高能激光的生物学热效应分析及验证

王振宇+何玲

[摘要] 目的 理论模拟及实验验证生物组织经高能激光照射的热损伤情况。方法 取两组鸡胸肌组织分别用直径为1000 μm与600 μm光纤的激光照射，每组激光的功率均分别为40 W、60 W和80 W三种，做石蜡切片HE染色后在显微镜下获得病理图片，测量热损伤各项参数（汽化、碳化及凝固深度）并与理论模拟结果相比较。结果 建立了高能激光的热传导模型并利用matlab模拟了前列腺组织的温度分布，计算出80W的激光照射1 s时碳化层、凝固层及体温过高层的厚度分别为0.025 mm、0.120 mm及0.200 mm；病理切片显示了生物组织受激光照射后碳化层与细胞增大层的细胞结构，测量并将照射时间归一至1 s所得碳化层与细胞增大层的厚度分别为0.027 mm、0.265 mm（光纤直径1000 μm）及0.015 mm、0.172 mm（光纤直径600 μm）。结论 利用热传导模型模拟生物组织的热损伤情况与病理切片相一致，预测的碳化层厚度与实验结果相吻合，模拟的结果具有较高的临床价值。

[关键词] 激光；热效应；热损伤；生物组织

[中图分类号] R318.51 [文献标识码] A [文章编号] 1673-9701（2014）24-0004-03

激光可以通过光导纤维精确地传入人体将病变组织切除、汽化或凝固，并且对周围正常组织伤害很小，在治疗良性前列腺增生等疾病中得到广泛应用[1]。临床使用中需要正确控制激光的功率及治疗时间，否则会导致治疗效果不佳及增加正常组织的损伤。

生物组织受激光照射后会产生不同程度的热效应和热损伤，如凝固、汽化和碳化等[2]。本文旨在通过生物组织的热效应理论模型，计算并模拟经高能激光照射的生物组织内的瞬时温度分布，并通过实验方法研究生物组织热损伤的特点以及验证理论推导的正确性。

1 对象与方法

1.1 研究对象

为研究前列腺组织中激光产生的热损伤，实验材料采用与前列腺组织密度相近的鸡胸肌组织。实验仪器为南方医科大学医疗仪器研究所研制的长脉冲YAG激光治疗仪，平均功率0～80 W连续可调，峰值功率可达1000 W[3]。激光传输采用国际标准光学纤维，内径分别为600 μm和1000 μm。

1.2 理论计算

激光主要通过热相互作用将能量传递到生物组织并产生一定的生物学效应，热相互作用包括热产生、热传输及热效应。激光被生物组织吸收而产生的热能可由下式给出[3-5]：

其中，z代表光轴，r代表某点到光轴的距离， I（r，z，t）为激光在圆柱形坐标系内t时刻的强度，μt为激光衰减系数，ω（z）为光束的腰部，ω（z）=ω0exp（-0.5μtz）。

热传输可以根据经典Pennes生物传热方程[6，7]：

这里，ρ，C，K分别为组织的密度、比热容量和热导率。

热效应可以用Arrhenius方程[4-8]描述，温度在37℃～42℃时，观察不到生物组织有明显的变化；在大约42℃～50℃内，由于分子构成的改变，生物组织会产生化学键的破坏和膜的改变，被称为体温过高；超过50℃时，酶活性明显地减弱，细胞内传递的能量相应地减少，导致细胞固定；在60℃时，蛋白质和胶原蛋白产生变性作用，组织凝结和细胞坏死就会发生；100℃时，组织中的水分子开始汽化，从而引起组织碎片的机械破裂与热分解；当所有的水分子都被汽化，温度才会继续升高，超过100℃时就会发生碳化作用，周围组织变黑并冒烟；温度高于300℃时，生物组织会产生熔融[3]。

1.3 实验方法

取两组鸡胸肌组织分别用直径为1000 μm与600 μm光纤的激光照射，每组中激光的功率均分为40 W、60 W和80 W三种。控制光纤与鸡胸肌组织距离约1 mm左右，在冷却水下匀速移动光纤照射。照射后的鸡胸肌组织放入4%多聚甲醛固定液进行固定，然后送病理做石蜡切片苏木精-伊红（hematoxylin and eosin， HE）染色[2]。在4倍光学显微镜下获取病理切片的图像，利用Image-pro Plus测量如图1所示的各项数据，其中L、D分别为汽化区域宽度与深度，L1为碳化层厚度，L2、L3分别为横向和纵向细胞增大区域厚度，本实验中由于组织的凝固区域与体温过高区域难以做到定量区分，故将细胞面积超过（1200 μm2）定义为细胞增大[3]，因此L2、L3并不代表凝固层厚度。

2 结果

2.1 前列腺组织的模拟温度分布

前列腺的光学参数可查得[3，4]，吸收系数μα=0.4 cm-1，散射系数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%，比热容量C=3.38 kJ/（kg·K），热导率K=0.43 W/（mK），温度传导率α=1.19×10-7 m2/s。

经激光照射的生物组织内热量随时间而扩散的温度分布可由方程（2）的齐次部分求解得到[9，10]：式中，χ2=r2+z2，Q是积分常数。

由此可知，当时间t趋近于0时，温度分布函数T（r，z，t）接近于∞。图2显示了时间t分别在1～20 s时的温度分布曲线。

在距离辐射点中心位置不同时温度随时间的扩散情况如图3所示，在距离辐射点中心0.5 cm处，生物组织的温度几乎没有变化，说明在一定的区域之外热量不再扩散。

通过生物组织的温度分布可以近似模拟生物组织的热损伤情况，如图4所示，分别为能量为80 W的激光照射生物组织1、2和5 s后的近似温度分布，其中白色区域为生物组织被汽化后的空穴，红色表示温度超过100℃时形成的碳化区域，浅蓝色表示温度在60℃～100℃、为不可恢复的热损伤即凝固坏死区域，绿色表示温度为42℃～60℃，即体温过高区域。表1中列出了组织热损伤的近似数据。

2.2 实验结果

鸡胸肌组织经光纤直径分别为1000 μm与600 μm，功率分别为40 W、60 W和80 W的激光照射，并经HE染色后在4倍光学显微镜下的病理切片见图5。

由于人为操作的不稳定性，实验过程中的实际照射时间各不相同，能量较高时激光释放的热量多，切割速度快，照射时间变短，因此图中激光功率为80 W时照射时间相对较短，切除组织的深度也相对较少。表2列出了照射时间经归一化为1s后生物组织热损伤情况，随着激光能量的增加，碳化层厚度减小；采用芯径较小的光纤（600 μm）进行治疗时，生物组织的碳化情况明显优于芯径较大的光纤（1000 μm）[3]。其中60 W功率，600 μm光纤照射条件下，组织被破坏，无法测量其碳化情况。

3 讨论

本文中采用的理论模型忽略了因血液流动和新陈代谢等生物活动引起的热交换，以及由于生物组织碳化而导致其组织结构发生变化对热传递带来的影响等因素，而且由于水分子汽化带走部分热量，这些因素均会影响生物组织内温度的实际分布。

实验中使用的鸡胸肌组织虽然密度与前列腺组织接近，但其解剖结构及细胞类型均相差较大。而且激光照射过程中人为操作的影响较大，在不同的能量下光纤移动速度不同以及在移动过程中光纤与组织距离不确定，导致HE染色后的病理切片可比性降低，图5中并不能很清晰地对比不同能量下激光的切割深度、碳化层深度以及凝固层的细胞变化情况。

用4%多聚甲醛固定前，鸡胸肌组织被人为操作所拉扯、破坏，导致照射的宽度与深度发生较大变化，表2为照射时间经过归一化的生物组织热损伤情况，但在归一的过程中又采取了多项近似值，导致该表中数据不能绝对代表现实情况。尽管如此，本研究的模拟结果可作为临床及基础科学研究的参考数据，并且实验所得出的数据与理论计算比较接近，依据方程（3）所得出的高能激光温度与时间的变化曲线具有较高的临床参考价值，并且据此模拟的生物组织热损伤情况与病理切片基本一致。

[参考文献]

[1] Rieken M， Bachmann A. Thermal lasers in urology[J]. Medical Laser Application， 2010， 25（1）： 20-26.

[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. 长脉冲YAG激光治疗仪的研制[D]. 南方医科大学， 2008.

[4] Niemz M H. Laser-tissue interactions： Fundamentals and applications[M]. Springer， 2007.

[5] 李小霞， 范世福， 赵友全. 激光作用下生物组织光热效应的研究状况[J]. 分析仪器， 2003，（3）：44-48.

[6] Li Hejie， Zhang Xuexue ，Liu Jing. Heat Transfer Analysis on Laser-tissue Thermal Interaction Using Heterogeneous Model[J]. Chinese Journal of Lasers， 2002， B11（3）： 233-238.

[7] 王辉， 吴建国. 生物传热学及其医学应用[J]. 同济大学学报（医学版）， 2004， 25（2）： 159-162.

[8] Liu KC， Wang J C. Analysis of thermal damage to laser irradiated tissue based on the dual-phase-lag model[J]. International Journal of Heat and Mass Transfer，2014， 70： 621-628.

[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] 赵友全，范世福，李小霞. 生物组织光热传输和热损伤研究[J]. 中国激光， 2004， 31（5）：631-634.

（收稿日期：2014-05-27）

2.2 实验结果

鸡胸肌组织经光纤直径分别为1000 μm与600 μm，功率分别为40 W、60 W和80 W的激光照射，并经HE染色后在4倍光学显微镜下的病理切片见图5。

由于人为操作的不稳定性，实验过程中的实际照射时间各不相同，能量较高时激光释放的热量多，切割速度快，照射时间变短，因此图中激光功率为80 W时照射时间相对较短，切除组织的深度也相对较少。表2列出了照射时间经归一化为1s后生物组织热损伤情况，随着激光能量的增加，碳化层厚度减小；采用芯径较小的光纤（600 μm）进行治疗时，生物组织的碳化情况明显优于芯径较大的光纤（1000 μm）[3]。其中60 W功率，600 μm光纤照射条件下，组织被破坏，无法测量其碳化情况。

3 讨论

本文中采用的理论模型忽略了因血液流动和新陈代谢等生物活动引起的热交换，以及由于生物组织碳化而导致其组织结构发生变化对热传递带来的影响等因素，而且由于水分子汽化带走部分热量，这些因素均会影响生物组织内温度的实际分布。

实验中使用的鸡胸肌组织虽然密度与前列腺组织接近，但其解剖结构及细胞类型均相差较大。而且激光照射过程中人为操作的影响较大，在不同的能量下光纤移动速度不同以及在移动过程中光纤与组织距离不确定，导致HE染色后的病理切片可比性降低，图5中并不能很清晰地对比不同能量下激光的切割深度、碳化层深度以及凝固层的细胞变化情况。

用4%多聚甲醛固定前，鸡胸肌组织被人为操作所拉扯、破坏，导致照射的宽度与深度发生较大变化，表2为照射时间经过归一化的生物组织热损伤情况，但在归一的过程中又采取了多项近似值，导致该表中数据不能绝对代表现实情况。尽管如此，本研究的模拟结果可作为临床及基础科学研究的参考数据，并且实验所得出的数据与理论计算比较接近，依据方程（3）所得出的高能激光温度与时间的变化曲线具有较高的临床参考价值，并且据此模拟的生物组织热损伤情况与病理切片基本一致。

[参考文献]

[1] Rieken M， Bachmann A. Thermal lasers in urology[J]. Medical Laser Application， 2010， 25（1）： 20-26.

[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. 长脉冲YAG激光治疗仪的研制[D]. 南方医科大学， 2008.

[4] Niemz M H. Laser-tissue interactions： Fundamentals and applications[M]. Springer， 2007.

[5] 李小霞， 范世福， 赵友全. 激光作用下生物组织光热效应的研究状况[J]. 分析仪器， 2003，（3）：44-48.

[6] Li Hejie， Zhang Xuexue ，Liu Jing. Heat Transfer Analysis on Laser-tissue Thermal Interaction Using Heterogeneous Model[J]. Chinese Journal of Lasers， 2002， B11（3）： 233-238.

[7] 王辉， 吴建国. 生物传热学及其医学应用[J]. 同济大学学报（医学版）， 2004， 25（2）： 159-162.

[8] Liu KC， Wang J C. Analysis of thermal damage to laser irradiated tissue based on the dual-phase-lag model[J]. International Journal of Heat and Mass Transfer，2014， 70： 621-628.

[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] 赵友全，范世福，李小霞. 生物组织光热传输和热损伤研究[J]. 中国激光， 2004， 31（5）：631-634.

（收稿日期：2014-05-27）

2.2 实验结果

鸡胸肌组织经光纤直径分别为1000 μm与600 μm，功率分别为40 W、60 W和80 W的激光照射，并经HE染色后在4倍光学显微镜下的病理切片见图5。

由于人为操作的不稳定性，实验过程中的实际照射时间各不相同，能量较高时激光释放的热量多，切割速度快，照射时间变短，因此图中激光功率为80 W时照射时间相对较短，切除组织的深度也相对较少。表2列出了照射时间经归一化为1s后生物组织热损伤情况，随着激光能量的增加，碳化层厚度减小；采用芯径较小的光纤（600 μm）进行治疗时，生物组织的碳化情况明显优于芯径较大的光纤（1000 μm）[3]。其中60 W功率，600 μm光纤照射条件下，组织被破坏，无法测量其碳化情况。

3 讨论

本文中采用的理论模型忽略了因血液流动和新陈代谢等生物活动引起的热交换，以及由于生物组织碳化而导致其组织结构发生变化对热传递带来的影响等因素，而且由于水分子汽化带走部分热量，这些因素均会影响生物组织内温度的实际分布。

实验中使用的鸡胸肌组织虽然密度与前列腺组织接近，但其解剖结构及细胞类型均相差较大。而且激光照射过程中人为操作的影响较大，在不同的能量下光纤移动速度不同以及在移动过程中光纤与组织距离不确定，导致HE染色后的病理切片可比性降低，图5中并不能很清晰地对比不同能量下激光的切割深度、碳化层深度以及凝固层的细胞变化情况。

用4%多聚甲醛固定前，鸡胸肌组织被人为操作所拉扯、破坏，导致照射的宽度与深度发生较大变化，表2为照射时间经过归一化的生物组织热损伤情况，但在归一的过程中又采取了多项近似值，导致该表中数据不能绝对代表现实情况。尽管如此，本研究的模拟结果可作为临床及基础科学研究的参考数据，并且实验所得出的数据与理论计算比较接近，依据方程（3）所得出的高能激光温度与时间的变化曲线具有较高的临床参考价值，并且据此模拟的生物组织热损伤情况与病理切片基本一致。

[参考文献]

[1] Rieken M， Bachmann A. Thermal lasers in urology[J]. Medical Laser Application， 2010， 25（1）： 20-26.

[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. 长脉冲YAG激光治疗仪的研制[D]. 南方医科大学， 2008.

[4] Niemz M H. Laser-tissue interactions： Fundamentals and applications[M]. Springer， 2007.

[5] 李小霞， 范世福， 赵友全. 激光作用下生物组织光热效应的研究状况[J]. 分析仪器， 2003，（3）：44-48.

[6] Li Hejie， Zhang Xuexue ，Liu Jing. Heat Transfer Analysis on Laser-tissue Thermal Interaction Using Heterogeneous Model[J]. Chinese Journal of Lasers， 2002， B11（3）： 233-238.

[7] 王辉， 吴建国. 生物传热学及其医学应用[J]. 同济大学学报（医学版）， 2004， 25（2）： 159-162.

[8] Liu KC， Wang J C. Analysis of thermal damage to laser irradiated tissue based on the dual-phase-lag model[J]. International Journal of Heat and Mass Transfer，2014， 70： 621-628.

[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] 赵友全，范世福，李小霞. 生物组织光热传输和热损伤研究[J]. 中国激光， 2004， 31（5）：631-634.

（收稿日期：2014-05-27）