авторефераты диссертаций БЕСПЛАТНАЯ  БИБЛИОТЕКА

АВТОРЕФЕРАТЫ КАНДИДАТСКИХ, ДОКТОРСКИХ ДИССЕРТАЦИЙ

<< ГЛАВНАЯ
АГРОИНЖЕНЕРИЯ
АСТРОНОМИЯ
БЕЗОПАСНОСТЬ
БИОЛОГИЯ
ЗЕМЛЯ
ИНФОРМАТИКА
ИСКУССТВОВЕДЕНИЕ
ИСТОРИЯ
КУЛЬТУРОЛОГИЯ
МАШИНОСТРОЕНИЕ
МЕДИЦИНА
МЕТАЛЛУРГИЯ
МЕХАНИКА
ПЕДАГОГИКА
ПОЛИТИКА
ПРИБОРОСТРОЕНИЕ
ПРОДОВОЛЬСТВИЕ
ПСИХОЛОГИЯ
РАДИОТЕХНИКА
СЕЛЬСКОЕ ХОЗЯЙСТВО
СОЦИОЛОГИЯ
СТРОИТЕЛЬСТВО
ТЕХНИЧЕСКИЕ НАУКИ
ТРАНСПОРТ
ФАРМАЦЕВТИКА
ФИЗИКА
ФИЗИОЛОГИЯ
ФИЛОЛОГИЯ
ФИЛОСОФИЯ
ХИМИЯ
ЭКОНОМИКА
ЭЛЕКТРОТЕХНИКА
ЭНЕРГЕТИКА
ЮРИСПРУДЕНЦИЯ
ЯЗЫКОЗНАНИЕ
РАЗНОЕ
КОНТАКТЫ


Pages:   || 2 |
-- [ Страница 1 ] --

СОВРЕМЕННЫЕ ЛАЗЕРНЫЕ АППАРАТЪ

ДЛЯ ХИРУРГИИ И СИЛОВОЙ ТЕКШИЙ

НА ОСНОВЕ ЩрЛУПРОВОДНИКОВЫХ

и волойоннмх^ляЕщ

Рекомендации по выбору и применению

МОСКВА

датель И. В. Балабанов

2009

Научно-техническое объединение «ИРЭ-Полюс»

В. П. Минаев, К. М. Жилин

СОВРЕМЕННЫЕ ЛАЗЕРНЫЕ АППАРАТЫ

ДЛЯ ХИРУРГИИ И СИЛОВОЙ ТЕРАПИИ

НА ОСНОВЕ ПОЛУПРОВОДНИКОВЫХ И

ВОЛОКОННЫХ ЛАЗЕРОВ

Рекомендации по выбору и применению МОСКВА Издатель И. В. Балабанов 2009 ББК 32.86-5 УДК 615.849.19;

616.381-0532.2-072.1 С56 В. П. Минаев, К. М. Жилин С56 Современные лазерные аппараты для хирургии и силовой терапии на основе полупроводниковых и волоконных лазеров. Рекомендации по выбору и применению. - М : Издатель И. В. Балабанов, 2009. - 48 с: ил.

ISBN 978-5-91563-037- Создание на основе полупроводниковых и волоконных лазеров недорогих портативных и надежных аппаратов позволило внедрить в широкую медицинскую практику высокоэффективных лазерных технологий. Это повысило качество лечения, сократило его сроки, а во многих случаях дала возможность провести лечение без госпитализации в условиях дневного стационара или поликлиники.

Возможность выбора длины волны рабочего излучения и временного режима работы позволяет подобрать оптимальные, для решения конкретных задач, характер и глубину воздействия на биоткани. Использование волоконного вывода излучения позволяет успешно использовать его в малоинвазивных эндоскопических и пункционых операциях.

Рассматриваются особенности воздействия лазерного излучения на биоткани.

На примере лазерных аппаратов семейства ЛСП - «ИРЭ-Полюс» - рассматриваются их свойства и возможности, а также используемые с ними инструментарий и приспособления.

Представлен обзор возможных применений лазерных технологий в оториноларингологии, стоматологии, гинекологии, проктологии, дерматологии, травматологии и ортопедии, кардиологии, для лечения различных видов сосудистой патологии.

Даются рекомендации по выбору характеристик аппаратов в зависимости от предполагаемой области применения.

Представлены рекомендации по технике безопасности при работе с лазерным излучением.

Материал предназначен для широкого круга врачей и организаторов здравоохранения, студентов медицинских вузов и факультетов технических вузов, готовящих специалистов области медицинской техники.

© ООО НТО «ИРЭ-Полюс»

ISBN 978-5-91563-037-9 © В.П.Минаев, К.М.Жилин ПРЕДИСЛОВИЕ Брошюра подготовлена ведущим сотрудником Научно-технического объединения «ИРЭ Полюс», членом Коллегии национальных экспертов стран СНГ по лазерам и лазерным технологиям и Научно-технического Совета Лазерной Ассоциации, кандидатом технических наук В.П.Минаевым в соавторстве с К.М.Жилиным.

Авторы на основании 15-летнего опыта работы в области разработки лазерного медицинского оборудования и тесного сотрудничества с врачами практического здравоохранения, сотрудниками ведущих научных медицинских учреждений РФ, обобщили и систематизировали информацию о современных отечественных аппаратах для хирургии и силовой терапии с диодными и волоконными лазерами, а также разработанных на их основе медицинских технологиях.

Описание эффективности, преимуществ и недостатков медицинских технологий основано на особенностях биофизических процессов, происходящих при воздействии лазерного излучения на различные биоткани, а также на результатах научных медицинских исследований. При этом учтены методические рекомендации, пособия для врачей, а также медицинские технологии, утвержденные Росздравнадзором.

Появление в последние годы на рынке множества новых медицинских лазеров, различных производителей и фирм не позволяют большинству врачей правильно ориентироваться в возможностях применения тех или иных лазерных аппаратов и адекватном использовании необходимых параметров лазерного излучения в медицинской практике.

В простой, понятной и доступной форме авторами обосновываются принципы выбора длины волны рабочего излучения для различного применения в медицине с учетом физики распространения света в биотканях (поглощение, отражение, рассеивание). Приведенные спектры поглощения различных биологических субстанций (протеина, гемоглобина, воды, меланина и др.) позволяют практическому врачу понять особенности проникновения лазерного излучения в зависимости от длины волны и преобладания в тканях тех или иных биологических субстратов. Обоснованы оптимальные длины волн лазерного излучения для получения либо режущего, либо кровоостанавливающего эффекта, которые определяют основную эффективность вмешательств с использованием лазеров. Показано, что современные аппараты на основе полупроводниковых и волоконных лазеров с различными длинами волн рабочего излучения, в частности, производимые Научно-техническим объединением «ИРЭ-Полюс», обладают прекрасными техническими характеристиками, имеют малые габариты и энергопотребление, надежны и устойчивы в работе, с большим рабочим ресурсом. Они хорошо могут размещаться как на современных эндоскопических стойках, так и в обычной операционной.

Не менее важным является выбор инструментов при работе с лазерными приборами.

Авторы систематизировали способы воздействия и обосновывали выбор различных инструментов (диффузоров, фокусаторов и т.д.), а также держателей, зажимов и сменных наконечников для фиксации световодов.

Особо хотелось бы отметить раздел, который рассматривает области применения и использования лазерный аппаратов. На основе опыта ведущих медицинских исследовательских центров выполненных с обоснованием на основе принципов доказательной медицины, с хорошими иллюстрациями приводятся показания к использованию лазеров в оториноларингологии, сосудистой хирургии, стоматологии, гинекологии и проктологии, травматологии и ортопедии, нейрохирургии, кардиологии, а также в детской и общей хирургии. Описываемые технологии являются малоинвазивным, как правило, амбулаторными или стационарозамещающими. Это позволяет повысить эффективность лечения, сократить время госпитализации.

Представленные рекомендации являются хорошей основой для выбора лазерной техники и медицинских лазерных технологий с целью оснащения лечебных учреждений. Применение их позволит улучшить качество лечения, сократить сроки реабилитации, приведет к снижению частоты осложнений и рецидивов, повысит использование материальных средств и обеспечит экономическую эффективность.

Она может быть рекомендована врачам, организаторам здравоохранения, студентам и аспирантам медицинских ВУЗов.

доктор медицинских наук, профессор, заслуженный деятель науки РФ, заведующий кафедрой общей хирургии Челябинской Государственной Медицинской Академии, руководитель Межвузовского медико-физического центра «Фотомед»

при ЧелГМА и ЧелГУ, член Коллегии национальных экспертов стран СНГ по лазерам и лазерным технологиям В. А. Привалов 1. ВВЕДЕНИЕ В конце 60-х гг. прошлого века у врачей появился новый инструмент, обладающий уникальными свойствами - лазерное излучение. Прежде всего, свет, генерируемый лазером, представляет собой практически параллельный луч, который может быть сфокусирован в пятно малого диаметра на объекте воздействия. При его поглощении в биологических тканях (далее - «биотканях») выделяется тепловая энергия, которая в зависимости от мощности может локально нагревать, коагулировать биоткани, резать и испарять их. Отсюда и преимущества по сравнению с традиционным скальпелем:

высокая температура обеспечивает коагуляцию в зоне реза, благодаря чему уменьшаются кровопотери, хирург может работать на сухом операционном поле;

высокая температура в зоне действия лазерного излучения обеспечивает стерилизацию ран, снижается риск заражения различными инфекциям;

указанные выше преимущества позволяют уменьшить потребности в медикаментах, в частности, в антибиотиках;

лазерные воздействия при правильном выборе параметров излучения сопровождаются минимальным отеком тканей, уменьшаются операционные и послеоперационные боли, снижается вероятность послеоперационных осложнений;

использование для подачи лазерного излучения в операционную зону гибких волоконных световодов делает лазерные аппараты идеальным инструментом для проведения малоинвазивных эндоскопических и пункционных операций;

сокращаются послеоперационный период и сроки лечения, при этом госпитализация во многих случаях может быть заменена амбулаторным лечением;

повышается удобство работы врача.

