Спосіб дозиметрії оптичного випромінювання для фототерапії і лазерної терапії

Спосіб дозиметрії оптичного випромінювання для фототерапії і лазерної терапії, що включає вплив світлом на біооб'єкт і відстеження біологічного відгуку на дію світла, який відрізняє ться тим, що як біологічний відгук використовують підвищення концентрації вільного молекулярного кисню в біотканині в зоні впливу оптичного випромінювання, сумарну концентрацію якого визначають за формулою: S[ O 2 ] = T × Pr × [Hb] /[Hb] n × ( DSaO 2 / 100) , Корисна модель відноситься до області медицини, зокрема, фототерапії і лазерної терапії. Вона може знайти широке застосування в дозиметрії оптичного випромінювання для визначення ефективності терапевтичного впливу світла і низькоінтенсивного лазерного випромінювання. Відомий спосіб дозиметрії оптичного випромінювання [1], що базується на біологічному відгук у при впливі світлом або лазерним випромінюванням на організм. По величині сумарної енергії, яка визначається добутком щільності потужності на час впливу випромінювання на біологічну тканину, досягається терапевтичний ефект. Біологічний відгук на вплив випромінювання визначають по зміні активності найважливіших ферментів метаболізму, проникності клітинних мембран, швидкості синтезу білків, ДНК, РНК, розподілу клітин, регенерації тканин, репарації ушкодження генетичного апарата клітин, активності імунної системи і т.п. По відгуку сук упності або одного з перерахованих факторів і визначають сумарну величину енергії випромінювання, що забезпечує терапевтичний ефект (терапевтичну дозу). Недоліком даного способу є низька вірогідність і точність, обумовлена відсутністю прив'язки до механізму біостимулюючого впливу випромінювання, яке призводить до змін, що спостерігаються, перерахованої вище сукупності параметрів. У клінічній практиці приходитися емпіричним шляхом підбирати терапевтичну дозу по щільності потужності випромінювання і часу випромінювання без врахування індивідуальних особливостей пацієнта, вихідного стану організму і тканин, стадії патологічного процесу. При цьому відсутній диференційований підхід до вибору параметрів процедури з урахуванням стадії захворювання і стану хворого. де S[ O 2 ] - сумарна концентрація кисню в біотканині, T - час впливу світлом або лазерним випромінюванням, Pr - частота скорочення серця - пульс, [Hb ] - поточна концентрація гемоглобіну в крові, [Hb] n - концентрація гемоглобіну в нормі, (13) 30931 (11) UA (19) SaO 2 hn - ступінь насичення гемоглобіну киснем при впливі світлом або лазерним випромінюванням, і з урахуванням отриманої величини призначають дозу оптичного випромінювання. U DSaO 2 = (SaO 2 - SaO 2 hn ) зміна ступеня насичення гемоглобіну киснем при впливі світлом або лазерним випромінюванням, SaO 2 - ступінь насичення гемоглобіну киснем, 3 30931 Найближчим по технічному рішенню до пропонованого способу, є спосіб дозиметрії, заснований на фотоіндукованому підвищенні деформованості еритроцитів крові [2] (прототип). Відповідно до даного способу зміни деформованості еритроцитів від енергії опромінення має оптимум, по якому і пропонується підбирати терапевтичну дозу. Даний спосіб має певну перевагу в порівнянні з відомими способами в тому, що пропонує звести прив'язку терапевтичної дози до деякого параметру, разом з тим, не призводить до підвищення вірогідності і точності дозиметрії для фототерапії, включаючи і лазерну. Основним недоліком способу є відсутність адекватного зв'язку біологічного відгуку організму по широкому спектру параметрів із впливом деформованості еритроцитів, що