Исследование режимов лазерной модификации мягких биотканей при помощи ИК лазерных устройств тема автореферата и диссертации по физике, 01.04.21 ВАК РФ

ВВЕДЕНИЕ

ГЛАВА 1. Исследование параметров лазерных систем и средств доставки излучения в пиках поглощения воды на длинах волн 1.44 мкм и 2.94 мкм.

1.1 Изучение генерационных и усилительных свойств кристалла УАО:Ш при излучении на длине волны 1.44 мкм. 1.2 Создание волоконной системы передачи излучения УАО:Ег 28 лазера на основе халькогенидных волокон.

1.2.1 Материалы и схема эксперимента.

1.2.2 Исследование спектра потерь

1.2.3 Результаты испытаний оптической стойкости.

1.2.4 Исследование природы гетерофазных включений. Новая 39 схема синтеза.

1.2.5 Оптическая стойкость волокон после специальной 40 технологии очистки.

1.3. Исследование лазерной прочности образцов нового типа 44 фторидных стекол.

2.2 Материалы и техника эксперимента.

2.3 Наблюдение зоны воздействия при помощи ОКТ

2.4 In situ ОКТ мониторинг воздействия лазерного ИК излучения на биовещество.

2.4.1 Томограммы кинетики воздействия излучения YAG:Er ^ лазера.

2.4.2 Томограммы кинетики воздействия излучения YAG:Nd лазера на длины волны 1.32 мкм.

2.4.3 Томограммы кинетики воздействия излучения KGSS.Er лазера и YAG:Nd лазера на длине волны 1.44 мкм.

2.5. Исследование процессов фототермической денатурации и ^ формирования хампа в биоткани.

74

2.5.1 Экспериментальное исследование хампа при воздействии лазерного излучения.

2.5.1.1 Исследование формирования хампа с помощью ОКТ. 74

2.5.1.2 Исследование временных параметров формирования 76 хампа.

2.5.2 Исследование режимов фототермической денатурации 81

2.5.2.1 Схема эксперимента. 83

2.5.2.2 Результаты и обсуждение. 85 2.6 Заключение 91

Глава 3. Исследование возможностей использования лазеров 93 YAG:Nd с длинами волн 1.44 мкм и 1.32 мкм в лазерной хирургии.

3.1 Материалы и методы 94

3.2 Исследование параметров теплового поражения биотканей 98 при воздействии излучения с длинами волн 1.44 мкм и 1.32 мкм в условиях полной коагуляции.

3.3 Разрушения камней желчного пузыря лазерным 99 излучением 1.44 мкм.

3.4 Исследование оптимального режима 105 фрагментирования катаракты.

3.5 Клиническое использование лазерного "скальпеля" с 108 излучением на длинах волн 1.32 мкм и 1.44 мкм.

ЗАКЛЮЧЕНИЕ 111

ЛИТЕРАТУРА 113

ПРИЛОЖЕНИЕ 1 126

ПРИЛОЖЕНИЕ 2 128

87. Strakhov A.V., Zubeev P.S.,.Zhykov M.A and Kamensky V. "Contact laser lithotripsy using YAG:Nd laser operated at 1.44 mkm wavelength ranges:experimental study". Abstracts of Conference Photonics West, p 12, BIOS'2000

88. Kamensky V., Gelikonov V., Gelikonov G., Feldchtein F. Sergeev A., Pravdenko K., Artemiev N., Bityurin N., Scripachev I., Snopatin G. "YAG:Er laser device for microsurgery treatment of cataract-cuffered human lens. Proc.SPIE vol. 3091, p 129-133,1997.

89. Shakhov A.; Terentjeva A., Gladkova N. D., Snopova L., Chumakov Yu., Feldchtein F.I., Gelikonov V.M., Gelikonov G.V., Sergeev A.M." Capabilities of optical coherence tomography in laryngology" Proc. SPIE p. 250-260, vol. 3590, 1998.

Введение

За почти сорокалетний период развития лазерной физики и техники был создан широкий арсенал мощных источников оптического излучения, по своим параметрам в значительной степени удовлетворяющих потребности новых технологий, включая лазерную медицину. Сложность строения биологических объектов, значительное разнообразие в характере их взаимодействия со светом определяют необходимость использования многих типов лазеров и лазерных систем в хирургии, а также стимулируют разработку новых лазерных средств, включая и средства доставки излучения к объекту исследования, наиболее эффективными из которых являются оптические световоды. Излучение ИК диапазона, как немутагенное и неканцерогенное, представляет большой интерес в связи с проблемой создания антисептического лазерного "скальпеля". В этом диапазоне имеется целый ряд лазерных источников, позволяющих эффективно резать и одновременно коагулировать кровеносные сосуды. Одним из важнейших параметров, определяющих воздействие излучение на биоткань, является коэффициент поглощения. Так как излучение в ближнем ИК диапазоне слабо поглощается белковой основой мягких биотканей, а также из-за того, что в основном биоткани состоят на 70-90% из воды, коэффициент поглощения биотканей сильно коррелирует с коэффициентом поглощения воды. На Рис 1. [1] приводится зависимость коэффициента поглощения воды и биоткани от длины волны и показаны длины волн лазерного излучения, использованные нами в данной работе. Для проведения реальных операций необходимо иметь хирургические лазеры, специально приспособленные для медицинских требований, а также знать физические параметры биологических веществ, модифицированных в результате воздействия лазерного излучения.

В России традиционно интенсивно развивались СОг и УА&Ш лазерные системы. СОг лазеры обладают большой мощностью и достаточно большим поглощением в биоткани (коэффициент поглощения ос около 700 см"1), т.е. хорошими режущими свойствами. Однако для коагуляции (остановки кровотечения путем заваривания сосудов) требовались специальные зажимы, а отсутствие надежных и достаточно дешевых волокон делает СОг лазер неудобным в использовании. Лазер на кристалле УА&Ш на длине волны 1.06 мкм глубоко проникает в биоткани, поглощаясь в основном селективно кровью, и поэтому является хорошим коагулятором, но при этом травмирует ткани на большую глубину.

