Влияние лазерного излучения на ткани глаза человека

Размещено на http://allbest.ru

Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего профессионального образования «Кубанский государственный университет»

Инженерные технологии в медико-биологической практике

КУРСОВАЯ РАБОТА

Механизмы воздействия лазерного излучения на ткани глаза человека

Работу выполнил

Журавлёв Сергей Викторович

Краснодар 2013



Содержание

Введение

1. Общие сведения

1.1 Принцип работы лазера, виды лазеров, применяемых в офтальмологии

1.2 Строение глаза человека

1.3 Основных принципы применения лазеров в медицине и биологии

2. Взаимодействие лазерного излучения с тканями

2.1 Биофизические механизмы взаимодействия лазерного излучения с тканями глаза

2.2 Основные законы и модели взаимодействия лазерного излучения и тканей глаза

2.3 Основные законы и модели взаимодействия излучения и тканей глаза при лазерной терапии

3. Расчетная часть

3.1 Расчет оптимальных параметров излучения при лазерной диагностике и хирургии глаз

3.2 Моделирование низкоинтенсивного лазерного излучения

3.3 Моделирование распределения температуры внутриглазных сред при операции лазерной экстракции катаракты

Заключение

Список используемых источников



Введение

В настоящее время в большинстве стран мира наблюдается интенсивное внедрение технологий, использующих лазерное излучение, в биологические исследования и в практическую медицину.

Изобретению лазера предшествовали разработки квантового генератора 1950-х годов. Над этим параллельно трудились профессор Прохоров и его ученик Басов в России и профессор Таунс в США. Итогом их работы стало изобретение мазера (Microwave Amplification by Stimulated Emission of Radiation) - прибора, в котором используются искусственно удерживаемые в возбужденном энергетическом состоянии атомы, посредством чего достигается усиление радиосигналов.

Следующим шагом стали исследования, направленные на создание лазеров оптического диапазона. В 1955 году Александр Прохоров и Николай Басов разработали новый метод создания инверсной населенности за счет воздействия на молекулы внешнего электромагнитного излучения резонансной частоты. Этот метод, получивший впоследствии название метода трех уровней, сейчас лежит в основе работы всех лазеров с так называемой оптической накачкой.

Как только появились первые лазеры, их биологическое действие было изучено в эксперименте, а затем лечебные возможности применены в клинике. Прозрачные для видимого света среды: роговица, хрусталик, стекловидное тело давали возможность неинвазивно доставлять излучение этого диапазона к тканям глазного дна и коагулировать их. Очевидно поэтому методика лазеркоагуляции глазного дна была разработана первой (Campbell C.J., Zweng H.C. и др., 1963) и поныне остается одной из самых распространенных в офтальмологии.

Следующим значительным шагом было клиническое использование эффекта фоторазрыва для разрушения вторичной катаракты и для базальной иридэктомии при глаукоме в семидесятых годах XX столетия (М.М. Краснов). Немало было сделано в области лазерной офтальмохирургии благодаря многолетнему сотрудничеству кафедры офтальмологии ВМедА и Государственного Оптического института им. С.И. Вавилова (В.В. Волков, В.П. Жохов, Л.И. Балашевич, Ю.Д. Березин, А.Ф. Гацу, Э.В. Бойко). Были разработаны, созданы и всесторонне изучены в эксперименте и клинике первые отечественные коагуляторы для наружных отделов глаза, внутренних его оболочек, для офтальмоонкологии, эндолазерные диссекторы для витреоретинальной хирургии.

К настоящему времени разработано большое количество методов лазерной терапии, диагностики и хирургии, применяемых в офтальмологии. В медицинской практике успешно применяются лазеры для лечения катаракты и язв роговицы, операций по изменению формы роговицы и блокирования отслоек и разрывов сетчатки, коагулирования внутриглазных патологических очагов и лечения ряда других заболеваний.

Применение лазерной техники в офтальмологии требует основательного количественного анализа воздействия лазерного излучения на ткани глаза. Необходимо, чтобы воздействие излучения на объект было максимально эффективным и при этом наименее травматичным для окружающих тканей. Для расчетов сегодня используется широкий спектр программных средств и сред моделирования. На данный момент опубликовано большое количество научных работ, включающих расчеты для частных случаев применения лазерного излучения в офтальмологии, результаты которых довольно точно совпадают с экспериментальными данными. Такие расчеты являются основой для разработки новых методик лечения и диагностики глазных болезней.

лазерный излучение внутриглазной катаракта



1. Общие сведения

1.1 Принцип работы лазера, виды лазеров, применяемых в офтальмологии

Лазер представляет собой генератор оптических колебаний, использующий энергию индуцированно излучающих атомов или молекул в средах с инверсной заселенностью уровней энергии, которые обладают свойством усиливать свет определенных длин волн.

Для многократного усиления используют оптический резонатор, состоящий из двух зеркал.

В активном элементе за счет различных способов накачки создается активная среда.

Рисунок 1 - Схема устройства лазера

При указанных условиях в лазере возникает генерация, спектр которой показан на Рис.2 (количество мод лазера можно регулировать длиной резонатора):



Рисунок 2 - Спектр продольных мод лазера

В отличие от тепловых источников света лазеры обладают высокой степенью монохроматичности, высокой степенью временноой и пространственной когерентности, высокой степенью направленности и поляризованности излучения при значительной его интенсивности и яркости, могут перестраиваться по длинам волн, могут излучать световые импульсы рекордно короткой длительности.

За период развития лазерной физики и техники был создан широкий арсенал лазеров и лазерных систем, по своим параметрам в значительной мере удовлетворяющих потребности лазерной технологии, включая биотехнологию. Однако сложность строения биологических объектов, значительное разнообразие в характере их взаимодействия со светом определяют необходимость использования многих типов лазеров и лазерных систем в фотобиологии, а также стимулируют разработку новых лазерных средств, включая и средства доставки лазерного излучения к объекту исследования или воздействия.

