Глава 4. Механизмы воздействия лазерного излучения на венозный комплекс (Совместно с Т.В.Хлевтовой).

 Виды лазеров, применяемых для эндовенозной лазерной облитерации

На российском рынке имеется достаточно широкий спектр оборудования, которое можно использовать для проведения ЭВЛО. Многочисленные производители предлагают аппаратуру, отличную как по своим техническим характеристикам, так по цене и дизайну.

К сожалению, не всё имеющееся в продаже лазерное хирургическое оборудование сертифицировано и имеет разрешение на применение для ЭВЛО. Об этом нужно помнить, когда принимается решение о его приобретении. Использование не сертифицированного и не имеющего разрешения на ЭВЛО оборудования может повлечь за собой юридические проблемы и, в конечном итоге, привести к значительным материальным издержкам. В таблице 2 приведена сравнительная характеристика оборудования, которое можно приобрести на отечественном рынке.

Таблица 2 Сравнительная характеристика лазерного хирургического оборудования для ЭВЛО, представленного на отечественном рынке.

Милон-Лахта, производитель группа компаний «Милон», РФ.

Милон-Лахта, производитель группа компаний «Милон», РФ.

Длины волн: 1060 нм, 970 нм.

Мощность излучения: до 30 Вт Сертифицирован.  

Яхрома-мед, производитель ФИРАН, РФ.

Яхрома-мед, производитель ФИРАН, РФ.

Длины волн: 511 нм, 578 нм.

Мощность: до 5 Вт (для удаления телеангиоэктазий).

ЛАМИ, производитель ООО «Новые Хирургические Технологии», РФ.

ЛАМИ, производитель ООО «Новые Хирургические Технологии», РФ.

Длины волн: 1040 нм при мощности 25 и 60 Вт, 1552 нм при мощности 10, 15, 20 Вт.

Сертифицирован.

Медилаз фирмы «Дорнье» Германия.

Медилаз фирмы «Дорнье» Германия.

Длина волны: 940 нм.

Мощность: 25, 80 Вт.

Сертифицирован.

«Диодерм Эндо» «ИНТЕРМЕДИК» Испания.

«Диодерм Эндо» «ИНТЕРМЕДИК» Испания.

Длина волны: 970 нм.

Мощность: 30 Вт.

ЛСП, производитель «ИРЭ-Полюс», РФ.

ЛСП, производитель «ИРЭ-Полюс», РФ.

Длина волны: 970 нм, 1556 нм.

Мощность: 15, 30 Вт.

Сертифицирован.

Новые Хирургические Технологии

Аппараты, разрабатываемые производителем ООО «Новые Хирургические Технологии», РФ, совместно со специалистами НМХЦ им.

Н.И.Пирогова, специализированы для флебологии.

Мощность основного излучения для длины волны 1030 нм до 40 Вт, для 1470 нм до 20 Вт; длина импульса от 0,1 до 10 сек.

Комплектуются волоконными датчиками температуры, световодными двухволновыми датчиками объемного отражения, которые позволяют контролировать температуру и скорость нагрева крови в вене, а также момент испарения крови, состояние световода, энергию излучения, передаваемую в вену, термические изменения венозной стенки.

Наибольший практический интерес с нашей точки зрения представляет серия специализированных аппаратов, разрабатываемых российским производителем ООО «Новые Хирургические Технологии» совместно со специалистами НМХЦ им. Н.И.Пирогова для применения во флебологии. В аппарате впервые реализован принцип обратной связи. При этом тракция световода осуществляется в автоматическом режиме, что нивелирует субъективный фактор при выполнении ЭВЛО.

Аппарат позволяет контролировать скорость нагрева и момент закипания крови в вене, состояние световода, энергию излучения, передаваемого в вену и соответствующие термические изменения стенки вены. Программное обеспечение аппарата позволяет сохранять все параметры проведенной операции на персональном компьютере. Появление такого оборудования является долгожданным событием для специалистов, использующих технологию ЭВЛО. Отрадно, что такую технологию удалось реализовать отечественному разработчику. Появление в арсенале флеболога лазерного оборудования, с возможностями автоматического контроля процесса ЭВЛО, позволит упростить и стандартизировать процедуру ЭВЛО, а также устранить субъективные факторы в ходе её выполнения.

