В последние десятилетия ведутся активная разработка и внедрение в медицинскую практику недорогих аппаратов на основе полупроводниковых лазеров, отличающихся небольшими габаритами и массой, отсутствием потребности в жидком охлаждении, простотой управления и технического обеспечения, возможностью использования в сочетании с эндоскопической техникой за счет передачи излучения по гибкому кварц-полимерному волокну [1]. Производители рекомендуют стандартные режимы воздействия лазерных аппаратов без учета особенностей тканей, что вызывает трудности в выборе оптимальных параметров в хирургии, в частности в хирургии ЛОР-органов. Оперативные вмешательства, проводимые в оториноларингологии, характеризуются необходимостью выполнения воздействия на ткани с разными оптическими свойствами (слизистая оболочка, хрящ, кость, ткань полипов полости носа, сосудистые новообразования), разным кровоснабжением, а также в проекции крупных нервно-сосудистых образований, в ряде случаев в рамках одного оперативного вмешательства. Спектр хирургических воздействий в ЛОР-практике охватывает как ткани с обильным кровоснабжением, где в полной мере следует реализовать гемостатические свойства лазера, так и области, требующие максимально деликатного подхода, где любое избыточное термическое повреждение может привести к рубцеванию (голосовые складки).

Важнейшим требованием при нанесении различного вида воздействий на биологические ткани является безопасность и прогнозируемость результатов, что обеспечивается выбором оптимального инструмента и режимов его действия для каждого конкретного случая. Осуществить выбор необходимого оборудования непросто, поскольку сопоставление биологических эффектов различной аппаратуры возможно только при наличии стандартизированной методики их оценки, которой пока нет. Отсутствие единого подхода к выявлению особенностей различного рода воздействий на ткани подтверждается многообразием используемых для тестирования биологических объектов и методов оценки характера повреждений. Клиническому применению лазеров должна предшествовать апробация излучения в различных режимах и разными параметрами воздействия на биологических объектах с целью выбора оптимальных параметров и визуальной оценки возможных термических повреждений тканей.

Визуально характер изменений в результате лазерного воздействия оценить можно следующим образом: образуемый в центре дефект (кратер), где ткань отсутствует, называется зоной аблации и характеризует режущие свойства лазера; зона побеления ткани вокруг кратера отражает процесс коагуляции ткани, связанной с денатурацией белков, и характеризует гемостатические свойства лазера (рис. 1). Далее следует зона нагрева ткани до температур ниже порога коагуляции (60-70 °С), которая не имеет визуальных признаков, однако повреждения в ней носят обратимый характер.

Длина волны. Решающее значение при выборе того или иного оборудования для воздействия на ткани имеет длина волны лазерного излучения. Наибольшее распространение в медицине получили диодные лазеры с длиной волны в диапазоне от 0,8 до 1,06 мкм, характеризующиеся высоким поглощением в гемоглобине крови и сравнительно низким поглощением в воде (так называемое «гемоглобинпоглощаемое» излучение), что обусловливает зависимость характеристик поглощения от пигментации тканей, т. е. «цветовая зависимость». При этом для тканевых хромофоров, таких как меланин и гемоглобин, поглощение излучения тем интенсивнее, чем короче длина волны.

Для лазерных аппаратов с длиной волны, близкой к 1,5 мкм (1560, 1470 нм), поглощение в воде является преобладающим, в связи с чем такие лазеры называются «водопоглощаемые» или «водноспецифичные». Область их применения ограничена, главным образом, урологией и сосудистой хирургией [1]. Применение лазера с длиной волны 1470 нм, помимо эндовенозной лазерной абляции, урологических операций, рекомендуется и в оториноларингологии, например при гиперплазии нижних носовых раковин [2].

