Учебное пособие Санкт-Петербург 2012 Е. А. Шахно. Физические основы применения лазеров в медицине. Спб: ниу итмо, 2012. 129 с
|
|
Скачать 1.92 Mb.
|
^ 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 ^ – 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 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. ^ 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. ^ 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. ^ Действие этого механизма проявляется при воздействии ИК лазеров на мягкие водосодержащие ткани. Наиболее детальные исследования проведены для СО2 лазера непрерывного действия. Излучение СО2 лазера интенсивно поглощается молекулами воды, содержащейся в ткани. Показатель поглощения в ней на 3 – 4 порядка выше, чем для Nd:YAG лазера. При таких условиях происходит очень быстрый разогрев воды в тонком приповерхностном слое, а от нее и неводных компонентов ткани. В результате происходит абляция – как стремительное взрывное испарение тканевой воды и извержение паров воды и вместе с ними фрагментов клеточных и тканевых структур. В процессе абляции происходит формирование абляционного кратера. Вместе с перегретым материалом из ткани удаляется бóльшая часть энергии. Вокруг кратера находится область нагретого материала довольно малой толщины. То, что эта толщина мала, определяется интенсивным выносом продуктов разрушения и малой глубиной проникновения излучения в материал. Соответственно, толщина области с термическими повреждениями материала также мала, составляет величину порядка 50 – 100 мкм за пределами абляционного кратера. Для исследования механизма воздействия излучения СО2 лазера проводились эксперименты как на тканях, так и на органическом геле, содержащем более 90% воды, который был использован в качестве модели живой ткани. Исследования показали, что вдоль стенок абляционного кратера остается часть материала в виде расплава, причем этот слой служит источником тепла, которое передается вглубь материала. Толщина слоя расплава одинакова по всему контуру кратера. При увеличении плотности мощности излучения толщина слоя расплава уменьшается. Это объясняется тем, что с увеличением плотности мощности скорость выноса материала (то есть скорость роста кратера) растет быстрее, чем скорость распространения тепловой волны в материале. В соответствии с уменьшением толщины слоя расплава уменьшается ширина зоны термических повреждений биоткани. При увеличении плотности мощности излучения растет эффективность абляции – масса тканевого материала, извергаемого за единицу времени. Таким образом, выбор плотности мощности лазерного излучения зависит от цели проводимой хирургической операции. Если необходимо уменьшить глубину области термических повреждений вокруг удаленной области, нужно работать с излучением повышенной плотности мощности. При этом одновременно повышается эффективность абляции (уменьшается время воздействия). Иногда наоборот, целью операции является увеличение масштаба термических повреждений ткани, например при местной коагуляции патологических образований, для остановки кровотечения, для противодействия распространению раковых клеток за пределы разреза. В этом случае плотность мощности излучения нужно понизить. Это можно осуществить, например, путем дефокусировки лазерного пучка. Аналогично происходит воздействие на биоткань излучения импульсных лазеров, работающих в ИК диапазоне, в частности, лазеров на кристаллах с добавками ионов эрбия, гольмия, тулия. Длина волны излучения составляет 2 – 3 мкм. Длительность импульса излучения лежит в области миллисекундного, микросекундного или наносекундного диапазона. Для этих лазеров характерны высокие значения показателя поглощения излучения в воде. Энергия излучения в импульсе достаточна для достижения высокой эффективности абляции и, следовательно, может обеспечивать небольшие термические повреждения за пределами абляционного кратера. Как и в случае СО2 лазера, при использовании Er:YAG лазера вдоль стенок абляционного кратера образуется слой расплава. При работе на биоткани с этими лазерами характер и масштаб тканевых изменений принципиально зависит от мощности импульсов и их длительности. Изменение длительности импульса (в экспериментах от 50 до 250 мкс) и соответствующее изменение мощности при одинаковом значении энергии