Д. Ф. Устинова «военмех» Лекция



Скачать 494,27 Kb.
страница1/3
Дата29.06.2015
Размер494,27 Kb.
  1   2   3
Балтийский государственный технический университет имени Д. Ф. Устинова

«ВОЕНМЕХ»

Лекция


Лазерная хирургия
Авторы: Харьков С. А.

Жаналиева А. А.

Костылева Ю. С.

Группа: М312

Проверил: Морозов А. В.

Санкт-Петербург

2005 г
Введение
Хирургия- это область клинической медицины, изучающая заболевания, лечение которых проводится преимущественно с помощью оперативных вмешательств. В настоящее время лазеры применяются практически во всех областях медицины, а именно таких лазерная терапия, фотодинамическая терапия, лазерная хирургия и т.д. В лазерной и фотодинамической терапии применяется низкоинтенсивное лазерное излучение, которое не наносит непосредственных повреждений тканям организма. В хирургии же, напротив, используют излучения с высокими мощностями для удаления, механического разрушения или термического некроза клеток, тканей или иных объектов, подлежащих ликвидации.
Основные разделы хирургии.
Общая хирургия.

Эта специализация охватывает целый ряд разнообразных хирургических заболеваний. В отделениях общей хирургии в первую очередь проводится лечение по поводу наиболее часто встречающихся видов патологии органов брюшной полости, таких, как острый аппендицит, острая кишечная непроходимость , грыжи брюшной стенки, язвенная болезнь желудка и 12-и перстной кишки, кровотечения из различных отделов пищеварительного тракта, травматические повреждения печени, селезенки, почек и т.д.

В данном разделе лечение с применением хирургических лазеров в качестве выбора и при наличии соответствующего оборудования применяется только для остановки и профилактики кровотечений, удаление желчного пузыря и отростка слепой кишки, для работы на паренхиматозных органах и для сварки полых органов.
Сердечно-сосудистая хирургия.

При заболеваниях сердца и сосудов могут проводиться следующие операции: пересадка сердца, восстановление или замена протезом клапанов сердца, ликвидация врожденных пороков и аневризм, ликвидация патологических очагов возбуждения путем их удаления или электродеструкции, увеличение кровотока путем подшивания к коронарным сосудам (шунтирование) и увеличение мышечной силы миокарда путем подшивания к нему скелетной мышцы и т.д. Лазерные операции проводятся для восстановления просвета сосудов (реканализация сосудов путем процедуры лазерной ангиопластики), ликвидация патологических очагов возбуждения в сердечной мышце, улучшение кровоснабжения миокарда кровью непосредственно из левого желудочка, соединения рассеченных сосудов путем их сварки.


Торакальная хирургия.

В данном разделе рассматриваются различные патологии грудной полости: травма легких и плевры с попаданием воздуха в грудную полость, гнойный плеврит или эмпиема , опухоли легкого и бронхов и т.д. Лазерные операции проводят для восстановления просветов соответствующих органов (реканализация пищевода, реканализация бронха) и удаления небольших опухолей.


Нейрохирургия.

Данный раздел хирургической патологии включает в себя травматические повреждения головного и спинного мозга, обычно с кровоизлияние, кровоизлияния в головной и спинной мозг , опухоли и паразиты головного и спинного мозга, а также оболочек того или иного (удаление), спайки оболочек головного мозга (рассечение, удаление), опухоли гипофиза и эпифиза (удаление, радиационная терапия, гормонотерапия).

Лазерные операции проводятся для удаления опухолей головного и спинного мозга и сварки нервных стволов.
Оториноларингология.

В данной области самыми распространенными операциями является тонзилэктомия по поводу хронического тонзиллита, особенно при наличии или угрозе некоторых соматических поражений (сердца, почек, суставов), формирование фистулы (прохода) между полостью носа и просветом гайморовой пазухи (при гайморите), трахеостомия , операции на среднем ухе, операции на гортани (удаление опухолей, рубцов и т.д.), в полости носа, на ушных раковинах.

Лазерные операции выполняют для удаления опухолей и рубцов путем прецизионных, проводимых под контролем оптики, вмешательств (микрохирургические операции) на гортани и полости носа, а также для остановки носовых кровотечений, тонзилэктомии, парацентеза, при формировании фистулы гайморовой пазухи.
Урология.

Объектом хирургическо­го вмешательства для хирурга-уролога могут являться поражения по­чек, в частности их опухоли , травматические повреждения, почечные кам­ни , опущение одной или обеих почек. Помимо почек, хирургического лечения требуют также случаи образования или попадания камней в просветы мочеточника, мочевого пузыря или мочеиспускательного канала. Хирургического лечения (ре­зекции или полного удаления) в некоторых случаях также требует рак мочевого пузыря, а кроме того опухоли мочеточников или мочеиспус­кательного канала.

Лазерные операции проводят для частичной нефрэктомии, останов­ки почечных кровотечений травматического происхождения, литотрип­сии в любой области мочевыводящего тракта, простатэктомии в случае доброкачественных новообразований простаты, кастрации при раке про­статы, для реканализации семявыводящих протоков и мочеиспускатель­ного канала, остановки кровотечений из поверхности мочевого пузыря и удаления опухолей в дистальных отделах мочеточника.

Акушерство и гинекология.

Хирургические вмешательства в этой области бывают необходимы при небольших кистах, а также при крупных кистах и кистомах яичника (удаление), при полостных кровотечениях из яичника, при непроходимо­сти обеих фаллопиевых труб, при неподдающихся те­рапии фибромиомах или кровотечениях из матки, а также раке матки (резекция или полное удаление матки), при выкидыше плода и абор­тах, при некоторых видах патологических родов, при разрывах стенок или заднего свода влагалища в родах или иных ситуациях (восстановление структур).

Лазерные операции проводят для клиновидной резекции и коагуляции яичника, резекции шейки матки, а также при некоторых патологиче­ских изменениях эндометрия.
Стоматология.

Эта область включает в себя лечение по поводу зло­качественных новообразований верхних и нижних челюстей, слизи­стой оболочки полости рта, губы и языка, опухолей слюнных желез. Из неопухолевых поражений следует отметить окклюзию протоков слюнных, доброкачественные новообразования на поверхности слизистых, переломы костей верхних и нижних челюстей, кровотечения, кари­ес и пульпит, воспалительные процессы око­лозубной соединительной ткани и кости.

