Способ рассечения биоткани лазерным излучением и устройство для его осуществления

Группа изобретений относится к медицине, а именно к медицинской лазерной технике и лазерной хирургии биотканей. Осуществляют рассечение биоткани лазерным излучением с использованием двух длин волн. Излучение первой длины волны и излучение второй длины волны объединяют, фокусируют в одно пятно и подводят к месту рассечения биоткани. Излучением первой длины волны обеспечивают гемостаз облучаемой области биоткани, а излучением второй длины волны осуществляют рассечение участка биоткани внутри области, подвергнутой гемостазу. Первое излучение, генерируемое диодным лазером с длиной волны в диапазоне 0,8÷1,1 мкм, выбирают квазинепрерывным со средней мощностью излучения от 10 до 30 Вт, длительностью импульсов излучения от 1,0 до 5,0 мс и частотой следования импульсов от 100 до 500 Гц. Второе излучение, генерируемое СО2 лазером с длиной волны 10,6 мкм, выбирают суперимпульсным с длительностью импульсов излучения от 0,05 до 1,0 мс, импульсной мощностью 80÷100 Вт и частотой импульсов от 100 до 500 Гц. Устройство для рассечения биоткани содержит СО2 лазер, зеркально-шарнирный манипулятор для доставки излучения СО2 лазера, диодный лазер с длиной волны излучения либо 0,81 мкм, либо 0,98 мкм, либо 1,06 мкм, гибкое оптоволокно для доставки излучения диодного лазера вдоль зеркально-шарнирного манипулятора, оптическую насадку для объединения излучения СО2 лазера и излучения диодного лазера, фокусирующую линзу для фокусировки объединенного излучения в одно пятно на поверхности биоткани в месте рассечения. Режимы работы CO2 лазера и диодного лазера регулируются независимо друг от друга с помощью контроллера, соединенного с панелью индикации и управления. Оптическая насадка закреплена на зеркально-шарнирном манипуляторе перед фокусирующей линзой и содержит последовательно расположенные по ходу лучей диодного лазера поворотное зеркало, согласующую линзу и дихроичное зеркало. Группа изобретений обеспечивает прецизионное бескровное рассечение биоткани при минимальном травматическом воздействии лазерного излучения на прилегающие ткани за счет оптимального сочетания излучения двух спектральных диапазонов и выбора оптимальных параметров лазерного излучения. 2 н.п. ф-лы, 3 ил.

 

Область техники

Изобретение относится к медицинской технике и может быть использовано в различных областях хирургии для прецизионного рассечения или выпаривания (абляции) и коагуляции кровеносных сосудов в случае нарушения их целостности в ходе операции, в частности в нейрохирургии, гинекологии, стоматологии и челюстно-лицевой хирургии.

Предшествующий уровень техники

Хирургическое действие лазерного излучения основано на эффекте поглощения лазерного излучения природными эндохромофорами биоткани (вода, гемоглобин, меланин, протеин), превращении энергии лазерного излучения в тепловую, и последующего разрушения биоткани (абляции) с помощью тепловой энергии.

Эффективность деструктивного действия лазерного излучения определяется как физическими параметрами излучения (мощность, длина волны излучения, длительность воздействия, размер лазерного пятна), так и коэффициентом поглощения излучения на природных эндохромофорах.

На фиг. 1 [1] представлена зависимость коэффициента поглощения ma основных хромофоров биоткани от длины волны, а на фиг. 2 - зависимость глубины h0 проникновения лазерного излучения в биоткань, рассчитанная с учетом приведенных на фиг. 1 зависимостей и с учетом формулы Бугера [2]: П - пигментированная ткань, Н - непигментированная ткань.

Анализ этих зависимостей свидетельствует о том, что выбор длины волны лазерного излучения является определяющим фактором для лазерной хирургии, так как изменение коэффициента поглощения ma лазерного излучения биотканью от длины волны λ влияет на объем нагреваемой биоткани сильнее (на 4 порядка), чем изменение физических параметров излучения, которые меняются в пределах одного-двух порядков. Так, например, более длинноволновое излучение CO2 лазера (λ=10,6 мкм) проникает на существенно меньшие глубины в биоткань, чем коротковолновое излучение диодных лазеров диапазона 0,8÷1,1 мкм. Из этого следует, что для выпаривания элементарного объема биоткани V0 (, где d0 - диаметр пятна, h0 - глубина проникновения по уровню интенсивности излучения) с помощью хирургического лазера необходимо затратить различную энергию лазерного излучения: для CO2 лазеров эта энергия на один-два порядка меньше, чем для диодных лазеров.

