Содержание к диссертации
Введение
Введение 4
Глава 1. Анализ методов обработки раневой инфекции . 10
1.1. Классификация и основные особенности инфицированных ран 10
1.1.1. Анализ инфицированных ран 10
1.1.2. Характеристика основных патогенных микроорганизмов раневой инфекции 15
1.2. Анализ методов обработки раневой инфекции 19
1.2.1. Традиционные методы обработки ран 20
1.2.2. Физические методы обработки ран 22
1.2.3. Комбинированные методы обработки ран 28
1.3. Выводы к главе 1 40
Глава 2. Теоретический анализ фотоультразвуковой биотехнической системы 41
2.1. Феноменологическое описание фотоультразвукового воздействия 41
2.2. Анализ процессов фотоультразвуковой обработки раневой инфекции . 47
2.2.1. Теоретический анализ фотоультразвукового воздействия 48
2.2.2. Математическая модель процесса поражения бактерий в результате фотоультразвуковой обработки 55
2.3. Анализ фотоультразвуковй биотехнической системы 63
2.3.1. Разработка структурной схемы и основных элементов фотоультразвуковой биотехнической системы 63
2.3.2. Основные методы контроля эффективности фотоультразвукового воздействия 65
2.3.3. Анализ режимов фотоультразвуковой обработки 66
23.4. Сравнение основных аппаратурных схем фотоультразвуковых биотехнических систем 69
2.4. Выводы к главе 2 73
Глава 3. Разработка методики проектирования фотоультразвуковой аппаратуры для обработки раневой инфекции 75
3.1. Алгоритм методики проектирования фотоультразвуковой аппаратуры для обработки раневой инфекции 75
3.2. Обоснование выбора основных параметров разработки фотоультразвуковой аппаратуры 78
3.2.1. Выбор типа фотосенсибилизатора 78
3.2.2. Выбор типа антибиотика 80
3.2.3. Выбор типа источника оптического излучения 81
3.2.4. Выбор типа источника ультразвукового излучения 88
3.3. Разработка методики проектирования фотоматричных систем 90
3.3.1. Общий расчет интенсивности создаваемой фотоматричной системой на поверхности инфицированной раны 91
3.3.2. Принципы формирования фотоматричных систем 94
3.3.3. Определение освещенности инфицированной раны для основных типов фотоматричных систем 99
3.3.4. Расчет и оптимизация основных параметров фотоматричных систем 103
3.3.5. Пример практической реализации на основе фотоматричной системы полусферичекого типа 109
3.4. Выводы к главе 3 116
Глава 4. Экспериментальные и клинические исследования эффективности фотоультразвуковой обработки раневой инфекции 118
4.1. Техническая реализация фотоультразвуковой аппаратуры и ее основные параметры 118
4.2. Исследование основных технических характеристик оптических источников 121
4.2.1. Исследование и оптимизация параметров светодиодов 122
4.2.2. Измерение интенсивности излучения оптических источников в плоскости биообъекта 125
4.3. Исследование воздействия ультразвука и оптического излучения на спектральные характеристики растворов 131
4.4. Экспериментальное изучение эффективности фотоультразвуковой обработки инфицированных ран у лабораторных животных 136
4.4.1. Характеристика исследований и оптимизация фотоультразвуковой обработки по концентрации фотосенса и времени его облучения 136
4.4.2. Исследование эффективности фотоультразвуковой обработки в сравнении с другими методами по основным характеристикам 140
4.5. Исследование воздействия оптического излучения и ультразвука на иммунологические показатели 153
4.6. Апробация фотоультразвуковой аппаратуры в клинических условиях . 159
4.7. Выводы к главе 4 167
Общие выводы 169
Список литературы 171
Приложение 192
- Анализ инфицированных ран
- Феноменологическое описание фотоультразвукового воздействия
- Принципы формирования фотоматричных систем
- Измерение интенсивности излучения оптических источников в плоскости биообъекта
Введение к работе
Актуальность проблемы
Проблема обработки инфицированных ран, и в первую очередь непосредственно самой раневой инфекции, находится в первых рядах заболеваний, которые наряду с онкологией и заболеваниями сердечнососудистой системы классифицируются Всемирной организацией здравоохранения (ВОЗ) как первоочередные медицинские проблемы международной важности. В России, в настоящее время, эта проблема усугубляется еще и недостаточным санитарным надзором, а также общим снижением иммунитета вследствие как стрессового состояния общества, так и низкого уровня жизни в ряде регионов страны. В результате, в последнее десятилетие стал наблюдаться катастрофический рост гнойно-инфицированных заболеваний ран, обусловленный еще и тем, что активно начали развиваться антибиотико-резистентные штаммы и возбудители новых неизвестных этиологии. В связи с этим, как в России, так и за рубежом все большее внимание стало уделяться именно этой актуальной проблеме, включая поиск новых способов борьбы с раневой инфекцией.
