СПОСОБ РАССЕЧЕНИЯ БИОТКАНИ ЛАЗЕРНЫМ ИЗЛУЧЕНИЕМ И УСТРОЙСТВО ДЛЯ ЕГО ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ

Область техники

Изобретение относится к медицинской технике и может быть использовано в различных областях хирургии для прецизионного рассечения или выпаривания (абляции) и коагуляции кровеносных сосудов в случае нарушения их целостности в ходе операции, в частности в нейрохирургии, гинекологии, стоматологии и челюстно-лицевой хирургии.

Предшествующий уровень техники

Хирургическое действие лазерного излучения основано на эффекте поглощения лазерного излучения природными эндохромофорами биоткани (вода, гемоглобин, меланин, протеин), превращении энергии лазерного излучения в тепловую, и последующего разрушения биоткани (абляции) с помощью тепловой энергии.

Эффективность деструктивного действия лазерного излучения определяется как физическими параметрами излучения (мощность, длина волны излучения, длительность воздействия, размер лазерного пятна), так и коэффициентом поглощения излучения на природных эндохромофорах.

На фиг. 1 [1] представлена зависимость коэффициента поглощения m_a основных хромофоров биоткани от длины волны, а на фиг. 2 - зависимость глубины h₀ проникновения лазерного излучения в биоткань, рассчитанная с учетом приведенных на фиг. 1 зависимостей и с учетом формулы Бугера [2]: П - пигментированная ткань, Н - непигментированная ткань.

Анализ этих зависимостей свидетельствует о том, что выбор длины волны лазерного излучения является определяющим фактором для лазерной хирургии, так как изменение коэффициента поглощения m_a лазерного излучения биотканью от длины волны λ влияет на объем нагреваемой биоткани сильнее (на 4 порядка), чем изменение физических параметров излучения, которые меняются в пределах одного-двух порядков. Так, например, более длинноволновое излучение CO₂ лазера (λ=10,6 мкм) проникает на существенно меньшие глубины в биоткань, чем коротковолновое излучение диодных лазеров диапазона 0,8÷1,1 мкм. Из этого следует, что для выпаривания элементарного объема биоткани V₀ (, где d₀ - диаметр пятна, h₀ - глубина проникновения по уровню интенсивности излучения) с помощью хирургического лазера необходимо затратить различную энергию лазерного излучения: для CO₂ лазеров эта энергия на один-два порядка меньше, чем для диодных лазеров.

В связи с этим обстоятельством CO₂ лазеры наряду с другими отличительными особенностями (возможность фокусировки в пятно малого размера, бесконтактность воздействия, возможность стыковки с хирургическим микроскопом и кольпоскопом, возможность сканирования лазерным пятном с большой плотностью мощности на биоткани) нашли широкое применение в лазерной хирургии для резания и абляции биоткани.

Известно использование излучения CO₂ лазера в гинекологии [3, 4], в оториноларингологии [5] и других областях медицины [6].

Другое отличительное свойство CO₂ лазеров связано с возможностью работы в суперимпульсном режиме [7], при котором обеспечивается эффективная абляция без термонекроза соседних тканей. Поскольку тепловая диффузия в объеме ткани зависит от времени воздействия τ (точнее, пропорциональна корню квадратному от времени [2]), поэтому лазерный импульс должен быть короче времени тепловой релаксации биоткани τ_R, которое составляет около 1 мс [7], а интервал между импульсами должен превышать время τ_R.

В CO₂ лазерах при длительностях менее 1 мс рабочая газовая смесь не успевает нагреться до температуры стационарного режима, и за счет этого в 3÷4 раза повышается пиковая мощность излучения по сравнению со средней мощностью стационарного режима [7], что увеличивает энергию лазерного импульса, а следовательно, и глубину абляции биоткани.

Однако практический опыт эксплуатации CO₂ установок выявил их недостаток, связанный с ограничением возможности осуществлять глубокий надрез и глубокую абляцию биотканей в условиях гемостатического эффекта при операциях на кровенаполненных тканях. В этом случае излучение CO₂ лазера коагулирует только капилляры и мелкие кровеносные сосуды диаметром менее 0,5 мм [7], что ведет не только к невозможности проведения операций на сухом хирургическом поле, но и к значительной кровепотере.

