О различии характера воздействия на биоткани лазерных

О различии характера воздействия на биоткани лазерных излучений…
К.М. ЖИЛИН, В.П. МИНАЕВ1
Московский инженерно-физический институт (государственный университет)
1
ООО НТО «ИРЭ-Полюс», Фрязино
О РАЗЛИЧИИ ХАРАКТЕРА ВОЗДЕЙСТВИЯ НА БИОТКАНИ
ЛАЗЕРНЫХ ИЗЛУЧЕНИЙ С ДЛИНАМИ ВОЛН, ПОГЛОЩАЕМЫМИ
ПРЕИМУЩЕСТВЕННО ВОДОЙ И ГЕМОГЛОБИНОМ
На основе рассмотрения различия в характере воздействия излучения поглощаемого преимущественно гемоглобином и водой, обоснованы преимущества использования последнего для лечения варикознорасширенных вен методом
эндовенозной лазерной облитерации. Выводы подтверждены результатами экспериментальных и клинических исследований, выполненных для длины волны 1,56 мкм.
Варикозная болезнь – заболевание периферических сосудов, связанное с неправильным функционированием клапанного аппарата венозной системы, характеризующееся наследственной
предрасположенностью, прогрессирующим течением и последующей инвалидностью пациента
[1].
Не существует методик лечения клапанного аппарата вен, поэтому единственным способом лечения пораженной вены является ее исключение из кровотока: можно удалить вену хирургически
(флебэктомия) или добиться перекрытия ее просвета, оставив при этом в организме (наиболее эффективной является эндовенозная лазерная облитерация1 (ЭВЛО), основанная на внутривенном
использовании лазерного излучения [2]). При этой процедуре в вену под постоянным УЗИконтролем вводится катетер, через который, в свою очередь, вводится рабочий световод лазерного
аппарата. Далее вена обкалывается водосодержащим раствором анестетика так, чтобы вокруг сосуда образовалась «рубашка», выполняющая следующие функции:

местная анестезия;

сдавливание вены, уменьшающее ее диаметр;

