eng
Выпуск #3/2020
Н. К. Жижин, Ю. Ю. Колбас, Е. В. Кузнецов
Использование лазеров в хирургии
Использование лазеров в хирургии
Просмотры: 2321
DOI: 10.22184/1993-7296.FRos.2020.14.3.282.291
В статье представлен краткий обзор применений лазеров в хирургии, сделан акцент на использовании лазерных инструментов в области колопроктологии. Представлены морфологические данные, полученные при исследованиях воздействия лазерного излучения на биоткани. Отмечается, что репаративная реакция различных тканей в ответ на высокоинтенсивное лазерное воздействие однотипна и заключается в общей их регенерации с окончательным заживлением к 20–21 суткам.
В статье представлен краткий обзор применений лазеров в хирургии, сделан акцент на использовании лазерных инструментов в области колопроктологии. Представлены морфологические данные, полученные при исследованиях воздействия лазерного излучения на биоткани. Отмечается, что репаративная реакция различных тканей в ответ на высокоинтенсивное лазерное воздействие однотипна и заключается в общей их регенерации с окончательным заживлением к 20–21 суткам.
Теги: diode lasers hemorrhoids laser radiation surgery геморрой диодные лазеры лазерное излучение хирургия
Использование лазеров в хирургии
Н. К. Жижин1, Ю. Ю. Колбас2, Е. В. Кузнецов2
ЗАО «Центральная поликлиника Литфонда», Москва, Россия
АО «НИИ «Полюс» им. М. Ф. Стельмаха», Москва. Россия
Статья получена: 24.02.2020
Принята к публикации: 22.04.2020
Результаты применения лазерного излучения в медицине известны давно, с момента изобретения лазера [1, 2]. В ургентной хирургии активно используются новые виды лазеров в качестве альтернативы прямым хирургическим методам. Характеристики выходных параметров лазерного излучения и их корреляция с поглощением различных хромофоров биологических тканей человека (рис. 1) определяют возможность и механизм клинического применения различных типов лазеров. Основу эффектов, возникающих в биотканях под действием лазерного излучения, составляет теплофизическое воздействие излучения на поглощающие ткани.
Появление каждого нового вида лазерных инструментов связано с развитием новых медицинских технологий. Одними из первых типов медицинских лазеров стали CO2-лазеры. Для медицинских применений используют генерацию излучения на длине волны 10,6 мкм.
Вода и органические соединения активно поглощают это излучение. Разнообразие CO2-лазеров, работающих в непрерывном режиме генерации излучения или в режиме генерации импульсов, позволяет подобрать лазерные инструменты для широкого диапазона медицинских применений. Глубина проникновения излучения для биотканей различного типа достигает до 100 мкм, поверхностное воздействие излучения позволяет производить эффективное иссечение тканей без негативных термических эффектов. Данный вид лазеров применяется преимущественно в гинекологии, оториноларингологии, косметологии и общей хирургии [3] (рис. 2).
Другим самым распространенным типом медицинских лазеров являются твердотельные лазеры на гранате или стекле, легированном неодимом (Nd). Среди неодимовых лазеров наибольшим спросом для медицинских целей пользуется Nd : YAG‑лазер (рабочая длина волны излучения 1 064 нм). Инструмент работает как в непрерывном, так и в импульсном режиме. Частота повторения импульсов варьируется до сотен килогерц, а длительность импульсов – менее 1 пс. Поэтому мощность в импульсе может составлять сотни МВт.
Отличительная особенность Nd : YAG‑лазеров проявилась в доступности технических решений для генерирации излучения на длинах волн 532, 355, 266 и 213 нм. Основным направлением применения Nd : YAG‑лазеров в медицине стало терапевтическое. Техника их применения включает глубокую и объемную коагуляцию, которую обеспечивает высокая проникающая способность (до 10 мм) излучения в различные биологические ткани. Это же свойство способствовало широкому внедрению Nd : YAG‑лазеров в дерматологию и косметологию [4]. Однако оно же ограничивает использование Nd : YAG‑лазеров в хирургии (кроме офтальмологии), поскольку лазерный пучок затрагивает слишком большие области биоткани.
Эксимерные лазеры с излучением в УФ‑диапазоне (λ = 157–351 нм) нашли свое применение в офтальмологии (рис. 4), где их использование направлено на прецизионное испарение роговицы [5] или терапевтический эффект [6]. Разнообразие используемых эксимерных лазеров связано с составами активной среды (газовой смеси). Длины волн излучения зависят от наполнения рабочей среды лазера: на основе димеров фтора или соединений фтора, брома или хлора с аргоном, криптоном или ксеноном.
Чрезвычайно конкурентоспособными в области медицины в настоящее время стали полупроводниковые (диодные) лазеры. Благодаря многообразию конструктивных решений и широкому набору используемых в их производстве материалов появилось множество различных видов диодных лазеров. Они обладают широким спектром длин волн (λ = 0,5–5 мкм) и большим диапазоном используемых мощностей. Возможность работы в непрерывном и импульсном режимах (с частотой следования импульсов до нескольких мегагерц и длительностью импульсов до 1 мкс) раскрывает потенциал использования в разных медицинских технологиях. Отличительная особенность диодных лазеров – высокий коэффициент полезного действия (КПД до 90%), миниатюрные размеры, низкая цена, совмещение в одном корпусе до четырех лазеров с различными длинами волн и с возможностью их одновременной работы, а также значительный рабочий ресурс (до 50 000 часов). Наибольшее распространение получило применение диодных лазеров в области дерматологии и косметологии. Однако благодаря многообразию выходных параметров и доступной цене диодные лазеры в настоящее время являются одним из самых распространенных типов лазеров в медицине (рис. 5).
