Матричные импульсные красные лазеры

© Москвин Сергей Владимирович – доктор биологических наук, кандидат технических наук, профессор курса реабилитационной медицины Академии постдипломного образования ФГБУ ФНКЦ ФМБА России, г. Москва, автор более 550 научных публикаций, в том числе более 50 монографий, и 35 авторских свидетельств и патентов; эл. почта: 7652612@mail.ru, сайт: www.lazmik.ru 

Недавно вышедшая в свет книга: Москвин С.В. и др. Терапия матричными импульсными лазерами красного спектра излучения. – Тверь: ООО «Издательство «Триада», 2007. – 116 с. посвящена исследованиям эффективности импульсных красных лазеров, матричных излучающих головок и сочетания этого нового вида воздействия с уже известным ИК лазерным импульсным излучением. Результатом наших многолетних исследований стала разработка матричной импульсной головки красного спектра МЛ01КР. Почти 10 лет работы нескольких коллективов и несколько защищенных диссертаций позволяют нам говорить о ее доказанной уникальной клинической эффективности!
Ниже дается теоретическое обоснование оптимальных параметров матричных излучающих головок к лазерным терапевтическим аппаратам «Матрикс». С результатамих клинических исследований можно ознакомиться в книге.

Одним из способов повышения эффективности лазерной терапии является разработка специальных источников излучения с оптимизацией условий доставки света к «поглотителям-мишеням». Количественная оценка оптических свойств кожи, разработка способов учета этих характеристик и, как следствие, более точная оценка параметров воздействия (в первую очередь поглощенной дозы) – все это имеет непосредственное отношение к совершенствованию методик ЛТ и способствует развитию этого направления в целом.
Для эффективного воздействия (результата лечения) плотность дозы должна быть оптимальной, т. е. находиться строго в достаточно узких пределах оптимальных значений – ни больше, ни меньше. На практике подбор наилучших параметров осуществляется изменением мощности и времени (прямо пропорциональная зависимость) и величины площади, на которую распределяется энергия падающего излучения (обратно пропорциональная зависимость).

где: D – плотность дозы лазерного воздействия;
Pср. – средняя мощность излучения;
T – время воздействия;
S – площадь воздействия.
В большинстве методических рекомендаций уже указаны эти параметры (мощность, время, площадь) для «базовых» методик, чтобы не усложнять работу практического врача расчетами дозы. При этом в хороших методиках даются также пояснения, каким образом дозу можно менять и оптимизировать при необходимости, какими параметрами, и как варьировать. Однако, к сожалению, не все так просто, и есть несколько обстоятельств, которые существенно влияют на методологию.

• Как было показано выше, в биологических эффектах НИЛИ в качестве первичного действующего фактора выступает селективный нагрев. Это возможно только при условии поглощения падающего света, что в свою очередь определяется наличием поглощающего компонента в живой клетке для данной длины волны. Другими словами, можно сколь угодно долго варьировать дозой, но если нет поглощения, т. е. взаимодействия с биологической тканью, то никогда не будет и лечебного эффекта! И чем выше коэффициент (степень) поглощения и величина падающей энергии, тем лучше эффект.
• Линейность зависимости доза-эффект относительно строго выполняется только в экспериментах invitro (монослой культуры клеток). При взаимодействии с тканями, имеющими значительный объем, до момента поглощения НИЛИ происходят множество других процессов, основным из которых является рассеяние. В такой ситуации на первый план выступает именно объемное распределение энергии, которое хоть и связано косвенным образом с площадью пятна поверхности кожи, однако далеко не так линейно, как в модельных экспериментах.
• Более того, сам патологический очаг, на который нацелено наше воздействие, не является неким объектом с четкой, например, круглой формой, и не имеет строгой локализации в пространстве. Зона физиологических нарушений всегда достаточно объемна, сложна и крайне причудливо расположена в тканях (органе).

Все эти факторы необходимо учитывать при задании оптимального пространственного распределения падающего излучения.
Итак, любое воздействие НИЛИ с лечебной целью становится возможным лишь после того, как часть излучения проникла в глубь кожи и поглотилась. Следовательно, анализ терапевтических методик должен базироваться, в частности, на четком представлении о характере распределения излучения внутри кожи и отдельных ее слоев и понимании процессов, происходящих при взаимодействии фотонов света со структурными элементами биологической ткани.
Кожа, как и другие биологические ткани, представляет собой оптически неоднородную поглощающую среду и имеет более высокий (по сравнению с воздухом) показатель преломления. В случае преодоления светом границы раздела воздух–кожа некоторая часть излучения отражается, остальная проникает внутрь ткани (рис. 1). При облучении кожи узким лазерным пучком за счет поглощения и многократного рассеяния этот пучок ослабляется и расширяется. Объемное рассеяние является также причиной распространения довольно значительной части энергии в обратном направлении [Утц С.Р., 2000].

