Информация
Статьи
Взаимодействие излучения СО2-лазера с биотканями

Взаимодействие излучения СО2-лазера с биотканями

Взаимодействие излучения СО2-лазера с биотканями

При взаимодействии лазерного излучения с биологическими тканями имеют место различные эффекты, возникающие при прохождении света через неоднородную (так называемую, мутную) среду. Часть падающего на биообъект лазерного излучения отражается от него (обратное рассеивание), что происходит из-за несоответствия коэффициентов преломления света тканями и окружающей их средой. Проникающее в ткани лазерное излучение подвергается многократному рассеиванию (рассеивание вперед или прямое рассеивание) и поглощению различными биологическими структурами (рис.3). При этом могут возникать и другие эффекты, связанные со вторичным излучением (флуоресценция и фосфоресценция) или возникновением волн сдавления и упругого удара, когда на ткани воздействуют мощным электромагнитным полем лазерного излучения.

Поглощение световой энергии тканями является ключевым моментом и от него непосредственно зависит выраженность последующих процессов. Само поглощение света основывается на фотобиологическом эффекте и определяется комплиментарностью его длины волны поглощающим субстанциям в биотканях. Взаимодействие излучения СО2-лазера с биотканями непосредственно зависит от содержания в них воды, которая является основной поглощающей субстанцией световых квантов на длине волны 10,6 мкм. Под влиянием поглощенной энергии ИК-лазерного излучения усиливаются колебательные процессы в молекулах воды, в результате чего возрастает температура в тканях.

Рис.3. Взаимодействие высокоэнергетического
лазерного излучения с биотканями

Высокое содержание воды в тканях организма (70-80% от веса органов) во многом объясняет тот факт, что при воздействии СО2-лазерного излучения на биоткани преобладают термические эффекты, на использовании которых преимущественно и основывается применение лазеров в хирургической практике. На рисунке 3 воспроизведены фотоэффекты и температурные параметры, при которых происходит денатурация белков, коагуляция и испарение тканей. Степень выраженности фототермического действия, равно как и морфологических изменений в тканях, зависит от энергетических параметров лазерного излучения. При слабой концентрации световой энергии, а также в глубоких слоях тканей, где интенсивность лазерного воздействия резко ослабевает, преобладают фотохимические реакции, обусловливающие эффект фотоактивации клеток.

Первичный акт поглощения фотонов, равно как и последующие акты межмолекулярного переноса энергии, а также фототермические и фотохимические изменения тканей, занимают доли секунды. Биологический ответ организма на лазерное воздействие формируется за более длительный временной период от секунд до часов. Достижение же конечного лечебного результата занимает несравнимо более длительный промежуток времени, исчисляемый днями.

Воздействие высокоэнергетического лазерного излучения непосредственно зависит от оптического проникновения света в ткани и тепловой диффузии. Эффективная глубина оптического проникновения излучения СО2-лазера в биоткани обычно не превышает 50 мкм, хотя возможны вариации в зависимости от оптической плотности и однородности различных тканей. Вообще глубина проникновения света в ткани является функцией длины волны, что определяет выбор конкретного лазера для тех или иных лечебных воздействий.

Распределение тепловой энергии в объеме ткани (ее тепловой разогрев) существенно влияет на структурные изменения в тканях (рис. 4а).

Рис. 4. Воздействие на биоткани СО2-лазерного излучения
А - оптическое проникновение и тепловая диффузия
Б - зоны структурных изменений

При температуре больше 400°С происходит термическое удаление (выгорание) ткани, сопровождающееся испарением их жидкой и карбонизацией (обугливанием) твердой фаз. При температуре больше 800°С подвергшийся лазерному воздействию участок полностью выгорает, что выражается в разъединении (или разрезе) ткани. Глубина разреза определяется скоростью перемещения границ слоя разрушения вглубь ткани.

От линии разреза до участка неизмененных тканей устанавливается градиент температур от 120°С на поверхности карбонизированного участка ткани до 37°С - температуры нативной ткани. В соответствии с тепловой диффузией формируются зоны обугливания и коагуляции. Будучи связанными с необратимыми изменениями тканей они в последующем образуют зону некроза (рис.4б). При правильной обработке тканей СО2-лазером зона коагуляционного некроза обычно не превышает 200 мкм от линии разреза. Образование зоны коагуляции играет исключительно важную роль в гемостазе по ходу лазерного разреза, с чем связано огромное преимущество лазерной хирургии, дающей возможность хирургу оперировать практически на сухом поле. При операциях на паренхиматозных органах для полного гемостаза необходимо формирование зоны коагуляции до 1000 - 1500 мкм (Е.И.Брехов, Ю.Г.Пархоменко, 1989). Увеличение зоны коагуляции естественно повлечет расширение зоны некроза. Без резкой границы зона коагуляции переходит в зону обратимых изменений (или отека), в которой преобладают реактивные изменения микрососудов. Ширина этой зоны колеблется от 200 до 500 мкм.

Тепловая диффузия в тканях существенно зависит от их теплопроводности и васкуляризации, так как тепло передается путем проводимости через ткань и путем конвекции через кровеносную систему. Уменьшить при лазерной хирургии теплопередачу путем конвекции позволяют специальные лазерные компрессионные инструменты, разработанные О.К.Скобелкиным (1975, 1989).

Как тепловая диффузия, так и зона теплового некроза существенно зависят от выбранных параметров лазерного излучения. Минимизировать зону некротических изменений можно за счет рационального подбора параметров импульсно-периодического режима и применения режима «Mедипульс», что будет рассмотрено в следующей главе. Глубина проникновения тепла в ткани тем меньше, чем короче время тепловой диффузии. Так, при времени воздействия излучения СО2-лазера на ткани в течение 1 с глубина тепловой диффузии составляет порядка 720 мкм, при времени воздействия 0,01 с (10 мс) - 72 мкм, при времени воздействия 0,001 (1 мс) - 23 мкм, при времени воздействия 0,0001 с (100 мкс) - 7,2 мкм (G.M"uller, 1989).

