а) Механизм вапоризации кости. Izatt и соавт. вапоризировали кость с использованием различных лазеров УФ, видимого и ИК спектров. Вапоризация происходит при поглощении составляющими твердое тело или жидкость молекулами достаточного для подъема их трансляционной энергии (нагрева) до точки кипения количества электромагнитной энергии, — в этот момент физическое состояние молекулы меняется на газообразное.
В таблице ниже перечислены химические составляющие кости и соответствующие точки кипения этих компонентов.
В Центре лазерных биомедицинских исследований Массачусетского института технологии (МИТ) в Бостоне была изучена зависимость вапоризации кости от длины волны. То, что происходило при лазерной вапоризации кости, документировалось при помощи высокоскоростной фотосъемки. Так как точка кипения гидроксиапатита (1500 °С) слишком высока, то вода (100 °С) и коллаген (300 °С) испаряются первыми, выбрасывая свободные кристаллы гидроксиапатита в воздух.
Таким образом, идеальный лазер для абляции кости должен иметь длину волны, легко поглощаемую водой и коллагеном. Этот факт особенно благоприятствует выбору идеальной длины волны для хирургии отосклероза, так как одна и та же длина волны будет идеально подходить и для стапедотомии (кость), и для ревизионной стапедэктомии (коллаген), при этом поверхностная пери-лимфа будет защищать внутреннее ухо.
б) Пороговые значения плотности энергии. Затем Izatt выполнил эксперименты с порогами плотности энергии, измеряя минимальные уровни энергии (мДж/мм2), необходимые каждому лазеру для начала вапоризации поверхностных молекул кости. Чем ниже порог плотности энергии, тем более эффективно целевая костная ткань поглощает ее фотон. В таблице ниже перечислены определенные в экспериментах Izatt средние пороги плотности энергии для длин волн, относящихся к отохирургии.
в) Трансмиссионная спектроскопия — кость стремени. Для определения фотонов, лучше всего поглощаемых костью стремени, в лабораториях лазерного центра биомедицинских исследований была произведена трансмиссионная спектроскопия в диапазоне от УФ до дальней ИК части спектра (исследование поддерживалось MEF). На рисунках ниже представлены графические результаты. На рисунке ниже отражены проценты световой энергии, прошедшей через центр трех различных свежих подножных пластинок стремени, толщина которых варьировала от 130 до 160 мкм.
Не прошедшая порция энергии поглощалась подножной пластинкой стремени (отражением и рассеиванием можно пренебречь). Подножная пластинка селективно поглощает почти всю энергию в диапазоне 250-300 нм (УФ) и лишь малая ее часть проходит даже сквозь самую тонкую подножную пластинку. Длины волн аргонового (488 и 512 нм) и КТР (532 нм) лазеров отмечены стрелками. Эти фотоны лишь умеренно поглощаются подножной пластинкой стремени, и в среднем 50% электромагнитной энергии аргонового и КТР лазеров проходит через подножную пластинку стремени.
На рисунке ниже показана ИК трансмиссионная спектроскопия на самой тонкой подножной пластинке (130 мкм). По существу, были полностью поглощены все ИК фотоны от 2,5 до 12,5 мкм.
Для более точной оценки ИК волн подножная пластинка стремени была нарезана на слои толщиной 10-мкм, и ИК трансмиссионная спектроскопия выполнена вновь. Фотоны длиной 3 мкм полностью поглощаются костной пластинкой стремени толщиной 10 мкм (область эрбиевого лазера). 75% фотонов СO2-лазера (10,6 мкм) были поглощены 10 мкм кости.
Следовательно, 100% энергии СO2-лазера будут поглощены на глубине 50 мкм в костной ткани стремени. На рисунке ниже показано количество электромагнитной энергии, которое проходит через среднюю подножную пластинку стремени (150 мкм) во время вапоризации аргоновым, КТР и СО2-лазерами.
Вапоризация кости при помощи лазера.
При достаточной плотности мощности фототермический эффект лазера приводит к вскипанию воды и коллагена.
Частицы гидроксиапатита уносятся вместе с паром.
