Қазіргі уақытта медицинаның дамуын онсыз елестету қиын лазерлік технологиякөптеген медициналық мәселелерді шешуде жаңа мүмкіндіктер ашты. Әртүрлі толқын ұзындығы мен энергия деңгейлерінің лазерлік сәулеленуінің биологиялық тіндерге әсер ету механизмдерін зерттеу лазерлік медициналық көп функциялы құрылғыларды жасауға мүмкіндік береді, олардың клиникалық тәжірибеде қолдану аясы соншалықты кең болды, бұл сұраққа жауап беру өте қиын. Сұрақ: лазерлер қандай ауруларды емдеу үшін қолданылмайды?
Лазерлік медицинаның дамуы үш негізгі салада жүреді: лазерлік хирургия, лазерлік терапия және лазерлік диагностика.

Лазерлік хирургияда биологиялық тіндерді қатты қыздыруға қабілетті, оның кесілуіне немесе булануына әкелетін ондаған ватт орташа сәулелену қуатымен жеткілікті қуатты лазерлер қолданылады. Хирургиялық лазерлердің осы және басқа сипаттамалары әртүрлі лазерлік белсенді орталарда жұмыс істейтін олардың әртүрлі түрлерін хирургияда қолдануды анықтайды.

Лазер сәулесінің бірегей қасиеттері жаңа тиімді және аз инвазивті әдістермен бұрын мүмкін емес операцияларды орындауға мүмкіндік береді.

Хирургиялық лазерлік жүйелер мыналарды қамтамасыз етеді:

• тиімді жанасу және байланыссыз булану және биологиялық тіннің бұзылуы;
• құрғақ жұмыс алаңы;
• қоршаған тіндерге минималды зақым келтіру;
• тиімді гемо- және аэростаз;
• лимфа жолдарының рельефі;
• жоғары стерильділік және абластілік;
• эндоскопиялық және лапароскопиялық құралдармен үйлесімділік

Бұл әртүрлі хирургиялық араласуларды орындау үшін хирургиялық лазерлерді тиімді пайдалануға мүмкіндік береді:
Урологияда:

Әйелдер арасында

• Үлкен және кіші жыныс еріндерінің, перинэяның пластикалық хирургиясы.
• Босанғаннан кейінгі және травматикалық жарылыстарға арналған перинэялық пластик
• Жатыр мойнының цикатриялық деформациясының пластикалық хирургиясы
• Рефлорация (қыздық перде қалпына келтіру)

Ер адамда

• Пенисаның френулумын лазерлік түзету
• Сүндет (фимозды лазермен емдеу)
• Пенисаның, уретраның, перинэяның, перианальды аймақтың сүйелдерін жою

Гинекологияда:

• Жатыр мойнының фондық және ісік алды ауруларының лазерлік терапиясы (эрозия, лейкоплакия, полип, наботиялық кисталар, сүйелдер, дисплазия).
• Лазерлік терапия және жыныстық сиқырларды лазермен жою (процестің таралуына байланысты).
• Периней мен перианальды аймақтың терісінің кондиломасын лазерлік терапия және лазермен жою.
• Вульваның дистрофиялық ауруларын емдеу

Ортопедияда:Галлюкс вальгусты емдеу, тырнақтың ішке енуі және т.б.

Косметология да назардан тыс қалмайды. Лазер эпиляцияға, тамырлы және пигментті тері ақауларын емдеуге, сүйелдер мен папилломаларды кетіруге, теріні қалпына келтіруге, татуировкалар мен қартаю дақтарын кетіруге және т.б.

Лазерді ойлап табу тарихы 1916 жылы Альберт Эйнштейн сәулеленудің затпен әрекеттесу теориясын жасаған кезде басталды, ол кванттық күшейткіштер мен электромагниттік толқындардың генераторларын жасау мүмкіндігі туралы идеяны қадағалады.

1960 жылы американдық физик Теодор Мейман Н.Басов, А.Прохоров және К.Таунстың еңбектеріне сүйене отырып, толқын ұзындығы 0,69 мкм болатын алғашқы рубин лазерін құрастырды.Сол жылы алғаш рет доктор Леон Голдман болды. шаш фолликулаларын жою үшін рубин лазерін қолданған. Осылайша эстетикалық медицинада лазерлік технологияларды кең көлемде қолдану тарихы басталды.

1983 жылы Андерсон мен Парриш селективті фототермолиз әдісін ұсынды, ол биологиялық тіндердің белгілі бір толқын ұзындығындағы жарық сәулеленуін таңдамалы түрде сіңіру қабілетіне негізделген, бұл олардың жергілікті бұзылуына әкеледі. Терінің негізгі хромофорлары – су, гемоглобин немесе меланин – сіңірген кезде лазерлік сәулеленудің электромагниттік энергиясы жылуға айналады, бұл хромофорлардың қызуы мен коагуляциясын тудырады.

Лазерлік косметология – эстетикалық медицинаның ең жылдам дамып келе жатқан бағыттарының бірі. Бірнеше жыл бұрын біз көзге көрінетін жасаруды пластикалық хирургтың жұмысымен байланыстырдық, бірақ бүгінде әрбір беделді сұлулық салонында құрылғылар бар. озық технологиялар- фото, IPL-жүйесі немесе лазер. Жарық энергиясы косметологтардың көмегіне келді.

Бүгінгі күні көптеген әртүрлі лазерлік құрылғылар бар және олар лазерлік қайта өңдеудің арқасында косметологияға енді. Ол косметикалық лазердің белгісі болды. Көз алдындағы күшті жарық сәулесі терінің цикатриялық бұзылыстарын тегістеп, эпидермистің үстіңгі қабатын және онымен бірге қажетсіз пигментацияны кетірді.Содан кейін қатты зақымдалған терінің 2 апта бойы жазылуы маңызды емес - ең бастысы дәрігердің де, пациенттің де көңілінен шыққан тамаша нәтиже. Шрамы мен шрамы - мәселе барлық уақытта өзекті.

Лазерлік эпиляция 30 жылдан аспайтын уақыт бұрын пайда болды. Бұл «селективті фототермолиз» теориясының пайда болуына байланысты болды. Бұл адамның кез келген түсті ұлпаларының (шаш, тері бетіндегі қан тамырлары, қартаю дақтары) қызып, жойылып жатқанда жарықты таңдамалы түрде сіңіретінін білдіреді. Теорияны 1986 жылы дерматолог Рокс Андерсон бастаған АҚШ ғалымдары тобы дәлелдеген. Осылайша, осының негізінде 1994 жылы бірінші құрылғы фотоэпиляция, ал лазерлік эпиляцияға арналған лазерлік құрылғы нарыққа тек 1996 жылы шықты.

бұл не» селективті фототермолиз"? Мәселе мынада, лазер сәулесі тірі ұлпаға, атап айтқанда теріге түсіп, терінің құрамдас бөліктеріне әртүрлі әсер етеді. Терінің жарықты сіңіретін негізгі компоненттері су, меланин және гемоглобин болып табылады. Бұл заттар деп аталады. тері хромофорлары.Бұл заттардың спектрін сіңіру әртүрлі.

Оңтайландырылған сәулелену спектрінің арқасында жасанды жарық және жылу көздері бар косметологиялық құрылғылар мақсатты тіндердің құрылымдарына таңдамалы түрде әсер етуге мүмкіндік береді, мысалы, олардың коагуляциясын тудырады. Фотоәдістерді қолданатын процедураларды жүргізген кезде әсерге жету үшін беткі қан тамырлары (гемоглобин), шаш және шаш фолликулдары(меланин), терідегі коллаген мен эластинге дейін. Безеуді (безеуді) емдеу кезінде бактериялардың өмірлік белсенділігінің қабыну өніміне селективті әсер ету жүзеге асырылады. Қалай болғанда да, әсер етудің нәтижесі мақсатты тіндердің сәйкес құрылымын келтіру болып табылады сыни температура, онда оның өзі және/немесе оны қоршаған тіндер қайтымсыз өзгерістерге ұшырайды. Кең спектрлі сәулелену көзін пайдаланып мақсатты ұлпа құрылымдарын таңдамалы қыздыру процесі селективті фототермолиз деп аталады.

Нанотехнологияны қолдану арқылы таңдамалы фототермолиз принципі негізінде жаңа жоғары тиімді фракциялық фототермолиз процедурасы (фраксель) әзірленді. Ол терінің сапасын жақсартады, қажетсіз әжімдердің пигментациясын кетіреді және бет, мойын және декольте тіндерінің тамаша көтерілуін қамтамасыз етеді. Жақсы нәтиже безеу салдарын емдеуде фракциялық фототермолиз сеанстары береді (безеуден кейінгі тыртықтар). Басқа түзету әдістерінен айырмашылығы, фраксель процедурасы ыңғайлы және дерлік ауыртпалықсыз, сонымен қатар жылдам қалпына келтіруді қамтамасыз етеді.

Сонымен, инженер Гариннің гиперболоиды сияқты үлкен аппарат ретіндегі лазер туралы қарапайым ойлар ұмыт қалды. Бір бөлмелі пәтердің өлшеміндегі бірінші рубин лазерінің ойлап табылғанына 50 жылдан астам уақыт өтті. Ал енді бұл медицина мен косметологияның барлық саласында жұмыс істейтін ықшам медициналық құрылғылар.

Медицинада лазерлер лазерлік скальпель түрінде қолданылуын тапты. Оны хирургиялық операцияларға қолдану келесі қасиеттермен анықталады:

Ол салыстырмалы түрде қансыз тілік жасайды, өйткені тіндерді бөлумен бір мезгілде ол тым үлкен емес қан тамырларын «қайнату» арқылы жараның шеттерін коагуляциялайды;

Лазерлік скальпель кесу қасиеттерінің тұрақтылығымен ерекшеленеді. Қатты затқа (мысалы, сүйекке) соғу скальпельді істен шығармайды. Механикалық скальпель үшін бұл жағдай өлімге әкеледі;

Лазер сәулесі өзінің мөлдірлігіне байланысты хирургқа операция жасалған аймақты көруге мүмкіндік береді. Кәдімгі скальпельдің жүзі, сондай-ақ электр пышақтың жүзі әрқашан хирургтан белгілі бір дәрежеде жұмыс өрісін жауып тастайды;

Лазер сәулесі тінге механикалық әсер етпей, арақашықтықта тіндерді кесіп өтеді;

Лазерлік скальпель абсолютті стерильділікті қамтамасыз етеді, өйткені тек сәулелену тінмен әрекеттеседі;

Лазер сәулесі қатаң түрде жергілікті әсер етеді, тіндердің булануы тек фокустық нүктеде болады. Көршілес тіндік аймақтар механикалық скальпельді қолданғанға қарағанда әлдеқайда аз зақымдалған;

Клиникалық тәжірибе көрсеткендей, лазерлік скальпель жарасы дерлік ауырмайды және тезірек жазылады.

Хирургияда лазерлерді практикалық қолдану КСРО-да 1966 жылы А.В.Вишневский атындағы институтта басталды. Лазерлік скальпель кеуде қуысының ішкі мүшелеріне және құрсақ қуысына жасалған операцияларда қолданылған. Қазіргі уақытта лазер сәулесімен тері-пластикалық оталар, өңешке, асқазанға, ішекке, бүйрекке, бауырға, көкбауырға және басқа мүшелерге ота жасалады. Көптеген қан тамырлары бар органдарға, мысалы, жүрекке, бауырға лазерді қолдану арқылы операциялар жасау өте қызықты.

Әсіресе кең қолданукөз хирургиясында лазерлік құралдарды тапты. Көз, өздеріңіз білетіндей, өте жұқа құрылымы бар мүше. Көз хирургиясында манипуляциялардың дәлдігі мен жылдамдығы ерекше маңызды. Сонымен қатар, бұл анықталды дұрыс таңдаулазерлік сәулелену жиілігі, ол көздің мөлдір тіндері арқылы оларға ешқандай әсер етпестен еркін өтеді. Бұл көздің линзасына және көз түбіне мүлде тіліксіз операциялар жасауға мүмкіндік береді. Қазіргі уақытта линзаны өте қысқа және күшті импульспен буландыру арқылы жою операциялары сәтті жүргізілуде. Бұл жағдайда қоршаған тіндерге зақым келтірілмейді, бұл емдеу процесін тездетеді, бұл сөзбе-сөз бірнеше сағатты құрайды. Бұл өз кезегінде жасанды линзаны кейіннен имплантациялауды айтарлықтай жеңілдетеді. Тағы бір сәтті игерілген операция - ажыратылған торды дәнекерлеу.

Лазерлер жақыннан және алыстан көрмеу сияқты кең таралған көз ауруларын емдеуде сәтті қолданылады. Бұл аурулардың себептерінің бірі - көздің мүйізді қабығының конфигурациясының кез келген себеппен өзгеруі. Лазерлік сәулемен қасаң қабықтың өте дәл дозаланған сәулеленуінің көмегімен оның ақауларын түзетуге, қалыпты көруді қалпына келтіруге болады.

Мутацияланған жасушалардың бақылаусыз бөлінуінен туындаған көптеген қатерлі ісіктерді емдеуде лазерлік терапияны қолданудың маңыздылығын асыра бағалау қиын. Лазер сәулесін рак клеткаларының кластеріне дәл бағыттау арқылы сау жасушаларды зақымдамай бұл кластерлерді толығымен жоюға болады.

Әртүрлі ауруларды диагностикалауда әртүрлі лазерлік зондтар кеңінен қолданылады ішкі органдар, әсіресе басқа әдістерді қолдану мүмкін емес немесе өте қиын жағдайларда.

Терапиялық мақсатта төмен энергиялы лазерлік сәуле қолданылады. Лазерлік терапия тұрақты магнит өрісімен бірге жақын инфрақызыл диапазондағы импульстік кең жолақты сәулеленудің денеге әсер етуіне негізделген. Лазерлік сәулеленудің тірі ағзаға емдік (емдік) әсері фотофизикалық және фотохимиялық реакцияларға негізделген. Жасушалық деңгейде лазерлік сәулеленудің әсеріне жауап ретінде жасуша мембраналарының энергетикалық белсенділігі өзгереді, ДНҚ-РНҚ-ақуыз жүйесінің жасушаларының ядролық аппараты белсендіріледі, демек, жасушалардың биоэнергетикалық потенциалы жоғарылайды. Жалпы дене деңгейіндегі реакция клиникалық көріністерде көрінеді. Бұл анальгетиктер, қабынуға қарсы және ісінуге қарсы әсерлер, сәулеленгенде ғана емес, сонымен қатар қоршаған тіндердегі микроциркуляцияны жақсарту, зақымдалған тіндердің жазылуын жеделдету, жалпы және жергілікті иммундық қорғаныс факторларын ынталандыру, холециститті азайту. қан, бактериостатикалық әсер.

Лазерлерді медицинада қолдану лазерлерді технологиялық қолданудың көптеген басқа салаларынан түбегейлі ерекшеленеді. Лазерлік медициналық технологиялар гуманистік бағыттылығымен ерекшеленеді. Егер денсаулық мәселесі адамның өзі немесе оның жақын адамы үшін жеткілікті өткір болса, онда медицина проблемалары кез келген басқа мәселелерге қарағанда өлшеусіз маңызды болады.

Лазерлік медициналық технологиялар әмбебаптығымен, күрделілігімен және әртүрлілігімен ерекшеленеді. Лазерлік медицина лазер сәулесінің дененің әртүрлі бөліктеріне әсерін қамтиды: теріге, сүйектерге, бұлшықеттерге, майлы тіндерге, сіңірлерге, ішкі органдарға, көзге, тіс тіндеріне және т.б. Сонымен қатар, олардың әрқайсысы өз кезегінде бар. күрделі құрылым. Сонымен, тісте эмаль, дентин және пульпа бөлек қарастырылуы мүмкін. Теріде – мүйізді қабат, эпидермис, дермис. Бұл ұлпалардың барлығының басқа биологиялық ұлпалардың қасиеттерінен ерекшеленетін оптикалық (спектрлік сипаттамалары, шағылысу коэффициенті, сәулеленудің ену тереңдігі) және термофизикалық (жылу өткізгіштік, жылу диффузиялық, жылу сыйымдылығы) өзіндік қасиеттері бар. Сондықтан лазерлік сәулеленудің оларға әсер ету сипаты да ерекшеленеді. Тиісінше, әрбір жағдайда сәулелену режимінің жеке параметрлерін таңдау қажет: толқын ұзындығы, әсер ету ұзақтығы, қуат, импульстің қайталану жылдамдығы және т.б. Биологиялық тіндердің қасиеттерінің күшті айырмашылығы спецификалық әсерлерді мүмкін етеді, мысалы, патологиялық тіндерге тері арқылы әсер ету (тері астындағы тіндерді теріге айтарлықтай зақым келтірмей сәулелендіру).

