Твердотельная хирургическая лазерная установка для прецизионного рассечения тканей
SOLID STATE SURGICAL LASER INSTALLATION FOR PRECISION TISSUE DISSECTION

Изобретение относится к медицинской технике и может быть использовано в хирургии, для выполнения результативных, термически щадящих лазерных хирургических операций, обеспечивающих профилактику и лечение нагноения посттравматических, ожоговых и любых других ран.
Характер воздействия мощного лазерного излучения на биологические объекты определяется многими факторами, в первую очередь, длиной волны, мощностью и интенсивностью лазерного излучения, теплофизическими параметрами биоткани, а также временной динамикой и длительностью воздействия: импульсным, импульсно-периодическим или непрерывным режимами работы [1, 2]. Выбор тех или иных, обусловленных конкретной медицинской задачей параметров лазерного излучения, позволяет изменять механизм воздействия.
2
В настоящее время в отечественной медицине наибольшее распространение получили высокоэнергетические лазеры на углекислом газе СО-лазеры, гранатовые с неодимом и с гольмием YAG:Nd, YAG:Ho- лазеры, рубиновые, аргоновые и полупроводниковые [3]. Уникальность положительных свойств излучения этих видов лазеров несомненна так же, как и их эффективность, что показывает опыт эксплуатации вышеуказанных приборов. Однако, некоторые особенности взаимодействия излучения данных лазеров с биотканями ограничивают сферу их применения в клинической практике.
Известно, что гемостатический и режущий эффекты воздействия зависят от поглощающей способности высокоэнергетического лазерного излучения биотканью и его экспозиции. Гемостатический эффект выражен тем слабее, чем сильнее поглощается лазерное излучение в тканях, чем меньше глубина его проникновения и чем короче время его воздействия. Режущий компонент, наоборот, выражен больше при высоком коэффициенте поглощения лазерного излучения. Это заставляет искать новые, перспективные типы лазеров и возможные их сочетания в использовании для быстрого рассечения тканей при уменьшении зоны термического влияния с одновременным надежным гемостазом.
Для этих целей проводится поиск в направлении выбора наиболее подходящей длины волны лазерного излучения и перехода от непрерывного режима излучения к импульсно - периодическому.
В последние годы в зарубежной и отечественной литературе появились сообщения об использовании твердотельных импульсных трехмикронных лазеров, например, YAG:Er, работающий на длине волны λ=2,94 мкм, излучение которых обладает рекордно высоким поглощением в биотканях в условиях эксперимента и клиники [4].
3+
3+
3+
2
Эффективность нагрева среды преимущественно определяется коэффициентом поглощения k. Известно, что в спектральном диапазоне 1-10 мкм, в котором излучают наиболее широко используемые в хирургии лазеры: YAG:Nd - неодимовый, длина волны λ=1,06 мкм, YAG:Ho-гольмиевый, длина волны λ=2,01 мкм, YAG:Er - эрбиевый, длина волны λ=2,94 мкм и СО, длина волны λ=10,6 мкм, величина коэффициента поглощения в основном определяется содержащейся в них водой.
2
В отечественной медицинской практике первые общения о применении СО - лазера в гнойной хирургии появились в конце 70-х годов [1].
2
2
2
2
2
2
2
В гнойной хирургии чаще всего используют излучение непрерывных СО лазеров для испарения патологического гнойного очага или его радикального иссечения в пределах здоровых тканей, а также для хирургической обработки поверхности гнойной раны. В результате обработки ран высокоэнергетическим излучением СО лазера снижается микробная обсемененность тканей, сокращается экссудативная фаза раневого процесса, активируется пролиферация клеточных элементов макрофагального и фибропластического ряда, ангио и коллагеногенез, лежащие в основе формирования грануляционной ткани, что обусловливает сокращение сроков заживления ран. В основе действия излучения СО - лазера лежит термическое воздействие на микробные агенты и на ткани стенок раны, связанные с деструкцией продуктов белковой природы. В зависимости от показаний в гнойной хирургии ран применяют постоянный или импульсный режимы излучения непрерывных углекислотных лазеров. Сфокусированное излучение непрерывного СО-лазера применяют для радикального иссечения гнойной раны и для некрэктомии. Однако, при этих оперативных вмешательствах сфокусированный луч непрерывного СО - лазера образует на остающихся тканях стенок раны значительный по толщине термический струп. Расфокусированное излучение или импульсный режим непрерывных СО - лазеров выбирают для удаления поверхностно расположенных гнойно-некротических тканей раневой поверхности и антибактериальной ее обработки. При этом, расфокусированное излучение, непрерывных СО - лазеров, оказывая антибактериальное действие, одновременно значительно термически повреждает и здоровые ткани, а импульсное модулированное излучение этих лазеров, не обладает достаточной энергией импульса не позволяет осуществить эффективное испарение гнойно-некротических тканей, для чего требуется большее время воздействия приводящее к негативным относительно глубоким вторичным термическим изменениям жизнеспособных тканей ран.
