Воздействие интенсивного оптического излучения на ткани глаз: исследования и приложения тема автореферата и диссертации по физике, 01.04.05 ВАК РФ



ой ^

) V) ' АКАДЕМИЯ НАУК БЕЛОРУССИИ

ИНСТИТУТ ФИЗИКИ им. Б.И. СТЕПАНОВА

На правах рукописи

ЖЕЛТОВ Георгий Иванович

УДК 621.378:612.84:519.6

ВОЗДЕЙСТВИЕ ИНТЕНСИВНОГО ОПТИЧЕСКОГО ИЗЛУЧЕНИЯ НА ТКАНИ ГЛАЗ: ИССЛЕДОВАНИЯ И

ПРИЛОЖЕНИЯ.

01.04.05-ОПТИКА

ДИССЕРТАЦИЯ на соискание ученой степени доктора физико - математических наук в форме научного доклада.

МИНСК 1996

Работа выполнена в Институте физики им. Б.И. Степанова АН Беларуси.

Официальные оппоненты: Член корреспондент АИН РФ,

доктор физико-математических наук, профессор

ДМИТРИЕВ В.Г. Доктор физико-математйческих наук, профессор

/ ОРЛОВ л.н. Доктор физико-математических наук, профессор

ШКАДАРЕВИЧ А.П.

Оппонирующая организация: НИИ Радиоэлектроники и Лазерной техники

МГТУ им. Н.Э. Баумана /г. Москва/

Защита состоится •Ж» л-/ 1996 г. в часов на

заседании Совета по защите диссертаций Д 01.05.01 в Института физики им. Б.И. Степанова АН Белоруски

(220072, Минск, пр. Ф. Скорини 70, Институт физики, конференц - зал)

Автореферат разослан

" ^" I99&.

Ученый секретарь

Совета по защите диссертаций

доктор физико-математических наук,

профессор у A.A. Афанасьев

В В Е Д Б Н И В.

Постановка задачи.

Актуальность проблемы.

С рождением лазерной техники появились принципиально новые возможности для проведения физических исследований. В последующей реализации этих возможностей можно условно выделить два направления. Первое - это открытие совершенно новых эффектов и явлений, связанных главным образом с высокими плотностями потоков и когерентностью электромагнитного излучения. Второе, внешне менее яркое, но, безусловно, существенное - стимулирование прогресса целого ряда научных направлений, успевших стать традиционными. К числу последних следует отнести изучение взаимодействия мощных световых потоков с жидкими и квазижидкими средами [1], включающее как объект моделирования подавляющее большинство биологических клеточных структур. Здесь лазер явился инструментом, обеспечившим изучение реакций биотканей на световое воздействие в диапазоне условий, существенно превышающем физиологические нормы. Такие исследования, безусловно, актуальны. Они позволяют получить дополнительную информацию о фундаментальных основах функционирования живых систем, недоступную для традиционных методов.

Поскольку подавляющему большинству биоструктур свойственны широкие спектральные полосы поглощения, основные механизмы взаимодействия с веществом лазерного излучения видимого и ИК диапазонов в этом случае не имеют выраженого резонансного характера. Повышение интенсивности излучения сопровождается такими фотостимулированными процессами, как быстрый нагрев среды, термодеструкция макромолекул, генерация акустических и ударных волн, оптические нелинейные явления и другими. Эти физические процессы обусловливают первичные возмущения нативного состояния; они лежат в основе многих сложных реакций биотканей на лазерное воздействие и являются объектом широкомасштабных исследований во всех странах, имеющих развитый научный потенциал [2-10].

Исследования первичных физических процессов при воздействии мощного лазерного излучения на биоструктуры, помимо самостоятельной ценности, способствуют формированию новых идей, а в некоторых случаях и научных направлений в смежных областях биофизики, биохимии

и других. Например, изучение воздействия интенсивного монохроматического излучения на ткани глазного дна способствовало открытию новых функций пигмента меланина в механизмах фоторецепции и биологической защиты [57]; обнаружено явление существенного повышения лучевой стойкости тканей сетчатки, как ответной реакции на облучение видимым светом [58,59]; получен ряд новых данных о стимулированных лазерным воздействием термоиндуцированных деструктивных процессах [60-63].

Актуальность указанных исследований обусловлена также целым рядом практических задач. В первую очередь здесь, по-видимому, следует отметить возникшую одновременно с появлением лазеров безотлагательную необходимость создания норм и правил безопасности их эксплуатации. Разработка соответствующих нормативных документов в 70-ые - начале 80-х годов [11,12] велась на основе упрощенных, зачастую умозрительных моделей взаимодействия излучения с живыми биологическими структурами и о использованием результатов, как правило, достаточно фрагментарных экспериментов на лабораторных животных. Уже первые углубленные исследования [2] показали, что реакции отдельных органов и организма в целом на воздействие не имеющего аналогов в природе по всем основным параметрам - мощности, спектральной яркости, направленности и т.д. лазерного излучения чрезвычайно сложны, а, следовательно, нормы безопасности должны иметь строгое научное обоснование. В частности, предельно допустимые уровни (ЦЦУ) облучения человека, устанавливаемые современными [13,14,15] и вышеупомянутыми [12] нормативными документами в отдельных случаях отличаются более чем на 2 порядка. Отметим, что при этом целый ряд фундаментальных проблем взаимодействия лазерного излучения с биообъектами остается нерешенным, несмотря на значительный объем исследований, проводимых в последние годы во всех развитых странах. Актуальность таких исследований была и продолжает оставаться высокой в связи с периодическим появлением лазеров новых типов и с постоянным расширением применений лазерных установок в промышленной технологии, медицине, научных исследованиях и других областях. В рамках известной общеевропейской научно - технической прграммн "Эврика" (Разработка высоких технологий и систем на их основе) проект ЕИ-643 - "Безопасность применения лазеров" объединяет рекордное количество участников (90 организаций из II стран), намного опережая по этому показателю все действующие проекты.

При использовании лазеров в военной технике (лазерные дальномеры, целеуказатели, системы наведения и т.д.) облучение армейского персонала практически неизбежно [16]. Известны работы, проводимые в ряде стран [16,18,19] по созданию и принятию на вооружение пехотного антиперсонального лазерного оружия, непосредственно предназначенного для ослепления пилотов самолетов, водителей танков через смотровые щели, стрелков и других участников вое1шых действий. Четкое научное обоснование и определение ИДУ облучения людей в этой ситуации особенно важно для разработки и создания соответствующих средств защиты глаз.

Исследования механизмов взаимодействия мощного оптического излучения с биотканями безусловно актуальны и в сфере применения лазеров в медицине (офтальмология, микрохирургия и другие) [19,20]. Здесь одной из главных и во многих случаях до настоящего времени нерешенной проблемой является научно обоснованный выбор режимов лазерного воздействия (форма и длительность импульса, спектральный состав излучения, размеры облучаемой области) в зависимости от вида л специфики патологии, свойств тканей облучаемых органов и многих других факторов. Детальное изучение процессов коагуляции и деструкции биотканей при лазерном воздействии, разработка на этой основе и использование адекватных математических моделей дают дополнительные возможности в поиске новых эффективных методов течения, обеспечивают существенное уменьшение объема дорогостоящих 1сследований на лабораторных животных и создают научную базу для >птимизации технических характеристик проектируемых лазерных ¡едицинских установок.

Число публикаций, посвященных исследованиям первичных процессов [ результатов воздействия лазерного излучения на ткани глаз, рогрессивно растет с момента рождения лазера до настоящего времени. : сожалению, в подавляющем большинстве случаев представляемые данные е поддаются систематизации и сопоставлению по ряду . причин, аких как отсутствие согласованных методик исследований и змерений; межвидовые и иные различия подопытных животных и как ледствие - реакций на световое воздействие; ориентация сследователей на получение качественных результатов, обусловленная ложностью исследуемого объекта, и множество других факторов, гдельные теоретические исследования, известные до начала настоящей эботы (например, - [6,22]), базировались, как правило, на

собственном экспериментальном материале и могли быть использованы главным образом в методическом плане.

По-видимому, важнейшая практическая задача этих исследований, исключающая в принципе любые прямые эксперименты, - научно обоснованное предсказание результатов воздействия лазерного излучения на глаза человека. Она могла быть решена на основе методически согласованных комплексных исследований основных процессов, инициируемых лазерным изучением в тканях глаз кивотных и последующей экстраполяции результатов на человека с помощью моделей, основанных на глубоком понимании рассматриваемых процессов взаимодействия.

С учетом актуальности обсуждаемого направления исследований цель и основные задачи работы были определены следующим образом.

Цель и задачи работы.

Работа посвящена комплексному - теоретическому и экспериментальному - исследованию количественных характеристик нерезонансныг физических процессов в многослойных квазижидких средах типе биотканей глаз при воздействии одиночных импульсо! высокоинтенсивного лазерного излучения длительностью 10"8 -1с I спектральном интервале 400-11000 нм, охватывающем диапазон работь большинства промышленных лазеров; разработке на этой основе математических моделей первичной деструкции сетчатки и роговицы глас человека в результате облучения; последующему использованш результатов исследований для определения безопасных условй эксплуатации лазерной техники и в прикладных областях, связанных с применением лазеров в медицине.

Объект исследований.

Объектом исследований являются ткани органа зрения, Многослойная структура с выраженным различием оптических спектральных и теплофизических свойств по слоям требует реализацш наиболее общего подхода при проведении исследований. Разработанны< теоретические и экспериментальные методы затем могут быть использованы для изучения реакций на световое ■ воздействие биообъектов имеющих более простое строение. Кроме того, выбор объекта бы. обусловлен ориентацией на использование результатов исследований дл.

определения безопасных уровней облучения людей, работающих с лазерами. Вероятность травмирования глаз максимальна вследствие фокусировки направленного излучения на сетчатку; при этом травма не сравнима по тяжести последствий с повреждением световым излучением любой другой открытой части тела.

Исследуемый спектральный диапазон (400-П000нм) в коротковолновой области определяется границей оптического пропускания структурных элементов оптической системы глаза [21]; в длинноволновой - наличием лазеров, обеспечивающих эксперимент и проверку результатов теоретических исследований (СО^-лазерн). Излучение видимого и ближнего ИК диапазона (от 400 до примерно 1200 нм)проникает через интраокулярные среды и воздействует на сетчатку и другие структурные элементы глазного дна. ИК излучение с длиной волны, большей 1500.нм, практически полностью поглощается роговицей. Таким образом рассматриваемый объект включает два типа структур, а исследования - два направления, объединенных сходными методическими приемами.

Рассматриваемый интервал длительностей импульсов охватывает подавляющее большинство режимов работы лазерных установок высокой мощности, используемых в промышленности, медицине и других областях.

Поскольку тепловое воздействии на ткани глаз лазерных импульсов длительностью Ю-®- Г0"ас сопровождается гидродинамическими процессами - генерацией волн давления, движением частиц, колебаниями плотности,- результата исследований для этого интервале экспозиций рассматрены отдельно.

При длительностях импульсов короче 10-8с и энергиях излучения, вызывающих начальную деструкцию биотканей, возрастает вероятность развития нелинейных процессов, таких как самофокусировка и оптический пробой, генерация гармоник, вынужденное рассеяние Мандельштама - Бриллюэна и других [5,64]. Эти процессы в биологических средах в работе не рассматриваются, они должны быть предметом самостоятельных исследований.

Ограничение длительности экспозиции величиной, не превышающей I с, позволяет при анализе механизмов воздействия излучения не /читывать влияние биохимических процессов адаптации и (или) восстановления живой системы в условиях воздействия нефизиологически янтенсивного оптического излучения. Эти процессы появляются, как травило, при времени облучения порядка 10 с и более [2].

Общая характеристика работы.

Научная новизна.

Научная новизна работы определяется тем, что в ней впервые установлен и изучен ряд новых закономерностей термодеструкции сложных многослойных биоструктур типа тканей роговицы и глазного дна при облучении лазерами или иными монохроматическими, источниками высокой мощности, а именно:

1) Установлены основные закономерности распространения гауссовых пучков излучения видимого и ближнего ИК диапазонов в интраокуляршх средах. Рассчитаны наблюдаемые через оптические приборы и действительные зависимости характера функций распределения облученности сетчатки от параметров пучков. Определены условия, при которых фокусировка излучения на сетчатку является предельно острой, а опасность светового повреждения тканей максимальной.

2) Разработана физическая модель и методика расчета кинетики нагрева многослойных биоструктур импульсами монохроматического излучения длительностью I0-e -1с. Здесь впервые наболее полно учитываются реальное строение отдельных слоев, их оптико-физические свойства, закономерности распространения излучения и преобразования его энергии в тепловую. Изучены основные закономерности эволюции температурного поля в тканях глазного дна и роговицы при воздействии излучения видимого и ИК диапазонов.

3) Проведены систематические экспериментальные исследования in vivo зависимости энергии излучения, вызывающей первичные повреждения сетчатки - IV™? (пороговая энергия, определение на стр 35) от длины волны, длительности экспозиции и размеров облучаемой области. Определены соотношения лучевых стойкостей тканей сетчатки подопытных животных и человека.

4) Разработана физическая и математическая модель термохимической деструкции биотканей при воздействии монохроматического излучения видимого и ближнего mí диапазонов. Предложена и реализована in vivo методика определения параметров температурной зависимости константы скорости реакции термодеструкции биотканей. Показано, что рассчитанные на этой основе зависимости

от параметров излучения соответствуют экспериментальным данный настоящей работы, а также результатам отечественных и зарубежных исследований.

В пределах рассмотренных спектральных, временных и пространственных параметров излучения впервые реализована возможность в количественной форме экстраполировать на человека результаты проведенных на животных экспериментов по определению лучевой стойкости тканей глаз.

5) Обнаружен неизвестный ранее эффект повышения лучевой стойкости сетчатки как ответной реакции на воздействие интенсивного излучения видимого диапазона спектра. Исследованы кинетические характеристики этого процесса.

6) Разработана методика расчета зависимости от времени температуры, давления, плотности среды и скорости конвекции при воздействии на многослойные биоструктуры импульсов излучения короче 10"'' с. Изучены зависимости указанных характеристик возмущенной среды от параметров лазерного излучения. На этой основе поняты и интерпретированы наблюдаемые в эксперименте закономерности, такие как рост при уменьшении длительностей импульсов излучения от 10"6 до примерно 10"яс (стр. 47, 52), "размерный эффект" (стр. 37, 41) и другие.

7) На основе результатов исследований разработана комплексная математическая модель действия на ткани глаз направленных потоков излучения с длительностью экспозиции 1-10"9с и длиной волны от 400 до 11000 нм при уровнях энергии порядка пороговых. Модель позволяет рассчитать форму, размеры и локализацию области деструкции тканей в результате воздействия видимого и ИК излучения с заданными временными, спектральными, энергетическими и пространственными характеристиками. Модель может быть использована для расчета фотоповреждения любой сложной биологическй структуры, если оптико-физические свойства среды известны.

Практическая значимость работы.

Практическая значимость работы характеризуется следующими результатами.

а) Определены зависимости предельно допустимых уровней (ГЩУ) однократного облучения глаз человека от параметров излучения.

На этой основе разработаны действующие в настоящее время в СНГ Санитарные нормы и правила устройства и эксплуатации лазеров (Раздел - Iii, Однократное воздействие на глаза колллимированного лазерного излучения) N 5804, утвержденные МЗ СССР 01.08.91.

б) Разработаны рекомендации по выбору режимов работы лазеров, обеспечивающих максимальный лечебный эффект при минимальном риске послеоперационных осложнений применительно к задачам лазерной офтальмохирургии. Ряд этих рекомендаций является основой новых эффективных методов лечебного воздействия на отдельные конкретные формы интраокулярной патологии.

в) Разработан пакет прикладных программ с высоким уровнем сервиса для лазерного офтальмохирурга, обеспечивающий возможность моделирования на экране ПК ситуаций, характерных для лечебной практики. Пакет может использоваться для выбора оптимальной стратегии лазерного лечения с учетом индивидуальных особенностей патологии, для автоматизации офтальмологических приборов нового поколения и тренинга начинающих специалистов.

г) Использование методов моделирования на ПК результатов воздействия излучения на биоткани позволило ограничиться минимальным объемом экспериментальных работ с лабораторными животными, повысить эффективность и существенно сократить сроки исследований при решении прикладных задач, пречисленных в п.п. а)-в).

Результаты, представленные в пп. а-г, используются в ведущих офтальмологических клиниках Белоруссии и СНГ.

Рекомендации по выбору эффективных режимов облучения тканей и ряд новых технических решений для их реализации использованы для модернизации серийных и разработки новых лазерных офтальмологических приборов. В их числе офтальмокоагулятор 0К-2М, офтальмокомплексы "Лиман", "Ладога" (Конструкторское бюро точной механики, Москва; Загорский ОМЗ).

В настоящее время завершена подготовка к серийному производству транссклеральных офтальмокоагуляторов "Склера" (Научно-инженерный центр ЛЭМТ, БЕЛОМО, Минск). Ведется проектирование и подготовка к серийному производству лазерного офтальмокоагулятора с регулируемым спектральным составом "Преобразование" (Научно-инженерный центр ЛЭМТ, Минск).

Развитый в работе комплексный экспериментально-аналитический подход и полученные результаты могут быть рекомендованы для дальнейшего использования при изучении процессов взаимодействия мощного оптического излучения с объектами, включая небиологические, имеющими сложную, оптически неоднородную, многослойную структуру.

Диссертация содержит новые теоретические и экспериментальные результат в области нерезонанстго взаимодействия интенсивного оптического излучения с конденсированным/, средами, использование которых позволило решить важные прикладные проблемы, такие как обеспечение безопасных условий эксплустюции лазерной техники и повышение зффекшвност использования лазеров в ледицине.

Апробзшя работы

Основные результаты работы представлены в 42 статьях и 13 изобретениях.

Материалы докладывались на следующих международных, всесоюзных и республиканских съездах, конференциях и школах:- Всесоюзные конференции Оптика лазеров (Ленинград, 1981,1987, Санкт-Петербург, 1993, 1995); I Всесоюзный Биофизический съезд (Москва, 1982); International Conferenoe and Sohool "Lasers and Applications" (Бухарест,1982); I Всесоюзный симпозиум по макроскопической кинетике и газодинамике (Черноголовка,1984); Международные и Всесоюзные конференции по когерентной и нелинейной оптике (Москва, 1985; Минск, 1988); First Symposium on Biological Effects, Hazards and Protection from Nonlonaizing Radiation in Outdoor Applications NIR0'87 (Стокгольм,1987); Всесоюзная конференция Применение лазеров внародном хазяйстве (Шатура,1989); First Working Group of Experts on Battlefield Laser Weapons, The Round Table (International Committee of the Red Cross, Женева, 1990); International Conference Macroscopio and Microscopic Heat and Mass Transfer; (Белград, 1992); Intenational Symposium on Biomedical Optics Europ'93, Europ'94(Будапешт, 1993; Лиль, 1994); III International Conferenoe of the International Society on Optics Within Life Science OWIB III (Токио, 1994); V Международная конференция. Применение лазеров в науке о живом LAI£'94 (Минск, 1994); An International Symposium on Biomedical Optics BI0S*95 (Сан-Хосе, Калифорния, 1995), International Conferenoe Light and Biological Systems(Вроцлав, Польша 1995)и других.

На защиту выносятся следующие положения и результаты. 1. Фокусировка лазерного (гауссового) пучка на сетчатку в пятно минимального размера реализуются при аккомодации глаза на предметы, расположенные вблизи оси пучка на расстоянии в общем случае

существенно отличном от расстоянию до перетяжки. Эффект обусловлен хроматическими аберрациями оптической системы глаза.

Диаметр распределения интенсивности излучения на сетчатке по уровню ехр(-1) при предельно "острой" фокусировке излучения остается в интервале 7-20 мкм при изменении параметров гауссовых пучков в широких пределах: расходимость - Ю-^ + Ю-1 рад, спектральный интервал - 400700 нм, расстояние до перетяжки - 1~1т-а> м. Соответствующие диаметры распределений, регистрируемых через зрачок с помощью оптических приборов, составляют цри этом 30 -40 мкм

2. Предсказанные в расчете зависимости лучевой стойкости тканей глаз от параметров падающих лазерных пучков в диапазонах длин волн 400 £' х ^ 11000 нм и длительностей экспозиций 10"т < I с соответствуют результатам последующих экспериментов.

Предложенная методика расчета энергетических характеристик лазерного излучения, вызывающего первичные (пороговые) необратимые нарушения структуры роговицы и сетчатки обеспечивает решение проблемы экстраполяции на человека результатов измерений лучевой стойкости тканей глаз животных в указанных интервалах хит.

3. Воздействие на сетчатку видимого света высокой-,- но не вызывающей повреждения, интенсивности вызывает кратковременное повышение ее лучевой стойкости. Эффект должен учитываться при корректной оценке степени опасности повреждения глаз лазерами, работающими в спектральном диапазоне 400 - 600 нм.

4. Воздействие на ткани глаз лазерных импульсов длительностью 10"а Ю"вс при облученности меньшей, примерно, 101Э Вт/м2

сопровождается генерацией акустических колебаний. Возникающие при этом конвективные потоки способствуют охлавдению среды и снижению скорости термодеструкции тканей. Эффект проявляется наиболее ярко при предельно острых фокусировках лазерного излучения на облучаемую поверхность.

