автореферат диссертации по электронике, 05.27.03, диссертация на тему:Лазерный селективный нагрев элементов кожной ткани

Министерство образования и науки Российской Федерации САНКТ-ПЕТЕРБУРГСКИЙ ГОСУДАРСТВЕННЫЙ УНИВЕРСИТЕТ ИНФОРМАЦИОННЫХ ТЕХНОЛОГИЙ, МЕХАНИКИ И ОПТИКИ

Пушкарева Александра Евгеньевна

ЛАЗЕРНЫЙ СЕЛЕКТИВНЫЙ НАГРЕВ ЭЛЕМЕНТОВ КОЖНОЙ ТКАНИ

Специальность 05.27.03 Квантовая электроника

Автореферат диссертации на соискание ученой степени кандидата технических наук

На правах рукописи УДК 535.232.61+616.073.584

Санкт-Петербург

2006

Работа выполнена в Санкт-Петербургском государственном университете информационных технологий, механики и оптики

Научный руководитель докюр технических на\ к. профессор.

Храмов Валерий Юрьевич

Консультант кандидат физико-математических наук.

Смирнов Михаил Захарович

Официальные оппоненты доктор технических на\ к. профессор,

Вейко Вадим Павлович

доктор технических на\ к. Шилов Валерий Борисович

Ведущая организация: ОАО «ЛОМО»

Защита состоится $0 и*в на заседании

диссертационного совета Д212.227.01 при Санкт-Петербургском государственном университете информационных технологий, механики и оптики по адресу • 190000. Санкт-Петербург, пер. Гривцова, 14, ауд. 314а. С диссертацией можно ознакомиться в библиотеке университета

Автореферат разослан

Ваши отзывы и замечания по автореферату (в двух экземплярах) просим высылать по адресу: 197101, Санкт-Петербург. Кронверкский пр., 49. секретарю диссертационного совета Д212.227.01

Ученый секретарь

диссертационного совета Д212.227.01 Красавцев В.М.

Х0£6А -ЦЗ&г

Общая характеристика работы

Актуальность темы

В последнее время лазерные технологии активно используются для решения широкого класса задач в различных областях науки и техники от физики и химии до биологии и медицины. Одной из важнейших областей применения лазерного излучения является биомедицинская оптика. На данный момент постоянно возрастает число различных медицинских процедур, проводимых с использованием лазерного излучения. Объектом воздействия здесь являются биологические молекулы, клетки или ткани.

Одним из объектов, который представляет интерес с точки зрения взаимодействия с лазерным излучением, является кожа человека. Она является сложной многослойной многокомпонентной мутной биологической средой. Вследствие этого, описание распространения излучения в такой среде является сложной задачей и требует детального изучения. Также изучение сред, содержащих различные включения, представляет общий физический интерес.

При лазерном нагреве биологических тканей важную роль играют такие их особенности, как, например, движение крови по сосудам и процессы терморегуляции, которые являются дополнительными, и достаточно эффективными, механизмами отведения тепла от места облучения. Данный эффект может повлиять как на эффективность, так и на безопасность процедуры, поскольку нарушается локальность нагрева. Механизмы терморегуляции вносят нелинейность в процесс лазерного нагрева кожи.

При лазерной обработке биологической среды часто необходимо осуществлять селективное термическое поражение объекта, расположенного в данной среде. Для этих целей необходимо осуществить выбор оптимальных спектральных, временных и энергетических характеристик лазерного излучателя.

Для этих целей разрабатываются различные расчетные модели, обычно призванные решить какую-либо конкретную задачу. В большинстве случаев проблема выбора лазерного источника и его характеристик решается на основе спектров поглощения и времен релаксации рассматриваемых объектов (сред).

РОС. НЛЦИО'НЛЬНЛЯ БИБЛИ01

Р -Плтлп^ПГ

Однако, выбор параметров лазерного излучателя, предназначенного для нагрева какого-либо объекта, расположенного в коже, не столь однозначен. Необходимо учитывать множество различных факторов. Наилучшим способам для этих целей является создание расчетной модели, которая бы позволяла' Описывать не только физические процессы, происходящие й ткани при воздействии на нее лазерным излучением с любыми спектральными, временными и энергетическими характеристиками, но и основные биологические процессы, такие как кровоток и терморегуляция. Цель работы.

Определение оптимальных выходных параметров лазерного излучения и режимов работы лазеров для осуществления возможности селективного нагрева тканей кожи человека.

Для достижения поставленной цели необходимо решить следующие задачи:

1. Создать расчетные модели, описывающие взаимодействие лазерного излучения с кожей человека, в том числе содержащей кровеносные сосуды, и учитывающие наличие кровотока.

2. Разработать критерии безопасности и эффективности селективного нагрева кожных тканей лазерным излучением для оптимизации параметров лазерного излучения.

Научная новизна работы определяется тем, что в ней впервые: В расчетных моделях, описывающих распространение лазерного излучения и температурного поля в кожных тканях, учтены сосудистые сплетения, кровоток я его изменение вследствие нагрева тканей.

- Предложен критерий оптимизации выходных параметров лазерного излучения для селективного нагрева кровеносных сосудов диаметром до 1 мм, расположенных в подповерхностных слоях кожи. На основе введенного критерия осуществлен выбор Диапазонов длин волн и длительностей импульса лазерных излучателей для удаления расширенных капилляров кожи.

- Выполнена оценка влияния длины волны и длительности импульса лазерного излучения на эффективность воздействия-на кровеносные сосуды.

- Исследовано влияние диаметра и глубины залегания кровеносных сосудов на их нагрев лазерным излучением.

- Проведена оптимизация импульсного режима обработки подповерхностных тканей кожи лазерным излучением с длиной волны 1450 нм, позволяющая избежать термического повреждения поверхности и существенно увеличить скорость снижения температуры тканей после обработки.

- Получены аналитические зависимости теплофизических параметров подкожных слоев о г объемной концентрации крови для учета наличия сосудистых сплетений.

- Проведено исследование динамики длительною нагрева подкожных слоев лазерным излучением с учетом температурной зависимости плотности потока крови. Определен диапазон длин волн лазерного излучения, для которых наблюдается равномерное распределение температуры в тканях кожи

Основные положения и результаты, выносимые на защиту.

1. Расчетные модели кожи для оптимизации выходных параметров лазерных излучателей, режимов обработки и оценки влияния кровотока при нагреве тканей кожи лазерным излучением.

2. Величина перегрева кровеносного сосуда относительно базального слоя («безопасное отношение») может служить достоверным критерием для выбора оптимальных диапазонов длин волн и длительностей импульса лазерного излучения для нагрева кровеносных сосудов, расположенных в тканях Кожи.

3. При увеличении длительности импульса лазерного излучения величина относительного перегрева кровеносных сосудов снижается для длин волн в спектральном диапазоне 0.35-5-0.60 мкм и возрастает для диапазона 0.60-И .20 мкм.

4. Режим многоимпульсной обработки лазерным излучением тканей кожи с интенсивным охлаждением поверхности между импульсами излучения дает возможность повысить селективность нагрева тканей кожи на требуемой глубине по сравнению с одноимпульсным режимом.

5. Оптимальными длинами волн лазерного излучения для равномерного нагрева тканей кожи и жировой ткани длинным импульсом являются длины волн из спектрального диапазона 1000-И330 нм. Реализация результатов диссертационной работы.

Результаты диссертационной работы были использованы в ЗАО «УНП Лазерный Центр ИТМО» при разработке прибора для лечения угревой болезни, а также в компании Palomar Medical Technologies, Inc. при разработке и оптимизации параметров лазерного наконечника VisiLuxl064™, предназначенного для удаления расширенных кровеносных сосудов кожи человека. В данной работе были выработаны рекомендации по подбору наилучшей длительности импульса и плотности мощности лазерного излучателя с активной средой на основе YAG:NdJ+ с дайной волны излучения 1064 нм для селективного и эффективного нагрева подкожных вен, а также рекомендации по использованию многоимпульсного режима для нагрева сальных желез, расположенных в коже на глубине 150-^200 мкм. Материалы диссертационной работы также используются для работ в рамках международного гранта CRDF № RIJB1-570-SA-04 на тему «Designing of the Optical System and Technology for Skin Acne Phototherapy and Monitoring of Optical and Physiological Properties of pre/post treated skin» («Разработка оптической системы и технологии для фототерапии утрей и контроля оптических и физиологических свойств кожи до и после обработки»). Практическая значимость.

Материалы диссертационной работы могут быть использованы как при разработке новых, так и при выборе из уже существующих лазерных источников, предназначенных для удаления расширенных капилляров кожи, лечения угревой болезни, длительного нагрева кожных тканей, а также для обработки композиционных материалов.

Апробация работы и публикации.