Рис. 1.

У белков хромофорами являются фрагменты аминокислот, которые поглощают свет преимущественно в ультрафиолетовой области спектра (от 200 до 300 нм). В этом же диапазоне длин волн поглощают нуклеиновые кислоты (их хромофоры – ароматические и гетероциклические кольца азотистых оснований). Клетки кожи содержат сотни хромофоров, поглощающих свет в видимой и ближней ультрафиолетовой областях спектра, среди которых основными являются витамины, флавины, флавиновые ферменты, НАД•Н, гемоглобин, каротиноиды, фикобилины, фитохромы и др. В инфракрасной области спе­к­тра все биомолекулы имеют достаточно ин­тенсивные колебательные полосы поглощения. Начиная с λ = 1500 нм и более, спектр поглощения кожи в основном определяется спектром поглощения воды [Cheong W.-F. et al, 1990].
Гемоглобин и оксигемоглобин сильно поглощают в областях 400–450 и 520–580 нм. Спектр меланина не имеет выраженных полос поглощения, однако он более эффективно, чем гемоглобин, поглощает свет во всей области длин волн от 300 до 1200 нм: причем наиболее интенсивно в ультрафиолетовой области спектра. Билирубин имеет две сравнительно широкие интенсивные полосы поглощения вблизи длин волн 320 и 460 нм.

Помимо поглощения, кожа характеризуется значительным светорассеянием, т. е. является сильно рассеивающей мутной средой, так как состоит из большого числа случайно распределенных в объеме рассеивающих центров. Степень рассеяния зависит от длины волны излучения и оптических свойств биоткани. Рассеяние света средами, состоящими из большого числа частиц, существенно отличается от рассеяния света отдельными частицами. Это связано, во-первых, с интерференцией волн, рассеянных отдельными частицами между собой и с падающей волной; во-вторых, во многих случаях важны эффекты многократного рассеяния (переизлучения), когда свет, рассеянный одной частицей, вновь рассеивается другими; в-третьих, взаимодействие частиц между собой не позволяет считать их движения независимыми.

В ультрафиолетовой и инфракрасной (более 2 мкм) областях спектра доминирует поглощение, вклад рассеяния невелик и свет проникает неглубоко, иногда всего лишь в пределах нескольких клеточных слоев. В видимой области спектра глубина проникновения света (le) для типичной биоткани составляет 0,5–2,5 мм. В этом случае существенную роль играют как поглощение, так и рассеяние, которое преобладает в отраженном от кожи излучении (отражается примерно от 15 до 50% падающего пучка).
На длинах волн от 600 до 1500 нм рассеяние превалирует над поглощением, и глубина проникновения (le) увеличивается до 8–10 мм. Сильное рассеяние обусловлено соизмеримостью длины вол­ны излучения с размерами клеток и отдельных их элементов (ядро, митохондрии, цитоскелет и пр.). По мере того как свет проникает через кожу, коллимированная структура пучка полностью заменяется на диффузную, обратное рассеяние возрастает, и интенсивность отраженного от кожи света достигает 35–70% от интенсивности падающего пучка. В зависимости от типа биологической ткани и длины волны, коэффициент отражения может изменяться в очень широких пределах.
Взаимодействие света с кожей имеет сложный характер: в отраженном излучении значительна доля обратного рассеяния от различных ее слоев. Вследствие микроскопической неоднородности границы раздела воздух – роговой слой пучок падающего света превращается при отражении в диффузный. Значительная часть пучка света проникает в кожу, где частично поглощается и рассеивается. Рассеянные фотоны, ушедшие из падающего пучка, распространяются по случайным направлениям в соответствии с видом фазовой функции рассеяния, определяемой структурой кожи и длиной волны излучения. Рассеянные фотоны вносят вклад в диффузное распределение света по объему биоткани, в том числе формируют поток обратного рассеяния. Однако далеко не все обратно рассеянные фотоны могут выйти из кожи. Те из них, которые имеют углы падения на границу раздела роговой слой – воздух больше предельного, возвращаются обратно в кожу (около 55%), а другая часть диффузной компоненты света (около 45%) выходит наружу. Следовательно, при сильном рассеянии суммарный коэффициент отражения кожи может быть значительным. Для оптимизации лазерной терапии обычно снижают зеркальное и диффузное отражение с помощью зеркальных насадок при контактно-зеркальной методике воздействия.

