Лазеры в хирургии: от прошлого к настоящему
“Если вам не нужны лазеры, не используйте их”. Леон Голдман
Ключевые понятия
• Лазер - это источник, излучающий свет высокой интенсивности, параллельный пучок электромагнитной энергии определенной длины волны, который может быть сконцентрирован в некоторой точке.
• Наиболее часто используемые лазеры в хирургии - CO2, Nd: YAG, аргоновый и диодный лазеры. Диодный лазер используется в проктологии и эндовенозной абляции варикозно-расширенных вен.
• Тканевыми взаимодействиями являются фотоабляция, фотодеструкция, фотохимическая, фототермическая и плазменно-индуцированная абляция.
• Факторами, влияющими на взаимодействие с тканями, являются длина волны лазера, характеристики ткани-мишени и время воздействия.
• Фототермические механизмы работают путем преобразования света в тепловую энергию. Лазерный луч поглощается хромофорами в ткани (белками, водой и гемоглобином), что приводит к денатурации или разрушению ткани. Денатурация белка начинается при температуре от 65°C до 80°C.
• Остроконечное волокно со стеклянным наконечником используется при геморрое, радиальное волокно - при свищах и пилонидальных синусах, а голое волокно - при трещинах.
• Длина волны 1470 нм в 60 раз эффективнее, чем 980 нм.
1.1 Введение
В 2020 термин LASER отметила свое шестидесятилетие [1].
Лазер - важнеое изобретение двадцатого века.
В 1917 году Эйнштейн был первым, кто описал возможность использования лазерного излучения [2].
С годами лазер стал неотъемлемой частью медицины в целом и хирургии в частности (включая: офтальмологию, кардиологию, дерматологию, гастроэнтерологию и проктологию).
“Light Amplification through Stimulated Emission of Radiation” это абревиатура слова LASER.
Лазеры - это источники света высокой интенсивности, которые излучают параллельный пучок электромагнитной энергии определенной длины волны, который может быть сфокусирован в определённой точке с помощью линзы [3]
Лазер - это источник энергии, который использует мощность лазерного луча для выполнения разрезов в тканях с целью удаления повреждения на поверхности без большой кровопотери [4].
1.2 История лазеров
Доктор Теодор был первым, кто продемонстрировал “Рубиновый лазер” в 1960 году, через 43 года после того, как Эйнштейн предложил свою квантовую теорию излучения [5].
В 1961 году Университет Цинциннати построил первую в истории лабораторию для медицинских лазеров и стал изучать безопасность новой на тот момент технологии.
О самых ранних экспериментальных исследованиях по использованию “оптического мазера” сообщали Бакстер в 1994 году [6] и Зарет с соавторами в 1961 году [7].
Кэмпбелл и соавт. сообщили о лечении пациентов с отслойкой сетчатки 2 года спустя, в 1963 году [8].
В 1962 году Голдман описал первое медицинское применение для удаления татуировок [9].
Благодаря своим уникальным качествам лазеры широко применяются в хирургии.
Макгафф впервые в сердечно-сосудистой хирургии использовал рубиновый лазер для удаления атеросклеротических бляшек в 1963 году [10].
В 1964 году Кумар Патель из Bell Labs разработал лазер на углекислом газе (CO2-лазер) [11], и многие хирурги использовали его для лечения аноректальных расстройств.
Последовало изобретение аргонового лазера и Nd: YAG-лазера, и исследования кожного лазера были сосредоточены на них в течение следующих двух десятилетий [12].
Предложив теорию селективного фототермолиза в 1980 году, доктор Пэрриш произвел революцию в кожной лазерной хирургии [12, 13].
1.3 Классификация
Классификация основана на различных параметрах, уровнях мощности и опасностях. Классификация, основанная на этих параметрах, выглядит следующим образом (таблица 1.1):
“Американским национальным институтом стандартов” (ANSI) лазеры подразделяются на четыре группы в зависимости от опасности и уровня мощности [14].
Обзор классификации приведен ниже (таблица 1.2).:
Таблица 1.1 Классификация на основе различных параметров
Таблица 1.2 Классификация в зависимости от уровня мощности и опасностей
1.4 Характеристики лазерного излучения
Лазер обладает иными свойствами по сравнению с обычным светом [15], как показано в таблице 1.3.
Краткий обзор медицинских лазеров в различных областях применения в медицине приведен в таблице 1.4.
Лазер на углекислом газе
Инновационная технология CO2-лазера передает энергию зеркалами и не проходит через жидкость [12].