В связи с этим обстоятельством CO2 лазеры наряду с другими отличительными особенностями (возможность фокусировки в пятно малого размера, бесконтактность воздействия, возможность стыковки с хирургическим микроскопом и кольпоскопом, возможность сканирования лазерным пятном с большой плотностью мощности на биоткани) нашли широкое применение в лазерной хирургии для резания и абляции биоткани.

Известно использование излучения CO2 лазера в гинекологии [3, 4], в оториноларингологии [5] и других областях медицины [6].

Другое отличительное свойство CO2 лазеров связано с возможностью работы в суперимпульсном режиме [7], при котором обеспечивается эффективная абляция без термонекроза соседних тканей. Поскольку тепловая диффузия в объеме ткани зависит от времени воздействия τ (точнее, пропорциональна корню квадратному от времени [2]), поэтому лазерный импульс должен быть короче времени тепловой релаксации биоткани τR, которое составляет около 1 мс [7], а интервал между импульсами должен превышать время τR.

В CO2 лазерах при длительностях менее 1 мс рабочая газовая смесь не успевает нагреться до температуры стационарного режима, и за счет этого в 3÷4 раза повышается пиковая мощность излучения по сравнению со средней мощностью стационарного режима [7], что увеличивает энергию лазерного импульса, а следовательно, и глубину абляции биоткани.

Однако практический опыт эксплуатации CO2 установок выявил их недостаток, связанный с ограничением возможности осуществлять глубокий надрез и глубокую абляцию биотканей в условиях гемостатического эффекта при операциях на кровенаполненных тканях. В этом случае излучение CO2 лазера коагулирует только капилляры и мелкие кровеносные сосуды диаметром менее 0,5 мм [7], что ведет не только к невозможности проведения операций на сухом хирургическом поле, но и к значительной кровепотере.

Поскольку лазерная коагуляция носит термический характер, то больший объем нагреваемых лазером тканей обеспечивает возможность коагуляции сосудов большего диаметра, так как они попадают в больший нагреваемый излучением объем. То есть лазерное излучение, более глубоко проникающее в биоткани, имеет больший гемостатический потенциал. Например, излучение с длиной волны 1,06 мкм и средней мощностью до 30 Вт может коагулировать кровеносные сосуды диаметром до 4÷5 мм [7].

Таким образом, практический интерес в лазерной хирургии представляют лазерные системы с использованием излучения двух лазерных источников: одного источника (лазерного скальпеля) с явно выраженными режущими свойствами для рассечения биоткани, другого источника (лазерного коагулятора) с явно выраженными гемостатическими свойствами для прижигания кровеносных сосудов при нарушении их целостности.

Известны двухволновые лазерные аппараты для силовой терапии и хирургии [8], использующие излучение двух независимо регулируемых по мощности лазеров с длинами волн 0,97 мкм и 1,56 мкм, выводимых через одно гибкое волокно.

В качестве режущего излучения применяют более коротковолновое (0,97 мкм) излучение, которое лучше поглощается кровью, чем водой, а излучение с длиной волны 1,56 мкм используют в качестве коагулирующего биоткань излучения. Недостатком данного аппарата является необходимость увеличения мощности излучения для выпаривания объема биоткани за счет более глубокого проникновения излучения с длиной волны 0,97 мкм в биоткань, что, в свою очередь, приводит к нежелательному перегреву прилегающих биотканей. Кроме того, за счет использования гибкого оптоволокна для доставки излучения до биоткани, ограничена плотность мощности на биоткани из-за большой расходимости излучения на выходе световода и из-за ограничений по минимальному диаметру центральной жилы световода.

Известен другой двухволновый лазерный аппарат и способ его использования для рассечения биоткани лазерным лучом [9], состоящий из двух независимых излучателей с длинами волн излучения в диапазонах 1,5÷1,75 мкм и 1,87÷2,05 мкм, подводимого к месту рассечения по одному и тому же оптоволокну. Излучение в диапазоне 1,5÷1,75 мкм обеспечивает гемостаз облучаемой биоткани, а излучение в диапазоне 1,87÷2,05 мкм осуществляет рассечение участка биоткани внутри области, подвергнутой гемостазу.

