Лазерное хирургическое устройство и способ его использования

Лазерное хирургическое устройство и способ его использования

Реферат

 

Лазерное хирургическое устройство и способ его использования предназначены для выпаривания живой ткани в дерматологии. Устройство содержит лазерный комплект, устройство обнаружения для определения состояния оперируемой живой ткани за счет получения и обработки сигнала, отраженного от оперируемой ткани, и формирования управляющего сигнала, и блок управления для контроля и регулировки характеристик операционного луча на основе управляющего сигнала. Операционный луч имеет заранее установленную длину волны, соответствующую пиковой длине волны абсорбции воды. Живую ткань выпаривают на глубину, не превышающую 15-20 мкм, что позволяет обезопасить близлежащие слои ткани. 2 с. и 18 з.п.ф-лы, 16 ил.

Изобретение относится к медицинским лазерам, более конкретно, к хирургическому лазеру (лазерному скальпелю) и способу его использования в области дерматологии.

В современной дерматологии для исправления врожденных и приобретенных дефектов и заболеваний кожи используется целый ряд лазеров. Одна из причин широкого распространения лазеров в этой области техники состоит в том, что их свойства подтверждают медицинский постулат - "не причини вред пациенту".

Лечение лекарственными средствами остается наиболее часто используемым методом лечения в дерматологии, так как оно легко доступно, просто и менее болезненно. Однако непереносимость лекарственного средства, побочные эффекты, обычные аллергические реакции, а также низкая эффективность при лечении значительного числа расстройств часто делают этот метод лечения менее желательным.

Необходимость в более эффективном лечении дерматологических дефектов и заболеваний обусловила относительную популярность хирургического вмешательства в эту область медицины. Что касается хирургических методов лечения кожных расстройств, то врачи часто вынуждены прибегать к помощи таких методов, как вскрытие с последующей трансплантацией, использование ультразвуковой и криотерапии, применение магнитных полей ионизирующего излучения, электрокоагуляция, использование плазменных токов и т. д. Эти хирургические методы используются несмотря на большое число недостатков и пагубных побочных эффектов, которые включают деструктивную природу лечения, длительный процесс заживления, высокий риск гипопигментации, возможность атрофии, разрушение структуры ткани, образование рубцов, вред, наносимый прилегающей области кожи, включая здоровые области. Эти проблемы часто устраняются, когда хирург использует локальные методы лечения, имеющие короткое и фиксированное действие на установленной глубине кожного покрова. Это является одной из причин, почему лазеры недавно стали инструментом выбора для многих дерматологов.

В настоящее время в дерматологии используются лазеры, имеющие различную длину волны лазерного излучения. Примерами таких лазеров являются эксимерный лазер, рубиновый лазер, аргоновый лазер; александритовый и гранатовый лазер; перестраиваемый полупроводниковый лазер и т. д. Эти устройства генерируют лазерные лучи, имеющие длину волны в видимой области спектра 0,4-0,7 мкм), а также в невидимой УФ-области спектра 0,18-0,40 мкм. Например, лазеры ИК-диапазона включают ряд CO₂-лазеров (с длиной волны 10,6 мкм), варианты лазеров с неодимом (с длиной волны 1,06 мкм) и т. д. Эти лазеры производятся фирмой Candela Laser Corporation и описаны в работе "Лазеры в Медицине", Ташкент, 1989.

Несмотря на то что эти лазеры сохраняют короткий период действия и обеспечивают определенную локализацию в плоскости действия, они не гарантируют контроль за лечением, особенно в отношении глубины проникновения в кожный покров. Поэтому использование этих лазеров не устраняет такие негативные последствия, как образование гипотрофных рубцов и проникновение лазерного луча в область здоровой кожи.

Общеизвестно, что слой воды практически не позволяет пройти через него оптическому облучению при определенной длине волны. Область спектра обычно известна как "окно непрозрачности" и включает следующие диапазоны длины волны: 1,25-1,40; 1,7-2,1; 2,5-3,1; а также 5,5-7,5 мкм. В этих диапазонах оптическое облучение существенно поглощается водой и живой тканью, которая также состоит из 90% воды. Такое поглощение приводит к быстрому нагреванию воды и выпариванию живой ткани, подлежащей лечению. При таких значениях длины волны лазерный луч приобретает важное качество, т. е. лазерное излучение не может проникать глубоко в живую ткань, в основном состоящую из воды. В результате этого рассеянный лазерный луч проникает в живую ткань только на глубину, которая не превышает 15-20 мкм, и не разрушает прилегающую ткань. Такой режим работы лазера может быть воплощен только при специфических уровнях плотности потока энергии, заранее установленной частоте повторения и длительности импульсов, и только тогда, когда временная стабильность всех этих характеристик достигается в процессе хирургического вмешательства.

