Диссертация (1097617), страница 9
Текст из файла (страница 9)
Созданиедополнительной пористой структуры, приводящей к восстановлению гидропроницаемостихрящевых тканей и улучшению питания хондроцитов, легло в основу новой лазернойтехнологии лечения заболеваний межпозвонковых дисков и суставов [Sobol et al., 2007; Sobolet al., 2011]. Теоретическое описание роста пористой системы в одномерном случае[Shnirelman et al., 2004] в данной диссертационной работе было взято за основу припостроении двумерной теоретической модели.Процесс взаимодействия лазерного излучения с биологическими тканями труднопредсказуем из-за сложного строения биологических систем.
Поэтому построениечисленных моделей процессов, происходящих при лазерном воздействии на биологическиеткани, является насущной необходимостью. В зависимости от мощности и длительностилазерного импульса, скважности и общего времени облучения возможна реализацияразличных механизмов взаимодействия лазерного излучения с биологическими тканями.При коротких импульсах лазерное излучение может вызывать генерациюакустической (в том числе, ударной) волны [Paltauf et al., 1999], и для описания этогопроцесса можно использовать задачу, основанную на уравнениях движения среды в формеЭйлера или Лагранжа. Уравнения Эйлера и вариационное исчисление использовались для38построения одномерной модели лазерно-индуцированной релаксации напряжений вхрящевых тканях вследствие образования пор [Ландау, 1986]. В ряде случаев, более удобнойявляется форма Лагранжа, так как она позволяет описывать движение неоднородных сред,свойства которых меняются при переходе через поверхность раздела.
При этомнеоднородный лазерный нагрев, приводящий к возникновению областей сжатия ирастяжения, сопровождается возникновением пузырей за счет меняющейся с температуройрастворимости газов.Значительная часть кавитационных полостей, сформировавшихся в отрицательнойфазе звуковой волны, обладает значительным запасом устойчивости и не схлопывается приповышении давления [Ландау, 1986]. Это относится к кавитационным пузырькам,собственные резонансные частоты которых существенно ниже (пузырьки относительнобольших размеров) или выше (пузырьки малых размеров) частоты звука.
Возможностьдлительного существования газовых пузырьков в межтканевой жидкости обусловленаконцентрацией положительно заряженных ионов на поверхности пузырьков [Бункин и др.,1992].Образование пористой системы и стабилизирующих ее микропузырьков будетисследовано в данной диссертации при лазерно-индуцированном нагреве биологическихтканей на 10-20° C с помощью таких экспериментальных методов, как микроскопияструктурированного облучения с высоким разрешением [Chu et al., 2012; Wachsmann-Hogiuet al., 2014] и комбинированная оптоаккустическая и ультразвуковая микроскопия [Estrada etal., 2014].Образование и движение газовых микропузырьков при импульсно-периодическомоблучении, может приводить как к образованию пор, так и к микрофрагментации(разрушению) биологической ткани.
Указанное явление может служить основой болееэффективных с позиций энергетики режимов облучения, обеспечивающихнизкотемпературную фрагментацию биологических тканей. В рамках даннойдиссертационной работы данный подход был применен к удалению пленок вторичнойкатаракты (Глава 6).39Выводы по результатам главы 1В предшествующих исследованиях было предложено и начато разрабатываться новоенаправление медицинской физики - управляемая модификация структуры, коррекция формыноса, регенерация хрящей межпозвонковых дисков. Показано, что химические и лазерныеметоды изготовления и стабилизации биофункциональных наночастиц оксидов железаперспективны для лазерной инженерии биологических тканей.
Контролируемый размернаночастиц магнетита и долговременная стабильность приготовленных на их основеколлоидных растворов позволяют рекомендовать наночастицы магнетита к использованию вновых методах диагностики и лечения хрящевых тканей.Показана перспективность неинвазивных методов коррекции рефракции глаза.К началу данной диссертационной работы были разработаны фундаментальныеосновы для целого семейства новых применений лазеров в медицине: в отоларингологии для коррекции формы хрящей перегородки носа, в косметологии - для коррекции формы ухаи носа, в спинальной хирургии - для лечения заболеваний позвоночника.Однако широкое применение таких новых технологий в клинике сдерживаетсянедостаточной изученностью механизмов взаимодействия лазерного излучения сбиологическими тканями, допустимых параметров лазерного воздействия и отсутствиемдостаточно надежных контрольных систем, обеспечивающих эффективность и безопасностьлазерных медицинских технологий.Таким образом, к началу работ, представленных в данной диссертации, недостаточнобыли исследованы и поэтому сохранили свою актуальность не только проблемыоптимизации и контроля лазерных технологических режимов, применяемых при лазерномизменении формы и структуры, но, также, проблема стабильности лазерномодифицированной структуры в хрящах и тканях глаза, неразрывно связанная с физикохимическим состоянием и функционированием всех подсистем биологической ткани, чтопредставляет особенный интерес для биофизики.