Рассечение биоткани в этом аппарате осуществляется практически контактным способом, чтобы обеспечить необходимую плотность мощности на биоткани, что приводит к подгоранию торца световода и потерям мощности излучения на биоткани. Для исключения подгорания торца световода при рассечении биоткани требуется: либо отдалять торец световода от поверхности биоткани, что при большой расходимости излучения на выходе световода требует увеличения мощности излучения и приводит к увеличению размера лазерной раны; либо использовать фокусирующую систему на выходе световода с большим диаметром линз, что приводит к потере преимущества гибкого волокна по доставке излучения в труднодоступные места через тонкие эндоскопические системы и ограничивает плотность мощности на биоткани диаметром центральной жилы световода.

Необходимость увеличения мощности излучения для рассечения биоткани приводит к перегреву прилегающих биотканей, а увеличение размера лазерной раны не позволяет проводить прецизионное рассечение биоткани. Кроме того, минимальный размер лазерной раны в данном аппарате определяется диаметром центральной жилы световода, величина которого в 2÷3 раза превышает диаметр сфокусированного луча CO2 лазера, обладающего более выраженным режущим эффектом по сравнению с лазерным излучением диапазона 1,87÷2,05 мкм.

Известна хирургическая лазерная система [10], наиболее близкая по технической сущности к предлагаемому техническому решению, состоящая из двух лазеров: первого - с длиной волны в диапазоне 0,375÷0,440 мкм или 0,531÷0,595 мкм и второго - с длиной волны в диапазоне 2,09÷10,6 мкм. Излучение лазеров в этой системе транспортируется к оперируемой ткани через единый оптический канал, который может быть выполнен в трех вариантах исполнения: оптическое гибкое волокно, полый гибкий волновод или зеркально-шарнирный манипулятор. Взаимное излучение двух лазеров создает необходимые условия для достижения положительного эффекта каждого из отдельных лазеров: при операции на мягких тканях излучение первого лазера (лазерного коагулятора) обеспечивает гемостаз, а излучение второго лазера (лазерного скальпеля) производит разрез или абляцию тканей.

Недостаток этого устройства заключается в том, что излучение диапазонов 0,375÷0,440 мкм или 0,531÷0,595 мкм, поглощаясь только гемоглобином кровеносных сосудов и слабо поглощаясь водой биоткани (см. фиг. 1), глубоко проникает через просвет кровеносных сосудов и может оказать негативное термическое действие на биоткани, находящиеся вне оперируемой зоны. Кроме того, излучение этих диапазонов обладает сильным рассеянием в биоткани (см. фиг. 1), что также может привести к негативному воздействию на прилегающие участки. Из-за сильного поглощения этого излучения в меланине - основном хромофоре эпидермиса, затруднена коагуляция кровеносных сосудов, подлежащих под смуглой кожей.

Другой недостаток известной лазерной хирургической системы [10] связан с использованием для доставки излучения двух спектральных диапазонов к биоткани единого световода или полого лучепровода. В этом случае из-за большого диаметра световода или лучепровода становится большой лазерная рана, что не позволяет проводить точные операции.

Кроме того, из-за большой расходимости лазерного пучка на выходе световода или лучепровода, требуется увеличивать мощность излучения на биоткани, что увеличивает лучевую нагрузку на систему доставки излучения и может привести к нарушению ее работоспособности. Минимальный размер лазерной раны обеспечивается в этом случае только при контактном способе воздействия торца световода или лучепровода с биотканью, что приводит к подгоранию торца и потерям мощности излучения на биоткани.

При использовании в этой лазерной системе зеркально-шарнирного манипулятора для доставки лазерного излучения двух спектральных диапазонов до биоткани минимальный размер лазерной раны может быть существенно уменьшен за счет возможности сфокусировать коллимированный лазерный пучок в пятно малого диаметра (100÷200 мкм). Однако при этом возникает проблема согласования лазерных пучков двух спектральных диапазонов из-за различия в показателе преломления и коэффициенте отражения используемых оптических материалов и проблемы создания широкополосного просветляющего покрытия оптических элементов.

Оптическая система зеркально-шарнирного манипулятора включает в себя линзы и зеркала. Наиболее распространенным материалом для изготовления линз манипулятора с широкой полосой пропускания является селенид цинка (0,5÷12 мкм) и фторид свинца (0,2÷7 мкм) [11]. Применение в манипуляторе прототипа согласующих линз из селенида цинка ограничивает использование для коагуляции кровеносных сосудов лазерного излучения диапазона 0,375÷0,440 мкм, а применение линз из фторида свинца ограничивает пропускание излучения CO2 лазера. Кроме того, для обеспечения оптической прозрачности манипулятора в широкой полосе спектра (от 0,37 до 10,6 мкм) требуется использовать сложное многослойное покрытие с оптимизацией по количеству слоев просветляющих покрытий, их толщине и показателю преломления [12].

