Жорина Л.В., Змиевской Г.Н. Основы взаимодействия физических полей с биологическими объектами (2006) (1095846), страница 39

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

Текст из файла (страница 39)

д. Иначе говоря, решение проблемы дозиметрии в лазерной хирургии лежит на пути создания нелинейной оптики биотканей, которая, в сущности, составляет основной предмет биомедицинской оптики вообще. Если в оптике небиологических сред нелинейные эффекты получить достаточно трудно (они реализуются только при очень больших напряженностях электрического поля, сравнимых с внутриатомными и внутрнмолекулярными значениями), то в биомедицинской оптике особую трудность представляет реализация как раз линейного случая, при котором оптические характеристики не зависят от интенсивности проходящего излучения. Заметим, что проблема исследования СЕД в лазерной хирургии не менее актуальна, чем в терапии, но решение ее представляется более доступным, поскольку основной механизм действия (тепловой) установлен.

Можно даже указать возможный путь конкретного решения этой проблемы. Необходим мощный лазер, перестраиваемый во всем интересующем нас диапазоне длин волн и снабженный необходимыми метрологическими средствами. Эти средства должны позволять, во-первых, определять спектральные зависимости нужных оптических характеристик в соответствующем диапазоне интенсивностей воздействующего излучения, вовторых, при выбранной длине волны и заданных энергетических характеристиках падающего излучения количественно определять нужный соотносимый параметр (масса разрушенной биоткани, скорость рассечения, температура заданной области биообъекта и т. и.). Тем самым, несмотря на то что проблема дозиметрии на сегодня не решена и для хирургии, ее решение представляется вполне достижимым в обозримом будущем. 202 Дозиметрин при фотодинамической терапии. Проблема дозиметрии при ФДТ является, по сути дела, прямым следствием основной идеи ФДТ: избирательное уничтожение патологических тканей при сохранении здоровых.

Если предположить, что слой облучаемой ткани достаточно тонкий, т. е. просвечивается насквозь с гарантией обеспечения поражения патологических клеток во всем облучаемом объеме, то можно дать оценку необходимой дозы облучения. Определим дозу облучения как суммарную поглощенную единицей поверхности рассматриваемой биоткани энергию за весь сеанс облучения. Тогда фотодинамическую дозу, связанную с поглощением света фотосенсибилизатором, можно найти как интеграл гс (4.1) Здесь сшс(1) — концентрация фотосенсибилизатора, зависящая от его дозы облучения («эффект обесцвечивания»), Принимая для сФ,(1) экспоненциальную зависимость, — й1 сФ,(1) =сФ, е где с — начальная концентрация фотосенсибилизатора; 2с — скоФсс рость обесцвечивания, перепишем (4.1) в виде Й=сФ, 2с (1 — е с).

При 1с10 «1 имеем 12 =сФ, 10, т. е. при малых скоростях обесцвечнвання фотодинамическая доза определяется только дозои облучения. Напротив, при больших скоростях обесцвечивания (2г10 ~1) 0 = сФс 11с, т. е. фотодинамическая доза вообще не завиФсс снт от дозы облучения. Если допустить, что скорости обесцвечивания фотосенсибилизатора в нормальных и опухолевых тканях одинаковы, то СФс ~норм Фсс асрм лат Фсепат Следовательно, при достаточно быстром обесцвечивании фотосенсибилизатора реальной является ситуация, при которой мож- 203 но воздействовать только на патологические клетки, не повреждая нормальные. Однако такое воздействие до сих пор удавалось сделать контролируемым только при облучении образований, сосредоточенных в достаточно тонких слоях ткани [например, опухолях мочевого пузыря, бронхов, пищевода). Благоприятность подобных случаев лечения заключается в том, что доза 77, не повреждаюшая здоровые ткани, но максимально поражающая патологические, может быть рассчитана заранее.

Клинический опыт показывает, что в таких случаях применение ФДТ дает исключительно высокий процент успешного лечения [более 90 %). Многочисленные попытки обеспечить оперативный и эффективный дозиметрический контроль при облучении больших объемов ткани, где при расчете фотодинамической дозы следует учитывать не только обесцвечивание фотосенсибилизатора, но и затухание излучения при прохождении толстых оптически неоднородных слоев, до сих пор успеха не имели. Дозиметрические аспекты лазерной диагностики.

Как указывалось выше, задача лазерной диагностики — извлечение информации о биообъекте, полученной в результате взаимодействия с ним лазерного излучения. Необходимо, чтобы эта информация характеризовала состояние объекта до взаимодействия, поэтому взаимодействие не должно быть разрушающим. Но нулевое взаимодействие означает и нулевую информацию. Следовательно, необходима оптимизация взаимодействия: оно должно быть достаточным для получения нужной информации и в то же время не вызвать существенного изменения состояния биообъекта. Лазерное излучение наилучшим образом соответствует этим требованиям.