В последнее время получил достаточно широкое распространение гольмиевый лазер с коэффициентом поглощения около 26 см"1, однако в ряде случаев желательно, чтобы излучение проникало на большую глубину для лучшего коагуляционного эффекта. Решением проблемы создания бескровного скальпеля является использование нетрадиционных длин волн кристалла на УАО:Ш (1,32 мкм а=1 см"1; 1.35 мкм, а=3 см"1; 1.44 мкм, а =26 см"1). 2 О к X Ф

О с о с: к х а> з: л о

10000 1000 100 10 1

0,1 0,01 0,001

11 I » ч

0,0001

I /

I/ коэффициент поглощения^ ткани (см-1) коэффициент поглощения

ВОДЫ (СМ -I) г а н О СО ю Го е

ГС ас Г0 0)

5 СС т с о

ИР

11111

Ал Л

10 8 6 4

1 0,8 0,6 0,4

УФ

0,2 0 длина волны (цм)

Рис. 1. Зависимость коэффициента поглощения ИК излучения в биоткани.

Приведенные выше длины волн выбраны так, что их линии генерации соответствуют разным коэффициентам поглощения воды и, соответственно, имеют разную длину проникновения в биологическую ткань. Между тем в литературе почти не встречается исследование режущих и коагулирующих свойств излучения с длиной волны 1.44 мкм, хотя коэффициент поглощения этого излучения в большинстве мягких тканей близок к УАО:Но лазеру [2,3,4]. Не существует методик проведения операций с использованием излучения 1.44 мкм и 1.32 мкм длин волн. Использование в одном приборе традиционного излучения с длиной волны 1.06 мкм, а также 1.32 мкм, 1.44 мкм позволило бы расширить зону практического применения лазеров в медицине, давая возможность в одной операции эффективно резать биоткани и при этом коагулировать достаточно крупные кровеносные сосуды с минимизацией теплового повреждения окружающих тканей.

Особое место в лазерной хирургии занимает применение лазера на кристалле УАО:Ег с длиной волны излучения 2.94 мкм (сх= 104 см"1 в воде) [5,6,7]. Длина волны эрбиевого лазера попадает в линию поглощения воды. Поэтому его излучение эффективно поглощается биотканью, что позволяет резать ткань при минимальной области тецлового повреждения [5,6]. Эти свойства позволяют надеяться на создание эффективного гибкого антисептического хирургического скальпеля, не вносящего коагуляционного эффекта. Однако для достижения этой цели необходимо создание световода, обеспечивающего эффективную доставку мощного лазерного излучения 2.94 мкм к месту разреза. В литературе имеются сообщения об испытании на пригодность для этих целей световодов из сапфира, изготовляемых фирмой Барйсоп, фторцирконатных, полых полимерных, кварцевых и других световодов [8]. Сапфировые и полимерные волокна передают энергию около 1 Дж в режиме свободной генерации, но технология изготовления их сложна и дорогая цена не позволяет пока широко использовать их в практике. Волокна из осушенного кварца имеют большое поглощение, что приводит к большой потери мощности при передаче излучения через них уже на расстоянии 1 метра.

Результаты наших исследований [7] говорят о перспективности светововодов из стекол на основе АэгЗз. Эти стекла обладают достаточной механической прочностью, устойчивостью к атмосферной влаге. Лучшие образцы световодов имеют механическую прочность на изгиб 0.8 ГРа. Показано [7], что оптическая прозрачность волокна диаметром 460 мкм не изменяется при изгибании волокна до радиуса 7 мм. В то же время технология изготовления таких волокон менее дорогостоящая, чем волокон из кристаллического сапфира. Потенциальная токсичность световодов из мыщьякосодержащих халькогенидных стекол при разрушении является сдерживающим обстоятельством. Эту трудность можно устранить, используя защитные насадки из сапфира или кварца на выходном торце, соприкасающимся с биовеществом.

Согласно проведенным исследованиям пороговая плотность энергии лазерного разрушения световодов из стекла AS2S3 единичными импульсами свободной генерации (длительность цуга импульсов = 300 мкс) составляет -20-50 Дж/см [9]. В то же время для эффективной резки различных тканей плотность энергии лазера YAG:Er может сильно различаться в зависимости от типа ткани и характеристик излучения (длительности импульса и плотности энергии) и достигать значений порядка 0.1-1 КДж/см2 [7]. Поэтому для практического использования потребовались дальнейшие исследования по повышению лазерной прочности халькогенидных световодов.

В процессе операции важно знать область поражения соприлегающих тканей при воздействии различных ИК лазерных источников с целью оптимизации коагуляционных свойств и термического поражения ткани. Использование лазерного излучения в микрохирургии осложняется отсутствием четкой диагностики границ поражения ткани во время операции от импульса к импульсу лазерного воздействия. Экспериментальные наблюдения за процессами внутри биоткани обычными оптическими средствами затруднены тем, что, как правило, большинство биотканей сильно рассеивают оптическое излучение и поэтому непрозрачны. Только появление специальных методов наблюдения за процессами в мутных средах -когерентной спекл интерферометрии и томографии [10,11], конфокальной и фазовой микроскопии [12], а также методов irt situ построения изображения внутренней структуры рассеивающих объектов - оптической когерентной томографии (ОКТ) позволило исследовать биоткани, не повреждая их [13-16].

ОКТ дает возможность следить за процессами в биовеществе неинвазивно и получать информацию о характеристиках рассеяния объекта в режиме реального времени. Такая возможность открывает большие перспективы для наблюдения процессов взаимодействия лазерного излучения с веществом. Всего за несколько лет ОКТ как метод видения в мутных средах прошла стремительный путь развития от первых экспериментов до многообещающих приложений. Такой прогресс был обусловлен, с одной стороны, успехами в теории оптики мутных сред, с другой - наличием оптической инструментальной базы. Экспериментальную основу физических измерений в ОКТ составляет интерферометрия с широкополосными источниками излучения видимого или ближнего инфракрасного диапазона частот. На настоящий момент в мире имеется более 20 исследовательских групп, развивающих метод ОКТ, прежде всего, применительно к биотканям, и насчитывается более 100 установок (в том числе, коммерческих) для биомедицинских приложений.