5. Процесс формирования поля температур в многослойных структурах типа тканей глаз при импульсном лазерном облучении включает следующие общие закономерности:

пространственное распределение температуры в тканях глазного дна, формируемое световым потоком, содержащим две спектральные линии \и Л2 • эквивалентно распределению, возникащему при воздействии монохроматического излучения с длиной волны хэ, лежащей в интервале хэ< и определяемой сотношением интенсивностей компонент Р(\)/Р(\) (длительность экспозиции Ю"2- 10~эс);

облучение глаз импульсами коллимированного монохроматического излучения длительностью порядка 10"гс в интервале длин волн 750 -850 нм сопровождается преимущественным нагревом сосудистой оболочки при минимальном повышении температуры в зоне сенсорной сетчатки.

. Предельно допустимые уровни облучения глаз человека однократными импульсами коллимированного лазерного излучения, включенные в нормативный документ СНГ по лазерной безопасности - "Санитарные нормы и правила устройства и эксплуатации лазеров утвержденные в 1991 г.

Применения результатов исследований в лазерной офтальмо-хирургии, в частности, - пакет прикладных программ врача -офтальмолога для ПК, позволяющий оптимизировать длительность экспозиции, энергетические и спектральные характеристик лазерного излучения при воздействия на конкретные формы глазной патологии; режимы работы лазеров и технические средства их реализации, обеспечившие повышение эффективности лечения ряда глазных заболеваний, защищенные авторскими свидетельствами на изобретения, используемые в клинической практике и при разработке промышленных медицинских приборов.

Личный вклад автора.

Автором осуществлялся выбор направлений исследований, зстановка и решение рассмотренных в диссертации задач. Автор клялся руководителем и непосредственным исполнителем представленных настоящей работе исследований и разработок, выполненных в 1978 -395 гг.

Основная часть экспериментальных исследований на животных юведена на базе НИИ им В.П. Филатова (г. Одесса) совместно с

сотрудниками Лаборатории лечебного применения лазеров этогс института. В работе принимали участие аспиранты автора В.Н. Глазкон и А.П. Привалов.

Эксперименты с использованием приматов проведены в период дс 1931 г. на базе НИИ ЭП и Т (Государственный питомник обезьян), г.Сухуми при содействии сотрудников этого учреждения.

Теоретические исследования теплового воздействия ИК излучеюи на роговицу глаза выполнены совместно с A.C. Подольцевым, защитивши под руководством автора кандидатскую диссертацию.

А.И. Кирковским разработано програмное обеспечение для решенш большинства представленных в диссертации задач и усовершенствован! алгоритмы их решения.

Разработка пакета прикладных программ для лазерного офтальмо-хирурга выполнена совместно с доктором мед. наук A.B. Большуновы» (НИИ ГБ РАМН, г. Москва) и откорректировна с учетом предложений профессора А.Д. Семенова (МНТК "Микрохирургия глаза", г. Москва)

В период проведения работы она координировалась чл. корр. АНБ профессором A.C. Рубановым

Структура и объем диссертации.

Работа оформлена в виде научного доклада и состоит из введения шести частей, основных выеодов, приложения и списка цитируемо! литературы, вклчающего работы автора по теме диссертации. В работ( 92 страниц текста, включая 20 рисунков.

I. РАСПРОСТРАНЕНИЕ НАПРАВЛЕННОГО ИЗЛУЧЕНИЯ ВНУТРИ ОРГАНА ЗРЕНИЯ

1.1 Задачи исследований.

В средине 70-х годов с использованием когерентных свойств коллимированяого излучения удалось разделить в эксперименте функции собственно оптической системы глаза и системы сетчатка - мозг в общей схеме зрительного восприятия изображения [23]. Найденная в результате амплитудная часть передаточной функции оптической системы - модуляционная передаточная функция (МПФ) использована для расчетов изображения тонкой линии [24] и функции размытия точки (ФРТ) [25] на сетчатке вблизи зрительной оси. Рассмотрен точечный источник, удаленный на расстояние, при котором испускаемая им сферическая волна может рассматриваться на поверхности роговицы глаза как плоская. Результаты расчетов подтверждены последующими фотометрическими измерениями [24,26].

Указанные выше и аналогичные работы обеспечили возможность предсказать распределение освещенности сетчатки при построении изображения объекта, на который аккомодирован глаз.

Исследование фокусировки коллимированных лазерных пучков, оптической системой глаза требует учета целого ряда факторов, выходящих за рамки приведенной схемы. В частности, в связи с отсутствием в пучке объекта фиксации взгляда, аккомодация глаза может быть произвольной. Волновой фронт лазерного пучка не является плоским. Распределение облученности, соответствующее ФРТ, реализуется только в частном случае гауссового пучка с перетяжкой, локализованной в бесконечности. Функция распределения облученности сетчатки существенно зависит от соотношения диаметра светового пучка 1 размера зрачка глаза.' Особого внимания заслуживают некоторые шецифические проблемы, такие как увеличение плотности мощности 1злучения на отрезке роговица - сетчатка при фокусировке, шнимальшй размер сфокусированного светового пятна и условия его эеализации.а также ряд других.

В связи с изложенным, основные задачи исследований в досматриваемой области были сформулированы следующим образом:

- с учетом результатов [23-25] и аналогичных работ разработать

методику расчета радиального распределения облученности сетчатки человека сфокусированным осевым гауссовым пучком излучения видимого и ближнего ИК диапазонов спектра при произвольной аккомодации глаза; адаптировать эту методику к расчету соответствующих распределений на глазном дне подопытных животных;

- исследовать зависимости указанной функции распределения от параметров гауссового пучка (длина волны и расходимость излучения, расстояние от роговицы глаза до перетяжки) и состояния аккомодации глаза; рассмотреть условия предельно "острой" фокусировки пучков с различными параметрами;

- определить зависимости относительного увеличения интенсивности излучения на отрезке роговица - сетчатка при фокусировке пучка для условий, соответствующих предыдущему пункту;

- определить границы применимости упрощенных методик расчета основанных на приближении геометрической оптики; найти взаимосвязь действительной и регистрируемой в эксперименте с помощью оптических приборов функций распределения облученности глазного дна.

Известен ряд работы, посвященных исследованиям фокусировки коллимированных световых пучков как на основе упрощенных моделей [2,27,28] так и с учетом основных аберраций [29]. Для решения вышеперечисленных задач, особенно при предельных фокусировках, требовалась более высокая точность расчетов.

1.2. Строение и свойства структурных элементов глаза

Попадающий на сетчатку световой поток проходит последовательн роговицу, покрытую снаружи 8-10-микронной слезной пленкой, передаю камеру, заполненную водянистой влагой, зрачок, формируемый радужно оболочкой, заднюю камеру, хрусталик и стекловидное тело. Потери све товой энергии при этом обусловлены поглощением, френелевским отраже нием на границах раздела структурных элементов, дифракцией на зрачке а также рассеянием на микронеоднородностях среда. Например, основно: объем роговицы - так называемая строма - содержит цилиндрические кол лагеновые волокна (фибриллы) диаметром около 260 А, имеющие показате ли преломления 1,4-1,5. Волокна находятся в квазижидкой среде (весовой состав стромы: 78% - вода, 13% - коллаген, 8% - протеины и полисахариды) и рассеивают примерно 1% проходящего через роговицу

ГЪ= 5-10~3

-----V

г

а) б)

Рис Л. Строение глазного дна - схема (а) и модель (б). РС -рецепторы сетчатки, ПЭ - пигментный эпителий, СО -сосудистая оболочка, СК - склера, К - коэффициенты поглощения. Размеры в м.

излучения [2]. Хрусталик и стекловидное тело имеют аналогичные неоднородности оптической плотности.

Спектральные зависимости прямого и интегрального оптического пропускания интраокулярных сред человека и лабораторных животных на отрезке роговица - сетчатка детально изучены и приведены в работах [2,21].

Схема строения глазного дна представлена на рис.1 [2,30]. Коэффициент поглощения света рецепторами сетчатки невелик и для видимой области спектра имеет порядок единиц см-1. Основная доля излучения поглощается пигментным эпителием. Коэффициент поглощения здесь достигает нескольких сотен см . Основным поглощающим элементом ПЭ является меланин, сконцентрированный в мелано-протеиновых гранулах (МПГ). Характеристический размер МПГ - порядка I мкм, объемная сонцентрация - примерно 0,1-0,3.

К слою ПЭ через пограничную мембрану (мембрану Бруха) примыкает сосудистая оболочка (СО), содержащая мелкие капилляры, и, глубже, бо-

лее крупные кровеносные сосуды. Излучение в СО поглощается кровь; тканями и пигментом, объемная концентрация которого, так же как в : может быть значительной.

Спектральные коэффициенты поглощения, размеры и теплофизическ характеристики основных структурных элементов глаза представлены Приложении.

1.2. Фокусировка гауссовых пучков оптической системой глаза Методика расчета [65,66].

Определение функции распределения облученности сетчатк лазерным пучком, сфокусированным оптической системой глаза, являете, необходимой основой всех исследований, представленных в настояще: работе.

Для моделирования (рис.2) использованы схемы редуцированны: глаз человека и животных, предложенные в [31], которые позволяю1 учесть особенности строения и оптико-спектральные характеристик элементов оптического аппарата глаз. Геометрические и дисперсионв параметры моделей откорректированы в соответствии с современным данными о продольных хроматических аберрациях глаза человека [32] : приведены в Приложении для случая, соответствующего аккомодаци глаза на бесконечность. При моделировании аккомодации глаза н объект, находящийся на конечном расстоянии, корректируется величин, радиуса кривизны преломляющей поверхности. Зрачок диаметром, равны <33р, имитируется диафрагмой, расположенной в плоскости преломляюще: поверхности. МПФ глаза определяется функцией Р^^)(здесь V простраственная частота, м"1). Осевой гауссов пучоз монохроматического излучения расходимостью 20, перетяжка которого расположена на расстоянии 7 от роговицы, фокусируется на глазное да в круглое пятно диаметром 2«с по уровню облученности ехр{-г ). Дл: наблюдения глазного дна и регистрации размеров пятна используетс; оптическая система с известной МПФ - Р2(у).

Искомой величиной является радиальное распределен» интенсивности излучения Е^(г) на внутренней поверхности модели имитирующей сетчатку глаза (см. рис. 2). Соответствующий спектр пространственных частот определяется соотношением [33] -

Ь.

(1.1)

где Н - символ преобразования Ханкеля нулевого порядка.

0С(») Е¿(г)

Тан же как в [28] представил МПФ оптической системы глаза Р^(и) в виде произведения

= Р1(1,(р) • (1.2)

где ^(и) - передаточная функция идеализированной оптической системы, описывающая дифракционное распределение поля на сетчатке с учетом параметров гауссова пучка, геометрии модели и дифракции на зрачке; (») учитывает рассеяние излучения, аберрации,

френелевские потери на границах раздела элементов с различными показателями преломления и другие дефекты оптики глаза.

О учетом (1.2) спектр пространственных частот поля излучения на сетчатке £с(г>) определяется выражением:

= СрМ-р!0^).*^^) = (1.3)

где Ор(^) - спектр пространственных частот сигнала на роговице. Аналогично (1.1) -

■де - радиальное распределение облученности сетчатки,

¡ормируемое гауссовым пучком, прошедшим идеализированную

(безаберрационную) оптическую систему с ограниченной апертуро:

Порядок расчета Е^ '(г) для подобных систем известен и деталь:

рассмотрен в [34].

Для определения функции Р^2 ^ в формуле (1.3) использует

упоминавшаяся МПФ оптической системы глаза человека - Р*(у) [29

найденная для ряда значений диаметра зрачка в интерва.

2-Ю"э<сг„т.<8-Ю-3(м) из условия й^и) = 1 (Удаленный точечи

^ , ч Р

источник или гауссов пучек при г=оо).

С учетом 1.2, 1.3

p(2)(v) = = F*(v)

P1(1)(w,Z=со) G^Uv.l^)

(1.4

С учетом (1.1), (1.3), (1.4), радиальное распределен] облученности сетчатки может быть найдено из соотношения:

B¿(D

G0(w) =

(I.í

(г>,1=оо)

Результирующее выражение для нормированного по максимальном: значению искомого расцределения имеет вид:

со

$(Г) =

Б'(г)

B¿(r=0)

JQ (2лП> )v&>

.(I.£

F*(v)

Здесь JQ - функция Бесселя 1-го рода, нулевого порядка.

Расчет поля излучения Е£(г) в плоскости изображения устройсз наблюдения глазного дна (рис.2) проводится аналогичным методом. Г этом принимается во внимание повторное прохождение света внутри глг и МПФ регистрирующего устройства - ?2(^).

(г)

h

Сс(") = Gc (v) • Р1 (к) ■ Pg (v).

(1.7

Рис.3. Радиальное распределение облученности глазного дна кролика при предельно острой фокусировке лазерного пучка (Л = 634 нн, 20 - 10_3рад, £л= 1,5- 10_3м), измеренное [36] (сплошная кр.) и расчетное Сштрих-пунктир1 - 2 -

Е£(г), N = 100 лин- мм-1; 3 - Е£(г), N = «>. г- в ыкы.

При определении зависимостей Е£(г), лабораторных животных

индивидуальные особенности строения оптического аппарата глаз в полной мере учитывается функцией *(и) (формула 1.3). Поскольку МПФ глаз животных неизвестны, предполагается, что функция не

имеет в рассматриваемых случаях существенных межвидовых различий. Это допущение представляется достаточно обоснованным применительно к приматам, поскольку строение и разрешающая способность их глаз и глаз человека идентичны [35]. Погрешности вычислений на

сетчатке кроликов при таком допущении, по-видимому, также невелики, так как результаты расчета этой функции в плоскости перетяжки сфокусированного пучка соответствуют данным, прямых измерений на свежеэнуклеированных глазах животных, выполненных авторами работы [36] (рис.3).

Рассмотренная методика расчета более детально изложена в [65,66]. Она использована для исследований зависимостей пространственных и энергетических характеристик поля излучения на сетчатке глаз человека и подопытных животных от параметров гауссовых пучков в соответствии с задачами, сформулированными в п. 1.1.

Ниже приводятся основные результаты, имеющие непосредственно« отношение к материалам, рассмотренным в последующих разделах.

1.4 Основные результаты.

Фокусировка гауссового пучка на сетчатку в пятно минимальногс размера имеет место при определенной совокупности, условий. Еслз параметры лазерного пучка, включающие локализацию перетяжки (см рис. 2), фиксированы, эти условия реализуются при аккомодации глаз; на предметы, расположенные вблизи оси пучка на расстоянии, равно!

причем, в общем случае величина существенно отличается ог расстояния I до перетяжки (рис.4, 5). Эффект обусловлен хроматическими аберрациями оптической системы глаза и легк< наблюдается в эксперименте.

Примеры даны на рис. 4,5. Здесь расчеты выполнялись дан среднестатистического спектрального распределения хроматически: аберраций нормального глаза [32] человека. Нулевое значешк продольной хроматической аберрации в этом случае соответствует длин< волны излучения 580 нм. Характер дисперсии внутриглазных сре; аналогичен соответствующей зависимости для воды. Поэтому, если гла: аккомодирован на бесконечность, изображение перетяжки гауссовоп пучка с длиной волны 480 нм при 1=<» (Рис. 4, сплошная кр.2 проектируется в пространство между хрусталиком и сетчаткой Необходимо приблизить перетяжку на расстояние I = I(Здесь 1.8 м) для перемещения ее изображения на поверхность сетчатки Изображение бесконечно удаленной перетяжки пучка с длиной волны 69 нм локализуется вне полости глаза. С учетом этого фактор; интерпретация зависимости, представленной кр.2 на рис.4 (штрих ■ пунктир), не представляет затруднений. Если перетяжка гауссовой пучка излучения красного и Слившего ИК диапазона расположена н фиксированном расстоянии (Рис.5, кр.1), аккомодация на предмет локализованный ближе перетяжки (I < 1^). может создать условия дл. предельно острой фокусировки излучения на сетчатку. Аналогично, дл, излучения коротковолновой области видимого спектра эффек1 реализуется при аккомодации на более удаленный объект (I >

ки

рис.5, кр.З).

При оценке степени опасности облучения глаз человека лазерам состояние аккомодации, при котором пучок излучения фокусируется н

10*

Рис.4. Зависимость относительного увеличения интенсивности излучения КЕ вблизи оси пучка на отрезке роговица -сетчатка (I) и диаметра облучаемой области сетчатки (2) от расстояния I до перетяжки. Глаз аккомодирован на бесконечность, - 4-КГэм.

Параметры пучка: х = 480(—); х = 694(—-)нм; 29 - 10 фая.

га-

10

-5

__.. 1

\л —-3

1

ак

2.5

1Э

М

10И

Рис.5. Зависимость 2«' от расстояния до объекта, на который

аккомодирован глаз.

1

- 700 ни, 20 - 2-10 фая; 2-Х 580 км, 20 - 2-Ю"^рад; 3 - х - 514 нн, 2о » Расстояние от роговицы до перетяжи пучка - 2,5 м.

10 Зрад.

сетчатку в пятно предельно малого размера, получило название ННА (наиболее неблагоприятная аккомодация), поскольку здесь риск повревдения сетчатки максимален [66,873. Значения нетрудно

рассчитать, используя рассмотренную вше методику.

Минимальный диаметр светового пятна (Z = ) на глазном дне человека остается в интервале 7-20 мкм по уровню ezp(-i) (2wQ 10-25 мкм) при изменении параметров гауссовых пучков в широких пределах: \ - 4004-700 нм, гв - Ю-3 + ю-1 рад, I - I-1-i-a> м (работа [65], рис.4, 5). Увеличение облученности сетчатки по отношению к роговице - КЕ за счет фокусировки (Рис.4) приближается к I05. У используемых в работе подопытных животных заднее фокусное расстояние оптической системы глаза несколько короче и минимальный диаметр светового пятна на сетчатке может быть на 20-30% меньше (Рис.3).

Функция распределения облученности по радиусу ^¿(г) характеризуется центральным ядром и значительным уровнем фона на площади диаметром много большим величины 2«с. Уровень фона - от единиц до долей процента от облученности в максимуме. В частности, в эксперименте [36], проиллюстрированном рис.3 (сплошная кривая), диаметр облучаемой области по уровню ехр{-2) - 2«^ составляет 7,1 мкм, энерговклад в эту область - примерно 50%. Расчетные значения 2<^ и энерговклада для этих условий - соответственно 7,6 мкм и 42%.

Если плоскость изображения перетяжки гауссового пучка .не совпадает с плоскостью сетчатки, центральный максимум функции ^¿(г) расширяется. При значениях 2«^ примерно 8-Ю~5-Ю~4м характер радиального распределения приближается к гауссовому; влияние неидеальности оптической системы глаза на размеры светового пятна снижается. В частности, при значении 2<л>^>10~4м и параметрах пучков в указанных выше интервалах величина энерговклада в ядро распределения интенсивности по уровню ехр(-2) составляет 75 -85 %. Очевидно, для практических целей расчет облученности сетчатки для 2"£>10-4м может проводиться на основе методов лучевой оптики.

Действительное Е'0{г) и регистрируемое с помощью оптической системы Eg(г) распределения облученности глазного дна существенно отличаются (работа [66], рис. 3). Это обусловлено дополнительныш искажениями отраженного от глазного дна сигнала при обратном проходе оптической системы глаза и конечной разрешающей способностью регистрирующей системы. Кривая 2 на рис.3 представляет типичное распределение интенсивности в плоскости изображения стандартных

офтальмологических приборов для наблюдения глазного дна, таких как щелевая лампа, большой безрефлексный офтальмоскоп, ретинофот и т.д. при увеличении 6-12Х. Разрешающая способность в белом свете N здесь принята равной 100 лин-мм-1. Кривая 3 (рис.3) построена в предположении об идеальности регистрирующей системы (^М = 1; N —> оо) и иллюстрирует предельную возможность внешнего восприятия размеров светового пятна на глазном дне.

В реальных условиях (рис.3) при значениях - 10-20 мкм диаметр регистрируемого распределения составляет примерно 40 мкм. При изменении условий фокусировки излучения и уширении центрального максимума функции Е{,(г) наблюдаемый диаметр светового пятна превышает реальный на величину 20-30 мкм. Это правило распространяется на все точечные объекты на глазном дне с характеристическими размерами порядка единиц или десятков мкм и имеет принципиальное значение при постановке и интерпретации экспериментов на животных.

II. НАГРЕВ БИОТКАНЕЙ ИМПУЛЬСНЫЙ ЛАЗЕРНЫМ ИЗЛУЧЕНИЕМ.

2.1. Состояние проблемы.

Ткани глаз, как и многие биологические объекты, наряду с фиксированной в пространстве формой обладают целым рядом свойств жидкости ( термодинамические свойства, характер фазовых превращений, практическая несжимаемость, вязкость и т.д.) Эти свойства среды рассматриваются как основные при решении подавляющего большинства практических задач. Прдполагается также,что воздействие оптического излучения на биоткани является нерезонансным, причем основная часть поглощенной энергии преобразуется в тепловую [2,6,22,67,68]. Индуцированный лазерным облучением нагрев многослойных структур роговицы и глазного дна исследсвался многими авторами теоретически и экспериментально. Обзоры этих работ и необходимые ссылки приведены в [2,67,68,69]. Предложены различные подходы к расчету кинетики нагрева биотканей. Наиболее информативный - базируется на численном решении двумерной тепловой задачи для многослойной среды. Метод позволяет исследовать эволюцию индуцированного лазерным излучением температурного поля в пространстве и во времени. Однако, известные работы (см. напр. [2,6,22]) содержат ряд допущений, не адекватных

свойствам моделируемого объекта. В частности, не учитываются закономерности распространения излучения (рассеяние, фокусировка) и такие реальные свойства структурных элементов, как наличие тока крови в сосудистой оболочке, различие теплофизических характеристик отдельных слоев, специфические условия теплообмена на наружной поверхности роговицы и другие. Ниже рассмотрено более общее решение, обеспечившее повышение корректности и точности расчетов.