Лазерные операции проводят для удаления кариозных масс, обработ­ки пульпарной полости, удаления прикорневых кист, а на слизистой по­лости рта - для ликвидации доброкачественных новообразований.
Травматология и ортопедия.

Хирургические вмешательства в этой об­ласти проводятся по поводу вывихов суставов, открытых закрытых переломов костей конечностей, частичной или полной неподвиж­ности суставов. При тяжелом поясничном радикулите, сопро­вождающемся сдавливанием нервных корешков или ствола спинного моз­га в связи с выпадением (грыжей) сердцевины межпозвоночного диска или разрастанием костных образований от позвоночников в сторону спинномозгового канала, указанные структуры подлежат удалению.

Лазерные операции проводят для обработки костной (ампутации), и также хрящевой тканей, например, при разрыве менисков коленного сустава, манипуляциях на межпозвоночных дисках.
Дерматология.

Хирургической ликвидации подлежат злокачественные (рак, меланома), потенциально злокачественные и крупные доброкачественные новообразования на любых поверхностях кожных покровов. По просьбе больного могут быть также удалены любые доставляющие неудобства или эстетически неприемлемые образования на коже, та­кие как папилломы, фибромы, нейрофибромы, невусы (родимые пят­на), гемангиомы, в том числе и массивные так называемые винные пятна (Роп Wine Stains - PWS). По заказу пациента хирургические вмешательства производят также по поводу татуировок, лазерная эпиляция и всевозмож­ных косметических дефектов.

Методом лазерной хирургии может излечиваться или устраняться подавляющее большинство указанных патологических состояний или косметических дефектов.
Онкология.

Лазерные операции проводят для ликвидации злокачественных опухолей на ранних стадиях, реканализации просвета полых органов у неиз­лечимых пациентов, лечения некоторых медленно прогрессирующих новообразований, в частности, рака мочевого пузыря и некоторых опухо­лей головного мозга, устранения метастазов, для лечения многих доброка­чественных новообразований (в желудочно-кишечном тракте, на слизи­стых оболочках полостей рта, носа, гортани, поверхности кожи и ряде других органов).


Таким образом, даже предельно краткое и далеко не полное опи­сание различных видов патологии и перечисление способов лечения показывает, что хирургия представляет собой исключительно обшир­ный раздел современной медицины, причем значительное место в ней отводится лечению с помощью лазерных хирургических установок.

ВЗАИМОДЕЙСТВИЕ ИЗЛУЧЕНИЙ ХИРУРГИЧЕСКИХ ЛАЗЕРОВ С ТКАНЬЮ
Луч хирургического лазера вызывает повреждение и/или гибель живой ткани, а при достаточно высокой энергии ее абляцию. Термин «абляция» переводится на русский язык. как удаление или ампутация; в не медицинской лексике абляция означает размывание или таяние. Совокупность всех этих понятий в целом подходит к общепринятой интерпретации данного термина применительно к лазерной хирургии. Под абляцией понимают ликвидацию участка живой ткани непосред­ственно под действием на нее фотонов лазерного излучения. При этом имеется в виду эффект, проявляющийся именно в ходе самой про­цедуры облучения, поскольку в некоторых ситуациях (например, при интерстициальном газировании или фотодинамической терапии) об­лученный участок ткани после прекращения лазерного воздействия остается на месте, а его постепенная ликвидация наступает намного позднее в результате серии местных биологических реакций, развива­ющихся в зоне облучения.

Механизм и параметры (энергетические характеристики, произ­водительность) абляции определяются свойствами облучаемого объек­та (соотношение жидкого и плотного компонентов, их химические и физические свойства, характер внутри- и межмолекулярных связей, термическая чувствительность клеток и макромолекул, кровоснабже­ние ткани и т. д.), характеристикой излучения (длина волны, непре­рывный или импульсный режим облучения, мощность, энергия в импульсе, суммарная поглощенная энергия и т. д.), а также парамет­рами, неразрывно связывающими свойства объекта и лазерного луча, - коэффициентами отражения, поглощения и рассеяния дан­ного вида излучения в данном виде ткани или ее отдельных состав­ляющих. Взаимодействие лазерного излучения с различными материалами, в первую очередь феномен абляции, представляет со­бой одну из фундаментальных, интенсивно изучаемых, хотя и еще не до конца решенных проблем современной физики. Здесь представле­на лишь описательная характеристика этого феномена применитель­но к реальным и модельным объектам, обработка которых лазерным излучением представляет интерес для хирургии. В настоящее время приняты четыре механизма абляции биологических объектов под действием лазерного излучения. Эти механизмы будут рассмотре­ны применительно к параметрам излучения как выше, так и ниже по­рога абляции (соответственно, абляционный и субабляционный режимы лазирования), поскольку оба эти режима весьма часто и эф­фективно применяются в современной лазерной хирургии.


Механизм 1
Наиболее наглядно этот механизм проявляется при облучении жи­вых объектов лучами Nd:YAG лазера (1064 нм), работающего в непре­рывном режиме (continuous wave mode, СW), при мощностях до 60­-100 Вт При облучении тканей с высоким содержанием волы энергия поглощается главным образом в неводном компоненте, а поглощение в воде чрезвычайно мало (коэффициент поглощения - 1/см [251]. Впрочем, в неводной части биоматериала поглощение также невели­ко, с некоторым повышением в крови (за счет гемоглобина эритроци­тов) и окрашенных структурах (например, пигмента кожи). Обычно проникновение излучения данного лазера в кровесодержащую ткань достигает 5-8 мм глубины. Следует помнить, однако, что коэф­фициент поглощения существенно возрастает у белков, денатуриро­ванных вследствие нагревания облучаемой ткани, а при дальнейшем разогреве и возгорании этот показатель еще более увели­чивается за счет обугливания (карбонизации) облучаемой поверхно­сти. Поэтому для данного вида излучения, в отличие от многих других лазеров, характер воздействия на ткань резко меняется во времени, причем коэффициент поглощения нарастает, а глубина проникнове­ния луча в ткань соответственно падает.

