Лазерная хирургия
реклама
Балтийский государственный технический университет имени Д. Ф. Устинова «ВОЕНМЕХ» Лекция Лазерная хирургия Авторы: Харьков С. А. Жаналиева А. А. Костылева Ю. С. Группа: М312 Проверил: Морозов А. В. Санкт-Петербург 2005 г Введение Хирургия- это область клинической медицины, изучающая заболевания, лечение которых проводится преимущественно с помощью оперативных вмешательств. В настоящее время лазеры применяются практически во всех областях медицины, а именно таких лазерная терапия, фотодинамическая терапия, лазерная хирургия и т.д. В лазерной и фотодинамической терапии применяется низкоинтенсивное лазерное излучение, которое не наносит непосредственных повреждений тканям организма. В хирургии же, напротив, используют излучения с высокими мощностями для удаления, механического разрушения или термического некроза клеток, тканей или иных объектов, подлежащих ликвидации. Основные разделы хирургии. Общая хирургия. Эта специализация охватывает целый ряд разнообразных хирургических заболеваний. В отделениях общей хирургии в первую очередь проводится лечение по поводу наиболее часто встречающихся видов патологии органов брюшной полости, таких, как острый аппендицит, острая кишечная непроходимость , грыжи брюшной стенки, язвенная болезнь желудка и 12-и перстной кишки, кровотечения из различных отделов пищеварительного тракта, травматические повреждения печени, селезенки, почек и т.д. В данном разделе лечение с применением хирургических лазеров в качестве выбора и при наличии соответствующего оборудования применяется только для остановки и профилактики кровотечений, удаление желчного пузыря и отростка слепой кишки, для работы на паренхиматозных органах и для сварки полых органов. Сердечно-сосудистая хирургия. При заболеваниях сердца и сосудов могут проводиться следующие операции: пересадка сердца, восстановление или замена протезом клапанов сердца, ликвидация врожденных пороков и аневризм, ликвидация патологических очагов возбуждения путем их удаления или электродеструкции, увеличение кровотока путем подшивания к коронарным сосудам (шунтирование) и увеличение мышечной силы миокарда путем подшивания к нему скелетной мышцы и т.д. Лазерные операции проводятся для восстановления просвета сосудов (реканализация сосудов путем процедуры лазерной ангиопластики), ликвидация патологических очагов возбуждения в сердечной мышце, улучшение кровоснабжения миокарда кровью непосредственно из левого желудочка, соединения рассеченных сосудов путем их сварки. Торакальная хирургия. В данном разделе рассматриваются различные патологии грудной полости: травма легких и плевры с попаданием воздуха в грудную полость, гнойный плеврит или эмпиема , опухоли легкого и бронхов и т.д. Лазерные операции проводят для восстановления просветов соответствующих органов (реканализация пищевода, реканализация бронха) и удаления небольших опухолей. Нейрохирургия. Данный раздел хирургической патологии включает в себя травматические повреждения головного и спинного мозга, обычно с кровоизлияние, кровоизлияния в головной и спинной мозг , опухоли и паразиты головного и спинного мозга, а также оболочек того или иного (удаление), спайки оболочек головного мозга (рассечение, удаление), опухоли гипофиза и эпифиза (удаление, радиационная терапия, гормонотерапия). Лазерные операции проводятся для удаления опухолей головного и спинного мозга и сварки нервных стволов. Оториноларингология. В данной области самыми распространенными операциями является тонзилэктомия по поводу хронического тонзиллита, особенно при наличии или угрозе некоторых соматических поражений (сердца, почек, суставов), формирование фистулы (прохода) между полостью носа и просветом гайморовой пазухи (при гайморите), трахеостомия , операции на среднем ухе, операции на гортани (удаление опухолей, рубцов и т.д.), в полости носа, на ушных раковинах. Лазерные операции выполняют для удаления опухолей и рубцов путем прецизионных, проводимых под контролем оптики, вмешательств (микрохирургические операции) на гортани и полости носа, а также для остановки носовых кровотечений, тонзилэктомии, парацентеза, при формировании фистулы гайморовой пазухи. Урология. Объектом хирургического вмешательства для хирурга-уролога могут являться поражения почек, в частности их опухоли , травматические повреждения, почечные камни , опущение одной или обеих почек. Помимо почек, хирургического лечения требуют также случаи образования или попадания камней в просветы мочеточника, мочевого пузыря или мочеиспускательного канала. Хирургического лечения (резекции или полного удаления) в некоторых случаях также требует рак мочевого пузыря, а кроме того опухоли мочеточников или мочеиспускательного канала. Лазерные операции проводят для частичной нефрэктомии, остановки почечных кровотечений травматического происхождения, литотрипсии в любой области мочевыводящего тракта, простатэктомии в случае доброкачественных новообразований простаты, кастрации при раке простаты, для реканализации семявыводящих протоков и мочеиспускательного канала, остановки кровотечений из поверхности мочевого пузыря и удаления опухолей в дистальных отделах мочеточника. Акушерство и гинекология. Хирургические вмешательства в этой области бывают необходимы при небольших кистах, а также при крупных кистах и кистомах яичника (удаление), при полостных кровотечениях из яичника, при непроходимости обеих фаллопиевых труб, при неподдающихся терапии фибромиомах или кровотечениях из матки, а также раке матки (резекция или полное удаление матки), при выкидыше плода и абортах, при некоторых видах патологических родов, при разрывах стенок или заднего свода влагалища в родах или иных ситуациях (восстановление структур). Лазерные операции проводят для клиновидной резекции и коагуляции яичника, резекции шейки матки, а также при некоторых патологических изменениях эндометрия. Стоматология. Эта область включает в себя лечение по поводу злокачественных новообразований верхних и нижних челюстей, слизистой оболочки полости рта, губы и языка, опухолей слюнных желез. Из неопухолевых поражений следует отметить окклюзию протоков слюнных, доброкачественные новообразования на поверхности слизистых, переломы костей верхних и нижних челюстей, кровотечения, кариес и пульпит, воспалительные процессы околозубной соединительной ткани и кости. Лазерные операции проводят для удаления кариозных масс, обработки пульпарной полости, удаления прикорневых кист, а на слизистой полости рта - для ликвидации доброкачественных новообразований. Травматология и ортопедия. Хирургические вмешательства в этой области проводятся по поводу вывихов суставов, открытых закрытых переломов костей конечностей, частичной или полной неподвижности суставов. При тяжелом поясничном радикулите, сопровождающемся сдавливанием нервных корешков или ствола спинного мозга в связи с выпадением (грыжей) сердцевины межпозвоночного диска или разрастанием костных образований от позвоночников в сторону спинномозгового канала, указанные структуры подлежат удалению. Лазерные операции проводят для обработки костной (ампутации), и также хрящевой тканей, например, при разрыве менисков коленного сустава, манипуляциях на межпозвоночных дисках. Дерматология. Хирургической ликвидации подлежат злокачественные (рак, меланома), потенциально злокачественные и крупные доброкачественные новообразования на любых поверхностях кожных покровов. По просьбе больного могут быть также удалены любые доставляющие неудобства или эстетически неприемлемые образования на коже, та кие как папилломы, фибромы, нейрофибромы, невусы (родимые пятна), гемангиомы, в том числе и массивные так называемые винные пятна (Роп Wine Stains - PWS). По заказу пациента хирургические вмешательства производят также по поводу татуировок, лазерная эпиляция и всевозможных косметических дефектов. Методом лазерной хирургии может излечиваться или устраняться подавляющее большинство указанных патологических состояний или косметических дефектов. Онкология. Лазерные операции проводят для ликвидации злокачественных опухолей на ранних стадиях, реканализации просвета полых органов у неизлечимых пациентов, лечения некоторых медленно прогрессирующих новообразований, в частности, рака мочевого пузыря и некоторых опухолей головного мозга, устранения метастазов, для лечения многих доброкачественных новообразований (в желудочно-кишечном тракте, на слизистых оболочках полостей рта, носа, гортани, поверхности кожи и ряде других органов). Таким образом, даже предельно краткое и далеко не полное описание различных видов патологии и перечисление способов лечения показывает, что