LED光療儀在皮膚中的穿透評估

馮澤峰王沛沛*楊旭劉虎熊大曦

LED光療儀在皮膚中的穿透評估

馮澤峰1，2，王沛沛2*，楊旭1，2，劉虎1，2，熊大曦2

（1.中國科學技術大學 生物醫學工程學院（蘇州），江蘇 蘇州 215163；2.中國科學院蘇州生物醫學工程技術研究所，江蘇 蘇州 215163）

基于LED光源的低強度光治療（LLLT）是一項快速發展的非侵入式光治療技術。相比于激光，LED光療能輕易產生較大面積的治療光斑，并且獲得與激光幾乎一致的治療效果。在LED光療儀設計及光療方案制定時，考慮到邊緣光線與皮膚間角度過大會影響光的穿透效果，因此需要一個皮膚模型分析大面積光斑時的光穿透情況。首先，本論文根據皮膚組織的光學特性建立了一個通用的皮膚模型樣本。然后，利用蒙特卡洛模擬方法對LED光源發出的光進行追跡，并分析了不同波長、不同發散角的光，在該樣本中的光分布和能量吸收情況。最后，根據人體肩部、前臂背側、臀部三個部位皮膚的參數，與樣本模型進行對照，驗證模型的可靠性。模擬的最終結果給出了大尺寸LED光斑在皮膚中的傳輸情況，并且在不同部位皮膚的模擬實驗中，均得到需要將光斑發散半角控制在30°以內的結論，為LED光治療領域提供了重要參考。

LED光療；低強度光治療；皮膚模型；蒙特卡洛模擬；光發散角；光穿透

1 引　言

基于LED光源的低強度光治療（Low-Leved Light Therapy， LLLT）常使用可見光或近紅外（Near Infrared， NIR）光來減輕患者疼痛、炎癥和水腫，促進傷口愈合，并且LLLT的重要特點是不會引起組織的熱效應［1］。雖然在體外、動物模型和隨機對照臨床試驗中有許多積極結果的報道，但LLLT仍然存在爭議，主要由于LLLT背后的生化機制尚未被完全了解，并且相關研究中使用大量不同的實驗參數（光波長、光功率密度、光照劑量、照射皮膚位置等），導致實驗結果往往很難被復現。此外，LLLT中觀察到存在雙相劑量響應（過高或過低的劑量會導致實驗結果產生顯著差異），這使得發表的很多研究有著不同的結論［2］。因此迫切需要一個具有多變量的皮膚模型來模擬不同實驗條件下光的傳輸情況，為光治療提供可靠的數據參考。

研究皮膚模型中的光傳播主要采用蒙特卡洛模擬方法，1989年，Patterson首次將蒙特卡洛模擬應用于組織光學［3］，1995年，Wang等又將該模擬方法編寫成了開源的程序，更促進了該領域的發展［4］。目前蒙特卡洛模擬被廣泛用于研究光在皮膚中的傳播，例如Hokr等使用蒙特卡洛模擬方法研究高斯光束在皮膚中的傳播特性［5］；Periyasamy等在皮膚模型中加入不同形狀的物體來模擬患者腫瘤［6］；Ash等研究光束寬度和波長對光穿透皮膚的影響［7］。但前人的研究都集中于準直性強、光斑尺寸較小的激光光源，光源產生的入射光束都是近平行光，不符合LED光療實際情況。臨床上前胸、后背等大面積部位需要光照治療時，激光光療儀產生的小光斑難以滿足治療的需要，因而更容易實現較大尺寸光斑的LED光療儀被廣泛采用。但LED光療儀大光斑照射時會產生較大的發散角，不同發散角的光在皮膚中傳輸情況不同，一些LED光療設備，雖然有很高的出光能量，但由于沒有合理的出光發散角，實際穿透皮膚到達目標組織的光能并不高，影響了治療效果。

隨著LED光治療在臨床上應用日益廣泛，為滿足LED光治療領域的迫切需求，建立針對LED光照模式的皮膚模型顯得格外重要。本論文在多變量皮膚光學模型基礎上，利用蒙特卡洛模擬方法，定量分析了不同角度發散光在組織中的傳播情況，并且為了驗證該實驗的準確性，選用三個不同部位皮膚的參數進行多次模擬，最終得到的實驗結果具備足夠的可靠性。

