СПОСОБ РАССЕЧЕНИЯ БИОТКАНИ ЛАЗЕРНЫМ ИЗЛУЧЕНИЕМ И УСТРОЙСТВО ДЛЯ ЕГО ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ
METHOD FOR BIOTISSUE INCISION BY LASER LIGHT AND DEVICE FOR IMPLEMENTING IT

Область техники
Изобретение относится к медицинской лазерной технике, а именно к лазерным хирургическим инструментам, устройствам или способам для переноса лазерной энергии на тело человека.
Предшествующий уровень техники.
Использование лазерного излучения как основного элемента лазерного скальпеля основывается на поглощении лазерного излучения биотканью и ее разрушением за счет теплового фактора. Разрушение биоткани сопровождается совокупностью процессов (кипение воды, карбонизация биоткани с ее горением и возгонкой), обеспечивающих рассечение или удаление (абляцию) биоткани.
Эффективное удаление мягкой биоткани с целью ее рассечения или абляции при минимальном повреждении прилегающих тканей требует поглощения энергии лазерного излучения в малом объеме, тогда как для обеспечения надежной коагуляции требует нагрева до температуры коагуляции (не более 100°C) на глубину до 1 мм.
Поглощение лазерного излучения в биотканях происходит содержащимися в них водой и органическими соединениями, образующими биоткань. Как правило, при анализе поглощения излучения в мягких тканях рассматривают поглощение в воде и гемоглобине.
При поглощении излучения водой, содержащейся в биоткани, происходит разогрев ее и окружающей ткани до температуры кипения 100°C, в результате чего прекращается дальнейший разогрев, пока не выкипит вся вода в области облучения. Наличие пара создает хорошие условия для коагуляции и гемостаза биотканей.
При поглощении в гемоглобине происходит его разогрев с частичной передачей тепла окружающей воде. При дальнейшем нагреве биоткани, после испарения воды, происходит выгорание водорода из органических составляющих, ведущее к ее обугливанию (карбонизации) и связанному с этим сильным увеличением коэффициента поглощения излучения, а следовательно, приводит к уменьшению глубины проникновения излучения в ткань. При этом тепловая энергия начинает выделяться в малом объеме, что ведет к ускорению разогрева и последующего удаления ткани за счет ее выгорания и абляции.
Известны двухволновые лазерные аппараты для силовой терапии и хирургии [1], использующие излучение двух независимо регулируемых по мощности лазеров с длинами волны 0,97 и 1,56 мкм, выводимых через одно оптоволокно (при этом для визуализации места облучения используют слабое излучение, не повреждающее ткань, в видимой области спектра, как правило - зеленый луч). Благодаря этому можно регулировать характер воздействия от глубокого прогрева до режущего с коагуляцией биоткани. В качестве режущего излучения применяют более коротковолновое - 0,97 мкм, которое поглощается кровью в 20 раз лучше, чем водой, а 1,56 мкм используют в качестве коагулирующего биоткань излучения. Для ускорения процесса удаления биоткани необходимо увеличивать мощность лазерного излучения, но тогда, в случае излучения с длиной волны 0,97 мкм, происходит нежелательный перегрев глубоко лежащих тканей.
Известны устройство и метод лечения вен (патент US 2008/0065058 А1), в которых используется излучение двух лазеров: первого с длиной волны около 0,98 мкм и второго с длиной волны 1,47±0,06 мкм, обеспечивающие по мнению автора оптимальный прогрев вены без заметного повреждения паравазальных тканей. Но при этом не ставится цель рассечения биоткани.
