Дробление камней мочевой системы диодными лазерами методом контролируемой фрагментации

Введение

Инфекционно-воспалительные осложнения контактной лазерной литотрипсии встречаются, по данным разных авторов, примерно в 27,4% случаев [1, 2]. Частота встречаемости инфицированных камней на фоне стерильной мочи варьирует от 25 до 48% [3–5]. Известно, что одним из пусковых факторов развития инфекционного процесса в почке является мелко­оскольчатое разрушение конкремента с последующим высвобождением бактерий, интегрированных в биопленку [6], а также их токсинов. В плане профилактики осложнений важен поиск новых механизмов и режимов лазерного воздействия, обеспечивающих фрагментацию конкрементов без разбрасывания осколков и диссеминации микроорганизмов по чашечно-лоханочной системе почки.

С этой целью нашей исследовательской группой был разработан метод контролируемой крупнооскольчатой фрагментации конкрементов с применением сильно разогретого дистального конца волоконного световода (методика «горячей точки») с нанесенным светопоглощающим покрытием, в качестве которого использовали коллоидный раствор микрочастиц графита в кремнийорганическом лаке [7]. Эффект дробления камней достигался за счет воздействия высокой температуры дистального конца световода [8–10].

В настоящей работе представлено исследование безопасности применения для литотрипсии диодных лазеров с разными длинами волн (1,47; 0,97 и 0,81 мкм) на основе методики «горячей точки», способных обеспечить контролируемое изменение степени деструкции камня. Изучаемые лазеры отличаются глубиной проникновения в ткани и, соответственно, температурным воздействием на них. При воздействии световодом со светопоглощающим покрытием происходит поглощение лазерного излучения окружающими тканями, что неизбежно приводит к их локальному нагреву [7].

Для решения задачи оптимизации режимов лазерного воздействия и создания безопасной медицинской методики контактного дробления камней были проведены теоретические и экспериментальные оценки теплообмена на модельных средах и на ткани мочеточника. Возможными источниками травмирования при операции считались следующие физические факторы: 1) нагрев прилегающих к камню тканей мочеточника до травмирующего значения; 2) возгорание органического покрытия оптического волокна на поверхности конкремента с формированием факела при реакции горения. Оценивалась также степень травматизации прилегающей ткани при ошибке манипулирования в процессе операции — кратковременном касании стенки мочеточника в результате интраоперационного соскока волокна с поверхности камня.

Цель исследования — оценить возможности применения технологии дробления камней мочевой системы непрерывными диодными лазерами с разными длинами волн при использовании сильно разогретого дистального конца волоконного световода для контро­лируемой фрагментации и минимизации возможности травматического воздействия на прилегающие ткани.

Материалы и методы

Объектами исследования явились послеоперационные ткани мочеточника и модельные среды. Фрагментацию камней мочевой системы размерами от 5 до 29 мм в поперечнике проводили на после­операционных образцах (n=58). Рентгеновская плотность камней составляла от 119 до 1735 HU по шкале Хаунсфилда.

В работе использовали сертифицированные для медицинского применения диодные лазеры с волоконным выходом на одинаковое кварцевое оптоволокно, работающие в непрерывном режиме генерации излучения. Дистальный конец оптоволокна/световода диаметром 550 мкм очищали от защитного покрытия на длину 3–5 мм. На его торец наносили слой микрочастиц графита в кремнийорганическом лаке [7]. Выходная мощность лазерного излучения составляла 10 Вт. Воздействие на камни и прилегающие к ним ткани мочевой системы проводили на длине волны 0,81 (n=17); 0,97 (n=22) и 1,47 мкм (n=19). Выборка камней для дробления при формировании групп была случайной.

Изучаемые лазеры имели разное поглощение в воде и в биологической ткани: коэффициент поглощения на длине волны 0,81 мкм составлял 0,02 см^–1, на длине волны 0,97 мкм — 0,2 см^–1, на длине волны 1,47 мкм — 20 см^–1 [11]. Поскольку мягкие ткани на 80% состоят из воды, коэффициент поглощения для воды и ткани в эксперименте считали одинаковым.

