Лазерные эндохирургические операции

27 Января в 15:13 7787 0


В основе лазерной хирургии лежит тепловое деструктивное воздействие лазерного излучения на биологические ткани. Разработка методов передачи такого излучения через просвет эндоскопа сделала возможным использование лазеров и в эндоскопической хирургии. Можно с уверенностью сказать, что именно появление высокоэнергетических медицинских лазеров способствовало быстрому развитию эндотрахеальных и эндобронхиальных оперативных вмешательств в последние два десятилетия. В настоящее время в эндоскопической хирургии трахеи и бронхов используют несколько типов лазерных источников, которые различаются длиной волны, мощностью и режимами излучения. Для того чтобы сознательно выбрать нужный ему лазер, хирург-эндоскопист должен понимать основы устройства лазеров, а также знать преимущества и недостатки различных их типов.

Общие принципы устройства медицинских лазеров. Термин «лазер» (laser) составлен из начальных букв пяти английских слов: Light Amplification by Stimulated Emission of Radiation, что означает усиление света с помощью стимулированной эмиссии излучения.

Лазер состоит из активной среды и точно расположенных относительно друг друга зеркал, образующих резонатор. Одно из зеркал является полностью отражающим, другое — частично пропускающим. Световое лазерное излучение формируется при многократном прохождении света через активную среду (в которой оно усиливается) между зеркалами. Генерируемое излучение выходит из резонатора через частично пропускающее зеркало. Условия для возможности усиления лазерного излучения создаются за счет процесса накачки. Накачка в лазерах различного типа осуществляется разными способами: в лазерах на кристаллах (рубин, гранат с различными активаторами, александрит и т. д.) — оптическим излучением лампы накачки или лазерных диодов, в газовых лазерах — тлеющим (гелий-неоновые и углекислотные лазеры) или дуговым разрядом. К сожалению, большинство видов накачки (исключение составляет электрическая накачка полупроводниковых — диодных — лазеров и накачка монохроматичным оптическим излучением, например лазерными диодами) имеет низкий коэффициент полезного действия: в лазерное излучение переходит в лучшем случае около 10 % от мощности накачки.

Поскольку в лазере генерируется только излучение, перпендикулярное зеркалам резонатора, оно является высоконаправленным, т. е. обладает малым углом расходимости, обозначаемым греческой буквой (р. И чем меньше этот угол, тем в меньшую по размеру область может быть сконцентрировано лазерное излучение. Величина угла расходимости лазерного излучения определяется физическими и техническими причинами, подробно рассматриваемыми в технической литературе. Здесь же мы отметим одно свойство светового (и любого электромагнитного) излучения: чем тоньше лазерный луч (чем меньше диаметр апертуры лазерного излучения), тем больше минимально достижимый угол его расходимости.

Излучение, для которого произведение диаметра луча и его расходимости равно физическому пределу, называют одномодовым.
Если зеркала наклонены друг относительно друга (разъюстированы), излучение выходит из резонатора, не получив существенной мощности. Разъюстировка может происходить в результате механических воздействий на лазер. В такой конструкции возникает еще одна проблема: пыль и влага, попадающие внутрь лазерного резонатора, поглощают лазерное излучение. Это в лучшем случае приводит к снижению уровня выходной мощности, а в худшем — к выходу из строя (прогоранию) элементов, образующих лазер.

Чтобы лазер стал лазерным скальпелем, необходимо подвести лазерное излучение к месту воздействия. В этом случае лазерное излучение поглощается в биологической ткани, в ограниченном объеме выделяется большое количество энергии, ткань нагревается. Основной характеристикой, определяющей скорость нагрева ткани, является плотность мощности излучения, т. е. мощность, приходящаяся на единицу площади. Чтобы сфокусировать лазерное излучение на ткани, проще всего поставить на выходе лазера линзу так, чтобы излучение концентрировалось на зоне воздействия. Это происходит при соединении лазера с операционным микроскопом. Однако такой способ наведения лазерного излучения не всегда удобен.

Часто бывает затруднительно расположить рядом громоздкий излучатель и оперируемого. В этом случае транспортировку лазерного луча осуществляют внутри системы полых трубок, которые сопряжены и оптически согласованы между собой с помощью зеркально-шарнирных сочленений. Лазерный луч проходит внутри трубок, не касаясь их стенок. На дистальном конце такого манипулятора размещается оптическая линза, которая фокусирует лазерное излучение в пятно с малым диаметром (обычно 0,1—0,2 мм), что обеспечивает высокие плотности мощности света на объекте. Более удобной является транспортировка лазерного излучения по гибким волоконным световодам.