В настоящее время практический интерес представляют лазерные системы с использованием излучения двух и более лазерных источников. Известны многоволновый хирургической способ и устройство для его реализации, содержащий три источника электромагнитного излучения, один из которых имеет длину волны излучения в области 3 мкм, второй излучает в видимом диапазоне спектра, третий имеет длину волны 1 мкм (Patent US 5540676). В известном устройстве используют оптическое волокно для транспортировки излучения к ткани и систему подачи воды в операционное поле, комбинированное излучение двух источников с длинами волн 3 мкм и 1 мкм, для рассечения ткани и коагуляции сосудов. Недостатком способа является неэффективное использование комбинированного излучения 3 мкм и 1 мкм лазерной системы для рассечения тканей и коагуляции кровеносных сосудов. Излучение с длиной волны 3 мкм приходится на максимум в спектре поглощения воды и, в случае подачи воды извне в операционное поле, оно способно обеспечить эффективное рассечение тканей, но излучение с длиной волны 1 мкм слабо поглощается как водой, так и гемоглобином крови. Проникая вглубь ткани, по данным разных источников глубина проникновения излучения с длиной волны 1,064 мкм Nd:YAG лазера составляет от 5 до 10 мм, при достаточно высокой плотности мощности, излучение может оказать негативное термическое воздействие на ткани, находящиеся за пределами оперируемой зоны. Кроме того, наружное увлажнение тканей (водяным спреем) допустимо при хирургическом вмешательстве в стоматологии или поверхностных операциях на коже, но не представляется допустимым при проведении полостных операций на внутренних органах. Имеется сильное затухание 3 мкм излучения в кварцевых волокнах, что приводит к неконтролируемым потерям мощности в гибком подводе.
Известен двухволновый лазерный скальпель, в котором одновременно используют излучение двух лазеров: первого, с длиной волны в области 500÷800 нм, и второго, с длиной волны в области 250÷400 нм, излучение первого лазера используют для прижигания кровеносных сосудов при нарушении их целостности, а коротковолновое, более мощное излучение второго - для рассечения тканей (Patent US 4791927). Недостатком этого лазерного скальпеля является необоснованное утверждение возможности использования излучения лазера с длиной волны в области 250÷400 нм для рассечения ткани, поскольку излучение в диапазоне длин волн 250÷370 нм не поглощается ни водой, ни гемоглобином и только в диапазоне 370÷400 нм имеет полосу в спектре поглощения гемоглобина. Лазер диапазона длин волн 370÷400 нм может служить источником воздействия на кровеносные сосуды и использоваться, например, в операциях лазерной простатэктомии, но он непригоден для рассечения мягких тканей. Кроме того, излучение в диапазоне длин волн 250÷320 нм представляет особенную опасность, поскольку фотоны этого диапазона эффективно проникают в организм и обладают достаточной энергией для того, чтобы вызвать фотохимические повреждения и провоцируют рак.
Известна хирургическая лазерная система (Patent Application WO 2011/056098 А2), которая состоит из двух лазеров: первого - с длиной волны 375÷440 нм или 531÷595 нм и второго - с длиной волны 2,09÷10,6 мкм. Излучение лазеров транспортируется через единый оптический канал к оперируемой ткани, что, по мнению автора патента, создает необходимые условия для сочетания хорошего рассечения и гемостаза мягких тканей. Для обоснования преимуществ данного решения используются некорректные данные о зависимости поглощения лазерного излучения в гемоглобине (крови), а также рассеяния излучения, оказывающего заметное влияние на глубину его проникновения в биоткани. Кроме того, указывается на механизм рассечения мягких биотканей за счет поглощения лазерного излучения в воде, и не учитывается более сильное поглощение излучения гемоглобином, которое препятствует глубокому проникновению лазерного излучения в кровенаполненные ткани.
