ПРОСВЕТЛЕНИЕ ХРЯЩЕВОЙ ТКАНИ НА ДЛИНЕ ВОЛНЫ 1560

ПРОСВЕТЛЕНИЕ ХРЯЩЕВОЙ ТКАНИ НА ДЛИНЕ ВОЛНЫ 1560 НМ ПРИ
МЕХАНИЧЕСКОЙ НАГРУЗКЕ И ЛАЗЕРНОМ НАГРЕВЕ
Баграташвили Н.В., Кондюрин А.В., Свиридов А.П.
Институт Проблем Лазерных и Информационных Технологий
РАН, г. Троицк, Московская обл., 142190, Россия
andrey.kondyurin@gmail.com
Исследована динамика пропускания излучения с длиной волны 1560 нм через хрящевую ткань
перегородки носа теленка ex vivo при лазерном нагреве в сочетании с механической нагрузкой.
Эксперимент моделировал условия проведения операции по коррекции формы перегородки носа
человека, осуществляемые в клинической практике. Излучение лазера доставлялось через
прозрачное окно, прижатое к образцу ткани с заданной силой. Пройдя через образец, оно поступало
в интегрирующую сферу, с помощью которой измерялась его энергия как функция времени и силы
прижатия окна. Показано, что с увеличением силы прижатия до 2.5 Н происходит линейное сжатие
хряща, достигающее примерно 12% исходной толщины. При этом наблюдалось отклонение от
закона Бэра, связанное с вытеснением воды из зоны сжатия. При лазерном нагреве происходит
просветление хрящевой ткани, зависящее лишь от температуры образца. При мощности примерно 1
Вт пропускание хряща увеличивается примерно в два раза в течение 10 с. Столь значительные
изменения оптической плотности необходимо учитывать при выборе наиболее эффективных и
безопасных режимов лазерного воздействия на биологические ткани.
В течение последних десяти лет лазерное излучение с длиной волны 1560
нм (волоконный эрбиевый лазер с диодной накачкой) стало активно
использоваться в медицинской практике, в частности, при операциях по коррекции
формы перегородки носа человека [1]. Данная методика основывается на явлении
релаксации механических напряжений в хрящевой ткани при лазерном нагреве [2].
С помощью внешнего механического воздействия хрящу придают желаемую
конфигурацию, затем осуществляют лазерный нагрев локальных областей хряща с
максимальным напряжением до температуры 70-80°С. В результате, происходит
релаксация механических напряжений и стабилизация требуемой формы хряща.
Важной особенностью взаимодействия лазерного излучения длиной волны 1560 нм
с хрящевой тканью является значительное изменение оптических свойств в
процессе нагрева [3]. Однако, до настоящего времени оно не исследовалось на
количественном уровне. В то же время знание оптических свойств биологических
тканей и их зависимость от температуры и внешних воздействий является одним
из основных факторов, обеспечивающих эффективность и безопасность лазерных
методики в медицинской практике.
Контактор
mg
Световод
Окно контактора
Образец
Термопара
Интегрирующая
сфера
Лазер
Рис.1. Схема измерения пропускания ИК лазерного излучения
через образец при механической нагрузке и лазерном нагреве.
В настоящей работе исследована динамика пропускания лазерного
излучения с длиной волны 1560 нм через хрящевую ткань перегородки носа
теленка ex vivo в сочетании с механическим сжатием в процессе лазерного нагрева.
На рис. 1 представлена схема экспериментальной установки. Эксперименты
проводились с помощью контактора, который применяется в клинической практике
для коррекции формы перегородки носа. Плоские образцы хрящевой ткани
13
толщиной 1.5-2 мм помещались на стеклянное входное окно интегрирующей
сферы, сапфировый наконечник контактора диаметром 3 мм прижимался к образцу
сверху, сила прижатия контролировалась грузом известной массы, закрепленным на
контакторе. Относительное сжатие образца контролировалось с помощью
микрометра, присоединенного к корпусу контактора. Лазерное излучение
транспортировалось к наконечнику контактора с помощью кварцевого оптического
волокна с диаметром сердцевины 0.6 мм. Для измерения мощности излучения,
прошедшего через образец, использовалась интегрирующая сфера с калиброванным
датчиком мощности излучения. Для контроля температуры образца использовалась
термопара толщиной 0,125 мм, введенная в толщу образца через боковой разрез и
расположенная в центре облучаемой зоны на расстоянии примерно 1 мм от верхней
поверхности. Сбор данных с термопары и датчика интегрирующей сферы
осуществлялся с помощью АЦП (модели cDAQ-9172, 9211 и USB-6009, NI, CША)
и авторской программы, написанной в среде LABVIEW. Таким образом, в процессе
эксперимента одновременно измерялись следующие параметры: нагрузка на
образец, изменение толщины образца, температура в центре облучаемой зоны
образца и мощность проходящего излучения.