знижує вірогідність способу. Задачею корисної моделі є підвищення вірогідності і точності дозиметрії оптичного випромінювання для фототерапії і лазерної терапії по ступені локального збагачення тканини киснем у зоні впливу світлом. Поставлена задача вирішується наступним чином. У способі дозиметрії оптичного випромінювання для фототерапії і лазерної терапії, що полягає у впливі світла на біооб'єкт і відстеження біологічного відгуку на дію світла, у біологічному відгук у використовують збільшення концентрації вільного молекулярного кисню в біотканині в зоні впливу оптичного випромінювання, сумарну концентрацію якої визначають за формулою: S [O 2 ] = T × Pr × [Hb ] /[Hb ]n × ( D SaO 2 / 100 ) , де S[ O 2 ] - сумарна концентрація кисню в біотканині, T - час впливу світлом або лазерним випромінюванням, Pr - частота скорочення серця - пульс, [Hb ] - поточна концентрація гемоглобіну в крові, [Hb] n - концентрація гемоглобіну в нормі, hn - зміна ступеня ) насичення гемоглобіну киснем при впливі світлом або лазерним випромінюванням, SaO 2 - ступінь насичення гемоглобіну киснем, DSaO 2 = (SaO 2 - SaO 2 SaO2 h n - ступінь насичення гемоглобіну киснем при впливі світлом або лазерним випромінюванням, і з урахуванням отриманої величини призначають дозу оптичного випромінювання. Сутність пропонованої корисної моделі полягає в наступному, де на Фіг. схематично зображене локальне підвищення концентрації вільного молекулярного кисню в шкірній тканині при фотодисоціації оксигемоглобіну крові в шкірних кровоносних капілярах під впливом кванта світла. В основі способу дозиметрії оптичного випромінювання для фото і лазерної терапії лежить використання фотодисоціації 4 оксигемоглобіну крові. Оксигемоглобін транспортує кисень до всіх клітин організму. Кисень є ключовим елементом у метаболізмі клітин у тканинах різних органів. Фотозбудження оксигемоглобіну світлом, включаючи спрямоване лазерне випромінювання, приводить до вивільнення молекулярного кисню від зв'язаного стану з атомом заліза в гемоглобіні (Фіг.). Отже, впливаючи на оксигемоглобін різними способами, наприклад, внутрівенне, або через шкірний покрив на кровоносні капіляри можна збільшува ти локальну концентрацію вільного молекулярного кисню в тканинах. Універсальність цього явища дозволяє використовувати його як об'єктивний параметр у дозиметрії оптичного випромінювання для фототерапії і лазерної терапії. Вимір величини насичення крові киснем ( SaO 2 ) у шкірних кровоносних судинах проводилося наступним чином. Двухвильовий пульсоксиметричний датчик, що складається з двох світловипромінюючих діодів (660нм і 900нм) розташовува вся на вказівному пальці лівої руки, охоплюючи перші дві фаланги. Виміри проводилися на першій фаланзі, трохи нижче нігтя. Біле світло, а також лазерне випромінювання направлялися на ділянку суглоба між другою і третьою фалангами. Відстань між точками опромінення і виміру становила приблизно 3-3,5 сантиметрів. В експерименті використовувався гелій-неоновий (He-Ne) лазер з довжиною хвилі випромінювання 632нм і потужністю 20мвт. Діаметр лазерного випромінювання був близько 7-8мм. При опроміненні третьої фаланги випромінюванням He-Ne лазера спостерігається зниження рівня SaO 2 артеріальної крові в кровоносних судинах шкіри. Зниження рівня сатурації артеріальної крові при впливі лазерним випромінюванням зв'язано з фотодисоціацією оксигемоглобіну, що забезпечує підвищення локальної концентрації вільного молекулярного кисню в тканині. Потік кисню F(O2) через тканину, що опромінюється, за один удар серця можна описати: F(O 2 )= 4O 