В настоящее время существует множество различных методов обработки, но ни один из них не удовлетворяет в полной мере современным медицинским требованиям. В частности, традиционные способы, связанные с применением антибиотиков и антисептиков, а также иммунотерапии, несмотря на появление большого числа новых медикаментов, в целом малоэффективны и, кроме того, обладают побочными действиями. Поэтому сегодня одной из устойчивых тенденций является применение для обработки физических методов, включая их сочетания как между собой, так и с традиционными способами, что в итоге приводит к компенсации недостатков одних методов за счет достоинств других, с получением в целом дополнительных синергетических эффектов.
Один из таких методов, разработанный в МТТУ им. Н.Э. Баумана (Лощилов, Орлова) основан на применении низкочастотного ультразвука (НЧ УЗ) в сочетании с раствором антибиотика или антисептика, доставляемого в область раны. Под действием УЗ колебаний в растворе возникает целый ряд явлений, таких как кавитация, акустические потоки, звуковое давление и сопутствующие эффекты, которые инициируют сложный комплекс физико-химических и биологических процессов раневого заживления. Однако, согласно клиническим данным, этому методу все еще присущи некоторые ограничения, в частности, низкая эффективность при наличии антибиотико-резистентных бактерий, низкая селективность воздействия, относительно невысокая степень бактерицидного эффекта, возможная частичная травматизация биотканей и трудоемкость при обработке протяженных ран.
Другой перспективный и относительно новый метод, который ранее получил распространение в основном в онкологии, іоснован'на применении
фотодинамического (ФД) эффекта (рис.1.Б). В соответствии с ним, в область раны вводится раствор фотосенсибилизатора (ФС), который селективно накапливается в быстро размножающихся бактериях, по аналогии с онкоклетками. Последующее световое облучение с длиной волны, совпадающей с максимумом полосы поглощения ФС, приводит к формированию синглетного кислорода, обладающего высоким бактерицидным действием. Однако этому методу, несмотря на потенциально высокую эффективность и селективность, также присущи некоторые ограничения. В частности, длительное время накопления ФС (вплоть до суток) в силу достаточно медленных естественных диффузионных процессов, а также существенное ослабление оптического излучения (ОИ) как в растворе, так и в ране вследствие поглощения и рассеяния на продуктах некротического слоя.
Сравнительный анализ особенностей этих двух методов показал, что их сочетание может существенно снизить присущие им недостатки и в целом значительно повысить качество обработки инфицированных ран и непосредственно самой раневой инфекции за счет достижения как аддитивных, так и синергетических эффектов. Таким образом, вопросы разработки фотоультразвуковой (ФУЗ) аппаратуры и метода ее применения в целях повышения эффективности обработки являются безусловно актуальными.
Цель и задачи
Целью диссертационной работы являлась разработка ФУЗ метода и соответствующей аппаратуры для обработки раневой инфекции.
Основные задачи диссертации включали:
Сравнительный анализ существующих методов обработки.
Разработка и анализ процессов ФУЗ метода обработки.
Разработка элементов теории ФУЗ биотехнической системы (БТС) и принципов взаимосвязи биомедицинских и технических параметров.
Разработка принципов и схем построения ФУЗ аппаратуры и анализ основных режимов обработки.
Разработка методики проектирования ФУЗ аппаратуры и расчета основных параметров.
Создание экспериментальных образцов ФУЗ аппаратуры.
Экспериментальная и клиническая апробация ФУЗ аппаратуры.
Методы исследований
Поставленные задачи решались на основе теории биотехнических систем, методов прикладной и вычислительной математики, теорий оптических и акустических систем, а также медико-биологических исследований с
последующей обработкой результатов методами математической статистики.
Научная новизна
Впервые предложен и разработан метод обработки раневой инфекции, основанный на сочетании способов ФД и УЗ воздействия с ФС и антибиотиком.
Установлена взаимосвязь между параметрами биообъекта (тип раневой поверхности, концентрация бактерий, размеры раны) и основными техническими параметрами ФУЗ аппаратуры (длина волны/частота и доза оптического и УЗ воздействий).
Разработаны принципы формирования ФУЗ аппаратуры с учетом типов ран и основных оптических (лазер, газоразрядная лампа, фотоматричная система) и УЗ источников.
Разработаны принципы расчета и оптимизации основных параметров фотоматричных систем с учетом пространственной конфигурации биообъекта.
Экспериментально установлена устойчивость обоснованных для ФУЗ обработки растворов ФС (фотосенс) и антибиотика (гентамицин) к оптическому и УЗ воздействиям.
Впервые, на экспериментальных моделях инфицированных ран показано, что применение ФУЗ аппаратуры приводит к сокращению сроков заживления в 3,4 раза по сравнению с контролем.
Впервые, в результате клинической апробации ФУЗ аппаратуры и метода обработки установлено снижение концентрации патогенов раневой инфекции до 108 раз.
