Лазерный скальпель

Лазерная хирургия является динамически развивающейся отраслью знаний. Этот раздел хирургии базируется:

— на постоянно совершенствующихся фундаментальных научных представлениях о физической сути явления;
— на всестороннем развитии прикладных аспектов применительно к эндоскопическим оперативным вмешательствам, а также хирургическим действиям, выполняемым с помощью открытого доступа;
— на систематическом появлении новых конструкций устройств для доставки лазерного излучения к объекту оперативного вмешательства;
— на разработке прогрессивных технологий изготовления хирургических инструментов для воздействия лазерного излучения на ткани;
— на постоянном совершенствовании защитных средств для членов хирургической бригады.

Механизм хирургического действия лазерного излучения на ткани

Действие лазерного луча на биологические ткани основано на следующих эффектах:

— энергия монохроматического когерентного светового пучка резко повышает температуру на соответствующем ограниченном участке тела;
— тепловое воздействие распространяется на очень небольшую площадь, так как ширина сфокусированного пучка составляет 0,01 мм; в «облучаемом» месте температура повышается до 400 °С;
— в результате «точечного» воздействия высокой температуры патологический участок мгновенно сгорает и испаряется.

Следствием влияния лазерного излучения является:

— коагуляция белков живой ткани;
— переход тканевой жидкости в газообразное состояние;
— разрушение ткани, образующееся взрывной волной.

Особенности биологического действия лазерного излучения зависят от следующих факторов:

1. Длина волны.
2. Длительность импульсов.
3. Структура ткани.
4. Физические свойства облучаемой ткани (пигментация, толщина, плотность, степень наполнения кровью).

При увеличении мощности лазерного излучения прямо пропорционально возрастает сила и глубина его воздействия па ткани.

К настоящему времени разработаны десятки типов лазеров, предназначенных для выполнения разнообразных хирургических операций.

Хирургические лазеры различают по следующим показателям:

— длина волны;
— модальность (непрерывная или прерывистая генерация световой энергии);
— способ подведения излучения к тканям (контактный или бесконтактный).

При использовании лазерного излучения в процессе операции члены хирургической бригады должны использовать специальные защитные очки и перчатки.

Поверхность хирургических инструментов должна быть матовой, исключающей отражение лазерного луча с возможностью повреждения сетчатки глаз хирурга.

Феномен абляции, развивающийся при взаимодействии лазерного излучения с живыми тканями, является сложным и до настоящего времени недостаточно изученным явлением.

Термин «абляция» имеет следующие толкования:

— «удаление» или ампутация»;
— «размывание» или «таяние».

Различают следующие механизмы взаимодействия лазерного излучения с биологическими тканями.

Механизм 1

Условия:

— Длина волны — 1064 нм.
— Глубина проникновения излучения — до 5-7 мм.

При взаимодействии излучения лазера с живой тканью процессы развиваются в следующей последовательности:

1. При температуре до 43 °С энергия фотонов лазерного излучения превращается в тепловую, но термические поражения ткани обратимы.

2. Коагуляция тканей начинается по достижении температуры около 55 "С.

3. При повышении температуры до 100С размер зоны некроза тканей постепенно увеличивается.

4. Превышение уровня 100 "С сопровождается интенсивным испарением воды и термическим распадом органических молекул (пиролизом).

5. Превышение температуры 300 °С приводит к горению поверхностных слоев с выделением дыма. При этом продукты сгорания осаждаются на поверхности формирующегося абляционного кратера (рис. 40).

Механизм 2

Условия:

— Длина волны — от 3 до 10 им.
— Глубина проникновения в ткани — до 8-12 мм.

Действие этого механизма обеспечивается инфракрасными лазерами (ССулазер). Наиболее ярко этот механизм проявляется при воздействии на мягкие водосодержащие ткани.

Фазы процесса:

1. Быстрый непосредственный разогрев межтканевой жидкости при достижении температуры 50-70 °С.

2. Опосредованное увеличение температуры неводных компонентов ткани.


