Введение - Преимущества лазерной коагуляции лейкоплакии мочевого пузыря

Болевой уретральный мочевой пузырь

Циститы являются наиболее частыми урологическими заболеваниями. Ежегодно около 3 миллионов пациентов обращаются к врачу по поводу различных форм цистита только в США [14]. Бактериальная инфекция является наиболее частой причиной хронического цистита. Около 40-50 % женщин хоть один раз в жизни перенесли острый цистит, 20-30 % женщин испытывают рецидив в течение 3-4 месяцев после первого эпизода инфекции мочевых путей [14]. Около 10-20 % из них страдают рецидивирующим циститом в течение всей жизни [16]. Диагноз "рецидивирующий цистит" подразумевает 2 обострения цистита в течение 6 месяцев или 3 обострения в течение года, что оказывает значительное влияние не только на качество жизни пациенток, но и большое социально-экономическое воздействие на общество в целом [15].

При цистоскопии и биопсии измененной слизистой мочевого пузыря у больных, страдающих хроническим циститом, в 56-82 % случаях выявляют плоскоклеточную метаплазию эпителия с различной степенью ороговения, представленную очагами белесоватого налета, четко отграниченными от неизмененной слизистой -- очагами лейкоплакии мочевого пузыря [2, 4, 5]. Развитие в мочевом пузыре многослойного плоского эпителия связано с тем, что среди всех форм эпидермального эпителия многослойный плоский является наиболее стабильным при длительно действующих неблагоприятных факторах [2]. Первое описание лейкоплакии сделано Rokitansky в 1861 г. После этого данные литературы разноречивы. Многие авторы связывают изменения эпителия с длительным воздействием инфекции (не уточняя вид патогена), другие -- с аллергическими факторами, эстрогенной недостаточностью, нейрогенными причинами [9]. Чаще всего описание лейкоплакии встречается в статьях, посвященных предраковым заболеваниям мочевого пузыря [4, 6].

Плоскоклеточная метаплазия эпителия -- это уже запущенная форма метаплазии, когда в ответ на длительное воздействие инфекции происходит замещение переходного эпителия на плоский, без ороговения или с лейкокератозом. Для диагностики последней формы необходимо наличие основных морфологических критериев: плоскоклеточной метаплазии, паракератоза, акантоза. Клиническими проявлениями лейкоплакии мочевого пузыря являются стойкая дизурия, императивные позывы к мочеиспусканию, поллакиурия и хроническая уретральная боль в сочетании или изолированно с хронической тазовой болью.

Необходимо отметить, что до настоящего времени не существует общепринятого алгоритма диагностики лейкоплакии мочевого пузыря, не выработана единая тактика лечения в зависимости от стадии патологического процесса, нет единого мнения о тактике хирургического лечения лейкоплакии мочевого пузыря. Применяемые консервативные методы лечения хронического цистита, включающие в себя курсы антибактериальных препаратов, противовоспалительное лечение, инстилляции мочевого пузыря растворами антисептиков, физиотерапевтические процедуры на область мочевого пузыря, приносят временное клиническое улучшение состояния пациента, но практически не влияют на измененный по типу лейкоплакии слой слизистой оболочки [2, 3]. Разнообразные способы хирургического лечения лейкоплакии мочевого пузыря (трансуретральная резекция, электрокоагуляция, вапоризация) приводят к удалению измененного слоя слизистой, формированию в месте воздействия зоны выраженной ишемии, что обусловливает длительный период восстановления измененной стенки мочевого пузыря (6 месяцев и более), клинически сопровождающийся симптомами стойкой дизурии и возможным рецидивом заболевания [1, 8].

Недостаточная эффективность диагностических и лечебных мероприятий у больных с лейкоплакией мочевого пузыря приводит к формированию неврозоподобных состояний, что определяет стойкую физическую, эмоциональную и социальную дезадаптацию этих пациентов [8].

К патогенетическим методам лечения хронического цистита относят хирургическое лечение, направленное на коррекцию анатомических изменений в стенке мочевого пузыря и устранение причин нарушения уродинамики. Совершенствование эндоскопических технологий, применение новых принципов коагуляции измененных тканей позволяют расширить варианты методов лечения лейкоплакии мочевого пузыря. Одним из перспективных методов хирургического лечения лейкоплакии мочевого пузыря является лазерная коагуляция.

