Диссертация (Сравнительный анализ ведущих современных оперативных методик лечения гиперплазии простаты), страница 8

Хромофоры — это любые молекулы, поглощающие светопределенной частоты; за счет чего вещество окрашивается в тот или иной цвет.Большинство лазерных аппаратов влияют на такие хромофоры телы человека какмеланин (косметические лазеры), гемоглобин (лазеры для вапоризации) и вода(лазеры для резекции). Разные хромофоры имеют разную глубину поглощения.Под глубиной поглощения понимается расстояние в ткани (оптический путь), закоторое поглощается 63% энергии падающего лазерного луча [125].Поглощение излучения или абсорбция - важнейший процесс взаимодействияткани и света.

При абсорбции энергии молекулами увеличивается скорость ихдвижения, что ведет к росту температуры тканей. В зависимости от количества- 38 -поглощенной энергии и, как следствие, тепла, ткань коагулирует, испаряется илиже подвергается карбонизации. Для того, чтобы предсказать, какой из эффектовбудет преобладать, необходимо знать основные характеристики как лазера [135].Большую роль в процессах проникновения тепла и его поглощения играютвышеупомянутые хромофоры. В предстательной железе представлены два типаосновных хромофоров – это гемоглобин, содержащийся в эритроцитах, ивнутриклеточная вода.

Так, к примеру, лазерное излучение может сильнопоглощаться кровью, но при этом иметь низкую глубину проникновения в тканиблагодаря высокому коэффициенту абсорбции в них. Таким образом, изменениедлины волны или целевого хромофора полностью меняет характер взаимодействиялазера с тканью [136].Под глубиной полного поглощения лазерной энергии понимается такая толщинаткани, в которой 90% энергии падающего лазерного пучка поглощается ипревращается в тепло.

Количество поглощенной тканью энергии определяет силувоздйствия лазера на ткань [137].Важно, чтобы эффект, достигаемый на длине полного поглощения, отвечалзадуманному хирургическому эффекту. При одной и той же мощности излучения,лазер с большой глубиной поглощения вызывает глубокий некроз; в то время, каклазер с небольшой грубиной проникновения немедленно испаряет и режет ткань[136].Сразу после абсорбции световая энергия превращается в тепловую, что ведет кнагреву ткани. Объем нагретой ткани меняется как в зависимости от длины волны,так и от энергии лазера.

Если энергия продолжает поступать (а это означает, чтопродолжает расти температура), в тканях начинают происходить процессыденатурации белков. Эти процессы протекают еще до достижения точки кипенияводы и ведут к коагуляционному некрозу [135, 137]. Если температура повышаетсяи дальше, то внутриклеточная жидкость закипает, что ведет к образованию пара,разрыву клеточных мембран и испарению клеток; все эти процессы объединяетпонятие «вапоризация» [113]. Тем не менее, стоит отметить, что при- 39 -взаимодействии лазера с тканью проходят как процессы вапоризации, так инекроза.При использовании любого лазера ткань, расположенная ближе к источникуизлучения, подвергается вапоризации, в то время как жидкость в тканях,находящихся глубже, не достигает точки кипения, но сами ткани подвергаютсякоагуляционному некрозу.

Соотношение вапоризационной и коагулированнойтканей объясняется простым правилом: чем выше коэффициент поглощенияизлучения, тем ближе к поверхности будет поглощено тепло, т.е. глубинапроникновения излучения будет небольшой. Следовательно, лазер с высокимкоэффициентом поглощения, в основном, воздействует только на небольшуюглубину ткани [135-137]. При этом, если энергия излучения достаточна, топроцессы закипания и испарения будут проходить моментально, вызываявапоризацию. И только небольшая часть энергии будет распределяться поподлежащим тканям, вызывая коагуляционный некроз.

И, напротив, лазер с низкимкоэффициентом поглощения приведет к вапоризации небольшой части ткани;сразу за зоной вапоризации начнется глубокий коагуляционный некроз - сначалаидет зона с полной денатурацией белков, а далее - зона частичной денатурации склетками, пораженными тепловым влиянием. Глубина двух зон, вапоризации икоагуляции, является общей глубиной проникновения лазера в ткани, что былодоказано в экспериментах ex vivo и in vivo [135, 138, 139].Стоит отметить, что возникновение эффекта карбонизации (повышениесодержания углерода в органическом веществе, происходящее под действиемтепла) означает, что лазер не проникает в ткани на большую глубину.

Этот эффектзачастую возникает при использовании тулиевого лазера. Из-за высокогокоэффициента поглощения длины волны вся лазерная энергия поглощаетсяповерхностным слоем ткани. Это ведет не к развитию коагуляционного некроза, ак мгновенной «ожоговой аблации» (burn ablation): нагрева глубжележащих тканейфактически не происходит, и процессы воздействия лазера ограничены толькотонким поверхностным слоем. Если же процессы ожоговой аблации протекают- 40 -медленно, то тепловое излучение проникает в подлежащие ткани, расширяя зонукоагуляции [135, 136].Исходя из этих технических особенностей лазерного излучения, многообразиелазерных методик удаления предстательной железы можно разделить на триосновныхнаправления:первое-этовапоризация,тоестьиспарениегиперплазированных тканей предстательной железы лазерным излучением доуровня хирургической капсулы; второе - резекция, то есть отсечение небольшихфрагментов ткани гиперплазии предстательной железы также до уровняхирургической капсулы; третье – энуклеация, т.е.