Рис. 40. Последовательность изменений в тканях при воздействии лазерного луча (по: Неворотин А. И. Введение в лазерную хирургию, 2000 [3]) :
а — локальный разогрев ткани; б — увеличение зоны некроза; в — термический распад органических молекул; г — формирование абляционного кратера, осаждение продуктов горения на его поверхности.


3. При достижении температуры 100 °С и выше происходит взрывное испарение тканевой воды. Водяной пар вместе с фрагментами тканевых структур извергается за пределы зоны воздействия.

4. Формируется глубокий абляционный кратер.

Эффективность абляции (массы тканевого мате­ риала, выбрасываемого из кратера наружу за единицу времени) прямо пропорциональна мощности лазерного излучения. Поэтому для увеличения скорости удаления тканей мощность лазерного воздействия следует увеличить, а для остановки кровотечения или достижения абластического эффекта требуется относительно небольшая энергия лазерного излучения.

Установлено, что часть разогретого материала в виде расплава является своеобразным резервуаром тепла, передаваемого за пределы кратера.

Таким образом, указанный механизм действия лазерного излучения необходимо использовать для достижения максимальной абляции, сопровождающейся незначительными термическими повреждениями тканей. Лазеры с такими характеристиками используют для рассечения следующих тканей:

— кожи;
— мышц;
— стенки полого органа (желчного пузыря, мочевого пузыря, тонкой или толстой кишки).

С пониженим удельной мощности лазерного излучения толщина слоя «расплава» уменьшается, а с повышением мощности увеличивается. Однако толщина термически коагулированной ткани обычно недостаточна для надежного гемостаза.

Для сочетания эффективного рассечения тканей с надежной остановкой кровотечения необходимо одновременно воздействовать на ткани лучами лазеров, нацеленных в одну точку:

— один лазер обеспечивает рассечение тканей;
— второй лазер необходим для надежного гемостаза.

Механизм 3

Условия:

— Длина волны — 70-100 нм.
— Глубина проникновения в ткани — 3-6 мм.

Этот механизм принципиально не отличается от механизма 2.

Под действием мощных, превышающих порог абляции, импульсов лазеров развиваются следующие фазы процесса:

1. Облучаемый материал расплавляется.

2. Разрушенные ткани извергаются из образовавшегося кратера.

Указанный механизм действия предназначен для воздействия на следующие ткани:

— кость;
— эмаль зубов;
— дентин зубов.

При воздействии лазерного излучения на твердые ткани, их разогрев и расплавление происходят одновременно с развитием процесса постоянного взрывного испарения («термальный» или «испарительный» тип абляции).

Лазеры, обеспечивающие действие механизма 3, целесообразно использовать для рассечения:

— костей;
— хрящевой ткани.

При моделировании данного механизма взаимодействия лазерного излучения с тканями возможно размельчение камней в просвете полых органов (мочевого пузыря, мочеточника, желчного пузыря).

Работа лазера при реализации описанного механизма действия требует строгого соблюдения заданных энергетических параметров из-за возможности нежелательных механических и термических повреждений органов.

Механизм 4

Условия:

— Длина волны — от 193 до 300 нм.
— Глубина проникновения в ткани — 2-9 мм.

Функционирование этого механизма обеспечивают лазеры, работающие в ультрафиолетовой части спектра. Наибольший практический интерес представляют так называемые эксимерные лазеры:

— Ail-;
— XeCl;
— KrF.

Механизм действия эксимерных лазеров имеет следующие особенности:

1. Излучение эксимерных лазеров (то есть лазеров, использующих энергию возбужденных димеров — молекул Аг2, F , Хе2, Кг2) интенсивно поглощается неводными компонентами мягких и твердых тканей.

2. Энергия фотонов в эксимерных лазерах в 10-15 раз выше.

3. Вода практически пе поглощает энергию эксимерных лазеров.

