Современную медицину невозможно представить без применения высокотехнологичной медицинской техники, в основе работы которой используются сложные физические явления. Одним из таких физических явлений является лазерное излучение (ЛИ), которое производят оптические квантовые генераторы (лазеры). ЛИ — это световой поток (электромагнитное колебание) в очень узком спектральном диапазоне, который характеризуется такими уникальными физическими свойствами, как монохроматичность, поляризация, когерентность и направленность. В зависимости от физического состояния активной среды выделяют следующие типы лазеров: твердотельные (на кристаллах или стеклах); газовые (He-Ne, Ar, Kr, Xe, Ne, He-Cd, CO₂ и др.); жидкостные; полупроводниковые и др. В качестве резонатора обычно используются параллельные зеркала с высоким коэффициентом отражения, между которыми размещают активную среду [1].

На сегодняшний день различают тепловые, энергетические, фотохимические и механические (ударно-акустические) эффекты воздействия Л.И. Вид взаимодействия с тканями человеческого организма и возникающие при этом эффекты определяют область практического применения того или иного лазера в медицине. Биологические ткани (БТ) способны поглощать кванты ЛИ, при этом вызванные эффекты зависят от физических свойств излучения и свойств биологического объекта воздействия [2]. Биологические эффекты воздействия ЛИ на ткани человеческого организма во многом зависят от таких физических параметров, как энергия излучения в импульсе, поверхностная плотность мощности (энергии), длина волны, длительность импульса, частота повторения импульсов, поток излучения и длительность облучения (время экспонирования). При взаимодействии с тканями живых организмов энергия ЛИ вызывает органические (первичные эффекты) и неспецифические функциональные изменения (вторичные эффекты) [3]. В зависимости от характера взаимодействия ЛИ с БТ различают 3 вида фотобиологических эффектов: 1) фотодеструктивное воздействие, при котором тепловой, гидродинамический, фотохимический эффекты света вызывают деструкцию тканей (этот вид лазерного взаимодействия используется в лазерной хирургии); 2) фотофизическое и фотохимическое воздействие, при котором поглощенный биотканями свет возбуждает в них атомы и молекулы, вызывает фотохимические и фотофизические реакции (применяется в терапевтическом лечении); 3) невозмущающее воздействие, при котором оцениваются такие эффекты, как рассеивание, отражение и проникновение Л.И. При этом БТ не меняет своих свойств (применяется в диагностике заболеваний) [4].

Действие лазера в хирургии в качестве режущего инструмента или коагулятора базируется на превращении электромагнитной энергии ЛИ в тепловую энергию. ЛИ удаляет нагретую до нескольких сотен градусов ткань и проникает в более глубокие слои, где вызывает коагуляцию белков. Коагуляция сосудов происходит в результате поглощения кровью ЛИ, ее сильного нагрева до вскипания и образования тромбов [5]. Но необходимо отметить, что не все виды ЛИ одинаково коагулируют кровоточащие сосуды. Так, хорошим коагулирующим действием обладают лазеры, работающие в оранжево-зеленом (КТР-лазер, на парах меди) и инфракрасном (неодимовый, гольмиевый, эрбиевый в стекле, СО₂-лазер) спектрах [6].

При работе с хирургическим лазером необходимо учитывать динамику изменения свойств ткани, которые и определяют особенности термического эффекта от воздействия Л.И. При непрерывном ЛИ в динамике изменения температуры облучаемой БТ можно выделить несколько фаз. Сначала происходит линейный рост температуры от 37 до 100 °C, так как в этом диапазоне температур термодинамические свойства БТ остаются практически неизменными. При достижении 100 °C начинается выпаривание тканевой жидкости, и до окончания этого процесса температура остается постоянной. После выпаривания воды температура вновь начинает медленно расти, так как обезвоженная БТ поглощает энергию слабее нормальной. При достижении температуры 150 °C начинается процесс обугливания, приводящий к повышению поглощающих свойств БТ, и, как следствие, нелинейно ускоренный рост температуры. При достижении температуры 300 °C начинается процесс испарения обезвоженной обугленной БТ, при этом рост температуры вновь прекращается [7]. При воздействии непрерывных лазеров из-за постоянного нарастания разности температур между облучаемой и окружающей тканью возрастает перенос тепла из области нагрева в соседние участки ткани. В этом случае при больших уровнях энергии излучения могут быть повреждены значительные объемы ткани, а при малых — ожидаются потери тепла в нагреваемых областях. При мощном импульсном ЛИ происходит очень быстрый нагрев тканевой жидкости, которая переходит в метастабильное состояние и не закипает даже при температуре, превышающей 100 °C. Этот перегрев будет тем выше, чем больше интенсивность Л.И. Затем происходит быстрое взрывное вскипание с повышением внутриклеточного давления, что приводит к выбрасыванию «клеточного каркаса» ткани [8]. Этот эффект воздействия ЛИ на БТ получил название «абляция» — быстрое взрывное удаление вещества. При импульсном нагреве потери тепла обычно существенно меньше за счет того, что поглощение света является очень быстрым процессом, а тепло распространяется существенно медленнее [9]. Таким образом, лазерная абляция не вызывает обугливание облучаемой Б.Т. При этом необходимо отметить, что внутриклеточный «взрыв», возникающий во время абляции, приводит к генерации механической ударной волны, распространяющейся по направлению ЛИ, которая может вызвать повреждение более глубоких слоев БТ [10]. Эту особенность необходимо учитывать в практическом применении хирургических лазеров, работающих в импульсном режиме.