Лазерное излучение так же, как и обычный свет (от нелазерных источников), может поглощаться, отражаться, рассеиваться и переизлучаться биологической средой. Каждый из указанных процессов несёт информацию о микро- и макроструктуре этой среды, движении и форме отдельных её составляющих.

Монохроматичность, или высокая спектральная плотность мощности (интенсивности) излучения, или значительная временная когерентность лазерного излучения, обеспечивает: во-первых, проведение спектрального анализа с разрешением, на много порядков превышающим разрешение традиционных спектрометров; во-вторых, высокую степень селективности возбуждения определённого сорта молекул в их смеси, что очень важно именно для биотехнологий; в-третьих, реализацию голографических и интерферометрических методов диагностики биообъектов.

Поскольку лучи лазера почти параллельны, то с расстоянием световой пучок лишь незначительно увеличивается в диаметре. Монохроматичность и параллельность света лазера позволяет с его помощью избирательно и локально воздействовать на различные биологические ткани, создавать в малом пятне большие плотности энергии или мощности.

Существующие лазерные установки можно условно разделить на две группы:

1. Мощные лазеры на неодиме, рубине, углекислом газе, оксиде углерода, аргоне, парах металлов и др.;

2. Лазеры, дающие низкоэнергетическое излучение (гелий-неоновые, гелий-кадмиевые, на азоте, на красителях и др.), не оказывающее выраженного теплового воздействия на ткани.

В настоящее время созданы лазеры, излучающие в ультрафиолетовой, видимой и инфракрасной областях спектра. Биологические эффекты лазера определяются длиной волны и дозой светового излучения.

В лечении глазных заболеваний обычно применяются: эксимерный лазер (с длиной волны 193 нм); аргоновый (488 нм и 514 нм); криптоновый (568 нм и 647 нм); диодный (810 нм); ND:YAG-лазер с удвоением частоты (532 нм), а также генерирующий на длине волны 1,06 мкм; гелий-неоновый лазер (630 нм); 10-углекислотный лазер (10,6 мкм). Длина волны лазерного излучения определяет область применения лазера в офтальмологии.

Лазерные установки получают названия, как правило, в соответствии с активной средой и наиболее общая классификация включает твердотельные, газовые, полупроводниковые, жидкостные лазеры. К твердотельным относятся рубиновый, неодимовый, александритовый, гольмиевый, эрбиевый; к газовым - аргоновый, эксимерный, на парах меди; к жидкостным - работающие на растворах красителей и другие лазеры, ставшие уже классическими. В последние годы, в буквальном смысле слова, революцию совершило появление полупроводниковых лазеров по причине их экономичности за счет высокого коэффициента полезного действия (до 60 - 80% в отличие от 10-30% при традиционных), малогабаритности, надежности. Однако продолжают с успехом использоваться и другие типы лазеров.

Одним из важных для применения лазеров свойств является их способность формировать спекл-картину при отражении когерентного света от поверхности. Рассеянный поверхностью свет состоит из хаотического скопления тёмных и светлых пятен (спеклов). Спекл-картина формируется за счёт сложной интерференции вторичных волн от небольших рассеивающих центров, расположенных на поверхности объекта и в приповерхностном слое, куда проникает свет. Поскольку биообъекты в большинстве своём шероховаты и оптически неоднородны, то они всегда должны формировать спекл-картину и тем самым вносить некоторые искажения в результаты исследований. С другой стороны, спекл-поле несёт информацию о свойствах поверхности и приповерхностного слоя, что можно использовать, например, в диагностических целях.

Конкретно в офтальмохирургии на сегодняшний день лазеры нашли следующее применение:

· в хирургии катаракты для разрушения катарактального ядра хрусталика и дисцизии (удаление мутного слоя) задней капсулы хрусталика при ее помутнении в послеоперационном периоде;

· в хирургии глаукомы для выполнения лазерной гониопунктуры, трабекулопластики, эксимерлазерного удаления глубоких слоев склерального лоскута при проведении непроникающей глубокой склерэктомии;

· в офтальмоонкохирургии для удаления некоторых типов внутриглазных опухолей (при диаметре опухоли до 5 диаметров диска и при условии отсутствия регистрируемого роста в течение 6 месяцев предварительного наблюдения) и др.

1.2 Строение глаза человека

Глазное яблоко имеет почти правильную шаровидную форму. Длина его сагиттальной оси в среднем - 24,4 мм, горизонтальной - 23,8 мм, вертикальной - 23,5 мм. Внутреннее ядро глазного яблока состоит из прозрачных светопреломляющих сред - хрусталика, стекловидного тела и водянистой влаги, заполняющей камеры глазного яблока. Стенки его образованы тремя оболочками: наружной (фиброзной), средней (сосудистой) и внутренней (сетчаткой). Фиброзная оболочка делится на две части - склеру и роговицу.

Рисунок 3 - Анатомическое строение глазного яблока

Склера (sclera), или белочная оболочка, составляет примерно ⁵/₆ фиброзной оболочки. Она непрозрачна, содержит плотные коллагеновые и эластические волокна, небольшое количество клеток, а также основное вещество, которое состоит из гликозаминогликанов, протеинов и протеинполисахаридных комплексов. Толщина склеры в заднем отделе равна примерно 1 мм, в области экватора - 0,3-0,4 мм. Склера бедна собственными сосудами.

Роговица, или роговая оболочка (cornea), - важная составная часть оптического аппарата глаза; она имеет гладкую блестящую поверхность, прозрачная. Толщина роговицы в центре - 0,6-0,7 мм, на периферии - около 1,2 мм; горизонтальный диаметр равен в среднем 11,6 мм, вертикальный - 10 мм.

Сосудистая оболочка глаза, которую называют также сосудистым, или увеальным, трактом, обеспечивает питание глаза. Она подразделяется на три отдела: радужку, ресничное тело и собственно сосудистую оболочку.

Радужка (iris) - передняя часть сосудистой оболочки. Горизонтальный диаметр радужки составляет примерно 12,5 мм, вертикальный - 12 мм. В центре радужки находится зрачок, благодаря которому регулируется количество света, проникающего в глаз. Средний диаметр зрачка равен 3 мм.

