Содержание к диссертации
Введение
Глава I. Обзор литературы 13
1.1. Методы лазерной терапии и диагностики объемных новообразований в биологических тканях 13
1.2. Дозиметрия при лазерном воздействии на биоткань 17
1.3. Статистическое моделирование 22
1.4. Световоды лазерных методов 26
1.5. Сапфир для лазерной медицины 31
1.6. Выводы и постановка задачи 40
Глава П. Выращивание профилированных кристаллов сапфира с капиллярными каналами 43
2.1. Изучение состояния вопроса 43
2.2. Автоматизация процесса выращивания профилированных кристаллов сапфира с капиллярными каналами
2.2.1. Разращивание ленты 47
2.2.2. Коррекция программного изменения массы 50
2.2.3. Стационарный рост 51
2.3. Профильные кривые малых внутренних круговых менисков 53
2.3.1. Управление уровнем расплава 57
2.4. Выращивание 61
Глава III. Фотофизические процессы при распространении лазерного излучения из сапфировых капилляров в биологическую ткань ..64
3.1. Пространственные распределения световых полей с
сапфировыми капиллярами 65
3.1.1. Радиальное распределение плотности рассеянного в ткани излучения 66
3.1.2. Трехмерное распределение излучения в ткани. 69
3.1.3. Влияние микроструктуры ростовой поверхности сапфирового капилляра на световые распределения
3.2. Экспериментальные исследования фототермических процессов при распространении лазерного излучения из сапфировых капилляров в биологическую ткань 78
3.3. Эксперименты с использованием сапфировых капиллярных облучателей в клинических условиях 83
Глава IV. Сапфировый диагностический скальпель 84
4.1. Локальная флуоресцентная диагностика с сапфировым
диагностическим скальпелем 85
4.1.1. Пространственное разрешение диагностики 86
4.1.2. Математическая модель флуоресцентной диагностики 87
4.1.3. Модельные лезвия 88
4.1.4. Исследование пространственных световых потоков скальпеля 90
4.1.5. Особенности лазерных пучков лезвий с наклонной кромкой 94
4.1.6. Световые поля скальпеля в рассеивающей среде 97
4.1.7. Моделирование флуоресценции (ФМ) 99
4.2. Эксперименты in-situ на моделях тканей (флуоресцирующие гели) и перевитых опухолях мышей 100
4.2.1. Чувствительность диагностического скальпеля к концентрации ФС 102
4.2.2. Диагностика при резекции опухоли 103
4.3. Фототермическое воздействие сапфирового лезвия при передаче лазерного излучения 105
4.4. Выводы .113
Основные результаты и выводы 115
Приложение. Модельное представление пучков 118
Список литературы 121
- Статистическое моделирование
- Автоматизация процесса выращивания профилированных кристаллов сапфира с капиллярными каналами
- Экспериментальные исследования фототермических процессов при распространении лазерного излучения из сапфировых капилляров в биологическую ткань
- Эксперименты in-situ на моделях тканей (флуоресцирующие гели) и перевитых опухолях мышей
Введение к работе
Актуальность темы
Исследования, выполняемые в рамках данной работы, находятся на стыке трех областей знаний: лазерной физики, медицинской физики и технологии выращивания кристаллов.
В последнее десятилетие активно развиваются оптические методы медицинской диагностики и терапии, основанные на достижениях современной науки в изучении взаимодействия света с живыми тканями, которые выводят на новый уровень лазерные методы терапии внутритканевых опухолей [1,2].
В качестве систем доставки лазерного излучения обычно используются кварцевые волоконные устройства. Однако их применение для внутритканевых методов облучения в режиме гипертермии или фотодинамической терапии ограничено. Это связано с тем, что при повышении температуры среды, окружающей кварцевое волокно, биологическая ткань адсорбируется на участке с максимальной температурой с дальнейшей коагуляцией и карбонизацией и препятствует распространению световой энергии в основную часть опухоли. Увеличение подводимой мощности для облучения запланированного объема ускоряет процесс разрушения поверхности волокна и диффузора в химически агрессивной среде и приводит к нарушению качества и геометрии лазерного пучка.