Поглощающая способность пластинки стремени в зависимости от длины волны — УФ и видимые длины волн 250-300 нм (эксимерные лазеры) поглощаются хорошо.
Фотоны видимого света около 500 нм (аргоновый и КТР лазеры—стрелки) поглощаются не очень хорошо, около 50% излучения проходит через подножную пластинку при ее средней толщине в 150 мкм.
Поглощающая способность пластинки стремени в зависимости от длины волны—инфракрасный диапазон.
Инфракрасный спектр от 2,5 до 12,5 мкм полностью поглощается даже самой тонкой подножной пластинкой (130 мкм).
Селективная инфракрасная абсорбция ультратонкой (10 мкм) подножной пластинкой.
Фотоны с длиной волны 2,9-3,1 мкм (эрбиевый лазер) полностью поглощаются подножной пластинкой в пределах слоя в 10 мкм. 75% фотонов СО2-лазера (10,6 мкм) поглощаются в первых 10 мкм подножной пластинки.
Обобщенный результат трансмиссионной спектроскопии человеческого стремени для аргонового, КТР и СO2-лазеров.
Гистологические исследования — лазерная стапедотомия
Широкий спектр хирургических лазеров был использован для стапедотомии как на человеческих косточках, так и на косточках животных с последующей гистологической оценкой с использованием световой и электронной микроскопии. Эти исследования были проведены для сравнительной оценки возможностей лазеров различных длин волн создавать «чистый лазерный кратер» с минимальным повреждением окружающих тканей. Дополнительно определялись оптимальные энергетические параметры.
При обзоре подробностей этих гистологических исследований выясняется одна общая сквозная тема. Наиболее чистые и безопасные стапедотомии получались на тех длинах волн, которые лучше всего поглощались костью стремени. Так как эти длины волн требовали меньше энергии для вапоризации кости, и рассеивание фотонов было меньше, лазерная энергия точно преобразовывалась в нагрев ткани под лазерным лучом. Повреждение краев кратера может быть дополнительно уменьшено при использовании коротких микросекунд-ных импульсов лазерного излучения, ограничивающих распространение тепловой энергии путем передачи через ткани.
В соответствии с квантовой теорией каждая молекула может поглощать или излучать фотоны только определенных длин волн — те фотоны, квант энергии которых в точности равен кванту электромагнитной энергии, приобретаемой или теряемой молекулой при ее переходе между различными допустимыми энергетическими состояниями внутри четырех уровней кинетической энергии. Лабораторные исследования подтверждают, что взаимодействие лазера и ткани зависит от длины волны лазера.
Для получения фототермических эффектов (вапоризация или коагуляция) безопаснее использовать те длины волн, которые лучше поглощаются тканью-мишенью, при этом передача и рассеивание энергии меньше и допустима меньшая плотность энергии. Для хорошо поглощаемых фотонов теплопроведение в тканях должно быть ограничено путем импульсной подачи лазерного луча.
Налицо явная совместимость данных исследований с термопарой, спектроскопии кости стремени, коллагена и воды, и гистологических исследований. Применительно к хирургии отосклероза эти лабораторные тесты, в совокупности с хирургическим опытом многих хирургов, приводят автора этих строк к следующим выводам:
1. Аргоновый, КТР, эрбиевый и СО2-лазеры могут быть безопасно использованы для стапедотомии при соблюдении параметров безопасности при подаче энергии.
2. Сфокусированная (через микроскоп) энергия КТР и эрбиевого лазеров не должна направляться прямо на преддверие из-за того, что фотоны видимых лазеров плохо поглощаются и коллагеном, и водой.
3. Энергия инфракрасных лазеров должна подаваться в виде микросекундных импульсов для минимизации термического воздействия на внутреннее ухо.
4. Расфокусированный луч аргонового EndoOtoprobe® является самым безопасным в отохирургии среди лазеров видимого диапазона.
5. Хирургические приемы, описанные для СО2-лазерной ревизионной стапедэктомии, могут быть выполнены и с помощью эрбиевого лазера, но не должны использоваться с КТР и аргоновыми лазерами.
