Жорина Л.В., Змиевской Г.Н. Основы взаимодействия физических полей с биологическими объектами (2006) (1095846), страница 38
Текст из файла (страница 38)
По проведенным оценкам, в 1 !б 17 см воды находится в среднем 10 — 10 кластеров, из которых !О !! только в 10 — 10 возникают молекулы фотовозбужденного синтлетного кислорода (-1О ~ от общего числа) [72]. При релаксации этих кластеров формируются зародыши новой структурной фазы. При росте зародышей наблюдается изменение показателя прелом- 6 пения Ало,примерно в 1О раз большее, чем соответствовало бы переориентации отдельного кластера. Это как раз наблюдалось экспериментально [72]: поглошение энергии лазерного излучения с длиной волны 632,8 нм в пределах 10 ...1О Дж вызывало такое изменение показателя преломления плазмы крови, которое соответствовало бы «охлаждению» всего объема среды приблизительно на 6 Дж (!).
Аналогичные по характеру зависимости наблюдались в растворах белков, липидов, гликопротеинов и др. [71]. Общим ингредиентом для этих веществ является вода, а это косвенно подтверждает тот вывод, что вода является универсальным неспецифическим акцептором для всех видов электромагнитных излучений, для которых можно рассматривать в качестве специфического акцептора растворенный газ из воздуха (Оз„Нз, СОз, 1чО и др.) [71].
Таким образом, первичные процессы с участием газов воздуха («дыхательная цепь») приводят к вторичным процессам, связанным с переориентацией водной матрицы. Вторичные процессы иначе называют темновыми, имея в виду то, что многие реакции на клеточном уровне, вызванные облучением, происходят достаточно долго после прекращения облучения. Например, синтез ДНК и РНК после 1О-секундного облучения наблюдается через 1,5 ч. Обилие возможных вторичных механизмов 198 на сегодня не дает возможности построить более-менее убедительный мостик между клеточным и тканевым уровнями, подобный когерентности ориентации водной матрицы.
Тем не менее накопление данных говорит в пользу преобладания окислительновосстановительных процессов [65, 71]. Дозовая зависимость эффекта на тканевом уровне может принимать специфический характер. Выделяют три дозовых лоро~а: 1) минимальная доза, вызываюшая изменения на клеточном уровне; 2) оптимальная доза, вызываюшая усиление морфо р фооб азова- тельных процессов, ускорение пролиферацин, дифференциацию клеток; 3) предельная доза, при которой стимуляция сменяется снижением пролиферационной активности, Количественное выражение дозовых порогов зависит от многих параметров (характеристик воздействия, функционального состояния ткани, общего состояния организма [65, 71, 76]).
В целом легко установить системную связь между сложностью выяснения механизмов отклика и уровнем организации, на котором мы определяем какие-либо закономерности: чем выше поднимаемся по системной иерархии (клетки, ткани, органы, организм), тем заметнее роль эмпирики. Выделение первичного фотоакцептора на молекулярном уровне позволяет построить, хотя и с немалыми трудностями, картину вторичных эффектов на субклеточном и клеточном уровнях [65, 70, 75, 76]. Переход с клеточного уровня на тканевый гораздо сложнее, поэтому рекомендации по выбору дозы даются не на уровне записи решений тех или иных уравнений, а на уровне качественного описания возможных процессов.
Дозиметрические аспекты лазерной хирургии. Вопрос о системном действии высокоинтенсивного лазерного излучения также является отражением проблемы дозиметрии, но в несколько отличном от терапевтического аспекте. Большинство медицинских лазерных установок, официально разрешенных к массовому применению, — это установки хирургического назначения.
Основным их преимуществом является определенность механизма воздействия высокоинтенсивного лазерного излучения на бнообъект. Таковым механизмом является тепловой. П и ассмотрении расчетных моделей [77-79], количественно описываюших процессы взаимодействия высокоинтенсивного лазерного излучения с биосредами, можно заметить, что простейшая модель вполне удовлетворительно согласуется с опытом. В этой модели мягкие биоткани рассматриваются как д, во а поглощение 199 которой несколько отличается от типичного для дистиллированной воды поглощения на рабочей длине волны лазера. Подстановка прочих характеристик воды (тепловых, механических) в расчетные формулы !77) дает приемлемые для практических целей значения, позволяющие с успехом проектировать лазерные хирургические установки для различных целей.
