Оба примененных метода дали схожие результаты. Наибольшей проникающей способностью отличалось излучение гелий-неонового лазера, наименьшей — гелий-кадмиевого. Во всех случаях глубина проникновения не превышала 2—2,5 мм.

Интересная задача была поставлена в опытах, проведенных В. А. Дубровским и О. Г. Астафьевой (1979), в которых сравнивали величину поглощения красного излучения гемолизатом крови с различными физическими свойствами: поляризованного когерентного излучения гелий-неонового лазера; поляризованного некогерентного излучения лампы накаливания, пропущенного через поляроид и спектральные фильтры; неполяризованного и некогерентного излучения лампы накаливания, пропущенного только через спектральные фильтры. Было установлено, что пространственная когерентность не отражается на поглощении. Выраженное влияние на него оказывают ширина спектра и поляризационные свойства излучения: поляризованное излучение поглощается менее активно, чем неполяризованное.

Наряду с приведенными данными о поглощении биологическими тканями излучения лазеров, которые генерируют в ближней ультрафиолетовой (азотный), видимой (гелий-кадмиевый, аргоновый, гели й-неоновый, рубиновый) и ближней инфракрасной (неодимовый) спектральных областях, практически важной является информация о поглощении излучения СОз-лазера, генерирующего в инфракрасной области на длине волны 10 600 нм. Поскольку это излучение интенсивно поглощается водой, а последняя составляет около 80% массы большинства клеток, при воздействии на биологические ткани излучением СОг-лазера оно практически полностью поглощается поверхностными слоями клеток .

Как отмечалось выше, проникновение лазерного излучения в глубину тканей ограничено вследствие не только поглощения, но и других процессов, в частности отражения излучения от по-нерхности ткани. По данным Б. А. Кудряшова (1976), с. Д. Плетнева (1978) и др., отраженное белой кожей человека и животных излучение лазеров, генерирующих в ближней ультрафиолетовой и видимой областях спектра (азотный, гелий-кадмиевый, аргоновый, гелий-неоновый, рубиновый), составляет 30—40%; для инфракрасного излучения неодимового лазера эта величина не-(колько меньше (20—35%), а в случае более далекого инфракрасного излучения СОг-лазера она уменьшается приблизительно до 5%. Для различных внутренних органов животных величина коэффициента отражения света (633 нм) колеблется от 0,18 (печень) до 0,60 (мозг)

Вследствие ослабления лазерного излучения глубина его проникновения в биологические ткани не превышает нескольких миллиметров, и при практическом применении лазеров нужно исходить из этих условий. Однако наряду с изложенными материалами известны данные, позволяющие сделать более оптимистические выводы. Речь идет о том, что во всех рассмотренных выше исследованиях удалось оценить роль рассеяния излучения в глубине ткани. Когда, например, с помощью фотометрического шара определяли коэффициенты пропускания и отражения образца ткани, выявленная разница в интенсивности излучения, падавшего на поверхность образца и прошедшего сквозь него, представляла собой (за вычетом отраженного излучения) сумму потерь на поглощение и рассеивание, причем доля каждого из этих процессов оставалась неизвестной. В другом случае, когда интенсивность излучения, достигшего данной точки в глубине ткани, измеряли с помощью светового зонда, торец последнего воспринимал только излучение, которое падало «спереди» .На самом деле рассматриваемая точка внутри ткани освещается со всех сторон излучением, рассеянным частицами, окружающими ее. Следовательно, с помощью указанного метода получали заниженные показатели распределения интенсивности излучения по глубине, что не позволяло учесть рассеянный свет. Вместе с тем в интенсивно рассеивающих средах, каковыми являются биологические ткани, доля рассеянного излучения весьма значительна .

С учетом этих положений в серии обстоятельных исследований. Dougherty и соавт. (1975, 1978) была сделана попытка выяснить влияние светорассеивания на глубину проникновения излучения в ткани. Авторы с помощью фотоэлемента определяли долю светового излучения ксеноновой лампы (выделялась область 620—640 нм),прошедшего сквозь срезы различной толщины, которые были получены из перевивной опухоли молочной железы мышей или из их нормальных тканей. Полученные величины коэффициента светопропускания использовали для вычисления коэффициентов рассеяния (S) и поглощения (К) из соотношений, установленных P. Kubelka (1964) и F. Kottler (I960). Значения, полученные для опухолевой ткани, составляли S = 13,5 и К = 0,04, откуда видно, что доля рассеянного света намного превышает долю поглощенного.      I

Во второй работе, проведенной в 1978 г. той же группой исследователей, были применены два метода, которые позволяли псе величины внутритканевой интенсивности света, как найденные без учета рассеивания, так и включающие его, получить прямым экспериментальным путем. В случае использования одного из методов в глубину свежеиссеченной опухоли (рабдомиоифкомы крыс) вводили волоконный световод толщиной 0,8 мм и его конец, выступающий из ткани, направляли луч гелий-неонового лазера мощностью 2 мВт. С противоположной стороны образца вводили другой световод, соединенный с фотометром. Приводя сначала световоды в соприкосновение, а затем раздвигая их па известные расстояния, измеряли интенсивность излучения, прошедшего сквозь слой ткани фиксированной толщины. Как и в описанных выше опытах, этот метод не позволял учесть рассеянный нет.