теплоизоляция окружающих тканей при нагреве вены.
После этого включается излучение и световод извлекается (вытягивается) из вены, при этом
осуществляется тепловое воздействие на кровь и венозную стенку, вызывая коагуляцию крови,
сокращение коллагеновых волокон, содержащихся в венозной стенке, ведущее к уменьшению
диаметра вены, и тепловое повреждение венозной стенки, запускающее процесс трансформации
вены в соединительные ткани [1].
Первоначально для ЭВЛО использовались аппараты с длиной волны излучения 0,81 – 1,06 мкм,
для которого хромофором (веществом-поглотителем) является гемоглобин (коэффициент поглощения лазерного излучения водой в указанном диапазоне длин волн примерно в 20–30 раз меньше, чем в гемоглобине). В этом случае тепло, выделяющееся внутри сосуда при поглощении гемоглобином лазерной энергии, передается содержащейся в крови воде, которая нагревшись до 100ºС
закипает, образуя пузырьки пара. Эти пузырьки, в свою очередь, отдают тепло стенке вены, осуществляя ее нагрев и тепловое повреждение [3]. Таким образом, гемоглобин выступает в качестве
звена, передающего поглощенную им энергию лазерного излучения воде.
Для обеспечения необходимого воздействия при увеличении диаметра вены приходится увеличивать энергию лазерного излучения. Невозможность строго центрального расположения световода по оси вены на всем ее протяжении при использовании высоких значений локальной энергии
приводит к точечным перфорациям или линейному рассечению венозной стенки в месте касания
ее концом световода с последующим нежелательным выходом крови за пределы сосуда с возможным образованием гематомы. Причина этого явления заложена в механизме воздействия лазерного излучения, поглощаемого в основном гемоглобином. Увеличение мощности излучения с некоторого момента начинает приводить к тому, что тепловая энергия, выделяющаяся в гемоглобине,
не успевает передаваться воде. Это вызывает сильный разогрев содержащих гемоглобин эритроцитов и их обугливание около торца световода. При этом происходит увеличение поглощения излучения и уменьшение области, в которой выделяется тепло и, как следствие, ускорение процесса
разогрева. В результате происходит локальный разогрев конца световода (по данным Weiss R.A. и
Valley H. в комментарии к [4] 1200 ºС) и перфорация стенки вены в месте касания световода. То
есть происходят процессы, подобные реализуемым в широко используемой технологии контактОблитерация (латин. obliteratio — заглаживание) – заращение или закрытие полостного или трубчатого
органа вследствие разрастания ткани (чаще соединительной), идущего со стороны его стенок.
1
О различии характера воздействия на биоткани лазерных излучений…
ного рассечения биоткани раскаленным концом световода. Кроме того, гемоглобинпоглощаемое
излучение слабо поглощается в малонасыщенных кровью стенках вены, «рубашке» анестетика и
окружающих вену тканях, и может прямо или опосредованно оказывать сильное воздействие на
нервные окончания, вызывая болевой синдром.
В связи с этим все больший интерес [4–8] проявляется к излучению лазеров с длиной волны
1,32 мкм и выше, которое лучше поглощается водой, содержащейся в крови, венозной стенке и
«рубашке» анестетика. Такое излучение принято называть «водопоглощаемым» [4], что, как будет
видно из дальнейшего рассмотрения, в случае работы с кровью не совсем корректно. В этом случае тепловое повреждение достигается не только при помощи пузырьков пара, но и вследствие
поглощения водой, содержащейся в стенке сосуда. Лучшее использование энергии позволяет в
этом случае получать желаемый результат при меньших мощностях излучения. Излучение, вышедшее за стенки вены (и частично в них поглощенное), продолжает поглощаться в окружающей
вену «рубашке» раствора анестетика и меньше проникает в окружающие вену ткани, что снижает
вероятность ожога тканей и способствует снижению болевого синдрома [4–8].
Необходимо отметить еще один важный момент. Дело в том, что испарение воды связано с
преодолением скрытой теплоты парообразования, составляющей 2,25·106 Дж/кг. Поскольку теплоемкость воды – 4200 Дж/(К·кг), то получается, что количество энергии, необходимое для нагрева воды от температуры тела до 100 ºС составляет 2,65 · 105 Дж/кг, что примерно в 8,5 раз меньше
количества энергии, необходимого для ее испарения. Благодаря этому локальная температура долго удерживается на уровне 100 ºС, что меньше температуры обугливания (около 250 ºС), ведущего
к росту поглощения и сильному разогреву конца световода.
Исходя из вышеизложенного, можно сформулировать условия оптимальности длины волны рабочего излучения для ЭВЛО.
1. Желательно минимальное поглощение рабочего излучения неводными компонентами крови
(в основном гемоглобином) при заметном поглощении в воде.
2. Глубина проникновения излучения в воду и водосодержащие ткани должна составлять величину от нескольких десятых миллиметра до примерно 1–2 мм. При большей глубине излучение
сможет проникать в окружающие вену ткани и вызывать нежелательное их повреждение и болевой синдром, при меньшей излучение будет поглощаться в малом объеме. При этом быстрее будет
достигаться порог карбонизации, ведущей к описанным негативным явлениям.
Для получения обоснованных оценок процессов поглощения лазерного излучения необходимо
знание оптических свойств (коэффициентов поглощения и рассеяния) воды и крови – основных
хромофоров в рассматриваемом случае. Меланин и производные гематопорфиринов также имеют
заметное поглощение, но менее представлены в тканях крови и венозной стенке.
Имеющиеся в литературе данные по воде (см. напр. [9]) не вызывают сомнений, а с кровью ситуация оказывается гораздо сложнее. Дело в том, что кровь представляет собой весьма сложный
объект для оптических измерений. К малому пропусканию и сильному рассеянию крови, которые