Впервые возможность исследования лазерного воздействия на биоткани при помощи ОКТ была опубликована в 1995 году в работе [17], где авторы исследовали воздействие аргонового, YAG:Nd лазера (А,=1 .Обмкм) на сетчатку глаза и соответствие ОКТ изображения зоны воздействия с результатами морфологического исследования. Однако вопрос, что может наблюдать ОКТ, не был до конца изучен. На конференции BIOS' Europe - 96 были представлены два доклада по возможности регистрации ОКТ термически пораженных зон [18,19] и соответствия ОКТ наблюдаемой зоны с результатами традиционного морфологического исследования. Один из них -доклад, представленный нашей группой, показывал возможность наблюдать кинетику поражения биоткани in situ. Дальнейшие наши исследования [20] показали, что ОКТ позволяет выявлять различные механизмы абляции и дает возможность наблюдать не только кинетику формирования абляционного кратера in situ, но и наблюдать за процессами в биовеществе в доабляционных режимах. Наблюдение за термически пораженной зоной, возникающей после воздействия лазерного излучения, позволяет контролировать в реальном времени процесс операций.

Современные медицинские технологии базируются на фундаментальных исследованиях в физике, химии и биологии. В последние годы в мире существует большой интерес к теоретическому и экспериментальному изучению воздействия излучения лазеров инфракрасного (ИК) диапазона на биологические среды [21]. На крупных конференциях традиционно представлены работы по экспериментальному исследованию и теоретическому моделированию процесса, изменения формы биоткани (хрящей) лазерами ИК диапазона [22-24], абляции ИК излучением твердых биотканей [25], исследованию коагуляционных свойств биообъектов [26] и экспериментальному и теоретическому исследованию оптических свойств биотканей, в частности, распространению света в рассеивающих средах с поглощением [27].

Значительное внимание в литературе уделяется эффекту лазерной абляции, удалению вещества под действием лазерного излучения. При лазерной абляции формируется термически пораженная зона, соприлегающая к абляционному кратеру. Последние гистологические исследования [28,29] показывают, что зона поражения зависит не только от коэффициента поглощения, но и от того, какой из компонентов биоткани как сложной композитной среды поглощает лазерное излучение.

В работе [30], где использовался лазер на свободных электронах с длиной волны излучения 6.45 мкм, было показано, что это излучение более эффективно для абляции, чем излучение с X, = 2.94 мкм (длина волны УАО:Ег лазера), несмотря на то, что коэффициент поглощения биоткани для X = 6.45 мкм меньше, чем для Х=2.94 мкм. В [30] это связывалось с тем, что при воздействии лазера на свободных электронах поглощение определяется не только наличием воды, как в случае УА&Ег лазера, но происходит также на колебательных уровнях молекул белка. Излучение с X = 6.45 мкм имеет близкие значения коэффициента поглощения и на воде, и на белковой основе. При этом термически поврежденная область при абляции с X = 6.45 мкм оказывается меньше, чем для УАО:Ег лазера. Эта закономерность подтверждается работой по абляции с помощью С02 лазером на длинах волн 10.6 мкм и 9.5 мкм [31]. Эти публикации поставили вопрос о доминирующем механизме фотодеструкции, о селективности процесса фотоденатурации и абляции мягких тканей в зависимости от длины волны и вида тканей. При этом следует отметить, что в литературе существует достаточно много работ о температурной зависимости поглощения в воде излучения эрбиевого лазера и гольмиего лазера [32,33]. Имеются также работы (см. например [34]) показывающие роль механических напряжений в ткани на абляцию.

Для определения максимальной эффективности абляции требуется знать кинетические характеристики сопутствующих фотохимических и термических процессов. В этой связи представляют интерес работы [35-37] по исследованию тепловой фотоденатурации яичного белка под воздействием излучения гольмиевого лазера, а также работа по изучению фотоденатурации с использованием свойств анизотропии мышечных тканей [38]. Вопрос о селективном воздействии излучения на белковые структуры для объяснения процессов денатурации очень остро обсуждается в литературе в связи с необходимостью построения более точного теоретического или полуэмпирического описания этих сложных композитных сред, какими являются биоткани.

Построение теории абляции биотканей под воздействием лазерного излучения наталкивается на большие трудности из-за сложности, описываемого процесса и многоуровневой организации самого объекта исследования - биотканей.

Одной из удачных попыток описания воздействия излучения на биоткань была работа [39] А.1 \Velcha в 1984 году, в которой было показано, что процесс теплового поражения биоткани (фототермоденатурация) описывается уравнением Арениуса для активной химической реакции и показано, что описание рассеяния излучения внутри однородной денатурированной области различными моделями в области коэффициентов экстинции для реальных тканей не оказывает кардинальных изменений. В этой работе на основе экспериментальных работ по денатурации было сделано предположение, что в зависимости от температуры, времени воздействия и вида ткани энергия активации находится в некотором диапазоне значений.

Для описания процесса абляции наиболее распространена модель поверхностного испарения (развитой для милисекундных импульсов)[40] или модель термических взрывов в перегретой выше температуры кипения паров[41] или метастабильной жидкости[42]. Дальнейшим продолжением работы над теорией абляции термовзрывов паров внутри биоткани можно считать работы [43,44].

Помимо фототермического механизма абляции, которым описываются процессы при условиях экспериментов приведенных в диссертации, также в литературе рассмотрены фотохимический и фотомеханический механизмы модификации и абляции [45- 47].

Целями работы являются: создание новых лазерных источников и систем транспортировки излучения ближнего ИК диапазона частот для лазерной хирургии; изучение режимов воздействия созданных лазерных источников излучения на биовещество с целью определения возможностей использования в клинической практике; исследование возможностей оптической когерентной томографии для in situ мониторинга лазерного воздействия на мягкие биоткани.

