Нелинейные процессы

При небольшой длительности импульсов и высокой плотности мощности излучения возникает ряд процессов, которые существенно отличаются от чисто термических или фотохимических воздействий лазерного излучения на материю. Это так называемые нелинейные процессы. Рассмотрим наиболее важные из них.

Фотоабляция

Фотоабляция (фотодекомпозиция) материала происходит при воздействии коротких импульсов УФ излучения. Рассмотрим типичную зависимость интенсивности абляции (то есть толщины удаленного слоя) от плотности энергии излучения (рисунок 11).

Рисунок 11. Качественный характер зависимости толщины удаленного слоя при фотоабляции от плотности энергии падающего излучения.

При небольшой плотности энергии (зона 1) лазерное излучение вызывает лишь незначительное нагревание ткани. К этой зоне (при увеличении плотности энергии излучения) примыкает переходная зона. В ней действие лазерного излучения приводит к удалению ткани. Этот эффект сравним с абляцией ткани излучением непрерывного лазера. При достижении некоторого критического (порогового) значения плотности энергии излучения глубина абляции значительно возрастает, то есть облученный объем ткани тут же испаряется. Именно этот энергетический диапазон называют зоной абляции (зона II). В следующем энергетическом интервале наступает насыщение, то есть с увеличением плотности энергии толщина удаленного слоя не увеличивается. Это означает, что не вся энергия лазерного излучения идет на абляцию. Насыщение обусловлено образованием плазмы над поверхностью обрабатываемого материала. Плазма поглощает часть излучения, то есть экранирует поверхность от него.

Основными характеристиками абляции являются порог абляции и увеличение интенсивности абляции с увеличением плотности энергии излучения (наклон кривой в зоне II). Эти параметры определяются в основном показателем поглощения ткани на длинe волны используемого лазерного излучения. Хотя при различных длинах волн характер этой зависимости одинаков, но численные значения могут сильно отличаться.

Механизм абляции включает в себя как термическое удаление, так и фотодекомпозицию, то есть удаление, связанное с разрывом связей в молекулах ткани (при большой энергии кванта h ) и образованием фрагментов молекул, отдельных атомов, ионов и электронов.

Принципиально зависимость порога абляции от показателя поглощения излучения тканью может быть описана с помощью простой феноменологической модели. В модели делаются следующие предположения:

1) излучение поглощается тканью в соответствии с экспоненциальным законом поглощения,

2) тепловые явления в ткани пренебрежимо малы (так как время воздействия излучения мало),

3) процесс абляции начинается лишь тогда, когда энергия, накопленная в единице объема Q, превышает критическую плотность энергии . Значение критической энергии зависит только от типа материала и примерно равняется теплоте парообразования.

Рассмотрим эту модель (рисунок 12). Уменьшение плотности энергии излучения по мере проникновения в ткань может быть описано выражением

, (21)

где - плотность энергии на поверхности материала (за вычетом отраженного излучения), - плотность энергии на глубине x, α - показатель поглощения (см. рисунок 13). Вычислим объемную плотность мощности излучения:

, (22)

где Е – энергия излучения, V – объем ткани, подвергнутый воздействию излучения.

Рисунок 12. К описанию физической модели лазерной абляции.

Рисунок 13. К определению плотности поглощенной энергии при лазерном облучении тела.

Абляция происходит до той глубины , в пределах которой объемная плотность энергии излучения, поглощенной в ткани, превышает критическое значение , то есть выполняется соотношение

. (23)

Отсюда получим толщину удаленного слоя:

, (24)

. (25)

Полученная зависимость для физически значимых значений представлена на рисунке 14.

Рисунок 14. Расчетное определение зависимости толщины удаленного слоя при фотоабляции от плотности энергии падающего излучения.

Таким образом, пороговое значение плотности энергии излучения

. (26)

где - глубина проникновения излучения в ткани.

В рассмотренной модели не был учтен ряд эффектов, влияющих на характер абляции. В частности, изменение поглощения при удалении части материала, изменение поглощения при большой интенсивности лазерного излучения. Влияние этих факторов до сих пор мало изучено.

Применения

Процесс фотоабляции представляется весьма привлекательным для использования в лазерной медицине, так как он позволяет осуществлять прецизионное удаление материала при совершенно незначительном термическом воздействии на окружающие ткани.

Процесс фотоабляции применяется в микрохирургических операциях, требующих ювелирного подхода, например, при коррекции формы роговицы или в ангиопластике (операциях на сосудах). Применяется излучение с плотностью энергии 0,1 – 10 Дж/см² и длительности импульсов наносекундного и микросекундного диапазона.