Әрбір ұлпа өзінің биологиялық табиғаты бойынша гетерогенді және күрделі микроқұрылымға ие. Жұмсақ тіндердің құрамына судың едәуір мөлшері кіреді. Сүйектер әртүрлі минералдардан тұрады. Мұның салдары - тіндерге сәулеленудің әсері, әсіресе деструктивті, хирургиялық, әртүрлі тіндерге және сәулеленудің толқын ұзындығына тек сандық емес, сонымен қатар сапалық жағынан да ерекшеленеді. Бұл биологиялық тіндерді жоюдың бірнеше мүлдем басқа механизмдері бар екенін білдіреді: термиялық және төмен энергиялық коагуляция, содан кейін резорбция, жарылғыш механизмдер және «суық» абляция.

Бір қызығы, дененің белгілі бір бөлігіне терапиялық әсер ету үшін лазер әсерін мүлдем басқа нысанға бағыттауға болады. Бұл жерде лазерлік терапия индикативті болып табылады, қанның сәулеленуі, адамның терісіндегі органдардың арнайы нүктелері немесе проекциялары (Захарин-Гед аймақтары), табан немесе алақан, омыртқа аймағы аймақтан өте алыс орналасқан ішкі органдарға әсер етеді. әсерінің және тұтастай алғанда бүкіл ағзаның.

Сонымен қатар, дене біртұтас болғандықтан, әсердің әсері аяқталғаннан кейін өте ұзақ уақытқа созылады. Лазерлік операциядан кейін дененің реакциясы күндер, апталар, тіпті айлар бойы жалғасады.

Лазерлік медицинаның бұл күрделілігі мен күрделілігі оны жаңа технологияларды зерттеу және әзірлеу үшін өте қызықты етеді.

Неліктен лазерлік сәулелер медицинада кеңінен қолданылады? Лазерлік медицинада қолданылатын лазерлік сәулеленудің негізгі ерекшеліктері:

• - энергияны локализациялау мүмкіндігін анықтайтын бағыттылық, монохроматтық, когеренттілік;
• - кең ауқымқолданыстағы лазерлердің жұмыс ауқымы (бұл әсіресе абсорбция резонансты сипатта болған кезде маңызды),
• - кең диапазондағы әсер ету ұзақтығын бақылау мүмкіндігі (қолданыстағы лазерлер фемтосекундтық диапазоннан үздіксіз экспозицияға дейінгі әсер ету ұзақтығын қамтамасыз етеді),
• - әсер ету қарқындылығының кең ауқымында біркелкі өзгеру мүмкіндігі;
• - әсер етудің жиілік сипаттамаларын өзгерту мүмкіндігі;
• - оптикалық процесті басқарудың кең мүмкіндіктері, оның ішінде ұйымдастыру мүмкіндігі кері байланыс,
• - әсер ету механизмдерінің кең спектрі: термиялық, фотохимиялық, таза биофизикалық, химиялық,
• - радиацияны жеткізу жеңілдігі;
• - стерильдікті қамтамасыз ететін жанаспайтын әсер ету мүмкіндігі;
• - сәулеленудің термиялық және сәйкесінше коагуляциялық әсерімен байланысты қансыз операцияларды жүргізу мүмкіндігі.

Осылайша, лазер өте дәл, әмбебап және пайдаланушыға ыңғайлы құрал болып көрінеді және ол үшін үлкен әлеуетке ие. медициналық қолданбаларболашақта.

Лазердің жұмыс істеу принципі

Кез келген лазерлік эмиттер жұмысының принципиалды схемасын келесідей көрсетуге болады (1-сурет).

Күріш. 1.

Олардың әрқайсысының құрылымына жұмысшы заты бар цилиндр таяқшасы кіреді, оның ұштарында айналар бар, олардың біреуі шағын өткізгіштікке ие. Жұмыс заты бар цилиндрге тікелей жақын жерде стерженьге параллель болуы мүмкін немесе оны жылан тәрізді етіп қоршай алатын шам бар. Қыздырылған денелерде, мысалы, қыздыру шамында өздігінен сәулелену пайда болатыны белгілі, онда заттың әрбір атомы өзінше сәулеленеді және, осылайша, бір-біріне қатысты ретсіз бағытталған жарық толқындарының ағындары пайда болады. Лазерлік эмитент қоздырылған сәулеленуден ерекшеленетін және қоздырылған атомға жарық квантымен шабуыл жасағанда пайда болатын ынталандырылған эмиссияны пайдаланады. Бұл жағдайда шығарылатын фотон барлық электромагниттік сипаттамаларда қозған атомға шабуыл жасаған бастапқы фотонға мүлдем ұқсайды. Нәтижесінде толқын ұзындығы, жиілігі, амплитудасы, таралу бағыты және поляризациясы бірдей екі фотон бар. Белсенді ортада барлық параметрлер бойынша бастапқы «тұқымдық» фотонды көшіретін және бір бағытты жарық ағынын құрайтын фотондар санының көшкін тәрізді ұлғаюы байқалатынын елестету оңай. Жұмысшы зат лазерлік эмитентте осындай белсенді орта ретінде әрекет етеді, ал оның атомдарының қозуы (лазерлік айдау) жарқыл шамының энергиясы есебінен жүреді. Таралу бағыты айналар жазықтығына перпендикуляр, олардың бетінен шағылысатын фотондар ағындары жұмысшы зат арқылы алға-артқа қайта-қайта өтіп, барған сайын тізбекті көшкін тәрізді реакцияларды тудырады. Айналардың бірі жартылай мөлдір болғандықтан, өндірілген фотондардың бір бөлігі көрінетін лазер сәулесі түрінде шығады.

Осылайша, айрықша ерекшелігілазерлік сәулелену - бұл монохроматикалық, когерентті және жоғары поляризацияланған электромагниттік толқындар жарық ағыны. Монохроматтылық спектрде басым бір толқын ұзындығы фотон көзінің болуымен сипатталады, когеренттілік - монохроматикалық жарық толқындарының уақыт пен кеңістіктегі синхронизациясы. Жоғары поляризация – жарық сәулесіне перпендикуляр жазықтықта сәуле шығару векторының бағыты мен шамасының тұрақты өзгеруі. Яғни, лазерлік жарық ағынындағы фотондар толқын ұзындықтарының, жиіліктердің және амплитудалардың тұрақтылығына ғана емес, сонымен бірге таралу және поляризация бағытына да ие. Кәдімгі жарық кездейсоқ ұшатын бір-біріне ұқсамайтын бөлшектерден тұрады. Салыстыру үшін лазер мен кәдімгі қыздыру шамы шығаратын жарықтың арасында камертонның дыбысы мен көше шуының арасында бірдей айырмашылық бар деп айта аламыз.

Стоматологияда лазерлерді қолдану

Стоматологияда лазерлік сәулелену айтарлықтай үлкен орынды иеленді. Беларусь мемлекеттік медицина университетінің ортопедиялық стоматология кафедрасында лазердің жақ-бет аймағының мүшелері мен тіндеріне әсер етуінің физиотерапиялық және хирургиялық аспектілерін қамтитын лазерлік сәулеленуді қолдану мүмкіндіктерін зерттеу жұмыстары жүргізілуде. протездер мен құрылғыларды жасау және жөндеу кезеңдерінде лазерлерді технологиялық қолдану.

Қазіргі медицинада ғылым мен техниканың көптеген жетістіктері қолданылады. Олар ауруларды уақтылы диагностикалауға көмектеседі және олардың сәтті емделуіне ықпал етеді. Дәрігерлер өз қызметінде лазерлік сәулеленудің мүмкіндіктерін белсенді пайдаланады. Толқын ұзындығына байланысты ол дененің тіндеріне әртүрлі әсер етуі мүмкін. Сондықтан ғалымдар клиникалық тәжірибеде кеңінен қолданылатын көптеген медициналық көп функциялы құрылғыларды ойлап тапты. Медицинада лазер мен радиацияның қолданылуын толығырақ қарастырайық.

Лазерлік медицина үш негізгі бағытта дамып келеді: хирургияда, терапияда және диагностикада. Лазерлік сәулеленудің ұлпаларға әсері сәулелену диапазонымен, толқын ұзындығымен және эмитенттің фотондық энергиясымен анықталады. Жалпы алғанда, медицинадағы лазердің ағзаға әсер етуінің барлық түрлерін екі топқа бөлуге болады

Төмен қарқынды лазерлік сәулелену;
- жоғары қарқынды лазерлік сәулелену.

Төмен қарқынды лазер сәулесі денеге қалай әсер етеді?

Мұндай лазердің әсері дененің тіндеріндегі биофизикалық және химиялық процестердің өзгеруіне әкелуі мүмкін. Сондай-ақ, мұндай терапия метаболизмнің өзгеруіне (метаболикалық процестер) және оның биоактивациясына әкеледі. Төмен қарқынды лазердің әсері жүйке тіндерінде морфологиялық және функционалдық өзгерістерді тудырады.

Сондай-ақ, бұл әсер жүрек-тамыр жүйесі мен микроциркуляцияны ынталандырады.
Тағы бір төмен қарқынды лазер жасушалық және тіндік тері элементтерінің биологиялық белсенділігін арттырады, бұлшықеттерде жасушаішілік процестердің белсендірілуіне әкеледі. Оны пайдалану тотығу-тотықсыздану процестерін бастауға мүмкіндік береді.
Басқа нәрселермен қатар, бұл әсер ету әдісі дененің жалпы тұрақтылығына оң әсер етеді.

Төмен қарқынды лазер сәулесін қолданғанда қандай емдік әсерге қол жеткізіледі?

Терапияның бұл әдісі қабынуды жоюға, ісінуді азайтуға, ауырсынуды жоюға және регенерация процестерін белсендіруге көмектеседі. Сонымен қатар, ол физиологиялық функцияларды және иммундық жауапты ынталандырады.

Қандай жағдайларда дәрігерлер төмен қарқынды лазер сәулесін қолдана алады?

Бұл әсер ету әдісі әртүрлі локализацияның өткір және созылмалы қабыну процестері, жұмсақ тіндердің жарақаттары, күйіктер, үсік және тері аурулары бар науқастарға көрсетілген. Оны перифериялық ауруларға қолдану мағынасы бар жүйке жүйесі, тірек-қимыл аппаратының аурулары және жүрек пен қан тамырларының көптеген ауруларында.

Сондай-ақ, төмен қарқынды лазер сәулесі тыныс алу мүшелерін, ас қорыту жолдарын, несеп-жыныс жүйесін, ЛОР ауруларын және иммундық статустың бұзылуын емдеуде қолданылады.

Терапияның бұл әдісі стоматологияда кеңінен қолданылады: ауыз қуысының шырышты қабығының ауруларын, пародонт аурулары мен ТМЖ (темпоромандибулярлы буын) ауруларын түзетуде.

Сонымен қатар, тістің қатты тіндерінде пайда болған кариозды емес зақымданулар, кариес, пульпит және периодонтит, бет ауруы, жақ-бет аймағының қабыну ошақтары және жарақаттары осындай лазермен өңделеді.

Медицинада жоғары қарқынды лазерлік сәулеленуді қолдану

Жоғары қарқынды лазер сәулесі хирургияда және оның әртүрлі салаларында жиі қолданылады. Өйткені, жоғары қарқынды лазер сәулесінің әсері тіндерді кесуге көмектеседі (лазер скальпель сияқты әрекет етеді). Кейде антисептикалық әсерге жету, коагуляциялық пленканы қалыптастыру және агрессивті әсерлерден қорғаныш тосқауыл жасау үшін қолданылады. Сонымен қатар, мұндай лазерді металл протездерін және әртүрлі ортодонтиялық құрылғыларды дәнекерлеу үшін қолдануға болады.

Жоғары қарқынды лазер сәулесі ағзаға қалай әсер етеді?

Бұл әсер ету әдісі тіндердің термиялық күйіктерін тудырады немесе олардың коагуляциясына әкеледі. Бұл зардап шеккен аймақтардың булануын, жануын немесе көмірленуін тудырады.

Жоғары қарқынды лазер сәулесі пайдаланылғанда

Ағзаға әсер етудің бұл әдісі урология, гинекология, офтальмология, отоларингология, ортопедия, нейрохирургия және т.б. салаларында әртүрлі хирургиялық араласуларды орындауда кеңінен қолданылады.

Сонымен қатар, лазерлік хирургияның көптеген артықшылықтары бар:

Іс жүзінде қансыз операциялар;
- максималды асептика (стерильділік);
- операциядан кейінгі ең аз асқынулар;
- көрші тіндерге ең аз әсер ету;
- операциядан кейінгі қысқа кезең;
- жоғары дәлдік;
- тыртықтардың пайда болу ықтималдығын азайту.

Лазерлік диагностика

Бұл диагностикалық әдіс прогрессивті және дамып келеді. Бұл дамудың бастапқы кезеңінде көптеген ауыр ауруларды анықтауға мүмкіндік береді. Лазерлік диагностика терінің, сүйек тінінің және ішкі ағзалардың қатерлі ісігін анықтауға көмектесетіні туралы деректер бар. Ол офтальмологияда қолданылады - катарактаны анықтау және оның сатысын анықтау. Сонымен қатар, бұл зерттеу әдісін гематологтар қолданады - қан жасушаларының сапалық және сандық өзгерістерін зерттеу үшін.

Лазер сау және патологиялық тіндердің шекарасын тиімді анықтайды, оны эндоскопиялық жабдықпен бірге қолдануға болады.

Басқа сипаттағы медицинада сәулеленуді қолдану

Дәрігерлер әртүрлі жағдайларды емдеуде, диагностикалауда және алдын алуда сәулеленудің әртүрлі түрлерін кеңінен қолданады. Радиацияны пайдалану туралы білу үшін қызықты сілтемелерді орындаңыз:

Медицинадағы рентген сәулелері
- радиотолқындар
- термиялық және иондаушы сәулелер
- медицинадағы ультракүлгін сәулелену
- медицинадағы инфрақызыл сәулелену

КІРІСПЕ

1 ЛАЗЕР ЖӘНЕ ОЛАРДЫҢ МЕДИЦИНАДА ҚОЛДАНЫЛУЫ

2 ЛАЗЕРДІ МЕДИЦИНАЛЫҚ ЖӘНЕ БИОЛОГИЯЛЫҚ ҚОЛДАНУДЫҢ НЕГІЗГІ БАҒЫТТАРЫ МЕН МІНДЕТТЕРІ

3 МЕДИЦИНАЛЫҚ ПРАКТИКАДА ЛАЗЕРДІ ҚОЛДАНУ ҮШІН ФИЗИКАЛЫҚ НЕГІЗДЕР

4 ЛАЗЕР РАДИАЦИЯСЫНА ҚАРСЫ САҚТЫҚ ШАРАЛАРЫ

5 БИОЛОГИЯЛЫҚ ҰЛПАҒА ЛАЗЕРЛІК СӘУЛЕЛЕРДІҢ ЕНГІЗУІ

6 ЛАЗЕРЛІК СӘУЛЕЛЕРДІҢ БИОЛОГИЯЛЫҚ ұлпалармен өзара әрекеттесуінің патогенетикалық механизмдері.

7 ЛАЗЕРЛІК БИОСТИМУЛЯЦИЯНЫҢ МЕХАНИЗМІ

ҚОЛДАНЫЛҒАН ӘДЕБИЕТ

КІРІСПЕ

Хирург тіндерді бөлу үшін қолданатын негізгі құралдар - скальпель және қайшы, яғни кесу құралдары. Дегенмен, скальпельмен және қайшымен жасалған жаралар мен кесулер қан кетумен бірге жүреді, гемостаздың арнайы шараларын қолдануды талап етеді. Сонымен қатар, тіндермен байланыста болған кезде, кесу құралдары кесу сызығы бойымен қатерлі ісіктердің микрофлорасы мен жасушаларын таратуы мүмкін. Осыған байланысты, хирургтар ұзақ уақыт бойы хирургиялық жарадағы патогендік микрофлораны және ісік жасушаларын бір мезгілде жойып, қансыз тілік жасайтын құралдың болуын армандады. «Құрғақ операция алаңында» араласу кез келген профильдегі хирургтар үшін өте қолайлы.

«Идеал» скальпельді жасау әрекеттері өткен ғасырдың аяғында, жоғары жиілікті токтарды пайдаланып жұмыс істейтін электр пышақ деп аталатын жобаланған кезде басталады. Неғұрлым жетілдірілген нұсқалардағы бұл құрылғы қазіргі уақытта әртүрлі мамандықтардың хирургтарымен кеңінен қолданылады. Дегенмен, тәжірибе жинақталғандықтан, теріс жақтары«электрохирургия», оның негізгісі кесу аймағында термиялық тіннің күйіп қалу аймағы тым үлкен. Күйік аймағы неғұрлым кең болса, хирургиялық жара соғұрлым нашар жазылатыны белгілі. Сонымен қатар, электр пышағын пайдаланған кезде науқастың денесін электр тізбегіне қосу қажет болады. Электрохирургиялық құрылғылар операция кезінде дененің өмірлік белсенділігін бақылауға арналған электрондық құрылғылар мен құрылғылардың жұмысына теріс әсер етеді. Криохирургиялық құрылғылар сонымен қатар емдеу процесін нашарлататын тіндерге айтарлықтай зақым келтіреді. Криоскальпельмен тіндерді бөлу жылдамдығы өте төмен. Шын мәнінде, бұл диссекция емес, тіндердің бұзылуы. Сондай-ақ плазмалық скальпельді қолданғанда айтарлықтай күйік аймағы байқалады. Егер лазер сәулесінің айқын гемостатикалық қасиетке ие екенін, сондай-ақ бронхиолдарды, өт жолдарын және ұйқы безін жабу мүмкіндігін ескерсек, хирургияда лазерлік технологияны қолдану өте перспективалы болады. Хирургияда лазерлерді қолданудың кейбір артықшылықтарының қысқаша тізімі негізінен көмірқышқылды лазерлерге (CO 2 лазерлері) қатысты. Олардан басқа медицинада басқа принциптерде және басқа жұмыс заттарында жұмыс істейтін лазерлер қолданылады. Бұл лазерлер биологиялық тіндерге әсер еткенде түбегейлі әртүрлі сапаға ие және салыстырмалы түрде тар көрсеткіштер үшін, атап айтқанда, жүрек-қан тамырлары хирургиясында, онкологияда, терінің және көрінетін шырышты қабықтың хирургиялық ауруларын емдеуде және т.б.