Поскольку лазерная коагуляция носит термический характер, то больший объем нагреваемых лазером тканей обеспечивает возможность коагуляции сосудов большего диаметра, так как они попадают в больший нагреваемый излучением объем. То есть лазерное излучение, более глубоко проникающее в биоткани, имеет больший гемостатический потенциал. Например, излучение с длиной волны 1,06 мкм и средней мощностью до 30 Вт может коагулировать кровеносные сосуды диаметром до 4÷5 мм [7].

Таким образом, практический интерес в лазерной хирургии представляют лазерные системы с использованием излучения двух лазерных источников: одного источника (лазерного скальпеля) с явно выраженными режущими свойствами для рассечения биоткани, другого источника (лазерного коагулятора) с явно выраженными гемостатическими свойствами для прижигания кровеносных сосудов при нарушении их целостности.

Известны двухволновые лазерные аппараты для силовой терапии и хирургии [8], использующие излучение двух независимо регулируемых по мощности лазеров с длинами волн 0,97 мкм и 1,56 мкм, выводимых через одно гибкое волокно.

В качестве режущего излучения применяют более коротковолновое (0,97 мкм) излучение, которое лучше поглощается кровью, чем водой, а излучение с длиной волны 1,56 мкм используют в качестве коагулирующего биоткань излучения. Недостатком данного аппарата является необходимость увеличения мощности излучения для выпаривания объема биоткани за счет более глубокого проникновения излучения с длиной волны 0,97 мкм в биоткань, что, в свою очередь, приводит к нежелательному перегреву прилегающих биотканей. Кроме того, за счет использования гибкого оптоволокна для доставки излучения до биоткани, ограничена плотность мощности на биоткани из-за большой расходимости излучения на выходе световода и из-за ограничений по минимальному диаметру центральной жилы световода.

Известен другой двухволновый лазерный аппарат и способ его использования для рассечения биоткани лазерным лучом [9], состоящий из двух независимых излучателей с длинами волн излучения в диапазонах 1,5÷1,75 мкм и 1,87÷2,05 мкм, подводимого к месту рассечения по одному и тому же оптоволокну. Излучение в диапазоне 1,5÷1,75 мкм обеспечивает гемостаз облучаемой биоткани, а излучение в диапазоне 1,87÷2,05 мкм осуществляет рассечение участка биоткани внутри области, подвергнутой гемостазу.

Рассечение биоткани в этом аппарате осуществляется практически контактным способом, чтобы обеспечить необходимую плотность мощности на биоткани, что приводит к подгоранию торца световода и потерям мощности излучения на биоткани. Для исключения подгорания торца световода при рассечении биоткани требуется: либо отдалять торец световода от поверхности биоткани, что при большой расходимости излучения на выходе световода требует увеличения мощности излучения и приводит к увеличению размера лазерной раны; либо использовать фокусирующую систему на выходе световода с большим диаметром линз, что приводит к потере преимущества гибкого волокна по доставке излучения в труднодоступные места через тонкие эндоскопические системы и ограничивает плотность мощности на биоткани диаметром центральной жилы световода.

Необходимость увеличения мощности излучения для рассечения биоткани приводит к перегреву прилегающих биотканей, а увеличение размера лазерной раны не позволяет проводить прецизионное рассечение биоткани. Кроме того, минимальный размер лазерной раны в данном аппарате определяется диаметром центральной жилы световода, величина которого в 2÷3 раза превышает диаметр сфокусированного луча CO₂ лазера, обладающего более выраженным режущим эффектом по сравнению с лазерным излучением диапазона 1,87÷2,05 мкм.

Известна хирургическая лазерная система [10], наиболее близкая по технической сущности к предлагаемому техническому решению, состоящая из двух лазеров: первого - с длиной волны в диапазоне 0,375÷0,440 мкм или 0,531÷0,595 мкм и второго - с длиной волны в диапазоне 2,09÷10,6 мкм. Излучение лазеров в этой системе транспортируется к оперируемой ткани через единый оптический канал, который может быть выполнен в трех вариантах исполнения: оптическое гибкое волокно, полый гибкий волновод или зеркально-шарнирный манипулятор. Взаимное излучение двух лазеров создает необходимые условия для достижения положительного эффекта каждого из отдельных лазеров: при операции на мягких тканях излучение первого лазера (лазерного коагулятора) обеспечивает гемостаз, а излучение второго лазера (лазерного скальпеля) производит разрез или абляцию тканей.