Ресничное, или цилиарное, тело (corpus ciliare) находится между радужкой и собственно сосудистой оболочкой. Оно представляет собой замкнутое кольцо шириной 6-8 мм. В ресничном теле заложена ресничная, или аккомодационная, мышца, регулирующая кривизну хрусталика. Ресничное тело продуцирует водянистую влагу - внутриглазную жидкость.

Собственно сосудистая оболочка глаза, или хориоидея (chorioidea), составляет заднюю, самую обширную часть сосудистой оболочки. Толщина ее 0,2-0,4 мм. Она состоит почти исключительно из сосудов разного калибра.

Сетчатка (retina), выстилающая внутреннюю поверхность сосудистой оболочки, является наиболее важным в функциональном отношении отделом органа зрения. Задние две трети ее (оптическая часть сетчатки) воспринимают световые раздражения. Передняя часть сетчатки, покрывающая заднюю поверхность радужки и ресничного тела, светочувствительных элементов не содержит.

Хрусталик (lens) - прозрачное преломляющее свет эластичное образование, имеющее форму двояковыпуклой линзы, расположен во фронтальной плоскости за радужкой. В нем различают экватор и два полюса - передний и задний. Диаметр хрусталика составляет 9-10 мм, переднезадний размер - 3,7-5 мм.

За хрусталиком, занимая большую часть полости глазного яблока, находится стекловидное тело (corpus vitreum) - прозрачная студневидная масса, которая не содержит ни кровеносных сосудов, ни нервов.

Водянистая влага - прозрачная бесцветная внутриглазная жидкость, заполняющая камеры глазного яблока.

Вышеприведенные данные являются основой для создания упрощенной двумерной геометрической модели глазного яблока, которая может быть использована в пакете физического моделирования.

Помимо физических характеристик лазерного излучения при диагностике и хирургии необходимо учитывать оптические и термические свойства тканей глаза.

Оптические свойства (пропускание, поглощение и рассеяние) взаимосвязаны с длиной волны, а термические (теплопроводность) в наибольшей степени проявляются в зависимости от длительности воздействия. Оптический спектр электромагнитного излучения, в котором генерируют лазеры, простирается от 10 нм до десятков мкм. Длина волны определяет глубину проникновения излучения в ткани, которая может быть измерена в метрических единицах - микрометрах, миллиметрах, сантиметрах. Необходимо учитывать, что интенсивность излучения вследствие его поглощения уменьшается, как правило, по экспоненциальному закону (закон Бугера-Ламберта-Бера):

(1)

где I0 - интенсивность входящего пучка, l - толщина слоя вещества, через которое проходит свет, kл - показатель поглощения.

Поглощение излучения тканями определяется наличием хромофоров - молекул, поглощающих излучение. Процесс поглощения УФ излучения ведет к ионизации молекул, разрыву ковалентных связей и образованию свободных радикалов, для ИК излучения характерны тепловые процессы: колебания и вращение молекул.

Следует отметить, что наилучшим хромофором для излучения всех длин волн является пигмент меланин. Другие пигменты, имеющиеся в тканях глаза: окисленный и восстановленный гемоглобин, миоглобин, ксантофил, хорошо пропускают излучение одноименного или близкого цвета и поглощают излучение дополнительных цветов.

Молекулы воды являются хорошими хромофорами для короткого ультрафиолетового (УФ), а также среднего и дальнего инфракрасного (ИК) диапазонов. В белках поглотителями УФ излучения служат различные аминокислоты. Для длин волн до 300 мкм хромофорами в составе нуклеиновых кислот являются ароматические и гетероциклические кольца азотистых оснований.

Рассеяние в тканях зависит от длины волны лазерного луча, а точнее от степени его поглощения. Для излучения с высокой степенью поглощения (К=100 - 1000 см^-1), которое генерируют, например, эксимерные, эрбиевый и углекислотный лазеры, рассеяние играет подчиненную роль. Для излучения ближнего ИК-диапазона, от 2 до 8 мм проникающего в среднепигментированные ткани, доминирует рассеяние. Для света других длин волн (преимущественно видимого диапазона) как поглощение, так и рассеяние играют значительную роль.

Условно структуры глаза по оптическим свойствам можно разделить на три группы:

- пигментированные, содержащие меланин ткани глазного дна, цилиарного тела и радужки.

- непрозрачные для видимого света ткани склеры, мышц, не содержащие или почти не содержащие меланин.

- оптические среды, состоящие из воды до 99%.

Величины поглощения и пропускания для этих трех групп во всем оптическом спектре представлены на рис. 4.

Рисунок 4 - Спектры поглощения воды, белков и меланина

Из графика видно, что наибольшим коэффициентом поглощения для всех длин волн обладает меланин, в то же время для ближнего ИК-диапазона его поглощение минимально в сравнении с другими областями спектра. Таким образом, хотя при воздействии на меланиносодержащие ткани отмечается наибольшее поглощение ими излучения всех диапазонов, следует выделить ближний ИК-диапазон излучения, которое в сравнении с остальными обладает способностью проникать относительно глубоко даже при сильной пигментации тканей.

Для следующей группы тканей, условно имеющих «среднюю» степень пигментации, можно отметить, что поглощение по сравнению с меланинсодержащими тканями, в общем, уменьшается во всех диапазонах. Однако здесь также выделяется ближний ИК-диапазон как наиболее глубоко проникающий. Высокое поглощение в УФ - диапазоне обусловлено белками и водой, в среднем и дальнем ИК-диапазоне - преимущественно водой. Поглощение видимого света значительно (такие ткани непрозрачны для видимого света) с постепенным его уменьшением при смещении в длинноволновую область.

Наконец, состоящие в значительной части из воды прозрачные оптические среды закономерно лучше всех пропускают видимый свет, несколько хуже, но также достаточно хорошо - длинноволновый УФ и ближний ИК-спектр. Поглощение водой значительно и составляет микроны для коротковолнового УФ излучения, миллиметры - для среднего ИК и микроны - для дальнего ИК-диапазонов.