Наиболее близким по технической сущности к предлагаемому техническому решению является двухволновая хирургическая лазерная система VersaPulse PowerSuite system Ho:YAG/Nd:YAG, Lumenis, Israel [2]. Хирургическая лазерная система мощностью 80 Вт - Ho:YAG (2.09 мкм) и 100 Вт - Nd:YAG (1.064 мкм) предназначена для применения во многих областях хирургической медицины. При частоте следования импульсов лазерного излучения 50 Гц, лазер с длиной волны 2.09 мкм обеспечивает равномерное рассечение тканей на глубину до 0.5 мм с хорошей скоростью. Использование излучения Ho:YAG лазера способствует положительному эффекту восстановления тканей в послеоперационный период. Система подходит для лазерной простатэктомии и фрагментации камней мочевого пузыря. Лазер обладает достаточной мощностью для резки, требуемой хирургам-ортопедам при хирургических вмешательствах на хрящевых тканях. Он может применяться в ЛОР-хирургии, где требуется воздействовать на жесткие фиброзные образования. Однако, наряду с перечисленными достоинствами известной лазерной системы, она имеет существенный недостаток, связанный как с ограниченной глубиной рассечения ткани, так и с отсутствием гемостаза при проведении хирургических операций на кровенасыщенных органах. При достаточно высокой абсорбции длины волны излучения Ho:YAG лазера водой и глубине проникновения излучения в ткани до 0.5 мм, гемостаз достигается только на уровне капилляров и мелких кровеносных сосудов. Проблема состоит в том, что обычно требуется коагулировать одновременно достаточно много сосудов различного диаметра. Размеры таких сосудов на одном участке могут колебаться от долей миллиметра до нескольких миллиметров, а собственное излучение Ho:YAG лазера и излучение дополнительного лазера Nd:YAG не позволяют достичь необходимого гемостатического эффекта. Как упоминалось выше, излучение Nd:YAG лазера слабо поглощается как водой, так и гемоглобином крови, поэтому для достижения гемостаза путем коагуляции кровеносных сосудов необходима высокая плотность мощности лазерного излучения, которое, проникая вглубь ткани, может оказать негативное термическое воздействие за пределами оперируемой зоны.
К настоящему времени проведены экспериментальные исследования, определившие количественные зависимости поглощения лазерного излучения в цельной крови (а значит и в гемоглобине) в диапазоне 0,8÷1,2 мкм [3], а также позволившие оценить величину поглощения лазерного излучения кровью в диапазоне 0,8÷2,4 мкм [4].
Установлено, что в области 1,87÷2,05 мкм соответствуют максимумы поглощения излучения в воде и крови. При этом значительная доля поглощения приходится на неводные компоненты крови (гемоглобин). Благодаря этому возможно достичь высокой локализация поглощенного излучения в ткани, необходимой для эффективной вапоризации (абляции) биоткани. В диапазоне длин волн 1,5÷1,75 мкм поглощение оказывается существенно ниже, глубина проникновения и в глубину и в ширину - выше, причем значительная часть в поглощении (в отличие от излучения диапазона 0,8 и 1,06 мкм) приходится на водную составляющую крови и мягких тканей. Следовательно, этот диапазон излучения предпочтителен для парообразования, которое препятствует перегреву ткани выше 100°C и в просвете кровеносных сосудов способствует дополнительному тромбообразованию, а, значит, и лучшему гемостазу из-за нагрева и сокращения содержащегося в стенках сосудов коллагена. Сокращение коллагена ведет к уменьшению диаметра сосудов [5].
Раскрытие изобретения
Целью настоящего изобретения является разработка способа и устройства для лазерной хирургии биотканей, отличающихся повышенной надежностью гемостаза при различных режимах резки биоткани, включая кровенаполненные органы, путем рассечения или удаления биоткани с обширных площадей лазерным излучением, достаточным для вапоризации (абляции) биоткани при минимальном травматическом воздействии на прилегающие ткани.
Поставленная цель достигается за счет сочетания оптимального распределения энергии лазерного излучения в двух диапазонах длин волн с максимумом излучения на длинах волн 1,87÷2,05 мкм и 1,5÷1,75 мкм, соответственно. Кроме этого процесс хирургического воздействия на биоткань осуществляется в определенной последовательности, облучением места рассечения - сначала, слабым более коротковолновым излучением, за счет глубокого проникновения и рассеяния в области предполагаемой резки, создается широкая и глубокая область коагулированной ткани (за счет нагрева до 100°C), а затем импульс более мощного и длинноволнового излучения на длине волны около 2,05 мкм, за счет сильного поглощения тканью и слабого проникновения в глубину, обеспечивает рассечение участка биоткани внутри области, ранее подвергнутой коагуляции, чем и достигается надежный гемостаз биоткани, в том числе и на кровенаполенных органах. В указанном диапазоне длин волн, лучшие условия для гемостаза создаются в области 1,65÷1,72 мкм, соответствующей минимальной величине поглощения в неводных компонентах крови и биоткани в целом.
Возможен режим работы, в котором лазер, обеспечивающий рассечение ткани, работает в импульсно-периодическом режиме, например с импульсами длительностью, регулируемой в пределах 1÷1000 мс, разделенными паузами с длительностью, регулируемой в тех же пределах, а лазер, обеспечивающий коагуляцию, работает в непрерывном режиме. В этом случае обеспечивается меньшее тепловое повреждение прилежащих к области воздействия тканей от излучения мощного лазера, а менее мощный коагулирующий лазер продолжает свое действие между импульсами излучения мощного лазера. Выбирая мощности излучения лазеров, а также длительности импульсов и пауз, можно обеспечить оптимальный режим работы для различных видов тканей.
Таким образом, в изобретении предлагается:
1. Способ рассечения биоткани лазерным излучением с использованием двух длин волн в инфракрасном диапазоне, подводимом к месту рассечения по одному и тому же оптоволокну, отличающийся тем, что
- исходно одно излучение с меньшей длиной волны и меньшей мощностью, и более высокой проникающей способностью в биоткань, обеспечивает гемостаз облучаемой области биоткани,
- а затем излучение с другой длиной волны и высокой мощностью, слабо проникающее в биоткань, осуществляет рассечение участка биоткани внутри области ранее подвергнутой гемостазу,
в котором
гемостаз области биоткани осуществляется импульсным или непрерывным облучением биоткани лазерным излучением с меньшей длиной волны,
- рассечение участка биоткани внутри области гемостаза осуществляется последовательностью импульсов более длинноволнового излучения,
- длительность лазерных импульсов для рассечения биоткани лежит в пределах 1÷1000 мс,
- промежуток между лазерными импульсами для рассечения биоткани лежит в пределах 1÷1000 мс,
- максимум длины волны лазерного излучения для гемостаза биоткани лежит в диапазоне длин волн:
- 1,5÷1,75 мкм,
- средняя мощность лазерного излучения, применяемого для гемостаза биоткани, не более 30 Вт,
- максимум длины волны импульсного лазерного излучения для рассечения биоткани лежит в диапазоне длин волн 1,87÷2,05 мкм,
- средняя мощность импульсного лазерного излучения для рассечения биоткани не более 100 Вт,
- в качестве источника импульсов для рассечения биоткани используется волоконный тулиевый лазер.
2. Устройство для рассечения биоткани с управляемыми импульсами лазерного излучения на двух различных длинах волн в инфракрасном диапазоне, подводимым к месту рассечения по одному и тому же оптоволокну, отличающееся тем, что доставка лазерного излучения по оптоволокну к месту хирургического воздействия обеспечивается в следующей последовательности:
- сначала, для достижения гемостаза области биоткани, выводят более коротковолновое излучение из двух, характеризуемое меньшей мощностью и более высокой проникающей способностью в биоткань,
- а затем выводят лазерное излучение с другой длиной волны и высокой мощностью, слабо проникающее в биоткань, и осуществляют тем самым рассечение участка биоткани внутри области, ранее подвергнутой гемостазу, в котором:
- процесс рассечения участка биоткани в области гемостаза осуществляется последовательностью импульсов лазерного излучения длительностью в пределах 1÷1000 мс,
- максимум длины волны более коротковолнового лазерного излучения для гемостаза биоткани лежит в диапазоне длин волн:
- 1,5÷1,75 мкм,
- средняя мощность лазерного излучения, применяемого для гемостаза биоткани не более 30 Вт,
- максимум длины волны импульсного лазерного излучения для рассечения биоткани лежит в диапазоне длин волн 1,87÷2,05 мкм,
- средняя мощность импульсного лазерного излучения для рассечения биоткани не более 100 Вт,
- в качестве источника импульсов для рассечения биоткани используется волоконный тулиевый лазер.
