Жорина Л.В., Змиевской Г.Н. Основы взаимодействия физических полей с биологическими объектами (2006) (1095846), страница 35

Просмтор этого файла доступен только зарегистрированным пользователям. Но у нас супер быстрая регистрация: достаточно только электронной почты!

Текст из файла (страница 35)

В отличие от лечения антибиотиками преимущество данного метода лечен ия заключается в том, что он не способствует появлению штаммов бактерий, устойчивых к действию лекарств, поско у практически каждый фотосенсибилизатор проникает в ядро клетки и производит генетическое воздействие, тогда как большинство антибиотиков ограничены соматическим воздействием. Возможность перенесения средств и методов ФДТ на лечение неопухолевых заболеваний открывается также благодаря тому, что фотосенсибилизаторы избирательно поглощаются не только онкологическими, но и другими патологическими клетками. Это позволяет, например, применять облучение в случае кожных заболеваи аневых инфекций в комбинации с фотосенсибилизатонии или р полевых ами [93]. Причем такой метод может быть применен в по У словиях, в условиях чрезвычайной ситуации и т.

п. Успехи ФДТ несомненны, но тем не менее существует нео необходимость в дальнейшем поиске и развитии методов фототерапии. Лазерная хирургия. Особенности лазерного излучения заставляют пересмотреть классические представления о взаимодействии электромагнитного излучения с биотканями. Как уже упоминалось выше, впервые появилась возможность концентрации энергии в чрезвычайно узком спектральном (как пространственном, так и временном) диапазоне. Кроме того, никакой ранее известный источник не давал столь высококогерентного излучения, как во времени, так и в пространстве. Наконец, особенности работы лазера позволяют создавать импульсы излучения с весьма ма— !4 лыми длительностями (до 10 с). Принято классифицировать воздействие высокоинтенсивного лазерного излучения на биоткань по трем параметрам: длине волны, плотности энергии или мощности и длительности воздействия. В качестве обобщенной меры воздействия используется доза олучения, определяемая как суммарная энергия излучения, поглощенная биотканью, Лечебное воздействие лазерного излучения принято подразделять на терапевтическое и рур хи гическое.

Терапевтическим считается деиствие лазерного излуч , р ения, не производящее видимых необратимых изменений в тканях, а хирургиче- ским — производящее таковые. В качестве основной характеристики воздействия рассматривается поверхностная плотность мощности падающего излучения, измеряемая в ваттах на квадратный сантиметр. Резкой границы между терапевтическим и хирургическим воздействиями обычно не проводят, обозначая ее в пределах 2 0,1...10 Вт/см . Нижняя граница терапевтического воздействия 2 устанавливается около 10 Вт/см, верхняя граница хирургиче- 7 8 2 ского воздействия — около 1О ...10 Вт/см . Ограничения по верхней границе связаны с тем, что основной механизм хирургического воздействия — тепловой. При плотностях мощности выше 8 2 10 Вт/см сильно проявляется фотоионизационное действие излучения, уменьшающее долю энергии, переходящей в теплоту, и приводящее к плазменному экранированию зоны облучения, Ограничения терапевтического воздействия по нижней границе в основном обусловлены возможностями отслеживания хода процессов в организме, а также сравнением с интенсивностью солнечного облучения, которое является природным «эталоном» для калибровки шкалы интенсивностей.

Размытость границы между терапевтическим и хирургическим воздействиями связана со многими причинами, н в первую очередь с многозначностью характеристик биоткани. Различные ткани и даже одинаковые, но в разном состоянии, при одной и той же плотности мощности облучения по-разному реагируют на воздействие.

В одних случаях они могут скомпенсировать его, и тогда воздействие следует рассматривать как терапевтическое, в других— испытать необратимые изменения, и, следовательно, воздействие должно рассматриваться как хирургическое, Поэтому пограничная зона интенсивностей между терапией и хирургией размывается на два порядка.

Установление энергетических границ лечебного воздействия, безусловно, зависит от длины волны лазерного излучения, поскольку глубина проникновения в биоткань лазерного излучения зависит от длины волны этого излучения. Очевидно, что если предметом облучения является объект, достаточно глубоко расположенный внутри организма, то степень воздействия на него может радикально меняться с изменением длины волны. Это еше более подчеркивает условность границ лечебного воздействия. В ближней ИК-области преобладает фототермический механизм воздействия.

При переходе в УФ-область все более заметную роль играет фотохимический механизм. Граница между преобла- !86 данием фототермического и фотохимического деиствии и есть » /УФ-В) УФ-диапаграница между «мягким» (УФ-А) и «жестким» / - ) -д зонами. В области УФ-А взаимодействие лазерного излучения с биотканями характеризуется высоким поглощением его гемоглобином крови. Поэтому глубина проникновения излучения в кровенаполненные ткани весьма мала, что в случае хирургического применения дает возможность производить прецизионные разрезы с минимальным повреждением окружающих тканей.