Несмотря на накопленные знания в биофизике ЛИ, на наш взгляд, все же остаются до конца не решенные вопросы, напрямую связанные с безопасностью применения лазерных технологий в хирургическом лечении патологии ЛОР-органов. Так, более глубокое изучение термического эффекта при высокочастотной абляции позволит разработать клинически эффективные методики удаления поврежденных тканей при помощи хирургических лазерных систем, работающих в импульсном режиме.

Цель работы — изучить в условиях эксперимента особенности термического воздействия Ho: YAG на биологическую ткань в режиме абляции и на основании полученных данных разработать методику удаления глоточной миндалины с помощью гольмиевого лазера.

Эксперимент проводился совместно с сотрудниками кафедры «Лазерных и оптико-электронных систем» Московского государственного технического университета им. Н.Э. Баумана.

Биологический объект (БО) — мясо индейки.

Кремниевый световод хирургической лазерной системы LUMENIS VersaPulse PowerSuite 20 («Lumenis Ltd.», США) мы закрепляли в штативе таким образом, чтобы его дистальный конец находился на расстоянии 5 мм от поверхности Б.О. Универсальный тепловизор FLIR SC7000 («FLIR Systems Inc», США) устанавливали на расстоянии 1 м от БО и подключали к ПК. В течение 6 с точечно воздействовали гольмиевым лазером на Б.О. Компьютерная программа FLIR Altair («Minserv Mineral Services») позволяла записывать тепловизионное изображение с частотой 50 кадров/с (Гц), выбирать локус тепловизионного контроля (5×5 мм) и измерять максимальные значения температуры (T_max, °С) в исследуемой зоне, которая менялась в реальном времени (рис. 1).

Экспериментальное исследование повторяли 6 раз. Анализ полученных результатов проводили по вычислению средних значений.

На начальном этапе под визуальным контролем установили параметры работы хирургического лазера, позволяющего проводить абляцию БТ с «первого импульса». В результате было установлено, что при E=0,9 Дж и R=12 Гц абляционный эффект совпадает с началом работы гольмиевого лазера. С данными параметрами ЛИ гольмиевого лазера в дальнейшем проводили эксперимент.

Динамический тепловизионный контроль точечного воздействия ЛИ гольмиевого лазера с абляционным эффектом в интактной БТ свидетельствовал о постепенном подъеме температуры, которая достигает значения 100,63 °С на 3,48 с. Продолжение воздействия ЛИ вызывает карбонизацию облучаемого участка без абляционного удаления БТ, при этом температура на поверхности обугленного БО оставалась на постоянном уровне, так называемом «плато», ее колебания находятся в пределах от 106,29 до 111,05 °С (рис. 2, а).

Далее мы приостанавливали работу гольмиевого лазера на 1 мин и давали возможность облученной ткани остыть. После этого продолжали воздействовать ЛИ на карбонизированный участок Б.О. Нами было установлено, что повторное лазерное воздействие на карбонизированный участок БТ вызывает резкий подъем температуры до 111,24 °С за 0,7 с эксперимента. Дальнейшее воздействие Ho: YAG-лазера не вызывает «удаления» обугленной БТ, а поверхностный термический эффект в этой области не приводит к дальнейшему повышению температуры (см. рис. 2, б).

Изучив все результаты исследования, мы отметили, что во всех исследованиях на 5,16-й секунде эксперимента мы фиксировали тепловизионные признаки локального нагрева БО вдали от облучаемой зоны (рис. 3).

