О возможности использования излучения волоконных лазеров с длинами волн 1,56 и 1,68 мкм для интерстициальной термотерапии патологических новообразований Текст научной статьи по специальности «Нанотехнологии»

Ссылка на статью:

// Радиооптика. МГТУ им. Н.Э. Баумана. Электрон. журн. 2015. № 05. С. 101-114.

Б01: 10.7463/п1о1*.0515.0798995

Представлена в редакцию: 30.06.2015 http://radiooptics.ru Исправлена: 13.08.2015

© МГТУ им. Н.Э. Баумана

УДК 57.089

О возможности использования излучения волоконных лазеров с длинами волн 1,56 и 1,68 мкм для интерстициальной термотерапии патологических новообразований

Коваленко А. А.1'", Минаев В. П.1 >;апаа:а1ауа_коу20:атаД:ги

:МГТУ им. Н.Э. Баумана, Москва, Россия

В статье представлены результаты исследования влияния длины волны лазерного излучения, мощности излучения, времени воздействия и формы окончания волоконного инструмента (световод с плоским торцом, диффузор и радиальный световод) на получаемый объем коагулята белка и желтка (на примере альбуминовой модели). На основе полученных данных было установлено, что при воздействии лазерным излучением с длиной волны 1,06 мкм, 1,56 мкм и 1,68 мкм наибольший объем коагулята белка и желтка образовывался при воздействии лазерным излучением с длиной волны 1,68 мкм, а в качестве волоконного инструмента -диффузор в тефлоновом чехле.

Ключевые слова: лазерная интерстициальная термотерапия, биологическая ткань, радиальный световод, диффузор, волоконные лазеры, альбуминовая модель, объем коагулята белка и желтка

Введение

В настоящее время одним из эффективных направлений при лечении доброкачественных и злокачественных опухолей является малоинвазивный метод лазериндуцированной интерстициальной термотерапии (ЛИТТ) [1, 2]. Этот метод заключается в локальном нагреве патологической области подведенным с помощью световода лазерным излучением до температуры (42,5 - 60 °С), вызывающий необратимое повреждение патологических структур. Указанный температурный диапазон следует из табл. 1, показывающей результаты нагрева биотканей [3]. Следует учесть качественный характер таблицы, поскольку она не учитывает время воздействия. При использовании для нагрева лазерное излучение, которое подается внутрь патологического образования по оптическому волокну, оказывается возможным избежать значительных повреждений здоровых тканей, окружающих очаг патологии.

Радиооптика

В клинической практике для реализации ЛИТТ обычно используются излучения твердотельных лазеров на алюмо-иттриевом гранате, активированном ионами неодима (АИГ: Кё) с длиной волны излучения 1,06 мкм и полупроводниковых лазеров с длиной волны 0,81 и 1,06 мкм [4, 5, 6]. Сравнительно слабое поглощение в воде и крови позволяет осуществлять прогрев области размером около 10-15 мм [7]. Размер прогреваемой области можно в некоторых пределах регулировать мощностью и временем излучения.

Таблица 1. Результат воздействия тепла на биоткани

Температура воздействия, °С Реакция биоткани и результат воздействия

37-42,5 Гиперемия ткани, необратимые изменения отсутствуют

42,5-45 Гибель раковых клеток, в здоровых тканях необратимых изменений не происходит

45-48 Разделение слоев ткани (отек)

48-60 Сваривание ткани, денатурация белка

>60 Коагуляция, некроз, обезвоживание

Около 70 При кратковременном воздействии - восстановимая потеря упругости хрящей

>100 Испарения внутритканевой воды

>250 Обугливание (выгорание водорода из углеводородных биоткани)

>300 Интенсивное горение и абляция (возгонка) биоткани

Вместе с тем, начиная с некоторого уровня мощности, происходит карбонизация ткани вблизи конца световода. При этом резко возрастает поглощение излучения, и уменьшаются размеры нагреваемой области. Вместо медленного разогрева большого объема ткани получается разогрев до температур в сотни градусов малой области вблизи конца световода.

Чтобы разобраться в природе этого явления рассмотрим подробнее оптические характеристики воды и крови (основных хромофоров биоткани) в этом диапазоне. На рис.1 представлены зависимости коэффициентов поглощения в воде и крови от длины волны излучения, а также эффективный коэффициент ослабления в крови цэфф,, который учитывает кроме поглощения еще и рассеяние в крови (значение коэффициентов поглощения для крови уменьшены в 10 раз по сравнению с коэффициентами поглощения для воды) [3].