В отличие от кварцевых, сапфировые облучатели лишены указанных выше недостатков за счет высокой теплопроводности, стойкости к термоудару, твердости, прочности, коррозионной стойкости сапфира, химической инертности к крови и тканям человека (в том числе и электролитической пассивности) в сочетании с высоким пропусканием в широком диапазоне длин волн излучения. Представляются актуальными: разработка методики выращивания профилированных кристаллов сапфира с капиллярными каналами диаметром менее 600 мкм и создание на их основе волоконных устройств внутритканевого облучения и оптической диагностики биологических тканей. Также необходимо исследование оптических свойств выращиваемых капиллярных кристаллов для решения поставленных задач в зависимости от условий получения, морфологии и их обработки.
В хирургии опухолей большую актуальность имеет уменьшение времени диагностики злокачественности ткани. Поэтому разработка нового хирургического инструментария, сочетающего в себе возможность совершенного разреза кристаллическим лезвием с одновременной локальной диагностикой состояния тканей, является важной задачей.
Цель и задачи работы
Целью данной диссертационной работы являлось выращивание профилированных кристаллов сапфира с капиллярными каналами, исследование оптических характеристик и разработка на их основе сапфировых капиллярных систем для доставки лазерного излучения к биологическим тканям.
Для достижения поставленной цели решались следующие задачи:
Разработка методики выращивания профилированных кристаллов сапфира с капиллярными каналами диаметром менее 600 мкм.
Исследование фотофизических процессов при распространении лазерного излучения из оптических элементов на основе профилированных кристаллов сапфира с капиллярными каналами внутри биологической ткани:
разработка математической модели распространения лазерного излучения внутри биологических тканей по параметрам мощности, длины волны излучения, концентрации фотосенсибилизатора и геометрии сапфировых капиллярных облучателей,
экспериментальные исследования гипертермии, флуоресцентной диагностики и фотодинамической терапии,
оптимизация геометрических и оптических параметров сапфировых капиллярных систем доставки лазерного излучения для фотодинамической терапии, гипертермии и флуоресцентной диагностики опухолей.
3. Разработка устройств доставки лазерного излучения к биологическим тканям
для лазерно-флуоресцентного анализа и облучения биологических тканей на
основе
сапфировых капиллярных облучателей,
сапфирового диагностического скальпеля.
Научная новизна
Разработана методика выращивания из расплава профилированных кристаллов сапфира с расположенными внутри них капиллярными каналами диаметром менее 600 мкм.
На основе численного решения капиллярного уравнения Лапласа проведен анализ поведения профильных кривых менисков расплава для кристаллов сапфира с каналами малого диаметра.
Разработана автоматизированная система управления процессом выращивания профилированных кристаллов сапфира с капиллярными каналами с использованием датчика веса.
Проведены экспериментальные и численные исследования световых полей, сформированных в биотканях облучателями на основе сапфировых капилляров.
Установлены режимы облучения с использованием сапфировых капилляров, приводящие к стабилизации параметров
лазериндуцированных температурных полей внутри биологических тканей в температурных пределах ФДТ и гипертермии.
Показана возможность использования сапфирового скальпеля для флуоресцентной диагностики состояния резецируемой ткани непосредственно в процессе хирургической операции.
Показано, что адресная доставка лазерного излучения непосредственно в область разреза позволяет проводить коагуляцию рассекаемой биоткани.
Практическая значимость
Разработаны устройства для проведения лазерной диагностики и терапии опухолей внутритканевых локализаций, которые позволяют сократить время экспозиции, существенно расширить диапазон допустимых значений мощности лазерного излучения и длительности облучения без ухудшения качества и геометрии лазерных пучков, снизить уровень травматических последствий при применении облучателя малого диаметра с игловой заточкой, дополнить хирургическое иссечение опухоли одновременной флуоресцентной диагностикой и коагуляцией. Созданы опытные образцы устройств, которые в настоящее время проходят испытания в ряде ведущих отечественных клиник.
Применение разработанных устройств в малоинвазивных, органосохраняющих лазерных методах лечения позволяют решить одну из главных задач онкологии - повышение качества жизни пациента после терапии.