Оптический световод состоит из сердцевины и отражающей оболочки, выполненной из материала с более низким показателем преломления, чем у сердцевины. В обычных световодах для хирургических лазеров в качестве сердцевины используется высококачественный чистый кварц, отражающая оболочка может быть выполнена из легированного кварца или полимера. При использовании световодов с некоторыми видами лазерного излучения, которые сильно поглощаются в кварце, приходится применять для сердцевины специальные материалы, например сапфир, что резко увеличивает стоимость световодов. Сверху отражающей оболочки наносят защитную оболочку из полимера. В некоторых случаях в качестве световодов используют тонкие полые трубочки со стенками из отражающего материала.

Такое волокно может быть использовано для доставки излучения к месту воздействия. Для этого необходимо с применением линзы ввести излучение во входной торец гибкого волоконного световода, с помощью которого излучение подводят к зоне воздействия.

Общие пришиты воздействия лазерного излучения на биологические ткани. Эффективность лазерной хирургии определяется преобразованием энергии лазерного излучения в тепло на поверхности или в глубине ткани. Характер этого преобразования зависит не столько от физических параметров лазерного пучка, сколько (и прежде всего) от физических и морфологических свойств ткани. Именно взаимодействие свет — ткань является ключевым моментом в понимании основ лазерной медицины, в частности лазерной хирургии. Соотношение характеристик ткани и параметров лазера определяет выбор типа лазера и достигаемый тепловой, а следовательно, и хирургический эффект. При этом параметры ткани в таком выборе являются определяющими.

Многообразие структур биологических тканей определяет разный характер прохождения света через них, но основные закономерности сохраняются. Большинство тканей является для света рассеивающей средой с сильным поглощением. Такие среды часто называют мутными. При прохождении лазерного излучения через ткань наблюдается ослабление его интенсивности, которое определяется коэффициентом экстинкции (от лат. extinctio — гашение) \х. В свою очередь щ = ца + \x, где ца и- ц5 — коэффициенты поглощения (абсорбции) и рассеивания. «Поглотителями» света в мягких тканях являются природные эндохромофоры, а «рассеивателями» — клетки ткани и их структурные (морфологические) особенности.

Действительно, преобразование света в тепло осуществляется прежде всего на природных эндохромофорах — веществах, которые находятся в тканях. Количество типов хромофоров достаточно велико. Однако хромофоры, которые играют важную роль в лазерной хирургии, хорошо известны. Это вода, компоненты крови, меланин и, реже, протеин, который имеет большое значение в лазерной офтальмологической хирургии. При поглощении света на хромофорах происходит преобразование света, за счет чего ослабляется проходящее излучение. Хромофоры определяют глубину проникновения света в ткани и, что особенно важно, объем, в котором выделяется энергия.

Следует отметить, что на характер воздействия лазерного излучения на биологические ткани влияет длина волны, на которой лазер работает. Это происходит потому, что от длины волны сильно зависит поглощение излучения в различных компонентах тканей. Длина волны излучения является, таким образом, важным его параметром. В медицине используют лазерные аппараты, генерирующие излучение от ультрафиолетового (длина волны около 0,2 мкм) до дальнего инфракрасного (более 10 мкм), включая видимую часть спектра с длиной волны излучения (от 0,45 до 0,7 мкм).

Для иллюстрации на рис. 1.39 приведены зависимости поглощения лазерного излучения в воде и цельной крови от длины волны. Представлены длины волн излучения лазеров, на основе опыта работы с которыми написана настоящая глава. Для зеленого излучения (0,53 мкм) поглощение возрастает в цельной крови и уменьшается в воде. Тот из хромофоров, который для этой длины волны ослабляет (поглощает) лазерный свет сильнее, и будет определять объем нагреваемой ткани (объем тепловыделения).

Поэтому такой хромофор называют доминирующим хромофором. Например, для С02-лазера (10,6 мкм) доминирующим хромофором является вода. Коэффициент поглощения ца составляет около 830 см1, что соответствует глубине проникновения света в ткани около 50 мкм (около 0,05 мм), т. е. нескольким (10—15) слоям клеток. Благодаря этому можно локализовать выделение энергии в очень маленьком объеме ткани и достичь начала абляции (эвапорации) ткани при малых уровнях мощности. Это хорошо согласуется с результатами экспериментов.

Для других важных для эндоскопической хирургии лазеров измеренные глубины поглощения света составляют: для лазера на иттрий-алюминиевом гранате (ИАГ), активированном неодимом (неодимовый ИАГ-лазер с длиной волны 1,06 мкм), — от 6 до 8 мм, для лазера на ИАГ, активированном гольмием (гольмиевый ИАГ-лазер с длиной волны 2,09 мкм), — 0,5 мм, для неодимового ИАГ-лазера с удвоением частоты (0,53 мкм, зеленый свет) — 0,4 мм, для диодных лазеров с длиной волны 0,81 мкм — от 4 до 6 мм, с длиной волны 0,97 мкм — от 1 до 2 мм.