Недостаток этого устройства заключается в том, что излучение диапазонов 0,375÷0,440 мкм или 0,531÷0,595 мкм, поглощаясь только гемоглобином кровеносных сосудов и слабо поглощаясь водой биоткани (см. фиг. 1), глубоко проникает через просвет кровеносных сосудов и может оказать негативное термическое действие на биоткани, находящиеся вне оперируемой зоны. Кроме того, излучение этих диапазонов обладает сильным рассеянием в биоткани (см. фиг. 1), что также может привести к негативному воздействию на прилегающие участки. Из-за сильного поглощения этого излучения в меланине - основном хромофоре эпидермиса, затруднена коагуляция кровеносных сосудов, подлежащих под смуглой кожей.

Другой недостаток известной лазерной хирургической системы [10] связан с использованием для доставки излучения двух спектральных диапазонов к биоткани единого световода или полого лучепровода. В этом случае из-за большого диаметра световода или лучепровода становится большой лазерная рана, что не позволяет проводить точные операции.

Кроме того, из-за большой расходимости лазерного пучка на выходе световода или лучепровода, требуется увеличивать мощность излучения на биоткани, что увеличивает лучевую нагрузку на систему доставки излучения и может привести к нарушению ее работоспособности. Минимальный размер лазерной раны обеспечивается в этом случае только при контактном способе воздействия торца световода или лучепровода с биотканью, что приводит к подгоранию торца и потерям мощности излучения на биоткани.

При использовании в этой лазерной системе зеркально-шарнирного манипулятора для доставки лазерного излучения двух спектральных диапазонов до биоткани минимальный размер лазерной раны может быть существенно уменьшен за счет возможности сфокусировать коллимированный лазерный пучок в пятно малого диаметра (100÷200 мкм). Однако при этом возникает проблема согласования лазерных пучков двух спектральных диапазонов из-за различия в показателе преломления и коэффициенте отражения используемых оптических материалов и проблемы создания широкополосного просветляющего покрытия оптических элементов.

Оптическая система зеркально-шарнирного манипулятора включает в себя линзы и зеркала. Наиболее распространенным материалом для изготовления линз манипулятора с широкой полосой пропускания является селенид цинка (0,5÷12 мкм) и фторид свинца (0,2÷7 мкм) [11]. Применение в манипуляторе прототипа согласующих линз из селенида цинка ограничивает использование для коагуляции кровеносных сосудов лазерного излучения диапазона 0,375÷0,440 мкм, а применение линз из фторида свинца ограничивает пропускание излучения CO₂ лазера. Кроме того, для обеспечения оптической прозрачности манипулятора в широкой полосе спектра (от 0,37 до 10,6 мкм) требуется использовать сложное многослойное покрытие с оптимизацией по количеству слоев просветляющих покрытий, их толщине и показателю преломления [12].

Так, количество слоев «n» просветляющего покрытия для диапазона 0,37÷10,6 мкм определяется из соотношения [12]

Таким образом, использование в известном лазерном устройстве зеркально-шарнирного манипулятора для доставки до биоткани лазерного излучения двух спектральных диапазонов ограничено технологической сложностью изготовления многослойных просветляющих покрытий и, в конечном счете, стоимостью изготовления манипулятора.

Раскрытие сущности предлагаемого изобретения

Целью настоящего изобретения является разработка способа рассечения биоткани лазерным излучением и устройства для его осуществления, отличающегося повышенной точностью резки и повышенной надежностью гемостаза при различных режимах воздействия, в том числе на кровенаполненных органах путем рассечения или удаления биоткани лазерным излучением с достаточной для вапоризации (абляции) биоткани энергией при минимальном термическом воздействии на прилегающие ткани.