Апробация работы
Результаты исследований докладывались на: International Conference «1st Conference of the European Platform for Photodynamic Medicine EPPM-1» (Dubrovnik, Croatia, 2008), 16th International Conference «Advanced Laser Technologies 2008» (Siofok, Hungary, 2008), 7-th International Conference "High Medical Technologies in XXI Century" (Benidorm, Spain, 2008), III Троицкой конференции «Медицинская физика и инновации в медицине» (Троицк, 2008), XVIII Петербургских чтениях по проблемам прочности и роста кристаллов (Санкт-Петербург, 2008), Всероссийской научно-практической конференции с международным участием «Отечественные противоопухолевые препараты» (Москва, 2007 и 2008), VIII Международной научно-технической конференции "Физика и радиоэлектроника в медицине и экологии" ФРЭМЭ'2008 (Владимир, Суздаль, 2008), 17-th International Laser Physics Workshop, LPHYS'08 (Trondheim, Norway, 2008), 23-й International Congress on Laser Medicine «Laser Florence - 2009» (Florence, Italy, 2009), Symposium on Laser Medical Application (Moscow, Russia, 2010), IV Троицкой конференции по медицинской физике (Москва, 2010), X Международном конгрессе по эстетической медицине им. Евгения Лапутина (Москва, 2010), III Евразийском конгрессе по медицинской физике и инженерии «Медицинская физика - 2010» (Москва, 2010) и др.
Положения, выносимые на защиту
1. Формообразование капиллярных каналов диаметром менее 600 мкм в
высококачественных сапфировых лентах и стержнях требует комплексных
решений в области выращивания профилированных кристаллов сапфира
способом Степанова.
о Разработанная система автоматического управления выращиванием профилированных кристаллов сапфира с капиллярными каналами с использованием датчика веса позволяет, наряду с управлением формой, контролировать качество профилированных кристаллов.
о Внешнее статическое давление в мениске может быть использовано в качестве управляющего воздействия в автоматизированной системе получения сапфировых капилляров с использованием датчика веса.
о Найденные оптимальные значения радиуса рабочей кромки формообразователя и высоты мениска расплава составили 240 и 50 мкм соответственно для канала радиусом 500 мкм.
2. Световые и тепловые распределения в биологических тканях при доставке
излучения сапфировым капилляром имеют следующие особенности:
о Диаграмма направленности капилляра с коническим торцом ослаблена в прямом направлении. Диаграмма направленности лазерного излучения, прошедшего через ростовые поверхности стенки сапфирового капилляра, имеет неравномерность до 70% в среде без рассеивания, что вызвано локальным огранением ростовых поверхностей.
о Порог карбонизации тканей в окрестности сапфирового капилляра повышен в 2 раза при использовании сапфировых капилляров для получения объемного температурного некроза при максимальной плотности излучения 6 Вт/см2 (X = 810 нм) и длительности воздействия 14 минут по сравнению с кварцевыми облучателями.
3. Сапфировый скальпель с капиллярными каналами позволяет проводить:
о флуоресцентную диагностику ткани в окрестности кромки с пространственным разрешение не меньше 1 мм и чувствительностью определения фотосенсибилизатора 0,01 мг/кг (Фотосенс);
о лазерную коагуляцию.
Публикации
По результатам диссертационной работы опубликовано 17 печатных работ, включая 3 патента и 1 заявку на изобретение РФ.
Структура и объем работы
Диссертация состоит из введения, 4-х глав и заключения. Содержание диссертации изложено на 132 страницах, иллюстрировано 58 рисунками.
Список цитируемой литературы включает 141 источник. Приводится 1 приложение общим объемом 3 страницы, иллюстрированное 2 рисунками.
Статистическое моделирование
На микроскопическом уровне механизм выделения тепла в биоткани при облучении происходит путем преобразования энергии фотона в кинетическую энергию молекул ткани путем поглощения и деактивации. Высокая эффективность процессов поглощения и деактивации обеспечивается при поглощении присутствием большого числа колебательных состояний у биологических молекул, а при деактивации - значительным превышением энергии лазерных фотонов над кинетической энергией молекул при комнатной температуре. Если теперь рассматривать объем ткани, то объем, который займет термоповреждение и тип этого повреждения зависят от интенсивности, экспозиции и конфигурации источника тепла, задаваемого полем поглощенного внутри ткани излучения, а также теплопроводных свойств ткани.
Для теоретического описания термического повреждения тканей в зависимости от температуры, достигутои в ткани и времени выдержки используется интеграл Аррениуса [28,29,30].
На сегодняшний день, лазерная термотерапия во всем мире стала наиболее предпочтительным методом лечения злокачественных заболеваний печени: помимо средств ранней диагностики заболевания с помощью ультразвуковой томографии [31], в распоряжении- врачей имеются методы и приборы визуализации, позволяющие видеть весь процесс лазерного прогрева в глубине ткани и управлять им [32], подробно изучен механизм термопроцессов в тканях печени в условиях in vitro и in vivo [33,34,35] при активном кровотоке или вблизи крупных сосудов [36].