Состав ткани определяет ее спектральные характеристики:

Рисунок 5 - Спектр поглощения некоторых тканей глаза

Все лазерные методики лечения в офтальмохирургии базируются на свойствах поглощения-пропускания различных длин волн этими тремя группами тканей, а также на использовании основных и дополнительных цветов окрашенных тканей. Например, выбор ближнего ИК-диапазона для транссклерального воздействия на цилиарное тело определяется наилучшим пропусканием его склерой и достаточно высоким поглощением пигментом цилиарных отростков. «Желтый» лазер в наименьшей степени поглощается мутным хрусталиком, имеющим желтоватый цвет и он с успехом может быть использован для коагуляции глазного дна при начальной катаракте. Пик поглощения гемоглобином зеленых длин волн определяет возможность коагуляции кровеносных сосудов.

1.3 Основных принципы применения лазеров в медицине и биологии

Применение лазеров в биологии и медицине основано на использовании широкого круга явлений, связанных с разнообразными проявлениями взаимодействия света с биологическими объектами. Лазерное излучение, так же как и обычный свет, может отражаться, поглощаться, рассеиваться, переизлучаться биологической средой, и каждый из этих процессов несет информацию о микро- и макроструктуре этой среды, движении и форме отдельных ее составляющих.

Процессы, характеризующие виды взаимодействий лазерного излучения с биообъектами, можно разделить на три группы:

- все невозмущающие взаимодействия (по крайней мере, в пределах погрешностей измерений не оказывающие заметного действия на биообъект);

- процессы, в которых проявляется фотохимическое действие;

- процессы, приводящие к фоторазрушению. (См. Рис.6)



Рисунок 6 - Классификация основных принципов применения лазеров в биологии и медицине

Помимо физико-химических проявлений действия лазерного излучения необходимо учитывать его влияние и на функционирование живой материи. Эго влияние определяется степенью гомеостаза живого объекта. Степень гомеостаза характеризует состояния и процессы, обеспечивающие устойчивость организма к внешним возмущениям. Свет малой интенсивности не запускает адаптационные механизмы биосистемы. По мере роста интенсивности сначала затрагивается гомеостаз живой системы на локальном уровне, затем включаются общие адаптационные и регуляционные механизмы системы, полностью ее восстанавливающие, далее они уже не справляются с полным восстановлением и частично происходят необратимые процессы, которые нарастают и приводят к разрушениям в системе. Однако объект можно еще считать «живым». При высоких интенсивностях разрушения оказываются настолько значительными, что объект уже не может считаться «живым».

С точки зрения применения физических методов исследования наибольший интерес представляют области очень малых и очень больших интенсивностей. В первой из них возможно применение ряда наиболее чувствительных физических методов исследования, не требующих сильных световых потоков и, следовательно, не вносящих искажений в результаты измерений за счет гомеостаза живой материи даже на локальном уровне. Вторая область интересна тем, что результаты измерений также оказываются неискаженными за счет регуляторных механизмов биосистемы, поскольку она уже «неживая».

Лазеры применяются при диагностике офтальмологических заболеваний. Лазерная интерферометрия позволяет сделать заключение о ретинальной остроте зрения при мутных глазных средах, например перед операцией по поводу катаракты. Сканирующая лазерная офтальмоскопия дает возможность исследовать сетчатку без получения оптического изображения. При этом плотность мощности излучения, падающего на сетчатку, в 1000 раз ниже, чем при использовании метода офтальмоскопии, к тому же нет необходимости расширять зрачок. С помощью лазерного допплеровского измерителя скорости можно определить скорость кровотока в сосудах сетчатки.

Для терапевтических и хирургических целей в офтальмологии академик С.Н. Фёдоров с соавторами (1990) выделили следующие направления использования лазеров:

1. Лазеркоагуляция

Используют термическое воздействие лазерного излучения, которое дает особенно выраженный терапевтический эффект при сосудистой патологии глаза: лазеркоагуляция сосудов роговицы радужки, сетчатки, трабекулопластика, а также воздействие на роговицу ИК-излучением (1,54-2,9 мкм), которое поглощается стромой роговицы, с целью изменения рефракции. Среди лазеров, позволяющих коагулировать ткани, в настоящее время по-прежнему наиболее популярным и часто используемым является аргоновый лазер.

2. Фотодеструкция (фотодисцизия)

Благодаря высокой пиковой мощности под действием лазерного излучения происходит рассечение тканей. В его основе лежит электрооптический «пробой» ткани, возникающий вследствие высвобождения большого количества энергии в ограниченном объеме. При этом в точке воздействия лазерного излучения образуется плазма, которая приводит к созданию ударной волны и микроразрыву ткани. Для получения данного эффекта используется инфракрасный YAG-лазер.

3. Фотоиспарение и фотоинцизия

Эффект заключается в длительном тепловом воздействии с испарением ткани. С этой целью используется ИК СО2-лазер (10,6 мкм) для удаления поверхностных образований конъюнктивы и век.

4. Фотоабляция (фотодекомпозиция)

Заключается в дозированном удалении биологических тканей. Речь идет об эксимерных лазерах, работающих в жестком УФ-диапазоне (193 нм). Область использования: рефракционная хирургия, лечение дистрофических изменений роговицы с помутнениями, воспалительные заболевания роговицы, оперативное лечение птеригиума и глаукомы.

5. Лазерстимуляция

С этой целью в офтальмологии используется низкоинтенсивное красное излучение He-Ne-лазеров. Установлено, что при взаимодействии данного излучения с различными тканями в результате сложных фотохимических процессов проявляются противовоспалительный, десенсибилизирующий, рассасывающий эффекты а также стимулирующее влияние на процессы репарации и трофики.

Первые четыре направления использования лазеров в офтальмологии относятся к хирургическим, а лазерстимуляция - к терапевтическим методам лечения.