Лазерное излучение активно используется в хирургической коррекции геморроя. Высокоинтенсивное лазерное излучение успешно используется в абдоминальной хирургии уже более 40 лет [7, 8]. В тематической литературе можно встретить сообщения об использовании для коагуляции геморроидальных узлов, кавернозных и сосудистых образований аноректальной области различных параметров лазерного излучения [6, 9, 10].
Ранние публикации 80–90-х годов прошлого века посвящены открытому использованию СО2-лазеров во время геморроидэктомии – для иссечения или вапоризации узлов [11–13].
Для этой же цели использовались Nd-YAG‑лазеры [14]. С появлением в 90-х годах прошлого века портативных и простых в эксплуатации диодных высокоэнергетических лазеров существенно расширился диапазон длин волн лазерного излучения, повысилась надежность лазерных приборов, снизилась их стоимость [15].
Механизм взаимодействия высокоэнергетических лазеров достаточно хорошо изучен и подробно освещен в многочисленных публикациях [16, 17]. Излучение этих лазеров вызывает в первую очередь термический эффект, обусловленный поглощением тканями квантов света с трансформацией световой энергии в тепловую. Как результат, повышение исключительно высокой температуры проявляется на чрезвычайно малой площади.
В результате происходит моментальное испарение тканевой жидкости с коагуляцией клеточных структур и развитием коагуляционного лазерного некроза тканей. Излучение с длиной волны видимой части спектра (от 0,40 до 0,70 мкм) селективно поглощается такими пигментными субстанциями, как меланин, каротин, гемоглобин, миоглобин (см. рис. 1). Наименьшей проникающей способностью обладает излучение в фиолетовой и голубой части спектра электромагнитных волн, наибольшей – в красной.
Излучение ближнего ИК‑диапазона (длины волн 0,70–1,40 мкм), наиболее глубоко проникая в ткани, прежде всего поглощается клеточными белками. При этом четко установлено, что для длины волны 0,81 мкм хромофором-мишенью является оксигемоглобин [18]. При введении световода в просвет сосуда и воздействии излучением данной длины волны происходит локальное закипание крови с образованием пузырьков газа, которые повреждают тепловой энергией стенку сосуда, начиная с интимы.
Повреждение слоев венозной стенки создает условия для формирования окклюзивного фиксированного протяженного тромбоза с последующим фиброзным перерождением стенки и прекращением кровотока по сосуду. Лазерное излучение в диапазоне 0,81–1,06 мкм длин волн характеризуется высоким поглощением в гемоглобине крови и низким поглощением в воде (хотя до последнего времени именно оно широко использовалось для лазерной флебооблитерации) [19]. Указанные длины волн относят к «гемоглобинпоглощаемым» лазерным системам (Н‑лазеры). При использовании их происходит облитерация небольших по диаметру вен в 90–97% случаев [20].
В 2003 году на Международном конгрессе в Сан-Диего M. Goldman доложил об использовании для флебокоагуляции Nd : YAG‑лазеров с длиной волны 1,32 мкм, излучение которого уже заметно поглощается не только в оксигемоглобине, но и в воде. Поглощение излучения этой длины волны в оксигемоглобине еще все-таки преобладает над поглощением в воде [21], поэтому отнесение данного излучения к «водопоглощаемому» или «водоспецифичному» не совсем корректно [10, 22]. Более правильно использовать этот термин для лазеров с длинами волн, ближе к 1,5 мкм, в которых поглощение в воде будет преобладающим. Такие лазеры с длиной волны 1,47–1,5–1,56 мкм (обозначаемые как W‑лазеры) активно используются для флебооблитерации [23]. Излучение длиной волны от 10,6 мкм почти полностью поглощается молекулами воды, незначительно рассеиваясь в тканях. Это означает практически полное поглощение этого излучения в верхних слоях тканей облучаемого объекта. Особенности действия лазерного излучения на ткани также определяется плотностью его мощности, степенью фокусирования луча и зависит от физико-химических и биологических особенностей облучаемых тканей [8, 14].