При лазерном облучении биологической ткани тип повреждения ткани в каждой ее точке зависит от созданной в ней интенсивности световой энергии. Интенсивность световой энергии ф [Вт/м ], определяя скорость течения фотореакций, характеризует дозу лазерного облучения [37]. Она определяется как «излучательный поток, падающий на малую сферу, поделенный на площадь этой сферы, в данной точке пространства». Излучательный поток в свою очередь определяется как любая энергия произведенная, переданная и полученная как излучение.
Оценить распределение интенсивности света в биологической ткани, создаваемой при обучении с тем или иным облучателем возможно двумя путями: либо размещением миниатюрных волоконных зондов для прямого измерения интенсивности света [38, 39, 40], либо путем вычисления с использованием подходящей математической модели по справочным или измеренным с поверхности оптическим свойствам ткани [41].
Характерной чертой процессов распространения излучения красного и ближнего ИК дапазона в биологической ткани является высокая вероятность рассеяния фотонов по сравнению с поглощением: преобладает многократное рассеяние. Теория и практика методов светорассеяния в силу их исключительной важности для разных приложений - оптики атмосферы и океана, распространения радиоволн и радиосвязь, биофизики и лазерной медицины и других - разработаны в настоящее время, довольно глубоко. Разработка адекватных оптических моделей рассеяния и поглощения в биологических системах, в силу большого разнообразия последних и их структурной сложности [42], является зачастую наиболее сложной частью при исследовании взаимодействия лазерного излучения и биологической ткани [43].
Теория переноса излучения (ТПИ) применяется для количественного описания эффектов многократного рассеяния посредством аналитических выражений и численных расчетов. В качестве основного критерия используется лучевая интенсивность (яркость) I(r,s) [Вт/ср], которая является дифференциальной характеристикой светового поля. Через нее однозначно определяются все интегральные энергетические характеристики светового поля: поток излучения F(r) и искомое распределение интенсивности световой энергии ф(г).
Стационарное уравнение ТПИ для монохроматичного источника [44] (среда без внутренних источников): j =-//,/(7, ) + - - (l(r,7 )p&7 )dQ (i.i) ds Аж ,і где / (5 ,5 1) - фазовая функция рассеяния, определяющая угловое распределение интенсивности рассеяния на отдельном рассеивателе, dQ единичный телесный угол в направлении $ , №(=№а + М - коэффициент экстинкции, //а - коэффициент поглощения, /JS - коэффициент рассеяния. Тогда, поток излучения F(r) и интенсивность световой энергии ф(г): Р(У)= \l(r,s)dco (1.2) F(P)= J_I(r,s)(Sn)dQ (1.з) (sn) 0 Уравнение (1.1) выражает баланс энергии в бесконечно малом объеме среды: скорость изменения лучевой интенсивности вдоль луча определяется рассеянием в данном направлении s со всех других направлений s (интегральный член) и ослаблением из-за поглощения и рассеяния (член -jutI{r,s)).
Фазовая функция описывает рассеивающие свойства среды и является функцией плотности вероятности рассеяния фотонов. Индикатриса рассеяния p(s,s ) может быть задана в виде таблицы, полученной путем измерений или расчетов или представлена в виде аналитического выражения. Если рассеяние симметрично относительно направления падающей волны, то фазовая функция зависит только от угла 9 между направлениями s и s.
Если предположить, что рассеиватели в среде распределены случайно (отсутствие в структуре биоткани пространственной корреляции), то это приводит к следующей нормировке фазовой функции: я lp(d)2xsinede = \, (1.4) о Фактор анизотропии рассеяния излучения в среде g определяется как средний косинус угла рассеяния 0: g= cos 9 = \р(в) cos в-2ж sin всів . (1.5) о Значение g меняется в пределах от -1 до 1: g = О соответствует случаю изотропного рассеяния, g = 1 - полному рассеянию вперед, g = -1 - полному рассеянию назад. Для аппроксимации измеренных фазовых функций рассеяния биологических тканей широко используют эмпирическую функцию Хени-Гринштейна (ФХГ) [45]: 1 1-я2 р{в) = ——- T—r-f -375-. (1.6) 4л- (1 + g -Igcosey11 v Она может быть записана в виде суммы бесконечного ряда полиномов Лежандра: /К ) =- (2/1 + 1)/, (cos 0), 4 л- о (1.7) Л = ё" Выражение (1.6) представляет собой первые 4 члена ряда (1.7) и довольно точно представляет функцию рассеяния, используя единственный параметр g, который на сегодняшний момент определен в работе [42]. Для расчетов с целью исследования световых полей вблизи источников излучения и границ, использование аппроксимации ФХГ является наиболее точным, для тканей с различными фазовыми функциями рассеяния, рис. 1.2.
