6.2. Termális hatások
Az elnyelt fényenergia egy része megnövelheti a biológiai anyag, szövet besugárzott térfogatának hőmérsékletét. A felmelegedés következtében a megvilágított térfogatban biokémiai, fototermális folyamatok, fázisátalakulások játszódhatnak le, a hőmérséklettől függően a minta legfelső rétegei megolvadhatnak, elforrhatnak, elpárologhatnak, a termális bomlási hőmérséklet felett a szerves molekulák disszociációja is bekövetkezhet.
A lézeres besugárzás okozta hőmérséklet-változás mértéke több tényezőtől függ. A leginkább meghatározó szerepet természetesen a felszínt érő lézerintenzitás időbeli és térbeli eloszlása, az abszorpciós együttható, a besugárzott szövet fajhője, sűrűsége és a hővezetési tulajdonsága játszanak. Emellett figyelembe kell venni a hőtani paraméterek hőmérsékletfüggését, a (fázis)átalakulások energiaigényét és az esetleges fényszóródást is. Egy ilyen komplex folyamat modellezése analitikus módon nem oldható meg, többé-kevésbé pontos eredményeket csak numerikus szimulációkkal lehet elérni.
Bizonyos esetekben azonban lehetőség van közelítő számítások egyszerű elvégzésére. A hővezetést el lehet hanyagolni, ha az impulzushossz rövidebb, mint amennyi idő szükséges ahhoz, hogy jelentősebb hőmennyiség kiáramoljon a besugárzott térfogatból. Ez rövid (<μs) impulzushosszú lézereknél általában teljesülni. Összehasonlításképpen, míg a réz hővezetési tényezője 400 W/(m·K), addig ennek értéke csontra 0,2, izomra 0,5 és vérplazmára 0,6. Amennyiben nagyobb impulzushosszt, vagy folytonos lézereket alkalmaznak, a felmelegített térfogat jóval nagyobb lehet, mint a közvetlenül besugárzott rész.
A lágyszövetek fajhője általában jól közelíthető a következő összefüggéssel:
,
ahol ρv a víztartalom az adott szövetben kg/m3-ben kifejezve, ρ pedig a szövet sűrűsége. A ρc=4,2 J/(cm3K) általában jó közelítésnek tekinthető.
Elhanyagolható mértékben szóró közegben a hőmérsékletváltozás mélységi profilja a következő összefüggéssel becsülhető meg:
,
ahol F a felületre beeső energiasűrűség. Az α abszorpciós tényező nagymértékben szövet és hullámhossz-függő, míg pl. 200 nm környékén a szöveteknél 104-105 1/cm, az üvegtest a látható tartományon elhanyagolható, kisebb, mint 10-1 1/cm abszorpciós tényezővel rendelkezik.
Orvosi alkalmazhatósági szempontból a termális hatásokat a lézeres besugárzás hatására bekövetkező felmelegedés okozta szöveti, sejtes változások alapján az alábbiaknak megfelelően szokás csoportosítani.
- Amennyiben a besugárzás során a szövet hőmérséklete nem haladja meg a 45 oC-ot, fototermolízisról beszélünk. Ebben az esetben enzimindukció, sejtmembránváltozások, ödéma (a szövetekben sejtek közötti folyadék felhalmozódás) kialakulása figyelhető meg.
- Fotohipermetria következik be a biológiai minta 45-60 oC-ra való felmelegedése esetén, ekkor a membránok súlyosan károsodnak, jelentős ödéma alakul ki. A sejtpusztulás a szövetek összehúzódásához vezet.
- A 60-100 oC közötti hőmérséklet-tartományban fotokoalugáció jön létre, kollagéndenaturálódás (a fehérjék eredeti tulajdonságainak elvesztése) és a membránok teljes pusztulása tapasztalható. A hajszálerek összezáródnak, a kiszáradó szövetben megindulhat az elszenesedés.
- 100 oC felett a víz intenzíven párolog/elforr
- 140-150 oC környékén az elasztin denaturálódik, majd a besugárzott szövet a víztartalom elpárologtatása közben elszenesedik. Ezt nevezzük fotokarbonizációnak.
- 300 oC felett fotovaporizáció következik be, melynek során a lézerrel kezelt szövetek gyakorlatilag szenesedés nélkül nagy sebességgel elpárolognak, helyükön vágás alakul ki (lézer szike).
Az alábbi interaktív animáció egy lézerimpulzus esetén kialakuló mélységi hőmérséklet-eloszlást mutatja Gauss alakú intenzitás eloszlás esetén. Habár a számítás során elhanyagoljuk a hővezetést és az esetleges fázisátalakulásokat, az eredmények jól tükrözik a hőmérsékletviszonyokat. A hőmérséklet-eloszlásban külön színkódok jelölik a fenti csoportosítás szerinti biológiai hatásokhoz tartozó hőmérséklet tartományokat.