Биостимуляция лазерным излучением

Биостимуляция представляет собой действие низкоинтенсивного лазерного излучения без термических и выраженных фотохимических эффектов. Она нашла широкое эффективное терапевтическое применение во многих областях медицины. В то же время биофизические механизмы, лежащие в основе терапевтического действия, остаются гипотетическими.

Для биостимуляции используется низкоинтенсивное лазерное излучение в пределах плотности мощности излучения q = 0,1 – 100 мВт/см² и плотности энергии . Оно не вызывает видимых деструктивных изменений в тканях. Длина волны излучения обычно лежит в пределах 0,34 – 1,3 мкм. Чаще используется излучение He-Ne лазера (0,63 мкм) и излучение ближнего ИК диапазона. Отчасти это связано с глубиной проникновения излучения в биоткань.

Лазеротерапевтические методы получили широкое распространение в различных медицинских специальностях, но особенно в стоматологии, дерматологии, хирургии, офтальмологии и оториноларингологии.

В хирургии излучение He-Ne лазера применяется при гнойных маститах, обострениях хронического остеомиелита, послеоперационных инфильтратах. По имеющимся данным, у всех больных после нескольких лазерных воздействий отмечается стихание воспалительного процесса, уменьшение болей и инфильтрации тканей.

He-Ne лазер применяют для терапии больных с трофическими язвами и длительно незаживающими и инфицированными ранами либо как самостоятельный метод, либо в комбинации с высокоинтенсивным лазерным излучением.

He-Ne лазер применяют в хирургии в комплексе с другими методами лечения при флегмонах, абсцессах, воспалительных инфильтратах, артритах, остеомиелитах.

В стоматологии терапевтическое действие лазерного излучения используется в профилактике и лечении пульпитов, периодонтитов, гингивитов, различных форм стоматитов, при травмах и предраковых заболеваниях слюнных желез, невралгии тройничного нерва.

В оториноларингологии терапевтическое действие лазерного излучения используется при заболеваниях носа, глотки, околоносовых пазух и уха.

На основании экспериментальных исследований были установлены следующие основные закономерности:

– биологический эффект увеличивается с увеличением мощности излучения (в определенном диапазоне),

– биологический эффект зависит от интервалов между сеансами,

– эффективность лечения зависит от суммарной дозы облучения,

– выбор оптимальной терапевтической дозы определяется: а) физическими параметрами излучения, б) оптическими свойствами биообъекта, в) индивидуальными особенностями биообъекта и г) стадией патологического процесса,

– необходимость разделения «стимулирующей» дозы (0,1 – 100 мВт/см²), противовоспалительной и анальгезирующей дозы (до 200 мВт/ см²) дозы для фотодинамической терапии (400-800 мВт/см²) и рефлексотерапевтической дозы (обычно 0,1 – 0,6 мВт при диаметре области 1,5 мм, что составляет 10 мВт/см², иногда используется высокоинтенсивное лазерное излучение),

– эффективно сочетание различных методик воздействия (например, крови, проекционных зон позвоночника, местное облучение кожи),

– эффективно сочетание различных доз (например, при лечении воспалительных заболеваний: на первых стадиях – противовоспалительные дозы, на последней – стимулирующие).

В настоящее время часто используются импульсные терапевтические лазеры мощностью в импульсе от 4 до 400 Вт и даже до 1 кВт при наносекундной длительности. Реально используются мощности до 10 Вт. При этом плотность мощности излучения составляет величину до  10 Вт/см².

Преимущества частотного режима воздействия:

1. Частота следования импульсов (или частота модуляции излучения) может быть резонансной к частотам функциональной активности тех или иных биологических структур.

2. К импульсным воздействиям, по сравнению с непрерывными, в меньшей степени развивается адаптация, что позволяет достичь лучшего терапевтического эффекта.

3. При импульсном воздействии уменьшается тепловое воздействие.