одного импульса (4 мДж при облучении роговицы) ведет к изменению массы удаленных при абляции продуктов разрушения ткани. Наблюдались следующие закономерности: – при минимальном значении мощности излучения и максимальном значении длительности воздействия глубина термонекроза резко возрастала, а масса продуктов разрушения была невелика, – при максимальном значении мощности излучения и минимальном длительности воздействия – наоборот. Однако интенсивная абляция при малой толщине зоны термических повреждений сопровождается обширными механическими повреждениями ткани, вызванными действием ударной волны. Оптимальным для клинического применения оказался промежуточный режим: 150 мкс. При этом неизбежные для этого типа лазера термические и механические повреждения выражены достаточно умеренно. Таким образом, выбор режима облучения является принципиально важным для результатов операции. Практические применения лазеров среднего и дальнего ИК диапазона определяются областью манипуляций на мягких, сильно обводненных тканях, в том числе неокрашенных и слабоокрашенных. В соответствии с механизмом их действия, их рационально применять для всевозможных хирургических операций, требующих эффективной абляции при минимальном термическом повреждении, в частности: – на мышечных тканях, – на кожных покровах, – на ткани мочевого пузыря, – на тканях половых органов, – при различных опухолях, – на глазу. При кровотечениях толщина слоя коагулированной ткани может оказаться недостаточной для надежного гемостаза. Для решения этой проблемы рекомендуется следующее: – обработка кровоточащего источника расфокусированным лучом, – для импульсных лазеров – повысить частоту следования импульсов до значений, обеспечивающих аккумуляцию тепла между ними, достаточную для достижения требуемого эффекта. – использование комбинированного инструмента, в котором облучение проводится одновременно нацеленными на ткань пучками излучения СО2 и Nd:YAG лазеров, при этом СО2 лазер работает как эффективный скальпель, Nd:YAG лазер обеспечивает гемостаз. ^ Включает в себя действие мощных, превышающих порог абляции, импульсных ИК лазеров на твердые ткани (кость, эмаль, дентин зуба и т. п.) Этот механизм в принципе сходен с предыдущим рассмотренным механизмом (также предполагает расплавление материала и его извержение), но имеет свои особенности, связанные со спецификой облучаемого материала. Большинство экспериментов проводилось с использованием лазеров Er:YAG и Ho:YAG с продолжительностью импульсов 150 – 200 мкс. Длина волны излучения этих лазеров 2 – 3 мкм определяет высокий показатель поглощения в минералах твердых тканей. Мощность и энергия излучения (плотность энергии импульса до 100 Дж/см  и плотность мощности до десятков МВт/см) обеспечивают достижение абляционного эффекта.В экспериментах прослеживались динамика и результаты процесса воздействия с применением методов термографии, спектроскопии и сканирующей электронной микроскопии. Наблюдались следующие закономерности: – незначительная глубина термических повреждений эмали (меньше 75 мкм) даже при высоких значениях плотности мощности излучения (до 140 Дж/см ),– вблизи поверхности абляционных кратеров застывший расплав и характерная для облучаемого образца структура (призмы и канальцы соответственно в эмали и дентине), – на поверхности абляционных кратеров – осадок из аблированного вещества – мелкодисперсный застывший расплав и различного вида кристаллические образования. Существуют две физические модели описания процесса. Первая аналогична модели действия лазерного излучения на мягкие ткани и подразумевает взрывное испарение воды, содержащейся в небольшом количестве в твердых тканях. Однако, как показали многочисленные эксперименты различных исследователей, характер процесса практически не изменяется в лабораторных условиях при предварительном высушивании (дегидратации) объекта облучения (например, костной ткани). Поэтому заслуживает внимания признанная многими исследователями иная, термомеханическая, модель процесса. Согласно этой модели процесс представляется следующим образом. Быстрый разогрев твердого объекта лазерным излучением ведет к плавлению приповерхностного слоя. Плавление идет неравномерно по структуре: сначала плавятся относительно низкоплавкие компоненты, а термостойкие