Вторая методика была актинометрической (фотохимической) и состояла в том, что в опухолевую ткань на определенную глубину вводили несколько капиллярных трубок диаметром 1 мм, заполненных раствором фоточувствительной смеси. Облучая затем образец ткани светом известной интенсивности с помощью лампы накаливания (длины волн более 600 нм), определяли количество продукта фотохимической реакции, которое было прямо пропорционально интенсивности света и являлось функцией глубины расположения трубок. Очевидно, при такой схеме проведения экспериментов на ход реакции влияло все излучение, дошедшее до данной точки в глубине ткани, в том числе и рассеянный свет. Данные, представленные на рис. 2, позволяют сопоставить результаты, полученные с помощью этих методов. Из графика видно, что интенсивность излучения в опухолевой ткани на одной и той же глубине, определенная актинометрическим способом, существенно выше той, которую устанавливали с помощью волоконнооптической техники. Так, из кривой актинометрических измерений видно, что на глубине 2 см в ткань еще проникает около 8% излучения, тогда как, согласно второй кривой, эта величина составляет менее 0,1% К

Таким образом, значительное преобладание рассеяния видимого света при прохождении его через биологические ткани над поглощением позволяет сделать заключение, что способность лазерного излучения проникать в ткани выше, чем принято считать. Если учесть возможность проведения лазерного излучения вглубь тканей с помощью волоконной оптики и последующее распределение его в толще облучаемого очага благодаря рассеянию, можно попытаться значительно раздвинуть рамки клинического применения лазеров.

6 ПАТОГЕНЕТИЧЕСКИЕ МЕХАНИЗМЫ ВЗАИМОДЕЙСТВИЯ ЛАЗЕРНОГО ИЗЛУЧЕНИЯ С БИОЛОГИЧЕСКИМИ ТКАНЯМИ

Монохроматичность, строгая направленность, когерентность и свойство концентрировать большое количество энергии на малых площадях дают возможность избирательно коагулировать, испарять и резать биологические ткани бесконтактно, с хорошим гемостазом, стерильностью и абластичностью.

При взаимодействии лазерного излучения с биологическими тканями наблюдается целый ряд эффектов: термический, обусловленный селективным поглощением квантов света, возникновение волн сдавления и упругого удара в среде, действие мощных электромагнитных полей, сопровождающих в ряде случаев лазерное излучение, а также ряд других эффектов, обусловленных оптическими свойствами самой среды.

Высокое содержание воды в большинстве биологических тканей в значительной степени объясняет тот факт, что именно термический эффект имеет существенное значение в характеристике их повреждения, особенно при действии излучения в красной и инфракрасной областях спектра, так как поглощение в этой части спектра обусловлено практически полностью водой.

При воздействии лазерного излучения на ткани важное значение имеет степень его фокусировки . Во время прохождения сфокусированного луча лазера через живые ткани интенсивность излучения быстро падает и для мышечной ткани на глубине 4 см составляет лишь 1—2% начальной энергии. Степень и результат биологического действия лазерного излучения на разные клетки, ткани и органы зависят не только от особенностей излучения (тип лазера, длительность и плотность мощности излучения, частота импульсов и др.), но и от физико-химических и биологических особенностей облучаемых тканей или органов/(интенсивность кровотока, гетерогенность, теплопроводность, коэффициент поглощения и отражения различных промежуточных поверхностей внутри среды и др.). Наиболее чувствительными и легко разрушающимися под воздействием лазерного излучения структурами оказались внутриклеточные компоненты клетки .

Возможность концентрации лазерного излучения в узкий пучок привела к созданию лазерного скальпеля, позволяющего производить практически бескровные разрезы различных тканей. В настоящее время уже накоплен большой опыт использования лазерного излучения в экспериментальной и клинической медицине.

Гемостатические свойства лазерного излучения можно повысить, применяя специальные компрессионные зажимы и лазерные хирургические инструменты, обеспечивающие кратковременное сдавливание и обескровливание тканей по линии предполагаемого разреза. Принцип дозированной компрессии позволяет также значительно уменьшить объем термического некроза тканей, так как в условиях компрессии значительно повышается теплопроводность тканей. В связи с этим одна и та же плотность энергии сфокусированного луча лазера дает возможность более быстро осуществить рассечение тканей при компрессии, обеспечивающей локальную ишемию тканей.

Использование лазера в комплексе со специальными инструментами обеспечивает не только рассечение тканей, но и так называемую биологическую сварку их. Эффект сварки клеточных и тканевых структур отмечен исследователями, применявшими лазерный луч для рассечения различных органов. Однако только с созданием специальной лазерной хирургической аппаратуры удалось наиболее полно реализовать эффект биологической сварки тканей полых органов во время их рассечения. В облучаемой зоне наблюдается повышенная светоабсорбция за счет большей оптической плотности сжатых тканей и многократного отражения света от внутренних частей аппарата, образующих замкнутое пространство. «Сварка» тканей полых органов происходит послойно вдоль линии разреза в зоне локального сжатия тканей, производимого этими аппаратами.

Морфологическим проявлением изменений, лежащих в основе этого феномена, является коагуляционный термический некроз подвергнутых компрессии тканей с образованием по краю разреза пленки из коагулированных тканевых и клеточных элементов, соединяющей на одном уровне все анатомические слои органа

Следствием трансформации световой энергии излучения в термическую в слизистой оболочке является деформация и укорочение желез, сморщивание эпителиальных клеток с компактным расположением их ядер. Образовавшиеся структуры напоминают «частокол». В мышечной оболочке морфологические изменения менее выражены. Подслизистая основа в зоне «сварки»

Таблица 1

Глубина (мкм) термических повреждений стенки желудка при гастротомии с помощью углекислотного лазера (по данным световой микроскопии)

Страницы: 1, 2, 3, 4, 5, 6, 7