Анализ термической терапии с использованием инфракрасных диодных лазеров, работающих в непрерывном и импульсном режимах

Представлены рекомендации по проектированию (программному управлению) медицинских лазерных систем, основанные на анализе температурного отклика ткани на воздействие различных лазеров как в непрерывном, так и в импульсном режимах. Решая уравнение диффузии при объемном нагреве лазера, мы анализируем роль различных параметров лазера и ткани (или воды) на профилях температуры раствора, нагретого лазером, включая интенсивность лазера, ширину импульса, коэффициент включения выключения, поглощение и тепловые константы раствора или тканей. Две экспериментальные установки предназначены для измерения изменения профилей температуры в реальном времени при взаимодействии с лазером с результатами по сравнению с компьютерным моделированием. В одном эксперименте используется раствор нано-золота, который нагревается диодным лазером на длине волны 808 нм, а повышение температуры на поверхности и внутри раствора отслеживается на предмет времени включения-выключения лазера с обратной связью. В другом эксперименте в качестве раствора используется вода, нагретая диодным лазером на длине волны 1450 нм. Наши новые открытия включают в себя оптимальный контроль времени включения-выключения лазера и регулировку коэффициента поглощения за счет внерезонансного возбуждения. Теоретически проанализированы находки и нововведения.

Вступление

Лазеры использовались для различных медицинских процедур, таких как дерматология и пластическая хирургия, заживление ран, стимуляция нервов, стоматология и многие другие терапевтические процедуры. Комбинируя наночастицы, диодные лазеры также использовались для лечения рака, био-зондирования, био-визуализации, доставки лекарств и диагностики раковых клеток. Лазеры в ближнем инфракрасном (ИК) диапазоне с длиной волны 750–1200 нм имеют большую глубину проникновения в ткани, чем лазеры видимого диапазона. Таким образом, лазеры ближнего ИК-диапазона являются хорошими кандидатами для процедур, требующих глубокого проникновения, таких как удаление волос и терапия рака с использованием нанозолота. С другой стороны, видимые лазеры (430-680 нм) с сильным поглощением в крови и цветные красители использовались для фототерапии рака полости рта, заболеваний сетчатки и удаления татуировок. Лазеры среднего ИК-диапазона (1,9–3,0 мкм и 9,3–10,6 мкм) с сильным поглощением в воде и тканях использовались для поверхностных процедур или процедур абляционного типа, таких как абляция мягких и твердых тканей. Другие ИК-лазеры (1,3–1,6 мкм) использовались для так называемых минимально инвазивных процедур, таких как шлифовка, из-за их меньшего поглощения тканями, чем у лазеров среднего ИК-диапазона.

Взаимодействие лазера с тканью, в общем, можно разделить на три процесса: (а) чисто термический, (б) нетепловой и (в) комбинированный термический и нетепловой эффекты. Эти процессы определяются не только оптическими свойствами тканей, но и параметрами лазера, такими как длина волны, энергия, интенсивность, ширина импульса, частота повторения и режимы работы (непрерывный или импульсный). Например, абляционный лазер Er: YAG, работающий с коротким импульсом, может стать тепловым лазером, когда он работает с малой мощностью и или с длинным импульсом; тогда как тепловой лазер на 1540 нм, работающий с длинным импульсом, может стать абляционным, нетепловым лазером, когда он работает с очень коротким импульсом, скажем, менее 10 пикосекунд.

Перегрев участков поверхности, на которые воздействует лазер, всегда является проблемой при лазерных термических процессах, таких как удаление волос и лечение акне. Поэтому в этих лазерных процедурах обычно используются криогенные струи. Альтернативный метод был также предложен Лином и др. с использованием последовательности лазерных импульсов, чтобы избежать перегрева поверхности и более глубокого проникновения лазерной энергии. В процедурах с несколькими лазерными импульсами динамика взаимодействия с лазером намного сложнее, чем при непрерывном или одиночном импульсе. Следовательно, для достижения наилучших клинических результатов требуется оптимальный контроль параметров лазера и режимов работы.

