Автореферат (1097616), страница 6
Текст из файла (страница 6)
Уменьшение пропускания связано как с увеличением рассеяния, таки с увеличением поглощения лазерного излучения модифицированнойбиологической тканью. Увеличение поглощения лазерного излучения приводитк ускорению нагрева биологической ткани и может вызвать дополнительныефазовые превращения и структурные изменения в ПЯ.Таким, образом, введение «омнипака» непосредственно передпроведением лазерной процедуры приводит к увеличению эффективногопоглощения лазерного излучения тканями пульпозного ядра, что можетпривести к термическому повреждению диска.
Для обеспечения безопасностилазерной процедуры (для предотвращения нежелательных побочных эффектови послеоперационных осложнений) в этих случаях необходимо проводитьсоответствующую коррекцию режимов лазерного воздействия (уменьшатьмощность и/или продолжительность лазерного лечебного воздействия).3.4. Лазерно-индуцированные давления при воздействии импульснопериодического лазерного излучения на биологические ткани в широкомдиапазоне длительностей лазерных импульсов.23Одним из ярких эффектов взаимодействия лазерного излучения сматериалами является возбуждение акустических колебаний.
При воздействиинеоднородного по интенсивности лазерного излучения на биологические тканипроисходит их локальный нагрев и тепловое расширение, которомупрепятствуют менее нагретые области. В результате взаимодействия сжатых ирастянутых областей возникают механические напряжения и структурныеизменения, в том числе образуются газовые пузырьки и поры в матриксе ткани.Управляемые термомеханические напряжения (в определенных диапазонахамплитуды и частоты) благоприятно воздействуют на клетки биологическихтканей и способствуют активации регенерационных процессов (см. Главу 5).Создание дополнительной пористой структуры, приводящей к восстановлениюгидропроницаемости хрящевых тканей и улучшению питания хондроцитов,легло в основу новой лазерной технологии лечения заболеваниймежпозвонковых дисков и суставов.Это явление может быть использовано также для лечения такогораспространенного заболевания, как глаукома, поскольку образование новыхпор может способствовать улучшению протекания внутриглазной жидкостичерез ткань глаза в трабекулярной и паралимбальной областях и способствоватьнормализации внутриглазного давления и улучшению питания клеток (Глава 6).Данный раздел посвящен теоретическому исследованию возникающихдавлений при воздействии импульсно-периодического лазерного излучения набиологические ткани в широком диапазоне длительностей лазерных импульсов.Представлено развитие адекватных теоретических моделей, описывающихвоздействие лазерных импульсов разной длительности на биологические ткани.В зависимости от мощности и длительности лазерного импульса, скважности иобщего времени облучения возможна реализация различных механизмоввзаимодействия лазерного излучения с биологическими тканями.При коротких импульсах лазерное излучение может вызывать генерациюакустической (в том числе, ударной) волны, и для описания этого процесса быларассмотрена одномерная задача, основанная на уравнениях движения среды вформе Лагранжа, что позволяет описывать движение неоднородных сред,свойства которых меняются при переходе через поверхность раздела.При увеличении длительности лазерного импульса процессы локальногорасширения сжатия будут приводить к возникновению термомеханическихлокальных напряжений в среде, и для описания данного процессаиспользовалась задача о вынужденных колебаниях вязкоупругой среды,возбуждаемой импульсно-периодическим лазерным нагревом воды.
При этомнеоднородный лазерный нагрев, приводящий к возникновению областей сжатияи растяжения, сопровождается возникновением газовых пузырей за счетменяющейся с температурой растворимости газов.Проведены анализ и дальнейшее развитие теоретических моделей,описывающих термомеханическое действие импульсно- периодического24лазерного излучения на биологические ткани в широком диапазонедлительностей лазерных импульсов. Результаты расчетов показывают что вслучае очень коротких импульсов (τp<<τr<<1/f, где τp-длительность импульса, f–частота следования импульсов, τr – время упругой релаксации среды) впромежутке между импульсами, в области лазерного воздействия успеваетустановиться механическое равновесие.В области энерговыделения происходит формирование акустическогосигнала, амплитуда и временная форма которого определяется длительностьюлазерного импульса.