Поглощение в крови определяется в основном поглощением в оксигемоглобине. Об этом говорит то, что поглощение в крови более чем на порядок превышает поглощение в воде. Поэтому лазерное излучение, поглощаясь в оксигемоглобине, нагревает его, и затем тепло передается на остальные компоненты биоткани. Именно это и ограничивает возможность прогрева больших объемов биоткани излучением с упомянутой длиной волны. Дело в том, что при увеличении мощности излучения, энергия, поглощаемая содержащими оксигемоглобин эритроцитами, не успевает передаваться воде, а при достижении эритроцитами температуры 250°С происходит их обугливание - выгорание водорода из биоткани.

а.

оГ

1,5

I °'5 #

1 • • • • • Г . 1 •

• • • • • поглощение для воды ■ поглощение для крови х0,1 • эффективное ослабление для крови х0,1 • • • / • / •

•

■ ■ ■ ■ ■ ■. ■ ■ 7 *

■ ■ ■ ■ . у в. ■

0,7

0,8

0,9

1,1

Длина волны Л, мкм

1,2

Рис.1. Спектры коэффициента поглощения в воде и цельной оксигенированной крови и эффективного коэффициента ослабления ^эфф в крови в диапазоне 0,7-1,2 мкм.

Данная проблема может быть решена, если использовать лазерное излучение, которое имеет заметное поглощение в воде. В этом случае при нагреве до температуры кипения воды (100°С) происходит стабилизация температуры за счет преодоления скрытой теплоты парообразования. Именно с этой целью и предлагается использовать лазерное излучение с длиной волны 1,56 мкм [8]. Более того, как следует из приведенных на рис. 2 характеристик воды и крови, излучение с длиной волны 1,68 мкм слабее поглощается в биотканях, особенно в оксигемоглобине, а значит, может обеспечить требуемый нагрев еще большего объема биоткани [3].

Рис.2. Спектры коэффициента поглощения в воде и цельной оксигенированной крови и эффективного коэффициента ослабления ^эфф в крови в диапазоне 0,8-1,75 мкм.

Описанное выше лазерное излучение может быть достаточно просто реализовано с помощью аппаратов на основе волоконных лазеров, которые в последние годы получили широкое распространение в различных областях медицины.

Целью настоящей работы является исследование возможности повышения эффективности процедуры ЛИТТ патологических новообразований при использовании длин волн с заметным поглощением в воде по сравнению с использованием излучения с длиной волны 1,06 мкм.

Для определения параметров лазерного излучения - мощности излучения и длительности воздействия, которые должен обеспечить аппарат для реализации метода ЛИТТ, было проведено сравнительное исследование объема прогреваемой без карбонизации биоткани при использовании лазерного излучения с длинами волн 1,56 и 1,68 мкм, а также 1,06 мкм, на альбуминовой модели (яичный белок и желток) и мягкой биологической ткани (свиной почки ex-vivo).

1. Материалы и методы

Для проведения исследований использовались лазерные аппараты ЛСП - «ИРЭ-Полюс» c длинами волн 1,06 мкм (активированный ионами иттербия) и 1,56 мкм (активированный ионами эрбия) с выходной мощностью 10 Вт и макет аппарата на основе рамановского волоконного лазера с длиной волны 1,68 мкм с выходной мощностью 14 Вт.

Для воздействия использовались три вида волоконных инструментов.

Волоконный инструмент с плоским торцом - это самый простой тип световода. Зависимость интенсивности лазерного излучения, в относительных единицах (о.е.), от перемещения, в мм, представлена на рис. 3.

Распределение интенсивности лазерного излучения с плоского торца световода диаметром 600 мкм

Рис. 3. Распределение интенсивности лазерного излучения с плоского торца световода с числовой апертурой №=0,2..0,22, диаметром 600 мкм при мощности 2 Вт и 4,5 Вт

В таком световоде при числовой апертуре NA=0,2...0,22 рабочее излучение выходит из плоского торца световода в виде конуса с углом при вершине около 26°. При выходе излучения в рассеивающую (желток, мышечная ткань) среду увеличивается доля

излучения, распространяющегося вбок от оси световода. Недостатком такого световода является высокая плотность мощности излучения на торце, что приводит к быстрой карбонизации биоткани. Поэтому для уменьшения плотности мощности излучения, с целью объемного прогрева патологический тканей, использовались радиальный световод ООО «Новые Хирургические Технологии» (рис. 4) и диффузор ООО «Полироник» (рис.