1 ЛАЗЕР ЖӘНЕ ОЛАРДЫҢ МЕДИЦИНАДА ҚОЛДАНЫЛУЫ

Жарық пен радиотолқындардың ортақ табиғатына қарамастан, көптеген жылдар бойы оптика мен радиоэлектроника бір-бірінен тәуелсіз, тәуелсіз дамып келеді. Жарық көздерінің - қоздырылған бөлшектер мен радиотолқындардың генераторларының ортақтығы шамалы сияқты көрінді. Тек 20 ғасырдың ортасынан бастап физиканың жаңа тәуелсіз саласы – кванттық электрониканың негізін қалаған радиотолқындардың молекулалық күшейткіштері мен генераторларын жасау бойынша жұмыстар басталды.

Кванттық электроника кванттық жүйелердің ынталандырылған эмиссиясын пайдалана отырып, электромагниттік тербелістерді күшейту және генерациялау әдістерін зерттейді. Бұл білім саласындағы жетістіктер ғылым мен техникада көбірек қолданылуда. Кванттық электрониканың негізінде жатқан кейбір құбылыстармен және оптикалық кванттық генераторлардың – лазерлердің жұмысымен танысайық.

Лазерлер – жиілігі бірдей сәулелену фотондарының әсерінен қозғалған атомдардың немесе молекулалардың фотондардың стимуляцияланған (стимулданған, индукцияланған) эмиссиясы процесі негізінде жұмыс істейтін жарық көздері. Бұл процестің айрықша ерекшелігі ынталандырылған сәуле шығару кезінде пайда болатын фотонның оның жиілікте, фазада, бағытта және поляризацияда пайда болуына себеп болған сыртқы фотонмен бірдей болуы болып табылады. Бұл кванттық генераторлардың бірегей қасиеттерін анықтайды: кеңістіктегі және уақыттағы сәулеленудің жоғары когеренттілігі, жоғары монохроматтылығы, тар сәуленің бағыты, қуат ағынының үлкен концентрациясы және өте аз көлемдегі фокустау мүмкіндігі. Лазерлер әртүрлі белсенді орталар негізінде жасалады: газ тәрізді, сұйық немесе қатты. Олар толқын ұзындығының өте кең диапазонында – 100 нм-ден (ультракүлгін сәуле) 1,2 микронға дейін (инфрақызыл сәулелену) – сәуле шығаруы мүмкін және үздіксіз және импульстік режимдерде жұмыс істей алады.

Лазер үш іргелі маңызды блоктан тұрады: эмитент, сорғы жүйесі және қуат көзі, олардың жұмысы арнайы көмекші құрылғылардың көмегімен қамтамасыз етіледі.

Эмитент сорғы энергиясын (гелий-неон қоспасын 3 белсенді күйге көшіру) лазерлік сәулеленуге түрлендіруге арналған және оптикалық резонаторды қамтиды, ол жалпы жағдайда мұқият жасалған шағылыстырғыш, сыну және фокустау элементтерінің жүйесі болып табылады, ішкі кеңістігінде электромагниттік сәулеленудің белгілі бір түрі қозғалатын және сақталатын оптикалық диапазондағы тербеліс. Оптикалық резонатор спектрдің жұмыс бөлігінде ең аз шығындарға, түйіндерді өндіруде және оларды өзара орнатуда жоғары дәлдікке ие болуы керек.

Лазерлерді құру үш іргелі физикалық идеяны жүзеге асыру нәтижесінде мүмкін болды: ынталандырылған сәуле шығару, атомдардың энергетикалық деңгейлерінің термодинамикалық тепе-теңсіз кері популяциясын құру және оң кері байланысты пайдалану.

Қозған молекулалар (атомдар) люминесценция фотондарын шығаруға қабілетті. Мұндай сәулелену өздігінен жүретін процесс. Ол кездейсоқ және уақыт бойынша ретсіз, жиілік (әртүрлі деңгейлер арасында ауысулар болуы мүмкін), таралу бағыты және поляризациясы. Басқа сәулелену - ынталандырылған немесе индукцияланған - фотонның энергиясы сәйкес энергия деңгейлері арасындағы айырмашылыққа тең болса, фотон қозған молекуламен әрекеттескенде пайда болады. Қоздырылған (индукцияланған) сәулелену кезінде секундына өту саны затқа бір уақытта түсетін фотондар санына, яғни жарық қарқындылығына, сондай-ақ қозғалған молекулалардың санына байланысты. Басқаша айтқанда, сәйкес қоздырылған энергетикалық күйлердің популяциясы неғұрлым жоғары болса, соғұрлым мәжбүрлі ауысулар саны көп болады.

Индукцияланған сәулелену барлық жағынан, оның ішінде фазалық жағынан түскен сәулеленумен бірдей, сондықтан лазерлік генерация принциптерінде бірінші іргелі идея ретінде қолданылатын электромагниттік толқынның когерентті күшейтілуі туралы айтуға болады.

Лазерлерді жасауда іске асырылған екінші идея - Больцман заңына қайшы, төменгі деңгейден жоғары деңгейде бөлшектер көп болатын термодинамикалық тепе-теңсіз жүйелерді құру. Кем дегенде екі энергетикалық деңгей үшін энергиясы жоғары бөлшектердің саны аз энергиясы бар бөлшектердің санынан асып түсетін ортаның күйі деңгейлердің кері жиыны бар күй деп, ал орта деп аталады. белсенді. Бұл лазердің жұмысшы заты болып табылатын индукцияланған (мәжбүрлі) сәулелену кванттарының эмиссиясымен фотондардың қоздырылған атомдармен әрекеттесетін белсенді ортасы. Кері популяциясы бар мемлекет, деңгейлер Т үшін Больцман үлестірімінен формальды түрде алынады< О К, поэтому иногда называется состоянием с «отрицательной» температурой. По мере распространения света в активной сред интенсивность его возрастает, имеет место явление, обратное поглощению, т. е. усиление света. Это означает, что в законе Бугера kX < 0, поэтому инверсная населенность соответствует среде с отрицательным показателем поглощения.

Популяцияның инверсиялық күйін энергиясы аз бөлшектерді таңдау арқылы немесе бөлшектерді, мысалы, жарықпен немесе электр разрядымен арнайы қоздыру арқылы жасауға болады. Өздігінен, мемлекет теріс температураұзақ уақыт бойы жоқ.

Лазерлік генерация принциптерінде қолданылатын үшінші идея радиофизикада пайда болды және оң кері байланысты пайдалану болып табылады. Оны жүзеге асыру кезінде түзілген ынталандырылған сәулеленудің бір бөлігі жұмысшы заттың ішінде қалады және көбірек қозғалған атомдармен ынталандырылған сәулеленуді тудырады. Мұндай процесті жүзеге асыру үшін белсенді орта әдетте екі айнадан тұратын оптикалық резонаторға орналастырылады, онда пайда болатын сәулелену белсенді орта арқылы қайта-қайта өтіп, оны когерентті ынталандырылған сәулелену генераторына айналдырады.

Микротолқынды диапазондағы осындай бірінші генераторды (мазер) 1955 жылы кеңес ғалымдары Н.Г.Басоим және А.М.Прохоров және американдық ғалымдар К.Таунс және т.б дербес жобалаған.Бұл құрылғының жұмысы аммиак молекулаларының ынталандырылған эмиссиясына негізделгендіктен, генератор генератор. молекулалық деп аталды.

1960 жылы сәулеленудің көрінетін диапазонында бірінші кванттық генератор жасалды - жұмыс заты (белсенді орта) ретінде рубин кристалы бар лазер. Сол жылы газды гелий-неон лазері жасалды. Қазіргі уақытта жасалған лазерлердің барлық алуан түрлілігін жұмыс затының түріне қарай жіктеуге болады: газды, сұйықты, жартылай өткізгішті және қатты күйдегі лазерлерді ажыратады. Лазердің түріне байланысты популяциялық инверсияны құру энергиясы әртүрлі тәсілдермен хабарланады: өте қарқынды жарықпен қозу – «оптикалық айдау», электрлік газ разряды, жартылай өткізгіш лазерлерде – электр тогы. Жарқырау сипаты бойынша лазерлер импульстік және үздіксіз болып бөлінеді.

Қатты күйдегі рубин лазерінің жұмыс принципін қарастырайық. Рубин – қоспа ретінде құрамында шамамен 0,05% Cr 3+ хром иондары бар Al 2 0 3 алюминий оксидінің кристалы. Хром иондарының қозуы жоғары қуатты импульстік жарық көздерін пайдаланып оптикалық айдау арқылы жүзеге асырылады. Конструкциялардың бірінде эллипстік қимасы бар құбырлы рефлектор қолданылады. Рефлектордың ішінде эллипс ошақтары арқылы өтетін сызықтар бойымен түзу ксенонды жарқыл шамы мен рубин таяқшасы орналастырылған (1-сурет). Алюминий шағылыстырғыштың ішкі беті жоғары жылтыратылған немесе күміс жалатылған. Эллиптикалық рефлектордың негізгі қасиеті оның бір фокусынан (ксенон шамы) шығып, қабырғалардан шағылған жарық шағылыстырғыштың екінші фокусына (рубин таяқшасы) түседі.

Рубин лазері үш деңгейлі схема бойынша жұмыс істейді (2а-сурет). Оптикалық айдау нәтижесінде хром иондары жердегі 1-деңгейден қысқа мерзімді қоздырылған күйге 3 өтеді. Содан кейін радиациялық емес ауысу ұзақ өмір сүретін (метстабилді) күйге 2 орын алады, одан өздігінен сәулеленудің ықтималдығы салыстырмалы түрде аз. Демек, 2-ші күйде қозғалған иондардың жинақталуы жүреді және 1-2-деңгейлер арасында кері популяция жасалады.Қалыпты жағдайда 2-ден 1-ші деңгейге өту өздігінен жүреді және толқын ұзындығы 694,3 нм болатын люминесценциямен бірге жүреді. Лазерлік резонаторда екі айна бар (1-суретті қараңыз), олардың біреуінің айнаға түсетін және шағылған жарық интенсивтілігінің шағылысу коэффициенті R бар, екінші айна жартылай мөлдір және оған түсетін сәулеленудің бір бөлігін өткізеді. (Р< 100%). Кванты люминесценции в зависимости от направления их движения либо вылетают из боковой поверхности рубинового стержня и теряются, либо, многократно отражаясь от зеркал, сами вызывают вынужденные переходы. Таким образом, пучок, перпендикулярный зеркалам, будет иметь наибольшее развитие и выходит наружу через полупрозрачное зеркало. Такой лазер работает в импульсном режиме.

Үш деңгейлі схема бойынша жұмыс істейтін рубин лазерімен қатар кристалды немесе шыны матрицаға енгізілген сирек жер элементтерінің иондарына (неодим, самарий және т. 24b). Мұндай жағдайларда екі қозған деңгей арасында кері популяция жасалады: ұзақ өмір сүретін 2-деңгей және қысқа мерзімді 2-деңгей.

Өте кең таралған газ лазері гелий-неонды лазер болып табылады, онда электр разряды кезінде қозу пайда болады. Ондағы белсенді орта 10:1 қатынасындағы гелий мен неон қоспасы және шамамен 150 Па қысым. Неон атомдары сәуле шығарады, гелий атомдары көмекші рөл атқарады. Суретте. 24c гелий мен неон атомдарының энергетикалық деңгейлерін көрсетеді. Генерация неонның 3-ші және 2-ші деңгейлері арасындағы ауысу кезінде орын алады. Олардың арасында кері популяцияны құру үшін 3-деңгейді толтырып, 2-деңгейді босату керек. 3-деңгей гелий атомдарының көмегімен толтырылады. Электрондық әсер ету арқылы электр разрядында гелий атомдары ұзақ өмір сүретін күйге қозғалады (өмір сүру ұзақтығы шамамен 10 3 с). Бұл күйдің энергиясы неонның 3-деңгейінің энергиясына өте жақын, сондықтан қозған гелий атомы қозбаған неон атомымен соқтығысқанда энергия тасымалданады, соның нәтижесінде неонның 3-деңгейі қоныстанады. Таза неон үшін бұл деңгейде өмір сүру ұзақтығы қысқа және атомдар 1 немесе 2 деңгейге өтеді, Больцманның таралуы жүзеге асырылады. Неонның 2-деңгейінің сарқылуы негізінен разряд түтігінің қабырғаларымен соқтығысқан кезде оның атомдарының негізгі күйге өздігінен өтуіне байланысты болады. Бұл неонның 2 және 3 деңгейлерінің стационарлық кері популяциясын қамтамасыз етеді.

Гелий-неон лазерінің негізгі құрылымдық элементі - (3-сурет) диаметрі шамамен 7 мм болатын газ разрядтық түтік болып табылады. Газ разрядын жасау және гелийді қоздыру үшін түтікке электродтар орнатылады. Терезелер түтіктің ұштарында Брюстер бұрышында орналасқан, соның арқасында сәулелену жазық поляризацияланған. Резонатордың жазық айналары түтіктің сыртында орнатылған, олардың біреуі жартылай мөлдір (шағылу коэффициенті R< 100%). Таким образом, пучок вынужденного излучения выходит наружу через полупрозрачное зеркало. Это лазер непрерывного действия.

Резонаторлық айналар көпқабатты жабындармен жасалады және кедергіге байланысты, қажетті коэффициентберілген толқын ұзындығы үшін шағылысулар. Ең жиі қолданылатындары 632,8 нм толқын ұзындығында қызыл сәуле шығаратын гелий-неонды лазерлер. Мұндай лазерлердің қуаты аз, ол 100 мВт-тан аспайды.

Лазерлерді қолдану олардың сәулелену қасиеттеріне негізделген: жоғары монохроматтылық (~ 0,01 нм), жеткілікті жоғары қуат, сәуленің тарлығы және когеренттілігі.

Жарық сәулесінің тарлығы және оның шамалы алшақтығы Жер мен Ай арасындағы қашықтықты (алынған дәлдік шамамен ондаған сантиметрді құрайды), Венера мен Меркурийдің айналу жылдамдығын және т.б. өлшеу үшін лазерлерді қолдануға мүмкіндік берді.

Олардың голографияда қолданылуы лазерлік сәулеленудің когеренттілігіне негізделген. .Оптикалық талшықты қолдану арқылы гелий-неонды лазер негізінде асқазанның ішкі қуысының үш өлшемді бейнесін голографиялық қалыптастыруға мүмкіндік беретін гастроскоптар жасалды.

Раман спектрлерін атомдар мен молекулалардың қозуы үшін лазерлік сәулеленудің монохроматтылығы өте қолайлы.

Лазерлер хирургияда, стоматологияда, офтальмологияда, дерматологияда және онкологияда кеңінен қолданылады. Лазерлік сәулеленудің биологиялық әсері биологиялық материалдың қасиеттеріне де, лазерлік сәулеленудің қасиеттеріне де байланысты.

Медицинада қолданылатын барлық лазерлер шартты түрде 2 түрге бөлінеді: интенсивтілігі төмен (қарқындылығы 10 Вт/см2 аспайды, көбінесе 0,1 Вт/см2 шамасында) – емдік және жоғары қарқынды – хирургиялық. Ең күшті лазерлердің қарқындылығы 10 14 Вт/см 2 жетуі мүмкін, әдетте медицинада 10 2 - 10 6 Вт/см 2 қарқындылығы бар лазерлер қолданылады.

Төмен қарқынды лазерлер - бұл тікелей сәулелену кезінде тіндерге айтарлықтай деструктивті әсер етпейтіндер. Спектрдің көрінетін және ультракүлгін аймақтарында олардың әсерлері фотохимиялық реакцияларға байланысты және әдеттегі, когерентсіз көздерден алынған монохроматикалық жарықтың әсерінен айырмашылығы жоқ. Мұндай жағдайларда лазерлер экспозицияның дәл локализациясы мен дозасын қамтамасыз ететін ыңғайлы монохроматикалық жарық көздері болып табылады. Мысал ретінде трофикалық жараларды, жүректің ишемиялық ауруын және т.б. емдеу үшін гелий-неонды лазерлік сәулені, сондай-ақ фотодинамикалық терапияда ісіктердің фотохимиялық зақымдануы үшін криптонды және басқа лазерлерді қолдану жатады.