С момента начала применения лазеров в медицинских целях разработаны (при этом весьма весом вклад советских и российских врачей) эффективные лазерные хирургические технологии лечения различных заболеваний, и лазерный скальпель стал привычным инструментом для врачей крупных медицинских центров. Уникальные свойства лазерного излучения позволили разработать новые высокоэффективные методы лечения, основанные на таком воздействии лазерного излучения на биоткани, которое с одной стороны приводит к изменению их физического состояния, с другой стороны, не связано с воздействием в виде сечения или удаления биоткани, характерным для хирургии. Представляется целесообразным объединить такие технологии термином «силовая лазерная терапия», чтобы обозначить отличие от низкоинтенсивной лазерной терапии, использующей лазерное излучение с биостимулирующими уровнями мощности.

В начале 90-х гг. прошлого столетия появились недорогие и надежные мощные полупроводниковые лазеры (лазерные диоды). Немного позднее появились лазеры на активированном волокне, способные генерировать излучение мощностью в единицы, а затем десятки и сотни Ватт. Все это позволило создавать на основе полупроводниковых и волоконных лазеров медицинские аппараты для хирургии и силовой терапии с прекрасными эксплуатационными характеристиками: габаритами, массой (около 10 кг) и энергопотреблением (порядка 100 Вт). Поскольку полупроводниковые лазеры можно просто модулировать по питанию, с их помощью легко реализуются различные временные (непрерывный, импульсный и импульсно-периодический) режимы работы.

Немаловажно, что благодаря высокой надежности и простоте управления аппараты на основе полупроводниковых и волоконных лазеров не требуют инженерного обеспечения при работе. Наконец, такие аппараты оказываются дешевле аналогов на основе твердотельных и газовых лазеров. К этому добавляется более низкая стоимость эксплуатации, обусловленная отсутствием периодических профилактических работ.

Но и этим дело не ограничивается: расширился выбор длин волн лазерного излучения. От длины волны излучения наиболее зависит, каким хромофором (веществом поглотителем) и насколько сильно будет в основном поглощаться это излучение. Это в свою очередь определяет глубину его проникновения в биоткани и характер воздействия на них. То есть врачи получили возможность большого выбора характера воздействия на биоткани.

К сожалению, в литературе накопилось изрядное количество недостоверных сведений и основанных на них некорректных рекомендаций. Грешат этим не только рекламные проспекты, но также справочные материалы и научные публикации. На это накладывается желание некоторых производителей любым способом навязать покупателям свою продукцию, даже путем искажения информации о ее возможностях. Результатом такого положения являются обманутые ожидания врачей, скептическое отношение к лазерным медицинским технологиям, мнение о том, что эти технологии являются не более чем приманкой, которую используют коммерческие клиники для привлечения клиентов.

Это, а также недостаток достоверной информации о современной лазерной аппаратуре и созданных на ее основе технологиях, мешает внедрению в массовое здравоохранение.

Попыткой восполнить этот пробел, и является настоящая публикация, призванная познакомить с существующими лазерными медицинскими технологиями и лазерными аппаратами, с помощью которых эти технологии осуществляются. Представленный материал призван помочь в выборе оптимальной аппаратуры в зависимости от профиля и уровня медицинского учреждения.

Не следует рассматривать лазерные скальпели как аппарат призванный заменить другие инструменты во всех случаях. Это эффективный инструмент, входящий в арсенал современных хирургических инструментов, и, в идеале, должен использоваться только тогда, когда его использование оказывается лучшим выбором по сравнению с другими инструментами.

Работа основана на более чем 15-летнем опыте работы в области разработки лазерного медицинского оборудования и сотрудничества с врачами в разработке и использовании лазерных медицинских технологий. Чтобы избежать неточностей рассматриваются в основном те типы лазеров и области применения, которые лежат в сфере профессиональной деятельности авторов, поэтому рассмотрение сделано для лазерных скальпелей семейства ЛСП-«ИРЭ-Полюс», содержащего аппараты, работающие на различных длинах волн излучения и перекрывающего большинство областей применения. Особенно следует отметить, что приведенные описания медицинских технологий затронуты в основном с точки зрения биофизических процессов, происходящих при воздействии излучения на биоткани, и не могут рассматриваться как руководство к действиям врача. Эту информацию следует получать в ходе обучения в аккредитованных организациях, у врачей, владеющих лазерными технологиями (лучше у их разработчиков), из методических рекомендаций и пособий для врачей, а также из медицинских технологий, утвержденных Росздравнадзором. Информация об этих материалах указана в ссылках.

Практика показала, что большинство потребителей нашей продукции стремится получить краткую и простую информацию по выбору аппаратуры для своей деятельности. Поэтому начинается настоящая публикация с Раздела 2, содержащего таблицы возможных применений и рекомендуемых параметров используемых для этих применений лазерных аппаратов, указываются некоторые медицинские центры и врачи, наиболее активно использующие рассмотренные медицинские технологии.

Желающие понять, из каких соображений сделаны рекомендации, могут в разделах 3 и познакомиться с основами физики воздействия на биоткани лазерного излучения с различными характеристиками. Раздел 5 посвящен информации о лазерных медицинских аппаратах, а также инструментах и приспособлениях, используемых с этими аппаратами. В разделе представлены примеры применения лазерного излучения в различных областях медицины. Там же приведены ссылки на методические рекомендации, пособия для врачей, медицинские технологии и другую литературу. В 7 разделе приводится информация о технике безопасности при работе с лазерным излучением, средствах защиты и нормативных документах по вводу лазерного медицинского оборудования в эксплуатацию.

2. ПАРАМЕТРЫ АППАРАТОВ ЛСП-«ИРЭ-ПОЛЮС», РЕКОМЕНДУЕМЫЕ ДЛЯ РАЗЛИЧНЫХ ПРИМЕНЕНИЙ Области применения, методическая Длина Примечания Медицинское учреждение, волны и литература. использующие оборудование мощность излучения Оториноларингология Лечение ЛОР патологии в ходе 0,97 мкм, 0,97 мкм хорошо сочетает режущие и Поликлиника №3 ЦКБ РАН, г.Москва симультанных операций (проводимых 10-20 Вт;

коагулирующие свойства.

одномоментно на нескольких очагах 1,56 мкм - лучшее для термопластики ЛОР клиника ММА им.

патологии), включающее наряду с 1,56 мкм, хрящей соотношение поглощения И.М.Сеченова, г.Москва хирургическими воздействиями коррекцию излучения в воде и гемоглобине.

2,5-5 Вт;

Краевая клиническая больница № формы хрящей (носовой перегородки, 1,9 мкм обеспечивает эффективное им. С.И.Сергеева, г.Хабаровск крыльев носа и ушной раковины) методом поверхностное воздействие на биоткани.

1,9 мкм, лазерной термопластики хрящей [1, 2, 3, 4] 3Вт Сосудистая патология Лечение варикозно расширенных вен 0,97 мкм, 0,97 позволяет наряду с ЭВЛО Лечебно-реабилитационный центр методом ЭВЛО (эндовенозной лазерной 30 Вт;

осуществлять ЧЛС телеангиэктазий (ЛРЦ) Росздрава, г.Москва облитерации) [5, 6] (сосудистых звездочек).

Альтернативная медицинская клиника 1,56 мкм, 1,56 мкм обеспечивает большую (АМК), г.Владимир эффективность для вен большого 15 Вт диаметра.

Лечение телеангиэктазий, плоских гемангиом 0,97 мкм, Возможность чрескожного воздействия на ГНЦ лазерной медицины (ГНЦЛМ) методом чрескожного лазерного 30 Вт сосудистые образования благодаря г.Москва склерозирования (ЧЛС) сосудов [5, 6, 7] разнице поглощения в воде и гемоглобине ЛРЦ Росздрава, г.Москва АМК, г.Владимир Лечение комбинированных гемангиом с 0,97мкм, Медико-физический центр (МФЦ) использованием лазерной термотерапии 30 Вт «Фотомед», г.Челябинск Общая хирургия Открытые и эндоскопические вмешательства 0,97 мкм, 0,97 мкм хорошо сочетает режущие и НИИ неотложной детской хирургии и в пульманологии и абдоминальной хирургии 20-30 Вт коагулирующие свойства травматологии (НИИНДХиТ) [13,17] г.Москва ГНЦЛМ, г.Москва Дерматология 0,97 мкм хорошо сочетает режущие и ГНЦЛМ, г.Москва 0,97 мкм, Лечение различных образований кожи 10 Вт коагулирующие свойства (папилломы, кондиломы, бородавки, невусы, кератозы кожи, гемангиомы, и т.п.), базальноклеточный рак кожи [7, 8] Стоматология Центр «Эстетика», г.Донецк 0,97 мкм, 0,97 мкм хорошо сочетает режущие и Лечение заболеваний пародонта, слизистой коагулирующие свойства оболочки рта и губ, доброкачественных 5-8 Вт;

ЦНИИ стоматологии и челюстно 1,9 мкм обеспечивает эффективное новообразования;

коррекция строения мягких лицевой хирургии (ЦНИИСиЧЛХ), рассечение и поверхностное удаление тканей полости рта [8] 1,9 мкм, г.Москва биотканей 3 Вт Немецкий стоматологический центр, Отбеливание зубов г.Москва АМК, г.Владимир Проктология ГНЦЛМ, г.Москва 0,97 мкм, 0,97 мкм хорошо сочетает режущие и Геморрой, анальная трещина, парапроктит, коагулирующие свойства 20 Вт параректальные свищи, кисты копчика, МФЦ «Фотомед», г.Челябинск эпителиальные копчиковые ходы, кондиломатоз и папиломатоз перианальной АМК, г.Владимир зоны и прямой кишки [9] Гинекология ГНЦЛМ, г.Москва 0,97 мкм хорошо сочетает режущие и Лечение эндометриоза, патологии шейки 0,97 мкм, матки (эрозия, лейкоплакия, эритроплакия, коагулирующие свойства 6-10 Вт рубцовые деформации, эрозированный МСЧ строителей, экстропион), папиллом, кондилом и г.Владивосток полипов половых органов [ 10] Ортопедия и травматология 0,97 мкм хорошо сочетает режущие и МФЦ «Фотомед», г.Челябинск Использование лазерной остеоперфорации 0,97 мкм, для лечения различных форм 30 Вт коагулирующие свойства остеомиелита, ложных суставов и несрастающихся переломов [11] Госпиталь ветеранов войн №2, 0,97 мкм хорошо сочетает режущие и Лечение заболеваний суставов методами 0,97 мкм, г.Москва коагулирующие свойства артроскопической хирургии [12] 20-30 Вт Нейрохирургия Остеохондроз шейного и поясничного 0,97мкм, Медицинский центр вертобрологии и отделов позвоночника, осложненный 5 Вт ортопедии «Ортоспайн», г.Москва грыжеобразованием (грыжи дисков РНИИ нейрохирургии им.Поленова, медианные, парамедианные, протрузии 1,56 мкм, г. С - Петербург дисков) и развитием компрессионно- 2,5-5 Вт Приморский КДЦ, Владивосток ишемической радикулопатии;

Республиканская клиническая нестабильность позвоночных двигательных больница им. Г.Г.Куваева, г.Уфа сегментов (спондилолистез) I-II степени.

