Аналіз термічної терапії з використанням інфрачервоних діодних лазерів, що працюють в безперервному і імпульсному режимах

Представлені рекомендації з проектування (програмного управління) медичних лазерних систем, засновані на аналізі температурного відгуку тканини на вплив різних лазерів як в безперервному, так і в імпульсному режимах. Вирішуючи рівняння дифузії при об'ємному нагріванні лазера, ми аналізуємо роль різних параметрів лазера і тканини (або води) на профілях температури розчину, нагрітого лазером, включаючи інтенсивність лазера, ширину імпульсу, коефіцієнт включення виключення, поглинання і теплові константи розчину або тканин. Дві експериментальні установки призначені для вимірювання зміни профілів температури в реальному часі при взаємодії з лазером з результатами в порівнянні з комп'ютерним моделюванням. В одному експерименті використовується розчин Нано-золота, який нагрівається діодним лазером на довжині хвилі 808 нм, а підвищення температури на поверхні і всередині розчину відстежується на предмет часу включення-виключення лазера зі зворотним зв'язком. В іншому експерименті в якості розчину використовується вода, нагріта діодним лазером на довжині хвилі 1450 нм. Наші нові відкриття включають в себе оптимальний контроль часу включення-виключення лазера і регулювання коефіцієнта поглинання за рахунок позерезонансного збудження. Теоретично проаналізовано знахідки та нововведення.

Вступ

Лазери використовувалися для різних медичних процедур, таких як Дерматологія та пластична хірургія, загоєння ран, стимуляція нервів, стоматологія та багато інших терапевтичних процедур. Комбінуючи наночастинки, діодні лазери також використовувалися для лікування раку, біо-зондування, біо-візуалізації, доставки ліків і діагностики ракових клітин. Лазери в ближньому інфрачервоному (ІЧ) діапазоні з довжиною хвилі 750-1200 нм мають більшу глибину проникнення в тканини, ніж лазери видимого діапазону. Таким чином, лазери ближнього ІЧ-діапазону є хорошими кандидатами для процедур, що вимагають глибокого проникнення, таких як видалення волосся і терапія раку з використанням нанозолота. З іншого боку, видимі лазери (430-680 нм) з сильним поглинанням в крові і кольорові барвники використовувалися для фототерапії раку порожнини рота, захворювань сітківки і видалення татуювань. Лазери середнього ІЧ–діапазону (1,9–3,0 мкм і 9,3-10,6 мкм) з сильним поглинанням у воді і тканинах використовувалися для поверхневих процедур або процедур абляційного типу, таких як абляція м'яких і твердих тканин. Інші ІЧ-лазери (1,3-1,6 мкм) використовувалися для так званих мінімально інвазивних процедур, таких як шліфування, через їх меншого поглинання тканинами, ніж у лазерів середнього ІЧ-діапазону.

Взаємодія лазера з тканиною, в загальному, можна розділити на три процеси: (а) чисто термічний, (б) нетепловой і (в) комбінований термічний і нетепловой ефекти. Ці процеси визначаються не тільки оптичними властивостями тканин, але і параметрами лазера, такими як довжина хвилі, енергія, інтенсивність, ширина імпульсу, частота повторення і режими роботи (безперервний або імпульсний). Наприклад, абляційний лазер Er: YAG, що працює з коротким імпульсом, може стати тепловим лазером, коли він працює з малою потужністю і або з довгим імпульсом; тоді як тепловий лазер на 1540 нм, що працює з довгим імпульсом, може стати абляційним, нетепловим лазером, коли він працює з дуже коротким імпульсом, скажімо, менше 10 пікосекунд.

Перегрів ділянок поверхні, на які впливає лазер, завжди є проблемою при лазерних термічних процесах, таких як видалення волосся і лікування акне. Тому в цих лазерних процедурах зазвичай використовуються кріогенні струмені. Альтернативний метод був також запропонований Ліном та ін. з використанням послідовності лазерних імпульсів, щоб уникнути перегріву поверхні і більш глибокого проникнення лазерної енергії. У процедурах з декількома лазерними імпульсами Динаміка взаємодії з лазером набагато складніше, ніж при безперервному або одиночному імпульсі. Отже, для досягнення найкращих клінічних результатів потрібно оптимальний контроль параметрів лазера і режимів роботи.