Измерения толщины образца хрящевой ткани при различных нагрузках
показали, что с увеличением действующей на контактор силы происходит линейное
сжатие хряща, достигающее примерно 12% при силе примерно 2.5 Н. Это приводит
к росту интенсивности зондирующего излучения, прошедшего через образец в
интегрирующую сферу. Измерения зависимости пропускания лазерного излучения
от нагрузки проводили в импульсном режиме, при котором интенсивность
зондирующего излучения (λ=1560 нм) и длительность импульсов были
минимальны, чтобы не допустить сколько-нибудь существенного нагрева ткани.
Записав закон Бэра в следующей форме:
I = I 0' exp(− µ ýô ô ⋅ ( x0 − ∆x)) = I 0' exp(− µ ýô ô ⋅ x0 ) ⋅ exp( µ ýô ô ⋅ ∆x) = I 0 exp( µ ýô ô ⋅ ∆x) ,
где I 0 = I 0' exp( µ ýô ô ⋅ x0 ) – пропускание образца без нагрузки, I 0' – интенсивность
падающего излучения,
µ ýô ô
– эффективный коэффициент ослабления, и
прологарифмировав полученное выражение, получим:
 I ( ∆x ) 
ln 
 = µ ýô ô ⋅ ∆x .
 I0 
Полученная
зависимость
логарифма
отношения
интенсивностей
прошедшего сквозь образец зондирующего излучения (I) при нагрузке и при ее
отсутствии (I0) от сжатия образца (∆x) представлена на рис.2. Видно, что с ростом
сжатия хряща ∆x логарифм отношения интенсивностей I/I0 замедляет свой рост, что
указывает на уменьшение эффективного коэффициента ослабления. Это возможно
объяснить, если допустить, что концентрация воды, которая является основным
хромофором для биологических тканей на длине волны 1560 нм, уменьшается с
ростом силы прижатия вследствие ее вытеснения из матрикса хрящевой ткани в
зоне механического сжатия. Начальное значение эффективного коэффициента
ослабления, составило приблизительно 15 см-1, в то же время коэффициент
поглощения воды на длине волны 1560 нм равен 10.5 см-1 [4]. С учетом
концентрации воды в хрящевой ткани (∼70-80%) и вкладом рассеяния света, эта
величина представляется разумной.
14
0,25
Рис.2. Зависимость логарифма
относительного пропускания от
сжатия хряща, происходящего при
изменении силы, действующей на
контактор. Толщина образца при
нулевой нагрузке составляла 1.8 мм
(сплошная линия – расчет по
закону Бэра с µэфф = 15 см-1, ♦ –
экспериментальные данные).
ln(I/I0 )
0,2
0,15
0,1
0,05
0
0
0,1
0,2
∆ x, мм
0,3
При лазерном нагреве в течение
10 с наблюдалось монотонное
увеличение
интенсивности
излучения, прошед-шего сквозь образец. Сопоставление динамик пропускания
(рис.3а) и температуры (рис.3б), показало, что пропускание лазерного излучения,
нормированное на выходную мощность, практически линейно зависит от
температуры (рис.4а) при нагреве вплоть до 125 °С и практически совпадает
140
0,1
120
o
Температура, С
,11
,09
,08
,07
0.5 Вт
1.0 Вт
1.5 Вт
,06
100
2
4
6
Время, с
8
0.5 Вт
1.0 Вт
1.5 Вт
60
40
20
,05
0
80
0
10
2
4
6
Время, с
8
10
18
0,11
0,10
0,09
0,08
0,07
0,06
0,05
0,04
0.5 Вт
1.0 Вт
1.5 Вт
-1
16
µэфф, см
I/I0 , отн. ед.