Дальнейшее распространение волны сжатия-разрежения вокружающее пространство может привести к образованию пузырьков. Приимпульсно-периодическом лазерном воздействии ситуация зависит от частотыследования импульсов. В случае «больших» частот повторения импульсов (f =1.43·107Гц) нагрев среды носит практически линейный по времени характер;возбуждаемые акустические импульсы не успевают покинуть зонувзаимодействия и формируют общую огибающую акустического сигнала,схожего со случаем воздействия отдельного лазерного импульса.
Длясущественно меньших значений f нагрев среды происходит ступенчатымобразом независимо от каждого импульса и формируется последовательностьнезависимых акустических импульсов «включения-выключения» лазерногоизлучения.Для достаточно длинных лазерных импульсов (когда выполняютсясоотношения τp>> τr , τp ~ τvr, где τvr- время вязкоупругой релаксации)механическое равновесие в промежутке между импульсами не устанавливаетсяиз-за вязкоупругого поведения среды. Радиальные перемещения и релаксациянапряжений хрящевой ткани, нагреваемой импульсно-периодическим лазернымпучком конечного размера, найдены из решения задачи неоднородногопериодического нагрева слоя пористой гидратированной ткани в приближениивязкоупругой среды. В этом случае динамика релаксации напряженийудовлетворительно описывается относительно простыми и удобными длярасчетов аналитическими выражениями.Построенная модель позволила рассчитать пространственно-временныезависимости давления, температуры, плотности и скорости движения, оценитьвклад теплового и акустического механизмов в изменение физическихпараметров сплошной среды.
Численное моделирование проводилось сиспользованием адаптированной на многомерный вариант методики конечноразностной аппроксимации уравнений движения и уравнения состояния исоответствовало поведению лазерно-индуцированного температурного поля,исследованному в Главе 2.
Для определения функции распределенияинтенсивности гауссового светового пучка в одновременно поглощающей ирассеивающей среде использовался закон ослабления светового пучка,учитывающий изменение его амплитуды (Бугера-Ламберта-Бера) ипространственной формы из-за перерассеяния внутри ткани.25Построенные модели позволяют рассчитать термические напряжения,предсказать развитие кавитационных явлений при импульсно-периодическомлазерном воздействии на хрящевые ткани и ткани глаза и могут бытьиспользованы при выборе характеристик лазеров и оптимизации режимовлазерных технологий лечения таких заболеваний как остеоартрит и глаукома.На основании построенной теоретической модели в Главе 6 был проведенчисленный эксперимент для определения допустимых режимов лазерноговоздействия на пленки вторичной катаракты, приводящих к разрушению пленокпри лазерном воздействии короткими импульсами с минимизацией побочныхэффектов.3.5.
Модель образования пор при лазерном воздействии.Модель основана на следующих приближениях: (1) Лазерный нагревбиополимеров приводит к разрыву межмолекулярных связей. Энергия разрывамежмолекулярных связей зависит от деформаций (от внешних напряжений).Поэтому в деформированной области связи разрываются более интенсивно. (2)Области с уменьшенной энергией связи будут деформироваться сильнее.Неоднородность структуры и механических свойств хрящевой ткани принагреве может усиливаться, что приводит к неоднородности деформации, аименно к появлению областей с большой деформацией при небольшихнагрузках.В данном параграфе представлена двухмерная модель развития пор вбиополимере, которая свободна от обычного для такого рода задачпредположения о малости деформаций.