2
Таким образом, использование высокоэнергетического лазерного излучения, в частности СО - лазера, для санации и ускорения регенерации тканей ран эффективно, но имеет существенный недостаток, выраженный в неконтролируемом термическом воздействии.
Известна лазерная установка «Ланцет», (http://www.medlas.ru/ru/lxa/lancet2.html), [3] - модель хирургического СO2-лазера, предназначенная для проведения хирургических операций в различных областях медицинской практики, содержащая лазер, работающий с длиной волны излучения λ=10,6 мкм, включающий источник питания, излучатель с системой накачки, систему управления, и зеркально-линзовую систему транспортировки лазерного излучения. Сейчас в России это один из самых популярных аппаратов для хирургических применений. Аппарат имеет вертикальную компоновку, хорошо вписывается в оборудование любой операционной, имеет повышенный радиус операционного пространства. Удобство и простота применения, современный дизайн делают "Ланцет" незаменимой для использования в клиниках и медицинских центрах.
Установка взята нами в качестве прототипа.
Недостаток длины волны 10.6 мкм состоит в том, что очень трудно изготовить подходящее оптическое волокно с хорошим пропусканием. До сих пор наилучшим решением является зеркальный шарнирный манипулятор, хотя это достаточно дорогое устройство, сложное в юстировке и чувствительное к ударам и вибрации. Недостатком устройства является то, что в нем используются отпаянные лазерные трубки с невысоким сроком службы. Лазер имеет большие габариты, вес и энергопотребление. Блоки питания лазеров работают с высоковольтными напряжениями.
3+
3
4
-1
Лазеры на кристалле алюмоиттриевого граната, легированные эрбием Er:YAG занимают особое место в медицине благодаря рекордно высокому поглощению их излучения (λ=2,94 мкм) биотканями. В зависимости от содержания воды в тканях, коэффициент поглощения, а варьирует в пределах 10-10 см. Таким образом, излучение АИГ - эрбиевого лазера практически полностью поглощается слоем биоткани толщиной 2-20 мкм. Эта особенность импульсного излучения с длиной волны λ=2,94 мкм позволяет рассекать биоткань, либо удалять ее поверхностные слои с минимальными термическими повреждениями прилегающих областей, то есть обеспечивать прецизионную резку и абляцию мягких тканей. А также еще и осуществлять одновременную поверхностную стерилизацию раны. Однако, гемостатический эффект для излучения лазеров с длиной волны λ=2.7-2,94 мкм выражен крайне слабо. Гемоглобин имеет кривую поглощения с двумя локальными максимумами около 541 и 578 нм. Именно эти длины волн являются оптимальными для селективного воздействия на гемоглобин, так как поглощение меланина здесь меньше, а глубина проникновения света в ткань больше, чем в сине-зеленом спектре [5, 6]. Таким образом, лазерное излучение в желто-зеленом диапазоне спектра, вблизи пиков поглощения гемоглобина и оксигемоглобина, оптимально для обеспечения при необходимости надежного гемостатического эффекта воздействия и контролируемой остановки кровотечения.
Задача предлагаемого изобретения заключается в разработке твердотельной лазерной установки для прецизионного рассечения тканей без термического повреждения прилегающих к операционной зоне тканевых структур.