2.2. Нагрев тканей глазного дна [67,68,69,72,80].

Физическая

Оптическое излучение, сфокусированное на сетчатку, поглощается и рассеивается тканями глазного дна. Все структурные слои (рис.1 а) представляют квазижидкие оптически неоднородные среды и имеют индивидуальные оптико-спектральные и теплофизические характеристики (См. Приложение). Тепловыделение в рецепторной сетчатке считается принебренимо малым. Зависимости величин теплофизических констант от температуры приняты аналогичными соответствующим зависимостям для воды. Поглощенная энергия излучения полностью преобразуется в тепловую. Уровень нагрева не превышает точки фазового перехода. Пучок излучения имеет аксиально - симметричное гаусово радиальное распределение интенсивности.

Математическая модель.

Расчет вымполнен для модели среды в форме многослойного цилиндра (рис. 16), ось которого соответствует направлению распространения излучения. Диаметр цилиндра выбирается существенно большим диаметра лазерного пучка таким образом, чтобы в пределах расчетного времени нагрева и последующего остывания среды поток тепла не достигал наружной поверхности. В этом случае температурные условия на границах расчетного объема остаются невозмущенными.

Температурное поле в тканях глазного дна определяется посредством численного решения нестационарного двумерного уравнения теплообмена [37,67,68]:

ъТ гъ) 1 0 г аТ 1 с? л \

э£ г ьг а г

3 г дТ 1

+ — — + оси я(г,г,к,а); О 5 г < г.; 0< I < I; t > О;

ьг ь Ы -1 0

-26-

3 т дТ ВТ

Т(г.г.О) = ТСгп,2,и = = —(г.ОЛ) = —(Г,1Л) = О;

и а г 92 в2

"де - превышение температуры тканей над физиологической

юрмой (37°с); Ср(£), «С2; - плотность, теплоемкость и

теплопроводность соответственно; яа) - временная зависимость штенсивности поглощаемого излучения, д - объемная мощность 'вшювыделения, й и а - коэффициенты поглощения и рассеяния; Р^ -)ункция, определяемая скоростями конвенции в радиальном V и осевом и вправлениях.

Разработка методики расчета проводилась с учетом следующих акторов:

а).Рассеяние излучения.

Пигментный эпителий. Толщина ПЭ - 4*10 мкм - меньше минимально остижимого диаметра облучаемой области в плоскости Z0 (рис.1), птическая неоднородность среды создается главным образом елано-протеиновыми гранулами - МПГ, имеющими размеры близкие к лине волны излучения и высокие спектральные коэффициенты эглощения. Здесь влияние рассеяния на пространственное аспределение источников тепловыделения в расчете можно не читывать.

Сосудистая оболочка (¿^ < Z < рис.1б). Спектральные

эвисимости коэффициентов рассеяния элементов строения СО(стенки зеудов, кровь и т.д.) приведены в [3]. Усредненное по толщине слоя,

■а _1

тачение з плавно уменьшается от примерно 6- Ю м в видимой области гектра до 2-103м-1 в ближней Ж. Фактор характеризующий форму щикатрисы рассеяния в представлении Хеньи-Гринстейна, равен 0,8 + ,9 [38]. Вероятность выживания фотона при однократном рассеянии л = '(к+з) < 0,4

Приведенная совокупность оптических характеристик позволяет ¡пользовать малоугловое приближение теории переноса [38]. Тогда ¡ъемная мощность тепловыделения д{ в 1-м слое (рис.16) определяется •отношением:

Е^Ог.+з,)Я? ^ г г2 1

(?г(г,г) = -¿-1—1 7 ехр^-Ь^г-г^ - -р (2.2)

о „ 2Zr tW> D

где r% = Щ, + — \1--; 2в = —Л ;

3 ' 7 fefL ©f7+Pethi>J J

0 = 20/3tkt(i-et) ; = E(z=zi_1,r~o); t = 1,2,3;

Ri_1 = R(Z=Zi_1); a.j = О; s2 = s3; 2 < Zt; g2 = gg.

Здесь Д0С1=1; - радиус светового пятна в плоскости ZQ (рисЛ) по уровню интенсивности ехр(-1) от максимального; 2а - расходимость светового пучка, сфокусированного на сетчатку оптической системой глаза. В малоугловом приближении » < 1 и the % & - &3/з.

Склера. Прошедшее через сетчатку и СО излучение диффузно рассеивается тканями склеры (СК), имеющей среднюю толщину около 500 мкм. Максимум оптического пропускания СО находится в ближнем ИК диапазоне (См. Приложение) и не превышает 35%. Интегральный коэффициент отражения СК в заднюю полусферу составляет при этом примерно 50£ и слабо зависит от длины волны в интервале 0,5-1 мкм [39,70]. Упшрение пятна отраженного излучения АЙЭфф.обусловленное рассеянием внутри слоя, превышает 0,5 мм. Поэтому отношение интенсивностей отраженного и прямого сигналов на границе раздела СО-СК (Z=Z3) вблизи оси светового пучка, например, при R3 = 0,25 ж не превышает 0.05. Дополнительный нагрев среды в интервале Z2 < Z < Z3 незначителен; в подавляющем большинстве случаев, представляющих практический интерес, им можно принебречь. Указанное выше значение Айэфф Рассчитано ш методике [38] и соответствует результата?, проведенных нами прямых измерений.

б)Ток крови в сосудистой оболочке.

Кровь движется в капиллярах со средней скоростью, примерно, Ю-3 м/сек [40]. Система циркуляции крови в реальной СО имее* чрезвычайно сложную пространственную микроструктуру, Преимущественное направление скорости конвекции в каждой точке зош лазерного нагрева принципиально не определено и можег рассматриваться как случайное. Для предельных оценок будем полагать что осевая и тангенциальная составляющие кровотока пренебреким«

налы. Для этих условий справедливо соотношение [37]:

Э1*1' Э2"° эг""

эt ах эг'

здесь Г<к>и !Г(1'- расчетные значения температуры среды, полученные с учетом и без учета конвективного теплообмена соответственно; к -коэффициент заполнения кровью объема СО, равный примерно 0,7.

Задав допустимую погрешность расчета в форме

г эт'1' зг<к>-, эг'1'-?. зг(к>,

— — = 7 - ?У — | Г — I = (2.3)

эг<к> зт'к>

— = — таг, Т(г) = Т( £)тах, а г зг

и используя результаты численных решений уравнения (2.1).можно показать, что условие (2.3) выполняется для 10~5 < Н0 < ю~3м, т > 10"* с (т - длительность лазерного импульса), 500 < х < 120СНМ, если

т < ш3^4 , где А ^ Зсек/м4''3 при е > 0.95 (2.4)

Например, если излучение сфокусировано на сетчатку в пятно диаметром 2Я0=2 ю~=м (>- = 1064 нм, человек) , длительность импульса излучения, при которой влиянием тока крови можно принебрэчь, согласно 2.4 не превышает 2 ю"*с. Если же т равно Ю'гс, то расчетное значение е в формуле 2.3 составляет для этих условий -0.38. то есть погрешность расчета нагрева среды без учета конвекции приближается к 200%.

Для практических расчетов сосудистую оболочку можно приближенно рассматривать как систему пористого охлаждения, аналогичную исследованной в [41]. В рамках этого допущения предполагается, что за внутренней поверхности капилляров выполняются граничные условия гретьего рода. Тогда конвективная составляющая в (2.1) заменяется эквивалентным стоком тепла, пропорциональным избыточной температуре.

р[Ю(и,7) = ПТ. здесь I = 2,3; О, (2.5)

'де о- объемный коэффициент конвективного теплообмена, величина р~

функция V, характерных размеров пор (капилляров) и

теплофизических характеристик среды [41]. Для рассматриваемых условий Р составляет примерно 550 Вт/смэ-К.

Коэффициент заполнения кровью к объемов рецепторной сетчатки, пигментного эпителия и склеры имеет порядок ю~г. Здесь ток крови может оказывать влияние на уровень нагрева среды только в особых случаях, таких как облучение участка ткани вблизи озолированного кровеносного сосуда. Эти случаи в настоящей работе не рассматриваются.

в Зависимость теплофизических характеристик тканей от температуры

Теплофизические характеристики тканей глазного дна при температуре, превышающей физиологическую, не изучены. В рассматриваемой модели предусмотрена возможность представления Ср и к в виде линейных функций температуры, аналогичных измеренным для воды. Влияние этого фактора незначительно и в практических расчетах как правило не учитывалось.

г)Гранулярность структуры пигментного эпителия.

Как указывалось, излучение в ПЭ поглощается отдельными пигментированными гранулами - МПГ. Если длительность импульсного нагрева т имеет порядок или меньше времени тепловой релаксации ^ одиночной гранулы и ее окрестности ( 1р а; 5-Ю"5с), температурное поле неоднородно. Избыточная температура одиночной МПГ- Т^ е этом случае определяется приближенным соотношением [42]:

Тё * Т 1У(К& -1)-1] ; г=г£и-ех. (2.6)

Здесь Т- температура, рассчитанная в предположении о гомогенности среды , объемная концентрация МПГ.

Для решения уравнения 2.1 с учетом 2.2 -г 2.6 разработаш алгоритм и программа расчета температуры методом расщепления пс осевой и радиальной координатам [66,68,71]. Использована абсолюта устойчивая экономичная разностная схема [43], имеющая такой ж<

порядок апроксимации и порядок сходимости, как и рассмотренная в [67].

Примеры расчета кинетики температурого поля для различных условий облучения сетчатки даны на рис. 6,7.

Соответствие расчетных и экспериментальных данных по нагреву ПЭ аргоновым лазером иллюстрируется рис.6. Здесь использованы результаты работа [44], в которой измерение температуры осуществлялось с помощью микротермопары диаметром 16 мкм, имплантированной в ПЭ глаза кролика. Зависимость, приведенная на рис. 6 (кривая 1), соответствует Я0 = 1.5-КГ и мощности излучения, -примерно, Ю_2вт. Кривая 2 представляет расчет, выполненный с использованием модели среды с однородными теплофизичоскими свойствами, идентичными свойствам воды [6,22,72]; кривые 3 и 4 -расчет по изложенной выше методике соответственно без учета и с учетом конвекции, обусловленной током крови в сосудистой оболочке [59,64,69]. Различия экспериментальных и рассчетных зависимостей (кривые I и 4) не превышают погрешности измерений.

На рис.7 показаны типичные временные зависимости величины нагрева среда на ватт мощности излучения в точках, соответствующих наружным границам ПЗ (¿=2о) и рецепторов сетчатки ^Z=Z0~I.Ъ~*н.). Геометрические и спектральные характеристики модели здесь соответствуют человеку с выраженной пигментацией глазного дна. Длина волны излучения - 700 нм. Рисунок дает количественную информацию об уровнях и кинетике нагрева ПЭ и наружной границы рецепторной сетчатки, степени однородности и ряде особенностей развитияв температурного поля как во время облучения прямоугольными импульсами различной длительности, так и при последующем остывании. В частности, можно отметить существенный рост температуры рецепторной сетчатки в течение примерно Ю~3с после окончания коротких лазерных импульсов (кривые 4,5 пунктир).

В общем случае закономерности эволюции температурного поля в прстранстве и во времени сложным образом зависят от совокупности условий облучения, включающих особенности строения объекта воздействия, характер фокусиравки лазерного пучка, длительность экспозиции, энергетические и спектральные характеристики излучения [67,68,69,72,80]. В рамках настоящей работы некоторые характерные особенности кинетики нагрева тканей глазного дна будут рассмотрены в разделах 3.4, 4.1, 6.4, 6.5 при решении конкретных исследова-

тельских и прикладных задач.

2.3 Тепловое воздействие излучения на роговицу глаза.

Роговица глаза, также как и сетчатка, является многослойной структурой [2,71], включающей эндотелий, ограниченный боуменовой мембраной (толщина дг % 7-Ю"=м); строму |лг(Ч) % 5-1СГ*м, дг(ОБ) * 4,9- 10~*м, ДЙ(КР) 3-10~4м; здесь и далее (Ч) - человек, (ОБ) -приматы, (КР) - кролики}; десциметову мембрану и эндотелий (да % 2-Ю"см). Снаружи роговица омывается слезной пленкой (Д2=6*7-1СГем), изнутри - водянистой влагой (дг = 3-Ю-Зм). Содержание влаги в тканях до 80%. Спектральные коэффициенты поглощения всех слоев практически соответствуют измеренным для воды. Теплофизкче ские характеристики сред приведены в [71].

Методика расчета кинетики температурного поля, индуцированного импульсным лазерным ИК излучением в тканях роговицы глаза аналогична изложенной выше (п.2.2). Здесь также используется модель в виде многослойного цилиндра с невозмущенными температурными условиями на боковой и задней стенках. В отличие от краевых условий 2.1, предполагается, что на передней поверхности слезной пленки (г=0) происходит теплообмен заданной интенсивности

а Т г

= О)— (г,0Л) = а\Т(г,0,г) - У0] , (2.7)

где « - коэффициент теплообмена с окружающей средой на границе слезная пленка - воздух, который для условий свободной конвекции составляет примерно 10"эВт- см~2-К; Г - температура окружающей среды. Физиологическая температура роговицы - 30°С.

Уравнения (2.1) и (2.2) упрощаются. Здесь 7 = и = о. Коэффициент рассеяния з в ИК области спектра не превышает 10 м"1 (а «к) и не влияет существенно на пространственное распределение источников тепловыделения. В предположении з = о, уравнение (2.2) представляет закон Бугера. Поскольку роговица не имеет выраженной гранулярности структуры, тепловые расчеты по рассмотренной методике корректны при 10~в < < 1 о.

Как и в предыдущем случае, результаты математического моделирования и экспериментальных измерений кинетики теглературного поля [9,71] согласуются в пределах погрешности измерений.

т,°с

10"

10

10*1

10«

Рис.6. Кинетика нагрева пигментного эпителия импульсом излучения аргонового лазера, измеренная - I и рассчитанная -2,3,4 с использованием различных приближений (Пояснения в тексте}.

ю1

ю5

10^

10д

10°

гв-!

_т

с

Вт

. с

10

10

~3 10-2 10"1 10°

Рис.7. Кинетика нагреваО ) и остывания С2,3,4,5) тканей глазного дна в точках % = 20, г - о (—) и 2 = 20~1,5- 10"*(ы), г = О С—)> л0=1*5 при воздействии

прямоугольных импульсов'излучения длительностью т = 0,5(2); Ю~г(3); 2 -Ю~*(4); 2,5 Ю'5(5)сек.

-33-

2.4 Основные результаты.

Таким образом, в ходе настоящей работы разработаны физическая модель и методика расчета теплового воздействия направленного монохроматического излучения на многослойные биологичские структуры, учитывающие оптико-спектральные и теплофизические свойства отдельных слоев, наличие конвекции, закономерности распространения излучения, включая рассеяние. Определены границы применимости отдельных допущений и модели в целом. Учет указанных выше факторов позволяет существенно более корректно и точно, чем на основе приближенных методик, предсказать основные закономерности эволюции пространственного распределения температуры в рассматриваемых условиях (работы [68,69,71]; рис. 6,7). В частности, расчеты, основанные на допущении об оптической однородности среды и отсутствии конвективного тепломассопереноса в СО, [6,72] дают существенно завышенные значения нагрева тканей. Оценки показывают, что в отдельных случаях ("острая" фокусировка излучения -(1*5)-ю"5м, г>1сг3с) пренебрежение теплоотводом, обусловленным током крови, приводит к увеличению погрешности расчетов до 1СЩ и более (п.2.26) Усреднение теплофизических характеристик слоев глазного дна принципиально недопустимо при длительностях экспозиций t больших примерно Ю-1 с (работа [69], рис.7).

Выполнены расчеты и проведен анализ основных закономерностей нагрева тканей глазного дна и роговицы человека и подопытных животных при различных условиях облучения: спектральный диапазон -450 * 10000 нм, длительность экспозиции - 10"е* I с, диаметр облучаемой области - 25 * 1000 мкм (работы [67,68,69,72,80; рис. 6,7; дополнительные примеры в разделах 3.4, 4.1, 6:4, 6.5 ). Расчеты кинетики нагрева являются необходимой основой для последующего изучения процессов термодеструкции тканей, стимулированных воздействием мощных лазеров(раздел III).

Следует также отметить, что методика, изложенная в настоящем разделе, является достаточно общей и может быть использована для расчета кинетики индуцированного импульсным лазерным излучением температурного поля в любых многослойных частично оптически прозрачных структурах.

Ill. ГЕРМ01ЩЦЩ1Р0В&ННАЯ ДЕСТРУКЦИЯ ТКАНЕЙ ПРИ ДЛИТЕЛЬНОСТИ ОБЛУЧЕНИЯ IO^-IC.

3.1. Предварительные замечания.

В основе первичных нарушений структуры биотканей при воздействии мощного импульсного лазерного излучения лежат процессы термической денатурации белковых молекул. Этот механизм и способ его описания в форме химической реакции первого порядка с Аррениусовой температурной зависимостью константы скорости впервые, повидимому, детально рассмотрен Барнсом (Barnes F.S.H45J. Концепция Барнса, получившая в литературе название - термохимическая модель, использовалась многими исследователями в различных странах, включая СССР [2,3,6.46,64,68,], для объяснения отдельных закономерностей в экспериментах по определению лучевой стойкости биотканей при различных условиях облучения.

В отличие от известных работ здесь предпринята попытка использовать термохимическую модель для предсказания результатов воздействия лазерного излучения с заданными параметрами на ткани глаз человека на основе закономерностей, наблюдаемых в эксперименте на животных.

3.2. Экспериментальные исследования [58,59,64,66,73,74,82,87].

Экспериментальные исследования зависимостей лучевой стойкости тканей глаз от параметров лазерного излучения - х, т, Яо проводились в основном in vivo совместно с сотрудниками Лаборатории лечебного применения лазеров НИИ им. В.П. Филатова, г. Одесса. В качестве подопытных животных использовались кролики пигментных пород (шиншилла серый, 1,5 - 2 кг, 1,5 - 2 года). Строение и оптико-спектральные свойства глаз человека и кролика близки [2,21, Приложение]. В отдельных наиболее ответственных экспериментах использованы обезьяны (макака - резус, 3 - 6 кг, 2 - 8 лет; Государственный питомник обезьян НИИЭП и Т, г. Сухуми.)

Основной величиной, измеряемой в эксперименте, является энергия излучения W Дж ( энергетическая экспозиция Я Дж/м2 при которой на облучаемой поверхности с заданной вероятностью формируются минимальные видимые нарушения структуры тканей, наблюдаемые через

фиксированный промежуток времени. Эти значения далее по тексту называются пороговыми и обозначаются №р°Р (Я11где р -вероятность возникновения очага повреждения в процентах. Величина используется в качестве меры лучевой стойкости тканей. Временной интервал между облучением и фиксацией повреждения принимается равным I часу или оговаривается особо. Минимальные, надежно наблюдаемые повреждения тканей глаз животных имеют вид белесоватых пятен (коагулянтов) диаметром примерно 40 мкм.

Каадому значению 17р°Р ставится в соответствие величина пороговой температуры Т^°Р - значение максимального нагрева среда на оси светового пучка, рассчитанное по методике, изложенной в гл.11.

Для измерения ^р°Р е опытах на животных используется метод пробит-анализа, детально рассмотренный в [4,47,66]. В ходе эксперимента глазное дно животного облучается импульсами излучения, имеющими различную энергию. В альтернативной форме - "есть", "нет" по истечении заданного промежутка времени фиксируется наличие видимого повреждения. Результаты подвергаются статистической обработке.

При проведении измерений радиального распределения интенсивности излучения использовалась обычная техника фотосъемки глазного дна синхронно с импульсом лазера и последующего микрофотометрирования. Для определения формы, размеров и локализации зоны деструкции тканей проводились гистологические исследования как непосредственно после облучения, так и в отдаленные сроки. Воспроизводимость результатов измерений Й^Р с учетом индивидуальных различий подопытных животных одного вида около 3056.

В настоящей работе впервые предложена методика определения №р°Р по результатам измерения зависимости диаметра наблюдаемого коагулянта от энергии излучения. Величины диаметров определяютсся посредством фотометрирования фотографий глазного дна после облучения. Последующая реконструкция исходного распределения интенсивности излучения и определение й^0? осуществляется расчетным путем [66,73]. Методика апробирована в эксперименте на животных и затем использована для определения значений (У^Рчеловека при фиксированных параметрах излучения, характерных для лечебной практики [74]. Исходные данные (фотоснимки глазного дна) получены из историй болезней пациентов НИИ им. В.П.Филатова, имевших выраженную пигментацию глазного дна при отсутствии патологических изменений на

отрезке роговица-сетчатка и наличии показаний к лазерокоагуляции импульсами излучения различной энергии.