кристаллосодержащие структуры на короткое время сохраняют твердое состояние. При относительно низких значениях плотности энергии излучения происходит импульсный взрывообразный выброс расплава и не успевших расплавиться твердых частиц, то есть происходит явление абляции механического типа. При воздействии более высоких энергий разогрев и расплавление всего облучаемого материала происходит практически одновременно. Выброс материала идет не как серия отдельных взрывов, а путем постоянного взрывного испарения (так называемый термальный или испарительный тип абляции). В действительности, даже при испарительном типе абляции на периферии облученной области, где температура ниже, происходит механическая абляция. При уменьшении плотности энергии импульса излучения происходит снижение эффективности абляции и, вследствие того, что энергия меньше удаляется из материала с выбросом, увеличивается ее поступление в ткань и увеличиваются термические повреждения. Недостатки, возникающие при применении лазеров, работающих по взрывному механизму абляции заключаются в следующем. 1) Помимо термических повреждений, возникают механические повреждения, такие как трещины и расколы. Они связаны с термическим расширением твердого материала, нагретого ниже точки плавления. 2) Наблюдается снижение регенераторной способности кости после ее облучения Er:YAG лазером, а при работе с СО2 лазером появление дефектов (трещины, грубое оплавление и карбонизация поверхности) в обрабатываемой эмали и дентине. Эти явления также обычно связывают с термическими и механическими повреждениями. Рассмотрим области практического применения ИК лазеров для обработки твердых тканей. Er:YAG лазер чаще всего применяют для обработки твердых тканей зуба, особенно при кариесе. Кроме высокоэффективной абляции и незначительной термической травматизации эмали и дентина, его излучение обладает выраженным бактерицидным эффектом по отношению к кариогенной флоре. Это делает его особенно привлекательным для широкого использования в стоматологии. Помимо этого, рассмотренные лазеры целесообразно применять в следующих медицинских технологиях: – для работы на костной и хрящевой ткани, – для измельчения камней в просветах полых органов, например, в бронхах, – для обработки протезов любого назначения. Необходимое условие применения лазеров, работающих в таком режиме, – строгое соблюдение энергетических параметров режима воздействия для каждого конкретного случая, иначе возникают нежелательные последствия из-за термических и механических повреждений обрабатываемых тканей. Эффективная абляция твердой ткани (эмали зуба) может быть достигнута также с помощью импульсного Nd:YAG лазера при длительности импульса излучения несколько наносекунд. Хотя излучение этого лазера слабо поглощается тканью, но мощность излучения высока (до 35 МВт). Сильный разогрев (до 40 000ºС) ведет к возникновению значительных термических напряжений, которые обеспечивают взрывной выброс материала. Отсутствие глубокого термического повреждения и трещин за пределами абляции объясняется высокоэффективным выбросом материала и гашением внутренних напряжений из-за наличия слоя расплава по границе абляционного кратера как своеобразной амортизирующей подкладки. При меньшей мощности (  0,5 МВт в импульсе) происходит поверхностное оплавление минералов и глубокий прогрев 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 80х 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. ^ Абляция ткани сопровождается термическими повреждениями вокруг зоны абляции. Они оказываются существенными при использовании лазеров видимого и ИК диапазона (тепловой механизм), а также при облучении ткани в субабляционном режиме. При высоком значении показателя поглощения (взрывные механизмы и фотодеструкция) в режиме интенсивной абляции эти повреждения невелики (меньше 100 мкм), причем глубина термических повреждений уменьшается с увеличением плотности мощности излучения. Глубина термических повреждений зависит также от теплопроводности ткани и частоты следования импульсов. Для этих лазеров характерны не только абляция и термические повреждения, но и другие эффекты, которые могут иметь и отрицательное, и положительное значение. Их можно условно разделить на механические и лучевые эффекты. ^ Давление отдачи продуктов