Увеличение размеров глазного яблока при миопии в большинстве случаев сопровождается истончением и растяжением сетчатки, ее дистрофическими изменениями. Это может вызвать отслойку сетчатки - тяжелое осложнение близорукости, при котором значительно, вплоть до слепоты, может снижаться зрение. Для предупреждения осложнений при дистрофических изменениях сетчатки применяется периферическая профилактическая лазерная коагуляция (ППЛК). В ходе операции излучением аргонового лазера производится «приваривание» сетчатки в участках ее истончения и вокруг разрывов.



2. Взаимодействие лазерного излучения с тканями

2.1 Биофизические механизмы взаимодействия лазерного излучения с тканями глаза

Биологические эффекты взаимодействия «лазерное излучение-биоткань» многообразны, но в целом с определенной долей условности их можно классифицировать на немеханические, при которых непосредственно в ходе лазерного вмешательства дефекта тканей не образуется, механические, связанные с формированием дефекта в процессе воздействия, и смешанные. Интенсивность и специфичность проявления ответных реакций на лазерное воздействие определяется дозой, биологией, пространственно-временными характеристиками биообъектов и воздействующего агента. На атомно-молекулярном уровне взаимодействия происходит поглощение падающего электромагнитного излучения биотканями и биологическими жидкостями.

В результате поглощения энергии света возникают электронно-возбужденные состояния атомов и молекул этих веществ, последующая миграция электронного возбуждения, первичный фотофизический эффект, появление первичных фотопродуктов, нагрев. Лазерное излучение способно приводить к существенной неоднородности температурного градиента в тканях, особенно на уровне одной клетки или её органелл.

Это может влиять на константы скорости биохимических реакций, приводить к деформации клеточных мембран, изменению их трансмембранных потенциалов и т.п. Протекание эндотермических химических реакций зависит, как показывают многие физические исследования, не только от средней подводимой тепловой энергии к реагентам, но и от скорости и периодичности вложения энергии, которые могут влиять на константы термохимических реакций. В зависимости от величины температуры и времени её действия на биоткань в последней могут наблюдаться отдельно или вместе: температурная активация, денатурация белка, коагуляция, испарение, карбонизация (См. Рис. 7):

Рисунок 7 - Явления, наблюдаемые в биотканях при различных температурах

Термическое действие лазерного излучения имеет место только в случае, если плотность мощности > 10 Вт/см2 для непрерывного излучения или импульсного излучения с длительностью импульса более 1 мкс.

Термическую денатурацию белков глаза в результате импульсного нагрева принято считать происходящей в два последовательных этапа, включающих разрушение отдельных слабых связей в молекулах и последующие более медленные конформационные изменения структуры, сопровождаемые образованием новых связей и заметными изменениями оптико-физических свойств.

При тепловом воздействии лазерного излучения на биоткань в процессе удаления от места непосредственного взаимодействия излучения с тканью эффект будет различным:



Рисунок 8 - Локализация тепловых эффектов внутри биологической ткани

2.2 Основные законы и модели взаимодействия лазерного излучения и тканей глаза

Ангиография. Исследование сосудистой системы и гемодинамики глазного дна является одним из важнейших средств ранней диагностики тяжелых патологических изменений органа зрения и, в конечном счете, профилактики преждевременной слепоты.

Наибольшее распространение для исследования гемодинамики в настоящее время получили флюоресцентная ангиография и ангиоскопия глазного дна. Эти методы обладают большой информационной емкостью.

Флюоресцентная ангиография (ФАГ) с фоторегистрацией позволяет зафиксировать результаты исследования, но нарушает целостность динамической картины кровообращения.

Перед исследователем, который работает над усовершенствованием и разработкой аппаратуры для исследования гемодинамики глазного дна, встают следующие задачи:

1) выбор фотоприемника, имеющего достаточно высокую чувствительность как в видимом, так и в ближнем инфракрасном диапазоне и дающего возможность оперативно регистрировать и воспроизводить в реальном времени динамическую картину кровообращения глазного дна;

2) выбор соответствующего источника освещения глазного дна, который излучает в диапазоне возбуждения применяемых контрастирующих красителей и позволяет достаточно простым способом изменять длину волны излучения.

Желательно, чтобы источник освещения в нужном диапазоне излучения имел возможно более узкую ширину спектра, лучше всего излучение на одной линии максимального поглощения соответствующего красителя. Применение источника освещения с такой характеристикой исключает высокую общую засветку глаза.

Выбранный фотоприемник должен обладать как можно большей чувствительностью в рабочем диапазоне, что даст возможность снизить уровень освещенности глазного дна. Фотоприемник должен иметь разрешающую способность, достаточную для передачи мелких деталей глазного дна, и высокое отношение сигнал-шум для воспроизведения изображения глазного дна с необходимым контрастом.

ФАГ позволила изучать микроциркуляцию глаза in vivo. Флюоресцеин, введённый внутривенно, контрастирует сосуды переднего отдела глаза, хориоидеи и сетчатки, что можно зарегистрировать фотографически.

Флюоресцеин - слабая двухосновная кислота из группы ксантенов, используется в виде натриевой соли, хорошо растворимой в воде. Обладает очень высокой эмиссионной способностью, 95% поглощённого синего света (максимум абсорбции 480-500 нм) трансформируется в свет флюоресценции (максимум эмиссионной кривой соответствует 525-530 нм). При введении в кровь 80-85% флюоресцеина связывается с альбуминами плазмы. Однако эти связи слабые и лабильные, значительно зависят от температуры и рН крови. Благодаря небольшим размерам молекулы и низкой молекулярной массе флюоресцеин легко проникает через большинство биологических мембран путём диффузии. Окрашивание кожи и слизистых оболочек достигает максимума через 10 мин после введения, освобождение тканей от флюоресцеина происходит в течение 24-48 ч. По результатам ФАГ проводят лазерную коагуляцию сетчатки.

Голография. Глаз является органом, позволяющим получать изображение его внутренних сред обычным освещением извне, так как преломляющие среды глаза являются прозрачными для излучения видимого и ближнего инфракрасного диапазона.

Ранее методы оптической голографии сталкивались с принципиальными трудностями их практической реализации в офтальмологии, в первую очередь из-за низкого качества получаемых объемных изображений.