2 多變量皮膚模型

2.1　皮膚模型構建

將皮膚按照不同光學性質以及成分分為若干層，如圖1所示，最外面由角質層（Stratum corneum）與活性表皮層（Living epidermis）組成，其中角質層對光線起到很好的屏蔽作用。為簡化計算，真皮層按是否含有血管叢分為有血真皮層（上層血管叢（Upper blood net dermis）、深層血管叢（Deep blood net dermis））和無血真皮層（乳頭狀真皮層（Papillary dermis）、網狀真皮層（Dermis）），有血真皮層的血液含量遠大于無血真皮層，因此可以將有血真皮層的光學特性看作是無血真皮層和血液光學特性的疊加。模型最深層是皮下脂肪層（Subcutaneous fat），將其作為光傳輸的背景［8-9］。

在這個皮膚組織模型中，認為主要有以下幾個因素對光在皮膚內的傳播有較大影響，分別是：全血體積分數、含氧血紅蛋白比例、平均含水量，皮膚角質層與活性表皮層的黑色素含量［10］。這些參數對不同波長的光顯示出不同的影響特性，在參數確定后，該模型對光波長將會具有高度敏感性。

圖1　皮膚分層模型

2.2　吸收系數計算

水的吸收系數可以根據式（3）計算得到［11］：

圖2為血紅蛋白以及水對不同波長光的吸收系數，各個影響因子吸收系數確定后，總的吸收系數可根據式（5）得到［10］：

其中：B代表全血體積分數，S代表含氧血紅蛋白比例，W代表平均含水量，M代表皮膚角質層與活性表皮層所含的黑色素含量［10］。

2.3　散射各向異性因子

根據Jacques與Burls的實驗數據顯示，表皮層與真皮層的散射各向異性因子幾乎是一致的，因此在模型中使用式（6）來分析散射各向異性因子與波長的函數關系［12］：

2.4　約化散射系數計算

表1約化散射系數擬合方程參數

Tab.1　Reduced scattering coefficient fitting equation parameters

2.5　平均折射率

各層組織的平均折射率主要與組織含水量有關，為簡化模型，令組織間的折射率按式（9）計算［15］：

2.6　生物組織含量及樣本模型確定

根據相關文獻實驗數據［8，15-16］，將皮膚各組織層的重要參數匯總，針對不同部位的皮膚可根據文獻進行參數修改，表2為一份標準皮膚樣本的組織參數。其中皮下脂肪層為傳輸背景，厚度為無窮。兩個血管叢全血體積分數中的1、2代表變化的血液含量，由于心臟泵浦的原因，使得血液含量周期性變化。因此在上層血管叢和深層血管叢中的組織光學參數按照式（10）進行計算［17］。

表2樣本組織參數

Tab.2　Sample tissue parameters

如圖3和圖4所示，在吸收系數圖中可以看到無血真皮層（乳頭狀真皮層、網狀真皮層）相較于其他層處于較低水平，在圖4中可以看出各個層的約化散射系數隨著波長的增加均呈現出減少的趨勢。

圖3　吸收系數與波長關系

圖4　約化散射系數與波長關系

3 蒙特卡洛仿真

3.1　仿真原理

蒙特卡洛模擬方法是一種計算隨機過程結果的技術，在光傳播中應用蒙特卡洛模擬技術是一種靈活而嚴格的方法［18-21］。本文使用的是Jacques的經典蒙特卡洛模擬程序Mcxyz，具體的光子傳播模擬流程如圖5所示［4］。

流程如下：

（3）利用產生的隨機步長以及光子的方向余弦，更新光子位置：

圖5　蒙特卡洛模擬流程

圖6　光子坐標初始化

光子新的方向余弦：

（6）直到該光子逸出組織或者光子能量低于閾值，在算法中加入“輪盤賭”，隨機使部分光子消失，最后重復實驗。

3.2　不同波長光穿透情況

將第二節計算得到的皮膚樣本光學參數帶入到蒙特卡洛模擬程序中，對440 nm、650 nm、800 nm的大口徑光源垂直入射時的情況進行實驗分析，結果如圖7所示。從圖7中可以清楚地看出，在皮膚治療中使用的光波長從440 nm變化到800 nm時，光的穿透深度也相應增加，440 nm的光穿透角質層與活性表皮層（0.02 cm）之后能量大幅度衰減，而650 nm的光與800 nm的光均有良好的穿透表現，在穿過深層血管層（0.2 cm）后仍然保持著較高的相對注入率。

