины волны излучения л0 значения А, м, в сильно различаются. Соответственно, сильно различается и распределение интенсивности в объеме биообъекта.

Рис. 5.1 Взаимодействие лазерного пучка с кожей

В простейшем случае, когда поперечным размером лазерного пучка 2rb на поверхности объекта можно пренебречь (бесконечно тонкий пучок), распределение и нтенсивности по глубине z подчиняется экспоненциальному закону, а характерная глубина проникновения излучения в ткань определяется значениям и µ и в:



(5.1)

Чем больше µ и в, тем меньше zopt. При больших разрезах лазерного пучка экспоненцильный закон не выполняется и светорассеяние приводит к увеличению глубины проникновения. Если рассеяние мало (в << м), то экспоненциальный закон преобразуется в закон Бугера для любого размера пучка.

На рис..2 приведено характерное распределение пространственной освещенности qS объеме рассеивающей среды (кот о рой явлются биоткани) по ее глубине при различны х радиусах пучка r b, поглощательных и рассеивающих свойствах среды. Поскольку м и в однозначно связаны с коэффициентом диффузного отражения сdif, который является основным измеряемым параметром, то построение зависимостей выполнено относительно него.

Рис. 5.2 Освещенность пространства по глубине z рассеивающей среды 1 - rb = 100ф, сdif = 0,1; 2 - rb = 1ф, сdif = 0,95; 3 - rb = 100ф, сdif = 0,95

Обращает на себя внимание тот факт, что в зависимости от поглощательных и рассеивающих свойств среды изменяется не только глубина проникновения, но и пространственная освещенность в ее объеме, которая при больших значениях rb и сdif может превосходить поверхностную в несколько раз. Этот факт необходимо учитывать при анализе нагрева ткани, поскольку температурный профиль в объеме ткани соответствует распределению света. Некоторые характерные картины распределения света в тканевой среде приведены на рис. 5.3. С учетом светового режима находится распределение поглощенной (утилизованной) доли светового потока щ:

w(r,z)=(r,z)*м (5.2)

Рис. 5.3 Режим освещенности в глубине биоткани с различными оптическими свойствами

а- 1/µ << rb << 1/в; б - 1/µ ? rb ? 1/в; в - 1/ в << rb << 1/µ

Глубина проникновения ЛИ. Глубина проникновения определяется как поглощением, так и рассеянием излучения. В зависимости от длины волны падающего излучения отражается до 60 % излучения. Рассеяние зависит от негомогенных структур ткани и определяется разными показателями преломления у разных ячеек, разницей между ячейками и окружающей их средой. Волны с длиной намного большей, чем размер рассеивателя-ячейки (? 10 мкм), рассеиваются ими в незначительной степени. Но, так как электромагнитный спектр используемых лазеров простирается от ИК- (1 0 мкм до 0,78 мкм) до УФ- (0,3 8 мкм до 0,1 мкм) диапазона длин волн, на практике с рассеянием приходится считаться. Для длин волн более 1 мкм глубину проникновения излучения первом приближении можно рассчитать на основе закона Бугера.

При применении монохроматического излучения с длиной волны л0 для показателя поглощения действительно следующее отношение:

Причем показатели преломления n среды и коэффициент k являются константами для данной среды. Наилучшим образом соотношение поглощения и рассеяния описано в теории Кубелки- Мунка. Уравнение, описывающее распространение излучения в среде с учетом поглощения и рассеяния, имеет вид:

где LC(r, z) - плотность мощности излучения коллимированного луча вместе r (вектор места в направлении z; г - показатель ослабления (1/zopt). Рассеяние в биологической ткани зависит от длины волны лазерного луча. Излучение эксимерны х лазеров (193, 24 8, 308, 351 нм), излучение эрбиевого лазера (2,69 мкм) и СO2-лазера (10,6 мкм) имеют глубину проникновения от 1 до 20 мкм. Здесь рассеяние играет второстепенную роль. Для света с длиной волны 450…590 нм, что соответствует линиям аргона, глубина проникновения составляет в среднем 0,5…2,5 мм. Как поглощение, так и рассеяние играют здесь значительную роль. Лазерное излучение такой длины волны, хоть и остается в ткани коллимированным на оси, окружено рассеянным излучением (15…40 %). В области спектра между 590 и 1500 нм, в которую входят линии YAG-лазера 1,06 и 1,32 мкм, доминирует рассеяние. Глубина проникновения составляет от 2,0 до 8,0 мм. В то время как в УФ-диапазоне поглощение зависит от содержания белка в биоткани, в ИК-диапазоне существенное значение имеет содержание воды. Кроме того, гемопротеины, пигменты, другие макромолекулы, такие как нуклеиновые кислоты и ароматические системы, поглощают лазерное излучение с различной интенсивностью в зависимости от длины волны. Большинство органических молекул, как и протеины, интенсивно поглощают в УФ-диапазоне (100…300 нм). Оксигенированный гемоглобин интенсивно поглощает начиная с УФ-области, включая зеленую и желтую области видимого света, и вплоть до 600 нм. Меланин, важнейший эпидермальный хромофор, поглощает во всей видимой области спектра до УФ-области. В диапазоне от 600 до 1200 нм излучение глубже проникает в ткань с минимальными потерями на рассеяние и поглощение. В этом диапазоне можно достигнуть глубоко расположенные объекты (органы). Такие лазеры, как аргоновый лазер, лазер на красителе, YAG:Nd-лазер с удвоением частоты, действуют преимущественно на гемоглобин, меланин и другие органические вещества и поэтому имеют коагуляционный эффект. СO2-лазер, генерирующий на длине волны 10,6 мкм, или YAG:Er-лазер с длиной волны генерации 2,9 мкм из-за высокого поглощения водой подходят только для рассечения ткани. Значение глубины проникновения излучения указано в табл. 5.1. В табл. 5.1 сравнивается количественно средний путь распространения излучения в воде и крови для различных лазеров. Как следует из таблицы, СО2-лазер проникает в ткань на 1/1000 см. Вся его мощность поглощается в поверхностных слоях. Напротив, излучение аргонового лазера может беспрепятственно распространяться в воде, но в крови оно полностью поглощается в верхних десятых долях миллиметра. Nd:YAG-лазер занимает в данном случае промежуточное положение.

