Первые сообщения об эндовенозной лазерной облитерации (ЭВЛО) в лечении варикозной болезни были опубликованы всего 10 лет назад. За этот короткий срок мы стали свидетелями триумфального шествия метода по всем 5 континентам. Практически с момента появления ЭВЛО получает свое распространение и в России [1-6]. Теоретические основы ЭВЛО были заложены благодаря работам таких известных исследователей и популяризаторов метода, как T. Proebstle (ФРГ), R. Min (США), L. Navarro (США) и др. Но, несмотря на достигнутые успехи, накопленный за прошедшее десятилетие клинический и экспериментальный материал вынуждает констатировать, что по ряду объективных причин ЭВЛО так и не стала стандартом в лечении варикозной болезни. В первую очередь, это сохраняющийся уровень неудовлетворительных результатов ЭВЛО, достигающий 15% [7]. В литературе мы не встретили публикаций, где бы указывался способ достижения 100% облитераций вен при ЭВЛО. Одной из причин этого является отсутствие среди специалистов единого мнения о выборе энергии лазерного излучения, выделяемой по всей длине вены или на отдельных ее участках, необходимой для возникновения стойкой облитерации. Существует еще одна нерешенная проблема данной методики - ее низкая воспроизводимость. Естественная возможность решения этих вопросов нам видится в создании роботизированных лазерных комплексов, осуществляющих подачу энергии в вену в автоматическом режиме. Появление такого оборудования позволит сделать методику универсальной и выйти на создание стандарта технологии ЭВЛО, которого до сих пор не существует. Совместная с производителями лазерного оборудования работа по созданию такого комплекса заставила нас глубже изучить механизмы воздействия энергии лазерного излучения на венозный комплекс.

Поскольку кровь является мутной жидкостью, рассеивающей и поглощающей излучение, при появлении метода ЭВЛО считали, что непосредственного воздействия лазерного излучения на стенку вены практически не происходит [8]. В апреле 2002 г. в журнале «Journal of Vascular Surgery» была опубликована статья T. Proebstle и соавт. [9], в которой была предложена теория воздействия пузырьков пара на интиму вены как основной механизм ЭВЛО. Эта теория основывалась на следующем опыте: силиконовая трубка диаметром 6 мм была заполнена гепаринизированной кровью, и в нее был введен световод. Во время подачи лазерного излучения кровь «закипала» с образованием пузырьков. По мнению авторов, выделение пузырьков водяного пара, которые «ошпаривали» интиму вены, и являлось главным повреждающим фактором ЭВЛО.

Мы решили повторить подобный опыт: шприц емкостью 5 мл заполнили гепаринизированной кровью, затем ввели в него световод и сделали 5 коротких импульсов (длина волны лазерного излучения 1030 нм, длительность импульса 990 мс с интервалом 10 мс, мощность излучения 24 Вт). Начиная со второго импульса возникло «кипение» крови, при этом размер образуемых пузырьков был соизмерим с размерами шприца. Между тем законы физики не допускают этого: при кипении размер пузырей должен уменьшаться по мере удаления от источника тепла и контакта с более холодной кровью. Более того, достигнув ненагретого слоя крови, они должны исчезать. В нашем эксперименте пузыри не только не уменьшались, но и сохраняли свою форму и размер еще длительное время после выключения лазера (рис. 1).

Похожая картина наблюдается во время реальной процедуры ЭВЛО. При ультразвуковом исследовании мы находим скопления газа в просвете вены на протяжении как минимум 30 мин после ЭВЛО. Водяной пар не может существовать так долго, а это означает, что пузырьки, образующиеся при ЭВЛО, не могут содержать водяной пар, как предполагалось ранее. Если это не пар, то что за газ мы находим в просвете вены (рис. 2)?

При создании тумесцентной анестезии вена обжимается вокруг световода, и ее внутренний просвет становится близким к диаметру световода. T. Proebstle и соавт. [9] проводили опыты на модели вены диаметром 6 мм. Однако в реальности диаметр просвета после нагнетания вокруг вены анестезирующего раствора близок к 1 мм (рис. 3).

Создаваемая в просвете такого калибра температура может зависеть от многих параметров, таких как величина энергии излучения, количество, длительность импульсов, диаметр вены, карбонизация оптического волокна, образование газа. T. Proebstle и соавт. [9] полагали, что максимальная температура во время ЭВЛО создается внутри пузырьков пара, значение ее должно быть около 100°С. Выше этих цифр, теоретически, ей было не подняться за счет расширения пара, а также скрытой теплоты парообразования. Однако R. Weiss и соавт. [10] в модели in vivo показали, что в просвете вены при ЭВЛО создается температура 729°С, пиковые же значения температуры достигают 1334°С. B. Disselhoff и соавт. [11] в экспериментальном исследовании (диодный лазер 810 нм) отмечали создание на торце световода температуры до 1200°С. M. Amzayyb и соавт. [12] 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, 940, 1470 нм).