В результате анализа полученных данных мы пришли к заключению, что карбонизированный участок БТ не подвергается лазерной абляции, при этом критический прогрев подлежащих слоев продолжается. В связи с этим мы дополнили наш эксперимент еще одним этапом. При появлении признаков карбонизации обугленную БТ мы удаляли распатором, после чего продолжали облучать очищенный участок Б.Т. При тепловизионном контроле облучаемого участка нами был зарегистрирован максимальный подъем температуры до 100,07 °С на 1,46 секунде лазерного воздействия, после чего происходит обугливание Б.Т. Далее, несмотря на продолжающееся воздействие Ho: YAG-лазером, температура на поверхности БО существенно не изменяется (рис. 4).

Результаты проведенного нами эксперимента по изучению особенностей развития термического эффекта при облучении БТ гольмиевым лазером послужили базисом для разработки методики лазерной абляции глоточной миндалины.

Хирургическое лечение аденоидных вегетаций проводили под визуальным эндоскопическом контролем. Кремниевый световод Ho: YAG-лазера подводили к глоточной миндалине и на расстоянии 5 мм начинали абляционное удаление лимфоидной ткани по всей поверхности глоточной миндалины (рис. 5, а,

Проведенный нами эксперимент показал, что дистанционное облучение БТ в течение 6 с высокочастотным хирургическим Ho: YAG-лазером, работающим в импульсном режиме с E=0,9 Дж и R=12 Гц, характеризуется следующими биофизическим эффектами:

1. Лазерная абляция БТ сопровождается повышением температуры облучаемой поверхности до критических значений, равных 100,07—111,24 °С, после чего поверхностный слой БТ обугливается, и процесс лазерного «удаления» прекращается.

2. Время развития карбонизации зависит от состояния облучаемой ткани: интактная БТ достигает критического нагрева через 3,48 с; при воздействии высокочастотного лазера на ранее облученную БТ срок развития карбонизации сокращаются на 58% и составляет 1,46 с.

Важно отметить, что для корректной интерпретации полученных нами данных необходимо учитывать инерционность как тепловизора, так и процессов распространения тепловой энергии. Так, при частоте кадров 50 Гц время усреднения тепловизора каждого кадра (время накопления) составляет около 20 мс. Это означает, что при быстром скачке температуры, например до 300 °C, при абляции за время 100 мкс от одного импульса тепловизор покажет среднее увеличение температуры всего на

от начального значения температуры поверхности Б.Т. При этом необходимо учитывать, что параллельно процессу лазерной абляции идет процесс отведения тепла от поверхностного слоя к подлежащим слоям БТ. В результате мы наблюдаем, как от импульса к импульсу температура поверхности БО нарастает.

На наш взгляд, результаты проведенного эксперимента имеют большое практическое значение и определяют безопасное применение хирургического лазера, работающего в импульсном режиме. Хирургу необходимо учитывать тот факт, что при лазерном облучении карбонизированного участка продолжается неконтролируемый нагрев более глубоких слоев органа, что в практическом отношении, несомненно, опасно с точки зрения развития серьезных ятрогенных осложнений.

Разработанная нами методика лазерной абляции ткани глоточной миндалины, в основе которой лежат результаты проведенного эксперимента, является перспективным направлением в хирургическом лечении патологии ЛОР-органов и требует дальнейшего изучения.

Авторы заявляют об отсутствии конфликта интересов.

The authors declare no conflicts interest.

Сведения об авторах

Крюков А.И. — e-mail: info@mnpco.mosgorzdrav.ru; https://orcid.org/0000-0002-0149-0676

Ивойлов А.Ю. — e-mail: 14lor@mail.ru; https://orcid.org//0000-0001-6370-6068

Бокшанский В.Б. — e-mail: vassily69@mail.ru; https://orcid.org/0000-0003-4696-6014

Сахаров А.А. — e-mail: smxdd@yandex.ru; https://orcid.org/0000-0003-3377-1357

Арзамазов С.Г. — e-mail: arzamazovs@mail.ru; https://orcid.org/0000-0001-9540-0696

Панасов С.А. — e-mail: s.panasov@gmail.com; https://orcid.org/0000-0003-2392-9499

Горовая Е.В. — e-mail: e.v.gorovaya@gmail.com; https://orcid.org/0000-0003-2072-5415

Царапкин Г.Ю. — e-mail: tsgrigory@mail.ru; https://orcid.org/0000-0003-2349-7438

Автор, ответственный за переписку: Панасов С.А. — e-mail: s.panasov@gmail.com

Крюков А.И., Ивойлов А.Ю., Бокшанский В.Б., Сахаров А.А., Арзамазов С.Г., Панасов С.А., Горовая Е.В., Царапкин Г.Ю. Особенности термического эффекта при высокочастотном лазерном воздействии на биологическую ткань (эксперимент). Методика лазерной абляции глоточной миндалины. Вестник оториноларингологии. 2019;84(4):13-16. https://doi.org/otorino201984041