События, развивающиеся при взаимодействии излучения Nd:YAG лазера с живой тканью, схематически представлены на рис. 1. Энер­гия фотонов лазерного излучения превращается только в тепловую (здесь и далее потери на отражение с поверхности не рассматривают­ся), что ведет к локальному разогреву объекта по месту падения луча (рис.1 а). При температуре до 43° С термические повреждения ткани обратимы, а с дальнейшим повышением температуры сначала отдельные, а затем и все макромолекулы изменяются необратимо (де­натурируют), в результате чего облучаемый участок ткани погибает (подвергается некрозу) вследствие денатурации белков. В медицин­ской терминологии процесс термической денатурации объемно назы­вают коагуляцией. Критическая температура начала коагуляции большинства тканевых компонентов составляет около 55° С. При продолжающемся облучении размер области некроза возрастает (рис. 1 Б), температура увеличивается, причем выше 100° С начинается интенсивное испарение воды, затем следует термический распад орга­нических молекул (пиролиз), а при t - 300° С горение поверхностных слоев материала (рис. 1 С), с выделением дыма (продукты сгорания) и осаждением их на поверхности формирующегося абляционного кра­тера.



рис. 1
Понятно, что собственно абляция, то есть удаление ткани под дей­ствием лазерного луча, наступает лишь на последних этапах взаимо­действия излучения с объектом и является результатом кумулятивного фототермического эффекта, при котором накопление тепла в объекте происходит быстрее его рассеяния из зоны облучения, что в конечном итоге ведет к возгоранию высушенной и перегретой ткани. Ясно так­же, что на этапах а, б и с процесс взаимодействия излучения с тканью соответствует субабляционному режиму облучения, поскольку если на любом из этих этапов облучение прекращается, то абляции не про­изойдет. При низкой мощности и/или эффективном теплоотводе (например, за счет циркулирующей крови или при охлаждении облу­чаемой ткани) хирург может использовать только cубъабляционный режим, приводящий к коагуляции ткани без ее удаления. К такому же результату приведет экспозиция ткани при высокой мощ­ности излучения, но в течение очень короткого промежутка времени, недостаточного для инициации абляционных процессов. Практиче­ски, однако, работа при высокой мощности с целью коагуляции тка­ни без её удаления представляется нерациональной и неудобной, поскольку из-за недостаточно четких внешних признаков изменения живой ткани под лучом до момента абляции возникает вероятность превысить нужное время экспозиции и «пережечь» объект. Поэтому для безопасной и вместе с тем универсальной, пригодной как для аб­ляционного, так и субаблпционного лазирования эксплуатации прибора в клинике, целесообразно приобретение лазера, обеспечивающего широкий диапазон мощностей, включая 1 Вт или даже ниже.

Повышение мощности излучения Nd:YAG лазера, естественно, ускоряет все стадии взаимодействия луча с тканью, ведущие к абляции. При этом уменьшается и глубина термического некроза за счет экранирования глубоко расположенной и еще недостаточно прогре­той ткани ее поверхностными слоями, поглощение света в которых



рис. 2
резко возросло из-за их коагуляции и обугливания. Уменьшение глу­бины некроза имеет место и при облучении ткани через светопрово­дящее волокно, введенное в непосредственный контакт с тканевой поверхностью (так называемый контактный режим лазирования). В данном случае, помимо возрастания плотности мощности за счет уменьшения площади облучаемой поверхности (рис. 2), начина­ет работать и другой механизм, а именно, резкий разогрев самого ра­бочего конца световода благодаря осаждению на его поверхности светопоглотающих продуктов абляции. Можно предполагать, что при этом из-за высоких поверхностных температур, передаваемых от на­конечника к ткани, происходит интенсивное(взрывное) испарение пограничного со световодом слоя материала, вследствие чего большая часть тепловой энергии вместе с испаряемыми продуктами отводится за пределы объекта, и лишь малая ее доля остается в ткани. Показано, что для эф­фективной абляции контактным способом необходимо умеренное механическое давление на ось световода, чем достигается постоянство и максимальная плотность контакта наконечника с облучаемым объек­том и, кроме того, преодолевается механическое сопротивление тка­ни.

Исходя из сведений о механизме взаимодействия излучения Nd:YAG лазера с тканью, становятся понятными области применения этого ин­струмента в хирургии.

1. При кратковременных экспозициях, дистанционном нацелива­нии световода и умеренных мощностях (то есть при сочетании усло­вий, недостаточных для развития абляционного эффекта) CW Nd:YAG лазер может использоваться для локальной коагуляции различных поверхностных патологических образований на коже и слизистых обо­лочках, а также для остановки кровотечения при геморрагиях. Последнее происходит за счет формирования плотных сло­ев коагулированной кровяной плазмы в сосудах, что герметизирует их просвет и препятствует дальнейшему кровотечению.

2. Субабляционный режим используют и при лазерной сварке био­тканей. При этом рабочая температура должна находиться в диапазо­не 60-80°С. Это достигается применением низкой мощности, сравнительно большими интервалами между экспозициями, достаточ­ными для предотвращения аккумуляции тепла и перегрева места будущего сварного шва, нанесением красителей («припоев»), погло­щающих излучение, на поверхность места сварки с целью снижения термических повреждений в глубоких слоях облучаемой ткани. Лазерную сварку применяют для сшивания мелких и среднего калиб­ра кровеносных сосудов, пересеченных нервных стволов, соединения стенок полых органов и для других целей.

3. Несколько иные условия субабляционного лазирования применяют для внутритканевой (интеретициальной) коагуляции патологи­ческих тканей (другое название лазер-индуцированная термотерапия). В таких ситуациях световод со специально обработанным на­конечником через троакар вводят в центр опухоли (злокачественные новообразования печени, поджелудочной железы, различных отделов ЦНС) и при невысокой мощности в течение довольно длительного вре­мени, нередко при искусственном охлаждении наконечника или тка­ни вокруг него, добиваются термокоагуляции патологического образования. При этом различными термографическими, способами контролируют температуру вокруг опухоли, чтобы свести до минимума повреждения окружающей здоровой ткани. Су­щественным моментом данного вида облучения является исключение абляционных параметров лазирования вокруг рабочего наконечника световода для предотвращения формирования, как слоя карбонизиро­ванного материала, так и нагара на поверхности световода. Как уже указывалось, в этих условиях распространение излучения вглубь рез­ко уменьшается, что должно привести к снижению эффективности процедуры. Световод может быть также введен по естественному анатомическому каналу через гибкий катетер для интерстициального лазированипя довольно крупных патологических образований, на при­мер, ткани гипертрофированной предстательной железы. Недав­но было экспериментально установлено, что этот вид лазирования целесообразно использовать и для коагуляции патологически измененной ткани яичника (хроническая гиперандрогенная ановупя­ция), причем при лапоросколическом доступе.

4. Для осуществления надрезов, а также отсечения или рассечения ткани или проведения сквозь нее каналов с целью увели­чения диаметра естественных просветов излучение Nd:YAG лазера используют в абляционном режиме и при этом, как правило, в непо­средственном контакте с облучаемой тканью.

