Лазерна техніка
Розвиток лазерної техніки дозволив сформувати великий науково-технічний напрямок – взаємодії когерентного монохроматичного електромагнітного випромінювання з біологічними системами – лазерної медицини. Дослідження випромінювання лазера проводилися за такими напрямками, як виявлення процесів, що відбуваються в біологічній системі, та дослідження останньої під впливом випромінювання лазера; використання лазерів у медицині для діагностики та терапевтики; встановлення ступеня безпечності впливу його випромінювання на здоров’я людини. Сьогодні лазери успішно застосовуються в таких сферах, як хірургія, онкологія, офтальмологія, терапія, стоматологія, урологія, гінекологія, щелепно-лицева хірургія, нейрохірургія, ендоскопія, фізіотерапія. Відкриття лазерного фотогідравлічного ефекту [1] дало широкий спектр можливостей для пластичної хірургії. В онкології для лікування ран, виразок, шкіряних захворювань застосовують низькоінтенсивне лазерне випромінювання [2].
В офтальмології за допомогою лазерів проводять такі лікування, як відшарування сітчатки, діабет (крововилив судин, що живлять сітчатку), глаукома, приварювання сітчатки та ін. При великих тривалостях (секунди, мілісекунди) і малих рівнях потужності в імпульсі випромінювання проводить коагулюючу дію [3]. Разом із тепловою коагулюючою дією в офтальмології використовується руйнуючий ефект лазерного випромінювання, що має місце при фокусуванні надкоротких і надпотужних імпульсів, які проявляються в ефекті мікровибуху. Такий режим використовується в офтальмологічній установці “Ятаган-1” для пробивання каналів у тканинах ока при лікуванні глаукоми.
У 1984 році завершилась розробка офтальмологічної лазерної установки "Якорь-1" на базі неперервного ІАГ: Nd3+ лазера з перетворенням випромінювання в другу гармоніку з EMBED Equation.3 =0,532 мкм та імпульсивного лазера на неодимовому склі з модуляцією добротності EMBED Equation.3 =1,06 мкм. Чисто зелене випромінювання мінімально пошкоджує нервову тканину. Крім того, в зоні лазерної обробки зеленим світлом відбувається більш ефективне проростання кровоносних судин, що дозволяє здійснювати більш ранню та більш ефективну обробку очного дна [4].
Використання випромінювання лазера в клінічній офтальмології має ряд переваг, зокрема, точна локалізація місця коагуляції та мале нагрівання тканин, що містяться навколо області коагуляції, здійснюються внаслідок короткого часу експозиції. Монохроматичність світла зменшує ефект хроматичної аберації в оці і дозволяє проводити спостереження. Поряд із цим виникають проблеми, пов’язані з роботою лазера – нагрівання та зміна положення робочої речовини, порушення в дзеркалах, лампі, оптичному резонаторі; обмеженість контролю за процесом опромінення, виникнення труднощів при фотокоагуляції на периферії, та при створенні щонайменших розмірів діаметра лазерного променя (внаслідок дифракції від країв зіниці) та ін.
У такій галузі, як кардіологія, в США і Росії групою медиків і фізиків ФІАН проведені перші спроби щодо забезпечення позасудинного живлення кров’ю серцевого м’яза. При захворюванні (закупорці) судинної системи, що живить серцевий м’яз, виявилося можливим здійснити додаткове постачання кров’ю серцевого м’яза через багаточисельні отвори, зроблені в м’язі за допомогою СО2-лазера, що працює в імпульсному режимі. Лазер безперервної дії на ІАГ: Nd3+ успішно був застосований тією ж групою медиків та фізиків, а також із участю медиків в Каунасі для лікування такого захворювання, як аритмія серця. В ході пошуку шляхів лікування цієї хвороби медики навчилися виявляти топологію паразитних каналів, по яких надходять додаткові хибні сигнали до серцевого м’яза, які викликають аритмію в роботі серця. Були випробовані різноманітні методи розтину цих хибних каналів, однак кардинального вирішення проблеми не було знайдено. Переміщення нервових каналів за допомогою ІАГ: Nd3+ лазера виявилося досить ефективним, тому дослідження в цьому напрямку заслуговують уваги.