При взаимодействии луча лазера с тканями процесс развивается в определенной последовательности:

— вначале происходит быстрое разрушение молекул на отдельные фрагменты;
— затем фрагменты молекул взрывоподобно извергаются наружу с образованием абляционного кратера. Извержение происходит со столь высокой скоростью, что большая часть тепловой энергии не успевает передаваться на стенки кратера. В результате образуется очень тонкий слой расплава по краям кратера («холодная» абляция), а большая часть тепловой энергии выбрасывается наружу.

С учетом минимального травматического воздействия на окружающие ткани эксимерные лазеры можно применять для следующих действий:

— эндоваскулярное удаление атеросклеротических бляшек;
— рассечение надкостницы и кости;
— рассечение хряща;
— прецизионные операции на оболочках глазного яблока.

Способы подведения лазерного излучения к тканям

Лазерное излучение к тканям можно подводить к тканям двумя способами:

— контактным;
— бесконтактным.

1. Бесконтактный способ:

— передача излучения через систему линз и диафрагм;
— передача излучения через подвижную систему зеркал и фокусирующую линзовую насадку;
— подведение луча через гибкий полый световод с зеркальной поверхностью;
— использование гибкого кварцевого световода;
— сочетание гибкого кварцевого световода с фокусирующей оптической системой.

2. Контактный способ:

— непосредственное соприкосновение острия заточенного наконечника световода с поверхностью тканей.

Световод для подведения лазерного излучения к тканям представляет собой гибкий кабель, стенка которого состоит из следующих слоев:

1. Наружный — тефлоновый.

2. Средний — металлический.

3. Внутренний — полупроводниковый.

Полупроводниковый слой является отражателем для лазерного луча, проходящего по внутреннему каналу. Поверхность внутреннего канала охлаждается струей углекислого газа. Металлический рабочий конец световода заканчивается суженным соплом.

Использование лазерного излучения для соединения (сварки) тканей

Соединение концов нервов

Для соединения концов нервов наибольшими перспективами обладают лазеры, обеспечивающие минимальную травматизацию эпиневрия и исключающие термическое поражение аксонов.

Последовательность действий при «лазерной сварке» концов нервов следующая:

1. Стыковка центрального и периферического концов нерва с диастазом не более 1 мм.

2. Наложение на зону дефекта нескольких (2-3) слоев фибриновой пленки.

3. Циркулярная обработка места соединения лучом лазера.

Соединение концов сосудов

Наиболее пригодным для этой цели является лазер, обеспечивающий незначительное по глубине (не более 125 мкм) плавление поверхностных структур. Последовательность действий при лазерной сварке концов сосудов:

1. Наложение Г-образных сосудистых зажимов для временного прекращения кровотока.

2. Сближение концов сосуда 3-4 узловыми швами-держалками, расположенными на равном расстоянии друг от друга по длине окружности.

Указанные швы играют роль своеобразных «направляющих». Наложение превентивных швов помимо фиксации концов сосудов обеспечивает прилегание интимы к интиме (эвертирование).

3. Циркулярное наложение на место соединения своеобразного «припоя». Одним из перспективных вариантов «припоя» является 50% альбумин. Для усиления эффекта поглощения лазерного излучения зону соединения тканей смачивают кровью пациента, тушью или изотилцианатом флгооресцеина.

4. Воздействие на зону соединения лучом лазера. Экспозиция определяется опытным путем и может длиться от нескольких секунд до нескольких десятков секунд.

Плавление и застывание припоя наподобие клея обеспечивает:

— механически прочное соединение концов сосудов;
— защиту глубжерасположенных слоев (в частности, интимы) от термического повреждения.

Кроме того, повышенное содержание белка в «припое» является основой для замещения его новыми коллагеновыми волокнами.

5. Размещение поверх припоя в зоне соединения циркулярной накладки из аутофасции (формирование своеобразной «муфты»).

6. Прикрепление краев муфты к поверхности сосуда с помощью «лазерной сварки».