В этой статье будут представлены некоторые основные рекомендации по проектированию (программному управлению) медицинской лазерной системы на основе анализа температурной реакции ткани после лазерного облучения. Решая уравнение диффузии при объемном нагреве лазера, мы проанализируем роль различных параметров лазера и раствора на профилях температуры раствора, нагретого лазером, включая интенсивность лазера, ширину импульса, коэффициент включения выключения, поглощение и тепловые константы тканей. Две экспериментальные установки предназначены для измерения реальных изменений профилей температуры при лазерных взаимодействиях (на длинах волн 810 нм и 1450 нм) с результатами по сравнению с компьютерным моделированием. Новые экспериментальные данные и особенности будут проанализированы теоретически. Эти особенности очень важны для разработки лазерных систем, которые подходят для конкретных клинических процедур, таких как избирательное уничтожение раковых клеток опухолей и омоложение кожи.

Эксперименты

Мы представляем две экспериментальные установки следующим образом. В первом используется диодная лазерная система ближнего ИК-диапазона с тремя длинами волн 808, 852 и 915 нм, оптоволоконными, связанными и подключенными к одному одиночному внешнему волокну, подключенному к ручке. С помощью выпуклой линзы был получен коллимированный выходной пучок с размером пятна 8,0 мм. Исследуемая система представляет собой контейнер, заполненный золотыми наностержнями (GNR), смешанными с дистиллированной водой, и имеет диаметр около 9,0 мм, сопоставимый с размером лазерного пятна, так что вся область освещается равномерно. ГНЛ имеет соотношение сторон (длина ширина) 4,0, что соответствует пику поглощения около 810 нм.

Две термопары Т-типа были вставлены в раствор ГНЛ на глубине z 1,5 и 5,0 мм для измерения температуры вблизи поверхности (определяемой как температура поверхности) и внутри Решение GNR (определяется как объем-температура). Эти температурные профили отслеживаются и записываются в реальном времени устройством NI-DA. Специально разработанное программное обеспечение Labview использовалось для управления временем включения выключения лазера с обратной связью, так что заданная температура поверхности достигалась и поддерживалась в пределах диапазона около 0,25 C. Метод включения выключения импульсной последовательности позволяет температуре поверхности раствора GNR оставаться на заданном значении без перегрева, тогда как объемная температура значительно увеличивается по сравнению с режимом работы с одним импульсом. Используя описанную выше экспериментальную установку, измеряется роль коэффициента поглощения (A) и интенсивности лазерного излучения (F) на профилях температуры поверхности и объема, которые будут проанализированы с помощью нашей теории, которая будет представлена ​​в следующем разделе. Вдобавок будет показано, что наши экспериментальные новые результаты согласуются с нашей теорией и предсказуемы ею.

Вторая экспериментальная установка состоит из контейнера, аналогичного первой установке, но заполненного только дистиллированной водой. Для повышения температуры раствора используется диодный лазер (на 1450 нм, мощность до 5,0 Вт). ИК-камера используется для мониторинга температуры поверхности раствора в реальном времени. Измеренный коэффициент поглощения водного раствора составляет около 30 см-1 при 1450 нм. ИК-камера, используемая в этом эксперименте, имеет время отклика около 150 мс.

Теория

Температурный профиль облученных лазером растворов, измеренный двумя нашими экспериментальными установками, может быть описан уравнением диффузии тепла

следующим образом  где z направление распространения лазера по глубине раствора ГНЛ, k и K соответственно теплопроводность и коэффициент диффузии раствора, F интенсивность лазера, B коэффициент экстинкции, который может быть выражен как B [A (A 2S)] 1/2, где A и S коэффициенты поглощения и рассеяния. В этом исследовании мы будем предполагать, что рассеяние намного меньше поглощения, и B A.

