Лазерное излучение – принципиально новый вид энергии для хирургии хрусталика

Профессор С.Н. Федоров, В.Г. Копаева, Ю.В. Андреев

ГУ МНТК “Микрохирургия глаза”, Москва

URL

егодня уже не вызывает сомнения, что удаление катаракты через малый разрез – это хирургия будущего. Достоинствами подхода является отсутствие разгерметизации глаза и связанных с этим геморрагических осложнений, возможность быстрой реабилитации пациентов, уменьшение или полное отсутствие послеоперационного астигматизма [1–4].

Современный этап развития технологии малых разрезов начался с техники ультразвукового дробления ядра [1, 2, 4, 5]. Однако ультразвуковая методика не может в полной мере гарантировать эффективное и безопасное проведение операции при удалении катаракт с плотным, бурым ядром, при слабости цинновых связок, при наличии узкого зрачка [3, 6, 7]. Интраоперационные осложнения могут возникать в связи с необходимостью механического нажима на ядро ультразвуковым наконечником, большим объемом механических манипуляций в передней камере [3, 6, 7]. Возможно прямое повреждение стекловидного тела и сетчатки под действием ультразвуковых колебаний. Особенно опасны экспозиции ультразвука более 3,5 мин [7]. Поэтому показания для ультразвуковой факоэмульсификации имеют ограничения.

Попытки усовершенствования техники операции путем оптимизации методики разделения ядра [1, 2, 5], использования модифицированных аспирационных игл [8], совершенствования подходов вскрытия передней капсулы хрусталика [2] не позволяют в полной мере решить указанные проблемы [6–9]. Очевидно, что ультразвук уже исчерпал свои возможности для дальнейшего совершенствования технологии малых разрезов. Необходим поиск принципиально новых видов энергии, которые позволили бы более эффективно и безопасно удалять ядро хрусталика. Наиболее перспективным подходом для разработки новой техники интракапсулярного разрушения ядра является использование лазерной энергии.

Интерес к лазерам связан с уникальными свойствами лазерного луча – когерентностью и монохроматичностью. Внутренне упорядоченный, согласованный по фазе и амплитуде колебаний (когерентный) лазерный луч обладает минимальной степенью рассеивания. Это позволяет создавать высокую напряженность электромагнитного поля в пространстве, вызывая локальное испарение – абляцию [10–14], кавитацию и фотомеханическую фрагментацию тканей [12, 15]. Монохроматичность – наличие строго определенной длины волны, позволяет локализовать зону описываемых эффектов.

Проблема создания лазерной технологии хирургии катаракты неразрывно связана с решением технических вопросов по определению наиболее приемлемой конструкции лазера и длины волны для экстракции катаракты, созданию лазеров с нужными параметрами излучения, отработке техники операции. Сегодня в мире проводятся исследования по лазерной хирургии катаракты. Созданы первые образцы приборов для лазерной технологии [16–21]. Цель настоящего исследования – отразить динамику развития проблемы и показать возможности современных технологий лазерной экстракции катаракты.

Дистанционный транскорнеальный подход с использованием Nd:YAG лазера

Несмотря на то что лазеры в офтальмологии начали применяться с середины 60-х годов, проблема лазерной хирургии катаракты долгое время оставалась за пределами проводимых исследований. Во многом это было связано с невозможностью доставки лазерного излучения с нужными оптическими характеристиками в полость глаза.

Исследования по лазерной хирургии катаракты были начаты с использования Nd:YAG лазера, с длиной волны 1,064 мкм. Уникальность длины волны 1,064 мкм состояла в том, что она крайне слабо поглощалась роговицей, ввиду низкого коэффициента абсорбции водой [11, 22–24]. Поэтому лазерные импульсы можно было четко сфокусировать на хрусталик через роговицу.

Aron-Rosa (1981) и Puliafito (1983) обосновали возможность транскорнеальной фрагментации передних слоев хрусталика при помощи излучения Nd:YAG 1,064 мкм лазера [25, 26]. Авторы предложили использовать сверхкороткие (нано- и пикосекундные) лазерные импульсы, генерирующие плазму в зоне приложения энергии. При расширении плазмы формируется фронт акустического давления, фрагментирующий вещество хрусталика [12, 27–30].

Разрушенные, набухшие фрагменты ядра удалялись вторым этапом в период от нескольких часов до 2–3 сут после лазерной фрагментации с использованием традиционной техники хирургии малых разрезов. В большинстве случаев при мягких катарактах удавалось отсосать остатки ядра без использования ультразвука.

Аналогичную технику использовал Zelman (1987). Он провел более 300 подобных операций. Ему удавалось выполнить операцию без дополнительного использования ультразвука только при удалении катаракт слабой и средней степени плотности. Более плотные катаракты на этапе аспирации фрагментов ядра все же требовали применения ультразвуковой энергии [21, 24]. Автор сообщает, что промежуток между первым и вторым этапом операции составлял не менее 4–6 дней. За это время больные окончательно теряли зрение, повышалось ВГД, операцию приходилось проводить на фоне явлений факогенного иридоциклита.