Область УФ-А характеризуется еще и тем, что излучение этого диапазона в отличие от УФ-В и тем более УФ-С относительно слабо поглощается прозрачными средами и может передаваться через кварцевые световоды с приемлемыми потерями. Поэтому лазеры, излучающие в УФ-А (например, эксимерный лазер на ХеС1 () = 308 нм)), имеют богатые перспективы применения.

Лазеры видимого диапазона обладают серьезным преимушеством над прочими благодаря возможности непосредственного визуального контроля процесса облучения. Вместе с тем, поскольку в пределах видимого диапазона прозрачность кровенаполненных тканей сильно меняется, такие лазеры применяют как в хирургии (сине-зеленая область, 480...580 нм), так и в терапии (красная область, 600...700 нм). Ближний ИК-диапазон характеризуется наибольшей «прозрачностью» тканей (800...900 нм).

Глубина проникновения излучения в мягкие ткани в этой области спектра измеряется сантиметрами, а световоды, как кварцевые, так и стеклянные, обладают минимальными потерями, так что во внутренние полости организма можно 250 Вт). Если передавать значительные мощности излучения /до т). необходимо использовать лазеры для терапии или остановки кровотечений, этот диапазон, безусловно, наиболее благоприятен.

Вместе с тем он наименее удобен для хирургии (рассечения тканей), поскольку воздействию подвергается большой объем ткани ния еб ется гон, соответственно, для его разогрева и разрушения тре уе аздо большая энергия, чем в остальных спектральных областях. Р Дальний ИК-диапазон интересен прежде всего тем, что в э о в этой шеств СО2-лазера и сильного поглощения излучения этого диапазона внутритканевой водой, установки на базе С02-лазеров являются наилучшими «лазерными скальпелями», пригодными для широкого круга хирургических вмешательств.

Процесс деструкции биотканей под действием лазерного излучения можно разделить на следующие стадии: 187 Ре >РРхет ', 189 1) денатурация белков (остановка процессов клеточного метаболизма); 2) разрушение внутренней структуры биотканей, включая разрушение мембран, истечение внутриклеточных и внутритканевых жидкостей, коагуляция биожидкостей; 3) выкипание жидкой фазы; 4) карбонизация и возгонка сухих остатков.

Из перечисленных процессов наибольшая доля энергии поглощенного биотканью лазерного излучения (90...95 %) приходится на выкипанис жидкой фазы. Это означает, что при рассмотрении модели лазерной деструкции мягких биотканей можно радикально упростить физическую картину, рассматривая в основном испарение воды при постоянной температуре. Основа хирургического воздействия — рассечение тканей. Главный вопрос лазерной хирургии — определение условий образования кратера, т. е. выброса продуктов разрушения биоткани из зоны облучения.

Поскольку, как мы установили, главным механизмом взаимодействия в данном случае является тепловой, образование кратера возможно только при условии нарушения динамического равновесия между притоком и оттоком теплоты. Будем считать, что приток теплоты полностью обусловлен преобразованием в теплоту энергии лазерного излучения, а отток — действием механизма теплопроводности тканей. Для оценок лучше оперировать не теплопроводностью, а температуропроводностью тканей, поскольку через нее удобно выражается характерное время тепло- потерь т, Температуропроводность биотканей и воды можно считать одинаковой, поскольку мягкие ткани на 80 % состоят из воды.

Для установления равновесия между притоком и оттоком теплоты необходимо, чтобы время воздействия 1 было велико по сравнению с временем теплопотерь т, что эквивалентно работе лазера в непрерывном режиме, хотя непрерывный режим при большой экстинкции ткани может быть и импульсным, если только длительность импульса велика по сравнению с т.

Если ~ >> т, режим называется термодиффузионным. Пороговая плотность мощное~и Р~ падающего излучения в термодиффузионном режиме, позволяющая разрушать облучаемую биоткань, может быть найдена из условия нарушения тсплового баланса: где р — плотность облучаемой ткани; !' — объем области взаимодействия; т — время теплопотерь; у — удельная тепловая энергия разрушения, кДж/г. Смысл этого условия прост: за время т в облучаемый объем «вкачивается» больше энергии, чем «откачивается» за счет теплопроводности. Обычно удельная тепловая энергия находится в интервале от 1 до 1О кДж/г. Рассмотрим противоположный случай: 1 К т.

Характеристики

Список файлов книги