5).

Рис.4. Радиальный световод

Рис.5. Диффузор

Зависимости интенсивности лазерного излучения, в о.е., от угла, в °, представлена на рис. 6 для радиального световода и для диффузора на рис.7.

Распределение интенсивности лазерного излучения радиального световода диаметром 600 мкм

1,20

.е

о. 1,00

£ 0,80

о 0,60

§ 0,40

Й 0,20 е

Ё 0,00

к 0 10 20 30 40 50 60 70

Угол, °

Рис.6. Распределение интенсивности лазерного излучения радиального световода диаметром 600 мкм при

мощности 2 Вт и 4,5 Вт

и о

Распределение интенсивности лазерного излучения диффузора диаметром 600 мкм

1,20 1,00

л 0,80 т

о 0,60 и 0,40

5 0,20 н

е0,00 тн

к

2 Вт 4.5 Вт

100

200 Угол, °

300

400

Рис. 7. Распределение интенсивности лазерного излучения диффузора диаметром 600 мкм при мощности 2

Вт и 4,5 Вт

Зависимость интенсивности лазерного излучения, в о.е., от перемещения, в мм, представлена для диффузора на рис.8.

Рис.8. Распределение интенсивности лазерного излучения диффузора диаметром 600 мкм при мощности 2

Вт и 4,5 Вт

Радиальные световоды и диффузоры менее прочны по сравнению с простым световодом, они могут обламываться при введении их в мягкую биологическую ткань, а также при их извлечении, особенно в случае пригорания на них биоткани. Поэтому было предложено использовать "чехол", который бы защищал световоды от повреждения. В качестве такого материала был выбран фторопласт 4 МБ, который обладает достаточной термостойкостью и не прилипает к тканям. Термопластичность этого материала позволяла изготовить чехол из трубки диаметром 2 мм с толщиной стенок 0,25 мм, заваривая ее конец (рис. 9).

0

Рис. 9. Тефлоновый чехол (фторопласт 4МБ)

Использовались инструменты из волокна с диаметром сердцевины выходного волокна 400 и 600 мкм. Для начала было проведено исследование на альбуминовой модели (яичном белке и желтке). Данный эксперимент наглядно показывает получаемый объем коагулята и его форму. Он был поставлен следующим образом. В прозрачную кювету помещались яичный белок или желток (желток был предварительно отделен от белка). Желток и белок имеют одинаковый коэффициент поглощения, но коэффициент рассеяния в желтке гораздо выше. Таким образом, можно оценить влияния коэффициента рассеяния на полученный объем коагулята. Воздействие проводилось при трех значениях мощности: 3,5 Вт, 5,5 Вт и 7 Вт для радиального световода и диффузора; при 2 Вт, 3 Вт и 3,5 Вт для плоского торца. Для каждой мощности были установлены три длительности воздействия лазерным излучением: 2 мин, 3,5 мин и 7 мин для радиального световода и диффузора; 20 сек и 60 сек для плоского торца. Время воздействия выбиралось таким образом, чтобы не допустить карбонизации. Лазерный аппарат включался после погружения световода в емкость с яичным белком или с желтком (рис.9).

Рис. 9. Эксперимент на альбуминовой модели при воздействии лазерным излучением с различными

длинами волн

При проведении экспериментов на мягкой биологической ткани ех-у1уо, в качестве объекта использовались охлажденные свиные почки. Эксперимент был поставлен аналогичным образом.

2. Результаты

В результате проведенного эксперимента на яичном белке и желтке наблюдалось формирование коагулятов вокруг волокна, причем зона коагуляции имела практически идеальную сферическую форму для радиального световода и эллиптическую форму для диффузора, а объем ее был пропорционален экспозиции воздействия (рис. 13 - 16).