Конкретные параметры лазирования определяются непосред­ственными условиями хирургического вмешательства:

- при необходимости проведения точной, «тонкой» работы (ми­ниатюрные разрезы при косметических операциях, работе на жизнен­но важных образованиях (ЦНС), вмешательствах на сосудах и т. п.) предпочтительно использовать заточенные световоды, благодаря ко­торым обеспечиваются наиболее узкие разрезы с минимальным тер­мическим повреждением окружающей ткани;

- при лазировании опухолей, наоборот, коагуляция вдоль разреза должна быть значительной для обеспечения абластичности, то есть предотвращения распространения раковых клеток за пределы ново­образования. Это достигается при использовании необработан­ных или сферических наконечников при средних или высоких плотностях мощности. Весьма часто контактное лазирова­ние в онкологии используют для паллиативных (то есть временно облегчающих страдания больного) операциях реканализации (восста­новление проходимости естественного просвета), например, при су­жении раковой опухолью просвета пищевода или бронха. Использование с этой целью неконтактного лазирования для Nd:YAG лазера представляется нецелесообразным из-за слишком низкой скорости абляции в таком режиме и возможности глубоких термических повреждений, результатом которых может стать послеоперационный разрыв (перфорация) стенки полого органа с тяжелейшими последствиями для пациента;

- при работе на массивных органах с обильным кровоснабжени­ем (ткань печени, селезенки, почки, гипертрофированной щитовидной железы) рационально использовать режимы, обеспечивающие относительно глубокую коагуляцию, что способствовало бы надежно­му гемостазу Для этого пригодны сферические одинарные или даже сдвоенные наконечники, а также сочетания контактного спо­соба подачи энергии (в ходе резания) с дистанционным (при возник­новении кровотечения);

- использование CW Nd:YAG лазера для хирургических вме­шательств на прозрачных (роговица), полупрозрачных (хрящ) и мало прозрачных (зуб, кость) плотных и твердых объектах нерационально, так как из-за низкого коэффициента поглощения в этих тканях воз­можны глубокие термические повреждения (например, пульпы зуба при облучении эмали или дентина) при крайне низкой эф­фективности абляции.

Сходным с CW Nd:YAG лазером (1064 нм) по механизму взаимодействия с биотканями являются CW варианты этого инструмента с дли­нами волн 1,32 мкм и в меньшей степени 1,44 мкм. Из-за несколько более высокого поглощения излучений указанных лазеров в воде глубина термического некроза в оперируемых тканях при работе с этими лазерами ниже, как и порог абляции (минималь­ная энергия, необходимая для индукции абляции) по сравнению с про­тотипом. Некоторое сходство выявляется и при использовании аргонового (488/514нм) лазера. Излучение аргонового, как и Nd:YAG (1064 нм) лазера, очень слабо поглощается водой, но в отличие от последнего, оно значительно сильнее поглощается в окра­шенных структурах (хромофорах), таких как гемоглобин и кожный пигмент меланин. В случае с гемоглобином облучение аргоно­вым лазером вызывает термическое повреждение эритроцитов, «вскипание воды в них, затем вторичный нагрев и коагуляцию плаз­мы крови и, наконец, необратимое повреждение стенки кровеносных сосудов с остановкой кровотока и последующей резорбцией (расса­сыванием путем фагоцитоза) сосудистой ткани. Именно этот эффект используют для ликвидации патологических сосудов. Во многих случаях аргоновый и ряд других лазеров, работающих в ви­димой области спектра, используют в субабляционном режиме при невысоких мощностях. Как и CW Nd:YAG (Т - 1064 нм) лазер, apгo­новый лазер и аналоги, в сочетании с цветным «припоем», применя­ют для сварки тканей. Интересно, что для этой цели применяют и сильно поглощаемые в воде излучения СО2 (10,6 мкм) и СО (5,4 мкм) лазеров, но только в субабляционном режиме. На рисунке представлена глубина проникновения лазерного излучения в ткани при использовании лазеров с различными длинами волн.



О механизме взаимодействия СО2 лазера с тканью в ре­жиме абляции будет изложено ниже (см. Механизм 2). Недавно появились работы о возможности тканевой сварки, а также интерсти­циального лазирования с помощью диодных (Т - 830 и 850 нм) лазе­ров и Nd:YAG (1,9 мкм) лазера. Несмотря на различия между оптическими свойствами тканей по от­ношению к излучению CW Nd:YAG (1064 нм) и остальных рас­смотренных здесь лазеров, общим для них (возможное исключение­ контактный режим работы CW Nd:YAG лазера,1064 нм) является в основном фототермический механизм, что и обеспечивает лишь ра­зогрев, необходимый для коагуляции или плавления соответствующих тканей.

Отметим, что аргоновый лазер иногда используют не для прямо­го, а для опосредованного термического воздействия на ткань, монти­руя наконечник световода в металлическую оправу. Нагревание последней лазерным лучом оказывается достаточно эффективным для разрушения, например, атеросклеротических бляшек на внутренней поверхности сосудов.

Таким образом, рассмотренный механизм определяется низким уровнем поглощения излучения в главном компоненте мягких тканей - воде при незначительном (CW Nd:YAG лазер, ~- 1064 нм) его поглощении в остальных тканевых компонентах или сильном по­глощении лишь в отдельных из них (аргоновый и аналогичные лазе­ры, работающие в видимой части спектра). Вся поглощенная энергия при этом превращается в тепло, которое при относительно продолжи­тельной экспозиции объекта и/или высокой мощности приводит к аб­ляции. Варьируя плотность мощности, в частности, путем применения контактного или дистанционного режимов лазирования, хирург мо­жет работать в субабляционном (коагуляция различных патологиче­ских, в том числе и специфически окрашенных тканей, гемостаз, сваривание тканей), абляционном (рассечение тканей) или смешанном (рассечение в контактном режиме, а при необходимости форсированный гемостаз путем дистанционного облучения) режимах облучения. При этом может быть достигнут оптимальный клиниче­ский эффект, то есть ликвидация патологических образований при хо­рошем гемостазе и минимально возможном поврёждении здоровых тканей, чрезмерная травма которых осложняла бы и удлиняла зажив­ление послеоперационной раны.