На защиту выносятся следующие основные положения:

1. Комбинированное воздействие на трех длинах волн - 1.06 мкм, 1.32 мкм, 1.44 мкм позволяет осуществлять режимы эффективной абляции с одновременной тотальной коагуляцией биотканей при минимизации теплового повреждения соприлегающих битканей. Источник лазерного излучения на основе кристалла YAG.Nd с возможностью револьверного переключения зеркал трех длин волн - 1.06 мкм, 1.32 мкм, 1.44 мкм - является перспективным инструментом для лазерной хирургии.

2. Халькогенидные волокна с рекордной лучевой стойкостью созданы на основе детального изучения механизмов поглощения лазерного излучения в объемных образцах халькогенидного вещества и применения специальной технологии очистки. Синтезированные волокна могут быть использованы для транспортировки мощного лазерного излучения УАО:Ег лазера, в том числе для целей лазерной хирургии.

3. В широком диапазоне параметров ИК лазерного излучения, поглощаемого в биовеществе, в основном, водой, оптическая когерентная томография позволяет наблюдать динамику процессов фотоденатурации, свеллинга (разбухания) и абляции, а также измерять термически пораженную зону в результате лазерного воздействия. ОКТ может быть успешно использована для диагностики процессов лазерной модификации биотканей в реальном времени.

4. Свеллинг (разбухание) биотканей под действием лазерного излучения характеризуется сложной динамикой модификации. ОКТ позволяет наблюдать, что в процессе импульсно-периодического воздействия свеллинг характеризуется постепенным накоплением денатурированного вещества в области вспучивания с ее последующим резким разрушением и выбросом газообразных продуктов разложения.

Новизна

В данной работе используется новая для биологических применений длина волны 1.44 мкм лазера на кристалле УАв^д и получены эффективные режимы резки с полным гемостазом паренхиматозных органов при комбинированном воздействии излучения длин волн 1.32 мкм и 1.44 мкм.

Впервые проведены испытания на лучевую стойкость халькогенидных волокон. Синтезированные на основе наших рекомендаций в Институте химии высокочистых веществ РАН халькогенидные волокна имели рекордные значения лучевой стойкости для излучения УАО:Ег лазера.

Впервые проведено систематическое исследование возможностей нового метода диагностики биологических сред - оптической когерентной томографии - для мониторинга взаимодействия лазерного излучения с биотканями.

Впервые детально исследован процесс свеллинга биотканей под действием импульсно-периодического лазерного с наблюдением динамики формирования и разрушения хампа.

Структура диссертации

Диссертация состоит из Введения, 3-х глав и Заключения. В первой главе диссертации описываются свойства созданных автором новых лазерных источников на кристаллах УАО:Ш и УАО:Ег и систем транспортировки излучения на основе халькогенидных волокон для лазерной хирургии. Вторая

3.2 Результаты исследования параметров теплового поражения биотканей при воздействии излучением с длинами волн 1.44 мкм и 1.32 мкм в условиях полной коагуляции биотканей

Для длины волны 1.44 мкм было показано, что зона ожога около 1 мм, область коагуляции зависит от органа: для кожи - 1мм, ткани печени и желудка имеют максимальную зону - 2-Змм (см. Приложение 1 Рис. 1 б, 2 б). У собаки весом до 20 кг коагулировались сосуды в печени диаметром до 1 мм, со специальными мерами (зажимом сосудов) до 3 мм. Оптимальное значение средней мощности для печени - 2.5 Вт, для селезенки около 3.5 Вт. Для длины волны 1.32 мкм исследование под микроскопом показало, что зона ожога около 3 мм, область коагуляции для печени и желудка - 5 мм (см. Приложение 1 Рис 3 а, 4 а). У собаки весом около 22 кг без использования зажимов коагулировались сосуды размером до 2 мм. Оптимальное значение средней мощности 12-16 Вт.

Относительно печени установлено, что помимо явлений термоденатурации, сочетания режущих и коагулирующих эффектов, способствующих адекватному гемостазу, наблюдается локальное увеличение синтетической активности ядер гепатоцитов, что можно расценить как запуск регенерационного процесса непосредственно в ходе операции.

Были проведены три "хронических" эксперимента (т.е. операции, когда после лазерного отрезания селезенки или печени животное зашивали и наблюдали за процессом заживления) на кролике и собаках. Установлено, что после лазерного воздействия не возникает глубокого послеоперационного некроза тканей, процесс эпителизации раны происходит достаточно быстро, не наблюдается формирования грубых послеоперационных рубцов и вторичных воспалительных изменений.

Также были проведены два "хронических" эксперимента на белых мышах по удалению привитой развитой раковой саркомы (размеры опухоли около 5 см ), рецидивов возникновения рака после полугодичного наблюдения не наблюдалось.

3.3. Скорость разрушения камней желчного пузыря.

В настоящее время широкое распространение получила контактная фрагментация камней в почках и желчного пузыря (конкрементов) с использованием лазерного излучения. В литературе выделяют три основных механизма разрушения камней под воздействием излучения: а) При повторяющемся нагреве и охлаждении камня происходит растрескивание из-за разного значения коэффициентов объемного расширения различных его компонентов, б) Происходит разрушение акустическим импульсом отдачи от вылетающих продуктов при абляции, в) Под воздействием излучения происходит разогрев воды внутри камня до парообразования и расклинивающее давление продуктов парообразования приводит к расколу конкремента.