Спектральные аспекты. Для расширения областей применения лазеров в медицине важной предпосылкой является хорошее знание спектральных характеристик поглощения различных тканей. Основываясь на этом, можно предсказать для определенного типа ткани относительную эффективность существующих лазерных систем. Для этого используются методы оптической спектроскопии, с помощью которой регистрируются и исследуются электронные, колебательные и вращательные спектры.

Влияние рассеяния должно быть обязательно учтено, как показывает пример с кровью: незначительная глубина проникновения излучения Nd:YAG-лазера объясняется не поглощающими свойствами гемоглобина, а интенсивным рассеянием на отдельных компонентах крови. Так как часто невозможно (а для практической оценки и не требуется) установить различие между долями рассеяния и поглощения при ослаблении излучения, то спектры пропускания следует предпочесть спектрам поглощения. Абсолютное масштабирование при этом невозможно вследствие различной техники подготовки образцов, которая зависит от типа ткани и свойств биологических образцов. Количественными характеристиками процесса ослабления излучения являются пропускание Т и оптическая плотность А:

; ,

где z - толщина слоя.

Показатель поглощения µ тканей сильно зависит от длины волны ЛИ, поэтому более полную информацию о глубине проникновения излучения различных длин волн можно получить из спектров поглощения, отражения и рассеяния. Нахождение спектров связано с измерениями ослабления потока слоем ткани, при этом должно быть учтено влияние рассеяния. При малых значениях показателя рассеяния в показатель поглощения определяется как м ? D/z. Некоторые из спектров приведены далее на рис. 5.4-5.8.

Рис. 5.4 Зависимость коэффициента пропускания тканей зуба от длины волны

Рис. 5.5 Спектр пропускания мышечной ткани свиньи

Особенностью рассеивающих сред является то, что излучение от широкоапертурного источника проникает вглубь намного больше оптической толщины zopt = 1/(м + в).

В некоторых случаях глубина проникновения света превосходит оптическую толщину в 10 и даже в 100 раз, поэтому ее разумнее определять экспериментально.

Рис. 5.6 Изменение пропускания хрусталика глаза при старении

Экспериментально установлено, что проникающая способность излучения от ультрафиолетового до оранжевого диапазона (300…600 нм) постепенно увеличивается от 1 мкм до 2,5 мм и резко увеличивается до 20…30 мм в красном диапазоне (600…700 нм). Пик проникающей способности приходится на ближний инфракрасный диапазон (до 70 мм на л0 = 950 нм). В диапазоне длин волн 800…1200 нм пропускание кожи достаточно высокое. Для излучения СО2-лазера проникающая способность составляет ~50 мкм.



Рис. 5.7 Зависимость условной оптической плотности тканей руки светлокожего человека от длины волны

Рис. 5.8 Схема сравнения поглощения в воде и водосодержащей ткани

Поглощение ЛИ. Поглощение излучения, безусловно, зависит от состава биологической ткани организма. В диапазоне 600… 1400 нм кожа поглощает 25…40 % излучения (Аef = 0,25…0,45), мышцы и кости поглощают до 30… 80 % (Аe f = 0,3…0,8), печень, почки, селезенка и сердце до 100% (Аef 1,0).

Отражение ЛИ. При действии ЛИ на биообъект часть излучения отражается. Коэффициент отражения кожи в оптическом диапазоне достигает 43…5 5 % (рис. 5.9) и зависит от ряда причин - возраста, пола, температуры тела.

Рис. 5.9 Диффузное отражение от руки светлокожего человека

При увеличении угла падения коэффициент отражения возрастает в несколько раз. На пигментированных участках тела он низок (сл = 6… 8 %). Отражение тканей уменьшается с увеличением длины волны: для азотного, гелий-кадмиевого, аргонового и гелий-неонового лазеров сл = 30…40 %; для неодимового сл ~ 20…35 %; для СО2-лазера сл ~ 5 %.



2. Теплофизические и термодинамические свойства ткани

Хирургическое действие лазера (скальпель, коагулятор) основывается на превращении энергии лазерного пучка в теплоту, которая вызывает в облученном объеме локальное повышение температуры. Если не происходит фазовых переходов (преобразование твердых составных частей в жидкость или газ, испарение жидкостей), то температура Т повышается пропорционально плотности энергии qS. Часть тепла отводится, в зависимости от температурного градиента, путем теплопроводности в более холодный окружающий участок. Из-за этого ограничивается максимально достижимая температура облучаемого участка при данной интенсивности излучения, т. е. с определенной интенсивностью облучения связана определенная максимальная температура. Напротив, для каждой ткани существует специфический порог интенсивности, который необходимо перейти, чтобы достичь требуемой локальной температуры. Так, в случае поверхностного нагрева, т. е. динамика нагрева биологической ткани схожа с динамикой лазерного нагрева металлов.

Рис. 5.10 Динамика нагрева ткани в условиях эффективного теплоотвода

Так как часть энергии из-за теплопроводности и других процессов транспортируется в соседние области, то нагревается не только облученный объем, но и окружающие его участки. Кроме того, тепло отводится от облученной ткани и локальным кровотоком. Термические свойства живой ткани определяются в основном время процессами:

-теплопроводностью;

-накоплением тепла;

-отводом тепла сосудистой системой.

Теплопроводность. Как известно, тепло переходит от более теплых к более холодным участкам ткани. Поток тепла dQ/dt прямо пропорционален температурному градиенту, т. е. в одномерном случае в идеальном однородном образце ткани тепловая энергия dQ за время dt переходит с места с высокой температурой Т1 к месту с более низкой температурой Т2 в соответствии со следующей формулой:

Типичные значения коэффициентов теплопроводности указаны в табл. 5.2.