Практическая значимость
Разработан алгоритм методики проектирования ФУЗ аппаратуры для обработки раневой инфекции. В соответствии с типами инфицированных ран создан ряд образцов ФУЗ аппаратуры. Разработана методика расчета фотоматричных терапевтических систем (ФМТС), учитывающая площадь и пространственную конфигурацию биообъекта (БО). Созданные образцы ФУЗ аппаратуры прошли успешную клиническую апробацию в 9-м хирургическом отделении ГКБ №7 г. Москвы. Результаты работы внедрены в научную работу ММАим. И.М. Сеченова, ИБХРАНим. М.М. Шемякина и Ю.А. Овчинникова, Онкоцентра МПС РФ, ЦНИЛ МГМСУ и в учебный процесс факультета «Биомедицинская техника» МГТУ им. Н.Э.Баумана. Практическая ценность подтверждена актами внедрения.
Основные положения, выносимые на зашиту 1. Предложенное сочетание ФД и УЗ методов позволяет создавать новый
класс аппаратуры для ФУЗ обработки раневой инфекции.
Разработанные элементы теории позволяют связать медико-биологические и технические параметры ФУЗ БТС в единый контур управления и оптимизировать основные характеристики воздействия.
Разработанная методика проектирования позволяет создавать с учетом специфики БО образцы ФУЗ аппаратуры.
Экспериментальные и клинические результаты применения ФУЗ аппаратуры показывают высокую эффективность, недостижимую для существующих методов.
Апробация работы
Представление результатов диссертации: городская научно-практическая конференция «Потенциал московских вузов и его использование в интересах города» (Москва, РФ, 1999); международная научно-техническая конференция «Конверсия, приборостроение и медицинская техника» (Владимир, РФ, 1999), 2-я международная научно-техническая конференция «Медико-технические технологии на страже здоровья» (Геленджик, Украина, 2000); 2-я международная научная конференция UNESCO «Молодые ученые - науке, технологиям и профессиональному образованию» (М., РФ, 2000); международные научные конференции BIOS-2000 и BIOS-2001 (Сан Хосе, США, 2000, 2001); 11-я и 13-я международные научно-технические конференции «Лазеры в науке, технике и медицине» (Сочи, РФ, 2000,2002); 4-я международная научно-техническая конференция «Радиоэлектроника в медицинской диагностике» (М., РФ, 2001); 21-я международная научная конференция «Лазеры в хирургии и медицине» (Новый Орлеан, США, 2001); 2-й международный конгресс молодых ученых «Молодежь и наука - третье тысячелетие» (М., РФ, 2002); всероссийская научно-техническая конференция «Технологии живых систем» (М., РФ, 2002); всероссийская научно-практическая конференция «Низкоинтенсивная лазерная терапия» (М., РФ, 2002); 4-я, 5-я и 6-я международные научные конференции «Молодежь и наука» (М., РФ, 2001, 2002,2003); объединенные научные семинары факультета «Биомедицинская техника» МПУ им. Н.Э. Баумана (М., РФ, 2000, 2003); международная научная сессия МИФИ-2004 (М., РФ, 2004).
Публикации
По материалам диссертации опубликовано более 20 научных статей и тезисов докладов конференций в отечественных и зарубежных изданиях.
Объем и структура
Диссертационная работа состоит из введения, четырех глав и приложения.
Основной текст изложен на 170 страницах. В приложении отражены сведения справочно-сопроводительного характера. Список литературы содержит 225 библиографических источников. Диссертация проиллюстрирована 69 рисунками и графиками, а также содержит 9 таблиц.
Анализ инфицированных ран
Раной называются поврежденные покровные ткани организма, образовавшиеся в результате механического воздействия, при этом также возможно повреждение и глубже расположенных биотканей и внутренних органов [1]. В результате такого воздействия нарушаются барьерные защитные свойства покровных тканей, вследствие чего происходит инфицирование раневой области [2], при этом состояние самого раневого очага зависит от очень многих внешних и внутренних факторов [3] (рис. 1.1).
При образовании раны, реакция организма направлена, в первую очередь, на изолирование инфицированных процессов, происходящих в ней с целью недопущения проникновения патогенов инфекции внутрь организма, вследствие чего, как правило, формируется гнойно-некротический слой из отторгаемых наружных тканей раны [4] (рис. 1.2). Средние геометрические размеры инфицированных ран зависят, в первую очередь, от характера повреждения и в основном определяются следующими пределами: длина - 10-25 см, ширина - 5-8 см, глубина - 3-5 см [5,6].
Существует целый ряд классификаций ран с позиции выбора метода обработки в зависимости от вида рассматриваемого признака (рис.3).
По способу нанесения повреждения все инфицированные раны подразделяются на операционные и случайные [7]. Операционные раны наносятся умышленно медперсоналом с лечебной или диагностической целью, в особых асептических условиях, с минимальной травматизацией тканей, при обезболивании и с устранением возможных раневых кровотечений. К случайным относятся все остальные раны, полученные вне медучреждения, например проникающие колото-ножевые ранения.
Определяющее значение для течения и окончательного исхода раневого процесса имеет попадание в рану патогенных микроорганизмов [8]. В зависимости от степени инфицированности, т.е. от присутствия в ране определенного количества бактерий, выделяют три основных вида инфицированных ран: асептические (или чистые), контаїиинированньїе и гнойные (или гнойно-некротические).