Считается, что хрящ локальноизотропный, а его упругие свойства зависят от одного параметра а, которыйописывает плотность межмолекулярных связей. При этом лазерный нагревхряща вызывает разрыв определенных (слабых) межмолекулярных связей, апоследующее охлаждение – образование новых связей. Предполагается, чтоимеет место разрыв связи с одной энергией активации U. Вероятность разрывасвязи P описывается законом Аррениуса P=P0 exp(-U/kT)Предполагается, что в начальный момент хрящ занимает область М1 (x) сплотностью связей а(x). Деформированный хрящ занимает область М2 (y).Матрица деформации Zi,j = dyi / dxj (переводящая М1 в М2) представляется каксуперпозиция матрицы вращения и симметричной матрицы деформации схарактеристическими числами L1, L2, L3.Свободная энергия деформированной хрящевой пластины:E = ∫ F{x, a( x), Z ( x)}d 3 x , здесь F - плотность энергииMF(x,a,Z)=F(x,a,s1,s2,s3), где s1=L1+L2+L3, s2=L1L2+L2L3+L3L1, s3=L1L2L3Для двухмерной задачи полагаем L3 =0, и следуя модели Mooney-Rivlin,получаем:F = m ( s2 + 1/ s2 - 2) + a n ( s1 - 4s2), где m и n - модули сжатия и сдвига.26Деформация уменьшает энергию активации разрыва связей: U=U0 - ∆U,где U0 - энергия активации в недеформированном материале,а ∆U определяется величиной локальной деформации,∆U ~ a dE / da(x) dx, здесь справа стоит вариационная производнаясвободной энергии E относительно варьируемой плотности связей а.∂U / ∂a(x) ∂x = ∂F{ x, a (x) Z(x)} /∂aВ итоге получаем уравнение, описывающее эволюцию функции а(x,t):da/ dt = - (a – a0) p ,p = p0 exp {– ( U - ∆U )} / kT ,a0 – остаточная плотность связей после продолжительного нагревахрящевой ткани.∆U(x) = a δE / δa(x) dx = a ∂F{ x, a(x), Z(x)} / 2 ∂a(x)Таким образом, для каждого момента времени матрица Zi,j находится изрешения вариационной задачи для минимизации функции F для полученной вэтот момент времени функции a(t), и соответствующего температурного поля играничных условий механической задачи.При этом в любой момент времени находится форма области М2 (y), атакже вычисляются функции E(t) и a(t), определяющие изменение энергиисистемы (релаксацию напряжений) и долю неразорванных связейсоответственно.Рис.
5. Эволюция динамики плотности пор по теоретической модели. Даетсоответствие с микроскопией структурированного облучения с высокимразрешением для матрикса суставного хряща, представленного в Главе 5.Данная модель описывает зависимости среднего размера пор от времени иих пространственное расположение, что позволяет оптимизировать режимылазерного воздействия, целью которого является образование пор в хрящахсуставов (Глава 5) и склере глаза (Глава 6).В Главе 4 Исследуются механизмы управляемого изменения формыреберного хряща для имплантации с сохранением функциональных свойствхрящевой ткани. Описывается эффект лазерно-индуцированного неаддитивноготермомеханического поведения.274.1 Теоретическое и экспериментальное определение оптимальныхрежимов лазерной коррекции формы реберного хряща.Реберный хрящ относится к типу гиалиновых хрящей, для которыхвозможно наличие механизма релаксации напряжений под действием лазерногоизлучения.
Границы лазерных режимов, в которых можно было предсказатьналичие эффекта лазерного изменения формы были определены теоретически.Для этого была использована модель распространения теплового поля(Глава 2) и рассчитано поле температур внутри хрящевой пластины для случаяоблучения с использованием установки для септохондрокоррекции.Проведенные расчеты показали, что использование мощности 2.2 Вт привремени нагрева 6 секунд при импульсно-периодическом нагреве в течении 500мс с промежутком 200 мс, создает условия для нахождения 40% объемаоблучения выше 70° C в течении 3,5 секунд (Рис.6), что соответствуетденатурации 10% нагретого объема в центральной зоне и созданию условияизменения формы для остальных 90% облученного объема.Рис.
![](https://s.studizba.com/z.php?f=/templates/si/i/noavatar.png&w=100&h=100&t=1"){kind=avatar}