По медицинским требованиям необходимо было производить локальный нагрев конкремента для его разрушения, но в тоже время нельзя нагревать весь камень как целое, чтобы не вызвать теплового повреждения окружающих тканей. Последний из приведенных выше механизмов деструкции может наилучшим образом удовлетворить это требование. Однако для его осуществления требуется, чтобы поглощение излучения происходило в объеме вещества меньшем, чем минимальный размер камней ёэф ~ 4 мм. Излучение хорошо поглощалось водой, содержащейся в камне, и легко передавалось по кварцевому световоду. Преимущества использования для разрушения камней термического нагрева воды, содержащейся внутри камня, и создания зоны давления газообразных продуктов испарения под воздействием излучения гольмиевого лазера, показаны в работе [84,85]. Излучение УАС:Ш лазера на длине волны 1.44 мкм имеет близкое по значению поглощение в воде излучения гольмиевого лазера и возникает вопрос о возможности его использования для фрагментации камней. Только в последнее время в связи с достижениями эндоскопической техники появилась возможность дробить камни желчного пузыря и оптимальные параметры излучения для них в литературе не приводятся.

Существенным положительным эффектом этого метода является возможность точной доставки энергии к поверхности конкремента и таким образом сведения до минимума поглощения рассеянной энергии окружающими тканями и соответственно повреждения этих тканей [85].

Объектом воздействия лазерного излучения являлись более 50 конкрементов из желчных пузырей, забранных у пациентов после холецистэктомии. После извлечения камней последние сразу помещались в физиологический раствор имеющий комнатную температуру (I = 22° С). В тот же день проводилось дробление в физрастворе в кювете, причем каждый камень был полностью погружен в жидкую среду. Конкременты фиксировались пинцетом. Излучение доставлялось к объекту исследования с помощью кварцевых световодов без использования насадок.

В первой серии экспериментов торец световода под излучением вводился в камень приблизительно в его геометрический центр масс, далее после некоторой экспозиции камень рассыпался на несколько фрагментов.

Во второй серии .производилась фрагментация 32 камней на частицы размером не более 1 мм* 1 мм* 1 мм. Скалывание начиналось с периферии, после скалывания одного фрагмента световод перемещался на периферийный соседний участок и.т.д. постепенно по окружности перемещаясь к центру до полной его фрагментации. В процессе проведения эксперимента измеряли время фрагментации каждого камня. Так как размеры конкрементов сильно варьировались, то результаты фрагментации пересчитывали в удельную энергию ЕфР = суммарная энергия, затраченная на фрагментацию/ У= объем конкремента.

В соответствии с внешним видом желчные камни были разделены на 3 группы:

А -камни из первой группы имели белую с желтоватым оттенком окраску и состояли из отдельных фрагментов (ежевично-подобную округлую форму) и по химической структуре являлись преимущественно холестериновыми; В - камни из следующей группы имели неправильную округлую форму, небольшой размер и угольно черный цвет и по химической структуре в основном были пигментными;

С - серокоричневые желчные конкременты из третьей группы имели почти кубическую монолитную форму (при расколе центральная часть намного о светлее) и были смешанного типа. Размеры варьировались от 50 до 700 мм .

Предполагается, что излучение этой длины волны экранируется водой, окружающей конкремент, из - за достаточно большого поглощения а= 26 см"1 излучения в воде и не приводит к травматизации окружающих тканей. В то же время излучение этой длиной волны обладает хорошими коагуляционными свойствами, что позволяет надеяться, что воздействие излучения на мягкие ткани из-за неточности корректировки определения объекта воздействия не вызовет кровотечения.

Эксперименты первой серии по раскалыванию кокрементов позволили нам определить оптимальные параметры лазерного излучения и механизм разрушения камней. Из графика приведенного на Рис. 3.2 видно, что средняя мощность около 1.5 Вт является оптимальной для данного режима. Простые оценки длины распространения тепла за время воздействия \тр~^2 ^<1 мм показывают, что ее величина меньше линейных размеров конкрементов и оценка температуры показывает, что нагрев среды в месте воздействия излучения выше температуры парообразования, что отвечает механизму разрушения из-за давления продуктов парообразования. Излучение УАО:Ш лазера на длине волны 1.44 |1м поглощается в основном водой и происходит рост температуры в объеме около торца световода до температуры кипения воды внутри камня. Создаваемое парами воды давление приводит к разрушению камня. Это подтверждается появлением мелких пузырьков из канала созданного вводимым световодом.

В этой серии оптимальной является мощность в пределах от 1.2 Вт до 1.5 Вт с частотами повторения импульсов от 10 до 20 Гц. Использование большей частоты увеличивает риск травматизации окружающих тканей после раскола камня из-за несвоевременного прекращения подачи излучения.

3 3

Установлен максимальный размер камней более 2 10 мм , для которого происходит растрескивание, но не разрушение.

В второй серии экспериментов нас интересовала зависимость удельной энергии и времени на фрагментацию от вида камней. Излучение подводилось световодом диаметром 365 мкм и средней мощностью 1 Вт при частоте следования 10 Гц.

Данные по второй серии экспериментов представлены в Таблице №-2. Эти значения моделируют процесс дробления камней в желчных протоках, в которых не может происходить процесс, как в первой серии экспериментов, т.к. камень сжат с двух сторон.

Проведенные исследования убедительно подтвердили экспериментальную возможность литотрипсии желчных конкрементов. Механизм дробления под воздействием излучения УАО^ё лазера с длиной волны 1.44 мкм подобен механизму воздействия излучения УАО:Но лазера с близким значением поглощения в воде. Проведена оценка оптимальных параметров лазерного излучения: средняя мощность 1.2-1.5 Вт, частота 10 -15 Гц, при диаметре кора световода 550 мкм [84].

Время (с)

200в с

150

100

50

I-1-1-1-1-1-1-'-1-1-П-1-1-1-1-1-1

0.6 0.8 1.0 1.2 1.4 1.6 1.8 2.0 2.2

Мощность излучения (Вт)

Рис. 3.2 Зависимость времени деструкции желчного камня от мощности излучения на длине волны 1.44 мкм и частоте излучения 10 Гц, В -билирубиново-карбонатные конкременты, С - билирубиново-сульфатные камни.