хирургия представляет собой исключительно обширный раздел современной медицины, причем значительное место в ней отводится лечению с помощью лазерных хирургических установок. ВЗАИМОДЕЙСТВИЕ ИЗЛУЧЕНИЙ ХИРУРГИЧЕСКИХ ЛАЗЕРОВ С ТКАНЬЮ Луч хирургического лазера вызывает повреждение и/или гибель живой ткани, а при достаточно высокой энергии ее абляцию. Термин «абляция» переводится на русский язык. как удаление или ампутация; в не медицинской лексике абляция означает размывание или таяние. Совокупность всех этих понятий в целом подходит к общепринятой интерпретации данного термина применительно к лазерной хирургии. Под абляцией понимают ликвидацию участка живой ткани непосредственно под действием на нее фотонов лазерного излучения. При этом имеется в виду эффект, проявляющийся именно в ходе самой процедуры облучения, поскольку в некоторых ситуациях (например, при интерстициальном газировании или фотодинамической терапии) облученный участок ткани после прекращения лазерного воздействия остается на месте, а его постепенная ликвидация наступает намного позднее в результате серии местных биологических реакций, развивающихся в зоне облучения. Механизм и параметры (энергетические характеристики, производительность) абляции определяются свойствами облучаемого объекта (соотношение жидкого и плотного компонентов, их химические и физические свойства, характер внутри- и межмолекулярных связей, термическая чувствительность клеток и макромолекул, кровоснабжение ткани и т. д.), характеристикой излучения (длина волны, непрерывный или импульсный режим облучения, мощность, энергия в импульсе, суммарная поглощенная энергия и т. д.), а также параметрами, неразрывно связывающими свойства объекта и лазерного луча, - коэффициентами отражения, поглощения и рассеяния данного вида излучения в данном виде ткани или ее отдельных составляющих. Взаимодействие лазерного излучения с различными материалами, в первую очередь феномен абляции, представляет собой одну из фундаментальных, интенсивно изучаемых, хотя и еще не до конца решенных проблем современной физики. Здесь представлена лишь описательная характеристика этого феномена применительно к реальным и модельным объектам, обработка которых лазерным излучением представляет интерес для хирургии. В настоящее время приняты четыре механизма абляции биологических объектов под действием лазерного излучения. Эти механизмы будут рассмотрены применительно к параметрам излучения как выше, так и ниже порога абляции (соответственно, абляционный и субабляционный режимы лазирования), поскольку оба эти режима весьма часто и эффективно применяются в современной лазерной хирургии. Механизм 1 Наиболее наглядно этот механизм проявляется при облучении живых объектов лучами Nd:YAG лазера (1064 нм), работающего в непрерывном режиме (continuous wave mode, СW), при мощностях до 60-100 Вт При облучении тканей с высоким содержанием волы энергия поглощается главным образом в неводном компоненте, а поглощение в воде чрезвычайно мало (коэффициент поглощения - 1/см [251]. Впрочем, в неводной части биоматериала поглощение также невелико, с некоторым повышением в крови (за счет гемоглобина эритроцитов) и окрашенных структурах (например, пигмента кожи). Обычно проникновение излучения данного лазера в кровесодержащую ткань достигает 5-8 мм глубины. Следует помнить, однако, что коэффициент поглощения существенно возрастает у белков, денатурированных вследствие нагревания облучаемой ткани, а при дальнейшем разогреве и возгорании этот показатель еще более увеличивается за счет обугливания (карбонизации) облучаемой поверхности. Поэтому для данного вида излучения, в отличие от многих других лазеров, характер воздействия на ткань резко меняется во времени, причем коэффициент поглощения нарастает, а глубина проникновения луча в ткань соответственно падает. События, развивающиеся при взаимодействии излучения Nd:YAG лазера с живой тканью, схематически представлены на рис. 1. Энергия фотонов лазерного излучения превращается только в тепловую (здесь и далее потери на отражение с поверхности не рассматриваются), что ведет к локальному разогреву объекта по месту падения луча (рис.1 а). При температуре до 43° С термические повреждения ткани обратимы, а с дальнейшим повышением температуры сначала отдельные, а затем и все макромолекулы изменяются необратимо (денатурируют), в результате чего облучаемый участок ткани погибает (подвергается некрозу) вследствие денатурации белков. В медицинской терминологии процесс термической денатурации объемно называют коагуляцией. Критическая температура начала коагуляции большинства тканевых компонентов составляет около 55° С. При продолжающемся облучении размер области некроза возрастает (рис. 1 Б), температура увеличивается, причем выше 100° С начинается интенсивное испарение воды, затем следует термический распад органических молекул (пиролиз), а при t - 300° С горение поверхностных слоев материала (рис. 1 С), с выделением дыма (продукты сгорания) и осаждением их на поверхности формирующегося абляционного кратера. рис. 1 Понятно, что собственно абляция, то есть удаление ткани под действием лазерного луча, наступает лишь на последних этапах взаимодействия излучения с объектом и является результатом кумулятивного фототермического эффекта, при котором накопление тепла в объекте происходит быстрее его рассеяния из зоны облучения, что в конечном итоге ведет к возгоранию высушенной и перегретой ткани. Ясно также, что на этапах а, б и с процесс взаимодействия излучения с тканью соответствует субабляционному режиму облучения, поскольку если на любом из этих этапов облучение прекращается, то абляции не произойдет. При низкой мощности и/или эффективном теплоотводе (например, за счет циркулирующей крови или при охлаждении облучаемой ткани) хирург может использовать только cубъабляционный режим, приводящий к коагуляции ткани без ее удаления. К такому же результату приведет экспозиция ткани при высокой мощности излучения, но в течение очень короткого промежутка времени, недостаточного для инициации абляционных процессов. Практически, однако, работа при высокой мощности с целью коагуляции ткани без её удаления представляется нерациональной и неудобной, поскольку из-за недостаточно четких внешних признаков изменения живой ткани под лучом до момента абляции возникает вероятность превысить нужное время экспозиции и «пережечь» объект. Поэтому для безопасной и вместе с тем универсальной, пригодной как для абляционного, так и субаблпционного лазирования эксплуатации прибора в клинике, целесообразно приобретение лазера, обеспечивающего широкий диапазон мощностей, включая 1 Вт или даже ниже. Повышение мощности излучения Nd:YAG лазера, естественно, ускоряет все стадии взаимодействия луча с тканью, ведущие к абляции. При этом уменьшается и глубина термического некроза за счет экранирования глубоко расположенной и еще недостаточно прогретой ткани ее поверхностными слоями, поглощение света в которых рис. 2 резко возросло из-за их коагуляции и обугливания. Уменьшение глубины некроза имеет место и при облучении ткани через светопроводящее волокно, введенное в непосредственный контакт с тканевой поверхностью (так называемый контактный режим лазирования). В данном случае, помимо возрастания плотности мощности за счет уменьшения площади облучаемой поверхности (рис. 2), начинает работать и другой механизм, а именно, резкий разогрев самого рабочего конца световода благодаря осаждению на его поверхности светопоглотающих продуктов абляции. Можно предполагать, что при этом из-за высоких поверхностных температур, передаваемых от наконечника к ткани, происходит интенсивное(взрывное) испарение пограничного со световодом слоя материала, вследствие чего большая часть тепловой энергии вместе с испаряемыми продуктами отводится за пределы объекта, и лишь малая ее доля остается в ткани. Показано, что для эффективной абляции контактным способом необходимо умеренное механическое давление на ось световода, чем достигается постоянство и максимальная плотность контакта наконечника с облучаемым объектом и, кроме того, преодолевается механическое сопротивление ткани. Исходя из сведений о механизме взаимодействия излучения Nd:YAG лазера с тканью, становятся понятными области применения этого инструмента в хирургии. 1. При кратковременных экспозициях, дистанционном нацеливании световода и умеренных мощностях (то есть при сочетании условий, недостаточных для развития абляционного эффекта) CW Nd:YAG лазер может использоваться для локальной коагуляции различных поверхностных патологических образований на коже и слизистых оболочках, а также для остановки кровотечения при геморрагиях. Последнее происходит за счет формирования плотных слоев коагулированной кровяной плазмы в сосудах, что герметизирует их просвет и препятствует дальнейшему кровотечению. 