Из приведенных сведений следует несколько важных для эндоскопической хирургии выводов:

Если необходимо нагреть (например, скоагулировать) большой объем ткани, то предпочтение следует отдать неодимовому ИАГ-лазеру (1,06 мкм) или диодному лазеру (0,81 мкм), поскольку объем нагреваемой ткани будет во много раз больше, чем при использовании С02-лазеров.

Если необходимо осуществить точную (прецизионную) резку тканей, то предпочтительно использовать С02-лазер. При применении такого лазера меньше термическая травма окружающих разрез тканей и, следовательно, в дальнейшем выше скорость заживления раны и меньше выраженность рубцевания тканей в зоне разреза.

Поскольку лазерная коагуляция имеет в основном тепловой характер (термическая коагуляция), больший объем нагреваемых лазером тканей обеспечивает возможность коагуляции более крупных сосудов. Таким образом, лазерное излучение, более глубоко приникающее в ткани, имеет более выраженный гемостатический потенциал. Например, неодимо-вый ИАГ-лазер может коагулировать кровеносные сосуды диаметром до 3—4 мм, в то время как С02-лазер надежно коагулирует сосуды диаметром не более 0,5 мм. Диодные лазеры (0,97 мкм), гольмиевые ИАГ-лазеры (2,09 мкм) и не-одимовый ИАГ-лазер с удвоением частоты (0,532 мкм) занимают промежуточное положение между неодимовым ИАГ-лазером (1,06 мкм) и С02-лазером (10,6 мкм) по возможностям коагуляции и резки тканей. Эти лазеры не имеют ярко выраженного доминирующего хромофора. Точнее, они имеют по 2 хромофора, близких по поглощению для их длин волн генерации. Для диодных лазеров и гольмиевых ИАГ-лазеров хромофорами являются вода и кровь, а для неодимовых ИАГ-лазеров с удвоением частоты (зеленый лазер) — кровь и меланин. Какой из хромофоров будет доминирующим, часто определяется конкретной операционной ситуацией и зависит от степени крове- и водонаполнения, морфологической структуры, степени окраски тканей, неравномерности распределения молекул хромофора в среде и степени насыщенности ткани кислородом.

Для получения одинакового термического эффекта (например, эвапорации или коагуляции тканей) требуются примерно одинаковые затраты энергии на единицу объема тканей. Поэтому при использовании излучения, более глубоко проникающего в ткани, необходимы и большие абсолютные затраты энергии. Кроме того, возрастает опасность нежелательного воздействия на органы, находящиеся за зоной воздействия. При выборе типа лазера и его энергетических параметров (мощность, энергия) следует исходить из описанных выше особенностей. Именно поэтому лазерные хирургические системы с большим коагуляционным потенциалом всегда обладают большей мощностью. Так, уровни мощности хирургических систем с неодимовым ИАГ-лазером составляют 100 Вт и выше, в то время как с С02-лазером — около 20 Вт. Отметим также, что с учетом «эксплуатационного запаса» обычно выбирают еще более мощные системы, поскольку чем больше мощность (энергия) лазера, тем вышепроизводительность операционного процесса (скорость резки, коагуляции, эвапорации).

bronhi_1_39.jpg
Рис. 1.39. Зависимость поглощения лазерного излучения в воде (сплошные линии) и цельной крови (звездочки) от длины волны (а — от 0,6 до 10,6 мкм, б —от 0,7 до 1,1 мкм).
По осям абсцисс — длина волны, мкм; по осям ординат — коэффициенты: поглощения, см"1 (для воды), мм-1 (для крови).

Очень важно понимать, что повышение температуры собственно и определяет достигаемый термический, а следовательно, и хирургический (медицинский) эффект. Термические эффекты в биологических тканях соответствуют следующим диапазонам температур (в °С):
отсутствие необратимых изменений — 37—45
разделение слоев ткани (отек) — 45—48
сваривание ткани, денатурация белка — 45—60
коагуляция, некроз, обезвоживание — 60—100
испарение тканевой воды — 100
обугливание (выгорание водорода из углеводородов ткани) — 150—300
 горение и эвапорация ткани — >300

Повышение температуры в локальном (ограниченном глубиной поглощения света) объеме при выполнении некоторых энергетических и временных условий приводит к безожоговому абляционному разрушению тканей. Например, для С02-лазеров плотность энергии должна быть более 4— 5 Дж/см2, а время воздействия — менее 1 мс. В таких условиях воздействие лазера вызывает кипение перегретой жидкости (вода) в ограниченном объеме, образование высокого давления пара (превышает атмосферное давление в несколько раз) и выброс фрагментов ткани из зоны лазерного воздействия за счет перепада давления. Резка (абляция) ткани лазером, таким образом, представляет последовательную термическую деструкцию ткани при перемещении пучка света (с необходимыми параметрами) от одной точки ткани к другой.

Особенности различных лазеров, применяемых в эндоскопической хирургии

Выбор оптимального лазера для эндоскопических операций — задача непростая. Каждый тип лазера имеет свои преимущества и недостатки, которые были выявлены нами в процессе многолетней работы.