Клінічна практика показала, що лазерна терапія широкого кола захворювань за ефективністю часто набагато краща, ніж інші способи лікування. Низькоінтенсивне лазерне випромінювання з успіхом використовується в різних галузях медицини. Не викликає сумніву стимулююча, протизапальна і обезболююча дія випромінювання гелій-неонового лазера, його нормалізуючий вплив на обмін речовин і стан імунної системи. Проте механізм взаємодії лазерного і світлового некогерентного випромінювання взагалі на клітинно-молекулярному рівні залишається не виясненим.
Рис 1. Оптична схема вимірювання фотовицвітання барвника в органічній матриці: 1-He-Ne лазер; 2, 3 – подільні пластинки; 4 – лінза; 5 – досліджуваний елемент; 6, 9 – фо-тодіоди ФД-24; 7, 10 – блоки живлення БП 591; 8, 11 – циф-рові вольтметри В7–16А; 12 – ІМО-2Н
Незважаючи на досягнуті результати, лазерна медицина робить лише перші кроки. Для реалізації досягнень квантової електроніки в інтересах медицини необхідно істотно розширити і підняти на новий рівень весь комплекс досліджень взаємодії лазерного випромінювання з біологічною системою – живою тканиною. При дослідженні такої взаємодії потрібно враховувати такі фактори, як параметри випроміню-вання та характеристики біологічної системи.
Отримані в ході цих досліджень кількісні дані про глибину проник-нення в тканину, про кількість поглиненої енергії, про теплоємності й теплопровідності живої тканини та ін., повинні бути покладені в основу математичних моделей взаємодії випромінювання з біологічною систе-мою, а одержані розрахунки стануть основою для формування чітких вимог до лазера відповідно до кож-ного окремого завдання. Ці дані необхідні, наприклад, для визначення залежності між густиною потужності СО2-лазера і швидкістю розрізу живої тканини при різних видах тканини. Помітну роль при цьому буде відігравати також створення та вивчення технічної моделі біологічної системи, над чим автори роботи і працюють.
У відомих методиках лазерної терапії не приділяють належної уваги точному дозуванню лазерного опромінення, й енергетична доза випромінювання, яка поглинається організмом, не може бути обчислена як простий добуток коефіцієнта поглинання, інтенсивності опромінення і тривалості сеансу. Це пов’язано з тим, що будь-який біологічний організм є автоколивальною системою зі своїм спектром коливальних процесів, і тому енергетична доза, яка поглинається організмом, визначається не тільки тривалістю дії, а й станом організму. Автори [5] пропонують здійснювати просторово-часову модуляцію випромінювання, що вводиться в біологічну систему.
Провідні вчені Тверського медичного інституту дослідили вплив внутрісудинного лазерного опромінення крові (ВЛОК) на організм хворих раком легень. Вони обстежили 90 таких хворих, поділених на 6 груп. Одну з груп опромінювали “перервним” курсом ВЛОК: тривалість одного сеансу – 20 хв, потужність на виході світловоду 3 мВт з відключенням лазерної установки через кожні 2 хвилини опромінення на 1 хвилину. Отримані результати показали можливість використання ВЛОК при лікуванні раку легень. Було показано, що кращих результатів досягають при опроміненні “перервним” курсом і в поєднанні з певними лікарськими препаратами.
Отже, досить актуальним є створення штучної моделі біологічної системи. З цією метою нами проведено дослідження щодо визначення впливу модульованого за інтенсивністю низькоінтенсивного лазерного світла на фізико-хімічні властивості світлочутливої композиції.
Нами вивчено кінетику фоторозпаду органічного барвника в поліуретанакрилатній матриці в умовах радикальної полімеризації при перервному опроміненні. Вимірювання фотостійкості відбувалося шляхом реєстрування змін початкового пропускання Т0 в умовах слабкого опромінення випромінюванням одномодового He-Ne лазера ЛГ-52, 8 мВт ( EMBED Equation.3 0,632 мкм) за схемою, що на рис. 1. Експериментальні зразки ставили в перетяжку каустики додатної лінзи з фокусною відстанню f=18 см (200 мкм). У дослідженнях фіксувалась потужність падаючого випромінювання (І1) і випромінювання (І2), що проходитя через зразок за дискретні проміжки часу. Чутливість системи вимірювання (вольтметр-фотодіод) калібрувалася за допомогою калориметра ІМО-2Н. Значення пропускання Т(%) визначалося як відношення Т=(І2/І1)?К?100%, де К – коефіцієнт пропорційності, який визначається при калібруванні й залежить від чуттєвості фотоприймачів. Спостерігалася (рис. 2) ступінчаста кінетика фоторозпаду, коли після кожної зупинки опромінення ( EMBED Equation.3 tmin=10 сек) швидкість фоторозпаду суттєво зростала.
Ступінчасті кінетичні процеси в радикальній термофотополімеризації описані у монографії [7]. Подібні кінетики спостерігались при зміні умов отримання вільних радикалів: ступінчаста зміна температури полімеризації; розтяг зразка в будь-якій точці початкової кінетичної кривої; при перериванні процесу опромінення актинічним світлом. Згідно [7], адекватної теорії цього явища немає.
Рис 2. Залежність пропускання від часу в системі ОУА-2000 + ПК 742 +БФ (0,4%) при перервному опроміненні УФ світлом ( EMBED Equation.3 зонд=742 нм, EMBED Equation.3 акт=350 нм, EMBED Equation.3 tmin=10 сек-5 хв)
Розглянемо можливий механізм явища. Стала реакції росту ланцюга kp характеризує середню активність макрорадикалів у кожний проміжок часу: є макрорадикали з великим kp і з меншим kp в об’ємі зразка. В процесі реакції розподіл деформується так, що концентрація макрорадикалів з малим kp зростає, а концентрація з великим kp зменшується так, що середня швидкість росту ланцюга зменшується (кінетичні зупинки реакції). Якщо будь-яким чином поновити деформований розподіл kp(x,y,z,t), то реакція відновлюється з попе-редньою швидкістю за рахунок появи молекул із більшим kp. Деяке відновлення початкового розподілу kp(x,y,z,t) в наших умовах ми здійснюємо, якщо зупиняємо вироблення ради-калів ініціатора шляхом переривання актиніч-ного опромінення. Дійсно, тривалість життя макрорадикалів на середніх і пізніших стадіях полімеризації складає десятки секунд [8], тривалість життя хімічно реакційних збуджених молекул барвника приблизно 1 нс і менше. Вимкнення світла супроводжується різким зменшенням швидкості фоторозпаду, оскільки в реакції фоторозпаду з участю макрорадикалів найбільш активні збуджені молекули, а поліме-ризація композита продовжується протягом десятків секунд практично в тому ж темпі. У результаті досягнутий до моменту зупинки розподіл kp(x,y,z,t) в реакції постполімеризації, в певному розумінні, відновлюється. Тому при новому ввімкненні світла через EMBED Equation.3 tmin=20 сек швидкість фоторозпаду барвника знову зростає. Отже, максимальна швидкість фоторозпаду визначається концентрацією електронно-збуджених молекул барвника.
Вивчення кінетики фоторозпаду в умовах радикальної полімеризації при перервному опроміненні вказує на ще один шлях зменшення фоторозпаду молекул органічного барвни-ка – використання реакції постполімеризації – і таким чином, збільшення енергетичної ефективності лазера на барвнику.
Досліджені авторами процеси в світлочутливій композиції дозволяють за певних умов перенести результати експериментів на біологічні системи, тобто створити модель одного із процесів, що відбуваються в живій тканині під дією модульованого за інтенсивністю випромінювання лазера:
- опромінювати максимальну кількість червоних кров’яних тілець в момент їхньої максимальної концентрації в судині поблизу світловоду;
понизити лазерне опромінення стінок біологічної системи, судини за рахунок зниження інтенсивності лазерного випромінювання і зменшення його кутового розходження на виході світловоду;
зменшити тепловий вплив лазерного випромінювання на організм;
об’єктивізувати облік дози енергії, що поглинається.
Наступні дослідження авторів будуть проводитися за цими напрямками.