4. Импульсное воздействие гораздо разнообразнее непрерывного по своим физическим характеристикам. Это облегчает индивидуализацию терапии.

На уровне тканей и органов действие низкоэнергетического лазерного излучения проявляется в следующем:

– стимуляция изменений рецепторной чувствительности,

– укорочение фазы воспаления,

– увеличение потребления тканями кислорода,

– улучшение микроциркуляции крови,

– активизация переноса веществ через сосудистые стенки.

Результирующий фотобиологический эффект действия лазерного излучения на организм в целом выражается в противовоспалительной, регенеративной, иммунокорректирующей и бактериостатической реакциях. Вызывает спазмолитическое действие и нормализацию липидного обмена.

Противопоказания для лазерной терапии:

– наличие или потенциальная угроза кровотечения,

– острые воспалительные и, особенно, воспалительно-деструктивные процессы,

– активные формы онкологических заболеваний,

– фотодерматозы и другие виды патологических реакций на фотовоздействие,

– некоторые формы гематологических заболеваний и ряд других.

В целом, лазерную терапию не следует применять во всех сомнительных случаях, когда неясен патогенез заболевания или отсутствуют данные о положительном опыте применения лазерной терапии в подобных ситуациях.

 

Основные модели действия низкоэнергетического лазерного излучения на биологические ткани.

Действие лазерного излучения на биологические ткани обсуждается в научной среде последние 30-35 лет. Однако единой общей теории терапевтического действия лазерного излучения пока не существует.

Большинство исследователей рассматривают физическое действие лазерного низкоинтенсивного излучения со следующих позиций. Основной закон фотобиологии заключается в том, что биологический эффект вызывает лишь излучение такой длины волны, при которой оно поглощается молекулами или фоторецепторами тех или иных структурных компонентов клеток. Поиски фоторецепторов и фотоакцепторов ведутся давно. Данные современной физиологии не подтверждают наличие на коже животных и человека специфических фоторецепторов. Однако некоторыми исследователями их наличие принимается возможным.

В отношении акцепторов электромагнитного излучения оптического диапазона мнения ученых разделились: одни считают, что существуют специфические акцепторы строго определенных длин волн излучения, другие считают, что поглощение излучения идет неспецифическими фотоакцепторами. Эти неспецифические фотоакцепторы могут быть разделены на 2 большие группы:

1) биополимеры (белки, ферменты, биологические мембраны, пигменты и др.)

2) биологические жидкости (лимфа, кровь, плазма, внутриклеточная вода).

Кожа человека, через которую обычно действует лазерное излучение, по-разному пропускает электромагнитные волны светового диапазона. В диапазоне от 0,6 до 1,2 мкм наблюдается так называемая оптическая прозрачность биологических тканей, в ближней ИК области свет может проникать фактически на несколько сантиметров в глубину ткани.

В механизме лечебного действия можно рассмотреть несколько стадий. Первая стадия – поглощение лазерного излучения. В этой стадии происходящие процессы могут быть описаны как физические. При поглощении веществом кванта света один из электронов молекулы переходит на верхний энергетический уровень, при этом молекула переходит в возбужденное синглетное или триплетное состояние. Дальнейшее преобразование энергии может происходить как ряд физико-химических процессов в организме.

Возможности реализации энергии атома или молекулы в синглетном состоянии следующие:

1) превращение в тепло,

2) испускание квантов флюоресценции,

3) фотохимическая реакция,

4) передача энергии другой молекуле,

5) переход атома или молекулы в триплетное состояние.

Возможности реализации энергии атома или молекулы в триплетном состоянии:

1) безызлучательный переход в основное состояние,

2) испускание кванта фосфоресценции,

3) фотохимическая реакция,

4) передача энергии возбуждения другой молекуле.

Производство синглетного кислорода – первичная причина стимулирующего действия низкоинтенсивного лазерного излучения.

