Оптические свойства ткани

При попадании лазерного луча на ткань могут наблюдаться три процесса: отражение, поглощение и/или пропускание – тольконезначительный процент излучения отражается непосредственно от поверхности (рис. 24). Проникающие в ткань лучи частично поглощаются, частично рассеиваются и частично пропускаются (рис. 25).

Рис. 24. Оптические свойства слоя материи. Падающий лучевой поток φ₀ разделяется на три части: отраженная часть Rφ, поглощенная частьAφ и пропущенная частьТφ: Rφ+Aφ+ Тφ=1.

Рис. 25. Оптические свойства лазерного луча на коже.

В зависимости от длины волны падающего излучения отражается до 60% излучения. Рассеяние зависит от негомогенных структур ткани и определяется разными показателями преломления у разных ячеек и разницей между ячейками и окружающей их средой. Волны с длиной намного большей, чем диаметр ячейки (≥10 мкм), рассеиваются ячеистыми структурами лишь в незначительной степени. Но так как электромагнитныый спектр широко используемых лазеров простирается отИК (1мм - 0,78 мкм) до УФ (0,38 – 0,10 мкм) диапазона длин волн, мы практически всегда имеем дело с рассеянием. Для длин волн более 1,0 мкм можно рассчитать на основе закона Ламберта-Бэра в первом приближении глубину проникновения излучения. Наилучшим образом соотношение поглощения и рассеяния описано в теории Кубелки-Мунка. Уравнение, описывающее распространение излучения в средах с учетом поглощения и рассеяния имеет вид:

dL_C(r,z)/dz = -γL_C(r,z),

где L_C(r,z) – плотность мощности излучения [Вт/м²]коллимированного луча в месте r (вектор места) в направлении z, коэффициент ослабления (сумма коэффициентов рассеяния [м^-1] и поглощения [м^-1]). Рассеяние в биологической ткани зависит от длины волны лазерного луча. Излучение эксимерного лазера УФ диапазона (193, 248, 308 и 351 мкм), а также ИК-излучение 2,9 мкм Er:YAG-лазера и 10,6 мкм CO₂-лазера имеют глубину проникновения от 1 до 20 мкм. Здесь рассеяние играет подчиненную роль. Для света с длиной волны 450-590 нм, что соответствует линиям аргона, глубина проникновения составляет в среднем 0,5-2,5 мм. Как поглощение, так и рассеяние играют здесь значительную роль. Лазерный луч этой длины волны хотя и остается в ткани коллимированным в центре, но он окружен зоной с высоким рассеянием. От 15 до 40% падающего пучка света рассеивается. В области спектра между 590 и 1500 нм, в которую входят линии Nd:YAG-лазера 1,06 и 1,32 мкм, доминирует рассеяние. Глубина проникновения составляет от 2,0 до 8,0 мм. Качество коллимированности излучения утрачивается – формируется конусом диффузного рассеяния. В то время как в УФ диапазоне поглощение зависит от содержания белка, в ИК диапазоне существенное значение имеет содержание воды. Кроме того, гемопротеины, пигменты, другие макромолекулы, такие как нуклеиновые кислоты и ароматические системы поглощают лазерное излучение с различной интенсивностью в зависимости от длины волны. Большинство органических молекул, как и протеины, интенсивно поглощают в УФ диапазоне света (100-300 нм). Оксигенированный гемоглобин интенсивно поглощает начиная с УФ области, включая зеленую и желтую области видимого света и до длины волны 600 нм. Меланин, важнейший эпидермальный хромофор, поглощает во всей видимой области спектра до УФ области. В диапазоне от 600 до 1200 нм излучение глубже проникает в ткань, с минимальными потерями на рассеяние и поглощение. В этом диапазоне можно достигнуть глубоко расположенные объекты. Такие лазеры, как аргоновый лазер, лазер на красителе, Nd:YAG-лазер с удвоением частоты, Nd:YAG-лазер, действует преимущественно на гемоглобин, меланин и другие органические вещества и поэтому имеют коагуляционный эффект. СО₂-лазер, генерирующий на длине волны 10,6 мкм, или Er:YAG-лазер с длиной волны генерации 2,9 мкм из-за высокого поглощения водой подходят для рассечения ткани. Значение глубины проникновения излучения указано в таблице 4.

Таблица 4.

Поглощение лазерного излучения в воде и в крови.

В этойтаблице 4 сравнивается количественно средний путь распространения излучения в воде и крови для различных лазеров. Как явствует из таблицы, CO₂-лазер имеет проникновение в ткань только 1/1000 см. Вся его мощность преобразуется в поверхностных ячеистых слоях. Напротив, излучение аргонового лазера может беспрепятственно распространяться в воде, но в крови оно полностью поглощается в верхних десятых долях миллиметра.