Оба рассмотренных метода использовании при проведении систематических исследований зависимостей й^0? животных и человека от длины волны излучения (х- 514, 530, 694, 1064 нм) и диаметра облучаемой области сетчатки 2 Н0 (10~*<2йо<10~э) для ряда фиксированных длительностей экспозиций в диапазонах Ю-1, Ю"2, Ю-3,10~7с. Основные результаты представлены в работах [58,59,64,66,68]

Из общего объема исследований выбраны и представлены на рис. 8,9,10,11 отдельные результаты, иллюстрирующие решения типовых экспериментальных задач, таких как определение зависимостей пороговых энергии и температуры от длины волны и диаметра облучаемой области (Рис.8,9,II), от длительности лазерного импульса (Рис. II) и от времени (Рис.10). Полученные данные согласуются с результатами отечественных и зарубежных экспериментальных исследований, выполненных по методике, близкой к приведенной в [4,47] (Еис. II).

В эксперименте, в частности, показано что лучевая стойкость тканей сетчатки приматов Я^р*(0Б) = й^* (0Б)/пй^(Дж/м1 близка к ЯП°Р(Ч) человека в возрасте примерно 20 лет, имеющего выраженную пигментацию глазного дна [66],(рис.8). Величина Я^Р'СЧ) человека монотонно увеличивается с возрастом, достигая максимума к 70 - 80 годам. Это увеличение составляет примерно 4-4,5 для зеленой области спектра и 2.5*3 - для ближней ИК [74].

Отношение лучевых стойкостей тканей ПЭ обезьяны и кролика-?^Р'(0Б)/Я™эр,(КР) при диаметре облучаемой области 100 мкм и более зоставляет примерно 2,5-2,8 [66] во всем видимом спектральном аиапазоне (рис.8) и слабо зависит от длительности лазерного импульса. Указанные значения коррелируют с результатами работы [10].

Характер зависимостей •от длины волны определяется в эсновном соответствующими зависимостями спектральных коэффициентов тоглощения ПЭ [2,21] с учетом поправок на потери излучения на этрезке роговица-сетчатка.

Также как в [2,4,29] отмечено повышение лучевой стойкости тканей шгментного эпителия - й^Р (рис.8, работы [68,75,76]) по мере уменьшения размеров облучаемой области (по терминологии [29] -'Размерный эффект").

Зависимости, найденные в ходе экспериментальных исследований,

облучаемой области сетчатки. Длина волны х = Ю64 ни, длительность импульса т - 2 10~эс. Сплошная кривая -расчет; + - экспериментальные данные для приматов; о - для кроликов.

® - клинические данные для больных в возрасте около 40 лет, □ - то же с поправкой на возрастные изменения.

Рис.9. Рассчитанные по результатам измерений ffjjJ°PfU

зависимости пороговой температуры повреждения сетчатки

кролика для Rq= 800 нм, х - 514 (I) и 694 (2) нм. 3 -разность функций, представленных кривыми I и 2.

-38-

явились необходимой основой, а в дальнейшем - критерием адекватности разрабатываемых методик расчета степени деструкции тканей (разделы 3.3,3-4) от параметров излучения.

3.3. Термохимическая модель деструкци тканей глазного дна при воздействии излучения ближнего ИК диапазона.

Корректное решение задачи по расчету кинетики тепловой деструкции тканей представляет серьезные трудности, т.к. биохимический состав клеток достаточно сложен. Например, клетки ПЭ содержат около 450 наименований белков [48]. Сложность проблемы возрастает, если принять во внимание возможность нарушения биохимического равновесия клетки, сопровождаемую, например, выбросом активных ферментов [49], активацией окислительных процессов [60-62] и т.д. Для практических целей расчеты проводятся на основе ряда допущений.

Как правило, основой биохимических реакций, стимулированных нагревом, являются типовые одномоментные поцессы, такие, как разрыв химической связи, конформационшй переход и другие [4-5], вызывающие последующие структурные изменения белковых молекул. Для описания кинетики реакций в этих случаях используется уравнение кинетики необратимой химической реакции первого порядка:

где / - относительная концентрация молекул в точке с координатами не претерпевших изменений в ходе реакции. Температурная зависимость константы скорости реакции К(Т) задается в Аррениусовой форме:

где дЯ Дж/моль - разность энтальпий начального и активированного состояний (энтальпия активации ), дЭ Дж/моль град. - соответствующее изменение энтропии (энтропия активации), я - универсальная газовая постоянная, а и а - постоянные Болыщана и Планка соответственно.

Видимое соответствие наблюдаемой в эксперименте зависимости пороговой температуры Т"ор,от длительности облучения (нагрева) для

з/ эt

(3.1)

(3.2)

излучения ближнего ИК диапазона соотношениям (3.1), (3.2) впервые отмечено в [45] и подтверждено в ходе настоящей работы [61,64,68,77] (рис.9, Кр2). Это соответствие указывает на термохимическую природу деструкции тканей и является основой расматриваемой ниже методики расчета пороговой энергии повреждения сетчатки (термохимической модеж).

Как отмечалось, видимые пороговые изменения структуры тканей проявляются спустя некоторый промежуток времени после облучения. Для данных, приведенных на рис.8,9.11, - до I часа. Приняв во внимание этот факт, будем полагать, что непосредственно при воздействии теплового импульса термохимической деструкции подвергаются наименее устойчивые биомолекулы. Т.е. на первом этапе реализуется одна или несколько необратимых реакций, имеющих в рассматриваемых условиях наиболее высокие и, вероятно, близкие по величине константы скорости. Видимые изменения структуры вызываются последующими процессами, происходящими при физиологической температуре с участием продуктов первичных реакций. В рамках этого допущения для описания кинетики первичных реакций в форме (3.1),(3.2) могут быть найдены усредненные (если реакций несколько) значения параметров дЯ и Д5, а результирующему пороговому уровню нарушения нативной структуры тканей поставлена в соответствие фиксированная величина изменения относительной концентрации исходных реагентов - (I - /*//), где /о, / - начальная и конечная концентрации непрореагировавших молекул, соответственно. Тогда, решая (3.1), совместно с уравнением (2.1) для модели, представленной на рис." 16, можно найти значение энергии излучения, при котором реализуемый уровень импульсного нагрева обеспечивает уменьшение концентрации от /о до /*, или, иными словами, рассчитать величину №р°Р [78]. Если отношениео/*// принять равным ехр(-1) и р = 50%, то для тканей ПЭ значения дЯ и а5 составят примерно:

кролики - ¿Я = 350000 Дж-моль"1, дЯ = 900 Дж-моль"1 ■ град-1;

приматы - зюооо и 700, соответственно.

Величины дЯ и д5 рассчитаны на основе экспериментальных зависимостей Т^Р'(т). называемых базовыми, аналогичных приведенным на рис.9 при Я0= 400 мкм, х = 694 нм, 10"* < т <ю~2 (система уравнений (2.1), (3.1); и = V = П = О; обратная задача).

Найденная таким образом температурная зависимость константы скорости реакции термической денатурации тканей глазного дна

(уравнение 3.2) использована для расчете и (У^Р' (система

уравнений 2.1, 3-1 - прямая задача) при различных условиях облучения, выходящих за рамки базовых экспериментов. Результаты, расчетов ¡У^Р- для 5 Ю"5£ RQ< 5-Ю~эм; icfe £ т < 1с, х = 694 и 1064 нм совпадают с имещимися экспериментальными данными как для кроликов, так и для приматов с точностью того же порядка, что и погрешность измерений (рис. 8, II; работы [64,68,76,79,80]).

Одним из результатов анализа зависимостей лучевой стойкости тканей сетчатки от условий облучения явилась подтвержденная расчетным путем простая физическая интерпретация упоминавшейся выше зависимости пороговой энергетической экспозиции (Дж/м^ от

диаметра облучаемой области (рис.8) [68,76]. Здесь скорость и время остывания среды и, следовательно, степень термической денатурации тканей при прочих равных условиях зависят от размеров облучаемой области. Эта связь определяет характер зависимости BU0^(Rq,t).

Количественное соответствие расчетных зависимостей результатам экспериментов на животных позволяет применить аналогичный подход для oneделения условий повреждения лазерным излучением глаз человека.

Приняв во внимание результаты экспериментальных исследований (п. 3.2, рис.8; работы [66,87), приравняем параметры константы скорости термодеструкции сетчатки приматов и людей, ткани глаз которых обладают наименьшей стойкостью к воздействию импульсного (т s 1с) оптического излучения (молодые люди, 18 - 25 лет, с выраженной пигментацией глазного дна). Расчеты, основанные на этом допущении, позволяют прдсказать минимальные значения энергии излучения, представляющего потенциальную опасность необратимого повреждения сетчатки. Для индивидуальных оценок например при определении

лечебных доз излучения в лазерной офтальмохирургии, результаты расчета могут быть откорректированы с учетом возраста пациента [74], степени пигментации сетчатки и ряда других факторов.

3-4 Фотоповреждение глазного дна излучением видимого диапазона спектра (400 - 700 нм) [58,59,68].

Исследования пороговых условий повреждения сетчатки лазерами видимого диапазона спектра [58,59,60] показали, что реакция тканей в этом случае не адекватна упрощенной термохимической модели , предложенной в [45] и рассмотренной в п.3.3. Отношение

2|°Р-(х = 514 нм) / = 694 нм)

растет по мере увеличения длительности экспозиции (рис.9), достигая насыщения при t = 0,1с [58,59]. Наблюдаемые отличия в характере зависимостей Т^ор■ (4) при переходе от Ж к видимой области спектра могли быть обусловлены как возрастанием влияния на скорость реакции интенсивности излучения, так и фотостимулированным изменением свойств и состава реагирующих компонентов.

Для проверки первой версии в эксперименте на животных (кролики) сопоставлены величины Рг™р- для непрерывного излучения аргонового лазера (х = 514 нм, т 2,5-Ю"эс) и второй гармоники лазера на АИГ (х = 532 нм) в виде регулярной последовательности импульсов общей длительностью также 2,5-10~эс. Длительность отдельного импульса в последовательности - 3-10~эс, частота следования - 75+100 кГц. Амплитудные значения облученности сетчатки в последнем случае увеличены примерно в 103 раз, однако достоверно значимых изменений лучевой стойкости тканей сетчатки выявлено не было [58,59]. Результаты этих экспериментов дали основания для предположения о том, что при величине облученности сетчатки видимым светом, меньшей примерно 101гВт/м!!, интенсивность излучения не является существенным фактором, определяющим зависимость !Г^ор,(£).

Более вероятным представляется предположение об изменении под действием интенсивного видимого света биохимического баланса в клетках сетчатки в сторону приспособления, адаптации к условиям облучения, т.е. к повышению лучевой стойкости тканей.

Проверка этой гипотезы [58,59] осуществлялась путем сопоставления лучевой стойкости ПЭ к заведомо неактиничному излучению ближнего Ж диапазона (х = 1064 нм, ИАГ-лазер) для двух условий: с предварительной подсветкой сетчатки интенсивным, но не повреждающим видимым светом и без подсветки.

В качестве источника видимого света использовался аргоновый лазер (х = 514 нм, т = 0,1с), а в отдельных случаях - импульсная лампа ИФК - 120 (фотовспышка).

Рис.ю. иллюстрирует зависимость = 1064) приматов от

времени задержки между подсветкой импульсной лампой (т ^ 100 мкс) и импульсом ИК лазера. Время восстановления исходного биохимического состояния сетчатки животного (=« 2 мин.) близко к времени восстановления зрительных функций глаза человека после фотографирования глазного дна с подсветкой той же импульсной лампой.

... пор

«50 (1 = 0)

\ I I

тттт ¿••в

тП

1

1т и

I • • •

]111

а 1 2 з

Рис.ю. Лучевая стойкость сетчатки приматов до и после подсветки импульсной лампой. Моменту включения лампы соответствует t = О.

Рис.11. Экспериментальные зависимости для глазного

дна приматов (X = 1064 (I), и 532 (2) нм; Я = (2 - 3)-10~°м) по результатам различных работ, обобщенным в [46,64]. Погрешности измерений' приведены для данных автора. Сплошные кривые - расчет по методике, изложенной в пп 3.3, 3.4.

Эксперименты( [58,59] ,рисЮ) показали, что предварительная подсветка видимым светом вызывает существенное повышение лучевой стойкости тканей сетчатки. Достигнуто увеличение (х = 1064 нм,

кролик) в 2,8 ¿0,3 раза при значениях энергетической экспозиции излучения предварительной подсветки аргоновым лазером - примерно 0,2 • (х. = 514 нм). При снижении энергии аргонового лазера в 2-3 раза по сравнению с указанным выше уровнем эффект повышения лучевой стойкости сетчатки нивелируется; регистрируемые изменения Я^р-(х = 1064 нм) не превышают погрешности измерений. Эффект практически не проявляется и в случаях, когда животное находится в состоянии глубокого наркоза. В экспериментах на обезьянах устойчивое повышение лучевой стойкости сетчатки после предварительной засветки интенсивным видимым светом наблюдается при использовании мягкого, действующего кратковременно снотворного средства (например, каллипсол).

Таким образом, временное ослепление ярким источником света, повидимому, соответствует изменению биохимического баланса в клетках сетчатки в сторону повышения их стойкости к фотоповреждению. Отличие зависимости *(t). для видимого диапазона спектра от Аррениусовой (рис.9) обусловлено конкуренцией процессов термодеструкции и светоиндуцированного роста лучевой стойкости тканей сетчатки.

Математическая модель взаимодействия тканей сетчатки и мощного видимого излучения аналогична приведенной в п. 3.3. Рассмотренный эффект здесь учитывается посредством введения определяемых спектральным составом и длительностью импульса лазера феноменологических поправок к параметрам константы скорости реакции термической денатурации дЯ и д5 [68]. Как и в предыдущем случае (п.3.3) расчет пороговых энергетических характеристик импульсного излучения видимого диапазона спектра дает хорошее количественное согласие с результатами экспериментов (Рис. II) или, иными словами, позволяет предсказать пороговые условия повреждения сетчатки для светового потока с заданными спектральными, временными и пространственными характеристиками.

3-5 Термодеструкция тканей роговицы при воздействии ИК излучения [66,71,81].

Зависимости (У"ор■(Я"ор•) роговицы глаз от параметров

ИК-излучения исследованы экспериментально многими авторами (основные результаты с соответствующими ссылками приведены в [66,71]). В ходе настоящей работы показано [66,71,81], что эти зависимости удовлетворяют простой модели термохимической деструкции тканей, аналогичной рассмотренной в п.3.3. Реакция денатурации описывается уравнениями (3.1,3.2) кинетики необратимой химической реакции первого порядка. Значения параметров температурной зависимости константы скорости реакции дЯ и ¿S составляют примерно 180000 Дж/моль и 360 Дж/моль град, соответственно и не имеют межвидовых (приматы, кролики) различий.

Величины дя и Д5 тканей роговицы так же как в 3.3 рассчитаны (подробней - в [78]) с использованием результатов измерений зависимости f7"gP,(r) для излучения со2лазер»' (х ю.6 мкм,ю~2< г < ю) [2]. Последующие прямые вычисления ffj^P (решение системы уравнений 2.1; 2.2; 2.7; 3.1; 3.2) для воздействия на роговицу глаз кроликов и приматов излучения с' длинами волн 1,54; 2.795; 10,6 мкм; ю"6< т < ю"3с) совпадают с результатами экспериментов различных авторов [66,68,71,81]с точностью не хуже погрешности измерений.

3.6 Основные результаты.

В эксперименте установлены зависимости лучевой стойкости тканей сетчатки лабораторных животных от длительности экспозиции (Ю~7< т < ю~2с) и диаметра облучаемой области (10~4<2До<10"э) к лазерному излучению с длинами волн х- 514, 530, 694, 1064 нм (работы [58,59,64,66,74,77,82,87], рис. 8,11).

Предложена физическая модель фотоповрездения биоткани при импульсном лазерном облучении. На основе отдельных экспериментальных данных, условно называемых базовыми, найдены зависимости константы скорости термохимической реакции денатурации протеинов сетчаткй "и роговицы глаз лабораторных животных от температуры [58,59,66].

Обнаружен эф|>ект повышения лучевой стойкости пигментного эпителия сетчатки, прявлящийся как ответная реакция на освещение глазного дна интенсивным видимым светом. Эффект проявляется только в живой , нормально функционирующей системе и, видимо, не может быть обнаружен и исследован в модельных экспериментах in vitro.

Обобщая приведенные результаты, можно утверждать, что в системе защиты организма от повреждения глаз высокоинтенсивным видимым светом помимо известных реакций (мигательный рефлекс, уменьшение диаметра зрачка) существует дополнительный фотостимулируемый биохимический процесс повышения лучевой стойкости тканей сетчатки с временами развития и затухания (см.рис.9) порядка 0,1с и 2 мин. соответственно [53,59].

Разработана методика расчета пороговой энергии (облученности) сетчатки и роговицы глаз по заданным пространственным, временным и спектральным характеристикам направленного излучения. Результаты расчетов ^5дР(й0»т.М соответствуют экспериментальным данным как приведенным в литературе, так и полученным в ходе настоящей работы. Количественное соответствие расчетных зависимостей опытным данным подтверждает исходные предположения о термохимической природе первичной деструкции тканей глазного дна и роговицы при облучении лазерами видимого и ближнего ИК диапазона спектра (работы [64,68,82]; рис. 8,11).

Указанная методика может быть использована для определения пороговых условий повреждения глаз излучением в диапазоне 450 -10000 нм при длительностях экспозиций от Ю-6 до, примерно, I с.

Установлена идентичность лучевой стойкости сетчатки использованных в эксперименте приматов и людей с выраженной пигментацией глазного дна к применяемому в клинической практике лазерному излучению. Принятое на основе' этих данных допущение о равенстве изменений энтропии и энтальпии реакции тепловой денатурации протеинов сетчатки человека и приматов позволяет рассчитать (предсказать) энергетические характеристики импульсного излучения, вызывающего первичные необратимые повреждения глаз человека (работы [66,87]; рис.8).

Появившаяся таким обазом возможность в количественной форме экстраполировать на человека результаты экспериментальных исследований, проведенных на лабораторных животных, является, повидимому, одним из существенных результатов исследований. Такая экстраполяция, как следует из изложенного, может проводиться с учетом возраста человека и степени пигментации тканей его глазного дна.

IV. ВОЗДЕЙСТВИЕ НА БИОТКАНИ КОРОТКИХ (т<10-6с) ИМПУЛЬСОВ ИЗЛУЧЕНИЯ.

4.1 Гидродинамические процессы [64,82-85].

При т короче Ю~6с в светопоглощающих биологических структурах одновременно с быстрым ростом температуры возникают акустические или ударные волны. Формирование волн давления может стимулироваться оптическим пробоем, взрывным испарением, рассеянием Мандельштама-Бриллюэна и т.д.[5,64]. Если плотность излучения не превышает 101ЭВт/м2 и отсутствует фазовый переход, возникновение этих волн как правило обусловлено высокой скоростью нагрева, ростом давления в облучаемом объеме и последующим термическим расширением среды. Здесь механизмы деструкции биоструктур более сложны, чем в выше рассмотренных случаях. Как следствие, характер зависимостей лучевой зтойкости ткани глаз от параметров излучения имеет ряд особенностей. 3 частности, для т в интервале 10"7-Ю-ас более резко выражен /поминавшийся выше "размерный эффект" [4,46]; нуждается в штерпретации наблюдаемый в эксперименте и являющийся объектом лногочисленных обсуждений [2,64,46] рост по мере уменьшения

штельности импульсов излучения в интервале Ю~6-1СГэс (рис.11).

Механизмы генерации акустических и ударных волн в жидкости юследованы детально (см., например.И,50]). Ниже эта проблема зассмотрена применительно к неоднородным многослойным квазижидким 5иологическим структурам, облучаемым короткими лазерными импульсами. I такой постановке по нашим сведениям работа является приоритетной.

Для проведения теоретических исследований основных физических фоцессов в рассматриваемых условиях используется модель, »ассмотренная в п.2.2 (рис. 16). Как и ранее предполагается, что [учок излучения распространяется вдоль оси расчетного ¡илиндрического объема и имеет в плоскости R,ZQ аксиально-.имметричное Гауссово распределение интенсивности; диаметр и длина илиндра выбирается достаточно большими, чтобы в пределах расчетного ремени условия на границах оставались невозмущенными.

Состояние системы описывается замкнутой нелинейной системой равнений с пятью неизвестными функциями [50]: температурой T(t), авлением Р(Т), плотностью p(t), осевой и радиальной скоростями онвекции U(t) и V(t).

ат ВТ ЭТ 1 ОР а эг

— + 7 — + и — =--+--

зt ЭГ эг рСр СП рг Эг1

ат . а агТ г — 1 +--_ +

з г

р з£2

1

+ - ИМ) я(г^,И,з);

рСр

ЙР зр 3 р эр

— = —сгг- + у —¿г + г/ —<¿2.