Согласно модели (Ильичев В. И., 1989), вблизи каждой возбужденной молекулы происходит перестройка окружающей среды. Если раствор находится в метастабильном состоянии, что типично для биологических жидких сред, то рост центров новых структур происходит без затрат энергии. Это приводит к изменениям энергетики и кинетики метаболических процессов, что способствует развитию биостимулирующего эффекта.

Существует также теория (Каплан М.А.,1990), основанная на предположении, что воздействие лазерного излучения приводит к возникновению неоднородного температурного поля в биоткани вследствие неоднородности расположения поглощающих центров. В результате происходит изменение концентрации ионов в растворе вблизи клеточной мембраны, что нарушает ионный баланс. Увеличивается осмотическое давление на мембрану, и она деформируется, что влияет на метаболические процессы в клетках.

Существует теория биоэлектрического триггера (Илларионов В.И., 1992), что предполагает «включение» биологической реакции при поглощении излучения. Ее основные положения следующие.

1. Электрический статус клетки или группы клеток в зоне облучения определяется триггерным механизмом приспособления в ответ на действие физических факторов, включая низкоинтенсивное лазерное воздействие.

2. Изменение электрического статуса клеток под действием физиотерапевтического фактора играет ведущую роль в развитии последующих ответных реакций организма.

3. Биоэлектрические параметры клеточного метаболизма являются определяющими для выработки объективных критериев оптимизации доз физиотерапевтического действия лазерного излучения.

Последовательность возможных реакций вещества при воздействии низкоинтенсивного излучения на атомно-молекулярном уровне можно представить себе таким образом:

– поглощение света фотоакцепторами ткани,

– внутренний фотоэлектрический эффект и/или его проявление,

– электрическая диссоциация ионов, возбуждение атомов и молекул,

– рассеяние энергии,

– первичные фотофизические акты,

– появление первичных фотопродуктов.

Таким образом, восприимчивость биоструктур к низкоэнергетическому лазерному излучению обусловлена наличием совокупности специфических и неспецифических фотоакцепторов, которые поглощают энергию этого излучения и обеспечивают ее трансформацию в биофизических и биохимических процессах.

Низкоэнергетичное лазерное облучение биообъекта вызывает в тканях и органах различные эффекты, связанные с непосредственным и опосредованным действием излучения. Непосредственное действие проявляется в объеме тканей, подвергшихся облучению. При этом лазерное излучение взаимодействует с фотоакцепторами, запуская весь комплекс фотофизических и фотохимических реакций. Помимо фотоакцепторов, воздействие излучения происходит также на различные молекулярные образования, в которых происходит нарушение слабых атомно-молекулярных связей. Это усиливает действие лазерного излучения.

Опосредованное действие связано либо с трансформацией энергии излучения и ее дальнейшей миграцией, либо с передачей энергии различными путями и способами. Основные проявления этого действия следующие:

– переизлучение клетками электромагнитного излучения,

– передача эффекта воздействия излучения через жидкие среды организма,

– передача энергии излучения по каналам рефлексотерапии.

Модель информационного действия низкоинтенсивного лазерного излучения была предложена А.А.Прочухановым в начале 2000-х годов, в отличие от других исследователей, рассматривающих эту проблему в рамках классической биофизики и молекулярной биологии, она предполагает, что терапевтическое действие лазерного излучения определяется преимущественно не его энергетическими характеристиками, а когерентностью.

Основой построения теоретической модели явились следующие экспериментальные факты. Исследования выжигания злокачественных опухолей лазерным излучением (меланома у мышей), быстро прогрессирующие заболевания, показало, что действие лазерного излучения не сводится исключительно к физическому удалению опухоли, но приводит к усилению противоопухолевой защиты, причем не только вокруг некроза, но и в регионарных лимфатических узлах – усиление фагоцитарной реакции. Встал вопрос о механизме усиления иммунной защиты. Одна из гипотез связывала его с рассеянным низкоинтенсивным излучением в окружающих тканях ( 5 Дж). В связи с этим проводились исследования действия низкоинтенсивного излучения разного спектрального диапазона и мощности на нормальные ткани. Наблюдалась стабилизация клеточного метаболизма и усиление местной иммунологической защиты при действии излучения от синего до ИК диапазона в пределах дозы 0,1 – 1 Дж. Дальнейшие эксперименты, проведенные на миокарде, показали неспецифичность действия низкоинтенсивного лазерного излучения на биологический объект, отличие от обычного фотохимического эффекта и классических фотобиологических представлений о трансформации энергии.