[4, 14-16] Пункционная денервация тройничного 0,97 и 1,56 РНИИ нейрохирургии им.Поленова, нерва мкм, 2,5 Вт г.Санкт Петербург Кардиология Трансмиокардиальная лазерная 0,97мкм, 0,97 мкм - зарастание лазерного канала, НЦССХ им.Бакулева, г.Москва реваскуляризация 10-20 Вт;

сопровождаемое образованием НИИ кардиологии ТНЦ СО РАМН, капилляров в прилегающих областях г.Томск 1,56 мкм, миокарда НИИ ПК им.Мешалкина, 10 Вт 1,56 мкм - эндотелизация лазерных г.Новосибирск каналов Монографии и методическая литература к разделу [1] Гаращенко Т.И., Богомильский М.Р., Минаев В.П. Лечение ЛОР-заболеваний с использованием лазерных скальпелей. Пособие для врачей, Тверь: ООО «Губернская медицина», 2001.

[2] Лазерная септохондрокоррекция». Медицинская технология. Рег.уд. №ФС-2005/30 от 04.07.2005.

[3] Агеева С.А. и др. Использование лазерного излучения в оперативной оториноларингологии. Медицинская технология. Регистрационное удостоверение №ФС-2007/033 от 28.02.2007г. С.-Петербург: типография «Группа М», 2007г - 34с.

[4] Лазерная инженерия хрящей / Под ред. Баграташвили В.Н., Соболя Э.Н., Шехтера А.Б.- М.:ФИЗМАТЛИТ. 2006 -488с.

[5] Соколов А.Л. и др. Эндовенозная лазерная коагуляция в лечении варикозной болезни. Москва, Медпрактика-М, 2007. 220с.

[6] Соколов А.Л. и др. Применение лазерного излучения с длиной волны 0,94-0,98 мкм в лечении заболеваний периферических вен.

Медицинская технология. Разрешение на применение №2009/133 от 08.06.2009. М : Издатель И.В.Балабанов, 2009 - 32с.

[7] Доронин В.А. и др. Применение полупроводниковых лазеров в оперативной дерматологии. Медицинская технология. Per. уд. № ФС 2007/180 от 14.08.2007, Москва - Санкт-Петербург, ООО «Группа М», 2007-20с.

[8] Кулаков А. А. и др. Применение диодного лазерного скальпеля в амбулаторной хирургической стоматологии. Медицинская технология.

Разрешение №ФС-2008/011. М, ЦНИИС. 2008г - 23с.

[9] Дербенев В.А. и др. Применение диодных лазеров в хирургии аноректальной области. Медицинская технология. Per. уд. № ФС-2007/ от 09.08.2007. Москва, С.-Петербург: ООО «Группа М», 2007г - 18с.

[10] Артамошкина Л.В. и др. Применения полупроводниковых лазеров в оперативной гинекологии. Медицинская технология. Per. уд. № ФС 2007/032 от 28.02.2007. Москва, С.-Петербург: ООО «Группа М», 2007г -27с.

[11] Привалов В. А., Крочек И.В. и др. Лазерная остеоперфорация в лечении остеомиелита. Медицинская технология. Per. уд. № ФС 2007/181 от 14.08.2007 - Москва - С.-Петербург: типография «Группа М», 2008г - 35с.

[12] Иванников С В. и.др. Лазерная артроскопическая хирургия. М.: Бином. Лаборатория знаний, 2002 - 160с.

[13] Рошаль Л.М. и др. Применение полупроводникового лазерного скальпеля в лапароскопической хирургии детского возраста.

Методические рекомендации. Департамент здравоохранения Правительства Москвы, 2008г. 34с.

[14] Сандлер Б.И. и др. Перспективы лечения дискогенных компрессионных форм поясннчно-крестцовых радикулитов с помощью пункционных неэндоскопических лазерных операций. Владивосток: Дальнаука, 2004. 181 с.

15. Лазерная реконструкция дисков. Медицинская технология. Рег.уд. №ФС-2006/25 от 10.03.2006.

[16] Сандлер Б.И. и др. Применение полупроводниковых лазеров в методе перкутанного лечения дискогенных форм пояснично-крестцовых радикулитов. Пособие для врачей. С.-Пб. -2007-24с.

[17] Шулутко A.M. и др. Эндоскопическая торакальная хирургия. Москва, «Медицина», 2006г.

3. ВЫБОР ДЛИНЫ ВОЛНЫ РАБОЧЕГО ИЗЛУЧЕНИЯ ДЛЯ РАЗЛИЧНЫХ ПРИМЕНЕНИЙ Характер воздействия лазерного излучения на вещество прежде всего определяется количеством энергии, доставленной излучением в точку воздействия. Поэтому одним из основных факторов является процесс распространения лазерного излучения в биоткани. Этот процесс может быть проиллюстрирован рис.3.1.

падающее, 1„ рассеянное прошедшее, Рис.3.1. Распространение света в биоткани.

Падающее на биоткани излучение на ее поверхности частично отражается. Обычно (за исключением глаз и зубов) поверхность биоткани матовая. Поэтому излучение при отражении рассеивается во все стороны.

Биоткани в большей или меньшей степени частично поглощают излучение, а частично рассеивают его, поскольку являются мутными (опять-таки, за исключением прозрачных тканей глаза). Из-за поглощения и рассеяния излучение при распространении в ткани ослабляется по экспоненте в соответствии с законом Бугера-Ламберта-Бэра:

1=1 ехр(-Щф 1) (1), 0 ф где 1 - толщина слоя биоткани, эффективный коэффициент ослабления излучения ц ффЭ учитывает процессы поглощения и рассеивания.

В практически не рассеивающих средах ц = ц - коэффициенту поглощения.

эфф а Длина волны излучения, X. Эта характеристика играет чрезвычайно важную роль практически для всех медицинских применений лазерного излучения. От нее зависят величины поглощения и рассеяния, определяющие глубину проникновения излучения.

Энергия поглощенного излучения преобразуется в тепло. Чем выше поглощение, тем меньше глубина проникновения и в меньшем объеме биоткани поглотится энергия лазерного излучения и, следовательно, до большей температуры нагреется биоткань.

Примечание. Может показаться, что данный раздел перегружен информацией, однако вопросы поглощения и рассеяния играют ключевую роль в понимании различия в характере воздействия на биоткани излучений с разными длинами волн. Поэтому рекомендуем уделить этому вопросу должное внимание.

На рис.3.2 представлены зависимости [1] величины коэффициентов поглощения ц в а основных хромофорах, входящих в состав биотканей, от длины волны излучения X.

10 е Ь 10 к X * 10* О 10 I 10 ж 2 Длина волны, мкм Рис.3.2. Спектры поглощения протеина, оксигемоглобина, гемоглобина, меланина и воды 1 - AHr:Nd+KTP, 0,53 мкм;

2 - лазеры на красителях, 0,55-0,59мкм;

3 импульсная лампа;

4, 5 - диодные лазеры, 0,81 и 0,94-0,97 мкм;

6 - АИГ:Ыё и лазеры на Yb - активированном волокне 1,06;

7 - АИГ:!Чс!, 1,32 мкм;

8 - лазеры на Ег - активированном волокне, 1,56 мкм, 9 - лазеры на Тш - активированном волокне. Стрелкой справа указан уровень для 10,6 мкм (СС^-лазер).

Рассеяние в биотканях является следствием неоднородности биологических тканей, характеризующихся различиями в величине показателя преломления и коэффициента поглощения различных компонент, их ' составляющих. В связи с этим существуют возможности в определенной степени менять его влияние на пропускание биосред. Одна из этих возможностей связана со сдавливанием биоткани. Так, при надавливании на ладонь стеклянной палочкой, по которой подается красное лазерное излучение, происходит выдавливание крови из мягкой биоткани, в результате чего лазерное излучение начинает проходить через ладонь. Аналогичный эффект увеличения прозрачности наблюдается при надавливании на склеру (белую оболочку, окружающую радужку) глаза, поскольку в этом случае из-за выдавливания жидкости сближаются образующие склеру волокна коллагена и среда становится оптически более однородной. Этот эффект используется при транссклеральном лазерном воздействии.

В наиболее интересном с точки зрения хирургических применений инфракрасном (ИК) диапазоне основную роль играют два хромофора - вода и гемоглобин. Поскольку гемоглобин присутствует в биотканях в основном в составе крови, будем рассматривать процессы поглощения и рассеяния в воде и крови.

Рассмотрим, какие длины волн излучения наиболее широко используются в настоящее время в медицинской практике.

В течение долгого времени для хирургических применений использовались в основном лазеры на углекислом газе (длина волны 10,6 мкм) и алюмо-иттриевом гранате, активированном неодимом (АИГ:Ыс1) с длиной волны 1,06мкм (такая же длина волны излучения в настоящее время реализована с помощью полупроводниковых и волоконных лазеров). Излучение 10,6 мкм сильно поглощается в биотканях, энергия выделяется в тонком слое биоткани, при этом достигается хороший режущий эффект, но глубина поглощения недостаточна для хорошей коагуляции. Кроме того, для такого излучения не созданы эффективные волоконные световоды, а зеркально-линзовые устройства транспортировки излучения обеспечивают достаточные возможности для врача только при открытых операциях.