Лазер на углекислом газе является эффективным инструментом для удаления опухолей и лечения аноректальных заболеваний, таких как геморрой и свищи [12]. CO2-лазер генерирует инфракрасный луч с длиной волны в диапазоне от 9,4 до 10,6 мкм [16].
Он обладает низкими коагуляционными свойствами.
Не рекомендуется лечить активный герпес, бородавки и бактериальные инфекции в этой области [12]. Наиболее распространенные области применения - ЛОР, челюстно-лицевая и пластическая хирургия.
Аргоновый лазер
Фруморген и его коллеги впервые предложили использовать аргоновый лазер для эндоскопического лечения кровоточащего образования в 1976 году [17].
Эти лазеры коагулируют поражения верхних отделов желудочно-кишечного тракта, артериовенозные аномалии, а также доброкачественные и злокачественные новообразования. Поскольку излучение от этого источника едва
Таблица 1.3 Характеристики лазерного излучения
Таблица 1.4 Типы лазеров, используемых в медицине
Неодимовый YAG-лазер
В 1960 году Nd-YAG-лазер впервые был использован при аноректальных операциях [18].
Поскольку свет этих лазеров проходит через оптические волокна, он используется в рабочем канале большинства эндоскопических устройств [18].
Несмотря на плохой срез, неодимовый/YAG-лазер обладает хорошими коагуляционными свойствами [12].
Он идеально подходит для более глубоких и экзофитных поражений, так как проникает в ткань на 3-4 мм.
Nd-YAG лазер обладает рядом преимуществ: умеренная послеоперационная боль, отсутствие повреждения сфинктера, отсутствие стеноза и более быстрое заживление [19].
Диодный лазер
Диодные лазеры мощностью в МВт широко используются в аноректальной хирургии и лечении варикозного расширения вен (рис. 1.1).
Они более широко используются в проктологии, чем твердотельные и газовые лазеры, для получения низкой энергии.
Диодный лазер испускает инфракрасный луч.
Лазерный луч доставляется к ткани-мишени по оптическому волокну. Диодный лазер может использоваться в двух различных режимах.
Рис. 1.1 Диодный лазер
• Непрерывный режим: Лазер генерирует постоянный световой луч без изменения мощности или с незначительным изменением мощности во времени [20].
• Импульсный режим: Энергия от лазера подается в виде одиночного импульса.
Частота, также называемая частотой следования импульсов, вычисляется в импульсах в секунду [20].
1.5 Время тепловой релаксации
Время тепловой релаксации - это время, необходимое мишени для рассеивания почти 63% тепловой энергии [21, 22].
Оно варьируется в зависимости от размера хромофора-мишени и составляет от нескольких наносекунд (частицы татуировки) до сотен миллисекунд (венулы ног) [21].
Поскольку охлаждение огромных площадей занимает много времени, чем больше хромофор, тем больше время тепловой релаксации [23].
Когда лазер используется в непрерывном режиме, он нагревает ткань, превышая время ее термической релаксации.
Избыточное тепло распространяется на близлежащие ткани, вызывая сопутствующие повреждения.
Передача тепла к соседним тканям, а также время тепловой релаксации мишени, уменьшаются, когда свет излучается короткими импульсами, [24].
1.6 Системы доставки
Монохроматический пучок когерентного света, испускаемый лазером, должен быть высокой интенсивности, чтобы достичь своей цели.
Многие методы доставки зависят от доступности цели, желаемого размера пятна, рабочей мощности и длины волны, как показано в таблице 1.5 [25].
Таблица 1.5 Системы доставки лазерного излучения.
1.7 Взаимодействие лазера и тканей
Как только лазерная энергия доставлена, взаимодействие с тканями определяет ее применение в клинических процедурах [26].
Описаны пять тканевых взаимодействий:
1.7.1 Фототермические взаимодействия
В хирургии тепловые взаимодействия играют решающую роль.
Степень и масштаб теплового воздействия зависят от энергии падающего света, геометрии лазерного луча, а также тепловых и оптических свойств ткани.
Тепловые эффекты варьируются от коагуляции и денатурации белка до вапоризации [27, 28].
На рисунке ниже схематично показан ход тепловых взаимодействий с тканью (рис. 1.2).
Механизм получения фототермической энергии основан на преобразовании тепла из световой энергии за счет поглощения тканевым хромофором (белком, водой и гемоглобином), что приводит к разрушению или денатурации тканей.