Так, количество слоев «n» просветляющего покрытия для диапазона 0,37÷10,6 мкм определяется из соотношения [12]

Таким образом, использование в известном лазерном устройстве зеркально-шарнирного манипулятора для доставки до биоткани лазерного излучения двух спектральных диапазонов ограничено технологической сложностью изготовления многослойных просветляющих покрытий и, в конечном счете, стоимостью изготовления манипулятора.

Раскрытие сущности предлагаемого изобретения

Целью настоящего изобретения является разработка способа рассечения биоткани лазерным излучением и устройства для его осуществления, отличающегося повышенной точностью резки и повышенной надежностью гемостаза при различных режимах воздействия, в том числе на кровенаполненных органах путем рассечения или удаления биоткани лазерным излучением с достаточной для вапоризации (абляции) биоткани энергией при минимальном термическом воздействии на прилегающие ткани.

Поставленная цель достигается за счет сочетанного воздействия на биоткань сфокусированного в одно пятно излучения двух лазерных пучков с длинами волн: одного - в диапазоне 0,8÷1,1 мкм (излучение диодного лазера), другого - 10,6 мкм (излучение CO2 лазера). При этом излучение двух лазерных пучков подводится к месту рассечения с помощью единой оптической насадки, в которой суммируются пучок CO2 лазера, транспортируемый до оптической насадки по зеркально-шарнирному манипулятору, и лазерный пучок диодного лазера, доставляемый до оптической насадки по гибкому оптоволокну, проложенному вдоль зеркально-шарнирного манипулятора. Просуммированное в оптической насадке излучение двух лазерных пучков фокусируется с помощью линзы в одно пятно на биоткани.

Более коротковолновое излучение диодного лазера за счет сильного поглощения гемоглобином крови и умеренного поглощения водой биоткани достаточно глубоко проникает в биоткань и создает условия для коагуляции биоткани в поглощенном объеме, а более длинноволновое излучение CO2 лазера за счет сильного поглощения водой и слабого проникновения в биоткань обеспечивает бескровное рассечение участка биоткани внутри области, подвергнутой коагуляции более коротковолновым излучением диодного лазера.

Возможен режим работы устройства, при котором лазерный коагулятор на диодных лазерах диапазона 0,8÷1,1 мкм работает в квазинепрерывном режиме с регулированием мощности излучения, длительности экспозиции и частоты следования импульсов, а хирургический CO2 лазер обеспечивает рассечение биоткани короткими мощными лазерными импульсами. Длительность импульсов лазерного скальпеля выбирается, с одной стороны меньше времени тепловой релаксации биоткани (1 мс), с другой стороны больше минимальной длительности, при которой преодолевается порог абляции биоткани [7]; интервал между импульсами выбирается больше времени тепловой релаксации биоткани. В этом случае обеспечивается точное рассечение или абляция биоткани без термонекроза соседних тканей от мощного хирургического CO2 лазера и надежный гемостаз кровеносных сосудов с помощью менее мощного лазерного коагулятора на диодных лазерах диапазона 0,8÷1,1 мкм.

Выбирая длительность импульса и паузы между импульсами CO2 лазера, а также мощность излучения, длительность экспозиции и частоту следования импульсов диодного лазера, можно обеспечить прецизионное бескровное рассечение биоткани лазерным излучением без термонекроза соседних тканей.

На основании изучения и анализа механизма воздействия лазерного излучения диапазона 0,8÷1,1 мкм на кровенаполненные биоткани установлено, что гемостатическое действие лазерного коагулятора основано на следующих процессах:

1) лазерное излучение поглощается гемоглобином крови и водой, содержащейся в окружающем кровеносные сосуды объеме;

2) поглощенное гемоглобином крови лазерное излучение превращается за очень короткое время ≈10-12 с в тепло, которое передается плазме крови, на 90% содержащей воду;

3) вода в плазме крови под действием этого тепла разогревается до кипения, превращается в пар и выходит через стенки кровеносных сосудов;

4) вода, содержащаяся в окружающем кровеносные сосуды объеме, также разогревается под действием поглощенного лазерного излучения, создавая условия, при которых тепловая энергия передается кровеносным сосудам, дополнительно нагревая стенки сосудов и воду, содержащуюся в плазме крови;

5) вследствие нагрева происходит сокращение содержащегося в стенках сосуда коллагена, которое приводит к уменьшению диаметра сосудов;

6) вследствие потери воды плазмой крови концентрация тромбоцитов в зоне теплового воздействия лазерного излучения увеличивается, что способствует адгезии тромбоцитов к внутренней поверхности кровеносного сосуда и их агрегации. Агрегация тромбоцитов приводит к образованию тромбов в кровеносном сосуде, который останавливает кровотечение при разрушении этого сосуда хирургическим лазером.