Таблица 5.2

Теплопроводность различных материалов при нормальных условиях

Теплопроводность жидкостей и твердых тел слабо зависит от температуры. Она повышается, например, у воды от 0,62 Вт/(м*К) при 37 °C до 0,64 Вт/(м*К) при 57 °С. Что касается биоткани, то значения составляют 0,3…0,5 Вт/(м*К) в зависимости от содержания воды. Для определения теплопроводности ткани справедлива приближенная формула:

где с [кг/м3 ] - плотность ткани, сw [кг/м3] - содержание воды в ткани. Таким образом, теплопроводность ткани слабо зависит от температуры вплоть до температуры коагуляции.

При превращении световой энергии в тепловую ускоряется хаотическое движение атомов и молекул ткани (броуновское движение). Более быстрые молекулы передают кинетическую энергию менее быстрым при столкновениях. Так продолжается до тех пор, пока между ними не установится статистическое равновесие. Накопление тепла. Способность ткани принимать и накапливать тепло описывается через удельную теплоемкость с. Эта величина численно равна количеству тепла Q, которое приводит к повышению температуры единицы массы на 1 К. Типичные значения приведены в табл. 5.3.

Для определения удельной теплоемкости материала справедлива следующая приближенная формула:

При достижении температур, приводящих к фазовым переходам (плавление, испарение), тепловое движение усиливается так, что сил взаимного притяжения уже недостает для удержания атомов и молекул: твердые тела утрачивают внутреннюю упорядоченность в пользу свободного движения частиц жидкости; в газообразном агрегатном состоянии все частицы движутся с большой скоростью независимо друг от друга. Поскольку вся тепловая энергия использована для преодоления межмолекулярных сил, температура рассматриваемого объема по достижении температуры фазового перехода остается константой даже при непрерывном поступлении тепла, пока не закончится смена фаз. В качестве меры для количества тепла, проникающего в объем ткани за определенное время после мгновенного повышения температуры поверхности тела, применяется коэффициент тепловой активности b [Вт*с/(К*м2)], объединяющий теплопроводность и удельную теплоемкость:

Динамическая характеристика образца (коэффициент температуропроводности) ткани также обобщенно выражается через отношение теплопроводности к удельной теплоемкости на единицу объема:

Определенная таким образом температуропроводность одинакова для большинства тканей (около 1,2*10-3 см2/с), т. к. снижение теплопроводности из-за незначительного содержания воды, как правило, компенсируется сопровождающимся уменьшением удельной теплоемкости.

Общая пространственная и временная характеристика температурного распределения в облученном объеме ткани определяется общим уравнением теплопроводности (выражение (5.6) ниже). Однако аналитическое решение уравнения для конкретных случаев может быть очень сложным. В виде примера можно назвать температурное распределение, имеющее место в одномерном случае, если в момент времени t' в точке x' выделяется количество тепла Q:

Для поля излучения с пространственным и временным изменением при плотности распределения тепла q(x', t') получаем:

Для практического расчета временной характеристики распространения локального нагревания как параметр подходит время термической релаксации фrel:

Значение фrel можно наглядно интерпретировать следующим образом: отрезок ткани в виде кубика с длиной кромки l, который на dТ теплее своего окружения, по истечении времени охладился почти до температуры окружающей среды, т. е. перепад температур выровнялся благодаря нагреванию всей ткани. Если на поверхность ткани подается короткий импульс тепла, то проходит время фrel, пока на глубине l= не наступит заметного нагревания.

Отвод тепла кровотоком и другие механизмы. Тепловая энергия из облученного участка отводится не только путем теплопроводности, но и через сосудистую систему. Исходить можно из того, что кровь поступает в облученный объем с нормальной артериальной температурой и сразу же локально нагревается до высокой температуры в капиллярной области. Можно или нельзя в конкретном случае пренебречь влиянием со-судов на температурное распределение, проще всего рассчитать, образуя обратное значение произведения величины кровотока нВ (табл. 5.4) И плотности с ткани.

Полученное таким образом время перфузии tВ указывает на то, за какое время заменяется вся кровь в единице объема ткани. Влияние, которым нельзя пренебречь, наблюдается только тогда, когда время облучения порядка tВ или больше. Перенос тепла кровотоком может стать доминирующим фактором при установлении стационарного температурного распределения, особенно при непрерывном облучении. В то время как температура без кровотока при термическом равновесии убывает с увеличением расстояния от локального источника тепла (Т ~ 1/r), охлаждение за счет кровотока дает дополнительный экспоненциально убывающий множитель.

Профиль температуры в этом случае описывается выражением:



где глубина термического проникновения определяется как lth = .

Влияние кровотока на стационарное температурное распределение имеет значение только в том случае, если протяженность облученной области ткани больше, чем глубина термического проникновения. Если же, напротив, облученная область явно меньше lth, то перенос тепла определяется коэффициентом теплопроводности. Впрочем, тепло от облучаемого объема может быть отведено путем метаболическиx процессов, испарения воды с поверхности и конвекции. Эти процессы играют большую роль в первую очередь при непрерывном лазерном облучении, т. к. соответствующие характерные времена относительно велики.



3. Термическое действие ЛИ

Энергия ЛИ может преобразовываться следующим образом:

Gереизлучение и рассеяние (резонансное, комбинированное, Рэлея, в результате флюоресценции и фосфоросценции);

поглощение и превращение в тепло;

возбуждение молекул и активация химических реакций.

При облучении ткани при достаточной плотности мощности возникает ожог. Дальнейшее увеличение плотности энергии приводит к усилению повреждения. Это линейное соответствие между облученностью и поражением сохраняется до момента закипания жидкой фазы с последующим взрывообразным испарением. Это все относится к физике процесса. Далее вмешивается биология (ответная реакция организма).

Нахождение теплового действия на биоткань состоит из следующих задач:

описание распределения энергии ЛИ; получение абсорбционных характеристик материала; анализ распределения температур;

Анализ развивающихся биологических изменений.

