Хірургія м`яких тканин порожнини рота з автоматичним контролем потужності в режимі реального часу

лазерна хірургія і, зокрема, лазерна хірургія м`яких тканин порожнини рота широко використовується в сучасній практиці через декілька переваг лазерного скальпеля по відношенню традиційним скальпелем або іншим хірургічним засобам, таким, як електрокоагулятор. Переваги лазерної хірургії полягають в меншій хворобливості і потреби в анестезії, зменшення постоперационного дискомфорту, миттєвої коагуляції тканини і гемостазе, автоматичної стерилізації області операції. Найпоширеніший тип стоматологічних хірургічних лазерів працює в ближньому інфрачервоному спектральному діапазоні довжин хвиль, між 810 нм і 980 нм, оскільки технічний розвиток напівпровідникових лазерів дозволило досягти високої потужності при відносно низькій ціні, простоті і надійності напівпровідникових пристроїв з низьким енергоспоживанням. Відомо, що поглинання світла в біотканинах в цьому спектральному діапазоні відносно низько і недостатньо для забезпечення локального розрізу тканини з мінімальним супутнім руйнуванням нормальної тканини. Тому домінуючий механізм лазерної хірургії в цьому спектральному діапазоні пов`язаний з так званим «гарячим» наконечником. В цьому випадку підготовлений особливим способом оптичний наконечник або просто дистальний кінець волоконної оптичної системи доставки випромінювання поглинає лазерне світло, нагрівається до високих температур і потім виконує хірургічну операцію за допомогою високої температури, а не прямого впливу лазерного випромінювання на тканину.

«Гарячий» наконечник можна розглянути як окремий випадок термооптичних наконечника (thermo-optical tip, ТОЙ). ТОЙ - оптичний і механічний елемент, який може використовуватися для модифікації або обробки м`яких тканин, включаючи розрізання, коагуляцію, випаровування, карбонізацію і видалення тканин. ТОЙ зазвичай працює в контакті з оброблюваної тканиною і забезпечує розрізання тканини за допомогою передачі тепла від наконечника, який нагрівається оптичним випромінюванням, поглинутим наконечником. Процес розрізання тканини за допомогою ТОЙ відбувається завдяки термомеханічної дії або абляції. Коагуляція тканини за допомогою ТОЙ відбувається завдяки перенесенню тепла від наконечника до тканини і поглинанню вторинного, переізлучённого випромінювання, що йде від наконечника, нагрітого лазерним випромінюванням до високої температури.

Комп`ютерна модель ТОЙ включає моделювання поширення світла Монте-Карло в волокні, в наконечнику і слизовій оболонці. Також використовувалося рівняння теплопровідності для обчислення розподілу високої температури в наконечнику і тканини. Було обчислено розподіл високої температури в наконечнику і в тканини і визначена зона коагуляції з використанням інтеграла Аррениуса. Ця модель дозволяє врахувати ефект коагуляції тканини, що відбувається завдяки прямому поглинання лазерного світла, поглинання переізлучённого наконечником випромінювання і за рахунок теплопровідності.

В експериментальній частині ми використовували лазерну диодную імпульсну хірургічну систему від «Dental Photonics, Inc.» з довжиною хвилі 980 нм, з волоконної системою доставки випромінювання діаметром 400 мкм. Експерименти були виконані «ех vivo» з використанням зразків свіжої тканини. Реєстрували потужність, необхідну для забезпечення розрізу з заздалегідь заданою глибиною і швидкістю розрізання. Глибина коагуляції візуалізувалася з використанням фарбування лактатом дегідрогенази (LDH) і вимірювалася. Лазерна система виконувала контроль потужності в режимі реального часу. Порівнювали процеси розрізання і коагуляції, що реалізуються для системи з контролем потужності в режимі реального часу і традиційної лазерної хірургічної системи з фіксованою потужністю. Комп`ютер контролював швидкість руху наконечника в діапазоні 0,8-12,5 мм / с.

Комп`ютерне моделювання показало, що основний механізм розрізання і коагуляції тканини полягає в теплообміні між тканиною і термооптичних наконечником. В експериментальній частині було продемонстровано, що пропонований спосіб контролю потужності в режимі реального часу може забезпечити сталу суму зони коагуляції на рівні приблизно 0,20 ± 0,05 мм при зміні швидкості розрізання в широкому діапазоні від 1 до 12,5 мм / с без деградації наконечника. На відміну від установки фіксованої потужності, при якій зони коагуляції були різних розмірів від приблизно 0,5 до 1мм, і спостерігалася деградація наконечника через приблизно 20-30 мм розрізу. Показано, що рівень коагуляції і, таким чином, рівень гемостазу залежать від температури і можуть управлятися настройками системи. Контроль потужності в режимі реального часу може забезпечити більш швидку, послідовну і безпечну лазерну хірургію, ніж традиційний контроль потужності.


Г.Б. Альтшулер, А.В. Бєліков, А.Е. Пушкарьова, А.В. Скрипник, Ф.І. Фельдштейн, Т.В. Струнина, К. Магид
Компанія Palomar Medical Technologies (США), Санкт-Петербурзький ГУ ИТМО