2. Субабляционный режим используют и при лазерной сварке биотканей. При этом рабочая температура должна находиться в диапазоне 60-80°С. Это достигается применением низкой мощности, сравнительно большими интервалами между экспозициями, достаточными для предотвращения аккумуляции тепла и перегрева места будущего сварного шва, нанесением красителей («припоев»), поглощающих излучение, на поверхность места сварки с целью снижения термических повреждений в глубоких слоях облучаемой ткани. Лазерную сварку применяют для сшивания мелких и среднего калибра кровеносных сосудов, пересеченных нервных стволов, соединения стенок полых органов и для других целей. 3. Несколько иные условия субабляционного лазирования применяют для внутритканевой (интеретициальной) коагуляции патологических тканей (другое название лазер-индуцированная термотерапия). В таких ситуациях световод со специально обработанным наконечником через троакар вводят в центр опухоли (злокачественные новообразования печени, поджелудочной железы, различных отделов ЦНС) и при невысокой мощности в течение довольно длительного времени, нередко при искусственном охлаждении наконечника или ткани вокруг него, добиваются термокоагуляции патологического образования. При этом различными термографическими, способами контролируют температуру вокруг опухоли, чтобы свести до минимума повреждения окружающей здоровой ткани. Существенным моментом данного вида облучения является исключение абляционных параметров лазирования вокруг рабочего наконечника световода для предотвращения формирования, как слоя карбонизированного материала, так и нагара на поверхности световода. Как уже указывалось, в этих условиях распространение излучения вглубь резко уменьшается, что должно привести к снижению эффективности процедуры. Световод может быть также введен по естественному анатомическому каналу через гибкий катетер для интерстициального лазированипя довольно крупных патологических образований, на пример, ткани гипертрофированной предстательной железы. Недавно было экспериментально установлено, что этот вид лазирования целесообразно использовать и для коагуляции патологически измененной ткани яичника (хроническая гиперандрогенная ановупяция), причем при лапоросколическом доступе. 4. Для осуществления надрезов, а также отсечения или рассечения ткани или проведения сквозь нее каналов с целью увеличения диаметра естественных просветов излучение Nd:YAG лазера используют в абляционном режиме и при этом, как правило, в непосредственном контакте с облучаемой тканью. Конкретные параметры лазирования определяются непосредственными условиями хирургического вмешательства: - при необходимости проведения точной, «тонкой» работы (миниатюрные разрезы при косметических операциях, работе на жизненно важных образованиях (ЦНС), вмешательствах на сосудах и т. п.) предпочтительно использовать заточенные световоды, благодаря которым обеспечиваются наиболее узкие разрезы с минимальным термическим повреждением окружающей ткани; - при лазировании опухолей, наоборот, коагуляция вдоль разреза должна быть значительной для обеспечения абластичности, то есть предотвращения распространения раковых клеток за пределы новообразования. Это достигается при использовании необработанных или сферических наконечников при средних или высоких плотностях мощности. Весьма часто контактное лазирование в онкологии используют для паллиативных (то есть временно облегчающих страдания больного) операциях реканализации (восстановление проходимости естественного просвета), например, при сужении раковой опухолью просвета пищевода или бронха. Использование с этой целью неконтактного лазирования для Nd:YAG лазера представляется нецелесообразным из-за слишком низкой скорости абляции в таком режиме и возможности глубоких термических повреждений, результатом которых может стать послеоперационный разрыв (перфорация) стенки полого органа с тяжелейшими последствиями для пациента; - при работе на массивных органах с обильным кровоснабжением (ткань печени, селезенки, почки, гипертрофированной щитовидной железы) рационально использовать режимы, обеспечивающие относительно глубокую коагуляцию, что способствовало бы надежному гемостазу Для этого пригодны сферические одинарные или даже сдвоенные наконечники, а также сочетания контактного способа подачи энергии (в ходе резания) с дистанционным (при возникновении кровотечения); - использование CW Nd:YAG лазера для хирургических вмешательств на прозрачных (роговица), полупрозрачных (хрящ) и мало прозрачных (зуб, кость) плотных и твердых объектах нерационально, так как из-за низкого коэффициента поглощения в этих тканях возможны глубокие термические повреждения (например, пульпы зуба при облучении эмали или дентина) при крайне низкой эффективности абляции. Сходным с CW Nd:YAG лазером (1064 нм) по механизму взаимодействия с биотканями являются CW варианты этого инструмента с длинами волн 1,32 мкм и в меньшей степени 1,44 мкм. Из-за несколько более высокого поглощения излучений указанных лазеров в воде глубина термического некроза в оперируемых тканях при работе с этими лазерами ниже, как и порог абляции (минимальная энергия, необходимая для индукции абляции) по сравнению с прототипом. Некоторое сходство выявляется и при использовании аргонового (488/514нм) лазера. Излучение аргонового, как и Nd:YAG (1064 нм) лазера, очень слабо поглощается водой, но в отличие от последнего, оно значительно сильнее поглощается в окрашенных структурах (хромофорах), таких как гемоглобин и кожный пигмент меланин. В случае с гемоглобином облучение аргоновым лазером вызывает термическое повреждение эритроцитов, «вскипание воды в них, затем вторичный нагрев и коагуляцию плазмы крови и, наконец, необратимое повреждение стенки кровеносных сосудов с остановкой кровотока и последующей резорбцией (рассасыванием путем фагоцитоза) сосудистой ткани. Именно этот эффект используют для ликвидации патологических сосудов. Во многих случаях аргоновый и ряд других лазеров, работающих в видимой области спектра, используют в субабляционном режиме при невысоких мощностях. Как и CW Nd:YAG (Т - 1064 нм) лазер, apгoновый лазер и аналоги, в сочетании с цветным «припоем», применяют для сварки тканей. Интересно, что для этой цели применяют и сильно поглощаемые в воде излучения СО2 (10,6 мкм) и СО (5,4 мкм) лазеров, но только в субабляционном режиме. На рисунке представлена глубина проникновения лазерного излучения в ткани при использовании лазеров с различными длинами волн. О механизме взаимодействия СО2 лазера с тканью в режиме абляции будет изложено ниже (см. Механизм 2). Недавно появились работы о возможности тканевой сварки, а также интерстициального лазирования с помощью диодных (Т - 830 и 850 нм) лазеров и Nd:YAG (1,9 мкм) лазера. Несмотря на различия между оптическими свойствами тканей по отношению к излучению CW Nd:YAG (1064 нм) и остальных рассмотренных здесь лазеров, общим для них (возможное исключение контактный режим работы CW Nd:YAG лазера,1064 нм) является в основном фототермический механизм, что и обеспечивает лишь разогрев, необходимый для коагуляции или плавления соответствующих тканей. Отметим, что аргоновый лазер иногда используют не для прямого, а для опосредованного термического воздействия на ткань, монтируя наконечник световода в металлическую оправу. Нагревание последней лазерным лучом оказывается достаточно эффективным для разрушения, например, атеросклеротических бляшек на внутренней поверхности сосудов. Таким образом, рассмотренный механизм определяется низким уровнем поглощения излучения в главном компоненте мягких тканей - воде при незначительном (CW Nd:YAG лазер, ~- 1064 нм) его поглощении в остальных тканевых компонентах или сильном поглощении лишь в отдельных из них (аргоновый и аналогичные лазеры, работающие в видимой части спектра). Вся поглощенная энергия при этом превращается в тепло, которое при относительно продолжительной экспозиции объекта и/или высокой мощности приводит к абляции. Варьируя плотность мощности, в частности, путем применения контактного или дистанционного режимов лазирования, хирург может работать в субабляционном (коагуляция различных патологических, в том числе и специфически окрашенных тканей, гемостаз, сваривание тканей), абляционном (рассечение тканей) или смешанном (рассечение в контактном режиме, а при необходимости форсированный гемостаз путем дистанционного облучения) режимах облучения. При