Автоматизация процесса выращивания профилированных кристаллов сапфира с капиллярными каналами
Следует отметить, что рассчитанное значение d(t) может достаточно сильно отличаться от истинной толщины ленты и зависит от точности значений параметров, используемых в выражении (2.5).
На начальном этапе разращивания кристалла технолог задает параметры регулятора системы так, чтобы контроль был не очень «жестким», опираясь в основном на ручной контроль с клавиатуры компьютера и анализируя при этом визуально состояние зоны кристаллизации (перегретость или переохлажденность формообразователя), поведение отклонения 5М реальной скорости нарастания массы от программной и величины "реальной" толщины d (t) профиля. Далее, технолог корректирует изменение программной скорости М изменения массы, подбирая программную толщину d с учетом f(t), и полностью передает управление процессом компьютеру.
На этапе стационарного роста программная-скорость М нарастания массы постоянна и определяется площадью сечения выращиваемого профиля или группы профилей. Как было показано выше, технолог может корректировать значение М для улучшения условий выращивания путем изменения программной толщины d ленты. Оценка требуемого значения толщины ленты производится по анализу выражения (5), которое в случае стационарного роста упрощается и принимает вид: Mr(t) =ТЬУ (2-6) При этом можно ограничиться анализом поведения только 5М, без визуального наблюдения за состоянием зоны кристаллизации. Наряду с использованием управления мощностью эффективно используется управление приводом перемещения нижнего штока.
Во-первых, по приращению массы кристалла рассчитывается расход расплава и скорость надвигания тигля на формообразователь для поддержания постоянным расстояния от рабочих кромок формообразователя до уровня расплава в тигле. Это расстояние необходимо в первую очередь поддерживать постоянным для поддержания постоянным температурного градиента и давления в мениске расплава для повышения качества выращиваемых кристаллов.
Во-вторых, фиксированное перемещение нижнего штока в сочетании с весовым контролем используется для изменения профиля выращиваемых кристаллов.
В ходе стационарного роста программная толщина ленты также может быть скорректирована в зависимости от состояния зоны кристаллизации. Изменяя d, мы меняем среднее значение SM, т.е. смещаем амплитуду относительно нуля. Таким образом, находятся оптимальные условия кристаллизации.
Максимальная величина 5Ртах изменения мощности на шаге управления влияет на характер изменения мощности нагрева. Достаточно малое значение l lmax приводит к большим запаздываниям в системе и увеличению автоколебаний мощности нагрева и, следовательно, к большим колебаниям SM, т.е. возникновению режима переохлажденного роста. Большие значения 5Ртах определяют большую свободу в системе регулирования, и, следовательно, приводят к более точным порциям управляющих воздействий на шаге управления и к меньшим амплитудам SM. Поэтому варьирование значения l lmax в процессе роста используется нами для изменения амплитуды SM при постоянных параметрах пропорционально-интегрально-дифференциального (ПИД) регулятора.
Иногда необходимо изменять параметры ПИД-регулятора, в частности интегральный коэффициент (время интегрирования). Общее изменение мощности за процесс зависит от размеров выращиваемых лент и конструкции тепловой зоны. В нашем случае, чем больше профиль кристалла, тем больше общее изменение мощности за процесс. Большее изменение мощности за процесс требует большей интегральной части в ПИД-законе для обеспечения достаточно малой ошибки регулирования.
Как было показано в работе [118], более «холодному» мениску соответствует большая амплитуда колебаний SM. В книге Татарченко [121] вводится понятие степени устойчивости процесса роста как min{\ReSl\\ReS2\}, где \ReSi\ - модуль действительной части корня S,(i=l,2) характеристического уравнения второго порядка, описывающего динамику системы «кристалл-расплав». При этом степень устойчивости тем меньше, чем меньше разность температур расплава Т и кристаллизации Тс, приведенная к высоте мениска. Таким образом, процесс роста кристалла в переохлажденном режиме имеет меньшую степень устойчивости. Уменьшение степени устойчивости при неизменных параметрах регулятора приводит к усилению автоколебательного режима и соответственно к увеличению амплитуды колебаний SM.