разрушения на мишень. Этот эффект был продемонстрирован экспериментально при действии импульса излучения Er:YAG лазера (λ = 2,98 мкм, τ = 200 мкс) на кусочек предварительно высушенной кости. Высушивали ее для того, чтобы избежать погрешностей в определении массы за счет усыхания в ходе эксперимента. С помощью специальных устройств определяли силу отдачи и изменение массы в процессе воздействия. Выяснилось, что и то, и другое линейно возрастало с увеличением энергии лазерного излучения, причем давление отдачи совпадало по времени с импульсом излучения. Расчеты показали, что скорость выноса продуктов абляции может приближаться к звуковой. ^ Ударные волны, возникающие при действии лазерного излучения на биоткань, исследовались при облучении образца как на воздухе, так и в водной среде. При этом оказалось, что при облучении в водной среде существует несколько пиков ударной волны. Первый из пиков, совпадающий по времени с импульсом излучения, является следствием возникновения плазмы. Считают, что ударная волна рождается в тот момент, когда изначально сверхзвуковая скорость расширения плазмы, снижаясь, переходит звуковой барьер. Второй и последующие пики ударной волны вызваны схлопыванием кавитационных пузырьков, размером до 4 мм, образующихся на поверхности объекта. Основными параметрами, определяющими величину и временные характеристики пиков ударных волн, являются продолжительность и энергия импульса излучения. При коротких импульсах мощность первого пика увеличивается по сравнению с мощностью последующих пиков. При облучении на воздухе образуется единственная ударная волна, вызванная расширением плазмы. Эксперименты по исследованию ударных волн проводились с различными типами лазеров: Nd:YAG, на красителе, Ho:YAG, УФ лазерами. В частности, было определено, что ударные волны, возникающие при действии эксимерных лазеров (ArF, = 193 нм, KrF, = 284 нм), могут летально повреждать клетки биоткани, причем опухолевые в большей степени, чем нормальные. Одной из причин повреждения является разрушение барьера проницаемости плазматических мембран клетки под действием ударной волны. При обработке твердых тканей (зуба, кости) необходимо избегать возникновения ударных волн, так как при этом может возникнуть разрушение ткани за пределами зоны абляции. Для этого производится подбор энергии таким образом, чтобы возникало быстрое плавление минералов вокруг абляционного кратера, в котором происходит гашение ударной волны. ^ Роль импульса отдачи ограничивается случаями работы на твердых объектах с малой массой, резкое смещение которых может вызвать повреждение тканей. Например, обработка импульсным лазером миниатюрных костей среднего уха. Их сдвиг может привести к повреждениям образований внутреннего уха, которые исключительно чувствительны к акустическим волнам. Для исключения таких повреждений используют импульсы излучения с малой плотностью энергии (меньше 10 Дж/см2). Ударные волны успешно используются для разрушения камней в желчном пузыре и в мочевыводящих путях (лоханки почки, мочеточники, мочевой пузырь). Обычно, в случае большого числа камней, прибегают к оперативному вмешательству или используют литотрипсию (разрушение) с помощью ультразвука или электрогидравлического удара. В последние годы стали применять импульсные лазеры (на красителе, на александрите λ = 755 нм, Nd:YAG λ = 1,06 мкм, Cr-Tu-Ho:YAG λ = 2,15 мкм). Для проведения таких операций больному вводят зонд к месту расположения камня, через него подводят световод, торец которого вводят в контакт с камнем. Затем, под рентгеновским контролем, подают энергию. Здесь очень важно не превышать определенных значений энергии, чтобы не допустить разрушения торца световода, что является очень серьезным осложнением операции и требует инструментального удаления осколков, которые могут впиваться в ткань. Ударные волны могут применяться для разрушения хрусталика при катаракте (Er:YAG лазер) и обработки роговицы. Для предотвращения чрезмерного теплового повреждения роговицы используются сверхкороткие импульсы – пикосекундные и фемтосекундные. Импульсные лазеры, излучающие в видимой части спектра, широко используются в дерматологии для устранения татуировок. Полагают, что эффект достигается благодаря размельчению частиц красителей, входящих в состав татуировки, под