Жоғары қарқынды лазерлерден көрінетін немесе ультракүлгін сәулеленуді пайдалану кезінде сапалы жаңа құбылыстар байқалады. Кәдімгі жарық көздерімен зертханалық фотохимиялық тәжірибелерде, сондай-ақ күн сәулесінің әсерінен табиғатта әдетте бір фотонды сіңіру орын алады. Бұл Старк пен Эйнштейн тұжырымдаған фотохимияның екінші заңында айтылған: әрбір молекула химиялық реакция, жарық әсерінен өтіп, бір кванттық сәулені сіңіреді, бұл реакция тудырады. Екінші заңмен сипатталған бір фотонды жұтылу қанағаттандырылады, өйткені қарапайым жарық интенсивтілігінде екі фотонның негізгі күйдегі молекулаға бір мезгілде түсуі іс жүзінде мүмкін емес. Егер мұндай оқиға орын алса, өрнек келесі пішінді алады:

2hv = E t - E k,

бұл молекуланың E k энергетикалық күйінен E r энергиясы бар күйге өтуі үшін екі фотонның энергиясының қосындысын білдіреді.Сондай-ақ электронды қозған молекулалардың фотондарды жұтуы болмайды, өйткені олардың өмір сүру уақыты қысқа, және жиі қолданылатын сәулелену қарқындылығы аз. Сондықтан электронды қоздыратын молекулалардың концентрациясы төмен, ал олардың басқа фотонды жұтуы өте екіталай.

Алайда, егер жарық қарқындылығы жоғарыласа, екі фотонды жұту мүмкін болады. Мысалы, толқын ұзындығы шамамен 266 нм болатын жоғары қарқынды импульстік лазерлік сәулеленумен ДНҚ ерітінділерін сәулелендіру у-сәулеленуден туындаған ДНҚ молекулаларының иондануына әкелді. Иондану қарқындылығы төмен ультракүлгін сәулелердің әсері тудырған жоқ. Нуклеин қышқылдарының немесе олардың негіздерінің сулы ерітінділерін интенсивтілігі 10 6 Вт/см 2 жоғары пикосекундпен (импульс ұзақтығы 30 пс) немесе наносекундтық (10 нс) импульстармен сәулелендіру молекулалық ионданумен аяқталатын электрондық ауысуларға әкелетіні анықталды. Пикосекундтық импульстармен (сурет 4, а) жоғары электронды деңгейлердің популяциясы схема бойынша (S 0 -> S1 -> S n), ал hv hv наносекундпен (4., б-сурет) - сәйкес болды. схемасы (S 0 -> S1 - T g -> T p). Екі жағдайда да молекулалар иондану энергиясынан асатын энергия алды.

ДНҚ-ның жұту жолағы спектрдің ультракүлгін аймағында орналасқан< 315 нм, видимый свет нуклеиновые кислоты совсем не поглощают. Однако воздействие высокоинтенсивным лазерным излучением около 532 нм переводит ДНК в электронно-возбужденное состояние за счет суммирования энергии двух фотонов (рис. 5).

Кез келген сәулеленудің жұтылуы қозғалған молекулалардан қоршаған кеңістікке таралатын жылу түрінде белгілі бір энергияның бөлінуіне әкеледі. Инфрақызыл сәулелер негізінен сумен жұтылады және негізінен жылу әсерлерін тудырады. Сондықтан жоғары қарқынды инфрақызыл лазерлердің сәулеленуі тінге бірден байқалатын термиялық әсерді тудырады. Медицинада лазерлік сәулеленудің жылулық әсері негізінен биологиялық тіндердің булануы (кесуі) және коагуляциясы ретінде түсініледі. Бұл қарқындылығы 1-ден 10 7 Вт/см 2-ге дейін және сәулелену ұзақтығы миллисекундтардан бірнеше секундқа дейінгі әртүрлі лазерлерге қатысты. Оларға, мысалы, газды CO 2 лазері (толқын ұзындығы 10,6 мкм), Nd:YAG лазері (1,064 мкм) және т.б. Nd:YAG лазері ең көп қолданылатын қатты күйдегі төрт деңгейлі лазер болып табылады. Генерация иттрий алюминий гранатының (YAG) Y 3 Al 5 0 12 кристалдарына енгізілген неодим иондарының (Nd 3+) ауысулары бойынша жүзеге асырылады.

Тіндерді қыздырумен қатар жылу өткізгіштік пен қан ағымына байланысты жылудың бір бөлігі жойылады. 40 ° C-тан төмен температурада қайтымсыз зақымдану байқалмайды. 60 °С температурада ақуыздың денатурациясы, тіндердің коагуляциясы және некроз басталады. 100-150 °C температурада сусыздану және көмірлену пайда болады, ал 300 ° C жоғары температурада ұлпа буланады.

Сәулелену жоғары қарқынды фокусталған лазерден келген кезде, түзілетін жылу мөлшері үлкен болады және матада температура градиенті пайда болады. Сәуленің түсу нүктесінде ұлпа буланып, іргелес аймақтарда көмір мен коагуляция жүреді (6-сурет). Фото булану – тіндерді қабаттап алу немесе кесу әдісі. Коагуляция нәтижесінде тамырлар бітеліп, қан тоқтайды. Осылайша, биологиялық тіндерді кесу үшін хирургиялық скальпель ретінде шамамен 2 10 3 Вт / см 2 қуаты бар үздіксіз CO 2 лазерінің () фокусталған сәулесі қолданылады.

Егер әсер ету ұзақтығы қысқартылса (10 - 10 с) және қарқындылығы жоғарыласа (10 6 Вт/см 2 жоғары), онда көміртекті және коагуляция аймақтарының өлшемдері елеусіз болады. Бұл процесс фотоабляция (фоторемизация) деп аталады және ұлпа қабатын қабатпен жою үшін қолданылады. Фотоабляция 0,01-100 Дж/см 2 энергия тығыздығында жүреді.

Қарқындылықтың одан әрі жоғарылауымен (10 Вт / см және одан жоғары) басқа процесс мүмкін - «оптикалық бұзылу». Бұл құбылыс лазерлік сәулеленудің электр өрісінің өте жоғары интенсивтілігіне байланысты (атомішілік электр өрістерінің қарқындылығымен салыстырылады) иондану заты, плазма пайда болады және механикалық соққы толқындары пайда болады. Оптикалық ыдырау үшін жарық кванттарын заттың әдеттегі мағынада жұтуы қажет емес, ол мөлдір ортада, мысалы, ауада байқалады.

2 ЛАЗЕРДІ МЕДИЦИНАЛЫҚ ЖӘНЕ БИОЛОГИЯЛЫҚ ҚОЛДАНУДЫҢ НЕГІЗГІ БАҒЫТТАРЫ МЕН МІНДЕТТЕРІ

Лазерлерді биомедициналық қолданудың қазіргі бағыттарын екі негізгі топқа бөлуге болады.Біріншісі – лазерлік сәулеленуді зерттеу құралы ретінде пайдалану. Бұл жағдайда лазер спектрлік зерттеулерде, лазерлік микроскопияда, голографияда және т.б. бірегей жарық көзі рөлін атқарады.Екінші топ - лазерлерді биологиялық объектілерге әсер ету құралы ретінде пайдаланудың негізгі тәсілдері. Мұндай әсер етудің үш түрін бөлуге болады.

Бірінші түрі - 10 5 Вт/м 2 ретті қуат тығыздығында импульстік немесе үздіксіз лазерлік сәулеленудің патологиялық ошақтың тіндеріне әсер етуі, терең сусыздандыру, тіндердің булануы және оларда ақаудың пайда болуы үшін жеткіліксіз. Бұл әсер ету түрі, атап айтқанда, олардың коагуляциясына әкелетін патологиялық тін түзілімдерін сәулелендіру үшін дерматология мен онкологияда лазерлерді қолдануға сәйкес келеді. Екінші түрі - үздіксіз немесе жиілік-периодты лазерлік сәулеленудің әсерінен (жоғары жиіліктегі импульстар) тіннің бір бөлігі буланып, онда ақау пайда болған кезде тіндердің диссекциясы. Бұл жағдайда радиация қуатының тығыздығы коагуляцияда қолданылатыннан екі реттік (10 7 Вт/м 2) немесе одан да көп асуы мүмкін. Экспозицияның бұл түрі хирургияда лазерді қолдануға сәйкес келеді. Үшінші түрі - тіндер мен органдарға төмен энергиялы сәулеленудің әсері (бір шаршы метрге бірлік немесе ондаған ватт), бұл әдетте айқын морфологиялық өзгерістерді тудырмайды, бірақ организмде белгілі бір биохимиялық және физиологиялық өзгерістерге әкеледі, яғни. физиотерапиялық түрдің әсері. Бұл түрі баяу жара процестерінде, трофикалық жараларда және т.б. биостимуляциялау мақсатында гелий-неон лазерін қолдануды қамтуы керек.

Лазерлік сәулеленудің биологиялық әсер ету механизмін зерттеу міндеті сәулеленуден туындаған интегралды әсерлердің негізінде жатқан процестерді зерттеуге дейін төмендейді: тіндердің коагуляциясы, олардың бөлінуі, организмдегі биостимуляциялық ығысулар.

3 МЕДИЦИНАЛЫҚ ПРАКТИКАДА ЛАЗЕРДІ ҚОЛДАНУ ҮШІН ФИЗИКАЛЫҚ НЕГІЗДЕР

Лазерлердің жұмыс істеу принципі эмитенттің жұмыс ортасының көлемінде болатын кванттық-механикалық процестерге негізделген, оның түсіндірмесін кванттық электроника береді – электромагниттік сәулеленудің электрондармен әрекеттесуін зерттейтін физика саласы. жұмыс ортасының атомдары мен молекулаларының бөлігі.

Кванттық электроника принциптеріне сәйкес, кез келген атомдық жүйе өзінің ішкі қозғалысы процесінде кванттық күйлер деп аталатын белгілі энергетикалық мәндері бар күйлерде болады, яғни оның қатаң анықталған (дискретті) энергетикалық мәндері болады. Бұл энергия мәндерінің жиынтығы атомдық жүйенің энергетикалық спектрін құрайды.

Сыртқы қозу болмаған жағдайда атом жүйесі қандай күйде болса, соған бейім болады ішкі энергияминималды. Сыртқы қозу кезінде атомның энергиясы жоғары күйлерге ауысуы соңғы Em және бастапқы En күйлерінің энергияларының айырмашылығына тең энергия бөлігінің жұтылуымен бірге жүреді. Бұл процесс келесідей жазылады:

Em - E n =nV mn, (1)

мұндағы V mn – n күйден m күйге өту жиілігі; h – Планк тұрақтысы.

Әдетте, қозған күйдегі атомның орташа тұру уақыты (өмір уақыты) қысқа және қозған атом энергиясы аз күйге өздігінен (өздігінен) өтеді, ал энергиясы анықталатын жарық квантын (фотон) шығарады. формула (1). Спонтанды ауысулар кезінде атомдар бір-бірімен байланысты емес, кездейсоқ жарық кванттарын шығарады. Олар барлық бағытта біркелкі ұшады. Өздігінен ауысу процесі қыздырылған денелердің жарқырауы кезінде байқалады, мысалы, қыздыру шамдары және т.б. Мұндай сәулелену монохроматикалық емес.

Қозған атом сыртқы сәулеленумен әрекеттескенде, оның жиілігі атомның энергиясы жоғары күйден энергиясы аз күйге ауысу жиілігіне сәйкес келеді, ықтималдық (неғұрлым үлкен болса, қарқындылығы жоғары болады) сыртқы сәулеленудің) атомды осы сыртқы сәулелену арқылы энергиясы аз күйге көшіру. Бұл жағдайда атом осы өтуге мәжбүр ететін сыртқы сәулелену жарық кванты сияқты жиілігі v mn , фазасы, таралу бағыты және поляризациясы бар жарық квантын шығарады.

Мұндай ауысулар мәжбүрлі (индукциялық) деп аталады. Бұл оптикалық кванттық генераторларда-лазерлерде когерентті сәулеленуді жасауға мүмкіндік беретін ынталандырылған сәулеленудің болуы.

Енді энергиясы E m және E n атомдары бар жүйе арқылы жарық тарағанда не болатынын қарастырайық (анықтылық үшін E m >En аламыз). Энергиясы E ha N m атомдар санын, ал энергиясы E n -N„ атомдар санын белгілейік. Nm және Nn сандары әдетте сәйкесінше Ew және Ep энергиясы бар деңгейлердің популяциялары деп аталады.

Табиғи жағдайларда кез келген температура мәніне қарағанда төменірек қарағанда жоғары энергия деңгейінде бөлшектер аз болады. Демек, кез келген қыздырылған дене үшін а теріс мән болып табылады және (2) формулаға сәйкес заттағы жарықтың таралуы оның әлсіреуімен бірге жүреді. Жарықты күшейту үшін N m >N n болуы керек. Материяның бұл күйі популяция инверсиясы бар күй деп аталады. Бұл жағдайда жарықтың зат арқылы таралуы қозған атомдардың энергиясы есебінен оның күшеюімен бірге жүреді.

Осылайша, радиацияны күшейту процесі үшін өтпелі кезеңнің жоғарғы деңгейінің популяциясының төменгі деңгейден жоғары болуын қамтамасыз ету қажет.

Популяция инверсиясын жасау үшін сыртқы қозу көзін пайдаланудан тұратын әртүрлі әдістер қолданылады.

Популяция инверсиясы бар атомдық жүйе әдетте белсенді орта деп аталады. Радиациялық генерацияны алу үшін кері байланыс мәселесін шешу қажет. Белсенді орта оптикалық резонаторға орналастырылады, ол қарапайым жағдайда белсенді ортаны екі қарама-қарсы жағынан шектейтін өзара параллель екі жалпақ айналардан тұрады. Бұл жағдайда резонатор айналарының бірі генерациялық сәулені жартылай өткізеді және ол арқылы резонатордан сәуле шығады, ал екінші айна оған түскен сәулені толығымен көрсетеді.

Резонатордағы генерацияның даму процесі келесі түрде берілген. Популяция инверсиясының жұмыс ортасында қозудың сыртқы көзін жасағаннан кейін генерация процесінің дамуына тек резонатор осі бойымен таралатын сәуле қатысады. Бұл радиация толық шағылыстыратын резонаторлық айнаның бетіне жетіп, одан шағылысады, қайтадан белсенді ортаға түседі және онда тарала отырып, мәжбүрлі ауысулардың әсерінен күшейеді. Резонатордың жартылай шағылыстыратын айнасынан шағылысып, күшейтілген сәулеленудің бір бөлігі белсенді ортаға оралады және қайтадан күшейеді, ал сәулеленудің бір бөлігі резонатордан шығады. Әрі қарай бұл процестер атомдық жүйенің қозуының сыртқы көзі болғанша бірнеше рет қайталанады.

Сәулеленудің пайда болу процесі тұрақты болуы үшін резонатордағы қос өту үшін белсенді ортадағы сәулеленудің күшеюі сол жол бойындағы сәулеленудің жалпы жоғалуына тең немесе одан көп болуы қажет. Жалпы шығындарға белсенді ортадағы жоғалтулар және жартылай шағылыстыратын айна арқылы резонатордан шығатын сәулелер жатады.

Қазіргі заманғы лазерлерде лазер сәулесінің дивергенция бұрышы (9) дифракция шегіне жетуі мүмкін және шама ретімен бірнеше доғалық секундтан ондаған доғалық минуттарға дейін болады.

Белсенді ортаның көлем бірлігіне қабылданатын лазерлік сәулеленудің күші, сайып келгенде, белсенді ортаның бірлік көлеміне берілетін сыртқы қозу көзінің қуатымен анықталады. Лазерлік сәулеленудің максималды жалпы қуаты (энергиясы) белсенді ортаның көлеміне және жеткілікті кең диапазондағы сыртқы қозу (сорғы) көзінің максималды қуатына (энергиясына) пропорционал.

Лазерлік сәулеленуді медицинаның әр түрлі салаларында қолдану перспективалы ететін негізгі ерекшеліктері жоғары бағыттау, монохроматикалық және энергия сыйымдылығы болып табылады.

Лазерлік сәулеленудің жоғары бағыты оның сәулесінің бос кеңістіктегі бұрыштық дивергенциясы ондаған доғалық секундтарда өлшенетін мәндерге жетуімен сипатталады. Бұл лазер сәулесін сәуледе жіберуге мүмкіндік береді айтарлықтай қашықтықоның диаметрінің айтарлықтай ұлғаюынсыз. Импульстік және үздіксіз лазерлік сәулеленудің жоғары монохроматтылығы мен бағыттылығы оны лазердің сәулелену толқын ұзындығына сәйкес келетін нүктелерге шоғырландыруға мүмкіндік береді. Мұндай өткір фокус биомедициналық объектілерді жасушалық деңгейде сәулелендіруге мүмкіндік береді. Сонымен қатар, мұндай фокустау лазерлік сәулеленудің төмен энергияларында қажетті емдік әсерді алуға мүмкіндік береді. Соңғысы әсіресе жарыққа сезімтал биологиялық объектілерді өңдеу үшін лазерлік сәулеленуді қолданғанда маңызды.