В настоящее время в связи с развитием методов динамической голографии, цифровой (телевизионной, компьютерной) голографии и близкого к ней метода фазомодулированной спекл-интерферометрии (Еlectronic Speckle Рattern Interferometry - ESPI) данные сложности во многом преодолены, что дает базу для нового витка развития медицинского применения голографических методов.

Медицинские применения голографии (и родственных методов) можно разбить на три большие группы по базовым методикам:

- классическая голография;

- цифровая голография и ESPI;

- создание голографических оптических элементов (ГОЭ), которые могут использоваться в медицинском оборудовании для формирования и преобразования оптических пучков

Идея диагностического применения изобразительной голографии в офтальмологии базируется на способности голограмм восстанавливать точное объемное изображение предмета. Подробное микроскопическое исследование глаза (например, при помощи фундус-камеры) утомительно для пациента, кроме того, сильно осложняется непроизвольной моторикой глаза. Если получить голограмму глаза, то восстановленное с ее помощью объемное изображение будет точной копией оригинала (благодаря чрезвычайно высокой информационной емкости голограмм), и его можно не только подробно исследовать оптическими методами, но и сохранить в истории болезни.

Рисунок 9 - Принципиальные схемы регистрации голограмм глаза (А) и восстановления голографического изображения (В). 1 - импульсный лазер, 2 - коллимирующая система, 3 - полупрозрачный делитель, 4 - голографическая пластина, 5 - глаз, 6 - голограмма, 7 - восстановленное изображение глаза, 8 - входной объектив диагностической системы

Интерференционная картина, образовавшаяся в результате наложения объектной и опорной волн, регистрируется с помощью голографического светочувствительного материала (голографической пластины). Получившаяся после соответствующей обработки (проявления и фиксации) голограмма при освещении ее опорной волной восстанавливает в первом порядке дифракции объемное изображение объекта.

2.3 Основные законы и модели взаимодействия излучения и тканей глаза при лазерной терапии

Примерно с середины семидесятых годов стало возможным применение малых энергий лазерного излучения, не вызывающих видимых разрушений в облучаемых тканях, в офтальмологии. Низкоинтенсивное лазерное излучение (НИЛИ) обеспечивает широкий спектр эффектов: антигипоксический, вазодилатационный, улучшение микроциркуляции и реологических свойств крови, стимуляция обменных процессов, факторов неспецифической защиты и гуморального иммунитета. НИЛИ благодаря неинвазивности, асептичности, безболезненности, высокой проводимости через глазные среды, кумуляции эффекта, а также многоплановому воздействию на ткани глаза нашло широкое применение в терапии воспалительных, дистрофических и сосудистых заболеваний глаза.

Проблема выбора наиболее адекватных параметров излучения, является первостепенной в лазерной терапии. Сложность ее обусловлена как большим количеством самих параметров (длина волны, частота импульсов, мощность, когерентность, поляризация, время воздействия и др.), так и не вполне понятной ролью каждого из этих параметров в конечном терапевтическом эффекте.

Существует несколько точек зрения относительно вопроса о конечном биологическом эффекте НИЛИ на биообъект, в частности, на ткани глаза:

1) Т. Кару и В.И. Козлов считают, что определяющими конечный эффект характеристиками лазерного излучения являются длина волны, доза и интенсивность. Если верить гипотезе о первичных акцепторах лазерного излучения - хромофорах, необходимо признать, что длина волны является важнейшим параметром НИЛИ. Подтверждение прямой зависимости биологического эффекта от длины волны показано в большом количестве работ.

2) И.М. Байбеков с соавторами на основании данных сравнительного анализа разных видов лазерных генераторов (гелий-неоновый 632,8 нм, на парах меди 510,6 нм, азотный 337,6 нм, полупроводниковый 890 нм) утверждают, что глубина морфологических изменений в тканях зависит не от длины волны, а от спектральных характеристик излучения.

В связи с наличием в литературе противоречивых данных о роли длины волны лазерного излучения в стимуляции биологических процессов решенным этот вопрос считать нельзя.

Одно из самых коварных свойств НИЛИ - резкая зависимость величины и даже знака эффекта от дозы облучения и функционального состояния облучаемого объекта. Любая функциональная система на уровне клетки и ткани работает на низком энергетическом уровне, вследствие чего избыток подведенной энергии не повышает, а наоборот, угнетает ее функцию. Терапевтические эффекты НИЛИ наблюдаются в относительно небольшом диапазоне мощностей - от 0,1 до 10 мВт (редко более 200 мВт) для непрерывного и от 1 до 10 Вт для импульсного режимов. Кривая зависимости биоэффектов от дозы облучения имеет колоколообразную форму. В первой фазе - фазе адаптации наблюдается усиление ответной реакции на увеличение дозы, затем идет фаза снижения ответной реакции, и последняя фаза - угнетение физиологических реакций. Оптимальным для стимуляции является диапазон доз первой фазы (фазы оптимума).

Тем не менее, на основе экспериментальных данных можно выделить несколько практических рекомендаций, позволяющих повысить эффективность лазерной терапии:

1. Применение нескольких длин волн НИЛИ. Сначала воздействовать более коротковолновыми лазерами (например, синим или зеленым), а через 5-7 минут - красным или инфракрасным.

2. Применение коротких светопроводящих насадок позволяет максимально сохранить важнейшие физические свойства НИЛИ.

3. Применение зеркальных и магнитолазерных насадок позволяет значительно повысить терапевтическую эффективность, снизить максимально поглощенную дозу излучения.

4. Использование преимущественно импульсного НИЛИ. Это позволяет получить терапевтический эффект при значительно более низких дозах, чем при использовании непрерывного НИЛИ.

Итак, для взаимодействия света с тканями глаза при лазерной терапии являются важными: время облучения, режим облучения (непрерывный или импульсный), периодичность и длительность воздействия, мощность лазера, спектральные характеристики излучения лазера и поглощения ткани, а также физиологическое состояние тканей на момент облучения. Также может проявить себя степень гомеостаза живой материи.