Взаимосвязь между расположением ткани и тепловыми эффектами показана на рис. 1.3 [27].
В зависимости от продолжительности, степени и поглощения тепла тепловое воздействие может привести к вапоризации, коагуляции или гипертермии, как указано в таблице 1.6.
Необратимые воздействия, такие как карбонизация и денатурация, приводят к термическому повреждению, которое может вызвать отек, боль и воспаление [27].
Короткие длины волн (200-600 нм) проникают поверхностно из-за особенностей поглощения.
Более длинные волны (650-1200 нм) проникают в ткани глубже [29, 30].
Глубина проникновения уменьшается при уменьшении размера пятна, что приводит к высокому эффекту поверхностной обработки.
Table 1.6 Laser radiation and different thermal effects etration depth decreases when the spot size decreases, which results in a high superficial treatment effect.
Температурные биологические эффекты.
Плавление при температуре >300 °C
Карбонизация при температуре >150 °C
Испарение, термическое разложение (абляция) при 100 °C
Проницаемость мембран при температуре 80 °C
60-65°C Денатурация белков и коллагена, коагуляция
Снижение активности ферментов на 50°C
Гипертермия при температуре 45°C
37 °C в норме
Эффекты фототермических взаимодействий
1. Гипертермия — Умеренное повышение температуры с 41 °C до 45 °C (или даже 50 °C) наблюдается уже через несколько минут.
При повышении температуры более 50°C наблюдается значительное снижение активности ферментов, что приводит к снижению передачи энергии и неподвижности клеток.
Значительный процент тканей подвергнется некрозу, если состояние гипертермии продлится несколько минут.
2. Коагуляция — происходит вследствие денатурации коллагенов и белков, приводящей к некрозу клеток.
Денатурация белка закупоривает кровеносные сосуды, что приводит к дезартеризации.
Температура от 50°C до 80°C вызывает высыхание, и ткань заметно бледнеет, а при 80°C денатурируется коллаген .
Тканевой матрикс удаляется и становится очевидным процесс рубцевания.
Коагуляция - это необратимый некроз, приводящий к разрушению тканей [26, 31, 32].
3. Вапоризация — Испарение воды в клетке происходит при температуре выше 100°C, что приводит к разрушению клеток.
Повышение температуры приводит к повышению давления в клетке, поскольку вода в увеличивается в объеме.
Расширение приводит к локализованным микровзрывам, также называемым термомеханическими эффектами.
При температуре выше 100°C испарение превращает ткань в дым относительно быстро, почти за 1/10 секунды, оставляя по краям область коагуляционного некроза [33].
4. Карбонизация и плавление — чтобы избежать карбонизации, ткани охлаждают (обычно газом или водой).
Если все молекулы воды испаряются и лазерное воздействие продолжается, температура повышается.
Карбонизация происходит при температуре выше 150°C, что можно наблюдать по выделению дыма и почернению прилегающих тканей.
Наконец, плавление может происходить при температуре выше 300°C, в зависимости от свойств тканей-мишеней.
1.7.2 Фотохимические взаимодействия
Взаимодействие лазера с фотосенсибилизирующими агентами определяет концепцию ФДТ (фотодинамической терапии), и фотохимические взаимодействия играют жизненно важную роль в этом процессе.
В настоящее время основным применением фотодинамической терапии является лечение злокачественных тканей.
Этот процесс происходит, когда световая энергия индуцирует или стимулирует химическую реакцию в тканях.
Эти реакции протекают при низкой плотности мощности и более длительном воздействии. Специфические параметры лазера приводят к распределению излучения внутри ткани, оцениваемому по рассеиванию.
В большинстве случаев используются длины волн видимого диапазона, поскольку они обладают более высокой эффективностью и большей глубиной проникновения [26].
1.7.3 Фоторазрушающие (фотоакустические) взаимодействия
Широкое применение фотоакустическое взаимодействие получило в урологии и офтальмологии.
Фоторазрушение - это разрушение тканей с помощью мощных ионизирующих лазерных импульсов.
Лазер с модуляцией Nd: YAG, работающий на длине волны 1064 нм, применяется для фоторазрушения вторичных катаракт в офтальмологии.
Для фрагментации пораженных камнями мочеточников используется импульсный лазер на красителе [34].
1.7.4 Фотоабляционные взаимодействия
Высоконэнергетичные фотоны лазерного излучения разлагают молекулы, разрывая связи, вызывая фотоабляцию.
Это обеспечивает очень точную предсказуемую абляцию тканей [35].