Аппараты на основе С02-лазеров. Первыми (еще в конце 60-х годов прошлого столетия) рутинными инструментами для хирургов стали С02-лазеры (лазеры на углекислом газе). Излучение С02-лазеров с длиной волны 10,6 мкм поглощается в тонком (40—60 мкм) слое ткани. Основным поглощающим компонентом является вода. Энергия выделяется в малом объеме, режущий эффект проявляется при мощностях в несколько ватт, невелико повреждение подлежащих тканей проникающим излучением. Дополнительный щадящий подлежащие ткани эффект получают за счет использования импульсно-периодического режима работы. К недостаткам следует отнести слабый коагулирующий эффект, высокую стоимость и недостаточную эффективность существующих оптических волокон для передачи (именно для таких лазеров используются полые световоды), из-за чего приходится использовать зеркально-линзовые световоды, ограничивающие возможности хирурга.

С начала 1998 г. мы выполняем бронхоскопические операции с использованием С02-ла-зерной медицинской системы «Sharplan 1080S» производства «Sharplan Lasers, inc.», обеспечивающей мощность от 5 до 80 Вт на длине волны 10,6 мкм. Внешний вид аппарата представлен на рис. 1.40. Отечественные аппараты «Ланцет-1», «Ланцет-2» (20 Вт), «Ланцет-4» уступают «Sharplan 1080S» по удобству работы и возможностям, хотя и существенно дешевле последнего. Как уже говорилось, с С02-лазером невозможно использовать гибкие световоды, и работать с длиной волны излучения 10,6 мкм можно только с помощью специальных жестких бронхоскопов.

Более того, нельзя использовать и стандартную бронхоскопическую оптику, а единственным улучшающим видимость оптическим приспособлением является лупа на проксимальном конце тубуса, которую по эффективности невозможно сравнивать с оптическим телескопом. Бронхоскопических операционных микроскопов, подобных используемым в оториноларингологии, к сожалению, до сих пор нет, поэтому визуальный контроль при работе с С02-лазером существенно хуже, чем при использовании, например, неодимового ИАГ-лазера. Кроме того, дым от сгорающих тканей, заполняя тубус, резко ухудшает видимость, и его не всегда удается быстро удалить даже с помощью аспиратора.

Еще одной особенностью С02-лазера является то, что его излучение, проходя через тубус эндоскопа, практически не расширяется, как это наблюдается при выходе лазерного излучения из световодов. Это следует учитывать, включая излучение и перемещая его по цели: если луч С02-лазера «промахнется», например пройдет мимо опухоли и попадет на стенку трахеи или бронха даже значительно дистальнее желаемой зоны воздействия, в этом месте произойдет ожог интактной слизистой оболочки.

Вместе с тем возможность работы без гибких световодов делает С02-лазер более надежным инструментом в руках хирурга и не требует применение дорогостоящих и быстро выходящих из строя расходных материалов — световодов. Излучение С02-лазера обладает, по нашим наблюдениям, слабовыраженными гемостатическими свойствами, но в связи с высоким коэффициентом поглощения тканями способно даже при относительно небольшой мощности (20—40 Вт) хорошо рассекать и эвапори-ровать опухолевую и рубцовую ткань; по нашему мнению, оно более эффективно для этого, чем излучение других лазеров.

bronhi_1_40.jpg
Рис. 1.40. С02-лазер 1080S («Sharplan Lasers, inc.») с длиной волны 10,6 мкм.

Не следует лишь использовать его при резекции сильно васкуляризованных опухолей, поскольку пересечение более или менее крупного (более 0,5—0,8 мм) сосуда может привести к сильному кровотечению. Альтернативой могут быть первоначальная коагуляция тканей с последующей их послойной резкой или применение специальных зажимов для пережатия места разреза. Приводим основные преимущества и недостатки С02-лазе-ров с точки зрения эндоскопической хирургии.

Преимущества

Отсутствие необходимости в световодах и их охлаждения воздухом или газом. Более поверхностный эффект коагуляции и возможность более прецизионного выполнения операции, например на гортани. Высокоэффективная абляция при относительно низкой мощности излучения (от 10 до 40 Вт, в среднем 30 Вт). Хорошо выраженные режущие свойства.

Возможность гибкой регулировки энергетических параметров лазерного пучка (различные виды непрерывного, импульсного и комбинированного режимов). Возможность гибкой регулировки энергетических параметров лазерного пучка за счет использования фокусирующих и расфокусирующих внешних оптических аксессуаров, работающих по принципу «фокус-дефокус» и позволяющих управлять плотностью мощности на операционном поле.

Недостатки

Невозможность передачи излучения по гибкому световоду и использования с фиброоптическими эндоскопами. Необходимость наличия специального бронхоскопического инструментария   и невозможность применения стандартной оптики для контроля за абляцией тканей во время операции. Повышенная задымленность операционного поля. Трудности удаления и тем более коагуляции   больших объемов тканей.
Слабо выраженные гемостатические свойства.