с2Г ЗГ зг

37 37 — + V — + и — + зг

37 31 31/

91

32

ЗУ з и и — + V ~ з2 зг

7 эр

--= V

р Зг 1

Ч2У +

1 ар + - — =

р 32

(4.1)

(4.2)

7 3 з

--(Тр7; + — (рЦ) =

Г эг 32

р = ро[-р)г- ^ ^т

О;

(4.3)

(4.4)

Здесь (4.1) - уравнение энергии, отражающее баланс тепла в элементарном объеме; а - коэффициент температуропроводности, остальные обозначения соответствуют принятым в (2.1), (3.1). Объемная мощность тепловыделения в (-м слое может быть задана в форме (2.2). Уравнения Навье - Стокса (4.2) описывают баланс сил и перемещений элементарного объема вязкой жидкости (» м2/с -коэффициент кинематическоой вязкости). Формулы (4.3), (4.4) представляют уравнение сохранения массы (уравнение неразрывности) и уравнение состояния, связывающее значение давления в жидкости с плотностью и температурой. Здесь /з - коэффициент объемного расширения, Ро, Р1, г - константы.

При отсутствии возмущений на поверхности расчетного объема (см. рис. 16) начальные и граничные условия могут быть записаны в следующей форме:

О; Т(г,г,0) = Т0; Р(Г,2,0) = Р0.

7(г,г,о) = щг,г,о)

Ч(Г,0А) = и(г,ОЛ) = Т(г.О^) =0, р(г,0д; = р

о'

7(То,г,и = и(г0,г.г) = т(г0,г,г) = о, р(г0,2,и = р0; 7(г,1,г) = и(г,г,г) = т(г,1Л) = о, р(г,1,г) = Р; 97 з и ат ар

—(О.г.и = --(0,2,1; = -(0,2,-и = -(0,2,и = о.

8 г з г зг зг

(4.5)

(4.6)

Для численного решения системы уравнений (4.1-4-6) использовалась абсолютно устойчивая локально-одномерная разностная схема, аналогичная рассмотренной в [433.

Результаты расчетов иллюстрируются рисунками 12,13. Здесь в обоих -случаях рассматривалось воздействие на глазное дно приматов треугольного импульса„излучению длительностью т = 20 не по уровню половинной мощности.- Длина волны излучения х- 0,53 мкм, диаметр облучаемой области ПЭ по уровню интенсивности ехр(-1) 2/?0=2.5- 10~5м. Энергия излучения - 5-Ю"еДж соответствует пороговому уровню - (ТздР (см. рис. 9). Для расчетов использованы следующие значения параметров: TQ= 3I0K, у = 7.1, PQ= Р?= 4.0-10эбар. Теплофизические константы и кинематическая вязкость приняты равными соответствующим параметрам воды. Начальное давление в среде - 1бар. Рассеяние излучения тканями' не учитывалось.

Рис. 12. представляет осевые сечения функций, распределения P(r,Z,T), V(r,Z,t), U(r,Z,t) в различные моменты времени от начала облучения. Значению t-20,5 н.с. соответствует максимум давления в среде, достигающему в рассматриваемых условиях примерно 125 бар (рис. I2A). Расчетные предельные значения радиальной V и аксиальной U скоростей конвекции составляют при этом 5.1 и -8.3 м/с (рис. 12 С,Е) соответственно. На рис. 12 а,с,е для наглядности указаны координаты передней Z=ZQ (рис. 10) и задней Z=Zповерхности пигментного эпителия, расстояние между которыми равно 10~5м. Масштабы на рис.12 B,D,F уменьшены в 4 раза по отношению к принятым на рис-12 А,с,Е в направлениях г и -Z относительно точки Z=ZQ, г=0; экстремальные значения функций здесь составляют Pmar= 1.7, РЯ{П= -0.15 (бар); 0,04; П^ = 0,04, l^-OVO* м/с.

Рис.12,13 иллюстрируют начальную фазу развития колебательного процесса, включающую быстрый нагрев, рост и последующий спад давления, обусловленный-;; --термическим расширением среды. В этот начальный период 'формируются интенсивные конвективные потоки. Термическое расширение и конвекция так же как преобразование части поглощенной энергии в энергию колебаний являются факторами, способствующими снижению скорости нагрева среды при облучении и последующей интенсификации остывания. Время остывания среды до физиологической температуры составляет здесь примерно I0~Gc. При отсутствии конвекции продолжительность этого процесса примерно Ю~2с (рио. 13, пунктир). Столь значительное увеличение скорости

А)

Рис.12. Поля давлений Р (А,В), радиальной V (0.D) и осевой U CE.F), скоростей в моменты времени t = 20,5 (А.с.Е) и 150 CB.D.P) не (Пояснения в тексте).

Рис.12. (Продолжение).

охлаждения характерно для малых нагреваемых излучением объемов ("острая" фокусировка - Б -10 мкм; высокие коэффициенты

поглощения). По мере увеличения диаметра облучаемой поверхности ткани и уменьшения к эффект нивелируется.

При уровнях энергии 17, близких к (т % ю"7с), очаги

деструкции гистологически представляют денатурированную биоткань со следами механических повреждений элементов структуры клеток. Роль термодеструкции тканей остается существенной.

Поскольку гидродинамические процессы способствуют увеличению скорости охлаждения среды, для достижения фиксированной степени термодеструкции / = / (формула 3.1) необходимо дополнительное повышение , температуры и, следовательно, увеличение энергии излучения.

При т = Ю~в- 10"®с в системе параметров мощность излучения -степень деструкции биоткани образуется своеобразная обратная связь [82,83,86]. Повышение мощности излучения сопровождается ростом положительной и отрицательной полуволн давления; при этом увеличиваются скорости конвективного переноса тепла и скорость охлаждения среды, сокращается время остывания, что в свою очередь, способствует снижению результирующей концентрации биомолекул, имеющих термоиндуцированные нарушения структуры.

При уровнях энергии излучения, близких к пороговым (см. рис.11), эффективность этой связи зависит в первую очередь от длительности импульса излучения. Например, при т, равном 10"6с, амплитуда волны давления не превышает по оценкам 1-2 бар, величины и и V малы и практически не влияют на скорость охлаждения среды. По мере уменьшения т влияние гидродинамических процессов возрастает; для достижения пороговой степени деструкции биоткани необходимы дополнительные энергозатраты и Я^Р увеличивается. Для условий облучения, соответствующих рис.П (х - 530 нм ), расчетное увеличение при уменьшении т от Ю~в до 10"" с равно примерно 7 (расчет выполнен по методике, изложенной в п.п.з.З, 3.4, без учета влияния ,,давления на величину константы скорости реакции термодеструкции тканей). В эксперименте это увеличение - около 10. Таким образом, приближенные теоретиеские оценки близки к опытным данным. Очевидно, влияние гидродинамических процессов должно учитываться при оценке лучевой стойкости тканей в рассмтриваемом интервале экспозиций.

P. Sap; Д T,°C

120

80

40'

t. не.

V

Рис.13. Зависимость от времени давления Р Сштрих-пунктир) и температуры Т (сплошная кривая) в точках г - о, z ~ z0 (1)и г = 1.25-10"'м, Z - Ло (2) для условий, аналогичных рис. 12 (см. текст). Штриховые линии - расчетная температура в приближении адиабатического нагрева (U - V = 0, р - const).

В общем случае характер зависшости ) определяется рядом

факторов. В частности, если диаметр облучаемой области - 10-30 мкм и коэффициент поглощения падащего излучения пигментным эпителием достаточно велик (примерно 5-10"*м""1 и выше - видимый диапазон спектра; см. Приложение), то скорости конвективных потоков в аксиальном и радиальном направлениях, так же как в случае точечного источника тепловыделения, примерно равны (U * V) и эффективность теплообмена максимальна.

Для излучения ближнего ИК диапазона спектра коэффициент поглощения пигментного эпителия имеет порядок (25-30)-Ю-3 м-'. При импульсном нагреве градиент температуры вдоль оси Z и, следовательно, осевые скорости конвекции в этом случае меньше, чем в тредыдущем. Эффективность охлаждения среды снижается. Аналогичный эффект, связанный с уменьшением скорости радиальной конвекции, имеет йесто при увеличении диаметра облучаемой области. Влиянием этих Акторов объясняется наблюдаемая в эксперименте зависимость

пороговой плотности энергии излучения от диаметра облучаемой области при фиксированных т и более монотонный, чем на рис.11, характер функций И^Р(т) при значениях й, превышающих примерно 50 мкм [4,83].

4.2 Нелинейные эффекты и оптический пробой при т<ю"вс [64,66,82,86].

Физические процессы в биотканях при воздействии импульсов излучения т <ю"8с детально не изучены. Обзор публикаций и анализ механизмов взаимодействия излучения с тканями глаз при уровнях энергии излучения, близких к пороговым, приведен в [64,66]. В частности, при т порядка 10"9с, Ж ы 2й0+ 2й0™.п (15-25мкм)

расчетные уровни нагрева тканей глаз близки к температуре взрывного испарения воды 300°с [51]); в то же время амплитуда давления в отрицательной полуволне соответствует порогу кавитации

(экспериментальное значение предела прочности воды на разрыв - около 270 бар [52]). Детальный анализ механизмов деструкции затруднен из-за, как указывалось, отсутствия данных о физических характеристиках реальной биологической среды при повышенных давлении и температуре и ряда других факторов.

При воздействии импульсов пикосекундного диапазона в тканях глаз наблюдается ряд оптических нелинейных эффектов, таких как генерация гармоник [8], вынужденное рассеяние Манделыптама-Бриллюэна [5]. Однако, основным механизмом деструкции является, по-видимому, оптический пробой клеточных мембран [64,83]. Это предположение подтверждается соответствием энергетических характеристик излучения, вызывающего первичные нарушения структуры клеток, пороговым плотностям энергии оптического пробоя биомембран, измеренным в эксперименте [5], и вырождением спектральной зависимости для т ~ КГ11- ИГ12 с [53]. (Подробней см. [64,83,84]).

4.3 Основные результаты.

Таким образом, в настоящем разделе рассмотрена модель и методика расчета параметров нестационарного состояния среды (давление, температура, скорости частиц, плотность) в тканях глаз при воздействии коротких (т<ю~6о) импульсов лазерного излучения. Исследованы теоретически зависимости указанных параметров от

характеристик лазерного импульса - энергии, длительности, длины волны и пространственных характеристик пучка. Даны оценки лучевой стойкости тканей при этих условиях [64,33].

Предложенная модель дает хорошее качественное согласие с опытными данными и на этом уровне позволяет объяснить наблюдаемые в эксперименте зависимости лучевой стойкости тканей сетчатки от длительности экспозиции и размеров облучаемой области. Для проведения более корректных расчетов необходимо принять во внимание зависимость параметров среды и реакции термодеструкции тканей от температуры и давления. В уточнении нуждается уравнение состояния (4.4). Эти задачи требуют дополнительных исследований физических характеристик среды. Такие исследования необходимы также для обеспечения дальнейшего прогресса в изучении механизмов деструктивного действия на биоткани импульсов излучения длительностью 10~*с и менее.

Методика расчета, изложенная в настоящем разделе, как и в предыдущем случае (Раздел II), является достаточно общей и в рамках принятых приближений может быть использована для анализа возмущений состояния среды, индуцированных импульсным лазерным излучением в любых многослойных частично оптически прозрачных структурах.

V. РАЗРАБОТКА НОРМ БЕЗОПАСНОСТИ ПРИ РАБОТЕ С ЛАЗЕРАМИ.

Результаты рассмотренных в разделах 1-ГУ исследований использованы при разработке последней редакции "Санитарных норм и правил устройства и эксплуатации лазеров" (СНМШГ) N 5804 -91, утвержденных МЗ СССР 31 июля 1991 года [14,66,87,88] и действующих в настоящее время на территории СНГ. Разработка СНИПЛ проводилась в 1989 - 1991 гг. в рамках Всесоюзной Научно - технической Программы, где Институт физики АНБ являлся ведущей организацией в части определения предельно допустимых уровней (ПДУ) однократного облучения глаз коллимированным и диффузным лазерным излучением. Работа проводилась совместно с Институтом Биофизики МЗ СССР (головная организация), ГОИ им. С.И. Вавилова, BMA им. С.М. Кирова, КБ Точмаш, Московским НИИ гигиены им. Ф.Ф. Эрисмана и другими организациями.

Поскольку какие бы то ни было экспериментальные исследования энергетических порогов повреждения глаз человека исключены, определение ПДУ проводилось по следующей схеме:

- создание комплексной математической модели взаимодействия лазерного излучения с тканями роговицы и сетчатки глаз при уровнях энергии, близких к пороговым - (У^Р, на основе результатов, приведенных в разд. 1-1У; расчет зависимостей И^Р* от параметроЕ лазерных импульсов в спектральном интервале 380 - 12000 нм' при длительности экспозиции I + 10~*2с;

- апробация модели на основе сопоставления результатов расчета к данных независимых, предоставленных указанными выше организациями экспериментальных исследований на животных;

- обоснование и выбор гигиенического коэффициента запаса и определение ПДУ облучения глаз человека.

Рассмотрим эти этапы более детально.

5.1 Определение пороговой энергии поврездения сетчатки излучением видимого и ближнего ИК диапазонов спектра [66,87].

С использованием вышеизложенных результатов разработан связанны! комплекс программ для ЭВМ [66,87], который обеспечиваем представление в графической или табличной форме пространственно! локализации зоны деструкции тканей глаз непосредственно после облучения мощным лазерным пучком с параметрами в интервале Ю"9 < ? < 1с, 400 < х < 1400 нм. Эта интегрированная модель корректна пр уровнях энергии излучения, близких к пороговым. При 10~6 < т < 1с результаты расчета соответствуют данным экспериментальны? исследований в интервале от №р°Р до значений энергии пр!

которых максимальный нагрев тканей соответствуют границе фазовогс перехода (ГР*™1/ №р°Р * 3 + 8). Структурная схема модели приведен? на рис.14.

Для выбранного объекта (блок I)- человек, приматы или кролики-задаются параметры оптической схемы глаза и оптико - спектральные свойства интраокулярных сред на отрезке роговица-сетчатка (для блокг 3), физические .свойства и спектральные коэффициенты поглощешн тканей глазного дна (для блоков 4,5), параметры константы скороси реакции денатурации (для блоков 7,8).

Исходные данные для расчета (блок 2) помимо энергии 1

Рис.14. Структурная схема модели.

(мощности) излучения, длины волны х, расходимости 2& и диаметра светового пятна в плоскости роговицы Бо (или расстояния до перетяжки пучка Ь) могут включать данные о рефракции глаз - Реф, потерях на трассе распространения излучения, характеристики находящихся перед глазами оптических средств наблюдения (очки, бинокли и т.д., на схеме не показано)

Вычислительные операции, выполненные в блоках 3,4,5, описаны в разделах 1.3, 4.1 2.2, соответственно.

Влияние гранулярности структуры пигментного эпителия (блок 7) может быть учтено как по методике, изложенной в п.2.2, так и посредством введения соответствующих корректирующих поправок в зависимости дН(т) и'д5(т).при т < ГО^с [88].

Уровень облученности тканей, соответствующий границе оптического пробоя биомембран, имеет порядок I Гвт^см2 и зависит от параметров излучения т и Но[5,66].

В ходе работы здесь уточнены и обстоятельно выверены параметры температурной зависимости константы скорости реакции тепловой денатурации тканей пигментного эпителия и сетчатки животных. Последующие расчеты пороговых энергий повреждения глаз человека

выполнены на основе предположения о равенстве констант скорости термодеструкции тканей глаз у приматов и человека (разделы 3.2,3.3).

Примеры, иллюстрирующие "работу" модели даны на рис.8,II; более детальная информация - в работах [64,66,67,87]. Результаты расчета в пределах погрешности измерений (примерно 30%) соответствуют данным экспериментов, выполненных независимо в нескольких организациях , принимавших участие в разработке норм безопасности при работе с лазерами.

5.2. Определение предельно-допустимых уровней облучения

глаз [66,87].

Значения предельно допустимой энергии облучения глаз УУллу определялось из соотношения:

ИЪду = И'™? / где 5 = V V ??э; ^ =

Здесь И^дР- расчетное значение пороговой энергии излучения для человека с выраженной пигментацией глазного дна в возрасте около 20 лет (п.3.2). При определении ПДУ облучения глаз коллимированными пучками использованы зависимости й^°Р(\,т) для предельно "острой" фокусировки излучения на сетчатку (см. п.1.3)

соответствует вероятности повревдения тканей, равной 0,1%; -коэффициентт учитывающий индивидуальные отклонения лучевой стойкости тканей человека от среднестатистических значений, измеренных экспериментально или полученных расчетным путем. По экспертным оценкам врачей - офтальмотологов значение -ог принято равным 3.

т>3 - коэффициент, учитывающий чувствительность метода измерений пороговых энергетических характеристик излучения й^Р в базовых экспериментах. Значение т>э принято равным 2.5 на основе сопоставления данных, . полученных рассмотренным экспериментальным методом, с

результатами регистрации первичных повреждений глазного дна посредством одним из наиболее чувствительных метофдуоресцентной ангиографии [7,47].

Значение п1 варьируется от примерно 3 при т = 10 - 1_1с до 8 при Т гк Ю~°с [7,66,81 ].

Рис.15. Предельно допустимые значения энергетической экспозиции на роговице глаз при • прямом■ однократном воздействии импульса коллимированного. лазерного излучения. Спектральный интервал: 380 < х < 1400-нм*

1 1 ■ 1 ■ 1400 <Х< 1800 нм

101

1Й00 <А< /МОКМ . ^г

1 1 2500 < А12000

.10*

10*

101 Ь, с

10"8 10'6 10-* 10 2 1

Рис.16. Предельно допустимые . значения ■ энергетической экспозиции на роговице глаза при однократном" воздействии импульса коллимированного или рассеянного лазерного излучения. Спектральный интервал:.1400 < х <12000 нм.

Таким образом, принятая вэличина №пду однократного воздействия импульса коллимированного лазерного излучения на глаза человека представляет значение энергии излучения, способного вызвать первичные, обнаружимые специальными высокочувствительными методами нарушения структуры тканей сетчатки с вероятностью 0,1 % у персон, обладающих наибольшей чувствительностью к такого рода воздействиям при определенном наиболее неблагоприятном (см. п. 1.3,) состоянии аккомодации глаза.

Полученные зависимости №пду(т,\,Во,2е) апроксимировались простыми степенными или линейными функциями для удобства практического использования норм безопасности. При апроксимации допускалось в отдельных случаях увеличение минимального значения гигиенического коэффициента запаса в 2-2,5 раза. Результирующие зависимости Нпду(т, х) показаны на рис.15.

Аналогичная методика была использована для оценки возможной опасности , воздействия на глаза мощных широкополосных источников света офтальмологических приборов, применяемых при обследовании глазного дна пациентов и при проведении операций на глазах с использованием микроскопов [89]. При расчете Игпду(Нпду) коэффициенты поглощения к отдельных слоев глазного дна усреднялись в пределах рассматриваемых спектральных полос источников. В результате были определены предельно допустимые уровни облучения сетчатки широкополосными источниками света и предложена первая редакция ведомственных норм МЗ СССР на осветители офтальмологических приборов [88].

5.3. Воздействие Ж излучения на роговицу глаза [66,82,87].

Подход к определению №пду(Япду) при воздействии излучения в спектральном интервале 1400-12000 нм аналогичен изложенному в п.п. 5.1-5.2. Задача расчета Й^Рздесь облегчается снижением остроты проблемы экстраполяции на человека результатов экспериментов на животных. Лучевые стойкости роговицы человека, приматов и кролика практически не отличаются [2,66,82]. ..

Методика расчета й^Р для роговицы рассмотрена в пп.3.3, 4.5. Для определения параметров температурной зависимости константы скорости реакции денатурации тканей роговицы использовались экспериментальные данные, предоставленные упоминавшимися выше орга-

низациями и имеющимися публикациями [2,66,71,81]. Результирующие

зависимости представлены на рисЛ6.

*** —

Таким образом, проведенные исследования явились основой для определения зависимостей ПДУ однократного облучения глаз человека лазерными импульсами от длительности экспозиции и длины волны (Ю~э< т < 1 с; 380 < х <1200 нм). Эти зависимости использованы для разработки норм безопасности при работе с лазерами (СНИПЛ). СНИПЛ N 5804 -91 утверждены в 1991 году и действуют на территории СНГ в настоящее время.

В ходе разработки СНИШГ развитая в разд. III концепция о термохимической природе повреждения тканей глаз и правомерность принятых при моделировании допущений подтверждены обширным экспериментальным материалом, полученным независимо в различных исследовательских учреждениях.

Следует отметить также, что предложенный экспериментально расчетный метод определения ПДУ способствовал рациональному планированию экспериментальных исследований, сокращению сроков их проведения и снижению затрат , обеспечивая надежные результаты при минимальном количестве используемых лабораторных животных.

VI.ПРИМЕНЕНИЯ РЕЗУЛЬТАТОВ ИССЛЕДОВАНИИ В ЛАЗЕРНОЙ ОФТАЛЬМОХИРУРГИИ.

Практическая польза- рассмотренных выше исследований для медицины - это прежде всего новые возможности моделирования на ЭВМ ситуаций, характерных для клинической практики. При этом можно решать достаточно серьезные задачи, не используя или сведя к минимуму экспериментальные исследования на животных. Работа с моделью способствует глубокому пониманию первичных механизмов действия лазерного излучения при решении конкретных лечебных задач, обеспечивает, следовательно, обоснованный выбор стратегии лечения и параметров лазерного излучения в соответствии с индивидуальным эсобенностями патологии.