При работе в полостях тела и эндоскопических операциях подобные системы доставки, если и могут быть использованы, усложняют работу хирурга. Существенно удобнее хирургу работать с тонкими и гибкими волоконными световодами, которые через инструментальный канал эндоскопа или с помощью специальных инструментов могут подводиться к объектам воздействия, лежащим вне прямой видимости. В частности, доступные и надежные в эксплуатации световоды с сердцевиной из плавленого кварца хорошо передают лазерное излучение в диапазоне 0,4...2,5 мкм. Поэтому с точки зрения удобства работы большой интерес представляют лазеры, длина волны рабочего излучения которых лежит в районе мкм. Такое излучение имеет близкие к С0 -лазерам характеристики поглощения в биотканях, при этом для его транспортировки можно использовать обычные кварцевые световоды.

На рис.3.3 представлены спектры коэффициентов поглощения ц лазерного излучения в а 10 т 00 1 i,0 1 1 1 1 1 1 2, 0.8 1 1,4 1.8 1.8 2 2. 1, Длина волны, мкм Рис.3.3. Спектры коэффициента поглощение и. лазерного излучения в воде и цельной а (hct=45%) оксигенированной крови, эффективный коэффициент ослабления в крови Цэфф воде [2] и цельной крови (эксперимент [3] и оценка, сделанная нами на основании данных [4] для разбавленной крови), а также Щ ф - эффективного (с учетом рассеяния) коэффициента ф ослабления излучения в крови.

Использованный на предыдущих рисунках логарифмический масштаб позволяет охватить весь рассматриваемый диапазон, однако сильно искажает вид зависимостей. Поэтому для лучшего восприятия воспользуемся линейным масштабом.

На рис.3.4 представлены зависимости поглощения в воде из [2] и цельной крови из [3] в диапазоне 0,7... 1,2 мкм, в который попадают длины волн излучения наиболее распространенных полупроводниковых лазерных скальпелей. На этом же рисунке представлен спектр эффективного коэффициента ослабления излучения в крови ц ф ф, Э полученный на основании данных [3]. Стрелками обозначены наиболее часто используемые длины волн излучения - 0,81;

0,97 и 1,06 мкм.

оI I I 1 1 0,7 0,8 0,9 1 1,1 1, Длина волны Л. мкм Рис.3.4. Спектры коэффициента поглощения ц в воде и цельной а оксигенированной крови и эффективного коэффициента ослабления ШФФ крови в диапазоне 0,7-1,2 мкм.

в Указанные зависимости могут быть качественно использованы при оценке глубины проникновения излучения в реальные биоткани и соотношения количеств энергии, поглощенных в воде и крови. При рассмотрении, следует учитывать, что в процессе лазерного воздействия меняется физическое состояние биоткани и характер поглощения. Так, при нагреве до температуры выше примерно 250°С из биотканей выгорает водород и происходит их обугливание, при котором резко возрастает поглощение. Более детально результаты теплового воздействия лазерного излучения на биоткани будут рассмотрены ниже.

Излучение С0 -лазеров с длиной волны 10,6 мкм, первое, использованное в качестве скальпеля, поглощается на глубине около 50 мкм (0,05 мм), нагрев происходит в тонком слое биоткани. Такое излучение обладает хорошими режущими свойствами, но слабыми коагулирующими.

Излучение с длиной волны 1,06 мкм (лазеры на АИГ:1Ч(1, полупроводниковые лазеры и лазеры на Yb-активированном волокне) и близкое по характеру поглощения излучение с длиной волны 0,81 мкм (полупроводниковые лазеры), в отличие от излучения 10,6 мкм, глубоко проникает в биоткани, что хорошо для осуществления объемного прогрева и коагуляции. Вместе с тем, эти длины волн не являются оптимальными для достижения режущего эффекта: при работе на таких длинах волн, из-за распределения поглощаемой мощности в толще биоткани приходится увеличивать мощность излучения, при этом растет риск поражения органов, лежащих под объектом воздействия.

Учитывая невозможность для большинства лечебных учреждений иметь набор лазерных аппаратов, иногда возникает необходимость использования глубоко проникающего излучения (0,81 и 1,06 мкм) для хирургических целей. В этом случае глубина воздействия может быть уменьшена при использовании контактных методов, при которых воздействие на биоткани осуществляется концом кварцевого световода или специальных наконечников. В этом случае в месте контакта при нагреве ткань обугливается, при этом резко возрастает поглощение, а, значит, уменьшается объем, в котором выделяется тепло и происходит быстрый разогрев конца световода и прилегающей к нему области до высоких температур (1000°С).

Соответственно появляется дополнительное к действию излучения тепловое воздействие на биоткани раскаленного конца световода и уменьшается доля излучения, глубоко проникающего в биоткани. Начальное обугливание легче получить, если с целью увеличения поглощения подкрасить подлежащий воздействию участок растворами перманганата калия или бриллиантового зеленого. Вместе с тем, используя глубоко проникающее излучение, врач всегда должен помнить о потенциальной опасности нежелательного (а порой и опасного) воздействия на подлежащие органы в начале воздействия.

Приходящееся на локальные максимумы поглощения воды и цельной крови (рис.3.4) излучение лазерных диодов с длиной волны 0,97 мкм проникает в биоткани на глубину 0,5- мм, благодаря чему хорошо сочетает режущие и кровоостанавливающие свойства [5] и оказывается оптимальным при большинстве хирургических вмешательств. Основным хромофором для этого излучения является гемоглобин, поэтому поглощение в крови примерно в 20 раз больше, чем поглощение в воде.

Следует отметить, что в литературе, в том числе методической [6] зачастую не делается различие в характере воздействия на биоткани излучений с длинами волн 0,81 и 1,06 мкм с одной стороны и 0,97 мкм с другой, что исходя из приведенных выше фактов, авторы считают неправильным.

На рис.3.5 представлены спектры для диапазона длин волн 0,8-1,75 мкм.

—поглощение 8 крови —поглощение в воде — жрфективное оатвптт ш «до— 1 V.

1 \, А 1, 1. ал 14 14 о.»

Рис.3.5. Спектры коэффициента поглощения fi в воде и цельной a оксигенированной крови и эффективного коэффициента ослабления ц в ф эф крови в диапазоне 0,8-1,75 мкм.

В этом диапазоне есть свой максимум поглощения излучения в воде и крови, приходящийся на длину волны 1,44 мкм. Эта длина волны излучения может быть получена с помощью полупроводниковых или волоконных лазеров.

Излучение с длиной волны около 1,56 мкм, которое генерируют лазеры на Ег (эрбий) активированном волокне или полупроводниковые лазеры поглощается в воде на порядок сильнее, чем излучение с длиной волны 0,97 мкм, при близком поглощении в крови. При этом лазерное излучение примерно одинаково поглощается в воде и неводных компонентах крови.

Лазеры на Tm (туллий) - активированном волокне могут генерировать излучение в диапазоне длин волн 1,9-2,1 мкм. Воздействие такого излучения на биоткани по характеру близко к воздействию излучения с длиной волны 10,6 мкм, однако, в отличие от последнего, это излучение может передаваться по гибкому кварцевому волокну. Излучение с длиной волны 2,09 мкм получают при использовании лазеров на АИГ:Но с ламповой накачкой.

Уступая по эксплуатационным характеристикам (вес, эффективность, габариты и стоимость) такие лазеры позволяют получать короткие и мощные импульсы излучения, необходимые в некоторых применениях.

Излучение красного диапазона (0,63...0,67 мкм) глубоко проникает в биоткани и широко используется в фотодинамической терапии (ФДТ). Этот метод основан на свойстве ряда веществ, называемых фотосенсибилизаторами, накапливаться в патологических образованиях (в частности, злокачественных опухолях) и под действием резонансного излучения обеспечивать выделение синглетного кислорода, обладающего цитотоксическим действием.

В результате происходит некроз опухолевой ткани. Аналогичным образом ФДТ действует и на очаги воспаления.

Повторимся, что все эти длины волн излучения реализуются с помощью портативных, надежных лазерных аппаратов семейства ЛСП-«ИРЭ-Полюс».

Различие характера воздействия лазерного излучения на биоткани в зависимости от длины волны излучения, привело к созданию аппаратов, обеспечивающих генерацию лазерного излучения с двумя рабочими длинами волн. Эти аппараты позволяют врачу менять характер воздействия в ходе операции (процедуры) или использовать сочетанное воздействие излучений с разными длинами волн. Примером таких аппаратов может служить аппарат ЛСП «ИРЭ-Полюс», излучающий в одно рабочее волокно независимо регулируемые излучения с длинами волн 0,97 мкм (оптимальное для хирургического воздействия) и 1,56 мкм хорошо г обеспечивающий прогрев хрящевой ткани, необходимый для лазерной термопластики хрящей, при минимальном повреждении кровенаполненной слизистой оболочки.

Заметим, что максимальное поглощение в воде, а значит, и в биотканях реализуется в районе длины волны 2,9 мкм. Излучение с такой длиной волны проникает в биоткани на глубину порядка единиц микрон. В настоящей публикации такие лазеры не рассматриваются.

Литература к разделу 3.

[1] Boulnois J.L. Photophysical Procecces in Recent Medical Laser Developement. Lasers Med.

Sci. 1986, l,pp.47- [2] Kou L. et al. Appl. Opt. 32, 3531-3540 (1993).

[3] Yaroslavsky A.N. et.al. "The optical properties of blood in the near infrared spectral range", in: "Optical Diagnostics of Living Cells and Biofluids", Asakura T. et al. - Editors, Proc. SPIE, v.2678,pp. 314-324(1996).

[4] Roggan A. et al. Optical Properties of Circulating Human Blood in The Wevelength Range 400-2500 nm. Journal of Biomedical Optics, 4(1), pp 36-46.

[5] Cecchetti W. et al., 1996, SPIE View, 7-11-sept.

[6] Гельфонд М.Л. и др. Применение полупроводниковых лазеров в дерматологии и косметологии. Пособие для врачей ('Санкт-Петербург: Издательство СПбГМУ 2001 г, 2004г.).

4. ОСОБЕННОСТИ ВОЗДЕЙСТВИЯ ЛАЗЕРНОГО ИЗЛУЧЕНИЯ НА БИОТКАНИ Воздействие лазерного излучения на биоткани при использовании лазерных методов хирургии и силовой терапии, как правило, определяется реакцией биоткани на тепло, выделяемое в результате поглощения лазерного излучения (исключение составляет ФДТ).