Во-первых, оптический диапазон включает в себя все основные частоты возбуждения биомолекул. Более короткие волны, попадающие в область ионизирующих излучений, грубо разрушают связи в биомолекулах, более длинные — ничего не возбуждают. Во-вторых, уникальные свойства лазерного излучения„прежде всего пространственная и временнйя когерентность, позволяют предельно избирательно воздействовать на объект, а значит, задавать природе корректно поставленные вопросы. В сущности, совокупность задач лазерной диагностики намечает проблему построения когерентной оптики биосред, и ее решение — задача будущего, Если попытаться сформулировать обозначившиеся тенденции в наиболее общем виде, то это прежде всего анализ рассеянного биообъектом лазерного излучения, которое в линейном приближении имеет ту же частоту (длину волны), что и падающее.

В нелинейном приближении существенны отличия в спектре рассеянного 204 излучения по сравнению с падающим. При этом следует различать нелинейные преобразования рассеянного излучения и нелинейные явления в биосреде, происходящие под действием падающего излучения. Сформулируем в обобщенном виде сегодняшние задачи когерентной оптики биосред. Если говорить о прямой задаче [по аналогии с когерентной оптикой вообще), то это задача нахождения амплитуды и фазы рассеянного излучения при условии заданных ха актеристик падающего излучения и, в некоторой модели, характеристик рассеивающей среды. Исходя из прямой задачи, можно поставить обратную; по известным характеристикам падающего и рассеянного электромагнитных полей определить оптические характеристики рассеивающей среды.

Любые диагностические приборы или комплексы приборов решают одну из этих задач в рамках биотехнической системы. Конкретный путь решения указанных задач включает в себя управление параметрами падающего излучения, разработку методов извлечения информации о рассеянном излучении, построение и анализ оптических изображений, запись и обработку информации. Нельзя сказать, что важность проблем лазерной диагностики не нашла должной официальной оценки.

Любой диагностический лазерный прибор, как правило, причисляется к средствам измерения медицинского назначения [83]. Необходимость соответствующей сертификации этих приборов существенно затрудняет их внедрение в серийное производство и массовую медицинскую практику [84]. Нужна общая концепция лазерной диагностики (85]. Постановка задачи об исследовании СБД может служить основой такой концепции, поскольку количественный анализ СБД вЂ” прямая диагностическая задача. В самом деле, при наличии условных гомеостатических норм на заданном системном уровне [молекулярном или клеточном) уникальные возможности лазеров как прецизионных средств измерения позволяют проводить дифференциальную диагностику с точностью, не доступной любым другим методам анализа.

Это прежде всего обусловлено тем, что энергия фотонов оптической области лежит в диапазоне энергий возбуждения и связи практически всех биомолекул [71]. Однако, помня о том, что для анализа СБД необязательно замыкаться на конкретном системном уровне, можно аналогично рассмотрению дифференциальных и фоновых молекул рассматривать дифференциальные и фоновые элементы вышележащих уровней системной иерархии, т. е. ставить задачу функциональной диагностики [85]. 205 Таблица 4.2 Область применения, нюначеиие Использование в медицине и биологии Активные системы Поиск, слежение н измерение дальности Раднометрия Спектрорадиометрня Получение теплового изображения Использование отражен- ного лучистого потока Лазерная терапия 206 207 В отличие от альтернативных диагностических методик, лазерная методика не требует существенно различного приборно- аппаратного оснащения при смене типов диагностики.

Она является неинвазивной и асептичной, допускает максимальную автоматизацию и высокое быстродействие, давая результат в режиме реального времени (в отличие от большинства методов лабораторных и клинических исследований) и позволяя проводить мониторный контроль исследуемых параметров биообъекта. Трудность построения общей концепции лазерной диагностики не подлежит сомнению. Однако, по нашему мнению, соглашаться с тем, что задача описания поведения живых систем в рамках соответствующих адекватных моделей и причинно-следственных связей, подобных физико-математическим, не может быть решена даже в обозримом будущем [85), не следует. Мало того, что современная биология — это область наиболее мощного внедрения всех самых эффективных методов физики и математики (большинство Нобелевских премий по естественным наукам за последние десятилетия присуждено работам биологического направления), сами точные науки тоже переживают глобальную переориентацию под влиянием биологических подходов [86 — 88].

4,5. ИСПОЛЬЗОВАНИЕ ИНФРАКРАСНОГО ИЗЛУЧЕНИЯ Согласно закону Вина, длины волн ИК-диапазона от 0,76 мкм до 2 мм соответствуют температуре от 3800 К до 1,5 К. Это означает, что практичсски все тела в обычных условиях обладают максимумом излучения в ИК-диапазоне и являются его источниками. Однако не все из них могут использоваться как источники, так как при низких температурах энергетическая светимость тел мала: Для лечебных целей используют искусственные источники теплового излучения: лампы накаливания (соллюкс); ИК-излучатели (инфраруж), укрепленные в специальном рефлекторе на штативе (температура спирали нагревательного элемента 400...500 'С); ртутные лампы высокого давления и лазеры.

Характеристики

Список файлов книги