Приведенное выше уравнение диффузии тепла решается численно при начальных и граничных условиях:

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

где h коэффициент теплопередачи за счет конвекции воздуха от поверхности раствора ГНЛ. Типичные тепловые параметры, которые будут использоваться в наших расчетах: K 0,0045 (WC см), k 0,00149 (см2 с) и h 0,01 (WC см2). Мы будем использовать приведенную выше теорию для изучения и сравнения с данными измерений, показывающих роль A и F в профилях температуры вблизи поверхности и внутри растворов ГНЛ. Отметим, что наши экспериментальные установки имеют открытый контейнер для решения, который не является закрытой системой. Следовательно, мы должны использовать ненулевой коэффициент теплопередачи (h). Роль h-значения будет проанализирована позже.

Следует отметить, что метод включения-выключения импульсной последовательности не может увеличить объем-dT до желаемого значения. Также требуется оптимальное значение A (скажем, от 1,0 м до 1,5 см-1), которым можно управлять либо концентрацией GNR, либо с помощью определенных длин волн лазера вне резонанса. Следует отметить, что значение A не может быть слишком маленьким (скажем, <0,5 см-1), что потребует более длительного времени (скажем,> 60 секунд) для поверхностной dT около 100 ° C.

Новые особенности, продемонстрированные в описанных выше случаях (b) и (c), также подразумевают, что раковые опухоли размером 10x10 мм можно лечить с использованием метода последовательности импульсов, представленного в этой статье, но не с помощью обычного метода одиночных импульсов. Например, как показано двумя сплошными кривыми, объем-dT ниже 70 ° C, когда поверхность-dT достигает 100 ° C в своей первой серии импульсов. Любая раковая опухоль размером более 5,0 мм не поддается лечению обычным методом одиночного импульса, если только ее поверхность не перегрета. 

В приведенных выше примерах мы ясно продемонстрировали как экспериментально, так и теоретически, что объем dT может быть значительно увеличен для лечения опухолей большого размера с использованием комбинированных методов: (а) операции последовательности импульсов и (б) оптимального управления лазером. интенсивность и коэффициенты поглощения для заданного соотношения сторон и концентрации ГНЛ. Это исследование дает нам общее руководство, что для клинически оптимизированных условий, когда время лазерного облучения от 10 до 40 секунд для уничтожения раковой опухоли размером от 0,5 до 1,5 см в диаметре, следует использовать интенсивность лазера около (1,0-3,0) (Вт / см2). ) и контролируйте значения A около (0,8-2,0) см-1. Кроме того, во избежание перегрева поверхности требуется метод последовательности импульсов (включения-выключения).

Следует отметить, что ситуация in vivo при лечении рака у животных и / или человека будет намного сложнее, чем в упрощенных условиях in vitro, описанных в этой статье. Эти сложности должны включать неоднородную концентрацию ЗНЛ в опухоли, многослойную тканевую среду нормального рака со множеством тепловых параметров и кровотока в областях, на которые воздействует лазер. Это исследование с упрощенными условиями, определяемыми однородным раствором ГНЛ и контролируемыми тепловыми параметрами, тем не менее, по-прежнему дает содержательные рекомендации, основанные на экспериментальных измерениях в лабораторных условиях, которые также согласуются с теорией. Кроме того, конструкция многоволновой лазерной системы должна частично преодолевать проблемы неоднородности ГНЛ и множественной тепловой среды для трехмерной терапии, в которой возможны различные глубины проникновения поглощения через многоволновой лазер с волоконной связью одновременно нацеленные на раковые опухоли. Наконец, новые методы и лазерная система с автоматическим контролем температуры, представленные в этой статье, должны предоставить полезный инструмент для исследований на животных, которые проводятся в нашей лаборатории, где более быстрое время реакции на температуру (около 150 мс) Данные инфракрасной камеры будут интегрированы в нашу существующую систему для мониторинга температуры поверхности в реальном времени.