2. Лазер сәулесінің дивергенция бұрышы (6).

1 – мөлдір емес айна, 2 – мөлдір айна, 3 – лазер сәулесі.

Жоғары қуаттарда және сәулелену энергиясында өткір фокустауды қолдану биологиялық тіндерді булануға және кесуге мүмкіндік береді, бұл лазерді хирургияда қолдануға әкелді.

Жарыққа сезімтал емес объектілер үшін (қатерлі ісіктер) үлкен аумақтарда күшті сәулеленумен сәулелену мүмкін.

Барлық жағдайларда лазерлік сәулеленудің биологиялық тіндерге әсер ету сипаты толқын ұзындығына, қуат тығыздығына және сәулелену режиміне байланысты - үздіксіз немесе импульстік.

Спектрдің қызыл және инфрақызыл аймақтарындағы сәулелену биологиялық тіндермен жұтылған кезде жылуға айналады, ол заттың булануына, акустикалық тербелістердің пайда болуына жұмсалады және биохимиялық реакцияларды тудырады.

Спектрдің көрінетін аймағындағы сәулелену, жылу эффектілерінен басқа, фотохимиялық реакцияларды ынталандыру үшін жағдайларды қамтамасыз етеді. Осылайша, төмен интенсивті гелий-неондық лазерлік сәулеленуді қолдану (радиациялық толқын ұзындығы 0,63 мкм) трофикалық және іріңді жаралардың, ойық жаралардың және т.б. тез жазылуына әкелетін клиникалық маңызды әсер етеді.Бірақ сәулеленудің бұл түрінің әсер ету механизмі. толық зерттелмеген. Бұл бағыттағы зерттеулер клиникалық тәжірибеде сәулеленудің осы түрін тиімдірек және мағыналы пайдалануға ықпал ететіні сөзсіз.

Сәулеленудің үздіксіз режимінде жұмыс істейтін лазерлерді пайдалану кезінде коагуляциялық әсерде орташа қуат деңгейінде және биологиялық ұлпаның булану әсерінде жоғары қуаттарда көрінетін жылу эффектісі басым болады.

Импульстік режимде радиацияның биологиялық объектілерге әсері күрделірек. Мұндағы радиацияның тірі ұлпамен әрекеттесуі жарылыс сипатына ие және термиялық (коагуляция, булану) әсерлерімен де, биологиялық ұлпада терең таралатын биологиялық ұлпада қысылу және сиректеу толқындарының пайда болуымен бірге жүреді. Жоғары қуаттылық тығыздығында биологиялық ұлпа атомдарының иондануы мүмкін.

Осылайша, лазерлік сәулеленудің параметрлеріндегі айырмашылық әртүрлі медициналық мәселелерді шешу үшін лазерлерге кең қызмет өрісін қамтамасыз ететін өзара әрекеттесу механизмі мен нәтижелерінің айырмашылығына әкеледі.

Қазіргі уақытта лазерлер медицинаның хирургия, онкология, офтальмология, терапия, гинекология, урология, нейрохирургия сияқты салаларында, сонымен қатар диагностикалық мақсаттарда қолданылады.

Хирургияда лазер сәулесі өзінің кесу және гемостатикалық қасиеттері бойынша электрлік пышақтан асып түсетін әмбебап скальпель ретінде кең қолданыс тапты. Лазерлік скальпель мен биологиялық тіндердің өзара әрекеттесу механизмі келесі ерекшеліктермен сипатталады.

1. Операцияланатын мүшелердің жұқтыру қаупін болдырмайтын және операцияның еркін жұмыс алаңында орындалуын қамтамасыз ететін құрал мен биотіннің арасындағы тікелей механикалық байланыстың болмауы.

2. Сәулеленудің гемостатикалық әсері, бұл іс жүзінде қансыз кесулерді алуға, қан кететін тіндерден қан кетуді тоқтатуға мүмкіндік береді.

3. Операциядан кейінгі кезеңде асқынулардың алдын алатын жара инфекциясымен күресудің белсенді құралы болып табылатын сәулеленудің өзіндік зарарсыздандыру әсері.

4. Сәулеленудің биологиялық тіндермен әрекеттесуінде әртүрлі әсерлерді алуға мүмкіндік беретін лазерлік сәулеленудің параметрлерін басқару мүмкіндігі.

5. Жақын тіндерге минималды әсер ету.

Хирургиядағы әртүрлі мәселелер әртүрлі параметрлері мен сәулелену режимдері бар лазерлерді қолдану мүмкіндіктерін жан-жақты зерттеуді қажет етті.

Хирургияда жеңіл скальпель ретінде 100 Вт-қа дейінгі сәулелену қуатымен импульстік және үздіксіз режимдерде жұмыс істейтін газ көміртегі диоксиді лазерлері (радиациялық толқын ұзындығы 10,6 мкм) ең кең қолдануды тапты.

CO 2 лазерлік сәулеленудің әсер ету механизмі лазер сәулесін күшті сіңіруіне байланысты биологиялық тіндерді қыздырудан тұрады. Бұл сәулеленудің ену тереңдігі 50 мкм-ден аспайды. Сәулелену қуатының тығыздығына байланысты оның әсері биологиялық тіннің кесілген немесе беткі коагуляция әсерінен көрінеді.

Тіндерді кесу оның қабат-қабат булануына байланысты фокусталған лазер сәулесінің көмегімен жүзеге асырылады. Көлемдік қуаттың тығыздығы бұл жағдайда 1 см 3 үшін бірнеше жүз киловаттқа жетеді. Тіндердің беттік коагуляциясы оны 1 см 3 үшін бірнеше жүз ватт көлеміндегі көлемдік тығыздықта дефокусталған лазер сәулесінің әсеріне ұшырату арқылы қол жеткізіледі.

Лазерлік сәулелену қуаты 20 Вт, фокусталған лазер сәулесінің диаметрі 1 мм (беттік қуаттың тығыздығы 2,5 кВт/см 2) және сәулеленудің ену тереңдігі 50 мкм, биологиялық ұлпаны жылыту үшін қолданылатын көлемдік лазерлік сәулелену қуатының тығыздығы. 500 кВт/см 3 жетеді. Лазерлік сәулеленудің мұндай өте жоғары көлемдік қуаттылық тығыздығы лазер сәулесінің аймағында биологиялық тіннің жылдам қызуын және жойылуын қамтамасыз етеді. Бұл кезде биологиялық ұлпаның ыдырауы ең алдымен сұйықтың булануымен және қатты фазалардың карбонизациясымен жүреді. 200-220 °С температура диапазонында биологиялық ұлпаның толық карбонизациясы байқалады. Биологиялық ұлпаның көміртекті қаңқасы 400-450 °C температураға дейін болады және температураның одан әрі жоғарылауымен күйіп кетеді. Карбонизацияланған жақтауды жағу кезінде жанудың газ тәріздес өнімдерінің температурасы 800-1000 ° C құрайды.

Кесу тереңдігі биологиялық ұлпаның бұзылу қабатының шекараларының оның тереңдігіне жылжу жылдамдығымен анықталады. Бұл жағдайда көрсетілген шекараның қозғалу жылдамдығы кесілген сызық бойымен лазер сәулесінің фокустау нүктесінің қозғалыс жылдамдығына байланысты. Фокус нүктесін кесу сызығы бойымен жылжыту жылдамдығы неғұрлым төмен болса, кесу тереңдігі соғұрлым үлкен болады және керісінше.

C = 10,6 мкм сәулеленуден айырмашылығы, YAG-Nd лазерінің сәулеленуі биологиялық тіндерге үлкен ену тереңдігінің тәртібіне ие, бұл сөзсіз массивті қан кету кезінде үлкен қан тамырларының коагуляциясының қолайлы факторы болып табылады, сондай-ақ терең жатқан ісіктерді жою үшін.

Осылайша, YAG-Nd лазерінің сәулеленуі оның практикалық қолдану саласын анықтайтын айқын коагуляциялық әсерге ие (бұл лазердің сәулеленуінің кесу әсері CO 2 лазерінен әлдеқайда төмен) әсерге ие.

4 ЛАЗЕР РАДИАЦИЯСЫНА ҚАРСЫ САҚТЫҚ ШАРАЛАРЫ

Лазерлік жүйелермен жұмыс істегенде адам ағзасына (науқас, медициналық персонал) әлеуетті қауіп бақылаусыз тікелей және шашыраңқы лазер сәулесі болып табылады. Бұл лазерлік аппаратпен жұмыс істейтін оператордың көру қабілетіне ең үлкен қауіп төндіреді. Дегенмен, Скальпель-1, Ромашка-1, Ромашка-2 қондырғыларының үздіксіз көмірқышқыл газының лазерлерінің шашыраңқы инфрақызыл лазерлік сәулеленуі көз жасы сұйықтығы мен көздің қасаң қабығымен толығымен кешіктіріліп, көз түбіне жетпейді. көздің. Лазерлік сәулеленудің ену тереңдігі 50 микроннан аспайтындықтан, оның энергиясының шамамен 70% лакримальды сұйықтықпен және шамамен 30% -ы қасаң қабықпен жұтылады.

Жоғары қарқынды көмірқышқыл газының лазерлік сәулеленуі, әсіресе егер ол фокусталса, дененің ашық бөліктерінің терісіне - қолдарға, бетке жергілікті күйік зақым келтіруі мүмкін. Лазерлік сәулеленудің адам ағзасына әсері сәулелену қарқындылығы қауіпсіз деңгейден төмен болғанда ғана көрінбейді, ол үздіксіз көмірқышқыл газы лазері үшін көзге 0,1 Вт/см 2 құрайды. Клиникалық жағдайларда қажетті клиникалық әсерге қол жеткізу үшін қауіпсіз деңгейден жүздеген және мыңдаған есе жоғары тікелей сәулелену деңгейлері қолданылатыны белгілі, сондықтан көмірқышқылды лазерлік жүйелермен жұмыс істегенде белгілі бір қорғаныс шараларын сақтау қажет.

Операциялар көміртегі диоксиді лазерінің көмегімен орындалатын бөлмеде қабырғалар мен төбені ең аз шағылысу қабілеті бар материалмен, ал жабдықтар мен құрылғыларды тегіс жарықпен жабу ұсынылады. жылтыр беттерешбір жағдайда тікелей сәуле түсіп қалмайтындай етіп орналастырыңыз немесе күңгірт күңгірт беттері бар экрандармен қоршаңыз. Құрылғы орналасқан бөлмеге кірер алдында лазерлік жұмыс кезінде қосылатын жарық тақтасы («Кіруге болмайды» __ «Лазер қосулы») орнатылуы керек.

Пациенттер мен қызметкерлердің көздерін көмірқышқыл газының лазерінің тікелей немесе шағылысқан сәулеленуінен қорғау қарапайым оптикалық шыныдан жасалған көзілдірік арқылы сенімді түрде қамтамасыз етіледі. Көзілдіріктер жақтау мен бет арасындағы саңылаулар арқылы лазер сәулесінің түсу мүмкіндігін болдырмайтын және кең көру аймағын қамтамасыз ететіндей етіп жасалғаны жөн. Көзге лазер сәулесінің тікелей әсерін болдырмау үшін көзілдірік хирургиялық араласудың лазерлік кезеңінде ғана киіледі.

Көмірқышқылды лазерлік жүйелермен жұмыс істегенде лазерлік хирургиялық құралдарды қолдану лазер сәулесінің аспаптардан шағылысуынан хирургтың қолы мен бет терісінің зақымдану қаупін арттырады. Арнайы «қаралау» бар құралдарды пайдалану кезінде бұл қауіп күрт төмендейді. «Қараланған» құралдар толқын ұзындығы 10,6 микрон болатын лазерлік сәулеленудің шамамен 90% сіңіреді. Басқа құралдар – ретракторлар, гемостатикалық қысқыштар, пинцет, степлер – лазер сәулесін де көрсете алады. Дегенмен, тәжірибелі хирургтың қолында кез келген хирургиялық араласуды осы құралдарға лазер сәулесін бағыттамай-ақ жасауға болады. Сондай-ақ хирургиялық материалдың, майлықтардың, жаймалардың және т.б. оларға тікелей бағытталған лазер сәулесі түскенде тұтану қаупі бар, сондықтан онымен жұмыс істегенде, оның аймағында натрий хлоридінің изотоникалық ерітіндісінде ылғалданған жұмсақ материалды пайдалану қажет. ​​белгіленген лазерлік өңдеу._ Сондай-ақ операцияның лазерлік сатысында орындаған кезде лазерлік сәулелену құрылғыларын және жоғары температурада тұтануы мүмкін пластмассадан жасалған құралдарды әрекет өрісінен алып тастау ұсынылады.

Сондай-ақ, лазерлік машинаның да электр қуатын пайдаланатын құрылғы екенін ұмытпаған жөн. Осыған байланысты онымен жұмыс істеу кезінде тұтынушылардың электр қондырғыларын пайдалану кезінде сақталатын электр қауіпсіздігі ережелерін сақтау қажет.

Лазерлік жүйелермен жұмыс істейтін персонал арнайы оқытылған және білікті болуы керек. Лазерлік сәулеленумен жұмыс істейтін барлық адамдар жылына кемінде бір рет жүйелі түрде медициналық тексеруден, оның ішінде офтальмологтың, терапевттің және невропатологтың тексеруінен өтуі керек. Сонымен қатар, гемоглобин деңгейін, лейкоциттердің санын және лейкоциттердің формуласын тексеру үшін клиникалық қан анализі қажет. Бауырдың негізгі сынақтары да жүргізіледі.

Жоғарыда аталған ережелерді мұқият сақтай отырып, адам ағзасының мүшелерінің, тіндерінің және биологиялық ортасының зақымдану қаупі іс жүзінде жоқ. Осылайша, барлығы бірнеше мың түрлі операцияларды орындаған әртүрлі лазерлік құрылғылармен жұмыс істеген 10 жыл ішінде біз лазер сәулесінің әсерінен көз бен терінің зақымдануын, сондай-ақ денсаулық жағдайындағы өзгерістерді байқамадық. лазерлік жүйелерде жұмыс істеуге байланысты мекеме қызметкерлерінің кез келгенінің.

5 БИОЛОГИЯЛЫҚ ҰЛПАҒА ЛАЗЕРЛІК СӘУЛЕЛЕРДІҢ ЕНГІЗУІ

Сәулеленудің ұлпаларға енуін реттейтін заңдылықтар лазерлік сәулеленудің биологиялық әсер ету механизмі мәселесімен тікелей байланысты. Сәулеленудің шектеулі тереңдікке енуінің себептерінің бірі лазерлік сәулеленуді биологиялық тіндердің жұтуы болып табылады және ол сирек жағдайларды қоспағанда, сәулеленген ағзада дамып жатқан өзгерістер тізбегінің алдында болатын міндетті бастапқы буын болып табылады. Лазерлік сәулеленудің тіндерге ену тереңдігі практикалық тұрғыдан өте маңызды, өйткені ол шекараларды анықтайтын факторлардың бірі болып табылады. ықтимал қолдануклиникада лазерлер.

Абсорбция биологиялық тіндер арқылы өткен кезде лазерлік сәулеленудің әлсіреуіне әкелетін жалғыз процесс емес. Сәулеленуді сіңірумен бір мезгілде басқа да бірқатар физикалық процестер жүреді, атап айтқанда, екі орта арасындағы жарықтың бетінен шағылыстыруы, екі оптикалық гетерогенді ортаны бөлетін шекарадан өткенде сынуы, тіндік бөлшектермен жарықтың шашырауы және т.б. Осылайша, сәулеленудің жалпы әлсіреуі туралы, оның ішінде жұтылудан басқа, басқа құбылыстардан болатын жоғалтулар және сәулеленудің шынайы жұтылуы туралы айтуға болады. Шашырау болмаған жағдайда ортадағы сіңіру екі параметрмен сипатталады: сіңіру қабілеті және сіңіру тереңдігі. Жұту қабілеті ортада жұтылған энергияның орта бетіне түсетін сәулелену энергиясына қатынасы ретінде анықталады. Бұл қатынас әрқашан 1-ден аз, өйткені радиация ол арқылы ішінара өтеді. Жұту тереңдігі жұтылатын энергияның ортада кеңістікте таралуын сипаттайды. Қарапайым жағдайда (заттағы жарықтың экспоненциалды әлсіреуі) ол орта бетіндегі сәулелену қуатына қатысты сәулелену қуаты 2,718 есе азайған қашықтыққа тең. Жұтылу тереңдігінің кері шамасын сіңіру коэффициенті деп атайды. Оның өлшемі см -1. Егер жұтылумен қатар жарық шашырап кетсе, онда осы процестердің біріккен әрекеті нәтижесінде радиацияның факторға әлсіреу қашықтығы сәулеленудің әлсіреу немесе ену тереңдігі, ал оның кері бағыты әлсіреу коэффициенті, оның да өлшемі см -1.