Поставленная цель достигается за счет сочетанного воздействия на биоткань сфокусированного в одно пятно излучения двух лазерных пучков с длинами волн: одного - в диапазоне 0,8÷1,1 мкм (излучение диодного лазера), другого - 10,6 мкм (излучение CO₂ лазера). При этом излучение двух лазерных пучков подводится к месту рассечения с помощью единой оптической насадки, в которой суммируются пучок CO₂ лазера, транспортируемый до оптической насадки по зеркально-шарнирному манипулятору, и лазерный пучок диодного лазера, доставляемый до оптической насадки по гибкому оптоволокну, проложенному вдоль зеркально-шарнирного манипулятора. Просуммированное в оптической насадке излучение двух лазерных пучков фокусируется с помощью линзы в одно пятно на биоткани.

Более коротковолновое излучение диодного лазера за счет сильного поглощения гемоглобином крови и умеренного поглощения водой биоткани достаточно глубоко проникает в биоткань и создает условия для коагуляции биоткани в поглощенном объеме, а более длинноволновое излучение CO₂ лазера за счет сильного поглощения водой и слабого проникновения в биоткань обеспечивает бескровное рассечение участка биоткани внутри области, подвергнутой коагуляции более коротковолновым излучением диодного лазера.

Возможен режим работы устройства, при котором лазерный коагулятор на диодных лазерах диапазона 0,8÷1,1 мкм работает в квазинепрерывном режиме с регулированием мощности излучения, длительности экспозиции и частоты следования импульсов, а хирургический CO₂ лазер обеспечивает рассечение биоткани короткими мощными лазерными импульсами. Длительность импульсов лазерного скальпеля выбирается, с одной стороны меньше времени тепловой релаксации биоткани (1 мс), с другой стороны больше минимальной длительности, при которой преодолевается порог абляции биоткани [7]; интервал между импульсами выбирается больше времени тепловой релаксации биоткани. В этом случае обеспечивается точное рассечение или абляция биоткани без термонекроза соседних тканей от мощного хирургического CO₂ лазера и надежный гемостаз кровеносных сосудов с помощью менее мощного лазерного коагулятора на диодных лазерах диапазона 0,8÷1,1 мкм.

Выбирая длительность импульса и паузы между импульсами CO₂ лазера, а также мощность излучения, длительность экспозиции и частоту следования импульсов диодного лазера, можно обеспечить прецизионное бескровное рассечение биоткани лазерным излучением без термонекроза соседних тканей.

На основании изучения и анализа механизма воздействия лазерного излучения диапазона 0,8÷1,1 мкм на кровенаполненные биоткани установлено, что гемостатическое действие лазерного коагулятора основано на следующих процессах:

1) лазерное излучение поглощается гемоглобином крови и водой, содержащейся в окружающем кровеносные сосуды объеме;

2) поглощенное гемоглобином крови лазерное излучение превращается за очень короткое время ≈10^-12 с в тепло, которое передается плазме крови, на 90% содержащей воду;

3) вода в плазме крови под действием этого тепла разогревается до кипения, превращается в пар и выходит через стенки кровеносных сосудов;

4) вода, содержащаяся в окружающем кровеносные сосуды объеме, также разогревается под действием поглощенного лазерного излучения, создавая условия, при которых тепловая энергия передается кровеносным сосудам, дополнительно нагревая стенки сосудов и воду, содержащуюся в плазме крови;

5) вследствие нагрева происходит сокращение содержащегося в стенках сосуда коллагена, которое приводит к уменьшению диаметра сосудов;

6) вследствие потери воды плазмой крови концентрация тромбоцитов в зоне теплового воздействия лазерного излучения увеличивается, что способствует адгезии тромбоцитов к внутренней поверхности кровеносного сосуда и их агрегации. Агрегация тромбоцитов приводит к образованию тромбов в кровеносном сосуде, который останавливает кровотечение при разрушении этого сосуда хирургическим лазером.

Таким образом, при воздействии лазерного излучения диапазона 0,8÷4,1 мкм гемостаз кровеносных сосудов будет осуществляться не только за счет поглощенной энергии лазерного излучения гемоглобином крови внутри кровеносного сосуда, но и за счет поглощенной энергии лазерного излучения водой, содержащейся в окружающем кровеносные сосуды объеме биоткани. А поскольку объемное содержание кровеносных сосудов в кровенаполненных тканях составляет ≈5% [12] от объема биоткани, то разогретый объем воды, в 20 раз превышающий объем кровеносных сосудов, будет оказывать существенное влияние на процесс гемостаза кровеносных сосудов.