Роль коэффициента включения-выключения лазера

Теперь мы представим роль отношения включения-выключения лазера к профилям температуры поверхности T (t), которые измеряются нашей второй экспериментальной установкой с использованием диодного лазера на длине волны 1450 нм, распространяющегося в водном растворе. Измеренные данные показаны на рисунке  для интенсивности лазера F = 2,5 (Вт / см2) и времени работы лазера 0,8 с с различным временем отключения (0,6, 1,2, 2,2, 6,4) с. Легко увидеть, что большее отношение выключено / включено приводит к более низкому T (t), как и следовало ожидать. Эта функция может использоваться в связанных с лазером клинических процедурах, которые требуют предварительно заданного повышения температуры поверхности и объема без перегрева нагретой лазером поверхности, например кожи человека. Примеры включают лазерную эпиляцию, угри и коагуляцию сетчатки, которые в настоящее время используются во многих коммерческих системах. Рисунок представляет собой компьютерное моделирование, основанное на формуле 1, что показывает высокое сходство с трендом измеренных профилей.

Лазерное нагревание плюс охлаждение поверхности

Мы проанализируем еще одну ситуацию с несколькими лазерными импульсами, в которой криогенные шпоры используются для предотвращения перегрева поверхности ткани. На рисунке показаны четыре типа комбинаций охлаждения и лазерных импульсов, которые использовались в коммерческих лазерах для удаления волос и лечения угрей, где длительность лазерного импульса составляет 50 мс, но периоды охлаждения меняются. Кривые, смоделированные на компьютере (показанные на рисунке ), демонстрируют аналогичную тенденцию, как и данные измерений Zhang et al.

Роли A и F

Мы проанализируем роль тепловых постоянных тканей и параметров лазера в повышении температуры для случая непрерывной работы. На рисунке 9 показано теоретическое соответствие (сплошные кривые) измеренным данным для увеличения температуры поверхности dT (z = 0, t = 10 с), вызванного 10-секундным облучением диодным лазером с длиной волны 1450 нм в воде.

Показано влияние коэффициента поглощения (A) и интенсивности лазерного излучения (F) на dT. Как мы и ожидали, dT почти линейно пропорционален F, а наклон увеличивается в зависимости от A. Другой пример показан на рисунке, где при большем F кривая dT возрастает быстрее.

Температурный пространственный профиль

На рисунке показана роль A на пространственных (в направлении глубины) профилях T (z) температуры при заданном времени лазерного облучения (10 секунд) для воды, нагретой диодным лазером на длине волны 1450 нм, и для h = 0,05 (WC / см2). и k = 0,00149 (см2 / с). Отметим, что температура поверхности (при z = 0) ниже, чем температура объема (около z = 0,1 см) из-за конвекции воздуха нагретого лазером раствора, определяемого коэффициентом теплопередачи (h). Эффекты A и F показаны на рисунке , где AF фиксируется на 24 (WC / см2) и меняются A и F, где время облучения лазером в непрерывном режиме составляет 5 секунд. Отметим, что чем меньше A (или больше F), тем выше T (z, t = 10 сек). Наконец, мы показываем роль теплопроводности (k) и коэффициента диффузии (K) нагретого лазером раствора на профилях температуры поверхности dT (z = 0, t) и увеличении температуры поверхности dT (0, t = 10 сек), соответственно. Как видно на рисунках, большая теплопроводность (k) приводит к более высокому dT и более быстрому увеличению крутизны, в отличие от обратной тенденции коэффициента диффузии (K). Эти особенности также могут быть реализованы по формуле 1 и 2.

В заключение

В этой статье представлены некоторые ключевые рекомендации по проектированию медицинской лазерной системы, основанные на изменении температуры ткани после лазерного облучения. Решая уравнение диффузии лазерного объемного нагрева, мы анализируем роль различных параметров лазера и ткани в профилях температуры ткани, включая плотность энергии излучения лазера, ширину импульса, коэффициент включения / выключения, поглощение и тепловые константы тканей. Новые экспериментальные данные, согласующиеся с теоретическими расчетами, ценны для разработки лазерных медицинских процедур, в которых оптимальная работа лазера для поверхностного и объемного нагрева была достигнута с помощью новой техники последовательности импульсов.