Оптический пробой

Оптический пробой возникает при более высокой плотности мощности ~10¹¹ Вт/см². Из-за высокой напряженности поля происходит ионизация материи, что приводит к образованию плазмы и механических ударных волн. Оптический пробой может происходить в газах, жидкостях и твердых телах, в том числе в прозрачных средах, например, в воздухе.

Для оптического пробоя необходимы свободные электроны в зоне фокусировки лазерного пучка. Они могут быть генерированы, например, при многофотонной ионизации атомов и молекул. После образования свободных электронов происходит лавинообразное увеличение их количества при столкновении их с атомами и молекулами в поле действия излучения. При этом принципиально важна большая напряженность электромагнитного поля, а поглощение излучения в ткани для развития оптического пробоя не имеет значения. Вследствие лавинообразного увеличения количества свободных электронов и ионов происходит образование плазмы.

Плазма

Плазма может возникать не только путем оптического пробоя, но и тепловым способом, при нагревании поглощающей материи.

В обоих случаях возникающая плазма вызывает вторичные процессы.

1. Горячая плазма очень быстро расширяется, со скоростью, которая может в несколько раз превышать скорость звука в среде. Это расширение вызывает акустическую или ударную волну и тем самым приводит к механическому воздействию. Это явление используется в ряде медицинских технологий, например, для разрыва мембраны вторичной катаракты, для размельчения камней (литотрипсия).

2. Плазма излучает в видимом и ИК диапазоне.

3. Плазма экранирует поверхность от действующего лазерного излучения. Этим объясняется, в частности, насыщение интенсивности абляции при высокой плотности энергии.

4. Плазма разогревает поверхность облучаемой ткани, причем размеры области воздействия увеличиваются.

4. БИОФИЗИЧЕСКИЕ МЕХАНИЗМЫ ВЗАИМОДЕЙСТВИЯ ЛАЗЕРНОГО ИЗЛУЧЕНИЯ С БИОТКАНЬЮ

Излучение хирургического лазера вызывает повреждение или гибель живой ткани, а при достаточно высокой плотности поглощенной энергии – абляцию ткани. Под термином «абляция» понимают удаление вещества с поверхности тела. В хирургии, подчеркнем, имеется в виду эффект, проявляющийся непосредственно в процессе лазерного воздействия. Например, не является абляцией ликвидация участков ткани при фотодинамической терапии.

Механизм абляции и его параметры определяются:

1) характеристиками излучения (длина волны, длительность воздействия, мощность, частотные характеристики и т. д.)

2) физическими и структурными свойствами ткани (соотношение жидкого и плотного компонентов, физико-химический состав, термическая чувствительность клеток и макромолекул, кровоснабжение ткани и т.д.)

3) оптическими и теплофизическими свойствами ткани (коэффициент отражения, поглощение и рассеяние в ткани, ее теплоемкость и теплопроводность)

Взаимодействие лазерного излучения с биотканью, в том числе ее абляция, является одной из фундаментальных и интенсивно изучаемых проблем, хотя и еще не вполне решенных.

Исследованию физических механизмов взаимодействия лазерного излучения с биотканью посвящено большое количество работ. Наиболее полная систематизация приведена в работах А.И.Неворотина. На основании многочисленных исследований взаимодействия излучения лазеров с биотканью могут быть выделены 4 механизма взаимодействия, которые различаются друг от друга особенностями протекания процессов. Эти механизмы могут быть рассмотрены (в зависимости от мощности воздействия), как выше порога абляции ткани, так и ниже. Мы будем называть эти режимы соответственно абляционный режим воздействия излучения и субабляционный режим. Оба эти режима эффективно применяются в современной лазерной хирургии.

4.1. Тепловой механизм

Этот механизм проявляется при слабом поглощении излучения в главном компоненте мягких тканей – воде, при незначительном поглощении в остальных тканевых компонентах. Вся поглощенная энергия превращается в тепло, которое при относительно продолжительной экспозиции объекта или при высокой мощности приводит к абляции.

Наиболее полно этот механизм исследован при облучении биоткани Nd:YAG лазером (λ=1,06 мкм) непрерывного действия мощностью 60 – 100 Вт. На этой длине волны поглощение в воде мало (показатель поглощения ).