Единицы измерения

Энергия лазерного излучения в системе СИ измеряется в Джоулях (Дж). Плотность потока энергии лазерного излучения – Дж/см2. Мощность излучения определяется в Ваттах (Вт). 1Вт = 1 Дж/сек. Таким образом, плотность мощности лазерного излучения можно выразить через отношение мощности к площади облучаемой поверхности: Дж/сек х см2 = Вт/см2. Потреблённая энергия излучения, т.е. общая доза энергии за процедуру ЭВЛО = P x N x t/s; где P – мощность излучения (Вт), t – длительность импульса (сек), s – облучаемая площадь (см2), N – число импульсов. Исходя из того, что расчет потребленной энергии в условиях тракции световода внутри сосуда со сложной конфигурацией внутренней поверхности представляется слишком громоздким, в клинической практике часто используют значение Дж/см, т.е. количество энергии, поданное на «погонный» сантиметр вены. Этот параметр не вполне корректно отражает физическую величину потока энергии, однако, благодаря простоте расчета, с некоторыми оговорками вполне уместен для использования в клинике (Fan C.M., 2008).

Физика поглощения энергии лазерного излучения

Биологические ткани содержат вещества, известные как хромофоры, каждое из которых в видимой области спектра поглощает излучение сугубо специфической длины волны (рис.12). Примерами биологических хромофоров служат: меланин, гемоглобин, флавины. В результате поглощения фотона молекула хромофора переходит на более высокий электронный уровень. Затем часть этой энергии теряется в виде флюоресценции, часть – расходуется на нагревание окружающих тканей. Электронно-возбуждённые молекулы хромофора могут вступать во взаимодействие с компонентами тканей и кислородом. В последнем случае возникает так называемый активный кислород, который эффективно разрушает биологические структуры.

Спектры поглощения основных хромофоров дермы.

Рис. 12. Спектры поглощения основных хромофоров дермы.

При воздействии инфракрасного излучения его поглощают специфические фоторецепторы (типа воды). При этом поглощение инфракрасного излучения вызывает возбуждение низколежащих, главным образом, колебательных уровней молекул, энергия которых расходуется на нагревание среды без выделения активного кислорода.

Таким образом, при ЭВЛО, поглощение энергии лазерного излучения видимой части спектра происходит, в основном, гемоглобином крови. Для излучения инфракрасной части спектра, основным фоторецептором является вода.

В зависимости от температурного воздействия на живую ткань, в ней происходят различные изменения: при температуре до 40°С (при отсутствии длительного воздействия) необратимых изменений ткани не возникает, при температуре около 60°С начинает происходить коагуляция белков, при температуре свыше 300°С ткань испаряется. Схема эффекта воздействия различной температуры на биоткани приведена в таблице 3. При этом следует учитывать, что продолжительность температурного воздействия также обуславливает эффект на ткани.

Таблица 3 Изменения в биотканях, в зависимости от температуры.

Температура, °С 

Эффект на биоткани

37

не возникает необратимых изменений

40-45

активация ферментов, образование отёков, изменение мембран, при длительном воздействии – смерть клеток. 

60-80

денатурация белков, начало коагуляции и образования некрозов

100

обезвоживание

150 и выше

обугливание

300 и выше

выпаривание, газообразование

Механизм воздействия лазерного излучения на венозный комплекс

Механизм воздействия лазерного излучения на венозный комплекс включает в себя:

  • прямое воздействие лазерного излучения
  • воздействие испаряющейся крови
  • воздействие перенагретой рабочей части световода

Так как кровь является мутной жидкостью, интенсивно рассеивающей и поглощающей световое излучение, изначально (L. Navarro et al., 2001) считалось, что непосредственного воздействия лазерного излучения на стенку вены практически не происходит.

В апреле 2002 г. в Journal of vascular surgery была опубликована статья Proebstle T.M. с соавт., в которой описана теория воздействия пузырьков пара на интиму вены – как основной механизм ЭВЛО. Авторами в опытах in vitro в силиконовую трубочку, заполненную гепаринизированной кровью, диаметром 6 мм было помещено оптическое волокно. Во время подачи лазерного излучения кровь нагревалась и закипала, образуя пузырьки пара.

Опыт T.M. Proebstle и соавт.

Рис. 13. Опыт T.M. Proebstle и соавт.