Термический эффект высокоэнергетического лазера является основным механизмом, обеспечивающим взаимодействие излучения с тканями. Температурная реакция тканей зависит от мощности лазерного излучения, его длины волны, диаметра луча, времени воздействия, а также содержания в облучаемых тканях воды и пигмента. Самой слабой и частично обратимой реакцией является денатурация белка, наступающая при нагревании тканей до температуры 40–53 °C. При этом происходит нарушение проколлагеновых и фибриновых белковых связей с денатурацией и расплавлением коллагена. Тем не менее связи проколлагеновых цепей белковых молекул сохраняются и при прекращении лазерного воздействия вновь восстанавливаются, хотя и с некоторым переустройством матрикса. Повышение температуры в тканях в условиях воздействия лазерным излучением более 53 °C приводит уже к необратимым повреждениям. Проявление эффекта лазерной фотодеструкции начинается при температуре 55 °C в облучаемых тканях. Начальная фаза деструкции тканей – белковая деградация – развивается при температуре 63 °C. При этом все структуры коллагенового матрикса претерпевают коллапс и деградацию (в клетках морфологически выявляются пикнотические изменения ядер). После прекращения лазерного воздействия полного восстановления клеток и обратного развития повреждений не происходит. При температуре 63 °C в тканях под влиянием лазерного излучения развиваются процессы коагуляции, что, наряду с денатурацией и дегидратацией белков, сопровождается их контракцией с уплотнением и уменьшением в объеме основного вещества (гистологически это характеризуется базофильными и пикнотическими изменениями в клетках с наличием сетеподобной субстанции, возникающей в процессе коагуляции крови) [21, 23].
Повышение температуры в тканях, подвергающихся высокоинтенсивному лазерному воздействию более 90 °C приводит к эффекту испарения ткани. Тканевая жидкость закипает с образованием мелких пузырьков-вакуолей, обнаруживаемых при гистологическом исследовании. При лазерном воздействии, провоцирующем повышение температуры в тканях до 100 °C, жидкость закипает мгновенно с образованием пара, разрывом и разрушением клеток. Морфологически в зоне воздействия обнаруживается коагуляционный некроз и денатурация белков с наличием в окружающих тканях отека, сосудистых расстройств, кровоизлияний.
При повышении температуры в тканях, обусловленном лазерным воздействием, от 500 °C и более, происходит карбонизация тканей с обугливанием и полным разрушением морфологической структуры. Морфология и морфометрия ран, возникающих при воздействии высокоинтенсивных лазеров на различные ткани, достаточно хорошо изучена [3, 19] и имеет целый ряд общих черт, в значительной мере отличаясь от гистологической картины ран другого происхождения. Непосредственно в зоне лазерного воздействия наблюдается коагуляционный некроз тканей с формированием в последующем характерного струпа. На границе с некрозом определяется отек, расстройства кровообращения в виде гиперемии, стазов, диапедезных кровоизлияний. Обычно зона термических повреждений стерильна и минимальна, не более 0,15 мм. Коагуляция крови и лимфы в просвете мелких сосудов, диаметром 0,3–0,5 мм, обеспечивает гемо- и лимфостаз, что полностью исключает возможность кровотечения из раны и развития застойных отеков окружающих тканей.
Морфологически выделяют следующие зоны лазерного воздействия на ткани: зона коагуляционного некроза в виде ожоговой каймы; зона рыхлого и компактного слоев некроза и зона воспалительного отека. Ширина этих зон зависит от вида лазера и длины волны генерируемого им луча, а также от типа ткани. Важным свойством высокоинтенсивного лазерного излучения является мощное бактерицидное действие, проявление которого исключает септическое воспаление в тканях зоны воздействия, именуемое обычно «лазерными ранами». Слабая экссудация из микроциркуляторного русла лазерных ран, отсутствие выделения кининов и других вазоактивных веществ из коагулированных тканей приводит к слабой лейкоцитарной инфильтрации их [14, 16].
Асептическое воспаление и отсутствие отека в таких тканях обуславливают раннюю пролиферацию макрофагов, фибробластов, что в свою очередь способствует активизации иммунной системы и синтеза коллагена и кейлонов, ответственных за регенерацию тканей.
Быстрое накопление в тканях гликозаминогликанов, являющихся основным веществом соединительной ткани, слабовыраженная экссудация, отсутствие лейкоцитарной инфильтрации с преимущественной реакцией макрофагов и фибробластов способствует заживлению лазерных ран первичным натяжением без грубых рубцовых образований.
Следует отметить, что репаративная реакция различных тканей в ответ на высокоинтенсивное лазерное воздействие однотипна [8, 10, 11] и заключается в общей их регенерации с окончательным заживлением к 20–21 суткам.
Использование диодных лазеров в хирургии позволяет малотравматично, с минимальным болевым синдромом, оптимизировать хирургическую тактику в лечении заболеваний аноректальной зоны. Цитоморфологические критерии при воздействии лазерного излучения на ткани организма характеризуют его как абактериальное и обладающее быстрым спектром заживления, без грубых рубцовых повреждений.
Не вызывает сомнений, что использование лазеров в медицине перспективно, но требует дальнейшего изучения взаимодействия лазерного излучения с биотканями. Для использования лазерных инструментов в широкой хирургической практике необходима разработка клинических методик использования диодных лазеров. В лечении общепроктологических заболеваний аноректальной зоны необходимо проводить процессы морфологической верификации раневого процесса тканей прямой кишки и анального канала для целей оптимизации медикаментозного лечения.
Кроме того, важно не забывать о технических проблемах ввода излучения от диодного лазера в волокно. Не все излучение, выходящее из лазерного диода, попадает в ведущую моду, часть излучения проходит мимо волокна, часть попадает в оболочку и далее выходит наружу. Важно внедрить современные технологии ввода излучения в оптическое волокно для обеспечения эффективного терапевтического эффекта.
СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ
Девятков Н. Д. Применение электроники в медицине и биологии. Электронная техника. Сер. СВЧ‑техника. 1993;1 (455): 66–76. URL: www.gastroscan.ru/literature/authors/5091.