Результатом исследований явилось выдвижение следующих гипотез. Биологический эффект не зависит от основных физических параметров излучения. Принципиальной является временная когерентность. Мощность, длина волны и прочие параметры определяют лишь степень реакции биосистемы, а не ее характер и качество (не сущность реакции). Роль самой биосистемы в ее реакции на биологически активный фактор определяется ее исходным состоянием и фазой жизненного цикла конкретных клеток при взаимодействии с биологически активным фактором. Низкоинтенсивное лазерное излучение как биологически активный фактор взаимодействует с биосистемой независимо от наличия или отсутствия фоторецепторов. Это взаимодействие определяется не энергообменом, а биоинформационными процессами в конкретных биологических структурах. Чтобы конкретная биосистема, например клетка, почувствовала информационный сигнал, достаточно минимального количества энергии 1Дж/ , что составляет  Дж на клетку. Это диапазон энергетических параметров транспортных процессов в биомембранах клеток. Таким образом, лазерное излучение воздействует на биосистему, потому что оно когерентно и когерентность заложена в биосистеме на любом уровне ее организации как основное свойство всего живого.

Модель информационного действия низкоинтенсивного лазерного излучения определяет основные закономерности.

1. Нормальные клетки не реагируют на низкоинтенсивное лазерное излучение при отсутствии в них признаков повреждения.

2. Протективный характер действия низкоинтенсивного лазерного излучения (сохранение порогов устойчивости того оптимального биопериодического процесса, который определяет организацию данной биосистемы).

3. Сохранение в памяти биосистемы эффекта низкоинтенсивного лазерного излучения (повышение устойчивости биосистемы к действию повреждающего фактора может быть реализовано предварительным облучением).

4. Передача информации как в пределах данного клеточного региона, так и за его пределы – на уровень регулирующих систем организма.

5. Наличие биологических посредников, то есть трансляторов биологического действия. В частности, кровь является универсальным биотранслятором.

 

Нелинейные процессы

При небольшой длительности импульсов и высокой плотности мощности излучения возникает ряд процессов, которые существенно отличаются от чисто термических или фотохимических воздействий лазерного излучения на материю. Это так называемые нелинейные процессы. Рассмотрим наиболее важные из них.

 

Фотоабляция

Фотоабляция (фотодекомпозиция) материала происходит при воздействии коротких импульсов УФ излучения. Рассмотрим типичную зависимость интенсивности абляции (то есть толщины удаленного слоя) от плотности энергии излучения (рисунок 11).

 

 Рисунок 11. Качественный характер зависимости толщины удаленного слоя при фотоабляции от плотности энергии падающего излучения.

 

При небольшой плотности энергии (зона 1) лазерное излучение вызывает лишь незначительное нагревание ткани. К этой зоне (при увеличении плотности энергии излучения) примыкает переходная зона. В ней действие лазерного излучения приводит к удалению ткани. Этот эффект сравним с абляцией ткани излучением непрерывного лазера. При достижении некоторого критического (порогового) значения плотности энергии излучения  глубина абляции значительно возрастает, то есть облученный объем ткани тут же испаряется. Именно этот энергетический диапазон называют зоной абляции (зона II). В следующем энергетическом интервале наступает насыщение, то есть с увеличением плотности энергии толщина удаленного слоя не увеличивается. Это означает, что не вся энергия лазерного излучения идет на абляцию. Насыщение обусловлено образованием плазмы над поверхностью обрабатываемого материала. Плазма поглощает часть излучения, то есть экранирует поверхность от него.