Сущность поясняется нижеследующим описанием и фиг. 3.

На фиг. 3 представлена схема хирургической лазерной системы, которая состоит из CO2 лазера 2 с блоком питания 1, системой транспортирования излучения в виде зеркально-шарнирного манипулятора 3 и пилотным лазером видимого диапазона 4, диодного лазера 6 с блоком питания 5, системой транспортирования излучения в виде гибкого оптоволокна 7, проложенного вдоль зеркально-шарнирного манипулятора 3, и пилотным лазером видимого диапазона 8, контроллера 9, панели 10 индикации и управления параметрами излучения лазеров 2 и 6, оптической насадки 11, обеспечивающей совмещение излучения лазеров 2 и 6, фокусирующей насадки 12, обеспечивающей фокусировку совмещенных пучков в одно пятно на биоткани 13.

Оптическая насадка 11 содержит дихроичное зеркало 16, установленное под углом 45° к оптической оси зеркально-шарнирного манипулятора 3 и предназначенное для совмещения пучков лазеров 2 и 6, поворотное зеркало 14 и согласующую линзу 15, установленные по ходу излучения лазера 6 перед дихроичным зеркалом 16.

Хирургическая лазерная система работает следующим образом.

Излучение лазера 2 проходит через зеркально-шарнирный манипулятор 3, оптическую насадку 11 и фокусируется линзой 12 в точке А на поверхности оперируемой биоткани 13, поглощается содержащейся в биоткани водой и осуществляет процесс абляции (рассечения) биоткани короткими лазерными импульсами длительностью меньше времени тепловой релаксации биоткани (1 мс), но больше длительности τ, соответствующей порогу абляции биоткани [7] (для типичных СО₂ лазеров со средней мощностью излучения Р_ср=30 Вт эта длительность составляет ≈50 мкс).

Излучение лазера 6 через гибкое оптоволокно 7, оптическую насадку 11 также фокусируется линзой 12 в точке А на поверхности оперируемой биоткани и за счет меньшего поглощения водой глубже проникает в зону В расположения кровеносных сосудов, частично поглощаясь гемоглобином крови внутри кровеносного сосуда, разогревая плазму крови и создавая условия для гемостаза кровеносных сосудов. В то же время, другая часть излучения лазера 6 разогревает воду, содержащуюся в окружающем кровеносные сосуды объеме биоткани, создавая условия, при которых тепловая энергия воды передается кровеносным сосудам, дополнительно нагревая стенки сосудов. За счет выбора режима излучения лазера 6, а также за счет регулирования мощности излучения, длительности экспозиции и частоты следования импульсов создаются условия для гемостаза кровеносных сосудов различных диаметров.

За счет процесса абляции сфокусированное излучение лазера 2 проникает в зону В расположения кровеносных сосудов, предварительно скоагулированных излучением лазера 6, и бескровно рассекает их, создавая для хирурга условия работы на сухом операционном поле, что, в свою очередь, повышает точность воздействия на биоткань.

Преимуществом данного изобретения является тот факт, что точное рассечение (абляция) биоткани осуществляется сфокусированным в малое пятно излучением лазерного скальпеля в условиях гемостаза кровеносных сосудов лазерным коагулятором при минимальном термическом воздействии лазерного излучения на прилегающие ткани за счет оптимального сочетания излучения в двух диапазонах и выбора оптимальных параметров излучения лазеров.

Лучший пример реализации

В качестве примера исполнения может служить лазерная хирургическая система, в которой рассечение (абляцию) биотканей обеспечивает сфокусированный в пятно диаметром 200 мкм луч CO₂ лазера со средней мощностью излучения 30 Вт, импульсной мощностью в суперимпульсном режиме 80÷100 Вт, регулируемой длительностью импульсов излучения в диапазоне от 50 мкс до 1 мс и частотой следования импульсов в диапазоне 100÷500 Гц, а гемостаз кровеносных сосудов обеспечивает совмещенный с лазерным скальпелем лазерный коагулятор на основе диодного лазера с длиной волны излучения 0,81 мкм или 0,98 мкм или 1,06 мкм. Мощность излучения лазерного коагулятора Р₀, необходимая для нагрева объема V₀ до температуры кипения воды (коагуляция биоткани) определяется из соотношения [7]

где

Э - поглощенная в объеме энергия лазерного излучения, где;

τ - длительность экспозиции (импульса) излучения, с;

m=ρ⋅V₀ - масса биоткани объемом V₀, кг;

- плотность биоткани;

d₀ - диаметр сфокусированного пятна лазера 2 на биоткани, м;

h₀ - глубина проникновения излучения лазера 2 в биоткань, м;

- удельная теплоемкость биоткани;

ΔT=(T-36,6)град=(100-36,6) град=63,4 град.