Аппараты на основе твердотельных лазеров с ламповой накачкой

В начале 70-х годов XX в. появились хирургические аппараты с высокоэффективными неодимовыми ИАГ-лазерами, генерирующие инфракрасное излучение с длиной волны 1,06 мкм в непрерывном, импульсном и импульсно-периодическом режимах. Эти лазеры стали вторым типом лазеров, широко применяемых в качестве скальпеля.

Главным преимуществом неодимовых ИАГ-лазеров является возможность передачи излучения большой мощности (100 Вт и более) по гибкому кварцевому световоду, что сделало их идеальными инструментами для малоинвазивных эндоскопических операций. При выполнении операций волоконный инструмент может подводиться к операционной зоне по инструментальному каналу эндоскопа. Это позволяет использовать их при работе с бронхофиброскопами, а также подводить излучение непосредственно в операционную зону к тканям и контролировать процесс их коагуляции и абляции (эвапорации) с помощью оптики. Используя различные приспособления на выходном (дистальном) конце рабочего волокна, можно менять пространственные характеристики выходного излучения.

При использовании оптического волокна с плоским торцом, перпендикулярным оси волокна, излучение выходит вдоль волокна в виде расходящегося конусообразного луча с углом при вершине конуса, соответствующим числовой апертуре волокна (для кварц-кварцевых световодов около 25°). Естественно, что плотность мощности излучения уменьшается с удалением выходного торца волокна от объекта воздействия. Кроме того, при дистанционном воздействии часть излучения отражается от ткани и может служить причиной нежелательного облучения хирурга, особенно его глаз.

Возможно контактное воздействие волоконным световодом на ткани, для чего дистальный конец рабочего кварцевого волокна на расстоянии примерно 5 мм очищают от защитной пластиковой оболочки и вводят в соприкосновение с тканью. Наличие физического контакта позволяет точно локализовать воздействие. Контакт с тканью исключает отражение излучения в окружающее пространство. При достаточной мощности излучения в месте контакта происходят загрязнение световода продуктами горения ткани, повышенное выделение тепла и вызванный им разогрев конца световода. При этом на ткань осуществляется сочетанное воздействие лазерного излучения и раскаленного конца световода.

В некоторых случаях необходимо направить излучение перпендикулярно волокну. Для этого используют волоконный инструмент с боковым излучением (так называемый side-fiber), конец которого отполирован под углом, близким к 45°. Чтобы избежать повреждения торца волокна при соприкосновении с тканью, сверху на дистальный конец надевают защит - ный кварцевый колпачок. Чтобы можно было менять направление излучения, на волокно надевают специальный скользящий цанговый зажим, который зажимает волокно и позволяет вращать его вокруг оси.

На рис. 1.39, б видно, что излучение неодимовых ИАГ-лазеров приходится на локальный минимум поглощения в воде. Это излучение поглощается в тканях слабее, чем излучение С02-лазеров, и может проникать на глубину 6—8 мм, а значит, энергия лазерного излучения выделяется в большем объеме. Это позволяет подвергать разрушению относительно большие объемы опухолевой и рубцовой ткани.

Несомненным достоинством лазерных систем этого типа являются также ярко выраженные гемостатические свойства. Важно отметить, что гемостаз с помощью неодимового ИАГ-лазера достигается без значительной абсорбции излучения кровью, что наблюдается при использовании лазеров зеленого диапазона. Излучение неодимового ИАГ-лазера вызывает термическую денатурацию и агломерацию тканевых протеинов и сокращение коллагеновых волокон соединительной ткани. Эти факторы вызывают сжатие и обструкцию кровеносных сосудов.

Наряду с преимуществами неодимовые ИАГ-лазеры имеют и ряд недостатков, проявляющихся при хирургических вмешательствах. Это в первую очередь необходимость воздушного или газового охлаждения световодов (особенно при передаче излучения мощностью более 40 Вт), без которого последние быстро выходят из строя. Дело в том, что большинство используемых лазерных световодов предназначено для работы в режиме без контакта световода с тканью при рабочей дистанции между концом кварцевого световода и объектом операции, равной нескольким (1—3) миллиметрам. В процессе лазерной абляции в результате движения стенок трахеи при искусственной вентиляции или кашле (в случае выполнения операции под местной анестезией) конец световода нередко контактирует с тканями или на него попадают кровь и мокрота. В таких случаях может происходить подгорание конца световода, что требует его быстрой замены или ремонта.

К отрицательным особенностям неодимовых ИАГ-лазеров следует также отнести цветовую чувствительность к хромофорам, прежде всего к меланину. С помощью такого лазера невозможно выполнять быструю резку и эвапорацию незначительно пигментированных светлых тканей даже при максимально возможных удельных мощностях. Однако после того как возникают пиролиз и обугливание (выпадение частичек углерода) поверхностных слоев ткани в результате термического воздействия, лазерное излучение начинает хорошо абсорбироваться тканями, которые подвергаются быстрой эвапорации.