Основные результаты работы докладывались и обсуждались на XXXII научной и учебно-методической конференции СПб ГИТМО (ТУ) (Санкт-Петербург, 2003 г.), I конференции молодых ученых СПбГУ ИТМО (Санкт-Петербург, 2004 г.), XI

Всероссийской научно-методической конференции «Телематика-2004» (Санкт-Петербург. 2004 г), XXXIV научной и учебно-методической конференции СПбГУ ИТМО (Санкт-Петербург, 2005 г.). II конференции молодых ученых СПбГУ ИТМО (Санкт-Петербург, 2005 г.), International Conference on Coherent and Nonlinear Optics (ICONO) (Санкт-Петербург, 2005 г.). Результаты диссертации опубликованы в 6 печатных работах.

Личный вклад автора.

Личное участие автора в получении результатов, изложенных в диссертации, выразилось в разработке обобщенной математической модели, описывающей взаимодействие лазерного излучения с кожей, проведении численных исследований по оптимизации параметров лазерных излучателей для селективного нагрева сосудов, оптимизации многоимпульсного режима обработки тканей кожи, а также исследований влияния кровотока на лазерный нагрев кожи. Общая постановка задачи и определение основных направлений исследования принадлежит научному консультанту, кандидату физико-математических наук Смирнову М.З.

Структура и объем работы.

Диссертация состоит из введения, четырех глав, заключения, списка цитируемой литературы. Материал изложен на 147 страницах, содержит 45 рисунков, 10 таблиц и список литературы из 70 наименований.

Краткое содержание работы

Во введении приведено обоснование актуальности темы диссертации, сформулирована цель и задачи работы, приведена новизна работы, основные научные результаты, выносимые на защиту, даны сведения об апробации работы, охарактеризована структура диссертации.

В первой главе данной работы приведен обзор публикаций, посвященных теоретическим исследованиям ' взаимодействия лазерного излучения с многокомпонентными слоистыми мутными средами Рассмотрены основные принципы построения математических моделей для расчета распределения интенсивности излучения и температуры в тканях кожи. Приведены основные методы

описания распространения лазерного излучения в рассеивающих средах. Рассмотрены особенности распределения температуры в многокомпонентных средах. Проведен анализ основных типов лазерных излучателей, используемых для воздействия на кожу человека.

Во второй главе рассмотрена обобщенная модель взаимодействия лазерного излучения с многокомпонентной средой на основе тканей кожи человека.

В первом параграфе приводится описание расчетной модели взаимодействия лазерного излучения с кожей человека. Модель кожи состоит из четырех слоев -эпидермиса, базального слоя, дермы, подкожной жировой клетчатки и содержит цилиндрические включения - кровеносные сосуды, расположенные в дерме и жировой ткани. Размеры сосудов и плотность их расположения зависят от глубины. Распределение интенсивности лазерного излучения в тканях рассчитывается при помощи уравнения переноса излучения в диффузионном приближении. Расчет температурного поля осуществляется с использованием уравнения теплопроводности.

Во втором параграфе рассматриваются основные параметры модели -оптические и теплофизические характеристики слоев кожи. Приводятся данные о зависимости коэффициентов поглощения, рассеяния и фактора анизотропии рассматриваемых слоев кожи от длины волны и от объемного содержания крови. Также рассмотрены зависимости плотности, теплоемкости и теплопроводности дермы и подкожной жировой клетчатки от содержания в них воды и получены зависимости этих параметров от объемной концентрации крови в тканях. В качестве адекватной модели для кожи, содержащей кровеносные сосуды, была выбрана модель структуры с взаимопроникающими компонентами. Рассматриваемые зависимости для плотности являются линейными, для удельной теплоемкости близки к линейным, однако имеют гиперболический характер. Зависимость коэффициента теплопроводности ткани от объемной концентрации крови является сложной нелинейной функцией.

В третьем параграфе описывается сравнительное тестирование построенной модели взаимодействия лазерного излучения с тканями кожи. За эталон была выбрана работа, описывающая нагрев дермы на глубине 150-5-200 мкм с помощью излучения

полупроводникового лазера с длиной волны 1450 нм для лечения угревой болезни [1]. Был рассмотрен режим обработки кожи четырьмя импульсами излучения с интенсивным охлаждением спреем до обработки, между импульсами и после окончания воздействия. Сравнение результатов полученных с использованием разработанной модели (с некоторыми уточнениями для данного случая) с результатами, полученными экспериментально и теоретически в [1], показали, что разработанная модель расчета позволяет достаточно хорошо описывать результаты воздействия лазерного излучения на кожу человека.

В четвертом параграфе рассматриваю гея особенности многоимпульсного режима воздействия на кожу лазерным излучением с интенсивным охлаждением поверхности между импульсами. В качестве лазерного излучателя был выбран полупроводниковый лазер с длиной волны 1450 нм, при изменении числа импульсов сохранялась неизменной плотность мощности импульса излучения. Основным критерием оценки результатов здесь являются следующие требования к температурам: дермис на глубине 200 мкм должен быть нагрет до 70°С, температура окружающих тканей не должна превышать 66°С, а температура поверхности кожи должна быть меньше 40°С. Данное условие является необходимым для обеспечения безопасного и селективного нагрева. В первую очередь, рассмотрен одноимпульсный режим обработки и показано, что такое воздействие не позволяет добиться селективности нагрева дермиса на глубине 200 мкм, поскольку температура поверхности всегда выше, чем температуры более глубоких тканей. Также показано, что предварительное охлаждение позволяет немного снизить температуру поверхности кожи. Деление импульса на два и интенсивное охлаждение между ними также позволяет повысить селективность обработки слоя дермы на глубине 200 мкм, то есть температура этого слоя в этом случае немного превышает температуры окружающих тканей и поверхности кожи, однако этого превышения недостаточно для обеспечения безопасности воздействия. Исследования показали, что для выполнения всех поставленных требований к температурам слоев кожи оптимальным является режим обработки пятью импульсами лазерного излучения, длительностью Юме с плотностью энергии 2 Дж/см2 и интенсивным охлаждением кожи, которое

осуществляется в течение 20 мс до обработки, между импульсами и после обработки. Однако динамика охлаждения тканей после обработки показывает, что происходит выравнивание температур поверхностных слоев кожи на уровне около 57°С, что является нежелательным эффектом, поскольку самопроизвольный спад температуры кожи происходит очень медленно и существует риск появления побочных эффектов, связанных с длительным перегревом тканей. Чтобы избежать такого эффекта, было предложено продолжать охлаждение поверхности кожи еще некоторое время после окончания обработки. Проведенные расчеты показали, что необходимо еше 11 циклов «пауза+охлаждение» для того, чтобы в результате температура поверхностных слоев кожи не превышала 40°С (рис. 1).

X, с

Рис. 1 Зависимости температуры слоев кожи от времени для следующего способа обработки (>.=1450 нм): пять импульсов, длительностью каждый 10 мс, Еи=2 Дж/см2, длительность охлаждения 20 мс, после последнего импульса охлаждение поверхности продолжается через паузу 20 мс (11 циклов). 1 -Поверхность кожй, 2 - базальный слой, 3 - дермис на глубине 200 мкм, 4 - дермис на глубине 1 Мм.

В третьей главе рассмотрены особенности селективного нагрева лазерным излучением кровеносных сосудов, расположенных в подповерхностных слоях кожи и проведена оптимизация спектральных, временных и энергетических параметров лазерных излучателей, используемых для нагрева сосудов.

В первом параграфе обсуждаются некоторые особенности модели кожи, имеющие место для данного случая. В рамках данной части работы рассмотрены три типа кровеносных сосудов, условно названных поверхностные (диаметром 0.2 мм, расположены на глубине 0.25 мм), средние (диаметром 0.5 мм. расположены на глубине 0.5 мм) и глубокие (диаметром 1 мм. расположены на глубине 1 мм).

Во втором параграфе обсуждаются критерии оптимизации параметров лазерного излучателя, позволяющие осуществить выбор спектральных, временных и энергетических характеристик излучения для селективного нагрева кровеносных сосудов. Целью данной процедуры является термическое поражение внутренней поверхности сосуда для его выведения из кровотока. Для безопасности обработки здесь были поставлены следующие требования по температурам: стенка вены должна быть нагрета до 72°С, при этом температура базального слоя не должна превышать 66°С.

Первый критерий отражает селективность обработки сосуда и определяется величиной перегрева сосуда относительно базального слоя:

^бв.г слоя

где ДТтум - перегрев сосуда относительно его начальной температуры (если за начальную температуру принять 37°С, то должен быть равен 35°С), Д/^^, -

перегрев базального слоя относительно его начальной температуры (для этого слоя начальной температурой является 36°С, тогда не должен превышать 30"С).

Таким образом, для обеспечения селективного и безопасного нагрева сосуда величина Ш должна быть больше 1.2.

Другой критерий отражает эффективность нагрева кровеносного сосуда лазерным излучением и определяется как изменение температуры объекта в расчете на величину плотности энергии падающего излучения:

Д£0

где ЛЕ0 - поверхностная плотность энергии падающего света.