Образовавшиеся пузырьки приводили к увеличению объема крови и повышению уровня крови в отводящей трубке диаметром 2 мм. По изменению уровня крови в отводящей трубке был определен объем образующихся пузырьков пара, и выявлена прямая зависимость между количеством подаваемой энергии и объемом пузырьков (рис.13). Описанный феномен приводил к обширным повреждениям эндотелия венозной стенки и был, по мнению авторов, главным повреждающим фактором. Группой этих же ученых (Proebstle T.M. с соавт., 2002) были проведены опыты на БПВ, удаленных по методу Бэбкокка. Лазерному воздействию подвергались 5 БПВ, заполненных раствором NaCl (0.9%), и 5 БПВ, заполненных гепаринизированной кровью. Затем проводилось гистологическое исследование. В венах, заполненных раствором 0,9% NaCl, пузырьки пара не образовывались, и прямое лазер-индуцированое повреждение стенки сосуда было слабо выраженно. В венах, заполненных гепаринизированной кровью, тепловое повреждение эндотелия распространялось на противоположную стенку, и было обширным. Пар регистрировался при применении лазерных аппаратов с длинами волн 810, 940, 980 нм. Результатом исследования явилось выделение ключевой роли крови в просвете вены при реализации ЭВЛО. Proebstle T.M. с соавт. важную роль отводили размерам пузырей пара. По их мнению, размеры должны были соответствовать диаметру сосуда, в котором происходил процесс ЭВЛО, поэтому мощность излучения лазера подбиралась таким образом, чтобы размер пузыря был близок к 6 мм (диаметру трубочки).

Для наглядной демонстрации избирательного поглощения гемоглобином лазерного излучения 1030 нм мы провели следующий опыт: один шприц емкостью 5 мл заполнили гепаринизированной кровью, а другой – физиологическим раствором. В каждый шприц ввели световод и сделали по 5 импульсов, длиной 990 мс, с интервалом 10 мс при мощности излучения 24 Вт. В шприце, заполненном кровью, начиная со второго импульса, возникло “кипение” крови, причём размер пузырьков был соизмерим с размерами шприца (рис. 14). Согласно физическим законам, при кипении размер пузырей должен уменьшаться по мере удаления от источника тепла и в результате контакта с более холодной жидкостью. При этом, достигнув не нагретого слоя жидкости, они должны исчезать. В нашем эксперименте пузыри не только не уменьшались, но и сохраняли свою форму и размер длительное время после выключения лазера. Таким образом, не вызывает сомнения, что пузыри газа, выделяемого при ЭВЛО, не являются водяным паром, как предполагали T.M. Proebstle с соавт.

Длина волны излучения лазера 1030 нм

Рис. 14. Длина волны излучения лазера 1030 нм. В шприце, заполненном кровью, отмечается бурное выделение газа. В шприце, заполненном физиологическим раствором, не отмечается ни кипения, ни значимого подъёма температуры.

Во втором шприце, заполненном физиологическим раствором, кипения не наблюдалось, локального нагрева шприца не отмечалось.

В просвете магистральной вены после ЭВЛО скопления газа сохраняются на протяжении как минимум 30 минут. Еще раз отметим, что такой срок существования водяного пара — нереален. Одновременно, при создании тумесцентной анестезии, вена обжимается вокруг световода, и её внутренний просвет становится близким к диаметру световода. Опыты T.M. Proebstle были основаны на модели вены диаметром 6 мм, поэтому в реальной вене, диаметр просвета которой после создания тумесцентной анестезии близок к 1 мм, могут происходить процессы, отличные от описанных в модели. Прежде всего, пузыри пара должны практически мгновенно передать тепло стенке сосуда и конденсироваться обратно в воду. На практике же, длительное время после ЭВЛО при УЗАС в вене можно обнаружить скопления газа. Если это не пар, то что за газ мы находим в просвете вены (рис.15)?