6.1. Пакет прикладных программ для лазерного офтальмохирурга [90],

В 1991 году был разработан пакет прикладных программ для персональной ЭВМ, ориентированный на врача со специализацией -лазерная офтальмохирургия. Принципы и математический аппарат аналогичны изложенным в разделе У. Здесь области длительностей экспозиций ограничены интервалом, характерным для режима лечебной фотокоагуляции тканей глаз - 10"э- 1с. Рабочие спектральные линии также соответствуют лазерам, используемым в офтальмологии. Помимо функций, указанных в п. 5.1, расчет обеспечивает определение энергетических параметров излучения, соответствующих фазовому переходу (порогу формирования парогазового пузыря). Эти зависимости получены из теоретических оценок и последующих измерений в эксперименте. Пакет создавался как управляющая и сервисная программа для лазерного офтальмокомплекса "Ладога", разрабатываемого по решению МЗ СССР с 1990г. Головные разработчики: Загорский ОМЗ -Загорск, Московской области и КБ Точной механики, г.Москва.

Пакет обеспечивает предсказание локализации и характера изменений в тканях глазного дна (коагуляция, испарение, кровоизлияние) непосредственно после облучения лазерным импульсом с заданными параметрами; решение обратной задачи по определению энергетических параметров излучения для получения очага коагуляции требуемого размера; учет пациентов и автоматическое ведение протокола операции; выдачу команд на управление лазерными излучателями и выполнение ряда других функций.

Пример графического представления результатов решения прямой задачи дан на рис. 17. Доза излучения в случае, приведенном на рисунке, выше лечебной нормы. На оси лазерного пучка в области пигментного эпителия (на рисунке - P.E.) вероятность кровоизлияния выше 50%. В подобной ситуации программно предусмотрена команда запрета на включение лазера.

Работы по созданию офтальмокомплекса "Ладога" приостановлены в 1992 году из-за отсутствия финансирования. Пакет программ, как самостоятельный продукт передан для апробации и использования в ведущие офтальмологические клиники СНГ, - МНТК "Микрохирургия глаза", НИИ глазных болезней МЗ России (г.Москва), НИИ им. В.П. Филатова (г. Одесса), Республиканский лазерный офтальмологический центр (г.Минск).

J-hewonhage i-vaporization ^-denatuiatiDn

Increasing;_0.25_0.5

[ 1-Й [ jPowet-ai6 Imptfce ftne » TOO Di«nel«»ai Wavelangfo.SH

Рис 17. Черно-белый вариант представлениям на экране ПВМ результатов облучения глазного дна аргоновым лазером. Мощность излучения - 0.16 Вт, диаметр облучаемой области -100 мкм, длительность экспозиции - 1с. Пациент 20-30 лет с выраженной пигментацией глазного дна.

Обозначения: hemorrhage - кровоизлияние, vaporization -испарение, denatyration- термоденатурация. Шкалы по осям координат - в мм.

Вычислительный эксперимент, выполняемый с помощью рассмотренного пакета программ и его предшествующих версий был основой подавляющего числа изобретений [91-ЮЗ], как методических так и технических, созданных при проведении совместных работ Института физики АНБ с медицинскими учреждениями Белоруссии и СНГ. Практически все эти изобретения в той или иной мере использованы в клинической практике. Содержание некоторых из них рассмотрено ниже.

6.2. Модернизация лазерного офтальмокоагулятора 0К-2М [91,94,104].

Лазерный офтальмокоагулятор 0К-2М был создан в 1968 году КБ точной механики (г. Москва) на основе лазера на рубине и выпускался Загорским ОМЗ. Он был по существу первым отечественным серийным

лазерным медицинским прибором, широко применяемым в клиниках.

Одной из причин, затруднявших применение прибора, был; сравнительно высокая вероятность послеоперационных осложнений в вид* кровооизлияний из сосудистой оболочки в область стекловидного тела Эта вероятность определяется показателем, называемым динамически! диапазоном лечебного действия прибора - ДР, представляющее отношение энергии излучения, вызывающей послеоперационное осложнен» к пороговой энергии - (У^Р. Для 0К-2М этот показатель составля. 3-3,5. Поскольку индивидуальные отклонения величины у отдельны; больных достигают примерно тех же значений, определение лечебно! дозировки лазерной энергии требовало особых методических приемов ] большого опыта*офтальмохирурга.

Наш был предложен ряд специальных мер, обеспечивающих боле! "мягкий", нарастающий по закону, близкому к линейному, режим нагрев тканей глазного дна в операционной зоне и уменьшение градиенто: температуры во время облучения (увеличение длительности импульса управление кинетикой генерации, включающее увеличение частоты пичко: и обеспечение постепенного роста их амплитуды; ужесточен» требований к однородности поля излучения и т.д.). Эти мер: реализованы в макете рубинового лазера, получившего название "Цвет (1979г.)[97,105]. При испытаниях на кроликах было достигнут значение ДЩ1 примерно 300, на приматах - 40-45. Отметим, что это параметр у современных зарубежных офтальмокоагуляторов на основе А и Кг лазеров составляет примерно 10 - 12.

В соответствии с результатами испытаний лазера "Цвет" был модернизировано 10 образцов серийного офтальмокоагуляора 0К-2М пределах, допускаемых конструкцией прибора в целом. ДЦ модернизированного 0К-2М составлял 10-16, т.е. прибор по уровн безопасности использования не уступал зарубежным образцам Модернизированные образцы были поставлены в несколько клиник СССР успешно эксплуатировались в течение многих лет. В частности, з период 1981-1985 гг. в НИИ им. Филатова было проведено более 500 успешных операций, в глазной клинике Саратовского государственног мединститута - более 1000, в клиниках г. Минска (Лазерны офтальмологический центр, 3-я клиническая и 4-я детская больницы) около 1000. Экономический эффект использования модифицировании образцов 0К-2М в 1985 г., оцененный по "Методике определени экономической эффективности затрат", утвержденной АН СССР и ГКНТ,

1985 году превысил 0,5 млн. руб. Эффект связан с расширением показаний к применению, сокращением продолжительности лечения и сроков реабилитации, снижением риска послеоперационных осложнений, сокращением повторных обращений.

6.3. Лазерный офтальмокомплекс "Лиман-2" [94,96,98,100]

Офтэльмокоагулятор "Лиман-2" обеспечивает широкие возможности лечебного воздействия на различные формы патологии глаз посредством использования нескольких типов лазеров (аргоновый, рубиновый, на неодимовом и эрбиевом стеклах). Он был создан совместно КБ точной механики (г.Москва) и Загорским ОМЗ (Серийный выпуск - с 1985 года) при участии Института физики АНБ в части разработки технических требований к параметрам лазерных излучателей. Здесь наряду с методами математического моделирования использованы результаты нашей работы по п.6.2 и опыт клинического применения модернизированных образцов 0К-2М. Отдельные узлы прибора "Лиман-2" включают конструктивные решения, предложенные в ходе совместных исследований ИФ АНБ и НИИ им. В.П. Филатова. Использование этих разработок Заказчиком обеспечило экономический эффект 380 тыс. руб. в ценах 1985 года, определяемый "экономией трудозатрат на макетирование при разработке приборов за счет использования методов математического моделирования". (Цитата из Акта использования результатов НИР).

6.4. Лазерный офтальмокоагулятор с перестраиваемыми спектральными характеристиками излучения [95,106-108].

Одна из основных тенденций при создании лазерных офтальмологических приборов нового поколения - обеспечение возможности выбора в ходе лечения режимов облучения тканей, адекватных форме патологии и ее индивидуальным особенностям у конкретного пациента. Эта задача при фотокоагуляции тканей глазного дна может быть решена посредством управления спектральными характеристиками излучения [54]. При этсм используется выраженная зависимость спектральных коэффициентов поглощения тканей ki от х (см. Приложение). Управление длиной волны излучения в интервале примерно

500-1000нм и длительностью экспозиции в пределах 1СГ1- 10~3 с дае1: возможность формировать очаги коагуляции, различные по глубине I локализации в осевом направлении от рецепторной сетчатки до склеры, Частным техническим решением здесь является использование в одно! приборе нескольких различных лазеров (см. п.6.3). Известны такая попытки создания офтальмокоагуляторов на основе перестраиваемы! лазеров на красителях [55,56,93,100], не имевшие успеха главны! образом вследствие низкой энергетической эффективности приборов ] указанных выше диапазонах перестройки тих.

Для управления формой и локализацией очага коагуляцш предложено использовать обнаруженный в ходе настоящей работы эффек эквивалентности теплового воздействия на ткани глазного дн: излучения, содержащего две спектральные линии х2, воздействи! монохроматического излучения с длиной волны хэ, лежащей в интервал

хз< хг [юб-108]. При этом каждому значению хэ соответствуе1 определенное соотношение интенсивностей компонент х± и хг. Эффек1 реализуется при значениях т, больших примерно 1СГ3с. Здесь услови, адиабатичности нагрева тканей в операционной зоне уже не выпол няются, а пространственное "расплывание" светоиндуцированног температурного поля нивелирует различия функций распределения источ ников тепловыделения, формируемых монохроматичным и комбинированны излучением.

Рис. 18 иллюстрирует возможность управления глубиной коагуляци тканей глазного дна посредством изменения спектрального состав монохроматического излучения и длительности экспозиции (а, Ь, о, й) Такой же эффект достигается посредством воздействия на ткан глазного дна смеси первой (х1) и второй (хг) гармони квазинепрерывного ИАГ-лазера (Рис.18 е,Г). В расчете отношени интенсивностей спектральных компонент Р(х1)/Р(хг ) для рис.II принято во внимание поглощение излучения на отрезке роговица сетчатка. Заштрихованная область соответствует слою пигментног эпителия (см. рис.1).

Специально разработанный квазинепрерывный ИАГ-лазер регулируемыми параметрами ( Р4(х =Ю64нм) < 100 вт, Рг(х=532нм) £ 2 вт, т =ю_э* 5-Ю"3с.) использовался в составе макет офтальмокоагулятора [105], созданного для экспериментально апробации предложенного' метода лечебного воздействия на ткани глаз и обеспечивал имитацию перестройки длины волны излучения в интервал

Рис.18.Расчетные зависимости локализации границ зон первичной термодеструкции тканей глазного дна последовательно при двух, трех и четырехкратном превышении энергии (мощности) излучения над пороговым значением в результате воздействия лазерных пучков с различными параметрами. 'Спектральный состав и длительности экспозиций следующие: монохроматическое излучение - х = 532 нм, т = 2 1СГэс (а); к = 1064 НМ, т = 1СГ2с (Ъ); X = 650 нм, т = 2 Ю~3с (о); х = 650 нм, т = ю"2с (d); смеси спектральных компонент - 532 нм (15% мощности), xz= 1064 нм, т = 2 Ю"эс (е); х4= 532 нм (25% мощности), ха= 1064 нм, т = I0"2c (f). Диаметр облучаемой области сетчатки во всех случаях - 200 мкм по фовнга интенсивности exp(-I).

532-I064HM посредством регулировки отношения Р,/Рг.

Макет прибора прошел полный курс лабораторных и клинических (в НИИ им. В.И. Филатова) испытаний в соответствии с действующими нормативами. В заключении к Протоколу клинических испытаний прибора отмечено еледующее:"...предложенный способ и офтальмокоагулятор позволили впервые воздействовать с лечебной целью на внутриглазную патологию двухцветным лазерным излучением, что обеспечило возможность избирательного действия на ткани глазного дна и получение коагуляционных очагов различной локализации по площади и глубине. Применение данного способа позволило повысить эффективность лазерной коагуляции, уменьшило сроки трудовой реабилитации больных и количество сеансов лазерокоагуляции по сравнению с традиционными методами лазерного лечения, расширило и открыло новые возможности в лечении тяжелых глазных заболеваний."

В настоящее время промышленный образец прибора (шифр -"Преобразование") разрабатывается (разработчик - Научно-инженерный центр ЛЭМТ, изготовитель - Белорусское Оптико-механическое Объединение, Минск) в соответствии с Госзаказом Республики Беларусь.

6.5. Лазерные приборы для коагуляции сосудистой оболочки.

[101-103,109]

Фотокоагуляция тканей сосудистой оболочки - СО в- целом ряде случаев является наиболее эффективным методом купирования таких патологических процессов как формирование неоваскулярных мембран, хороидальных меланобластом и других новообразований различной этиологии, включая онкологические.

Как указывалось в п. 1.2, СО экранирована от внешнего светового воздействия слоем пигментного эпителия (ПЭ), поглощащего основную часть излучения (рис.1). Выделившееся при этом тепло вызывает коагуляцию патологических участков СО и одновременно, к сожалению, повревдает рецепторы сетчатки, примыкающие к ПЭ. Повреждение сенсорной сетчатки приводит к снижению остроты зрения и может быть причиной ряда осложнений как при проведении операций, так и в последующем периоде. Минимизация этого нежелательного явления является одной из актуальнейших практических задач.

Для решения проблемы работы велись в следующих направлениях: - поиск режимов облучения глазного дна через зрачок глаза, обеспечивающих максимальное сохранение сенсорной сетчатки [109-111];

- воздействие лазерным излучением на патологические участки СО через склеру, т.е. с наружной стороны глазного яблока [101,103,112].

В первом случае целью теоретического анализа (методика расчета -согласно п.п. 2.2, 3.3) являлось определение длины волны, длительности экспозиции и зависимости интенсивности излучения от времени, при которых отношение температуры СО на заданной глубине Т(г = го)/Т(Я = гсо); (£2< гсо< ъъ) к температуре наружной поверхности ПЭ (2 = Zo, рис.1) - максимально.

Показано следующее [109-111] (Рис.19).

Фотокоагуляция сосудистой оболочки сопровождается наименьшим травмированием рецепторов сетчатки при ' воздействии монохроматического излучения с длиной волны в диапазоне 780-1000нм. Зависимость Т(Е = = ) от длины волны имеет максимум при

значении х примерно 800 нм. Эта спектральная область наиболее благоприятна для коагуляции сосудистой оболочки. Поскольку при "острой" фокусировке излучения на сетчатку теплообмен в сосудистой оболочке в значительной степени определяется радиальными теплопроводностью и конвекцией с током крови, эффективность оптимизации спектрального состава излучения мала(Рис. 19Ь). Поэтому в клинической практике диаметр облучаемой области 2Яо рекомендовано выбирать большим примерно 150 мкм.

Наиболее благоприятный интервал экспозиций - 5-Ю"3 - 5-Ю"гс. При этом требуемая мощность лазера тлеет порядок единиц Вт.

Дополнительный эффект может быть получен, если излучение промодулировано и представляет последовательность прямоугольных импульсов, следующих с частотой 1-2 кГц при скважности порядка единицы. При выполнении указанных условий нагрев сенсорной сетчатки в 4-5 раз ниже, чем при использовании для коагуляции СО наиболее широко распространенного в офтальмологической практике аргонового лазера.

Испытания и клиническая апробация метода, подтвердившие вышеприведенные рекомендации, проводились в НИИ глазных болезней Российской Академии медицинских наук (г. Москва) с использованием квазикепрерывного лазера на алюмо-иттриевом гранате (х =1064нм). Метод получил высокую оценку специалистов и рекомендован к применению в клинике. В настоящее время используется во ВНШ ГБ.

Для осуществления лазерного воздействия на сосудистую оболочку через склеру, предложено использовать эффект оптического просвот-

10 wt(zo)

0.5.

0.0.

400

—I— 800

а

lim

1.0-,

0.5-

^o/TfZo)

0.0

400

Рис.19.Зависимость нормированной температуры сосудистой оболочки на глубине 18 (I), 38(2), 48 (3) и 73 (4) мкм от длины волны лазерного излучения для диаметров облучаемой области сетчатки по уровню ехр(-1) - 500 (а) и 50 (ь) мкм. Длительность импульса - 10"2с.

2 4 б 8 10

Рис.20. Минимальное давление, обеспечивающее просветление склеры как функция площади сжимаемого участка.

ления тканей склеры при ее сжатии в направлении, перпендикуляры поверхности. Эффект обнаружен в ходе совместных исследований НИИ in В.П. Филатова и Института физики AHB [101,103,112].

Локальное сжатие тканей может осуществляться либо непосредственно плоским концом световода, служащего для транспортировки излучения в операционную зону, либо специальным оптически прозрачным наконечником.

Типичные результаты экспериментальных исследований iri vivo (кролики) иллюстрируются рис. 20. Здесь фиксировалось давление на склеру, осуществляемое плоскими концами световодов различных диаметров, при котором увеличение прозрачности тканей достигало насыщения. Из рисунка видно, что требуемая величина давления составляет 10 - 20 бар и в этих пределах примерно обратно пропорциональна площади сжимаемой поверхности.

Измеренные в эксперименте значения пороговых энергий при эбычном транспупиллярном (т. е. через зрачок глаза) и предложенном гранссклеральном облучении глазного дна рубиновым и ИАГ лазерами трактически не отличаются. Таким образом, оптическое пропускание зклеры, подвергнутой сжатию, приближается к единице.

Исследования показали, что воздействие на СО через склеру тзлучения в спектральном интервале 650-750нм обеспечивает >ффективную коагуляцию патологических участков при максимальной :топени защиты сенсорной сетчатки. Метод используется для коагуляции гатологических участков СО в наружной и приэкваториальной областях 'лазного яблока.

По результатам исследований был создан макет лазерного ранесклерального офтальмокоагулятора на основе лазера на 1Люмо-иттриевом гранате. Прибор прошел цикл лабораторных и линических испытаний, требуемых существующими нормативными окументами, и передан для использования в клинику отслойки сетчатки МИ им.В.П.Филатова. С помощью этого прибора к настоящему времени роведено несколько тысяч успешных операций.

Разработка промышленного образца транссклерального фтальмокоагулятора выполняется Научно-инженерным Центром ЛЗМТ г.Минск) в рамках Госзаказа республики Беларусь. При разработке ехшческого задания дополнительно использованы результаты эвместных исследований Института физики АНБ и Минского эсударственного медицинского института. Опытные образцы приборов зготовлены и находятся в стадии клинических испытаний. Серийное эоизводство приборов организуется на Белорусском тгико-механическом объединении.

СВОДКА РЕЗУЛЬТАТОВ, ВЫВОДЫ.

В работе последовательно рассмотрены особенности распространения направленного излучения в интраокулярных средах, преобразование поглощенного излучения в тепло, кинетика формирования полей температур, давлений и скоростей частиц, физические механизмы первичной деструкции нативной структуры тканей в интервалах длительностей экспозиций 1СГв-1 с и длин волн 400 - 10000 нм.

В частности, найдены зависимости функций радиального распределения облученности сетчатки Е(г) от параметров лазерных пучков, сфокусированных оптической системой глаза. Определены условия предельно "острой" фокусировки коллимированного излучения на глазное дно. В последнем случае диаметр облучаемой области составляет 7-20 мкм, а относительное увеличение облученности сетчатки по отношению к роговице достигает 105. Установлена взаимосвязь действительной и регистрируемой функции Е(г), определяемая передаточной функцией оптической системы наблюдения глазного дна.

Разработаны физическая модель и методика расчета теплового воздействия лазерного излучения на многослойные биологические структуры для 10"6< т <1 с, учитывающие оптико-спектральные к теплофизические свойства отдельных слоев, наличие конвекции, закономерности распространения излучения, включая рассеяние. Определены границы применимости отдельных допущений и модели г целом. Учет указанных выше факторов позволил существенно более корректно и точно, чем на основе приближенных методик, предсказать основные закономерности эволюции пространственного распределена температуры в рассматриваемых условиях. Выполнены расчеты и проведен анализ основных закономерностей нагрева тканей глазного дна I роговицы человека и подопытных животных при указанных условия} облучения. Расчетные зависимости совпадают с результатами измерений с помощью микротермопар, имплантированных в сетчатку животных.

Проведены экспериментальные исследования зависимости лучево£ стойкости тканей сетчатки лабораторных животных от длины волш излучения в видимом и ближнем ИК диапазоне спектра, диаметр!

облучаемой области сетчатки и экспозиции в интервале от 10~7до

10_1с. На основе клинических данных показано, что при параметрах

излучения, используемых в лечебной практике, лучевые стойкости сетчатки человека и приматов близки.

Предложена физическая модель и методика расчета энергетических характеристик лазерного излучения í7p°P вызывающего первичные

необратимые изменения структуры биотканей. Разработана и реализована методика определения параметров температурной зависимости константы скорости термической денатурации тканей роговицы и сетчатки глаз лабораторных животных in vivo. Эти параметры составляют для сетчатки: приращение энтальпии дН = 350000 (кролики) и 310000 (приматы) Дж-моль"1; изменение энтропии л5 - 900 и 700 Дж-моль"1-град"1 соответственно. Расчеты iYp°P (Яр°Р) соответствуют как экспериментальным данным, полученным в ходе настоящей работы, так и результатам независимых исследований в ряде организаций СНГ. Это подтверждает правомерность допущений, использованных при разработке модели, и принятой концепции о термохимической природе первичных нарушений структуры биотканей под действием мощного лазерного излучения в целом .

Принятое на основе полученных экспериментальных данных допущение о равенстве изменений энтропии и энтальпии в ходе реакции тепловой денатурации протеинов сетчатки человека и приматов позволило рассчитать (предсказать) энергетические характеристики импульсного излучения, вызывающего первичные необратимые повреждения глаз человека. Использование термохимической концепции обеспечило возможность экстраполировать на человека результаты экспериментальных исследований, проведенных на лабораторных животных. Такая экстраполяция может проводиться с учетом возраста человека и степени пигментации тканей его глазного дна.