В третьем параграфе проведено исследование лазерного селективного нагрева кровеносных сосудов и оптимизация спектральных, временных и энергетических параметров лазерных излучателей, используемых для удаления вен. Проведено исследование спектральных зависимостей рассматриваемых критериев. Рассмотрены особенности данных зависимостей для различных типов кожи, глубин расположения сосудов, а также для разных точек стенки сосуда. Получено, что степень селективности обработки для третьего, четвертого, пятого и шестого типов кожи не превышает 1.2 во всем рассматриваемом диапазоне длин волн. Для первых двух типов кожи с увеличением содержания меланина в базальном слое происходит сужение допустимых диапазонов длин волн, в которых 5Я>1 2. Анализ влияния диаметра и глубины залегания сосуда на безопасность его нагрева лазерным излучением с длинами волн от 0.35 до 1.20 нм показал, что для длин волн из спектральных диапазонов 0.35-0.75 мкм и 1.15-И .20 мкм увеличение диаметра вены и тлубины ее расположения влечет за собой существенное снижение селективности и безопасное™ обработки, а в диапазоне длин волн 0 75-; 1.15 мкм наблюдается обратная картина. Также получено, что в области длин волн 0.35^-0 70 мкм при переходе от поверхностных вен к глубоким происходит значительное снижение эффективности обработки Для остальных длин волн из рассматриваемого диапазона сильного изменения величины эффективности практически не происходит. Для оценки равномерности нагрева сосуда в качестве контрольных точек были выбраны

следующие точки: одна из них находится на расстоянии, равном от центра вены

по горизонтали, назовем ее боковой точкой вены, другая - на том же расстоянии по •

вертикали вниз {йу - диаметр вены) - нижняя точка вены. Для данных точек проведено исследование зависимостей рассматриваемых критериев от длины волны •

лазерного излучения. Получено, что при воздействии лазерным излучением видимой области спектра 0.35-Ю.75 мкм, а особенно с длинами волн 0.54-0.6 мкм, поражение сосуда, скорее всего, будет неравномерным, вследствие сильной разницы в значениях 1

БЯ и АЕ для разных точек вены в данном диапазоне длин волн. Для ИК излучения нагрев, наоборот, будет достаточно равномерным, поскольку перегрев вены в боковой и нижней точках относительно базального слоя примерно одинаков.

Данный фактор имеет большое значение для толстых вен. однако для тонких вен эта характеристика не так важна.

Проведены также исследования влияния длительности импульса лазерного излучения на величины относительного перегрева сосуда и эффективности его нагрева. Для этих целей построены спектральные зависимости рассматриваемых критериев для различных длительное гей импульса, а также зависимости данных критериев от длительности импульса для конкретных значений длин волн излучения Получено, что увеличение длительности импульса приводит к снижению относительного перегрева сосуда в диапазоне длин волн 0.35 -• 0.6 мкм и. наоборот, к его увеличению в диапазоне 0.64-1.2 мкм (рис. 2).

отн.ед

Л, мкм

Рис. 2 Зависимости перегрева сосуда относительно базального слоя от длины волны для короткого импульса (—) и импульса длительностью 20 мс (—). Глубокие вены (диаметр 1 мм, глубина 1 мм), тип кожи 2, Ео=10 Дж/см2, тр=20 мс

Здесь понятие короткий импульс обозначает, что длительность импульса воздействия меньше времени термической релаксации ткани (для базального слоя

данная величина составляет около 0.5 мс) С точки зрения эффективности воздействия, повышение длительности импульса приводит к уменьшению величины АЕ во всем рассматриваемом диапазоне длин волн (рис. 3) Причем, наиболее сильные изменения наблюдаются в диапазоне 0.35-0.65 мкм.

АЕ, К/(Д ж/см')

X, мкм

Рис. 3 Зависимости эффекшвности воздействия от длины волны для короткого импульса (—) и импульса длительностью 20 мс (—). Глубокие вены (диаметр 1 мм. глубина 1 мм), тип кожи 2, F0-10 Дж/см2, тр 20 мс.

В четвертой главе рассмотрен режим нагрева кожных тканей длительным импульсом лазерного излучения.

В первом параграфе рассматриваются особенности расчетной модели, используемой в данной части работы. Описаны процессы терморегуляции, происходящие в биологических тканях при их слабом длительном нагреве. Приведен способ учета кожного кровотока и его изменения вследствие нагрева тканей.

I»

Во втором параграфе проведен анализ влияния кровбтока и процессов терморегуляции на динамику процесса нагрева тканей кожи лазерным излучением на примере полупроводникового лазера с длиной волны излучения 810 нм, длительностью воздействия 250 с и плотностью мощности излучения 1.28 Вт/см2. Рассмотрены случаи отсутствия кровотока, наличие постоянного кровотока и

кровотока, изменяющегося при нагреве. Исследования показали, что учет |фовотока с постоянной скоростью приводит к небольшому снижению температуры, достигаемой в тканях кожи. Но характер нагрева остается неизменным. Введение в расчет температурной зависимости плотности потока крови существенно изменяет динамику нагрева подкожных слоев. Наблюдается сильное снижение стационарной температуры. Также во времени образуется температурный максимум, которому соответствует оптимальное с точки зрения эффективности время воздействия (рис. 4).

Т,°С

Рис. 4 Графики зависимостей температуры слоев кожи от времени. Скорость кровотока отлична от нуля и зависит от температуры. 1 - базальный слой, 2 - дерма, 3 - подкожная жировая клетчатка.

Рассмотрено также влияние наличия кровотока и его температурной зависимости на распределение температуры по глубине. Выявлено, что учет изменения плотности потока крови в процессе нагрева приводит к снижению перепада температур по глубине ткани и, следовательно, повышает равномерность нагрева кожи. Данный результат предложено было использовать для местного достижения так называемого «эффекта сауны», когда нагрев тканей до небольших температур (не приводящих к коагуляции) вызывает расширение пор и их очистку, что улучшает состояние кожи. Для этих целей необходимо поддерживать температуру кожных слоев на уровне 42-г52°С в течение нескольких минут.

Исследования показали, что наилучшими длинами волн для равномерного нагрева тканей кожи по всей глубине до 6 мм являются длины волн из спектрального диапазона 1000-5-1330 нм На рис. 5 приведен пример распределения температуры во времени и пространстве для лазерного излучения с длиной волны 1064 нм.

Рис. 5 Распределение температуры в коже по глубине и во времени при воздействии лазерным излучением с длиной волны 1064 нм, длительностью воздействия 150 с и плотностью мощности излучения 1 28 Вт/см2

Здесь температуры слоев кожи на глубинах до 6 мм находятся на необходимом уровне для достижения желаемого эффекта. Примерно через 100 с распределение температуры по глубине устанавливается постоянным и дальнейший нагрев не приводит к его изменению.

Заключение

1. Разработаны расчетные модели, позволяющие описывать взаимодействие лазерного излучения с многокомпонентной слоистой мутной средой на примере кожи человека, содержащей кровеносные сосуды различного диаметра, учитывающие зависимости характеристик слоев кожи от длины волны, содержания меланина, воды и объемного содержания крови в тканях.

2. Оптимизирован импульсный режим обработки кожных тканей лазерным излучением с длиной волны 1450 нм при наличии охлаждения между импульсами, который позволяет существенно повысить безопасность воздействия. Продолжение импульсного охлаждения поверхности кожи после

окончания обработки ускоряет процесс установления первоначальной температуры тканей.

Проведено исследование селективного нагрева лазерным излечением кровеносных сосудов диаметром до 1 мм, расположенных в подповерхностных кожных тканях. Для оптимизации спектральных, временных и энергетических параметров лазерного излучателя введен критерий селективности и безопасности нагрева, определяемый как относительный перегрев сосуда, а также величина эффективности обработки.

Рассмотрены особенности нагрева сосудов для различных типов кожи. Получено, что с увеличением содержания меланина в базальном слое происходит сужение допустимых диапазонов длин вот. в которых критерий безопасности обработки имеет допустимое значение и, начиная с третьего типа кожи, во всем рассматриваемом диапазоне длин волн обработка не является безопасной.

Исследовано влияние длительности импульса лазерного излучения на относительный перегрев сосуда и эффективность воздействия на кровеносные сосуды. Показано, что при увеличении длительности импульса степень селективности нагрева кровеносного сосуда снижается для длин волн в диапазоне 0.35+0.6 мкм и возрастает для длин волн 0.6+1.2 мкм. Эффективность воздействия с увеличением времени обработки снижается для всего рассматриваемого диапазона длин волн.

Проанализировано влияние диаметра и глубины залегания сосуда на селективность и эффективность его нагрева лазерным излучением. Показано, что для длин волн из спектральных диапазонов 0.35+0.75 мкм и 1.15+1.20 мкм при увеличении диаметра вены и глубины ее расположения происходит снижение селективности и безопасности обработки, а в диапазоне длин волн 0.75+1.15 мкм, наоборот, безопасность возрастает. Также обнаружено, что в области длин волн 0.35+0.70 -мкм при переходе от поверхностных вен к глубоким эффективность обработки снижается. Для остальных длин волн из

рассматриваемого диапазона сильного изменения величины эффективности практически не происходит.

7. Получено, что оптимальными характеристиками лазерного излучателя для селективного нагрева кровеносных сосудов, расположенных на глубине 1 мм, являются длины волн из спектрального диапазона 840-И 100 нм при длительности импульса более 40 мс и плотности энергии в импульсе порядка 40П00 Дж/см2.

8. Исследовано влияние подкожного кровотока на нагрев тканей кожи при воздействии на нее лазерным излучением. Введение в расчет температурной зависимости плотности потока крови приводит к образованию температурного максимума во времени Получено, что температурная зависимость плотности потока крони также приводит к существенному изменению распределения температуры по глубине тканей кожи.

9. Проведена оптимизация длины волны лазерного излучения для равномерного нагрева тканей кожи в течение долгою времени. Показано, что наиболее равномерное распределение температуры по глубине достигается при обработке лазерным излучением с длинами волн из спектрального диапазона 1000-И 330 нм.

Список публикаций но теме диссертации

1. Смирнов М.З., Пушкарева А.Е., Сургуюсая Е.В. Сравнительный анализ воздействия излучения лазерного и лампового источников на вены // СПб.: СПбГИТМО(ТУ), 2003. - Научно-технический вестник СПбГИТМО(ТУ). -Вып. 9. - С. 37-40.

2. Альтшулер Г.Б., Смирнов М.З., Пушкарева А.Е. Моделирование лазерных и ламповых процедур лечения телеангиэктазии // Оптика и спектроскопия. -2004.-Т.97, № 1.-С. 151-154.

3. Пушкарева А.Е. Моделирование температурной динамики кожи при лазерном лечении угревой болезни // СПб: СПбГУ ИТМО, 2004. - Вестник конференции молодых ученых СПбГУ ИТМО - Т.2. С. 255-258.

4. Пушкарева А.Е., Смирнов М.З. Использование системы Fcmlab для моделирования процессов, происходящих в коже под воздействием оптического излучения // Труды XI Всероссийской научно-методической конференции "Телематика-2004". - СПб., 2004. - С.187-188.

5. Смирнов М.З., Пушкарева А.Е. Влияние кровотока на лазерный нагрев кожи // Оптика и спектроскопия. - 2005. - Т.99, №5. - С. 877-880.

6. Пушкарева А.Е. Влияние скорости кровотока на температуру среды при воздействии лазерного излучения на кожу // СПб: СПбГУ ИТМО, 2005. -Вестник межвузовской конференции молодых ученых. - Т.2. - С. 183-186.

Цитируемая литература

1. Paithankar D.Y., Ross V.E., Saleh В.А., Blair M.A., Graham B.S. Acne Treatment with a 1450 ran Wavelength Laser and Cryogen Spray Cooling // Lasers in Surgery and Medicine. -2002 - V. 31, № 2. - P. 106-114.

И 1359

Тиражирование и брошюровка выполнены в учреждении «Университетские телекоммуникации» 197101, Санкт-Петербург, Саблинская ул., 14 Тел. (812) 233 4669 Тираж 100 экз.

Введение.

Глава 1 Методы описания взаимодействия лазерного излучения с многокомпонентными слоистыми мутными средами.

1.1 Основные принципы построения математических моделей для расчета взаимодействия лазерного излучения с многокомпонентными слоистыми средами.

1.2 Распространение лазерного излучения в мутных средах.

1.3 Особенности распределения температуры при воздействии лазерным излучением на многокомпонентные среды.

1.4 Основные типы лазерных излучателей, используемых для воздействия на многокомпонентные мутные среды.

Актуальность работы

В последнее время лазерные технологии активно используются для решения широкого класса задач в различных областях науки и техники от физики и химии до биологии и медицины. С помощью лазерного излучения производятся различные технологические операции, исследования, измерения и диагностика.

Одной из важнейших областей применения лазерного излучения является биомедицинская оптика. Здесь лазерные источники используются для диагностики, терапии или хирургических операций. На данный момент постоянно возрастает число различных медицинских процедур, проводимых с использованием лазерного излучения. Объектом воздействия здесь являются биологические молекулы, клетки или ткани.

Одним из объектов, который представляет интерес с точки зрения взаимодействия с лазерным излучением, является кожа человека. Она является сложной многослойной многокомпонентной мутной биологической средой, содержащей объекты-включения, такие как кровеносные сосуды, волосяные луковицы, потовые и сальные железы. Вследствие этого, описание распространения излучения в такой среде является сложной задачей и требует детального изучения. Также изучение сред, содержащих различные включения, представляет общий физический интерес.

При лазерной обработке биологической среды часто необходимо осуществлять селективное термическое поражение объекта, расположенного в данной среде. То есть, необходимо нагреть объект, не повреждая окружающие его структуры. Для этих целей необходимо осуществить выбор оптимальных спектральных, временных и энергетических характеристик лазерного излучателя. В большинстве случаев основным параметром для достижения селективности считается длина волны излучения. Действительно, если подобрать такую длину волны излучения, которая поглощается объектом воздействия и не поглощается окружающими тканями, то селективность будет достигнута. Однако такая ситуация является идеальной и не всегда может быть достижима на практике. Большое значение также играет длительность обработки, размеры объекта, глубина его расположения.

При воздействии лазерного излучения на биологические ткани важную роль играют такие их особенности, как, например, движение крови по сосудам и процессы терморегуляции. Течение крови может оказывать большое влияние на результат воздействия, если он зависит от степени термического повреждения биоткани, поскольку кровоток может оказаться дополнительным, и достаточно эффективным, механизмом отведения тепла от места облучения. Таким образом, данный эффект может повлиять как на эффективность, так и на безопасность процедуры, поскольку нарушается локальность нагрева. Механизмы терморегуляции вносят нелинейность в процесс лазерного нагрева кожи.

Таким образом, оптимизация параметров лазерного излучателя для осуществления селективного нагрева многокомпонентных мутных сред является неоднозначной задачей. С постоянным появлением новых областей применения лазерного излучения для обработки тканей кожи и объектов, расположенных в ней возникла острая необходимость выработки методик и критериев для оптимизации параметров лазерных излучателей.

Для этих целей разрабатываются различные математические модели, обычно призванные решить какую-либо конкретную задачу. В большинстве случаев проблема выбора лазерного источника и его характеристик решается на основе спектров поглощения и времен релаксации рассматриваемых объектов (сред). Моделирование обычно призвано не решить задачу оптимизации параметров лазерного излучателя, а оценить результат, полученный при воздействии уже выбранным каким-либо способом лазером на биологическую среду.

Однако, как уже было сказано, выбор параметров лазерного излучателя, предназначенного для нагрева какого-либо объекта, расположенного в многокомпонентной мутной биологической среде, такой как кожа человека, не столь однозначен. Необходимо учитывать множество различных факторов. Наилучшим способом для этих целей является создание обобщенной математической модели, которая бы позволяла описывать не только физические процессы, происходящие в ткани при воздействии на нее лазерным излучением с любыми спектральными, временными и энергетическими характеристиками, но и основные процессы жизнедеятельности, такие как кровоток и терморегуляция. Также необходимо определить критерии, с помощью которых можно было бы осуществить выбор параметров лазерного излучателя для какой-либо конкретной задачи.

Целью данной работы является определение оптимальных выходных параметров лазерного излучения и режимов работы лазеров для осуществления возможности селективного нагрева тканей кожи человека.

Для достижения поставленной цели необходимо решить следующие задачи:

1. Создать расчетные модели, описывающие взаимодействие лазерного излучения с кожей человека, в том числе содержащей кровеносные сосуды, и учитывающие наличие кровотока.

2. Разработать критерии безопасности и эффективности селективного нагрева кожных тканей лазерным излучением для оптимизации параметров лазерного излучения.

Научная новизна работы определяется тем, что в ней впервые:

В расчетных моделях, описывающих распространение лазерного излучения и температурного поля в кожных тканях, учтены сосудистые сплетения, кровоток и его изменение вследствие нагрева тканей.

Предложен критерий оптимизации выходных параметров лазерного излучения для селективного нагрева кровеносных сосудов диаметром до 1 мм, расположенных в подповерхностных слоях кожи. На основе введенного критерия осуществлен выбор диапазонов длин волн и длительностей импульса лазерных излучателей для удаления расширенных капилляров кожи.

- Выполнена оценка влияния длины волны и длительности импульса лазерного излучения на эффективность воздействия на кровеносные сосуды.

- Исследовано влияние диаметра и глубины залегания кровеносных сосудов на их нагрев лазерным излучением.

- Проведена оптимизация импульсного режима обработки подповерхностных тканей кожи лазерным излучением с длиной волны 1450 нм, позволяющая избежать термического повреждения поверхности и существенно увеличить скорость снижения температуры тканей после обработки.

- Получены аналитические зависимости теплофизических параметров подкожных слоев от объемной концентрации крови для учета наличия сосудистых сплетений.

- Проведено исследование динамики длительного нагрева подкожных слоев лазерным излучением с учетом температурной зависимости плотности потока крови. Определен диапазон длин волн лазерного излучения, для которых наблюдается равномерное распределение температуры в тканях кожи.

Основными научными результатами данной работы, выносимыми на защиту, являются:

1. Расчетные модели кожи для оптимизации выходных параметров лазерных излучателей, режимов обработки и оценки влияния кровотока при нагреве тканей кожи лазерным излучением.

2. Величина перегрева кровеносного сосуда относительно базального слоя («безопасное отношение») может служить достоверным критерием для выбора оптимальных диапазонов длин волн и длительностей импульса лазерного излучения для нагрева кровеносных сосудов, расположенных в тканях кожи.

3. При увеличении длительности импульса лазерного излучения величина относительного перегрева кровеносных сосудов снижается для длин волн в спектральном диапазоне 0,3 5-й),60 мкм и возрастает для диапазона 0,60-г1,20 мкм.

4. Режим многоимпульсной обработки лазерным излучением тканей кожи с интенсивным охлаждением поверхности между импульсами излучения дает возможность повысить селективность нагрева тканей кожи на требуемой глубине по сравнению с одноимпульсным режимом.

5. Оптимальными длинами волн лазерного излучения для равномерного нагрева тканей кожи и жировой ткани длинным импульсом являются длины волн из спектрального диапазона 1000-И330 нм.

Реализация результатов диссертационной работы.

Результаты диссертационной работы были использованы в ЗАО «УНП Лазерный Центр ИТМО» при разработке прибора для лечения угревой болезни, а также в компании Palomar Medical Technologies, Inc. при разработке и оптимизации параметров лазерного наконечника VisiLuxl064™, предназначенного для удаления расширенных кровеносных сосудов кожи человека. В данной работе были выработаны рекомендации по подбору наилучшей длительности импульса и плотности мощности лазерного ir излучателя с активной средой на основе YAG:Nd с длиной волны излучения 1064 нм для селективного и эффективного нагрева подкожных вен, а также рекомендации по использованию многоимпульсного режима для нагрева сальных желез, расположенных в коже на глубине 150-S-200 мкм. Материалы диссертационной работы также используются для работ в рамках международного гранта CRDF № RUB1-570-SA-04 на тему «Designing of the Optical System and Technology for Skin Acne Phototherapy and Monitoring of Optical and Physiological Properties of pre/post treated skin» («Разработка оптической системы и технологии для фототерапии угрей и контроля оптических и физиологических свойств кожи до и после обработки»).

Практическая значимость работы.

Материалы диссертационной работы могут быть использованы как при разработке новых, так и при выборе из уже существующих лазерных источников, предназначенных для удаления расширенных капилляров кожи, лечения угревой болезни, длительного нагрева кожных тканей, а также для обработки композиционных материалов.

Апробация работы и публикации.

Основные результаты работы докладывались и обсуждались на XXXII научной и учебно-методической конференции СПбГИТМО (ТУ) (Санкт-Петербург, 2003 г.), I конференции молодых ученых СПбГУ ИТМО (Санкт-Петербург, 2004 г.), XI Всероссийской научно-методической конференции «Телематика-2004» (Санкт-Петербург, 2004 г.), XXXIV научной и учебно-методической конференции СПбГУ ИТМО (Санкт-Петербург, 2005 г.), II конференции молодых ученых СПбГУ ИТМО (Санкт-Петербург, 2005 г.), International Conference on Coherent and Nonlinear Optics (ICONO) (Санкт-Петербург, 2005 г.). Результаты диссертации опубликованы в 6 печатных работах.

Личный вклад автора.

Личное участие автора в получении результатов, изложенных в диссертации, выразилось в разработке обобщенной математической модели, описывающей взаимодействие лазерного излучения с кожей, проведении численных исследований по оптимизации параметров лазерных излучателей для селективного нагрева сосудов, оптимизации многоимпульсного режима обработки тканей кожи, а также исследований влияния кровотока на лазерный нагрев кожи. Общая постановка задачи и определение основных направлений исследования принадлежит научному консультанту, кандидату физико-математических наук Смирнову М.З.

Дальнейшее изложение делится на четыре главы. В первой главе данной работы приведен обзор публикаций, посвященных теоретическим исследованиям взаимодействия лазерного излучения с многокомпонентными слоистыми мутными средами. Рассмотрены основные принципы построения математических моделей для расчета распределения интенсивности излучения и температуры в тканях кожи. Приведены основные методы описания распространения лазерного излучения в рассеивающих средах. Рассмотрены особенности распределения температуры в многокомпонентных средах. Проведен анализ основных типов лазерных излучателей, используемых для воздействия на кожу человека.

Во второй главе рассмотрена обобщенная модель взаимодействия лазерного излучения с многокомпонентной средой на основе тканей кожи человека. Приведены основные геометрические особенности модели, оптические и теплофизические характеристики кожных тканей. Проведено сравнительное тестирование разработанной модели с помощью сравнения результатов моделирования с результатами экспериментальных и теоретических исследований, приведенных в литературе. Рассмотрены особенности многоимпульсного воздействия лазерного излучения на ткани кожи, чередующегося интенсивным охлаждением.

В третьей главе рассмотрены особенности селективного нагрева лазерным излучением кровеносных сосудов, расположенных в подповерхностных слоях кожи. Описаны критерии оптимизации параметров лазерного излучателя, позволяющие осуществить выбор спектральных, временных и энергетических характеристик излучения для селективного нагрева кровеносных сосудов. Проведена оценка влияния длины волны излучения, длительности обработки, диаметра и глубины расположения кровеносных сосудов на селективность и эффективность процедуры нагрева сосудов лазерным излучением.

В четвертой главе рассмотрено влияние кровотока на нагрев кожных тканей лазерным излучением. Исследована зависимость температуры слоев кожи от плотности потока крови.

г воды

0.133 + 1.31-10"3, Р )

2.2.10) (2.2.11)

2.2.12) Считается, что теплофизические г ткани свойства эпидермиса и базального слоя практически одинаковы, поскольку содержание воды в этих тканях близко по значению - около 50%. Для дермы содержание воды составляет около 70-75%.

В табл. 4 приведены теплофизические параметры биологических тканей, используемые в различных работах для моделирования температурных полей, возникающих при воздействии излучения на кожу.

2.2.3 Расчет зависимостей коэффициента теплопроводности, удельной теплоемкости и плотности слоев кожи от объемной концентрации крови

Для учета сосудистых сплетений, расположенных в дерме и жировой ткани необходимо ввести эффективные значения теплофизических параметров, которые бы отражали содержание крови в тканях. Данный вопрос не освещен в литературе, поэтому далее рассмотрим вопрос о введении эффективных коэффициентов теплопроводности, плотности и теплоемкости дермиса и жировой клетчатки, которые бы позволили учесть наличие сосудистых сплетений, более подробно.

Эффективный коэффициент теплопроводности

Аналогом сосудистого сплетения по геометрии, вероятно, можно считать волокнистые теплоизоляционные материалы. Для них существуют различные аналитические способы расчета коэффициента теплопроводности, основанные на теории обобщенной проводимости. Далее, используя методы указанной теории, определим коэффициент теплопроводности дермы и жировой клетчатки, содержащих сосудистые сплетения.

В первую очередь необходимо определиться с идеализированной моделью, которая бы описывала данную реальную ситуацию. Сложность состоит в том, что сосуды расположены достаточно хаотично. Однако с точки зрения теории обобщенной проводимости эффективные коэффициенты обобщенной проводимости систем с упорядоченной или хаотической структурой равны друг другу, если эти структуры адекватны, а свойства компонент и их объемные концентрации одинаковы [59].

Поскольку сосуды в ткани расположены как параллельно, так и перпендикулярно поверхности кожи, то адекватной моделью для данного случая может являться упорядоченная, изотропная, устойчивая модель структуры с взаимопроникающими компонентами, представленная на рис. 14а. а) б) в)

Рис. 14 Модель структуры с взаимопроникающими компонентами (а), ее элементарная ячейка (б) и восьмая часть элементарной ячейки (в).

В данной модели поперечные размеры волокон должны быть много меньше их длины, что выполняется для случая сосудистого сплетения. Такая замена хаотической структуры сосудистого сплетения упорядоченной моделью существенно упрощает математическую сторону описания процессов переноса.

Для еще большего упрощения дальнейших расчетов в данной упорядоченной системе можно выделить элементарную ячейку - элемент объема, повторяя который определенным образом, можно получить весь объем исходной структуры. Для представленной на рис. 14а структуры элементарная ячейка представлена на рис. 146, а ее восьмая часть — на рис. 14в.