Одним из таких известных устройств является алюминиево-иттербиевый гранатовый лазер, имеющий длину волны 2,94 мкм лазерного излучения. Первоначальные сообщения относительно стоматологического применения этого лазера появились в 1989 г. Однако его свойства, такие как энергия в импульсе 1-2 Дж, длина волны 2,94 мкм и частота повторения импульсов 1 Гц, дали возможность врачам использовать этот лазер в качестве хирургического приспособления в области дерматологии. Первые сообщения относительно такого использования стали известны в Германии и Словении в 1991 г.

Схема, приведенная на фиг. 1, иллюстрирует такое устройство, состоящее из блока электропитания, блока охлаждения, лазерного резонатора и световода с сочлененными зеркалами. Ввиду множества отражений лазерного луча в световоде с сочлененными зеркалами КПД устройства достаточно низкий и не превышает 60% при длине волны 2,94 мкм. Это обусловливает необходимость поддержания подводимой мощности лазерного излучения на уровне 2,5-3,0 Дж и эксплуатационной мощности блока электропитания на уровне 300 Вт. Естественно, что лазер, обладающий такой высокой мощностью, должен иметь очень эффективную систему охлаждения. Поэтому в данном устройстве была предусмотрена специальная система водяного охлаждения, ввиду чего масса устройства составила 70 кг при габаритных размерах 0,5 м³. Однако высокая масса и габариты, а также неустойчивость характеристик лазерного луча ограничили использование этого известного лазера в дерматологии.

Система водяного охлаждения была необходимой в известном лазерном устройстве высокой мощности для поддержания температуры активного элемента в пределах 2010^oC. Когда этот температурный диапазон превышали, в активном элементе развивался эффект термолинзы, который приводил к значительному рассеянию лазерного луча и к потере энергии в фокальной плоскости обрабатываемой ткани.

Один путь решения этих проблем заключается в использовании более эффективной системы лазера, в которой отсутствует световод с сочлененными зеркалами и которая требует значительно меньшей мощности. Это делает возможным замену системы водяного охлаждения системой воздушного охлаждения. Такие изменения в конце концов приводят к существенному снижению массы и габаритных размеров лазерного комплекта.

Таким образом, имеет место существенная необходимость в разработке эффективного ручного лазерного хирургического приспособления, используемого в области дерматологии, которое способно создать и контролировать заранее установленную глубину проникновения в кожный покров и не поражает здоровые области ткани, прилегающие к месту оперативного вмешательства.

Один аспект изобретения предусматривает создание лазерного хирургического устройства для выпаривания живой ткани. Устройство состоит из операционного лазерного комплекта, устройства обнаружения и блока управления. Операционный лазерный комплект вырабатывает операционный луч, имеющий заранее установленную длину волны, соответствующую пиковой длине волны абсорбции воды. Устройство обнаружения предусмотрено для определения состояния оперируемой живой ткани за счет получения и обработки радиационного сигнала, отраженного от оперируемой живой ткани, и формирования управляющего сигнала. Блок управления контролирует и регулирует характеристики операционного луча на основе управляющего сигнала с тем, чтобы глубина выпаривания живой ткани не превышала 15 - 20 мкм. Устройство также включает блок электропитания, фокусирующее приспособление для фокусировки операционного луча у оперируемой живой ткани, блок световодов, вырабатывающий луч световода с тем, чтобы нацеливать операционный луч на оперируемую живую ткань, и блок охлаждения для охлаждения по меньшей мере части операционного лазерного комплекта. Устройство отсасывания предусмотрено для удаления продуктов распада ткани с участка оперируемой живой ткани.