Механизм 2
Действие этого механизма ограничено некоторыми инфракрасны­ми лазерами при облучении ими мягких водосодержащих тканей. При этом наиболее детально исследован СО2 лазер (CW, Т - 10,6 мкм). Его излучение в режиме абляции, что соответствует плотностям мощности > 50 кВт/см2, интенсивно поглощается молекулами ткане­вой воды, причем коэффициент поглощения в ней на три порядка выше, чем для CW Nd:YAG лазера. При таких условиях имеет место очень быстрый разогрев воды, а от нее и неводных компонентов ткани. Следствием является стремительное (взрывное) испарение тка­невой воды и извержение водяных паров вместе с фрагментами кле­точных и тканевых структур за пределы ткани с формированием абляционного кратера. Вместе с перегретым материалом из ткани уда­ляется и большая часть тепловой энергии, а ее незначительная остав­шаяся доля приводит к минимальным термическим повреждениям на глубину лишь 50-100 мкм за пределами абляционного кратера (рис. 3 и 4). Schomaker ег а1. в опытах на тканях и на органическом геле ( > 90% воды), использованном в качестве модели живой ткани,



рис. 3


рис. 4
показал, что часть разогретого материала в виде расплава остается вдоль стенок абляционного кратера, причем именно этот слой и является резервуаром тепла, передаваемого на ткань за пределы кратера. Инте­ресно, что толщина этого слоя одинакова по всему контуру кратера. С повышением плотности мощности она уменьшается, а с понижени­ем растет, что сопровождается соответственно уменьшением или уве­личением зоны термических повреждений. Повышение мощности ведет также к увеличению массы тканевого материала, извергаемого из ткани за единицу времени (эффективность абляции), а понижение - к обратному результату поэтому, повышая мощность излучения, хи­рург добивается увеличения скорости удаления ткани, снижая в то же время глубину термических повреждений. Наоборот, если целью опе­рации является увеличение их масштаба, например, для местной коа­гуляции патологических образований, остановки кровотечения или противодействия распространению раковых клеток за пределы разре­за, то плотность мощности излучения следует понизить, например, путем дефокусировки луча.

По-видимому, аналогичные события происходят и при использо­вании на мягких тканях импульсных лазеров, излучающих в инфракрасной области спектра (Er:YAG - 2,94 мкм; Er:YSSG - 2,79 мкм; Ho:YAG, - 2,12 мкм; TSH: YAG - 2,15 мкм; Tm-Ho-Cr:YAG - 2,15 мкм; Ho:YSSG - 2,09 мкм, Tm:YAG -2,01 мкм; Ho:YLF - 2,06 мкм). Сразу оговоримся, что при опи­сании взаимодействия с тканью излучений этих и других лазеров, ко­торые испускают энергию в виде коротких (порядка миллисекунд, мс, или микросекунд, мкс) или сверхкоротких (порядка наносекунд, нс, и короче) импульсов, мы не рассматриваем здесь способ их формирова­ния (синхронизация - mode-locking, суперпульc - q-switching или иные) в квантовом генераторе. Этот вопрос отражен в соответствую­щей специальной литературе.

Для перечисленных выше инфракрасных лазеров харак­терны очень высокие коэффициенты поглощения в воде (у Er:YAG лазера на четыре порядка выше, чем у Nd:YAG лазера), значитель­ные плотности энергии в импульсе (Buence - флуенс) при работе в абляционном режиме, а также высокая эффективность абляции при относительно небольших термических повреждениях за пределам и аб­ляционного кратера. Предполагают, что, как и в случае CO2 лазера, вдоль стенок абляционного кратера в ткани, облучаемой Er:YAG лазером, образуется слой расплава. Следует иметь в виду, что при работе на биоткани с этими лазерами, существенное значение для характера тканевых изменений имеет энергетическая характери­стика импульса, в первую очередь его пиковая мощность. Это нагляд­но показано в опытах с облучением роговицы Er:YAG лазером. В этих опытах количество энергии, доставляемой к объекту в ходе одно­го импульса, иными словами величина флуенс, поддерживалось на одинаковом уровне 4 мДж, а изменялась лишь продолжительность им­пульса (50, 150 или 250 мкс) и тем самым его пиковая мощность. Ока­залось, что при наименьшей из мощностей, соответствующая самому длительному из импульсов, резко возрастала глубина термонекроза. Вероятно, что в этих условиях масса перегретых продуктов, удален­ных из ткани в ходе абляции, была относительно небольшой по срав­нению с оставшимися, а это и обусловило глубокие термические повреждения вокруг абляционного кратера. В то же время при самом мощном из импульсов ситуация была совершенно иной, на что ука­зывали минимальные термические повреждения вокруг кратера при высокоэффективной абляции. К сожалению, в последнем случае этот явно положительный эффект был достигнут ценой обширных меха­нических повреждений ткани ударной волной (см. далее), что для дан­ной ткани неприемлемо. Оптимальным для клинического использования авторы находят промежуточный по длине импульса режим (150 мкс), при котором неизбежные для данного лазера как тер­мические, так и механические повреждения все же выражены умерен­но. Приведенный пример показывает, насколько важными для результатов операции могут оказаться физические параметры лазер­ного излучения, а также насколько сложной и ответственной является их установка для каждого конкретного применения.

Что касается практического применения рассмотренных лазеров, то они используются (особенно часто - СО2 и Ho:YAG лазеры) для манипуляций на мягких и сильно обводненных, в том числе и неокра­шенных или слабо окрашенных тканях. Исходя из механизма действия, эти лазеры рационально применять для всевозможных хирургических операций, требующих эффективной абляции при минимальном тер­мическом повреждении, в частности, на мышечной ткани, кож­ных покровах, ткани мочевого пузыря, тканях женских и мужских половых органов, при различных опухолях. При кровотечениях, однако, толщина термически коагулиро­ванной ткани может оказаться слишком незначительной для надеж­ного гемостаза. Чтобы решить эту проблему, рекомендуется, как уже указывалось в случае СО2 лазера, обработка кровоточащего источни­ка расфокусированным лучом. Для PW лазеров с этой целью рацио­нально повысить частоту следования импульсов до значений, обеспечивающих аккумуляцию тепла между ними, достаточную для достижения требуемого эффекта. Радикальным решением данной проблемы является использование сконструированного недав­но комбинированного инструмента, в котором облучение проводится одновременно нацеленными на ткань лучами СО2и Nd:YAG лазеров. Первый из лазеров при этом работает как эффективный скаль­пель, а второй обеспечивает гемостаз.