Если интервал между лазерной фрагментацией хрусталика и аспирацией хрусталиковых масс сократить до 1 сут, то не удается исключить применение ультразвука даже при удалении мягких и средних катаракт [23, 31, 32]. Обсуждая достоинства описанного выше комбинированного метода лазерной и ультразвуковой факоэмульсификации, авторы отмечают сокращение времени работы ультразвука на 30–40% по сравнению с традиционной методикой ультразвуковой факоэмульсификации [31, 32].

Фирма “Фотон” попыталась уйти от двухэтапной процедуры. Лазерное разрушение ядра осуществлялось уже на операционном столе. В ходе аспирации полуразрушенных фрагментов ядра транскорнеально проводилось дополнительное разрушение хрусталиковых масс у аспирационного отверстия. Для этого к тубусу операционного микроскопа монтировался световод. Фокусировка лазерных импульсов на хрусталик осуществлялась одновременно с настройкой резкости микроскопа [21]. Однако эффективность и скорость операции была невысокой в связи с трудностью фокусировки излучения, опасностью перфорации задней капсулы.

Многие хирурги подвергают сомнению целесообразность дистанционного транскорнеального лазерного разрушения ядра перед экстракцией катаракты. Сомнению подвергается безопасность методики ввиду действия на ткани глаза плазмы, акустической волны и продуктов разрушения хрусталика [10, 15, 30, 33, 34].

В нашем институте О.А. Петрова (1988) детально изучила реакцию тканей глаза при Nd:YAG лазерном разрушении передней капсулы и поверхностных слоев хрусталика [35]. Она показала, что уже в первые минуты после воздействия на переднюю капсулу и строму хрусталика в тканях глаза (радужка и цилиарное тело) развиваются выраженные биохимические сдвиги (выброс вазодилататоров, образование свободных радикалов). Метаболические нарушения приводят к снижению тонуса сосудов и нарушению кровотока в цилиарном теле, выбросу в камерную влагу простагландинов.

Во всех случаях лазерное воздействие сопровождалось повышением внутриглазного давления. Стабилизация офтальмотонуса наступала только через 1–2 сут после нанесения на хрусталик лазерных импульсов. Степень повышения ВГД была пропорциональна используемым уровням энергии лазерных импульсов. Те энергии, которые необходимы для разрушения ядра, наиболее опасны. Поэтому представляется целесообразным использовать лазер только для вскрытия передней капсулы хрусталика [35].

Среди причин повышения офтальмотонуса следует отметить нарушение гематоофтальмического барьера, выброс белка и биологически активных веществ во влагу передней камеры, отек дренажной зоны, обратный ток камерной влаги из склеральных коллекторов, отек сосудистой оболочки [34, 36, 37]. Однако какие бы причины не вызывали повышение ВГД, понятно, что пусковым моментом является термическое действие на ткани глаза вследствие генерации плазмы и диффузии тепловой энергии в передней камере [10, 30, 34].

Суммируя описанные в литературе результаты, можно сделать вывод, что методика дистанционного транскорнеального разрушения хрусталика не является эффективным подходом в решении проблемы лазерной хирургии катаракты. Развитие технологии должно основываться на разработке способов прямой поставки лазерного излучения в полость глаза по оптическим световодам, чтобы сделать операцию одноэтапной, обеспечить полноценное дробление хрусталиковых масс, снизить опасность термического повреждения тканей глаза, исключить необходимость дополнительного использования ультразвука для окончательного разрушения фрагментов ядра.

Лазерный факолизис (система Dodick)

Работу Dodick (1991) можно расценивать как переходный этап от дистанционных транскорнеальных подходов разрушения ядра к методикам, основанным на использовании волоконно-оптических систем доставки излучения [38–40].

Автор располагает оптическое волокно в специальном наконечнике, имеющем на конце титановую пластинку. При генерации лазерных импульсов излучение попадает на поверхность пластинки, вызывает ее колебания и появление акустической волны, разрушающей вещество хрусталика в полости наконечника. Хрусталиковые массы заходят в полость наконечника при механическом резании хрусталика подобно тому, как это выполняется при ультразвуковой факоэмульсификации [38, 39]. Разрушенный хрусталиковый материал удаляется по узкому кольцевидному аспирационному каналу, вокруг лазерного световода. Указанная методика сегодня известна в литературе как лазерный факолизис [38–40].

Методика Dodick завоевала значительно бЧльшую популярность в сравнении с дистанционными транскорнеальными методами. Сегодня она апробирована в 26 клиниках мира. Но эффективность операции не достаточна, чтобы говорить о широком ее клиническом внедрении. Не устраивает длительность операции. Например, для разрушения катаракты средней плотности требуется не менее 10 мин работы лазерным излучением. Это в 3 раза больше, чем время, затрачиваемое для разрушения такой же катаракты при ультразвуковой факоэмульсификации. Серьезным ограничением является невозможность удаления плотных катаракт [41, 42].

Низкая эффективность операции связана с тем, что используются минимальные субпороговые энергии излучения Nd:YAG 1,064 мкм лазера, 2 мДж, соответственно ограничена амплитуда колебаний титановой пластинки. Дальнейшее повышение энергии излучения невозможно в связи с ограничениями возможности проведения нано- и пикосекундных импульсов по кварцевым световодам. При большей энергии фотоны будут разрушать световод [38].