Такая, казалось бы, благоприятная для разработчиков ситуация, существовавшая в течение достаточно длительного времени, создала на современном этапе определенные трудности. Например, опираясь на таблицы значений показателя поглощения электромагнитного излучения оптического диапазона водой, для тех или иных хирургических установок можно выбрать соответствующую рабочую длину волны лазера, имея в виду, что в сторону длинных волн за пределами видимого спектра поглощение водой быстро возрастает, начиная с длин волн 1 200...1 300 нм. Кривая спектральной зависимости поглощения водой, приводимая во всех изданиях, стала чем-то вроде настольного пособия для разработчиков, несмотря на то что условия ее измерения давно забыты (рис.
4.4). Однако накопившийся отрицательный опыт врачей заставил посмотреть на кривую поглощения по-новому. В самом деле, мягкие биоткани состоят на 80 % из воды, причем в основном не содержат большого количества активных хромофоров. Этот факт оправдывает использование «водяной» модели. Более того, многоступенчатость процесса деструкции биоткани под действием лазерного излучения (денатурация, коагуляция, выпаривание биожидкостей, возгонка сухих остатков с карбонизацией) показывает, что основная доля поглощенной энергии излучения, преобразованной в теплоту (до 80 %), идет на испарение жидкостей. Это значит, что деструкцию мягких биотканей можно рассматривать как локальное вскипание воды с некоторыми количественными поправками, зачастую укладывающимися в экспериментальные погрешности. Вдобавок предположение о вторичном преобразовании тепловой энергии в механическую при работе лазера в режиме коротких импульсов также привело к успешным результатам, позволив создать ставшую почти хрестоматийной классификацию высокоинтенсивных лазерных воздействий на биообъекты [77-79).
Однако уже в 1980-е годы, когда бум на лазерные хирургические установки достиг апогея, появились первые факты, не укладывающиеся в столь удачную, вроде бы, концепцию. Так, был отмечен недопустимо большой разброс опытных значений удельной энергии деструкции (количество поглощенной энергии лазерного излучения, необходимое для разрушения единицы объема биоткани). Более 200 того, этот разброс только возрастал по мере увеличения диапазона возможностей аппаратуры. То же можно сказать о характерных значениях температуры локального перегрева в облучаемом объеме, являющегося ключевым параметром при работе в фотоабляционном режиме !80, 81).
Это особенно недопустимо, поскольку затрагиваются жизненно важные органы и исход операции решает прецизионность воздействия (офтальмология, сосудистая хирургия, нейрохирургия, онкология и др.). В дальнейшем по мере развития разработок лазерной хирургической техники обозначились новые трудности.
Видимый УФ-диалазои ИК-диалазои 10000 1000 о о 100 10 о о 0,1 Й оо! 0 'в~' 0,001 0,0001 0,1 0,2 0,4 0,6 1 2 4 6 8 1О Х, мкм Рис. 4.4. Спектральная зависимость коэффициента поглощения лазерного излучения водой Основная причина, осложняющая разработку медико-технических технологий в лазерной хирургии, состоит в необходимости решения проблемы дознметрии. Большинство расчетных моделей, используемых в описании действия высокоинтенсивного излучения на биоткань, так или иначе линеаризуют задачу прежде всего с точки зрения подстановки в расчетные формулы конкретных значений оптических характеристик среды (поглощения, пропускания, отражения и !.
д.). В этом содержится существенная некорректность, поскольку факт зависимости оптических характеристик от энергии падающего излучения составляет основу взаимодействия. 201 Самые подробные таблицы, содержащие многочисленные экспериментальные данные об измерениях оптических характеристик биотканей (например, [66, 82)), как правило, не содержат сведений об интенсивности излучения, при которой этн характеристики измерялнсь. Следовательно, значения, приводимые в этих таблицах, для расчетов воздействия высокоинтенсивного лазерного излучения на биоткань неприемлемы. То же можно сказать и о знаменитой кривой поглощения водой (см.
рис, 4.4). Даже если предположение о 80 %-ном содержании воды в мягких биотканях вполне корректно, все равно деструкцию этих тканей нельзя описывать, подставляя в формулы значение поглощения лазерного излучения на данной длине волны, взятое согласно этой кривой, поскольку характеристики тканей в процессе деструкции существенно меняются. То же относится к значениям удельной энергии деструкции, скорости рассечения тканей, температуре перегретого объема и т.
![](https://s.studizba.com/z.php?f=/templates/si/i/noavatar.png&w=100&h=100&t=1"){kind=avatar}