Для вычисления температуры необходимо знать теплофизические свойства материала и различные механизмы переноса тепла. При коротких лазерных импульсах основным из них является диффузия тепла, или теплопроводность. При большой длительности облучения (напри-мер, минуты ) приобретает значение охлаждение тканей за счет циркуляции крови и испарения.

При очень коротких фi, когда теплопроводностью можно пренебречь за время фi:

где ср - удельная теплоемкость при постоянном давлении.

Из выражения (5.3) можно найти температуру. Если скачок температуры велик, то возможно возникновение высокого давления, вызванного термическим расширением материала ткани.

При больших фi, например при воздействии лазером с непрерывным режимом воздействия, нагревание ткани идет медленно и параллельно ему идет термическое расширение материала. Возникающее давление незначительно, и им можно пренебречь. Скорость роста температуры в этом случае определяется уравнением:

(5.4)

Определить температурные профили можно аналитически для ряда случаев. Для коротких длительностей фi:

Или

(5.5)

где p - давление, v - удельный объем, vi - скорость частиц, x - коэффициент сдвиговой вязкости.

Наиболее важный результат теплового воздействия ЛИ - ускорение протекания биохимических реакций. Для рассмотрения этого вопроса обратимся к уравнению химической кинетики для простейшего случая одноударных процессов:

(5.7)

где f - исходное количество облучаемого материала, df - изменение этого количества за время dt, К' - коэффициент скорости реакции, определяемый как

Здесь k - постоянная Больцмана, Т - абсолютная температура, h - постоянная Планка, H - изменение свободной энергии, S - изменение энтропии, R - универсальная газовая постоянная. Экспоненциальная зависимость коэффициента К' приводит к тому, что многие биологические эффекты приобретают критическую температуру. Например, для белка существует температура коагуляции (~45 °С) идеатурации белка ( ~55 °С). Следовательно, зная распределение температуры в объекте, можно определить размеры области термического повреждения материала (например, зону коагуляции ткани).

Можно предположить, что температурный профиль в тканях с разным µ различен, как будет различен и термический эффект. На рис. 5.11 показан результат расчета температуры для двух тканей: одна - опухолевая пигментиованная с µ2 = 10 см?1, вторая - здоровая с µ1 = 1 см?1. В рас-чете теплопроводностью пренебрегали, поскольку проникновение света в ткани большое, теплоемкость принимали равную теплоемкости воды. (5.8)

Рис. 5.11 Температурные профили для лазерных импульсов различной длительности в нормальной ткани (слева от оси) и опухолевой ткани (справа от оси)

На рис. 5.11 кривая скорости коагуляции показана пунктиром. Она круче температурного профиля, то есть небольшие изменения температуры в облучаемой ткани (за с чет изменения µ, qS, фi) при ведут к существенным сдвигам в скорости коагуляции вещества. Так как скорость коагуляции чувствительна к малым изменениям показателя поглощения (изменение на 10 % ведет к изменению скорости реакции почти на порядок), возможно селективное разрушение патологических очагов даже при небольших отличиях µ между ними и нормальной тканью. Однако в то же время экспоненциальная зависимость скорости коагуляции от температуры требует осторожности с дозировкой в процессе облучения, поскольку небольшие отклонения от требуемой плотности энергии (или плотности мощности), например за счет неоднородности лазерного пучка по сечению, могут привести к непредвиденной коагуляции здоровой ткани. Отметим наиболее характерные особенности облученных лазером тканей. В отличие от других термических повреждений ожог лазера имеет резкую границу (за счет малой длительности). Первоначально резкие границы в дальнейшем могут быть смазаны за счет развития вторичных процессов (воспаления, регенерации и др.). Наиболее интенсивные повреждения возникают вокруг пигментированных структур, которые являются центрами повышенного светопоглощения. При повышении qS термические повреждения приобретают качественно отличный характер. Последовательно могут возникать следующие эффекты: ускорение физиологических процессов при росте температуры; дегидрирование с обычно обратимым сморщиванием ткани; необратимая денатурация белка (и коагуляция);

-взрывное испарение воды ткани с разрушением структуры ткани;

-термолиз (обугливание);

-испарение материала ткани (возгонка).



4. Нетермическое действие ЛИ на биологические ткани

Нетермическое действие возможно в результате оптического пробоя при высоких плотностях мощности qS. При этом напряженность электрического поля:

Электрический пробой может приводить к возникновению ударных волн и ионизации клеток, что приводит к их разрушению. Возникновение ударных волн и звуковых колебаний высокой амплитуды возможно и вследствие поглощения излучения, и возникновения термических напряжений. При этом давление в акустической волне:

где В - модуль упругости, е - коэффициент теплового расширения. Давление p в акустической волне велико при высоких значениях м и коротких длительностях импульса излучения фi. Так, при м = 1000 см?1 (сетчатка глаза), WS = 0,1 Дж и фi ? 100 нс давление p может превысить ~100 атм (свыше 107 Па). В пределе в режиме модулированной добротности резонатора давление может достигать значения

где V - объем, в котором выделилась энергия, Г - коэффициент пропорциональности (коэффициент Гренайзена).

Опыты показывают, что в таких режимах ткани поражаются далеко от места воздействия. Например, при облучении головы морской свинки рубиновым лазером (WS = 100 Дж, фi ~ 1 мс) кровотечения обнаружены в стволе мозга, т. е. на участках, далеко отстоящих от черепных костей.