Другой аспект изобретения предлагает операционный лазерный комплект, содержащий по меньшей мере операционный лазерный элемент, излучающий операционный луч, и установку возбуждения для его возбуждения. Наконечник предназначен для удобного расположения в руках оперирующего хирурга. Наконечник имеет внутреннюю и наружную части, и по крайней мере часть операционного лазерного комплекта и фокусирующего приспособления расположена во внутренней части наконечника. По крайней мере части блока охлаждения, устройства обнаружения и блока управления также расположены во внутренней части наконечника.

Другой аспект изобретения предлагает устройство, в котором по крайней мере часть операционного лазерного комплекта расположена в корпусе, а блок охлаждения представляет собой вентилятор, вырабатывающий воздушный поток, проходящий продольно во внутренней части наконечника.

Еще один аспект изобретения предлагает устройство, в котором установка возбуждения расположена за пределами наконечника и соединена с операционным лазерным комплектом посредством множества оптических волокон.

Другой аспект изобретения предлагает устройство с операционным лазерным элементом, состоящим из рабочей и вспомогательной частей. Рабочая часть расположена в наконечнике, тогда как вспомогательная часть и установка возбуждения расположены за пределами наконечника. Основная и вспомогательная части операционного лазерного элемента соединены посредством световода, состоящего из множества оптических волокон.

Еще один аспект изобретения предлагает устройство, в котором длину волны операционного луча, излучаемого операционным лазерным элементом, выбирают из группы, состоящей из 1,25-1,40; 1,71-12,1; 2,5-3,1 и 5,5-7,5 мкм. Лазерную среду операционного лазерного элемента выбирают из группы, состоящей из Y₃Al₅O₁₂ : Nd; Gd₃Ga₅O₁₂ : Cr; Ce, Nd; MgF₂ : Co; BaY₂F₈ : Er; LiYF₄ : Er, Tm, Ho; Y₃Sc₂Al₃O₁₂ : Cr, Er; (Y, Er)₃Al₅O₁₂ : HF (химическая) и CO (газовая).

Альтернативно может быть предложен способ хирургического выпаривания живой ткани. Данный способ заключается в генерировании операционного лазерного луча, имеющего заранее установленную длину волны, соответствующую пиковой длине волны абсорбции воды, и определении состояния оперируемой живой ткани за счет получения и обработки радиационного сигнала, отраженного от оперируемой живой ткани, и формирования управляющего сигнала. Дальнейшая стадия способа заключается в контроле и регулировке характеристик операционного луча на основе управляющего сигнала с тем, чтобы глубина выпаривания живой ткани не превышала 15-20 мкм.

На фиг. 1 показано известное лазерное устройство; на фиг. 2 - один вариант лазерного хирургического устройства в соответствии с изобретением; на фиг. 3 - другой вариант лазерного хирургического устройства; на фиг. 4 - часть дополнительного варианта лазерного хирургического устройства; на фиг. 5 - упрощенный вариант лазерного хирургического устройства; на фиг. 6 - другой упрощенный вариант лазерного хирургического устройства; на фиг. 7 - альтернативные положения линзы фокусирующего приспособления; на фиг. 8 - лазерное хирургическое устройство, имеющее в основном цилиндрическую фокусирующую линзу; на фиг. 9 - лазерное хирургическое устройство с фокусирующей линзой, подвижной вокруг сдвинутой оси; на фиг. 10 - установка вспомогательной линзы в лазерном хирургическом устройстве; на фиг. 11 и 12 - различные структуры изображений лазерного луча; на фиг. 13 и 14 - другие структуры изображений лазерного луча; на фиг. 15 - режим сканирования луча в предварительно заданной программе; на фиг. 16 - режим сканирования луча, когда лазерный луч имеет форму щелевого отверстия.

Хотя специфические варианты изобретения будут описаны со ссылкой на чертежи, следует понять, что приведенные варианты даются только в виде примеров и иллюстрируют лишь несколько из числа многих возможных специфических вариантов, которые представляют собой применение принципов изобретения. Различные изменения и модификации, очевидные для среднего специалиста в области техники, к которой относится изобретение, предполагаются в пределах объема и сущности, изобретения, которое дополнительно определяется в прилагаемой формуле изобретения.