Поэтому процессы резки происходят сначала с некоторой задержкой по времени, а затем лавинообразно. Это связано с тем, что по мере нагревания тканей до более высокой температуры меняется характер поглощения света тканями (меняется доминирующий хромофор). Вместо воды роль доминирующего хромофора начинают выполнять обезвоженные структуры ткани и выпадающий в зоне лазерного воздействия углерод. Это явление мы называем наведенным поглощением. Основные преимущества и недостатки неодимовых ИАГ-лазеров приведены ниже.

Преимущества

Возможность передачи мощного теплового излучения по гибкому кварцевому световоду к месту операции и связанная с этим возможность его использования с фиброоптическими эндоскопами.

Возможность контроля абляции и коагуляции с помощью стандартной эндоскопической оптики.

Способность глубоко проникать в ткани и подвергать коагуляции и абляции относительно большие объемы ткани.

Хорошо выраженные гемостатические свойства и связанная с этим возможность коагуляции достаточно крупных (диаметром 3—5 мм) сосудов.

Возможность работы в непрерывном и импульсном режимах.

Недостатки

Опасность воспламенения световодов, особенно при повыше-, нии концентрации кислорода в дыхательных путях.

Частое подгорание дистального конца световода при контакте с коагулируемыми тканями.

Трудность осуществления поверхностных прецизионных воздействий (например, в гортани).

Затрудненная абляция («тепловая экранировка») при наличии крови в области операционного поля.

Необходимость воздушного или газового охлаждения световодов при транспортировке мощного (более 40 Вт) излучения.

Разная цветовая чувствительность для тканей с неоднородным (негомогенным) содержанием меланина.

В течение первого периода нашей работы (1992—1998 гг.) лазерные операции на трахее в клинике производили с помощью лазерной установки, выполненной на базе силового блока технического лазера СПИК-1 и излучателя от серийной модели отечественного неодимового ИАГ-лазера «Радуга-1». При анонсированной мощности 100 Вт эта установка реально давала на конце световода мощность не более 40 Вт, что является минимальным порогом, необходимым для эффективной абляции (эвапорации) тканей. За этот период нами была также проведена клиническая апробация отечественного неодимового ИАГ-лазера ЛАСКА производства ТОО «Эколаб».

С начала 1998 г. мы работаем с уникальной установкой на основе неодимового ИАГ-лазера «COMBO 1064/532 XJ» (рис. 1.41) производства «Sharplan Lasers, inc.». Она позволяет работать в двух спектральных диапазонах: с длиной волны 1,06 мкм, мощностью 100 Вт (ближний инфракрасный) и 0,53 мкм (видимый зеленый) при использовании преобразования излучения неодимового ИАГ-лазера с помощью нелинейного кристалла KTR. При работе с ИАГ-лазерами использовали гибкие кварцевые световоды с диаметром сердцевины 400 и 600 мкм и металлической муфтой на дистальном конце. Их охлаждение осуществляли подачей двуокиси углерода из баллона или окружающего воздуха с помощью компрессора. Уникальность этой системы связана с тем, что это единственная в мире модель медицинской установки, позволяющая создавать в одном аппарате мощности на дистальном конце световода более 100 Вт в инфракрасном диапазоне и около 40 Вт (!) в зеленом диапазоне.

bronhi_1_41.jpg
Рис. 1.41. Неодимовый ИАГ-лазер «COMBO 1064/532 XJ» («Sharplan Lasers, inc.») с длиной волны 1,064 и 0,532 мкм.

Наш опыт работы с зеленым (0,53 мкм) излучением неодимового ИАГ-лазера с удвоением частоты относительно невелик, однако мы можем отметить более поверхностное действие этого излучения на ткани, достаточно высокие режущие и хорошие коагуляционные и гемостатические свойства, обусловленные особенностями взаимодействия зеленого света с тканями. Как отмечалось выше, доминирующими хромофорами в зеленой области спектра являются компоненты крови, но и коэффициент рассеяния света тканями в этом спектральном диапазоне велик. Так, коэффициент поглощения составляет около 15 см~', а коэффициент рассеяния — около 500 см-1. Поэтому глубина выделения энергии света в тканях составляет около 0,5 мм (в зависимости от степени васкуляризации тканей), что затрудняет удаление больших объемов ткани, но позволяет выполнять абляцию более прецизионно (с меньшей зоной термонекроза) и, следовательно, более щадяще, что немаловажно при проведении операций на гортани или в подскладочном пространстве трахеи.