Существует много других механизмов нетеплового действия ЛИ, например: давление света; электрострикция (возникновение электрического дипольного момента и механического вращающего момента); импульс отдачи (в результате извержения частиц с поверхности); механический импульс в результате внутреннего парообразования; фотохимические и фотодинамические эффекты. Большая плотность мощности может привести к многофотонному поглощению. Например, при четырехфотонном поглощении излучения неодимового лазера (л0 = 1,06 мкм) действие будет соответствовать действию УФ-излучения с л0 = 265 нм. Это означает, что излучение неодимового лазера при достаточной qS может вызвать прямую альтерацию нуклеиновых кислот и белков, несмотря на отсутствие у них полос поглощения в этой спектральной области. В опытах наблюдалось возбуждение и люминесценция в УФ-области при действии рубинового лазера с модуляцией добротности; при действии неодимового лазера - в области 500…600 нм. Следует отметить, что процессы, связанные с образованием свободных радикалов и многофотонным поглощением, маловероятны при минимальных, пороговых повреждениях лазерным излучением. Роль вынужденного комбинационного рассеяния в этих случаях тоже незначительна, поскольку переизлучение идет на близких длинах волн. Фотохимические процессы. В отличие от неспецифичных термохимических изменений, выражающихся в тепловом ускорении различных реакций (в первую очередь денатурационных альтераций белков), фотохимические процессы связаны с возбуждением определенных светопоглощающих структур (соединений) и избирательным влиянием на компоненты клетки. В связи с тем, что индукция фотохимических реакций определяется присутствием в клетке светоабсорбирующих веществ, а ее основные биохимические компоненты (белки и нуклеиновые кислоты) имеют максимум поглощения в ультрафиолетовой части спектра, именно эта спектральная область обуславливает наибольший фотохимический эффект. Фотодеструкция белков вызывается УФ-излучением с л0 < 290 нм, причем в области 230…290 нм поглощение обусловлено наличием.

В белковой макромолекуле ароматических аминокислот (фенилалин, тирозин, триптофан), а также цистина. Воздействие на нуклеиновые кис-лоты ЛИ с л0 < 280 нм приводит к повреждениям, из которых важным является образование димеров пиримидиновых азотистых оснований. Помимо прямого воздействия светового излучения на компоненты клетки, которое определяется их собственным поглощением (фотоабсорбцией), возможны повреждения, опосредованные фотосенсибилизаторами (фотодинамический эффект). В зависимости от полосы поглощения сенсибилизатора, разрушения можно производить излучением в видимой области спектра. В самой общей форме процессы прямого и сенсибилизированного фотоповреждения биологического материала могут быть записаны как:

Выражение (5.9) описывает прямое фотоповреждение, а выражение (5.10) - сенсибилизированное; М - облучаемый материал; М* - возбужденная система; Р - продукт реакции; S - сенсибилизатор; S* - реакционно-способный фотосенсибилизатор.

Опытами показано, что с применением фотосенсибилизаторов воз-можно повреждение клеток опухолевой ткани при мощности излучения значительно более низкой, чем необходимая для тепловой активации биологических объектов. В заключение следует отметить, что особенностью применения лазеров для индукции фотохимических процессов, по сравнению с другими световыми источниками, является возможность создания высоких плотностей потоков в узких спектральных участках, что важно при узких полосах поглощения биохимических соединений. Это позволяет избежать побочных реакций, которые возможны при облучении широким спектром.



5. Физические основы лазерной терапии

5.1 Процессы при низкоэнергетическом воздействии ЛИ на биоткани

Существует четыре направления воздействия:

лазерная диагностика, основывающаяся на невозмущающем воздействии (низкоинтенсивное воздействие);

лазерная терапия - воздействие неповреждающего характера на фотофизические и фотохимические процессы, происходящие в живом организме (также низкоэнергетичное воздействие);

высокоэнергетичное воздействие, приводящее к контролируемым повреждениям (силовая терапия);

высокоинтенсивное локальное действие, приводящее к разрушению участков тканей (хирургия). Термин « низкоэнергетичное излучение» относится к лазерам, имеющим малую импульсную мощность. При этом критерием выступает степень воздействия на биоткани. В фазе поглощения света действуют физические законы и происходят физические процессы, основные из которых: внутренний и внешний фотоэффект; электролитическая диссоциация молекул. При внутреннем фотоэффекте поглощение фотона переводит атом или молекулу в возбужденное состояние. Изменяется электропроводимость, и возникает разность потенциалов между различными участками освещаемого объекта, т. е. возникает фото-ЭДС. Наибольшая фото-ЭДС (несколько десятков вольт) возникает при освещении полупроводника, помещенного в магнитное поле, что применяется в магнитолазерной терапии. При внешнем фотоэффекте электрон, поглотив фотон, покидает вещество. Однако, поскольку ткани представляют собой диэлектрики или полупроводники, внешний фотоэффект незначителен. По-видимому, он существенен в УФ-области, и результат его нам известен (загар, ожог и т. д.). Электролитическая диссоциация происходит при разрыве слабых ионных или водородных связей. Появляются свободные ионы. После того как произошло электронное возбуждение, энергия возбуждения реализуется в виде: тепла; испускания кванта света (флюоресценции или фосфоросценции); фотохимической реакции; передачи возбуждения другой молекуле.

Образование электронных возбужденных состояний приводит к изменению энергетической активности клеточных мембран, образованию продуктов фотолиза и прочего, что приводит к запуску целого комплекса биофизических и биохимических процессов. Повышение энергетической активности биологических мембран приводит к увеличению активности транспорта веществ через мембрану, усиливает некоторые процессы, в частности окислительные.

Установлено, что действие низкоэнергетичного излучения He-Ne-лазера инициирует в жидкокристаллической многокомпонентной системе биоткани структурные изменения - структурную альтерацию, что тоже приводит к активизации процессов в водной матрице биожидкости, т. е. биостимуляции.

Установлено, что под действием низкоэнергетичного лазерного из-лучения (НЛИ) в тканях происходят следующие изменения: ускоряется синтез нуклеиновых кислот (ДНК, РНК); ускоряются окислительно-восстановительные реакции: ткани поглощают больше кислорода; увеличивается скорость кровотока в тканях организма;

в процессе облучения увеличивается число функционирующих капилляров в патологической ткани;

уменьшается внутриклеточный отек, что связано с повышением кровотока в тканях и активацией транспорта веществ через сосудистую стенку, а также с интенсивным формированием сосудов, особенно капилляров;

укорачиваются фазы воспалительного процесса при облучении патологического очага; понижается рецепторная чувствительность тканей вследствие действия луча на нервные окончания.

На рис. 5.12 изображена схема взаимодействия НЛИ с биотканями.

