Медицинские аппараты

 

 

 

 

Основное действие - через тепло.

 

Лазерное излучение, поглощаясь преобразуется в тепловую энергию. При этом характер воздействия на биоткани зависит от температуры нагрева и длительности воздействия и упрощенно представлен в таблице.

 

t, °С	Реакция биоткани и результат воздействия
37-42,5	Гиперемия ткани, необратимые изменения отсутствуют.
42,5-45	Гибель патологических клеток, в здоровых тканях необратимых изменений не происходит –    основа лазерной термотерапии рака и воспалительных процессов
45-48	Разделение слоев ткани (отек).
48-60	Сваривание ткани, денатурация белка.
>60	Сокращение молекул коллагена и эластина, коагуляция, некроз, обезвоживание.
Около 70	При кратковременном воздействии восстановимая - потеря упругости хрящей –  основа лазерной термопластики хрящевой ткани.
>100	Испарение внутритканевой воды – за счет скрытой теплоты парообразования происходит стабилизация температуры нагрева биоткани.
>250	Обугливание (выгорание водорода из углеводородов биоткани) – резко возрастает поглощение в биоткани, что ведет к сильному локальному разогреву.
>300	Интенсивное горение и абляция (возгонка) биоткани.

 

Что поглощает?

 

От длины волны излучения 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. Кроме этого, на глубину проникновения лазерного излучения оказывает рассеяние лазерного излучения.

В диапазоне 0,7-3 мкм основными хромофорами в биотканях являются гемоглобин и вода. Коэффициенты поглощения в воде и цельной крови, а также эффективный коэффициент ослабления (с учетом рассеяния) в крови показаны на рисунке 1.

 

 

Из рисунка видно, что поглощение воды в рассматриваемом диапазоне меняется больше, чем в 1000 раз.

 

Н-лазеры.

 

На длине волны 0,94-0,98 мкм (рисунок 2) поглощение в крови больше поглощения в воде примерно в 20 раз. Это означает, что практически все лазерное излучение поглощается в гемоглобине. Именно поэтому такое излучение называют гемоглобинпоглощаемым (Н-лазеры от hemoglobin). При высоких уровнях мощности гемоглобин не успевает передать тепло окружающей среде, быстро нагревается до температуры карбонизации (250 °С). При этом резко увеличивается поглощение излучения и уменьшается область, в которой выделяется тепло. Это ведет к быстрому разогреву до температуры порядка 1000°С этой области и конца световода (если работа осуществляется контактно). При этом происходит эффективное тепловое рассечение биоткани за счет воздействия собственно лазерного излучения, разогретого конца световода и его теплового излучения.

 

 

 

Важно, что при этом уменьшается зона теплового повреждения тканей, прилежащих к области воздействия. Характерная глубина составляет величину порядка 0.5 мм. Благодаря этому обеспечивается оптимальное для хирургического воздействия сочетание режущих и коагулирующих (кровоостанавливающих) свойств. В некоторых случаях используется предварительное чернение конца световода, что позволяет ускорить переход к подобному режиму работы.c

 

Излучения с длинами волн 0,8 и 1,06 мкм обладают меньшим поглощением и при не очень больших уровнях мощности менее эффективны с точки зрения режущих свойств и обеспечивают большую область теплового повреждения, что обычно нежелательно при использовании лазерного излучения для рассечения тканей. Однако это же делает такое излучение более подходящим для методик, основанных на объемном прогреве тканей, например, при лазерной термотерапии раковых опухолей. В то же время, из-за сильного поглощения в гемоглобине, начиная с некоторого уровня мощности вследствие карбонизации резко уменьшается область воздействия.

 

W-лазеры.

 

 

Характер действия излучения меняется при переходе к диапазону 1,4-1,8 мкм (рисунок 3). В этом диапазоне начинает играть существенную роль поглощение в воде (W-лазеры от water). Значительная часть излучения начинает поглощаться водой. При нагреве до 100 °С вода начинает испаряться, при этом поглощаемая энергия излучения идет на преодоление скрытой теплоты парообразования, составляющей значительную величину 2,25·106 Дж/кг. Поскольку теплоемкость воды составляет 4200 Дж/(К·кг), то получается, что количество энергии, необходимое для нагрева воды от температуры тела до 100°С составляет 2,65·105 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. По образному выражению врачей излучение не режет, а «варит» ткани.

 

Нагрев до заметных уровней мощности излучения происходит без карбонизации, не переходя в режим контактного резанья. При этом наблюдается ряд биофизических явлений, играющих роль при воздействии на биоткани. Уже упоминалась обратимая потеря упругости хрящом, лежащая в основе лазерной термопластики. Происходящее при нагреве сокращение молекул коллагена лежит в основе неабляционного лазерного «омоложения» кожи, а также ведет к уменьшению диаметра вен при эндовенозной лазерной коагуляции (ЭВЛК) – малоинвазивного метода лечения варикозно расширенных вен. Тепловое повреждение биотканей вызывает их асептическое воспаление, которое служит спусковым механизмом фиброзной трансформации – процесса замещения «сваренной» ткани фиброзной. Примером этого может служить ЭВЛК, при которой варикозная вена замещается соединительной тканью, устраняя патологический рефлюкс. Таким же образом происходит замещение раковой ткани соединительной при лазерной термотерапии.

Особую роль играют гидрокинетические явления, происходящие при кипении воды, в частности процессов кавитации, играющих роль как непосредственно при лазерном воздействии, так и в послеоперационный период. Более подробно можно ознакомиться например, в работе.

 

1,8…2,1 мкм

 

Еще один максимум поглощения в биотканях, причем поглощение в этой обласи приближается к поглощению излучения СО2-лазеров. Характерная глубина воздействия около 0,1 мм. Они обладают хорошими режущими свойствами, малой зоной теплового повреждения, и при этом более хорошей коагуляцией, чем углекислотные лазеры. Это позволяет уменьшить используемые мощности излучения. Еще одно преимущество – возможность использования для передачи излучения недорогого кварцевого волокна. До появления волоконных лазеров этот диапазон был представлен в медицине импульсными лазерами на АИГ:Но (2,09 мкм). Лазеры на Тm-активированном волокне позволяют осуществлять работу как в импульсном, так и в непрерывном режиме и перекрывают весь указанный диапазон, включая максимум поглощения на 1,94 мкм. Лазеры с мощностью 3-5 Вт достаточно давно используются в ЛОР-хирургии и стоматологии, в последнее время лазеры с выходной мощностью 50-120 Вт используются в урологии для трансуретральной вапоризации простаты и литотрипсии.

 

Два излучения в одном волокне.

 

Возможность подачи через одно рабочее волокно двух независимо регулируемых излучений с разными длинами волн позволяет дополнительно расширить возможности врача при лечении пациентов. Так, например, при проведении симультанных (на нескольких очагах патологии в процессе одной операции) хирургических вмешательствах, врач, не меняя рабочего инструмента, может использовать излучение 0,97 мкм для рассечения и коагуляции мягких тканей, а затем выполнить лазерную термопластику хряща излучением 1,56 мкм. В некоторых случаях оказывается эффективной смесь двух излучений. Можно провести аналогию с современным водопроводом, когда пользователь в зависимости от потребностей может получить холодную, теплую или горячую воду.