Лазерная хирургия и, в частности, лазерная хирургия мягких тканей полости рта широко используется в современной практике из-за нескольких преимуществ лазерного скальпеля по отношению традиционным скальпелям или другим хирургическим средствам, таким, как электрокоагулятор. Преимущества лазерной хирургии заключаются в меньшей болезненности и потребности в анестезии, уменьшении постоперационного дискомфорта, мгновенной коагуляции ткани и гемостазе, автоматической стерилизации области операции. Самый распространенный тип стоматологических хирургических лазеров работает в ближнем инфракрасном спектральном диапазоне длин волн, между 810 нм и 980 нм, поскольку техническое развитие полупроводниковых лазеров позволило достичь высокой мощности при относительно низкой цене, простоте и надёжности полупроводниковых устройств с низким энергопотреблением. Известно, что поглощение света в биотканях в этом спектральном диапазоне относительно низко и недостаточно для обеспечения локального разреза ткани с минимальным сопутствующим разрушением нормальной ткани. Поэтому доминирующий механизм лазерной хирургии в этом спектральном диапазоне связан с так называемым «горячим» наконечником. В этом случае подготовленный особым способом оптический наконечник или просто дистальный конец волоконной оптической системы доставки излучения поглощает лазерный свет, нагревается до высоких температур и затем выполняет хирургическую операцию посредством высокой температуры, а не прямого воздействия лазерного излучения на ткань.
«Горячий» наконечник можно рассмотреть как частный случай термооптического наконечника (thermo-optical tip, ТОТ). ТОТ — оптический и механический элемент, который может использоваться для модификации или обработки мягких тканей, включая разрезание, коагуляцию, испарение, карбонизацию и удаление тканей. ТОТ обычно работает в контакте с обрабатываемой тканью и обеспечивает разрезание ткани посредством передачи тепла от наконечника, который нагревается оптическим излучением, поглощённым наконечником. Процесс разрезания ткани при помощи ТОТ происходит благодаря термомеханическому воздействию или абляции. Коагуляция ткани при помощи ТОТ происходит благодаря переносу тепла от наконечника к ткани и поглощению вторичного, переизлучённого излучения, идущего от наконечника, нагретого лазерным излучением до высокой температуры.
Компьютерная модель ТОТ включает моделирование распространения света Монте-Карло в волокне, в наконечнике и слизистой оболочке. Также использовалось уравнение теплопроводности для вычисления распределения высокой температуры в наконечнике и ткани. Было вычислено распределение высокой температуры в наконечнике и в ткани и определена зона коагуляции с использованием интеграла Аррениуса. Эта модель позволяет учесть эффект коагуляции ткани, происходящий благодаря прямому поглощению лазерного света, поглощению переизлучённого наконечником излучения и за счёт теплопроводности.
В экспериментальной части мы использовали лазерную диодную импульсную хирургическую систему от «Dental Photonics, Inc.» с длиной волны 980 нм, с волоконной системой доставки излучения диаметром 400 мкм. Эксперименты были выполнены «ех vivo» с использованием образцов свежей ткани. Регистрировали мощность, необходимую для обеспечения разреза с заранее заданной глубиной и скоростью разрезания. Глубина коагуляции визуализировалась с использованием окрашивания лактатом дегидрогеназы (LDH) и измерялась. Лазерная система выполняла контроль мощности в режиме реального времени. Сравнивали процессы разрезания и коагуляции, реализуемые для системы с контролем мощности в режиме реального времени и традиционной лазерной хирургической системы с фиксированной мощностью. Компьютер контролировал скорость движения наконечника в диапазоне 0,8-12,5 мм/с.
Компьютерное моделирование показало, что основной механизм разрезания и коагуляции ткани заключается в теплообмене между тканью и термооптическим наконечником. В экспериментальной части было продемонстрировано, что предлагаемый способ контроля мощности в режиме реального времени может обеспечить постоянный размер зоны коагуляции на уровне приблизительно 0,20±0,05 мм при изменении скорости разрезания в широком диапазоне от 1 до 12,5 мм/с без деградации наконечника. В отличие от установки фиксированной мощности, при которой зоны коагуляции были различных размеров от приблизительно 0,5 до 1мм, и наблюдалась деградация наконечника через примерно 20-30 мм разреза. Показано, что уровень коагуляции и, таким образом, уровень гемостаза зависят от температуры и могут управляться настройками системы. Контроль мощности в режиме реального времени может обеспечить более быструю, последовательную и безопасную лазерную хирургию, чем традиционный контроль мощности.
Г.Б. Альтшулер, А.В. Беликов, А.Е. Пушкарёва, А.В. Скрипник, Ф.И. Фельдштейн, Т.В. Струнина, К. Магид
Компания Palomar Medical Technologies (США), Санкт-Петербургский ГУ ИТМО
«Горячий» наконечник можно рассмотреть как частный случай термооптического наконечника (thermo-optical tip, ТОТ). ТОТ — оптический и механический элемент, который может использоваться для модификации или обработки мягких тканей, включая разрезание, коагуляцию, испарение, карбонизацию и удаление тканей. ТОТ обычно работает в контакте с обрабатываемой тканью и обеспечивает разрезание ткани посредством передачи тепла от наконечника, который нагревается оптическим излучением, поглощённым наконечником. Процесс разрезания ткани при помощи ТОТ происходит благодаря термомеханическому воздействию или абляции. Коагуляция ткани при помощи ТОТ происходит благодаря переносу тепла от наконечника к ткани и поглощению вторичного, переизлучённого излучения, идущего от наконечника, нагретого лазерным излучением до высокой температуры.
Компьютерная модель ТОТ включает моделирование распространения света Монте-Карло в волокне, в наконечнике и слизистой оболочке. Также использовалось уравнение теплопроводности для вычисления распределения высокой температуры в наконечнике и ткани. Было вычислено распределение высокой температуры в наконечнике и в ткани и определена зона коагуляции с использованием интеграла Аррениуса. Эта модель позволяет учесть эффект коагуляции ткани, происходящий благодаря прямому поглощению лазерного света, поглощению переизлучённого наконечником излучения и за счёт теплопроводности.
В экспериментальной части мы использовали лазерную диодную импульсную хирургическую систему от «Dental Photonics, Inc.» с длиной волны 980 нм, с волоконной системой доставки излучения диаметром 400 мкм. Эксперименты были выполнены «ех vivo» с использованием образцов свежей ткани. Регистрировали мощность, необходимую для обеспечения разреза с заранее заданной глубиной и скоростью разрезания. Глубина коагуляции визуализировалась с использованием окрашивания лактатом дегидрогеназы (LDH) и измерялась. Лазерная система выполняла контроль мощности в режиме реального времени. Сравнивали процессы разрезания и коагуляции, реализуемые для системы с контролем мощности в режиме реального времени и традиционной лазерной хирургической системы с фиксированной мощностью. Компьютер контролировал скорость движения наконечника в диапазоне 0,8-12,5 мм/с.
Компьютерное моделирование показало, что основной механизм разрезания и коагуляции ткани заключается в теплообмене между тканью и термооптическим наконечником. В экспериментальной части было продемонстрировано, что предлагаемый способ контроля мощности в режиме реального времени может обеспечить постоянный размер зоны коагуляции на уровне приблизительно 0,20±0,05 мм при изменении скорости разрезания в широком диапазоне от 1 до 12,5 мм/с без деградации наконечника. В отличие от установки фиксированной мощности, при которой зоны коагуляции были различных размеров от приблизительно 0,5 до 1мм, и наблюдалась деградация наконечника через примерно 20-30 мм разреза. Показано, что уровень коагуляции и, таким образом, уровень гемостаза зависят от температуры и могут управляться настройками системы. Контроль мощности в режиме реального времени может обеспечить более быструю, последовательную и безопасную лазерную хирургию, чем традиционный контроль мощности.
Г.Б. Альтшулер, А.В. Беликов, А.Е. Пушкарёва, А.В. Скрипник, Ф.И. Фельдштейн, Т.В. Струнина, К. Магид
Компания Palomar Medical Technologies (США), Санкт-Петербургский ГУ ИТМО
