Лазеры вместо скальпеля
Д.Г.Кочиев, И.А.Щербаков
Уникальная способность лазера максимально концентрировать энергию в пространстве, во времени и в спектральном диапазоне делают этот прибор незаменимым средством во многих областях человеческой деятельности, и в частности в медицине [1, 2]. При лечении заболеваний происходит вмешательство в патологический процесс или болезненное состояние, что самым радикальным образом практикует хирургия. Благодаря прогрессу в науке и технологиях на смену механическим хирургическим инструментам приходят принципиально иные, в том числе лазерные.
Излучение и ткани
Если в качестве инструмента используется лазерное излучение, то его задача — вызвать изменения в биологической ткани (например, выполнить резекцию при операции, запускать химические реакции при фотодинамической терапии). Параметры лазерного излучения (длина волны, интенсивность, длительность воздействия) могут изменяться в широких пределах, что при взаимодействии с биологическими тканями дает возможность инициировать развитие различных процессов: фотохимических изменений, термической и фотодеструкции, лазерной абляции, оптического пробоя, генерации ударных волн и др.
На рис.1 приведены длины волн лазеров, нашедших в той
© Кочиев Д.Г., Щербаков И.А. 2014
Давид Георгиевич Кочиев, кандидат физико-математических наук, заместитель директора Института общей физики им.А.М.Прохорова РАН по научной работе. Область научных интересов — лазерная физика, лазеры для хирургии.
Иван Александрович Щербаков, академик, академик-секретарь Отделения физических наук РАН, профессор, доктор физико-математических наук, директор Института общей физики РАН, заведующий кафедрой лазерной физики Московского физико-технического института. Награжден золотой медалью им.А.М.Прохорова РАН (2013). Занимается лазерной физикой, спектроскопией, нелинейной и квантовой оптикой, медицинскими лазерами.
или иной степени применение в медицинской практике. Их спектральный диапазон простирается от ультрафиолетовой (УФ) до средней инфракрасной (ИК) области, а интервал плотностей энергии охватывает 3 порядка (1 Дж/см2 — 103 Дж/см2), интервал плотности мощности — 18 порядков (10-3 Вт/см2 — 1015 Вт/см2), временной диапазон — 16 порядков, от непрерывного излучения (~10 с) до фемтосекундных импульсов (10-15 с). Процессы взаимодействия лазерного излучения с тканями определяются пространственным распределением объемной плотности энергии и зависят от интенсивности и длины волны падающего излучения, а также от оптических свойств ткани.
На первых стадиях развития лазерной медицины биоткань представлялась как вода с «примесями», поскольку человек на 70—80% состоит из воды и полагалось, что механизм воздействия лазерного излучения на биоткани определяется ее поглощением. При применении непрерывных лазеров такая концепция была более или менее работоспособна. Если необходимо организовать воздействие на поверхность биоткани, следует выбрать длину волны излучения,
Рис.1. Типы лазеров, применяющихся в медицинской практике, и длины волн их излучения.
сильно поглощаемого водой. Если требуется объемный эффект, наоборот, излучение должно слабо ею поглощаться. Однако, как выяснилось в дальнейшем, другие компоненты биоткани тоже способны поглощать (в частности, в видимой области спектра — составляющие крови, рис.2). Пришло понимание, что биоткань — это не вода с примесями, а гораздо более сложный объект.
В то же время начали применяться импульсные лазеры. Воздействие на биоткани при этом определяется комбинацией длины волны, плотности энергии и длительности импульса излучения. Последний фактор, например, помогает разделить термическое и нетермическое воздействие.
В практику вошли импульсные лазеры с большим диапазоном изменения длительности им-
Рис.2. Зависимость поглощения от длины волны распространяющегося лазерного излучения для: воды (1), аорты (2), крови (3). Кружками показаны длины волн различных лазеров, применяемых в медицине.
пульса — от милли- до фемтосекунд. Здесь вступают в игру различного рода нелинейные процессы: оптический пробой на поверхности мишени, многофотонное поглощение, образование и развитие плазмы, генерация и распространение ударных волн. Стало очевидным, что невозможно создать единый алгоритм поиска нужного лазера и в каждом конкретном случае требуется свой подход. С одной стороны, это крайне осложнило задачу, с другой — открыло совершенно фантастические возможности варьировать способы воздействия на биологическую ткань.
При взаимодействии излучения с биотканями большое значение имеет рассеяние. На рис.3 приведены два конкретных примера распределения интенсивности излучения в тканях предстательной железы собаки при падении на ее поверхность лазерного излучения с разными длинами волн: 2.09 и 1.064 мкм. В первом случае поглощение превалирует над рассеянием, во втором ситуация обратная (табл.1).
В случае сильного поглощения проникновение излучения подчиняется закону Бугера—Ламберта—Бэра, т.е. имеет место экспоненциальное затухание. В видимом и ближнем ИК-диапазонах длин волн типичные значения коэффициентов рассеяния большинства биологических тканей лежат в пределах 100 — 500 см-1 и монотонно уменьшаются с увеличением длины волны излучения. За исключением УФ- и дальней ИК-области коэффициенты рассеяния биоткани на один-два порядка величины больше коэффициента поглощения. В условиях доминирования рассеяния над поглощением достоверную картину распространения излучения можно получить, используя модель диффузного приближения, имеющую, правда, вполне четкие рамки применимости, которые не всегда принимаются во внимание.