Асептические (или чистые) раны наносятся в операционной с полным соблюдением норм асептики [9]. Присутствие в ране микрофлоры не вызывает в последствии гнойно-воспалительных осложнений и не превышает уровня 102 мт/г (микробных тел на грамм ткани), т.е. такого же как и для нормальных неповрежденных тканей. Однако, при локализации подобных ран над источником патогенной инфекции (например, в случае острого флегмонозного аппендицита) существует достаточно высокий риск гнойных осложнений.
Контаминированными считаются раны, нанесенные как в операционной, так и вне нее [10]. В этом случае патогенные микроорганизмы могут попасть в рану с ранящим предметом, с поверхности кожи или одежды, земли, а также передаться от другого человека. Для контаминированной раны количество патогенных микроорганизмов как правило не превышает 105 мт/г ткани. Отличительной особенностью этих ран является наличие воспалительных реакций тканей, но без гнойного очага.
Гнойные (или гнойно-некротические) раны характеризуются наличием обильного гнойного экссудата [11]. Патогенные микроорганизмы в ране постоянно размножаются, и их количество может достигать максимальных значений - 109-1012 мт/г ткани. Воздействие патогенов на ткани раны вызывает сильнейший воспалительный процесс с образованием гноя и как следствие -формированием зон некроза, с явлениями общей интоксикации.
Следующая принципиальная классификация инфицированных ран основана на анализе этапов раневого процесса [12]. В протекании раневого процесса выделяют следующие три основные фазы: воспаления, роста (или грануляции) и заживления (или эпителизации). Четких границ между ними не существует, поскольку каждая предыдущая фаза постепенно переходит в следующую.
Фаза воспаления развивается сразу же после нанесения раны и заканчивается отторжением некротизированных тканей и в конце очищением от них. Непосредственно после образования раны развивается спазм сосудов и далее под действием биологически активных веществ развивается отек тканей. Затем, вследствие загрязнения раны патогенной микробной флорой возникает инфекционный процесс, который приводит к воспалению тканей. Агрессия патогенов может привести к появлению гноя и образованию очагов некроза. Вследствие отклика организма на раневые процессы, спустя 2-3 суток в ране появляются иммунокомпетентные клетки. Затем здоровые ткани начинают отторгать некротические слои, и после этого происходит постепенное очищение от нежизнеспособных тканей.
Фаза роста (или грануляции) начинается во время отторжения раной некротизированных тканей и заканчивается окончательным формированием грануляционной ткани. В то время как происходит отторжение нежизнеспособных наслоений, в дне и стенках раны начинается активный рост соединительных эндотелиальных клеток. Затем постепенно формируются микрососуды, и вслед за этим происходит развитие грануляционной ткани. Помимо участия в процессе нормализации состояния раны, грануляционная ткань также исполняет роль барьера между внешней и внутренней средой организма. Она препятствует проникновению микроорганизмов, всасыванию токсинов и продуктов разложения. Эта фаза заканчивается заполнением раневого дефекта плотной грануляционной тканью и началом роста коллагеновых волокон.
Фаза заживления (или эпителизации) начинается во врех\ія роста грануляционной ткани и заканчивается полным формированием эпителиальной ткани. В то время как производится разрастание грануляционной ткани, в самой ране происходит уменьшение числа иммунокомпетентных клеток и снижение количества микрососудов. Затем, в новообразованной соединительной ткани продолжается активный рост коллагеновых волокон и вслед за этим происходит их функциональное перераспределение. В итоге формируется абсолютно здоровая эпителиальная ткань и таким образом происходит окончательное заживление раневой области.
Приведенная схема заживления универсальна, поскольку все раны в процессе выздоровления проходят через эти стадии [13]. Различия относятся лишь к срокам заживления (в среднем около 10-40 дней), которые являются индивидуальными для каждой раны и зависят от целого ряда факторов. Например: возраст больного, состояние питания и масса тела, наличие вторичного инфицирования раны, состояние кровообращения в зоне поражения и организма в целом, наличие нарушений водно-электролитного баланса, иммунный статус организма, прием противовоспалительных препаратов, хронические сопутствующие заболевания (сахарный диабет, заболевания сердечно-сосудистой, дыхательной системы и пр.).
По локализации в организме инфицированные раны делятся на поверхностные и глубокие [14], что в первую очередь определяет метод обработки и способ его доставки к раневой области. При поверхностном расположении доступны практически все схемы воздействия на рану, в то время как при глубокой локализации раневого очага количество способов очень ограничено и поэтому выбор адекватного метода обработки и пути его доставки играет решающую роль.
По характеру расположения инфицированные раны можно разделить на горизонтальные и наклонные [15]. При горизонтальной ране, например в случае когда она расположена в области живота, пациента можно разместить в горизонтальной плоскости и далее производить обработку с помощью медицинских растворов. При наклонной ране, например в области головы и шеи, рассмотрение расположения пациента с позиции способа доставки метода обработки принципиально необходимо в первую очередь.