Температура, создаваемая в просвете вены во время ЭВЛО, зависит от многих параметров, таких как величина энергии излучения, количество и длительность импульсов, диаметр вены, карбонизация оптического волокна, образование газа и др. T.M. Proebstle полагал, что максимальная температура во врепосле ЭВЛО. мя ЭВЛО создаётся Газ в просвете БПВ через 20 минут внутри пузырьков пара, и её значение должно составлять около 100°С. Однако, R.A.Weiss и соавт. (2002), в модели in vivo показали, что в просвете вены при ЭВЛО создаётся температура в 729°С, пиковые же значения температуры достигают 1334°С. B. Disselhoff и соавт. (2008), в экспериментальном исследовании (диодный лазер — 810 нм) отмечали создание на торце световода температуры до 1200°С. M.Amzayyb и соавт. (2010), разогрев торца световода при проведении ЭВЛО объясняли образованием тонкого слоя нагара. Нагар интенсивно поглощает энергию излучения, благодаря чему разогревается до экстремально высоких температур. При этом образование нагара и степень разогрева совершенно не зависят от того, какая длина волны используется (810 нм, 940 нм, 1470 нм).



Рис. 15. Газ в просвете БПВ через 20 минут 

Таким образом, крайне высокие температуры, создаваемые в просвете вены во время ЭВЛО, также могут воздействовать на интиму вены и иметь значение в последующей облитерации. Уместно вспомнить, что S.Mordon et al., создав в 2006 году математическую модель ЭВЛО, уже тогда поставили под сомнение теорию о пузырях пара, как основном механизме ЭВЛО. Со временем накопились и иные данные, которые заставили нас повторить классический эксперимент образования пузырьков.

В своём эксперименте мы довели площадь сечения модели вены до реального значения, имеющего место во время тумесцентной анестезии. В первой фазе опытов в качестве модели вены мы использовали капилляр Панченкова, внутренний диаметр которого равен 1 мм. Учитывая, что при создании анестезии вена обжимается вокруг световода неплотно, именно такой диаметр просвета должен быть в реальной ситуации, что хорошо заметно на ультразвуковых сканограммах (рис.16). Капилляр Панченкова заполняли гепаринизированной венозной кровью, в просвет вводили световод. Извлечение световода выполняли с помощью специального устройства, обеспечивающего постоянную скорость вытяжения — 1 мм/ сек. Энергетические параметры излучения составляли 5, 7, 10, 12, 20 Дж в одном импульсе для лазера с длиной волны 1030 нм, и 1, 3, 5, 12 Дж – для лазера 1470 нм. Во всех случаях использовали псевдонепрерывный режим с длиной импульса в 1 секунду и интервалом между импульсами – 0,01 сек.

Просвет большой подкожной вены после ющего постоянную ско-создания тумесцентной анестезии близок к диаметру рость вытяжения - 1 мм/световода и составляет около 1 мм.

Рис. 16. Просвет большой подкожной вены после ющего постоянную ско-создания тумесцентной анестезии близок к диаметру рость вытяжения — 1 мм/световода и составляет около 1 мм.

Раскаленный торец световода выпаривает кровь, оставляя сажу на стенках капилляра.

Рис. 17. Раскаленный торец световода выпаривает кровь, оставляя сажу на стенках капилляра.

Полное выпаривание крови из капилляра и разогрев торца световода до сверхвысоких температур происходили при достижении линейной плотности потока энергии в 10 Дж/см для лазера 1470 нм и 70 Дж/см для лазера с длиной волны 1030 нм (рис. 17). Учитывая, что в клинике такие параметры излучения являются пороговыми, мы предполагаем, что основное действие обусловлено прямым воздействием лазерного излучения на стенку вены. Образовавшаяся на стенках вены сажа дополнительно интенсивно поглощает это излучение и, разогреваясь, также оказывает температурное воздействие на венозную стенку.

Провести прямую термометрию рабочего торца световода технически очень сложно. Однако, его температуру можно измерить косвенным путём, по цвету его излучения в соответствии со шкалой цветовой температуры. При всех энергетических параметрах, вне зависимости от мощности излучения, мы определяли температуру рабочей части световода в диапазоне от 800 до 2000°С! Причём эта температура постоянно и непредсказуемо менялась, что связано с количеством образующегося на торце нагара.

Из-за значительной разницы температур, при контакте переразогретой части световода с влажной стенкой вены, неизбежно должно возникнуть явление плёночного кипения. Этот феномен обусловлен образованием тонкой прослойки пара (газа) между раскалённым торцом световода и интимой вены. Прослойка пара обладает низкой теплопроводностью, передача тепла от световода к вене резко падает и, если контакт кратковременен, повреждения интимы не возникнет. Для подтверждения этой гипотезы в одной из серий опытов мы ввели в просвет капилляра тонкую (0,2 мм) оловянную проволоку, имеющую температуру плавления 232°С и удельную теплоту плавления 60 кДж/кг (рис.18а). Ни в одном случае мы не получили расплавления проволоки под воздействием раскалённого торца световода (рис.18б).