В последние годы высокоэнергетические лазеры стали в урологии такими же обычными инструментами хирурга, как и давно известные электронож и электрокоагулятор. В 2000 году Нобелевская премия по физике была присуждена выдающемуся отечественному ученому Ж. И. Алферову за вклад в создание полупроводниковых лазерных источников. Замену привычных твердотельных лазеров с ламповой накачкой диодными лазерами по значимости можно сравнить с заменой радиоламп интегральными чипами. На сегодня в хирургии наибольшее распространение получили диодные лазерные аппараты с длинами волн в диапазоне от 0,8 до 1,06 мкм. Излучение в так называемом "ближнем инфракрасном (ИК) диапазоне" хорошо распространяется по гибким световодам. Мощность излучения современных диодных аппаратов достигает 180 Вт. Одной из характерных особенностей лазерного излучения ближнего ИК диапазона является его "цветовая зависимость", т. е. характеристики поглощения, а следовательно, и эффект воздействия зависят от пигментации тканей. Спектральные характеристики лазерного излучения определяют степень его поглощения тканями, что влияет на характер биологических эффектов. Выбирая ту или иную длину волны при воздействии на конкретную ткань, мы можем прогнозировать лечебный эффект.

Лазеры диапазона 0,8-1,06 мкм можно охарактеризовать как тепловые, т. е. основным фактором физического воздействия является тепловая энергия, выделяющаяся при взаимодействии лазерного излучения с биологической тканью. Температура в области контакта в зависимости от параметров излучения и характеристик тканей может достигать 1500 °C. Воздействие высокоинтенсивного лазерного луча на биологические ткани вызывает испарение, коагуляцию и карбонизацию (обугливание). Выраженность этих процессов зависит от температуры нагрева ткани на облучаемом участке. Полная карбонизация биологической ткани происходит при температуре не ниже 200 °C, а при температуре выше 450 °C начинается ее испарение. Максимальная интенсивность испарения (вапоризация) наблюдается при температуре 800-1000 °C [10, 11].

Особенности применения высокоэнергетических лазеров для лечения заболеваний мочевого пузыря, прежде всего, обусловлены анатомо-физиологическими особенностями его строения, которые связаны с обильным кровоснабжением и наличием жидкой среды -- мочи. Эффективность проводимой операции зависит от среды, в которой осуществляется лазерное воздействие. При работе в водной среде требуется мощность, в несколько раз большая, поскольку вода за счет хорошей теплопроводности и светопреломления снижает степень теплового воздействия на ткань и уменьшает плотность мощности лазерного пучка.

Излучение с длиной волны 0,81 мкм глубоко проникает в ткани, что способствует объемному прогреву и коагуляции, но не является оптимальным для достижения режущего эффекта [13]. На рисунке 1 представлена степень поглощения в воде лазерного излучения в зависимости от длины волны.

Следует отметить, что, помимо поглощения на глубину проникновения излучения 0,81 мкм сильное влияние оказывает коэффициент рассеивания. Благодаря рассеиванию излучение в биологической ткани распространяется не только вдоль первоначального направления, но и в стороны. Использование контактных методов воздействия позволяет в какой-то мере компенсировать глубокое проникновение, но всегда имеется потенциальная опасность нежелательного воздействия на подлежащие структуры. В этом случае следует учитывать, что при контактном режиме происходит нагрев тканей до температуры 1500 °С и обугливание биологических структур, при котором резко возрастает поглощение [7].

Рис. 1. Степень поглощения лазерного излучения в воде в зависимости от дины волны

Лазерное хирургическое вмешательство в контактном режиме при относительно небольшой мощности вызывает четко ограниченную гомогенную зону карбонизации, в которой излучение полностью поглощается и вызывает точечное выпаривание тканей. При этом глубина проникновения лазерного излучения незначительная, а гемостатическое действие выраженное, что особенно важно при работе с насыщенными кровью тканями мочевого пузыря. В полости мочевого пузыря происходит достаточное охлаждение дистального конца волокна. Контактный метод используют для минимизации области некроза при рассечении или удалении тканей. Физические процессы, происходящие при контактном воздействии, можно описать следующим образом. После того, как между торцом волокна и биологической тканью образовался углерод, по сравнению со слабо пигментированной тканью многократно возрастает поглощение лазерного излучения в области карбонизации и начинается выжигание тканей. При этом дополнительно выделяется углерод, способствующий локализации области поглощения лазерной энергии, а раскаляющийся при этом конец волокна также способствует рассечению тканей. Таким образом, при контактном воздействии происходит комбинированное рассечение тканей с помощью концентрированного лазерного луча и раскаленного конца волокна. Целесообразно использовать в качестве манипулятора обнаженный конец световода, так как обработка дистального конца волокна позволяет менять геометрию светового пятна, а значит, плотность мощности, что доказано экспериментально.

Контактный метод имеет ряд несомненных преимуществ: 1) значительно сужается зона некроза; 2) у дистального торца световода, контактирующего с оперируемой тканью, хорошая теплоотдача, следовательно, отпадает необходимость в его охлаждении; 3) необходимый эффект может быть достигнут при меньшей мощности; 4) сохраняется привычный для хирурга контакт инструмента с тканью; 5) нет необходимости в маркере, что удешевляет производство аппаратуры; 6) оперативное вмешательство производится более локализованно. Техника проведения операций в контактном режиме предусматривает равномерное, без задержек или остановок, продвижение волокна, что предотвращает избыточное тепловыделение и позволяет уменьшить зону некроза.

Большие новые возможности лазерной хирургии связаны с импульсным режимом излучения. Проведение тепла через ткань происходит достаточно медленно. Время, необходимое для поглощения энергии излучения (превращения электромагнитной энергии в энергию вибраций и колебания молекул), незначительно, а время теплопроведения в соседние с "целевыми" ткани достаточно большое, до 600 мс. Именно эта температурная "релаксация", протекающая длительно, является важным моментом в лазерной хирургии. Ограничение времени лазерного воздействия позволяет минимизировать температурное воздействие на окружающие ткани. Быстрое испарение, которое возникает при использовании сверхбыстрых импульсов, позволяет уменьшить температурную "релаксацию", уменьшить разогревание окружающих разрез тканей. В идеале необходимо, чтобы длительность импульсов лазерного воздействия была лишь незначительно больше, чем время температурной релаксации, а интервал между импульсами был достаточным для охлаждения места воздействия за счет излучения тепла в окружающую среду. Если плотность энергии превышает порог парообразования, то энергия достаточно быстро отводится от хирургического поля. Подбирая оптимальное соотношение между частотой следования импульсов и мощностью импульса излучения, можно ограничить объем поражения ткани кратером с резким краем, глубина которого зависит от оптической глубины проникновения излучения данной длины волны. Применение импульсного лазерного излучения определенной длины волны позволяет локально нагревать ткань, ограниченную характерной для данной температуры зоной поглощения.

Механизм действия импульсных инфракрасных лазеров определяется высоким коэффициентом поглощения их излучения в воде. Происходит очень быстрый разогрев молекул воды, а от них и неводных компонентов тканей, за счет чего происходит стремительное испарение тканевой воды и удаление фрагментов тканевых структур с образованием аблационного кратера. Вместе с удаленным перегретым материалом удаляется избыток тепловой энергии, за счет чего повреждения за пределами аблационного кратера минимальны. По такому принципу взаимодействуют с тканью лазерные аппараты Er: YAG (г = 2,94 мкм); Ho: YAG (г = 2,12 мкм); TmHo-Cr: YAG (г = 2,15 мкм) и др.

Благодаря незначительным термическим повреждениям, возникающим в результате воздействия импульсных лазеров, отмечается быстрое и качественное заживление раны, отсутствие в послеоперационном периоде воспалительных явлений, что крайне актуально для урологии, когда манипуляции производятся в труднодоступных областях. В то же время минимальный объем коагуляции, возникающей в результате воздействия импульсных лазеров, представляет проблему в случае работы на васкуляризированных тканях, так как коагулирующий эффект может оказаться недостаточным.

Создание полупроводниковых приборов, обеспечивающих возможность работы одновременно как в импульсном, так и в постоянном режиме, является новым этапом в развитии лазерной хирургии. Возможность прецизионного манипулирования и осуществления эффективного гемостаза в рамках одного хирургического вмешательства при использовании одного прибора определяет место полупроводниковых лазеров в различных областях хирургии.

Введение - Преимущества лазерной коагуляции лейкоплакии мочевого пузыря

Похожие статьи