Кроме того, во время испарения или коагуляции ткани не подвергаются тепловому повреждению.
Вопрос о том, является ли фотоаблация фотохимическим или фототермическим процессом, обсуждался в исследованиях, датируемых 1980-ми годами.
Нимз (2007) в обзоре литературы заявил, что фотоабляцию следует рассматривать как отдельный механизм взаимодействия, который можно отличить от фототермических и фотохимических процессов [35].
1.7.5 Плазменно-индуцированная абляция
При использовании адекватных параметров лазера плазменно-индуцированная абляция может привести к очень четкому и чистому удалению тканей без термических или механических повреждений.
Тип взаимодействия при плазменно-индуцированной абляции используется в рефракционной хирургии роговицы, терапии кариеса и диагностических целях [35].
1.8 Параметры взаимодействия
Свойства ткани-мишени, длина волны, используемая в лазере, и настройки оборудования (время воздействия и плотность мощности) - все это влияет на взаимодействие тканей.
Характеристики ткани представлены ее тепловыми и оптическими свойствами, как указано в таблице 1.7.
Когда лазерный луч падает на ткань, четырьмя основными взаимодействиями являются отражение, рассеяние, поглощение и пропускание [36], как показано на рис. 1.4.
Вышеуказанные параметры имеют общие данные: характеристики плотности энергии, которые находятся в диапазоне 1-1000 Дж/см2.
Следовательно, время воздействия лазера считается наиболее важным параметром в контроле взаимодействия тканей [35].
• Поглощение: Некоторые тканевые молекулы, называемые хромофорами, поглощают фотоны и преобразуют световую энергию в тепловую.
Белок, вода и гемоглобин являются тремя основными хромофорами.
• Отражение: Луч отражается от поверхности без взаимодействия или проникновения [36].
• Передача: Лазерная энергия может проходить от поверхностных тканей для взаимодействия с глубокими тканями. Передача через ткани осуществляется с помощью диодных лазеров [36].
• Рассеяние: Когда лазерная энергия попадает в ткань-мишень, она рассеивается в разных направлениях [36].
1.9 Оптические волокна: размер, структура и плотность мощности
Луч доставляется к ткани-мишени через оптическое волокно, подключенное к источнику диодного лазера.
Поперечный размер волокна, используемый в проктологии, составляют 400-600 мкм, а в некоторых случаях достигают 1000 мкм [37].
Типичные числовые значения апертуры находятся в диапазоне 0,22 или выше.
Излучение света волокном зависит от структуры кончика волокна.
Стандартное и простое волокно имеет оголенный кончик с фронтальным излучением, как у фонарика.
Взаимодействие тканей с лазером изменяется в зависимости от плотности мощности.
Энергия лазера преобразуется в тепловую энергию внутри ткани, в зависимости от плотности мощности.
Уменьшить или увеличить температуру можно двумя способами
• Путем уменьшения или увеличения мощности лазерного устройства
• Путем уменьшения или увеличения размера площади взаимодействия
Уменьшение мощности приведет к снижению скорости воздействия на ткани, а уменьшение расстояния увеличивает воздействие на ткани.
Следовательно, чем выше плотность мощности, тем быстрее происходит воздействие на ткани.
1.10 Типы волокон, используемых в проктологии
Используются три типа волокон:
1. Острое стеклянное волокно с коническим наконечником для лечения геморроя
Острый наконечник позволяет легко вводить его в геморроидальный узел.
Свет может рассеиваться под широким углом, что приводит к широкому распространению энергии.
Снижение удельной мощности позволяет осуществлять контролируемое воздействие при медленном повышении температуры внутри геморроидального узла.
Распространение энергии контролирует источники кровотечения, обеспечивая коагуляцию сосудов (рис. 1.5).
2. Радиальное волокно с круглым стеклянным наконечником для лечения свищей и пилонидальной болезни
Волокно с радиальным излучением используется для лечения свищей и пилонидальной болезни.
Радиальный вид снижает удельную мощность и обеспечивает более контролируемое и постепенное повышение температуры окружающей среды.
The radial pattern ensures uniform illumination of 360-degree single or multiple rings in all directions.
Радиальное волокно заключено в колпачок и сделано тупым, чтобы его можно было легко ввести в свищевой ход или синус без повреждения окружающих тканей (рис. 1.6).
3. Волокно с оголенным кончиком для лечения трещины
Оголенное волокно используется для рассечения ткани и поддержания гемостаза.