этом может быть достигнут оптимальный клинический эффект, то есть ликвидация патологических образований при хорошем гемостазе и минимально возможном поврёждении здоровых тканей, чрезмерная травма которых осложняла бы и удлиняла заживление послеоперационной раны. Механизм 2 Действие этого механизма ограничено некоторыми инфракрасными лазерами при облучении ими мягких водосодержащих тканей. При этом наиболее детально исследован СО2 лазер (CW, Т - 10,6 мкм). Его излучение в режиме абляции, что соответствует плотностям мощности > 50 кВт/см2, интенсивно поглощается молекулами тканевой воды, причем коэффициент поглощения в ней на три порядка выше, чем для CW Nd:YAG лазера. При таких условиях имеет место очень быстрый разогрев воды, а от нее и неводных компонентов ткани. Следствием является стремительное (взрывное) испарение тканевой воды и извержение водяных паров вместе с фрагментами клеточных и тканевых структур за пределы ткани с формированием абляционного кратера. Вместе с перегретым материалом из ткани удаляется и большая часть тепловой энергии, а ее незначительная оставшаяся доля приводит к минимальным термическим повреждениям на глубину лишь 50-100 мкм за пределами абляционного кратера (рис. 3 и 4). Schomaker ег а1. в опытах на тканях и на органическом геле ( > 90% воды), использованном в качестве модели живой ткани, рис. 3 рис. 4 показал, что часть разогретого материала в виде расплава остается вдоль стенок абляционного кратера, причем именно этот слой и является резервуаром тепла, передаваемого на ткань за пределы кратера. Интересно, что толщина этого слоя одинакова по всему контуру кратера. С повышением плотности мощности она уменьшается, а с понижением растет, что сопровождается соответственно уменьшением или увеличением зоны термических повреждений. Повышение мощности ведет также к увеличению массы тканевого материала, извергаемого из ткани за единицу времени (эффективность абляции), а понижение - к обратному результату поэтому, повышая мощность излучения, хирург добивается увеличения скорости удаления ткани, снижая в то же время глубину термических повреждений. Наоборот, если целью операции является увеличение их масштаба, например, для местной коагуляции патологических образований, остановки кровотечения или противодействия распространению раковых клеток за пределы разреза, то плотность мощности излучения следует понизить, например, путем дефокусировки луча. По-видимому, аналогичные события происходят и при использовании на мягких тканях импульсных лазеров, излучающих в инфракрасной области спектра (Er:YAG - 2,94 мкм; Er:YSSG - 2,79 мкм; Ho:YAG, - 2,12 мкм; TSH: YAG 2,15 мкм; Tm-Ho-Cr:YAG - 2,15 мкм; Ho:YSSG - 2,09 мкм, Tm:YAG -2,01 мкм; Ho:YLF - 2,06 мкм). Сразу оговоримся, что при описании взаимодействия с тканью излучений этих и других лазеров, которые испускают энергию в виде коротких (порядка миллисекунд, мс, или микросекунд, мкс) или сверхкоротких (порядка наносекунд, нс, и короче) импульсов, мы не рассматриваем здесь способ их формирования (синхронизация - mode-locking, суперпульc - q-switching или иные) в квантовом генераторе. Этот вопрос отражен в соответствующей специальной литературе. Для перечисленных выше инфракрасных лазеров характерны очень высокие коэффициенты поглощения в воде (у Er:YAG лазера на четыре порядка выше, чем у Nd:YAG лазера), значительные плотности энергии в импульсе (Buence флуенс) при работе в абляционном режиме, а также высокая эффективность абляции при относительно небольших термических повреждениях за пределам и абляционного кратера. Предполагают, что, как и в случае CO2 лазера, вдоль стенок абляционного кратера в ткани, облучаемой Er:YAG лазером, образуется слой расплава. Следует иметь в виду, что при работе на биоткани с этими лазерами, существенное значение для характера тканевых изменений имеет энергетическая характеристика импульса, в первую очередь его пиковая мощность. Это наглядно показано в опытах с облучением роговицы Er:YAG лазером. В этих опытах количество энергии, доставляемой к объекту в ходе одного импульса, иными словами величина флуенс, поддерживалось на одинаковом уровне 4 мДж, а изменялась лишь продолжительность импульса (50, 150 или 250 мкс) и тем самым его пиковая мощность. Оказалось, что при наименьшей из мощностей, соответствующая самому длительному из импульсов, резко возрастала глубина термонекроза. Вероятно, что в этих условиях масса перегретых продуктов, удаленных из ткани в ходе абляции, была относительно небольшой по сравнению с оставшимися, а это и обусловило глубокие термические повреждения вокруг абляционного кратера. В то же время при самом мощном из импульсов ситуация была совершенно иной, на что указывали минимальные термические повреждения вокруг кратера при высокоэффективной абляции. К сожалению, в последнем случае этот явно положительный эффект был достигнут ценой обширных механических повреждений ткани ударной волной (см. далее), что для данной ткани неприемлемо. Оптимальным для клинического использования авторы находят промежуточный по длине импульса режим (150 мкс), при котором неизбежные для данного лазера как термические, так и механические повреждения все же выражены умеренно. Приведенный пример показывает, насколько важными для результатов операции могут оказаться физические параметры лазерного излучения, а также насколько сложной и ответственной является их установка для каждого конкретного применения. Что касается практического применения рассмотренных лазеров, то они используются (особенно часто - СО2 и Ho:YAG лазеры) для манипуляций на мягких и сильно обводненных, в том числе и неокрашенных или слабо окрашенных тканях. Исходя из механизма действия, эти лазеры рационально применять для всевозможных хирургических операций, требующих эффективной абляции при минимальном термическом повреждении, в частности, на мышечной ткани, кожных покровах, ткани мочевого пузыря, тканях женских и мужских половых органов, при различных опухолях. При кровотечениях, однако, толщина термически коагулированной ткани может оказаться слишком незначительной для надежного гемостаза. Чтобы решить эту проблему, рекомендуется, как уже указывалось в случае СО2 лазера, обработка кровоточащего источника расфокусированным лучом. Для PW лазеров с этой целью рационально повысить частоту следования импульсов до значений, обеспечивающих аккумуляцию тепла между ними, достаточную для достижения требуемого эффекта. Радикальным решением данной проблемы является использование сконструированного недавно комбинированного инструмента, в котором облучение проводится одновременно нацеленными на ткань лучами СО2и Nd:YAG лазеров. Первый из лазеров при этом работает как эффективный скальпель, а второй обеспечивает гемостаз. При всех очевидных достоинствах (эффективная абляция, небольшие термические повреждения) рассматриваемых импульсных лазеров наличие побочных механических эффектов может оказаться нежелательным или даже неприемлемым фактором. Поэтому в настоящее, время делаются попытки сконструировать не импульсный, а непрерывно излучающий лазер с длиной волны около двух микрон, который бы обеспечивал хорошую абляцию при минимальной термической и полном отсутствии механической травмы. Один из таких лазеров (CW Ho:YAG лазер, ~ - 2,12 мкм) был испытан и оправдал возлагавшиеся на него ожидания в опытах на печени цыплят и коже свиньи [70], а другой (диодный лазер, ~ - 1,94 мкм) - при контактных манипуляциях на сетчатке глаза у кроликов. Механизм 3 Этот механизм в принципе сходен с механизмом 2, поскольку также предполагает расплавление облучаемого материала и его извержение под действием мощных, превышающих порог абляции, импульсов инфракрасных PW лазеров. В данном случае, однако, объектом лазерного воздействия являются твердые ткани (кость, эмаль и дентин зуба и др.),что и определяет особенности рассматриваемого механизма (рис. 5). Наибольшую роль в его понимании имели исследования, а большинство экспериментов проведено с использованием PW Er:YAG и Ho:YAG лазеров с продолжительностью импульсов 150-200 мкс. Выбор именно этих лазеров определяется высокими (особенно для Er:YAG лазера) коэффициентами поглощения указанных излучений не только в воде, но и в некоторых минералах твердых тканей, а также возможностью генерации больших (до многих десятков Дж/см2 в импульсе) значений флуенс и плотности мощности (до десятков МВт/см2) в импульсе, необходимых для достижения абляционного эффекта. Применение методов термографии, спектроскопии и сканирующей электронной микроскопии для оценки как поверхности обрабатываемого объекта, так и абляционных испарений, позволили довольно