Выше указывалось, что оптическое облучение в диапазоне длины волны, соответствующем "окну непрозрачности", весьма эффективно поглощается водой и живой тканью. Операционный луч лазерного хирургического устройства изобретения эффективно функционирует в пределах всего такого диапазона длины волны. В результате приложения лазерного луча к целевому участку пациента местное выпаривание верхнего кожного слоя происходит на максимальной глубине 10-20 мкм. Диаметр облучаемого пятна на коже составляет около 10 мм, а плотность находится в пределах от 5 до 50 Дж/см².

На фиг. 2 изображено устройство 10 для проведения лазерной хирургии. Устройство 10 состоит из следующих основных блоков: компактного хирургического лазерного инструмента или наконечника 12, блока электропитания 14, вырабатывающего импульсы высоковольтного напряжения с перестраиваемыми параметрами, блок отсасывания или устройство отсасывания 16 для отсоса продуктов кожного распада в результате приложения операционного лазерного луча к целевому участку, а также блок управления 18. Наконечник, выполненный с корпусом 20, предназначен для удобного захвата руками оперирующего хирурга. На фиг. 2 лучше всего показано, что лазерный резонатор 22 выполнен внутри корпуса 20. Операционный лазерный комплект 24 размещен внутри лазерного резонатора и состоит из активного лазерного элемента или стержня 26 активного лазерного вещества, установки возбуждения 28 и оптического резонатора 30. Установкой возбуждения, которая предназначена для возбуждения операционного лазерного элемента, может быть любое традиционное устройство возбуждения, такое как, например, импульсная лампа или полупроводниковый лазер.

Оптический резонатор 30 включает зеркало 32, имеющее высокую отражательную способность и расположенное позади лазерного элемента, и полуотражающее операционное зеркало 34, расположенное впереди лазерного элемента так, чтобы быть обращенным к фокусирующей линзе 36 с переменным фокусным расстоянием. Зеркала оптического резонатора размещены коаксиально относительно продольной оси A - A стержня 26 активного вещества лазера и операционного лазерного луча. Фокусирующая линза 36, которая по меньшей мере частично размещена внутри корпуса 20, обычно управляется микродвигателем по команде с блока управления 18. Желательное положение фокусирующей линзы 36 также может быть установлено вручную медицинским персоналом перед или во время хирургического вмешательства. Оптический резонатор 30 предназначен для выравнивания и усиления лазерного луча, тогда как фокусирующая линза 36 направляет его к целевому участку. Для облегчения эффективной доставки световой энергии от установки возбуждения 28 до операционного лазерного элемента 26 внутренняя часть лазерного резонатора может быть покрыта материалом, обладающим высокой отражательной способностью.

Блок охлаждения 38 предусмотрен внутри корпуса 20 позади лазерного резонатора 22. Блок охлаждения может иметь любой известный тип, вырабатывающий аксиальный поток газообразного хладагента. В предпочтительном варианте изобретения блок охлаждения выполнен в виде вентилятора 38, который вырабатывает аксиально направленный воздушный поток B, проходящий продольно внутри корпуса 20. Для повышения эффективности процесса охлаждения наружная часть лазерного резонатора 22 выполнена со множеством ребер 40, проходящих наружу. Таким образом, после активации вентилятора аксиально направленный воздушный поток B минует наружную часть лазерного резонатора 22, включая ребра 40, и понижает ее температуру. Воздушный поток B во время его прохождения в пределах наконечника направляется через отверстия в корпусе (не показаны) к наружным частям фокусирующей линзы 36 с тем, чтобы предотвратить загрязнение линзы продуктами кожного распада в результате хирургического вмешательства. По достижении оперируемого участка кожи воздушный поток B также способствует удалению продуктов тканевого распада с участка хирургического вмешательства и снижает воздействие неприятного запаха на медицинский персонал.

Продольное распределение элементов изобретения внутри корпуса 20 помогает снизить размеры и способствует эффективной доставке воздушного хладагента и понижению температуры в лазерном резонаторе и во всей внутренней части наконечника. Кроме того, использование системы воздушного охлаждения приводит к лучшим температурной стабильности и другим характеристикам лазерного резонатора, особенно во время и после циклического изменения температур.

Хирургическое устройство 10 подключается к источнику стандартного электропитания 42 или через ряд электрических батарей 44. С целью устранения любой опасности получения электрошока, особенно после подачи напряжения от источника стандартного электропитания к блоку батарей, может быть предусмотрен выключатель устройства блокировки сети.