действием ударных волн. Экспериментально показано, что ударные волны от лазера на красителе (λ = 504 нм, τ = 1,5 мкс) способны подавлять рост экспериментальной злокачественной опухоли. В опытах под основание опухоли вводили иглу с изогнутым концом, а в нее – световод. Наконечник световода упирался в стенку иглы. Благодаря этому при облучении возникали ударные волны, которые распространялись от иглы в массу опухоли. Возможно, этот эффект найдет применение в клинической практике. ^ Ударные волны от эксимерного лазера (XeCl 308 нм), способствующие разрушению атеросклеротических бляшек, могут сильно повредить, расслоить и даже прорвать стенку кровеносного сосуда. Уровень повреждений может быть существенно снижен, если в момент воздействия излучения кровь в сосуде сильно разбавляют водой. Это связано с тем, что пиковое давление ударной волны в воде много меньше, чем в крови. Негативное влияние ударных волн может проявляться при работе с эксимерными лазерами на коже и Ho:YAG (2,12 мкм) на мягких тканях. Ударная волна по различным волокнистым образованиям может распространяться далеко за пределы области абляции, вызывая негативное влияние на структуры, значительно удаленные от зоны воздействия излучения. Ударные волны способны изменять проницаемость клеточной мембраны. Это может быть негативным фактором – вызывать гибель клетки, и положительным фактором – введение некоторых лекарств, которые не проникают в цитоплазму обычным путем. Ударная волна, генерируемая под слоем жидкости, потенциально опасна из-за того, что в момент схлопывания пузырьков могут образовываться свободные радикалы. Обычно на практике бывает сложно разделить разрушение ткани под действием ударных волн – механическую абляцию – от собственно абляции, вызванной действием фотонов излучения на ткань. Однако на практике при правильном подборе параметров режимов воздействия, это не очень существенно. ^ При взаимодействии лазерного излучения с мишенью возникает несколько видов излучения, совокупность которых называют вторичным излучением. Полнее всего эти виды излучения изучены для эксимерных лазеров. Различают следующие основные виды вторичного излучения (для XeCl лазера). 1. Отраженное от объекта лазерное излучение в виде зеркального отражения и диффузного рассеяния. 2. Флюоресценция, возникающая при возбуждении электронов молекул биоткани. 3. Флюоресценция плазмы, генерируемой при плотности мощности излучения выше пороговой. 4. Люминесценция парообразных продуктов абляции. 5. Люминесценция продуктов абляции в виде плотных частиц. Приведем краткую характеристику видов вторичного излучения Отраженное излучение монохроматично и совпадает по времени с импульсом. Оно более интенсивно по сравнению с остальными. Флюоресценция за счет возбуждения электронов может наблюдаться в различных режимах, в том числе субабляционных. Флюоресценция плазмы наблюдается при высоких значениях плотности мощности излучения. Она кратковременна. Люминесценция парообразных продуктов возникает в начале абляции и, как и сама абляция, отстает по времени от начала импульса. Продолжается она около 10 нс. Люминесценция частиц также возникает в начале абляции, но отличается большей длительностью (порядка микросекунды), то есть длится довольно долго после окончания импульса. Клиническое значение имеют преимущественно первый и последний виды излучения. Рассеяние излучения за пределы операционного поля может представлять опасность для медицинского персонала и больного. Поэтому при операциях с открытым доступом используются очки, а для больного – различные защитные приспособления в области глаз, лучше металлические. Свечение частиц, извергаемых из абляционного кратера, может использоваться для спектроскопического анализа. При этом возможно различать составные компоненты удаляемого материала, в частности, ионы кальция, магния, липиды. Это используется, например, при ликвидации атеросклеротических бляшек в сосудах для контроля хода операции. Спектрограммы вторичного излучения здорового и кариозного дентина значительно отличаются друг от друга. Это может быть использовано в диагностике при лазерной обработке зуба. Значительная доля вторичного излучения приходится на УФ часть спектра. Это излучение активно поглощается неводными компонентами клеток, особенно ДНК. Это потенциально опасно из-за возможности раковой трансформации клеток. Это обстоятельство нужно принимать во внимание при обработке кожи и кариозных зубов. Поэтому ограничено применение ArF лазера (193 нм): на коже его применять не рекомендуется, а при обработке зубов необходима разработка методов надежной защиты мягких тканей полости рта от вторичного излучения. Для работы на коже более приемлемым и безопасным оказывается XeCl лазер (  = 308 нм). Длина его волны и вторичное излучение находятся за пределами области биологического риска для кожных покровов.