Chirurgie orală de țesut moale cu control al puterii automat în timp real

chirurgie cu laser în special, chirurgia cu laser a țesuturilor moi ale cavității bucale este utilizat pe scară largă în practica curentă din cauza mai multe avantaje în bisturiilor convenționale relație cu laser bisturiu și alte instrumente chirurgicale, cum ar fi electrocoagulator. Avantajele chirurgiei cu laser sunt mai putina durere si nevoia de anestezie, reducerea postoperatorie disconfort de coagulare instantanee a țesutului și hemostaza, automate de sterilizare regiunea de operare. Cel mai frecvent tip lasere chirurgicale dentare Acesta funcționează în infraroșu apropiat gama spectrală de lungimi de undă între 810 nm și 980 nm, ca dezvoltarea tehnică a lasere semiconductoare permis pentru a obține putere mare la un cost relativ scăzut, ușurința și fiabilitatea dispozitivelor semiconductoare cu un consum redus de energie. Este cunoscut faptul că absorbția luminii în țesuturi biologice în acest domeniu spectral este relativ scăzută și insuficientă pentru a furniza incizie tisulară locală cu leziuni minime colaterale tesut normal. Prin urmare, mecanismul dominant pentru chirurgie cu laser în acest domeniu spectral asociat cu așa-numitul vârful „fierbinte“. În acest caz, preparat într-un mod special vârful optic sau capăt distal al unui sistem de livrare radiatii fibra optica absoarbe lumina laser, se încălzește la temperaturi ridicate și apoi efectuează o intervenție chirurgicală prin intermediul căldurii și nici o acțiune directă a radiației laser asupra țesutului.

vârful "Hot" poate fi considerat ca un caz special al (tip termo-optic, TOT) termo-optic ferrule. TOT - optic și elementul mecanic care poate fi utilizat pentru modificarea sau ale țesuturilor moi, inclusiv tăiere, coagulare, evaporarea, carbonizare și îndepărtarea țesuturilor. TOT funcționează în mod normal în contact cu țesutul de tratat și permite tăierea țesutului prin transferul de căldură de la vârful, care este încălzit prin radiații optice, absorbită vârful. Procesul de tăiere pânză folosind TOT apare din cauza efectelor termomecanice sau ablație. Coagularea țesutului folosind TOT se datorează transferului de căldură de la vârful la țesut și absorbția secundară, radiația de la re-emite vârful este încălzit la temperaturi ridicate de radiație laser.

TOT include model de calculator de simulare Monte Carlo lumina in fibra, vârful și mucoasa. De asemenea, ecuația conducta de căldură a fost utilizată pentru a calcula distribuția căldurii în vârful și țesutului. de distribuție a căldurii a fost calculată în vârful și țesutul și zona de coagulare este definită folosind Arrhenius integral. Acest model permite să se ia în considerare efectul de coagulare a țesutului care se produce datorită absorbției directe a vârfului emisiei de absorbție a luminii laser re-emite și în detrimentul conductivității termice.

În partea experimentală am folosit dioda cu laser sistem chirurgical de «Dental Photonics, Inc.» cu o lungime de undă de 980 nm, o radiație cu fibre diametru sistem de livrare de 400 microni în impulsuri. Experimentele au fost realizate „ex vivo» folosind mostre de țesut proaspăt. Se înregistrează puterea necesară pentru tăiere, la o adâncime de tăiere predeterminată și viteză. adâncimea de coagulare a fost vizualizat cu colorare folosind lactat dehidrogenazei (LDH) și măsurat. Sistemul laser realizeaza controlul puterii în timp real. Comparativ cu procesele de tăiere și coagulare, a implementat un sistem pentru a controla puterea in timp real si sistem chirurgical cu laser convențional cu putere fixă. Rata de calculator controlată de mișcare a vârfului în intervalul 0,8-12,5 mm / s.



Simulările pe calculator au arătat că mecanismul principal al tăierea și coagularea țesutului este în schimbul de căldură dintre materialul și vârful termo-optic. În secțiunea experimentală a fost demonstrat că metoda propusă de control al puterii în timp real poate furniza o zonă de coagulare mărime constantă la aproximativ 0,20 ± 0,05 mm la schimbarea vitezei de tăiere într-o gamă largă de 1-12.5 mm / s fără degradare sfat. Spre deosebire de instalațiile de putere fixă ​​la care zonele de coagulare sunt de diferite dimensiuni de la aproximativ 0,5 până la 1 mm, iar vârful de degradare observate după aproximativ 20-30 mm incizie. Se arată că nivelul de coagulare și astfel nivelul dependent de temperatură hemostatic și pot fi controlate de setările sistemului. de monitorizare a puterii în timp real poate oferi o intervenție chirurgicală cu laser rapidă, consecventă și sigură decât un contor de energie tradiționale.


GB Altshuler, A. Belikov, AE Pushkareva, AV Skrypnyk, FI Feldstein, TV Strunina, K. Magid
Company Palomar Medical Technologies (SUA), St. Petersburg State University ITMO