Нами выполнены экспериментальные исследования по сравнению биологических эффектов лазеров с длиной волны 810, 980, 1470 нм, радиочастотного скальпеля с игольчатым электродом и электроножа, в котором на различных тканях (печень крупного рогатого скота, мышечная ткань курицы, удаленные полипы полости носа и хрящ перегородки носа) оценивались ширина кратера и боковой зоны коагуляции, а также глубина линейного разреза, выполненного с контролируемой ленточным самописцем скоростью [3, 4]. Установлено, что для лазеров ближнего инфракрасного диапазона даже небольшая разница в рабочей длине волны приводит к реализации разных биологических эффектов. Доказано, что контактное воздействие лазера с длиной волны 980 нм по сравнению с лазерным излучением длиной волны 810 нм обеспечивает формирование статистически более значимой боковой зоны коагуляции. Разница объясняется тем, что излучение длиной волны 980 нм поглощается водой лучше, чем длиной волны 810 нм. Для каждой выбранной скорости воздействия существует показатель минимальной мощности, при которой можно получить разрез ткани. Превышение этого показателя приводит к избыточному горению, образованию карбонизата и термическому повреждению тканей. Например, для выполнения разреза тканей в контактном режиме со скоростью 2 мм/с лазерами с длиной волны 810 и 980 нм оптимальной является мощность 7 Вт. Использование более низких значений мощности для выполнения разреза ткани при скорости 2 мм/с приводит к формированию неравномерного по ширине кратера в результате налипания ткани к лазерному волокну, что клинически увеличивает вероятность кровотечения при отсоединении волокна от ткани.

При использовании лазера с длиной волны 1470 нм, в отличие от лазеров с длиной волны 810 и 980 нм, над резкой преобладает коагулирующий эффект, что приводит к образованию небольшого кратера с широкой зоной коагулированной ткани вокруг него. В связи с выраженными водопоглощаемыми свойствами излучение с длиной волны 1470 нм проявляет высокие коагуляционные способности, в особенности в отношении тканей с большим содержанием воды, что позволяет рекомендовать его применение для интерстициальной коагуляции тканей полипов полости носа. В случае применения лазерного излучения с длиной волны 1470 нм оптимальной для коагуляции тканей является мощность 2-5 Вт, что исключает налипание ткани на конец волокна [5].

Действие радиочастотного скальпеля по сравнению с лазерным излучением обеспечивает хорошую скорость резания, однако уступает ему по коагуляционным свойствам, и, кроме того, приводит к формированию глубокого кратера и неконтролируемому рассечению подлежащих тканей. Воздействие электроножа характеризуется выраженными коагуляционными свойствами, вызывает значительное термическое повреждение окружающих тканей, что может привести к рецидиву кровотечения после отторжения струпа и делает невозможным его применение при щадящих воздействиях.

Контактные и дистанционные режимы. Лазерное воздействие на ткани может осуществляться двумя путями: контактным, при котором торец лазерного волокна непосредственно соприкасается с биологической тканью, и дистанционным, при котором это соприкосновение отсутствует. Следует понимать, что одним и тем же лазером вне зависимости от длины волны можно выполнять и контактное, и дистанционное воздействие, однако для реализации дистанционного воздействия зачастую необходимы более высокие показатели мощности лазерного излучения, что не всегда предусматривается производителями лазерных аппаратов. Расстояние торца лазерного волокна от ткани в случае дистанционного воздействия контролируется визуально по размеру пятна на ткани, излучаемого предусмотренным в конструкции аппарата маркером (чаще зеленого или красного цвета). Соответственно, чем дальше конец оптического волокна от ткани, тем шире пятно маркера и площадь участка, подвергаемого лазерному воздействию. Путем приближения и удаления торца волокна от облучаемой поверхности мы меняем диаметр пятна и, таким образом, плотность мощности лазерного излучения. От плотности мощности излучения напрямую зависит его конечный эффект: нагрев, коагуляция, вапоризация, абляция.