четко представить картину и динамику событий, возникающих при лазерном облучении твердых тканей. Так, при высоких значениях флуенс (до 140Дж/см') отмечена незначительная глубина (не более 7 мкм) термических повреждений эмали, этой наиболее рис. 5 твердой ткани человека. На поверхности абляционных кратеров, в зависимости от энергии в импульсе, наблюдали застывший расплав и/или более или менее интактную структуру зуба, характерную для облучаемого образца (призмы и канальцы соответственно в эмали и дентине), а среди осажденных абляционных испарений - мелкодисперсный застывший расплав (melt) и различного вида кристаллические образования. При этом эффективность абляции, оцениваемая в опытах по толщине материала, удаляемого в ходе одного импульса, находилась в логарифмической зависимости от значений флуенс для эмали и дентина и в почти линейной для пластика, имитировавшего твердое вещество кости. Согласно представлениям Хибста, быстрый разогрев твердых объектов под лучом лазера ведет к расплаву материала, причем плавлению в первую очередь подвергаются относительно низкоплавкие компоненты, в то время как более термостойкие кристаллосодержащие структуры на короткое время сохраняют исходное (то есть твердое) агрегатное состояние. Импульсный взрывообразный выброс расплава и не успевших расплавиться твердых частии за пределы объекта представляет собой, по Хибсry, феномен абляции механического типа, характерный для сравнительно низких энергий облучения. При воздействии более высоких энергий разогрев и расплавление всего облучаемого материала происходит практически одновременно, а его выброс идет уже не за счет отдельных взрывов, а путем постоянного интенсивного взрывного испарения (термальный или испарительный тип абляции по Хибсту). В действительности же, при таком облучении имеют место оба типа абляции из-за вклада относительно низкоэнергетической периферической области луча. Показано также, что при низких, а тем более субабляционных значениях флуенс ,происходит снижение выхода тепла за пределы объекта с одновременным увеличением ее поступления в ткань, сопровождающимся значительными термическими повреждениями ее структур. Можно также предполагать, что в этих условиях, помимо термических, возникнут и механические повреждения, такие, как трещины и расколы, связанные с термическим расширением нагретого ниже точки плавления твердого материала. Возможно, что именно чрезмерными термическими и/или механическими повреждениями объясняется снижение регенераторной способности кости после ее облучения Er:YAG лазером, а также появление дефектов (трещины, грубое оплавление и карбонизация поверхности) в обрабатываемой эмали и дентине при использовании CW СО2 лазера, мощность которого на несколько порядков ниже таковой у эрбиевого. Интересно, что эффективная абляция твердой ткани (эмаль зуба) может быть достигнута и при использовании PW Nd:YAG лазера при длине импульсов порядка нескольких наносекунд. Хотя излучение данного лазера слабо поглощается материалом объекта, низкая поглощающая способность, по-видимому, с избытком компенсируется исключительно высокой мощностью излучения (до 35 МВт). При этом полагают, что сильный разогрев (- 4000°С) ведет к возникновению значительных внутренних напряжений в облучаемой эмали, которые и обеспечивают взрывной выброс материала. Отсутствие же глубокого термического повреждения и трещин за пределами зоны абляции может быть объяснено соответственно высокоэффективным выбросом перегретого материала и гашением внутренних напряжений посредством своеобразной амортизирующей «прокладки» в виде расплава вдоль границы абляционного кратера. В случае меньших мощностей (- 0,5 МВт в импульсе) эффект облучения эмали данным лазером состоит в поверхностном оплавлении минералов и глубоком прогреве ткани. Er:YAG лазер чаще всего применяют ддя обработки твердых тканей зуба, особенно при кариесе. Кроме высокоэффективной абляции, и незначительной термической травматизации эмали и дентина, излучение этого лазера обладает и выраженным бактерицидным эффектом по отношению к кариогенной флоре, что делает этот инструмент особенно привлекательным для широкого использования в стоматологии. Помимо работы на тканях зуба, рассмотренные лазеры целесообразно применять для работы на костной и хрящевой тканях, для измельчения камней в просветах полых органов, например в бронхах , возможно также для обработки твердых протезов любого назначения и локализации. В заключение еще раз подчеркнем, что успешная эксплуатация лазеров, работающих в режиме механизма З, возможна лишь при строгом соблюдении энергетических параметров по отношению к конкретным объектам. Отступление от этого правила приведет к нежелательным последствиям из-за сопутствующих термических и/или механических повреждениях обрабатываемых тканей. Механизм 4 Действие этого механизма ограничено импульсными лазерами, работающими в ультрафиолетовой области, а наибольший практический интерес представляют так называемые эксимерные лазеры, в первую очередь ArF (193 нм) и ХеСl (308 нм), реже - KtF 248 нм лазеры, а также лазеры, УФ-излучения которых c длинами волн 211, 213, 263, 311 или 355 нм получают в качестве производных от исходно инфракрасных излучений Nd:YAG 1064 нм и Nd:YLF (1053 нм) лазеров. Термин «эксимер» применительно к лазерам означает русскую версию англоязычного сокращения двух слов «excited dimers» или «возбужденные димеры». Так, описывают состояние молекул некоторых газов, Ar2, F2, Xe2 или Kr2, в которых находятся эти молекулы в коде генерации излучения эксимерным лазером. Излучение ХеС1 лазера интенсивно поглощается не водными компонентами как мягких, так и твердых тканей; для ArF лазера характерен высокий коэффициент поглощения в белках и ДНК, а в прозрачной ткани роговой оболочки глаза основным хромофором при излучении этого лазера является коллаген соединительной ткани. Вода практически не поглощает излучений УФ-лазеров. В экспериментальной и клинической практике диапазон испытываемых энергий варьирует от нескольких миллиджоулей до нескольких десятков джоулей, а плотностей мощности в импульсе от нескольких мегаватт до значений свыше одного гигаватга (ГВт) на см2. По сравнению с Er:YAG лазеров, энергия фотонов в эксимерных лазерах примерно на один порядок выше. Это обстоятельство, как и отсутствие поглощения в воде, в существенной мере определяют особенности механизма взаимодействия указанных лазеров с поглощающими материалами. При взаимодействии луча эксимерного лазера с молекулами мишени энергия фотонов оказывается достаточной или даже превышает внутреннюю энергию ковалентных связей между отдельными атомами, что ведет к разрыву этих связей, распаду молекул на отдельные фрагменты и взрывообразному, со сверхзвуковыми скоростями, извержению этих фрагментов с образованием абляционного кратера (рис. 6). При энергии ковалентных связей выше 3-5 eV к фрагментации молекулы приводит одновременная и однонацеленная бомбардировка двумя фотонами. В любом случае фрагменты в виде газового облака (gaseou s products) извергаются из объекта с настолько высокой скоростью, что большая часть заключенной в них тепловой энергии не успевает передаваться на стенки образующегося кратера, которые поэтому разогреваются лишь незначительно. Таковы представления начала 80х годов о механизме данного вида абляции, который называют абляционным фотораспадом. Дальнейшие исследования главным образом последнего времени подтвердили и расширили начальные представления. рис. 6 В этих работах различными эксимерными лазерами облучали как относительно мягкие (кожа, роговица), так и более плотные (хрящ, атеросклеротические бляшки) и даже твердые (дентин и эмаль зуба) ткани с применением спектрографических, термографических и морфологических методов анализа. Выяснилось, что при параметрах энергии излучения выше порога абляции все же имеется некоторый разогрев облучаемого объекта за пределами кратера, причем прирост температуры с нарастанием значений флуенс происходил линейно, хотя и медленно. Более быстрая динамика разогрева отмечена при нарастании частоты следования импульсов. Последнее обстоятельство, как и опыты Ораевского с использованием пороговых и субабляционных параметров облучения, убедительно доказали, что в этих условиях значительная часть энергии излучения эксимерных лазеров (- 80% от ее общего количества для XeCI лазера) трансформируется в тепло в поверхностном слое облучаемого объекта. Однако при высокой (надпороговой) мощности, как и в случае механизма 3, большая часть тепла отводится за счет быстрого разлета продуктов абляции из кратера. Вероятно, из-за более высоких, чем при механизме