Изучение нагрева прилегающих к камню тканей мочевой системы при разрушении конкремента выполняли осциллографом, оснащенным термопарой. В качестве модельной среды на первом этапе использовали фантом мочеточника — силиконовую трубку диаметром 7 мм (22 Ch), а на втором — рассеченные вдоль мочеточники, взятые при аутопсии у трупов взрослых людей.

В первом случае камень помещали в трубку, нижнюю ее часть заглушали, а саму трубку заполняли физиологическим раствором. На границу соприкосновения конкремента с внутренней поверхностью трубки вводили температурный датчик. Через верхний открытый конец трубки к конкременту подводили нагретый конец световода с излучением. Измерения температуры выполняли термопарой при полном тепловом контакте камня со стенками модельной среды.

Во втором случае на рассеченную ткань мочеточника сверху помещали конкремент и проводили его лазерную фрагментацию, оценку повреждающего воздействия тканей мочеточника осуществляли при гис­тологическом исследовании.

Для моделирования интраоперационной ошибки (кратковременное касание стенки мочеточника в результате соскока волокна с поверхности камня) на слизистую оболочку мочеточников в воздушной среде наносили точечные воздействия дистальным концом световода, разогретым излучением до высокой температуры, продолжительностью менее 1 с, 1 и 2 с. Состояние тканей мочеточника оценивали на гистологических срезах, окрашенных гематоксилином и эозином.

Результаты

Серия экспериментов по дроблению камней мочевой системы лазерами с длинами волн 0,81; 0,97 и 1,47 мкм показала, что время воздействия на конкремент, требуемое для его разрушения, не зависит от длины волны излучения, но зависит от плотности и размера камня в поперечнике и составляет от 1 до 100 с, а в среднем камень фрагментировали за 9–15 с.

Сравнительный анализ эффективности дробления камней разными лазерами показал, что на длине волны 0,97 мкм и в воздухе, и в жидкости удалось эффективно раздробить все конкременты с рентгеновской плотностью до 1400 HU (n=20), 2 камня с плотностью 1735 HU раздробить не удалось.

При использовании лазера с длиной волны 0,81 мкм камни с плотностью от 1000 до 1400 HU в воздухе были раздроблены все (n=10), а в жидкости дробление было успешным лишь для камней с рент­геновской плотностью до 1000 HU (n=5). Два камня с плотностью 1100 и 1270 HU в жидкости раздробить не удалось.

Фрагментация камней лазером с длиной волны 1,47 мкм была эффективна как в воздухе (n=9), так и в жидкости (n=10). Максимальная плотность раздробленных камней в этой серии эксперимента составила 1560 HU.

Экспериментальные оценки температурных режимовпри дроблении камней на изучаемых длинах волн. На рис. 1 представлены временны'е зависимости температуры поверхности конкремента при использовании излучения с разными длинами волн. Теплофизические параметры определялись по характеристикам воды. В эксперименте учитывали время достижения максимума температуры на поверхности камня при помещении световода с лазерным излучением в одну точку — в центр камня.

---

Рис. 1. Графики экспериментальной оценки нагрева конкремента лазерным излучением мощностью 10 Вт за 9 с и длиной волны 1,47 (1), 0,97 (2) и 0,81 мкм (3) Осциллограммы температурных кривых: при λ=1,47 мкм (4) нагрев произошел до 80°С; при λ=0,97 мкм — до 57°С (5); при λ=0,81 мкм (6) — до 42°С. Начальная температура — 20°С

---

Запись осуществляли при нагреве камня в течение 9 с, после чего лазер выключали, нагрев камня прекращали на 8–10 с.

Выбранные параметры времени соответствовали средним показателям, полученным при рассечении камня на два фрагмента в предыдущих исследованиях [8].

Из приведенных осциллограмм следует, что за установленное время (9 с) лазерное излучение нагревает поверхность камня при λ=1,47 мкм до 80°С, что является, безусловно, поражающим фактором — соответствует эффекту фотокоагуляции для биотканей. Из дальнейшего исследования лазер на длине волны 1,47 мкм был исключен.

Лазерное излучение на длинах волн 0,81 и 0,97 мкм генерирует существенно меньшую температурную реакцию на поверхности камня, что позволяет применять их для дробления камней мочевой системы.