Экспериментальные исследования фототермических процессов при распространении лазерного излучения из сапфировых капилляров в биологическую ткань
Облучатель вводится в биологическую ткань на глубину патологического очага. Так как облучатель имеет острие на конце сапфирового элемента, то устройство входит в биологическую ткань без значительных усилий, не провоцируя значительного кровотечения и гематом в ткани. Лазерное излучение от источника распространяется по оптическому волокну и выходит из него в приосевом направлении через торец световода и частично (при наличии на волокне диффузора) в радиальном направлении через часть прилегающей к торцу цилиндрической поверхности. Распространяясь в острие, часть излучения рассеивается в радиальном направлении, часть испытывает полное внутреннее отражение благодаря высокому показателю преломления сапфира (п = 1,78), попадает на поверхность острия с диаметрально противоположной стороны и также выходит в радиальном направлении. При выборе определенного положения торца волокна внутри капиллярного канала и поверхности острия с определенными геометрическими параметрами, формируется цилиндрическая диаграмма направленности излучения, выходящего из устройства, с высокой однородностью плотности световой энергии вдоль оси капилляра и в области его окончания. При этом отсутствует экранирование пучков, а также исключено появляение паразитных пучков высокой энергии в осевом направлении. Таким образом, сапфировый элемент не только защищает кварцевый световод, но и обеспечивает формирование равномерного распределения светового поля в биологической ткани.
Для сапфировых капилляров определяются закономерности распределения лазерного излучения, доставляемого кварцевыми волокнами, разещаемыми в каналах в сапфировых капилляров путем расчетов и экспериментов на модельных средах [127,128,129].
Поскольку планирование режимов облучения в медицинской практике базируется на точном представлении о взаимодействии лазерного излучения с биологической тканью, проведена количественная оценка световых полей, формируемых сапфировым капилляром с размещенным в канале волокном для подачи лазерного излучения, как в окрестности стенки капилляра, так и в глубоких слоях ткани в зависимости от параметров волокна, геометрии торцевой монолитной части капилляра и оптических свойств облучаемой ткани. В формировании светового поля в ткани участвуют совместно капилляр и его монолитный торец, поверхности которых, полученные в процессе выращивания представляют собой периодические микроструктуры, которые могут влиять на формируемые капилляром лазерные пучки.
Распределения световой интенсивности в данном исследовании проводились с использованием программного обеспечения Tracepro Opto-Mechanical Modeling [130]. Модельное представление лазерных пучков и объектов приведено в Приложении 1.
Распределения световой интенсивности исследовались с помощью прямого имитационного моделирования методом Монте-Карло с фазовой функцией рассеяния, аппроксимированной однопараметрической функцией Хени-Гринштейна (ФХГ). Моделирование распространения излучения длиной волны 634 нм и последующий эксперимент показали, что при переходе от плоской границы раздела между материалом облучателя и средой к цилиндрической геометрии облучателя в ткани, в слое, равноудаленном от поверхности на 0,5- -1 мм (для тканей с разными рассеивающими свойствами), сохраняется повышенная плотность световой энергии, обусловленная высоким коэффициентом рассеяния биологических сред для данной области спектра. Для капилляра 0 1,2 мм это повышение составляет 20% от плотности энергии на границе «сапфир-биоткань», рис. 3.26. 3,0 -J (I /InN Графики плотности рассеянной световой энергии, приведенные к плотности световой энергии на границе облучателя для плоского (а) и цилиндрического облучателя радиусом 0,5 мм (б). Справа показаны соответствующие картины распределения плотности световой энергии (для случая цельной крови) Для областей удаленных от поверхности капилляра на 2 мм и больше, дополнительно уменьшающаяся в данной геометрии пропорционально расстоянию плотность модельных фотонов приводит к потере точности при моделировании по методу Монте-Карло при неизменном количестве модельных пакетов. Так как в данной области спектра для большинства тканей на глубине 2 мм входящий пучок полностью теряет начальную направленность, описание светового поля правомерно проводить с помощью диффузной теории.
