Варикозная болезнь вен нижних конечностей является самой распространенной патологией периферических сосудов. По данным наиболее репрезентативной на сегодняшний день международной эпидемиологической программы Vein Consult, проведенной в 13 странах мира (в том числе в РФ) и охватившей 69 866 человек, варикозная болезнь вен нижних конечностей выявлена у 16% обследованных [1]. Представляя собой не только эстетическую проблему, варикозная болезнь ведет к развитию декомпенсированных форм хронической венозной недостаточности, снижению качества жизни пациентов [2, 3] и сопровождается значительными материальными затратами на их лечение [2, 4].

В 90-х годах прошлого века сложились технические предпосылки к созданию эндовенозных методов термической облитерации варикозных вен. С момента первых сообщений об успешном клиническом применении метода прошло больше 15 лет [5], но уже сегодня эндовенозная лазерная облитерация (ЭВЛО) признана во всем мире как полноценная альтернатива традиционным хирургическим методам лечения [3, 6]. Тем не менее, несмотря на успешное развитие и совершенствование метода, вопрос улучшения качества жизни пациентов сохраняет свою актуальность. Первичной целевой задачей ЭВЛО является скорейшая бытовая и социальная реабилитация пациентов. Из этого следует, что в клинической практике необходимо осуществлять такое энергетическое воздействие, которое обеспечивает надежную облитерацию при минимальной травматизации паравазальных тканей. Очевидно, что экспериментальные работы в этом направлении имеют несомненный практический интерес.

Исследование физических основ метода эндовенозной термооблитерации характеризуется значительным разнообразием:

- по исходным целям (от определения общего механизма ЭВЛО [7, 8] до выбора параметров конкретной лазерной системы [9]);

- по объектам исследования (от заполненных кровью трубок [10, 11] до варикозных вен человека, растянутых в атмосфере воздуха [9] и вен крупных животных in vivo [8]);

- по критерию оценки повреждающего действия тепловой энергии на венозную стенку (от температуры [12] и изменения диаметра сосуда [9] до тромбоза, некроза и карбонизации [10]).

В совокупности с использованием различных длин волн и типов световодов существует значительный разброс рекомендованной плотности потока энергии - от 16 до более 200 Дж/см [13], и в клинике выбор параметров энергетического воздействия при ЭВЛО зачастую носит эмпирический характер. В этой связи актуальной задачей представляется разработка экспериментальной модели, сохраняющей основные свойства системы венозного компартмента ex vivo, и выбор надежно определяемых характеристик исследуемого объекта, адекватно отражающих температурное воздействие лазерного излучения на венозную стенку. В этом случае полученные данные дадут основание экстраполировать результаты экспериментальной работы в клиническую практику.

Первичная задача ЭВЛО заключается в необратимой денатурации белковых компонентов венозной стенки, представленных коллагеном, эластином и актин-миозиновым комплексом гладкой мускулатуры. Определяя ключевую роль денатурации коллагена в достижении успешной термооблитерации, мы исходим из того, что коллаген является основным структурным белком венозной стенки. В отличие от коллагена, эластин является аморфным белком, поскольку не имеет квазикристаллической третичной структуры и не подвержен денатурации в классическом представлении, а денатурация актин-миозинового комплекса после разрушения клеточной мембраны миоцита уже не имеет клинического значения. Таким образом, именно денатурация коллагена является маркером адекватности энергетического и температурного воздействия в ходе ЭВЛО.

В качестве характеристик, отражающих энергетическое воздействие лазерного излучения на венозную стенку, мы предлагаем использовать температуру на внешней поверхности (адвентиции) вены и степень денатурации коллагена.

Цель настоящего исследования - выбор оптимальных параметров лазерного излучения (линейной плотности потока энергии и скорости тракции световода). Эти параметры должны обеспечивать такую температуру, при которой, с одной стороны, создаются условия для полной денатурации коллагена венозной стенки, а с другой - сведено к минимуму термическое повреждение окружающих тканей. Нами разработана экспериментальная модель, которая позволяет регистрировать динамику распределения температуры на адвентиции вены. Для выполнения этой задачи мы использовали неинвазивный ИК радиометрический метод контроля температур.

Поскольку денатурация белка является процессом эндотермическим, количество энергии, необходимое для ее полного завершения, может быть определено методами термоанализа. Для определения степени денатурации нами использован метод дифференциальной сканирующией калориметрии (ДСК). Принцип метода основан на определении разницы энергии, подаваемой к опытному и контрольному образцам для нагрева их с постоянной скоростью. ДСК позволяет определять температуру и тепловой эффект (энтальпию, ΔН) физико-химического процесса денатурации, протекающего в образце при его нагреве. Доля деградированного коллагена определяется по уменьшению энтальпии денатурации ΔН в опытных образцах по сравнению с исходной ΔНд.