將圖7與Clement M的實驗結果［23］（圖8）進行對照，Clement M的實驗結果認為440 nm波長的藍光穿透深度約為1 mm，650 nm的宏觀穿透深度為4～5 mm，近紅外光穿透深度為6～8 mm，與本文模擬結果高度符合。

圖7　三種波長穿透情況

圖8　光穿透皮膚深度

再對比三個波長的光子沉積率分布，如圖9所示，光子沉積率分布可以體現組織各層的吸收情況。能夠清楚地看到，不論是哪個波長的光，在角質層、活性表皮層以及兩個血管叢處均有相對較高的吸收，但由于乳頭狀真皮層及網狀真皮層的血液含量較低，導致吸收系數與其他組織層最大相差了兩個數量級，因此圖中在這兩個組織的位置顯示出了吸收斷層。此外越接近皮膚表層，光子沉積率越高，組織對光的吸收也越強。隨著波長的增加，表層組織的光子沉積率不斷減少，深層組織的光子沉積率卻不斷增加。因此在治療痤瘡［24］等表層疾病時推薦使用短波長的藍光，治療糖尿病足［25］、燒傷［26］等深層皮膚疾病時推薦使用長波長的紅光和近紅外光。

圖9　光子沉積率分布

3.3　不同發散半角時光穿透情況

圖10　實際光路圖

圖11　不同光束入射示意圖

在圖12中可以清楚地看到最大穿透深度隨著發散半角的增大不斷減小，并且當發散半角大于30°以后光最大穿透深度減小的速度明顯增加，不同角度對應的穿透深度分別為0.565 cm、0.541 cm、0.512 cm、0.473 cm、0.416 cm、0.277 cm。在75°發散半角時，穿透深度從0°時的0.565 cm變為了0.277 cm，下降了約51%。并且最大穿透深度邊界線的形狀也以發散半角30°為分界線，從“平臺狀”改變為“漏斗狀”，意味著大發散角使得在皮膚深處的光能量分布均勻性變差。為驗證該結果是否適用于其他部位，從文獻中選取肩部、前臂背側、臀部三處的組織進行對照試驗，改變了對光穿透影響較大的角質層和活性表皮層的多個參數，如表3所示［27］。

圖12　發散光入射示意圖

表3肩部、前臂背側、臀部皮膚參數

Tab.3　Skin parameters of shoulder， forearm dorsal and buttock

將四份不同的皮膚模型穿透深度進行對照，如圖13所示，可以看到這四份模型下降趨勢十分接近，因此可以認為樣本組織所得出的結論具有足夠的可靠性及適用性。接下來在該樣本組織模型上進一步進行分析。

圖13　四種皮膚模型穿透深度對比

圖14　不同發散半角穿透深度的對比

圖14是從0°垂直入射至75°發散半角入射時的光穿透情況，隨著角度的增大，上層血管叢至皮下脂肪層的光分布在加速減弱，發散角度到達45°時，在上層血管叢附近的紅色區域消失殆盡。但角質層處的顏色卻在逐漸變紅，這意味著表層的光子相對注入率在增加，在角質層處大幅度衰減。在LED光療治療傷口時，活性表皮層、上層血管叢、深層血管叢是LED光療中三個重要的靶面，活性表皮層細胞分裂活躍，不斷產生新細胞，而兩個血管叢受到光照后會加速血管生長并刺激血液流動，有助于營養供給，幫助傷口愈合［2］。并且由于大發散角時存在較大的菲涅爾反射損耗，以及光子在水平方向的運動在角質層與活性表皮層有很大的吸收，導致了圖14中的光斑在不同發散角的情況下，水平方向的變化不明顯。圖15是在不同發散半角時，光療重要靶面活性表皮層和兩個血管叢的光子相對注入率統計，將發散半角控制在30°以內時，活性表皮層與深層血管叢光子相對注入率基本穩定，上層血管叢相對注入率能控制在89.6%以內；但是隨著發散半角增加至30°后，血管叢的相對注入率加速減少，并且相對注入率在這三層之間的比例也遠遠偏離了垂直入射時的比例。在圖16中不同發散半角光束入射情況下，將各組織層的平均能量分布與垂直入射時的平均能量分布進行對比，發散半角為30°時各層能量分布分別為垂直照射時的94.71%、98.91%、94.52%、93.15%、93.02%、92.35%、90.36%，整體分布與垂直入射時的能量分布較為相近；但45°時深層的光子相對注入率偏差大于20%，60°與75°時在乳頭狀真皮層至皮下脂肪層的能量偏差超過了50%，且經過角質層與活性表皮層之后光子相對注入率大幅度衰減。在角質層的能量對比中，75°發散半角能量甚至是垂直入射時的1.88倍，這說明了當發散半角較大時，有一大部分光能量被限制在了角質層，這是由于當光線以更大的傾斜角度進入皮膚時，它在和方向上散射并通過皮膚頂部離開的幾率更高，而不是像光線沿法線方向進入時那樣沿方向向下移動。這會導致穿過皮膚表層的光子數量增加，由于能量的守恒，產生了表層具有較高相對注入率，深層相對注入率變低現象。

圖15　不同發散半角靶面光子相對注入率對比

圖16　各層組織相對注入率對比

一般光療設備設計的過程中，需要考慮到出射光斑發散半角的問題，光發散半角過大會使得入射的光能量只停留在皮膚表層，這將會嚴重影響設備的使用，結合模擬實驗得到的數據，可以將光學設計時的最大發散半角規定為30°。

4 結　論

文章提供了一種新的皮膚光學模型，將皮膚分為七層結構，利用四個光學參數來模擬皮膚的光學性質，并使用蒙特卡洛方法對光子進行追蹤分析。基于該皮膚模型，測試三種波長的光的穿透情況、光吸收情況以及650 nm光以不同光發散半角照射時對組織的穿透情況，發現了在短波長以及大發散角的光照射時光能量大部分停留在皮膚表層，最后對大口徑LED光療設備的設計提出了發散半角限制在30°以內的要求。為了在保證光斑面積的前提下控制發散角，根據光學擴展量守恒，朗伯分布的LED光源發光面積需要盡可能小，而能夠提供大功率、高亮度、易散射、設計靈活的板上（Chips on Board， COB）封裝LED作為光療儀的光源將會是LED光療儀領域的發展趨勢。

本論文提供的基于蒙特卡洛的多變量皮膚模型，其優點是它的適應性。只要有皮膚組織的光學特性可用，模擬就可以很容易地用于表示許多不同的皮膚類型以及不同的入射光設置。隨著可用光學特性的精度和多樣性的增加，該模型的可靠性和適用性也相應增加。具體來說，該模型的適應性將在疾病定向方面發揮作用。

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Evaluation of light penetration of LED phototherapy apparatus in skin

FENG Zefeng1，2，WANG Peipei2*，YANG Xu1，2，LIU Hu1，2，XIONG Daxi2

（1（），，，215163，；2，，215163，），：

Low-level light therapy （LLLT） based on light-emitting diode （LED） light sources is a rapidly-developing and non-invasive light therapy technology. In contrast to a laser， LED phototherapy can easily produce a larger treatment spot area， while achieving almost the same treatment effect. When designing LED phototherapy equipment and formulating phototherapy plans， too large an angle between the edge light and skin could affect the light penetration effect. Therefore， a skin model is required to analyze the light penetration for a large area of light spots. First， this study identified a general skin model sample based on the optical properties of skin tissue. Then， Monte Carlo simulation was used to trace the light emitted by the LED light source， and the wavelength distribution of light and different divergence angles were analyzed. Finally， the reliability of the sample model was verified based on the skin parameters of the human shoulder， forearm back， and buttocks. The simulation results demonstrated the transmission of a large-sized LED spot in the skin. Experimental simulations of different skin parts proved that the spot divergence half-angle needs to be controlled within 30°. This provides an important reference for the field of LED light therapy.

LED phototherapy； LLLT； skin model； Monte Carlo simulation； light divergence angle； light penetration

TB133

A

10.37188/OPE.20223010.1139

1004-924X（2022）10-1139-12

2021-12-13；

2022-01-06.

國家重點研發計劃項目（No.2018YFC0114800）；國家自然科學基金面上項目（No.51376191）；蘇州市重點產業技術創新項目（No.SYG202035）

馮澤峰（1997），男，浙江嘉興人，碩士研究生，2016年于浙江師范大學獲得學士學位，現為中國科學技術大學生物醫學工程學院（蘇州）碩士研究生，主要從事光健康方向研究。E-mail： fengzefeng@mail.ustc.edu

王沛沛（1990），男，浙江紹興人。2012年于浙江大學獲得學士學位，2015年獲中國科學院大學碩士學位。現于中國科學院蘇州生物醫學工程技術研究所從事特種LED光源的開發和應用工作，主要負責光療及特種照明設備的研發。E-mail：wangpp@sibet.ac.cn