Минаев В. П. У истоков использования лазерного излучения в отечественной медицине. Фотоника. 2017; 62(2): 104–110. DOI: 10.22184/1993–7296.2017.62.2.104.110.
Motta G., Esposito E., Motta S. CO2-laser surgery in the treatment of glottic cancer. Head neck. 2005; 27: 566–574. DOI:10.1002/hed.20135.
Goldberg D., Samady J. Intense pulsed light and Nd : YAG laser non-ablative treatment of facial rhytids. Laser in Surgery and Medicine. 2001; 28: 141–144. DOI:10.1002/lsm.1029.
Tsunoda K., Sugiura M., Sonoyama M. et al. Characterization of water contribution to excimer laser ablation of collagen. Journal of Photochemistry and Photobiology A: Chemistry. 2001; 145:195–200. DOI: 10.1016/s1010-6030(01)00582-2.
Корниловский И. М., Вартапетов С. К., Мовшев В. Г., Веденеев Д. С. Новые технологии в хирургии и терапии роговицы на основе применения рибофлавина и субабляционных режимов излучения эксимерного лазера «Микроскан Визум». Современные технологии в офтальмологии. 2019; 5: 287–291. DOI: 10.25276/2312-4911-2019-5-287-291.
Воробьев Г. И. Основы колопроктологии. Ростов-на-Дону: Издательство «Феникс». 2001.
Гейниц А. В. Елисова Т. Г. Лазеры в хирургическом лечении геморроя. Лазерная медицина. 2009; 1: 31–35.
Jeffery P. J., RitchieS M., Miller W., Hawley P. R. The treatment of haemorroids by rubber band ligation at St. Mark’s Hospital. Postgarduate Midical Jornal.1980; 56: 847–849. DOI: 10.1136/pgmj.56.662.847.
Wrobleski D. E., Corman M. L., Veidenheimer M. C., Coiler J. A. Long-term evalution of rubber ring ligation in hemarroidal desease. Disease of the Colon and Rectum. 1980; 23:478–482. DOI: 10.1007/bf02987082.
Даценко Б. М. Даценко А. Б. Геморрой. – Харьков: Новое слово. 2011.
Simon S. B. et al. Short-Term and Long-Term Results of Combined Sclerotherapy and Rubber Band Ligation of Hemorrhoids and Mucosal Prolapse. Dis Colon Rectum. 2003 September; 46(9):1232–1237. DOI: 10.1007/s10350-004-6720-0.
Sohn N, Aronoff J. S, Cohen F. S., Weinstein M. A. Transanal hemorroidal dearterilization is an alternativ the operativ hemorroidectomy. Am. J. Surgery. 2001 Nov;182(5):515–519. DOI: 10.1016/s0002-9610(01)00759-0.
Narro J. L. Theraie des Hammorrhoidalleidens mittels Hamorrhoidalarterienligatur mit dem Dopplergerat KM‑25. Eine neue Alternative zur Hammorrhoidektmie Gummibandligatur nach Barron, Zentralbl Chir. 2004; 129; 208–210. DOI: 10.1055/s‑2004-744.
Кузьминов А. М. Борисов И. Ф. Геморроидэктомия плазменным скальпелем. Колопроктология. 2009; 2: 3–8.
Ривкин В. Л., Бронштейн С. Н., Файн А. С. Руководство по колопроктологии. – М.: Изд-во «Медпрактика». 2001.
Morinada K., Hasuda K., Ikeda T. A novel therapapy for internal haemorroids: ligation of the haemoroidal artery with a newly devised instrument (Moricorn) in conjuction with a Doppler flowmeter. Am. J. Gastroenterol. 2015; 90(4): 610–613.
Кузьминов, А. М., Борисов И. Ф. Геморроидэктомия с применением высоких энергий. Колопроктология. 2009; 3: 46–52.
Мухин А. Г., Волков А. В., Комарова М. Ю. Лечение геморроя в амбулаторных условиях. Колопроктология. 2010; 1: 18–21. 15.
Bursics A., Morvay K., Kupcsulik P., Flautner L. Comparison of early and 1-year follow-up results of conventional hemorrhoidectomy and hemorrhoid artery ligation: a randomized study. Int J. Colorectal Dis. 2014 Mar; 19(2):176–80. DOI:10.1007/s00384-003-0517-9.
Lienert M., Ulrich B. Die dopplergefuhter Hammoridalarterien-ligatur Erfahrungsbericht uber 248 Patient. Dtch med Wochenschr. 2014;129; 947–950. DOI:10.1055/s‑2004-823061.
Thomson W. H. The nature of haemorrhoids. Brittish. J. Surgeri. 1975; 62: 542–552. DOI: 10.1002/bjs.1800620710
Загрядский Е. А. Горелов С. И. Трансанальная доплер-контролируемая дезартеризация в сочетании мукопексией в лечении геморроя III–IV стадии. Колопроктология. 2010; 2: 8–14.
Андриевский А. В., Андриевский В. Ф. Лазерные диодные модули: ввод излучения в волокно и фиксация деталей модулей. Фотоника. 2017; 63(3): 74–75. DOI: 10.22184/1993-7296.2017.63.3.74.79.