Основными характеристиками абляции являются порог абляции и увеличение интенсивности абляции с увеличением плотности энергии излучения (наклон кривой в зоне II). Эти параметры определяются в основном показателем поглощения ткани на длинe волны используемого лазерного излучения. Хотя при различных длинах волн характер этой зависимости одинаков, но численные значения могут сильно отличаться.

Механизм абляции включает в себя как термическое удаление, так и фотодекомпозицию, то есть удаление, связанное с разрывом связей в молекулах ткани (при большой энергии кванта h ) и образованием фрагментов молекул, отдельных атомов, ионов и электронов.

Принципиально зависимость порога абляции от показателя поглощения излучения тканью может быть описана с помощью простой феноменологической модели. В модели делаются следующие предположения:

1) излучение поглощается тканью в соответствии с экспоненциальным законом поглощения,

2) тепловые явления в ткани пренебрежимо малы (так как время воздействия излучения мало),

3) процесс абляции начинается лишь тогда, когда энергия, накопленная в единице объема Q, превышает критическую плотность энергии . Значение критической энергии зависит только от типа материала и примерно равняется теплоте парообразования.

Рассмотрим эту модель (рисунок 12). Уменьшение плотности энергии излучения по мере проникновения в ткань может быть описано выражением

 

                                        ,                               (21)

 

где  - плотность энергии на поверхности материала (за вычетом отраженного излучения),  - плотность энергии на глубине x, α - показатель поглощения (см. рисунок 13). Вычислим объемную плотность мощности излучения:

 

, (22)

где Е – энергия излучения, V – объем ткани, подвергнутый воздействию излучения.

 

 

Рисунок 12. К описанию физической модели лазерной абляции.

 

 

Рисунок 13. К определению плотности поглощенной энергии при лазерном облучении тела.

 

Абляция происходит до той глубины , в пределах которой объемная плотность энергии излучения, поглощенной в ткани, превышает критическое значение , то есть выполняется соотношение

 

                                       .                                (23)

 

Отсюда получим толщину удаленного слоя:

 

                                   ,                                (24)

 

                                         .                                     (25)

Полученная зависимость для физически значимых значений  представлена на рисунке 14.

Рисунок 14. Расчетное определение зависимости толщины удаленного слоя при фотоабляции от плотности энергии падающего излучения.

 

Таким образом, пороговое значение плотности энергии излучения

 

                                    .                                     (26)

 

где - глубина проникновения излучения в ткани.

В рассмотренной модели не был учтен ряд эффектов, влияющих на характер абляции. В частности, изменение поглощения при удалении части материала, изменение поглощения при большой интенсивности лазерного излучения. Влияние этих факторов до сих пор мало изучено.

Применения

Процесс фотоабляции представляется весьма привлекательным для использования в лазерной медицине, так как он позволяет осуществлять прецизионное удаление материала при совершенно незначительном термическом воздействии на окружающие ткани.

Процесс фотоабляции применяется в микрохирургических операциях, требующих ювелирного подхода, например, при коррекции формы роговицы или в ангиопластике (операциях на сосудах). Применяется излучение с плотностью энергии 0,1 – 10 Дж/см² и длительности импульсов наносекундного и микросекундного диапазона.

 

Оптический пробой

Оптический пробой возникает при более высокой плотности мощности ~10¹¹ Вт/см². Из-за высокой напряженности поля происходит ионизация материи, что приводит к образованию плазмы и механических ударных волн. Оптический пробой может происходить в газах, жидкостях и твердых телах, в том числе в прозрачных средах, например, в воздухе.

Для оптического пробоя необходимы свободные электроны в зоне фокусировки лазерного пучка. Они могут быть генерированы, например, при многофотонной ионизации атомов и молекул. После образования свободных электронов происходит лавинообразное увеличение их количества при столкновении их с атомами и молекулами в поле действия излучения. При этом принципиально важна большая напряженность электромагнитного поля, а поглощение излучения в ткани для развития оптического пробоя не имеет значения. Вследствие лавинообразного увеличения количества свободных электронов и ионов происходит образование плазмы.