Таким образом, при воздействии лазерного излучения диапазона 0,8÷4,1 мкм гемостаз кровеносных сосудов будет осуществляться не только за счет поглощенной энергии лазерного излучения гемоглобином крови внутри кровеносного сосуда, но и за счет поглощенной энергии лазерного излучения водой, содержащейся в окружающем кровеносные сосуды объеме биоткани. А поскольку объемное содержание кровеносных сосудов в кровенаполненных тканях составляет ≈5% [12] от объема биоткани, то разогретый объем воды, в 20 раз превышающий объем кровеносных сосудов, будет оказывать существенное влияние на процесс гемостаза кровеносных сосудов.

Сущность поясняется нижеследующим описанием и фиг. 3.

На фиг. 3 представлена схема хирургической лазерной системы, которая состоит из CO2 лазера 2 с блоком питания 1, системой транспортирования излучения в виде зеркально-шарнирного манипулятора 3 и пилотным лазером видимого диапазона 4, диодного лазера 6 с блоком питания 5, системой транспортирования излучения в виде гибкого оптоволокна 7, проложенного вдоль зеркально-шарнирного манипулятора 3, и пилотным лазером видимого диапазона 8, контроллера 9, панели 10 индикации и управления параметрами излучения лазеров 2 и 6, оптической насадки 11, обеспечивающей совмещение излучения лазеров 2 и 6, фокусирующей насадки 12, обеспечивающей фокусировку совмещенных пучков в одно пятно на биоткани 13.

Оптическая насадка 11 содержит дихроичное зеркало 16, установленное под углом 45° к оптической оси зеркально-шарнирного манипулятора 3 и предназначенное для совмещения пучков лазеров 2 и 6, поворотное зеркало 14 и согласующую линзу 15, установленные по ходу излучения лазера 6 перед дихроичным зеркалом 16.

Хирургическая лазерная система работает следующим образом.

Излучение лазера 2 проходит через зеркально-шарнирный манипулятор 3, оптическую насадку 11 и фокусируется линзой 12 в точке А на поверхности оперируемой биоткани 13, поглощается содержащейся в биоткани водой и осуществляет процесс абляции (рассечения) биоткани короткими лазерными импульсами длительностью меньше времени тепловой релаксации биоткани (1 мс), но больше длительности τ, соответствующей порогу абляции биоткани [7] (для типичных СО2 лазеров со средней мощностью излучения Рср=30 Вт эта длительность составляет ≈50 мкс).

Излучение лазера 6 через гибкое оптоволокно 7, оптическую насадку 11 также фокусируется линзой 12 в точке А на поверхности оперируемой биоткани и за счет меньшего поглощения водой глубже проникает в зону В расположения кровеносных сосудов, частично поглощаясь гемоглобином крови внутри кровеносного сосуда, разогревая плазму крови и создавая условия для гемостаза кровеносных сосудов. В то же время, другая часть излучения лазера 6 разогревает воду, содержащуюся в окружающем кровеносные сосуды объеме биоткани, создавая условия, при которых тепловая энергия воды передается кровеносным сосудам, дополнительно нагревая стенки сосудов. За счет выбора режима излучения лазера 6, а также за счет регулирования мощности излучения, длительности экспозиции и частоты следования импульсов создаются условия для гемостаза кровеносных сосудов различных диаметров.

За счет процесса абляции сфокусированное излучение лазера 2 проникает в зону В расположения кровеносных сосудов, предварительно скоагулированных излучением лазера 6, и бескровно рассекает их, создавая для хирурга условия работы на сухом операционном поле, что, в свою очередь, повышает точность воздействия на биоткань.

Преимуществом данного изобретения является тот факт, что точное рассечение (абляция) биоткани осуществляется сфокусированным в малое пятно излучением лазерного скальпеля в условиях гемостаза кровеносных сосудов лазерным коагулятором при минимальном термическом воздействии лазерного излучения на прилегающие ткани за счет оптимального сочетания излучения в двух диапазонах и выбора оптимальных параметров излучения лазеров.