В зависимости от площади раневой поверхности, инфицированные раны подразделяются на локальные (например, при абсцессах) и обширные (например, при перитонитах или ожогах) [16]. При обширных раневых областях основные проблемы заключается в трудности доставки метода обработки ко всем участкам поверхности раны, а также во временных затратах непосредственно на сам процесс обработки, в то время как при локальных ранах этих проблем не существует.
Феноменологическое описание фотоультразвукового воздействия
Суть предлагаехмого комбинированного ФУЗ метода обработки на основе ФДТ и УЗ заключается в следующем (рис.2.1). Вначале в раневую область доставляется раствор с ФС и антибиотиком при одновременном введении в него УЗ. Благодаря этому происходит импрегнация молекул ФС и антибиотика в бактерии, а также очищение раневой поверхности от гнойно-некротических наслоений. На втором этапе происходит облучение бактерий с ФС и антибиотиком источником оптического излучения (ОИ) при одновременном воздействии УЗ, который доставляет патогены на поверхность раствора за счет перемешивания. В результате облучения происходит формирование фотодинамического (ФД) эффекта с образованием синглетного кислорода, который селективно убивает бактерии. Кроме того, импрегнированный антибиотик также приводит к постепенной гибели бактерий. На третьем этапе производится аспирация отработанного раствора, при этом источник ОИ может оставаться включенным в целях исключения вероятности сохранения необлученных бактерий на дне раны и достижения, в итоге, максимальной бактерицидности.
Происходящие при ФУЗ обработке процессы достаточно сложны, поэтому для пояснения всех отличительных особенностей они требуют более детального анализа. В связи с этим, рассмотрим ФУЗ воздействие на бактерии раневой инфекции на основе феноменологического описания. При этом, проанализируем достигаемые эффекты как при раздельном применении УЗ и ФД методов, так и совместном ФУЗ воздействии.
Вначале молекулы ФС, находящиеся в невозбужденном синглетном состоянии, за счет процессов естественной диффузии накапливаются в бактерии, прежде всего в мембране и цитоплазме (2.1.1) [153]. Под действием кванта света (рис.2.1.Б) молекула ФС переходит из синглетного невозбужденного в синглетное возбужденное состояние, являющееся для нее неустойчивым. В итоге, следует перераспределение энергии на более низкий устойчивый уровень и таким образом происходит накопление ФС в триплетном возбужденном состоянии (2.1.2). В бактерии всегда присутствует кислород в определенных концентрациях, причем невозбужденное состояние молекулы кислорода 302 является триплетным, тогда как возбужденное состояние !02 является синглетным. Далее происходит передача энергии возбуждения от триплетного ФС к синглетному кислороду, при этом сами молекулы ФС возвращаются в исходное синглетное невозбужденное состояние (2.1.3). После этого, возбужденный синглетный кислород вступает в активное физико-химическое взаимодействие с внутриклеточными компонентами бактерии, прежде всего, с мембранными структурами, в результате чего происходит их окисление и гибель (2.1.4) [154].
Основными достоинствами ФД обработки являются: достаточно высокий бактерицидный эффект [155]; селективность воздействия, направленная на уничтожение патогенов [156]; отсутствие фоторезистентности, т.е. развития привыкания бактерий к ФС и как следствие проявления невосприимчивости [157]; отсутствие механического контакта с раной во время обработки; стимуляция физиологических процессов раневой области [158]; снижение общих сроков заживления [159]. Однако некоторыми ограничениями ФД обработки являются: достаточно длительное время предварительного накопления ФС в бактериях раневой инфекции, вплоть до суток [160]; относительно плохая доставка излучения в глубокие раны, а также высокая степень его рассеяния и частичного поглощения компонентами раствора, в результате чего интенсивность на дне раны минимальна (рис.2.1.А); невысокая степень проникновения ФС внутрь ГО бактерий [161].
Вначале молекулы антибиотика, за счет УЗ эффектов, в основном, таких как ускорение процессов диффузии (рис.2.1 .Г) и массоперенос (рис.2.1 .В), накапливаются в бактериях раневой инфекции (2.2.1а) [162]. При этом также происходит гибель бактерий, которые во время обработки оказываются в непосредственном контакте с поверхностью волновода или вблизи от схлопывающихся кавитационных пузырьков (2.2.16). Затем, после импрегнации антибиотика внутрь бактериальных структур, происходит постепенное, в течение нескольких часов поражение патогенов по известным антибиотическим схемам, что в итоге приводит к их гибели (2.2.2) [163].
Основными достоинствами УЗ обработки являются: существенное ускорение диффузных процессов импрегнации антибиотика внутрь бактерий [164]; очистка раневой поверхности от гнойно-некротических наслоений [165]; появление дополнительных бактерицидных эффектов вследствие контакта волновода с бактериями, а также кавитации [166]; стимуляция физиологических процессов раневой области [167]; снижение общих сроков заживления [168]. Однако некоторыми ограничениями УЗ обработки являются: относительно низкий бактерицидный эффект [169]; наличие в патогенах раневой инфекции большого числа антибиотикорезистентностных бактерий [170]; возможное механическое повреждение раневой поверхности в результате контакта с УЗ волноводом.