Вертикальные плоскости, ограничивающие ячейку, являются адиабатными, а основания - изотермическими плоскостями.

Такая замена может иметь место, поскольку, согласно теории обобщенной проводимости эффективные коэффициенты обобщенной проводимости системы с дальним порядком и ее элементарной ячейки являются одинаковыми [59].

Для расчета эффективной теплопроводности такой системы можно воспользоваться формулой для структуры с взаимопроникающими компонентами, приведенной в [59]:

2.2.13) где /с, и кг коэффициенты теплопроводности компонент взаимопроникающей структуры, С — относительный размер бруса, С = — (см. рис. 14в), Ь - половина длины ребра куба.

Вместо отношения геометрических размеров удобно использовать величину объемной концентрации ¡-ой компоненты:

У1=у, (2.2.14) где V - объем восьмой части элементарной ячейки, У^ — объем ¡-ой ее компоненты.

Кэфф - К\ уС + 1-С

Тогда параметр С будет иметь вид [59]:

С = 0.5 + Лсоз|, 270° <ф<360°, (2.2.15) при 0 < тУ2 < 0.5 : А = -1, (р = агссоз(1 - 1ту2), при 0.5 < тУ2 < 1: А = 1, <р = агссоз(2тУ2 -1).

Таким образом, можно построить зависимости эффективного коэффициента теплопроводности, Хэфф, дермы и жировой клетчатки от величины объемной концентрации крови, туь, в этих тканях (рис. 15). Считаем, что свойства сосудистых стенок полностью совпадают с окружающими тканями.

Характер представленных на рис. 15 зависимостей не является линейным, причем скорость изменения эффективной теплопроводности возрастает по мере увеличения объемной концентрации крови. На практике, например для дермы, изменение туь может происходить в пределах 0,5-5%, при этом кэфф изменится от 0,41 до 0,42 Вт/(м-К), то есть при изменении объемного содержания крови в 10 раз коэффициент теплопроводности ткани увеличится всего на 2%.

Далее, необходимо произвести расчет подобные зависимости для величин удельной теплоемкости и плотности.

Эффективная плотность

Определим для начала эффективную плотность ткани. Известно, что плотность — это масса единичного объема вещества. Также известно, что масса объекта, состоящего из нескольких компонент, будет равна сумме масс всех этих компонент.

Рис. 15 Зависимости эффективного коэффициента теплопроводности, А,эфф, дермы (1) и подкожной жировой клетчатки (2) от величины объемной концентрации крови, туь, в этих тканях.

Тогда для случая дермиса, пронизанного сосудами можно записать: (2.2.16)

РэффУ = РЬ¥Ь+Рс1ус1 где т — масса некоторого элемента дермиса с кровеносными сосудами, рэфф и

V - его плотность и объем, соответственно, тъ - масса крови, содержащейся в сосудах, расположенных в рассматриваемом элементе, рь и Уь - ее плотность и объем, тл, и У^ — масса, плотность и объем дермиса, окружающего сосуды в данном элементе.

Таким образом, можно записать эффективную плотность ткани как функцию от величины объемной концентрации крови в ней, рэ(рф = /(туь). Для дермы это будет выглядеть следующим образом:

Рэфф =туь(9ь ~Р(1) + Рс1' (2.2.17)

Аналогично может быть записана и зависимость эффективной плотности жировой клетчатки от объемной концентрации крови в ней. Полученные результаты представлены на рис. 16.

Представленные зависимости являются абсолютно линейными. При изменении тУъ для дермы в 10 раз от 0,5% до 5% плотность ткани снижается от 1075 кг/м3 до 1071.25 кг/м3, то есть на 0,35%.

Эффективная удельная теплоемкость

Далее найдем удельную теплоемкость вещества, то есть по определению -величину, равную количеству теплоты, необходимому для нагревания 1 кг вещества на 1 К [60]. Можно предположить, что количество теплоты, необходимое для нагревания некой массы многокомпонентного вещества, равно сумме количества теплоты, необходимого для нагрева каждой из его компонент.

Рис. 16 Зависимости эффективной плотности, рэфф дермы (1) и подкожной жировой клетчатки (2) от объемной концентрации крови, туь в этих тканях

Тогда для дермиса можно записать: сэффт = сътъ+с<1т<11 (2.2.18) где сэфф - эффективная удельная теплоемкость двухкомпонентной среды, т -ее масса, сь - удельная теплоемкость крови, с^ - удельная теплоемкость дермы, окружающей сосуды.

Выразим сэфф через объемную концентрацию крови туь СЬРЪУЪ + с<1Р<1Ус1 ™УЬ(СЬРЬ ~с(1Рс1) + Сс1Рс1 пч 10Л Сэфф~-7}-=-• (¿.¿ЛУ)

Р эффУ Рэфф

Подставив в (2.2.19) выражение для рэфф (2.2.17), получим: эфф -:-:-• {¿.¿.¿М)

Полученные зависимости эффективной удельной теплоемкости от величины объемной концентрации крови в дерме (в соответствии с (2.2.17)) и подкожной жировой клетчатке представлены на рис. 17. Данная зависимость имеет гиперболический характер, однако очень близка к линейной.

Анализ представленных зависимости показывает, что при изменении величины объемной концентрации крови в 10 раз (0,5-5% для дермы) величина удельной теплоемкости изменяется от 3500 Дж/(кг-К) до 3540 Дж/(кг-К) (то есть примерно на 1.1%).

Сэфф'

Дж/кг*К

Рис. 17 Зависимости эффективной удельной теплоемкости сэфф для дермы

1) и подкожной жировой клетчатки (2) от величины объемной концентрации крови, тУь в этих тканях

2.3 Сравнительное тестирование разработанной модели взаимодействия излучения с кожей

Для проведения дальнейших расчетов необходимо провести сравнительное тестирование разработанной модели, чтобы проверить достоверность получаемых результатов. Для этих целей был проведен расчет, аналогичный исследованию, проведенному в [1].

В указанной работе был проведен расчет и экспериментальные исследования воздействия на кожу четырьмя лазерными импульсами (полупроводниковый лазер с длиной волны излучения 1450 нм), перемежающимися интенсивным охлаждением спреем. Плотность энергии лазерного излучения в случае воздействия на человеческую кожу ех-лауо л составляла 20,6 Дж/см , диаметр пятна 4 мм, общая длительность воздействия 210 мс, длительность охлаждения до первого импульса и между ними 10 мс, после импульсов - 20 мс. Авторами было получено, что после такой обработки повреждаются верхние слои дермиса - гистология показала, что они становятся темными и коагулированными (рис. 18). Как известно, коагуляция тканей наблюдается при температурах 60-100°С, потемнение начинается около 100°С [61]. Эпидермис же остается неизменным.

Поскольку излучение с длиной волны 1450 нм не проникает глубоко в кожу, то модель, представленная на рис. 6, была упрощена до трехслойной. Здесь модель кожи содержит эпидермис (толщина 0,07 мм), базальный слой (0,015 мм) и дермис (3 мм) (рис. 19). На верхней поверхности кожи была выделена область воздействия диаметром 4 мм, через которую в ткань входило коллимированное излучение лазера.

Поскольку поглощение кровью на данной длине волны достаточно мало и на глубине 100-300 мкм диаметр сосудов очень мал по сравнению с диаметром пятна воздействия, то нет необходимости выделять сосуд как отдельный объект.

Рис. 18 Гистологический срез человеческой кожи ех-у1уо в пределах пятна воздействия после обработки лазерным излучением с длиной волны 1450 нм, плотностью энергии 20,6 Дж/см , диаметром пятна 4 мм, длительность экспозиции 210 мс, четыре импульса, охлаждение до первого импульса и между ними 10 мс, после импульсов - 20 мс. Стрелкой показана зона термического поражения [ 1 ]

Излучение А,=1450 нм, 0=4 мм

Базальный слой Дермис

Рис. 19 Модель кожи для расчета многоимпульсного воздействия, чередующегося охлаждением

Чтобы учесть наличие крови в дерме были взяты оптические и теплофизические параметры для объемного содержания крови, равного 5%. Такая величина содержания крови соответствует поверхностному сплетению сосудов, которое располагается на глубине 100-300 мкм. Скорость кровотока в данном случае не учитывалась, поскольку проводился расчет для неживой ткани ех-у1уо.

Оптические и теплофизические параметры слоев для длины волны 1450 нм, используемые для расчета представлены в табл. 5.

Начальные и граничные условия для решения оптической и тепловой задач обсуждались ранее. Однако для данной модели имеются некоторые особенности задания граничных условий на поверхности при расчете тепловых полей. На верхней границе во время импульса был принят у коэффициент теплоотдачи, равный 50 Вт/м -К (слабое обдувание воздухом с температурой 30°С), во время охлаждения в пятне обработки коэффициент у теплоотдачи был задан равным 4000 Вт/м -К (интенсивное охлаждение л спреем), вокруг - 50 Вт/м -К [1].