3. Расчетная часть

3.1 Моделирование температурных полей внутриглазных сред при лазерной терапии

Задача практической части курсового проекта - создать модель температурного воздействия лазерного излучения на глаз человека при различных методах терапии и хирургии, проанализировать полученные температурные поля и сравнить их с результатами исследований по данному вопросу.

Для решения поставленной задачи используем модуль Heat Transfer пакета моделирования Comsol Multiphysics (приложение The Bioheat Equation), описывающий процессы распространения тепла в тканях организма человека. Данный модуль учитывает влияние кровотока на процессы передачи тепла. Уравнение теплопереноса выглядит следующим образом:

(2)

где д_ts - коэффициент временного разрешения (безразмерный);

с - плотность ткани (кг/м³);

C - теплоемкость ткани (Дж/(кг*К));

k - тензор теплопроводности ткани (Вт/(м·K));

Параметры модели:

1) Геометрические:

- длина сагиттальной оси глазного яблока в среднем: 24,4 мм, вертикальной - 23,5 мм;

Склера (sclera):

- толщина в заднем отделе 1 мм, в области экватора - 0,3-0,4 мм;

Роговица (cornea): толщина в центре - 0,6-0,7 мм, на периферии, около 1,2 мм; горизонтальный диаметр равен в среднем 11,6 мм, вертикальный - 10 мм;

Радужка (iris): горизонтальный диаметр 12,5 мм, вертикальный, 12 мм. В центре радужки находится зрачок, средний диаметр зрачка 3 мм.

Хрусталик (lens): диаметр 9-10 мм, переднезадний размер - 3,7-5 мм.

Рисунок 10 - Геометрическая модель глаза в Draw Mode пакета Comsol Myltiphysics

2) Ввод значений коэффициентов уравнения (теплофизические параметры тканей)

Таблица 1. Теплофизические характеристики интраокулярных сред

	Теплопроводность, Вт/м*К	Теплоемкость, Дж/кг*К	Плотность, кг/м3
Роговица	0,58	4178	1060
Стекловидное тело	0,46	4020	1009
Сетчатка	0,46	3560	1040
Цилиарная мышца	0,5	4000	1100
хрусталик	0,4	3000	1100
Передняя камера	0,6	3430	1009
Склера	1,0	3180	1100
Радужка	0,5	3500	1060



Параметры крови (кроме уровня перфузии) задавались одинаковыми для всех тканей и равными средним физиологическим значениям:

с_b = 1060 (кг/м³)

C_b = 3639 (Дж/(кг·K))

T_b = 311,5 (K)

Температура окружающей среды задавалась равной 24 град. С

3) Задание граничных условий

Аналогично с [1], граничные условия задавались 3х видов:

1. Внутренние границы между элементами модели: коэффициент теплопереноса 60 Вт/м³

2. Внешние границы, соприкасающиеся с внутренней средой организма: коэффициент теплопереноса 65 Вт/м³, температура на границе 37 град.

3. Внешние границы, соприкасающиеся с внешней средой: температура на границе 24град. С, тепловой поток на границе включает следующие процессы: конвекция, испарение, электромагнитное поле.

Таблица 2. Значения коэффициентов

Параметр		Значение
hbl	Коэффициент конвекции крови	65 Вт/м2*K
hamb	Коэффициент конвекции из окружающей среды	10 Вт/м2*K
Tamb	Температура окружающей среды	298 K
E	уровень испарения	40 Вт/м2
у	Константа Стефана-Больцмана	5.67 x 10-8 Вт/м2*K4
е		0.975

4) В программе автоматически (можно вручную) создается расчетная сетка, задается временной шаг.



Рисунок 11 - Расчетная сетка

5) Для определения начальных условий (температура тканей в момент времени Т₀) проводим моделирование без учета внешних воздействий, задавая при этом большой промежуток времени (500с):

Рисунок 12 - Определение равновесного распределения температуры



Рисунок 13 - Процесс установления равновесного состояния в тканях глаза (на легенде - время, по оси y - расстояние от заднего участка глаза (0) к роговице (0,027))

6) После корректировки начальных условий добавляем внешний источник тепла, имитирующий лазерное излучение.

3.2 Моделирование низкоинтенсивного лазерного излучения

Один из методов лечения атрофии зрительного нерва - лазеростимуляция. При операции происходит засветка всех тканей на пути к нерву, при этом происходит их нагрев. Стимуляцию зрительного нерва осуществляют с помощью терапевтического офтальмологического лазерного аппарата, обеспечивающей диаметр лазерного пятна в пределах от 2 до 15 мм, расфокусированным лучом гелий-неонового лазера с длиной волны 0,633мкм. Воздействие осуществляют малым уровнем плотности потока мощности лазерного излучения (50 мкВт/см²), модулированным с частотой 2,5 Гц. Время облучения - 3-4 минуты. Лазерное излучение направляют в центр зрачка строго по оптической оси глаза на область диска зрительного нерва.

Модулированное во времени излучение представляем посредством функции mod (См. Рис.14). После проведения расчетов программе Comsol выяснено, что данный тип воздействия не оказывает заметного изменения температуры глазных сред за время воздействия 3 минуты (температурное поле аналогично равновесному состоянию).

Рисунок 14 - Модель лазерного излучения

Изменим импульсный режим на непрерывный, увеличим площадь пучка (т.е. в процесс поглощения включается цилиарная мышца и радужка), увеличим время воздействия до 5 минут.

Из полученного поля температур видно, что происходит нагрев в основном передней части глазного яблока (т.к. коэффициент поглощения излучения роговицей значительно превышает коэффициенты поглощения остальных тканей при длине волны 633 нм):



Рисунок 15 - Температурное поле глазных сред после 5 минут непрерывного облучения лазером мощностью 50 мкВт/см².

Максимальная температура - 38,18 град. С

Рисунок 16 - График изменения температуры на оси глазного яблока после 0 (н.у.), 1 и 5 минут непрерывного облучения лазером мощностью 50 мкВт/см²



3.3 Моделирование распределения температуры внутриглазных сред при операции лазерной экстракции катаракты

Катаракта является одним из распространённых заболеваний глаза.