В исследовании были использованы варикозно-измененные стволы больших подкожных вен, удаленные при флебэктомии (9 пациентов, средний возраст 51,6±7,8 года), которые хранились в физиологическом растворе при температуре 4-8 °С до начала эксперимента не более 8 ч. Каждая вена делилась на фрагменты длиной 50±5 мм, средний диаметр фрагмента составлял 5,4±1,6 мм. Для моделирования ЭВЛО было использовано 35 фрагментов, для эксперимента с гидротермальным нагревом - 6 фрагментов.

В предлагаемой нами модели участки удаленных при флебэктомии стволов больших подкожных вен помещали на пластиковую подложку и фиксировали по длине для предотвращения их тепловой контракции в ходе лазерного воздействия. Тем самым имитировали условия естественной фиксации вены в фасциальном футляре. В просвет вены, заполненной гепаринизированной кровью, вводили световод с торцевым типом эмиссии (bare-тип), после чего вену герметизировали и укрывали полихлорвиниловой пленкой для предотвращения теплопотерь, связанных с испарением. Пленку накладывали с натяжением, приближая венозную стенку к световоду, как при тумесцентной анестезии. Свободное пространство между подложкой и пленкой инфильтрировали физиологическим раствором, создавая теплоемкостный буфер (рис. 1).

В эксперименте были использованы лазерные хирургические аппараты «Гелиос-флебо I" и "Гелиос-флебо III" (ООО «Новые Хирургические Технологии», РФ) с длиной волны излучения 1470 нм. Мощность лазерного излучения в данном эксперименте составляла от 2 до 8 Вт, воздействие осуществляли в псевдонепрерывном режиме (длительность импульса 990 мс, длительность паузы 10 мс). Мощность лазерного излучения контролировали измерителем мощности UP12-H (Канада). Излучение доставляли в вену по кварцевому световоду диаметром 600 мкм с торцевым типом излучения (угловая апертура 0,22 рад). Восстановление торца световода происходило после облучения каждого фрагмента вены.

Тракцию производили в ручном (1 мм/с), либо в автоматическом режиме с аппаратно заданной скоростью 0,5 и 0,7 мм/с. Линейная плотность энергетического воздействия составила 49,5-99 Дж/см (табл. 1).

Динамику температурных полей на адвентиции вены в ходе лазерного нагрева регистрировали с помощью термографа ИРТИС 2000 (Россия) с частотой 0,9 кадр/с. Таким образом, температурный профиль по длине коагулируемого сосуда фиксировали каждую 1,1 с в течение всего времени лазерного воздействия.

После лазерного воздействия средний сегмент вены иссекали и подвергали термическому анализу в ячейке калориметра DSC204F (Германия). Образцы массой 6–15 мг герметично закрывали в стандартных алюминиевых тиглях (20 мкл). Начальная, конечная температура и скорость нагрева составляли 30 °С, 110 °С и 10 K/мин соответственно. Энтальпию денатурации (ΔН) пересчитывали на сухой остаток препарата. Степень денатурации коллагена рассчитывали по уменьшению ΔН. Образцом сравнения служил интактный участок вены. Критерием адекватности лазерного воздействия считали исчезновение эндотермического эффекта денатурации коллагена в опытном образце.

Перед моделированием ЭВЛО нами был проведен отдельный эксперимент по определению минимальных температур, необходимых для полной денатурации коллагена венозной стенки. Фрагменты вен, закрепленных на пластиковой подложке, нагревали в водяной бане до температур 70, 80 и 88 °С в течение 20 с. Предварительный опыт с применением игольчатой термопары показал, что именно за это время температура внутри образца достигает температуры термостата. Степень денатурации определяли методом ДСК, как и в эксперименте по моделированию ЭВЛО.

Представленная ДСК-термограмма (рис. 2, кривая 1)

В отдельной серии эксперимента по определению деградации коллагена при гидротермальном нагреве фиксированных (закрепленных) сегментов большой подкожной вены было установлено, что после тепловой обработки при 70 °С более 50% коллагена венозной стенки сохраняет интактную структуру. При повышении температуры до 80 °С доля интактного коллагена снижается до ~ 8%, но даже после повышения температуры обработки до 88 °С от 1 до 4% коллагена остается неповрежденным. Это указывает на необходимость достижения в ходе ЭВЛО температур 90 °С и выше.

Определив целевой температурный диапазон, мы проанализировали серии термограмм, полученных при моделировании процесса ЭВЛО ex vivo. Отмечен экспоненциальный рост температурной кривой в начале лазерного воздействия с последующим переходом в фазу плато (рис. 3).

С практической точки зрения, наличие начальной фазы роста температуры может означать худшую обработку приустьевого отдела вены, имеющую важное значения при формировании культи.

Также было изучено распределение температуры по длине в каждый момент времени облучения (рис. 4).

На основе профилей температуры по длине вены (см. рис. 4) были рассчитаны средние значения максимальных температур на адвентиции вены в процессе коагуляции для различных параметров мощности и скорости тракции световода. При этом температуры начального участка исключались при усреднении (табл. 2).

Ожидаемым фактом явилось повышение максимальной температуры на адвентиции вены с увеличением линейной плотности потока энергии лазерного излучения.

Данные о степени денатурации коллагена в опытных образцах приведены в табл. 3.

Анализ совокупности данных, приведенных в табл. 1-3, показал, что:

- при LEED >70 Дж/см имеет место 100% денатурация коллагена венозной стенки, что, по-видимому, является нижней границей на основе данной модели;

- температура на адвентиции вены при достижении 100% денатурации коллагена в условиях эксперимента составляет не менее 90 °С. Такое значение нижней температурной границы соответствует данным, полученным в предварительных опытах по гидротермальной обработке образцов.

Отметим большой разброс величины степени денатурации при субоптимальных параметрах воздействия. Субоптимальные параметры отделяют область полной деградации каркаса венозной стенки и область, когда значительная часть коллагена остается неповрежденной. Такая неопределенность может быть вызвана следующими причинами:

- неравномерная ручная тракция лазерного волокна;

- отсутствие сжатия вены по диаметру так, как это происходит при тумесцентной анестезии, и, как следствие, образование продольных складок и дополнительная неопределенность в положении торца световода внутри просвета вены;

- индивидуальные особенности образцов (переменная толщина венозной стенки, ширина просвета сосуда и др.)

Все эти факторы приводят к неравномерной денатурациии коллагена в венозной стенке, в то время как анализу подвергаются малые фрагменты от всего материала.

При субоптимальных параметрах температура хотя и приближается к 90 °С, тем не менее необходимые условия воздействия для завершения денатурации и контракции венозной стенки не создаются. Причинами могут быть как недостаточное время экспозиции образца при температуре денатурации, так и недостатки физической модели (например, значительное отклонение торца волокна от оси сосуда). Увеличение плотности потока до оптимальных значений приводит к тому, что ни недостатки экспериментальной модели, ни индивидуальные особенности исследуемых фрагментов вен уже не оказывают определяющего влияния на полноту денатурации коллагена.

Таким образом, на основе данных, полученных в нашем эксперименте, можно утверждать, что достижение 100% денатурации коллагена возможно лишь при плотности потока энергии ~ 80 Дж/см. При LEED=70 Дж/см денатурация оказывается субоптимальной, что потенциально может привести к увеличению случаев реканализации облитерированного сегмента вены.

Скорость тракции световода не оказывала решающего влияния на результат коагуляции по данным ДСК, но позволяла использовать меньшие мощности в единичном импульсе при снижении скорости тракции, что, вероятно, способствовало более равномерному прогреву венозной стенки. Подчеркнем выраженную неравномерность повреждения венозной стенки в зоне непосредственного контакта венозной стенки с торцом волокна в ряде опытов. В связи с этим выбор типа используемого световода представляется актуальной задачей.

1. Денатурация коллагена венозной стенки является интегральным показателем при экспериментальном выборе энергии, необходимой для надежной облитерации вены.

2. ДСК является эффективным методом, позволяющим оценить полноту денатурации коллагена и, соответственно, адекватность энергетического воздействия в модели ЭВЛО.

3. Для достижения полной денатурации коллагена венозной стенки в ходе ЭВЛО температура адвентиции должна быть не ниже 90 °С.

4. Для световодов с торцевым типом эмиссии оптимально использование линейной плотности потока энергии лазерного излучения (1470 нм) не менее 80 Дж/см.

Конфликт интересов: авторы заявляют об отсутствии конфликта интересов.

Участие авторов:

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

Сбор и обработка материала - К.М., С.М., М.П., Н.И., О.З.

Статистическая обработка - А.Ц., С.М., Н.И., О.З. 

Написание текста - К.М., С.М., М.П., Н.И., О.З., А.Ц.

Редактирование - Ю.Ш., Ю.С.