Обнаружен эффект повышения лучевой стойкости пигментного эпителия сетчатки, проявляющийся как ответная реакция на освещение глазного дна интенсивным видимым светом. Эфект проявляется только в кивой , нормально функционирующей системе и, видимо, не может быть обнаружен и исследован в модельных экспериментах in vitro. Получение данные дают основания предполагать, что в системе защиты организма

от повреждения глаз высокоинтенсивным видимым светом помимс известных реакций (мигательный рефлекс, уменьшение диаметра зрачка! существует дополнительный фотостимулируемый биохимический процесс повышения лучевой стойкости тканей сетчатки с временем развития порядка 0,1 и затухания - около 100с.

Разработана модель и методика расчета параметров нестационарное состояния среды (давление, температура, скорости частиц, плотность! в сетчатке и сосудистой оболочках глаз при воздействии коротки? (т<ю"бс) импульсов лазерного излучения. Исследованы теоретически зависимости указанных параметров от характеристик лазерного импульсе

энергии, длительности, длины волны и пространственные характеристик пучка. Даны оценки лучевой стойкости тканей при этих условиях.

Предложенная модель согласуется с опытными данными и на уровне принятых приближений позволяет дать физическую интерпретация наблюдаемым в эксперименте зависимостям лучевой стойкости тканей сетчатки от параметров излучения, таким как рост й^0? при уменьшение длительности экспозиции в интервале Ю~в- 10~6с, "размерный эффект" и ряду других.

Одним и из общих результатов рассмотренных исследований явилось создание связанного комплекса программ для ЭВМ, обеспечивающего предсказание и представление в графической или табличной форме пространственной локализации зоны деструкции тканей глаз человека и животных непосредственно после облучения лазерным пучком с параметрами в интервале Ю~в < т < 1с, 400 < х < 1400 нм цри уровнях энергии порядка пороговых. На этой основе определены предельно допустимые уровни (ЦЦУ) однократного облучения глаз коллимированным и диффузным лазерным излучением и разработана последняя редакция "Санитарных норм и правил устройства и эксплуатации лазеров" (СНИПЛ) N 5804 -91, утвержденных МЗ СССР 31 июля 1991 года и действующих в настоящее время на территории СНГ.

Одной из основных областей практического применения результатов работы является лазерная медицина и в частности - офтальмология. Использование ЭВМ для моделирования ситуаций, характерных для клинической практики, способствует глубокому пониманию первичных

механизмов действия лазерного излучения при решении конкретных лечебных задач и выбору оптимальной стратегии лечения. Математическое моделирование применено для разработки ряда новых эффективных лечебных методик; оно обеспечило решение актуальных практических задач (снижение риска послеоперационных осложнений, использование двух спектральных линий для управления глубиной и локализацией коагуляциии, коагуляция сосудистых новообразований при минимальном травмировании рецепторной сетчатки и других), не используя или сведя к минимуму экспериментальные исследования на животных.

Развитые в работе экспериментальные и аналитические методы использованы для оптимизации параметров и разработки ряда промышленных образцов новых лазерных офтальмологических приборов: модернизированного офтальмокоагулятора 0К-2М, лазерного офтальмокомплекса "Лиман", коагулятора с перестраиваемыми спектральными параметрами "Преобразование", транссклерального фотокоагулятора "Склера". Разработанные на основе проведенных исследований новые методы лечения глазных заболеваний, стимулировавшие создание перечисленных приборов, успешно используются в клиниках Белоруссии, России, Украины, обеспечивая существенный социальный эффект. Приоритет приборов и методов защищен авторскими свидетельствами.

Экономическая эффективность работы связана .главным образом с внедрением в клиническую практику новых медицинских приборов и методов, позволивших расширить круг излечиваемых заболеваний, сократить продолжительность лечения и сроки реабилитации, снизить число послеоперационных осложнений, сократить количество повторных обращений. Кроме того, как отмечалось, использование методов математического моделирования обеспечило существенную экономию за счет снижения трудозатрат на макетирование при разработке приборов. С учетом вышеуказанных факторов по приближенным и, повидимому, далеко не полным оценкам общий экономический эффект практического использования результатов работы превышает миллион рублей в ценах 1988 г.

ЗАКЛЮЧЕНИЕ.

Как следует из изложенного, в общей проблеме взаимодейств} мощного излучения с рассматриваемыми биоструктурами деталь! изучены термические процессы при относительно невысоких скоростю нагрева, характерных для длительностей экспозиций 1-10"" яс Адекватность физических моделей подтверждается соответствие теоретических оценок экспериментальным данным в широких диапазонЕ энергетических и спектральных характеристик излучения. Полученнь наш результаты создают основы для продолжения исследований смежных областях - биохимии, биофизике и других в части изучени реакций живых тканей на фототермическое воздействие как к молекулярном уровне, так и на уровне организма в целом.

По мере повышения мощности излучения до уровней, вызывающи первичные нарушения структуры тканей за время Ю~6с и меньше физические механизмы деструкции усложняются за счет роста влияни гидродинамических эффектов. Здесь дальнейшие исследования моханиз мов нарушения нативной структуры тканей должны включать' изучени физических свойств биоструктур при нефизиологически высоки давлениях, температурах и.т.д. Это будет способствовать боле глубокому и полному пониманию механизмов взаимодействия излучения конденсированными средами.

Еще более актуальными остаются исследования механизмов воздей ствия на биоткани излучения интенсивностью порядка Гвт-см~г Оптические нелинейные явления в биологических оптически прозрачны: структурах, такие как ВРМБ, генерация гармоник, стрикция, много квантовые процессы фотовозбуждения молекул и другие, практически н< изучены.

Очевидно, исследования физических аспектов взаимодействия живой биоткани с мощным лазерным излучением целесообразно продолжить. Практическая польза таких исследований, в какой-то мере

продемонстрированная настоящей работой, далеко не исчерпана.

* * *

Автор выражает искреннюю благодарность сотрудникам Лаборатории оптической голографии Института Физики гол. Б.И. Степанова АНБ, принимавшим участие в выполнении данной работы и руководителю лаборатории члену-корреспонденту АНБ профессору Рубанову Александру Сергеевичу за внимамание, поддержку и помощь. Автор также благодарит сотрудников лаборатории лечебного применения лазеров НИИ им. В.П. Филатова и ее руководителя, профессора Линника Леонида Андреевича, проявивших неординарное понимание, терпение и дальновидность при проведении совместных исследований, посвященных изучению общих физических закономерностей и не имевших, как правило, утилитарной направленности на лечение какого-либо конкретного заболевания.

Искренняя признательность выражается работникам научно исследовательских и медицинских учреждений Белоруссии, России и Украины, в контакте с которыми выполнялась работа.

ПРИЛОЖЕНИЕ . I. Оптико-физические параметры интраокулярных сред.

Таблица I.

Спектральные характеристики интраокулярных сред

X, нм Ч ОБ КР

Г) к1 к2 кз г> к1 *2 к3 V к1 *2 к3

400 9 230 10 32 18 190 10 НО 46 237 10 59

500 73 III 1.8 16 75 73 1,8 66 82 92 1.8 31

600 84 63 1,3 10 79 36 1,3 43 86 45 1.3 20

700 79 46 1,1 7 79 24 1.1 29 84 29 1.1 14

800 68 37 1,0 5 78 16 1,0 21 74 20 1,0 10

900 57 31 0,8 3 71 12 0,8 15 60 15 0,8 6,2

1000 " 24 29 1,6 3 38 9,4 ' 1,6 12 38 12 1.6 5,3

1100 40 26 1,7 3 49 8,3 1,7 9,3 47 10 1,7 5,0

В таблице - т» (%) - спектральное пропускание на отрезке роговица - сетчатка; к{(м_1-10~3) - коэффициент поглощения слсев глазного дна (рисЛ).

Ч - человек, ОБ - приматы, КР - кролики.

В колонке Ч приведены данные для европейца с выраженной пигментацией глазного дна.

Таблица 2

Теплофизические характеристики интраокулярных сред

Наименование Теплопроводность Вт/м-К Теплоемкость Дж/кг-К3 Плотность кг/}р

Слезная пленка 0,635 4170 Ю3

Роговица 0,5 3740 1,05-Ю3

Стекловидное тело 0,46 4020 1,009-Ю3

Сетчатка 0,46 3560 1,04-Ю3

Пигментный эпителий 0,63 3100 1,17-Ю3

Сосудистая оболочка 0,795 3640 1,17-Ю3

Склера 1,0 3180 1,10-Ю3

Таблица 3

Геометрические характеристики элементов строения глаза

Объект Толщина слоя /••103м ЯГл-1С,3м

Роговица г-106м Глазное дно (рис.1)

71-ЮЬм г2-юьм г3-ю6м

Ч 580 10 18 120 22,78 26,4

ОБ 510 10 12 130 16,1 19,5

КР 400 4 20 60 13,2 16,5

Здесь - задний фокальный отрезок оптической системы глаза при аккомодации на £>гл т диаметр глазного яблока. Индивидуальные отклонения в пределах примерно 20%.

Табл.1, 2, 3 настоящего приложения содержат обобщенные результаты большого числа отечественных и зарубежных публикаций, основные ссылки представлены в работах [2,64]. Толщины слоев глазного дна лабораторных животных (табл.3) даны по результатам гистологических ис-¡ледований, проводимых сотрудниками Лаборатории лечебного применения газеров НИИ им. В.П.Филатова (г.Одесса) в ходе настоящей работы.

II. Дополнительные материалы к расчету радиального распределения облученности сетчатки внешними гауссовыми пучками (раздел 1.3)

Таблица 4.

Геометрические параметры редуцированных глаз (фантомов)

Параметр Объект Д-103 м 1ГЛ-Ю3 м

ЧЕЛОВЕК ОБЕЗЬЯНА КРОЛИК 5,888 4,155 3,412 22,78 16,076 13,198

Здесь В - радиус кривизны преломляющей "поверхности, - расстояние от преломляющей поверхности до глазного дна.

Принятая в расчетах зависимость показателя преломления интраоку-лярной среды фантома от длины волны излучения - х, м:

-3

п'= 1,328 +

7,73-10" х-Ю6-0,2088

Формула для аппроксимации МПФ глаза человека - Р (у) по данным работ [24,26]:

Р(г>)= ехр

-а [2тт2 0,9"

-—-• и

п'

а = е?^р(-0,233-105й|р+ 0,386- Ю3«^ - 8,472) (размерность г> - м на сетчатке).

* * *

ЦИТИРУЕМАЯ ЛИТЕРАТУРА.

Бункш Ф.В., Трибельский М.И. Нерезонансное взаимодействие мощного оптического излучения с жидкостью. УФН, 130, 2, 193-239, 1980.

Sliney D., Wolbarsht М. Safety with Lasers and Other Optioal Боигсев. A comprehensive Handbook.- New York and London: Plenum Press, 1980.

. Welch A.I., Pearsce I.A., Diller K.R., Yoon G., Cheong W.F. Heat Generation in Laser Irradiated Tissue. J. of Biomechanical Eng., 111 , 62 - 68, Febr. 1989.

. Beatriss E.S.,Frish G.D., Retinal laser Damage Thresholds as a Function of Image Diameter. Arch. Environ. Health., 27, 11, 322 - 326, 1973.

Docchio F., Dossi L., Sacohi C.A. Q-switched Nd:YAG Laser Irradiation of the Eye and Related Phenomena: and Experimental Study. Laser in the Life Sciences, 1_, 2, 87-124, 1986. Birngruber R., Hillencamp F., Gabel V.P., Theoretical Investigations Of Laser Thermal Retinal Injury. Health Phys., 48, 6, 781-786, 1985.

Courant D., Court L., Abadie В., Brouiller В., Garcia J., Paradis J.L., Perot J.C. Experimental Determination of a Laser Retinal Lesion Threshold Produced by a Single Pulse in the Visible Spectrum. In: Laser et Normes de Protection, First International Symposium on Laser Biological Effects.-Paris: Conmissariat al'Energic Atomicue, Departament de Protection Sanitaire, 1986, pp. 157-173.

. Дмитриев В.Г., Емельянов В.Н., Кашинцев М.А., Куликов В.В., Соловьев А.А., Стельмах М.Ф., Чередниченко О.Б., 0 нелинейном восприятии ИК излучения глазом человека. Квантовая электроника, 6, 4, 804 - 810, 1979.

. Жаров В.П., Зубов Б.В., Лощилов В.И., Мурина Т.М., Прохоров A.M. Исследование свойств биоткани методом импульсной фототермической радиометрии. - Москва: Препринт Института общей физики АН СССР, 1987.

з. Березин Ю.Д. , Баянов В.Н., Гудаковский Ю.П., Муратов В.Р., Овчинников Б.В., Серебряков В.А., Экспериментальное обоснование предельно допустимых уровней (ПЦУ) импульсного лазерного

излучения. В сб. Средства и методы квантовой электроники е биологии и медицине.- Саратов: Изд-во Саратовского университета, 1976, с. 234-237.

11. Threshold Limit Values and Biologioal Exposure Induced for 19681969. -Oinoinati, Ohio: AGGH, 1988.

12. Санитарные нормы и правила устройства и эксплуатации лазеров X 2392-81.- М.: МЗ СССР, 1982.

13- Amerioan National Standard for the Safe Use of Lasers, ANSI Z-136, 1986.

14. Радиационная безопасность лазерных изделий, классификация оборудования, требования и руководство для потребителей.

Стандарт международной электротехнической комиссии (МЭК). Публикация 825, 1984 с дополнениями от 04.1988.

15. Лазерная безопасность. Нормы и правила устройства и эксплуатации лазеров М 5804-91.- М.: МЗ СССР, 1991.

16. International Committee of the Red Cross. First Working Group of Experts of Battelfild Laser Weapons. Reports. - Geneva, May-June 1990.

17. Anderberg В., Wolbarsht M. Blinding Lasers. The Nastiest Weapon? Military Technology, 3/90, 58-62, 1990.

18. Blinding Weapons. Reports of the Meeting of Experts Convened by the International Committee of the Red Crocs on Battlefield Laser Weapons. (Ed. by L.Dosvald-Beck).-International Committee of the Red Cross, Geneva, 199319. B.B. Тучин, Л.П. Шубочкин. Обзоры по электронной технике. Серия

II, Лазерная техника и оптоэлектроника. 11_, 2, 1984.

20. Овчинников Б.В. Развитие в ГОИ офтальмологического приборостроения. Оптический журнал, 12, 8-14, 1994.

21. Geeraets W.J., Berry E.R. Ooular Spectral Characteristics as Related to Hazard from Laser and Other Lighth Sources. Am.J.Ophthalmol., 66, 1, 15-23, 1968.

22. Mainster M.A., White T.J., Type J.H., Wilson P.W. Retinal Temperature Increases Produced by Intense Light Sourses. JOSA, 60, 2, 264-270, 1970.

23. Campbell F.W., Green D.G. Optioal and Retinal Factors Affecting Visial Resortion. J.Physiol.(London), 181, 576-593, 1965.

24. Campbell F.W., Gubish R.W. Optical Quality of the Human Eye. J.Physiol.(London), 186, 558-578, 1966.

25. Artal P., Santamaria J., Bescos J. Retrieval of Wave Aberration of Human Eyes from Actual Point-Spread-Punction data. JOSA, 5, 8, 1201-1206, 1988.

26. Gubish R.W. Optical Performance of the Human Eye. JOSA, 57, 3, 407-415, 1967.

27. Рэди Дж. Действие мощного лазерного излучения. Москва: МИР, 1974.

28. Кибовский В.Т., Кухтевич В.И., Новицкий Л.А. Оценка степени опасности направленных лазерных пучков для глаз человека. Квантовая электроника, 7, 12, 2523-2529, 1980.

29. Муратов В.Р., Березин Ю.Д., Гудаковский Ю.П., Нормирование лазерного излучения. Квантовая электроника, 7, 8, 1677-1684, 1980

30. Кравков 0.В. Глаз и его работа.- Москва-Ленинград: АН СССР, 1945, 1950.

31. Hughes A. A Useful Table of Reduced Shematic Eyes for Vertebrates wich Includes Computed Longitudinal Chromatic Aberrations. Vis.Res. 19, 11, 1273-1275, 1979.

32. Howarth P.A., Bradley A. The Longitudinal Chromatic Aberration of the Human Eye and its Correction. Vis. Res., 26, 2, 361-366, 1986.

33. Папулис А. Теория систем и преобразований в оптике.- М.: Мир, 1971.

34. Климков Ю.М. Основы расчета оптико-электронных приборов с лазерами.- М.: Советское радио, 1978.

35. Yong Т.A., Farrer D.N., Visual Similarities of Nonhuman and Human Primates. Med. Primatol, 1970. Pros. 2nd. Conf. Exp. Surgery in Primates - N.Y.: 1969, pp. 316-328.

36. Birngruber R., Dreohsel E., Hillerikamp P. Minimal Spot Size on the Retina Formed by Optical System of the Eye. Int. Optical. 1_, 3, 175-178, 1979.

37. Карслоу Г., Егер Д. Теплопроводность твердых тел. - Москва: Наука, 1964.

38. Zege Е.Р., Ivanov А.P., Katsev Image Transfer thorough a Scattering Medium. - Springer Verlag, 1989.

39- Pine I., Loewinger E., Optical Properties of the Sclera. Phys. Med. Biol. 30, 6, 561 - 571, 1985.

40. Konishi N.. Hitoshi F. Real Time Visualization of Retinal Microcirculation by Laser Flowgraphy. Optical Engineering, 34, 3, 753-758, 1995.

41. Харитонов В.В., Блаксеев А.А. Предельные тепловые нагрузки в

лазерных зеркалах с охлаждаемой пористой подложкой. ТВТ. 20, 4, 712-717, 1982.

42. Hayes J.R., Wolbarsht M.L. Thermal Model for Retinal Damage Indused by Pulsed Lasers. Аеговраве Med., 39, 5, 474-480, 1968.

43. Абрашин B.H., Муха В.А., Об эффективных разностных схемах для квазилинейного уравнения переноса. Диф. уравнения, J., 7, 1261 -1267, 1989.

44- Cain С.P., Weleh A.J. Measured and Predicted Laser-Induced Temperature Rises in the Rabbit Fundus. Invest Ophthalm. 13, 1, 60-70, 1974.

45. Barnes F.S., Biological Damage Resulting from Thermal Palses. In: Wolbarsht M.L., ed. Laser Application in Medicine and Biology. -New York: Plenum Ргезз, 1984, pp. 205 - 222.

46. Sliney D.H., Interaction Mechanisms of Laser Radiation with Ocular Tissues. In: Laser et Normes de Protection, First International Symposium on Laser Biological Effects.-Paris: Commissariat al'Energic Atomicue, Departament de Protection Sanitaire, 1986, pp. 64-83.

47. Березин Ю.Д., Гудаковский Ю.П., Лазо В.В., Муратов В.Р., Ушкова М.Н., Экспериментальное обоснование предельно допустимых уровней прямого импульсного лазерного излучения для органа зрения. Методические рекомендации N4549-88.- Ленинград: ГОИ -им. С.Й.Вавилова, МЗ СССР, 1988.

48. James Н., Mary T.F., Hild К.М., Two-dimentional Call Protein Electrophoresis of Human Retinal Pigment Epithelium. Electrophoresis, 4, 2, 133 - 136, 1983.

49- Леус Н.Ф., Метелицина И.П., Челяков В.Ф., Привалов А.П.,

Действие излучения гелий-неонового лазера на мембраны сетчатой оболочки. Офтальмологический журнал, 4, 242 - 245,' 1982.

50. Лойцянкий Л.Г., Механика жидкости и газа.- Москва: Наука, 1970.

51. Скрипов В.П., Синицын Е.Н., Павлов П.А. и др., Теплофизические свойства жидкостей в метастабильном состоянии.- Москва: Атомиздат, 1980.- 280 стр.

52. Зарембо Л. К., Красильников В.А., Введение в нелинейную акустику.- Москва: Наука, 1966.- 519 стр.

53. Авдеев П.С., Березин Ю.Д., Гудаковский Ю.П., Экспериментальное определение предельно допустимых уровней лазерного излучения ультракоротких импульсов. В сб. Тезисы докладов ill Всесоюзной

конф. "Оптика лазеров", 4 -8 янв. 1982.- Ленинград: 1981, с. 419 - 420.

54. Калинкин A.B., Болыпунов A.B., Зиангурова Г.Т., Федорова A.A., Сравнительное патоморфологическое исследование действия лазерного излучения различного спектрального состава на ткани глазного дна кроликов. Вестник офтальмологии, 5, 61 - 67, 1988.

55. Brancato R., Burlamacchi P., Pratesi R,, Varmi V. Tunable laser in Ophthalmology. Ophthalmologica, 171, 2, 146 - 157, 197556. Hain W.T., Ruffolo J.J., Mueller H.A., Du Pont Guerry III. The

Nature of Retinal Radiation Damage: Dependenoe of Wavelenght, Power Lewel and Exposure. Vision Res., 20, 12, 1105-1111, 1980.

57. Эмануэль H.M., Островский M.А., Донцов A.E., Сакина Н.Л., Лапина В.А. Антиокислительная функция экранирующих пигментов глаз позвоночных и. беспозвоночных животных - меланинов и оммохромов. Положительное решение № 397 на открытие. 1990.