5.2 Механизмы терапевтического действия НЛИ

Эти механизмы изучены слабо. Точно определено, что биологический эффект вызывает излучение такой длины волны, при которой оно поглощается молекулами или фотоакцепторами тех или иных структурных компонентов клеток. Спектры поглощения различных компонентов различны и могут находиться как в УФ-области, так и в ИК. В то же время биологические эффекты при воздействии ЛИ с различными л0 очень сходны. И это не очень ясно. Вообще-то максимумы биостимуляции электромагнитными волнами лежат в красной (633 нм), зеленой (500 нм) и фиолетовой (415 нм) области спектра.

Спектры поглощения биополимеров (белки, ферменты, биологические мембраны, фосфолипиды, пигменты ) и биологических жидкостей (лимфа, кровь, плазма, внутриклеточная вода) зависят от сложности структуры. Элементарные белковые структуры (аминокислоты) и различные остатки белковых молекул поглощают в УФ-диапазоне, но чем длиннее система двойных сопряженных связей, тем более длинноволновой максимум поглощения.



Фосфолипиды и клеточные мембраны - жидкокристаллические структуры, обладающие неустойчивым состоянием при температуре те-ла 37 °С, весьма чувствительны к воздействию во всем оптическом диапазоне. Биологические жидкости, являясь сложными многокомпонентными системами и обладая свойствами жидких кристаллов, реагируют структурной альтерацией вещества даже на очень слабые внешние физические воздействия. А наличие в их составе, в частности в крови, форменных элементов (эритроциты, лейкоциты, тромбоциты ) повышает их восприимчивость, в том числе и к лазерному излучению. В биожидкостях имеются специфические фотоакцепторы, реагирующие на ЛИ определенной л0, а энергии фотонов даже в ИК-области достаточно для их структурной альтерации.

Действие НЛИ на ткани разделяют на непосредственное и опосредованное. Непосредственное действие проявляется в объеме тканей, подвергшихся облучению. При этом ЛИ взаимодействует с фото-акцепторами, запуская комплекс фотофизических и фотохимических реакций. Опосредованное действие связано с передачей энергии возбуждения или эффекта от ее действия на другие участки. Это может быть переизлучение клетками на той же л0 (расстоянием до 5 см), что и возбуждение, передача эффекта через жидкие среды организма или передача энергии по каналам и меридианам рефлексотерапии. Живые организмы являются неравновесными, диссипативными, самоструктурирующимися и самоорганизующимися системами. В человеческом организме все элементы тесно взаимосвязаны и изменение каждого может изменять состояние других или системы в целом.

При оптимальных дозах воздействия НЛИ осуществляется энергетическая подкачка. В ответ на это в системах и органах происходит активизация саморегуляции. Конечный фотобиологический эффект лазерного облучения проявляется в ответной реакции организма в целом, комплексным реагированием органов и систем, что и приводит к клиническому эффекту.

Предполагаемая схема механизма терапевтического действия представлена на рис. 5.13.

Таким образом, основой механизма взаимодействия НЛИ с биообъектом являются фотофизические и фотохимические реакции, связанные с резонансным поглощением тканями света и нарушением слабых меж-молекулярных связей, а также восприятие и перенос эффекта лазерного облучения жидкими средами организма. При этом в зависимости от организменного уровня последовательно или одновременно происходят следующие процессы или реакции.

На атомно-молекулярном уровне:

поглощение света тканевым фотоакцептором;

внешний и внутренний фотоэффект;

электролитическая диссоциация ионов (разрыв слабых связей); электронное возбуждение и его миграция;

первичный фотофизический акт; появление первичных фотопродуктов.

На клеточном уровне:

изменение энергетической активности клеточных мембран; активизация ядерного аппарата клеток, системы ДНК/РНК-белков;

активация окислительно-восстановительных процессов, биосинтетических;

увеличение активности клеток, активация процессов размножения. На уровне отдельных органов:

понижение рецепторной чувствительности; уменьшение длительности фаз воспаления; уменьшение отека и напряжения тканей; увеличение поглощения тканями кислорода; повышение скорости кровотока;

активация транспорта веществ через сосудистую стенку. На уровне целостного механизма клинические эффекты:

противовоспалительный; обезболивающий; противоотечный; регенераторный;

десенсибилизирующий; иммунокоррегирующий;

улучшение кровообращения; бактерицидный.



6. Физические основы лазерной хирургии

6.1 Тепловая хирургия

Лазерная хирургия основана на тепловом действии излучения на биологическую среду. В общих чертах процессы, протекающие при действии концентрированного источника теплоты на биоткани, схожи с действием при лазерной обработке материалов, в частности неметаллов, поскольку компоненты биологической среды являются диэлектриками и полупроводниками.

Передача тепла из зоны поглощения (или зоны действия теплового источника) происходит по механизмам теплопроводности, поэтому применимы известные нам подходы и методы оценки температурных профилей, а также теплового баланса в зоне разогрева. Разрушение материала биоткани происходит по механизму испарения или по механизму ударного разрушения.

Рассечение тканей. В медицинской практике чаще всего ткани необходимо рассекать, т. е. использовать луч лазера в роли скальпеля. Механизм рассечения тканей испарительный. Испарение тканей происходит при объемной плотности мощности порядка 500 кВт/см3 (щ ~ 5*105 Вт/см3). Поскольку глубина проникновения света в биоткань сильно зависит от длины волны, то поверхностная плотность мощности qS, необходимая для испарения, также различна на разных длинах волн, т. е. для лазеров различного типа. Так для СО2-лазера, излучение которого проникает на глубину ~50 мкм, qS ~2,5*103 Вт/см2, что достигается при мощности лазера ~20 Вт и фокусировке излучения в пятно диаметром ~1 мм. При фокусировке в пятно 0,5 мм мощность лазера можно снизить до 5 Вт. Глубина реза зависит от скорости резания и составляет ~ 2…3 мм.

