Тепловые» и «нетепловые» воздействия на ткань

Фотоабляция и фотовыпаривание являются способами послойного удаления ткани. Применяемая в этом отношении дифференциация по типу «фотоабляция – это нетепловое воздействие» и «выпаривание – тепловое воздействие» является очень поверхностной и может привести к ошибочным оценкам. В конечном счете оба процесса имеют тепловую природу. Они отличаются только своей продолжительностью по времени. При фотоабляции процесс проходит намного быстрее, чем при выпаривании. Понятия «тепловой» и «нетепловой» понимаются в целом не как описание самого процесса удаления ткани, а характеризуют тепловое воздействие на пограничные зоны не удалённой ткани. «Нетепловой» означает пренебрежимо малые размеры измененной под тепловым воздействием пограничной зоны. Какие пограничные зоны считаются пренебрежимыми, зависит в значительной степени от области применения лазера. Для офтальмолога 20-ти микронная пограничная зона, измененная под тепловым воздействием при удалении роговицы безусловно является «тепловым эффектом», в то время как в известных обстоятельствах 100 мкм в лазерной ангиопластике считаются «нетепловым эффектом». Тот факт, что фотоабляция ткани в известных обстоятельствах может быть вполне «тепловой» и что выпаривание и рассечение ткани с помощью лазера непрерывного излучения может выполняться с незначительной тепловой нагрузкой, проиллюстрировано на рис. 31.

а б

 

Рис. 31. Независимо от типа лазера отверстия в человеческих костных тканях при низкой частоте повторения импульсов 10 Гц (слева) имеют пограничные зоны лишь с небольшим тепловым изменением, а при частоте повторени импульсов 100 Гц (справа) наблюдается ярко выраженный тепловой эффект:

а) эксимерный лазер (248 нм, 20 нс, 80 мДж)

б) СО₂-лазер (10,6 мкм, 300 нс, 100 мДж)

 

На рис. 31 показаны отверстия в костных пластинах, выполненные импульсным эксимерным лазером (248 нм, 20 нс) и СО₂-лазером (10,6 мкм, 300 нс). При частоте повторения 10 Гц стенки отверстий для обоих типов лазера, несмотря на различную длину волны, имеют незначительное тепловое изменение. При всех прочих равных параметрах лазерного излучения, но при частоте повторения импульсов 100 Гц, в результате наблюдается абсолютный тепловой эффект. Очевидно, что в данном случае на результат влияет не длина волны, а только частота повторения импульсов. С другой стороны, результат рассечения ткани с помощью излучения непрерывного СО₂-лазера обычно имеет тепловой эффект. Благодаря воздействию холодной струи газа (N₂, Ar, сжатый воздух) на зону рассечения горячие продукты пиролиза охлаждаются и быстрее удаляются из зоны рассечения. В результате получается пограничная зона с намного меньшим тепловым изменением. Непосредственно кромка рассечения почти не имеет видимой пограничной зоны с тепловым изменением и могла бы быть названа «нетепловой». Кроме ответа на вопрос, в какой степени удаляется ткань, важно также оценить, какие пограничные зоны ткани хотя и не удаляются, но все-таки нагреваются так сильно, что наступает коагуляция. Установлено, что в обоих случаях остается минимальная термически измененная пограничная зона, которую нельзя сократить. Величина этих пограничных зон зависит не от процесса удаления ткани, а исключительно от поступления энергии в пограничную зону. Поступление энергии в пограничную зону обусловлено в основном двумя процессами. Пограничная зона может нагреваться оптическим излучением, которое достигает ее непосредственно, или за счет теплопроводности (рис. 32).

 

 

Рис. 32.Поглощеное лазерное излучение удаляет нагретую до нескольких сотен ^оС ткань (перекрестная штриховка). Но излучение проникает далее в ткань. Поглощенное там излучение недостаточно для удаления ткани, но приводит к коагуляции в слое, соответствующем глубине проникновения света (штриховка с наклоном влево). В дополнение непосредственному нагреванию за счет энергии излучения окружающая ткань нагревается из-за теплопроводности (штриховка с наклоном вправо).

 

Оптическая доставка энергии

Часть излучения лазера попадает в область не удалённой ткани. Интенсивность лазерного излучения экспоненциально в глубину, и поглощенная энергия приводит к нагреванию этой области. Так как необходимая для коагуляции ткани энергия составляет менее 10% энергии выпаривания, то нагревание является достаточным, чтобы возникла зона коагуляции толщиной (x_opt), примерно равной глубине проникновения (1/α) лазерного излучения. Эта толщина представляет собой нижний предел ожидаемой термически измененной пограничной зоны. В таблице 2 указаны коэффициенты поглощения (α) и глубина проникновения (x_opt) излучения различных длин волн для нормальной мягкой ткани. При этом следует иметь ввиду, что ткань является сильно рассеивающим материалом, в котором распределение интенсивности в глубину ткани определяется не только поглощением, но и в значительной мере рассеянием. Рассеяние учитывается в таблице 3 с помощью так называемого эффективного коэффициента поглощения (α*). Таким образом,получается эффективная глубина проникновения (x_opt). Эффективная глубина проникновения в УФ области спектра из-за рассеяния значительно сокращается (примерно до 10 раз).

