Термооптическая хирургия: новый минимально инвазивный метод контактной хирургии мягких тканей Часть - III

Новые технологии призваны решать проблемы, возникающие в широком спектре показаний к хирургическому вмешательству, и обеспечивать новые методы лечения, будучи одновременно лишенными, недостатков традиционных технологий.

 Концепция термооптической хирургии объединяет хирургическую технологию и соответствующее оборудование для достижения следующих целей: 
− Обеспечение «чистоты» операционного поля и возможности его постоянного обзора;  
− Высокоточный контроль и снижение коллатерального термотравмирования; 
− Обеспечение плавного рассечения тканей, без застреваний, с высокой точностью и тактильной обратной связью, подобно процессу с применением скальпеля; 
− Минимизация вероятности перегрева структуры зубов, имплантатов, термотравмирования мягких тканей; 
− Одновременный разрез и коагуляция тканей для обеспечения надёжного гемостаза и закрытия разреза плёнкой денатурированного белка (лазерный бинт); 
− Предупреждение операционного и послеоперационного дискомфорта, связанного с технологией хирургического вмешательства

Термооптическая хирургия – новый метод контактной хирургии мягких тканей

 
   Термооптическая хирургия (Thermo Optical Powered surgery – TOP surgery) представляет собой технологию разреза, удаления, коагуляции и дезинфекции мягких тканей. Эта технология разработана авторами настоящей статьи и компанией Dental Photonics, Inc. для хирургии мягких тканей полости рта, но может быть применена для контактной хирургии любых тканей с улучшенной трофикой. В качестве источника энергии используется управляемый компьютером полупроводниковый лазер, излучение которого преобразуется термооптическим режущим элементом системы в термооптическую энергию.  
   Термооптический элемент одновременно является датчиком, передающим информацию в реальном времени в компьютер, что позволяет постоянно контролировать тепловую энергию, которая воздействует на ткани. Регулирующий механизм, называемый «Автоматический контроль мощности», постоянно корректирует выходную мощность лазера, поддерживая заданную температуру на режущем элементе, что и обеспечивает оптимальные условия проведения разреза на мягких тканях, практически независящие от скорости разреза. .  
Как работает термооптическая система?

 
    Источником излучения в системе термооптической хирургии служит лазер, испускающий монохромный свет, т.е. излучение с определённой длиной волны (970 нм), слабо абсорбируемое мягкими тканями полости рта. Данное излучение передаётся на режущий кончик волокна (термооптический наконечник, или TOP tip), где преобразуется в тепловую энергию и полихроматическое оптическое излучение с длинами волн в диапазоне 1400−11000 нм, при этом значительная часть энергии излучения лазера преобразуется в тепловую.  
   Термооптический наконечник получается в результате вплавления нано− и микрочастиц углерода в материал волокна (кварц). В результате, на конце волокна образуется область контролируемого поглощения, где происходит преобразование лазерной энергии в тепловую. 
  
Тепловая энергия. Тепловая энергия, выделяемая на режущем элементе − термооптическом наконечнике, представляет собой основной механизм проведения разреза. В процессе операции режущий элемент входит в непосредственный контакт с мягкими тканями, тепловая энергия передаётся на их поверхность, что и обеспечивает процесс разреза. При этом стоматолог постоянно имеет тактильную обратную связь с инструментом. 
  
Оптическая энергия. Часть исходного лазерного излучения преобразуется термооптическим наконечником в оптическую энергию – тепловое полихромное инфракрасное излучение с преимущественными длинами волн в ближней ИК−области спектра. Спектр теплового излучения описывается законом Планка. 
  
  На рис. 4 показаны спектры теплового излучения источников с различной температурой: Солнца (5600 K), галогеновой лампы (3700 K) и лампы накаливания (1500 K). C понижением температуры спектр излучения смещается в область длинных волн, перекрываясь с областью сильного поглощения биоткани (рис. 1).

   На рис. 5 приведены микрофотографии термооптического наконечника с различными рабочими температурами. Температуры наконечника могут устанавливаться в диапазоне 500– 900ºC (773–1173 K). При таких температурах максимум теплового излучения сосредоточен в диапазоне от приблизительно 1400 до 11000 нм. 