Благодаря относительно невысокой плотности потока при лазерном рассечении тканей, а также возможности механически (руками) раскрывать рез подача рабочего (защитного) газа в канал реза не так актуальна. Лазерный луч делает относительно бескровный разрез, т. к. одновременно с рассечением ткани ее края коагулируют, встречающиеся на пути реза кровеносные сосуды завариваются, если они достаточно мелкие. При разрезании возможно отсутствие оптического раз-ряда в окружающем (атмосферном) газе.

Сварка биотканей. Механизм сварки биотканей несколько иной по сравнению со сваркой материалов. При биологической сварке происходит коагуляция жидкости, содержащейся в стенках свариваемой ткани и специально выдавливаемой в шовный промежуток.

Если объемная плотность мощности составляет ~5*103 Вт/см3, то вместо испарения будет коагуляция (заваривание) тканей. Этот процесс используется для сшивания разрезанной ткани. Сшитые участки ткани стерильны, как и разрезы. Они быстро (через 25-30 суток) заживляются с образованием ровных рубцов, мало отличимых от окружающих тканей.

С помощью ЛИ можно проводить операции резки, сварки, прижигания гнойных ран и язв. Последние операции можно проводить без вскрытия, если осуществлять транспортировку пучка через оптическое волокно, встроенное в эндоскоп. Такие операции можно проводить на пищеводе и желудке, а также и других полостях (аргоновый лазер).

В офтальмологии ЛИ используется для приварки отслоившихся участков сетчатки (рубиновый лазер или иной импульсный миллисекундного диапазона). При лечении глаукомы используется механизм ударного разрушения (пробивка отверстия в радужной оболочке глаза). Используется лазер (рубиновый) с длительностью импульса фi ~ 10?8 с. Механизм пробивки - микровзрыв с образованием ударных волн. Пробивка возможна и серией импульсов, что должно увеличивать качество путем послойного удаления.

В онкологии ЛИ используют в трех режимах действия:

облучение с малой плотностью мощности, приводящее к гибели раковых клеток;

облучение слабосфокусированным пучком, приводящее к коагуляции (разрушение опухоли);

облучение с острой фокусировкой, приводящее к иссечению или испарению.

Механизм лечения зубов заключается в разрушении (испарении) участков, пораженных кариесом. ЛИ поглощается пораженным участком и отражается (рассеивается) от здоровых. Механизм разрушения - испарительный. Режим облучения - импульсно -периодический. Энергия импульса ~1 Дж, длина волны л0 = 2,79 мкм. Сейчас используют эрбиевый лазер (л0 = 2,9 мкм), поскольку он не разрушает мягких тканей зуба. Идея метода достаточно проста, однако разработка лазерной бор-машины испытывает трудности, связанные с передачей длинноволнового излучения через оптическое волокно.

Использовать лазеры в хирургии нужно по принципу целесообразности. Например, успешно применять ЛИ можно в хирургии паренхиматозных органов (печень, почки, селезенка), желудочно-кишечного тракта, при гнойно-септических заболеваниях и в онкологии. Он незаменим в приварке сетчатки, лечении глаукомы, испарении патологических очагов, при пересечении поджелудочной железы, щитовидки. Нет смысла вырезать лазером грыжу, отрезать ногу и т. д.

Фотодинамическая терапия злокачественных образований. Желаемый эффект - терапевтический. Селективное разрушение ткани достигается путем светового облучения в комбинации с подходящей фотосенсибилизацией. Молекулы фотосенсибилизатора возбуждаются излучением.

И затем вступают в химические реакции с биомолекулами клеточной системы, что приводит к разрушению последних.

В качестве фотодинамического сенсибилизатора используют производное гематопорфирина, поскольку оно накапливается в опухолях и меньше откладывается в здоровых тканях. Путем облучения светом (л0 ? 610…635 нм для данного сенсибилизатора) достигается селективное разрушение фотосенсибилизированной опухоли без повреждения здоровой ткани. Скорость разрушения определяется мощностью источника.

Применяются: ртутные или ксеноновые лампы высокого давления (с фильтрами); лазеры на красителях; лазеры на парах золота (л0 = 628 нм). Лазеры здесь имеют преимущество перед лампами, поскольку возможно применение световодов.

6.2 Нетепловая лазерная микрохирургия

Разрушение ткани методом оптического пробоя. С помощью острой фокусировки излучения импульсного лазера можно получить плотности мощности qS ~ 1010 Вт/см2. В облучаемой ткани в каустике происходит оптический пробой (даже в случае прозрачной для излучения среды). Возникает плазма и нелинейное поглощение ЛИ. Процесс протекает в виде взрыва и связан с образованием радиально расширяющейся ударной волны (УВ) и механическим разрушением ткани. Этот метод не связан с поглощательной способностью объекта и используется при обработке прозрачных биологических сред.

Метод используется при микрохирургических вмешательствах:

В передней части глаза, т. е. в области хрусталика и передней части стекловидного тела (пробивка дренажных отверстий для лечения глаукомы, рассечения спаек стекловидного тела, измельчение твердого ядра хрусталика). Используются неодимовые лазеры. Пучок, как и в коагуляторе, фокусируется с большим углом сходимости (10…16°). Размер фокального пятна составляет 10…25 мкм. Энергия излучения 1…20 мДж, фi ~ 10…15 нс. Используются также пикосекундные лазеры в режиме цуга импульсов.

Фотодинамическое (фотохимическое) разрушение опухолей. Метод и механизмы описаны ранее. Отметим, что выбор лазера определяется полосой поглощения сенсибилизатора. Преимущество метода - лечение опухолей на ранней стадии. Если опухоль просвечивается вся, то все опухолевые клетки разрушаются в результате коагуляции. Недостаток - ограниченная глубина проникновения света в ткани в полосе л0 = 610…635 нм (полоса используемых сенсибилизаторов).



7. Лазеры, применяемые в хирургии

Для коагуляции или некроза обширных участков ткани используют лазеры, излучение которых слабо поглощается (м мало). При этом из-за рассеяния возможно действие на участки, расположенные вне действия пучка.

Для резания и испарения должен использоваться лазер, излучение которого сильно поглощается (м велико).