Результат воздействия тепла на биоткани может быть представлен в виде таблицы 4.1.

При этом следует помнить, что для точного определения результатов воздействия необходимо учитывать длительность такого воздействия, а также состояние подвергающегося такому воздействию организма. Вообще говоря, процессы, происходящие при воздействии лазерного излучения на биоткани, весьма сложны и не до конца изучены. Желающие более подробно ознакомиться с ними, могут обратиться, например, к [1].

Таблица 4. Температура Реакция биоткани и результат воздействия воздействия, °С 37-42,5 Гиперемия ткани, необратимые изменения отсутствуют 42,5-45 Гибель раковых клеток, в здоровых тканях необратимых изменений не происходит 45-48 Разделение слоев ткани (отек) 48-60 Сваривание ткани, денатурация белка 60 Коагуляция, некроз, обезвоживание Около 70 При кратковременном воздействии - восстановимая потеря упругости хрящей 100 Испарение внутритканевой воды 250 Обугливание (выгорание водорода из углеводородов биоткани) 300 Интенсивное горение и абляция (возгонка) биоткани Отметим, что даже если лазерное излучение не осуществляет нагрева биотканей до сколь нибудь заметных температур, оно может оказывать воздействие не только на облучаемый орган, но и на организм в целом. На этом явлении основано использование низкоинтенсивного лазерного излучения для медицинских целей. Основанные на этом методики называют лазерной биостимуляцией или низкоинтенсивной лазерной терапией (НИЛТ). Их описание лежит за рамками настоящего материала.

Нагрев до температуры 37-42,5°С не вызывает необратимых изменений в человеческом организме, однако может быть использован в терапевтических целях.

Нагрев до температуры примерно 42,5 -45°С лежит в основе лечения злокачественных опухолей методом гипертермии. В этом диапазоне температур не происходит повреждения здоровой ткани, тогда как активно развивающиеся клетки в злокачественных опухолях и зонах воспаления погибают. Учитывая, что лазерное излучение может быть введено с помощью волоконного инструмента внутрь опухоли, указанный температурный диапазон необходимо выдерживать на границе опухоли со здоровой тканью, а внутри опухоли допустим значительный перегрев. Основанный на таком воздействии метод получил название лазерной (лазериндуцированной) интерстициальной термотерапии (ЛИТТ). Локальность воздействия при этом методе позволяет использовать его и для лечения доброкачественных опухолей, например миом матки [2].

При более высокой температуре начинает развиваться отек ткани, а по достижении температуры 50-60°С начинается денатурация белков. При этом процесс денатурации зависит от времени воздействия. При нагреве до такой температуры может осуществляться сварка биотканей.

При кратковременном нагреве до температуры около 70°С наблюдается явление обратимой потери упругости хрящевой тканью. Это явление лежит в основе весьма эффективного вида силовой лазерной терапии - лазерной термопластики хрящей. Поскольку в литературе и на форумах в Интернете накопилось много домыслов по поводу этой технологии, остановимся на ней подробнее. Процессы, лежащие в основе этой технологии, описаны в монографии [3].

Хрящевая ткань примерно на 70-80% по массе состоит из молекул воды. Упрощенно хрящевую ткань можно представить как набор коллагеновых волокон с прикрепленными к ним протеогликановыми нитями, пространство между которыми плотно заполнено «связанной» водой (рис.4.1), что и обеспечивает упругость хрящевой ткани. При температуре Рис.4.1. Изменения в хряще при лазерной термопластике:

а - до нагрева;

б - после нагрева;

в - после фиксации новой формы и остывания.

около 70°С вода переходит в «свободное» состояние. Кроме того, при данной температуре начинает происходить процесс плавления протеогликанов. Другими словами некоторые сегменты протеогликановых нитей отрываются и могут перемещаться по хрящевому матриксу. Внешне это проявляется в потере хрящом упругости, ему можно придать любую форму. Если вновь приданную форму зафиксировать, то по мере остывания протеогликановые нити перестают свободно перемещаться и прикрепляются к коллагеновым волокнам, вода возвращается в «связанное» состояние, заполняя пространство между нитями.

Таким образом, к хрящевой ткани возвращается упругость, однако, уже при новой форме хряща, которая и сохраняется.

Исследования показали, что в координатах энергия лазерного излучения - время воздействия существует «окно обратимой потери упругости» (рис.4.2), при попадании в которое технология лазерной термопластики может быть осуществлена без повреждения хрящевой ткани. Понятно, что длительный прогрев хрящевой ткани может приводить к необратимым процессам. Наоборот, недостаточный прогрев может провоцировать восстановление формы хрящевой ткани в течение некоторого времени после облучения.

По мере приближения температуры биоткани к 100°С начинается интенсивное испарение Денатурация ткани АВ из нее воды, что приводит к заметному изменению ее Зона термопластики теплопроводности.

Следует отметить, что существует •ma различие в характере воздействия на биоткани при поглощении излучения Возврат формы в воде и органических составляющих биотканей. Ранее описанные Время воздействия процессы, происходящие при контактной работе концом световода, происходят при поглощении Рис.4.2. Область обратимой потери упругости лазерного излучения органической хрящевой тканью (зона термопластики). составляющей биоткани. При поглощении излучения водой разогрев происходит до температуры 100°С, после чего начинается испарение воды.

Испарение воды связано с преодолением скрытой теплоты парообразования, составляющую значительную величину 2,25Т0 Дж/кг. Поскольку теплоемкость воды составляет Дж/(К-кг), то получается, что количество энергии, необходимое для нагрева воды от температуры тела до 100°С составляет 2,65-10 Дж/кг, что примерно в 8,5 раз меньше количества энергии, необходимого для ее испарения. Благодаря этому локальная температура долго удерживается на уровне 100°С, что меньше температуры обугливания (около 250°С), ведущего к росту поглощения и связанного с ним интенсивного горения тканей.

Это оказывается важным для ряда применений, основанных на нагреве биоткани лазерным излучением. К ним относятся лазерная термопластика хрящей, интерстициальная термотерапия, эндовенозная облитерация вен и другие применения, когда карбонизация в месте воздействия нежелательна.

Быстрый разогрев до 100°С может приводить к «взрывному» кипению внутритканевой воды, разрыхлению ткани («эффект поп-корна») и выбросу вещества.

Следует отметить, что эффект стабилизации температуры при нагреве наблюдается и при кипении жиров. В частности он экспериментально наблюдался нами в районе температуры 200°С.

Как уже отмечалось, достижение температуры карбонизации около 250°С приводит к резкому увеличению поглощения излучения и ускорению процессов горения и удаления биоткани. Опишем качественно картину тепловой деструкции биоткани, часто приводимую в виде картинок без каких-либо пояснений. Пока нагрев не вызывает необратимых изменений, в биоткани можно выделить область, в которой выделяется энергия, и обратимо нагретую область (рис.4.За).

По мере увеличения мощности падающего излучения ближе к поверхности появляется область, нагретая до температуры, вызывающей необратимые изменения, вначале в виде денатурации биоткани, затем коагуляции, обезвоживания и обугливания. При этом в обугленной области резко возрастает поглощение излучения, и области нагрева за обугленным слоем начинают увеличиваться медленнее. Далее с поверхности начинается выброс вещества за счет кипения, пиролиза и горения (рис.4.36).

Если воздействие осуществляется импульсом излучения с длительностью, за которую тепло не успевает сколь-нибудь заметно проникнуть за область поглощения, то большая часть поглощенной энергии уносится с выброшенным из нагретого слоя веществом. При этом можно выбрать длительность паузы между импульсами, при которой ткани вне области поглощения успеют охладиться за время между импульсами. Толщины обугленного слоя и слоя с необратимыми тепловыми изменениями существенно уменьшаются (рис.4.3в). Если увеличивать мощность излучения и сокращать время воздействия, проникновением тепла в течение времени импульса за пределы зоны поглощения лазерного излучения можно пренебречь. В зоне же поглощения биоткань испытывает сильный перегрев, вплоть до температуры возгонки, а выброшенное вещество будет ионизироваться с образованием плазмы, экранирующей находящуюся за ним биоткань. При этом зона термического поражения остающейся биоткани будет минимальной и практически не останется карбонизации (рис.4.3 г).

г Зона обратимого ВИН Зона поглощения нагрева излучения дрдрд Зона необратимого ajpjpjpj Зона карбонизации нагрева Рис.4.3. Воздействие сильно поглощаемого лазерного излучения на биоткани:

а - нагрев без необратимых изменений;

б - воздействие непрерывным излучением;

в - воздействие импульсно-периодическим излучением, зоны обугливания, необратимых термических повреждений и обратимого нагрева меньше, чем в случае б;

г - воздействие очень короткими импульсами - удаление биоткани практически без повреждения подлежащих слоев Иная картина наблюдается при воздействии на биоткани глубоко проникающим лазерным излучением (рис.4.4).

До начала удаления вещества происходит объемный нагрев биоткани (рис.4.4а).

Пороговый уровень мощности, при котором начинается обугливание биоткани, оказывается существенно больше, чем в предыдущем случае, поскольку поглощаемая энергия будет распределяться по большему объему. Кроме того, появляется опасность теплового поражения находящихся в глубине органов. Как уже говорилось, положение можно немного изменить, если поверхность биоткани подкрасить каким-нибудь поглощающим лазерное излучение веществом, например, раствором бриллиантового зеленого или крепким раствором перманганата калия. Это приведет к локализации нагрева и обугливанию биоткани.

Появившийся карбонизированный слой начинает сильно поглощать излучение, за счет этого сильно уменьшается поток энергии в глубокие слои и их нагрев (рис.4.46).

Еще один способ изменения характера воздействия — работа при контакте дистального конца световода с поверхностью биоткани. В этом случае появление обугливания на дистальном конце световода ведет к его разогреву, и воздействие осуществляется сочетанным действием лазерного излучения и раскаленного конца световода (рис.4.4в). Глубина нагрева уменьшается. Дополнительными преимуществами такого воздействия являются малая величина отраженного от ткани лазерного излучения, лучшее использование энергии и большая точность воздействия. Однако и здесь появляются дополнительные факторы, Рис.4.4. Воздействие глубоко проникающим излучением:

а - нагрев без деструкции;

б - воздействие с деструкцией;

в - контактное воздействие: зоны обратимого нагрева и термического повреждения меньше, чем при дистанционном воздействии.