У цій статті будуть представлені деякі основні рекомендації щодо проектування (програмного управління) медичної лазерної системи на основі аналізу температурної реакції тканини після лазерного опромінення. Вирішуючи рівняння дифузії при об'ємному нагріванні лазера, ми проаналізуємо роль різних параметрів лазера і розчину на профілях температури розчину, нагрітого лазером, включаючи інтенсивність лазера, ширину імпульсу, коефіцієнт включення виключення, поглинання і теплові константи тканин. Дві експериментальні установки призначені для вимірювання реальних змін профілів температури при лазерних взаємодіях (на довжинах хвиль 810 нм і 1450 нм) з результатами в порівнянні з комп'ютерним моделюванням. Нові експериментальні дані та особливості будуть проаналізовані теоретично. Ці особливості дуже важливі для розробки лазерних систем, які підходять для конкретних клінічних процедур, таких як вибіркове знищення ракових клітин пухлин і омолодження шкіри.

Експеримент

Ми представляємо дві експериментальні установки наступним чином. У першому використовується діодна лазерна система ближнього ІЧ-діапазону з трьома довжинами хвиль 808, 852 і 915 нм, оптоволоконними, пов'язаними і підключеними до одного одиночному зовнішньому волокну, підключеному до ручки. За допомогою опуклої лінзи був отриманий колімірованний вихідний пучок з розміром плями 8,0 мм. Досліджувана система являє собою контейнер, заповнений золотими наностержнями (GNR), змішаними з дистильованою водою, і має діаметр близько 9,0 мм, порівнянний з розміром лазерного плями, так що вся область освітлюється рівномірно. ГНЛ має співвідношення сторін (довжина ширина) 4,0, що відповідає піку поглинання близько 810 нм.

Дві термопари т-типу були вставлені в розчин ГНЛ на глибині z 1,5 і 5,0 мм для вимірювання температури поблизу поверхні (яка визначається як температура поверхні) і всередині рішення GNR (визначається як обсяг-температура). Ці температурні профілі відстежуються і записуються в реальному часі пристроєм NI-DA. Спеціально розроблене програмне забезпечення Labview використовувалося для управління часом включення вимикання лазера зі зворотним зв'язком, так що задана температура поверхні досягалася і підтримувалася в межах діапазону близько 0,25 C. Метод включення вимикання імпульсної послідовності дозволяє температурі поверхні розчину GNR залишатися на заданому значенні без перегріву, тоді як об'ємна температура значно збільшується в порівнянні з режимом роботи з одним імпульсом. Використовуючи описану вище експериментальну установку, вимірюється роль коефіцієнта поглинання (A) і інтенсивності лазерного випромінювання (F) на профілях температури поверхні і обсягу, які будуть проаналізовані за допомогою нашої теорії, яка буде представлена в наступному розділі. До того ж буде показано, що наші Експериментальні нові результати узгоджуються з нашою теорією і передбачувані нею.

Друга експериментальна установка складається з контейнера, аналогічного першій установці, але заповненого тільки дистильованою водою. Для підвищення температури розчину використовується діодний лазер (на 1450 нм, потужність до 5,0 Вт). ІЧ-камера використовується для моніторингу температури поверхні розчину в реальному часі. Виміряний коефіцієнт поглинання водного розчину становить близько 30 см-1 при 1450 нм. ІЧ-камера, використовувана в цьому експерименті, має час відгуку близько 150 мс.

Теорія

Температурний профіль опромінених лазером розчинів, виміряний двома нашими експериментальними установками, може бути описаний рівнянням дифузії тепла наступним чином де z напрямок поширення лазера по глибині розчину ГНЛ, k і K відповідно теплопровідність і коефіцієнт дифузії розчину, F інтенсивність лазера, B коефіцієнт екстинкції, який може бути виражений як B [A (A 2s)] 1/2, де A і S коефіцієнти поглинання і розсіювання. У цьому дослідженні ми будемо припускати, що розсіювання набагато менше поглинання, і B A.