В капилляр по всей длине введена оловянная проволока.

Рис. 18а. В капилляр по всей длине введена оловянная проволока. При тракции световода раскалённый его торец проходит в непосредственной близости от проволоки.

После извлечения из капилляра оловянная проволока покрыта черным нагаром, но не расплавлена.

Рис. 18б. После извлечения из капилляра оловянная проволока покрыта черным нагаром, но не расплавлена.

Результаты исследования показали, что физические явления, происходящие во время ЭВЛО, можно условно разделить на три фазы:

Испарение крови и карбонизация торца световода при подаче первых импульсов. Этот период длится от долей секунды при высоких значениях плотности потока энергии до 5-6 секунд при его минимальных значениях. Под влиянием лазерного излучения и раскалённого до экстремальных температур торца световода происходит выпаривание крови с образованием газа, состоящего из продуктов горения. Сгоревшие органические вещества в виде золы откладываются на интиме. После полного выпаривания вены, её просвет остаётся заполненным газом.

Поскольку вену заполняет не кровь, а прозрачный газ, в эту фазу начинает реализоваться непосредственное воздействие лазерного излучения на венозную стенку. Именно непосредственное воздействие излучения лазера на вену, с нашей точки зрения, является основными фактором в реализации механизма ЭВЛО. От воздействия высокой температуры раскалённого торца световода интиму защищает эффект плёночного кипения.

Если тракции световода не происходит, или она производится слишком медленно, кровь полностью испаряется и эффект плёночного кипения исчезает. С этого момента переразогретая рабочая часть световода начинает оказывать прямое термическое воздействие на вену.

Данный механизм оказался универсальным, т.е. независимым от длины волны лазерного излучения.

Для подтверждения результатов полученных in vitro, мы ещё раз смоделировали процесс ЭВЛО. Для этого БПВ, удалённая во время флебэктомии, была герметизирована (перевязаны все притоки), заполнена гепаринизированной кровью и помещена в прозрачную термоусадочную трубку Raychman™ — PBF™, температура усадки которой составляет 125°С. Диаметр трубки составил 10 мм. В просвет вены введён световод диаметром 600 мкм, вокруг вены создана имитация тумесцентной анестезии раствором желатина. В процессе «тумесценции» вена под влиянием внешнего давления обжималась вокруг световода. В конечном итоге, после окончания «тумесценции» диаметр вены составлял от 3 до 4 мм (изначальный диаметр вены в «расправленном» состоянии был 7-8 мм). После часовой экспозиции препарата при температуре 4°С происходило застывание желатина, и препарат фиксировался в штативе (рис.19).

В рассматриваемой серии опытов энергетические параметры лазерного излучения были аналогичны опытам с капилляром Панченкова.

Препарат БПВ, помещенный в штатив

Рис. 19. Препарат БПВ, помещенный в штатив. Препарат БПВ в штативе, «обжатый» раствором желатина. Отчетливо видно значительное уменьшение диаметра вены. В левой части препарата виден пилотный луч.

Результаты эксперимента полностью подтвердили нашу концепцию о фазности процесса ЭВЛО. Кроме этого, был получен ещё целый ряд важной информации. В частности, был всесторонне изучен процесс образования перфораций венозной стенки. Перфорации начинали возникать при потоке энергии излучения в 30 Дж/см и более. В зоне перфорации возникала мгновенная усадка трубки (рис. 20). Это озна чает, что при перфорации вены, в паравазальных тканях возникают температуры, достигающие 125°С.  

Препарат БПВ, помещенный в штатив

Рис. 20. Препарат БПВ, помещенный в штатив. В точке, где возникла перфорация вены,наблюдается локальная усадка трубки.

Такая температура должна вызывать повреждение окружающих вену структур.

Для более подробного изучения условий возникновения перфораций вены мы провели серию опытов на удалённых отрезках вен. Для этого вену, удалённую при операции, разрезали на отдельные участки длиной 2 см. Участки вены рассекались продольно и укладывались интимой наружу.