 

Плазма

Плазма может возникать не только путем оптического пробоя, но и тепловым способом, при нагревании поглощающей материи.

В обоих случаях возникающая плазма вызывает вторичные процессы.

1. Горячая плазма очень быстро расширяется, со скоростью, которая может в несколько раз превышать скорость звука в среде. Это расширение вызывает акустическую или ударную волну и тем самым приводит к механическому воздействию. Это явление используется в ряде медицинских технологий, например, для разрыва мембраны вторичной катаракты, для размельчения камней (литотрипсия).

2. Плазма излучает в видимом и ИК диапазоне.

3. Плазма экранирует поверхность от действующего лазерного излучения. Этим объясняется, в частности, насыщение интенсивности абляции при высокой плотности энергии.

4. Плазма разогревает поверхность облучаемой ткани, причем размеры области воздействия увеличиваются.

 

4. БИОФИЗИЧЕСКИЕ МЕХАНИЗМЫ ВЗАИМОДЕЙСТВИЯ ЛАЗЕРНОГО ИЗЛУЧЕНИЯ С БИОТКАНЬЮ

Излучение хирургического лазера вызывает повреждение или гибель живой ткани, а при достаточно высокой плотности поглощенной энергии – абляцию ткани. Под термином «абляция» понимают удаление вещества с поверхности тела. В хирургии, подчеркнем, имеется в виду эффект, проявляющийся непосредственно в процессе лазерного воздействия. Например, не является абляцией ликвидация участков ткани при фотодинамической терапии.

Механизм абляции и его параметры определяются:

1) характеристиками излучения (длина волны, длительность воздействия, мощность, частотные характеристики и т. д.)

2) физическими и структурными свойствами ткани (соотношение жидкого и плотного компонентов, физико-химический состав, термическая чувствительность клеток и макромолекул, кровоснабжение ткани и т.д.)

3) оптическими и теплофизическими свойствами ткани (коэффициент отражения, поглощение и рассеяние в ткани, ее теплоемкость и теплопроводность)

Взаимодействие лазерного излучения с биотканью, в том числе ее абляция, является одной из фундаментальных и интенсивно изучаемых проблем, хотя и еще не вполне решенных.

Исследованию физических механизмов взаимодействия лазерного излучения с биотканью посвящено большое количество работ. Наиболее полная систематизация приведена в работах А.И.Неворотина. На основании многочисленных исследований взаимодействия излучения лазеров с биотканью могут быть выделены 4 механизма взаимодействия, которые различаются друг от друга особенностями протекания процессов. Эти механизмы могут быть рассмотрены (в зависимости от мощности воздействия), как выше порога абляции ткани, так и ниже. Мы будем называть эти режимы соответственно абляционный режим воздействия излучения и субабляционный режим. Оба эти режима эффективно применяются в современной лазерной хирургии.

 

4.1. Тепловой механизм

Этот механизм проявляется при слабом поглощении излучения в главном компоненте мягких тканей – воде, при незначительном поглощении в остальных тканевых компонентах. Вся поглощенная энергия превращается в тепло, которое при относительно продолжительной экспозиции объекта или при высокой мощности приводит к абляции.

Наиболее полно этот механизм исследован при облучении биоткани Nd:YAG лазером (λ=1,06 мкм) непрерывного действия мощностью 60 – 100 Вт. На этой длине волны поглощение в воде мало (показатель поглощения ).