Таким образом, в результате сравнения ФД и УЗ воздействий по отдельности, становится видно, что при объединении эти методы могут выгодно дополнять друг друга, причем в итоге будут не только суммироваться достоинства и возникать синергетические эффекты, но и компенсироваться ограничения каждого из них. Вначале молекулы ФС и антибиотика под действием УЗ накапливаются в бактериях (2.3.1). Далее, за счет воздействия источников ОИ и УЗ возникают ФД и возможные СД эффекты, приводящие к возбуждению ФС как в внутри бактерий (2.3.2а,3а), так и в растворе (2.3.26). Это приводит к образованию синглетного кислорода О2, в результате чего происходит гибель бактерий как вследствие окисления внутренних структур (2.3.4а), так и их уничтожения в растворе (2.3.36). При этом также происходит гибель бактерий, которые оказываются в непосредственном контакте с поверхностью волновода или вблизи от схлопывающихся кавитационных пузырьков (2.3.46). В случае, когда накопление бактериями ФС недостаточно, или из-за накопления одного только антибиотика, или же когда бактерии не подверглись оптическому облучению -гибель бактерий происходит в течение следующих часов вследствие антибиотического действия (2.3.4в). Обобщение происходящих процессов может быть представлено с помощью нижеприведенной схемы (рис.2.2).
Таким образом, достоинствами комбинированной ФУЗ обработки будут являться следующие достигаемые аддитивные и синергетические эффекты [171]. Аддитивные: 1) селективность воздействия, направленная на уничтожение патогенов; 2) отсутствие фоторезистентности, т.е. развития эффекта привыкания и как следствие невосприимчивости бактерий к ФС; 3) последующее антибиотическое поражение бактерий в случае отсутствия ФД эффекта; 4) очистка раневой поверхности от гнойно-некротических наслоений (рис.2.1.Г); 5) дополнительные бактерицидные эффекты вследствие кавитации и контакта волновода с бактериями; 6) стимуляция физиологических процессов заживления раневой области вследствие обоих воздействий; Синергетические: 1) взаимное усиление общей степени бактерицидного эффекта за счет сочетания обоих методов; 2) существенное ускорение диффузных процессов импрегнации ФС и антибиотика внутрь бактерий за счет воздействия УЗ; 3) эффективное оптическое облучение всего объема раствора, а не только его поверхности , за счет УЗ перемешивания (рис.2.1А,В); 4) повышение эффективности импрегнации ФС внутрь ГО бактерий за счет подбора соответствующего антибиотика; 5) потенциальное усиление бактерицидных свойств антибиотика за счет дополнительного оптического облучения; 6) усиление бактерицидных свойств ФС за счет частичного проявления СД эффекта вследствие воздействия УЗ; 7) сокращение общих сроков раневого заживления за счет объединения ФД и УЗ методов по сравнению с их применением по отдельности. Однако некоторые потенциальные ограничения ФУЗ обработки, которые могут быть успешно преодолены, будут следующие: 1) возможное механическое повреждение раны в результате контакта с УЗ волноводом, что можно избежать в случае аппаратурной реализации ФУЗ БТС с защитной сеткой (см. рис.4.3.Б); 2) возможное химическое взаимодействие ФС с антибиотиком, что также может быть исключено при их изначально правильном подборе.
Принципы формирования фотоматричных систем
Существуют два основных способа компоновки излучающих элементов в ФМТС [211]. В первом случае излучающие кристаллы размещены на монолитном интегральном чипе, т.е. на единой плоской монтажной плате небольших размеров (рис.3.7.А). Во втором случае каждый излучающий кристалл размещен, в отдельном корпусе и имеет независимую оптическую систему на основе встроенной микролинзы (рис.3.7.Б). Отличия при формировании ФМТС на основе модулей состоящих из рассмотренных элементов обусловлены как различными технологическими и медицинскими задачами, так и условиями эксплуатации ФМ комплексов.
Поскольку в первом варианте, в отличие. от второго, кристаллы не имеют индивидуальных оптических систем, то происходит значительное рассеяние светового потока вследствие большой степени расходимости излучения с углом до 120 для одного кристалла. В тоже время, для отдельных встроенных в корпуса кристаллов, угол расходимости на выходе микрооптической системы может составлять всего 20. Сравнение двух этих ФМ типов показывает, что каждый из них имеет свои достоинства и недостатки (табл.2).
В первом варианте кристаллы на плате располагаются на очень близких расстояниях друг от друга, вплоть до 0,5 мм, вследствие чего ФМ модуль для всех источников имеет специальный единый оптический корпус (рис.3.8.А,Б). В этом случае, ФМТС формируется с помощью компоновки требуемого количества подобных модулей, размещаемых на ФМ подложке. Во втором варианте, ФМТС создается путем установки каждого светодиода на ФМ поверхности по заданному закону размещения (рис.3.8.В) или с помощью светодиодных блоков, также выстилающих матричную подложку (рис.3.8.Г).