В первой серии опытов, производили прямое воздействие лазерного излучения на стенку вены, смоченную физиологическим раствором. При этом угол падения луча по отношению к интиме составлял от 45 до 90 градусов (рис.21). Поток энергии излучения составил 60 Дж на точку для лазера с длиной волны 1030 нм и столько же для лазера с длиной волны 1470 нм.

Воздействие излучения лазера с длиной волны

Рис. 21а. Воздействие излучения лазера с длиной волны 1030 нм на интиму вены, смоченную физиологическим раствором.

Рис. 21б. Воздействие излучения лазера с длиной волны 1470 нм на интиму вены, смоченную физиологическим раствором. Вена сморщилась.

Как видно, прямое воздействие лазера на лишенную крови вену было значительно более выражено для лазера с длиной волны 1470 нм. При этом происходило сморщивание вены, за счет коагулящии и сокращения молекул коллагена. Перфораций венозной стенки ни в одном случае выявлено не было.

Во второй серии опытов, производили прямое воздействие лазерного излучения на стенку вены, с нанесенной на интиму кровью (рис.22). Поток энергии составил 60 Дж на точку для лазера с длиной волны 1030 нм и столько же для лазера 1470 нм.

Повреждение вены, с нанесенной на интиму кровью, было выражено примерно одинаково для обоих лазеров. При этом для лазера с длиной волны 1030 нм примерно в 20% случаев возникали перфорации, тогда как при воздействии лазера с длиной волны 1470 нм перфораций венозной стенки ни в одном случае выявлено не было.

Воздействие излучения лазера с длиной волны

Рис. 22а. Воздействие излучения лазера длиной волны 1030 нм на интиму вены, смоченную кровью.

Рис. 22б. Воздействие излуче- ния лазера длиной волны 1470 нм на интиму вены, смоченную кровью.

В третьей серии опытов, производили прямое воздействие лазерного излучения на стенку вены, при этом кровь наносили на подложку, на которой лежала вена (рис.23). Поток энергии составил 60 Дж на точку для лазера длиной воны 1030 нм и столько же для лазера 1470 нм.

Воздействие лазерного излучения длиной волны 1030 нм в таких условиях приводило к мгновенному разогреву крови с газообразованием за стенкой вены. При этом в 100% случаев возникали перфорации стенки вены диаметром не менее 1 мм (рис. 23а). Для лазера с длиной волны 1470 нм перфораций венозной стенки ни в одном случае выявлено не было и разогрева крови с газообразованием не наблюдалось.

Из данного опыта следует важный вывод: для лазерного излучения длиной волны 1030 нм стенка вены практически прозрачна. Максимальное количество перфораций, как по числу, так и по размеру, возникает при попадании крови за пределы вены. У больных такая ситуация может возникать при создании тумесцентной анестезии, когда случайно иглой прокалывается стенка вены и кровь попадает в паравазальное пространство. При этом, как показал опыт с термоусадочной трубкой, за пределами вены создаётся высокая температура, способная повреждать окружающие ткани. Тот факт, что излучение длиной волны 1470 нм не вызывает перфораций вены, указывает на перспективность «водопоглощаемых» лазеров.

Сила теплового воздействия планируется с учётом общей доставленной энергии и является функцией интенсивности и длительности импульса лазерного излучения. Импульсный режим – один из способов спланировать термическое воздействие на венозную стену таким образом, чтобы тепло успевало рассеиваться в окружающих тканях в перерыве между импульсами. При появлении метода ЭВЛО априорно предполагалось, что это даёт потенциальную возможность в нужном месте — усилить термический эффект или на определённом расстоянии — уменьшить его, т.е. не дать перегреться окружающим тканям. Это явилось причиной того, что импульсный режим стал активно применяться на начальном этапе внедрения технологии ЭВЛО. Со временем опыт показал, что при таком режиме некоторые сегменты вены перегревались, другие же, наоборот, избегали воздействия лазера за счёт движения световода. Поэтому на данный момент предпочтительным считается непрерывный режим.

Поскольку реканализации вен возникают из-за недостаточного энергетического воздействия, мы решили проверить гипотезу, что для равномерного термического воздействия по всей длине вены важен не только правильно подобранный режим излучения, но и равномерность скорости тракции световода. Для этого мы сконструировали специальное устройство, обеспечивающее равномерную тракцию световода с одинаковой скоростью – 1 мм/сек. В 3-х мм от рабочей части световода мы разместили оптическое волокно прибора дистанционного измерения температуры. Во время процедуры ЭВЛО у 7 больных в режиме реального времени измерялась температура непосредственно в вене. При этом, при ручной тракции световода температурная кривая имела непредсказуемый вид, с разницей в значениях температуры в 30°С, от 70 до 100°С (рис.24). 