2 /(Hb + 4O 2 ) × C × V H × [Hb ] × (SaO 2 / 100 ) , де C - коефіцієнт надходження крові в тканину залежний від розподілу опорів у кровоносній системі організму. [Hb ] - концентрація гемоглобіну в крові в грамах/літр. VH - ударний об'єм серця - це об'єм крові в літрах, що викидається серцем за один удар. SaO 2 - ступінь насичення гемоглобіну киснем (сатурація) у відсотках. [O 2 ] - концентрація кисню. Візьмемо до уваги "стандартний потік кисню" SF(O 2 ) через тканину, що опромінюється, що реалізується при SaO 2 = 100% та [Hb] = [Hb]n 5 30931 нормі для віку. Тоді F( O 2 ) = SF ( O 2 ) і його можна виразити в такий спосіб: SF ( O 2 ) = 4O 2 /(Hb + 4O 2 ) × [Hb ] n × C × VH Стандартний потік кисню через тканину, що опромінюється, характеризує потік кисню необхідний для постачання тканини при нормальному стані організму, і у відсутності навантаження. За норму приймається вміст гемоглобіну в крові, який відповідає стандартним для даної вікової категорії і повному насиченні крові киснем. Для визначення поточного транспорту кисню через тканину нормуємо локальний ударний потік кисню через тканину, що опромінюється, до стандартного потоку кисню F(O 2 ) = F(O 2 ) / SF(O 2 ) Підставивши одержимо: значення F(O 2 ) і SF(O 2 ) F( O 2 ) = [Hb ] /[Hb ]n × ( SaO 2 / 100 ) Цей параметр дозволяє нам оцінювати поточну ефективність транспорту кисню в залежності від концентрації гемоглобіну в крові і ступені його сатурації. Так, кількість кисню, який надходить в тканину при опроміненні: DFO 2 = F(O 2 ) - F(O 2 ) hn , де FO 2 нормований потік кисню без hn опромінення, a FO 2 - нормований потік кисню при опроміненні. Кількість кисню, який надійшов у тканину, може бути визначено наступним виразом: [O 2 ] = {F(O 2 )F(O 2 )hn } × T × Pr , де T - час опромінення, а Pr - частота пульсу. Підставляючи значення для F( O 2 ) та F( O 2 ) h n одержимо: [ O 2 ] = ([Hb] /[ Hb] n × ( SaO 2 / 100 ) - [Hb] /[ Hb] n × ( SaO = T × Pr × [Hb] /[Hb ] n × ( SaO 2 - SaO 2 hn 2 hn / 100 )) × T × Pr = ) / 100 = T × Pr × [Hb ] /[ Hb] n × ( DSaO 2 / 100 ) Таким чином, сумарна кількість кисню, що надійшов у тканину визначається зі співвідношення: S[O= T × Pr × [Hb ] /[Hb ]n × ( DSaO 2 / 100 ) , 2] де по виміру таких об'єктивних параметрів, як частота пульсу, концентрації гемоглобіну, величина вивільнення молекулярного при фотодисоціації оксигемоглобіну при впливі світлом або лазерним випромінюванням, а також час впливу, визначається сумарна концентрація кисню для досягнення необхідного терапевтичного ефекту. Тим самим забезпечується високий ступінь вірогідності і точності за рахунок кількісної прив'язки параметрів джерела випромінювання до індивідуальних особливостей стану пацієнта в кожнім конкретному випадку. Джерела інформації: 1. В.А. Мостовников, B.C. Улащик, Г.Р. Мостовникова, В.Ю. Плавский, Л.Г. Плавская, П.С. Русакевич, Н.С. Сердюченко, И.А. Рыбин, Параметры низкоинтенсивного лазерного 6 излучения видимого и ближнего инфракрасного спектральных диапазонов, определяющие его биологическую активность и высокий эффект терапевтического действия. Материалы Международной конференции "Лазеры в биомедицине", Гродно, Октябрь 1-3, 2002. Т.1, стр.30-40, Минск 2003. 2. С.Д. Захаров, А.В. Иванов, И.М. Корочкин, А.В. Армичев, Е.В. Бабенко, В.П. Данилов, Б.В. Еремеев, Н.А. Панасенко, С.Н. Перов, А.Н. Солдатов, Доказательство пускового механизма низкоинтенсивной лазерной терапии (НИЛТ) через фотовозбуждение молекулярного кислорода. Материалы международной конференции "Лазеры в биомедицине", Гродно, октябрь 1-3, 2002. Т.1, стр.48-57. Минск 2003.