高能激光的生物學熱效應分析及驗證

王振宇+何玲

[摘要] 目的 理論模擬及實驗驗證生物組織經高能激光照射的熱損傷情況。方法 取兩組雞胸肌組織分別用直徑為1000 μm與600 μm光纖的激光照射，每組激光的功率均分別為40 W、60 W和80 W三種，做石蠟切片HE染色后在顯微鏡下獲得病理圖片，測量熱損傷各項參數（汽化、碳化及凝固深度）并與理論模擬結果相比較。結果 建立了高能激光的熱傳導模型并利用matlab模擬了前列腺組織的溫度分布，計算出80W的激光照射1 s時碳化層、凝固層及體溫過高層的厚度分別為0.025 mm、0.120 mm及0.200 mm；病理切片顯示了生物組織受激光照射后碳化層與細胞增大層的細胞結構，測量并將照射時間歸一至1 s所得碳化層與細胞增大層的厚度分別為0.027 mm、0.265 mm（光纖直徑1000 μm）及0.015 mm、0.172 mm（光纖直徑600 μm）。結論 利用熱傳導模型模擬生物組織的熱損傷情況與病理切片相一致，預測的碳化層厚度與實驗結果相吻合，模擬的結果具有較高的臨床價值。

[關鍵詞] 激光；熱效應；熱損傷；生物組織

[中圖分類號] R318.51 [文獻標識碼] A [文章編號] 1673-9701（2014）24-0004-03

激光可以通過光導纖維精確地傳入人體將病變組織切除、汽化或凝固，并且對周圍正常組織傷害很小，在治療良性前列腺增生等疾病中得到廣泛應用[1]。臨床使用中需要正確控制激光的功率及治療時間，否則會導致治療效果不佳及增加正常組織的損傷。

生物組織受激光照射后會產生不同程度的熱效應和熱損傷，如凝固、汽化和碳化等[2]。本文旨在通過生物組織的熱效應理論模型，計算并模擬經高能激光照射的生物組織內的瞬時溫度分布，并通過實驗方法研究生物組織熱損傷的特點以及驗證理論推導的正確性。

1 對象與方法

1.1 研究對象

為研究前列腺組織中激光產生的熱損傷，實驗材料采用與前列腺組織密度相近的雞胸肌組織。實驗儀器為南方醫科大學醫療儀器研究所研制的長脈沖YAG激光治療儀，平均功率0～80 W連續可調，峰值功率可達1000 W[3]。激光傳輸采用國際標準光學纖維，內徑分別為600 μm和1000 μm。

1.2 理論計算

激光主要通過熱相互作用將能量傳遞到生物組織并產生一定的生物學效應，熱相互作用包括熱產生、熱傳輸及熱效應。激光被生物組織吸收而產生的熱能可由下式給出[3-5]：

其中，z代表光軸，r代表某點到光軸的距離， I（r，z，t）為激光在圓柱形坐標系內t時刻的強度，μt為激光衰減系數，ω（z）為光束的腰部，ω（z）=ω0exp（-0.5μtz）。

熱傳輸可以根據經典Pennes生物傳熱方程[6，7]：

這里，ρ，C，K分別為組織的密度、比熱容量和熱導率。

熱效應可以用Arrhenius方程[4-8]描述，溫度在37℃～42℃時，觀察不到生物組織有明顯的變化；在大約42℃～50℃內，由于分子構成的改變，生物組織會產生化學鍵的破壞和膜的改變，被稱為體溫過高；超過50℃時，酶活性明顯地減弱，細胞內傳遞的能量相應地減少，導致細胞固定；在60℃時，蛋白質和膠原蛋白產生變性作用，組織凝結和細胞壞死就會發生；100℃時，組織中的水分子開始汽化，從而引起組織碎片的機械破裂與熱分解；當所有的水分子都被汽化，溫度才會繼續升高，超過100℃時就會發生碳化作用，周圍組織變黑并冒煙；溫度高于300℃時，生物組織會產生熔融[3]。

1.3 實驗方法

取兩組雞胸肌組織分別用直徑為1000 μm與600 μm光纖的激光照射，每組中激光的功率均分為40 W、60 W和80 W三種。控制光纖與雞胸肌組織距離約1 mm左右，在冷卻水下勻速移動光纖照射。照射后的雞胸肌組織放入4%多聚甲醛固定液進行固定，然后送病理做石蠟切片蘇木精-伊紅（hematoxylin and eosin， HE）染色[2]。在4倍光學顯微鏡下獲取病理切片的圖像，利用Image-pro Plus測量如圖1所示的各項數據，其中L、D分別為汽化區域寬度與深度，L1為碳化層厚度，L2、L3分別為橫向和縱向細胞增大區域厚度，本實驗中由于組織的凝固區域與體溫過高區域難以做到定量區分，故將細胞面積超過（1200 μm2）定義為細胞增大[3]，因此L2、L3并不代表凝固層厚度。