ОБ АВТОРАХ
Н. К. Жижин, к. м. н., gigin2000@mail.ru, ЗАО «Центральная поликлиника Литфонда», Москва, Россия.
ORCID:0000-0002-7825-3556
Ю. Ю. Колбас, д. т. н., tigra-e@rambler.ru, АО «НИИ «Полюс» им. М. Ф. Стельмаха», Москва, Россия.
ORCID:0000-0002-6867-0065
Е. В. Кузнецов, д. т. н., проф., bereg@niipolyus.ru, АО «НИИ «Полюс» им. М. Ф. Стельмаха», Москва, Россия.
Н. К. Жижин1, Ю. Ю. Колбас2, Е. В. Кузнецов2
ЗАО «Центральная поликлиника Литфонда», Москва, Россия
АО «НИИ «Полюс» им. М. Ф. Стельмаха», Москва. Россия
Статья получена: 24.02.2020
Принята к публикации: 22.04.2020
Результаты применения лазерного излучения в медицине известны давно, с момента изобретения лазера [1, 2]. В ургентной хирургии активно используются новые виды лазеров в качестве альтернативы прямым хирургическим методам. Характеристики выходных параметров лазерного излучения и их корреляция с поглощением различных хромофоров биологических тканей человека (рис. 1) определяют возможность и механизм клинического применения различных типов лазеров. Основу эффектов, возникающих в биотканях под действием лазерного излучения, составляет теплофизическое воздействие излучения на поглощающие ткани.
Появление каждого нового вида лазерных инструментов связано с развитием новых медицинских технологий. Одними из первых типов медицинских лазеров стали CO2-лазеры. Для медицинских применений используют генерацию излучения на длине волны 10,6 мкм.
Вода и органические соединения активно поглощают это излучение. Разнообразие CO2-лазеров, работающих в непрерывном режиме генерации излучения или в режиме генерации импульсов, позволяет подобрать лазерные инструменты для широкого диапазона медицинских применений. Глубина проникновения излучения для биотканей различного типа достигает до 100 мкм, поверхностное воздействие излучения позволяет производить эффективное иссечение тканей без негативных термических эффектов. Данный вид лазеров применяется преимущественно в гинекологии, оториноларингологии, косметологии и общей хирургии [3] (рис. 2).
Другим самым распространенным типом медицинских лазеров являются твердотельные лазеры на гранате или стекле, легированном неодимом (Nd). Среди неодимовых лазеров наибольшим спросом для медицинских целей пользуется Nd : YAG‑лазер (рабочая длина волны излучения 1 064 нм). Инструмент работает как в непрерывном, так и в импульсном режиме. Частота повторения импульсов варьируется до сотен килогерц, а длительность импульсов – менее 1 пс. Поэтому мощность в импульсе может составлять сотни МВт.
Отличительная особенность Nd : YAG‑лазеров проявилась в доступности технических решений для генерирации излучения на длинах волн 532, 355, 266 и 213 нм. Основным направлением применения Nd : YAG‑лазеров в медицине стало терапевтическое. Техника их применения включает глубокую и объемную коагуляцию, которую обеспечивает высокая проникающая способность (до 10 мм) излучения в различные биологические ткани. Это же свойство способствовало широкому внедрению Nd : YAG‑лазеров в дерматологию и косметологию [4]. Однако оно же ограничивает использование Nd : YAG‑лазеров в хирургии (кроме офтальмологии), поскольку лазерный пучок затрагивает слишком большие области биоткани.
Эксимерные лазеры с излучением в УФ‑диапазоне (λ = 157–351 нм) нашли свое применение в офтальмологии (рис. 4), где их использование направлено на прецизионное испарение роговицы [5] или терапевтический эффект [6]. Разнообразие используемых эксимерных лазеров связано с составами активной среды (газовой смеси). Длины волн излучения зависят от наполнения рабочей среды лазера: на основе димеров фтора или соединений фтора, брома или хлора с аргоном, криптоном или ксеноном.
Чрезвычайно конкурентоспособными в области медицины в настоящее время стали полупроводниковые (диодные) лазеры. Благодаря многообразию конструктивных решений и широкому набору используемых в их производстве материалов появилось множество различных видов диодных лазеров. Они обладают широким спектром длин волн (λ = 0,5–5 мкм) и большим диапазоном используемых мощностей. Возможность работы в непрерывном и импульсном режимах (с частотой следования импульсов до нескольких мегагерц и длительностью импульсов до 1 мкс) раскрывает потенциал использования в разных медицинских технологиях. Отличительная особенность диодных лазеров – высокий коэффициент полезного действия (КПД до 90%), миниатюрные размеры, низкая цена, совмещение в одном корпусе до четырех лазеров с различными длинами волн и с возможностью их одновременной работы, а также значительный рабочий ресурс (до 50 000 часов). Наибольшее распространение получило применение диодных лазеров в области дерматологии и косметологии. Однако благодаря многообразию выходных параметров и доступной цене диодные лазеры в настоящее время являются одним из самых распространенных типов лазеров в медицине (рис. 5).
Лазерное излучение активно используется в хирургической коррекции геморроя. Высокоинтенсивное лазерное излучение успешно используется в абдоминальной хирургии уже более 40 лет [7, 8]. В тематической литературе можно встретить сообщения об использовании для коагуляции геморроидальных узлов, кавернозных и сосудистых образований аноректальной области различных параметров лазерного излучения [6, 9, 10].
Ранние публикации 80–90-х годов прошлого века посвящены открытому использованию СО2-лазеров во время геморроидэктомии – для иссечения или вапоризации узлов [11–13].
Для этой же цели использовались Nd-YAG‑лазеры [14]. С появлением в 90-х годах прошлого века портативных и простых в эксплуатации диодных высокоэнергетических лазеров существенно расширился диапазон длин волн лазерного излучения, повысилась надежность лазерных приборов, снизилась их стоимость [15].
Механизм взаимодействия высокоэнергетических лазеров достаточно хорошо изучен и подробно освещен в многочисленных публикациях [16, 17]. Излучение этих лазеров вызывает в первую очередь термический эффект, обусловленный поглощением тканями квантов света с трансформацией световой энергии в тепловую. Как результат, повышение исключительно высокой температуры проявляется на чрезвычайно малой площади.
В результате происходит моментальное испарение тканевой жидкости с коагуляцией клеточных структур и развитием коагуляционного лазерного некроза тканей. Излучение с длиной волны видимой части спектра (от 0,40 до 0,70 мкм) селективно поглощается такими пигментными субстанциями, как меланин, каротин, гемоглобин, миоглобин (см. рис. 1). Наименьшей проникающей способностью обладает излучение в фиолетовой и голубой части спектра электромагнитных волн, наибольшей – в красной.
Излучение ближнего ИК‑диапазона (длины волн 0,70–1,40 мкм), наиболее глубоко проникая в ткани, прежде всего поглощается клеточными белками. При этом четко установлено, что для длины волны 0,81 мкм хромофором-мишенью является оксигемоглобин [18]. При введении световода в просвет сосуда и воздействии излучением данной длины волны происходит локальное закипание крови с образованием пузырьков газа, которые повреждают тепловой энергией стенку сосуда, начиная с интимы.
Повреждение слоев венозной стенки создает условия для формирования окклюзивного фиксированного протяженного тромбоза с последующим фиброзным перерождением стенки и прекращением кровотока по сосуду. Лазерное излучение в диапазоне 0,81–1,06 мкм длин волн характеризуется высоким поглощением в гемоглобине крови и низким поглощением в воде (хотя до последнего времени именно оно широко использовалось для лазерной флебооблитерации) [19]. Указанные длины волн относят к «гемоглобинпоглощаемым» лазерным системам (Н‑лазеры). При использовании их происходит облитерация небольших по диаметру вен в 90–97% случаев [20].
В 2003 году на Международном конгрессе в Сан-Диего M. Goldman доложил об использовании для флебокоагуляции Nd : YAG‑лазеров с длиной волны 1,32 мкм, излучение которого уже заметно поглощается не только в оксигемоглобине, но и в воде. Поглощение излучения этой длины волны в оксигемоглобине еще все-таки преобладает над поглощением в воде [21], поэтому отнесение данного излучения к «водопоглощаемому» или «водоспецифичному» не совсем корректно [10, 22]. Более правильно использовать этот термин для лазеров с длинами волн, ближе к 1,5 мкм, в которых поглощение в воде будет преобладающим. Такие лазеры с длиной волны 1,47–1,5–1,56 мкм (обозначаемые как W‑лазеры) активно используются для флебооблитерации [23]. Излучение длиной волны от 10,6 мкм почти полностью поглощается молекулами воды, незначительно рассеиваясь в тканях. Это означает практически полное поглощение этого излучения в верхних слоях тканей облучаемого объекта. Особенности действия лазерного излучения на ткани также определяется плотностью его мощности, степенью фокусирования луча и зависит от физико-химических и биологических особенностей облучаемых тканей [8, 14].
Термический эффект высокоэнергетического лазера является основным механизмом, обеспечивающим взаимодействие излучения с тканями. Температурная реакция тканей зависит от мощности лазерного излучения, его длины волны, диаметра луча, времени воздействия, а также содержания в облучаемых тканях воды и пигмента. Самой слабой и частично обратимой реакцией является денатурация белка, наступающая при нагревании тканей до температуры 40–53 °C. При этом происходит нарушение проколлагеновых и фибриновых белковых связей с денатурацией и расплавлением коллагена. Тем не менее связи проколлагеновых цепей белковых молекул сохраняются и при прекращении лазерного воздействия вновь восстанавливаются, хотя и с некоторым переустройством матрикса. Повышение температуры в тканях в условиях воздействия лазерным излучением более 53 °C приводит уже к необратимым повреждениям. Проявление эффекта лазерной фотодеструкции начинается при температуре 55 °C в облучаемых тканях. Начальная фаза деструкции тканей – белковая деградация – развивается при температуре 63 °C. При этом все структуры коллагенового матрикса претерпевают коллапс и деградацию (в клетках морфологически выявляются пикнотические изменения ядер). После прекращения лазерного воздействия полного восстановления клеток и обратного развития повреждений не происходит. При температуре 63 °C в тканях под влиянием лазерного излучения развиваются процессы коагуляции, что, наряду с денатурацией и дегидратацией белков, сопровождается их контракцией с уплотнением и уменьшением в объеме основного вещества (гистологически это характеризуется базофильными и пикнотическими изменениями в клетках с наличием сетеподобной субстанции, возникающей в процессе коагуляции крови) [21, 23].