Расчет световых полей, формируемых сапфировыми капиллярами, проводится для точек в окрестности облучателя при помощи статистического моделирования с аппроксимацией фазовой функции рассеяния биологических тканей эмпирической ФХГ, в общем виде записывающейся в виде суммы бесконечного ряда полиномов Лежандра (1.7) с любым числом членов разложения для обеспечения требуемой точности.
Проводилось измерение радиального распределения плотности лазерной энергии для оптического волокна с диффузно рассеивающей поверхностью, для того же волокна, помещенного в сапфировый капилляр (диаметр 1,2 мм) в воздухе и в модельной среде (нитролипид). Облучатель на основе сапфирового капилляра и волокна с диффузором обладает характерным распределением радиальной плотности с максимумом, локализованном в пределах 1 мм в рассеивающей среде, что хорошо согласуется с данными прямого имитационного моделирования методом Монте-Карло с аппроксимацией фазовой функции рассеяния функцией Хени-Гринштейна.
Эксперименты in-situ на моделях тканей (флуоресцирующие гели) и перевитых опухолях мышей
В данной работе исследуется новый тип хирургических инструментов -сапфировые диагностические скальпели. Исследование направлено на определение пространственного разрешения диагностики, оптимизацию сапфировых лезвий для повышения чувствительности системы к концентрации фотосенсибилизатора. Проводятся модельные эксперименты и опыты на экспериметальных животных.
Принцип работы диагностического скальпеля основан на использовании сапфирового лезвия с изолированными капиллярными каналами для размещения световодов, которые своими торцами подходят к режущей кромке. По световодам лазерное излучение поступает непосредственно в зону разреза и, обратно принимается излучение флуоресценции для анализа-на спектрометре. Получение сапфировых пластин содержащих в своем объеме- капиллярные каналы диаметром 45(Н-600 мкм для изготовления лезвий описано в Главе 2. Лезвие с интегрированными в его объеме световодными волокнами производит эффективную концентрацию энергии лазерного излучения в ограниченной области "первичного" (начального) рассечения ткани. Диагностика построена на сравнении максимума флуоресценции захватываемом лезвием при движении в биологической ткани с «единичным» значением: перед резекцией скальпель настраивается на здоровую ткань (интенсивность флуоресценции в здоровой ткани берется за единицу). Если интенсивность флуоресценции, индуцируемой тканью становиться больше «единицы», то скальпель подает сигнал об этом превышении.
В данной работе исследуются параметры скальпеля, работающего по принципу ФД с фотосенсибилизаторами, так как достоинством этого метода (в сравнении с диагностикой по собственной флуоресценции тканей) является возможность сочетания в одной процедуре лечения и флуоресцентной диагностики патологического процесса [137,138,139140]. Кроме того, спектры возбуждения и флуоресценции ФС лежат в видимом диапазоне длин волн электро-магнитного излучения, что позволяет использовать для возбуждения флуоресценции доступные полупроводниковые лазеры с длиной волны 630-И 70 нм.
Помимо регистрации флуоресценции, позволяющей принять решение о наличие или отсутствии в окрестности острия злокачественных клеток, необходимо также производить оценку распространенности опухоли: определять пространственное положение флуоресцирующих объектов, относительно граней лезвия, размеры и глубину из залегания. Для этого проводится исследование световых полей и флуорометрических особенностей диагностического скальпеля, включающие: разработку математической модели флуоресцентной диагностики с сапфировым скальпелем с использованием математической модели, разработанной и опробованной для сапфировых капилляров, оптимизацию параметров сапфировых лезвий для флуоресцентной диагностики и фотодинамической терапии с использованием математической модели,
Изготовление лезвий с рассчитанными оптимальными параметрами из сапфировых лент с капиллярными каналами и на их основе экспериментального диагностического скальпеля. Проведение экспериментов по определению минимальной разрешаемой концентрации ФС на модельных средах и экспериментов по резекции опухолей мышей сопровождаемых флуоресцентной диагностикой. 4.1.2. Математическая модель флуоресцентной диагностики
Моделирование процессов распространения лазерного излучения и излучения флуоресценции, возбужденной им, производилось двумя отдельными процедурами. Первой процедурой трассировали фотоны, имитирующие фотоны лазерного излучения, распространяющихся из облучающего оптического волокна через сапфировый элемент в биологическую ткань. После этого проодилась трассировка фотонов флуоресценции, испускаемых эквивалентным источником флуоресценции в ткани через ткань, сапфировый элемент и приемное оптическое волокно, рис.4.2.