Лучший пример реализации

В качестве примера исполнения может служить лазерная хирургическая система, в которой рассечение (абляцию) биотканей обеспечивает сфокусированный в пятно диаметром 200 мкм луч CO2 лазера со средней мощностью излучения 30 Вт, импульсной мощностью в суперимпульсном режиме 80÷100 Вт, регулируемой длительностью импульсов излучения в диапазоне от 50 мкс до 1 мс и частотой следования импульсов в диапазоне 100÷500 Гц, а гемостаз кровеносных сосудов обеспечивает совмещенный с лазерным скальпелем лазерный коагулятор на основе диодного лазера с длиной волны излучения 0,81 мкм или 0,98 мкм или 1,06 мкм. Мощность излучения лазерного коагулятора Р0, необходимая для нагрева объема V0 до температуры кипения воды (коагуляция биоткани) определяется из соотношения [7]

где

Э - поглощенная в объеме энергия лазерного излучения, где;

τ - длительность экспозиции (импульса) излучения, с;

m=ρ⋅V0 - масса биоткани объемом V0, кг;

- плотность биоткани;

d0 - диаметр сфокусированного пятна лазера 2 на биоткани, м;

h0 - глубина проникновения излучения лазера 2 в биоткань, м;

- удельная теплоемкость биоткани;

ΔT=(T-36,6)град=(100-36,6) град=63,4 град.

Принимая диаметр пятна на биоткани d0=0,4 мм, глубину h0=1 мм, длительность экспозиции τ=5·10-3 с (при которой зона термодиффузии биоткани Δh определяемая из соотношения где - коэффициент температуропроводности биоткани, составит не более 170 мкм) имеем

Увеличивая мощность лазерного коагулятора Р0 до 30 Вт можно уменьшить время экспозиции (длительность импульса) τ до времени тепловой релаксации биоткани τR=1 мс, что обеспечит условия гемостаза без термического повреждения прилегающих участков биоткани. Меняя мощность излучения, время экспозиции (длительность импульса) и частоту следования импульсов, можно обеспечить оптимальное гемостатическое действие лазерного коагулятора для различных типов биоткани.

Луч CO2 лазера в предлагаемом устройстве доставляется до оперируемой биоткани с помощью 7-коленного зеркально-шарнирного манипулятора с высоким коэффициентом пропускания на длине волны 10,6 мкм и фокусирующей насадкой с фокусным расстоянием ≈70 мм, что обеспечивает минимальный диаметр пятна на биоткани не более 200 мкм и плотность мощности на биоткани до в суперимпульсном режиме излучения и до в непрерывном режиме. При таких плотностях мощности обеспечивается рассечение (абляция) мягких тканей на глубину до нескольких миллиметров.

Луч диодного лазера доставляется в точку воздействия луча CO2 лазера с помощью гибкого оптоволокна, проложенного вдоль зеркально-шарнирного манипулятора, оптической насадки, обеспечивающей совмещение излучения CO2 и диодного лазеров и фокусирующей линзы, обеспечивающей фокусировку в одно пятно излучения CO2 и диодного лазера.

Промышленная применимость

Изобретение может быть применимо в хирургии для бескровного и точного рассечения или выпаривания мягких тканей, в частности, в нейрохирургии, гинекологии, стоматологии и челюстно-лицевой хирургии.

1. Серебряков В.А. и др. Медицинское применение лазеров среднего инфракрасного диапазона. Проблемы и перспективы. - «Оптический журнал», 77, 1, 2010.

2. Мюллер Г.И., Бермен Х.-П. Прикладная лазерная медицина. Учебное и справочное пособие. Интерэксперт, Москва. - 1997. 366 с.

3. Клинцова Л.В. и др. - Применение CO2 лазера в оперативной гинекологии. Медицинская технология, рег. уд. #АС-2005/086 от 22.11.2005, держатель подлинников ООО «Русский инженерный клуб» г. Тула (www.lasermed.ru).

4. Стаханов М.Л. и др. Применение углекислотного лазера в амбулаторной практике гинеколога. Вопросы гинекологии, акушерства и перинатологии, 2004, т.з, №5, с. 68-71.

5. Подмазов А.В. и др. Применение высокоэнергетических лазеров в оперативной оториноларингологии. Медицинская технология, рег. уд. №ФС-2005/087 от 22.11.2005, держатель подлинников ООО «Русский инженерный клуб» г. Тула (www.lasermed.ru).

6. Скобелкин О.К. и др. Применение лазерных хирургических аппаратов «Ланцет» в медицинской практике «Пособие для врачей»: Москва, 2002. - 89 с.

7. Фигованный С.И. и др. Лазерная стоматология. Краснодар: Кубань-книга. - 2005. - 256 с.

8. Гапонцев В.П. и др. Медицинские аппараты на основе мощных полупроводниковых и волоконных лазеров. Квантовая электроника, 32, №11 (2002), с. 1003-1006.

9. Патент RU 2535454 С2 от 10.12.2004 г.

10. Патент WO 2011056098 от 12.05.2011 г.

11. www.elektrosteklo.ru

12. Пушкарева А.Е. Методы математического моделирования в оптике биоткани, учебное пособие. - Спб: СпбГУ ИТМО, 2008, - 103 с.

1. Способ рассечения биоткани лазерным излучением с использованием двух длин волн, при этом излучение первой длины волны и излучение второй длины волны объединяют, фокусируют в одно пятно и подводят к месту рассечения биоткани, причем излучением первой длины волны обеспечивают гемостаз облучаемой области биоткани, а излучением второй длины волны осуществляют рассечение участка биоткани внутри области, подвергнутой гемостазу, отличающийся тем, что первое излучение, генерируемое диодным лазером с длиной волны в диапазоне 0,8÷1,1 мкм, выбирают квазинепрерывным со средней мощностью излучения от 10 до 30 Вт, длительностью импульсов излучения от 1,0 до 5,0 мс и частотой следования импульсов от 100 до 500 Гц, второе излучение, генерируемое СО2 лазером с длиной волны 10,6 мкм, выбирают суперимпульсным с длительностью импульсов излучения от 0,05 до 1,0 мс, импульсной мощностью 80÷100 Вт и частотой импульсов от 100 до 500 Гц.

2. Устройство для рассечения биоткани, содержащее СО2 лазер, зеркально-шарнирный манипулятор для доставки излучения СО2 лазера, диодный лазер с длиной волны излучения либо 0,81 мкм, либо 0,98 мкм, либо 1,06 мкм, гибкое оптоволокно для доставки излучения диодного лазера вдоль зеркально-шарнирного манипулятора, оптическую насадку для объединения излучения СО2 лазера и излучения диодного лазера, фокусирующую линзу для фокусировки объединенного излучения в одно пятно на поверхности биоткани в месте рассечения, причем режимы работы CO2 лазера и диодного лазера регулируются независимо друг от друга с помощью контроллера, соединенного с панелью индикации и управления, а оптическая насадка закреплена на зеркально-шарнирном манипуляторе перед фокусирующей линзой и содержит последовательно расположенные по ходу лучей диодного лазера поворотное зеркало, согласующую линзу и дихроичное зеркало.



 

Похожие патенты:

Изобретение относится к многолучевому источнику лазерного излучения и устройству для лазерной обработки материалов. Многолучевой источник состоит из задающего генератора и многоканального усилителя.

Устройство для освещения внутренней стороны цилиндра светом содержит коллиматор, отражающий конус, установленный на оптической оси, коническое зеркало. Также устройство содержит устройство для преобразования лучей, которое выполнено на основе матриц цилиндрических линз, расположенных вокруг оптической оси, второе коническое зеркало, гомогенизатор в виде полой трубки с рифлёной поверхностью, тороидальную линзу или тороидальное зеркало, установленные на выходе устройства.

Изобретение относится к области лазерной техники. Направляющее поток устройство для разрядной камеры лазера имеет симметричную конфигурацию и включает две пары электродов.

Изобретение относится к лазерной технике. Разрядное устройство импульсно-периодического газоразрядного ТЕ лазера содержит пару протяженных электродов, разделенных зоной потока газа и образующих разрядный промежуток.

Устройство для частотного преобразования лазерного излучения на основе вынужденного комбинационного рассеяния включает в себя оптически связанные и размещенные на одной оптической оси источник накачки с активным элементом.

Изобретение относится к элементам конструкции оптических резонаторов, используемых для первоначальной настройки резонатора и стабилизации выходных параметров лазера, и может быть использовано при изготовлении лазерной техники, работающей в условиях внешних воздействующих факторов.

Изобретение относится к лазерной технике. Устройство (1) для предотвращения несанкционированного доступа к лазерному источнику содержит лазерный источник (3) и блок (2) безопасности.

Изобретение относится к области лазерной техники и касается устройства юстировки оправы оптического элемента. Устройство содержит закрепленный на кронштейне корпус, в отверстии которого установлен оптический элемент, фиксирующие элементы, фиксатор юстировки и пружину.