Повышение температуры в тканях, подвергающихся высокоинтенсивному лазерному воздействию более 90 °C приводит к эффекту испарения ткани. Тканевая жидкость закипает с образованием мелких пузырьков-вакуолей, обнаруживаемых при гистологическом исследовании. При лазерном воздействии, провоцирующем повышение температуры в тканях до 100 °C, жидкость закипает мгновенно с образованием пара, разрывом и разрушением клеток. Морфологически в зоне воздействия обнаруживается коагуляционный некроз и денатурация белков с наличием в окружающих тканях отека, сосудистых расстройств, кровоизлияний.
При повышении температуры в тканях, обусловленном лазерным воздействием, от 500 °C и более, происходит карбонизация тканей с обугливанием и полным разрушением морфологической структуры. Морфология и морфометрия ран, возникающих при воздействии высокоинтенсивных лазеров на различные ткани, достаточно хорошо изучена [3, 19] и имеет целый ряд общих черт, в значительной мере отличаясь от гистологической картины ран другого происхождения. Непосредственно в зоне лазерного воздействия наблюдается коагуляционный некроз тканей с формированием в последующем характерного струпа. На границе с некрозом определяется отек, расстройства кровообращения в виде гиперемии, стазов, диапедезных кровоизлияний. Обычно зона термических повреждений стерильна и минимальна, не более 0,15 мм. Коагуляция крови и лимфы в просвете мелких сосудов, диаметром 0,3–0,5 мм, обеспечивает гемо- и лимфостаз, что полностью исключает возможность кровотечения из раны и развития застойных отеков окружающих тканей.
Морфологически выделяют следующие зоны лазерного воздействия на ткани: зона коагуляционного некроза в виде ожоговой каймы; зона рыхлого и компактного слоев некроза и зона воспалительного отека. Ширина этих зон зависит от вида лазера и длины волны генерируемого им луча, а также от типа ткани. Важным свойством высокоинтенсивного лазерного излучения является мощное бактерицидное действие, проявление которого исключает септическое воспаление в тканях зоны воздействия, именуемое обычно «лазерными ранами». Слабая экссудация из микроциркуляторного русла лазерных ран, отсутствие выделения кининов и других вазоактивных веществ из коагулированных тканей приводит к слабой лейкоцитарной инфильтрации их [14, 16].
Асептическое воспаление и отсутствие отека в таких тканях обуславливают раннюю пролиферацию макрофагов, фибробластов, что в свою очередь способствует активизации иммунной системы и синтеза коллагена и кейлонов, ответственных за регенерацию тканей.
Быстрое накопление в тканях гликозаминогликанов, являющихся основным веществом соединительной ткани, слабовыраженная экссудация, отсутствие лейкоцитарной инфильтрации с преимущественной реакцией макрофагов и фибробластов способствует заживлению лазерных ран первичным натяжением без грубых рубцовых образований.
Следует отметить, что репаративная реакция различных тканей в ответ на высокоинтенсивное лазерное воздействие однотипна [8, 10, 11] и заключается в общей их регенерации с окончательным заживлением к 20–21 суткам.
Использование диодных лазеров в хирургии позволяет малотравматично, с минимальным болевым синдромом, оптимизировать хирургическую тактику в лечении заболеваний аноректальной зоны. Цитоморфологические критерии при воздействии лазерного излучения на ткани организма характеризуют его как абактериальное и обладающее быстрым спектром заживления, без грубых рубцовых повреждений.
Не вызывает сомнений, что использование лазеров в медицине перспективно, но требует дальнейшего изучения взаимодействия лазерного излучения с биотканями. Для использования лазерных инструментов в широкой хирургической практике необходима разработка клинических методик использования диодных лазеров. В лечении общепроктологических заболеваний аноректальной зоны необходимо проводить процессы морфологической верификации раневого процесса тканей прямой кишки и анального канала для целей оптимизации медикаментозного лечения.
Кроме того, важно не забывать о технических проблемах ввода излучения от диодного лазера в волокно. Не все излучение, выходящее из лазерного диода, попадает в ведущую моду, часть излучения проходит мимо волокна, часть попадает в оболочку и далее выходит наружу. Важно внедрить современные технологии ввода излучения в оптическое волокно для обеспечения эффективного терапевтического эффекта.
СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ
Девятков Н. Д. Применение электроники в медицине и биологии. Электронная техника. Сер. СВЧ‑техника. 1993;1 (455): 66–76. URL: www.gastroscan.ru/literature/authors/5091.
Минаев В. П. У истоков использования лазерного излучения в отечественной медицине. Фотоника. 2017; 62(2): 104–110. DOI: 10.22184/1993–7296.2017.62.2.104.110.
Motta G., Esposito E., Motta S. CO2-laser surgery in the treatment of glottic cancer. Head neck. 2005; 27: 566–574. DOI:10.1002/hed.20135.
Goldberg D., Samady J. Intense pulsed light and Nd : YAG laser non-ablative treatment of facial rhytids. Laser in Surgery and Medicine. 2001; 28: 141–144. DOI:10.1002/lsm.1029.