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 и соавт. [13], создав в 2006 г. 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 своем эксперименте мы привели площадь сечения модели вены к реальному значению, имеющему 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 (см. рис. 3). Капилляр Панченкова заполняли гепаринизированной венозной кровью, в просвет вводили световод (рис. 4).

Провести прямую термометрию рабочего торца световода технически очень сложно. Однако его температуру можно измерить косвенным путем, 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 3000 К! Причем эта температура постоянно и непредсказуемо менялась, что связано с количеством образуемого нагара на торце. Полное выпаривание крови из капилляра и разогрев торца световода до сверхвысоких температур происходило уже при линейной плотности потока энергии 10 Дж/см для лазера с длиной волны 1470 нм и 70 Дж/см для лазера с длиной волны 1030 нм. Поскольку 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 поглощает это излучение и, разогревшись, также оказывает температурное воздействие на венозную стенку.

Из-за значительной разницы температур при контакте переразогретой части световода с влажной стенкой вены неизбежно должно возникнуть явление пленочного кипения. Этот феномен обусловлен образованием тонкой прослойки пара между раскаленным торцом световода и интимой. Прослойка пара обладает низкой теплопроводностью, передача тепла от световода к вене резко падает и, если контакт кратковремен, 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. 5).

Для проверки результатов полученных in vitro, мы еще раз смоделировали процесс ЭВЛО ex vivo. Для этого большую подкожную вену, удаленную во время флебэктомии, герметизировали (перевязывали все притоки), заполняли гепаринизированной венозной кровью и помещали в прозрачную термоусадочную трубку Raychman - PBF, температура усадки которой составляет 125°С. Диаметр трубки составил 10 мм. В просвет вены вводили световод диаметром 600 мкм, вокруг вены создавали имитацию 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 7-8 мм). После часовой экспозиции препарата при температуре 4°С происходило застывание желатина, и препарат фиксировали в штативе (рис. 7).

В рассматриваемой серии опытов энергетические параметры лазерного излучения были аналогичны таковым в опытах с капилляром Панченкова.

Результаты эксперимента полностью подтвердили концепцию о фазности процесса ЭВЛО. Кроме этого, был получен еще ряд важной информации. В частности, был всесторонне изучен процесс образования перфораций венозной стенки. Макроскопически видимые перфорации начинали возникать при линейной плотности потока энергии 30 Дж/см. Через образовавшееся отверстие в перивенозное пространство выходил газ, попадала частично сгоревшая кровь и возникала мгновенная усадка трубки (рис. 8).

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

1. 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 с при его минимальных значениях. Под влиянием лазерного излучения и раскаленного 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, ее просвет остается заполненным газом.

2. 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 основным фактором в реализации механизма ЭВЛО. От воздействия высокой температуры раскаленного торца световода интиму защищает эффект пленочного кипения.

3. Если тракции световода не происходит или она производится слишком медленно, кровь полностью испаряется и эффект пленочного 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.

Таким образом, воздействие лазерного излучения на венозный комплекс реализуется не через пузырьки пара, как предполагалось ранее, а состоит из нескольких составляющих:

- прямое воздействие лазерного излучения;

- воздействие компонентами испаряющейся крови;

- воздействие перенагретой рабочей частью световода.

Из них основным фактором является прямое воздействие лазерного излучения на стенку вены.

На настоящий момент в механизме реализации ЭВЛО и изменениях венозной стенки после процедуры еще имеется много неясного. До сих пор остается открытым вопрос о плотности потока лазерного излучения, необходимого для полной окклюзии вены определенного сечения, оптимальном диаметре вены для ЭВЛО, влиянии тумесцентной анестезии на геометрические параметры вены. Нужны дальнейшие исследования процесса формирования термоиндуцированного тромба на разных сроках и зависимости характеристик от параметров мощности, длины волны и др. Выявление источников реканализации вены позволит минимизировать их возникновение.

Конфликт интересов отсутствует.

Участие авторов:

Концепция и дизайн исследования - Ю.Ш., Ю.С., К.М., Т.Х.

Сбор и обработка материала - Ю.Ш., Ю.С., К.М., Т.Х.

Статистическая обработка - Ю.Ш., Ю.С., К.М., Т.Х.

Написание текста - Ю.Ш., Ю.С., К.М., Т.Х.

Редактирование - Ю.Ш., Ю.С., К.М., Т.Х.