Основные результаты диссертации представлены в следующих работах.

58. Желтов Г.И., Глазков В.Н., Подольцев A.C., Линник Л.А., Привалов А.П. Явление повышения лучевой стойкости сетчатки при лазеро - коагуляции. Изв. АН СССР, сер. физ., 54, 8, 1603-1606, 1990.

¡9- Zheltov G., Glazkov V., Podol'tzev A., binnik L., Privalov A. Retinal Damage from Intence Visible Light. Health Phys. 56, 5, 625-630, 1989.

>o. Ляхнович Г.В., Гусейнов T.M., Желтов Г.И., Глазков В.Н., Наумович A.C., Конев C.B., Волотовский И.Д. Влияние интенсивного лазерного излучения на перекисное окисление липидов в сетчатке глаза. Доклады АН БССР, 33, 2, 180-183, 1986.

>1. Ляхнович Г.У., Гапеева T.A., JTaniHa В.А., Мяшкоу Г.Р., Жаутоу Г.1., Baлaтoycкi 1.Д. Уплыу манахраматычнага святла вял1кай iHT3HciyHacui на ®i3iKa-xiMi4HH стан бялкоу тканак вочнага дна. Becni АН БССР, сер. б1ялаг нав., 5, 50-54, 1988.

•2. Гапеева Т.А., Мешков Г.Г., Желтов Г.И., Лапина В.А. Механизмы воздействия высокоинтенсивного светового излучения на белки сетчатки и пигментного эпителия. В сб. Материалы VII Всесоюзного симпозиума по химии белков и пептидов - Таллин: ТТУ, 1987, с. 41-42.

63. Ляхнович Г.В., Лапина В.А., Желтов Г.И., Волотовский И.Д, Ультра-структурные и физико-химические изменения в тканях глазного дна при интенсивных световых воздействиях. Вестник Б] им.Ленина, сер. 2, с. 31-35, 1989.

64. Желтов Г.И., Глазков В.Н., Кирковский А.И., Линник Л.А., Подолз цев A.C. Механизмы воздействия импульсного лазерного излучеш на ткани глазного дна.- Минск: препринт Института физики АН БС( Jé 533, 1989.

65. Желтов Г.И., Глазков В.Н. Распределение интенсивности гауссовьс пучков, сфокусированных на сетчатку глаза. ДАН БССР, 33, Е 414-417, 1989.

66. Желтов Г.И., Могутов В.И., Березин Ю.Д. и др. Проект новс редакции санитарных норм и правил устройства и эксплуатации лазеров. Пояснительная записка к разделу: "Предельно допустим уровни облучения глаз и кожи".- Москва-Минск: Институт Биофизики МЗ СССР - Институт физики АН БССР, 1990.

67- Желтов Г.И., Кондратов Н.Г., Рубанов A.C., Линник Л.А. Термические эффекты при воздействии лазерного излучения на ткш глазного дна Квантовая электроника. 6, 6, 1296-1303, 1979.

68. Глазков В.Н., Желтов Г.И., Подольцев A.C., Гапеева Т.А., Линнш Л.А., Привалов А.П., Репях B.C. Термохимические процессы щ воздействии монохроматического излучения на ткани глазного дне - Минск: Препринт Института физики АН БССР Jé 329, 1984..

69. Подольцев A.C., Желтов Г.И., Тепловое воздействие лазержл излучения на многослойные ткани глаза. ЖПС. 40, 2, 207-21] 1984.

70. Линник Л.А., Привалов А.П., Чечин П.П., Желтов Г.И., Тверскс Ю.Л., Глазков В.Н. Оценка степени риска транссклеральне лазерной коагуляции. Офтальмологический журнал. 8, 470-47с

1988.

71. Подольцев A.C., Желтов Г.И., Воздействие ИК излучений i роговицу глаза. Квантовая электроника, 1_6, 10, 2136 - 2I4C

1989.

72. Glazkov V.N., Zheltov G.I. Mathematical modelling of lase radiation interaction with biological tissues and optimisatic on this basis of laser emitters for ophthalmology. Proo. с Optica'88 Third International Symposium on Modern Optios. Budapest: 1988, pp. 547-553.

3. Глазков В.Н., Жэлтов Г.И., Линвик Л.А., Подольцев A.C., Привалов А.П., Метод измерения характеристик лазерного пучка, сфокусированного на сетчатке глаза. Квантовая электроника, 1, 7, 1532 - 1534, 1985.

4. Линник Л.А., Желтов Г.И., Глазков В.Н., Пухлик Е.С., Привалов А.П. Изменение энергетических порогов лазерокоагуляции тканей сетчатки с возрастом больных. Офтальмологический журнал, 6 (302), 355 - 358, 1988.

5. Желтов Г.И., О нормировании лазерного излучения. Квантовая электроника, 8, 10, 2226 - 2227, 1981.

5. Желтов Г.И., Глазков В.Н., Линник Л.А., Мешков Г.Г., Привалов А.П., Репях B.C., Термохимическая модель расчета предельно допустимых уровней облучения сетчатки в ближнем ИК диапазоне. Квантовая электроника, 10, 8, 1684 - 1685, 1993.

7. Желтов Г. И., Глазков В.Н., Подольцев A.C., Термохимические процессы при воздействии интенсивного светового излучения на орган зрения. В сб. Применение лазеров в биологии. - Кишинев: КГУ, 1986, с. 75 - 79.

3. Гапеева Т.А., Глазков В.Н., Желтов Г.И., Мешков Г.Г, Подольцев A.C., Лазерный метод определения температурной зависимости константы скорости реакции фотокоагуляции in vivo. Весцг- -АН БССР, сер. ф1з.-мат.,3, 81 -85, 1986.

Э. Zheltov G.I., Glazkov V.N., Kirkovsky A.I. and Podol'tsev A.S., Mathematical Models of Laser-Tissue Interactions for Treatment and Diagnosis in Ophthalmology. In Laser Application in Life Sciences, Part two.- Lasers in Biophysics and Biomedicine.- New York: SPIE, V. 1403, pp. 752-753, 1990.

). Березин Ю.Д., Гудаковский Ю.П., Муратов В.P., Желтов Г.И., Труды Всесоюзной конф. "Применение методов и средств лазерной техники в биологии и медицине."- Киев: Навукова думка, 1981, с. 212 - 213.

[. Подольцев A.C., Желтов Г.И., Математическое моделирование предельно допустимых уровней лазерного Ж облучения роговицы глаза. Гигиена труда и профессиональные заболевания. 6,.42-43, 1992.

!. Желтов Г . И., Глазков В.Н., Кирковский А.И. Линник Л.А., Подольцев A.C., Механизмы воздействия импульсного лазерного излучения на ткани глазного дна. В сб. Действие

электромагнитного излучения на биологические объекты и лазерна; медицина. - Владивосток: ДВО АН СССР, 1989, с. 72 - 89.

83. Zheltov G., Glazkov V., Kirkovsky A., Podol'tsev A. The action of 10 -10 в Laser Pulses on Biological Tissues. Lasers in thi life sciences,. 4, 3, 135-146, 1991.

84. Zheltov G.I., Podol'tsev A.S., Rubanov A.S., Kirkovsky A.I Pressure Waves in Biotissues Irradiated by Short Laser Pulses A Mathematical Model. Laser Applications in Life Science LALS'94. Proceedings of SPIE. Vol. 2370, 1994, pp. 482 -484.

85. Zheltov G.I., Podol'tsev A.S., Kirkovsky A.I., Witkin E.I Phenomenon of hydrodynamical cooling of biotissues irradiate by short laser pulses. Ophthalmio Technology У. Proceeding of SPIE. Vol 2393, 1995, pp. 142-147.

86. Glazkov V.N, Zheltov G.I., Kirkovsky A.I., Podol'tsev A.S. Hea and mass transfer effect on energy thresholds of biotissu destruction by pulsed laser radiation. In: Macroscopic an Microscopic Heat and Mass Transfer in Biomedical Engineering Belgrade: Int. Centre for Heat and Mass Transfer, 1992, pp. 25 - 268.

87. Бе резин Ю.Д., Волков В.В., Глазков В.Н., Желтов Г.И., Климо А.Д., Лазо В.В., Линник Л.А., Могутов В.И., Подольцев А.С. Привалов А.П., Стиксова В.Н. Предложения к новой редавди стандарта по лазерной безопасности при однократном воздействи излучения на глаза.- Минск: Препринт Института физики АН БССР 564, 1989.26 е..

88. Zheltov G.I., Andreichev V.A. Physical Models of Laser Radiatio Interaction With the Fundus Tissues. In mat. Int. conf. an school "Laser and Applications", V.2 - Bucharest: Centra Inst, of Phys., Romania, pp. 425-426, 1982.

89. Желто в Г.И., Глазков В.Н., Овчинников Б.В., Мешков Г.Г. Подольцев А.С., Привалов А.П. Осветители офтальмологическо аппаратуры. Требования безопасности. Материалы Всесоюзно школы-семинара "Оптические приборы в офтальмологии".- Ленинград] 1989. С. 107-Ю9.

90. Zheltov G.I., Kirkovsky A.I., Podol'tsev A.S., Glazkov V.H Software Package "Laser Ophthalmocoagulating". Proceedings с SPIE, Vol. 2079, 1993, pp. 207-210.

91. A.c. 764185. Офтальмокоагулятор. Гитлин E.M., Желтов Г.И., Линник Л.А., Шермин В.М.

92. A.c. 9 6 1523. Лазер на растворах органических соединений с оптической накачкой. Желтов Г.И., Мешков Г.Г., Глызин В.М., Лапина В.А.

93- A.c. 1110358. Офтальмологический лазер на растворах органических красителей . Желтов Г.И., Мешков Г.Г., Глазков В.Н., Гитлин Е.М.

94. A.c. 1142929. Офтальмокоагулятор. Тверской ю.Л., Желтов Г.И., Глазков В.Н., Мешков Г.Г., Гитлин Е.М. и др.

95- A.c. 1292221. Способ лазеротерапии глаз и устройство для его реализации. Гитлин Е.М., Глазков В.Н., Желтов Г.И., Мешков Г.Г. и др.

96. A.c. 1302497. Регулятор лучистой энергии для медицинских установок. Гитлин Е.М., Глазков В.Н., Желтов Г.И., Мешков Г.Г.

37. А. с. 1341759- Лазерная офтальмологическая установка. Желтов Г.И., Глазков В.Н., Тверской Ю.Л., Гитлин Е.М., Мешков Г.Г.

38. A.c. 1408577. Узел наведения лазерного излучения на глазное дно. Желтов Г.И., Гитлин Е.М., Глазков В.Н., Мешков Г.Г.

ЭЭ. A.c. 1471344. Устройство для наведения лазерного излучения на глазное дно. Гитлин Е.М., Глазков В.Н., Желтов Г.И., Мешков Г.Г.

100.А.с. 1513662. Лазерная офтальмологическая установка. Желтов Г.И., Мешков Г.Г., Глазков В.Н., Гитлин Е.М.

101.A.c. 1537248. Способ лечения заболеваний внутренних оболочек глаза. Линник Л.А., Чечин П.П., Привалов А.П., Желтов Г.И.

102.А.с. 1564777. Способ лечения заболеваний глазного дна. Акопян B.C., Болыпунов A.B., Глазков В.Н., Желтов Г.И., Иванишко Ю.А., Подольцев A.C., Наумиди Л.П.

103.Патент РБ (Республика Беларусь) N 1076 с приоритетом от 29 марта 1993 г. Способ лечения внутренних оболочек глаза и устройство для его реализации. Желтов Г.И., Ковшель Н.М.

Ю4.Бирич Т.В., Желтов Г.М., Глазков В.Н., Ковшель Н.М. Опыт клинического применения лазерных методов лечения в офтальмологии. Методические материалы семинара по лазерной терапии "Использование лазерного излучения в лечебных целях".- Душанбе: 1984.- С. 39-40.

105.Гитлин Е.М., Желтов Г.И. Глазков В.Н. Универсальная лазерная офтальмологическая установка "Баклан". Методические материалы семинара по лазерной терапии "Использование лазерного излучения в лечебных целях".- Душанбе: 1984. С. 13-15.

106.Zheltov G.I., Podol'tsev A.S., Kirkovsky A.I., Glazkov V.N.,

Lirmik L.A. Multicolor Laser Ophthalmocoagulator of a No* Generation. Proceedings of SPIE, Vol. 2079, 1993, pp. 21-28.

107.Zheltov G.I., Belocon M.V., Ivanishko Y.A., Glazko1 V.N..Kirkovsky A.I. .Linnik L.A., Podol'tsev А.Б., Privalo'

A.P. Opthalmocoagulation by Mixing of Two Spectral Laser Lines Cell and Biotissue Optics: Application in Laser Diagnostics ani Therapy. Proceedings of SPIE, Vol. 2100, 1993, pp. 276 - 280.

108.Желтов Г.И., Подольцев А.С., Кирковский А.И., Белоконь М.В. Глазков В.Н., Линник Л.А. Применение смеси первой и BTopi гармоник неодимового лазера для лечебной фотокоагуляции тканей глазного дна". Известия Российской Академии Наук, сер. физ. 59, ( 90 - 94, 1995.

109.Глазков В.Н., Желтов Г.И., Подольцев А.С., Иванишко Ю.А., Акопга

B.C., Большунов А.В., Наумиди Л.П. О новых возможностям применения лазерного излучения ближнего ИК диапазона в лечениз заболеваний глазного дна. Известия АН СССР, сер.физ. 54, ю 1941 - 1946, 1990.

HO.Zheltov G.I..Podol'tsev A.S., Kirkovsky A.I., Glazkov V. Akopyan V. Transpupilar Choroid Photo Coagiilation Without i Retinal Damage. Optical Methods in Biomedioal an< Enironmental Sciences. Editors: Hitoshi Ohzu, Shinich: Komatsu. - Amsterdam: Elsevier.- 1994, pp. 207 - 210.

111.Zheltov G.I., Podol'tsev А.Б., Kirkovsky A.I., Glazkov V. Akopyan V.S. Lasers for Photo Coagulation of Choroid Ne\ Growths. Proceedings of SPIE. Vol. 2330, 1994, pp. 63 - 65.

112.Линник Л.А., Привалов А.П., Чечин П.П., Желтов Г.И., Тверской Ю.Л. Лазерная контактно-компрессионная транссклеральна! коагуляция тканей глазного дна. Офтальмологический журнал. 6 362-364, 1989.

ВВЕДЕНИЕ.

СОДЕРЖАНИЕ

3

Постановка задачи 3

Общая характеристика работы 8

1. РАСПРОСТРАНЕНИЕ НАПРАВЛЕННОГО ИЗЛУЧЕНИЯ

ВНУТРИ ОРГАНА ЗРЕНИЯ. 15

1.1. Задачи исследований 15

1.2. Строение и свойства структурных элементов глаза 16

1.3. Фокусировка гауссовых пучков оптической системой глаза 18

1.4. Основные результаты 22

II. НАГРЕВ БИОТКАНЕЙ ИМПУЛЬСНЫМ ЛАЗЕРНЫМ ИЗЛУЧЕНИЕМ. 25

2,1- Состояние проблемы 25

2.2. Нагрев тканей глазного дна 26

2.3. Тепловое воздействие излучения на роговицу глаза 32

2.4. Основные результаты 34

III. ТЕРМОИНДУЦИРОВАННАЯ ДЕСТРУКЦИЯ ТКАНЕЙ ПРИ ДЛИТЕЛЬНОСТИ

ОБЛУЧЕНИЯ 10"®- 1с 35

3.1. Прдварительные замечания 35

3.2. Экспериментальные исследования 35

3-3. Термохимическая модель деструкции тканей глазного дна при воздействии излучения ближнего ИК диапазона 39

3.4. Фотоповреждение глазного дна излучением видимого диапазона спектра (400 - 700 нм) 41

3.5. Термодеструкция тканей роговицы при воздействии

ИК излучения 44

3.6. Основные результаты 45

IV. ВОЗДЕЙСТВИЕ НА БИОТКАНИ КОРОТКИХ (т < 10"6с) ИМПУЛЬСОВ

ИЗЛУЧЕНИЯ. 47

4.1. Гидродинамическиие процессы 47

4.2. Нелинейные эффекты и оптический пробой при т £ ю~вс 54

4-3- Основные результаты 54

V. РАЗРАБОТКА НОШ БЕЗОПАСНОСТИ ПРИ РАБОТЕ С ЛАЗЕРАМИ 55

5.1. Определение пороговой энергии повреждения сетчатки излучением видимого и ближнего ИК диапазонов спектра 56

5.2. Определение предельно допустимых уровней

облучения глаз 58

5.3. Воздействие ИК излучения на роговицу глаза бо

VI. ПРИМЕНЕНИЕ РЕЗУЛЬТАТОВ ИССЛЕДОВАНИИ В ЛАЗЕРНОЙ

ОФТАЛЬМОХИРУРГИИ. 61

6.1. Пакет прикладных программ для лазерного офтальмохирурга 62

6.2. Модернизация лазерного офтальмокоагулятора ОК-2М бз

6.3. Лазерный офтальмокомплекс "Лиман-2" 65

6.4. Лазерный офтальмокоагулятор с перестраиваемыми спектральными характеристиками излучения 65

6.5. Лазерные приборы для коагуляции сосудистой оболочки 68

СВОДКА РЕЗУЛЬТАТОВ. ВЫВОДЫ. 72

ЗАКЛЮЧЕНИЕ 76

Приложение 78

Литература 81

Содержание 91

* * *

РЭЗГОМЭ

ЖА^ТО? ГЕОРПЙ IBAHABI4 УЗДЗЕЯННЕ ШТЭНСГРНАГА АПТЫЧНАГА ВЫПРАМЯНЬВАННЯ НА TKAHKI 8АЧЭЙ: ДАСЛЕДАВАНШI ПРЫМЯНЕНН1 Ключавые слоаы: лазер, вачы, вы прамянь ванне, узаемадзеянне, йятканк1. а бота прысвячаецца тэарэтычному i экспериментальна му да следа вашпо грэзанансных ф1з1чных працэсау у шматслойных кваз1вадетх асяроддзах тыпу ятканак вачэй пры уздзеяшп адз1ночных ¡мпульсау высока:нтэнаунага ¿прамяньвашш гграцягласцю 10"8 - 1 с у спектральный- йггервале 400 - 11000 нм, яш гопл1вае дыяпазон гграцы большасщ прамысловых лазера^, наступнай распрацоуцы i го гай аснове матэматычных мадэляу пяршчнай дэструкцьп сятчагга i рагаицы 1чэй чалавека у вышку апраменьвання, а такса ма выкарыстаншо вышка? 1следавашшу у прыкладных гзипнях, ягля звязаны з прымяненнем лазерау, тагах як ¿значэнне_ грагачна дапушчальных узроуняу апрамянення персаналу пры ^сплуатацьп лазернай тэхнта i Удасканальванш лазернай медыцынскай апаратурьг.

РЕЗЮМЕ.

ЖЕЛТОВ ГЕОРГИЙ ИВАНОВИЧ ВОЗДЕЙСТВИЕ ИНТЕНСИВНОГО ОПТИЧЕСКОГО ИЗЛУЧЕНИЯ НА ТКАНИ ГЛАЗ: ИССЛЕДОВАНИЯ И ПРИЛОЖЕНИЯ.

Ключевые слова: лазер, глаза, излучение, взаимодействие, биоткани.

Работа посвящена теоретическому и экспериментальному исследованию резонансных физических процессов в многослойных квазижидких средах типа отканей глаз при воздействии одиночных импульсов зысокоинтексивного лазерного лучения длительностью 10 ® -1 с в спектральном интервале 400-11000 нм, ватывающему диапазон работы большинства промышленных лазеров; последующей зработке на этой основе математических моделей первичной деструкции сетчатки и говицы глаз человека в результате облучения, а также использованию результате® следований в прикладных областях, связанных с применением лазеров, таких как ределение предельно допустимых уровней облучения персонала при эксплуатации зерной техники и совершенствование лазерной медицинской аппаратуры._

ABSTRACT.

ACTION OF HIGH INTENCITY LASER RADIATION ONTO EYES TISSUES: INVESTIGATIONS AND APPLICATIONS.

Key words: laser, eyes, radiation, interaction, bio tissues, e work includes theoretical and experimental investigations of intensive laser iiation interaction with multilayer quasi liquid media mainly with eye tissues. Laser Ise duration 10'8 -Is and spectral range 400 - 11000 ran seize the most commercial er devices. On the background of the investigations a high level mathematical models man's eye tissue primary destruction have been created. The results have been plied for establishment of laser safety standards and for improvement and creation of ne new produced laser medical apparatus

ЖЕЛТОВ Георгий Иванович

ВОЗДЕЙСТВИЕ ИНТЕНСИВНОГО ОПТИЧЕСКОГО ИЗЛУЧЕНИЯ НА ТКАНИ ГЛАЗ: ИССЛЕДОВАНИЯ И ПРИЛОЖЕНИЯ.

Подписано к печати 14.10.1996 г. Печать офсетная. Бесплатно. Формат 60x90 1/16. Объем 5.7п.л. Уч. изд. л. 3.3. Тираж 100.

Заказ _

Институт физики им. Б.И. Степанова АН Беларуси. 220072, Минск, пр. Скорины 70. Отпечатано на ризографе Института Физики.