В неводной части биоткани поглощение также невелико, с некоторым повышением в крови (за счет гемоглобина) и в окрашенных структурах (например, пигмент кожи). Обычно проникновение излучения Nd:YAG лазера в кровесодержащую ткань достигает 5 – 8 мм глубины. Однако при денатурации белков (вследствие нагревания ткани) и при карбонизации коэффициент поглощения резко возрастает, а при выпаривании уменьшается теплопроводность. Поэтому данный механизм характеризуется резким нелинейным изменением во времени воздействия на ткань. Причем показатель поглощения возрастает, а глубина проникновения излучения уменьшается. Уменьшение глубины проникновения излучения может быть здесь связано и с увеличением рассеяния.

Рассмотрим последовательные этапы взаимодействия излучения Nd:YAG лазера с биотканью.

При превращении энергии излучения в тепловую происходит локальный нагрев объекта. При температуре до 43ºС термические повреждения ткани обратимы. При дальнейшем нагреве сначала отдельные макромолекулы, а затем и все макромолекулы денатурируют (необратимо изменяются). В результате участок ткани погибает – подвергается некрозу. Критическая температура начала коагуляции большинства тканевых компонентов (при длительности воздействии излучения секундного диапазона) составляет около 55ºС. При продолжении облучения размер области некроза возрастает, а температура увеличивается.

Выше 100ºС начинается интенсивное испарение воды. Затем следует термический распад органических молекул (пиролиз). При температуре выше 300ºС начинается горение поверхностных слоев материала с выделением продуктов сгорания в виде дыма и осаждением их на поверхности формирующегося абляционного кратера. Собственно абляция происходит на последнем из рассмотренных этапов взаимодействия излучения с веществом. Если мощность излучения достаточно низкая, то абляционный режим не достигается даже при продолжительном воздействии.

На предыдущих этапах имеет место субабляционный режим облучения. Если на любом из них облучение прекращается, то абляция не произойдет. Субабляционный режим может применяться с целью коагуляции ткани. Он достигается

– при низкой плотности мощности излучения,

– при эффективном теплоотводе (кровотоком или специальным охлаждением ткани),

– при коротком воздействии при высокой мощности излучения.

Практически работа при высокой мощности с целью коагуляции ткани без ее удаления нерациональна и неудобна, потому что контроль процессов в ткани в субабляционном режиме довольно сложен, и возникает вероятность превысить нужное время экспозиции и «пережечь» объект. Поэтому для безопасной и вместе с тем универсальной эксплуатации лазера как в абляционном, так и в субабляционном режиме желательно использование Nd:YAG, работающего в широком диапазоне мощностей, до 100 Вт и больше, рассечение – при 70 Вт.

Повышение плотности мощности излучения, естественно, ускоряет все стадии процесса взаимодействия, ведущие к абляции. При этом уменьшается и глубина термического некроза (из-за экранирования поверхностными тканями, в которых произошли коагуляция и обугливание и, следовательно, возросло поглощение и уменьшилась теплопроводность при выпаривании).

Уменьшение глубины некроза имеет место также при контактном режиме воздействия (при облучении ткани через световод, наконечник которого приводится в непосредственный контакт с поверхностью ткани). В этом случае предполагается, что происходит интенсивное (взрывное) испарение пограничного со световодом слоя материала, вследствие чего большая часть тепловой энергии вместе с испаряемыми продуктами отводится за пределы объекта.

Характер взаимодействия излучения с биотканью, который мы рассмотрели, определяет следующие области эффективного применения Nd:YAG лазера в хирургии.

1). Локальная коагуляция различных поверхностных патологических образований на коже и слизистых. Используются кратковременные экспозиции, дистанционное (бесконтактное) облучение и умеренные мощности – субабляционный режим воздействия.

2). Остановка кровотечений. Также кратковременные экспозиции, дистанционное облучение, умеренные мощности – субабляционный режим. Остановка кровотечения происходит за счет формирования плотных слоев коагулированной кровяной плазмы в просвете сосудов. Они герметезируют просвет сосудов и препятствуют дальнейшему кровотечению.

3). Внутритканевая (интерстициальная) коагуляция патологических тканей (другое название – лазер-индуцированная термотерапия). Световод со специально обработанным наконечником вводят в центр опухоли (злокачественные новообразования печени, поджелудочной железы, различных отделов центральной нервной системы). Производится коагуляция патологического образования. Мощность невысокая, несколько Вт, время воздействия довольно большое (минуты). Нередко используется искусственное охлаждение наконечника или ткани вокруг него. Чтобы избежать повреждения окружающей здоровой ткани, температура вокруг опухоли контролируется различными термографическими методами. При таких операциях очень важным моментом является исключение абляции вокруг наконечника световода, чтобы не было слоя карбонизированного материала, а также нагара на поверхности световода.