Блок электропитания 14 вырабатывает импульсы электрического напряжения, которые преобразуются установкой возбуждения или импульсной лампой 28 в световые импульсы. В лазерном резонаторе 22, после того как они направлены к стержню 26 активного вещества лазера, такие световые импульсы преобразуются в лазерные импульсы, имеющие более короткую длительность излучения по сравнению с импульсами напряжения. Длина волны лазерного облучения определяется типом стержня активного вещества лазера или типом активного элемента, используемым в хирургическом устройстве. В предпочтительном варианте изобретения Er:YAG (эрбиевый) лазер используется в качестве активного элемента или стержня 26 активного вещества лазера хирургического устройства. Стержень активного вещества лазера, выполненный из такого материала, излучает электромагнитную энергию, соответствующую длине волны "окна непрозрачности" воды. Длина волны этого лазера составляет 2,94 мкм и очень близка к максимальной длине волны абсорбции воды, которая составляет около 3 мкм. Таким образом, при такой длине волны операционного лазерного луча большая часть его энергии абсорбируется оперируемой живой тканью, которая состоит почти из 90% воды.

Существенным требованием к веществам, используемым в качестве активного элемента операционного лазера, является то, чтобы длина волны их облучения принадлежала к области "окна непрозрачности" спектра. Поэтому лазерную среду активного элемента в соответствии с изобретением можно выбрать (не ограничиваясь) из следующей группы веществ, которые образуют часть этой категории: Y₃Al₅O₁₂ : Nd (длина волны 1,33 мкм); Gd₃Ga₅O₁₂ : Cr, Ce, Nd (длина волны 1,42 мкм); MgF₂ : Co (длина волны 1,75 мкм); BaY₂F₈ : Er (длина волны 2,0 мкм); LiYF₄ : Er, Tm, Ho (длина волны 2,06 мкм); Y₃Sc₂Al₃O₁₂ : Cr, Er (длина волны 2,8 мкм); (Y, Er)₃Al₅O₁₂ (длина волны 2,94 мкм); HF - химическая (длинна волны 2,6-3,0 мкм) и CO - газовая (длина волны 5,0-6,0 мкм).

Эта длина волны операционного лазерного луча принадлежит к области инфракрасного света спектра и является невидимой для невооруженного глаза оперирующего хирурга. Вследствие этого оперирующий хирург не может наблюдать излучение операционного лазерного луча с передней линии наконечника. Это может стать причиной ошибочных хирургических шагов, что поднимает серьезные проблемы безопасности в процессе консервативного лечения. Для устранения этого недостатка, в соответствии с изобретением предусмотрен блок световодов 46, генерирующий непрерывный видимый луч световода. Такой блок световодов может быть гелий-неоновым лазером, полупроводниковым лазером, светоизлучающими диодами или любым иным пригодным источником видимого излучения. В варианте изобретения, изображенном на фиг. 2, такой блок световодов 46 представляет собой полупроводниковый лазер, генерирующий непрерывный лазерный луч очень малой мощности. В отличие от Er:YAG-лазера, полупроводниковый лазер испускает луч в видимой области спектра. Луч световода предназначен для того, чтобы указывать главный фокус операционного лазерного луча как только приложено видимое световое пятно перед операционным лазерным лучом, т. е. операционный луч прилагается к тому же самому участку, что и пятно световодного луча. Поэтому оперирующий хирург может начинать оперирование лазером после того, как пятно световодного луча появилось в желаемом участке. Таким образом, непрерывный лазерный луч световода несет на себе функцию нацеливания, что упрощает наведение невидимого импульсного операционного луча. При использовании после активации операционного лазера, а также световодных лазеров, непрерывные и импульсные лучи доставляются к целевому участку кожи. Операционный лазер может быть легко сфокусирован на целевом участке на основе изображения, которое оставляет там световодный лазер. Продукты кожного распада, накопленные в месте хирургического вмешательства, в конечном итоге удаляются устройством отсасывания 16.

В вариантах, приведенных на фиг. 2 и 3, устройство отсасывания выполнено в виде приспособления, не зависимого от наконечника и подключенного к блоку электропитания 14 хирургического устройства. Тем не менее также предполагается выполнение устройства отсасывания в виде части наконечника.