Рис.13. Воздействие лазерным излучением с длиной волны 1,56 мкм на белок и желток (диффузор в тефлоном чехле). Мощность излучения - 7 Вт и время воздействия - 300 сек

"|^"|1111|ПИ^11П|||||||||||||||||

Рис.14. Воздействие лазерным излучением с длиной волны 1,68 мкм на белок и желток (диффузор в тефлоном чехле). Мощность излучения - 7 Вт и время воздействия - 300 сек

Рис.15. Воздействие лазерным излучением с длиной волны 1,56 мкм на белок и желток (радиальный световод в тефлоном чехле). Мощность излучения - 5,5 Вт и время воздействия - 450 сек

ШфН1|ММ|1И1|4Н1|т^МП||»М 1.1

Рис.16. Воздействие лазерным излучением с длиной волны 1,68 мкм на белок и желток (радиальный световод в тефлоном чехле). Мощность излучения - 5,5 Вт и время воздействия - 450 сек

Во время экспериментов на свиной почке ex-vivo область коагуляции определялась по «побелению» биоткани (рис. 17), как это делалось в [9-13].

Рис.17. Воздействие лазерным излучением с длиной волны 1,06 мкм (слева), 1,56 мкм (справа) и 1,68 мкм (внизу) на биоткань (диффузор в тефлоном чехле). Мощность излучения - 5,5 Вт и

время воздействия - 450 сек

Было выполнено сравнение полученных объемов коагулята при воздействие лазерным излучением с длиной волны 1,06 мкм, 1,56 мкм и 1,68 мкм при различных окончаниях волоконных инструментов. Важно отметить, что по мере увеличения мощности и времени воздействии наблюдалась карбонизация вблизи торца световода при воздействии излучением с длиной волны 1,06 мкм, в то время как при воздействии излучением 1,56 и 1,68 мкм такой области не было. Эти зависимости представлены на рис. 18-20. По полученным данным средствами MathCAD 15 проведен линейный регрессионный анализ значений полученных объемов коагулята. Установлена зависимость полученного объема коагулята от времени воздействия при различных окончаниях волоконных инструментов и значениях мощности выходного излучения:

7(t) = S0-t + S1

Определены коэффициенты линейной регрессии S0, Slи коэффициент корреляции R, (коэффициенты линейной регрессии и корреляции находились для экспериментов с количеством результатов больше 3).

1: уравнение V = 0,24 - 0,4 и Я = 0,98; 2: уравнение V = 0,3- I + 1,3 и Я = 0,98; 3: уравнение V = 0,6- I + 29,1 и Я = 0,92; 4: уравнение V = 1,3- I- 52,3 и Я = 0,97; 5: уравнение V = 1,7- I + 185,6 и Я = 0,99; 6: уравнение V = 2,1- I + 330,1 и Я = 0,98.

1: уравнение V = 1,6- I - 36,1 и Я = 0,99; 2: уравнение V = 1,6-1 + 45,2 и Я = 0,98; 3: уравнение V = 1,8-1 + 740,7 и Я = 0,96; 4: уравнение V = 2,3- I + 448,2 и Я = 0,97; 5: уравнение V = 3,6- I + 370,8 и Я = 0,96; 6: уравнение V = 1,7- I + 1291 и Я = 0,97.

Рис.18. График зависимости объема коагулята, в мм , от времени, в сек, при различных значениях мощности при воздействии лазерным излучением с длиной волны 1,56 мкм и 1,68 мкм на белок (слева) и на желток

(справа) (радиальный световод в тефлоновом чехле)

1: уравнение V = 0,7-х - 79,5 и Я = 0,93; 2: уравнение V = 0,5-х + 96,6 и Я = 0,98; 3: уравнение V = 1,5-х - 129,7 и Я = 0,98; 4: уравнение V = 1,8-х + 275,9 и Я = 0,92; 5: уравнение V = 3,6-х - 119,56 и Я = 0,98; 6: уравнение V = 4,2-х + 347,0 и Я = 0,93.

1: уравнение V = 1,2-х + 60,8 и Я = 0,99; 2: уравнение V = 1,9-х + 96,4 и Я = 0,96; 3: уравнение V = 3,4-х + 175,5 и Я = 0,99; 4: уравнение V = 3,1-х + 815,9 и Я = 0,98; 5: уравнение V = 3,7-х + 763,2 и Я = 0,2; 6: уравнение V = 2,9-х + 1218,8 и Я = 0,96.