Кривая температуры в просвете вены при выполнении ЭВЛО с ручной тракцией световода

Рис. 24. Кривая температуры в просвете вены при выполнении ЭВЛО с ручной тракцией световода. Кривая имеет непредсказуемый характер с большим размахом значений температуры.

При ультразвуковом контроле за прохождением ЭВЛО наблюдались частые перфорации вены. А при автоматической тракции световода температурная кривая имела ровный вид, с размахом колебаний температурных значений всего в 5°С в диапазоне около 85°С, т.е. в диапазоне оптимальной температуры для контракции коллагена (рис. 25). Послеоперационный период у таких больных протекал с менее выраженными признаками флебита.

Кривая температуры в просвете вены при выполнении ЭВЛО с автоматической тракцией световода.

Рис. 25. Кривая температуры в просвете вены при выполнении ЭВЛО с автоматической тракцией световода. Колебания температуры составляют не более 5 градусов.

Для создания анестезии и поглощения тепла лазерного излучения вокруг вены перед ЭВЛО создается «водная подушка». Раствор анестетика, введенный под контролем ультразвука в паравазальное пространство, «обжимает» вену вокруг световода. Поверхностные вены имеют относительно толстую стенку и поэтому меняют свой объем за счет увеличения внутреннего диаметра, сохраняя округлую форму в больших пределах. Исходя из этого предположения, интима венозной стенки должна иметь большую площадь, чем другие слои.

Многие авторы, применяющие ЭВЛО в своей практике, высказывают мнение, что диаметр коагулируемой вены не столь важен, так как при введении раствора анестетика она сжимается в несколько раз. Однако, опыт показывает, что качество облитерации напрямую зависит от диаметра ствола вены и чем больше этот диаметр, тем больше вероятность возникновения реканализации.

При создании вокруг вены давления за счет введения раствора анестетика, опорно-механический каркас венозной стенки, приспособленный к изменениям просвета, сокращается, а интима, не имея сократительных элементов должна образовывать складки и выросты. Эти складки должны увеличить толщину венозной стенки. Логично предположить, что вены с большим диаметром при тумесценции уменьшаются в сечении, но при этом площадь поверхности внутренней оболочки вены остаётся неизменной за счет образования складок.

Для проверки этой гипотезы нами в эксперименте на нефиксированных трупах произведено моделирование тумесцентной анестезии. Под ультразвуковым контролем проводилось введение раствора желатина по ходу БПВ в её фасциальный футляр на бедре. Таким образом, достигалась полная имитация тумесцентной анестезии. После застывания раствора желатина БПВ иссекали единым блоком с окружающими тканями и кожей. На поперечных срезах полученного препарата исследовали характер расположения интимы венозной стенки (рис. 26).

Поперечный срез БПВ при моделировании тумесцентной анестезии. Увеличение в 160 раз

Рис. 26. Поперечный срез БПВ при моделировании тумесцентной анестезии. Увеличение в 160 раз. Окраска гематоксилин-эозин

Как показано на рис. 26, при создании тумесцентной анестезии внутренняя оболочка вены действительно образует складки, причем эти складки настолько выражены, что смыкаясь, образуют замкнутые лакуны, содержащие кровь. Интима практически прозрачна для лазера с «гемоглобинпоглощаемой» длиной волны. Поэтому разогрев гемоглобина происходит в этих лакунах независимо от его разогрева в просвете вены. Разогрев вены боль- шого калибра происходит крайне неравномерно, при этом часть энергии лазерного излучения теряется при прохождении че- рез линию складок. Для адекватной облитерации такая вена требует значительно большего потока лазерного излучения. При этом мгновенное выделение газа в замкнутой лакуне, ограниченной со всех сторон складками интимы, является своего рода «микровзрывом» и, может служить ещё одной из причин возникновения перфораций венозной стенки. Кроме того, высокие значения мощности лазерного излучения могут приводить к повреждениям структур, расположенных вблизи вены.

При воздействии повышенной температуры на ткани первые изменения возникают в белках и начинаются с коллагена. 