которые необходимо специально учитывать: влияние материала световода на характер деструкции, механическое усилие, оказываемое торцом световода на биоткань, опасность излома рабочего конца световода и т.п.

В заключение считаем необходимым отметить следующее. Поскольку поглощение излучения тканями может заметно меняться в зависимости от её вида, из-за изменения её свойств в процессе лазерного воздействия, а также персональных особенностей пациента, хирург должен быть готов своевременно корректировать используемые в процессе операции мощность излучения, режим или способ воздействия.

Литература к разделу 4.

[1] Optical-Thermal Response of Laser Irradiated Tissue. Edited by Welch A.J. and Gemert M.J.C., Plenum Press, New York, 1995.

[2] Chapmen R. Proceedings of Int. Workshop "Semiconductor and solid state Lasers in Medicine", St.Peterbur, Russia, pp. 26-31, (1997). Изд. С.-Пб ГМУ им. Акад. Павлова.

[3] Лазерная инженерия хрящей I Под ред. Баграташвили В.Н., Соболя Э.Н., Шехтера А.Б.

- М.:ФИЗМАТЛИТ. 2006 -488с.

5. ЛАЗЕРНЫЕ МЕДИЦИНСКИЕ АППАРАТЫ И ИНСТРУМЕНТЫ 5.1. Лазеры и медицинские аппараты на их основе Лазеры - это оптические приборы, основанные на возможности приводить некоторые среды (называемые активными) в состояние, при котором они способны усиливать ультрафиолетовое (УФ), видимое или инфракрасное (ИК) излучение. Процесс приведения сред в такое состояние называется накачкой. В ходе накачки в активную среду накачивается энергия, которая затем используется для усиления света. Активная среда заключается в резонатор, в простейшем случае образованный двумя зеркалами, одно из которых делается частично пропускающим для вывода светового излучения. Резонатор нужен для создания положительной обратной связи, обеспечивающей работу лазера в режиме генерации.

К настоящему времени в лазерах используются различные активные среды. Это может быть смесь газов, протекающих в трубке, или запаянных в ней (газовые лазеры). Такая смесь может накачиваться, например, высоковольтным разрядом постоянного тока или высокочастотным разрядом. Активная среда может представлять собой твердое прозрачное вещество (кристалл или стекло) или жидкость, содержащее активные центры (атомы, ионы, молекулы). Подобные лазеры называют твердотельными и жидкостными. В этом случае обычно используется оптическая накачка от интенсивного светового источника (дуговая лампа или лампа накаливания, другой лазер и пр.).

С начала 90-х предыдущего столетия все более широко используются аппараты на полупроводниковых лазерах. Активной средой в таких лазерах является граница раздела двух полупроводниковых кристаллов (р-п переход). В этом случае накачка может осуществляться пропусканием через эту границу сильного электрического тока. Строго говоря, такие лазеры тоже относятся к твердотельным, однако их принято называть полупроводниковыми лазерами или лазерными диодами.

Немного позднее появились лазеры на активированном волокне, способные генерировать излучение мощностью в единицы, а затем десятки и сотни Ватт.

Разработанные технологии позволили создавать полупроводниковые и волоконные лазеры в виде интегральных волоконных устройств, что проиллюстрировано рис.5.1. Используются «пигтейлированные» (от англ. pig tail - поросячий хвост) лазерные диоды, имеющие вывод излучения через оптическое волокно. Выходные волокна этих диодов при помощи сварных объединителей сводятся в единое волокно, таким образом, излучение нескольких диодов может подаваться через выходной оптический разъем на рабочее волокно или использоваться для накачки лазера на активированном волокне. В последнем случае излучение может вводиться через торец или боковую поверхность волокна.

Отражатели волоконного лазера формируются внутри волокна и представляют собой рамановские дифракционные решетки. Подобное устройство не боится разъюстировок (а, значит, механических воздействий) и, поскольку излучение распространяется внутри волокна, оно оказывается нечувствительным к воздействию пыли и других загрязнений.

Оптический Лазерные Отражатели разъем диоды Активированное Рабочее волокно волокно Рис.5.1. Оптическая схема волоконного лазера.

Разработанные технологии позволили создавать лазерные аппараты, обладающие высокой унификацией. Это можно увидеть из рис.5.3. Основой аппарата является полупроводниковый лазерный модуль, который получает питание и управляется от электронной схемы. Излучение этого лазера может быть использовано как рабочее. Наиболее популярно излучение с длиной волны 0,97 мкм. Меняя тип лазерных диодов можно получать другие значения длин волн.

0,97 (0,67..,1,08)мкм п/п лазер Лазер на волокне с V b (0,97 мкм) » 1,03...1,12 мкм Рамановский преобразователь -к» 1,12 мкм Лазер на волокне с Ег 1,53...1,62 мкм Рамановский преобразователь 1,62 мкм Лазер на волокне с I'm * 1,8...2,1 мкм Рис.5.2. Семейство лазерных аппаратов ЛСП-«ИРЭ-Полюс».

Если на выход лазера с длиной волны 0,97 мкм приварить специальное волоконное устройство (внешне выглядящее как моток волокна) на основе волокна, активированного ионами иттербия (Yb) или эрбия (Ег), то длина волны получившегося волоконного лазера будет соответственно 1,03... 1,08 мкм или 1,53... 1,62 мкм.

Излучение лазера с длиной волны 1,56 мкм может быть использовано для накачки лазера на Tm-активированном волокне, дающего излучение с длиной воны 1,8...2,1 мкм. При этом в конструкцию добавится еще один моток волокна, а корпус лазера и его электрическая схема остаются практически неизменными.

Но и это не все. Помещая на выходе волоконного лазера волоконное устройство рамановский преобразователь (еще моток волокна), можно дополнительно изменить длину волны рабочего излучения. Так сделано, например, в аппарате с длиной волны 1,68 мкм.

Отработанная технология сведения с помощью интегральных объединителей излучений из нескольких волокон в одно позволила создать в рамках семейства аппараты, обеспечивающие в одном волокне два независимо регулируемых выходных излучения с разными длинами волн. Благодаря этому врач может изменять характер воздействия непосредственно во время операции (процедуры).

Именно на основе таких полупроводниковых (диодных) и волоконных лазеров разработано семейство лазерных аппаратов для хирургии и силовой лазерной терапии ЛСП «ИРЭ-Полюс» [1], регистрационное удостоверение №29/01050501/2512-04 (ранее ЛС-0,97 «ИРЭ-Полюс» р.у. №29/01050501/2512-01, ЛС-1,56-«ИРЭ-Полюс» р.у. №29/01050501/2513 01). Внешний вид двух моделей этих аппаратов представлен на рис.5.3.

I б Рис.5.3. Лазерные аппараты семейства ЛСП-«ИРЭ-Полюс»:

а - базовая модель;

б - модель «Азор».

Технические характеристики наиболее популярных аппаратов семейства ЛСП-«ИРЭ Полюс» представлены в таблице 5.1.

Табл.5.1.

Длина волны, мкм 1,56 1,06 0,97+ 1, 0,97 1, Выходная мощность, Вт 5;

10 (15;

50) 10 4(30) 18 + 10;

20;

30(60) Непрерывный, импульсный и Режим работы импульсно-периодический Длительность импульсов и 10... пауз, мс Целеуказатель, мкм 0,53 или 0, Диаметр волокна, мкм 300 (500)... 220В, 50Гц, 100(150)Вт Питание Все это позволило создать на основе полупроводниковых и волоконных лазеров медицинские аппараты для хирургии и силовой терапии с прекрасными эксплуатационными характеристиками: малыми габаритами, весом (около 2,5 - 20 кг) и энергопотреблением (50- Вт). Изменение ситуации качественное. Раньше лазерная операционная организовывалась вокруг лазерной установки с ее мощным питанием и большими габаритами, дороговизна оборудования практически исключала возможность оснащения разными по характеру воздействия лазерами. С появлением современных портативных аппаратов стало возможным, например, разместить в одной эндоскопической стойке несколько недорогих аппаратов, по-разному воздействующих на биоткани.

На рис.5.4 представлена фотография отечественной эндоскопической стойки «СОВА»

(ООО «МИТ», г.Железнодорожный) в варианте комплектации с лазерным скальпелем ЛСП - «ИРЭ Рис.5.4. Лазерный аппарат ЛСП- Полюс».

«ИРЭ-Полюс» в составе эндоскопической стойки.

Не менее важными для эксплуатации являются ресурс работы лазеров, необходимость регламентного обслуживания, чувствительность к механическим воздействиям (при перемещениях). Если твердотельные лазеры с ламповой накачкой требовали через несколько сотен часов работы замены ламп, выполняемой квалифицированным инженерным персоналом, то ресурс современных полупроводниковых лазеров и лазеров с полупроводниковой накачкой может достигать миллионов часов.

5.2. Инструменты, используемые с лазерной аппаратурой для хирургии и силовой терапии Требуемый характер воздействия лазерного излучения на биоткань определяет способ воздействия и вид инструмента, обеспечивающего это воздействие. Некоторые варианты воздействия представлены на рис.5.5.

Рис.5.5а представляет дистанционное воздействие с плоского торца световода.

Дистанционное воздействие используется и для резекции биоткани, но в основном его применяют для осуществления поверхностной обработки раневых поверхностей с целью их санации и коагуляции. При этом необходимо учитывать, что рабочее излучение выходит из плоского торца световода в виде конуса с углом при вершине, определяемым числовой апертурой световода N (для типичной величины N =0,2 угол составляет около 25°) и a a совпадает с видимым излучением лазера-целеуказателя, которым оснащаются большинство производимых лазерных аппаратов. Такой целеуказатель позволяет обеспечить попадание рабочего излучения в требуемое место воздействия в момент его включения. Представляется оптимальным использовать с этой целью излучение зеленого цвета. В отличие от широко используемого красного цвета, оно хорошо заметно на фоне красных тканей и не отсекается наиболее распространенными защитными очками. Меняя расстояние между торцом световода и облучаемой тканью, можно увеличивать или уменьшать размер пятна излучения в рабочей зоне, меняя тем самым плотность мощности излучения на объекте.