Распыляя лазерный луч на расстоянии 1 мм от ткани-мишени, можно поддерживать гемостаз благодаря свойству коагуляции голого волокна.
Оголенное волокно излучает энергию V-образной формы.
Это вызывает несколько большую боль после операции (рис. 1.7).
Рис. 1.5 Волокно с коническим стеклянным наконечником
Рис. 1.6 Волокно для свищей и пилонидального синуса
Рис. 1.7 Оголенное волокно
1.11 Сравнительное исследование различных длин волн диодного лазера
980 нм против 1470 нм
Длина волны 1470 нм более эффективна, поскольку она работает в воде в качестве посредника [38].
В обзорах литературы сообщается о сильных болях у некоторых пациентов, получавших лечение лазером с длиной волны 980 нм [33, 38], что объясняется более высокой энергией лазера.
В исследовании на 35 пациентах, которым проводилась процедура FiLaC, Giamundo и соавт. сообщали о более низкой интенсивности боли при длине волны 1470 нм [38].
Лазерная энергия с длиной волны 1470 нм обеспечивает оптимальную кривую поглощения в воде, что приводит к денатурации белка и локальному сжатию тканей [39].
Когда в тканях не остается воды и температура поднимается выше 100°C, можно наблюдать пары белого дыма [39].
1.12 Советы перед использованием лазеров
Диодный лазер должен использоваться специалистом с соответствующей подготовкой.
Ниже перечислены параметры, которые оператор должен учитывать перед использованием лазера:
• Энергия на импульс
• Продолжительность импульса
• Плотность энергии
• Частота
• Выходная мощность
Иногда небольшие фрагменты обугленных тканей прилипают к кончику волокна.
Они могут поглощать лазерный луч и приводить к перегреву.
Поэтому необходимо удалять обугленный слой на кончике волокна с помощью влажной салфетки [33].
Лазерный луч следует направлять с предельной точностью.
1.13 Laser Safety
Безопасность всех участников процедуры, от пациента до хирурга и всего персонала операционной, имеет первостепенное значение из-за широкого диапазона длин волн, методов доставки и максимального уровня мощности, доступных в современных медицинских лазерах.
Опасности, связанные с лазерным излучением, включают прямое воздействие луча, его отражение, открытый огонь и дым из-за испарения (содержащий химические токсины и патогенные микроорганизмы).
Следует соблюдать стандартные меры безопасности для электронного и электротехнического оборудования [40].
Возможные опасности приведены в таблице 1.8:
Лазер может вызвать биологические повреждения [12].
• Ожоги или термические повреждения возникают, когда ткань нагревается до такой степени, что происходит денатурация белка.
• В основном фотохимические повреждения происходят при поглощении хрусталиком и роговицей ультрафиолетового излучения с длиной волны менее 400 нм, вызывающего повреждения при относительно низкой мощности.
1.13.1 Меры безопасности при использовании
Лазерные волокна
Волокна, используемые в проктологии, имеют кварцевый колпачок, соединенный с самим волокном.
Существует два способа соединения колпачка с волокном: склеивание и сплавление.
При возникновении производственного дефекта или какой-либо существенной ошибки клей может нагреваться, а колпачок может отсоединяться и остаться в ткани.
Это очень неприятное состояние.
Следовательно, перед введением волокна необходимо тщательно проверять волокно и колпачок [12].
1.13.2 Меры предосторожности
При использовании лазера рекомендуется использовать специальные защитные очки, чтобы предотвратить попадание света на сетчатку.
Длины волн от 400 до 1400 нм могут привести к нагреву сетчатки и вызвать ожоги.
Это происходит потому, что глаз поглощает лазерный луч через хрусталик и роговицу [40, 41].
1.14 Лазер против электрокоагуляции.
Один из часто задаваемых вопросов заключается в том, можно ли использовать электрокоагуляцию вместо лазера, поскольку и то, и другое излучает тепловую энергию.
Что ж, ответ - нет.
Объяснение заключается в следующем:
• Лазер излучает контролируемую энергию при температуре около 65-80°C, чего нет при электрокоагуляции. Пути проведения не поддаются контролю [42].
• Лазер - это бесконтактный инструмент, в то время как прижигание работает только при контакте с тканями.
Вероятность повреждения сфинктеров выше при электрокоагуляции, чем при применении лазеров.
• Попадание лазерной энергии в свищевой тракт не вызывает сопутствующего повреждения, в то время как электрокоагуляция приводит к боковому распространению энергии.