В альтернативном варианте блок охлаждения может быть расположен за пределами наконечника. Например, он может быть связан с блоком электропитания таким образом, что поток охлаждающего воздуха доставляется к внутренней части наконечника через посредство гибкого трубопровода или аналогичного приспособления.

При осуществлении варианта, приведенного на фиг. 2, для возбуждения операционного лазера высокое напряжение вырабатывается в блоке электропитания 14 и подается через импульсную лампу 28. В лазерном резонаторе 22 подача световой энергии от импульсной лампы облегчается за счет ее внутренней поверхности, обладающей чрезвычайно высокой отражательной способностью. Энергия с импульсной лампы 28 поглощается средой стержня 26 активного вещества лазера так, что молекулы в лазерной среде переходят из основного состояния в возбужденное состояние. Как только эти молекулы возвращаются в свое основное состояние, они излучают фотоны определенной длины волны. Часть света излучается из стержня активного вещества лазера. Свет возвращается к стержню за счет зеркал 32 и 43. Возвращенные фотоны вступают во взаимодействие с молекулами лазерной среды в возбужденном состоянии с тем, чтобы вызвать возврат этих молекул к основному состоянию и самим излучить фотоны определенной частоты. Таким образом излучаемые фотоны находятся в фазе с фотонами, сталкивающимися с молекулами, и направлены в том же направлении, что и первоначальные фотоны. В операционном лазере фотоны, покрывающие расстояния между зеркалами 32 и 34, проделывают определенный маршрут с тем, чтобы фотоны резонировали в определенном режиме с общей частотой и фазой. В конце концов свет между зеркалами 32 и 34 достигает таких уровней интенсивности, что значительное его количество проходит сквозь полуотражающее зеркало 34 и направляется фокусирующей линзой 36 к целевому участку кожи пациента в виде операционного луча.

Фиг. 3 показывает вариант в соответствии с изобретением, в котором лазерное хирургическое устройство выполнено с двумя рабочими резонаторами. Вспомогательный резонатор 17 соединен с блоком электропитания 14. Этот резонатор содержит установку возбуждения, такую как импульсная лампа, и соединен через посредство активированного волоконно-оптического устройства 19 с основным лазерным резонатором 15. Аналогично варианту, изображенному на фиг. 2, основной лазерный резонатор 15 содержит активный элемент или стержень 26 активного вещества лазера, а также оптический резонатор 30, имеющий два зеркала 32 и 34. При работе высоковольтное напряжение, вырабатываемое в блоке электропитания 14, подается на установку возбуждения 28 вспомогательного резонатора 17, генерирующего импульсы световой энергии. Эти импульсы доставляются к активному элементу 26, расположенному в основном резонаторе 15 при помощи активированного волоконно-оптического устройства 19.

В варианте, приведенном на фиг. 3, высоковольтные импульсы, активирующие импульсную лампу 28, не передаются непосредственно к наконечнику. Вместо этого такие высоковольтные импульсы доставляются к вспомогательному резонатору 17, расположенному на отдалении от наконечника и оперирующего хирурга. Это обеспечивает даже более высокую степень надежности для хирургического устройства в соответствии с изобретением, так как эффективно снижается опасность получения медицинским персоналом электрошока.

Кроме того, поскольку установка возбуждения или импульсная лампа 28 расположена за пределами основного резонатора, масса наконечника значительно снижается, что упрощает манипулирование устройством в руках хирурга.

