Содержание к диссертации
Введение
Глава 1. Литературный обзор 25
1.1. Термомеханическое действие лазерного излучения на хрящевую ткань 27
1.2. Фазовые переходы и химические процессы при лазерном облучении хрящевой ткани 27
1.3. Параметры лазерного воздействия 28
1.4. Механизмы управляемого изменения формы хрящевой ткани 28
1.5. Изменение гидравлической проницаемости хрящевой ткани в результате лазерного воздействия 29
1.6. Механизмы лазерной регенерации биологических тканей 30
1.7. Лазерная септохондрокоррекция: физические основы технологии и оборудования 30
1.8. Термомеханическое лазерное воздействие на ткани межпозвонкового диска 31
1.9. Эксперименты in vivo по лазерной реконструкции межпозвонковых дисков 1.10. Моделирование заболеваний суставного хряща 32
1.11. Биофункциональные наночастицы для лазерной инженерии хрящей 32
1.12. Лазерные технологии в офтальмологии
1.12.1. Лазерные операции по нормализации внутриглазного давления 33
1.12.2. Воздействие лазерного излучения на термомеханические свойства роговицы глаза 34
1.12.3. Воздействие лазерного излучения на пленки вторичной катаракты 35
1.13. Выбор параметров лазерного облучения 36
Выводы по результатам главы 1 39
Глава 2. Термическое воздействие лазерного излучения, приводящее к изменению формы биологической ткани 40
2.1. Теоретическая модель лазерного нагрева при внешнем механическом воздействии на поверхность биологической ткани 40
2.2. Численное моделирование лазерного нагрева биологической ткани при внешнем механическом воздействии на ее поверхность 44
2.3. Численная оценка степени влияния параметров лазерного воздействия на температурное поле 48
2.3.1. Подбор диапазона параметров для численного моделирования 48 2.3.2. Результат численного эксперимента. Характерное трехмерное распределение температурного поля 51
2.3.3. Связь теоретической модели и эксперимента по определению температуры 68
2.4. Эффективность контрольной системы, обеспечивающей сохранение
функциональных свойств носовой перегородки при лазерном изменении формы .71
2.4.1. Оценка эффективности контрольной системы, основанной на показаниях термопары, расположенной на периферии лазерного пучка 71
2.4.2. Методика калибровки термопарного датчика контрольной системы лазерного септохондрокорректора 74
Выводы по результатам Главы 2 77
Глава 3. Лазерно-индуцированные поля напряжений в биологической ткани 79
3.1. Теоретическое моделирование поля термонапряжений в биологическом объекте при поверхностном и объемном лазерном облучении 79
3.2. Управление температурным полем и полем термонапряжений в биологической ткани с помощью введения наночастиц 87
3.3. Особенности взаимодействия лазерного излучения с биологической тканью при ее модификации контрастирующими добавками 94
3.4. Лазерно-индуцированные давления при воздействии импульсно-периодического лазерного излучения на биологические ткани в широком диапазоне длительностей лазерных импульсов 3.4.1. Воздействие коротких импульсов лазерного излучения на биологические ткани 99
3.4.2. Воздействие относительно длинных импульсов лазерного излучения на биологические ткани 105
3.5. Модель образования пор при лазерном воздействии 108
Выводы по результатам главы 3 111
Глава 4. Механизмы управляемого изменения формы реберного хряща с сохранением ее функциональных свойств. Эффект лазерно-индуцированного нелинейного термомеханического поведения хрящевой ткани 113
4.1. Теоретическое и экспериментальное определение оптимальных режимов лазерной коррекции формы реберного хряща 113
4.2. Лазерное изготовление хрящевых имплантатов заданной кривизны 118
4.3. Эффект лазерно-индуцированного неаддитивного термомеханического поведения хрящевой ткани 121
4.4. Лазерно-индуцированное изменение пористой системы 124
Выводы по результатам главы 4 127
Глава 5. Механизмы лазерно-индуцированной регенерации суставного хряща 128
5.1. Управляемая регенерация под действием лазерного излучения 128
5.2. Изготовление диагностических матриц для определения типа новообразованной ткани. Эффективность поверхностного лазерного наплавления трехкомпонентной среды с сохранением функциональности легкоплавкой составляющей
5.2.1. Теоретическое описание процесса лазерного плавления трехкомпонентной среды без повреждения чувствительных элементов диагностических матриц 143
5.5.1. Экспериментальное исследование процессов лазерной наплавки диагностических матриц на длине волны 810 нм 149
5.2.1. Экспериментальное исследование процессов лазерной наплавки диагностических матриц на длине волны 532 нм 150
5.3. Численная оценка максимальной плотности наплавления 153
5.4. Влияние термопластичности на максимальную плотность наплавления 153
Выводы по результатам главы 5 156
Глава 6. Воздействие лазерного излучения на ткани глаза 158
6.1. Оптимизация технологии удаления плёнок вторичной катаракты 158
6.1.1. Гистологическое исследование исходных образцов 159
6.1.2. Лазерное воздействие на пленки задней капсулы хрусталика 162
6.1.3. Теоретическая модель лазерно-индуцированных деформаций и давлений .164
6.1.4. Сопоставление численного моделирования с экспериментальными данными 173
6.2. Механизм изменения формы роговицы глаза с сохранением ее микроструктуры
и оптических свойств с помощью термомеханического лазерного воздействия 175
6.2.1. Изменение рефракции глаза при совместном воздействии неабляционного лазерного излучения на роговицу и склеру 175
6.2.2. Изменение рефракции глаза при воздействии на роговицу неабляционного лазерного излучения с кольцеобразным распределением интенсивности...180
6.2.3. Теоретическая модель изменения рефракции глаза при неабляционном лазерном воздействии на длине волны 1.56 мкм 183
6.2.4. Структурные изменения в роговице под действием неабляционного лазерного излучения 6.2.5. Оптические методы регистрации структурных изменений в роговице
глаза при лазерном воздействии - основа создания контрольных систем
с обратной связью 191
6.3. Нормализация внутриглазного давления за счет изменения гидравлической
проницаемости склеры глаза 198
6.3.1. Механизм изменения гидравлической проницаемости склеры под действием лазерно-индуцированного поля термонапряжений 199
6.3.2. Определение оптимального режима облучения склеры 202
6.3.3. Исследование воздействия лазерного излучения на структуру биологической ткани 206
6.3.4. Клинические результаты гипотензивного эффекта повышения гидропроницаемости склеры 224
6.3.5. Стабилизация пор в склере при эффекте снижения ВГД. Микроскопия структурированного облучения с высоким разрешением 227
6.3.6. Оптические методы регистрации структурных изменений в склере глаза при лазерном воздействии - основа создания контрольных систем с обратной связью. 229
Выводы по результатам главы 6 231
Заключение 233
Благодарности 236
Список литературы:
- Изменение гидравлической проницаемости хрящевой ткани в результате лазерного воздействия
- Численная оценка степени влияния параметров лазерного воздействия на температурное поле
- Особенности взаимодействия лазерного излучения с биологической тканью при ее модификации контрастирующими добавками
- Эффект лазерно-индуцированного неаддитивного термомеханического поведения хрящевой ткани
Введение к работе
Актуальность построения теоретических моделей лазерно-индуцированных температурных полей, и полей термонапряжений, представленных в работе, обусловлена необходимостью обоснованных предсказаний, позволяющих значительно сократить количество необходимых экспериментов на тканях in vivo для выбора оптимальной дозы облучения, обеспечивающей достижение желаемого эффекта. Таким эффектом может являться, например, релаксация внутренних напряжений и коррекция формы реберного хряща без его денатурации, стимуляция регенерации гиалинового хряща суставов, или достижение структурных изменений, приводящих к
возникновению пористой структуры в склере глаза, обеспечивающей нормализацию внутриглазного давления.