В таблице 2 приведены различные виды лазерного удаления тканей, а также основные механизмы фотовоздействия, их обусловливающие, и те параметры лазерного излучения, от которых они непосредственно зависят.

Таблица 2

Различные виды лазерного удаления биотканей.
(G. Muller, 1989)

Как видно из таблицы, повышение мощности лазерного излучения и концентрация лазерной энергии в короткие импульсы позволяет добиться снижения теплового воздействия на биоткани, а также получить нетермические эффекты по типу быстрого взрыва (фотоабляция) или оптического пробоя (фоторазрыв). Для усиления фототермического воздействия на ткани преимущественное значение имеет наращивание плотности мощности и энергетической плотности светового потока на единицу площади ткани.

Высокая концентрация световой энергии в лазерном луче достигается за счет его фокусировки в световое пятно. Это важнейший параметр лазерного излучения, регулируемый хирургом. В ЛХА «Ланцет» предусмотрена ступенчатое автоматическое переключение фокусировки лазерного излучения. Поскольку СО2-лазер одномодовый, то основной поток энергии сосредоточен в центральной части пятна (86% выходной мощности). По уровню энергии 1/е2 (т.е. 86% выходной мощности) размер светового пятна устанавливается на 0,2; 0,3 или 0,5 мм в диаметре. В таблице 3 приведены значения плотности мощности лазерного излучения в фокальной точке при различных размерах светового пятна и разных уровнях мощности лазерного излучения. Фокальная точка расположена на расстоянии 20 мм от конца наконечника манипулятора.

Таблица 3

Плотность мощности (кВт/см2) в точке фокусировки при непрерывном режиме излучения

Примечание: Для удобства работы в таблице даны округленные значения плотности мощности. Расчет плотности мощности (W) производится по формуле: W = P/S, где P - устанавливаемая выходная мощность в Вт; S - площадь пятна в см2; вычисляемая как площадь круга: S = ? D2/4.

Выбор размеров светового пятна определяется не только создаваемой в зоне обработки тканей плотностью энергии, но и желаемым характером их разрушения, так как при более широком пятне на поверхности тканей будет формироваться больший по ширине дефект (рис. 5).

На рисунке также показано, что при удалении ткани на значительном участке формирование дефекта способом наложения "канавки за канавкой" лазерный луч проводится таким образом, чтобы каждая последующая канавка частично перекрывала ранее проложенную.

Рис.5. Формирование дефекта на поверхности органа
под воздействием лазерного излучения при различном диаметре
светового пятна и разных способах ведения «канавки»

Нередко требуется обрабатывать ткани расфокусированным лазерным лучом. Для этого наконечник манипулятора отодвигается от поверхности биообъекта. При этом следует учитывать, что плотность мощности при расфокусировке уменьшается обратно пропорционально квадрату расстояния от фокальной точки до облучаемой поверхности. На рисунке 6 показаны особенности воздействия на биоткани сфокусированного и расфокусированного луча СО2-лазера (мощностью 10 Вт). При высокой плотности мощности в точке фокусировки (32х103 Вт/см2) (диаметр пятна 0,2 мм) имеет место быстрое удаление ткани в области воздействия и формирование разреза; при этом зона термического повреждения тканей ограничена. Применение импульсно-периодического режима с короткими импульсами позволяет минимизировать зону термического повреждения тканей. Режим «Медипульс» еще в большей мере снижает термическое воздействие на биоткани, а их удаление происходит по типу, приближающемуся к нетермической фотоабляции.


Рис. 6. Воздействие на биоткани сфокусированным и расфокусированным лучом СО2 лазера ЛХА «Ланцет»
(мощность излучения 10 Вт, диаметр пятна 0,2 мм).

Увеличение размеров светового пятна до 0,3 и 0,5 мм осуществляется автоматически с пульта управления; достигаемые при этом параметры плотности мощности указаны в таблице 3. При расфокусировке лазерного луча до 0,7 мм в диаметре плотность мощности снижается до 2,6х103 Вт/см2 (расстояние между пятнами пилотного излучения - 1 см). При такой мощности скорость испарения тканей снижается, однако наиболее эффективно используется тепловой разогрев тканей с четким формированием зоны коагуляции, величину которой можно варьировать, изменяя время контакта лазерного излучения с биотканями. При расфокусировке лазерного луча до 2 мм в диаметре плотность мощности составляет 320 Вт/см2 (расстояние между пятнами пилотного излучения - 3 см). При таких параметрах лазерного излучения имеет место относительно слабое тепловое воздействие на биоткани, приводящее к формированию зоны коагуляции в самых поверхностных слоях. При расфокусировке лазерного луча до пятна с диаметром 6,8 мм (расстояние между пятнами пилотного излучения - 10 см) плотность мощности снижается до 27 Вт/мм2, используемой для стерилизации поверхности ран.

В таблице 4 приведены параметры плотности мощности при различной степени расфокусировки излучения СО2-лазера с исходным размером светового пятна 0,2; 0,3 и 0,5 мм. Следует отметить, что в конечном итоге степень расфокусировки лазерного излучения подбирается каждым хирургом в зависимости от желаемого результата опытным путем.

Таблица 4

Диаметр пятна (мм) и плотность мощности (Вт/см2) при различной степени расфокусировки СО2--лазерного излучения
(исходная мощность 1 Вт)

Примечание: При увеличении мощности лазерного излучения от 1 до 20 Вт, указанные в таблице значения возрастают пропорционально установленной мощности.

02.02.2012
Задать вопрос