• Термическая травма, вызываемая лазером, сравнительно невелика, а гипертермические воздействия обратимы и минимальны [42].
Температура при применении электрокоагуляции составляет от 300°C до 400 °C по сравнению с 80°C до 100 °C на кончике лазерного волокна.
1.15 Ваши вопросы! Мои ответы!
1. Как проверить волокно перед повторным использованием?
В целом, рисунок лазерного луча должен быть непрерывным.
Рисунок можно проверить, посмотрев на вид направленного луча перед введением волокна пациенту (рис. 1.8а, б).
2. Сколько раз можно использовать лазерное волокно?
Это зависит от используемого оборудования. В идеале волокна предназначены только для одноразового использования.
Если нет фиксирующего механизма, волокно можно использовать несколько раз.
Обязательно проверяйте рисунок лазерного луча перед каждым использованием.
Если вы чувствуете, что наконечник или колпачок прилегают неплотно, не используйте его.
3. Что делать, если колпачок отсоединится в массе геморроидального узла?
Единственным решением является иссечение геморроидального узла, так как найти стеклянный наконечник может быть непросто.
4. Как очистить волокно?
Возьмите влажную салфетку.
Держите волокно прямо и аккуратно очистите его в перевернутом виде, начиная с кончика.
После очистки сверните волокно в рулон и храните его в стерильной камере.
Также можно стерилизовать волокно с помощью ETO.
1.16 Обсуждение
Прошли те времена, когда хирургическое братство говорило: “Большой хирург - большой разрез”.
За последние три десятилетия малоинвазивные хирургические методы стали очень популярны во всем мире среди хирургов и пациентов, поскольку они обеспечивают ускоренное восстановление без образования больших хирургических ран.
Лучшими примерами являются лапароскопическая хирургия и эндовенозная лазерная абляция варикозно расширенных вен (EVLA).
Лазеры широко используются для малоинвазивных хирургических вмешательств в проктологии.
In the last decade, techniques for treating anorectal dis- orders have changed drastically, with lasers replacing surgical knives.
Конечно, критика в адрес использования лазеров продолжается, поскольку большинство хирургов все еще спорят об отдаленных результатах.
Тридцать лет назад, когда я проходил ординатуру, хирурги обычно давали похожие комментарии о лапароскопии.
Время изменилось, а менталитет - нет.
Лазерная хирургия стала популярным и доступным инструментом в хирургическом арсенале.
Однако, владение лазерами не делает человека лазерным хирургом.
Нужно овладеть технологией и понимать механизм действия лазеров.
Зависимость лазерного излучения от длины волны, размера ткани-мишени, плотности мощности и дозы являются одними из важнейших факторов, необходимых для глубокого понимания лазеров.
Список литературы 11
Во всем мире имеется обширная литература об использовании лазеров для лечения доброкачественных аноректальных заболеваний.
Лазеры в аноректальной хирургии дают отличные результаты с такими преимуществами, как минимальный дискомфорт, меньшая продолжительность операции, короткое пребывание в больнице, незначительные перианальные раны, раннее возвращение к работе и экономическая эффективность.
Лазерная геморроидопластика доказала свою эффективность при геморрое и сохраняет анатомическую целостность *анальных подушечек*.
DLPL (Дистальное и проксимальное лазерное лигирование) и FiLaC (закрытие свища лазером) - это новые методы, используемые для сохранения сфинктера при лечении анальных свищей.
Также лазеры применяются при лечении пилонидальной болезни и анальной трещины.
Мы, как хирурги, должны стремиться внедрить эту эффективную современную методику в малоинвазивную проктологическую хирургию, чтобы уменьшить дискомфорт пациентов, страдающих от болезненных аноректальных расстройств.
1.17 Терминология
Побледнение — побледнение кожи происходит, когда кожа становится бледной или беловатой из-за приложенного давления на участок кожи [43].
Desiccation—To remove moisture from a tis- sue [44].
Испарение — Испарение происходит, когда растворенный образец испаряется [45].
Монохроматический — свет с одинаковой длиной волны [46].
Когерентный — свет, имеющий одинаковую частоту и длину волны [46].
Яркость — Чрезвычайно высокая интенсивность
Высокофокусированный — сконцентрированный с предельной точностью [46].
Однонаправленный — в одном направлении [46].
Список литературы:
Внимание! Этот перевод, возможно, ещё не готов.
Его статус: идёт перевод
Переведено на Med-library.ru: https://med-library.ru/book/38/131
Переводчики: Mikelangelo
Готово: