Сравнение лазеров с длиной волны 970 и 1470 нм при ...

Сравнение лазеров с длиной волны 970 и 1470 нм при моделированииэндовазальной лазерной облитерации вен in vitroД.м.н., проф. Е.В. ШАЙДАКОВ 1 , Е.А. ИЛЮХИН 2 *, А.В. ПЕТУХОВ 3 , к.м.н. Д.А. РОСУХОВСКИЙ 2Comparison of lasers emitting at 970 and 1470 nm wavelengths for the in vitro simulationof endovasal laser vein obliterationE.V. SHAIDAKOV, E.A. ILYUKHIN, A.V. PETUKHOV, D.A. ROSUKHOVSKY1Клиника хирургии усовершенствования врачей №1 им. П.А. Куприянова Военно-медицинской академии; 2 клиника «Медальп»;3клиника флебологии и медицинской косметологии «Артмедия», Санкт-ПетербургЭндовазальная лазерная облитерация (ЭВЛО) является одним из основных методов хирургической ликвидации рефлюксав магистральных подкожных венах. Вместе с тем до сих пор отсутствуют единые представления о механизмах действиялазерной энергии на стенку вены. Известно, что в биологических тканях основная часть лазерного излучения поглощаетсяс выделением тепла, которое и производит повреждающий эффект. В поисках оптимального режима эффективнойоблитерации вен отмечается тенденция к увеличению длины волны лазерного излучения. Вместе с тем экспериментальныеданные о различиях в механизмах воздействия лазерного света разных длин волн на венозную стенку крайнеограничены, что препятствует стандартизации методики и выработке оптимальных режимов ее выполнения. В работепредставлена серия экспериментов in vitro по определению температурного профиля различных режимов лазерноговоздействия на стенде и моделированию ЭВЛО на сегментах вен.Ключевые слова: варикозная болезнь, эндовазальные методы, лазерная облитерация, длина волны.The endovenous laser obliteration is one of the best treatment methods of saphenous veins reflux. The tendency to augmentationof a laser wavelength becomes perceptible throughout all period of usage of lasers in a phlebology. At the same time,experimental data on differences in character of action of different wave lengths lasers on a venous wall are extremely limited.The insufficient level of study of the mechanism of action laser obliteration interferes with standardization of this technique anddevelopment of optimum regimens of its performance. In this work a series of experiments in vitro by definition of a temperatureprofile of various regimens of 970 nm et 1470 nm lasers at the stand and modeling EVLO on segments of veins is presented.Key words: primary varicosis, endovenous treatment, laser ablation, wave length.© Коллектив авторов, 2011ФЛЕБОЛОГИЯ, 4, 2011В настоящее время лазеры, применяемые для облитерациимагистральных подкожных вен, можно условноразделить на два типа: с длиной волны около 1000 нм («гемоглобиновые»,H-лазеры) и около 1500 нм («водные»,W-лазеры). Существуют две основные теории механизмаЭВЛО. Согласно первой [1], воздействие лазерного излученияна венозную стенку опосредовано испарением кровив просвете сосуда. Для эффективной реализации такогомеханизма предпочтительно использование длины волны,избирательно поглощаемой гемоглобином. При этомтемпература внутри сосуда в процессе проведения процедурыиграет ключевую роль. Согласно другой теории [2],основное значение в механизме ЭВЛО имеет непосредственноепоглощение лазерного излучения венознойстенкой. Это представление послужило основой для разработкии внедрения в практику лазеров с длиной волны,близкой к 1500 нм. Для этой длины волны вторым основнымхромофором (наряду с гемоглобином) является вода[3, 4]. Вместе с тем ни одна из указанных теорий не объясняетсама по себе всех эффектов ЭВЛО.Цель исследования — на основании определения температурына доступных расстояниях от рабочей части световода,гистологической оценки характера повреждениявенозной стенки при применении различных характеристиклазерного излучения in vitro уточнить механизмы исравнить эффективность воздействия на венозную стенкулазеров с длиной волны 970 и 1470 нм.Материал и методыДля удобства эксперименты были разделены на несколькосерий.I и II серии. Определение значений температуры пооси световода (I серия) и при смещении линии расположениятермодатчиков по отношению к оси световода(II серия)Проводя эти опыты, мы хотели получить ответы нанесколько вопросов:— возможны ли бесконтактная карбонизация** иперфорация стенки вены;*e-mail: eugen.iluhin@gmail.com**Карбонизацией (обугливанием) при ЭВЛО называют диссоциациюорганических молекул на углерод и газообразные продукты.Образовавшийся при этом углеродистый слой черного цветаобладает высокой поглощающей способностью и сгорает с образованиемсверхвысоких температур.23

ОРИГИНАЛЬНЫЕ СТАТЬИ— возможно ли температурное повреждение венознойстенки не по оси световода, т.е. за счет разогретыхкрови и газа в просвете сосуда;— как зависит температура у среза световода от длиныволны лазерного излучения (при использовании наиболеераспространенных режимов для лазеров 970 и 1470 нм);— как зависит температура у среза световода от энергетическогорежима лазерного излучения (970 и 1470 нм);— насколько близки температурные режимы при использованиилазеров с длиной волны 970 нм на мощности24 Вт и 1470 нм на мощности 15 Вт;— как зависит температура в зоне воздействия от количестваимпульсов (ответ на этот вопрос позволяет прогнозироватьзависимость равномерности повреждениявенозной стенки от характера воздействия — импульсноеили непрерывное);— как зависит температура в зоне воздействия от продолжительностипаузы между импульсами; имеет ли продолжительностьпаузы значение для равномерности повреждениявенозной стенки.Для проведения I и II серий опытов был смонтированэкспериментальный стенд, состоящий из аппарата дляЭВЛО (использованы аппараты с длиной волны 970 и1470 нм), цилиндрической установки для совмещениясветовода и термодатчиков, USB-совместимого аппаратногоанализатора показаний термодатчиков, персональногокомпьютера и программного обеспечения с графическиминтерфейсом.При проведении этой серии экспериментов световодфиксировали в полости специально изготовленного цилиндрическогобокса. Термодатчики закрепляли в крышкебокса на одной линии таким образом, что расстояниеот торца световода до первого датчика составляло 1 мм.Расстояние между термодатчиками — 3 мм. Таким образом,расстояние от среза световода до термопары первогодатчика составляло 1 мм, второго — 4 мм, третьего — около7 мм. Крышка бокса вращалась вокруг оси цилиндра,что позволило получить значения температуры на различныхрасстояниях от торца световода в горизонтальнойплоскости как по направлению излучения, так и в сторонуот оси световода. Измерения проводили при расположениитермодатчиков по оси световода (рис. 1, а), а такжепри смещении линии расположения термодатчиков к осисветовода на 30, 90 и 150° для излучения с длиной волны970 и 1470 нм (рис. 1, б).При проведении измерений бокс заполняли цельнойдонорской кровью (использовали кровь здоровых добровольцевиз числа сотрудников клиники и неиспользованнуюдонорскую кровь с истекшим сроком годности передутилизацией). Высота полости бокса составляла 1,0 см,радиус — 5 см. Перед каждым измерением загрязненныйконец световода обрезали, наполнитель перемешивали.Периодически, при появлении видимых сгустков крови,производили смену наполнителя. Измерения выполнялипри комнатной температуре. Точность измерения температурытермодатчиками составляла 0,1 °С. Калибровкудатчиков проводили перед экспериментальными измерениями1 раз в день. При составлении таблиц температурывыше 100 °С округляли до 5 °С, ниже 100 °С округляли до2 °С.Измерения выполнены для трех режимов ЭВЛО.Режим 1. Длина волны 970 нм. Мощность 24 Вт, импульс900 мс, интервал между импульсами 100 мс. Энергияимпульса 21,6 Дж.абРис. 1. Схема экспериментальной установки для определениятемпературы на различных расстояниях от рабочейчасти световода при проведении ЭВЛО in vitro (видсверху).а — датчики расположены вдоль оси световода; б — датчики расположенысо смещением 90° относительно оси световода.Режим 2. Длина волны 970 нм. Мощность 15 Вт, импульс900 мс, интервал между импульсами 100 мс. Энергияимпульса 13,5 Дж.Режим 3. Длина волны 1470 нм. Мощность 15 Вт, импульс900 мс, интервал между импульсами 100 мс. Энергияимпульса 13,5 Дж.Режимы 1 и 3 наиболее характерны для применяемыхв клинической практике для «гемоглобинового» и «водного»лазеров. Режим 2 (относительно низкая мощность прииспользовании «гемоглобинового» лазера) был необходимдля того, чтобы определить решающее значение мощностиили длины волны в производимых эффектах. Крометого, для учета влияния на температурный профиль феноменатепловой релаксации выполнили измерения температурыпри воздействии ограниченным количеством (от 1до 3) и серией импульсов (более 10).Дополнительно провели сравнение температурныхкривых при применении лазера с длиной волны 970 нм вдвух режимах с разной продолжительностью паузы междуимпульсами: импульсный (мощность 24 Вт, импульс24 ФЛЕБОЛОГИЯ, 4, 2011