В неводной части биоткани поглощение также невелико, с некоторым повышением в крови (за счет гемоглобина) и в окрашенных структурах (например, пигмент кожи). Обычно проникновение излучения Nd:YAG лазера в кровесодержащую ткань достигает 5 – 8 мм глубины. Однако при денатурации белков (вследствие нагревания ткани) и при карбонизации коэффициент поглощения резко возрастает, а при выпаривании уменьшается теплопроводность. Поэтому данный механизм характеризуется резким нелинейным изменением во времени воздействия на ткань. Причем показатель поглощения возрастает, а глубина проникновения излучения уменьшается. Уменьшение глубины проникновения излучения может быть здесь связано и с увеличением рассеяния.

Рассмотрим последовательные этапы взаимодействия излучения Nd:YAG лазера с биотканью.

При превращении энергии излучения в тепловую происходит локальный нагрев объекта. При температуре до 43ºС термические повреждения ткани обратимы. При дальнейшем нагреве сначала отдельные макромолекулы, а затем и все макромолекулы денатурируют (необратимо изменяются). В результате участок ткани погибает – подвергается некрозу. Критическая температура начала коагуляции большинства тканевых компонентов (при длительности воздействии излучения секундного диапазона) составляет около 55ºС. При продолжении облучения размер области некроза возрастает, а температура увеличивается.

Выше 100ºС начинается интенсивное испарение воды. Затем следует термический распад органических молекул (пиролиз). При температуре выше 300ºС начинается горение поверхностных слоев материала с выделением продуктов сгорания в виде дыма и осаждением их на поверхности формирующегося абляционного кратера. Собственно абляция происходит на последнем из рассмотренных этапов взаимодействия излучения с веществом. Если мощность излучения достаточно низкая, то абляционный режим не достигается даже при продолжительном воздействии.

На предыдущих этапах имеет место субабляционный режим облучения. Если на любом из них облучение прекращается, то абляция не произойдет. Субабляционный режим может применяться с целью коагуляции ткани. Он достигается

– при низкой плотности мощности излучения,

– при эффективном теплоотводе (кровотоком или специальным охлаждением ткани),

– при коротком воздействии при высокой мощности излучения.

Практически работа при высокой мощности с целью коагуляции ткани без ее удаления нерациональна и неудобна, потому что контроль процессов в ткани в субабляционном режиме довольно сложен, и возникает вероятность превысить нужное время экспозиции и «пережечь» объект. Поэтому для безопасной и вместе с тем универсальной эксплуатации лазера как в абляционном, так и в субабляционном режиме желательно использование Nd:YAG, работающего в широком диапазоне мощностей, до 100 Вт и больше, рассечение – при 70 Вт.

Повышение плотности мощности излучения, естественно, ускоряет все стадии процесса взаимодействия, ведущие к абляции. При этом уменьшается и глубина термического некроза (из-за экранирования поверхностными тканями, в которых произошли коагуляция и обугливание и, следовательно, возросло поглощение и уменьшилась теплопроводность при выпаривании).

Уменьшение глубины некроза имеет место также при контактном режиме воздействия (при облучении ткани через световод, наконечник которого приводится в непосредственный контакт с поверхностью ткани). В этом случае предполагается, что происходит интенсивное (взрывное) испарение пограничного со световодом слоя материала, вследствие чего большая часть тепловой энергии вместе с испаряемыми продуктами отводится за пределы объекта.

Характер взаимодействия излучения с биотканью, который мы рассмотрели, определяет следующие области эффективного применения Nd:YAG лазера в хирургии.

1). Локальная коагуляция различных поверхностных патологических образований на коже и слизистых. Используются кратковременные экспозиции, дистанционное (бесконтактное) облучение и умеренные мощности – субабляционный режим воздействия.

2). Остановка кровотечений. Также кратковременные экспозиции, дистанционное облучение, умеренные мощности – субабляционный режим. Остановка кровотечения происходит за счет формирования плотных слоев коагулированной кровяной плазмы в просвете сосудов. Они герметезируют просвет сосудов и препятствуют дальнейшему кровотечению.