При всех очевидных достоинствах (эффективная абляция, неболь­шие термические повреждения) рассматриваемых импульсных лазе­ров наличие побочных механических эффектов может оказаться нежелательным или даже неприемлемым фактором. Поэтому в настоя­щее, время делаются попытки сконструировать не импульсный, а не­прерывно излучающий лазер с длиной волны около двух микрон, который бы обеспечивал хорошую абляцию при минимальной терми­ческой и полном отсутствии механической травмы. Один из таких ла­зеров (CW Ho:YAG лазер, ~ - 2,12 мкм) был испытан и оправдал возлагавшиеся на него ожидания в опытах на печени цыплят и коже свиньи [70], а другой (диодный лазер, ~ - 1,94 мкм) - при контакт­ных манипуляциях на сетчатке глаза у кроликов.
Механизм 3
Этот механизм в принципе сходен с механизмом 2, поскольку так­же предполагает расплавление облучаемого материала и его изверже­ние под действием мощных, превышающих порог абляции, импульсов инфракрасных PW лазеров. В данном случае, однако, объектом лазер­ного воздействия являются твердые ткани (кость, эмаль и дентин зуба и др.),что и определяет особенности рассматриваемого механизма (рис. 5). Наибольшую роль в его понимании имели исследования, а большинство экспериментов проведено с использо­ванием PW Er:YAG и Ho:YAG лазеров с продолжительностью импуль­сов 150-200 мкс. Выбор именно этих лазеров определяется высокими (особенно для Er:YAG лазера) коэффициентами поглощения указан­ных излучений не только в воде, но и в некоторых минералах твердых тканей, а также возможностью генерации больших (до многих десят­ков Дж/см2 в импульсе) значений флуенс и плотности мощности (до десятков МВт/см2) в импульсе, необходимых для достижения аб­ляционного эффекта. Применение методов термографии, спектроско­пии и сканирующей электронной микроскопии для оценки как поверхности обрабатываемого объекта, так и абляционных испарений, позволили довольно четко представить картину и динамику событий, возникающих при лазерном облучении твердых тканей. Так, при вы­соких значениях флуенс (до 140Дж/см') отмечена незначительная глу­бина (не более 7 мкм) термических повреждений эмали, этой наиболее


рис. 5

твердой ткани человека. На поверхности абляционных кратеров, в зависимости от энергии в импульсе, наблюдали застывший расплав и/или более или менее интактную структуру зуба, характерную для об­лучаемого образца (призмы и канальцы соответственно в эмали и дентине), а среди осажденных абляционных испарений - мелко­дисперсный застывший расплав (melt) и различного вида кристалли­ческие образования. При этом эффективность абляции, оцениваемая в опытах по толщине материала, удаляемого в ходе одного импульса, находилась в логарифмической зависимости от значений флуенс для эмали и дентина и в почти линейной для пластика, имитировав­шего твердое вещество кости.

Согласно представлениям Хибста, быстрый разогрев твердых объектов под лучом лазера ведет к расплаву материала, причем плав­лению в первую очередь подвергаются относительно низкоплавкие компоненты, в то время как более термостойкие кристаллосодержащие структуры на короткое время сохраняют исходное (то есть твер­дое) агрегатное состояние. Импульсный взрывообразный выброс расплава и не успевших расплавиться твердых частии за пределы объекта представляет собой, по Хибсry, феномен абляции механического типа, характерный для сравнительно низких энергий облучения.

При воздействии более высоких энергий разогрев и расплавление всего облучаемого материала происходит практически одновременно, а его выброс идет уже не за счет отдельных взрывов, а путем постоянного интенсивного взрывного испарения (термальный или испарительный тип абляции по Хибсту). В действительности же, при таком облуче­нии имеют место оба типа абляции из-за вклада относительно низко­энергетической периферической области луча. Показано также, что при низких, а тем более субабляционных значениях флуенс ,происхо­дит снижение выхода тепла за пределы объекта с одновременным уве­личением ее поступления в ткань, сопровождающимся значительными термическими повреждениями ее структур. Можно также предпола­гать, что в этих условиях, помимо термических, возникнут и механи­ческие повреждения, такие, как трещины и расколы, связанные с термическим расширением нагретого ниже точки плавления твердого материала. Возможно, что именно чрезмерными термическими и/или механическими повреждениями объясняется снижение регенератор­ной способности кости после ее облучения Er:YAG лазером, а также появление дефектов (трещины, грубое оплавление и карбони­зация поверхности) в обрабатываемой эмали и дентине при использо­вании CW СО2 лазера, мощность которого на несколько порядков ниже таковой у эрбиевого.

Интересно, что эффективная абляция твердой ткани (эмаль зуба) может быть достигнута и при использовании PW Nd:YAG лазера при длине импульсов порядка нескольких наносекунд. Хотя излучение данного лазера слабо поглощается материалом объекта, низкая поглощающая способность, по-видимому, с избытком компен­сируется исключительно высокой мощностью излучения (до 35 МВт). При этом полагают, что сильный разогрев (- 4000°С) ведет к возник­новению значительных внутренних напряжений в облучаемой эмали, которые и обеспечивают взрывной выброс материала. Отсутствие же глубокого термического повреждения и трещин за пределами зоны аб­ляции может быть объяснено соответственно высокоэффективным выбросом перегретого материала и гашением внутренних напряжений посредством своеобразной амортизирующей «прокладки» в виде расплава вдоль границы абляционного кратера. В случае меньших мощ­ностей (- 0,5 МВт в импульсе) эффект облучения эмали данным лазером состоит в поверхностном оплавлении минералов и глубоком прогреве ткани.

Er:YAG лазер чаще всего применяют ддя обработки твердых тка­ней зуба, особенно при кариесе. Кроме высокоэффективной абляции, и незначительной термической травматизации эмали и дентина, из­лучение этого лазера обладает и выраженным бактерицидным эф­фектом по отношению к кариогенной флоре, что делает этот ин­струмент особенно привлекательным для широкого использования в стоматологии.



Помимо работы на тканях зуба, рассмотренные лазеры целесооб­разно применять для работы на костной и хрящевой тканях, для измельчения камней в просветах полых органов, напри­мер в бронхах , возможно также для обработки твердых протезов любого назначения и локализации. В заключение еще раз подчерк­нем, что успешная эксплуатация лазеров, работающих в режиме меха­низма З, возможна лишь при строгом соблюдении энергетических параметров по отношению к конкретным объектам. Отступление от этого правила приведет к нежелательным последствиям из-за сопут­ствующих термических и/или механических повреждениях обрабаты­ваемых тканей.