Техническим результатом решения поставленной задачи является создание лазерного хирургического аппарата, основанного на комплексе излучений двух высокоэнергетических лазеров для прецизионной диссекции, с возможностью контролируемого гемостаза и антибактериальным воздействием на патогенную раневую флору.
3+
3+
3+
2+
3+
2+
Сущность устройства заключается в том, что предлагаемая установка содержит два твердотельных лазерных излучателя, первый с длиной волны 2.7-3.0 мкм, которая совпадает с максимумом поглощения в воде, что обеспечивает прецизионность разреза с минимальным термическим повреждением тканей его стенок и второй, с длиной волны 520-585 нм, которая находятся вблизи максимума поглощения в гемоглобине крови и обеспечивает контролируемый гемостаз, световод для доставки излучений, что свою очередь расширяет области использования лазерного аппарата с возможностью эндоскопического применения. При этом первый излучатель выполнен в виде твердотельного лазера с накачкой полупроводниковым диодом, состоящим из активного элемента на основе кристаллов, легированных ионами Еr, Но, Dy или Сr, второй излучатель выполнен в виде твердотельного лазера на основе на базе Nd:YAP с диодной накачкой, с активной А-O модуляцией добротности и внутрирезонаторным преобразованием излучения в нелинейном кристалле КТР и работающий на длине волны λ=540 нм. Дополнительно установка содержит активный или пассивный акустооптический затвор, подключенный к генератору синусоидальных напряжений для модуляции добротности, систему ввода желто-зеленого, трехмикронного и пилотного красного излучения в оптическое волокно. Система управления обеспечивает работу двух лазерных источников в зависимости от конкретной клинической задачи вместе или раздельно. Пассивные акустооптические затворы могут быть выполнен на кристаллах ZnSe или ZnS, легированных ионами железа Fe.
Предлагаемое устройство поясняется конкретным примером его выполнения.
На Фиг. 1 представлена блок-схема лазерной медицинской установки для прецизионного рассечения тканей и контролируемого гемостаза, согласно изобретению, на которой: 1- микропроцессорная система управления, 2 - твердотельный лазерный источник излучателя с длинами волн 520-585 нм, 3 - блок питания 2-го твердотельного лазерного источника, 4 - блок термостабилизации, 5- твердотельный лазерный источник излучателя с длинами волн 2.7-3.0 мкм, 6 - блок питания 1-го твердотельного лазерного источника, 7- блок термостабилизации 1-го твердотельного лазерного источника, 8- оптическое устройство сведения лазерных пучков, 9 - устройство волоконной транспортировки лазерного излучения.
3+
На Фиг. 2 представлена схема твердотельного лазерного источника для контролируемого гемостаза, на которой: 10 - лазерный диод накачки; 11 - термохолодильник Пельтье; 12 - волокно; 13 - объектив; 14÷16 - зеркала резонатора; 17 - котировочные узлы для зеркал и модулятора; 18 - активный элемент Nd:YAP; 19 - модулятор - активный акустооптический или пассивный модулятор добротности; 20 - нелинейный кристалл КТР; 21-22 - термохолодильник Пельтье; 23 - радиатор; 24 - вентиляторы.
3+
Излучатель для контролируемого гемостаза создан на базе Nd: YAP - лазера с диодной накачкой, с активной А-O модуляцией добротности и внутрирезонаторным преобразованием излучения в нелинейном кристалле КТР 20 и работающий на длине волны λ=540 nm. Использовалась продольная схема накачки с волоконным 12 подводом излучения в активный элемент 18.
3+
3+
В качестве активного элемента использовался кристалл 18 Nd: YAP диаметром 5 мм и длиной 12 мм. Активный элемент YAP: Nd-лазера помещался вблизи глухого зеркала 14, через которое осуществлялась накачка. Излучение линейки лазерных диодов 10, длина волны λ=803 нм, транспортировалось волокном 12 и фокусировалось объективом 13 в активном элементе в пятно радиусом ~400 мкм с.
Резонатор лазера образован зеркалами 14-16. Конфигурация резонатора подобрана таким образом, что возбуждается только основная поперечная мода.
