Действие лазерного излучения УФ диапазона на биологические ткани

Преимущественно используются эксимерные лазеры ArF (длина волны излучения λ=193 нм), XeCl (λ=308 нм), реже KrF (λ=248 нм). Используются также не эксимерные лазеры, работающие в диапазоне длин волн 211 – 355 нм, например, 3,4 гармоники Nd:YAG и Nd на других кристаллах.

В отличие от ИК излучения, УФ излучение практически не поглощается водой. Излучение XeCl лазера интенсивно поглощается неводными компонентами как мягких, так и твердых тканей. Излучение ArF лазера сильно поглощается белками и ДНК клеток, а в прозрачной ткани роговой оболочки глаза – коллагеном соединительной ткани (коллаген – белковое вещество, относящееся к волокнистым белкам, главная органическая составная часть соединительной ткани).

Энергии излучения, применяемые в экспериментах и клинической практике – от нескольких мДж до нескольких десятков мДж в импульсе. Плотность мощности – от нескольких МВт/см² до 1 ГВт/см² и больше.

Особенности взаимодействия УФ излучения с биотканью связаны с отсутствием поглощения в воде и высокой энергией фотонов (по сравнению с эрбиевым лазером – на порядок выше).

Если энергия фотонов превышает внутреннюю энергию ковалентных связей между отдельными атомами в молекуле, то поглощение УФ излучения ведет к разрыву этих связей, распаду молекул на отдельные фрагменты и взрывообразному образованию атомов, электронов, ионов и фрагментов молекул и со сверхзвуковыми скоростями извержению их вперемежку с нераспавшимися частицами материала. Таким образом и образуется абляционный кратер. Если энергия фотонов недостаточна, то фрагментация молекулы происходит при одновременном двухфотонном воздействии на нее.

В любом случае, фрагменты в виде газового облака с такой высокой скоростью извергаются из объекта, что большая часть заключенной в них тепловой энергии не успевает передаваться на стенки образующегося абляционного кратера. Поэтому разогрев стенок кратера незначителен (по сравнению с действием ИК излучения).

Такие представления о механизме действия УФ излучения на биоткани сложились к началу 80^х гг. прошлого столетия. Дальнейшие экспериментальные исследования уточнили некоторые особенности. Исследовалось действие УФ излучения на различные ткани: мягкие (кожа, роговица), более плотные (хрящ, атеросклеротические бляшки), твердые (дентин, эмаль зуба). Были выявлены следующие закономерности. Рост температуры вокруг кратера в режимах облучения выше порога абляции происходит линейно (с увеличением энергии излучения (от импульса к импульсу). При увеличении частоты следования импульсов происходит ускорение нагрева.

Выше порога абляции большая часть тепла отводится испарением. В доабляционных (субабляционных) режимах большая часть энергии (80%) переходит в тепло в приповерхностном слое. Большая часть энергии затрачивается на испарение. Поэтому слой расплава тоньше и термические повреждения меньше. Иногда такой тип абляции называют «холодной абляцией».

Спектральное исследование абляционного материала показало наличие капель воды диаметром 0,1 мкм на высоте несколько сотен мкм над поверхностью. Следовательно, температура облучаемой поверхности низкая (с учетом зависимости температуры от давления 150º С – оценка верхнего предела температуры).

Сравнение с взрывными механизмами абляции показывает, что, хотя зона термического влияния при воздействии эксимерных лазеров меньше и отвод тепла с продуктами абляции больше, но эффективность абляции намного ниже. Толщина удаленного слоя в расчете на 1 Дж энергии излучения у ArF лазера в десятки раз меньше, чем у Er:YAG лазера. Это может быть объяснено следующими причинами:

– энергоемкостью фотоабляционного процесса,

– образованием плазмы и экранировкой поверхности плазмой.

Плазма образуется при мощном воздействии (то есть при достаточной плотности энергии и коротком импульсе). Она вызвана ионизацией продуктов разрушения и движением их от облучаемой поверхности. В результате образования плотного плазменного облака происходит поглощение излучения в нем и экранировка поверхности. Эффектом плазмообразования может быть объяснен и тот факт, что существует энергетический порог (насыщение), выше которого увеличение энергии излучения не приводит к росту темпа абляции.

Сравнение результатов облучения твердых и мягких тканей показывает, что пороги абляции при обработке твердых тканей выше (как и для других лазеров).

Область практических применений УФ лазеров определяется механизмом воздействия их излучения на биоткань. Поскольку производительность абляции низкая, то для крупномасштабных вмешательств, требующих рассечения или ликвидации массивных образований, применение эксимерных лазеров не целесообразно. Наоборот, эти лазеры очень полезны для тонкой, прецизионной работы, когда необходима абляция миниатюрных объемов материалов с минимальным повреждением окружающих тканей. Поэтому эксимерные лазеры рекомендуется применять в следующих случаях:

– в точных операциях на глазу,

– для удаления атеросклеротических бляшек,

– в некоторых операциях на хрящах и кости,

– в стоматологии – для оплавления поверхностных дефектов эмали с целью герметизации зуба от кариогенной среды полости рта и для избирательного удаления кариозных масс из эмали и дентина,

– при малообъемных операциях на некоторых мягких тканях, например, в гортани и в носовой полости.

При воздействии на мягкие ткани можно использовать комбинированное действие в сочетании с лазером, работающим в ближнем ИК диапазоне (для компенсации недостаточной термокоагуляции). Такое комбинированное действие было клинически апробировано при использовании XeCl и непрерывного Nd:YAG лазеров, энергия которых подавалась на объект через общий (единый) световод. Преимуществами комбинированного применения по сравнению с использованием одного ИК лазера являются прецизионность (высокая точность), и возможность ограничить сверху температуру (исключение карбонизации).

Увеличение термокоагулирующих свойств ультрафиолетовых импульсных лазеров может быть достигнуто также путем увеличения частоты следования импульсов и, в меньшей степени, путем увеличения плотности энергии излучения.