Схематичное изображение вены, «обжатой» раствором анестетика вокруг световода

Рис. 26а. Схематичное изображение вены, «обжатой» раствором анестетика вокруг световода. Вид- ны складки и лакуны, заполненные кровью.

Эффект сокращения коллагеновых волокон при проведении процедуры ЭВЛО оказывает значительное воздействие на непосредственные и отсроченные результаты процедуры. Первые признаки денатурации и сокращения коллагена происходят при 40°С и становятся отчетливыми при 60-70°С (D.K. Dew, 1993). Термоиндуцированное сокращение кровеносных сосудов было обнаружено Gorish W., Boergen KP., (1982) при применении хирургического лазера в эксперименте на сосудах брыжейки кролика. Ультраструктурные исследования стенок сосудов продемонстрировали взаимосвязь сокращения сосуда и денатурации коллагеновых фибрилл. Однако тепло-индуцированная постоянная окклюзия данных сосудов может быть достигнута при температуре не менее 90°С в течение 18 сек.

Повреждение средней оболочки приводит к значительному сокращения диаметра вены и повреждению v. vasorum – как потенциального источника реканализации. Но гарантировать полное повреждение всей площади эндотелия и отсутствие дальнейшей его репарации может только длительное температурное воздействие, приводящее к сокращению коллагена. Процесс тромбообразования (тромбофлебит, флеботромбоз) в венах под действием различных факторов детально изучен многими российскими учеными (Савельев В.С., 2001; Швальб П.Г., Ухов Ю.И, 2009; и др.). Тромбопластическая активность венозной стенки больше, чем артерий, и для формирования стабильного тромба необходимо обнажение коллагена субэндотелиального слоя. Этот фактор лежит в основе метода ЭВЛО.

Индуцированное лазерным излучением повреждение эндотелия с обнажением субэндотелиального слоя приводит к развитию всех фаз воспаления и формированию тромба. Таким образом, после ЭВЛО одновременно протекают два взаимосвязанных механизма: тромбообразование и воспаление.

Появление воспалительных клеток в зоне ЭВЛО может быть обусловлено свободным протеканием крови через поврежденный участок в течение 2-3-х суток, т.к. окончательно тромб формируется к 3-м суткам (Гужков О.Н., 2008). Мигрирующие клетки обеспечивают фагоцитоз «обломков» клеток и белков.

При организации тромботических масс часто наблюдается врастание v. vasorum в толщу соединительной ткани тромба, что в дальнейшем приводит к образованию сосудистой сети, связывающей сосуды адвентиции и образующуюся соединительную ткань. После ЭВЛО такой процесс может приводить к формированию реканализаций за счет крови, притекающей по v. vasorum. Поэтому повреждение части v. vasorum, проходящей в медии, может исключить эту возможность.

После фагоцитоза остатков фибрина в тромботических массах образуются щели, которые являются основой для формирования сосудов синусоидного типа. Наползание эндотелия из сохранившихся участков в синусы может быть одним из путей реканализации.

Таким образом, полученные нами данные свидетельствуют, что процесс ЭВЛО более сложен, чем представлялось ранее, и состоит из трёх фаз. Его механизм универсален для всех видов лазерного излучения. При этом, «гемоглобинпоглощаемые» лазеры вызывают неоднородность термического повреждения интимы за счет её многочисленных складок и лакун, образуемых при создании тумесцентной анестезии. Кроме того, наличие крови в паравазальном пространстве в 100% случаев вызывает перфорацию вены. Излучение «водопоглощаемых» спектров лишено этих недостатков, и термическое поражение вены при его использовании достаточно однородное. Для адекватной равномерной облитерации вены недостаточно правильно установить режим лазерного излучения. Не менее важна равномерная тракция световода, которую можно обеспечить при использовании специальных автоматических устройств.

В настоящий момент в механизме реализации ЭВЛО и в процессе изменения венозной стенки после процедуры остается много неясного. До сих пор остается открытым вопрос о плотности потока лазерного излучения, необходимом для полной окклюзии вены определенного сечения, оптимальном диаметре вены, влиянии тумесцентной анестезии. Необходимы дальнейшие исследования процесса формирования термоиндуцированного тромба на разных сроках и его зависимости от параметров мощности, длины волны и др., а также выявление источников реканализации (v. vasorum, притоки подкожных вен и др.), что позволит минимизировать их возникновение.