3+
3+
Для активной модуляции добротности YAP: Nd -лазера использовался акустооптический модулятор 19 МЛ-321, торцы которого были просветлены для длины волны генерации 1,06-1,08 мкм. Управление модулятором осуществлялось генератором синусоидальных напряжений ГСН 50-30и с максимальной мощностью высокочастотного сигнала 30 Вт. Излучение YAP: Nd-лазера преобразовывалось внутри резонатора во вторую гармонику в нелинейном кристалле КТР 20. Кристалл КТР вырезан под некритичный синхронизм, что обеспечивает максимально возможную эффективность преобразования. Зеркало 15 служит для возврата, преобразованного на обратном проходе излучения.
Диод 10, активный элемент 18 и нелинейный кристалл КТР 20 размещались на микрохолодильниках Пельтье 11, 21 и 22, которые управляются системой термостабилизации 4 для поддержания температуры и подстройки длины волны излучения. Система ввода в оптическое волокно обеспечивала фокусировку и транспортировку зеленого излучения. Пилотное красное излучение 1 также совмещено с основным. Система управления 1 обеспечивает регулировку мощности зеленого излучения, длительности импульсов, частоту следования импульсов, мощности пилотного излучения.
3+
На Фиг. 3 представлена схема твердотельного лазерного источника для прецизионного рассечения тканей, на которой: 25 - лазерный диод; 26 - термохолодильник Пельтье; 27 - волокно; 28 - объектив; 29÷30 - зеркала резонатора; 31-32 - котировочные узлы для зеркал; 33 - активный элемент Еr: YLF; 34 - модулятор - активный акустооптический или пассивный модулятор добротности; 35 - термохолодильник Пельтье; 36 - радиатор; 37-38 - вентиляторы; 39 - линза фокусирующая; 40 - волоконный световод.
3+
4
4
11/2
13/2
Твердотельный лазерный источник для прецизионного рассечения тканей создан на основе кристаллов Er: YLF 33, вырезанных вдоль оси а, на переходе I → I, в режиме с активной акустооптической и пассивной модуляцией добротности.
2+
В качестве активных лазерных элементов АЭ нами использовались, вырезанные вдоль оси, кристаллы Er: YLF 33 размерами 4×4×12 мм с атомной концентрацией ионов эрбия 15%. Лазерный кристалл был вмонтирован с индиевой фольгой в медный блок, который охлаждался термохолодильником Пельтье 35 и стабилизировался по температуре с точностью ±0.1°С. Охлаждение микрохолодильника воздушное с помощью радиатора 36 и вентилятора 37.
Для накачки кристалла пользовалась система лазерной диодной накачки 25 LIMO HLU30F200 с волоконным выводом 27, длина волны излучения 975 нм, диаметр волокна 200 мкм, числовая апертура NA=0.22 и максимальной мощностью излучения до 30 Вт. Лазерный диод 25 монтировали на микрохолодильнике Пельтье 35 и стабилизировали по температуре с точностью ±0.1°С. Охлаждение микрохолодильника воздушное с помощью радиатора 36 и вентилятора 38.Излучение накачки фокусировалось в активном элементе объективом 28 в пятно диаметром от 250 до 400 мкм.
2
3+
2+
Резонатор лазера был образован глухим плоским зеркалом 29, диэлектрическое покрытие с высоким отражением на длину волны 2800-2950 нм и с просветлением на длину волны излучения накачки 975 нм и плоским выходным зеркалом 30 с пропусканием. Т=5% на основной частоте. Обе стороны активного элемента 33 были просветлены на длины волн 975 и 2800-2950 нм (R≈0.2%). Зеркала монтировались на котировочных узлах 31-32. Для активной модуляции добротности лазера использовался акустооптический модулятор 34 (АОМ) на основе кристалла парателлурита (ТеО). Торцы затвора были просветлены для длины волны генерации 2.8-3 мкм. Управление модулятором осуществлялось генератором синусоидальных напряжений ГСН 50-30и с максимальной мощностью высокочастотного сигнала 30 Вт. Для реализации импульсного режима работы Er: YLF - лазера с пассивной модуляцией добротности в качестве затвора 34 использовались кристаллы ZnSe или ZnS, легированные ионами железа Fe. Оптимальные начальное пропускание модулятора и пропускание выходного зеркала на длине волны 2.82 мкм составляли 80%.Излучение с длинами волн 2800-2950 нм фокусируется линзой 39 на входной торец волоконного световода 40, транспортируется по нему и доставляется в операционную область.