Краткое описание чертежей
Фиг.1. Схема лазерного устройства для рассечения биоткани с управляемыми импульсами лазерного излучения на двух различных длинах волн в инфракрасном диапазоне.
10 - волоконный лазер на Tm-активированном волокне с длиной волны излучения 1,94±0,15 мкм,
20 - волоконный лазер на Er-активированном волокне с длиной волны 1,55±0,05 мкм,
30 - оптическое волокно,
40 - контроллер,
50 - панель индикации и управления,
45 - видимый (зеленый) лазер-целеуказатель,
60 - волоконного объединитель,
70 - оптический разъем,
80 - гибкое транспортное волокно,
90 - рабочий инструмент,
100 - объект воздействия (биоткань).
Лучший пример реализации
В качестве примера исполнения может служить лазерный аппарат (схема устройства представлена на фиг.1, вид 1) для вапоризации или энуклеации доброкачественных опухолей, содержащий волоконный лазер на Tm-активированном волокне 10 с длиной волны излучения 1,94±0,15 мкм со средней мощностью излучения 30÷100 Вт и волоконный лазер на Er-активированном волокне 20 с длиной волны 1,55±0,05 мкм и максимальной мощностью излучения 10÷15 Вт, излучение которых выводится через одно гибкое оптическое волокно 30. Оба лазера могут работать в непрерывном или импульсно-периодическом режиме. Их мощности и временные режимы работы могут регулироваться независимо с помощью контроллера 40, сопряженного с панелью индикации и управления 50. Выходные излучения этих лазеров вместе с видимым (зеленым) излучением лазера-целеуказателя 45 сводятся с помощью волоконного объединителя 60 в единое волокно 30, кончающееся оптическим разъемом 70. К оптическому разъему 70 подсоединяется гибкое транспортное волокно 80, кончающееся рабочим инструментом 90, например типа «голое волокно» или «side fiber», которым осуществляют воздействие на объект (биоткань) 100.
Промышленная применимость
Изобретение может быть применено в хирургии для рассечения (энуклеации) или вапоризации больших объемов мягких биотканей с обеспечением гемостаза, в частности в онкологии, урологии и гинекологии.
ЛИТЕРАТУРА
1. В.П. Гапонцев и др. Медицинские аппараты на основе мощных полупроводниковых и волоконных лазеров. Квантовая электроника, 32, №11(2002), с.1003-1006.
2. Chris Chilton, Tev Aho, Peter Gilling, Mark Cynk, Rick Popert "Holmium Laser for Benign Prostatic Hyperplasia", Course, University of Cambridge Clinical School, 2nd - 3rd April 2008.
3. Yaroslavsky A.N. et.al. in: "Optical Diagnostics of Living Cells and Biofluids", T. Asakura et al. - Editors, Proc. SPIE, v.,2678, 314-324 (1996).
4. Roggan A. et al. Journal of Biomed. Opt., 4(1), 36-46 (1999); K.M. Zhilin, V.P. Minaev, A.L. Sokolov, Quantum Electronics 39(8), pp.781-784 (2009).
5. K.M. Zhilin, V.P. Minaev, A.L. Sokolov, Quantum Electronics 39(8), pp.781-784 (2009).