Механизм 4
Действие этого механизма ограничено импульсными лазерами, ра­ботающими в ультрафиолетовой области, а наибольший практиче­ский интерес представляют так называемые эксимерные лазеры, в первую очередь ArF (193 нм) и ХеСl (308 нм), реже - KtF 248 нм лазеры, а также лазеры, УФ-излучения которых c длинами волн 211, 213, 263, 311 или 355 нм получают в качестве про­изводных от исходно инфракрасных излучений Nd:YAG 1064 нм и Nd:YLF (1053 нм) лазеров. Термин «эксимер» при­менительно к лазерам означает русскую версию англоязычного сокра­щения двух слов «excited dimers» или «возбужденные димеры». Так, описывают состояние молекул некоторых газов, Ar2, F2, Xe2 или Kr2, в которых находятся эти молекулы в коде генерации излучения экси­мерным лазером. Излучение ХеС1 лазера интенсивно поглощается не­ водными компонентами как мягких, так и твердых тканей; для ArF лазера характерен высокий коэффициент поглощения в бел­ках и ДНК, а в прозрачной ткани роговой оболочки глаза основ­ным хромофором при излучении этого лазера является коллаген соединительной ткани. Вода практически не поглощает излуче­ний УФ-лазеров. В экспериментальной и клинической практике диа­пазон испытываемых энергий варьирует от нескольких миллиджоулей до нескольких десятков джоулей, а плотностей мощности в импульсе от нескольких мегаватт до значений свыше одного гигаватга (ГВт) на см2. По сравнению с Er:YAG лазеров, энергия фотонов в эк­симерных лазерах примерно на один порядок выше. Это обстоятель­ство, как и отсутствие поглощения в воде, в существенной мере определяют особенности механизма взаимодействия указанных лазеров с поглощающими материалами. При взаимодействии луча экси­мерного лазера с молекулами мишени энергия фотонов оказывается достаточной или даже превышает внутреннюю энергию ковалентных связей между отдельными атомами, что ведет к разрыву этих связей, распаду молекул на отдельные фрагменты и взрывообразному, со сверх­звуковыми скоростями, извержению этих фрагментов с образовани­ем абляционного кратера (рис. 6). При энергии ковалентных связей выше 3-5 eV к фрагментации молекулы приводит одновременная и однонацеленная бомбардировка двумя фотонами. В любом слу­чае фрагменты в виде газового облака (gaseous products) извергаются из объекта с настолько высокой скоростью, что большая часть заключенной в них тепловой энергии не успевает передаваться на стен­ки образующегося кратера, которые поэтому разогреваются лишь не­значительно. Таковы представления начала 80-х годов о механизме данного вида абляции, который называют абляционным фотораспа­дом. Дальнейшие исследования главным образом последнего времени подтвердили и расширили начальные представления.



рис. 6

В этих работах различ­ными эксимерными лазерами облучали как относительно мягкие (кожа, роговица), так и более плотные (хрящ, атеросклеротические бляшки) и даже твердые (дентин и эмаль зуба) ткани с применением спектрографических, термографических и морфологических методов анализа. Выяснилось, что при параметрах энергии излучения выше порога абляции все же имеется некоторый разогрев облучаемого объек­та за пределами кратера, причем прирост температуры с нарастанием значений флуенс происходил линейно, хотя и медленно. Более быст­рая динамика разогрева отмечена при нарастании частоты сле­дования импульсов. Последнее обстоятельство, как и опыты Ораевского с использованием пороговых и субабляцион­ных параметров облучения, убедительно доказали, что в этих условиях значительная часть энергии излучения эксимерных лазеров (- 80% от ее общего количества для XeCI лазера) трансформируется в тепло в поверхностном слое облучаемого объекта. Однако при высокой (над­пороговой) мощности, как и в случае механизма 3, большая часть теп­ла отводится за счет быстрого разлета продуктов абляции из кратера. Вероятно, из-за более высоких, чем при механизме З, мощностей, про­цесс отвода тепла из зоны абляции для эксимерных лазеров еще ин­тенсивнее, чем у импульсных инфракрасных лазеров. Из-за этого тоньше и слой расплава по границе абляционного кратера, а следовательно, и меньше термических повреждений за его пределами (отсюда и еще одно название – «холодная» абляция). Наиболее на­глядным экспериментальным подтверждением такого механизма слу­жат недавние (1995) данные Хан с . В этих опытах с помощью тонкого луча KTP-Nd:YAG лазера (532 нм), нацеленного перпендикулярно на основание луча ArF (7„ - 193 нм) лазера, анали­зировались Романовские спектры абляционного материала на высо­тах от 150 до 720 мм от поверхности облучаемой роговицы. Оказалось, что в состав этого материала входили сферы диаметром около 100 нм, размеры которых убывали, по-видимому в результате распада, с уве­личением расстояния от облучаемой поверхности. Расчетные спектроскопические данные позволили заключить, что эти сферы представляют собой не что иное, как микроскопические капельки обыкновенной воды. Из этого следовало, что температура облучаемой поверхности объекта при использованных параметрах абляции, по крайней мере ниже 100°С, то есть температуры парообразования воды.