Подбор режима контактного или дистанционного лазерного воздействия на биологические ткани имеет некоторые особенности. При несоблюдении оптимальных параметров, например превышении плотности мощности излучения на определенном участке, можно получить нежелательные эффекты, которые не позволят предсказать итоговый результат, объемы повреждения тканей. Так, при дистанционном облучении при высокой мощности может произойти возгорание веществ в пучке лазерного луча. Дополнительное повреждение может быть обусловлено микровзрывами, происходящими на поверхности при абсорбции тканью избыточного излучения. При микровзрывах происходит механическое повреждение ткани, а также дополнительное повреждение звуковой взрывной волной. Для того чтобы избежать таких эффектов при облучении биологических тканей, необходим подбор определенных параметров, основными из которых являются плотность мощности и длительность воздействия [6]. При этом плотность мощности зависит от мощности излучения, расстояния до облучаемой поверхности (соответственно и от диаметра пятна).

Необходимым условием дистанционного воздействия на ткани является очищенный конец лазерного волокна со свежим сколом, поскольку даже небольшое его загрязнение уменьшает проведение излучения к ткани, а при высоких мощностях приводит к перегреву конца световода и растрескиванию кварцевой сердцевины. Геометрия торца лазерного волокна может существенно влиять на форму пятна при дистанционном лазерном воздействии. Для получения круглого пятна необходимо получить ровный строго поперечный скол торца волокна. Напротив, воздействие чистым и сколотым волокном в контактном режиме в первые секунды зачастую не позволяет получить разрез. Связано это с тем, что воздействие проводится на неповрежденной ткани, и количество тканевых хромофоров на торце волокна может оказаться недостаточным для реализации режущего эффекта. При выполнении длительных лазерных вмешательств на торце волокна образуются значительное количество нагара за счет прилипания к волокну обугленных участков ткани. Избыточный нагар препятствует проведению лазерного излучения к ткани, приводит к горению оболочек оптоволокна и существенно снижает его режущие свойства. В связи с этим необходимо регулярно производить очистку волокна от нагара с помощью марлевых салфеток, смоченных в физиологическом растворе.

Наиболее существенным отличием контактного действия диодных лазеров по сравнению с дистанционным является меньшая глубина повреждения тканей, составляющая при оптимальных параметрах мощности и скорости нанесения воздействия практически несколько слоев клеток, что позволяет свести к минимуму размеры зоны некроза [7].

При дистанционном действии лазеров область вокруг линии разреза, занимаемая погибшими, не способными к аутолизу клетками, может превышать аналогичный показатель при контактном облучении в десятки раз. Длительная резорбция этой некротизированной ткани является существенным препятствием к заживлению раны.

Высокая скорость деструкции делает привлекательным применение дистанционного лазерного излучения высокой мощности для удаления больших объемов тканей. В частности, лазер с длиной волны 980 нм при мощности 20-30 Вт в дистанционном режиме при радиусе пятна 2 мм активно используется для удаления полипов полости носа [8, 9] и значительно сокращает время лазерного этапа оперативного вмешательства. При вапоризации тканей, в том числе полипозной, в контактном режиме оптимальными параметрами являются мощность 5-7 Вт для лазеров с длиной волны 810 и 980 нм с экспозицией 5 с и мощность 2-5 Вт для лазера с длиной волны 1470 нм с экспозицией 5 с [3, 5, 9].

В ходе тестирования лазера в дистанционном режиме, помимо мощности излучения, оптических и механических свойств ткани, следует обращать внимание на скорость воздействия, расстояние оптоволокна от ткани (или диаметра пятна на ткани, образованного лазерной указкой). Следует проводить поперечные разрезы ткани в области коагуляции для определения глубины термического повреждения ткани.

Контактный режим лазерного излучения позволяет не только минимизировать повреждение окружающих тканей, но и сохранить у хирурга привычное ощущение воздействия на ткани, достичь желаемого эффекта с использованием меньших значений мощности и исключить необходимость в использовании маркера. При обучении специалистов по лазерной хирургии следует начинать с контактного лазерного воздействия на ткани, которое может быть осуществлено двумя путями: поверхностное - с целью вапоризации или рассечения, и интерстициальное, когда торец оптоволокна непосредственно погружается в толщу ткани. Интерстициальное лазерное воздействие при низких мощностях известно под названием «лазерная интерстициальная термотерапия» (ЛИТТ). Методика ЛИТТ подразумевает интерстициальный разогрев ткани с формированием коагулята без ее горения, что осуществимо при использовании малой мощности излучения. Например, для лазера с длиной волны 810 нм для формирования коагулята в толще ткани требуется воздействие мощностью 1-2 Вт с экспозицией 1-1,5 мин. На практике ЛИТТ в оториноларингологии используется нечасто в связи с тем, что для реализации методики требуется большое количество времени. Интерстициальное воздействие с более высокими показателями мощности лазерного излучения позволяет ускорить оперативное вмешательство, однако сопровождается образованием карбонизата, нагара на конце оптоволокна.