Анализ системы Dodick позволил определить требования к эффективной лазерной системе для хирургии катаракты. В первую очередь это наличие лазера, имеющего эффективные средства доставки лазерного излучения в полость глаза. Важным фактором является возможность использования энергий значительно превосходящих пороговую энергию для разрушения ткани хрусталика. Целесообразно использовать механизмы разрушения ядра, не связанные с образованием плазменного облака.

Эксимер-лазерная хирургия катаракты

Технология производства газовых лазеров начала активно развиваться в восьмидесятых годах. Среди них наибольший интерес вызывали эксимерные лазеры, генерирующие излучение в ультрафиолетовой части спектра на фазовых переходах эксимерных молекул [11, 43–45]. Большинство длин волн не проводится по световоду ввиду большой энергии фотонов, разрушающей оптические волокна. Однако для некоторых длин волн, например для 308 нм, были созданы световоды. Это привело к мысли о разработке эксимерлазерной технологии хирургии катаракты [13, 46–49].

Puliafito (1985), Nanevicz (1986) показали, что излучение эксимерных лазеров вызывает появление локального дефекта (кратера) на поверхности хрусталика в зоне приложения энергии [13, 47, 48]. Эффект может проявляться при работе различных типов эксимерных лазеров с длинами волн 193, 248, 308, 354 нм [13, 48].

Изучение механизма биологического действия лазеров при помощи сверхскоростной фотосъемки показало, что он основан на разрыве межмолекулярных связей в белковых молекулах [43, 49, 50]. Продукты распада выбрасываются из зоны лазерного воздействия со сверхзвуковой скоростью. Этот эффект обозначается как фотоаблативная фотодекомпозиция [49, 50]. Продукты распада имеют размеры порядка нескольких микрон. Их можно легко отвести из зоны операции. Важным положительным фактором является отсутствие коагуляции хрусталиковой ткани [43, 46, 51, 52].

Авторы показали, что при работе с эксимерным лазером можно не просто эмульсифицировать хрусталик, но вызывать его полное испарение с одновременным удалением газообразных продуктов распада по аспирационному каналу [13, 47, 48, 50]. Математический расчет, проведенный на основе анализа скорости выноса хрусталикового материала, показал, что при плотности энергии 550 мДж/см2, используя лазер с длиной волны 193 нм, хрусталик можно полностью испарить за 8–10 мин, при длине волны 248 нм – за 6–7 мин [13].

Основываясь на этих данных, В.Bath [46] апробировала в эксперименте на изолированных катарактально измененных хрусталиках человека методику эксимерной хирургии. При этом был специально сконструирован аспирационно-ирригационный наконечник, в котором лазерное волокно располагалось в канале для ирригации. Канал для аспирации располагался изолированно, имел диаметр 0,2 мм. Общий диаметр наконечника составлял 1 мм. Автор сообщает об эффективности данной технологии для разрушения хрусталиков в эксперименте. Однако последующих клинических работ в доступной нам литературе найти не удалось.

В целом эксимерная технология хирургии катаракты, несмотря на привлекательность идеи испарения хрусталика, не нашла клинического использования. Это объясняется рядом негативных свойств ультрафиолетового излучения. На клеточном уровне отмечается опасность разрушения нуклеиновых кислот, так как излучение имеет очень высокую энергию фотонов – 3–6,4 eV [48, 49]. При этом возможно образование свободных радикалов и генерация фотохимических реакций в молекулах ДНК, что грозит появлением мутаций и канцерогенными эффектами [47, 48]. Нельзя не отметить, что сами молекулы ДНК, имея пик поглощения для света, равный 260 нм, могут выступать в качестве активных центров (хроматофоров), поглощающих излучение эксимерного лазера [47].

Следует принимать во внимание тот факт, что эксимерные лазеры сложны в эксплуатации, дорогостоящи, требуют наличия специальных операционных и обслуживания. Системы доставки излучения несовершенны, дороги и требуют дальнейшей отработки. Видимо, с этим так же связано отсутствие работ по хирургии катаракты с эксимерным лазером в клинике.

Идея испарения хрусталика в полости капсульного мешка определила направление дальнейших исследований. Она нашла применение в лазерной хирургии катаракты с эрбиевым лазером [42, 53–55].

Эрбиевый YAG лазер в хирургии катаракты

Современный этап развития техники лазерной хирургии катаракты связан с разработкой эрбиевого YAG лазера с длиной волны 2,94 мкм. Лазер имеет систему доставки излучения (циркониевые и сапфировые волокна), которая позволяет подводить в зону операции излучение с энергией, требуемой для эффективного разрушения ядра (20–100 мДж).

Механизм разрушения хрусталика связан с высоким коэффициентом поглощения излучения водой, что позволяет создать высокую плотность энергии в объеме 2–3 мкм, вызывая взрывное испарение воды и “вынос” материала с поверхности хрусталика [14, 53, 56–59]. Термическая абляция позволяет удалить 30–60 мкм хрусталиковой ткани за один импульс [58]. Математические расчеты показывают, что при такой скорости разрушения хрусталиковой ткани можно полностью испарить хрусталик на воздухе в чашке Петри за 5–8 мин [56, 60].

Указанные особенности позволили быстро ввести эрбиевый лазер в клинику, создав технологию Er:YAG лазерной экстракции катаракты [41, 42, 54, 55, 61]. Сегодня уже есть коммерческие приборы, выпускаемые фирмами “Aesculap-Meditec” (Германия), “EyeSys-Premier Centauri” (США), “Paradigm-Photon”(CLLIA), “WaveLight Adagio” (Германия).