   Данные длины волн хорошо абсорбируются мягкими тканями (см. рис. 6). Средний коэффициент абсорбции для данного полихромного инфракрасного излучения составляет примерно 700− 850 см-1, что близко коэффициенту абсорбции для излучения углекислотного лазера с длиной волны 10600 нм (630 см-1), которое характеризуется отличными режущими и коагуляционными свойствами. 
   Абсорбция данного оптического излучения мягкими тканями при проведении разреза улучшает режущие и коагулирующие характеристики системы термооптической хирургии. За счёт оптического излучения, испускаемого режущим элементом, повышается эффективность проведения разреза и коагуляции мягких тканей с обеспечением гемостаза. 
   Фактически в термооптическом наконечнике происходит преобразование ближнего инфракрасного лазерного излучения диодного лазера, которое очень хорошо распространяется по кварцевому волокну, но плохо поглощается биотканью в инфракрасное излучение среднего диапазона с оптимальным поглощением биотканью (см. рис. 6).

Элементы технологии термооптической хирургии

 
   В ходе исследований, завершившихся созданием технологии термооптической хирургии, была проведена оценка и оптимизация ключевых факторов, оказывающих влияние на процесс термического разреза.

Цель – создание режущего инструмента, характеризующегося следующими параметрами:

– Оптимальная температура разреза;
– Стабильность температуры и тепловой мощности в оперируемых тканях;
– Защита чувствительных структур и органов от случайного перегрева. Решение существующих клинических задач и обеспечение новых возможностей повышения эффективности хирургического лечения и снижения риска осложнений.
 
   Режущий элемент – термооптический наконечник – является ключевым элементом системы. Его конструкция обеспечивает непрерывное преобразование большей части исходного лазерного излучения в термооптическую энергию. В ходе разработки был определён диапазон температур, в котором обеспечивается оптимальный баланс между эффективностью проведения разреза и безопасностью пациента – от 500 до 900°С. 
   Обратите внимание, что это температура самого режущего элемента, а не разрезаемых мягких тканей – температура тканей при проведении разреза значительно ниже. Система термооптической хирургии позволяет оператору задать любую температуру режущего элемента в указанном диапазоне. 
   Кроме того, в системе предусмотрены заранее запрограммированные предустановки параметров для наиболее распространённых процедур стоматологической хирургии с оптимальными температурами. Контролируемое поглощение лазерного излучения в наконечнике реализуется посредством процесса инициации режущего элемента (кончика волокна), который управляется компьютером, являющимся составной частью лазерной системы.

Инициация термооптического наконечника.

 
   Управляемый компьютером процесс инициации с высокой степенью воспроизводимости позволяет создавать уникальный трёхмерный режущий элемент. Инициация характеризуется устойчивостью и не может быть легко устранена путём простого протирания режущего элемента. 
   В качестве дополнительной меры безопасности система непрерывно контролирует качество активации режущего элемента и обеспечивает обратную связь с оператором. Процедура инициации может осуществляться самим стоматологом с помощью специального встроенного модуля, либо применением специального наконечника для одноразовых режущих элементов, которые производятся на заводе-изготовителе.

Автоматический контроль мощности.

   Главной функциональной особенностью системы является её способность с высокой точностью обеспечивать заданную температуру на режущем элементе вне зависимости от скорости движения руки хирурга и вида рассекаемых мягких тканей. Это реализуется в реальном времени посредством системы мониторинга и регулировки температуры, с помощью встроенного термосенсора и системы – «Автоматический контроль мощности». 
   Температура, установленная оператором, поддерживается на постоянном уровне независимо от скорости движения инструмента в мягких тканях, типа тканей и их консистенции. Это является фундаментальным преимуществом системы термооптической хирургии по отношению к прочим известным системам контактной хирургии. Автоматический контроль мощности значительно ослабляет влияние на результат непостоянства скорости проведения разреза. Режущий эффект и зона термонекроза тканей остаются постоянными для каждого установленного значения температуры. 
   Данная особенность системы, по сравнению с традиционными системами проведения термического разреза, позволяет существенно снизить неравномерность глубины разреза и коллатерального термотравмирования, вызванную изменениями скорости перемещения инструмента. В частности, автоматический контроль мощности повышает мощность лазера при высокой скорости проведения разреза или разрезе фиброзных тканей, либо снижает мощность лазера при низкой скорости проведения разреза. Кроме того значительно упрощается обучение новичков лазерной хирургии.

Функция автоматического отключения.

  В качестве дополнительной меры безопасности в системе термооптической хирургии реализована функция автоматического отключения режущего инструмента при его остановке во избежание перегрева тканей. Это в высшей степени полезная функция, так как при выполнении большинства стоматологических процедур возможность плавного непрерывного перемещения режущего элемента зачастую анатомически или пространственно ограничена. 
  При использовании хирургического оборудования, не имеющего такой функции, существует опасность значительного расширения области коллатеральной термотравмы в момент прекращения движения инструмента для его переноса в другую точку либо углубления сделанного разреза. 
   Принципы термооптической хирургии (TOP surgery) впервые реализованы в лазерной системе ST-Lase компании Dental Photonics, Inc. (CША). Внешний вид ST-Lase приведён на рис. 7. ST-Lase разрешен министерствами здравоохранения России и США для общей и стоматологической хирургии c использованием Автоматического Контроля Мощности и других элементов термооптической хирургии.

Термооптическая хирургическая система ST-Lase

 
   Встроенная в аппарат ST-Lase система автоматического контроля мощности осуществляет непрерывный мониторинг и регулировку тепловой мощности, выделяемой в термооптическом наконечнике, с целью обеспечения постоянства параметров при проведении разреза. Режущий элемент плавно скользит в мягких тканях (подобно скальпелю), что обеспечивает полный контроль над процессом. Система термооптической хирургии характеризуется наименьшей продолжительностью воздействия на мягкие ткани среди всех систем, использующих при проведении разреза тепловую энергию. 
   Сформированные разрезы – чистые, как правило, без видимых признаков ожога или обугливания (рис. 8). На этом рисунке показан вид разреза биоткани и его вертикальное сечение, прокрашенное нитросиним тетразолием; таким образом, окрашенные области соответствуют «живым», а в белых областях – термически поврежденным тканям. Система термооптической хирургии поддерживает точную постоянную температуру на режущем элементе. При контакте с мягкими тканями элемент быстро рассекает и коагулирует их, формируя глубокий и чистый разрез.

   Как видно из вертикального сечения гистологического препарата, зона коллатеральной термотравмы не выходит за минимальные пределы обеспечения гемостаза. Область коллатерального термотравмирования ограничена и хорошо контролируется.
   На рис. 9 показаны разрезы, сделанные с помощью стандартного диодного лазера с фиксированной мощностью 7 Вт и системы термооптической хирургии ST-Lase c температурой наконечника 850 °C в широком диапазоне скоростей проведения разреза. На рис. 9 представлены фотографии внешнего вида (верхний ряд) и гистологии (нижний ряд) разреза мягких тканей при пяти различных скоростях перемещения (от 12.5 мм/с до 0 мм/с (остановка) режущего элемента системы термооптической хирургии и традиционного диодного лазера. 

  Обратите внимание, что со снижением скорости перемещения режущего элемента диодного лазера уровень коллатерального травмирования и обугливания тканей резко возрастает, тогда как при использовании термооптической системы остаётся практически неизменным. 
   При остановке режущего элемента стандартного диодного лазера происходит быстрое развитие катастрофического повреждения ткани. Однако при остановке термооптического наконечника системы термооптической хирургии, за счёт режима автостопа, лазер автоматически выключается, предохраняя ткань от необратимого повреждения.

Заключительные примечания; перспективы клинического применения

  Система термооптической хирургии потенциально может революционизировать хирургию мягких тканей и сделать её более доступной для практикующих стоматологов. Данная система позволяет преодолеть множество проблем, ранее препятствовавших использованию стоматологами широкого диапазона хирургических процедур на мягких тканях в своей повседневной практике.
  Типичные проблемы, связанные с данными процедурами – кровотечения, коллатеральные термотравмы, неточность, малая скорость и неравномерность процесса проведения разреза, сложность приобретения навыков работы с оборудованием – могут быть решены путём внедрения простой в освоении и использовании технологии термооптической хирургии.