Результаты расчета для методики обработки аналогичной воздействию на кожу человека ех-у1уо, использованной в [1], представлены на рис. 20. Расчет показал, что в процессе обработки селективность воздействия достигается и повреждение касается в большей степени верхних слоев дермиса, что подтверждает результат, полученный в [1] и представленные в виде гистологии на рис. 18. Импульсная обработка, чередующаяся интенсивным охлаждением, не дает эпидермису перегреться, его средняя температура не превышает 50°С, максимальная — 75°С. Через некоторое время после последней обработки температуры выравниваются примерно на уровне 75°С, и начинается медленный процесс остывания, зависящий как от свойств ткани, так и от характеристик окружающей среды. В работе [1] не проводилось исследование состояния образца кожа после обработки.

Заключение

Основными результатами данной работы являются следующие:

1. Разработаны расчетные модели, позволяющие описывать взаимодействие лазерного излучения с многокомпонентной слоистой мутной средой на примере кожи человека, содержащей кровеносные сосуды различного диаметра, учитывающие зависимости характеристик слоев кожи от длины волны, содержания меланина, воды и объемного содержания крови в тканях.

2. Оптимизирован импульсный режим обработки кожных тканей лазерным излучением с длиной волны 1450 нм при наличии охлаждения между импульсами, который позволяет существенно повысить безопасность воздействия. Продолжение импульсного охлаждения поверхности кожи после окончания обработки ускоряет процесс установления первоначальной температуры тканей.

3. Проведено исследование селективного нагрева лазерным излучением кровеносных сосудов диаметром до 1 мм, расположенных в подповерхностных кожных тканях. Для оптимизации спектральных, временных и энергетических параметров лазерного излучателя введен критерий селективности и безопасности нагрева, определяемый как относительный перегрев сосуда, а также величина эффективности обработки.

4. Рассмотрены особенности нагрева сосудов для различных типов кожи. Получено, что с увеличением содержания меланина в базальном слое происходит сужение допустимых диапазонов длин волн, в которых критерий безопасности обработки имеет допустимое значение и, начиная с третьего типа кожи, во всем рассматриваемом диапазоне длин волн обработка не является безопасной.

5. Исследовано влияние длительности импульса лазерного излучения на относительный перегрев сосуда и эффективность воздействия на кровеносные сосуды. Показано, что при увеличении длительности импульса степень селективности нагрева кровеносного сосуда снижается для длин волн в диапазоне 0,35+0,6 мкм и возрастает для длин волн 0,6-Я,2 мкм. Эффективность воздействия с увеличением времени обработки снижается для всего рассматриваемого диапазона длин волн.

6. Проанализировано влияние диаметра и глубины залегания сосуда на селективность и эффективность его нагрева лазерным излучением. Показано, что для длин волн из спектральных диапазонов 0.35+0.75 мкм и 1.15+1.20 мкм при увеличении диаметра вены и глубины ее расположения происходит снижение селективности и безопасности обработки, а в диапазоне длин волн 0.75+1.15 мкм, наоборот, безопасность возрастает. Также обнаружено, что в области длин волн 0.35+0.70 мкм при переходе от поверхностных вен к глубоким эффективность обработки снижается. Для остальных длин волн из рассматриваемого диапазона сильного изменения величины эффективности практически не происходит.

7. Получено, что оптимальными характеристиками лазерного излучателя для селективного нагрева кровеносных сосудов, расположенных на глубине 1 мм, являются длины волн из спектрального диапазона 840+1100 нм при длительности импульса более 40 мс и плотности энергии в импульсе порядка 40+100 Дж/см2.

8. Исследовано влияние подкожного кровотока на нагрев тканей кожи при воздействии на нее лазерным излучением. Введение в расчет температурной зависимости плотности потока крови приводит к образованию температурного максимума во времени. Получено, что температурная зависимость плотности потока крови также приводит к существенному изменению распределения температуры по глубине тканей кожи.

9. Проведена оптимизация длины волны лазерного излучения для равномерного нагрева тканей кожи в течение долгого времени. Показано, что наиболее равномерное распределение температуры по глубине достигается при обработке лазерным излучением с длинами волн из спектрального диапазона 1000-5-1330 нм.

1. Paithankar D.Y., Ross V.E., Saleh B.A., Blair M.A., Graham B.S. Acne Treatment with a 1450 nm Wavelength Laser and Cryogen Spray Cooling // Lasers in Surgery and Medicine. 2002 - V. 31, № 2. - P. 106-114.

2. Сетейкин А.Ю. Модель расчета температурных полей, возникающих при воздействии лазерного излучения на многослойную биоткань // Оптический журнал. 2005. - Т. 72, № 7. - С. 42-47.

3. Svaasand L.O., Norvang L.T., Fiskerstrand E.J., Stopps E.K.S., Berns M.W., Nelson J.S. Tissue Parameters Determining the Visual Appearance of Normal Skin and Port-wine Stains // Lasers in Medical Science. 1995. - Vol. 10. -P. 55-65.

4. Lahaye C.T.W., van Gemert M.J.C. Optimal Laser Parameters for Port Wine Stain Therapy: a Theoretical Approach // Physics in Medicine and Biology. -1985. V. 30, №6. - P. 573-588.

5. Mohammed Y., Verhey J.F. A Finite Element Method Model to Simulate Laser Interstitial Thermotherapy in Anatomical Inhomogeneous Regions // BioMedical Engineering OnLine. 2005. - V. 4:2.

6. Pickering J.W., Butler P.H., Ring B.J., Walker E.P. Computed Temperature Distributions Around Ecstatic Capillaries Exposed to Yellow (578 nm) Laser Light // Physics in Medicine and Biology. 1989. - V. 34. - P. 1247-1258.

7. Van Gemert M.J.C., Welch A.J., Pickering J.W., Tan O.T., Gijsbers G.H.M. Wavelengths for Laser Treatment of Port Wine Stains and Telangiectasia // Lasers in Surgery and Medicine. 1995. - V. 16, №2. - P. 147-155.

8. Lucassen G.W., Verkruysse W., Keijzer M., van Gemert M.J.C. Light Distributions in a Port Wine Stain Model Containing Multiple Cylindrical and Curved Blood Vessels // Lasers in Surgery and Medicine. 1996. - V. 18, № 4. -P. 345-357.

9. Van Gemert M.J.C., Smithies D.J., Verkruysse W., Milner Т.Е., Nelson J.S. Wavelengths for Port Wine Stain Laser Treatment: Influence of Vessel Radius and Skin Anatomy // Physics in Medicine and Biology. 1997. - V. 42, №1. -P. 41-50.

10. Астафьева JI.Г., Желтов Г.И., Рубанов А.С. Моделирование процесса нагрева сосудов крови лазерным излучением // Оптика и спектроскопия. -2001. Т. 90, №2. - С. 287-292.

11. Barton J.K., Hammer D.X., Prefer Т.J., Lund D.J., Stuck B.E., Welch A.J. Simultaneous Irradiation and Imaging of Blood Vessels During Pulsed Laser Delivery // Lasers in Surgery and Medicine. 1999. - V. 24. - P. 236-243.

12. Dolotov L.E., Sinichkin Yu.P., Tuchin V.V., Utz S.R., Altshuler G.B., I.V. Yaroslavsky. Design and Evaluation of a Novel Portable Erythema-Melanin-Meter // Lasers in Surgery and Medicine. 2004. - V. 34. - P. 127135.

13. Scherbakov Y.N., Yakunin A.N., Yaroslavsky I.V., Tuchin V.V. Modeling of Temperature Distribution in the Skin Irradiated by Visible Laser Light // Proc. SPIE. 1994. - V. 2082, №3. - P. 268-275.

14. Smithies D.J., Butler P.H. Modelling the Distribution of Laser Light in Port-Wine Stains with the Monte Carlo Method // Physics in Medicine and Biology. 1995. - Vol. 40. - P. 701-733.

15. Niemz M.H. Laser Tissue Interactions: Fundamentals and Applications. -Berlin, 1996.-305 p.

16. Исимару А. Распространение и рассеяние волн в случайно-неоднородных средах. Т. 1. Однократное рассеяние и теория переноса. М.: Мир, 1981. — 281 с.

17. Star W.M. Diffusion Theory of Light Transport // Optical-Thermal Response of Laser-Irradiated Tissue / Ed. by Welch A.J. and van Gemert M.J.C. N.Y., 1995.-P. 131-206.

18. Sekins K.M., Emery A.F. Thermal Science for Physical Medicine // Therapeutic Heat and Cold. 4-th ed. / Ed. by Lehmann J.F. Baltimore, 1990. -725 p.

19. Valvano J.W. Tissue Thermal Properties and Perfusion // Optical-Thermal Response of Laser-Irradiated Tissue / Ed. by Welch A.J. and van Gemert M.J.C. -N.Y., 1995.-P. 445-488.