З, мощностей, процесс отвода тепла из зоны абляции для эксимерных лазеров еще интенсивнее, чем у импульсных инфракрасных лазеров. Из-за этого тоньше и слой расплава по границе абляционного кратера, а следовательно, и меньше термических повреждений за его пределами (отсюда и еще одно название – «холодная» абляция). Наиболее наглядным экспериментальным подтверждением такого механизма служат недавние (1995) данные Хан с . В этих опытах с помощью тонкого луча K T P -Nd:YAG лазера (532 нм), нацеленного перпендикулярно на основание луча ArF (7„ - 193 нм) лазера, анализировались Романовские спектры абляционного материала на высотах от 150 до 720 мм от поверхности облучаемой роговицы. Оказалось, что в состав этого материала входили сферы диаметром около 100 нм, размеры которых убывали, по-видимому в результате распада, с увеличением расстояния от облучаемой поверхности. Расчетные спектроскопические данные позволили заключить, что эти сферы представляют собой не что иное, как микроскопические капельки обыкновенной воды. Из этого следовало, что температура облучаемой поверхности объекта при использованных параметрах абляции, по крайней мере ниже 100°С, то есть температуры парообразования воды. Соотношения между удельными энергетозатратами, идущими на обеспечение абляционного распада молекул и попутного выброса фрагментированного материала в ходе абляции при использовании ArF , а также КгF лазеров, заметно отличаются от значений, полученных Ораевским и сотр. применительно к ХеСl лазеру, причем эти различия могут варьировать также в зависимости от энергетических показателей и состава облучаемых объектов. Тем не менее, общая картина абляции представляется сходной для разных эксимерных лазеров: фотоабляционный распад ведет к формированию атомов, ионов, электронов и более крупных фрагментов молекул, которые вперемежку с частицами нераспавшегося материала извергаются из объекта в ходе абляции. Как и при механизме 2, а также механизме 3, большая часть тепла при излучении эксимерными лазерами отводится за пределы объекта, причем в случае механизма 4 такой теплоотвод является, повидимому, самым эффективным. В то же время эффективность самой абляции при равных энергозатратах для механизма 4 намного ниже, чем для механизма 2 и механизма З. Сравнение производительностей или темпов абляции для одного и того же объекта (эмаль зуба человека) показывает, что этот параметр (в данном случае - углубление абляционного кратера в нм в результате одного импульса облучения) для инфракрасного (Er:YAG) лазера на два порядка выше такового у эксимерного (ArF) лазера в перерасчете на один джоуль затраченной энергии, на четыре порядка - в расчете на один импульс и на пять - на один мегаватт мощности. Столь значительные различия в производительности, возможно, объясняются очень высокой энергоемкостью процесса фотоабляционного распада молекул, имеющего место при облучении объектов эксимерными лазерами. С другой стороны, эти лазеры, как, впрочем, и некоторые другие лазеры с сверхкороткими и сверхмощными импульсами, способны генерировать плазму, которая возникает уже в начале импульса и в значительной степени экранирует поверхность мишени от дальнейшего действия высокоэнергетических фотонов. Здесь уместно лишь бегло коснуться этого исключительно интересного, сложного и еще не до конца исследованного эффекта. Известно, что плазма возникает при очень кратковременном импульсе (1 мкс и короче), а также фокусировке на малой поверхности объекта, в результате чего по месту падения луча создаются гигантские мощности, порядка сотен мегаватт и выше. В таких условиях под действием мощного импульса происходит ионизация поверхностного слоя материала мишени и разлетающихся от нее продуктов абляции, в результате чего высокотемпературный (до 20 000° К) поток электронов и ионов со сверхзвуковой скоростью устремляется в сторону луча в виде так называемой плазмы. Процесс инициации плазмы от поверхности облучаемого лазером материала называют оптическим пробоем. В настоящее время полагают, что при обработке твердых объектов очень короткими и мощными импульсами в инфракрасной и ультрафиолетовой областях процесс абляции обязательно сопровождается формированием плазмы, причем в случае близких по значению энергий в импульсах и при их одинаковой длительности, темпы абляции за счет вклада плазмы сближаются даже при резко различающихся длинах волн лазерного излучения. Выход плазмы ведет к двум важным последствиям. Во-первых, как уже указывалось, плазменный поток экранирует мишень от лазерного луча, а это значительно снижает эффективность дальнейшей абляции, что, возможно, отчасти объясняет несоответствие между производительностью Er:YAG лазера, который в испытанном режиме не формирует плазмы, и ArF лазером, генерирующим плазму. Во-вторых, быстрое расширение плазмы порождает ударную волну, которая распространяется в материале мишени с исходной скоростью 4 км/с при давлении - 1000 атм, что при соответствующих энергетических параметрах может приводить к разрушительным для материала последствиям, анализу которых повещен следующий раздел этой главы. Вернемся, однако, к эксимерным лазерам. Итак, для этих лазеров благодаря формированию плазмы и, возможно, слишком высоким энергозатратам на разрушение материала, характерен относительно низкий темп абляции при облучении твердого материала. Этими же причинами , по-видимому, объясняется слабая, в сравнении с другими лазерами, зависимость между производительностью и значениями флуенс, а также наличие порога, выше которого темп абляции уже не нарастает при дальнейшем увеличении энергии. Показано, что пороги абляции у эксимеров, как, впрочем, и у других лазеров, при обработке твердых тканей выше по сравнению с таковыми у мягких, а процесс абляции требует более высоких энергий. Практическое использование эксимерных лазеров следует из механизма их действия на ткани. Из-за их относительно низкой производительности девали целесообразно использовать эти инструменты для вмешательств, требующих рассечений или ликвидации массивных образований. Наоборот, эти лазеры очень полезны для тонкой, прецизионной работы, при которой необходима абляция миниатюрных объемов материала с минимальным повреждением окружающих тканей. Последнее как раз и удается обеспечивать из-за незначительного разогрева материала вокруг абляционного кратера («холодная» абляция), характерного для эксимеров. Поэтому чаще всего эти лазеры рекомендуют для точных операций на оболочках глазного яблока, удалении атеросклеротических бляшек, в некоторых операциях на хрящах, кости; в твердых тканях зуба они могут быть рекомендованы 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 носовой полости, для компенсации недостаточной термокоагуляции и, следовательно, гемостатических возможностей эксимерных лазеров, возможно их комбинированное применение в сочетании с обычным инфракрасным лазером, способным обеспечивать надежный гемостаз. Во всяком случае, такая возможность была экспериментально и клинически апробирована при использовании ХеС1 в паре с CW Nd:YAG лазером, энергия которых подавалась на объект через единый световод. Как и в случае механизма 3, увеличение термокоагулирующих свойств ультрафиолетовых импульсных лазеров может быть достигнуто также путем ускорения частоты следования импульсов и в меньшей степени - повышением значений флуенс . Завершая анализ рассмотренных механизмов взаимодействия лазерных излучений с различными объектами, мы сознательно опустили здесь сведения о целом ряде PW лазеров, излучающих в видимой области спектра, поскольку механизм абляции у них исследован недостаточно по сравнению с другими, исключительно важными для хирургической практики эффектами. Примеры лазерных установок применяемых в хирургии ГОЛЬМИЕВЫЙ ЛАЗЕР 2,09 мкм Эффективное резание и коагуляция биоткани при отсутствии ожогов и карбонизации ткани Передача излучения по оптическому волокну Проведение эндоскопических и лапароскопических операций Отсутствие послеоперационного рубцевания Двухмикронное излучение гольмиевого лазера безопасно для глаз Высокая импульсная мощность излучения Низкие эксплуатационные расходы Технические характеристики Тип лазера: Ho:YAG - твердотельный гольмиевый лазер Длина волны: 2,09 мкм Режим работы Импульсный, 600 мкс Выходная мощность: до 15 Вт Энергия импульса до 3 Дж Частота повторения импульсов до 17 Гц Управление Микропроцессорное Наведение луча Пилотный КТР - лазер (контрастного зеленого спектра излучения) Вывод излучения Гибкий световод 400, 600 мкм, длина 3 м SMA-разъем Охлаждение: Замкнутый контур вода-воздух Питание: 220 В, 50 Гц, 16 А Габариты: 76 х 