Соотношения между удельными энергетозатратами, идущими на обеспечение абляционного распада молекул и попутного выброса фрагментированного материала в ходе абляции при использовании ArF, а также КгF лазеров, заметно отличаются от значений, по­лученных Ораевским и сотр. применительно к ХеСl лазеру, причем эти различия могут варьировать также в зависимости от энергетических показателей и состава облучаемых объектов. Тем не менее, общая кар­тина абляции представляется сходной для разных эксимерных лазе­ров: фотоабляционный распад ведет к формированию атомов, ионов, электронов и более крупных фрагментов молекул, которые вперемежку с частицами нераспавшегося материала извергаются из объекта в ходе абляции. Как и при механизме 2, а также механиз­ме 3, большая часть тепла при излучении эксимерными лазерами от­водится за пределы объекта, причем в случае механизма 4 такой теплоотвод является, повидимому, самым эффективным. В то же вре­мя эффективность самой абляции при равных энергозатратах для механизма 4 намного ниже, чем для механизма 2 и механизма З. Сравнение производительностей или темпов абляции для одного и того же объекта (эмаль зуба человека) пока­зывает, что этот параметр (в данном случае - углубление абляцион­ного кратера в нм в результате одного импульса облучения) для инфракрасного (Er:YAG) лазера на два порядка выше такового у экси­мерного (ArF) лазера в перерасчете на один джоуль затраченной энер­гии, на четыре порядка - в расчете на один импульс и на пять - на один мегаватт мощности. Столь значительные различия в производительности, возможно, объясняются очень высокой энергоемкостью процесса фотоабляци­онного распада молекул, имеющего место при облучении объектов эк­симерными лазерами. С другой стороны, эти лазеры, как, впрочем, и некоторые другие лазеры с сверхкороткими и сверхмощными импульсами, способны генерировать плазму, которая возникает уже в начале импульса и в значительной степени экранирует поверхность мишени от дальнейшего действия высокоэнергетических фотонов. Здесь уместно лишь бегло коснуться этого исключительно ин­тересного, сложного и еще не до конца исследованного эффекта. Из­вестно, что плазма возникает при очень кратковременном импульсе (1 мкс и короче), а также фокусировке на малой поверхности объекта, в результате чего по месту падения луча создаются гигантские мощно­сти, порядка сотен мегаватт и выше. В таких условиях под действием мощного импульса происходит ионизация поверхностного слоя мате­риала мишени и разлетающихся от нее продуктов абляции, в резуль­тате чего высокотемпературный (до 20 000° К) поток электронов и ионов со сверхзвуковой скоростью устремляется в сторону луча в виде так называемой плазмы. Процесс инициации плазмы от поверхности облучаемого лазером материала называют оптическим пробоем. В настоящее время полагают, что при обработке твердых объектов очень короткими и мощными импульсами в инфракрасной и ультрафиолетовой областях процесс абляции обязательно сопровож­дается формированием плазмы, причем в случае близких по значению энергий в импульсах и при их одинаковой длительности, темпы абля­ции за счет вклада плазмы сближаются даже при резко различающих­ся длинах волн лазерного излучения.

Выход плазмы ведет к двум важным последствиям. Во-первых, как уже указывалось, плазменный поток экранирует мишень от лазерного луча, а это значительно снижает эффективность дальнейшей абляции, что, возможно, отчасти объясняет несоответствие между производи­тельностью Er:YAG лазера, который в испытанном режиме не форми­рует плазмы, и ArF лазером, генерирующим плазму. Во-вторых, быстрое расширение плазмы порождает ударную волну, которая рас­пространяется в материале мишени с исходной скоростью 4 км/с при давлении - 1000 атм, что при соответствующих энергетических пара­метрах может приводить к разрушительным для материала последстви­ям, анализу которых повещен следующий раздел этой главы.

Вернемся, однако, к эксимерным лазерам. Итак, для этих лазеров благодаря формированию плазмы и, возможно, слишком высоким энергозатратам на разрушение материала, характерен относительно низкий темп абляции при облучении твердого материала. Этими же причина­ми , по-видимому, объясняется слабая, в сравне­нии с другими лазерами, зависимость между производительностью и значениями флуенс, а также наличие порога, выше которого темп аб­ляции уже не нарастает при дальнейшем увеличении энергии. Показано, что пороги абляции у эксимеров, как, впрочем, и у других лазеров, при обработке твердых тканей выше по сравнению с таковы­ми у мягких, а процесс абляции требует более высоких энергий.

Практическое использование эксимерных лазеров следует из ме­ханизма их действия на ткани. Из-за их относительно низкой производительности девали целесообразно использовать эти инструменты для вмешательств, требующих рассечений или ликвидации массивных образований. Наоборот, эти лазеры очень полезны для тонкой, пре­цизионной работы, при которой необходима абляция миниатюрных объемов материала с минимальным повреждением окружающих тка­ней. Последнее как раз и удается обеспечивать из-за незначительного разогрева материала вокруг абляционного кратера («холодная» абля­ция), характерного для эксимеров. Поэтому чаще всего эти лазеры ре­комендуют для точных операций на оболочках глазного яблока, удалении атеросклеротических бляшек, в некоторых операциях на хрящах, кости; в твердых тканях зуба они могут быть рекомендованы для оплавления поверхностных дефектов эмали с целью герметизации зуба от кариогенной среды полости рта и для избирательного удаления ка­риозных масс из эмали и дентина. При малообъемных опе­рациях на некоторых мягких тканях, например в гортани и носовой полости, для компенсации недостаточной термокоагуляции и, следо­вательно, гемостатических возможностей эксимерных лазеров, воз­можно их комбинированное применение в сочетании с обычным инфракрасным лазером, способным обеспечивать надежный гемо­стаз. Во всяком случае, такая возможность была экспериментально и клинически апробирована при использовании ХеС1 в паре с CW Nd:YAG лазером, энергия которых подавалась на объект через единый световод. Как и в случае механизма 3, увеличение термокоагулиру­ющих свойств ультрафиолетовых импульсных лазеров может быть до­стигнуто также путем ускорения частоты следования импульсов и в меньшей степени - повышением значений флуенс .

Завершая анализ рассмотренных механизмов взаимодействия ла­зерных излучений с различными объектами, мы сознательно опусти­ли здесь сведения о целом ряде PW лазеров, излучающих в видимой области спектра, поскольку механизм абляции у них исследован не­достаточно по сравнению с другими, исключительно важными для хи­рургической практики эффектами.
Примеры лазерных установок применяемых в хирургии

ГОЛЬМИЕВЫЙ ЛАЗЕР 2,09 мкм -
Эффективное резание и коагуляция биоткани при отсутствии ожогов и карбонизации ткани


  • Передача излучения по оптическому волокну

  • Проведение эндоскопических и лапароскопических операций

  • Отсутствие послеоперационного рубцевания

  • Двухмикронное излучение гольмиевого лазера безопасно для глаз

  • Высокая импульсная мощность излучения

  • Низкие эксплуатационные расходы




Технические характеристики

Тип лазера:

Ho:YAG - твердотельный гольмиевый лазер

Длина волны:

2,09 мкм

Режим работы

Импульсный, 600 мкс

Выходная мощность:

до 15 Вт

Энергия импульса

до 3 Дж

Частота повторения импульсов

до 17 Гц

Управление

Микропроцессорное

Наведение луча

Пилотный КТР - лазер (контрастного зеленого спектра излучения)

Вывод излучения

Гибкий световод 400, 600 мкм, длина 3 м
SMA-разъем

Охлаждение:

Замкнутый контур вода-воздух

Питание:

220 В, 50 Гц, 16 А

Габариты:

76 х 51 х 23 см

Вес:

35 кг



  1   2   3


База данных защищена авторским правом ©zubstom.ru 2015
обратиться к администрации

    Главная страница