 

Таблица 5.

Нормальные (α) и скорректированные на рассеяние коэффициенты поглощения (α*) или глубины проникновения в мягкую ткань излучения с различными длинами волн (наиболее распространенные лазеры).

 

 

Зависимость минимальной пограничной зоны коагуляции от глубины проникновения света показана сравнительным экспериментом (рис. 33), где термически измененная пограничная зона нативной роговицы при удалении с помощью эксимерного лазера (308 нм, 20 нс) имеет толщину 70 мкм, в то время как на подкрашенной роговице – около 5 мкм. Экспериментально измеренные значения 70 и 5 км для пограничных зон с тепловым изменением хорошо соответствуют значениям глубины проникновения света в нативной и подкрашенной роговице. Высокие значения для нативной роговицы по сравнению с нормальной мягкой тканью (таблица 5) объясняется отсутствием рассеяния в роговице, так что эффективная глубина проникновения не уменьшается.

 

Рис. 33. Путем подкрашивания красителем при удалении с помощью эксимерного лазера (308 нм, 7,2 мДж, 10 Гц) пограничная зона в роговице может быть значительно снижена. Толщина пограничной зоны соответствует глубине проникновения лазерного излучения.

 

Экспериментально определенные тепловые пограничные зоны при фотоабляции со значительно отличающимися длинами волн от УФ до ИК хорошо совпадают со значениями на основе пороговых значений и скорости абляции (рис. 34).

 

Рис.34. Значения эффективной глубины проникновения, рассчитанные на основе порогового значения и скорости абляции, при абляции аорты короткими лазерными импульсами различной длины волны соответствует экспериментально выявленным термически измененным пограничным зонам.

 

Нелинейные процессы

В области небольшой длительности импульсов и, следовательно, высокой плотности мощности возникает новый класс процессов, которые явно отличаются от чисто термических или фотохимических воздействий лазерного излучения на материю, так называемые нелинейные процессы (рис. 35).

 

 

Рис. 35. Области энергетической плотности и длительности импульсов для различных процессов лазерного воздействия на ткань.

 

В данном случае речь идет, с одной стороны, о процессе фотоабляция (фотодекомпозиции) с помощью УФ лазерного излучения, который впервые был описан Шринивашаном и приобрел значение в связи с прецизионным снятием материала при совершенно незначительной термической нагрузке на окружающие ткани. Возможное медицинское применение – лазерная ангиопластика или коррекция формы роговицы. Этот процесс возникает в области плотностей энергии 0,1-10 Дж/см² и длительности лазерных импульсов в наносекудном и микросекундном диапазонах. При более высокой плотности мощности (около 10¹¹ Вт/см²) возможен еще один процесс «оптический пробой». При этом из-за очень высокой электрической напряженности поля лазерного излучения материя ионизируется, что приводит к образованию плазмы и к механическим ударным волнам (фоторазрушение). Для этого процесса не требуется поглощение веществом энергии, и поэтому он наблюдается также в прозрачных средах, например, в воздухе. Процесс фотодисрупции находит применение, например, в офтальмологии при разрушении мембраны вторичной катаракты (разрушение задней мембраны капсулы хрусталика через роговицу) после имплантации искусственного хрусталика. Другое будущее применение – в лазернойлитотрипсии.

 

Фотоабляция

На рисунке 36 показана диаграмма удаления ткани при абляции. Типичный для нелинейных процессов пороговый режим характерен также и для абляции ввиду резкого увеличения интенсивности абляции, начиная от специфичной для ткани пороговой плотности энергии (порог абляции).

 

 

Рис. 36. Принципиальная диаграмма абляции. Удаляемая отдельным импульсом толщина ткани (интенсивность абляции) указана над плотностью энергии (l_s – порог абляции).

 

При незначительной плотности энергии в зоне I (рис. 36), приложенное лазерное излучение вызывает лишь незначительное нагревание ткани. К этой зоне при чуть более высокой плотности энергии примыкает переходная зона, в которой нагревание приводит к выпариванию ткани. Этот эффект сравним с выпариванием ткани излучением непрерывного лазера. При достижении порогового значения плотности энергии (l_s) глубина абляции значительно возрастает, т.е. облученный объем ткани мгновенно испаряется. Именно этот энергетический диапазон мы называем «зоной абляции» (зона II). Затем наступает насыщение (зона III), т.к. не вся энергия лазерного излучения идет на абляцию. Это «насыщение» (зона III) обусловлено плазмой, образующейся над поверхностью и поглощающей часть излучения, которое в результате не вызывает абляцию. Абляция в основном характеризуется порогом абляции и увеличением интенсивности абляции. Эти параметры зависят от коэффициента поглощения ткани на длине волны используемого лазерного излучения. На рис. 37 показано, что хотя при различных длинах волн лазерного излучения наблюдается одинаковый типичный характер абляции, но пороги абляции очень различны. Точный механизм абляции, который включает в себя как термическое удаление, так и разрыв молекулярных соединений, еще не полностью изучен.

 

 

Рис. 37. Интенсивность абляции ткани аорты при различных длинах волн лазерного излучения.