51 х 23 см Вес: 35 кг Гольмиевый лазер серии "Compact" Несколько меньшие мощностные характеристики гольмиевого лазера "Compact" по сравнению с лазером "TRIPLE", тем не менее, позволяют с успехом использовать его в хирургии: литотрипсия, ЛОР-хирургия, дерматология и др. Технические характеристики Тип лазера: Ho:YAG - твердотельный гольмиевый лазер Длина волны: 2,09 мкм Режим работы Импульсный, 600 мкс Выходная мощность: до 15 Вт Энергия импульса до 3 Дж Частота повторения импульсов до 17 Гц Управление Микропроцессорное Наведение луча Пилотный КТР - лазер (контрастного зеленого спектра излучения) Вывод излучения Гибкий световод 400, 600 мкм, длина 3 м SMA-разъем Охлаждение: Замкнутый контур вода-воздух Питание: 220 В, 50 Гц, 16 А Габариты: 76 х 51 х 23 см Вес: 35 кг "Плазма-"Р" Аппарат CO2 лазерный стоматологический хирургический АЛСХ-5 "Плазма-"Р" ("Стокос") в 1999 году признан одним из 100 лучших товаров России. Портативный аппарат на основе CO2-лазера с подачей излучения к области воздействия через зеркально-шарнирный светопровод. Основное достоинство аппарата АЛСХ-5 "Плазма-"Р" ("Стокос") - возможность широкого применения лазерных методов лечения в поликлинических условиях для массового амбулаторного приема. Применение аппарата сокращает сроки лечения, при этом исключаются образование келоидных рубцов, рецидивы и метастазирование. Области применения: стоматология, челюстно-лицевая хирургия. Применения: - патологические элементы и патологически измененные ткани при заболеваниях пародонта и слизистой оболочки полости рта, - хронический афтозный стоматит и стоматит Сеттона, - хейлиты, лейкоплакии, многоформная экссудативная эритрема и пр., - фурункулы и карбункулы шеи и лица, другие воспалительные процессы на мягких тканях, - заболевания слюнных желез, в том числе удаление камней. Аппарат может использоваться также в эстетической хирургии для - пластических операций на лице и слизистой оболочке полости рта, - шлифования кожи методом лазерной абляции, - устранения врожденных и приобретенных дефектов носа, губ, век, - устранения родинок, бородавок, неврусов, пигментации, татуировок. Аппарат разработан в сотрудничестве с Центральным НИИ стоматологии (г. Москва) Аппарат рекомендован к применению в медицинской практике Комиссией по приборам, аппаратам, инструментам и материалам, применяемым в стоматологии, Комитета по новой медицинской технике Министерства здравоохранения Российской Федерации ( протокол № 1 от 26.02.1998 г.) Параметры Характеристика Срок службы, лет, не менее Масса, кг, не более Габариты, мм, не более Потребляемая мощность, Вт, не более Питание, В, Гц Время воздействия лазерным излучением, с Длина волны рабочего лазерного излучения, мкм Диапазон регулирования средней мощности рабочего лазерного излучения на выходе светопровода, Вт Время непрерывной работы, ч аппарат АЛСХ-5 "Плазма-"Р" ("СТОКОС") 5 16.8 455х290х195 350 220, 50 1-99 10.6 0.5-5 8 "ЛАМЕДА" МЕДИЦИНСКИЕ АППАРАТЫ НА БАЗЕ ПОЛУПРОВОДНИКОВЫХ ЛАЗЕРОВ Области применения: Гастроентерология Гинекология Дерматология Диагностика Интерстициальная термотерапия Косметология Нейрохирургия Онкология Отоларингология Офтальмология Проктология Стоматология Терапия Урология Клинические результаты Хирургия Методы воздействия: Коагуляция Деструкция Испарение Фотодинамическая терапия Устройство: Основу лечебных аппаратов "Ламеда" различного назначения составляют полупроводниковые лазеры, генерирующие излучение нужной длины волны. Полученное излучение с помощью электронных и оптических устройств формируется в излучение с самыми разнообразными характеристиками нужными для работы врачей в различных областях медицины. Далее излучение лазеров с помощью специальных оптоволоконных устройств направляется в гибкий световод толщиной от 100 до 1000 мкм. Такой вывод излучения предельно удобен в работе и может комплектоваться с различными насадками для формирования различных областей облучения. Основные характеристики: Длина волны 532, 630, 662, нм (и другие по заказу) Мощность излучения: от 0,5 до 3 Вт (± 2 %) Режим непрерывный, импульсный Длительность импульса от 50 до 1000 мс (± 5 %) Время между импульсами от 50 до 1000 мс (± 5 %) Время экспозиции от 1 до 120 минут (± 5 %) Световод - длина до 3 м - диаметр от 200 до 1000 мкм Питание от сети переменного тока 50±0,5 Гц, 220 В (±10%) Потребляемая мощность не более 200 - 350 ВА. Время выхода на рабочий режим 3 мин. Время непрерывной работы не более 8 ч Масса 4 кг Габаритные размеры не более 187х290х320 мм "ЛАМЕДА"-Х УНИВЕРСАЛЬНЫЙ АППАРАТ ДЛЯ ХИРУРГИИ НА БАЗЕ ПОЛУПРОВОДНИКОВЫХ ЛАЗЕРОВ Области применения: Гастроентерология Гинекология Дерматология Косметология Нейрохирургия Онкология Отоларингология Офтальмология Проктология Стоматология Урология Хирургия Методы воздействия: Коагуляция Деструкция Испарение Основные характеристики: Длина волны Мощность излучения: - непрерывный режим - импульсный режим Длительность импульса 810, 850, 980, 1003, 1030, 1060, 1450 нм от 1,5 до 60 Вт (± 2 %) до 100 Вт от 50 до 1000 мс (± 5 %) Время между импульсами Время экспозиции Световод - длина - диаметр Пилотный луч Питание Потребляемая мощность Время выхода на рабочий режим Время непрерывной работы Масса Габаритные размеры от 50 до 1000 мс (± 5 %) от 1 до 120 минут (± 5 %) до 3 м от 200 до 1000 мкм зеленый или красный от сети переменного тока 50±0,5 Гц, 220 В (±10%) не более 200 - 350 ВА. 3 мин. не более 8 ч 4 кг не более 187х290х320 мм "ЛАЦЕТ-1" ХИРУРГИЧЕСКИЙ АППАРАТ НА БАЗЕ CO2-ЛАЗЕРА Области применения: Гастроентерология Гинекология Дерматология Косметология Нейрохирургия Онкология Отоларингология Офтальмология Проктология Стоматология Урология Хирургия Лазерные хирургические аппараты серии "Ланцет" являются универсальным режущим средством и могут быть использованы на ключевых этапах хирургических вмешательств. Показаниями к применению лазерного излучения во время операции служат: необходимость проведения операций на обильно кровоснабжаемых органах, когда требуется полный гемостаз, а его выполнение обычными способами сопровождается большой кровопотерей необходимость стерилизации гнойных ран и профилактики возможного микробного загрязнения чистых операционных ран (это обстоятельство чрезвычайно важно в регионах с тропическим климатом) необходимость прецизионной техники оперативных вмешательств оперативные вмешательства у больных с нарушением свертывания крови Метод водздействия: Резка. Испарение. Коагуляция. Стерилизация. Основные характеристики: Длина волны 10,6 мкм Выходная мощность 0,1-20 Вт Мощность в режиме Медипульс 50 Вт Диаметр лазерного луча) 200, 300, 500 мкм Пилотный луч 635 нм 2 мВт Режимы непрерывный, импульсно-периодический, Медипульс Время экспозиции 0,1 - 25 мин Длительность импульса 0,05 - 1,0 с Время между импульсами 0,05 - 1,0 с Пульт управления выносной Включение излучения ножная педаль Удаление продуктов сгорания система эвакуации дыма* Радиус рабочего пространства 1000 мм Система охлаждения автономная, воздушно-жидкостного типа Питание 220 В, 50 Гц Потребляемая мощность 600 Вт Габаритные размеры 640х440х240 мм Масса 25 кг * - система эвакуации дыма поставляется по отдельному заказу Твердотельный лазер с диодной накачкой «Изумруд». Может служить заменой аргоновым системам ПРИМЕНЕНИЕ: ТРАНСПУПИЛЛЯРНАЯ ПАНРЕТИНАЛЬНАЯ ФОТОКОАГУЛЯЦИЯ ПРИ ЛЕЧЕНИИ ДИАБЕТИЧЕСКОЙ РЕТИНОПАТИИ, ТРОМБОЗАХ ЦЕНТРАЛЬНОЙ ВЕНЫ СЕТЧАТКИ И ДРУГИХ ПАТОЛОГИЯХ ГЛАЗНОГО ДНА; ТРАНСПУПИЛЛЯРНОЕ ЛЕЧЕНИЕ РЕТИНАЛЬНЫХ РАЗРЫВОВ СУБРЕТИНАЛЬНЫХ НЕОВАСКУЛЯРНЫХ МЕМБРАН, КОАГУЛЯЦИЯ ГЛАЗНЫХ ОПУХОЛЕЙ. РЕТИНОПЕКСИЯ ПРИ ВНУТРИГЛАЗНЫХ ИНОРОДНЫХ ТЕЛАХ; ЭНДОЛАЗЕРКОАГУЛЯЦИЯ СЕТЧАТКИ И ЦИЛИАРНОГО ТЕЛА; ПРИ ИСПОЛЬЗОВАНИИ АДАПТЕРА К НЕПРЯМОМУ ОФТАЛЬМОСКОПУ ЛЕЧЕБНЫЕ ВОЗМОЖНОСТИ ЗНАЧИТЕЛЬНО РАСШИРЯЮТСЯ (В ОПЕРАЦИОННОЙ, У ЛЕЖАЧИХ БОЛЬНЫХ, В ДЕТСКОЙ ПРАКТИКЕ).ЛЕЧЕНИЕ ВОЗМОЖНО ПРИ УЗКОМ ЗРАЧКЕ БЕЗ ПРИМЕНЕНИЯ КОНТАКТНЫХ ЛИНЗ; ХИРУРГИЯ РАДУЖКИ И ТРАБЕКУЛЫ. ДОСТОИНСТВА: ОПТИЧЕСКИЙ РАЗЪЕМ SMA-905 ОБЕСПЕЧИВАЕТ СОВМЕСТИМОСТЬ СО СВЕТОВОДНЫМ ИНСТРУМЕНТОМ ИМПОРТНОГО И ОТЕЧЕСТВЕННОГО ПРОИЗВОДСТВА; ПРИНЦИП «ВКЛЮЧАЙ И РАБОТАЙ» СВОДИТ К МИНИМУМУ НЕОБХОДИМОСТЬ В ПУСКОНАЛАДОЧНЫХ РАБОТАХ; НЕБОЛЬШИЕ ГАБАРИТЫ И ВЕС. Основные технические характеристики Длина волны лазерного излучения, мкм Максимальная мощность излучения на выходе оптического волокна диаметром 50 мкм 0.532 1.5 Диапазон регулировки мощности, Вт 0.1 – 1.5 Длина волны прицельного луча, мкм 0.65 – 0.67 Мощность прицельного луча, мВт 1 Количество уровней яркости прицельного луча 10 Минимальный диаметр световода, мкм Режим работы 50 непрерывный, импульсный Длительность импульса, с 0.05 – 5 Частота следования импульсов, Гц 0.5 – 9.9 Габариты прибора не более, мм Масса, кг Диапазон рабочих температур, oC Напряжение питания прибора/ частота, В/ Гц Потребляемая мощность не более, Вт 400 х 300 х 150 12 от +15 до +35 200 – 240 / 50 – 60 400 MeDioStar MeDioStar - мощный, высокопроизводительный полупроводниковый лазер для быстрого, безболезненного и безопасного удаления нежелательных волос. MeDioStar - в настоящее время самое новое и наиболее интересное решение для целей лазерной эпиляции. В его конструкции заложены технические решения, учитывающие мировой опыт, накопленный в этой области. MeDioStar выделяется среди других лазеров своими энергетическими характеристиками, расширенным диапазоном частоты следования импульсов, а также большим размером рабочего пятна, что определяет его уникальную эффективность для эпиляции. Длительность импульса автоматически оптимизируется с учетом требований эффективности и безопасности. В лазере применяется технология двойного импульса, снижающая возможные тепловые нагрузки на кожу пациента. Рабочая длина волны излучения лазера MeDioStar позволяет его свету действовать даже на самые глубокорасположенные в дерме фолликулы. Специальный наконечник для контактной методики воздействия обеспечивает действенность процедуры. Особые меры предприняты для обеспечения повышенной однородности энергии по сечению рабочего пятна и по охлаждению кожи пациента во время процедуры, что вместе с упомянутой оптимизированной длительностью импульса обеспечивает минимум побочных проявлений при уникальном косметическом эффекте и наименьшем дискомфорте пациента. Er:YAG Dermablate Er:YAG Dermablate - косметологическая лазерная система предназначена для: сглаживания морщин (в отличие от устаревшего СО2 лазера она способна гораздо более щадяще производить абляцию кожи, после которой не возникает рубцовых изменений); убирания пигментных пятен; убирания угревых высыпаний; и многого другого, что необходимо в современной косметологии. Лазер на Er:YAG благодаря своей длине волны 2,94 мкм, соответствующей максимуму поглощения воды, идеально приспособлен для точного поверхностного съема кожи с минимальными тепловыми повреждениями ткани. Являясь твердотельным лазером, исполненным для соответствующих областей применения, он отличается компактной конструкцией, не требует значительного ухода и обладает долгим сроком службы, соответствует признанным правилам техники и всем предписаниям по безопасности. Velure S9 Velure S9 - хирургический лазер Применение: • • • • Общая стоматология. Отбеливание эмали. Общая хирургия. Эндоскопия. Отоларингология. Гинекология. В аппарате Velure S9 источник излучения диодный лазер с длиной волны 980 нм самого последнего поколения. Это излучение, прекрасно поглащается водой и гемоглобином, превосходно коагулируя и вапоризируя каждый тип ткани. Velure S9 может рассматриваться, как всесторонний, безопасный и совершенный лазер, применимый для работы на наиболее мягких тканях. Новый лазер Velure S9 для лечения в хирургической стоматологии и пародонтологии. Velure S9 применим для всех действий на мягкой ткани полости рта и зубов, типа: френектомиии и френотомии, гингивэктомии и гингивопластики, пульпита, дизинфекциии корневого канала, рассечение и дренаж абсцессов, которые могут быть выполнены с локальной анастезией и с превосходным гемостазом, безболез- ненно и с сильным сокращением бактериологической флоры. У Velure S9/15 специализированное программное обеспечение показывает три предварительно установленные программы обработки: Endodontia, Paradontology и Bleaching и различные хирургические опции Surgical. Новый лазер Velure S9/30 также эффективен в ENT и общей хирургии. Высокая производительность, комбинируемая с минимумом или незначительным тепловым повреждением делает новый лазер Velure S9/30 идеальным для общей хирургии и ENT. С одиночным универсальным наконечником, различной длины и гибкой канюлей, Velure S9/30 может удовлетворять любой операционный запрос проницательного хирурга. Некоторые возможные операционные примениния: тонзиллэктомия, полипэктомия, трахеостеноз, гемиглоссектомия, повреждения ротовой полости и тиреоидэктомия. BeautyStar 532 (Velure S5) BeautyStar 532 (Velure S5) - сосудистый лазер BeautyStar 532 - сосудистый лазер предназначен для обработки дефектов кожи: телеангиэктазия, винные пятна; куперозы, старческие ангиомы; сосудистая сеточка, вены на ногах и др. Высокая мощность в зеленом луче: BeautyStar 532 BeautyStar 532 компактный и легкий в использовании прибор. Прибор не требователен к электропитанию благодаря потребляемой мощности менее 500 Вт. Высокая абсорбция излучения 532 нм кровью делает BeautyStar 532 идеальным прибором для обработки различных сосудистых дефектов и ногих других применений в дерматологии. Ruby Star Ruby Star - рубиновый лазер для эпиляции, устранения татуировок и пигментных пятен Рубиновый лазер Ruby Star - наиболее апробированное и недорогое решение для лазерной эпиляции. Этот тип лазера был первым одобрен FDA (Food and Drug Administration - агенство в США, контролирующее введение в практику всех медицинских и пищевых препаратов и приборов) как лазер, который может применяться в качестве эпиляционного прибора. Именно с рубиновым лазером работало большинство исследователей, проводивших клинические испытания по эпиляции световыми пучками. Рубиновый лазер является наиболее проверенным лазерным эпилятором, доказавшим долговременной практикой свою эффективность и безопасность. Косметический эффект рубинового лазера для целей удаления нежелательных волос основан на свойстве меланина волоса сильно поглощать излучение с длиной волны 694 нм, в то время, как кожа поглощает его лишь в незначительной степени. Благодаря этому волос термически разрушается, а кожа остается нетронутой. В лазере Ruby Star применяется особая контактная методика доставки излучения к коже пациента. Это повышает эффективность эпиляции, а также, что немаловажно, радикально снижает долю отраженного и рассеянного излучения, практически полностью устраняя неоправданное облучение лазерным светом обслуживающего персонала, свойственное, например, александритовым лазерам. С точки зрения экономической эффективности важной характеристикой является скорость (или производительность) эпиляции, измеренная в см2/с - то есть обрабатываемая площадь в единицу времени. Скорость проведения процедуры эпиляции прямо пропорциональна частоте следования импульсов и диаметру рабочего пятна. Ruby Star обладает рекордным размером рабочего пятна среди представленных на рынке рубиновых лазеров - 14мм. В специальном режиме ультракоротких импульсов (примерно в сто раз короче, чем в обычном режиме), так называемом Q-Switch режиме, Ruby Star эффективно удаляет татуировки (особенно хорошо черные, синие и зеленые), а также пигментные пятна. Такое расширение возможностей лазера Ruby Star по сравнению с другими представленным на рынке эпиляционными приборами является важным фактором, обеспечивающим значительное сокращение срока окупаемости установки. Multipulse - CO2 Multipulse - CO2 лазер для хирургии и косметологии Применение: • Пластическая хирургия (блефаропластика, ринопластика, отопластика и др.) • Отоларингология (увулапалатопластика, стапедэктомия, лечение эпителиальных дисплазий, опухолей гортани, удаление полипов, стенозов и др.) • Гинекология (удаление папилом, кондилом, карцином, лечение эрозии шейки матки, лейкоплакий и др.) • Дерматология (шлифовка и дермабразия кожи, удаление фибром, кондилом, невусов, бородавок, новообразований и др.) • Общая хирургия (резка, абляция, коагуляция тканей) Возможность селекции режимов воздействия при наличии расширенного инструментального набора обеспечивает хирургу точное и предсказуемое воздействие на ткань, предопределяя гарантированный лечебный результат и быстрое заживление. Применение Multipulse в косметологии обеспечивает гемостатический эффект при лазерной шлифовке кожи и разглаживании морщин, в том числе глубоких. Используя Multipulse, врач имеет возможность в каждом конкретном случае гарантировать оптимальную комбинацию между испарением (абляцией) ткани и термическими эффектами для достижения необходимого результата в омоложении кожи и обновлении коллагена, тем самым, создавая радикальный и длительный косметический эффект. Список литературы. 1. www.azgar.by/theory.html 2. www.плазма.com 3. www.lasermedical.ru 4. www.linline.com 5. www.rosslynmedical.com/ru 6. http://lascom.narod.ru/pr_laser.htm 7. www.bio-test.ru/ 8. www.medlaser.ru 9. www.dobriysvet.com/ 10.www.lasermed.ru 11.www.mechatron.ru/ 12.http://binom.kaluga.ru/ 13.www.vitta-ag.ru 14.www.candelalaser.com 15.http://laserinfo.nm.ru