В то же время, от решения проблемыстабильности лазерно-индуцированных изменений зависит долговременностьположительных результатов лазерного воздействия. Поэтому результаты работы актуальнытакже для биоинженерии.40Глава 2. Термическое воздействие лазерного излучения, приводящее к изменениюформы биологической ткани2.1. Теоретическая модель лазерного нагрева при внешнем механическом воздействиина поверхность биологической тканиХрящ в силу своего строения обладает внутренними напряжениями и свойством«памяти исходной формы». Добиться стабильного изменения формы хрящевой ткани безнарушения ее клеточных элементов и матрикса с помощью традиционных методов неудается.
Но этого можно достичь с помощью кратковременного, контролируемого лазерногонагрева, при котором не успевают произойти денатурация и повреждения ткани, амеханические напряжения значительно уменьшаются.Актуальность построения теоретической модели температурных полей, возникающихв процессе лазерного облучения биологической ткани, обусловлена выбором оптимальнойдозы облучения для достижения желаемого эффекта, которым может являться, например,релаксация внутренних напряжений без денатурации, достижение термонапряжений,стимулирующих регенерацию, или достижение структурных изменений, приводящих квозникновению пористой структуры.Лечебный эффект достигается в определенном, узком, диапазоне параметровлазерного воздействия и определяется длиной волны, мощностью лазерного излучения,временными режимами воздействия и диаметром пятна излучения [Sobol et al., 2000a; Sobolet al., 2000b; Ovchinnikov et al., 2002].
Выход за пределы этого диапазона ведет к потереэффективности и может привести к нежелательным побочным эффектам.Построение теоретической модели процессов, происходящих при лазерномвоздействии на биологическую ткань, и последующая верификация этого численногомоделирования с помощью дополнительных экспериментов, представляется необходимой всвязи с тем, что в каждом конкретном случае воздействия критическими для сохраненияфункциональности могут быть параметры, которые трудно или невозможно измерить. Так,например, в настоящее время для реализованного на практике лечебного оборудования дляоперации по исправлению формы носовой перегородки (операции«септохондрокоррекции»), применяемой в клинике [Bourolias et al., 2008; Sobol et al., 2008],измеряют температуру с помощью термопар, расположенных на периферии лазерного пятнав точках, не имеющих непосредственного контакта с облучаемыми тканями носовойперегородки [Sobol et al., 2007].
Реализованная контрольная система с обратной связью, непозволяет непосредственно измерять важнейшие параметры: максимальную температуру в41глубине хряща (отвечающую за эффективность операции) и температуру в центре пятна наповерхности слизистой оболочки (отвечающую за безопасность операции). Было возможнымтолько измерение температуры с помощью термопары, расположенной на перифериилазерного пятна в точке, не имеющей непосредственного контакта с тканями носовойперегородки.Также к началу исследования была не очевидной связь между лазернымипараметрами и зонами регенерации, которые зависят от температурных полей и вызываемыхими полей термических напряжений.
Как выяснилось в ходе данного исследования, лазерныепараметры могут быть сопоставлены также и с зонами, в которых происходят структурныеизменения, увеличивающие гидропроницаемость тканей глаза при глаукоме (Глава 6).Построение теоретической модели процессов, происходящих при лазерномвоздействии на биологическую ткань и нахождение с помощью численного моделированиятемператур, отвечающих за эффективность и безопасность операции, обеспечивающихсохранение функциональности носовой перегородки после коррекции ее формы,представляется актуальным.Для построения теоретической модели, позволяющей получить температурное полевнутри хрящевой ткани, в данной работе использовалось уравнение теплопроводности[Лыков, 1967; Sobol, 1995; Либенсон и др., 2005] в сочетании с граничными условиями,удовлетворяющими конкретной геометрии процесса нагрева.
В данной главерассматривается задача о распространении тепла через трехмерное пространство, состоящееиз соприкасающихся сред (сапфировый индентер, подводящий лазерное излучение кслизистой оболочке, покрывающей хрящ носовой перегородки и чехол, покрывающийиндентер). Предполагается, что в момент времени τ = 0 одна из граней рассматриваемогопространства (соответствующего хрящевому образцу, покрытому слизистой оболочкой)воспринимает тепловой поток лазерного излучения [Баум и др., 2007; Баум, 2010; Баум,2015].В процессе лазерной коррекции формы носовой перегородки осуществлялосьнадавливание индентером на слизистую оболочку, покрывающую хрящ, для (1) приданиянужной формы хрящу, (2) для выдавливания из приповерхностного слоя поглощающейлазерное излучение воды, что предотвращало повреждение слизистой оболочки.В основе теоретической модели лежит уравнение теплопроводности (2.1) с объемнымисточником тепла G(x,y,z,τ), порождаемым лазерным излучением и затухающим с глубинойпо закону Бугера-Ламберта-Бера с эффективным показателем поглощения κ (2.2).42∂T ( x, y , z ,τ )= a∆T ( x, y, z ,τ ) + G ( x, y, z ,τ )∂τ(2.1)где a — коэффициент температуропроводности.
![](https://s.studizba.com/z.php?f=/templates/si/i/noavatar.png&w=100&h=100&t=1"){kind=avatar}