обнаружение слоя хирургическойкапсулы и выделение гиперплазированной ткани лазерным излучением вдоль нее[135, 136].Понимание основных принципов формирования лазерного излучения, а такжеособенностей его взаимодействия с тканями позволяет выбирать наиболееподходящий для выполнения той или иной методики лазер и лазерное волокно. Так,выбрав вапоризацию, наиболее подходящим будет являться волокно с боковымизлучением (side-firing); это позволит наиболее адекватно охватить все тканигиперплазии предстательной железы.

Напротив, проведение энуклеации возможнов том случае, когда кончик лазерного волокна будет копировать палец,выделяющий аденому, как при открытой аденомэктомии; в этом случае наиболееподходящим будет волокно с прямым излучением или концевым свечением (frontfiring, end-firing); оно позволит точно войти в слой ткани на границе схирургической капсулой при движении в направлении от семенного бугорка кшейке мочевого пузыря.

Меньшая глубина поглощения, кроме всего прочего,позволяетконтролироватьповреждениеструктур,расположенныхвнепосредственной близости от слоя энуклеации, что делает выделение гиперплазииеще более безопасным [137].- 41 -1.3.2 Современные лазерные системыПервым поколение лазерных систем применяемых в хирургии ГПЖ был лазерNd:YAG. Однако, данные лазерные аппараты из-за вызываемого ими глубокогонекроза ткани себя дискредетировали и им на смену пришли 5 основных группылазерныхсистем:лазерысгенерациейизлучениянаосновеКТР(калийтитанилфосфата) и LBO (лития бората), более известного как зеленый лазер(Greenlight); диодные лазеры; гольмиевый лазеры Ho:YAG (с алюмоиттриевымгранатом); тулиевый лазер Tm:YAG (с алюмоиттриевым гранатом) и новейшийлазер Tm-fiber (Таблица 1) [140].Таблица 1.

Характеристики различных видов лазеров.Вид лазераKTP/LBO(зеленый лазер)ДлинаЦелевойволны, нмхромофор532Гемоглобин940,Diode980, Вода1318, 1470Nd:YAG1064Holmium:YAGГлубинаРежимыпроникновенияизлучения, ммПолу-0,8непрерывныйи Импульсный игемоглобинВоданепрерывныйи Импульсный и0,5–54-18гемоглобиннепрерывный2100ВодаИмпульсный0,4-0,7Thulium:YAG2013ВодаНепрерывный0,4Tm-fiber1940ВодаНепрерывный0,15-0,2ВселазерныехирургическиевмешательстваприГПЖпроводятсяэндоскопически, что дает преимущество перед открытой аденомэктомией,поскольку отсутствуетпослеоперационная рана [141] (это касается всехэндоскопических методов хирургии простаты). Также, при лазерной хирургии в- 42 -качества ирригационной жидкости используется 0,9 % физиологический растворхлорида натрия.

Тем самым риск развития ТУР-синдрома устраняется [142].1.3.3 Неодимовый лазер Nd:YAGДлина волны излучения неодимового лазера на алюмоиттриевом гранатесоставляет 1064 нм. Путь поглощения этого аппарата один из наибольших идостигает 18 мм, что позволяет использовать его для гемостаза и коагуляции тканей[140].С начала применения Nd:YAG в середине 80ых годов XXI века описаномножество трансуретральных методов лечения ГПЖ [143].

Несколько из них былишироко изучены и сравнительно популярны, в том числе: визуальная лазернаяаблация предстательной железы (VLAP – visual laser ablation of the prostate) [144];интерстициальная коагуляция (ILC – interstitial laser coagulation)[145] и смешанныетехники с применением лазера Nd:YAG и других лазерных аппаратов. Все этиметодики на сегодняшний день уже ушли в прошлое и активно не применяются всвязи с невысокой эффективностью и большим числом послеоперационныхосложнений.Применение Nd:YAG для лечения ГПЖ было ознаменовано значительнымэнтузиазмом как врачей, так и физиков-специалистов [137, 146, 147].

Однако, какбыло установлено в многочисленных исследованиях, неодимовый лазер неприводил к моментальному удалению ткани гиперплазии предстательной железы[146]. Излучение Nd:YAG лазера проникало в ткани на большуюглубину(вследствие низкого коэффициента поглощения) (Таблица 1), что вело квозникновению глубокого некроза [146, 148]. Эта особенность лазера отразиласьна методике применения; операции с использованием неодимового лазера носятназвание «визуальная лазерная аблация гиперплазии предстательной железы иинтерстициальная лазерная коагуляция» (VLAP и ILC) [147, 148].

Результатом ихвыполнения явилось возникновение коагуляционного некроза и отторжение ткани- 43 -гиперплазии в виде сгустков, отходящих по уретре. Длительность периодаотторжения составляла от 4 до 8 недель, а так как вся ткань гиперплазииподвергалась некрозу, невозможным становилось проведение гистологическогоисследования.Несмотря на подобные, отрицательные аспекты процедуры, ее проведение велок значимому улучшению IPSS даже в сравнении с ТУР предстательной железы[147, 148].