Tsunoda K., Sugiura M., Sonoyama M. et al. Characterization of water contribution to excimer laser ablation of collagen. Journal of Photochemistry and Photobiology A: Chemistry. 2001; 145:195–200. DOI: 10.1016/s1010-6030(01)00582-2.
Корниловский И. М., Вартапетов С. К., Мовшев В. Г., Веденеев Д. С. Новые технологии в хирургии и терапии роговицы на основе применения рибофлавина и субабляционных режимов излучения эксимерного лазера «Микроскан Визум». Современные технологии в офтальмологии. 2019; 5: 287–291. DOI: 10.25276/2312-4911-2019-5-287-291.
Воробьев Г. И. Основы колопроктологии. Ростов-на-Дону: Издательство «Феникс». 2001.
Гейниц А. В. Елисова Т. Г. Лазеры в хирургическом лечении геморроя. Лазерная медицина. 2009; 1: 31–35.
Jeffery P. J., RitchieS M., Miller W., Hawley P. R. The treatment of haemorroids by rubber band ligation at St. Mark’s Hospital. Postgarduate Midical Jornal.1980; 56: 847–849. DOI: 10.1136/pgmj.56.662.847.
Wrobleski D. E., Corman M. L., Veidenheimer M. C., Coiler J. A. Long-term evalution of rubber ring ligation in hemarroidal desease. Disease of the Colon and Rectum. 1980; 23:478–482. DOI: 10.1007/bf02987082.
Даценко Б. М. Даценко А. Б. Геморрой. – Харьков: Новое слово. 2011.
Simon S. B. et al. Short-Term and Long-Term Results of Combined Sclerotherapy and Rubber Band Ligation of Hemorrhoids and Mucosal Prolapse. Dis Colon Rectum. 2003 September; 46(9):1232–1237. DOI: 10.1007/s10350-004-6720-0.
Sohn N, Aronoff J. S, Cohen F. S., Weinstein M. A. Transanal hemorroidal dearterilization is an alternativ the operativ hemorroidectomy. Am. J. Surgery. 2001 Nov;182(5):515–519. DOI: 10.1016/s0002-9610(01)00759-0.
Narro J. L. Theraie des Hammorrhoidalleidens mittels Hamorrhoidalarterienligatur mit dem Dopplergerat KM‑25. Eine neue Alternative zur Hammorrhoidektmie Gummibandligatur nach Barron, Zentralbl Chir. 2004; 129; 208–210. DOI: 10.1055/s‑2004-744.
Кузьминов А. М. Борисов И. Ф. Геморроидэктомия плазменным скальпелем. Колопроктология. 2009; 2: 3–8.
Ривкин В. Л., Бронштейн С. Н., Файн А. С. Руководство по колопроктологии. – М.: Изд-во «Медпрактика». 2001.
Morinada K., Hasuda K., Ikeda T. A novel therapapy for internal haemorroids: ligation of the haemoroidal artery with a newly devised instrument (Moricorn) in conjuction with a Doppler flowmeter. Am. J. Gastroenterol. 2015; 90(4): 610–613.
Кузьминов, А. М., Борисов И. Ф. Геморроидэктомия с применением высоких энергий. Колопроктология. 2009; 3: 46–52.
Мухин А. Г., Волков А. В., Комарова М. Ю. Лечение геморроя в амбулаторных условиях. Колопроктология. 2010; 1: 18–21. 15.
Bursics A., Morvay K., Kupcsulik P., Flautner L. Comparison of early and 1-year follow-up results of conventional hemorrhoidectomy and hemorrhoid artery ligation: a randomized study. Int J. Colorectal Dis. 2014 Mar; 19(2):176–80. DOI:10.1007/s00384-003-0517-9.
Lienert M., Ulrich B. Die dopplergefuhter Hammoridalarterien-ligatur Erfahrungsbericht uber 248 Patient. Dtch med Wochenschr. 2014;129; 947–950. DOI:10.1055/s‑2004-823061.
Thomson W. H. The nature of haemorrhoids. Brittish. J. Surgeri. 1975; 62: 542–552. DOI: 10.1002/bjs.1800620710
Загрядский Е. А. Горелов С. И. Трансанальная доплер-контролируемая дезартеризация в сочетании мукопексией в лечении геморроя III–IV стадии. Колопроктология. 2010; 2: 8–14.
Андриевский А. В., Андриевский В. Ф. Лазерные диодные модули: ввод излучения в волокно и фиксация деталей модулей. Фотоника. 2017; 63(3): 74–75. DOI: 10.22184/1993-7296.2017.63.3.74.79.
ОБ АВТОРАХ
Н. К. Жижин, к. м. н., gigin2000@mail.ru, ЗАО «Центральная поликлиника Литфонда», Москва, Россия.
ORCID:0000-0002-7825-3556
Ю. Ю. Колбас, д. т. н., tigra-e@rambler.ru, АО «НИИ «Полюс» им. М. Ф. Стельмаха», Москва, Россия.
ORCID:0000-0002-6867-0065
Е. В. Кузнецов, д. т. н., проф., bereg@niipolyus.ru, АО «НИИ «Полюс» им. М. Ф. Стельмаха», Москва, Россия.
Отзывы читателей