Влияние на ткань мочеточника лазеров на длине волны 0,81 и 0,97 мкм. При дроблении камней излучением лазеров с длиной волны 0,81 и 0,97 мкм в воздухе на поверхности камня в зоне касания слизистой оболочки мочеточника получена температура 40 и 57°С соответственно. При дроблении в жидкости температура составила 25°С при λ=0,81 мкм и 33°С — при λ=0,97 мкм. Визуальный контроль слизистой оболочки в зоне прилегания камня на макропрепарате не выявил патологических изменений. Таким образом, можно констатировать, что при длительности воздействия на камень до 9 с лазерами с данными длинами волн не происходит нагрева всего объема конкремента до травмирующего воздействия.

Метод «горячей точки» может сопровождаться возгоранием составляющих компонентов камня с формированием факела при реакции горения. Данную проблему нами было предложено устранять путем подавления процесса горения инертным газом. С этой целью к области контакта раскаленного до 2000 K световода с конкрементом подводится газ CO₂ для снижения эффектов горения материала камня и обгорания конца световода [7, 9]. В данном исследовании дробление мочевых камней осуществляли ex vivo как в физиологическом растворе, так и в атмосферном воздухе при непосредственном контакте раскаленного конца световода с камнем. Установлено, что при небольших значениях потока газа CO₂ — около (3–6)·10^–3 л/мин через 3-миллиметровую трубку — не происходило возникновения факела (рис. 2).

---

Рис. 2. Фотография плазменного факела при деструкции камня излучением лазера с длиной волны 0,81 мкм: а — без обдува газом СО2; б — с обдувом газом СО2 потоком около (3–6)·10–3 л/мин

---

Морфологическое исследование мочеточника. Определение толщины слизистого с подслизистым и мышечного слоев мочеточника было осуществлено на гистологическом препарате (рис. 3, а). Толщина покровного уротелия составила 53,0±0,4 мкм, подэпителиальных соединительнотканных структур слизистого и подслизистого слоев — 417,0±19,0 мкм, мышечного слоя — 532,0±24,0 мкм.

---

Рис. 3. Изображения мочеточника, полученные при имитации операционной ошибки — соскальзывания лазерного волокна с камня и контакта с мочеточником (зона контакта указана стрелкой): а — макропрепарат; мочеточник после воздействия лазерным излучением: 1 — касание менее 1 с при λ=0,81 мкм; 2 — прижатие 2 с при λ=0,81 мкм; 3 — прижатие 2 с при λ=0,97 мкм; б–д — гистологические препараты; окраска гематоксилином и эозином; ×100: б — стенка мочеточника в норме; в — стенка мочеточника после касания кварцевым волокном при λ=0,81 мкм менее 1 с; г — стенка мочеточника после прижатия кварцевым волокном при λ=0,81 мкм в течение 2 с; д — стенка мочеточника после прижатия кварцевым волокном при λ=0,97 мкм в течение 2 с

---

Изображения гистологических препаратов, полученных в результате имитации интраоперационной ситуации — соскальзывания лазерного световода с камня на стенку мочеточника, — представлены на рис. 3, б–д.

Очаговые дефекты внутренних слоев стенки мочеточника различной протяженности и глубины формировались в зависимости от времени лазерного воздействия и интенсивности прижатия волокна к слизистой оболочке мочеточника. Так, при минимальной длительности воздействия (касании менее 1 с) световодом лазера с длиной волны 0,81 мкм обнаруживали поверхностные дефекты эпителиального слоя слизистой оболочки глубиной до 80–100 мкм и протяженностью до 500 мкм с минимальными коагуляционными изменениями в краях и дне дефектов по типу эрозий (см. рис. 3, в). При увеличении времени воздействия — прижатии световода лазера с длиной волны 0,81 мкм в течение 2 с — были сформированы дефекты глубиной 200×800 мкм и протяженностью 300×1000 мкм (см. рис. 3, г). При моделировании более значительного повреждения — на длине волны 0,97 мкм в течение 2 с — сформировались очаговые дефекты внутренних слоев глубиной и протяженностью соответственно 400×1500 и 400×1200 мкм по типу острых язв, дно представлено подслизистым слоем (см. рис. 3, д). Коагуляционные изменения соединительнотканных волокон в дне дефектов в виде ярко-розовых масс с потерей волокнистой структуры толщиной 200–300 мкм распространялись практически на всю толщину подслизистого слоя, иногда почти достигая мышечного слоя.

Обсуждение

До настоящего времени наиболее эффективным методом дробления камней мочевой системы считается использование гольмиевого лазера на иттриево-алюминиевом гранате (Ho:YAG), который стал «золотым стандартом», поскольку позволяет разрушать камни любого минералогического типа [12, 13]. В основе этого метода лежит механизм вапоризации воды внутри камня, приводящий за счет давления образовавшегося пара к неконтролируемому формированию разноразмерных фрагментов (от очень крупных до очень мелких) [14] и их разбрасыванию по полостной системе почки. Это явление способствует массивному высвобождению токсинов и бактериальной флоры из биопленок камней. В последнее время в литературе приводят сравнительную характеристику двух режимов литотрипсии Ho:YAG лазером, один из которых обеспечивает фрагментацию камней в пыль (метод dusting), другой — дробление на крупные фрагменты с последующим их извлечением корзинками (basketing) [15–17]. Эти методы имеют как достоинства, так и недостатки. К недостаткам можно отнести возможность попадания резидуальных осколков камней, рефлюкса токсинов и пыли в выводные протоки собирательной системы почки, что может быть источником развития инфекционно-воспалительных изменений у пациента в послеоперационном периоде.

В настоящем исследовании контролируемая фрагментация камня при работе с непрерывным диодным лазером достигается за счет эффекта карбонизации поверхности камня и механического его разрушения высокой температурой у торца кварцевого волокна. Причем кварцевое волокно и поглощающее покрытие его дистального конца были идентичными во всех экспериментах на разных длинах волн.

Анализ эффективности дробления камней в жидкости и в воздухе показал, что технология «горячей точки» на основе непрерывного излучения диодных лазеров может быть успешно использована для дробления пористых потенциально инфицированных камней, поскольку установлено [18–19], что плотность, характерная для таких камней, составляет: для кальций-фосфатных — 1400 HU, мочекислых — 480 HU, струвитных — 1285±284 HU, цистиновых — 757±114 HU.

Исследование теплообмена на границе камня с окружающей средой, выполненное на фантоме мочеточника и ex vivo образцах мочеточников, демонстрирует безопасность применения непрерывных диодных лазеров для метода «горячей точки». Морфологическая оценка состояния ткани мочеточника в месте непосредственного контакта с волокном (имитации интраоперационного соскальзывания оптического волокна с камня) также подтверждает это. Даже при двухсекундном контакте оптического волокна со стенкой мочеточника возникали очаговые дефекты, но все они не достигали мышечного слоя.

Нагрев прилегающих к камню тканей мочеточника при его фрагментации лазерами с длиной волны 0,81 и 0,97 мкм в жидкости в течение 9 с был существенно меньше температуры коагуляции биоткани.

Оригинальное решение использования газа CO₂ исключило возможность возгорания органики в составе конкремента с формированием факела при реакции горения. При обдуве торца волокна CO₂ с расходом (3–6)·10^–3 л/мин через 3-миллиметровую трубку возгорания органики не возникает.

Таким образом, доступные для любого медицинского учреждения непрерывные диодные лазеры с длинами волн 0,97 и 0,81 мкм, используемые в рамках методики «горячей точки» на конце кварцевого волокна, позволяют выполнять контролируемую фрагментацию потенциально инфицированных камней мочевой системы, тем самым снижая интраоперационную диссеминацию бактерий и токсинов из биопленок этих камней.

Заключение

Применение непрерывных диодных лазеров с длинами волн 0,81 и 0,97 мкм в процессе применения методики «горячей точки» на конце кварцевого волокна позволяет выполнять фрагментацию камней мочевой системы, в том числе потенциально инфицированных, на контролируемые по размеру осколки, что может стать значимым фактором в профилактике системной воспалительной реакции в послеоперационном периоде.

Финансирование исследования. Работа поддержана грантом Российского научного фонда №14-15-00840 П.

Конфликт интересов отсутствует.