Наведене вище рівняння дифузії тепла вирішується чисельно при початкових і граничних умовах:

T (z, 0) T0, dT dz (при z 0) H [T (0, z) - T0] k,

де h коефіцієнт теплопередачі за рахунок конвекції повітря від поверхні розчину ГНЛ. Типові теплові параметри, які будуть використовуватися в наших розрахунках: K 0,0045 (WC см), k 0,00149 (см2 с) і h 0,01 (WC см2). Ми будемо використовувати наведену вище теорію для вивчення і порівняння з даними вимірювань, що показують роль A і F в профілях температури поблизу поверхні і всередині розчинів ГНЛ. Відзначимо, що наші експериментальні установки мають відкритий контейнер для вирішення, який не є закритою системою. Отже, ми повинні використовувати ненульовий коефіцієнт теплопередачі (h). Роль H-значення буде проаналізована пізніше. 

Слід зазначити, що метод включення-виключення імпульсної послідовності не може збільшити обсяг-dT до бажаного значення. Також потрібне оптимальне значення A (скажімо, від 1,0 м до 1,5 см-1), яким можна керувати або концентрацією GNR, або за допомогою певних довжин хвиль лазера поза резонансу. Слід зазначити, що значення A не може бути занадто малим (скажімо, <0,5 см-1), що вимагатиме більш тривалого часу (скажімо,> 60 секунд) для поверхневої dT близько 100 ° C.

Нові особливості, продемонстровані в описаних вище випадках (b) і (c), також означають, що ракові пухлини розміром 10x10 мм можна лікувати за допомогою методу послідовності імпульсів, представленого в цій статті, але не за допомогою звичайного методу одиночних імпульсів. Наприклад, як показано двома суцільними кривими, обсяг-DT нижче 70 ° C, коли поверхня-dT досягає 100 ° C у своїй першій серії імпульсів. Будь-яка ракова пухлина розміром більше 5,0 мм не піддається лікуванню звичайним методом одиночного імпульсу, якщо тільки її поверхня не перегріта.

У наведених вище прикладах ми чітко продемонстрували як експериментально, так і теоретично, що обсяг dT може бути значно збільшений для лікування пухлин великого розміру з використанням комбінованих методів: (а) операції послідовності імпульсів і (б) оптимального управління лазером. інтенсивність і коефіцієнти поглинання для заданого співвідношення сторін і концентрації ГНЛ. Це дослідження дає нам загальне керівництво, що для клінічно оптимізованих умов, коли час лазерного опромінення від 10 до 40 секунд для знищення ракової пухлини розміром від 0,5 до 1,5 см в діаметрі, слід використовувати інтенсивність лазера близько (1,0-3,0) (Вт / см2). ) і контролюйте Значення a близько (0,8-2,0) см-1. Крім того, щоб уникнути перегріву поверхні потрібно метод послідовності імпульсів (включення-виключення).

Слід зазначити, що ситуація in vivo при лікуванні раку у тварин та / або людини буде набагато складнішою, ніж у спрощених умовах in vitro, описаних у цій статті. Ці складності повинні включати неоднорідну концентрацію ЗНЛ в пухлини, багатошарову тканинну середу нормального раку з безліччю теплових параметрів і кровотоку в областях, на які впливає лазер. Це дослідження з спрощеними умовами, визначеними однорідним розчином ГНЛ і контрольованими тепловими параметрами, проте, як і раніше дає змістовні рекомендації, засновані на експериментальних вимірах в лабораторних умовах, які також узгоджуються з теорією. Крім того, конструкція багатохвильової лазерної системи повинна частково долати проблеми неоднорідності ГНЛ і множинної теплового середовища для тривимірної терапії, в якій можливі різні глибини проникнення поглинання через багатохвильовий лазер з волоконним зв'язком одночасно націлені на ракові пухлини. Нарешті, нові методи та лазерна система автоматичного контролю температури, представлені в цій статті, повинні забезпечити корисний інструмент для досліджень тварин, які проводяться в нашій лабораторії, де швидший час реакції на температуру (близько 150 мс) дані інфрачервоної камери будуть інтегровані в нашу існуючу систему для моніторингу температури поверхні в режимі реального часу.

Роль коефіцієнта включення-виключення лазера

Тепер ми представимо роль відношення включення-виключення лазера до профілів температури поверхні T( t), які вимірюються нашою другою експериментальною установкою з використанням діодного лазера на довжині хвилі 1450 нм, що поширюється у водному розчині. Виміряні дані показані на малюнку для інтенсивності лазера F = 2,5 (Вт / см2) і часу роботи лазера 0,8 з різним часом відключення (0,6, 1,2, 2,2, 6,4) с. Легко побачити, що більше відношення вимкнено / включено призводить до більш низького T (t), як і слід було очікувати. Ця функція може використовуватися в пов'язаних з лазером клінічних процедурах, які вимагають попередньо заданого підвищення температури поверхні і обсягу без перегріву нагрітої лазером поверхні, наприклад шкіри людини. Приклади включають лазерну епіляцію, вугри та коагуляцію сітківки, які в даний час використовуються в багатьох комерційних системах. Малюнок являє собою комп'ютерне моделювання, засноване на Формулі 1, Що показує високу схожість з трендом виміряних профілів.

Лазерне нагрівання плюс охолодження поверхні

Ми проаналізуємо ще одну ситуацію з декількома лазерними імпульсами, в якій криогенні шпори використовуються для запобігання перегріву поверхні тканини. На малюнку показані чотири типи комбінацій охолодження і лазерних імпульсів, які використовувалися в комерційних лазерах для видалення волосся і лікування вугрів, де тривалість лазерного імпульсу становить 50 мс, але періоди охолодження змінюються. Криві, змодельовані на комп'ютері (показані на малюнку ), демонструють аналогічну тенденцію, як і дані вимірювань Zhang et al.

Ролі A і F

Ми проаналізуємо роль теплових постійних тканин і параметрів лазера в підвищенні температури для випадку безперервної роботи. На малюнку 9 показано теоретичну відповідність (суцільні криві) виміряним даним для збільшення температури поверхні dT (z = 0, t = 10 с), викликаного 10-секундним опроміненням діодним лазером з довжиною хвилі 1450 нм у воді.

Показано вплив коефіцієнта поглинання (A) та інтенсивності лазерного випромінювання (F) на dT. Як ми і очікували, dT майже лінійно пропорційний F, а нахил збільшується в залежності від A. інший приклад показаний на малюнку, де при більшому F крива dT зростає швидше.

Температурний просторовий профіль

На малюнку показана роль A на просторових (в напрямку глибини) профілях T (z) температури при заданому часу лазерного опромінення (10 секунд) для води, нагрітої діодним лазером на довжині хвилі 1450 нм, і для h = 0,05 (WC / см2). і k = 0,00149 (см2 / с). Відзначимо, що температура поверхні (при z = 0) нижче, ніж температура об'єму (близько z = 0,1 см) через конвекцію повітря нагрітого лазером розчину, що визначається коефіцієнтом теплопередачі (h). Ефекти A і F показані на малюнку, де Af фіксується на 24 (WC / см2) і змінюються A і F, де час опромінення лазером в безперервному режимі становить 5 секунд. Відзначимо, що чим менше A (або більше F), тим вище T (z, t = 10 сек). Нарешті, ми показуємо роль теплопровідності (k) і коефіцієнта дифузії (K) нагрітого лазером розчину на профілях температури поверхні dT (z = 0, t) і збільшенні температури поверхні dT (0, t = 10 сек), відповідно. Як видно на малюнках, більша теплопровідність (k) призводить до більш високого dT і більш швидкого збільшення крутизни, на відміну від зворотної тенденції коефіцієнта дифузії (K). Ці особливості також можуть бути реалізовані за формулою 1 і 2.

На закінчення

У цій статті представлені деякі ключові рекомендації щодо проектування медичної лазерної системи, засновані на зміні температури тканини після лазерного опромінення. Вирішуючи рівняння дифузії лазерного об'ємного нагріву, ми аналізуємо роль різних параметрів лазера і тканини в профілях температури тканини, включаючи щільність енергії випромінювання лазера, ширину імпульсу, коефіцієнт включення / вимикання, поглинання і теплові константи тканин. Нові експериментальні дані, що узгоджуються з теоретичними розрахунками, цінні для розробки лазерних медичних процедур, в яких оптимальна робота лазера для поверхневого і об'ємного нагріву була досягнута за допомогою нової техніки послідовності імпульсів.