3). Внутритканевая (интерстициальная) коагуляция патологических тканей (другое название – лазер-индуцированная термотерапия). Световод со специально обработанным наконечником вводят в центр опухоли (злокачественные новообразования печени, поджелудочной железы, различных отделов центральной нервной системы). Производится коагуляция патологического образования. Мощность невысокая, несколько Вт, время воздействия довольно большое (минуты). Нередко используется искусственное охлаждение наконечника или ткани вокруг него. Чтобы избежать повреждения окружающей здоровой ткани, температура вокруг опухоли контролируется различными термографическими методами. При таких операциях очень важным моментом является исключение абляции вокруг наконечника световода, чтобы не было слоя карбонизированного материала, а также нагара на поверхности световода.

4) Субабляционный режим используют также при лазерной сварке биотканей. Рабочая температура при этом должна находиться в диапазоне 60 – 80ºС. Формируется сварной шов. При этом применяется низкая мощность излучения, сравнительно большие интервалы между экспозициями (чтобы предотвратить аккумуляцию тепла и перегрев области будущей сварной точки). На поверхность места сварки наносятся припои – в данном случае это красители, поглощающие излучение. Их применение позволяет сделать воздействие более локальным (глубина проникновения излучения будет меньше), в результате снижаются термические повреждения в глубоких слоях облучаемой ткани. Лазерную сварку применяют для сшивания мелких и среднего калибра кровеносных сосудов, рассеченных нервных стволов, соединения стенок полых органов и для других целей.

5) Для осуществления надрезов, разрезов, отсечения или рассечения ткани или проведения сквозь нее каналов с целью увеличения диаметра естественных просветов. В этом случае излучение Nd:YAG лазера используют в абляционном режиме и, как правило, в непосредственном контакте с облучаемой тканью.

Конкретные параметры и условия воздействия определяются требованиями, предъявляемыми к хирургическому вмешательству:

 а) при необходимости проведения точной, прецизионной работы (в случае миниатюрных разрезов, при косметических операциях, при работе на жизненно важных образованиях центральной нервной системы, в случае пластических операций на сосудах) используются заточенные световоды, при этом обеспечиваются наиболее узкие разрезы с минимальным термическим повреждением окружающей ткани;

б) при воздействии на ткань опухолей, наоборот, коагуляция вдоль разреза должна быть значительной для предотвращения распространения раковых клеток за пределы опухоли, поэтому используются плоские, необработанные или сферические наконечники при средних или высоких плотностях мощности;

в) при работе на массивных органах с обильным кровоснабжением (печень, селезенка, почки, гипертрофированная щитовидная железа) рационально использовать режимы, обеспечивающие относительно глубокую коагуляцию; при этом используются сферические наконечники, в том числе сдвоенные, используется сочетание контактного способа подачи энергии (в ходе резания) с дистанционным (при возникновении кровотечения).

При хирургических вмешательствах на поверхности прозрачных тканей (глаз), полупрозрачных тканей (хрящ) и твердых тканей (кость, зуб) Nd:YAG лазер непрерывного действия не используется, так как из-за низкого коэффициента поглощения возможны глубокие термические повреждения (например, пульпы зуба при облучении эмали), а эффективность абляции – низкая.

Сходный механизм воздействия излучения на биоткань наблюдается при воздействии некоторых других лазеров, в частности, в ближней ИК области (до 1,5 мкм). Но из-за более высокого поглощения излучения водой глубина термического некроза здесь будет меньше, чем при работе с Nd:YAG лазером, порог абляции также будет ниже.

Некоторое сходство наблюдается при использовании Ar лазера ( =488/514 нм). Здесь излучение еще слабее поглощается водой, но в отличие от Nd:YAG, сильнее поглощается в окрашенных структурах, таких как гемоглобин эритроцитов и кожный фермент меланин.

При поглощении излучения гемоглобином излучение Ar лазера вызывает термическое повреждение эритроцитов, вскипание в них воды, затем вторичный нагрев и коагуляцию плазмы крови, и, наконец, нагрев и коагуля