ЗАКЛЮЧЕНИЕ

На защиту выносятся основные результаты:

1. Создан источник лазерного излучения на кристалле YAG:Nd с возможностью комбинированного воздействия на биоткань как на длине волны 1.32 мкм, так и 1.44 мкм, который является перспективным инструментом для лазерной хирургии, позволяющим осуществлять режимы эффективной абляции с одновременной тотальной коагуляцией биотканей при существенном уменьшении термически пораженной зоны.

2. Продемонстрировано эффективное использование этого источника в экспериментальной клинической практике и определены оптимальные режимы параметров лазерного излучения для проведения хирургического лечения в общей хирургии, отоларингологии, урологии, офтальмологии.

3. Проведено детальное изучение механизмов поглощения халькогенидными стеклами мощного лазерного излучения YAG: Er лазера. На основе этого исследования созданы халькогенидные волокна с рекордной лучевой стойкостью, которые могут быть использованы для транспортировки излучения в лазерной хирургии.

4. Впервые продемонстрирована возможность исследования в реальном времени от импульса к импульсу динамики процессов лазерной абляции и свеллинга (разбухания) биотканей с помощью OKT. Показано, что оптическая когерентная томография позволяет с высоким пространственным разрешением диагностировать процессы лазерной модификации биотканей и наряду с формой кратера определять размеры термически пораженной зоны, получающейся при воздействии ИК лазеров, излучение которых поглощается в основном водой.

5. Впервые обнаружена сложная динамика свеллинга биотканей под действием лазерного излучения, при которой свеллинг развивается и пропадает на временах сравнимых с длительностью импульса.

1.Прикладная лазерная медицина. Учебное и справочное пособие. Под редакцией Х.П.Берлиена, Г.И. Мюллера, пер. с немецкого Н.И.Коротеева. Интерэкспорт, Москва, 1997.

2. Батище С.А.,.Кузьмук А.А,. Малевич Н.А, Татур Г.А. "Мощный импульсно периодический HAT:Nd-лазер с X =1444 нм.". Квантовая электроника, 30, № 8,2000.

3. Hodgson N., Nighan W.L., Golding D.J., and Eisel D. "Efficient 100-W YAG:Nd laser operating at a wavelength of 1.444 |im". Optics Letters, Vol. 19, No. 17,1994

4. Kretschmann H.M., Heine F., Ostroumov V.G., Huber G. "High-power diode-pumped continuous-wave Nd laser at wavelengths near 1.44 }im." Optics Letters vol. 22, N. 7, 1997.

5. Walsh J.T., Deutsch T.F. "Er:YAG laser ablation of tissue: Measurements of ablation rates." Lasers in surgery and medicine. V.9. N 4. p 327-337,1989.

6. Антипенко А.Г., Артемьев H.B., Бетин A.A., Каменский В.А.,

7. Новиков В.П., Плотниченко В.Г, Скрипачев ИВ., Снопатин Г.Е., "О возможности передачи излучения YAG:Er лазера на основе халькогенидного стекла для офтальмологии", Квантовая электроника, том. 22, № 5, 1995

8. Vogler К., Reindl М. "Improved erbium laser parameters for new medical applications."Biophotonics International November/December, 40-47,1996.

9. Бетин А.А., Игнатьев C.B, Каменский B.A., Новиков В.П, Плотниченко Г.Г. ."Передача излучения YAG:Er лазера через волоконный световод из сульфидно -мыщьякового стекла."Высокочистые вещества, №1, стр. 173-175, 1992.

10. V. Tuchin "Tissue Optics: Light Scattering Methods and Instruments for Medical Diagnosis."Publiched by SPIE, P.O.Box 10, Bellinghton, Washington, 98227-0010, USA, May, 2000.

11. Tuchin V.V., Zimmnyakov D.A., Galancha E.I., Uljanov S.S., Sinichkin Yu. P., Mishin A.B., Chaussky, A.A., Ryabukho B.P. " Dynamical and structural diagnostics of living tissues using speckle techniques", Proc. SPIE, Vol. 3915, p 137-151,2000.

12. Chance В., "Multielement phased arrays for phase modulation imaging." Proc SPIE, Vol. 1888, p 354-358, 1993.

13. Huang D., Wang J., Lin C.P., Shuman J.S.,. Stinson W.G, Chang W., Нее M.R, Flotte Т., Gregory K., Puliafito C.A., and Fujimoto J.G., "Optical coherence tomography," Science Vol. 254, p. 1178, 1991.

14. Sergeev A.M., Gelikonov V.M., Gelikonov G.V., Feldchtein F.I., Gladkova N.D., Kamensky V.A., "Biomedical diagnostics using optical coherence tomography," OSA TOPS on Advances in Optical Imaging and Photon Migration, 2,pp.l96-199, 1996.

15. Ferther A.F, Hitzenberger C.K., Kamp G., El-Zaiat S.Y. "Measurement in intraocular distances by backscattering spectral interferometry." Optics Communication", vol. 117,43-48,1995.

16. Koop. N., Brinkmann. R., Kaftan. B., Asiyo-Vogel. M., Engelhardt. R., Birngruber. R. "Comparison of thermal coreal lesions by OCT and polarization histology." BIOS'Europe 96 Book of Abstracts, p 47, 1996.

17. Photonics West', BiOS, Book of Abstracts, San Jose, California

18. Bagratashvili V.N., SobolE.N., Sviridov A.P., Popov V.K., Omel'chenko A.I. and Howdle S.M. 'Thermal and diffusion processes in laser -induced stress relaxation and reshaping of cartilage." J. Biomechanics, Vol. 30, No. 8, pp 813-817, 1997.

19. Sobol,E.N. Phase Transformations and Ablation in Laser-Treated Solids, WiJley,N.Y.1995.

20. Altshuler A.G., Belikov A.V., Erofeev A.V.," Laser abrasive mechanism of hard tissue removal", Photonics West'98, BiOS, Book of Abstracts, San Jose, California, p.3248,1998.

21. Lubashevsky I.A., Priezzhev A.V., Gafiychnuk V.V., " Free boundary model for local thermal coagulation. Growth of a sperical and cylindrical necrosis domain." Proc.SPIE „Vol. 2975 p 43-53, 1997.