20. Исаченко В.П., Осипова B.A., Сукомел A.C. Теплопередача: Учебник для вузов. М.: Энергоиздат, 1981. - 416 с.

21. Морман Д., Хеллер JI. Физиология сердечно-сосудистой системы. СПб.: Питер, 2000. - 250 с.

22. Куликов С.В., Поспелов Н.В., Пономарев И.В., Пономарева О.Ю. Возможности лечения сосудистых патологий кожи лазером // Лечащий врач.-2000.-№5-6.-С. 10-13.

23. Кубанова А.А., Данищук И.В. Селективная деструкция телеангиэктазий лазером на парах меди // Вестник дерматологии и венерологии. 2000. -№2. - С. 26-27.

24. Власов П.Г. Селективная коагуляция сосудистых дефектов лица лазерной установкой на парах меди «ЯХРОМА-М» // Ангиология и сосудистая хирургия.-2001.-Т. 7, №3. С. 100-104.

25. Слоним А., Удотов О. Применение диодных лазеров для лечения сосудистых патологий // Косметика и медицина. 2000. - №3. - С. 16-19.

26. Dover J.S., Arndt К.А. New Approaches to the Treatment of Vascular Lesions // Lasers in Surgery and Medicine. 2000. - V. 26, №2. - P. 158-163.

27. Goldman M.P., Bennet R.G. Treatment of Teleangiectasias: a Review // Journal of the American Academy of Dermatology. 1987. - V. 17. - P. 167-182.

28. Суханов С.Г., Ронзин A.B., Власов П.Г. Комбинация компрессионной скперотерапии и лазеротерапии в лечении варикозной болезни и телеангиэктазий нижних конечностей // Ангиология и сосудистая хирургия. 1999. - Т. 5, №4. - С. 76-78.

29. Bernstein E.F., Kornbluth S., Brown D.B., Black J. Treatment of Spider Veins Using 10 Millisecond Pulse Duration Frequency Doubled Neodymium YAG Laser // Dermatologic Surgery. 1999. - V. 25. - P. 316-320.

30. Lloyd J.R., Mirkov M. Selective Photothermolisys of the Sebaceous Glands for Acne Treatment // Lasers in Surgery and Medicine. — 2002. V. 31, №2. — P. 115-120.

31. Friedman P.M., Jih M.H., Kimyai-Asadi A., Goldberg L.H. Treatment of Inflammatory Facial Acne Vulgaris with the 1450-nm Diode Laser: A Pilot Study//Dermatologic Surgery. -2004. V. 30, №2.-P. 147-151.

32. Elman M., Slatkine M., Harth Y. The Effective Treatment of Acne Vulgaris by a High-Intensity, Narrow Band 405-420 nm Light Source // Journal of Cosmetic and Laser Therapy. 2003. - V. 5, №2. - P. 111-117.

33. PJIC-Пациент: Ежегодный бюллетень: Вып. 3: Пособие для врача. — Издательство «РЛС», 2002. 1052 с.39. http://med.inventech.ru/lor/lor275.shtml

34. Тучин В.В. Лазеры и волоконная оптика в биомедицинских исследованиях.- Саратов: Изд-во Сарат. Ун-та, 1998. 384 с.

35. Jacques S.L., McAuliffe D.J. The Melanosome: Threshold Temperature for Explosive Vaporization and Internal Absorption Coefficient During Pulsed Laser Irradiation // Photochemistry and Photobiology. 1991. - V.53. - P. 76975.

36. Dintenfass L. Rheology of Blood in Diagnostic and Preventive Medicine. -Boston-London, 1976. 30 p.

37. Джонсон К., Гай А. Воздействие неионизирующего электромагнитного излучения на биологические среды и системы. // ТИИЭР 1972. - Т. 60, №6.-С. 49-79.

38. Douven L.F.A., Lucassen G.W. Retrieval of Optical Properties of Skin from Measurement and Modelling the Diffuse Reflectance // Proc. SPIE. 2000. -V. 3914.-P. 312-323.

39. Kolarova H., Ditrichova D., Wagner J. Penetration of the Laser Light Into the Skin in Vitro // Lasers in Surgery and Medicine. 1999. - V. 24. - P. 231-235.

40. Cheong W.-F., Prahl S.A., Welch A.J. A Review of the Optical Properties of Biological Tissues // IEEE Journal of Quantum Electronics. 1990. - V. 26, №12.-P. 2166-2185.

41. Bolin F.P., Preuss L.E., Taylor R.C., Ference R.J. Refractive Index of Some Mammalian Tissues Using a Fiber Optic Cladding Method // Applied Optics. -1989. V. 28. - P. 2297-2303.

42. Muller U., Jagemann, Fishbacher С., Danzer К., Mertes В. Zeitschrift fur Physicalische Chemie // International Journal of Research in Physical Chemistry and Chemical Physics. 1995.-Vol. 191.-P. 179-190.

43. Cheong W.-F. Summary of Optical Properties // Optical-Thermal Response of Laser-Irradiated Tissue / Ed. by Welch A.J. and van Gemert M.J.C. N.Y., 1995.-P. 275-304.

44. Sankaran V., Maitland D.J., Walsh J.T., Schonenberger K. Polarization Discrimination of Coherently Propagating Light in Turbid Media // Applied Optics. 1999. - V. 38, №19. - P. 4252-4261.

45. Jacques S.L., Nelson J.S., Wright H., Milner Т.Е. Pulsed Photothermal Radiometry of Port-Wine-Stain Lesions // Applied Optics. 1993. - Vol. 32. -P. 2439-2446.

46. Altshuler G.B., Zenzie H.H., Erofeev A.V., Smirnov M.Z., Anderson R.R., Dierickx C. Contact Cooling of the Skin // Physics in Medicine and Biology. -1999.-Vol. 44.-P. 1003-1023.

47. Orr L.S., Eberhart R.C. Overview of Bioheat Transfer // Optical-Thermal Response of Laser-Irradiated Tissue / Ed. by Welch A.J. and van Gemert M.J.C. N.Y., 1995. - P. 367-384.

48. Engelen L., de Wijk R.A., Prinz J.F., van der Bilt A., JanssenT A.M., European F.B. The Effect of Oral Temperature on the Temperature Perception of Liquids and Semi-Solids in the Mouth // Journal of Oral Sciences. 2002. -V. 110.-P. 412-416.

49. Макаров B.A., Боровков М.Ф., Ермолаев А.П., Кособрюхов А.Н., Рудь И.А. Практикум по ветеренарно-санитарной экспертизе с основами технологии продуктов животноводства. М.: Агропромиздат, 1987. -271 с.

50. Zhu D., Luo Q., Zhu G., Liu W. Kinetic Thermal Response and Damage in Laser Coagulation of Tissue // Lasers in Surgery and Medicine. 2002. - V. 31.-P. 313-321.

51. Дульнев Г.Н., Заричняк Ю.П. Теплопроводность смесей и композиционных материалов. Справочная книга. JL: Энергия, 1974. -264 с.

52. Трофимова Т.И. Курс физики. М.: Высшая школа, 1985. - 432 с.

53. Ремизов А.Н. Медицинская и биологическая физика: Учебник для вузов. -М.: Дрофа, 2003.-560 с.

54. Пушкарева А.Е. Моделирование температурной динамики кожи при лазерном лечении угревой болезни // Вестник конференции молодых ученых СПбГУ ИТМО. Сборник научных трудов. Том 2 / Под ред. В.Л. Ткалич. СПб: СПбГУ ИТМО, 2004. - С. 255-258.

55. Цисанова Н. Фотоэпиляция: научный и практический аспекты // Косметика и медицина. — 2000. — №1. С. 4-12.

56. Anderson R.R., Parrish J.A. Microvasculature Сап Be Selectively Damaged Using Dye Lasers: a Basic Theory and Expérimental Evidence in Human Skin // Lasers in Surgery and Medicine. 1981. - V. 1. - P. 263-276.

57. Anderson R.R., Parrish J.A. Selective Photothermolysis: Précisé Microsurgery by Selective Absorption of Pulsed Radiation // Science. 1983. - V. 220. -P. 524-527.

58. Альтшулер Г.Б., Смирнов M.3., Пушкарева A.E. Моделирование лазерных и ламповых процедур лечения телеангиэктазии // Оптика и спектроскопия. -2004.-Т. 97, №1.-С. 151-154.

59. Георлиевой С.А. Физиология. М.: Медицина, 1982. - 480 с.

60. Смирнов М.З., Пушкарева А.Е. Влияние кровотока на лазерный нагрев кожи // Оптика и спектроскопия. 2005. - Т. 99, №5. - С. 877-880.

61. Пушкарева А.Е. Влияние скорости кровотока на температуру среды при воздействии лазерного излучения на кожу // Вестник межвузовской конференции молодых ученых. Сборник научных трудов. Том 2 / Под ред. В.Л. Ткалич. СПб: СПбГУ ИТМО, 2005. - С. 183-186.