2 結果

2.1 前列腺組織的模擬溫度分布

前列腺的光學參數可查得[3，4]，吸收系數μα=0.4 cm-1，散射系數μs=110 cm-1，μt=110 cm-1，平均散射角g=0.96，R=0.20，近似密度ρ=1.07 g/cm3，含水量η=70%，比熱容量C=3.38 kJ/（kg·K），熱導率K=0.43 W/（mK），溫度傳導率α=1.19×10-7 m2/s。

經激光照射的生物組織內熱量隨時間而擴散的溫度分布可由方程（2）的齊次部分求解得到[9，10]：式中，χ2=r2+z2，Q是積分常數。

由此可知，當時間t趨近于0時，溫度分布函數T（r，z，t）接近于∞。圖2顯示了時間t分別在1～20 s時的溫度分布曲線。

在距離輻射點中心位置不同時溫度隨時間的擴散情況如圖3所示，在距離輻射點中心0.5 cm處，生物組織的溫度幾乎沒有變化，說明在一定的區域之外熱量不再擴散。

通過生物組織的溫度分布可以近似模擬生物組織的熱損傷情況，如圖4所示，分別為能量為80 W的激光照射生物組織1、2和5 s后的近似溫度分布，其中白色區域為生物組織被汽化后的空穴，紅色表示溫度超過100℃時形成的碳化區域，淺藍色表示溫度在60℃～100℃、為不可恢復的熱損傷即凝固壞死區域，綠色表示溫度為42℃～60℃，即體溫過高區域。表1中列出了組織熱損傷的近似數據。

2.2 實驗結果

雞胸肌組織經光纖直徑分別為1000 μm與600 μm，功率分別為40 W、60 W和80 W的激光照射，并經HE染色后在4倍光學顯微鏡下的病理切片見圖5。

由于人為操作的不穩定性，實驗過程中的實際照射時間各不相同，能量較高時激光釋放的熱量多，切割速度快，照射時間變短，因此圖中激光功率為80 W時照射時間相對較短，切除組織的深度也相對較少。表2列出了照射時間經歸一化為1s后生物組織熱損傷情況，隨著激光能量的增加，碳化層厚度減小；采用芯徑較小的光纖（600 μm）進行治療時，生物組織的碳化情況明顯優于芯徑較大的光纖（1000 μm）[3]。其中60 W功率，600 μm光纖照射條件下，組織被破壞，無法測量其碳化情況。

3 討論

本文中采用的理論模型忽略了因血液流動和新陳代謝等生物活動引起的熱交換，以及由于生物組織碳化而導致其組織結構發生變化對熱傳遞帶來的影響等因素，而且由于水分子汽化帶走部分熱量，這些因素均會影響生物組織內溫度的實際分布。

實驗中使用的雞胸肌組織雖然密度與前列腺組織接近，但其解剖結構及細胞類型均相差較大。而且激光照射過程中人為操作的影響較大，在不同的能量下光纖移動速度不同以及在移動過程中光纖與組織距離不確定，導致HE染色后的病理切片可比性降低，圖5中并不能很清晰地對比不同能量下激光的切割深度、碳化層深度以及凝固層的細胞變化情況。

用4%多聚甲醛固定前，雞胸肌組織被人為操作所拉扯、破壞，導致照射的寬度與深度發生較大變化，表2為照射時間經過歸一化的生物組織熱損傷情況，但在歸一的過程中又采取了多項近似值，導致該表中數據不能絕對代表現實情況。盡管如此，本研究的模擬結果可作為臨床及基礎科學研究的參考數據，并且實驗所得出的數據與理論計算比較接近，依據方程（3）所得出的高能激光溫度與時間的變化曲線具有較高的臨床參考價值，并且據此模擬的生物組織熱損傷情況與病理切片基本一致。

[參考文獻]

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[2] Sajjadi A Y， Mitra K， Grace M. Expression of heat shock proteins 70 and 47 in tissues following short-pulse laser irradiation： Assessment of thermal damage and healing[J]. Medical Engineering & Physics，2013，35（10）：1406-1414.

[3] 王振宇. 長脈沖YAG激光治療儀的研制[D]. 南方醫科大學， 2008.

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[5] 李小霞， 范世福， 趙友全. 激光作用下生物組織光熱效應的研究狀況[J]. 分析儀器， 2003，（3）：44-48.

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[9] Dua R， Chakraborty S. A novel modeling and simulation technique of photo-thermal interactions between lasers and living biological tissues undergoing multiple changes in phase[J]. Computers in Biology and Medicine， 2005， 35（5）： 447-462.

[10] 趙友全，范世福，李小霞. 生物組織光熱傳輸和熱損傷研究[J]. 中國激光， 2004， 31（5）：631-634.