На фиг. 2 и 3 лучше всего показано, что во время проведения хирургии состояние оперируемой ткани регистрируется устройством обнаружения или детектором 48, предназначенным для обнаружения облучения, отраженного от ткани. Одной из основных функций детектора 48 является управление воздействием операционного лазерного луча на кожу пациента вообще, а конкретно - регулирование глубины проникновения операционного лазерного луча и глубины выпаривания эпидермиса. В каждом отдельном случае врач устанавливает специфические характеристики лазерного облучения с тем, чтобы получить желаемый эффект. Если достигается заранее установленная глубина проникновения операционного лазерного луча и/или толщина выпариваемого слоя кожи, детектор 48 вырабатывает сигнал, направляемый на блок управления 18, который в свою очередь вырабатывает соответствующий сигнал на блок электропитания или другие блоки хирургического устройства. Аналогичные сигналы также можно получить, когда достигнуты предварительно согласованные уровни плотности энергии, плотности мощности или других характеристик операционного лазера. Это необходимо для того, чтобы исключить возможность более глубокого проникновения операционного лазерного луча и/или повреждения прилегающей здоровой кожной ткани. Интенсивность излучения отраженного света от кожи пациента зависит от таких факторов, как тип и стадия заболевания, цвет кожи, общее состояние пациента, глубина обрабатываемого кожного слоя и т. д. Для каждого пациента с учетом начального уровня оптического облучения такая величина интенсивности характеризует состояние участка кожи, подлежащего лечению с помощью предлагаемого лазерного хирургического устройства. Устройство обнаружения 48 может быть выполнено с использованием целого ряда фоточувствительных элементов, фоторезисторов, фотодиодов и аналогичных приборов. При использовании фоточувствительного элемента для создания детектора 48 свет, отраженный от целевого участка кожи, продуцирует поток электронов в фоточувствительном элементе, направленный к его катоду, и генерирует электрический ток или управляющий сигнал для отправки на блок управления 18. При использовании фоторезисторов электрическое сопротивление детектора 48 варьируется в зависимости от уровня интенсивности света, отражаемого от оперируемой ткани и принимаемого детектором 48. Сигнал на блок управления 18 основан на таком сопротивлении.

Фиг. 4 схематически иллюстрирует часть лазерного комплекта другого варианта изобретения, в котором только части активного элемента и оптического резонатора расположены в основном рабочем резонаторе 21, размещенном в наконечнике. Для выполнения такого устройства предусмотрен вспомогательный резонатор 23. Установка возбуждения 28 и первая или вспомогательная часть 25 активного элемента расположены внутри вспомогательного лазерного резонатора 23. Отдаленный конец 29 первой части 25 активного элемента обращен к зеркалу 32, обладающему высокой отражательной способностью, тогда как ее ближний конец 31 расположен у конца 37 световода 41. Для облегчения эффективной доставки световой энергии от установки возбуждения 28 к первой части 25 активного элемента внутренняя полость вспомогательного резонатора может быть выполнена из материала, обладающего свойствами высокой отражательной способности. Вторая или рабочая часть 27 активного элемента и полуотражательное зеркало 34 оптического резонатора расположены в основном рабочем резонаторе 21. Отдаленный конец 33 второй части 27 активного элемента и ближний конец 31 его первой части оптически связаны посредством волоконного световода 41. Оба конца световода, расположенного вблизи активного элемента, могут быть выполнены как части оптического резонатора. В этой связи конец 37 световода, расположенного во вспомогательном резонаторе 23, может быть выполнен как зеркало, имеющее характеристики, облегчающие прохождение лазерного облучения из первой части 25 в направлении второй части 33 активного элемента. Для содействия требуемой работе операционного лазерного луча из основного резонатора 21 конец 39 световода, расположенного внутри данного резонатора, может быть выполнен в виде зеркала, обеспечивающего прохождение облучения только в направлении второй части 27 активного элемента. Как и в вышеописанном варианте, изображенном на фиг. 3, оперирующий хирург снабжен инструментом, лишенным опасности электрошока и имеющим значительно пониженную массу. Это является важным преимуществом изобретения, особенно во время проведения длительных хирургических операций.

Другой упрощенный вариант лазерного хирургического устройства наилучшим образом проиллюстрирован на фиг. 5 и 6. На фиг. 5 показано, что наконечник 112, напоминающий корпус фена, содержит операционный импульсный лазер 122, охлаждающий вентилятор 138 и световодную установку 146. Для обеспечения направления аксиального воздушного потока к пациенту вентилятор 138 расположен позади операционного лазера. Два светоизлучающих диода 145 и 147 световодной установки 146 установлены внутри корпуса между операционным лазером и фокусирующей линзой 136. Светоизлучающие диоды расположены таким образом, чтобы расстояние между изображениями их световодных лучей 121 и 123 в фокальной плоскости фокусирующей линзы 136 было в основном равно диаметру пятна операционного луча 127 операционного лазера 122 в этой плоскости. Следовательно, целевой участок пятна операционного луча можно идентифицировать, наблюдая видимые изображения световодных лучей. Размеры этого пятна операционного луча можно отрегулировать за счет изменения расстояния между такими видимыми изображениями. Блок электропитания 114 возбуждает не только лазер, вентилятор и световодную установку, но также и устройство отсасывания 116, расположенное за пределами корпуса. По причинам безопасности все кабели электропитания могут быть облицованы заземленными металлорукавами. Частота повторения импульсов и энергия в импульсе операционного лазера 122 устанавливаются вручную за счет подачи команды с панели управления блока электропитания 114. По аналогии с вышеописанными вариантами устройство отсасывания 116 обеспечивает удаление фрагментов раздробленных частиц кожи, образованных во время хирургического вмешательства. Фокусирующая линза 136 может быть выполнена в виде кварцевого стекла.