(а)
(б)
Рис.3. Динамика пропускания излучения (а) сквозь образец хряща и температуры образца (б)
зависимости от мощности излучения при нагрузке на контактор 1.25 Н, толщина образца 1.8 мм (I –
мощность излучения, прошедшего сквозь образец, I’0 – выходная мощность лазера).
0.5 Вт
1.0 Вт
1.5 Вт
25
14
12
10
25
50 75 100 125
о
Температура, С
50 75 100 125
Температура, оС
(а)
(б)
Рис.4. Зависимость пропускания (а) и эффективного коэффициента ослабления (б) образца
хрящевой ткани на длине волны 1560 нм от температуры в центре нагреваемой зоны при лазерном
нагреве (нагрузка 1.25 Н, толщина образца 1.8 мм).
15
при различных мощностях излучения. Существенное уменьшение эффективного
коэффициента ослабления (рис.4б) можно объяснить термодиффузией воды из
зоны нагрева и/или уменьшением коэффициента поглощения воды в области длин
волн 1560 нм при нагреве выше комнатной температуры [5].
Таким образом, наши эксперименты показали, что что при нагреве хрящевой
ткани до температуры, при которой происходит релаксация механических
напряжений, характерное уменьшение поглощения на длине волны 1560 нм
составляет примерно 20-25%. Это обстоятельство необходимо учитывать при
выборе режимов проведения медицинских операций с применением лазеров,
излучающих этой длине волны. Полученные в данной работе зависимости
эффективного коэффициента ослабления от температуры хряща могут быть
использованы
для
расчетов
пространственно-временного
распределения
интенсивности излучения и температуры внутри ткани в процессе лазерного
нагрева.
1. Ovchinnikov Y., Sobol E., Svistushkin V., Shekhter A., Bagratashvili V., Sviridov A.
“Laser septochondrocorrection” // Arch Facial Plast Surg. 2002. V.4. №3. P. 180-185.
2. Sobol E.N., Bagratashvili V.N., Sviridov A.P., Omel'chenko A.I., et al. “Phenomenon
of cartilage shaping using moderate heating and its applications in otorhinolaryngology”
// Proc. SPIE. 1996. V. 2623. P. 560-564.
3. Баграташвили В.Н., Баграташвили Н.В., Гапонцев В.П., Махмутова Г.Ш. и др.
“Изменение оптических свойств гиалинового хряща при нагреве лазерным
излучением ближнего ИК диапазона” // Квантовая электроника. 2001. Т. 31. №6. С.
534-538.
4. Kou L., Labrie D., Chylek P. “Refractive indices of water and ice in the 0.65 to 2.5 µm
spectral range” // Appl. Opt. 1993. V. 32. P. 3531-3540.
5. Segnan V.H., Sasic S., Isaksson T., Ozaki Y. “Studies of structure of water using twodimensional near infrared correlation spectroscopy and principal component analysis” //
Anal. Chem. 2001. V. 73. P. 3153-3161.
CLARIFICATION OF CARTILAGE DURING 1560 NM LASER HEATING
IN COMBINATION WITH MECHANICAL LOADING
Bagratashvili N.V., Kondyurin A.V., Sviridov A.P.
Institute on Laser and Information Technologies of Russian Academy of Sciences,
Troitsk, Moscow Region, 142190, Russia
andrey.kondyurin@gmail.com
The transmission of 1560 nm laser radiation through cartilage of bovine nasal septum ex vivo during laser
heating combined with mechanical loading was studied, in conditions modeling actual clinical laser
correction of human nasal septum. Laser radiation was delivered through transparent window of 3 mm
diameter pressed to the sample surface with constant force. The integrating sphere was used to collect the
laser light transmitted through the sample. Its energy was measured as a function of exposure time and
pressing force. It is shown that monotonic reduction of cartilage thickness with increase of pressing force
occur beneath window attaining about 12% for 25 N causing appropriate increase of laser light
transmission. During laser heating the monotonic increase of light transmission took place depending on the
illuminating beam power. It attained about 100% during 10 s of 1 W illumination, which is typical for
clinical practice. Such considerable changes of optical density one should take into account for effective and
safe treatment of biological tissues with 1560 nm laser.
16