^ 5.1. Основные принципы применения лазеров Бесконтактное применение. В этом случае лазерное излучение доводится до биоткани с помощью системы доставки излучения без касания биоткани. В качестве системы доставки могут быть использованы: – зеркально-линзовый манипулятор, – кварцевое или стеклянное волокно (в этом случае ограничена длина волны излучения: ближний УФ, видимый ближний ИК – материалом световода). Излучение, прошедшее через систему доставки, фокусируется в пятно, размер которого меньше диаметра световода, с помощью фокусирующих элементов (которые могут быть включены в состав манипулятора или являться оконечной частью световода). Световод не обеспечивает сохранность когерентности и коллимации пучка, и излучение выходит из него под довольно большим углом расходимости. Поэтому диаметр фокального пятна при использовании световода много больше, чем при использовании зеркально-линзового манипулятора. ^ При контактном методе кварцевое волокно, применяемое для доставки излучения, касается обрабатываемой ткани. В качестве оптических конечных устройств могут применяться: – так называемые исследовательские зонды, – ручные аппликаторы (дефокусированное излучение) могут быть с газовой и жидкостной промывкой, – фокусирующие манипуляторы, – эндоскопы, – операционные микроскопы, – щелевые лампы (в офтальмологии). Типичная комбинация: зеркально-линзовый манипулятор и операционный микроскоп. Манипулятор обеспечивает возможность перемещения луча по операционному полю в пределах нескольких сантиметров. ^ Может быть осуществлена во всех системах доставки излучения и конечных компонентах, кроме ручных аппликаторов. Фокусировка на желаемое место применения осуществляется при оптическом контроле с помощью юстировочного луча. При поверхностной коагуляции или коагуляции небольших сосудов (диаметром до 4 мм), оказывается более предпочтительным применение расфокусированного пучка. Размер лазерного пятна можно изменять – изменением фокусного расстояния фокусирующей линзы, – варьированием расстояния от линзы до поверхности ткани. Можно работать как в сходящемся, так и в расходящемся пучке. При работе в сходящемся пучке при слабом поглощении может быть обеспечена большая равномерность плотности мощности излучения по глубине ткани (уменьшение плотности мощности излучения за счет ослабления при поглощении компенсируется ее увеличением за счет фокусировки). Однако, если изменение плотности мощности излучения трудно контролировать, лучше работать в расходящемся пучке, чтобы избежать нежелательно высоких плотностей энергии. При работе в сходящемся пучке необходимо принимать в расчет, что оптический показатель преломления биоткани больше, чем воздуха, поэтому в ткани фокус располагается глубже, чем в воздухе. Кварцевое волокно можно применять для эндоскопических целей. Часто используется жидкостное или газовое охлаждение наконечника волокна. При применении волокна принципиальное значение имеет его наконечник. Возможны различные варианты, в частности: – плоский конец (оголенное волокно), – в виде фокона (обеспечивает большую расходимость), – с «горячим» наконечником – металлический колпачок, в центре которого иногда делают отверстие, через которое часть излучения достигает ткани. Наконечник преобразует световую энергию в тепло (оптический перенос энергии отсутствует, тепло передается теплопроводностью), сапфировые наконечники (шарообразный, цилиндрический – для коагуляции, конический – для рассечения). Сапфир прозрачен для широкого диапазона длин волн, физиологически нейтрален, устойчив к воздействию кислот и щелочей, обладает высокой температурой плавления (~2000°С) и очень высокой теплопроводностью среди неметаллов. Сапфировые наконечники надеваются на конец волокна. Они