Рис.19. График зависимости объема коагулята, в мм , от времени, в сек, при различных значениях мощности при воздействии лазерным излучением с длиной волны 1,56 мкм и 1,68 мкм на белок (слева) и на желток

(справа) (диффузор в тефлоновом чехле)

Графикзависимости объема коагулята, в мы3, от времени, в сек. при различных значениях мощности

1600

6

о о ° -5

, _____0 4

3

О

í

1

1

ь 1400

"1 1200 <

5 1000

1 800

2 боо

2 400

3 200 О

0 50 100 150 200 250 300

ВРЕМЯ, СЕК

3,5 Вт (1,06 мхм) 5,5Вт(1,06мхм) 3,5Вт{1,5б мхи) 5,5Вт (1,56 мхм) 3,5Вт (1,68 мхм) 5,5Вт (1,68 мхи)

2: уравнение у = 0,7-х - 0,9 и Я = 0,99; 3: уравнение у = 2,8-х + 59,3 и Я = 0,99; 4: уравнение у = 1,4-х + 675,5 и Я = 0,95; 5: уравнение у = 4,2-х + 139,6 и Я = 0,97; 6: уравнение у = 3,1-х + 590,6 и Я = 0,93.

График зависимости объема коагулята, в мм', от времени, в сек. приразличных значениях мощности

1400

6

1

» .....- 'о

—о о 1

0 50 100 150 200 250 300

ВРЕМЯ, СЕК

3,5 Вт (1,06 мхи) 5,5 Вт (1,06 мкм) 3,5 Вт (1,56 мхм) 5,5 Вт (1,56 мкм) 3.5 Вт (1,68 мхм) 5,5 Вт (1,68 мхм)

1: уравнение y = 3,1-х + 225,0 и R = 0,99; 2: уравнение y = 2,0-х + 351,1 и R = 0,94; 3: уравнение y = 2,5-х - 36,0 и R = 0,98; 4: уравнение y = 2,9-х + 17,8 и R = 0,99; 5: уравнение y = 1,2-х + 60,8 и R = 0,99; 6: уравнение y = 1,9-х + 96,4 и R = 0,96;

Рис.20. График зависимости объема коагулята, в мм , от времени, в сек, при различных значениях мощности при воздействии лазерным излучением с длиной волны 1,06, 1,56 и 1.68 мкм на мягкую биологическую ткань (слева - диффузор в тефлоновом чехле и радиальный световод в тефлоновом чехле

справа)

В ходе проведенного эксперимента было установлено, лазерное излучение с длиной волны 1,56 мкм позволяет осуществлять при ЛИТТ прогрев больших объемов патологической ткани по сравнению с излучением 1,06 мкм, которое используется в настоящее время.

Для ЛИТТ патологических новообразований больших объемов наиболее эффективным оказалось лазерное излучение с длиной волны 1,68 мкм и в качестве волоконного инструмента - диффузор в тефлоновом чехле (если сравнивать с лазерным излучением с длиной волны 1,06 мкм, которые уже применяются для этой методики). При этом лучше всего использовать меньшую мощность, около 3-3,5 Вт, но увеличивать время воздействия - 10-1 5 мин в зависимости от объема патологической ткани.

3. Обсуждение

На основании проведенных исследований можно сделать вывод о том, что волоконные лазеры с длинами волн 1,56 и 1,68 мкм могут быть эффективно применены при ЛИТТ патологических новообразований, поскольку излучение с этими длинами волн позволяет уйти от карбонизации вблизи торца световода за счет более сильного поглощения в воде и обеспечить прогрев еще большего, по сравнению с используемым в настоящее время излучением 1,06 мкм, объема биоткани. Кроме того, с целью увеличения объема прогреваемой ткани в качестве волоконного инструмента следует выбрать

диффузор в тефлоновом чехле, излучение которого рассеивается «во все стороны» от оси световода.

Проведенные исследования создали основу для дальнейших экспериментов in vivo с целью отработки режимов ЛИТТ при лечении различных очагов патологии.

Авторы выражают благодарность С. В. Ларину и А. В. Винниченко, разработавшим макет волоконного лазера с длиной волны излучения 1,68 мкм.

Список литературы

1. Niemz M. H. Laser-tissue interactions. New York, Springer Publ., 2007. 305 p.

2. Muller G., Roggan A. Laser-induced interstitial thermotherapy. Bellingham, SPIE Optical Engineering Press Publ, 1995. pp. 83-189.