4) Субабляционный режим используют также при лазерной сварке биотканей. Рабочая температура при этом должна находиться в диапазоне 60 – 80ºС. Формируется сварной шов. При этом применяется низкая мощность излучения, сравнительно большие интервалы между экспозициями (чтобы предотвратить аккумуляцию тепла и перегрев области будущей сварной точки). На поверхность места сварки наносятся припои – в данном случае это красители, поглощающие излучение. Их применение позволяет сделать воздействие более локальным (глубина проникновения излучения будет меньше), в результате снижаются термические повреждения в глубоких слоях облучаемой ткани. Лазерную сварку применяют для сшивания мелких и среднего калибра кровеносных сосудов, рассеченных нервных стволов, соединения стенок полых органов и для других целей.

5) Для осуществления надрезов, разрезов, отсечения или рассечения ткани или проведения сквозь нее каналов с целью увеличения диаметра естественных просветов. В этом случае излучение Nd:YAG лазера используют в абляционном режиме и, как правило, в непосредственном контакте с облучаемой тканью.

Конкретные параметры и условия воздействия определяются требованиями, предъявляемыми к хирургическому вмешательству:

а) при необходимости проведения точной, прецизионной работы (в случае миниатюрных разрезов, при косметических операциях, при работе на жизненно важных образованиях центральной нервной системы, в случае пластических операций на сосудах) используются заточенные световоды, при этом обеспечиваются наиболее узкие разрезы с минимальным термическим повреждением окружающей ткани;

б) при воздействии на ткань опухолей, наоборот, коагуляция вдоль разреза должна быть значительной для предотвращения распространения раковых клеток за пределы опухоли, поэтому используются плоские, необработанные или сферические наконечники при средних или высоких плотностях мощности;

в) при работе на массивных органах с обильным кровоснабжением (печень, селезенка, почки, гипертрофированная щитовидная железа) рационально использовать режимы, обеспечивающие относительно глубокую коагуляцию; при этом используются сферические наконечники, в том числе сдвоенные, используется сочетание контактного способа подачи энергии (в ходе резания) с дистанционным (при возникновении кровотечения).

При хирургических вмешательствах на поверхности прозрачных тканей (глаз), полупрозрачных тканей (хрящ) и твердых тканей (кость, зуб) Nd:YAG лазер непрерывного действия не используется, так как из-за низкого коэффициента поглощения возможны глубокие термические повреждения (например, пульпы зуба при облучении эмали), а эффективность абляции – низкая.

Сходный механизм воздействия излучения на биоткань наблюдается при воздействии некоторых других лазеров, в частности, в ближней ИК области (до 1,5 мкм). Но из-за более высокого поглощения излучения водой глубина термического некроза здесь будет меньше, чем при работе с Nd:YAG лазером, порог абляции также будет ниже.

Некоторое сходство наблюдается при использовании Ar лазера ( =488/514 нм). Здесь излучение еще слабее поглощается водой, но в отличие от Nd:YAG, сильнее поглощается в окрашенных структурах, таких как гемоглобин эритроцитов и кожный фермент меланин.

При поглощении излучения гемоглобином излучение Ar лазера вызывает термическое повреждение эритроцитов, вскипание в них воды, затем вторичный нагрев и коагуляцию плазмы крови, и, наконец, нагрев и коагуляцию стенок кровеносных сосудов. При этом происходит остановка кровотока с последующей резорбцией (рассасыванием путем фагоцитоза) сосудистой ткани. Именно этот эффект используют для ликвидации патологических сосудов. Во многих случаях аргоновый и некоторые другие типы лазеров, работающие в видимой области, используют в субабляционном режиме при невысоких мощностях.

Для интерстициальной коагуляции ткани может быть использован диодный лазер ( = 980 нм). Кроме того, он используется для миниатюрных операций на органах лор-области.

Ar лазер часто используют для опосредованного термического воздействия на ткань. При этом наконечник световода монтируется в металлическую оправу. Нагревание оправы лазерным излучением приводит к нагреванию теплоотводом от него контактирующей с ним области ткани. При этом воздействие на ткань определяется только ее теплофизическими свойствами, а не оптическими. Таким образом, в частности, производится разрушение атеросклеротических бляшек на внутренней поверхности сосудов.