изменяют определенным образом характеристики лазерного излучения, выходящего из волокна, и присовокупляют к эффекту коагуляции эффект выпаривания. Сапфировые наконечники могут использоваться как в эндоскопической, так и в обычной хирургии. Заостренные сапфировые наконечники сильно концентрируют излучение и поэтому могут использоваться для рассечения ткани. При применении закругленных наконечников достигается равномерное распределение излучения, и обеспечивается последующая коагуляция. Применение цилиндрических сапфировых наконечников c плоским основанием эффективно для достижения гемостаза. ^ 1. На поверхности тела На поверхности тела лазерное излучение стало применяться раньше всего – с 1963г. (в дерматологии), это связано с простотой доступа и контроля. Сейчас лазер применяется практически на всех органах человеческого тела, но поверхность тела остается одной из главных областей применения. Показания к применению лазерного излучения делятся на 2 основные группы: 1) удаление или коагуляцию кожных новообразований, 2) лечение изменений и аномалий развития внутрикожных сосудов. Для удаления и коагуляции кожных новообразований в основном используют Nd:YAG и СО2 лазер (СО2 – в основном для удаления). Для лечения кожных пигментаций применяют Ar лазер, лазеры на красителях (большое поглощение меланином), реже Nd:YAG лазер. Для удаления татуировок применяют Ar и СО2 лазеры. Предпочтение отдается СО2 лазеру. При использовании вместе с ним операционного микроскопа удается удалить окрашенные кожные слои без повреждения лежащих ниже слоев. Для объемных структур (папилломы, глубокие татуировки) используют режимы (СО2 лазер) мощность P = 15 –20 Вт, диаметр пятна в фокусе dфок = 0,8 – 1 мм, частота следования импульсов f = 5 Гц, при длительности воздействия  0,05 с. В дерматологии могут быть использованы лазеры, работающие на длине волны сильного поглощения тех элементов, которые должны быть удалены или коагулированы, часто используют эксимерные лазеры.При лечении изменений и аномалий развития внутрикожных сосудов существуют различные подходы – в зависимости от положения сосудов. а). В лечении изменений поверхностных сосудов хорошо себя зарекомендовали аргоновый и Nd:YAG лазеры при бесконтактном применении. Достоинствами Ar лазера здесь являются небольшая глубина проникновения излучения и высокое поглощение гемоглобином. Это определяет высокую эффективность применения Ar лазера. Nd:YAG лазер целесообразно использовать для лечения более глубоко расположенных или обширных сосудистых патологий, так как у него больше мощность и глубина проникновения излучения в биоткань. Рассасывание происходит спустя 6 – 8 недель, и повторное воздействие можно проводить только после этого. Во время облучения не наблюдается видимой поверхностной коагуляции (ожога кожи). Небольшие пучки вен лечатся при следующих параметрах воздействия аргонового лазера: мощность излучения ^ = 0,5 мм, длительность воздействия  , частота f = 6 Гц .Пучки вен диаметром больше 1 мм с большим трудом поддаются лечению аргоновым лазером. Тогда используют Nd:YAG лазер мощностью P = 20 – 30 Вт, d = 0,5 мм, f = 10 – 20 Гц. б). Для лечения подкожных и смешанных форм (например, гематом) Ar лазер не применим из-за малой глубины проникновения: могут быть ожоги кожи. Даже обычное применение Nd:YAG лазера дает ожоги кожи. Охлаждение поверхности может осуществляться с помощью кубиков льда (хлорэтил или физраствор достаточного эффекта не дают). Они достаточно прозрачны ( 50% излучения проходит). Используют следующие режимы обработки: ^ = 0,5 мм, скорость сканирования  = 0,1 – 0,5 мм/с. Кубики льда должны иметь плотный контакт с кожей для достаточного охлаждения.Другой способ другой способ заключается в использовании гибких световодов. Световод помещают внутрь просвета сосуда. Производится тепловое разрушение стенки сосуда P = 10 – 15 Вт, время воздействия  = 1 – 5 с (Nd:YAG лазер). Конец световода должен свободно омываться кровотоком, чтобы не был поврежден.2. Эндоскопия Эндоскопические операции отличаются малой травматичностью, уменьшается риск послеоперационных инфекций и других осложнений, уменьшаются сроки заживления. Использование лазерного излучения, кроме своих обычных преимуществ, в эндоскопии позволяет добиться дальнейшей миниатюризации. В эндоскопических операциях могут быть использованы различные типы лазеров. СО2 лазер очень хорошо показал себя для осуществления разрезов, как идеальный операционный нож. Но с ним используют только жесткие эндоскопы (излучение СО2 лазера обычно передается системой направляющих зеркал, параметры воздействия: P = 15 – 20 Вт, d = 0,8 – 1 мм,  = 0,2 с, f = 5 Гц). Если разрез осуществляется за два или несколько проходов, то длительность воздействия нужно уменьшить, чтобы достичь более точных ограничений по глубине.