Способ настройки зеркал резонатора заключается в том, что устанавливают оправы с зеркалами с прижатием в трех точках на несущую часть резонатора и совмещают рабочие поверхности зеркал.

Система для усиления светового потока включает в себя первый отражатель, первую апертуру, первый поляризатор, выполненный с возможностью отражать световое излучение, характеризующееся первым состоянием поляризации, набор зеркал и второй поляризатор.
Изобретение относится к медицине, а именно к гинекологии, и может быть использовано для лечения крауроза и лейкоплакии вульвы у женщин. Используют ER:YAG лазер с прямоугольным импульсом изменяемой геометрии.

Изобретение относится к медицинской технике, в частности к средствам диагностики злокачественных новообразований. Устройство позиционирования содержит источник излучения в виде полупроводникового диодного лазера и селективно-спектральную фоточувствительную цифровую видеокамеру, выполненные с возможностью установки над операционным полем, метку, подключенную через блок цифровой обработки сигнала к персональному компьютеру, при этом метка выполнена одноканальной и установлена на источнике излучения, пять анкеров выполнены с возможностью установки на верхний и нижний угол раны и справа, слева и снизу от операционного поля, а одноканальная метка и анкеры подключены к шлюзу и блоку цифровой обработки с образованием системы навигации SDS-TWR.

Изобретение относится к области устройств для индивидуального ухода, в частности устройств для бритья. Бреющая головка для устройства для бритья волос содержит оптическую систему с возможностью направления лазерного луча через зону бритья в бреющей головке.

Группа изобретений относится к медицинской технике, а именно к средствам обработки кожи на основе света. Система содержит устройство для обработки кожи на основе света, которое включает источник обрабатывающего света для обработки волос или кожной ткани, прозрачное выходное окно и блок управления выходным местоположением прохождения обрабатывающего светового пучка через выходное окно, источник света обнаружения для предоставления пучка света обнаружения, блок обнаружения пучка света обнаружения после по меньшей мере частичного прохождения через выходное окно по меньшей мере один раз и управляющую схему для анализа сигнала блока обнаружения с целью поиска поврежденных областей на внешней поверхности выходного окна и управления блоком управления выходным местоположением во избежание прохождения обрабатывающего светового пучка через поврежденные области.

Изобретение относится к медицине, а именно к урологии, и может быть использовано для лечения хронического цистита. Осуществляют внутрипузырные инсталляции с предварительным лазерным воздействием на слизистую мочевого пузыря.
Изобретение относится к медицине, хирургии. При эндохирургическом лечении пищевода Барретта вводят эндоскоп, осматривают слизистую пищевода и кардиоэзофагеального перехода.

Группа изобретений относится к медицинской технике, а именно к средствам лечения кожи, основанным на излучении света. Устройство содержит источник света, оптические элементы для фокусирования падающего пучка света внутри кожи, элемент интерфейса с кожей для обеспечения оптического соединения падающего из устройства пучка света в коже, при этом элемент интерфейса с кожей содержит прозрачное выходное окно, прозрачную смесь из полярного вещества и неполярного вещества после выходного окна, и прозрачную фольгу после смеси веществ, при этом фольга является более гидрофобной, чем выходное окно.

Изобретение относится к области медицины, а именно к хирургии и проктологии. При проведении интронодальной лазерной коагуляции внутренних геморроидальных узлов предварительно определяют объем геморроидального узла по формуле , где V - объем эллипсоида в см3, R1 - это ширины его основания в см, R2 - показатель высоты узла в см, R3 - длины узла в апикально-каудальном направлении в см, π=3,14.

Изобретение относится к медицинской технике. Устройство ухода за кожей на основе света содержит источник света для обеспечения падающего импульсного пучка света для ухода за кожей посредством лазерно-индуцированного оптического пробоя (ЛИОП) волос или ткани кожи, прозрачное окно выхода для обеспечения возможности падающему пучку света выходить из устройства, и оптическую систему для фокусировки падающего пучка света в фокальное пятно в волосах или ткани кожи вне устройства ухода за кожей.
Изобретение относится к медицине, а именно к онкологии, и может быть использовано для фотодинамической терапии (ФДТ) злокачественных опухолей. Для этого под радионуклидным контролем внутривенно вводят фотосенсибилизатор и рентген-маркер, поочередно с совмещением пиков их максимальных концентраций для отслеживания их совместного накопления в тканях интраоперационной гамма-камерой.
Наверх