Результат контактного лазерного воздействия зависит от мощности излучения, диаметра и способа обработки торца волокна, скорости движения волокна, оптических и механических свойств ткани (содержания в ней целевых для выбранной длины волны хромофоров), вида воздействия (резка, коагуляция, интерстициальное воздействие с погружением торца волокна в толщу ткани).

Доказано, что в постоянном контактном режиме лазерного излучения результат воздействия в большей степени определяется скоростью движения волокна, а не выбранной мощностью. Следует учитывать, что замедление движения лазерного волокна в ходе оперативного вмешательства значительно увеличивает зону термического повреждения окружающих тканей. Ориентироваться исключительно на рекомендации по выбору мощности воздействия на ткани неправильно. Остальные параметры, значительно определяющие результат лазерного воздействия, не поддаются четкому описанию и стандартизации. Таким образом, результат контактного лазерного воздействия определяется, главным образом, не выбранной мощностью, а действиями хирурга (видом, скоростью воздействия) и свойствами ткани, что подчеркивает необходимость подбора оптимальных параметров на биологических объектах с различными оптическими и механическими свойствами. С этой целью в качестве, например, аналога слизистой оболочки рациональнее использовать мышечную ткань курицы, пигментированных и сосудистых новообразований, тканей с обильным кровоснабжением - печень крупного рогатого скота.

Импульсные и постоянные режимы. Сравнивая импульсные и постоянные режимы лазерного воздействия, необходимо отметить следующие особенности: большая длительность воздействия при постоянном режиме приводит к проявлению процессов теплопередачи в тканях и их избыточному неконтролируемому разогреву как в стороны, так и в глубину. Таким образом, площадь воздействия будет больше диаметра кварцевого волокна и больше теоретической глубины проникновения света данной длины волны, что приводит к более выраженному термическому повреждению ткани. Формирование выраженного коагулята вследствие явлений теплопередачи в ряде случаев является недостатком, поскольку удлиняет процесс заживления лазерной раны, приводит к избыточному рубцеванию.

Импульсные режимы уменьшают эффекты теплопередачи за счет наличия периодов «остывания» ткани и дают более предсказуемые результаты [6]. Поскольку лазерное излучение в импульсном режиме обеспечивает формирование меньшей зоны коагуляции по сравнению с постоянным режимом излучения, его использование оправдано при вмешательствах, требующих минимального повреждения окружающих тканей и уменьшения выраженности послеоперационных воспалительных изменений. Ограничение времени лазерного воздействия уменьшает разогревание окружающих разрез тканей, поглощение энергии излучения (превращение электромагнитной энергии в энергию вибраций и колебания молекул), занимает значительно меньше времени, чем процесс теплопроведения в соседние ткани. Длительность импульсов должна быть немного меньше, чем время, необходимое для температурной релаксации, а интервал между ними - достаточным для охлаждения в области воздействия. Подбором оптимальных параметров частоты импульсов и их мощности можно добиться образования кратера с резким краем, глубина которого будет определяться длиной волны излучения и соответствующей оптической глубиной проникновения, а ширина - соответствовать диаметру оптоволокна при контактном воздействии или диаметру пятна при дистанционном.