При проведении эндоскопических операций важным условием является полный отсос дыма, появление которого связано с работой лазера. Излучение Nd:YAG лазера может передаваться через очень тонкие и гибкие световоды. Поэтому высоки и потенциальные возможности его применения. Световод вводится в эндоскоп через рабочий канал, его дистальный конец располагается в месте воздействия на биоткань. Применяется также аргоновый лазер. Принципиально возможными являются не только контактные, но и бесконтактные методы лечения: образование коагуляционного слоя размером несколько мм вокруг фокуса. Лазерная эндоскопия используется также в фотодинамической терапии. При этом обычно используются лазеры на красителе, Ar, на парах меди. Облучение (поверхностно или интерстициально) производится через 24 часа после внутривенной инъекции. ^ а). Операции в полостях тела Хирургическое вмешательство не свободно от операционных и послеоперационных осложнений. Большие проблемы доставляют кровотечения во время и после операций, осложнения после операций на печени, (излияние желчи), на поджелудочной железе, селезенке и почках. В детской хирургии кровопотери в 50 мл уже приводят к угрожающему для жизни шоку и поэтому требуют переливания крови. Поэтому разрабатывают и применяют различные методы и технику, позволяющие снижать кровопотери: – инфракрасный коагулятор, – фибриновое склеивание (фибрин – нерастворимый белок, образующийся из растворимого – фиброгена плазмы крови; образование фибрина является конечным этапом свертывания крови), – ультразвуковой рассекатель и лазер. Поэтому лазер сейчас применяется в операциях практически на всех органах. В нейрохирургии применяют лазер в черепно-мозговых операциях для иссечения опухолей, коагуляции нервных сплетений в мозге и т.п. Используются аргоновый и Nd:YAG в бесконтактном применении, а также СО2 лазер – для иссечения небольших опухолей и в случаях, когда окружающие структуры должны быть меньше повреждены. Nd:YAG предпочтительно использовать из-за коагуляционных свойств, большой проникающей способности и большого рассеяния в ткани – для удаления и коагуляции больших сосудистых и опухолевых масс. Преимуществом лазерного воздействия является точно определенная глубина проникновения в ткань и малая степень травмирования прилегающих тканей. Кроме того, в отличие от метода электрокоагуляции здесь нет необходимости неврологического мониторинга в процессе операции (например, электроэнцефалограмм). В открытой торакальной хирургии лазер применяется в операциях на легких (бесконтактный метод, Nd:YAG лазер), для лечения свищей (и контактный и бесконтактный методы). Лазерное воздействие применяется в открытых операциях на брюшной полости для резекции кровенаполненных органов (необходимы следующие параметры воздействия P = 90 – 100 Вт, d = 0,5 мм, Vреза< 1 мм/с). Чтобы кровь не поглощала все излучение, она устраняется с помощью физраствора. Еще одна область применения – рассечение врожденных и постоперационных спаек; применяют Nd:YAG лазер (контактно) и СО2 лазер. Для лечения кист и абсцессов применяют Nd:YAG лазер (контактно и бесконтактно). б) Туловище и шея. Операции открытой лазерной хирургии на туловище и шее – удаление молочной железы (Nd:YAG бесконтактно или СО2). Преимущества: малые кровопотери и травматизация окружающих тканей и сведение к минимуму риска рассеяния опухолевых клеток во время операции. Другие применения – коагуляция или закупоривание свищей, врожденных или приобретенных. |
Ваша оценка этого документа будет первой.
Ваша оценка:
Похожие:
База данных защищена авторским правом ©MedZnate 2000-2016
allo, dekanat, ansya, kenam
обратиться к администрации | правообладателям | пользователям
allo, dekanat, ansya, kenam
обратиться к администрации | правообладателям | пользователям