（收稿日期：2014-05-27）

2.2 實驗結果

雞胸肌組織經光纖直徑分別為1000 μm與600 μm，功率分別為40 W、60 W和80 W的激光照射，并經HE染色后在4倍光學顯微鏡下的病理切片見圖5。

由于人為操作的不穩定性，實驗過程中的實際照射時間各不相同，能量較高時激光釋放的熱量多，切割速度快，照射時間變短，因此圖中激光功率為80 W時照射時間相對較短，切除組織的深度也相對較少。表2列出了照射時間經歸一化為1s后生物組織熱損傷情況，隨著激光能量的增加，碳化層厚度減小；采用芯徑較小的光纖（600 μm）進行治療時，生物組織的碳化情況明顯優于芯徑較大的光纖（1000 μm）[3]。其中60 W功率，600 μm光纖照射條件下，組織被破壞，無法測量其碳化情況。

3 討論

本文中采用的理論模型忽略了因血液流動和新陳代謝等生物活動引起的熱交換，以及由于生物組織碳化而導致其組織結構發生變化對熱傳遞帶來的影響等因素，而且由于水分子汽化帶走部分熱量，這些因素均會影響生物組織內溫度的實際分布。

實驗中使用的雞胸肌組織雖然密度與前列腺組織接近，但其解剖結構及細胞類型均相差較大。而且激光照射過程中人為操作的影響較大，在不同的能量下光纖移動速度不同以及在移動過程中光纖與組織距離不確定，導致HE染色后的病理切片可比性降低，圖5中并不能很清晰地對比不同能量下激光的切割深度、碳化層深度以及凝固層的細胞變化情況。

用4%多聚甲醛固定前，雞胸肌組織被人為操作所拉扯、破壞，導致照射的寬度與深度發生較大變化，表2為照射時間經過歸一化的生物組織熱損傷情況，但在歸一的過程中又采取了多項近似值，導致該表中數據不能絕對代表現實情況。盡管如此，本研究的模擬結果可作為臨床及基礎科學研究的參考數據，并且實驗所得出的數據與理論計算比較接近，依據方程（3）所得出的高能激光溫度與時間的變化曲線具有較高的臨床參考價值，并且據此模擬的生物組織熱損傷情況與病理切片基本一致。

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[10] 趙友全，范世福，李小霞. 生物組織光熱傳輸和熱損傷研究[J]. 中國激光， 2004， 31（5）：631-634.

（收稿日期：2014-05-27）

2.2 實驗結果

雞胸肌組織經光纖直徑分別為1000 μm與600 μm，功率分別為40 W、60 W和80 W的激光照射，并經HE染色后在4倍光學顯微鏡下的病理切片見圖5。

由于人為操作的不穩定性，實驗過程中的實際照射時間各不相同，能量較高時激光釋放的熱量多，切割速度快，照射時間變短，因此圖中激光功率為80 W時照射時間相對較短，切除組織的深度也相對較少。表2列出了照射時間經歸一化為1s后生物組織熱損傷情況，隨著激光能量的增加，碳化層厚度減小；采用芯徑較小的光纖（600 μm）進行治療時，生物組織的碳化情況明顯優于芯徑較大的光纖（1000 μm）[3]。其中60 W功率，600 μm光纖照射條件下，組織被破壞，無法測量其碳化情況。

3 討論

本文中采用的理論模型忽略了因血液流動和新陳代謝等生物活動引起的熱交換，以及由于生物組織碳化而導致其組織結構發生變化對熱傳遞帶來的影響等因素，而且由于水分子汽化帶走部分熱量，這些因素均會影響生物組織內溫度的實際分布。

實驗中使用的雞胸肌組織雖然密度與前列腺組織接近，但其解剖結構及細胞類型均相差較大。而且激光照射過程中人為操作的影響較大，在不同的能量下光纖移動速度不同以及在移動過程中光纖與組織距離不確定，導致HE染色后的病理切片可比性降低，圖5中并不能很清晰地對比不同能量下激光的切割深度、碳化層深度以及凝固層的細胞變化情況。

用4%多聚甲醛固定前，雞胸肌組織被人為操作所拉扯、破壞，導致照射的寬度與深度發生較大變化，表2為照射時間經過歸一化的生物組織熱損傷情況，但在歸一的過程中又采取了多項近似值，導致該表中數據不能絕對代表現實情況。盡管如此，本研究的模擬結果可作為臨床及基礎科學研究的參考數據，并且實驗所得出的數據與理論計算比較接近，依據方程（3）所得出的高能激光溫度與時間的變化曲線具有較高的臨床參考價值，并且據此模擬的生物組織熱損傷情況與病理切片基本一致。

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[10] 趙友全，范世福，李小霞. 生物組織光熱傳輸和熱損傷研究[J]. 中國激光， 2004， 31（5）：631-634.

（收稿日期：2014-05-27）