Лазерлік сәулеленуді ұлпалардың жұтуы мәселелерін теориялық тұрғыдан қарастыра отырып, мәселені жеңілдету үшін сәулеленуді объектінің жазық бетіне түсетін жазық толқын деп, ал бүкіл сәулеленген аумақтағы жұту коэффициенті деп болжауға болады. бірдей және жарық қарқындылығына тәуелді емес. Бұл жағдайда сәулелену энергиясы (қуаты) тереңдік артқан сайын экспоненциалды түрде азаяды және оның таралуы мына теңдеумен өрнектеледі:

P=P 0 Exp (1)

мұндағы P – тереңдіктегі сәулелену қуаты; Ro – ұлпа бетіне түсетін сәуленің күші; матаның сіңіру коэффициенті болып табылады (матадан жарықтың шағылысуынан болатын жоғалтуларды елемейміз).

Нақты жағдайларда биологиялық объектілерді сәулелендіру кезінде ұлпа қабатының қалыңдығы мен сіңірілген энергия мөлшері арасындағы осындай қарапайым қатынас бұзылады, мысалы, сәулеленген ұлпаның әртүрлі учаскелерінің жұту коэффициенттерінің айырмашылығына байланысты. Осылайша, торлы қабықтағы меланин түйіршіктерінің сіңіру коэффициенті қоршаған тіндікінен 1000 есе артық. Жарықтың жұтылуы, сайып келгенде, сәуле сіңіретін молекулалардың концентрациясына тәуелді молекулалық процесс екенін ескерсек, жасушалық және жасуша асты деңгейіндегі сіңіру мөлшері тіпті органоидтан органеллаға дейін айтарлықтай өзгеруі мүмкін. Соңында, абсорбция толқын ұзындығының функциясы болып табылады, сондықтан жұтылу коэффициенті спектрдің әртүрлі аймақтарында сәуле шығаратын лазерлер үшін кеңінен өзгереді.

Бірқатар ерте зерттеулерде биологиялық тіндердің сіңіру мәні олардың жарық өткізгіштігін өлшеу нәтижелері негізінде бағаланды. Көптеген жағдайларда тәжірибелер рубин және неодим лазерлерімен жүргізілді. Осылайша, тышқандарды рубин лазерімен сәулелендіру кезінде энергияның 45-тен 60% -ға дейін тері арқылы, ал 20-дан 30% -ға дейін тері және астындағы бұлшықеттер арқылы өтетіні анықталды. Тіндердің өту және шағылысу коэффициенттерін анықтау әдістемесін жасау Г.Г.Шамаева және басқалардың (1969) зерттеу нысаны болды. Осы әдісті қолдану арқылы егеуқұйрықтарды неодим лазерімен сәулелендіру кезінде алынған мәліметтер терінің сіңіру коэффициентін есептеу үшін пайдаланылды, ол 9,9 см -1 құрады.

Л.И.Дерлеменко (1969), М.И.Данко және басқалары (1972) егеуқұйрықтардың бұлшық еттері мен бауыр тіндерінің неодимдік лазерлік сәулеленудің жұтылуын анықтау үшін интегралды фотометрді пайдаланды. Қалыңдығы 1 мм ұлпа қабаты арқылы радиацияның 27-32% бұлшықеттердің сәулеленуі арқылы, ал 20-23% бауырдың 20-23% -ы өтеді. Қалыңдығы 6 мм болатын мата қабаттары үшін бұл мәндер сәйкесінше 3 және 1,5% болды.

Ұсынылған деректер лазерлік сәулеленудің сіңірілуінің тіндердің боялу дәрежесіне тәуелділігін көрсетеді: бай пигментті тін бұлшықет тініне қарағанда сәулеленуді қарқынды түрде сіңіреді. Дәл осындай заңдылық жануарлардағы әртүрлі ісіктерді рубин және неодим лазерлерімен сәулелендіру бойынша эксперименттерде де көрінді. Ең үлкен сіңіру оларда меланиннің болуына байланысты меланомаларға тән.

А.М.Уразаев және басқалар (1978) тірі депиляцияланған егеуқұйрықтардың денесінің әртүрлі бөліктерінен өткенде немесе мүшелерден дайындалған препараттар арқылы гелий-неон (толқын ұзындығы 632,8 нм) және аргон (488 нм) лазерлерінің сәулеленуінің әлсіреу дәрежесін салыстырды. сойылған жануарлардан. Өткізілген сәулелену фотоэлемент арқылы өлшенді және алынған мәліметтер лазерлік сәулеленудің ену тереңдігін есептеу үшін пайдаланылды. Тәжірибенің барлық дерлік нұсқаларында спектрдің қызыл аймағының сәулеленуі көк-жасылға қарағанда үлкен тереңдікке енген және бұл айырмашылық қанмен мол қанмен қамтамасыз етілген қарқынды тамырланған органдар арқылы өткенде айқын көрінді.

Азот (толқын ұзындығы 337,1 нм), гелий-кадмий (441,6 нм) және гелий-неон (632,8 нм) лазерлерінің биологиялық тіндерге ену тереңдігін салыстыру басқа авторлардың бірқатар зерттеулерінде жүргізілді. Тышқандардың әртүрлі мүшелерінің кесінділерінде екі әдісті қолданып өлшеу жүргізілді; фотометриялық шарды немесе жарық зондын пайдалану. Бірінші жағдайда шағылысу коэффициенті және тіндегі лазерлік сәулеленудің әлсіреу коэффициенті фотометриялық жолмен анықталды, ал соңғысы сәулеленудің ену тереңдігін есептеуге мүмкіндік берді; екіншісінде лазер сәулесінің қарама-қарсы жағынан сәулеленген тін үлгісіне фотокөбейткішке қосылған жұқа (диаметрі 0,75 мм) шыны жарық бағыттағыш онымен коаксиалды түрде енгізілді. Жарық бағыттағышының ұшын сәуленің ұлпаның бетіне түсу нүктесінен белгілі қашықтыққа жылжыту және жарық ағынының тығыздығын өлшей отырып, біз тіндегі лазерлік сәулелену қарқындылығының таралу қисықтарын алдық және оның тереңдігін анықтадық. ену.

Қолданылған екі әдіс бірдей нәтиже берді. Гелий-неон лазерінің ең жоғары ену қабілеті, ал гелий-кадмий лазері ең төмен болды. Барлық жағдайларда ену тереңдігі 2-2,5 мм-ден аспады.

В.А.Дубровский мен О.Г.Астафьева (1979 ж.) жүргізген эксперименттерде қызық мәселе қойылды, оларда қан гемолизатының қызыл сәулеленуді әртүрлі сәулелермен жұтуын салыстырды. физикалық қасиеттері: гелий-неонды лазердің поляризацияланған когерентті сәулеленуі; поляроидтық және спектрлік сүзгілерден өткен қыздыру шамының поляризацияланған когерентсіз сәулеленуі; тек спектрлік сүзгілер арқылы өтетін қыздыру шамының полярсыз және когерентсіз сәулеленуі. Кеңістіктік когеренттілік абсорбцияға әсер етпейтіні анықталды. Оған спектрдің ені мен сәулеленудің поляризациялық қасиеттері қатты әсер етеді: поляризацияланған сәулелену поляризацияланбаған сәулеленуге қарағанда белсенді түрде аз жұтылады.

Жақын ультракүлгін (азот), көрінетін (гелий-кадмий, аргон, гелий-неон, рубин) және жақын инфрақызыл (неодим) спектрлік аймақтарда туатын биологиялық тіндердің лазерлік сәулеленуді жұтуы туралы мәліметтермен қатар жұтылу туралы мәліметтер 10600 нм толқын ұзындығында инфрақызыл аймақта туатын СО3 лазерінің сәулеленуі іс жүзінде маңызды. Бұл сәуле сумен қарқынды түрде жұтылатындықтан, ал соңғысы көптеген жасушалардың массасының шамамен 80% құрайды, биологиялық тіндерге СО2 лазерлік сәулелену әсер еткенде, ол жасушалардың беткі қабаттарымен толығымен дерлік жұтылады.

Жоғарыда атап өтілгендей, лазерлік сәулеленудің ұлпалардың тереңдігіне енуі тек сіңірумен ғана емес, сонымен қатар басқа процестермен, атап айтқанда, тіннің бетінен сәулеленудің шағылысуымен шектеледі. Б.А.Кудряшовтың айтуынша (1976), б. Д.Плетнев (1978) және т.б., адам мен жануарлардың ақ терісінен шағылысқан лазерлердің сәулеленуі спектрдің жақын ультракүлгін және көрінетін аймақтарында (азот, гелий-кадмий, аргон, гелий-неон, рубин) болып табылады. 30-40%; неодимдік лазердің инфрақызыл сәулеленуі үшін бұл мән әлдеқайда аз емес (20-35%), ал СО2 лазерінің алыстағы инфрақызыл сәулеленуі кезінде шамамен 5% дейін төмендейді.Жануарлардың әртүрлі ішкі мүшелері үшін жарықтың шағылысу коэффициентінің мәні (633 нм) 0,18 (бауыр) мен 0,60 (ми) аралығында өзгереді.

Лазерлік сәулеленудің әлсіреуіне байланысты оның биологиялық тіндерге ену тереңдігі бірнеше миллиметрден аспайды және лазерлерді практикалық қолдануда бұл жағдайларды ескеру қажет. Дегенмен, ұсынылған материалдармен қатар оптимистік қорытындылар жасауға мүмкіндік беретін деректер де бар. Мәселе мынада, жоғарыда қарастырылған барлық зерттеулерде тіннің тереңдігінде радиацияның шашырауының рөлін бағалау мүмкін болды. Мысалы, фотометриялық сфераның көмегімен тін үлгісінің өту және шағылысу коэффициенттерін анықтаған кезде, үлгінің бетіне түскен және ол арқылы өтетін сәулелену қарқындылығының анықталған айырмашылығы (шағылған сәулеленуді алып тастағанда) қосындысы болды. сіңіру және шашырау шығындары және осы процестердің әрқайсысының үлесі белгісіз болып қалды. Басқа жағдайда, тіннің тереңдігінде берілген нүктеге жеткен сәулеленудің интенсивтілігін жарық зондының көмегімен өлшегенде, соңғысының ұшы тек «алдыңғы жағында» түскен сәулені ғана қабылдады.Шындығында, нүкте мата ішіндегі сұрақ жан-жақтан оны қоршап тұрған бөлшектермен шашыраңқы сәулелену арқылы жарықтандырылады. Демек, осы әдістің көмегімен шашыраңқы жарықты есепке алуға мүмкіндік бермейтін радиация қарқындылығының тереңдікке таралуының бағаланбаған көрсеткіштері алынды. Сонымен қатар биологиялық ұлпалар сияқты интенсивті шашыраңқы орталарда шашыраңқы радиацияның үлесі өте маңызды.

Егжей-тегжейлі зерттеулер сериясында осы ережелерді ескере отырып. Догерти және т.б. (1975, 1978) сәулеленудің ұлпаларға ену тереңдігіне жарықтың шашырауының әсерін анықтау әрекеті жасалды. Фотоэлементтің көмегімен авторлар тышқандардың сүт безінің трансплантацияланған ісігінен алынған немесе әртүрлі қалыңдықтағы кесінділерден өтетін ксенон лампасының (620-640 нм аймағы ерекшеленді) жарықтың үлесін анықтады. олардың қалыпты тіндері. Жарық өткізу коэффициентінің алынған мәндері П.Кубелка (1964) және Ф.Коттлер (I960) белгілеген коэффициенттерден шашырау (S) және жұту (K) коэффициенттерін есептеу үшін пайдаланылды. Ісік тіндері үшін алынған мәндер S = 13,5 және K = 0,04 болды, бұл шашыраңқы жарықтың үлесі сіңірілу үлесінен әлдеқайда көп екенін көрсетеді. I

1978 жылы бір зерттеушілер тобы жүргізген екінші жұмыста екі әдіс қолданылды, бұл жарықтың интерстициалды интенсивтілігінің мәндерін, шашырауды есепке алмай, сонымен қатар оны қосусыз табуға мүмкіндік берді. тікелей эксперименттік әдіспен алуға болады. Әдістердің бірін қолданған жағдайда жаңадан кесілген ісіктің (егеуқұйрық рабдомиоифкома) тереңдігіне қалыңдығы 0,8 мм талшықты жарық бағыттағышы енгізіліп, оның ұлпадан шығып тұрған ұшы 2 мВт гелий-неонды лазер сәулесімен бағытталды. . Үлгінің қарама-қарсы жағында фотометрге жалғанған басқа жарық бағыттағышы салынды. Алдымен жарық бағыттағыштарын жанастырып, содан кейін оларды белгілі қашықтықтарға итеру арқылы біз бекітілген қалыңдықтағы ұлпа қабаты арқылы өткен сәулеленудің қарқындылығын өлшедік. Жоғарыда сипатталған эксперименттердегідей, бұл әдіс диффузиялық н.ж. есепке алуға мүмкіндік бермеді.

Екінші әдіс актинометриялық (фотохимиялық) болды және белгілі бір тереңдікте ісік тініне фотосезімтал қоспаның ерітіндісімен толтырылған диаметрі 1 мм бірнеше капиллярлық түтіктерді енгізуден тұрды. Содан кейін тін үлгісін қыздыру шамын (толқын ұзындығы 600 нм-ден астам) пайдаланып белгілі қарқындылықтағы жарықпен сәулелендіру арқылы фотохимиялық реакция өнімінің мөлшері анықталды, ол жарық қарқындылығына тура пропорционал және тереңдіктің функциясы болды. түтіктерден. Тәжірибелерді жүргізудің мұндай схемасымен реакция барысына тіннің тереңдігінде белгілі бір нүктеге жеткен барлық сәулелер, соның ішінде шашыраңқы жарық әсер еткені анық. Суретте көрсетілген деректер. 2 осы әдістерді қолдану арқылы алынған нәтижелерді салыстыруға мүмкіндік береді. Графиктен актинометриялық әдіспен анықталатын сол тереңдіктегі ісік тініндегі сәулеленудің қарқындылығы талшықты-оптикалық технологиямен белгіленгеннен айтарлықтай жоғары екенін көруге болады. Осылайша, актинометриялық өлшемдердің қисығынан 2 см тереңдікте сәуленің шамамен 8% әлі де тінге енетінін көруге болады, ал екінші қисыққа сәйкес бұл мән 0,1% K-ден аз.

Осылайша, биологиялық тіндер арқылы өткен кезде көрінетін жарықтың шашырауының сіңірілуден айтарлықтай басым болуы лазерлік сәулеленудің тіндерге ену қабілеті әдеттегіден жоғары деген қорытынды жасауға мүмкіндік береді. Егер лазерлік сәулеленуді талшықты оптика көмегімен тіндерге тереңдету мүмкіндігін және оның кейіннен шашырау салдарынан сәулеленген фокустың қалыңдығында таралуын ескерсек, лазерлердің клиникалық қолдану аясын айтарлықтай кеңейтуге тырысуға болады.

6 ЛАЗЕРЛІК СӘУЛЕЛЕРДІҢ БИОЛОГИЯЛЫҚ ұлпалармен өзара әрекеттесуінің патогенетикалық механизмдері.

Монохроматтылық, қатаң бағыттылық, когеренттілік және энергияның үлкен көлемін шағын аумақтарда шоғырландыру мүмкіндігі жақсы қан тоқтау, стерильділік және абластілікпен байланыссыз биологиялық тіндерді іріктеп коагуляциялауға, булануға және кесуге мүмкіндік береді.

Лазерлік сәулеленудің биологиялық тіндермен әрекеттесуі кезінде бірқатар әсерлер байқалады: жылулық, жарық кванттарының таңдамалы жұтылуына байланысты, ортада қысу және серпімді соққы толқындарының пайда болуы, лазерлік сәулеленумен бірге жүретін қуатты электромагниттік өрістердің әрекеті. кейбір жағдайларда, сондай-ақ қоршаған ортаның оптикалық қасиеттеріне байланысты бірқатар басқа әсерлер.

Лазерлік сәулеленуді тіндерге қолданған кезде оның фокустау дәрежесі маңызды. Фокусталған лазер сәулесінің тірі ұлпалардан өтуі кезінде сәулелену қарқындылығы тез төмендейді және 4 см тереңдіктегі бұлшықет тіндері үшін бастапқы энергияның тек 1-2% құрайды. Лазерлік сәулеленудің әртүрлі жасушаларға, тіндерге және органдарға биологиялық әсер ету дәрежесі мен нәтижесі сәулеленудің сипаттамаларына (лазер түрі, сәулеленудің ұзақтығы мен қуат тығыздығы, импульс жиілігі және т.б.) байланысты. сәулеленген тіндердің немесе мүшелердің физика-химиялық және биологиялық сипаттамалары /(қан ағынының қарқындылығы, біркелкі еместігі, жылу өткізгіштігі, орта ішіндегі әртүрлі аралық беттердің жұту және шағылысу коэффициенті және т.б.). Лазер сәулесінің әсерінен ең сезімтал және оңай жойылатын құрылымдар жасушаның жасушаішілік құрамдас бөліктері болды.