Предлагаемое устройство - лазерная хирургическая установка для прецизионного рассечения тканей, с возможностью контролируемого гемостаза, работает следующим образом. Согласно командам микропроцессорной системы 1 управления производится подготовка двух твердотельных лазерных источников излучения, заключающаяся в достижении необходимой температуры на лазерных полупроводниковых диодах 10, на лазерном полупроводниковом диоде 25, на активном элементе 33. Блок термостабилизации 4 лазерных диодов 10 поддерживает заданную температуру для его подстройки на требуемую длину волны излучения. Блок термостабилизации 7 поддерживает заданную температуру диода 25 для его подстройки на длину волны излучения, соответствующую длине волны линии поглощения в активном элементе 33. Низковольтные источники тока 3 и 6 запитывают лазерные диоды 10 и 25, соответственно. Система 1 управления обеспечивает необходимый диапазон экспозиций облучения лазером от 0 до 20 мин. Непрерывное излучение лазерного диода 25 накачки поглощается в активном элементе 33, в результате формируется инверсная населенность. Излучение формируется в резонаторе лазера 5, образованном зеркалами 39 и полупрозрачного зеркала 30. Активный акустооптический затвор 34 обеспечивает модуляцию излучения лазера 5, что позволяет повысить его пиковую мощность излучения. Высокая плотность падающего излучения позволяет обеспечить хорошие условия для прецизионного рассечения биологических тканей. Далее излучение на двух длинах волн от лазеров 2 и 5проходит через оптическое устройство сведения лазерных пучков 8, фокусируется линзой на входной торец волоконного световода 9, транспортируется по нему и доставляется в операционную область к объекту воздействия.
Полупроводниковые лазеры и твердотельные лазеры с диодной накачкой обладают большими преимуществами перед газовыми и твердотельными лазерами с ламповой накачкой. Они могут работать в различных режимах генерации, обеспечивая высокие КПД, обладают высокой стабильностью излучения при малых массогабаритных параметpax, имеют низкое энергопотребление и высокий срок службы. Используется только низковольтное питание, что обеспечивает безопасность обслуживающего персонала и пациентов.
Предлагаемая твердотельная хирургическая лазерная установка для прецизионного рассечения тканей, с возможностью контролируемого гемостаза, без термического повреждения прилегающих к операционной зоне тканевых структур, и одновременным антибактериальным воздействием на патогенную раневую флору может быть использована для выполнения результативных и одновременно термически щадящих лазерных хирургических методик, обеспечивающих профилактику и лечение нагноения посттравматических, ожоговых и любых других ран, что с целью создания оптимальных условий для их регенерации, скорейшего заживления и выздоровления больных в условиях лечебных, лечебно-профилактических и научно-исследовательских медицинских учреждений различного профиля.
Литература
1. Kaplan, I., & Sharon, U. (1976). Current laser surgery. Annals of the New York Academy of Sciences, 267(1), 247-253.
2. Жуков, Б.H., Кислецов, А.В., Шевченко, А.И., & Лысов, Н.А. (1989). Биологические аспекты хронического воздействия лазерного излучения. Применение лазеров в хирургии и медицине: тез. Международного симпозиума/под ред. O.K. Скобелкина, 517-519.
3. Лазеры в хирургии. Изд. Медицина, 1989, 256 стр. , по ред. O.K. Скобелкина.
4. Иванов, А.В., Зубов, Б.В., & Мурина, Т.М. (1987). Перспективы применения эрбиевого лазера в онкологии. Лазеры в онкологии: Сборник науч. трудов, 11-13.
5. Anderson R.R., Parrish J.A. Microvasculature Can Be Selectively Damaged Using Dye Lasers: A Basic Theory and Experimental Evidence in Human Skin. Lasers Surg Med; 1:263 (1981).
6. Anderson R.R., Parrich J.A. Selective phototermolysis: precise microsurgery by selective absorption of pulsed radiation. Science. 1983; 220: 524-527.