Лазерное хирургическое устройство, приведенное на фиг. 6, аналогично устройству, приведенному на фиг. 5. Однако на фиг. 6 показано, что установка возбуждения 135 расположена за пределами наконечника 112, а импульсы световой энергии доставляются к операционному лазеру 122 при помощи световода 137. В этой связи инструмент согласно фиг. 6 работает аналогично инструменту, изображенному на фиг. 3. Также предполагается модифицированный вариант, приведенный на фиг. 6, в котором часть активного лазерного элемента или стержня активного вещества лазера расположена за пределами наконечника (фиг. 4).

В вариантах, приведенных на фиг. 5 и 6, фокусирующая линза 136 перемещается вручную на заранее установленное расстояние. Во время такого перемещения автоматически изменяется положение изображений, получаемых за счет светоизлучающих диодов 145 и 147, которые определяют размер пятна операционного лазера в фокальной плоскости.

Если перемещение линзы 136 осуществляется в направлении, в основном перпендикулярном оси A - A операционного луча, в фокальной плоскости можно получить ряд изображений лазерного луча. Например, на фиг. 11 показано это состояние для нормальной линзы, а на фиг. 12 - для цилиндрической линзы.

После перемещения фокусирующей линзы в направлении, параллельном оси луча, можно получить более сложную структуру изображения, т. е. кольцевую (фиг. 13), спиральную (фиг. 14) структуру изображения.

В соответствии с изобретением замена фокусирующей линзы возможна в зависимости от типа операции. Обычно наиболее пригодной линзой является та, которая имеет оптический элемент, ровно перемещающийся по оси операционного лазерного луча, так что оптический элемент может быть закреплен в предварительно установленной промежуточной позиции. В этой связи фиг. 7 показывает фокусирующую линзу 137, имеющую три таких промежуточных позиции.

Размер пятна операционного лазера в фокусирующей зоне можно регулировать с использованием микроприспособления после получения сигнала с блока управления 18 (фиг. 2). Это также может быть осуществлено вручную оперирующим хирургом или в соответствии с предварительно заданной программой. Так, размер пятна операционного лазерного луча может быть отрегулирован в фокальной плоскости фокусирующей линзы вплоть до размеров, при которых неоднородности лазерного пятна все еще допустимы.

Фокусирующая линза, показанная на фиг. 8, генерирует операционный луч в форме продолговатой полосы. Это достигается за счет использования полуцилиндрической линзы 237. Необходимые изменения в форме этой полосы могут быть обеспечены за счет вращения и направления линзы 237 заранее установленным образом.

Вариант фокусирующей линзы 236, приведенный на фиг. 9, дает возможность получить след движения сфокусированного операционного лазерного луча в форме кольца. Это достигается за счет вращения фокусирующей линзы 236 вокруг ее оси B - B, которая смещена на определенное расстояние C от оси A - A операционного лазерного луча.

Что касается варианта, приведенного на фиг. 10, то он иллюстрирует дополнительную фокусирующую линзу для точной фокусировки операционного лазерного луча на целевой участок кожи. Для этого, целесообразно вначале жестко закрепить лазерный комплект 222 с линзами 236, 239 и зеркалами 245, 247 в заранее определенном положении. Видимый луч световода должен быть предварительно отцентрован с невидимым лучом операционного лазера. В этом случае желательно сохранять неподвижно по крайней мере ту часть тела пациента, которая подлежит хирургическому вмешательству. Для выполнения этой задачи может быть предложено специальное приспособление.

Хирургическое устройство в соответствии с изобретением использует лазерное облучение в пределах всего спектра длины волны, соответствующей "окну непрозрачности" воды. При