Лазерлік сәулеленуді тар сәулеге шоғырландыру мүмкіндігі әртүрлі тіндерде іс жүзінде қансыз кесулерді жасауға мүмкіндік беретін лазерлік скальпельді жасауға әкелді. Қазіргі уақытта тәжірибелік және клиникалық медицинада лазерлік сәулеленуді қолданудың үлкен тәжірибесі жинақталған.

Лазерлік сәулеленудің гемостатикалық қасиеттерін арнайы қысқыш қысқыштар мен ұсынылған кесу сызығы бойынша тіндердің қысқа мерзімді қысылуын және қан кетуін қамтамасыз ететін лазерлік хирургиялық құралдарды қолдану арқылы жақсартуға болады. Дозаланған қысу принципі сонымен қатар термиялық тіндердің некрозының көлемін айтарлықтай азайтуға мүмкіндік береді, өйткені қысу жағдайында тіндердің жылу өткізгіштігі айтарлықтай артады. Осыған байланысты, фокусталған лазер сәулесінің бірдей энергия тығыздығы жергілікті тіндік ишемияны қамтамасыз ететін қысу арқылы тіндерді тезірек бөлуге мүмкіндік береді.

Лазерді арнайы құралдармен үйлестіре отырып пайдалану тек тіндерді бөлшектеуді ғана емес, сонымен қатар олардың биологиялық дәнекерлеуі деп аталатынды да қамтамасыз етеді. Жасушалық және тіндік құрылымдарды дәнекерлеудің әсерін әртүрлі органдарды кесу үшін лазер сәулесін пайдаланған зерттеушілер атап өтті. Дегенмен, арнайы лазерлік хирургиялық жабдықты жасау арқылы ғана қуыс органдардың тіндерін бөлу кезінде олардың биологиялық дәнекерлеуінің әсерін барынша толық түсіну мүмкін болды. Сәулеленген аймақта сығылған тіндердің үлкен оптикалық тығыздығы және жабық кеңістікті құрайтын аппараттың ішкі бөліктерінен жарықтың көп рет шағылысуы есебінен жарықтың жұтылуының жоғарылауы байқалады. Қуыс органдардың тіндерінің «дәнекерлеуі» осы құрылғылармен өндірілген жергілікті тіндердің қысылуы аймағында кесу сызығының бойымен қабаттарда жүреді.

Бұл құбылыстың негізінде жатқан өзгерістердің морфологиялық көрінісі органның барлық анатомиялық қабаттарын бір деңгейде байланыстыратын, кесу жиегі бойында коагуляцияланған тіндердің және жасушалық элементтердің қабықшасының пайда болуымен қысылған тіндердің коагуляциялық термиялық некрозы болып табылады.

Жарық сәулелену энергиясының шырышты қабатта жылу энергиясына айналуының салдары бездердің деформациясы мен қысқаруы, өз ядроларының ықшам орналасуымен эпителий жасушаларының мыжылуы болып табылады. Алынған құрылымдар «палисадаға» ұқсайды. Бұлшық ет қабығында морфологиялық өзгерістер азырақ байқалады. «Дәнекерлеу» аймағындағы шырышты қабат

Көмірқышқылды лазерді қолдану арқылы гастротомия кезінде асқазан қабырғасының термиялық зақымдану тереңдігі (мкм)(жарық микроскопиясы бойынша)

әрең көрінеді. Бөлінген тіндердің шетіндегі коагуляциялық некроз аймағының ені бұл жағдайларда 1-2 мм шегінде болады. Некроздық зақымданулардың көлемін бөлінген тіндердегі сұйықтық мөлшерін көбейту арқылы да, тиісті лазерлік жабдықты қолдану арқылы да азайтуға болады. Мысалы, көміртегі диоксиді лазерімен қаңқа бұлшықетін бөлшектегенде, бұлшықетке сұйықтықты алдын ала енгізгеннен кейін коагуляциялық некроз аймағының ені 1,1-1,2 мм-ге дейін 28-40% төмендейді.

Өз кезегінде, соңғы жылдары жетілдірілген арнайы лазерлік хирургиялық жабдықты қолдану да коагуляциялық термиялық некроз аймағын 30-60 мкм-ге дейін азайтуға мүмкіндік береді (1-кесте).

Эксклюзивке байланысты жоғары температуралазерлік сәулеленуге тән, интерстициальды және жасушаішілік сұйықтықтың өте жылдам булануы, содан кейін құрғақ қалдықтың жануы. Әсер ету кезінде тіндердің дистрофиялық өзгерістерінің тереңдігі мен дәрежесі әртүрлі түрлерілазерлік сәулелену олардың спектрлік сипаттамаларына да, сәулеленудің жалпы энергиясына да (әсер ету ұзақтығына) байланысты. Кішігірім экспозицияларда тіндердің беткі қабаттары ғана бұзылуға ұшырайды. Сәулеленудің әсер ету уақытының дәйекті ұлғаюы органның перфорациясына дейін зақымдалған тіндердің көлемінің ұлғаюымен бірге жүреді. Лазер сәулесін бойлық немесе көлденең бағытта жылжыту тіндердің булануына және органның сызықтық бөлігінің пайда болуына әкеледі.

Коагуляциялық термиялық некроз аймағында қан тамырлары мен қанның қабырғаларының коагуляциясы тамырдың люменін бітеп, барабар гемостазды қамтамасыз ететін коагуляциялық гиалин тәрізді тромбтың пайда болуымен жүреді. Лазерлік хирургиялық құрылғыларды қолдану кезінде дозаланған қысу жағдайында лазерлік сәулеленудің гемостатикалық әсері айтарлықтай күшейеді, өйткені

Асқазанның лазерлік жарасының схемалық көрінісі

Қан айналымы төмендеген тамырлар бірден коагуляцияланады.

Лазерлік жараның морфологиясы бар мінез ерекшеліктеріоны басқа шыққан жаралардан күрт ажырату. Термиялық әсер ететін тіндер лазерлік термиялық эсхарды құрайтын коагуляциялық некрозбен ұсынылған. Соңғысы жараның бетін мықтап жабады. Лазерлік әсерден кейін бірден некротикалық тіндердің жалпы көлемін анықтау қиын. Коагуляциялық некрозға ұшыраған тіндердің шекарасы негізінен бір тәулікте тұрақтанады. Бұл кезеңде термиялық некроз шекарасында сақталған тіндердің тар аймағында гиперемиямен, тоқыраумен және периваскулярлы диапедиялық қан кетулермен көрінетін әртүрлі ауырлықтағы ісіну және қан айналымы бұзылыстары анықталады.

Гистологиялық зерттеулердің негізінде лазерлік әсер етудің келесі аймақтары анықталды: коагуляциялық некроз аймағы, оның шеткі бөлігі тар борпылдақ («губка») қабат, ал орталық кең, ықшам және қабыну. ісіну аймағы (Cурет 23).

Микроциркуляторлық бұзылулар байқалды, олар YAG-Nd лазерінің және аргон лазерінің сәулеленуіне ұшыраған кезде айқын көрінеді (жедел қан кету асқазан жарасының гемостазымен). Көмірқышқылды лазермен тіндерді кесу процесі кесу сызығы бойынша соңғысының қатаң жергілікті коагуляциясымен бірге жүреді, осылайша қоршаған тіндердің зақымдалуын болдырмайды.

Лазерлік жараларда, басқа шыққан жаралардан айырмашылығы, коагуляцияланған тіндерден өміршең тіндерге өтпелі аймақтар әлсіз көрінеді немесе тіпті жоқ. Бұл жағдайларда регенерация негізінен лазер сәулесімен зақымданбаған аймақтың жасушаларында басталады.

Тіндердің зақымдануы қабыну медиаторларының бөлінуімен бірге жүретіні белгілі. Соңғыларының ішінде плазмалық (айналымдағы) медиаторлар, сонымен қатар көптеген жасушалардың белсенділігімен байланысты жасушалық (жергілікті) медиаторлар - лаброциттер, тромбоциттер, макрофагтар, лимфоциттер, полиморфты ядролық лейкоциттер және т.б. Атап айтқанда, полиморфты ядролық лейкоциттердің рөлі жара процесі ең алдымен өлі тіндердің лизисінде және микробтардың фагоцитозында. Микробтық ластану дәрежесінің кез келген төмендеуі қабынудың барлық компоненттерінің қарқындылығының төмендеуіне әкеледі. Көмірқышқылды лазерді қолдану арқылы іріңді жараларды кесу және некректомия кезінде жаралар бетінен және 1 г тіннен алынған материалды бактериологиялық зерттеуде 100 науқастың 62-сі толық стерильділік көрсетті, ал басқа жағдайларда - құрамының төмендеуі. критикалық деңгейден төмен микробтар байқалды (10-5).

Лазерлік жараның микробтық ластану дәрежесінің төмендеуі, термиялық некроздың коагуляциялық сипаты және некроз аймағындағы тамырлардың тромбозы қабынудың экссудативті компонентінің төмендеуіне ықпал етеді. Әлсіз экспрессиялық лейкоцитарлық реакцияның болуы, кейде тіпті лазерлік жараның шеттерінде оның толық болмауы көптеген зерттеушілердің жұмыстарымен расталды. Коагуляцияланған тіндер қабыну реакциясының экссудативті фазасының қалыптасуы мен дамуында осындай маңызды рөл атқаратын вазоактивті медиаторлардың, атап айтқанда кининдердің көзі болып табылмайды.

В.И.Елисеенко (1980-1985) бойынша лазерлік жаралар макрофагтар мен фибробласт қатарының жасушалық элементтерінің белсенді ерте пролиферациясымен сипатталады, бұл асептикалық өнімді қабыну түріне сәйкес репаративті процестің барысын анықтайды. Лазер сәулесінің әсерінен кейінгі бірінші күннен бастап өнімді қабыну ошағында макрофагтар мен фибробласттардың көбеюі пайда болған грануляциялық тіннің негізінде жатыр.

Дегенмен, лазерлік жараларды емдеу әдеттегі жолмен, яғни некротикалық тіндердің лейкоциттердің балқу фазасын қоса алатындығы туралы дәлелдер бар. Лазерлік жараларды емдеу, Ю.Г.Пархоменко (1979, 1983) бойынша, негізінен лазерлік қотыр астында жүреді. Лазерлік қотырдың трансформациясы оның бірте-бірте ұйымдастырылуынан және резорбциялануынан (паренхималық органдарда - бауыр мен ұйқы безінде) немесе түйіршіктеу тінінің жетілуіне қарай бас тартудан (асқазан-ішек жолдарының органдарында) тұрады.

Мононуклеарлы фагоциттер жүйесінің жасушалары – макрофагтар жараны лазерлік емдеу процесінде өте маңызды. Макрофагтар дің жасушаларынан гранулоциттер мен моноциттердің дифференциациясын бақылайды, Т- және В-лимфоциттердің функционалдық белсенділігіне әсер етеді, сонымен қатар олардың кооперациясына қатысады. Олар комплементтің алғашқы алты компонентін бөліп шығарады, осылайша иммундық жүйенің қабыну реакциясына қатысуын қамтамасыз етеді. Макрофагтар фибробласттардың рөлін және коллаген синтезін индукциялайды, яғни олар репаративті реакцияның соңғы фазасының стимуляторы болып табылады) қабыну кезінде. Атап айтқанда, грануляциялық тіннің макрофагтары мен фибробласттары арасындағы жасушалық байланыстар анықталды.

Коагуляцияланған тіндердің ұзақ уақыт сақталуымен байланысты лазерлік жаралардағы қарқынды және ұзақ макрофагтық реакция коллаген түзілу процесін белсенді ынталандыратын фактор болып табылады деп болжауға болады.В.И.Елисеенко және т.б. (1982, 1985), пролиферациялаушы макрофагтардың функционалдық рөлі лазерлік хирургиялық жараларды емдеу процесінің бүкіл курсын «бағдарламалау» болып табылады.

Лазерлік жараларды ерте емдеу процестеріндегі фибробласт реакциясы жетекші орындардың бірін алады.

Лазерлік жараларда түйіршіктеу тінінің белсенді өсу кезеңінде (5-10 күн) фибробласттардың жоғары тығыздығы осы жасушалардағы NAD (NADP)-липомаиддегидрогеназа (ескірген диафораза) белсенділігінің күрт жоғарылауымен үйлеседі. белгілі бір дәрежеде олардағы энергия мен синтетикалық процестер деңгейінің жоғарылауын көрсетуі мүмкін. Кейінірек бұл жасушалардың ферментативті белсенділігі бірте-бірте төмендейді, бұл олардың жетілуін көрсетеді.

Лазерлік жараның пайда болған шрамында дәнекер тінінің негізгі затының гликозаминогликандарының тез, диффузды жинақталуы байқалады, бұл грануляциялық тіннің жетілуін көрсетеді. Фибробласттардың саны барынша көбейіп, олардың жетілуінен кейін коллаген талшықтарының синтезі де жоғарылайтыны белгілі.

Асқазан-ішек жолдарының лазерлік хирургиялық жараларын емдеу процесінде дәнекер тінінің жетілуі мен эпителийдің өсуі арасында айқын байланыс бар.

Осылайша, макрофагтардың реакциясы, фибробласт пролиферациясы және коллагеногенез өте ерте пайда болады және айқынырақ, лейкоциттердің инфильтрациясы азырақ, оның болмауы лазерлік жаралардың жазылуын негізгі ниетпен қамтамасыз етеді.

7 ЛАЗЕРЛІК БИОСТИМУЛЯЦИЯНЫҢ МЕХАНИЗМІ

Негізінен гелий-неонды лазерлердің көмегімен алынатын спектрдің қызыл аймағындағы төмен энергиялы лазерлік сәулеленудің биостимуляциялық белсенділігінің табиғаты туралы мәселені бөлек қарастыру керек. Бұл сәулеленудің пайдалы әсері әртүрлі биологиялық объектілерге жүргізілген тәжірибелерде анықталды.

70-жылдары лазерлік биостимуляция құбылысын тірі организмдерге тән және лазерлік сәулеленудің ерекше сипаттамаларына биологиялық мән беретін арнайы қасиеттермен («биоөріс», «биоплазма») түсіндіру әрекеттері жасалды. 1979 жылы төмен энергиялы лазерлік сәулеленудің биологиялық әсері жануарларда байқалатын жарықты реттеудің табиғи процестерімен байланысты деген болжам жасалды. Мұндай процестердің бастапқы кезеңдерінің молекулалық негізі өсімдіктерде жақсы зерттелді, ол үшін тек фоторегуляция фактісі ғана емес, сонымен қатар жарықтың алғашқы қабылдаушыларының бірі фитохромның химиялық табиғаты анықталды. Бұл хромопротеин екі түрде болады, олардың біреуі 660 нм, екіншісі 730 нм шамасында жарықты жұтады. Бұл формалардың өзара түрленуіне байланысты олардың сандық қатынасы жарықтандырылған кезде өзгереді, бұл тұқымның өнуіне, бүршік пайда болуына, өсімдіктердің гүлденуіне және басқа да пішіндік әсерлерге әкелетін процестер тізбегіндегі триггер болып табылады. Жануарлардағы жыныстық көбеюдің циклділігі немесе бірқатар бейімделу реакцияларының (сүтқоректілердің балқуы мен қысқы ұйқысы, құстардың ұшуы) жылдың белгілі бір мезгіліне шектелуі сияқты құбылыстар фотореттеу процестеріне, олардың молекулалық механизмдері түсініксіз.

Жануарлар жасушаларында өсімдіктердің фитохромдық жүйесіне ұқсас болуы мүмкін белгілі бір фоторегуляторлық жүйенің болуы туралы тұжырымдама гелий-неонды лазерлік сәулеленудің биостимуляциялық белсенділігі оның спектрлік сипаттамаларының жұтылу аймағымен қарапайым сәйкестігінің салдары деп болжайды. осы жүйенің құрамдас бөліктері. Бұл жағдайда когерентсіз көздердің монохроматикалық қызыл жарығы да биологиялық тиімді болады деп күтуге болады. Осы және басқа сұрақтарды эксперименталды түрде тексеру үшін сандық, жоғары қайталанатын және дәл өлшенетін нәтижелер беретін сезімтал сынақтар қажет болды. Гелий-неон лазерімен жүргізілген зерттеулердің басым көпшілігі осы талаптарға сай келмейтін жағдайларда жануарларға немесе тікелей пациенттерге жүргізілді.

Сәйкес үлгілік жүйені таңдаған кезде біз екі алғышарттан шықтық: 1) in vitro жағдайында дамитын немесе өмір сүретін жасушалар әсер ету жағдайлары мен оның нәтижелерін дәл есепке алуға мүмкіндік беретін салыстырмалы түрде қарапайым сынақ объектісі болып табылады; 2) ерекше назар аударуЖасушалардың беткі мембранасының реакциясына лайық, оның жоғары сезімталдығы бұрын лағыл лазерінен төмен энергиялы қызыл сәулеленумен эксперименттерде белгіленген.

N. F. Gamaleya және т.б. жүргізген зерттеулерде адам қанынан оқшауланған лимфоциттердің беткі қабығына гелий-неондық лазерлік сәулеленудің әсері зерттелді. Осы мақсатта лимфоциттердің Е-розеткаларды түзу – қой эритроциттерімен әрекеттесу қабілеті бағаланды. Гелий-неонды лазермен клиникалық жұмыста қолданылатындардан бір жарым-екі рет төмен сәулеленудің төмен дозаларында (қуат тығыздығы 0,1-0,5 Вт/м 2, экспозиция 15 с) бақылаумен салыстырғанда сәулеленген лимфоциттерде розетка түзу қабілетінің шамалы, бірақ статистикалық маңызды жоғарылауы байқалады (1,2-1,4 есе). Цитомембралық өзгерістерге параллель лимфоциттердің функционалдық белсенділігі жоғарылады, атап айтқанда, олардың бөліну қабілеті 2-6 есе жоғарылады, бұл фитогемагглютининмен бласт трансформациясының реакциясында анықталды [Новиков Д.К., Новикова В.И., 1979], бағаланған. 3 N-тимидиннің жинақталуы. Адам қанының лейкоциттеріне жүргізілген тәжірибелерде гелий-неонды лазерлік сәулеленудің бірдей төмен дозаларында әсер еткенде ішек таяқшасының жасушаларының фагоцитозы (ұстап алу және ас қорыту) 1,5-2 есе күшейетіні анықталды. Гелий-неон лазерінің сәулеленуі басқа жасушаларға да ынталандырушы әсер етті. Иә, мәдениетте ісік жасушаларытышқандар (L) сәулеленуден кейінгі 1-ші күні олардың өсуінің кешігуі оның жеделдеуімен ауыстырылды, бұл әсіресе 3-4-ші күні, бөлінетін жасушалар саны бақылауға қарағанда 2 есе көп болған кезде байқалды.

Осылайша, өте төмен интенсивті гелий-неон лазерлік сәулелену жасуша мембранасының өзгерістерін тудыратыны көрсетілді. әртүрлі түрлеріжәне олардың функционалдық белсенділігін ынталандыру. Гелий-неонды лазермен сәулеленген қытай хомяк жасушаларының цитоплазмалық мембранасының өзгерістерін А.К.Абдвахитова және басқалары (1982) флуоресцентті зондтар әдісімен анықтады, бірақ олар пайдаланған сәулелену дозалары олардан екі рет жоғары болды. біз пайдаланған.

Венгриялық хирург Э.Местер бір топ физиктермен бірге алға қойған гипотезада лазерлік сәулеленудің биостимуляциялық белсенділігін оның поляризациясымен ғана түсіндіруге әрекет жасалды: сәулеленудің поляризациясының арқасында ол полярлық реакцияға қабілетті. цитоплазмалық мембрананың липидті қос қабатындағы липидті молекулалар, бұл жасушадағы өзгерістер тізбегін тудырады. Ұсынылған модельге сәйкес ынталандырушы әсер радиациялық толқын ұзындығына тәуелді болмауы керек. Алайда эксперименттік деректер мұны растамайды.

Биостимуляциялық әсердің сенімді қайталануы әрі қарай жүруге және бұл әсер тек лазерлік (когерентті, поляризацияланған) сәулеленуден туындайтынын және оның толқын ұзындығына қалай тәуелді екенін анықтауға мүмкіндік берді. Осы мақсатта дифракциялық монохроматордың көмегімен ксенон шамынан алынған монохроматикалық қызыл жарықтың (633 ± 5 нм) адам қанының лимфоциттеріне әсері розетка сынамасын қолдану арқылы бағаланды. Сәйкес емес қызыл жарықтың салыстырмалы дозасында (3 Дж/м 3) розетка түзілу процесі гелий-неонды лазерді пайдаланған кездегідей ынталандырылғаны анықталды.

Одан әрі қызыл жарықтың әсері көрінетін аймақтың басқа тар спектрлік аймақтарының сәулелену әсерімен салыстырылды. Жарықтың белсенділігі оның үш процеске әсерімен бағаланды: адам лимфоциттерінің E-розеткаларының түзілуі, культуральды L жасушаларының көбеюі және тышқан лимфоциттерінің жұтылуы максимум 265 нм болатын заттың ортаға шығуы. (Соңғы сынақ бақылаулар нәтижелерін әзірлеу болды және лазерлік сәулеленуге ұшыраған жасушалардан 260-265 нм аймағында сіңіру жолағы бар белгілі бір химиялық фактордың бөлінуінің күшеюіне негізделген.) Тәжірибе көрсеткендей, барлық үш процестің стимуляциясы бір спектрлік аймақтардың монохроматикалық сәулелерімен: қызыл (633 нм), жасыл (500 және 550 нм) және күлгін (415 нм) сәулелену кезінде байқалады.

Осылайша, жүргізілген зерттеулер әртүрлі адам мен жануарлар жасушаларында лазерлік биостимуляциялық терапияның клиникалық нәтижелері бойынша күтілгеннен әлдеқайда жоғары жарық сезімталдығының болуын анықтауға мүмкіндік берді. Бұл сезімталдық жарықтың когеренттілігі мен поляризациясына байланысты болмады және спектрдің қызыл аймағымен ғана шектелмеді: бұл аймақта максимуммен бірге тағы екеуі болды - спектрдің күлгін және жасыл аймақтарында.

Басқа әдістемелік тәсілді қолдана отырып (таңбаланған тимидинді қосу арқылы HeLa культурасының жасушаларында ДНҚ синтезінің қарқындылығын анықтау) T. Y. Karu және басқалар (1982, 1983) сонымен қатар биостимуляция әсері когеренттілік пен поляризациямен байланысты емес екенін көрсетті. жарықтан. Жасушаларды қызыл жарықпен сәулелендіру арқылы олар жүргізген тәжірибелерде ДНҚ синтезінің максималды стимуляциясы 100 Дж/м 2 дозада байқалды және оның кез келген бағытта өзгеруімен әсері тез төмендеді. Спектрдің әртүрлі бөліктеріндегі сәулелену белсенділігін салыстыру кезінде үш максимум анықталды: 400, 630 және 760 нм маңында.

Жарық биостимуляциясының механизміне. сәулеленген жасушаларда түзілумен және олардың 265 нм маңындағы жарықты сіңіру шыңына сәйкес ортада табылған химиялық фактордың бөлінуімен байланысты болуы мүмкін. Бұл фактордың табиғатын түсіндіру үшін этидий бромиді бар аймақтарды визуализациялау арқылы қағаз хроматографиясы және агароз геліндегі электрофорез жүргізілді, бұл жасушалардан бөлінетін материалда молекулалық салмағы бар қос тізбекті ДНҚ-ны анықтауға мүмкіндік берді. ДНҚ құрылымының қос спиралдылығы қыздыру кезінде гиперхромды әсердің пайда болуымен расталды.

Нуклеин қышқылдарының зақымдалған тіндердің қалпына келуін жеделдету қабілеті туралы әдебиеттерде келтірілген ақпарат [Белоус А.М. және т.б., 1974] жарық биостимуляциясында жасушалардан бөлінетін ДНҚ факторының ықтимал қатысуын растады. Бұл гипотезаны тексеру үшін L жасушаларында эксперимент жүргізілді, олардың кейбіреулері гелий-неондық лазермен сәулелендірілген, ал басқа бөлігі сәулеленбеген, бірақ сәулеленген жасушалардан алынған ортаға орналастырылған және, демек, құрамында ДНҚ факторы бар. Жасушалардың өсу қарқынын (митоздық активтілігін) анықтау екі топта да жасушалардың дамуы бақылаумен салыстырғанда бірдей ынталандырылғанын көрсетті.Сонымен қатар сәулеленген жасушалардан алынған ортадағы ДНҚ-ның DNase ферментінің көмегімен жойылуы. бұл ортаны биостимуляциялау белсенділігінен айырды. ДНаздың өзі жасушаның өсуіне іс жүзінде әсер етпеді.

Сондықтан бүкіл ағзаның тіндері зақымдалғанда (мысалы, трофикалық жараларды лазерлік терапия кезінде) патологиялық ошақтың шеткі жағындағы жасушалардың сәулеленуі олардан ДНҚ факторының босатылуына әкеледі деп ойлауға болады, ол ынталандырады. жараны қоршап тұрған тіндерде фибробласт элементтерінің өсуі, осылайша оның жазылуын тездетеді. Алайда, мұның бұлтартпас дәлелі тек жануарларға жүргізілген тәжірибелерде ғана мүмкін болады.

Осылайша, ұсынылған деректер, шамасы, терапиялық мақсаттарда лазерді (немесе жалпы жарық биостимуляциясын) қолданудың орындылығының негіздемесі болып табылады және осы әдісті одан әрі дамыту жолдарын көрсетеді. Бұл деректердің де кеңірек фитобиологиялық мәні бар, ол адам мен жануарлардың тор қабықша емес (бейневизуалды) жасушаларының бірінші рет бірқатар белгілерімен сипатталатын спецификалық жарық сезгіштігінің белгіленуінен тұрады. Бұл сезімталдық спектрлік тәуелді және өте жоғары: біз қолданатын қуат тығыздығы шаршы метрге оннан ваттқа тең, өсімдіктердің фотореттеу жүйелері үшін тиімді болып табылады.ДНҚ факторын оқшаулау сынағы арқылы анықталғандай, адам жасушаларда осындай фотосезімталдық және тіндер мен органдардан алынған әртүрлі түрдегі жануарлар бар: тышқан, ит және адам лимфоциттері, егеуқұйрық бауыр жасушалары, адамның фибробласттарынан алынған дақылдардың жасушалары, хомяк бүйректері және тышқанның қатерлі фибробласттары.

Бұл фактілердің барлығы сүтқоректілерде өсімдіктердің фитохром жүйесіне ұқсас, сонымен қатар реттеуші функцияларды атқаратын ерекше жарықты қабылдау жүйесі бар деген болжамды растайды. Жануарлардың болжамды фотосезімталдық жүйесінің фитохромды реттеу жүйесімен ұқсастығы олардың негізгі белгілерін салыстыру арқылы дәлелденеді.Фитохром жүйесі жоғары жарық сезгіштігінен басқа, әсер етудің дозалық емес (триггер) сипатымен сипатталады. бұл есте сақтауға мәжбүр етеді және, мүмкін, лазерлік биостимуляция үшін емхана дәрігерлері қолданатын дозалардың үлкен өзгергіштігін (екі дәрежелі айырмашылықтармен) түсіндіреді; фитохром жүйесінің конъюгациясы (сонымен бірге біз сипаттаған әсерлер). жасуша мембраналары; Көптеген авторлардың пікірінше, гелий-неон лазерімен сәулеленген тіндерде түзілуі ДНҚ, РНҚ және ақуыз синтезіне фитохромдық жүйенің бақылауы да күшейтілген.

Жануарлардың жасушаларында шынымен де арнайы фотосезімтал жүйе болған жағдайда, әсер ету спектрін (биологиялық реакция шамасының толқын ұзындығына тәуелділігі) анықтау үшін эксперименттерді қолдана отырып, абсорбция спектрін (және сәйкесінше) анықтауға болады. ол, химиялық сәйкестік) жарықтың негізгі акцепторы болып табылатын және ақырында фоторегуляторлық әсерлерге әкелетін процестер тізбегін бастайтын қосылыстың. Әсер ету спектрлері мен жарық қабылдағыштың жұтылу спектрі арасындағы сәйкестікке, бірақ тәжірибелерді орнату кезінде бірқатар әдістемелік шарттар орындалған жағдайда ғана қол жеткізіледі, бұл тәжірибеде өте қиын міндет.

Соған қарамастан, порфирин қосылыстарының типтік сіңіру спектрімен біз сынаған әртүрлі биологиялық әсерлердің спектрлік тәуелділігін сипаттайтын барлық үш қисықтың ұқсастығына назар аудармау мүмкін емес. Бұл жануарлар жасушаларының фоторегуляциясының гипотетикалық жүйесіндегі жарық акцепторы порфириндер тобынан қандай да бір қосылыс екенін көрсетеді, олар өздеріңіз білетіндей, жануарлар денесінің көптеген маңызды биохимиялық компоненттерінің құрамдас бөлігі болып табылады - гемоглобин, цитохромдар, бірқатар С.М.Зубков (1978) гелий-неонды лазерлік сәулеленудің биостимуляциялаушы әсері оның жарықты сіңіру максимумы ~628 нм болатын құрамында порфирин бар каталаза ферментінің сіңіруімен байланысты деген болжам жасады. Патологиялық ошақтың шеткі жағындағы жасушалардың сәулеленуі олармен ДНҚ факторының босатылуына әкеледі, ол ойық жараны қоршап тұрған тіндерде фибробласт элементтерінің өсуін ынталандырады, осылайша оның жазылуын тездетеді. Алайда, мұның бұлтартпас дәлелі тек жануарларға жүргізілген тәжірибелерде ғана мүмкін болады.

Осылайша, ұсынылған деректер, шамасы, терапиялық мақсаттарда лазерді (немесе жалпы жарық биостимуляциясын) қолданудың орындылығының негіздемесі болып табылады және осы әдісті одан әрі дамыту жолдарын көрсетеді. Бұл деректердің де кеңірек фитобиологиялық мәні бар, ол адам мен жануарлардың тор қабықша емес (бейневизуалды) жасушаларының бірінші рет бірқатар белгілерімен сипатталатын спецификалық жарық сезгіштігінің белгіленуінен тұрады. Бұл сезімталдық спектрлік тәуелді және өте жоғары: шаршы метрге ватттың оннан бір бөлігіне тең пайдаланылатын қуат тығыздықтары өсімдіктердің фотореттеу жүйелері үшін тиімді болатындармен салыстыруға болады. ДНҚ факторын оқшаулау сынағы арқылы анықтау мүмкін болғандықтан, мұндай фотосезімталдық тіндер мен органдардан алынған әртүрлі түрдегі адам және жануарлар жасушаларында: тышқан, ит және адам лимфоциттері, егеуқұйрықтардың бауыр жасушалары, дақылдар жасушаларында болады. адамның фибробласттарынан, хомяк бүйректерінен және тышқанның қатерлі фибробласттарынан алынған.

Бұл фактілердің барлығы сүтқоректілерде өсімдіктердің фитохром жүйесіне ұқсас, сонымен қатар реттеуші функцияларды атқаратын ерекше жарықты қабылдау жүйесі бар деген болжамды растайды. Жануарлардың болжамды фотосезімтал жүйесінің фитохромдық реттеу жүйесімен ұқсастығы олардың негізгі белгілерін салыстыру арқылы дәлелденеді. Жарықтың жоғары сезімталдығынан басқа, фитохромдық жүйе әсер етудің дозалық емес (триггер) сипатымен сипатталады, бұл сізді есте сақтауға мәжбүр етеді және, мүмкін, емхана дәрігерлері қолданатын дозалардың үлкен өзгергіштігін (екі дәрежедегі айырмашылықтармен) түсіндіреді. лазерлік биостимуляция үшін; фитохром жүйесінің конъюгациясы (сонымен қатар біз сипаттаған әсерлер) жасуша мембраналарымен; Көптеген авторлардың пікірінше, гелий-неон лазерімен сәулеленген тіндерде түзілуі ДНҚ, РНҚ және ақуыз синтезіне фитохромдық жүйенің бақылауы да күшейтілген.

Жануарлардың жасушаларында шынымен де арнайы фотосезімтал жүйе болған жағдайда, әсер ету спектрін (биологиялық реакция шамасының толқын ұзындығына тәуелділігі) анықтау үшін эксперименттерді қолдана отырып, абсорбция спектрін (және сәйкесінше) анықтауға болады. ол, химиялық сәйкестік) жарықтың негізгі акцепторы болып табылатын және ақырында фоторегуляторлық әсерлерге әкелетін процестер тізбегін бастайтын қосылыстың. Әсер ету спектрлері мен жарық қабылдағыштың жұтылу спектрі арасындағы сәйкестікке, бірақ тәжірибелерді орнату кезінде бірқатар әдістемелік шарттар орындалған жағдайда ғана қол жеткізіледі, бұл тәжірибеде өте маңызды. қиын тапсырма.

ҚОЛДАНЫЛҒАН ӘДЕБИЕТ

1. А.Н.РЕМИЗОВ « МЕДИЦИНАЛЫҚ-БИОЛОГИЯЛЫҚ ФИЗИКА»

2. «ХИРургиядағы ЛАЗЕР» РЕДАКЦИЯСЫ ПРОФ. ЖАРАЙДЫ МА. СКОБЕЛКИНА

3. С.Д.ПЛЕТНЕВТІҢ РЕДАКЦИЯСЫМЕН «КЛИНИКАЛЫҚ МЕДИЦИНАДАҒЫ ЛАЗЕРЛЕР»