Отметим также, что из-за небольшой глубины проникновения зеленого излучения в ткани мощность около 40 Вт на дистальном конце световода становится даже избыточной для тех типов эндоскопических операций, которые мы выполняли. К недостаткам мы относим очень яркий зеленый цвет излучения, требующий применения специальных защитных светофильтров, резко изменяющих окраску операционного поля и затрудняющих ориентировку на тканях и выполнение операции в целом. Приводим особенности работы с лазерным излучением зеленого диапазона (0,53 мкм):
Возможность передачи излучения по гибкому световоду и использования с фиброоптическими эндоскопами. Высокоэффективная  абляция   при   относительно малой мощности излучения (от 2 до 40 Вт).

Высокие коэффициент абсорбции тканями (особенно содержащими гемоглобин) и коэффициент рассеяния света и связанное с этим хорошее гемостатическое действие. Более поверхностное действие на ткани и возможность более прецизионного выполнения операции (например, на гортани) с небольшой зоной термонекроза, большей, чем при применении С02-лазера, но значительно меньшей, чем при использовании неодимового ИАГ-лазера. Возможность работы в постоянном, импульсном и импульсно-периодических режимах.

Необходимость работы в защитных очках с фильтрами, сильно искажающими цветопередачу.

Потребность в изменении характера взаимодействия лазерного излучения с биологическими тканями для решения насущных медицинских задач привела к тому, что появились аппараты с лазерами на других кристаллических средах. Так, нами была проведена клиническая апробация хирургического лазера СТН-10 (гольмиевый ИАГ-лазер с длиной волны 2,09 мкм) производства АО «Хоре» (ныне ЗАО «МедОптоТех»), работающего в импульсно-периодическом режиме.

Лазерное излучение с длиной волны 2,09 мкм попадает на локальный максимум поглощения в воде (см. рис. 1.39, а), поэтому дает хороший режущий эффект, поглощение излучения оказывается близким к показателю для излучения с длиной волны 10,6 мкм, однако в отличие от последнего хорошо передается по световодам из «осушенного» кварца.

Импульсный режим работы и высокая пиковая мощность (более 4 кВт), малая длительность импульсов излучения (около 250 мкс) и достаточно высокая частота их повторения (около 20 Гц) обеспечивают хорошие режущие свойства лазера. Следует отметить хорошее поглощение излучения тканями и относительно небольшую глубину его проникновения (0,5 мм) по сравнению с таковыми при использовании неодимового ИАГ-лазера, обусловливающие более поверхностное действие и меньшее поражение окружающих тканей, что сопровождается отсутствием грубого рубца при заживлении лазерной раны, но не позволяет одновременно коагулировать и удалять большие объемы тканей.

Гемостаз также достаточно эффективный и возникает не за счет термической коагуляции крови, а в результате скручивания капилляров и их сдавления, благодаря чему уменьшается вероятность образования и отрыва крупных тромбов. Гольмиевый ИАГ-лазер, по нашему мнению, лучше использовать при Рубцовых изменениях гортани, чем при массивных стенозах трахеи. Ниже приведены основные преимущества и недостатки гольмиевых ИАГ-лазеров.

Преимущества

Достаточно высокое поглощение света в тканях и эффективная абляция и коагуляция ткани при относительно небольшой средней мощности излучения.

Хорошая передача излучения по гибкому кварцевому световоду с самоочищением дистального конца световода под воздействием импульсно-периодического излучения (эффект самоочищения).

Возможность более поверхностного, а следовательно, более прецизионного воздействия, чем при работе с неодимовым ИАГ-лазером.

Недостатки

Отсутствие непрерывного режима работы (возможен только импульсный режим).

Необходимость охлаждения световодов и реальная опасность их воспламенения при повышении концентрации кислорода в дыхательных путях.

Часто недостаточная глубина абляции ткани и затруднения при удалении больших объемов ткани.

Избыточное обугливание коагулируемых тканей при использовании лазеров с малыми импульсными и средними мощностями (менее 20 Вт).

Необходимость использования специальных световодов из «осушенного» кварца.

Аппараты на основе полупроводниковых лазеров

Еще в 1962 г. были созданы первые полупроводниковые лазеры (лазерные диоды), которые обладали высокой эффективностью и малыми размерами. К сожалению, в течение длительного времени оставалось проблемой получение с их помощью достаточных для хирургии уровней выходной мощности и приемлемого ресурса работы. Только к последнему десятилетию XX в. появились мощные полупроводниковые лазеры, начался быстрый прогресс в увеличении коэффициента полезного действия, надежности и реализуемых уровней выходной мощности при снижении себестоимости. В настоящее время на их основе в России серийно выпускают большое количество аппаратов, существенно превосходящих по своим эксплуатационным характеристикам (низкая стоимость, малые энергопотребление, масса и габариты, высокие надежность и ресурс, отсутствие высоких напряжений) аппараты на основе газовых лазеров и твердотельных лазеров с ламповой накачкой.

