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.

2.8. Лазерная система на основе Nd:yag с регулировкой дозы воздействия для рассечения ткани

Различные механизмы взаимодействия излучения Nd:YAG лазера с биологической тканью при бесконтактном применении достаточно хорошо известны. Ослабление лазерного излучения, в биологической ткани зависит от параметров лазеров (плотность мощности, время облучения и длина волны), а также от типа ткани, и происходит в зоне в несколько сантиметров. Например, при мощности лазера 10 Вт, передаваемой по волоконному световоду диаметром 365 мкм с расходимостью 19^о, достигается плотность мощности около 10 Вт/см² на расстоянии 30 мм, что является достаточным для коагуляции ткани. Если волокно находится непосредственно в контакте с тканью, то плотность мощности вызывает настолько сильное нагревание ткани, что за очень короткое время происходит карбонизация и затем испарение, особенно при контактном применении, когда лазерным лучом охватывается значительно меньший объем ткани, чем при бесконтактном методе. Эти процессы дают возможность осуществлять контактное рассечение ткани с помощью Nd:YAG-лазера (рис. 38). Препарирование ткани световолокном без покрытия с применением обычных лазерных аппаратов с жестко заданной выходной мощностью оказывается проблематичным из-за того, что конец волокна загрязняется остатками ткани. С одной стороны, благодаря высокой абсорбции, это улучшает эффективность процесса рассечения, но, с другой стороны, при отсутствии контакта с тканью тотчас приводит к разрушению волокна. Это последнее обстоятельство представляет особую сложность при эндоскопическом методе вследствие ограниченности изображения, так как пользователю часто не удается держать волокно равномерно в контакте с тканью во время всего процесса ее рассечения. Предпринимались попытки устранить этот недостаток с помощью различных сапфировых наконечников. Однако технически этот метод требует затрат и предполагает тщательное обучение пользователя. Кроме ограничений из-за сравнительно большого диаметра, существует дополнительная опасность газовой эмболии вследствие необходимости охлаждения сапфировых наконечников. Исходя из этого, что постоянная температура на переходе волокно-ткань, во-первых, обеспечивает равномерное рассечение, а во-вторых, делает контролируемой термическую нагрузку, приводящую к разрушению окончания волокна, была разработана Nd:YAG-лазерная система с регулировкой дозы воздействия. При рассечении биологической ткани с помощью Nd:YAG-лазера на переходе волокно-ткань, вследствие процессов сгорания и карбонизации, возникает видимый свет. Между интенсивностью света т температурой в плоскости окончания волокна существует хорошая корреляция. Эта корреляция позволяет использовать интенсивность света в качестве параметра регулирования температуры на переходе волокно-ткань. Благодаря этому представляется возможным создание хирургической лазерной системы на базе Nd:YAG-лазера, обеспечивающей оптимальное рассечение при контакте с тканью. Свет, возникающий в процессе горения, возвращается назад в лазерный аппарат по терапевтическому волокну и выводится через светоделитель из лучевого канала Nd:YAG-лазера. Сигнал обратной связи фокусируется посредством линзы на детекторе и преобразуется в эквивалентное электрическое напряжение. Регулирующее устройство со встроенным микропроцессором использует этот сигнал в качестве параметра регулирования дистальной мощности лазера. В результате во время процесса рассечения на конце световода возникает видимый свет постоянной интенсивности.

Рис. 38. Nd:YAG-лазер с регулировкой дозы воздействия, с терапевтическим волокном для контактной хирургии. Сигнал обратной связи передается по терапевтическому волокну.