Nd:YAG-лазер занимается в данном случае промежуточное положение. Для расширения областей применения лазера в медицине важной предпосылкой является, по возможности, более широкое знание спектральных характеристик поглощения различных тканей. На этом основании можно предсказать для определенного типа ткани относительную эффективность существующих лазерных систем и до сих пор не применявшихся длин волн. Для этого используются методы оптической спектроскопии, с помощью которой регистрируются и исследуются спектры вращения, колебания и электронного возбуждения. После различных вспомогательных экспериментов весь исследованный диапазон длин волн на практике делится на ИК область, ближнюю ИК область, видимую область и УФ область. С помощью одного фотометра, как правило, можно зарегистрировать спектры только в пределах одного или двух граничных диапазонов. При возбуждении различных состояний молекулы принимают энергию только в квантованном виде, поэтому поглощение происходит только при определенных частотах. Изображение зависимости интенсивности поглощения от частоты или длины волны определяется как спектр. В спектроскопии тканей имеется несколько специальных проблем. Обычно в спектроскопии поглощения предполагается однородное распределение хромофоров в образце (разбавленные растворы известных концентраций). Только при таком условии строго действует закон Ламберта-Бэра. В тканяхже поглощающие элементы связаны с субъячеечными структурами, здесь нет однородного распределения. Влияние рассеяния должно быть обязательно учтено, как показывает пример с кровью: незначительная глубина проникновения излучения Nd:YAG-лазера объясняется не поглощающими свойствами гемоглобина, а интенсивным рассеянием на клеточных составных частях крови. Так как часто невозможно (а для практической оценки и не требуется) установить различие между долями рассеяния и поглощения при ослаблении излучения, то спектры пропускания следует предпочесть спектрам поглощения. Абсолютное масштабирование при этом невозможно вследствие различной техники подготовки образцов в зависимости от типа ткани и значительного различия свойств биологических образцов. Поэтому возможно только относительное сравнение спектровпропускания для тканей различных типов. В то же время эффективность воздействия излучения различных длин волн на различные ткани не может быть оценена исходя лишь из спектров пропускания. При изображении спектров по оси абсцисс откладывается, обычно, волновое число γ (измеряется в см^-1), которое прямо пропорционально энергии кванта, или длина волны λ (нм или мкм), которая обратно пропорциональна энергии. По оси ординат при исследовании поглощения откладывают отношение ослабленного образцом потока излучения φ к падающему потоку излучения φ₀. Количественными характеристиками процесса ослабления излучения являются пропускание Т и поглощение А:

Т=φ/φ_0;

А=lg(φ/φ₀)=lg(1/Т).

На рис. 26-30 изображены спектры различных тканей (отчасти с патологическими изменениями). Большинство спектров в диапазоне длин волн от 250 нм до 750 нм (УФ/видимая область) и от 750 до 2000 нм (ближняя ИК-область) регистрируются универсальным спектральным фотометром с микроскопом UMSP80 (фирма Zeiss). При этом незначительное растяжение ткани способствует повышению ее однородности. В диапазоне длин волн от 2,5 до 22,2 мкм ИК-спектры измеряются ИК фотометром с преобразованием Фурье (FTIR, Модель 1750, фирма Perkin-Elmer).

Рис. 26. Бедренная кость человека: губчатый слой (postmortem, invitro), KBr-прессовка (1/250).

Рис. 27. Меланин и оксигемоглобин.

Рис. 28. Аорта человека (нисходящая, postmortem, invitro), FTIR, ИК микроскоп SpectraScope (Spectra-Tech, Inc.), толщина слоя – 7 мкм, диаметр области измерения – 600 мкм.

Рис. 29. Почечный камень человека, цистин(invitro), FTIR, KBr-прессовка.

Рис. 30. Схема сравнения поглощения в воде и поглощения в содержащей воду ткани (аорта человека, postmortem, invitro). Отчетливо наблюдаются различия в УФ/видимой областях спектра. Эти различия объясняются характером рассеяния структур ткани.

Термические свойства ткани

Действие лазера в хирургии, будь то в качестве режущего инструмента или коагулятора, базируется на превращении электромагнитной энергии лазерного луча в тепловую энергию. Это преобразование энергии излучения в тепло может произойти только в том случае, если лазерное излучение поглощается специфическими хромофорами ткани. (Хромофор не должен быть визуально цветным! Для изучения СО₂-лазера с длиной волны 10,6 мкм, например, вода является специфическим поглотителем.) Плотность энергии источника тепла q (единица измерения Вт/м³) в облучаемом объеме ткани является, следовательно функцией коэффициента поглощения α и общей плотности облучения L, которая состоит из непосредственно падающей части коллимированного лазерного луча (L_С) и из доли L_S, привходящей при рассеянии из окружающей ткани:

q(r,t) = α[L_С(r,t)+ L_S(r,t)],

где r – радиус-вектор наблюдения, t-время.