Под действием лазерного излучения в хрусталике реализуется быстрое интенсивное объёмное тепловыделение, приводящее к возникновению и схлопыванию паровых пузырьков, что инициирует ударно-волновые процессы в среде, что приводит к разрушению хрусталика.

Выбор лазера определяется наличием водной среды в окружении хрусталика, целесообразно использование твёрдотельных лазеров: Er: YAG лазера с длиной волны 2,94 мкм, Ho:YAG лазера, 2,12 мкм, Tu: YAG лазера, 1,9мкм и Nd: YAG лазера, 1,44мкм).

Наибольшее внимание привлёк Nd: YAG лазер с длиной волны 1,44 мкм. При его использовании была зафиксирована в 1,5 раза более высокая скорость разрушения хрусталика, чем при работе с Er: YAG лазером. Даже самое плотное (бурое) ядро удавалось разрушить и аспирировать (удалить) за 2 - 3 минуты.

Для удобства оперирования и одновременной аспирации разрушенных масс используется бимануальная техники операции. Её суть состоит в разделении системы аспирации и доставки лазерного излучения. Используются 2 наконечника, один из которых выполняет функцию аспирации, другой служит проводником световода и выполняет одновременно роль шпателя-манипулятора. Техника лазерной экстракции требует выполнения роговичных туннельных разрезов размером менее 2 мм, поэтому имплантируемые мягкие линзы должны сворачиваться до адекватного объёма, не меняя при этом своих оптических и механических свойств.

Лазерное излучение в данном случае целесообразно представить в виде объемного источника тепла, выделяемого в хрусталике за эффективное время облучения [1] «Effective Phaco Time» or EPT, принимаемое 10 секунд (для импульсного модулированного облучения). Эффективный источник тепла принимаем 26,111,358 Вт/м3

Результаты практически совпадают с приведенными в литературе данными [1]:

Рисунок 17 - Распределение температуры внутриглазных сред при лазерной экстракции катаракты

Рисунок 18 - График распределения температуры на оси глазного яблока после 0 (н.у.), 1 и 10 секунд лазерной операции



Нагрев соседних с хрусталиком тканей до 50град.С может привести к их термическому повреждению (денатурация белков) и некрозу. В связи с этим необходимо применение специальных мер по охлаждению [8] тканей во время операции.



Заключение

1. Современные программные пакеты моделирования, такие, как Comsol Multiphysics, Matlab и пр., а также методы расчета (сеточно-характеристический анализ) позволяют даже с использованием персонального компьютера провести относительно точное моделирование физических процессов. В данной работе осуществлялось моделирование температурных полей внутриглазных сред при различных воздействиях лазерного излучения.

При моделировании учитывался режим воздействия (постоянный, импульсный), спектральные характеристики поглощающих сред, внешние и внутренние граничные условия. Полученные результаты показали, что современные терапевтические методики облучения не вызывают нагрева тканей глаза до температур, вызывающих необратимые деструктивные изменения в тканях (денатурация). Однако при лазерной хирургии, в частности, при экстракции катаракты, поглощаемое хрусталиком тепло может стать причиной термического повреждения близлежащих тканей (коагуляция), что демонстрирует необходимость применения охлаждающих устройств во время операции.

2. Полученные результаты совпадают с литературными данными [1] с точностью до градуса Цельсия, что при общем изменении температур на десятки градусов является довольно точным результатом.

При моделировании не учитывалось Гауссово радиальное распределение интенсивности в лазерном пучке. Также можно предположить, что причиной погрешности в расчетах является нехватка или расхождение литературных данных о спектральных характеристиках тканей и коэффициентах поглощения.



Список используемых источников

1. Modeling Heat Transfer in the Eye during Cataract Surgery / Akkar S., Bharadwaj K., Paya N., Shai A. - Cornell University, 2009

2. Fetd computation of the temperature distribution induced into a human eye by a pulsed laser / Cvetkovic M., Poljak1 D.,Peratta A - Progress In Electromagnetics Research, 2011, Vol. 120, 403-421

3. Низкоинтенсивная лазерная терапия воспалительных заболеваний переднего отдела глаза / Абрамов М.В. - 2012

4. Расчет динамических процессов в глазу при лазерной экстракции катаракты / Балановский Н.Н., Бубнов А. В., Обухов А.С., Петров И.Б - Математическое моделирование: МФТИ, т. 15, ном.11, 2003. - С.37-44

5. Перспективы применения голографических методов в медицине / А.Ю. Попов, А.В. Тюрин, В.Я. Гоцульский, В.Г. Ткаченко, В.Е. Чечко, А.А. Римашевский, Т.А. Фунск, А.В. Скринник, Н.А. Попова, Г.Н. Джуртубаева, ГУ. - г. Одесса

6. Лазерные биомедицинские технологии (часть 1) / Беликов А.В., Скрипник А.В - Учебное пособие. СПб: СПбГУ ИТМО, 2008. - 116 с.

7. Вопросы лазерной безопасности: Учеб. пособие под ред. О.В. Рожкова / Вереникина Н.М., Карасик В.Е., Рожков О.В. - 2010.

8. Температурные поля внутриглазных сред при лазерной терапии / Подольцев А.С., Желтов Г.И., Могутов В.И. - АНК «Институт тепло- и массообмена им. А.В. Лыкова НАНБ - 2011.

Диссертация, автореферат диссертации

9. Кравчук О.В. Оптимальные факторы защиты заднего эпителия роговицы в ходе лазерной экстракции катаракты: автореф. дис. кан. мед. наук: 20.05.2011 / О.В. Кравчук; ФГУ «МНТК» им.акад. С.Н. Федорова Росмедтехнологии»

10. Подольцев А.С. Теплофизические процессы в тканях глаза при воздействии импульсного лазерного излучения: автореф. дис. кан. физ.-мат. наук: 15.10.1989/ А.С. Подольцев: Институт тепло- и массообмена им. А.В. Лыкова, Минск -15с.

Размещено на Allbest.ru