Итак, при применении того или иного лазера для конкретных операций следует учитывать целый ряд нелинейных процессов и соотношение
Рис.3. Рассчитанное в диффузном приближении распределение интенсивности излучения Ho:YAG-лазера с длиной волны около 2.09 мкм (1) и Nd:YAG-лазера с длиной 1.064 мкм (2), распространяющегося в ткани предстательной железы собаки. Показаны также интенсивность излучения Nd:YAG-лазера при отсутствии рассеяния (3) и ожидаемая форма распределения интенсивности излучения в приповерхностном слое (4).
Таблица 1
Параметры лазерного излучения и оптические характеристики ткани предстательной железы собаки
Характеристики Nd:YAG Ho:YAG
Длина волны, мкм 1.064 2.09
Энергия, Дж 1.0 3.0
Длительность, мкс 1.0 1.0
Коэффициент поглощения Ц«, см-1 0.27 26.93
Транспортный коэффициент 17.6 —
рассеяния Ц, см-1
Эффективная глубина 0.26 0.04
проникновения 5Л, см
рассеяния и поглощения. Знание поглощающих и рассеивающих свойств выбранной ткани необходимо для расчета распределения излучения внутри биологической среды, определения оптимальной дозировки, планирования результатов воздействия.
Механизмы взаимодействия
Рассмотрим основные типы взаимодействия лазерного излучения с биологическими тканями, реализуемые при использовании лазеров в клинической практике.
Фотохимический механизм взаимодействия играет основную роль при фотодинамической терапии, когда в организм вводятся выбранные хромофоры (фотосенсибилизаторы). Монохроматичес-
кое излучение инициирует селективные фотохимические реакции с их участием, запускающие биологические преобразования в тканях. После резонансного возбуждения лазерным излучением молекула фотосенсибилизатора испытывает несколько синхронных или последовательных распадов, которые вызывают внутримолекулярные реакции переноса. В результате цепочки реакций высвобождается цитотоксический реагент, необратимым образом окисляющий основные клеточные структуры. Воздействие происходит при невысоких плотностях мощности излучения (~1 Вт/см2) и длительных временах (от секунд до непрерывного облучения). В большинстве случаев используется лазерное излучение видимого диапазона длин волн, имеющее большую глубину проникновения, что важно, когда требуется влиять на глубоко лежащие тканевые структуры.
Если фотохимические процессы происходят за счет протекания цепочки специфических химических реакций, то термические эффекты при воздействии лазерного излучения на ткани, как правило, не специфичны. На микроскопическом уровне идут объемное поглощение излучения за счет переходов в молекулярных колебательно-вращательных зонах и последующее безызлуча-тельное затухание. Температура ткани повышается очень эффективно, поскольку поглощению фотонов способствуют огромное количество доступных колебательных уровней большинства биомолекул и многочисленность возможных каналов релаксации при столкновениях. Типичные значения энергии фотонов равны: 0.35 эВ — для ErfYAG-ла-зеров*; 1.2 эВ — для Nd:YAG-лазеров; 6.4 эВ — для ArF -лазеров и значительно превышают кинетическую энергию молекулы, которая при комнатной температуре составляет лишь 0.025 эВ.
Термические эффекты в ткани играют доминирующую роль при использовании лазеров с непрерывным режимом генерации и импульсных лазеров, с длительностями импульса в несколько сот микросекунд и более (лазеры в режиме свободной генерации). Удаление ткани начинается после нагрева ее приповерхностного слоя до температуры выше 100°С и сопровождается повышением давления в мишени. Гистология на этом этапе показывает наличие разрывов и образование вакуолей (полостей) внутри объема. Продолжающееся облучение приводит к росту температуры до значений 350—450°С, происходит выгорание и карбонизация биоматериала. Тонкий слой карбонизированной ткани («20 мкм) и слой вакуолей («30 мкм) поддерживают высокий градиент давления вдоль фронта удаления ткани, скорость которого постоянна во времени и зависит от типа ткани.
* YAG — Yttrium Aluminum Garnet (иттриево-алюминиевый гранат). Химический элемент перед аббревиатурой указывает легирующую добавку.
При импульсном лазерном воздействии на развитие фазовых процессов влияет наличие внеклеточного матрикса (ВКМ). Кипение воды внутри объема ткани происходит, когда разница химических потенциалов пара и жидкой фазы, необходимая для роста пузырей, превышает не только поверхностное натяжение на границе раздела фаз, но и энергию эластичного растяжения ВКМ, необходимую для
Для дальнейшего прочтения статьи необходимо приобрести полный текст. Статьи высылаются в формате PDF на указанную при оплате почту. Время доставки составляет менее 10 минут. Стоимость одной статьи — 150 рублей.