Как сообщалось в работах Franchini [62–64], Hoh [65] в Европе выполнено уже около 600-700 операций по технологии эрбиевой экстракции катаракты. Полученные клинические данные свидетельствуют, что механизм разрушения ядра очень напоминает таковой при ультразвуковой факоэмульсификации катаракты. Поэтому можно использовать уже хорошо отработанную технику факоэмульсификации, основанную на разделении ядра на фрагменты [54, 62–65].

Достоинством технологии является отсутствие нагрева наконечника в момент генерации лазерных импульсов [57, 59]. Поэтому не требуется выполнения широких разрезов 3,2 мм, для дополнительного охлаждения наконечника. Ширина наконечника составляет 1,1–1,6 мм, в связи с чем операция проводится через минимальный 1,4 мм разрез. Ввиду отсутствия избыточного тока ирригационной жидкости из полости глаза передняя камера остается стабильной в ходе операции, менее вероятно появление осложнений, связанных с коллапсом передней камеры [14, 19, 55]. Уменьшение длины разреза, по мнению ряда авторов, позволит использовать эрбиевую технологию хирургии катаракты при имплантации нового поколения эластичных ИОЛ [42, 55].

Однако эффективность дробления ядра в полости глаза оказалась ниже, чем дробление хрусталика на воздухе в чашке Петри, и ниже, чем при ультразвуковой технологии. Операция разрушения ядра в клинике длится до 18 мин [41, 62–66]. Особенно сильно различия в скорости операции проявляются по мере увеличения плотности ядра [41, 63, 64]. Катаракты 4+ и бурые ядра пока не могут быть эффективно разрушены при помощи эрбиевого лазера [41, 63–65, 67].

Проблемы эффективности разрушения хрусталика объясняются тем, что в водной среде излучение эрбиевого лазера частично гасится вследствие высокого поглощения излучения водой перед хрусталиком. Начинают преобладать механизмы разрушения ядра, вызванные генерацией вторичных фотомеханических эффектов (кавитация) [41, 68, 69]. Практика показывает, что они менее эффективны, чем прямое воздействие лазерной энергии на хрусталик [41]. Эффективность воздействия может быть повышена за счет повышения энергии лазерных импульсов, но это усложняет конструкцию лазера, делает его еще более дорогостоящим [20, 55].

Необходимо отметить, что проблема доставки Er:YAG лазерного излучения требует совершенствования в связи с высокой ценой, ломкостью, а также токсичностью существующих световодов [20, 41, 70, 71]. Нет единого мнения по вопросу создания эффективных аспирационно-ирригационных наконечников. Разработчики приборов идут по пути объединения функций аспирации–ирригации и доставки лазерного излучения в одном наконечнике, но при этом создаются условия для обтурации наконечника хрусталиковыми массами [41, 42].

Таким образом, несмотря на все достоинства эрбиевого лазера, приведенная лазерная технология хирургии катаракты далека от совершенства. Нужен лазер с большими энергетическими возможностями, наличием более эффективных световодов, позволяющих подводить достаточные для разрушения ядра энергии излучения к хрусталику. Механизм поверхностного испарения (абляции) по нашему мнению, не решает проблемы лазерной экстракции катаракты из-за большой длительности операции и невозможности разрушения плотных катаракт.

Собственные исследования по лазерной хирургии катаракты

Знакомство с литературными данными показало, что дистанционное транскорнеальное использование лазера в двухэтапном варианте операции не имеет перспектив в клинике. Использование лазера в роли посредника для воспроизведения механических колебаний инструмента, а также с целью эвакуации масс из тубуса наконечника является, безусловно, нерациональным для столь современного и мощного вида энергии.

Из анализа имеющихся сообщений по проблеме лазерной экстракции катаракты стало ясно, что для быстрого и безопасного удаления хрусталика необходим поиск адекватной длины волны лазерного излучения, требуется более детальный анализ существующих сегодня лазеров, имеющих эффективные, дешевые и нетоксичные системы доставки излучения в полость глаза. Необходимо отработать оптимальные параметры излучения, позволяющие достигнуть более высокой скорости разрушения хрусталика при каждом импульсе, в сравнении с тем, что можно сделать с эксимерным или эрбиевым лазерами. Важным моментом является поиск эффективной системы аспирации, обеспечивающей возможность быстрого, согласованного и соразмеренного удаления продуктов распада и тепловой энергии из полости глаза.

При анализе вопроса о выборе наиболее оптимального лазера для хирургии катаракты мы отклонили возможность использования эксимерных лазеров на стадии изучения литературы и оценки биологических особенностей лазерного воздействия. Как негативный фактор следует расценивать малую зону разрушения хрусталиковой ткани (3–5 мкм) при каждом импульсе излучения, возможность канцерогенного действия на биоткани, отсутствие эффективных световодов [47].

Более целесообразным нам представлялось использование энергии взаимодействующей не с белками, как при работе с эксимерными лазерами, а с водой, являющейся универсальным субстратом, составляющим основу всех биотканей [68, 69]. Наличие водной среды в окружении хрусталика делает целесообразным использование твердотельных YAG лазеров. Эрбиевый YAG лазер с длиной волны 2,94 мкм на первый взгляд представлялся наиболее приемлемым для хирургии катаракты. Данное излучение имеет очень высокий коэффициент абсорбции воды (20 тыс. см-1). Поэтому при лазерном воздействии можно достигать строго ограниченного локального повреждения хрусталиковой ткани [14, 53, 59, 72]. Важен эффект термической абляции (испарения) хрусталиковой ткани. Это облегчает удаление разрушенного материала из полости глаза [19, 53, 55, 60].

Однако проведенные нами экспериментальные исследования показали, что эффективность разрушения ядра с применением эрбиевого YAG (2,94 мкм) лазера высокая только в воздушной среде. Если разрушать хрусталик в водной среде, моделирующей естественные условия операции, то эффективность разрушения ядра снижается в 4–5 раз. Это связано со значительным поглощением энергии излучения молекулами воды перед хрусталиком. Мы увеличили эффективность лазерного воздействия путем повышения энергии лазерных импульсов до 300–500 мДж. Но при этом возникали проблемы с аспирацией ядра, так как полуразрушенные фрагменты отбрасывались акустической волной от лазерного наконечника. Их трудно было зафиксировать у аспирационного отверстия за счет вакуума.

Неудовлетворительные результаты, полученные при работе с эрбиевым лазером, побудили нас провести более тщательный анализ проблемы, с тем, чтобы выбрать более приемлемый для лазерной хирургии катаракты тип твердотельного YAG лазера с учетом тех ошибок и нерешенных проблем, с которыми столкнулись предыдущие исследователи. Эксперименты по оценке скорости разрушения ядра состояли в разрушении изолированных катарактально измененных хрусталиков in vitro при использовании гольдмиевого 2,12 мкм, тулиевого 1,9 мкм и Nd:YAG 1,44 мкм лазеров. Было показано, что скорость разрушения ядра хрусталика при работе с указанными лазерами в водной среде выше, чем при работе с эрбиевым лазером. Наряду с поверхностным испарением (абляцией) ткани хрусталика имеет место эффект фотофрагментации ядра на глубине, превышающей 500 мкм. Наибольшее внимание привлек Nd:YAG лазер с длиной волны 1,44 мкм. При его использовании была зафиксирована в 1,5 раза более высокая скорость разрушения хрусталика, чем при работе с эрбиевым YAG лазером. Даже самое плотное (бурое) ядро удавалось разрушить и аспирировать в чашке Петри за 2–3 мин [13].

Наиболее убедительные результаты были получены при разрушении ядра с одновременной аспирацией. Здесь при использовании гольдмиевого и тулиевого лазеров преимущество в скорости удаления ядра было в 2 раза выше, чем при работе с эрбиевым лазером. В то же время, при использовании Nd:YAG лазера с длиной волны 1,44 мкм достигнуто троекратное преимущество в скорости по сравнению с эрбиевым лазером. Эффект достигался за счет быстрого разрушения фрагментов ядра у аспирационного отверстия, так как менее интенсивная акустическая волна не отбрасывала в сторону разрушенные частицы хрусталика. Следовательно, в условиях, приближенных к реальной операции, более целесообразно использовать лазеры с длинами волн 1,3–2,12 мкм. Наиболее эффективным оказался Nd:YAG (1,44 мкм) лазер.

Нам удалось объяснить полученные данные при изучении распределения акустической волны в ходе работы с различными твердотельными лазерами. При использовании эрбиевого лазера интенсивность акустической волны достигает максимума еще до того момента, когда излучение касается вещества хрусталика. При использовании неодимового лазера высокая интенсивность акустической волны создается в тот момент, когда излучение достигает хрусталика. Поэтому энергия вкладывается в разрушение хрусталика, нет эффекта отбрасывания фрагментов ядра от аспирационного отверстия.

Окончательно убедиться в возможности проведения операции нам удалось в ходе удаления прозрачных хрусталиков на глазах экспериментальных животных в оригинальном эксперименте. После лазерного разрушения прозрачного хрусталика в пустую капсулу хрусталика помещали мутный человеческий хрусталик и разрушали его в глазу кролика. Отсутствие патологических изменений в тканях глаза позволяло нам перейти к клинической апробации метода.

На первых операциях мы столкнулись с затруднениями при аспирации разрушенных масс в связи с частичной окклюзией аспирационного канала хрусталиковыми массами, с неудобством манипуляций в полости глаза одной рукой. Проблема была решена путем разработки бимануальной техники операции. Ее суть состоит в разделении системы аспирации–ирригации и доставки лазерного излучения. Используются 2 наконечника, один из которых несет функцию аспирации–ирригации, другой служит проводником световода и выполняет одновременно роль шпателя-манипулятора. Указанный подход позволил существенно увеличить просвет аспирационного канала, и избежать его обтурации хрусталиковыми массами, сократить время операции [16, 74].

Сегодня мы уверенно можем говорить о решении проблемы лазерной экстракции катаракты после завершения полного цикла работ по разработке комплекса приборов, позволяющих эффективно разрушать и удалять мутную катаракту, и создания специальной хирургической технологии. Комплекс приборов для лазерной экстракции катаракты “Ракот” включает лазерную установку, оригинальное вакуумное устройство и систему совместного сочетанного управления приборами (патент РФ № 2102048 от 20.03.95 и патент РФ № 2130762 от 10.12.97). На сегодняшний день мы располагаем материалом более 2000 операций лазерной экстракции катаракты.

Хочется особо отметить, что наша технология позволяет удалить любую катаракту, вне зависимости от плотности ядра, включая даже самые плотные и бурые ядра за 0,5–6 мин. Не выявлено грубых интраоперационных осложнений. Достоинством метода является возможность бесконтактной работы с ядром, исключающей механический нажим, натяжение и разрыв цинновых связок. Таким образом, появляется возможность проведения операции при наиболее сложных в хирургическом отношении типах катаракт (перезрелые, набухающие, катаракты у пациентов самой старшей возрастной группы). Ранее в связи с опасностью разрыва задней капсулы и цинновых связок приходилось отказываться от хирургии малых разрезов.

Высокая эффективность и малая травматичность данного хирургического подхода, отсутствие тяжелых операционных и послеоперационных осложнений, а также стабильность полученных результатов позволяют расширить показания для технологии малых разрезов при любой степени плотности катаракт, включая и наиболее плотные бурые и коричневые ядра.

Следующую публикацию мы хотим посвятить описанию техники нашего варианта лазерной экстракции катаракты и анализу результатов первой тысячи операций.

Список литературы находится на нашем сайте: www.rmj.ru

Литература

1. Федоров С.Н., Копаева В.Г., Андреев Ю.В. и др. Лазерная экстракция катаракты. Офтальмохирургия. 1998; 4: 3–9.

2. Федоров С.Н., Копаева В.Г., Андреев Ю.В. и др. Техника лазерной экстракции катаракты. Офтальмохирургия. 1999; 1: 3–9.

3. Федоров С.Н., Копаева В.Г., Андреев Ю.В., Беликов А.В. Результаты 1000 лазерных экстракций, катаракты. Офтальмохирургия. 1999; 3: 3–14.

4. Федоров С.Н., Копаева В.Г., Андреев Ю.В., Ерофеев, А.В., Беликов А.В. Способ лазерной экстракции катаракты. Патент РФ №2102048 от 20.03.95.

5. Федоров С.Н., Копаева В.Г., Андреев Ю.В., Ерофеев А.В., Беликов А.В. Устройство для офтальмохирургических операций. Патент РФ №2130762 от 10.12.97.

6. Петрова О.А. ИАГ-лазерная передняя капсулотомия и ее влияние на морфологическое и функциональное состояние глаза. //Автореф. Дис. ...канд. мед. наук. 1988; 25.

7. Хорошилова-Маслова И.П., Андреева Л.Д., Степанов А.В., Иванов А.Н. Морфологические изменения тканей глаза при воздействии ИАГ-лазера. Вестн. офтальмол. 1991; 347–50.

8. Aron-Rosa D: Use of a pulsed neodymium-YAG laser for anterior capsulotomy before extracapsular cataract extraction. Am Intra-Ocular Implant Soc J. 1981; 7: 332–3.

9. Aron-Rosa DS., Aronn J.J., Cohn H.C.: Use of a pulsed picosecond Nd:YAG laser in 6,664 cases. Am Intra-Ocular Implant Soc J. 1984; 10: 35–9.

10. Bath P.E., Mueller G., Apple D.J., at al. Excimer laser lens ablation. Arch Ophthalmol. 1987; 105: 1164–5.

11. Bayly J.G., Kartha V.B., Stevens W.H. The absorption spectra ofliqiid phase НзО, HDO and D^O from 0,7 urn to 10 цт. // Infrared Phys . 3: 211–23.

12. Bems M.W., Liaw L.-H., Oliva A., at al. An acute light and electron microscopic study of ultraviolet 193-nm excimer laser comeal incisions // Ophthalmology. 1988; 95: 1422–33.

13. Berger J.W., Kirn S.H., LaMarche, et al. Er:YAG laser drilling of cataractous lens: predicting the ablation rate with a simple model. // Proc SPIE. 1995; 23: 148–59.

14. Berger J.W., Talamo J.H., LaMarche K.L., at al. Temperature measurement during phacoemulsification and erbium:YAG laser phacoablation in model system // J. Cataract Refract. Surg. 1996; 22: 372–8.

15. Brannon J.N., Lankard J.R., Baise A.I., at al. Eximer laser etching ofpolyimide // J Appi Phys. 1985; 58: 2036–43.

16. Brinkman U. Lasers find use in wide range of medical procedures. // Laser focus world european electro-optics. 1992; 2: 15–7.

17. Chambless W.S. Neodymium YAG laser photo fracture: An aid to phacoemulsification // J. Cataract refractive surgery 1988; l4: 180–1.

18. David Т., Rowe N.A., Francis I.C., at al. Intraoperative complication of 1000 phacoemulsification procedures: A prospective study // J cataract refract surg. 1998; 24: 1390–5.

19. Dehm E.J., Puliafito C.A., Alder C.M., at al. Corneal endothelial injury in rabbits following excimer laser ablation at 193 and 248 nm // Arch ophthalmol. 1986; 104: 1364–8.

20. Dodick J.M. Christainsen J. Experimental studies on the development and propagation of shock waves created by the interaction of short Nd:YAG laser pulses with titanium target. // J. Cataract refractive surgery 1991; 17: 794–7.

21. Dodick J.M. Laser phacolysis of the human cataractous lens. // Dev Ophthalmol. 1991; 22: 58–64.

22. Dodick J.M. Neodymium-YAG laser phacolysis of the human cataractous lens. // Arch ophthalmol. 1993; 111: 903–4.

23. Fine H., Maloney W.F., Dillman D.M. Crack and flip phacormulsification technique // J Cataract refract surg. 1993; l9: 797–802.

24. Fisher R.F., Pettit B.E. Presbyopia and the water content of the humann kristalline lens // J. Phisiol. 1973; 234: 443–7.

25. Flohr M.J., Robin A.L., Kelley J.S. Early complications following Q-switched neodimium:YAG laser posterior capsulotomy. // Ophthalmology. 1985; 92: 360–3.

26. Franchini A., Gallarati Z., La Torre A., Frosini R. Phacoemulsification: one year experience // Congress of European Society of Cataract Refractive Surgeons, 15-th: Scientific Research Symposia Abstracts. Prague, 1997; 166.

27. Franchini A. Erbium laser phaco may offer a new, safer way into small incision cataract surgery. // Ocular Surgery News. 1999; 17: 17–8.

28. Franchini A. Erbium “Phacolaser” removes soft to moderate hard nuclei with minimal complications Italian investigators report. // Euro Times. 1999; 4: 11.

29. Fujikawa S., Akamatsu T. Effects of non-equilibrium condensation of vapour on the pressure wave produced by the collapse of a bubble in a liquid. // J. Fluid Mech. 1980; 97: 481–512.

30. Gailitis R.P., Patterson S.W., Samuels M.A., at al., Comparison of laser phacovaporization using the Er-YAG and the Er-YSGG laser // Arch ophthalmol. 1993; 111: 697–700.

31. Gimbel H.V. Divider and conquer nucleofractis phacoemulsification: Development and variations // J cataract Refractive Surg. 1991; 17: 281–91.

32. Gimbel H.V. Posterior capsule tears using phaco-emulsification. Causes, prevention and management. // Eur J Implant Refract Surg.- 1990.- Vol.2.- P.63-69.

33. Gilliland G.D., Huttion W.L., Fuller D.G. Retained intravitreal lens fragments after cataract surgery // Ophtalmology.-1992.-Vol.99.-P.1263-1269.

34. Grown A., Fankhauser F., Puliafito C., at al. Focal laser photophacoablation of normal and cataractous lenses in rabbits: Preliminary report. // J cataract Refractive Surg.- 1995.- Vol.21.-P.282-286.

35. Hachet E. Laser phacoemulsification with meditec MCL 29- first results // Congress of European Society of Cataract Refractive Surgeons, 15-th: Scientific Research Symposia Abstracts.-Prague, 1997.-P.166.

36. Hayachi K. Endothelial cell loss with different techniques of phacoemulsification // Ophthalmic surgery.- 1994.- Vol.25.-N.8.-P.510-513.

37. Hickling R., Plesset M.S. Collapse and rebound of spherical bubble in water. // Phys Fluids.- 1964.- Vol.7.- P.7-14.

38. Hoh H., Fischer E. Erbium laser phacoemulsification - a pilot study. // Abstract, XXVIIIth international Congress of Ophtalmology.- Amsterdam.- 1998.- P.24.

39. Hu C.L., Bames F.S. The termal-chemical damage in biologycal material under laser irradiation. // IEEE Trans Biomed Eng.- 1970.-Vol.17.-P.220-229.

40. Irvine W.M., Pollack J.B. Infrared optical properties of water and ice spheres // Icarus.- 1968.- Vol.8.- P.324.-360. -спектр поглощения для воды.

41. Jampol L.M., Goldberg M.F., and Jednock N.: Retinal damage from a Q-switched YAG laser. // Am J. Ophthalmol. 1983.-Vol.96.-P.326.

42. Kelman C.D. Phaco-emulsification and aspiration; a new technique of cataract removal: a preliminary report. Am J Ophthalmol.- 1967.- Vol.64.- P.23-35.

43. Koch P.S. Katzen L.E. Stop and chop phacoemulsification // J cataract refract surg.- 1994.- Vol.20.-P.566-570.

44. Krupin T: Anterior segment laser surgery. In Krupin T, Waltman S.R., eds: Complications in Ophthalmic Surgery, 2 nd ed, Philadelphia, JB Lippincott, 1984, p. 190.

45. Lerman S. Observation on the use ofhight power lasers in ophthalmology. // IEEE J. Quant Electron.- 1984.- QE-20.- P.1465-1471.

46. Levin M.L., Wyatt K.D. Prospective analysis of laser photophaco fragmentation // J. Cataract refractive surgery 1990.-Vol.l6.-P.96-98.

47. Lipner M. Shining a light on lasers: A look at the new YAG technology in cataract removal. // Eye World.- 1998.- P.54-55.

48. Mainster M.A., Sliney D.H., Belcher C.D. Ш, Buzney S.M. Laser photodysrupters; damage mechanisms, instrument design and safety. // Ophthalmology .- 1983.- Vol.90.- P.973-991.

49. Nanevicz T.M., Prince M.R., Gawande A.A. at al. Excimer laser ablation of the lens // Arch Ophthalmol 1986.- Vol. 104.-P.1825-1829.

50. Peyman G.A., Katon N. Effects of erbium:YAG laser on ocular structures. // Int Ophthalmol.- 1987.- Vol.10.- P245-253.

51. Puliafito C.A., Steinert R.F., Deutsch T.F., at al. Eximer laser ablation of the cornea and lens // Ophthalmology.- 1985.-Vol.92.-P.741-748.

52. Puliafito C.A., Stern D., Krueger R.R., at al. High-Speed photography of excimer laser ablation of the cornea // Arch opthtalmology 1987.-Vol.105.-P.1255-1258.

53. Puliafito C.A., and Steinert R.F.: Laser surgery of the lens. Experimental studies. // Ophthalmology.- 1983.- Vol.90.- P.1007.

54. Ross B.S._and Puliafito C.A. Erbium-YAG and Holmium-YAG laser ablation of the lens. // Laser in Surgery and Medicine.-Vol.15.-P.74-82.

55. Ryan E.H., Logany S. Nd:YAG laser photodysruption of the lens nucleous before phacoemulsification // Am. J. Ophthalmol 1987.- Vol.104. P.382-386.

56. Shepherd J.R. In situ fracture J Cataract Refractive 1990.-Vol.l6.-P.436-440.

57. Sinofsky E. Comparative thermal modelling of Er:YAG, Ho:YAG and С02 lasers pulses for tissue vaporization. // Proc SPIE-Int Soc Opt Eng (USA) Lasers in Medicine.- 1986.-Vol.712.-P.188-192.

58. Singer H.V. Laser phaco makers aiming for safety improvements, shorter learning curve // Ocular Surg. News,-1997.- Vol. 15.- No. 16.- Р.20-26.

59. Snyder R.J., Noecker H.J. In vitro comparison of phacoemulsification and the erbium:YAG laser in lens capsule rupture. // Investigative of ophthalmology Visual Science.- 1994.-Vol.35.-No.4.-P.1934.

60. Singer H.W. Laser phaco further refined as systems near market. As its development continues, laser phaco is further refined. // Ocular Surgery News.- 1999.- Vol.17.- P.8-13.

61. Srivasan R., Braren В., Dreyfus R.W. Ultraviolet laser ablation ofpolymide films // J Appi Phys.- 1987.- Vol.61.- P.372-376.

62. Srivasan R., Braren В., Seeger D.E., at al. Photochemical cleavige of polymeric solid: Details of ultraviolet laser ablation of poly (methyl metacrylate) at 193 and 248 nm // Macromolecules.-1986.-Vol.19.-P.916-921.

63. Stern D, Puliafito C.A., Dobi E.T, Reidy W.T. Infrared laser surgery of the cornea // Ophthalmology.- 1988. - Vol.95.-P.1434-1441.

64. Stevens G., Long В., Hamman J.M., Alien R.C. Erbium:YAG Laser-assisted cataract surgery // Ophthalmic Surg. Lasers.- 1998.-Vol.29.-P185-189.

65. Steinert R.F., Puliafito C.A., and Kittrell С.: Plasma shielding by Q-switched and mode-locked Nd-YAG lasers. // Ophthalmology.- 1983.- Vol.90.- P.1003.

66. Tran B.C., Levin K.H. Zirconium fluorode fiber requirements for mid-infrared laser surgery applications. // Proc SPIE-Int Soc Opt Eng (USA) Lasers in Medicine.- 1986.-Vol.713.-P.36-37.

67. Tusobota K. Application of Erbium:YAG laser on ocular structures. // Ophthalmologica.-1990.- Vol.200.- P.I 17-122.

68. Vogel A., Hentschel W., Hoizfuss J., at al. Cavitation bubble dynamics and acoustic transient generation in ocular surgery with pulsed Neodimium:YAG lasers. //, Ophthalmology.-1986.-Vol.93.-P.1259-1269.

69. Walsh J.T., Deutsh T.F., Er:YAG laser ablation of tissue :Mesurement of ablation rates. // Laser Surg Med.- 1989.-Vol.9.-P.327-337.

70. Wetsel W., Brinkmann R., Koop N., at all. Photofragmentation of lens nuclei using the Er:YAG laser: preliminary report of an in vitro study // Ger J. OphthalmoL- 1996.-Vol.5.-P.281-284.

71. Wolbarsht M.L., Esterowitz L., Tran D., at al. // A mid-infrared (2,94 u,m) surgical laser with an optical fiber delivery system. // Laser Surg Med.- 1986.- Vol.6.- P.257.

72. Zato M.A. laser-emulsification of the lens (LeL). Clinical study and first results // Congress of European Society of Cataract Refractive Surgeons, 15-th: Scientific Research Symposia Abstracts.-Prague, 1997.-P.167.

73. Zeiman J. Photophaco fragmentation // J. Cataract refractive surgery 1987.- Vol.13.- P.287-289.

74. Zeiman J. Apparatus system and method for softening and extracting cataractous tissue. // USA Patent.- aug. 18. 1992.- є 5,139,504.

Приложения к статье

Наиболее перспективным подходом для разработки новой техники интракапсулярного разрушения ядра хрусталика является использование лазерной энергии

Методика дистанционного транскорнеального разрушения хрусталика не является эффективным подходом в решении проблемы лазерной хирургии катаракты