3. Минаев В. П., Жилин К. М., Современные лазерные аппараты для хирургии и силовой терапии на основе полупроводниковых и волоконных лазеров. М.: Издатель И. В. Балабанов, 2009. 48 с.

4. Тучин В. В. Лазеры и волоконные светводы в биомедицинских исследованиях. -Саратов: Из-во Саратовского университета, 1997. 384 с.

5. Жорина Л. В., Змиевской Г.Н. Основы взаимодействия физических полей с биологическими объектами. М.: МГТУ им. Н. Э. Баумана, 2006. 239 с.

6. Серебряков В. А. Опорный конспект лекций по курсу «Лазерные технологии в медицине». СПб.: СПбГУ ИТМО, 2009. 266 с.

7. Лазерная инженерия хрящей / под ред. Баграташвили В.Н., Соболь Э. Н., Шехтер А. Б. М.: ФИЗМАТЛИТ, 2006. 488 с.

8. Жилин К. М., Минаев В.П., Соколов А.Л. О влиянии особенностей поглощения лазерного излучения в воде и крови на выбор рабочей длины волны для эндовенозной облитерации вен при лечении варикозной болезни // Квантовая электроника. 2009. № 8. С. 781-784.

9. Плужников М. С., Карпищенко С. А., Рябова М. А. Возможности лазерной хиругии в оториноларингологии // Вестник оториноларингологии. 2008. № 4. С. 13-18.

10. Chapman R. Laser tissue interaction in laser-induced thermotherapy (LITT) of uterine leiomyomas SPIE Proc. Laser Tissue Interact. VIII. 2975: pp 415-425, 1997.

11. Гомберг В.Г Трансуретральная лазерная коагуляция при доброкачественной гиперплазии предстательной железы: автореф. дис. ...канд. мед. наук. СПб., 1997. 10 с.

12. Ануфриева С. С. Возможности использования и эффективность лазерного излучения ближнего инфракрасного диапазона в хирургии и доброкачественных узловых новообразований молочной железы (экспериментально-клиническое иследование): автореф. дис. .док. мед. наук. Челябинск., 2012. 47 с.

13. Беришвили И. И., Артюхина Т. В., Вахромеева М. Н., Ульянов В. А., Серов Р. А., Сарджвеладзе Э. Г., Семенов М. Х. Биофизика и гистопатология лазер-индуцированных повреждений миокарда при трансмиокардиальной лазерной реваскуляризации. Клиническая значимость этих изменений // Лазерная медицина. 2014. № 18. С. 4-12.

Radiooptics

Radiooptics of the Bauman MSTU, 2015, no. 05, pp. 101-114.

DOI: 10.7463/rdopt.0515.0798995

Received: 30.06.2015

Revised: 13.08.2015

http://radiooptics.ru © Bauman Moscow State Technical Unversity

On the Possible Use of 1.56 and 1.68 pm Fiber Lasers for Interstitial Thermotherapy of Pathological Neoplasms

A.A. Kovalenko1*, V.P. Minaev1

ana5ta£iya_kov20iSmailju :Bauman Moscow State Technical University, Moscow, Russia

Keywords: laser interstitial thermal therapy, biological tissue, radial fiber, diffuser, fiber lasers,

albumen model, the volume of albumin and yolk coagulate

Currently, one of the most effective ways in treatment of benign and malignant tumors is a minimally invasive method of laser-induced interstitial thermotherapy (LIT). In the clinical practice, to implement LIT, radiation of the solid-state neodymium ion-activated yttrium-aluminum garnet (YAG: Nd) lasers with a wavelength of 1.06 |im and semiconductor lasers with wavelengths of 0.81 |im is, usually, used. The relatively weak absorption in water and blood allows heating area of approximately 10-15 mm. Radiation power and time can adjust a size of the heated area within certain limits. A certain power level causes occurring carbonation of tissue near the fiber. Instead of a slow heating of the large tissue volume a small area near the end of the fiber is heated to the temperatures of hundreds of degrees. This is a disadvantage with these radiation wavelengths.

The article presents a comparative study of the biological tissue volume being heated without carbonation by means of 1.56^m and 1.68^m wavelength laser radiation, as well as currently used for LIT 1.06 |im radiation, using an albumin model (albumen and yolk) and soft biological tissue (porcine kidney, ex-vivo). The researches are aimed at identifying the laser radiation parameters, namely radiation power and exposure time to be provided by a device for implementing the LIT method.