Приведенные основные сведения о процессах распространения оптического излучения в коже носят в основном описательный характер и необходимы для понимания сути проблемы. Более сложным элементом изучения оптики биологических тканей является непосредственное измерение их оптических характеристик. Определению оптических параметров кожи посвящено относительно небольшое количество работ и представляет собой достаточно сложную задачу.
Из всего вышесказанного следует, что необходимо обеспечить такое распределение внешних лазерных источников (мощности излучения), чтобы засветить максимально равномерно большой объем биоткани. Важно создать наиболее оптимальные условия для поглощения НИЛИ во всем патологическом очаге или, по крайней мере, захватить большую его часть. Такой способ решения поставленной задачи был предложен достаточно давно. Благодаря появлению лазерных диодов (ЛД), которые обладают исключительно малыми размерами, и еще меньшими областями свечения, их смогли разместить по поверхности в виде излучающих матриц.
Самым, казалось бы, простым решением вопроса могло стать использование мощных лазеров с распределением энергии их излучения по большой поверхности. Однако, на практике, такой способ применяется крайне редко, и причин тому много. Во-первых, требуется увеличить мощность лазера пропорционально площади, чтобы сохранить оптимальную плотность дозы. Например, при оптимальной плотности дозы (для длины волны 0,63 мкм) 10 мВт/см² и для площади 20 см² (какую имеют большинство используемых матричных излучателей) мы должны обеспечить мощность лазерного источника 400 мВт (с учетом потерь на оптике и отражении). Лазеры с такой мощностью существуют, но очень дороги и практически недоступны. О так называемых, «сканирующих» системах, как совершенно не применимых в лазерной терапии, мы вообще говорить не будем. Во-вторых, возникают вопросы безопасности, большое открытое пятно отраженного излучения (до 50% от падающей мощности) на поверхности заставляет использовать дополнительные средства защиты персонала и пациентов.
Итак, в рамках рассматриваемой темы, нас интересуют два основных вопроса: поглощение и рассеяние падающего излучения в биологической ткани. Именно эти факторы определяют ту плотность дозы, которая создается в заданном объеме клеток, и которая определяет наличие или отсутствие эффекта. Остальные эффекты (отражение, обратное рассеяние и пр.) мы не будем рассматривать, поскольку нам важна только качественная оценка пространственно-энергетических характеристик.
Соотношение, определяющее ослабление мощности монохроматического луча света при распространении его в поглощающем веществе (закон поглощения Бугера):

P = P₀ · e^-μl,

где: P₀ и P – начальная и конечная мощность излучения, е – основание натуральных логарифмов, μ – коэффициент поглощения для данной длины волны, l – толщина слоя вещества. Для оценки параметров распределения излучения в объеме мы пренебрежем различием коэффициента поглощения на различных глубинах и наличием фазовых переходов.
С рассеянием излучения сложнее. В диффузном приближении, при условии, что ткань однородна и полубесконечна, размеры источника излучения на поверхности ткани малы по сравнению с расстояниями, на котором проводится измерение, и при некоторых других ограничениях, в общем случае распространение света в биоткани описывается временным диффузионным уравнением [Patterson M.S. et al, 1989]. Решение данного уравнения существует для некоторых частных случаев, и реализовано на практике в спектроскопии мутных сред, в том числе и биоткани для исследовательских целей (лазерная спектроскопия).
Для качественной оценки энергетических характеристик системы лазерное излучение – биоткань мы еще более упрощаем постановку задачи. На рис. 2 справа схематично показан один из двух рядов лазерных диодов (L1-L4) МЛ01КР, расположенных на некотором расстоянии от выходного окна (а) и поверхности тела (б). Общую область засветки (с) представляем как суперпозицию четырех точечных источников света, поскольку лазеры находятся на незначительном расстоянии от кожи и луч не успевает значительно расшириться. При этом подразумевается, что дальнейшее рассеяние происходит по закону Ламберта, т. е. не зависит от направления.
На рис. 2 слева мы расположили известную зависимость эффективности стимуляции от плотности дозы [Karu T.I. et al., 1994]. Сделано это для наглядной демонстрации того, как при уменьшении плотности дозы будет меняться и ответный отклик биологической системы (клеток различных тканей и тканевых структур). Данные приведены для исследований invitro, и корректность их в части соотношения «доза-площадь» не вызывает сомнений. Однако самым важным в данном случае является интересный факт, на который мы постоянно обращаем внимание [Москвин С.В., 1999], и не оцененный до сих пор должным образом – наличие двух пиков в эффективной плотности дозы. Первый максимум соответствует «классическим» 1-2 Дж/см², которые и используются повсеместно на практике в лазерной терапии при задании оптимальной дозы. Второй пик находится в диапазоне плотностей доз 10^-3-10^-4 Дж/см² и во многом меняет взгляд, как на механизмы биологического (терапевтического) действия НИЛИ, так и на принципы разработки методов ЛТ.