7. Для укрепления «рабочей» зоны над ней узловыми швами соединяют прилежащие ткани (края мышц, края соединительнотканного футляра сосудисто-нервного пучка, края собственной фасции).

8. Снятие Г-образных зажимов для восстановления кровотока.

Для предупреждения разрушения места соединения концов сосуда за счет гемодинамического уда ра сначала снимают периферический зажим, а только потом центральный.

Соединение концов кишки

Для наложения сварного кишечного анастомоза наиболее пригоден аргоновый лазер, обеспечивающий «прогревание» тканей в месте соединения на значительную глубину. Это связано с тем, что прочность кишечного шва обеспечивает соединение подслизистого слоя, а герметичность — восстановление целости серозной оболочки.

Последовательность действий при соединении концов:

1. Через отдельный прокол стенки кишки в ее просвет вводят вкладыш (стент).

2. Края кишки соединяют узловыми краевыми сквозными кетгутовыми швами, наложенными на расстоянии 10-16 мм друг от друга. Эти швы обеспечивают механическую фиксацию краев кишки и их инвертирование для сохранения непрерывности серозной оболочки.

3. На место соединения накладывают «припой» (50% альбумин). Для усиления эффекта поглощения лазерного излучения место соединения тканей смачивают кровью пациента, тушью или изотилцианатом флюоресцеина.

Для эффективного воздействия лазерного излучения следует исключить высыхание тканей. Нужно постоянно следить за выраженностью выступа припоя.
Температура в зоне сваривания тканей не должна превышать 89-90 "С. При превышении этих показателей прочность соединения резко снижается.
Ни в коем случае нельзя допускать обугливания тканей в зоне соединения.

4. Поверх припоя в зоне соединения циркулярно размещают накладку из аутофасции (в виде своеобразной «муфты»).

5. Края «муфты» фиксируют к поверхности кишки с помощью лазерной сварки.

6. Для укрепления «рабочей» зоны на стенку кишки в сомнительных участках следует наложить узловые серо-серозные швы Ламбера.

7. Дефект стенки кишки после выведения стента ушивают обычным способом.

Коблация

Метод коблации основан на использовании свойств электро­проводящей жидкости (например, изотонического солевого раствора) в пространстве между электродом и тканью.

Механизм действия

При создании высокого напряжения между электродом и тканью электропроводящая жидкость преобразуется в ионизированный слой пара — плазму. В результате напряжения градиента в слое плазмы, заряженные частицы ускоряются в направлении ткани. Эти частицы приобретают энергию, достаточную для разрушения молекулярных связей в структуре ткани. Указанное молекулярное расщепление приводит к объемному удалению ткани. Из-за ограниченного перемещения ускоренных частиц в плазме, молекулярное расщепление происходит только в поверхностном слое. В результате применение метода коблации сопровождается разрушением ткани только в заданном объеме при минимальном некрозе соседних структур.

Энергия, развиваемая частицами плазмы, зависит от сочетания ряда факторов:

— количества электродов;
— их размеров и геометрических характеристик;
— площади рабочей поверхности электродов;
— электрической проводимости жидкости;
— напряженности жидкости.

Данный метод приводит к чрезвычайно малым глубинным коллатеральным повреждениям ткани. Это предопределяет возможность его применения для прецизионных действий (например, скелетирования нерва без разрушений даже отдельных нервных волокон).

Преимущества метода коблации:

— Используется относительно низкотемпературная плазма.
— Не происходит перегревание соседних тканей.

— В отличие от импульсного лазерного режима с помощью метода коблации возможно непрерывное воздействие на ткани.
— Эффективность метода коблации значительно выше, чем при использовании эксимерных лазеров.

Используя остаточную энергию ускоренных частиц, биполярный метод коблации позволяет одновременно с удалением тканей производить коагуляцию мелких кровеносных сосудов в смеясных зонах.

За счет уменьшения разницы напряжения ниже уровня образования плазмы и молекулярного расщепления возможна коагуляция в относительно крупных кровеносных сосудах.

Г. М. Семенов
Современные хирургические инструменты