22. Тучин. B.B." Лазеры и волоконная оптика в биомедицинских исследованиях." -Саратов: Изд-во Саратовского ун-та, 1998. 384 с.

23. Asiyo-Vogel M.N., Brinkmann R., Notbohm H., Eggers R., Lubatschowski H., Laqua H., Vogel A. "Histologie analysis of thermal effects in laser-thermokeratoplasty and corneal ablation using sirius-red polarization microscopy." Cat.Refract.Surg., 1996

24. Bityurin N.M., Kamensky V.A., Muraviov S.V., Feldchtein F.I., Malyshev A.Yu., Sergeev A.M., Snopova L.B., Yurkin A.M., Combined effect of IR and UV laser radiation on biological tissues: cleaning. Technical Didgest, CLEO'98, vol. 6, p.230, 1998.

25. Edwards G., Logan R., Copeland M., Reinisch L., DavidsonJ., Johnson В., Maclunas R„ Mendenhaven J., Ossoff R., Tribble J., Werkhaven J., O'Day D." Tissue ablation by a free-eletron laser tuned to the amide II band." -Nature, vol. 371, p.416-419,1994.

26. Payne B.P., Nishioka N.S., Mikic B.B., Venugopalan V., "Comparison of pulsed C02 laser ablation at 10.641m and 9.5 |jm" Lasers in surgery and medicine", vol. 23, N 1,1998.

27. Водопьянов К. Л., "Эффект просветления воды для интенсивного света в максимуме полосы поглощения (X =3 мкм)" Ж.Т.Ф., т. 97, Вып. 1, стр. 205-218, 1990.

28. Cummings J.P., Walsh J.T. "Erbium laser ablation: The effect of dynamic optical propeties." Appl. Phys. Lett. vol. 62 (16) pp. 1988- 1990,1993.

29. Bagratashvili V.N., SobolE.N., Sviridov A.P., Popov V.K., Omel'chenko A.I. and Howdle S.M. "Thermal and diffusion processes in laser-indused stress relaxation and reshaping of cartilade", J. Biomechanics, vol. 30, № 8 pp 813-817,1997.

30. Asshauer Т., Delacretaz G., Rastegar S. "Observation of delayed coagulation during egg white denaturation by pulsed holmium laser." CLEO' 96 Technical Digest Series, V 9, p 167,1997.

31. Asshauer Т., Delacretaz G., Rastegar S., "Phototermal denaturation of egg white by pulsed holmium laser." Proc. SPIE Vol. 2681 p 120-124,1998.

32. Huettmann G., Birngruber R. " Dynamics of thermal microeffects: rate constants of thermal denaturation measured by a temperature- jump experiment." Technical Digest of Conference Therapeutic Laser Application. Orlando, pp 44-46 1998.

33. Sankaran V., Walsh J. Т.," An Optical, Real time Measurement of

34. Collagen Denaturation." Proc. SPIE, Vol. 2975, p 34-42, 1998.

35. Welch AJ." The thermal response of laser irradiated tissue" J. of Quantum electronics", vol. QE-20, № 12, December, p 1471-1481, 1984. Invited paper.

36. Oraevsky A.A, Esenaliev R.O. and Letokhov V.S. "Laser Life Scince", vol. 75, №5, 1992.

37. London R.A., Glinsky M.E., Zimmerman G.B., Bailey D.S., Eder D.C, Jacques S.L. "Laser-tissue interaction modeling with LATIS."Appl.Opt. v.36, N 34, p.9068-9074,1997.

38. Majaron B., Plestenjak P., Lukas M." Thermo-mechanical laser ablationof soft biological tissue: modeling the micro-explosions" Appl.Phys. B, vol. 69, p 71-80,1999.

39. Fursikov N.P., IEEE, J. of Quantum Electronics, vol. QE-23, p 1751,1987.

40. Welsh A.J., Motamedi M., Rastegar S., LeCarpentier G.L., Jansen E.D. "Laser thermal ablation", Photochem. PhotobioL vol. 53, p 815-823,1991.

41. Jacques S.L. "Laser- tissue interactions: Photochemical, photothermal and photomechanical.", Surgical Clinics of North America, vol. 72, N. 3,p 531-558, 1992.

42. Sudenkov Y. V., Belikov A.V., Erofeev A.V., Scrypnik A.V. "Fiber opto-acoustic feedback in the systems based on pulsed lasers", Abstract LAE-8, p 27.1996.

43. Martiniuk R., Bauer J.A., McKean J.D, Tulip J., Mielke B.W., "New long wavelength Nd:YAG laser at 1.44 jim: effect on brain," J. Neurosurgery vol. 70, pp. 249-256,1998.

44. Zubeyev P.S., Vaganov.I.G., Rotkov A.I., Kamensky V.A., Skvortsova I.N. "Resections of parenchymatous organs using pulse YAG:ND laser radiation at 1.44fim wavelengths." Proc. SPIE, vol. 3590, p 439-443,1999.

45. Shakhov A, Terentjeva A, Kamensky V. "Endoscopic laser surgery of laryngeal stenosis in children." Proceedings of the Photonics West Conference, BIOS'99. 1999, Abstr p 13.

46. Shakhov A, Terentjeva A, Kamensky V." Oncological and functional results of laser surgery combined with cryodestruction". Proceedings of the Photonics West Conference, BIOS'99,1999, Abstr p 12.

47. Kamensky V.A." IR laser surgery treatment of cataractous human lens monitored by optical cogerent tomography." Laser in surgery and medcine,, N3, p 60,1998.

48. Busse L.E., Moon J.A, Sangrera J.S., Aggarwal. I.D., " Chalcogenidefibers deliver high IR power." Laser Focus World, N 9, pl43-150, 1996.

49. ДевятыхТ.Г., Дианов E.M., Плотниченко В.Г. С.Е., Скрипачев И.В. Чурбанов М.Ф. " Волоконные световоды на основе халькогенидных стекол ".Высокочистые вещества." N 1, стр. 7-11, 1991.