сами является фактором, затрудняющим измерение оптических свойств, добавляется влияние агрегирования (объединению в агрегаты) эритроцитов, меняющее эти свойства [10]. Агрегирование,
в свою очередь, зависит от биофизических характеристик крови и характера ее движения: в застойных областях эритроциты собираются в агрегаты, которые при движении разрушаются. В силу этого оценки имеют приближенный характер.
На рис. 1 представлены зависимости коэффициента поглощения μа в воде [9] оксигенированной
цельной [11] (гематокрит 45 %) и разбавленной [12] (гематокрит 5 %) крови. Здесь и далее будем
рассматривать оксигенированную кровь, поскольку именно она доминирует даже в венозной крови. На этом же рисунке представлена оценочная зависимость поглощения крови с гематокритом
45 %, построенная нами по данным авторов [12] для гематокрита 5 %. Оценка сделана исходя из
предположения, что концентрация гемоглобина в цельной крови составляет 150 г/л [13]. Влиянием
остальных компонентов крови пренебрегаем в силу их малости. Стрелками на рисунке указаны
длины волн излучения, используемые для ЭВЛО.
О различии характера воздействия на биоткани лазерных излучений…
Сравнение величин коэффициентов поглощения в воде и крови позволяет оценить баланс
энергий поглощаемых водой и
неводными компонентами крови.
Из приведенных зависимостей
видно, что неводные компоненты
крови (представленные в основном гемоглобином) вносят заметный вклад в поглощение крови.
При рассмотрении процесса
распространения излучения в биотканях существенной оказывается роль рассеяния, которое дополнительно уменьшает глубину
проникновения. Так, излучение с
длиной волны 0,94 мкм имеет
«эффективную» глубину проникРис. 1. Спектры поглощения μа воды [9], разбавленной (гематокрит 5 %) [12] и цельной (гематокрит 45 %, эксперимент [11]
новения в кровь 0,3 мм [3], тогда
и оценка) оксигенированной крови, а также эффективного кокак коэффициент поглощения раэффициента ослабления излучения в крови μ эфф. Стрелками
вен примерно 1 мм–1, что соответуказаны длины волн излучения, используемые для ЭВЛО
ствует глубине проникновения
1 мм. Поэтому на рис. 1 кроме
коэффициентов поглощения представлены значения коэффициентов ослабления излучения μэфф в
крови с учетом рассеяния, рассчитанные по формуле [13]:
эфф  3а [а   s (1  g )],
где μs – коэффициент рассеяния, а g – фактор анизотропии. В соответствии с этой кривой эффективная глубина проникновения в кровь в районе 0,94-0,98 мкм составляет около 0,42 мм.
Из рисунка следует, что отнесение к «водопоглощаемому» излучения с длиной волны 1,32 мкм
является весьма условным, поскольку поглощение содержащейся в крови водой, хотя и становится
заметно больше, чем в диапазоне 0,8–1,1 мкм, составляет малую часть суммарного поглощения.
Однако и этой величины поглощения в воде оказывается достаточно для улучшения результатов
ЭВЛО. Видно, что и для длин волн 1,47–1,56 мкм доля излучения, поглощаемая неводными компонентами крови, остается довольно большой, хотя и меньше, чем при 1,32 мкм. Предложенное и
использованное в [6] излучение с длиной волны 1,47 мкм приходится на локальный максимум поглощения в воде. Вместе с тем, на этой длине волны остается значительным поглощение в неводных составляющих крови. Это снижает уровень мощности излучения, при котором может начаться карбонизация с сопутствующими ей негативными проявлениями. Кроме того, поглощение на
этой длине волны настолько велико, что оцененная глубина проникновения составляет величину
меньше 0,1 мм. То есть область, в которой выделяется при поглощении энергия, оказывается, по
мнению авторов, слишком малой, что также снижает порог карбонизации. Из наличия достаточно
сильного поглощения излучения с длиной волны 1,47 мкм вытекает, что предложенное в [14] добавление к нему «гемоглобинпоглощаемого» излучения с длиной волны 0,98 мкм с целью дополнительного воздействия на гемоглобин не только бесполезно, но скорее всего, даже вредно. Несколько лучшие условия для теплового воздействия реализуются на длине волны 1,5 мкм [7]. Однако наилучшим из использованных для такого воздействия представляется излучение с длиной
волны 1,56 мкм [8], которое достаточно просто реализуется в лазерах на волокне, активированном
Еr.
Для проверки теоретических выводов с участием авторов был проведен эксперимент по моделированию процедуры ЭВЛО на кроликах породы «шиншилла», в котором одна группа подвергалась воздействию излучения 0,97 мкм, другая – 1,56 мкм. В качестве источника излучения использовался лазерный аппарат ЛСП-«ИРЭ-Полюс» (НТО «ИРЭ-Полюс», Фрязино, ООО «Азор»,
Москва). По результатам морфологических исследований была подтверждена разница в характере
воздействия различных типов излучения на кровь и венозную стенку. На рис. 2, а видны следы
обугленной ткани после воздействия излучением с длиной волны 0,97 мкм. На рис. 2, б наоборот
О различии характера воздействия на биоткани лазерных излучений…
видно более равномерное тепловое повреждение венозной стенки и отсутствие фрагментов обугленной ткани после воздействия излучением с длиной волны 1,56 мкм, кроме того, прослеживается меньшее повреждение окружающих вену тканей.
В ходе клинических исследований, выполненных в ЛРЦ Росздрава [15] показано, что использование для ЭВЛО излучения с длиной
волны 1,56 мкм по сравнению с
излучением 0,97 мкм позволило
уменьшить необходимую мощность излучения при улучшении
результатов облитерации, уменьа
б
шении побочных явлений и болевого синдрома при операции.
Рис. 2. Гистологические срезы вен на 2-ой день после проведения
Таким образом, можно утверпроцедуры ЭВЛО: а – после ЭВЛО 0,97 мкм; б – после ЭВЛО
1,56 мкм
ждать, что преимущественное поглощение лазерного излучения не
гемоглобином, а водой, содержащейся в крови, венозной стенке и окружающих сосуд тканях при
проведении процедуры ЭВЛО создает предпосылки для:

лучшего использования энергии лазерного излучения для теплового поражения стенки вены, запускающего механизм облитерации;

уменьшения обугливания крови, ведущего к перегреву дистального конца
световода и контактной перфорации стенки вены в месте касания ее концом волокна;

уменьшения доли излучения, проникающей в окружающие сосуд ткани и
вызывающей болевой синдром.
По мнению авторов, наилучшим из применяемых для проведения процедуры ЭВЛО является
излучение с длиной волны 1,56 мкм, что подтверждено результатами экспериментальных и клинических испытаний.
СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ
1. Соколов А.Л. Эндовенозная лазерная коагуляция в лечении варикозной болезни / А.Л. Соколов, К.В. Лядов, Ю.М. Стойко. – М.: Медпрактика-М, 2007.
2. Bone Salat C. // Rev. Patal. Vasc. 1999. V. 5. P. 35.
3. Proebstle T.M. // Dermatol Surgery. 2002. V. 28. № 7. р.596.
4. Proebstle T.M. // Dermatol Surgery. 2005. V. 31. №12. Р.1678, discussion 1683.
5. Goldman M.P. // Phlebo. 2003. № 42. P. 1286.
6. Maurins U. // Conf. Controversies and Update in Venous Disease. Paris. 2007. Р. 391.
7. Vanderkerchove P., Vuyisteke J. // 9th International Congress of Phlebology. Bologna. 2008. Р. 61.
8. Соколов А.Л. // Тезисы VII научно-практической конференции Ассоциации флебологов России. Москва. 2008. С. 45.
9. Kou L. Labrie D., Chylek P. // Appl. Opt. 1993. P. 3531.
10.
Лопатин В.Н. Методы светорассеяния в анализе дисперсных биологических сред /
В.Н. Лопатин, А.В. Приезжев, А.Д. Апонасенко и др. – М.: ФИЗМАТЛИТ, 2004.
11.
Yaroslavsky A.N., Yaroslavsky I.N., Goldbach T. et al. // SPIE. 1996. V. 2678. P. 314.
12.
Roggan A., Friebel M., Dorschel K. et al. // Journal of Biomedical Optics. 1999. V. 4. №
1. Р. 36.
13.
Оптическая биомедицинская диагностика / Под. ред. В.В. Тучина – М.: ФИЗМАТЛИТ, 2007. Т. 1 – 560с.
14.
Neuberger W., Labuan F.T. // Patent US. 2008/0065058A1.
15.
Соколов А.Л, Лядов К.В., Минаев В.П. и др. // Ангиология. 2009. Т. 15. № 1. С. 69.