Принимая диаметр пятна на биоткани d₀=0,4 мм, глубину h₀=1 мм, длительность экспозиции τ=5·10^-3 с (при которой зона термодиффузии биоткани Δh определяемая из соотношения где - коэффициент температуропроводности биоткани, составит не более 170 мкм) имеем

Увеличивая мощность лазерного коагулятора Р₀ до 30 Вт можно уменьшить время экспозиции (длительность импульса) τ до времени тепловой релаксации биоткани τ_R=1 мс, что обеспечит условия гемостаза без термического повреждения прилегающих участков биоткани. Меняя мощность излучения, время экспозиции (длительность импульса) и частоту следования импульсов, можно обеспечить оптимальное гемостатическое действие лазерного коагулятора для различных типов биоткани.

Луч CO₂ лазера в предлагаемом устройстве доставляется до оперируемой биоткани с помощью 7-коленного зеркально-шарнирного манипулятора с высоким коэффициентом пропускания на длине волны 10,6 мкм и фокусирующей насадкой с фокусным расстоянием ≈70 мм, что обеспечивает минимальный диаметр пятна на биоткани не более 200 мкм и плотность мощности на биоткани до в суперимпульсном режиме излучения и до в непрерывном режиме. При таких плотностях мощности обеспечивается рассечение (абляция) мягких тканей на глубину до нескольких миллиметров.

Луч диодного лазера доставляется в точку воздействия луча CO₂ лазера с помощью гибкого оптоволокна, проложенного вдоль зеркально-шарнирного манипулятора, оптической насадки, обеспечивающей совмещение излучения CO₂ и диодного лазеров и фокусирующей линзы, обеспечивающей фокусировку в одно пятно излучения CO₂ и диодного лазера.

Промышленная применимость

Изобретение может быть применимо в хирургии для бескровного и точного рассечения или выпаривания мягких тканей, в частности, в нейрохирургии, гинекологии, стоматологии и челюстно-лицевой хирургии.

1. Серебряков В.А. и др. Медицинское применение лазеров среднего инфракрасного диапазона. Проблемы и перспективы. - «Оптический журнал», 77, 1, 2010.

2. Мюллер Г.И., Бермен Х.-П. Прикладная лазерная медицина. Учебное и справочное пособие. Интерэксперт, Москва. - 1997. 366 с.

3. Клинцова Л.В. и др. - Применение CO₂ лазера в оперативной гинекологии. Медицинская технология, рег. уд. #АС-2005/086 от 22.11.2005, держатель подлинников ООО «Русский инженерный клуб» г. Тула (www.lasermed.ru).

4. Стаханов М.Л. и др. Применение углекислотного лазера в амбулаторной практике гинеколога. Вопросы гинекологии, акушерства и перинатологии, 2004, т.з, №5, с. 68-71.

5. Подмазов А.В. и др. Применение высокоэнергетических лазеров в оперативной оториноларингологии. Медицинская технология, рег. уд. №ФС-2005/087 от 22.11.2005, держатель подлинников ООО «Русский инженерный клуб» г. Тула (www.lasermed.ru).

6. Скобелкин О.К. и др. Применение лазерных хирургических аппаратов «Ланцет» в медицинской практике «Пособие для врачей»: Москва, 2002. - 89 с.

7. Фигованный С.И. и др. Лазерная стоматология. Краснодар: Кубань-книга. - 2005. - 256 с.

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

9. Патент RU 2535454 С2 от 10.12.2004 г.

10. Патент WO 2011056098 от 12.05.2011 г.

11. www.elektrosteklo.ru

12. Пушкарева А.Е. Методы математического моделирования в оптике биоткани, учебное пособие. - Спб: СпбГУ ИТМО, 2008, - 103 с.