Наибольшее распространение получили полупроводниковые лазерные аппараты с длинами волн 0,81 и 0,97 мкм. Пер: вые имеют свойства, близкие к таковым неодимовых ИАГ-лазеров. Вторые благодаря глубине поглощения 1—2 мм сочетают хорошие режущие и коагулирующие свойства. Вместе с тем для таких аппаратов существует принципиальное ограничение, препятствующее улучшению их характеристик. Большая расходимость излучения, генерируемого мощными лазерными диодами, не позволяет ввести это излучение в тонкие световоды, а следовательно, создать на выходе световода высокую плотность мощности.

На сегодняшний день предельное значение: около 30 Вт непрерывного излучения в световоде диаметром 0,4 мм и с числовой апертурой 0,2. Не следует считать, что это малая величина: таких характеристик достаточно для перфорации кости при лечении остеомиелита, а по эффективности резания такие лазеры не уступают неодимовым ИАГ-лазерам с выходной мощностью около 60 Вт. Нами проведена клиническая апробация лазерного скальпеля ЛС-0,97 («ИРЭ-Полюс», Россия) с выходной мощностью до 20 Вт, входящего в разрешенное к серийному производству семейство аппаратов, выпускаемых под уточненным названием ЛСП «ИРЭ-Полюс» (рис. 1.42). Показана перспективность применения такого типа лазеров в эндоскопической хирургии, но его мощность иногда была недостаточной. С повышением выходной мощности излучения такие аппараты стали серьезным конкурентом неодимовых ИАГ-лазеров.

bronhi_1_42.jpg
Рис. 1.42. Портативный полупроводниковый лазер ЛСП «ИРЭ-Полюс» (Россия).

Приводим выявленные в процессе эндоскопических операций особенности полупроводникового лазера с длиной волны 0,97 мкм (лазеры с длиной волны 0,81 мкм имеют практически такие же особенности, как и с длиной волны 1,06 мкм):
  • Возможность передачи излучения по гибкому световоду и использования с фиброоптическими эндоскопами.
  • Сочетание хороших режущих и коагулирующих свойств.
  • Возможность работы в непрерывном, импульсном и импульсно-периодических режимах.
  • Высокая надежность, простота управления, сравнительно низкая стоимость, отсутствие необходимости в мощном питании. Малые габариты позволяют легко интегрировать аппарат в эндоскопическую стойку.
В заключение кратко обсудим дальнейшие перспективы использования лазерной техники в эндоскопической, в частности эндоторакальной, хирургии.

В настоящее время достигнут необходимый уровень понимания характера воздействия лазерного излучения с разной длиной волны на различные биологические ткани. Сформулированы основные медико-технические требования к лазерному эндохирургическому оборудованию, на клиническом уровне показаны достоинства и недостатки лазеров разного типа, значительно улучшены эксплуатационные и эргономические характеристики лазерных систем, наработаны эффективные методики использования лазерного оборудования в клинической практике, широко проводится апробация перспективных лазеров и т.д.

Учитывая реалии отечественного здравоохранения, не будем останавливаться на дорогостоящих вариантах, таких как лазеры на свободных электронах, и рассмотрим более доступные лазеры. До появления эффективных световодов отложим рассуждения о С02-лазерах и СО-лазерах, тем более что появились аппараты на основе волоконных лазеров — лазеров на волокне, активированном тулием, с рабочей длиной волны
1,9 мкм. Это излучение приходится на локальный максимум поглощения в воде, характер воздействия на ткани аналогичен действию излучения с длиной волны 10,6 мкм и при этом может передаваться по волокну из «осушенного» кварца.

Кроме того, разработаны и разрешены к применению волоконные лазеры, работающие на длине волны 1,56 мкм (волокно, активированное эрбием) и 1,06 мкм (волокно, активированное итербием). О потенциальных возможностях этих лазеров свидетельствует то, что в промышленных версиях в одномодовом непрерывном  режиме достигнуты  мощности  более  600 и 150 Вт соответственно. При этом такие лазеры значительно эффективнее и надежнее и имеют меньшие габариты по сравнению с лазерами на кристаллах. Более того, развитие волоконных технологий позволило создать медицинские аппараты, в которых используется два независимо регулируемых излучения с разной длиной волны, причем вывод излучений может осуществляться как по раздельным волокнам, так и по одному рабочему волокну. Такие аппараты позволяют хирургу менять характер воздействия на ткани в зависимости от текущей задачи операционного вмешательства (и это не сложнее, чем выбор температуры воды из крана).

Анализ применения различных лазерных систем в общей хирургии, а также опыт использования неодимового и гольмиевого ИАГ-лазеров, ИАГ-лазеров с удвоением частоты и С02-лазера в практической эндотрахеальной хирургии, накопленный более чем за 10 лет, позволяет нам с оптимизмом смотреть в будущее лазерной хирургии.

А.М. Шулутко, А.А.Овчинников, О.О.Ясногородский, И.Я.Могус
Похожие статьи
показать еще
 
Торакальная хирургия