Ш а б г д е в Рис.5.5. Различные способы воздействия лазерным излучением на биоткани:

а - дистанционный с плоского торца световода;

б - контактный, торцом световода;

в - дистанционный с фокусировкой;

г - подповерхностный с фокусировкой;

д - через коллиматор;

е - внутритканевой, через диффузор;

ж - радиальный для облучения стенок вены;

з - боковой («side-fiber».).

Наряду с дистанционным воздействием часто применяется контактное воздействие торцом световода (рис.5.56). При контактном воздействии дистальный конец рабочего кварцевого волокна примерно на расстоянии 5 мм очищается от защитной пластиковой оболочки и вводится в соприкосновение с тканью.

Наличие физического контакта позволяет точно локализовать воздействие и исключает отражение излучения в окружающее пространство. При достаточной мощности излучения в месте контакта происходит загрязнение световода продуктами горения ткани, в этом месте увеличивается поглощение лазерной энергии, и конец световода разогревается до высокой температуры. В этом случае на ткань осуществляется сочетанное воздействие лазерного излучения и раскаленного конца световода. Рис.5.6. Фокусатор.

Чтобы обеспечить высокую плотность мощности излучения при поверхностном (рис.5.5в) и внутритканевом (например, чрескожном) (рис.5.5г) воздействии используют фокусировку излучения с помощью линзы. Такая линза может быть сформирована на конце световода помещением последнего на короткое время в пламя водородной горелки, но чаще используют дополнительную линзу. В фокусаторах, устройствах, обеспечивающих такой характер воздействия (рис.5.6), обычно имеются специальные приспособления, позволяющие фиксировать расстояние от линзы до объекта воздействия. При этом характер воздействия (поверхностный или внутритканевой) определяется оптическими свойствами биотканей.

В некоторых случаях оказывается необходимым воздействовать на биоткани расфокусированным лазерным излучением с фиксированной плотностью мощности. Для этого удобно использовать коллимирующую насадку (рис.5.5д), дающую близкий к плоско­ параллельному пучок света. Фотография коллимирующей насадки с подводящим волокном представлена на рис.5.7.

Рис.5.7. Коллимирующая насадка. Рис.5.8. Диффузоры. В нижний введено излучение He-Ne лазера.

Для облучения стенок полых органов и объемного внутритканевого нагрева или облучения используются диффузоры (рис.5.5е), рассеивающие подаваемое по световоду лазерное излучение во все стороны. Такой эффект получают, делая с помощью С0 -лазера на конце световода коническую нарезку, подобную нарезке шурупа. Внешний вид диффузоров представлен на рис.5.8.

При реализации технологии эндовенозной лазерной облитерации (ЭВЛО) варикозно расширенных вен необходимо воздействие на стенку вены. Эта методика успешно реализуется при использовании обычных световодов с прямым выводом излучения. Однако лучше для этой технологии подходит волоконный инструмент с радиальным выводом излучения, направляющий основную часть излучения по окружности в стороны, почти перпендикулярно (с небольшим наклоном вперед) к оси световода [2]. На рис.5. представлены фотографии выхода излучения из такого облучателя, с двумя уровнями интенсивности выходного излучения. Направление максимума интенсивности под углом около 70° к оси световода, ширина «лепестка» - 25-30°.

При реализации методики эндовенозной облитерации вен возникает проблема предотвращения касания концом световода стенки вены, чтобы избежать ее перфорации. Для Рис.5.9. Выход излучения из радиального Рис.5.10. Волоконные инструменты с облучателя. центрирующими устройствами.

этих целей вблизи дистального конца световода располагают приспособления, обеспечивающие его центрирование в вене. Возможные варианты волоконного инструмента с такими приспособлениями представлены на рис.5.10.

В некоторых случаях возникает потребность воздействия пучком излучения, перпендикулярным оси световода. Для этого используют окончание световода типа «side fiber» (рис.5.5з), в котором конец световода полируют под углом, близким к 45°. Внешний вид волокна с окончанием «side-fiber» представлен на рис.5.11. При использовании подобного волокна возникает проблема ориентации направления выходного излучения. Для того, чтобы иметь возможность поворачивать волокно, направляя излучение в нужную сторону, на него надевают специальный цанговый зажим с «крылышками» (рис.5.12), обычно называемый «бабочкой».

Рис.5.11. «Side-fiber» - Рис.5.12. Цанговый зажим «бабочка»

волокно с боковым для фиксации нужного направления выводом излучения. излучения при использовании волокна «side-fiber».

5.3. Вспомогательные инструменты и приспособления Для удобства работы с волоконным инструментом при хирургическом воздействии используются ручные держатели, в которых это волокно закрепляется. Возможные варианты ручных держателей (аппликаторов) представлены на рис.5.13 и 5.14. На рис.5. представлены рабочее волокно и металлические ручные держатели, в которых используются сменные наконечники, изготовленные из медицинских игл. Используя иглы с различными диаметрами и длинами, можно обеспечить максимальное удобство доступа к зоне воздействия рабочим концом световода.

— / - _7\...

" Волоконный инструмент, металлические держатели волокна и сменные наконечники.

Рис.5.14. Держатели волокна с корпусом из пластмассы.

Трубке наконечника можно придать удобную для конкретных применений форму. Для этого внутрь трубки вставляется мандрен (медная проволока) и ее изгибают вокруг поверхности требуемой кривизны. Минимальный допустимый радиус изгиба зависит от диаметра используемого волокна и обычно лежит в пределах 20 (для волокна с диаметром жилы мкм) - 50 мм. После придания формы мандрен удаляется. Фиксация волокна в держателе осуществляется с помощью резиновой втулки с отверстием, которая зажимается хвостовиком.

Держатели могут иметь боковой штуцер, через который можно отсасывать продукты сгорания. Через этот же штуцер при необходимости можно поддувать в зону воздействия газ, препятствующий возгоранию биоткани, что бывает необходимо при операциях в носоглотке, гортани и легких при использовании искусственной вентиляции кислородом. Кроме этого штуцер создает дополнительную опору для пальцев хирурга. Достоинством таких держателей является возможность их многократной стерилизации.

На рис.5.14 представлена фотография вариантов ручного держателя с корпусом из пластмассы и сменный наконечник для этих держателей. Такие держатели дешевле и, в принципе, выпускаются для одноразового применения, хотя и выдерживают несколько стерилизаций. Эти держатели также могут иметь штуцера для отсоса / поддува газа.

Чтобы избежать кровотечения при операциях на паренхиматозных органах (печень, селезенка), О.К.Скобелкиным с сотр. [3] были предложены специальные зажимы, имеющие прорезь в браншах.

Пережатие области воздействия подобным зажимом прекращает кровоток в зоне реза и позволяет надежно скоагулировать область разреза, осуществляемого через прорезь в браншах. На рис.5.15 представлена фотография набора таких инструментов, выпускаемого заводом мединструмента в г.Тумботино.

На рис.5.16. представлена модификация подобного зажима для использования при Рис.5.15. Набор инструментов для проведении лапароскопических операций. На проведения «лазерных» операций.

рис.5.17 представлен предложенный А.В.Брянцевым эндоскопический инструмент, представляющий собой зажим, в котором имеется канал для подведения световода. Этот инструмент позволяет пережимать мягкие ткани с кровеносными сосудами, создавая тем самым условия для надежного гемостаза, и одновременно рассекать их вблизи пережатого участка.

Рис.5.16. Зажим для остановки Рис.5.17. Эндоскопический кровотечений в месте разреза при инструмент с каналом для лапароскопических операциях. световода и зажимом.

В пункционных медицинских технологиях возникает необходимость ввести световод внутрь тканей. В этом случае ткань может быть перфорирована световодом контактно при включенном лазерном излучении. Второй вариант - использование полых пункционных игл (рис.5.18).

На фотографии приведены иглы с наружным диаметром 1,6 мм. Введение иглы осуществляется следующим образом. Вначале в нужное место вводится стальной проводник т Рис.5.18. Пункционные иглы.

2 1 - изогнутая игла;

2 - стальной проводник;

3 - прямая пункционная 3 игла;

4 -световод.

(спица), далее по нему вводится полая игла. Благодаря этому внутреннее отверстие иглы остается свободным от биоткани. После извлечения проводника из иглы в нее вводится волоконный световод. Использование изогнутой иглы (1 на рис.5.17) позволяет при одном проколе менять положение рабочего торца световода в биоткани.

Серьезную проблему при использовании лазерной хирургической техники составляют продукты, выделяемые при воздействии лазерного излучения на биоткани. Дело в том, что эти продукты зловонны и могут содержать не только токсичные вещества, но и жизнеспособные организмы, которые могут вызвать заболевания у медицинского персонала.

В течение долгого времени специальной аппаратуры для этого в России не производилось. Использовались доработанные пылесосы, причем зачастую дым не фильтровался, а просто по длинному шлангу выбрасывался на улицу. В настоящее время новосибирское НПО ООО «Элема-Н», выпускает дымоотсасыватели Элема-Н АМ2ДО, разработанные на базе хирургического отсасывателя. Фотография этого дымоотсасывателя представлена на рис.5.19.

Очистка осуществляется с помощью фильтра от противогаза с соответствующим наполнителем.

Входной шланг отсасывателя может иметь отдельный наконечник или присоединяться к соответствующему Рис.5.19. Дымоотсасыватель штуцеру держателя волокна. Устройство сохранило Элема-Н АМ2ДО.

возможность работы и в качестве обычного хирургического отсасывателя.

Литература к разделу 5.

[1] Гапонцев В.П. и др. Медицинские аппараты на основе мощных полупроводниковых и волоконных лазеров. Квантовая электроника, 32, № 11 (2002),с. 1003-1006.

Gapontsev V.P. et.al. Medical instruments based on High-power diode andfiber lasers. Quantum Electronics v. 3 2 ( l l ) 1003-1006 (2002).

[2] Sroka R. et.al. Acute effects of radial laser light energy application for endovenous laser treatment. ECBO-TLA. Munchen, 18 June, 2009.

[3] Скобелкин O.K. Лазеры в хирургии — M., 1989 г.

6. ОБЛАСТИ ПРИМЕНЕНИЯ АППАРАТОВ СЕМЕЙСТВА ЛСП-«ИРЭ-ПОЛЮС»

В данном разделе приводятся примеры использования лазерных аппаратов в различных областях медицины, объясняется, почему для конкретных методик используется та или иная длина волны излучения. Данный материал предназначен для более осмысленного принятия решения о приобретении конкретной модели лазерного аппарата в зависимости от области, в которой потребитель собирается его использовать. Он не исчерпывает всех возможностей лазерных методик и тем более не может служить основанием для выбора метода лечения и режимов его осуществления. Для этого существуют пособия для врачей, методические указания и медицинские технологии, другая специальная литература, список части которой приводится в конце раздела.

6.1. Оториноларингология Так получилось, что наиболее быстро новые аппараты получили признание в оториноларингологии и к настоящему времени на основе использования аппаратов ЛСП «ИРЭ-Полюс» (ранее ЛС-0,97-«ИРЭ-Полюс» и ЛС-1,56-«ИРЭ-Полюс») разработаны одно пособие для врачей [1] и две медицинских технологии [2, 3].

В ЛОР хирургии применяется практически весь спектр воздействий лазерного излучения на биоткани: резекция, вапоризация (абляция), поверхностная (например, раневой поверхности) и точечная (при селективной денервации) коагуляция, перфорирование (например, соединительной ткани при лечении аденоидных вегетации), лазерная термопластика хрящей и фотодинамическая терапия очагов воспаления.

С помощью этих аппаратов удалось реализовать [3] новый подход к лечению ЛОР патологии с использованием симультанных (симультанными считают операции, проводимые одномоментно на двух или более органах по поводу различных заболеваний) эндоскопических операций. Это стало возможным благодаря тому, что операции с применением лазерного излучения протекают бескровно, с малыми отеками. Малая болезненность лазерного воздействия позволяет использовать минимальную анестезию.

Благодаря эндоскопической технике и точному дозированию лазерного излучения операции выполняются малоинвазивно, а послеоперационные раны быстро заживают. Поскольку осуществляется одновременное лечение всех очагов инфекции в носоглотке, резко снижается вероятность реинфекции пролеченных областей и рецидивов, а послеоперационное восстановление осуществляется с минимумом лекарственных средств, как правило, без антибиотиков. Коррекции формы носовой перегородки позволяет улучшить аэродинамику носа и вентиляцию пазух, что также способствует ускорению излечения. Использование для этого методики лазерной термопластики хрящей делает эту операцию малоболезненной, легко переносимой пациентами, позволяет сократить сроки лечения.

Пример результатов симультанного лечения, осуществленного С.А.Агеевой в дневном стационаре с последующим консервативным лечением в амбулаторных условиях, представлен в виде компьютерных томограмм на рис.6.1. На томограммах видна коррекция (в данном случае незначительная) формы носовой перегородки, очищение гайморовых и основных пазух, клеток решетчатого лабиринта. Видно соустье, наложенное на основную пазуху. При лечении использовался лазерный аппарат с длиной волны излучения 0,97 мкм.

Необходимо отметить, что при хирургическом лечении пациентов без госпитализации особенное внимание должно быть уделено инструктажу пациентов относительно послеоперационного лечения, включая порядок действий в случае экстренных обстоятельств, например, при внезапно начавшемся кровотечении. Кроме этого опыт показывает, что результаты лечения бывают настолько разительны, что пациенты могут переоценить свое состояние, не довести амбулаторное лечение до конца и неосторожно обращаться со своим здоровьем, что особенно свойственно подросткам и молодым людям.

Рис.6.1. Компьютерные томограммы до (вверху) и через 2 месяца после лечения пациентки с диагнозом: хронический гнойный риносинусит, искривление и Ф-образная форма носовой перегородки, гипертрофия носовых раковин, полипоз носа.

Выше рассказано о возможности изменения формы хрящевой ткани методом лазерной термопластики хрящей [4]. Этот метод может быть использован для коррекции формы носовой перегородки, крыльев носа и ушных раковин. На рис.6.2. представлена схема проведения процедуры коррекции формы перегородки носа методом лазерной термопластики хрящевой ткани. При осуществлении процедуры с помощью лазерного излучения через Рис.6.2. Схема осуществления коррекции формы носовой перегородки:

до коррекции;

выправленная носовая перегородка прогревается лазерным излучением;

перегородка после коррекции формы.

слизистую осуществляют нагрев хряща перегородки с фиксацией желаемой формы до остывания после прекращения действия лазерного излучения. При этом хрящ перегородки восстанавливает свою упругость, и перегородка принимает новую форму. На рис.6. приведены фотографии носового хода до и после лазерной коррекции формы носовой перегородки, выполненной в ЛОР-клинике ММА им. Сеченова (Ю.М.Овчинников с сотр.). С целью уменьшения нежелательного воздействия на кровенаполненную слизистую использовалось излучение с длиной волны 1,56 мкм. Процедура практически безболезненна, может проводиться в амбулаторных условиях (в том числе в составе симультанных операций) и заменяет традиционную малоприятную и болезненную операцию, требующую последующей госпитализации. Более того, щадящее воздействие позволяет сохранить центры роста в хряще, что дает возможность выполнять указанную процедуру детям.

Рис.6.З.Носовой ход до (слева) и после коррекции формы перегородки носа методом лазерной термопластики хряща.

Следует отметить, что коррекция с использованием лазерной термопластики внутриносовых структур часто позволяет получить и косметический эффект исправления формы носа. Пример такого исправления представлен на рис.6.4 (С.А.Агеева, Поликлиника №3 ЦКБ РАН).

Рис.6.4. Косметический эффект лазерной пластики носовой перегородки. Пациентка до и через 6 месяцев после операции.

Весьма эффективным оказывается использование лазерных методов при одновременном лечении пациента ЛОР-врачем и пластическим хирургом. В этом случае удается с минимальными усилиями добиться эффективного лечения ЛОР-патологии и коррекции косметических дефектов.

Наиболее универсальным для ЛОР применений является аппарат ЛСП-«ИРЭ-Полюс» с двумя независимо регулируемыми рабочими излучениями 0,97 и 1,56 мкм, выводимыми в одно рабочее волокно.

Дополнительные возможности дает ЛОР-хирургу использование излучения с длиной волны 1,9 мкм, подобно излучению С0 -лазера, обладающего хорошими режущими свойствами.

6.2. Лечение сосудистой патологии Серьезные преимущества выявляются при использовании современных лазерных аппаратов при лечении последствий такой весьма распространенной болезни, как варикозная болезнь вен. Традиционно лечение осуществляется путем удаления расширенной подкожной вены (флебэктомия). Однако такая операция нередко сопровождается повреждением подкожных нервов и лимфатических коллекторов, длительным и болезненным для пациента послеоперационным лечением. Одной из малоинвазивных альтернатив такой операции, перспективной с точки зрения результатов лечения, снижения болевых ощущений пациента и выполнения лечения в амбулаторных условиях является эндовазальная лазерная облитерация (ЭВЛО) или EVLT (EndoVenous Laser Treatment) [5, 6]. При этом методе в вену вводится рабочий световод, затем в перивенозную область вводится раствор анестетика, который помимо обезболивания обеспечивает уменьшение диаметра вены. После этого в световод подается лазерное излучение, и он извлекается (вытягивается) из вены, осуществляя по мере извлечения тепловое воздействие на кровь и венозную стенку. При этом происходит коагуляция содержимого вены, сокращение содержащихся в стенке волокон коллагена, уменьшающее ее диаметр, и происходит тепловое повреждение стенки вены, начиная с эндотелия, запускающее процесс трансформации вены в соединительные ткани.

Отсутствие болевого синдрома, прекрасный косметический результат, а также быстрая социальная реабилитация являются Рис.6.5. Варикозно расширенная вена несомненными достоинствами этой методики. (стрелка) на ноге: до и через На рис.6.5 представлены результаты месяцев после лечения.

(М.В.Власов, А.А.Иванов, Альтернативная медицинская клиника, г.Владимир) облитерации подкожной вены на ноге, выполненной методом ЭВЛО.

Из семейства аппаратов ЛСП-«ИРЭ-Полюс» для этой цели могут использоваться аппараты 0,97 мкм, 30 Вт, а также 1,56 мкм, 15 Вт.

Наиболее подходящим для реализации этой технологии оказывается излучение 1,56 мкм, хорошо поглощаемое водой, содержащейся в крови и стенке вены [7]. Благодаря этому результат достигается при меньших уровнях мощности, меньшими оказываются болевой синдром и вероятность побочных явлений, связанных с перфорацией стенки вены и ожогами прилежащих тканей.

Излучение с длиной волны 0,97 мкм сильно поглощается гемоглобином, тогда как поглощение водой оказывается примерно в раз меньше. Это делает его менее привлекательным для ЭВЛО, но позволяет использовать его для лечения гемангиом и телеангиэктазий методом чрескожного лазерного склерозирования (ЧЛС) [5, 8, 9].

Рис.6.6. Лечение гемангиомы на губе:

I до (слева) и после лечения.

При этом излучение проходит через кожу, практически не нагревая ее, и поглощается в слое крови около 0,5 мм, обеспечивая необходимый терапевтический эффект. То есть аппараты на 0,97 мкм оказываются более универсальными. На рис.6.6-6.8 представлены результаты лечения гемангиомы на губе, Рис.6.7. Лечение капиллярной сетки: до телеангиэктазий (развитой сосудистой сетки) и винных пятен методом ЧЛС (М.В.Власов, (слева) и после лечения.

А.А.Иванов, Клиника альтернативной медицины, г.Владимир). Оптимальным выбором для осуществления ЧЛС являются аппараты на 0,97 мкм с выходной мощностью 25-30 Вт (работа обычно ведется в импульсно периодическом режиме).

Рис.6.8. Лечение «винных» пятен методом ЧЛС: до (слева) и после лечения.



Pages:   || 2 |
 














 
2013 www.netess.ru - «Бесплатная библиотека авторефератов кандидатских и докторских диссертаций»

Материалы этого сайта размещены для ознакомления, все права принадлежат их авторам.
Если Вы не согласны с тем, что Ваш материал размещён на этом сайте, пожалуйста, напишите нам, мы в течении 1-2 рабочих дней удалим его.