Построение теоретических моделей и последующая верификация результатов численного моделирования с помощью экспериментальных данных представляется необходимой в связи с тем, что в каждом конкретном случае воздействия критическими для сохранения функциональности могут быть параметры, которые невозможно или трудно измерить.
К началу работ, представленных в данной диссертации, недостаточно были исследованы и поэтому сохранили свою актуальность не только проблемы оптимизации и контроля лазерных технологических режимов, применяемых при лазерном изменении формы и структуры реберного хряща и тканей глаза, но, также, проблема стабильности лазерно-модифицированной структуры тканей, неразрывно связанная с физико-химическим состоянием и функционированием всех подсистем биологической ткани, что представляет особенный интерес для биофизики. В то же время, от решения проблемы стабильности лазерно-индуцированных изменений зависит долговременность положительных результатов лазерного воздействия. Поэтому результаты работы актуальны также для биоинженерии.
Цель и задачи работы
Целью данной диссертационной работы являлось выяснение механизмов и оптимизация физических (термических, термомеханических, реологических, перколяционных и оптических) процессов, лежащих в основе лазерной модификации и контроля при:
коррекции формы реберных хрящей и хрящевых трансплантатов,
лазерной регенерации хрящей суставов,
повышении плотности диагностических матриц,
неабляционной коррекции формы роговицы и рефракции глаза,
коррекции пористой структуры склеры для нормализации ВГД,
лазерном удалении пленок вторичной катаракты.
В ходе работы решались следующие задачи:
1. Построение теоретических моделей процессов распространения тепла и лазерно-индуцированных полей напряжений с учетом пространственных и временных особенностей лазерного источника тепла применительно к условиям лазерной коррекции формы хрящей носовой перегородки и реберного хряща, регенерации суставного хряща, модификации гидропроницаемости склеры и рефракции роговицы глаза; а также при лазерном наплавлении чувствительных элементов диагностических матриц, которые могут быть использованы для определения типа новообразованной ткани при лазерно-индуцированной регенерации.
-
Теоретическое и экспериментальное определение диапазона оптимальных параметров и механизмов лазерного воздействия (а) для стабильного изменения формы реберного хряща с сохранением его «каркасной функции» в отсутствии денатурации коллагена; (б) для коррекции формы и рефракции роговицы глаза без повреждения структуры и ухудшения оптических свойств глаза; (в) для удаления патологических пленок вторичной катаракты глаза.
-
Исследование механизмов лазерной регенерации хрящевых тканей суставов. Моделирование условий управляемой лазерной модификации пористой структуры биополимеров с целью (1) изменения локальной гидравлической проницаемости пористой структуры склеры глаза и (2) с целью реализации механизма опосредованного воздействия на процессы пролиферации и модификации хрящевых клеток для регенерации суставного хряща.
-
Теоретическое и экспериментальное определение диапазона оптимальных параметров и механизмов поверхностного лазерного наплавления трехкомпонентной среды с сохранением функциональности легкоплавкой составляющей для моделирования условий создания диагностических матриц.
-
Исследование процессов лазерной модификации структуры биологических тканей оптическими методами для эффективного и безопасного применения лазерной коррекции формы хрящей носовой перегородки и роговицы глаза, а также для лазерной нормализации внутриглазного давления.
Научная новизна диссертационной работы состоит в том, что впервые проведена лазерная модификация формы реберного хряща с получением стабильной новой формы, модификация структуры суставного хряща, приводящая к восстановлению гиалинового хряща суставов, формы роговицы с предсказуемым изменением ее рефракции без изменения ее коэффициентов поглощения и рассеяния в видимом диапазоне, модификация пористой структуры склеры, обеспечивающая существенное увеличение гидропроницаемости и нормализацию ВГД, оптимизирована технология лазерного удаления пленок вторичной катаракты.
Для всех этих случаев показана безопасность найденных условий лазерного воздействия и сохранение основных функциональных свойств и структурных особенностей биологических тканей.
Обнаружено нелинейное термомеханическое поведение хрящевой ткани в зависимости от последовательности двустороннего облучения при лазерной коррекции формы реберного хряща, толщина которого больше глубины поглощения излучения.
Предложен новый подход лазерного воздействия на процессы дифференцировки-дедифференцировки клеток хряща путем модификации структуры околоклеточного матрикса. Впервые продемонстрировано
образование микропор в непосредственной близости от хондроцитов, способствующее доставке к клеткам питательных веществ и сигнальных молекул, что запускает механизм пролиферации и дифференцировки клеток гиалинового хряща. Построена двухмерная теоретическая модель образования пор в полимерах, подвергающихся неоднородному лазерному нагреву.
Впервые выявлен и исследован механизм стабилизации лазерно-индуцированного порообразования в суставном и реберном хрящах и в склере глаза, связанный с образованием газовых микро пузырьков.
Диссертационная работа включает в себя не только экспериментальные исследования физико-химических свойств разных типов биологической ткани и их изменений после неразрушающего лазерного воздействия, но и, основываясь на известных теоретических подходах, развивает новые модели, описывающие различные конкретные процессы лазерного воздействия на конкретный тип биологического объекта. Теоретические модели позволили существенно сократить количество in-vivo экспериментов и предварительно оценить диапазон оптимальной дозы облучения для достижения желаемого лечебного эффекта для каждого типа биологической ткани.
Так, например, диапазон мощностей, времен облучения и частот повторения импульсов для лазерно-индуцированного изменения формы реберного хряща, и диапазон лазерных интенсивностей для увеличения гидропроницаемости тканей глаза были вначале найдены теоретически, а затем уже подтверждены экспериментально. Аналогичным образом области порообразования и локализации максимальных изменений коллагеновой структуры склеры глаза в результате термомеханического воздействия импульсно-периодического лазерного излучения были вначале определены на основе построенных теоретических моделей, а затем уже найдены и исследованы экспериментально с помощью атомно-силовой микроскопии, комбинированной оптоакустической и ультразвуковой микроскопии и микроскопии структурированного облучения с высоким разрешением.
Защищаемые положения:
1. Механизм регенерации гиалинового хряща суставов при импульсно-периодическом лазерном нагреве на 10-20 C заключается (а) в формировании пор субмикронного размера в непосредственной близости от хрящевых клеток, способствующих доставке к клеткам питательных веществ; (б) в образовании и осцилляциях газовых пузырьков размерами 50-200 нм, осуществляющих термомеханическое воздействие на клетки с заданной частотой и амплитудой; (в) в контролируемом увеличении градиентов температуры в глубине ткани, обеспечивающих ускорение массопереноса в околоклеточном пространстве и доставку к клеткам сигнальных молекул.
-
Лазерно-индуцированная релаксация напряжений в реберных хрящах толщиной 2-4 мм лежит в основе новой технологии изготовления хрящевых трансплантатов стабильной формы для отоларингологии.
-
Механизм формирования стабильных пор размерами 50-500 нм в склере глаза составляет основу новой технологии лазерной коррекции внутриглазного давления при открытоугольной глаукоме.
-
Ширина и максимум распределения лазерно-индуцированных пор по размерам в хрящевой ткани и склере глаза связаны с разностью между угловой и радиальной компонентами тензора термических напряжений, возникающих при неоднородном лазерном нагреве ткани.
-
Неаддитивный эффект термомеханического поведения хрящевой ткани, заключающийся во влиянии последовательности двухстороннего облучения изогнутого хряща на конечную его форму, проявляется в условиях, когда суммарная глубина проникновения лазерного излучения и глубина распространения тепла при лазерном нагреве сравнима с половиной толщины пластины реберного хряща, используемой в технологии изготовления хрящевых имплантатов.
-
Существенную роль в стабилизации лазерно-индуцированной модификации структуры хрящей и тканей глаза играют газовые микропузырьки размерами 50-200 нм, образующиеся при лазерном нагреве на 10-20 C вследствие температурной зависимости растворимости газов, тогда как существование таких пузырьков обеспечивается силами отталкивания положительных ионов кальция, расположенных на поверхности пузырьков.
Практическая значимость работы состоит в возможности применения метода лазерного изменения формы реберного хряща для изготовления имплантатов (трансплантатов) в клинических операциях по закрытию дефектов стенки трахеи. Управление поглощением излучения в методах лазерной коррекции формы хряща и активации его регенерации может производиться с помощью импрегнации магнитных наночастиц в микродефекты хрящевой структуры. Запуск механизма регенерации посредством локализованного лазерного воздействия может быть использован при лечении различных форм дегенерации суставного хряща. Применение остро сфокусированного до размеров 6 мкм лазерного облучения может быть положено в основу относительно дешевой технологии лазерного изготовления диагностических матриц высокой плотности.
Метод лазерного создания пористой системы в склере глаза уже начал применяться для снижения внутриглазного давления при лечении глаукомы, а метод изменения формы роговицы глаза может в дальнейшем быть использован для лечения миопии, гиперметропии и астигматизма. Рекомендации по оптимизации лазерной технологии удаления пленок вторичной катаракты
может быть использована для минимизации побочных эффектов при лазерной деструкции пленчатых помутнений глаза.
Личный вклад автора
В диссертации представлены результаты исследований, выполненных лично автором или при его решающем участии в период с 2005 по 2016 год в лаборатории Биофотоники Института Фотонных Технологий Федерального государственного учреждения «Федеральный научно-исследовательский центр «Кристаллография и фотоника» Российской академии наук» (старое название: Институт Проблем Лазерных и Информационных Технологий РАН).
Личный вклад соискателя в формулировку проблемы, в постановку задач исследований и интерпретацию результатов является определяющим.
Соискателем были проведены экспериментальные исследования по лазерной модификации хрящевой ткани, и тканей глаза, а также обработка и анализ результатов. Лично построены теоретические модели процессов распространения тепла, происходящих при лазерном воздействии на реберный хрящ, суставной хрящ, многокомпонентные диагностические матрицы и ткани глаза с учетом конкретных особенностей воздействия. В результате были теоретически найдены оптимальные параметры лазерного облучения, а затем они были подтверждены в экспериментах при непосредственном участии соискателя.
В частности, соискателем построены теоретические модели распространения лазерно-индуцированных полей напряжений при облучении внешней поверхности биологического объекта на примере (1) хирургического воздействия в операциях септохондрокоррекции на носовой перегородке, (2) облучения реберного хряща, (3) суставного хряща, (4) склеры и (5) роговицы, (6) облучения трехкомпонентной среды для создания диагностических матриц, а также при облучении объема биологической ткани, реализуемого в случае воздействия на пульпозное ядро межпозвонкового диска (7) и на пленку вторичной катаракты (8).
Лично проводилась численная оценка силы влияния различных параметров, входящих в теоретическую модель температурного нагрева биологической ткани с приложением поверхностного надавливания и оценка эффективности контрольной системы, применяемой в ранее разработанной и внедренной в клиническую практику операции септохондрокоррекции.
Соискателем лично проводились исследования методами атомно-силовой микроскопии, методом комбинированной оптоакустической и ультразвуковой микроскопии и микроскопии структурированного облучения с высоким разрешением, методом светорассеяния и пропускания ИК излучения. Лично были подготовлены основные публикации по данной работе. Гистологические и гистохимические исследования проводились при непосредственном участии
соискателя. Соискателем проанализированы и обобщены результаты работы, сформулированы выводы и защищаемые положения.
Апробация работы
Основные результаты диссертации были представлены автором на российских и международных конференциях, в их числе: International Conference «Laser and Laser-Information Technologies: Fundamental Problems and Applications» (Bulgaria, Smolyan, 2006); International Conference on Lasers, Applications and Technologies (Belarus, Minsk, 2007); Международная конференция “Деформация и разрушение материалов и наноматериалов” (Россия, Москва, 2007); XII Международная научная конференция «Физико-Химические Процессы при Селекции Атомов и Молекул и в Лазерных, Плазменных и Нано-Технологиях» (Россия, Ершово, 2008); The World Congress on Medical Physics and Biomedical Engineering (Germany, Munich, 2009); Научно-практическая конференция «Лазеры в офтальмологии: вчера, сегодня, завтра» (Россия, Москва, 2009); Международная конференция «Новые информационные технологии в медицине, биологии, фармакологии и экологии» (Украина, Крым, Гурзуф, 2010); International Symposium on Laser Medical Applicatoions (Russia, Moscow, 2010); XI Межвузовская научная школа молодых специалистов «Концентрированные потоки энергии в космической технике, электронике, экологии и медицине» (Россия, Москва, 2007, 2010); Международная конференция «International Conference on Laser Applications and Technologies” (Россия, Казань, 2010); Национальный конгресс «Пластическая хирургия» (Россия, Москва, 2011); Всероссийская научно-практическая конференция с международным участием «Федоровские чтения», (Россия, Москва, 2011); XX Biennial Meeting of the International Society for Eye Research (Germany, Berlin, ISER 2012). Международная Научно-практическая конференция офтальмологов «Филатовские чтения» (Украина, Одесса, 2012); VII Российский общенациональный офтальмологический форум (Москва 2014); Троицкая конференция «медицинская физика и инновации в медицине» (Россия, Троицк 2010, 2012, 2014); International Conference on Laser Applications in Life Sciences (Germany, Ulm, 2014); Всероссийский молодежный Самарский конкурс-конференция научных работ по оптике и лазерной физике (Россия, Самара, XII-2011, 2014); Конференция «Ломоносов» (Россия, Москва, 2014); International Symposium on Biomedical Optics (San Jose CA, USA, 2008, 2009, 2015); International Symposium “Topical problems of biophotonics” (2015 Россия, Нижний Новгород); International Conference on Advanced Laser Technologies (Montenegro, Budva-2013; France, Cassis-2014; Portugal, Faro-2015); International Symposium Optics and Biophotonics-III 19th International School for Junior Scientists and Students on Optics, Laser Physics & Biophotonics (Россия, Саратов, 2015); 10 Съезд офтальмологов России, (Москва, 2015); International Laser Physics Workshop (2011, 2015).
Публикации
Автором по теме диссертации опубликовано в рецензируемых российских и международных изданиях из списка ВАК и библиографических баз Scopus и Web of Science 24 статьи, кроме того, 2 главы в коллективных монографиях и получен 1 патент РФ. Результаты доложены и обсуждены на 33 всероссийских и международных конференциях (44 публикации).
Достоверность полученных результатов подтверждается их воспроизводимостью, большим количеством статистически значимых измерений, а также корреляцией теоретических и экспериментальных результатов и подтверждение результатов исследования независимыми методами на различном оборудовании.
Кандидатские диссертации, выполненные под руководством или при консультации соискателя:
-
Руководитель: Сошникова Юлия Михайловна «Исследование структурных изменений при неразрушающем ИК лазерном воздействии на хрящевую ткань».
-
Консультант: Хомчик Ольга Владимировна «Лазероиндуцированный гипотензивный эффект повышения гидропроницаемости склеры в лечении рефрактерных форм глауком».
Диссертация содержит Введение, 6 глав, Заключение с результатами и выводами и список цитируемой литературы (177 ссылок). Материал изложен на 255 страницах и сопровождается 147 рисунками и 12 таблицами. В каждой главе предложена независимая нумерация рисунков, формул и таблиц.
Изменение гидравлической проницаемости хрящевой ткани в результате лазерного воздействия
Магнитные наночастицы (НЧ) оксидов железа (гематит -Fe2O3, маггемит -Fe2O3 и магнетит Fe3O4) часто используются в медицинской диагностике [Хлебцов 2008]. Их биофункциональность определяется их формой, размером, структурой и составом [Хлебцов 2008; Хлебцов и др., 2010]. В терапевтических целях они применяются для адресной доставки лекарственных средств [De Jong et al., 2008; Jordan et al., 1997], в онкологии для гипертермии опухолей (как поглотители электромагнитного излучения) [Jordan et al., 1993]. НЧ оксидов железа, поглощающие в ближней ИК-области спектра, могут быть использованы для диагностики повреждений хрящевой ткани. Их тенденция к локализации в местах повреждения [Омельченко, 2011] была использована в данной диссертации для локализации лазерного лечебного воздействия [Баум и др., 2010a; Baum et al., 2013a].
Наночастицы оксида железа Fe3O4, используемые в данной работе, подробно исследованы в диссертации Сошниковой Ю.М. [Омельченко и др., 2011]. Для их синтеза применялся как химический синтез, так и прямой метод абляции металлического железа в воде с последующей стабилизацией их коллоидных растворов [Сошникова, 2015]. Стабилизация НЧ проводилась путем их лазерного облучения в растворе крахмала. Также магнитные НЧ магнетита приготавливались путем химического синтеза в растворах солей двух- и трехвалентного железа [Baum et al., 2013a; Soshnikova et al., 2013; Сошникова, 2015;].
В работах [Баум и др., 2010a; Baum et al., 2013a; Омельченко и др., 2010] показано, что синтезированные НЧ магнетита практически не проникают в здоровый хрящ, но очень хорошо проникают и концентрируются в областях повреждения матрикса хряща. Экспериментальное и теоретическое исследование массопереноса магнитных НЧ оксида железа проведено в работе [Соболь и др., 2012]. Лазерное облучение в импульсно-периодическом режиме приводило к ускорению диффузии жидкости [Omelchenko et al., 2004] благодаря увеличению количества и размера пор в матриксе [Sobol et al., 2000a], что способствует увеличению гидропроницаемости [Омельченко и др., 2008], управление направлением и скоростью проникновения магнитных наночастиц в объем хрящевой ткани может осуществляться с помощью внешнего магнитного поля [Никифорова и др., 2009; Никифорова и др., 2008]. В настоящей диссертации импрегнация в хрящевую ткань НЧ магнетита использовалась для управления лазерным источником тепла и полем термомеханических напряжений (глава 3)
Глаукома представляет собой одно из самых распространенных заболеваний глаз, которое при отсутствии своевременного лечения приводит к слепоте. Первичная открытоугольная глаукома (ПОУГ) является наиболее часто встречаемым видом глаукомы. ПОУГ характеризуется повышением внутриглазного давления всвязи с ухудшением оттока жидкости по дренажной системе глаза из-за дистрофических изменений в трабекуле и интрасклеральных каналах и блокады шлеммова канала. ПОУГ имеют 1-2 % населения старше 45 лет и 3-4 % старше 60 лет, чем и обусловлена социальная значимость данной проблемы. В настоящее время для лечения глаукомы применяются лазерные операции, самой распространенной из которых является селективная лазерная трабекулопластика (СЛТП), предложенная в 1995 году М. Latina. Она заключается в воздействии лазерного излучения на всю зону трабекулы в проекции шлеммова канала [Latina et al., 1995] лазерным пятном большого размера (400 мкм - при селективной, 50 мкм - при традиционной трабекулопластике), а не только на проекцию шлеммова канала, что приводит к отсутствию зон побледнения и «эффекта попкорна». Это обусловливает как щадящее действие этого метода, так и его недостаточную эффективность [Магарамов и др., 2007]. Другая операции -лазерная диодная циклокоагуляции, основана на локальной деструкции цилиарного тела, что при недостаточно точно подобранных параметрах лазерного облучения (зависящих зачастую от конкретного строения глазной системы пациента) может привести к локальному тромбообразованию и кровоизлияниям [Бакунина и др., 2009]. Поэтому поиск новых эффективных и безопасных методов лечения глаукомы является актуальным.
1.12.2. Воздействие лазерного излучения на термомеханические свойства роговицы глаза
Аномалии рефракции - самые распространенные заболевания глаз, для лечения которых лазеры применяются более 40 лет [Trokel et al., 1983]. Для лечения пациентов с аномальной рефракцией широко применяются различные рефракционные операции, изменяющие форму и рефракцию роговицы [Аветисов, 1993]. Самыми распространенными рефракционными технологиями являются кераторефракционные операции, такие как фоторефрактивная керактектомия (ФРК), при которой производится локальное поверхностное разрушение роговицы [Camellin 1998] и LASIK (laser in situ keratomileusis) -самая распространенная операция в лазерной медицине [Pallikaris et al., 1990]. Для лечения дальнозоркости применяется также лазерная термическая кератопластика (ЛТК), в которой изменение рефракции достигается путем коагуляции, сморщивания роговицы на ее периферии под действием лазерного излучения, в результате чего радиус кривизны роговицы меняется [Thompson et al., 1992]. Однако применение абляционных, разрушающих технологий рефракционной хирургии нередко вызывает осложнения [Sun et al., 2001]. Результаты таких операций не всегда предсказуемы и недостаточно стабильны, то есть со временем происходит существенный регресс полученного эффекта вследствие регенерационных процессов в поврежденных тканях глаза.
Одним из способов коррекции зрения путем механического изменения формы роговицы глаза является ортокератология. Она основана на придании нужной формы роговице с помощью накладываемой на глаз специальной линзы (в ночное время). Данный способ, не связанный с хирургическим вмешательством, позволяет получить только кратковременную коррекцию зрения от нескольких часов до нескольких суток.
Растущие требования к послеоперационному результату определяют необходимость разработки новых методов коррекции рефракции глаза. В работах [Большунов и др., 2002; Соболь и др., 2002; Большунов и др., 2003] был предложен новый подход к изменению рефракции глаза путем локального неабляционного воздействия на поле механических напряжений в склере и роговице. Исследовались термомеханические свойства роговицы и склеры, впервые было показано, что роговица приобретает кратковременную пластичность при ее нагревании до 60 C, в то время как склера свойством термопластичности не обладает. Предложенный метод кратковременного уменьшения упругих свойств роговицы без существенного изменения ее долговременных свойств был использован в данной диссертационной работе (Глава 6) для изменения формы роговицы и рефракции глаза, с помощью специально разработанного источника излучения с кольцеобразным распределением интенсивности. В работах [Соболь и др., 2002] исследовалась термическая стойкость роговицы глаза, найдена температура денатурации роговицы: 65-85С.
Численная оценка степени влияния параметров лазерного воздействия на температурное поле
Хрящ в силу своего строения обладает внутренними напряжениями и свойством «памяти исходной формы». Добиться стабильного изменения формы хрящевой ткани без нарушения ее клеточных элементов и матрикса с помощью традиционных методов не удается. Но этого можно достичь с помощью кратковременного, контролируемого лазерного нагрева, при котором не успевают произойти денатурация и повреждения ткани, а механические напряжения значительно уменьшаются.
Актуальность построения теоретической модели температурных полей, возникающих в процессе лазерного облучения биологической ткани, обусловлена выбором оптимальной дозы облучения для достижения желаемого эффекта, которым может являться, например, релаксация внутренних напряжений без денатурации, достижение термонапряжений, стимулирующих регенерацию, или достижение структурных изменений, приводящих к возникновению пористой структуры.
Лечебный эффект достигается в определенном, узком, диапазоне параметров лазерного воздействия и определяется длиной волны, мощностью лазерного излучения, временными режимами воздействия и диаметром пятна излучения [Sobol et al., 2000a; Sobol et al., 2000b; Ovchinnikov et al., 2002]. Выход за пределы этого диапазона ведет к потере эффективности и может привести к нежелательным побочным эффектам.
Построение теоретической модели процессов, происходящих при лазерном воздействии на биологическую ткань, и последующая верификация этого численного моделирования с помощью дополнительных экспериментов, представляется необходимой в связи с тем, что в каждом конкретном случае воздействия критическими для сохранения функциональности могут быть параметры, которые трудно или невозможно измерить. Так, например, в настоящее время для реализованного на практике лечебного оборудования для операции по исправлению формы носовой перегородки (операции «септохондрокоррекции»), применяемой в клинике [Bourolias et al., 2008; Sobol et al., 2008], измеряют температуру с помощью термопар, расположенных на периферии лазерного пятна в точках, не имеющих непосредственного контакта с облучаемыми тканями носовой перегородки [Sobol et al., 2007]. Реализованная контрольная система с обратной связью, не позволяет непосредственно измерять важнейшие параметры: максимальную температуру в глубине хряща (отвечающую за эффективность операции) и температуру в центре пятна на поверхности слизистой оболочки (отвечающую за безопасность операции). Было возможным только измерение температуры с помощью термопары, расположенной на периферии лазерного пятна в точке, не имеющей непосредственного контакта с тканями носовой перегородки.
Также к началу исследования была не очевидной связь между лазерными параметрами и зонами регенерации, которые зависят от температурных полей и вызываемых ими полей термических напряжений. Как выяснилось в ходе данного исследования, лазерные параметры могут быть сопоставлены также и с зонами, в которых происходят структурные изменения, увеличивающие гидропроницаемость тканей глаза при глаукоме (Глава 6).
Построение теоретической модели процессов, происходящих при лазерном воздействии на биологическую ткань и нахождение с помощью численного моделирования температур, отвечающих за эффективность и безопасность операции, обеспечивающих сохранение функциональности носовой перегородки после коррекции ее формы, представляется актуальным.
Для построения теоретической модели, позволяющей получить температурное поле внутри хрящевой ткани, в данной работе использовалось уравнение теплопроводности [Лыков, 1967; Sobol, 1995; Либенсон и др., 2005] в сочетании с граничными условиями, удовлетворяющими конкретной геометрии процесса нагрева. В данной главе рассматривается задача о распространении тепла через трехмерное пространство, состоящее из соприкасающихся сред (сапфировый индентер, подводящий лазерное излучение к слизистой оболочке, покрывающей хрящ носовой перегородки и чехол, покрывающий индентер). Предполагается, что в момент времени t = 0 одна из граней рассматриваемого пространства (соответствующего хрящевому образцу, покрытому слизистой оболочкой) воспринимает тепловой поток лазерного излучения [Баум и др., 2007; Баум, 2010; Баум, 2015].
В процессе лазерной коррекции формы носовой перегородки осуществлялось надавливание индентером на слизистую оболочку, покрывающую хрящ, для (1) придания нужной формы хрящу, (2) для выдавливания из приповерхностного слоя поглощающей лазерное излучение воды, что предотвращало повреждение слизистой оболочки.
В основе теоретической модели лежит уравнение теплопроводности (2.1) с объемным источником тепла G(x,y,z,t), порождаемым лазерным излучением и затухающим с глубиной по закону Бугера-Ламберта-Бера с эффективным показателем поглощения k (2.2). — = aAT(x,y, Z,T)+ G(x,y, Z,T) \ 4 где a — коэффициент температуропроводности. Плотность падающего потока энергии на поперечную поверхность хрящевой ткани имеет пространственное распределение, соответствующее распределению Гаусса с эффективным радиусом пучка го(х), учитывающим расхождение пучка в поперечном направлении по мере прохождения через среды в направлении х. G{x,y,z,T) = Р[Т)ехр\ 2 — V 0 \ / / г у2 + z2) rexp(-r r) /"2 2) здесь Р(х) — зависящая от времени мощность лазерного излучения, с — удельная теплоемкость, р — плотность. На границах раздела сред записывались граничное условие постоянства плотности теплового потока: ді ді (2.3) или конвективного теплообмена между окружающей средой и поверхностью хряща носовой перегородки, покрытой слизистой оболочкой: №) = КМ-г„М) (2.4) где тип — индексы, нумерующие соприкасающиеся среды, индекс і — х, у или z, k — коэффициент теплопроводности, SO — ближайшие к поверхности раздела точки окружающей среды, S — точки поверхности раздела. Для решения дифференциального уравнения теплопроводности (2.1) с учетом граничных условий (2.3) и (2.4), удовлетворяющих конкретной геометрии лазерно-индуцированного нагрева, применялся метод конечных разностей (метод сеток), основанный на замене производных их приближенным значениями, выраженными через разности значений функций в узлах сетки.
Особенности взаимодействия лазерного излучения с биологической тканью при ее модификации контрастирующими добавками
Рассматривались вариации толщины, теплопроводности и эффективного показателя поглощения материала, из которого изготовлен одноразовый покровной чехол для контактора при проведении операции септохондрокоррекции.
Для латекса, обладающего невысоким значением теплопроводности, при толщине пленки более 50 мкм и эффективном показателе поглощения больше 0,1 мм-1 максимальная температура достигается на поверхности хряща (ТЦ = ТМ). Это приводит к ожогу слизистой оболочки и хрящевой ткани носовой перегородки при тех режимах лазерного воздействия, при которых происходит нагрев (ТМ 70 С), достаточный для изменения формы носовой перегородки.
Для того чтобы точка максимального нагрева сместилась в глубину хряща необходимо уменьшить толщину латекса ниже 50 мкм, или (при неизменных других параметрах) найти такой материал, у которого теплопроводность, по крайней мере, в 4 раза больше, чем у латекса. Уменьшение толщины латекса нецелесообразно из соображений безопасности протекания хирургической операции, так как латекс такой толщины не отвечает требованию прочности и может порваться во время лазерной процедуры.
Одним из возможных материалов для чехла является полиэтилен. На рисунке 2.19 представлены экспериментальные и теоретические результаты для индентера без чехла и для полиэтилена различной толщины. Из результатов расчетов следует, что в диапазоне толщин от 50 до 200 мкм зависимость изменения температуры от толщины пленки полиэтилена является линейной. Причем изменение толщины на 50 мкм приводит к изменению максимальной температуры в среднем на 1 С. 42
Изменение показаний термопары ТТ во времени в зависимости от вариации толщины полиэтилена. Следует отметить, что у полиэтилена температура плавления составляет 115 С, а при введении некоторых добавок и изменении процесса приготовления полиэтиленовой массы, температура плавления может достигать 135 С. С другой стороны, деформация полиэтилена, происходящая при изготовлении чехла необходимой толщины, может снизить температуру размягчения полиэтилена. В процессе лазерной процедуры температура достигает 70 C, при этом в полиэтиленовом чехле возможны изменения структуры, приводящие к изменению его оптических свойств.
Необходимо отметить, что при использовании полиэтилена максимум температуры обычно находится в глубине хрящевой пластины носовой перегородки, при этом достигается существенная разница между температурным максимумом (температурой, отвечающей за эффективность операции) и температурой в центре пятна на облучаемой поверхности (температурой, отвечающей за безопасность операции), что обеспечивает надежность попадания в терапевтический диапазон лазерного воздействия. Но недостаточно высокая температура плавления и технологические особенности изготовления чехлов (например, при использовании метода вытягивания) могут создать затруднения для использования чехлов из полиэтилена в операциях септохондрокоррекции. В зависимости от температуры и времени облучения оптические свойства полиэтилена могут меняться в процессе операции, что может привести к повреждению слизистой оболочки вследствие поглощения лазерного излучения чехлом.
Еще одним перспективным материалом для одноразовых чехлов является винил. По эффективному показателю поглощения он близок к полиэтилену, но при этом его температура плавления составляет 180 - 220 C [Григорьев и др., 1991]. Совокупное же изменение величин теплоемкости, теплопроводности и плотности по отношению к полиэтилену при схожести всех других параметров и толщине 100 мкм позволяют сделать вывод, что максимум температуры достигается в точке, находящейся в среднем на 400 мкм в глубине от внешней поверхности, в то время, как максимум для чехла из полиэтилена уходит (при тех же параметрах) в глубину лишь на 200 мкм. 2.3.2.7. Материал индентера
Индентор контактора изготавливается из корунда. Корунд может содержать различное количество примесей. Было исследовано два материала: корунд со средними показателями теплопроводности, плотности и теплоемкости и корунд, обладающий минимальной концентрацией примесей — сапфир. Влияние материала индентора на поведение графика термопары ТТ представлено на Рис. 2.20.
Из сравнения данных теоретического расчета с экспериментальными данными для температуры на термопаре можно сделать вывод, что лучшее согласие достигается при приближении характеристик корунда к сапфиру. На этом основании в расчетах, представленных в этом разделе, использовались данные для сапфира.
Присутствие среза хрящевой пластины, находящегося в контакте с воздухом и металлом изменяет теплоотводность по сравнению с реальной ситуацией, которая имеет место в операции септохондрокоррекции. Поэтому теоретическое описание экспериментальных данных, полученных с помощью тепловизора, требует определенной корректировки с учетом реальной геометрии (Рис. 2.21). Проведение теоретического расчета в этом случае позволяет провести сопоставление теоретических результатов с экспериментальными данными по двум характерным точкам ТТ и ТЦ.
Эффект лазерно-индуцированного неаддитивного термомеханического поведения хрящевой ткани
Синтез и стабилизация наночастиц, используемых в данной работе, производились по методике, описанной в диссертации Сошниковой Ю.М. «Структурные изменения хрящевой ткани при неразрушающем лазерном воздействии с длиной волны 1,56 мкм» (2015г.) [Сошникова, 2015], выполненной под руководством соискателя.
Исследование структуры полученных наночастиц магнетита проводили: (1) на электронном микроскопе JEOL JEM-2000 FXII (JEOL Ltd., Japan); (2) Измеряли динамическое лазерное светорассеяние (ДЛС) на фотометре Zetasizer Nano ZS (Malvern, Great Britain), снабженном He-Ne лазером ( = 633 нм, мощность 4 мВт). Корреляционные функции анализировались с помощью программы DynaLS (Alango, Израиль), позволяющей рассчитать значения гидродинамических радиусов (Rh) частиц, присутствующих в растворе, и индексов полидисперсности (PIs); (3) Аналитическое ультрацентрифугирование применяли для анализа фракции наночастиц размером менее 10 нм. (4) Анализ ПЭМ позволил оценить форму и размеры наночастиц, а также подтвердить их кристаллическое строение.
Нестабилизированные наночастицы имели размер 6±20 нм с максимумом около 7 нм, и образовывали устойчивые агломераты размером более 100 нм. Степень агломерации стабилизированных наночастиц была заметно меньше, а сами наночастицы имели размер 3±10 нм. Максимум их распределения составлял 6 нм. Наблюдаемые агломераты частиц имели размер до 100 нм. Введение крахмала в процессе синтеза замедлял окисление магнетита. Для водных дисперсий наночастиц Fe304, применяемых в данной диссертационной работе, ДЛС анализ показал, что водная дисперсия нестабилизированных частиц представляет собой полидисперсную систему, значения гидродинамических радиусов частиц в которой лежат в диапазоне 150±850 нм со средним значением Rh = 330±Ю нм. В то время, как для дисперсий частиц БезСм, стабилизированных крахмалом средние значения гидродинамических радиусов частиц в дисперсиях, содержащих 0.1, 0.5 и 1.0 % масс. крахмала, составили 85±1 нм, 48±1 нм и 33±1 нм, соответственно. Распределение наночастиц и их средний размер в дисперсии зависят от концентрации стабилизатора: повышение его концентрации в пределах 0,01 - 1 % масс. приводило к сужению распределения и сдвигу среднего размера частиц в меньшую сторону.
Стабильность крахмальных дисперсий наночастиц исследовалась методом ДЛС в диапазоне температур 20±70 С. Выбор данного температурного диапазона был обусловлен средней температурой нагрева во всех медицинских приложениях, где применялись наночастицы (Глава 4 и 5). Было показано, что в условиях неразрушающего лазерного воздействия, средний гидродинамический радиус частиц изменялся незначительно. Синтез наночастиц в присутствии крахмала позволял уменьшить степень агломерации и предотвращать окисление.
Стабильность дисперсий при хранении была также исследована методом ДЛС. По прошествии 7 дней с момента синтеза и хранения дисперсии частиц без доступа воздуха при комнатной температуре средний гидродинамический радиус частиц изменился незначительно и составил 52±1 нм по сравнению с 48±1 нм для только что синтезированных частиц. Дисперсии были стабильными как при хранении в течение нескольких дней, так и при повышении температуры до 70 С.
Для исследования свойств и импрегнации в хрящевую ткань готовили дисперсии наночастиц в дистиллированной воде различных концентраций: 10 мкг/мл, 2 мг/мл, 5 мг/мл. Для определения коэффициентов диффузии наночастиц в хрящевую ткань, интактный и облученный эрбиевым волоконным лазером образцы ребеного хряща (=1,56 мкм, LSC, Arcuo Medical Inc.) в режиме, при котором наблюдалось образование субмикропор в хряще [Sobol et al., 2011]: мощность лазера 0,7 Вт, время воздействия 5 с при длительности импульса 500 мс, скважность 200 мс на 20 мин помещали водную дисперсию наночастиц магнетита, стабилизированную 0,5% масс. крахмала, концентрации 2 мг/мл. Импрегнация наночастиц осуществлялась диффузией из водной дисперсии. Далее образцы реберного хряща, подвергнутые импергнации наночастиц изучались с помощью оптической фотометрии. Кинетику импрегнации исследовали, измеряя оптическую плотность (по изменению интенсивности прошедшего света) срезов хряща вдоль профиля импрегнации наночастиц. Коэффициенты диффузии наночастиц в хрящевую ткань рассчитывались на основе решения уравнения диффузии для полу ограниченного тела [Лыков, 1978]. Для интактного образа коэффициента диффузии D = (3±l) 10"9 см2/с, а для облученного (1,5±0,5)10" см /с.
Показано, что предварительное лазерное облучение хряща позволяет увеличить скорость диффузии на порядок величины, что объясняется образованием дополнительных пор и каналов хрящевой структуры [Sobol et al., 2000с], ускоряющими диффузию наночастиц.
В экспериментах по импрегнации реберного хряща наночастицами, исследовалось два типа образцов реберного хряща: интактный и облученный эрбиевым волоконным лазером (=1,56 мкм, Arcuo Medical Inc.) при мощности излучения 2,2 Вт, время воздействия 6 с при длительности импульса 500 мс, скважности 200 мс (режим, который применяется при изменении формы реберного хряща - см. Главу 4). Образцы реберного хряща размерами 3,0 ммх 1,5x1,5 см фиксировали на дне цилиндрических кювет, которые заполняли водной дисперсией наночастиц магнетита, стабилизированной 0,5% масс. крахмала, концентрации 2 мг/мл. Импрегнация наночастиц осуществлялась диффузией из водной дисперсии в течение 20 мин, после этого образцы промывались в физрастворе. Далее образцы облучались повторно оптоволокном диаметром 600 мкм в непрерывном режиме (для ранее облученного -в месте первого облучения). Исследование изменения максимальной температуры на передней поверхности облучаемого хряща проводилось с помощью тепловизора Testo-875.
Результаты экспериментов подтвердили, что интактный образец греется медленнее остальных. А скорость нагрева интактного образца, на который были нанесены наночастицы в центральной части выше чем, образца, на который были нанесены наночастицы после предварительного облучения. Также было обнаружено увеличение на 20±5% области нагрева у импрегнированного наночастицами образца (на полувысоте температурного профиля), после предварительного облучения, по сравнению с образцом, на который были нанесены наночастицы без предварительного облучения, что может объясняться изменением поглощения хрящевой ткани на периферии лазерного пятна. В интактном же образце импрегнация происходила равномерно и не приводила к перераспределению температурного поля.
Полученные результаты согласуются с ранее полученными данными об образовании (при облучении хрящевой ткани лазерным излучением с длинной волны 1,56 мкм, из-за неоднородного лазерного нагрева ) каналов и микропор, в которые могут хорошо проникать наночастицы [Sobol et al., 2000c]. При введении наночастиц в хрящевую ткань, будет меняться ее показатель поглощения, что может способствовать более локальному нагреву в местах образования микропор и каналов и при этом происходит изменение поля напряжений [Sobol et al., 2008a].
Экспериментальные данные, хорошо согласуются также с теоретическими результатами, полученными на основе температурной модели, рассмотренной в Главе 2, которая предсказывает увеличение абсолютных температур при увеличении поглощения облучаемого образца за счет введения наночастиц (Рис. 3.19).