Основные достоинства термооптической хирургии состоят в следующем:

1. Быстрый и плавный разрез мягких тканей с высокой точностью позиционирования лазера
− Качество разреза сопоставимо с углекислотным лазером, однако обеспечивается более полный контроль процесса и тактильная обратная связь;
− Плавный разрез без сопротивления и потери скорости обеспечивает высокое качество разреза;
− Чистое операционное поле без кровотечений и обугливания тканей;
− Возможность выполнения процедур, проблематичных для диодных лазеров (оперкулэктомия, френэктомия, открытие имплантатов);
− Выполнение ретракционных процедур в течение нескольких секунд, без кровотечения и боли.

2. Минимизация термотравмирования и сохранение тканей
− Высокоточное и простое оконтуривание мягких тканей в эстетически важных зонах;
− Сохранение тканей для гистопатологии в случаях абляции и биопсии;
− Минимизация риска перегрева имплантатов, фиброзной ткани, а также возникновения остеонекроза;
− Минимизация термотравмирования обеспечивает отсутствие рубцевания или рецессии десны;
− Минимизация послеоперационного дискомфорта и кратчайшее время заживления по сравнению с любым термическим режущим инструментом.

3. Простота освоения и безопасность применения
- Вместо множества технических параметров (мощность, частота, длительность импульса) используется один параметр- температура;

- Минимизация влияния переменной скорости проведения разреза;
- Минимальная потребность в анестезии (в большинстве случаев достаточно аппликационной анестезии, в более сложных ситуациях, вместо проводниковой, может потребоваться инфильтрационная анестезия);
- Простота эксплуатации по сравнению с другими хирургическими инструментами: скальпелем, электрохирургическими инструментами, углекислотным или диодным лазером.

Литература
Glover J.L., Bendick P.J., Link W.J. The use of thermal knives in surgery: Electrosurgery, lasers, plasma scalpel // Current problems in surgery. 1978. V. 15(1). P. 1−78. 2. Romanos G.E., Pelekanos S., Strub J.R. Effects of Nd:YAG laser on wound healing processes: clinical and immunohistochemical findings in rat skin // Lasers Surg Med. 1995. V. 16(4). P. 368−379. 3. Feldchtein F.I., Magid K.S., Belikov A.V., Pushkareva A.E., Skrypnik A.V., Strunina T.V., et al. Soft tissue surgery with a 980 nm Diode Laser: Direct Laser Cutting or Hot Tip // ALD 2011 Annual Meeting. San Diego CA: Academy of Laser Dentistry. 2011. P. TH−13. 4. Magid K.S., Belikov A.V., Pushkareva A.E., Skrypnik A.V., Feldchtein F.I., Strunina T.V., et al. Soft tissue surgery with thermo-optical tips with a real-time temperature control // ALD 2010 Annual Meeting. Miami FL: Academy of Laser Dentistry; 2010. P. TH−27. 5. Altschuler G.B. Thermo-Optically Powered (TOP) Surgery: A New Opportunity for the Dental Practice // ALD 2012 Annual Meeting. Scottsdale, AZ: Academy of Laser Dentistry; 2012. 6. Manni J.G. Dental Applications of Advanced Lasers (DAAL): JGM Associates, Inc.; 2007. 7. Verdaasdonck R.M., Jansen E.D., Holstege F.C., Borst C. Optically modified fiber tips penetrate only when "dirty" // Optical Fibers in Medicine V. Proc. Of SPIE. 1990. V. 1201. P. 129−136. 8. Van As G. The Diode Laser — Tip Selection and Initiation of the Tip // Dentistry Today. 2011.

Источник: Инновационная стоматология 2012/1
Авторы:  Альтшулер Г.Б., Беликов А.В., Скрипник А.В., Фельдштейн Ф.А.  

Академия инновационной стоматологии АИСт - http://academia-aist.ru/