50. Скрипачев И.В., Снопатин Г.Е., Плотниченко В.Г. и др. "Высокочистые вещества." 1994 N 6, с 186.

51. Маненков А.А., Прохоров А.М. "Лазерный индуцированный пробой прозрачных веществ" Успехи физ. наук. Т. 148. N.1. стр. 179-209, 1986.

52. Scripachev I.V., Plotnichenko V.G., Snopatin G£., Pushkin A.A., Churbanov M.F. "Preparation of double-layer fibers based on high-purity As-S, As-Se and Ge-As-Se glasses." Vysokochistye Veshchestva (Russian), N 4, 34-41, 1994.

53. Девятых Г.Г., Лазарев C.E., , Чурбанов М.Ф., Скрипачев И.В., Снопатин Г.Е., Колпашников. ВП. Патент Российской Федерации N 1721997 от Апреля 2, 1990.

54. Бетин А.А. Каменский В.А. Новиков В.А. "Исследование перспектив использования волокрнных световодов из халькогенидного стекла." Тезисы конференции Оптика лазеров 93 стр 259, 1993.

55. Kamensky V., Skripatshev V., Snopatin G., Pushkin S., Tshurbanov M., "ffigh-power As-S glass fiber delivery instrument for pulse YAG:Er laser Radiation" Appl. Optics, vol. 37, N 24, p 5596-5599,1998.

56. Novikov V.P., Betin A.A., Kamensky V.A "Investigation of chalcogenideglass fiber application for YAG:Er laser -delivery systems., Technical Subject at OE\ LASE " 94, p 57, 1997.

57. Koop N., Brinkmann R., Kaftan В., Asiyo-Vogel M.,

58. Engelhardt R., Birngruber R. "Comparison of thermal coreal lesions by OCT and polarization histology," Proc.SPIE, vol. 2930, p 216-221, 1997.

59. Kamensky V., Feldchtein F., Pravdenko K., Gelikonov V., Gelikonov G., Sergeev A., and Bityurin N. "Monitoring and animation of laser ablation process in cataracted eye lens using coherence tomography." Proc. SPIE, .vol. 2981, p. 94 -101,1997.

60. Shakhova N., Kachalina T.; Kuznetzova I.N.; Chumakov Yu.,

61. Bityurin N.M., Kamensky V.A., Muraviov S.V., Feldchtein F.I., Malyshev A., Sergeev A.M., Snopova L.B., Yurkin A.M., "Combined effect of IR and UV laser radiation on biological tissues: cleaning". Technical Digest Series, CLEO'98, p.230, 1998.

62. Kamensky V., Gelikonov V., Gelikonov G., Feldchtein F., Sergeev A., Pravdenko K., Artemiev N., Bityurin N., Scripachev I., Snopatin G. "YAG:Er laser device for microsurgery treatment of cataract-cuffered human lens. ILAA-96 , Abstract Book, p 85.

63. Kamensky V., Gelikonov V., Gelikonov G., Feldchtein F., Sergeev A., Pravdenko K., ArtemievN., Bityurin N.,Scripachev I., Snopatin G. "YAG:Er laser device for microsurgery treatment of cataract-cuffered human lens. Proc.SPIE, vol. 3091, p 129-133, 1997.

64. Kamensky V., "Endoscopic Optical Coherence Tomography", Exhibition presentation in 10 Conference on Laser Optics, Technical program p 72,

65. St. Petersburg 26-30 June, 2000.

66. Ren Q., Keates R.H., Hill R.A., Berns M.W. "Laser refractive surgery: a review and current status," Optical Engineering, vol. 34 N 3, p 642-659, 1995.

67. Thompson K.P., Ren Q.S., Parel J.-M. "Therapetic and diagnoctic application of lasers in ophtalmology," IEEE, vol. 80, N 6, p 838-859,1992.79"Лазеры в хирургии" под ред. Скобелкина O.K. Москва. 1969.

68. Shakhov A, Terentjeva A, Kamensky V." Oncological and functional results of laser surgery combined with cryodestruction". Proceedings of the Photonics West Conference, BIOS'99, p 12, 1999.

69. Shakhov A.Y., Terentjeva A.B., Kamensky V.A., V.A. Snopova V.A., Gelikonov V.M., Feldchtein F. I., and Sergeev A. M. "OCT monitoring in laser surgery of laryngeal carcinoma ", J. Surgical Oncology (to be sending).

70. Rolle A ; Eulerich E. "Extensive multiple and lobe-sparing pulmonary resections with the Nd: YAG laser and a new wavelength of 1318 nm." Acta Chir Hung; vol. 38, N 1, p 115-122, 1999.

71. Ronx F.X., Mordon S., Fallet-Bianco C., Merienne L., Devaux B.C., Crodkiewicz J.P., "Effects of 1.32 jim YAG:Nd laser on brain thermal and histological experimental data," Surg. Neurol, vol. 34, p. 402-407,1997.

72. Yiu M.K., Liu P.L., Yiu T.F, Chan A.V.T " Clinical experience with holmium:YAG laser lithotripsy of ureteral calculi", Laser in surgery and medcine, vol. 19, Nl,p 103-106, 1996.

73. Рис. 1. Гистологическое сечение кожи после воздействия излучением УАО:Кс1 лазера с длиной волны 1.44 мкм и средней мощностью 3 Вт.

74. Рис. 1 а. Гистологическое сечение печени после воздействия излучением

75. Рис. 1 б. Гистологическое сечение печени после воздействия излучением УАО:Ш лазера с длиной волны 1.44 мкм и средней мощностью 3 Вт.

76. Рис. 2 а. Гистологическое сечение селезенки после воздействия излучением УАО:К<1 лазера с длиной волны 1.32 мкм и средней мощностью 10 Вт.

77. Рис. 2 б. Гистологическое сечение селезенки после воздействия излучением УА&Ш лазера с длиной волны 1.44 мкм и средней мощностью 3 Вт.