Превращенная в тепло энергия света в облученном объеме локальное повышение температуры. Если не происходит фазовых переходов (преобразование твердых составных частей в жидкость или газ, испарение жидкостей), то температура Т повышается пропорционально плотности энергии q. Часть тепла отводится в зависимости от температурного градиента путем теплопроводности в более холодный окружающий участок. Из-за этого ограничивается максимально достижимая температура облучаемого участка при данной интенсивности излучения, т.е. с определенной интенсивностью облучения связана определенная максимальная температура. Напротив, для каждой ткани существует специфический порог интенсивности, который необходимо перейти, чтобы достичь требуемой локальной температуры. Так как часть энергии из-за теплопроводности и других процессов транспортируется в соседние области, то нагревается не только облученный объем, н и окружающие ег участки. Также и локальным кровотоком invivoтепло отводится от облученной ткани. Термические свойства живой ткани определяются в основном тремя процессами:

1. теплопроводность

2. накопление тепла

3. отвод тепла сосудистой системой.

Биостимуляция

Существует много публикаций о биостимуляции, т.е. о воздействии без термических, фотохимических эффектов. Однако лишь в немногих работах содержатся конкретные представления о действующих биохимических механизмах. Большинство публикаций о биостимуляции имеет чисто спекулятивный характер. Предпосылкой фотохимически индуцированной стимуляции в биохимической системе является поглощение лазерного излучения биотканью. Для начала реакции необходимо одновременно воздействовать на достаточное количество клеток. До сих пор неизвестно, какая длина волны является наиболее подходящей для биохимических реакций при биостимуляции. С этой целью были исследованы длины волн от 442-1064 нм. Один из первых вопросов, который возникает, касается отличия лазерного излучения от обычных лучей света в биохимической реакции. Так как при этом речь идет о биосистемах, то работа с узкоограниченной длиной волны не имеет первостепенного значения посколькупрактически все эти системы имеют относительно широкие полосы поглощения. Также в значительной степени устраняется коллимация и, при известных обстоятельствах, поляризация после проникновения через несколько слоев клеток. Существует несколько гипотез, которые предполагают наличие особых свойств лазера, чтобы вызвать эту реакцию. Лазерное излучение является не только монохроматическим, но и когерентным. Каждое из этих свойств можнобыло бы обеспечить также обычным источником света, но не оба свойства одновременно. Из этого можно сделать заключить, что все результаты, достижимые с помощью лазера, можно сравнить с таковыми, полученными при помощи обычного источника света с ограниченной полосой испускания. Одна гипотеза действия лазера базируется на том, что именно статистика фотонов лазерного излучения обуславливает эффект лазера. Лазер излучает фотоны непрерывно по принципу усилителя с обратной связью. Все другие тепловые источники света имеют иную статистику фотонов (распределение Бозе-Эйнштейна). Это означает, что фотоны излучаются не непрерывно, «пакетами». Интервал времени, в котором может активизироваться биологическая система, очень короткий, так что, возможно, потребуется непрерывный поток фотонов. В описаниях исследований invitroсообщается о специфических лазерных реакциях. В практическом применении биостимуляции имеется много исследований, которые, однако, отчасти противоречат друг другу. Некоторые авторы описывают обработку различных клеточных культур лазерным излучением, в основном гелий-неонового лазера (633 нм) или лазера на арсениде галлия (904 нм) или комбинацией лазеров обоих типов. Некоторые применяют непрерывные лазеры, а другие – импульсные лазеры. Излучение этих лазеров, вероятно, является наиболее подходящим потому, что оно имеет большую глубину проникновения в ткань. Однако до сих пор не проводилось систематических исследований, показывающих соответствие между длиной волны и биологическим эффектом. Кроме того, применяются совершенно различные параметры плотности энергии излучения, воздействующего на биоткани. Этим объясняется различие в результатах отдельных рабочих групп. Лазеры для биостимуляции применяются при различных показаниях. Так как часто общее число лечащихся пациентов оказывается незначительным, то к частоте положительных результатов лечения следует относиться скептически, к тому же во многих случаях болезней спонтанная частота положительных случаев составляет до 50%. Ни в одном из до сих пор опубликованных исследований не доказана на основе изучения произвольно взятого количества случаев клиническая эффективность, которая выходила бы за пределы эффекта плацебо. В настоящее время приходят к выводы, что лазерную стимуляцию можно сравнить с другими физиотерапевтическими методами, например, электротерапия, терапия магнитным полем или рентгенотерапия.