Основным принципиальным преимуществом интегральной схемы является обеспечение максимально возможной интенсивности, которая для длины волны 660 нм (на основе GaAlAs кристаллов) в настоящее время может достигать значений порядка 150 мВт/см . Однако подобная ФМТС обладает следующими относительными недостатками. Во-первых, для интегральной схемы требуется дополнительное охлаждение, например на основе вентилятора (рис.3.8.А) или радиатора (рис.3.8.Б), что создает значительные конструктивные трудности при создании ФМТС из подобных модулей. Во-вторых, она позволяет создавать равномерную освещенность только в ближней зоне, а при увеличении расстояния от раневой поверхности интенсивность резко падает вследствие большой степени расходимости излучения. В-третьих, такая технология создания ФМТС по сравнению с подобными системами из отдельных светодиодов на сегодняшний день является еще достаточно дорогостоящей. Для второго типа ФМТС максимально-достижимые значения интенсивности в три раза меньше, но при этом с его помощью можно обеспечить равномерное облучение в дальней зоне и практически на любой протяженности поверхности. Кроме того, ФМТС из отдельных светодиодов не содержит всех тех недостатков, которые присущи интегральным модулям.
Следующим принципиальным вопросом является учет неравномерности интенсивности, зависящий от характера расположения источников и их параметров. Каждый светодиод обладает пространственно-временной нестабильностью излучения, определяемой промышленной технологией и качеством изготовления. Пространственно-энергетическая характеристика излучения свето диода по одной из координатных осей может быть описана например с помощью гауссовского закона распределения.
В простейшем случае, когда ФМ и облучаемые поверхности представляют собой плоскость, это соотношение может быть представлено с помощью рис.3.9, что также подтверждено экспериментально (см. 4.2.2). Следует отметить, что минимальное расстояние между центрами источников ограничено технологическим зазором между отверстиями для светодиодов, который также является частью каркаса ФМ подложки. Если не учитывать характер расположения светодиодов, то могут происходить значительные «провалы» интенсивности (рис.3.9.Б), что в свою очередь приведет к тому, что не вся раневая поверхность будет облучена в одинаковой степени, в результате чего, часть ФС не получит необходимой оптической дозы для возникновения ФД эффекта. При увеличении расстояния от источников до раневой поверхности, т.е. в случае облучения в дальней зоне (рис.3.9.В), происходит как постепенное снижение интенсивности, так увеличение степени перекрытия излучения от всех светодиодов. В результате, это также будет приводить к снижению неоднородности излучения на поверхности БО и может быть использовано в тех случаях, когда не требуются высокие значения интенсивности, а в первую очередь нужна достаточно большая площадь облучения. В этом случае облучение может осуществляться при помощи ФМТС изображенной на рис.3.8.В.
Таким образом, для ФД обработки протяженных раневых областей использование в качестве оптического источника ФМТС является наиболее предпочтительным, причем светодиоды в ней должны располагаться на определенных расчетных расстояниях. При этом, степень неравномерности интенсивности Д будет характеризоваться допуском на нестабильность оптической дозы АД поскольку эти две величины прямо пропорционально связаны между собой (3.2). Следует также отметить, что, например, для полусферического типа ФМТС оптические оси светодиодов направлены в одну точку, причем как правило в центр сферы, в результате чего, нивелирование пространственно-временной нестабильности излучения является более выраженным (см. 3.3.5).
Измерение интенсивности излучения оптических источников в плоскости биообъекта
Как подчеркивалось на протяжении всей диссертации, основной задачей источников ОИ ФУЗ аппаратуры является обеспечение необходимой интенсивности излучения на заданной раневой площади. В связи с этим, в данном подразделе проводятся экспериментальные изучения пространственного распределения интенсивности различных оптических источников для созданных образцов ФУЗ аппаратуры, причем как с оптимальными параметрами, так и неоптимальными. Последнее, в частности, относится к источнику на основе ФМТС полуцилиндрического типа, который был создан на предварительном этапе, когда еще не рассматривались вопросы проектирования и метрологии. Это сделано в силу того, что именно на основе сравнения оптимальных и неоптимальных источников преимущества ФМТС становятся наиболее очевидными. Проведение всех исследований осуществлялось в полной темноте с помощью специализированного калиброванного измерителя оптической мощности низкой интенсивности марки NOVA фирмы OPHIR Optronics (Израиль) и размеченной координатной сетки с шагом 0,5 см, по которой осуществлялось перемещение фотоприемника
Плоский тип ФМТС. Результаты исследований показали, что в ближней зоне, например при расстоянии между одной линейкой излучающих источников и плоскостью биообъекта порядка 3 см, наблюдаются значительные перепады интенсивности, т.е. непосредственно под светодиодами - 0,8 мВт/см2, а между ними - 0,2 мВт/см2, что подтверждается визуально (рис.4.5.А). При увеличении расстояния до средней зоны, например до 10 см, происходит нивелирование неоднородности излучения, в результате чего интенсивность вдоль линейки изменяется с 0,8 до 0,6 мВт/см2, что уже практически неразличимо визуально (рис.4.5.Б). При облучении с помощью всей плоскости ФМТС, а не только одной линейки, обеспечивается практически полная пространственно-временная стабильность излучения на всей 16x48 см2 площади облучаемой поверхности, поскольку на расстоянии 10 см интенсивность составляет 1 мВт/см , и лишь в некоторых редких местах - 0,95 мВт/см , и на краях - 0,9 мВт/см (рис.4.5.В). Таким образом, с помощью данного источника можно производить облучение обширных инфицированных раневых областей (уровень нестабильности излучения в среднем 5%), причем с учетом рельефных особенностей БО, поскольку ФМТС реализована на подложке, которая создана на основе гибкого тканевого материала.
Полуцилиндрический тип ФМТС. Измерения производились в горизонтальной плоскости цилиндра ФМ структуры, проходящей через его центральную ось. В данном исследовании изучение особенностей пространственного распределения интенсивности проводилось для двух ФМТС подобного типа. Первая из них, как отмечалось ранее, была создана на предварительном этапе и вследствие этого с неоптимальными параметрами, т.е. тогда, когда еще не была разработана концепция методики проектирования аппаратов подобного класса. Эта ФМТС была вообще самой первой из всех созданных впоследствии ФМ структур терапевтического назначения, однако именно она показала перспективность разработки и развития подобных оптических источников. Вторая рассматриваемая далее ФМТС полуцилиндрического типа, была создана уже с оптимальными параметрами, опирающимися на основные принципы расчетов, которые были разработаны в 3-й главе.
Результаты исследований показали, что первый вариант ФМТС, радиус которой 4,5 см, обладает значительной пространственной неравномерностью излучения (рис.4.6). В частности, максимальная интенсивность, при измерении на центральной оси цилиндра, наблюдается непосредственно под светодиодами и лежит в диапазоне 0,8-1 мВт/см , а при измерении между источниками, она снижается до 0,4 мВт/см". Во втором случае, ФМТС, радиус которой 11 см, обладает достаточно высокой пространственной стабильностью излучения (рис.4.7). В частности, на всей оси цилиндра интенсивность лежит в диапазоне 0,95-1 мВт/см", а при измерении излучения от целого аппарата, т.е. от всей поверхности цилиндра и без БО внутри него, интенсивность в два раза больше и соответственно составляет 1,9-2 мВт/см . Таким образом, в первом варианте ФМТС происходят перепады интенсивности до 0,6 мВт/см", а во втором только до 0,05 мВт/см", т.е. в 12 раз меньше. Эти данные подтверждают теоретические положения разработанной методики проектирования (см. 3.3.2), позволяющей создавать ФМТС с оптимальными параметрами, и при этом обеспечивающих достаточно высокую степень минимизации общей нестабильности излучения. Следует отметить, что этот тип источника ОИ
можно использовать для раневых областей имеющих как цилиндрическую, так и плоскую поверхностную форму, при этом их размеры не должны превышать геометрические параметры цилиндра ФМ аппарата.
Полусферический тип ФМТС. Измерения проводились в центре сферы, радиус которой составляет 7,5 см (рис.4.8), и в котором также находится центр пересечения оптических осей светодиодов созданной ФМТС. Результаты исследований показали, что максимальная интенсивность, находящаяся в этом центре, составляет 22,05 мВт/см", при этом, диаметр этой области около 2 см (рис.4.9.А). Следует отметить, что постепенные изменения наклонов образующей поверхности практических результатов (рис.4.8), почти что полностью соответствуют теоретическим исследованиям (рис.3.16.А). При измерении интенсивности ОИ в плоскости инфицированной раны на расстоянии 15 см, т.е. двух радиусов сферы где происходит расфокусировка оптических осей светодиодов, она снижается до уровня 8,75 мВт/см". Но при этом, происходит увеличение диаметра области равномерного облучения в плоскости измерения, который составляет порядка 8 см (рис.4.9.Б). Таким образом, данный тип оптического источника может использоваться как для локальных, так и средних по геометрическим размерам горизонтальных.
Газоразрядная лампа АТО-1-150 со светофильтром. Измерения проводились на высоте 7,5 см от края световода с интерференционным фильтром (рис.4.10), т.е. на том же расстоянии, что и для полусферической ФМТС в предыдущем случае в целях наилучшего сравнения двух этих источников. При этом следует отметить, что на любой другой высоте наблюдается схожий куполообразный характер пространственного распределения излучения газоразрядной лампы. Результаты исследований показали, что наибольшая интенсивность составляет порядка 15 мВт/см", при этом наблюдается некоторое смещение максимума относительно центра, а также присутствуют изменения кривизны образующей пространственной формы купола, что обусловлено погрешностями изготовления как фильтра, так и световода. Таким образом, по сравнению с ФМТС, для данного источника достаточно затруднительно обеспечение снижения пространственной неоднородности излучения. Кроме того, результаты также показывают, что в случае ФМТС, диаметр лежащей в горизонтальной плоскости области равномерного облучения, например с интенсивностью 1 мВт/см", в два раза больше, чем для АТО-1-150, что визуально подтверждается при сравнении рис.4.9.Б и 4.1.А. Все это лишний раз говорит о том, что источник на основе газоразрядной лампы со светофильтром может использоваться только для локальных инфицированных ран.