Рис.2

Если определенные технические трудности не позволяют пока провести исследования с такими дозами непосредственно на поверхности кожиinvivo, но на глубине естественным образом сниженная плотность дозы должна вызывать соответствующие эффекты. И это принципиально важно! Попробуем оценить глубину, на которой для двух основных длин волн (0,63 и 0,89 мкм) должен наблюдаться второй пик эффективности.
Учитывая все сделанные ранее приближения, введя в формуле закона Бугера изменения площади с нормированием на эффективную дозу, мы получим следующее выражение для зависимости плотности дозы от глубины проникновения:

где: К – расчетный коэффициент, учитывающий геометрию излучателей, для лазерных излучающих МЛ01К и МЛ01КР (АЛТ «Матрикс») приблизительно равен 6.
По данной формуле можно рассчитать плотность дозы при распространении лазерного излучения вглубь тканей (табл. 1). Принимая усредненные коэффициенты поглощения 2,3 см^-1 (λ=0,63 мкм) и 1,0 см^-1 (λ=0,89 мкм) мы выбрали некоторые усредненные значения, понимая, что эти параметры имеют чрезвычайно большой разброс, как по данным различных измерений, так и в зависимости от типа биологической ткани (органа). Однако еще раз повторяем, что нашей целью была и остается именно качественная оценка процессов, происходящих при поглощении НИЛИ в биологических тканях. И результат оказался чрезвычайно интересным (табл. 1).
Таблица 1
Плотность дозы в зависимости от длины волны лазерного излучения на различном расстоянии от поверхности тела

Рис. 3

На рис. 3 более наглядно представлены результаты теоретических расчетов, на основании которых можно сделать несколько важных выводов.

• Наличие двух максимумов эффективных доз позволяет предположить, что этот факт необходимо учитывать при выборе оптимальной дозы для данной длины волны и методики.
• Для второго максимума, действие которого реализуется на глубоких слоях, эффективность излучения с длиной волны 0,63 мкм выше, чем для 0,89 мкм (рис. 2).
• Все приведенные расчеты и данные действительны только для непрерывного излучения.
• Для импульсного лазерного излучения картина усложняется тем обстоятельством, что при таком воздействии эффективность ЛТ дополнительно повышается (см. сл. главу).
• Использование матричных излучателей позволяет захватить максимально большую зону, как по ширине, так и по глубине, обеспечив оптимальные плотности дозы для многих клеток и тканей, что обеспечивает стимуляцию кальцийзависимых процессов и требуемый эффект во всем патологическом очаге.
• На рис. 3 мы видим, что оптимальная глубина первого пика эффективной дозы для длины волны 0,63 мкм меньше по объему, чем для 0,89 мкм, и находится практически у поверхности. Это объясняет данные о большей эффективности таких лазеров в дерматологии (см. далее).
• Оптимальная глубина действия второго максимума эффективности для λ=0,63 мкм находится в пределах 2-3 см, тогда как для ИК-области (λ=0,89 мкм) шире и глубже (3-5 см). Из этого можно сделать два очень важных вывода. Во-первых, ИК-излучение лучше использовать в случае глубоко расположенных органах, а красный спектр оптимальнее в методиках воздействия на сосудистые пучки, при патологии ЛОР-органов и т. д. Во-вторых, становится более понятной причина эффективности комбинирования двух длин волн – охватывается не только большее число «клеток-мишеней», но и больший объем тканей, которые «откликаются» на воздействие.
• Наши экспериментальные и клинические исследования, представленные в следующих главах, полностью подтверждают имеющиеся теоретические предпосылки.
• Необходимо особо подчеркнуть, что данные расчеты и проведенные исследования позволили оптимизировать пространственно-энергетические параметры излучателей МЛ01К и МЛ01КР только для АЛТ «Матрикс». Матричные головки других аппаратов имеют иные конструктивные решения, подчас весьма далекие от оптимальных, и не могут рассматриваться как аналоги.