The conducted researches allow us to conclude that 1.56 |im and 1.68^m wavelength fiber lasers can be efficiently used for LIT of pathological neoplasms. Radiation of these wavelengths enables us to eliminate carbonization near the end of the fiber as a result of the stronger absorption in water and provide heating of even a greater volume of the biological tissue as compared to the currently used radiation of 1.06 |im. Furthermore, in order to increase the volume of the heated tissue a diffuser in Teflon cover must be selected as the optical fiber tool, which radiation is scattered "in all directions" from the fiber axis.

A study that is expected to pave the way for further research concerns the experiments in vivo (LIT of kidney tumors in urology) to detect damages to surrounding healthy tissues.

References

1. Niemz M. H. Laser-tissue interactions. New York, Springer, 2007. 305 p.

2. Muller G., Roggan A. Laser-induced interstitial thermotherapy. Bellingham, SPIE Optical Engineering Press Publ, 1995, pp. 83-189.

3. Minaev V.P., Zhilin K.M. Sovremennye lazernye apparaty dlya khirurgii i silovoy terapii na osnove poluprovodnikovykh i volokonnykh lazerov [Modern laser apparatuses for surgery and power therapy based on semiconductor and fiber lasers]. Moscow, Balabanov I. V. Publisher, 2009. 48 p. (in Russian).

4. Tuchin V.V. Lazery i volokonnye svetovody v biomeditsinskikh issledovaniyakh [Lasers and fiber light-guides in biomedical researches]. Saratov, Saratov University Publ., 1997. 384 p. (in Russian).

5. Zhorina L.V., Zmievskoy G.N. Osnovy vzaimodeystviya fizicheskikhpoley s biologicheskimi ob'ektami [Basics of interactions between physical fields and biological objects]. Moscow, Bauman MSTU Publ., 2006. 239 p. (in Russian).

6. Serebryakov V.A. Opornyy konspekt lektsiy po kursu "Lazernye tekhnologii v meditsine" [Supportive lecture notes on "Laser technologies in medicine" course]. St-Petersburg, SPbGU ITMO Publ., 2009. 266 p. (in Russian).

7. Lazernaya inzheneriya khryashchey [Cartilage laser engineering]. Moscow, Fizmatlit Publ., 2006. 488 p. (in Russian).

8. Zhilin K.M., Minaev V.P., Sokolov A.L. Effect of laser radiation absorption in water and blood on the optimal wavelength for endovenous obliteration of varicose veins. Kvantovaya elektronika - Quantum Electronics, 2009, no. 8, pp. 781-784. (in Russian).

9. Pluzhnikov M.S., Karpishchenko S.A., Ryabova M.A. Possibilities of laser surgery in oto-rhinolaryngology. Vestnik otorinolaringologii, 2008, no. 4, pp. 13-18. (in Russian).

10. Chapman R. Laser tissue interaction in laser-induced thermotherapy (LITT) of uterine leiomyomas. SPIEProc. Laser Tissue Interact. VIII. 2975, 1997, pp. 415-425.

11. Gomberg V.G Transuretral'naya lazernaya koagulyatsiya pri dobrokachestvennoy giperplazii predstatel'noy zhelezy: avtoref. dis. kand. med. nauk [Transurethral laser coagulation of benign prostatic hyperplasia: cand. med. sci. diss.]. St-Petersburg, 1997. 10 p. (in Russian).

12. Anufrieva S.S. Vozmozhnosti ispol'zovaniya i effektivnost' lazernogo izlucheniya blizhnego infrakrasnogo diapazona v khirurgii i dobrokachestvennykh uzlovykh novoobrazovaniy molochnoy zhelezy (eksperimental'no-klinicheskoe isledovanie): avtoref. dis. dok. med. nauk. [Applicability and efficiency of using near-IF laser radiation for breast tumor benign surgery (experimental clinical research): Doc. med. sci. diss]. Chelyabinsk, 2012. 47 p. (in Russian).

13. Berishvili I.I., Artyukhina T.V., Vakhromeeva M.N., Ul'yanov V.A., Serov R.A., Sardzhveladze E.G., Semenov M.Kh. Biophysics and histopathology of laser-induced myocardial damage following transmyocardial laser revascularization. Clinical significance of these changes. Lazernaya medicina, 2014, vol. 18, no. 3, pp. 4-12. (in Russian).