Оптические свойства тканей. Результат лазерного воздействия во многом зависит от свойств ткани - содержания в ней тканевых хромофоров, воды, плотности [10]. Экспериментально установлено, что при использовании лазеров с длиной волны 810 и 980 нм абляционные и коагуляционные свойства излучения в большей степени выражены при действии на «окрашенные» ткани (печень крупного рогатого скота), характеризующиеся высоким содержанием целевого хромофора - гемоглобина [3]. Режущие и коагуляционные свойства лазера с длиной волны 1470 нм реализуются на тканях с большим содержанием воды (печень крупного рогатого скота, мышечная ткань курицы, в особенности - полипозная ткань). Поэтому даже в рамках выполняемого оперативного вмешательства при переходе с одной ткани на другую эффекты лазерного воздействия будут меняться. Например, последовательное воздействие гемоглобинпоглощаемым лазерным излучением на менее окрашенную ткань с переходом на ткань с выраженной окраской приведет к появлению более выраженных термических повреждений. Соответственно абляционные и коагуляционные свойства водопоглощаемых лазеров увеличатся при переходе от ткани с низким содержанием воды к тканям с обильным ее содержанием.

Наличие значимой зависимости биологических эффектов лазерного излучения от вида ткани подтверждается многообразием используемых для тестирования лазеров биологических объектов: ткани животных (печень и кожа крыс, сухожилия кроликов, петушиные гребни, перегородка носа теленка, свиная кровоснабжаемая почка, свиная печень и печень крыс), ткани человека (полипы полости носа, хрящ перегородки носа, костная ткань), продукты растительного происхождения (мякоть яблок, плодовые тела грибов, клубни картофеля), фантом живой ткани [7, 11-13].

Таким образом, отработка практических навыков в лазерной хирургии должна проводиться на разных биологических объектах с различным содержанием целевых хромофоров для того, чтобы хирург мог ориентироваться в операционной ситуации и правильно производить своевременную коррекцию мощности и скорости движения лазерного волокна.

Учитывая цветовую зависимость лазеров ближнего инфракрасного диапазона, увеличить поглощающую способность тканей можно путем нанесения на нее красителей. Разработана методика дистанционной (на расстоянии 10 мм) вапоризации костной ткани лазером с длиной волны 970 нм с предварительным нанесением на ее поверхность черных чернил, что позволяет многократно увеличить поглощающую способность излучения и реализовать эффект абляции (рис. 2) [14]. Точечное облучение интактной кости лазером с длиной волны 970 нм на расстоянии 10 мм от поверхности возможно путем коротких импульсов. При мощности 50 Вт максимально возможная длительность одиночного импульса составляет 30 мс (при 40 Вт - 70 мс, 30 Вт - 130 мс, 20 Вт - 500 мс и при 10 Вт - 900 мс), превышение которой приводит к моментальному воспламенению - резкой вспышке пламени на поверхности кости, сопровождающейся мощными микровзрывами с выбросом карбонизата и загрязнением им конца световода.

Выбор оптимальных параметров лазерного воздействия должен осуществляться путем тестирования лазера в различных режимах на биологических объектах с различными оптическими и механическими свойствами, что позволит уменьшить вероятность осложнений и повысить прогнозируемость, а следовательно, и безопасность воздействия. Необходимость доклинической апробации каждого нового лазерного аппарата подтверждается реализацией разных биологических эффектов даже при небольшой разнице в длине волны.

При апробации лазерного аппарата следует:

- проводить тестирование на различных тканях с разной цветностью (оптическими свойствами, определяемыми содержанием хромофоров) и содержанием воды;

- проводить воздействие с различной скоростью, которая в большей степени, чем все остальные факторы, определяет конечный результат лазерного вмешательства;

- в контактном режиме осуществлять воздействие обугленным торцом оптоволокна, в дистанционном - свежесколотым;

- учитывать зону побеления ткани вокруг кратера, ширина которой характеризует гемостатические свойства лазера. Поскольку в послеоперационном периоде коагулят подвергается резорбции, то чем шире и глубже область коагуляции, тем больше будет тканевый дефект;

- выбирать параметры воздействия, которые не приводят к налипанию ткани на лазерное волокно, так как последующее движение волокна может привести к отрыву коагулированных участков ткани, провоцируя кровотечение.

Конфликт интересов отсутствует.