Применяемые лазеры:

газовый СО2-лазер;

твердотельный YAG:Nd-лазер (в том числе высшие гармоники основной длины волны излучения);

ионные лазеры (аргоновый, криптоновый); жидкостные лазеры; эрбиевый лазер; лазер на парах меди;

эксимерные лазеры.

Для неодимового, аргонового и жидкостных лазеров разработаны оптоволоконные светопроводы для локального воздействия в труднодоступных участках. Для СО2-лазера и эрбиевого лазера световолокна еще не разработаны.

Лазер на углекислом газе (СО2-лазер, л0 = 10600 нм). Ткани, со-стоящие на 80 % из воды сильно поглощают излучение СО2-лазера, поэтому СО2-лазер применяется исключительно как скальпель для резания и иссечения тканей. Режущее действие основано на взрывном испарении внутри и внеклеточной воды в области фокусировки. После испарения воды температура растет выше 100 °С, что приводит к обугливанию и испарению. Некротическое уширение реза имеет толщину 30…40 мкм. На расстоянии 300…600 мкм ткань не повреждается. Сосуды диаметром 0,5…1 мм спонтанно закрываются. Кровопотери очень малы, особенно это заметно при операциях на печени, легких, сердце. При рассечении стенок желудка кровотечение отсутствует. Легко иссекаются ожоги и удаляются некротические ткани. В гнойной хирургии лазер незаменим, поскольку полностью очищает рану от инфекции (обычным путем не удается). Удаление струпа при гнойно-воспалительных заболеваниях и ожогах идет методом иссечения (испарения). При этом скорость обработки СО2-лазером мощностью 60 Вт сравнима со скоростью обработки обычным скальпелем.

Основные преимущества:

стерильность и локальность действия; спонтанная коагуляция разрезанных тканей и сосудов (уменьшение

во много раз потери крови); отсутствие раздражения при операциях на мозге и сердце;

возможность разрезания мягких тканей без фиксирования; минимальная травматизация тканей.

Недостатки:

более низкая скорость резания по сравнению с обычным скальпелем; глубина реза плохо контролируется.

Поэтому СО2-лазер в основном применяется в случаях:

оперативного вмешательства при кровотечениях и плохой свертываемости крови;

хирургии и микрохирургии в полости тела и на внутренних органах.

В микрохирургии луч СО2-лазера наводится в поле зрения операционного микроскопа. Для этого используется «пилотный» луч. Для общей хирургии мощность СО2-лазера составляет 50…100 Вт, для микрохирургии 10…20 Вт.

YAG:Nd-лазер (л0 = 1064 нм). Под действием интенсивного излучения неодимового лазера образуется достаточно глубокий коагуляционный очаг. Режущее действие по сравнению с СО2-лазером незначительно. Поэтому неодимовый лазер применяется преимущественно для коагуляции кровотечения и для некротирования патологически измененных областей ткани (опухолей) почти во всех областях хирургии. Применение моножильного кварцполимерного волокна для передачи пучка дает большие возможности для хирургии в полостях тела.

Наиболее важные области применения Nd-лазера.

Эндоскопическая фотокоагуляция желудочно-кишечных кровотечений. Для остановки острого кровотечения в верхнем желудочно-кишечном тракте можно использовать аргоновый лазер, но глубина проникновения излучения неодимового лазера в 4-5 раз больше. С помощью Nd-лазера лучше закрываются крупные сосуды и останавливаются большие кровотечения (например, при варикозном расширении вен пищевода). Кварцполимерное волокно (или полимер-полимерное) устанавливается в эндоскоп, торец световода обдувается потоком газа. Оптимальная для коагуляции доза облучения составляет 600…2000 Дж/см2 при фi = 1…2 с.

Эндоскопохирургия. С помощью волокна и эндоскопа некротируются опухоли в желудочно-кишечном тракте, трахеобронхиальной и мочеполовой системах.

Офтальмология. Относится к нетепловой микрохирургии и будет изложена позднее.

Преобразование гармоник позволяет значительно расширить области применения лазеров данных типов.

Ионный (аргоновый) лазер (л0 = 480 нм). Большая поглощательная способность гемоглобина в сине-зеленой области излучения аргонового лазера позволяет осуществить остановку кровотечения или закрыть обильно кровоснабжаемую ткань. Излучение аргонового лазера слабо поглощается водой, поэтому коагуляция возможна за слоем воды (например, на глазном дне).

Основные области применения.

Фотокоагуляция в офтальмологии. Ранее здесь использовались ксеноновые коагуляторы (ксеноновые дуговые лампы). Затем появились рубиновые лазеры - для приварки сетчатки (в режиме свободной генерации), для лечения глаукомы (режим модулированной добротности). В первом случае осуществляется термическое действие, во втором - ударное. Но красный свет рубинового лазера плохо поглощается кровью, и они малоэффективны при сосудистых поражениях органа зрения. Позднее появился аргоновый лазер. В большинстве случаев достаточно ксенонового коагулятора, но аргоновый лазер незаменим при локальных операциях. Мощность излучения аргонового лазера - несколько Вт. Воздействие происходит на задний полюс глаза для коагуляции малых очагов (размер ~50 мкм за время 50…100 мс). С его помощью осуществляется лечение диабетической ретинопатии, тромбозов вен, сетчатки и др.

Эндоскопическая фотокоагуляция кровотечения желудочно-кишечного тракта. Действие аналогично действию неодимового лазера, только глубина проникновения меньше (~0,2 мм). Оптимальная коагуляционная доза составляет 150…500 Дж/см2 при фi несколько секунд. При обильном кровотечении лучше использовать Nd-лазер. Аргоновым лазером можно не только разрушать, но и стимулировать зрительные функции сетчатки низкоэнергетичным потоком.

Лечение поражений кожи. Лечение происходит путем целенаправленного запустения кровеносных сосудов. Применяется оптический кабель. Типичная доза составляет 12 Дж/см2 при фi = 0,5 с, db = 3 мм. Хорошо лечится гемангиома.

...