МЕХАНИЗМ ЛАЗЕРНОЙ ОБЛИТЕРАЦИИ ВЕНРис. 2. Схема установки для оценки абсорбционныхсвойств крови в отношении излучения 970 и 1470 нм.а — изолирующий слой воды или крови.900 мс, энергия импульса 21,6 Дж, интервал между импульсами100 мс) и квазинепрерывный (мощность 24 Вт,импульс 900 мс, энергия импульса 21,6 Дж, интервал междуимпульсами 10 мс).В дополнение к основной серии опытов провели измерениятемпературы на различных расстояниях от рабочейчасти световода в модели вены. Эти измерения позволилидоказать, что результаты первых двух серий (проводившихсяв боксе большого объема) можно экстраполироватьна условия внутрисосудистой облитерации, гдевоздействие ведется в очень ограниченном объеме и затрудненоперемешивание крови и охлаждение вследствиеконвекции 1 .III серия. Моделирование ЭВЛО на сегментах вен (с последующимгистологическим исследованием).Использовали сегменты больших подкожных вен,удаленных во время флебэктомии. Сформировали 8 сегментовдлиной 4 см и диаметром около 6 мм. Адвентицияотсутствовала во всех случаях. Исследование проводилинепосредственно после удаления вены без ее фиксацииконсервантами.IV серия. Оценка изолирующих свойств крови в отношениилазерного излучения 970 и 1470 нм.Определяли, возможно ли повреждающее действиенепосредственно лазерным излучением 970 и 1470 нм приналичии в просвете сосуда крови или лазерное излучениеможет воздействовать на венозную стенку только послевыпаривания крови. Схема установки для проведенияэксперимента представлена на рис. 2. В качестве тестовогоматериала использовали пластину легкоплавкого пластикачерного цвета (для снижения отражения излучения).Измеряли время появления перфорации в пластикепри различной толщине слоя воды и крови.1Подробное описание этих экспериментов опущено в связи сограничением объема публикации, может быть выслано по электроннойпочте.ФЛЕБОЛОГИЯ, 4, 2011РезультатыI серия. Во всех измерениях зарегистрировали быстрое,в пределах 0,2 с, повышение температуры на первомтермодатчике до 170—200 °С с последующим поддержаниемее в интервале 150—200 °С в течение всего временипроведения процедуры. Температура на втором датчикедержалась в интервале 60—80 °С и никогда не достигалазначений карбонизации. Температура на третьем датчикеоставалась во время процедуры в интервале 35—55 °С. Поописанному алгоритму проведены измерения для трех режимовлазерной облитерации, описанных в разделе «Материали методы».Результаты измерений представлены в табл. 1.II серия. Провели измерения для трех режимов ЭВЛО,использованных в I серии. Результаты представлены втабл. 2.Таким образом, установлено:— даже на минимальном удалении от световода (1 мм)температура никогда не достигала значений карбонизации.Это говорит о том, что бесконтактная перфорациястенки вены практически невозможна;— при использовании лазера с длиной волны как970 нм, так и 1470 нм имеет место непрямое повреждениевенозной стенки разогретой кровью и ее газообразнымипродуктами;— температурный профиль среза световода не зависелсущественно от длины волны лазерного излучения, чтоговорит о близких параметрах поглощения кровью света сдлиной волны как 970 нм, так и 1470 нм;— в режиме 3 значения температуры во всех точкахизмерения были существенно ниже, чем в режиме 1. Этоотражает зависимость температуры при проведении ЭВЛОот количества поданной в зону воздействия энергии. Вместес тем в режиме 2 получены промежуточные значениятемпературы (по отношению к режимам 1 и 2). Косвенноэто подтверждает предположение о несколько меньшейпроникающей способности «водного» лазера в крови.Вместе с тем эти результаты наглядно демонстрируют отсутствиепринципиальных различий в воздействии накровь лазеров с длиной волны 970 и 1470 нм;— даже при длительном воздействии температура вэксперименте стабилизировалась после достижения некоторогозначения. При этом на расстоянии 4 мм от срезасветовода перпендикулярно к его оси температура никогдане превышала 30 °С. Это говорит о том, что за счет увеличениявремени экспозиции и снижения энергии воздействиявозможен подбор энергетического режима, исключающегокарбонизацию и перфорацию стенки вены.Увеличение продолжительности воздействия не приведетк неограниченному росту температуры.Изменение паузы между импульсами в пределах 10—100 мс не отразилось на температурном профиле. Увеличениепаузы не привело к появлению температурных«провалов» в кривой температуры, а укорочение паузы —к перегреву. Эти результаты прямо говорят о том, что равномерностьповреждения венозной стенки зависит нестолько от режима излучения (импульсный или непрерывный),сколько от равномерности извлечения световодаво время ЭВЛО.III серия. Использовали следующие режимы лазерноговоздействия:1. H-лазер, 60 Дж/см, световод с «торцевым» излучением(bare-tip).25

ОРИГИНАЛЬНЫЕ СТАТЬИТаблица 1. Показания термодатчиков на различном расстоянии по оси световода для лазеров 970 и 1470 нм при различныхэнергетических режимахОтклонениедатчиков от осисветовода (0°)1 импульс(пиковое значение, °С)2 импульса (интервал, °С) 3 импульса (интервал, °С)Серия импульсов (>10)(интервал, °С)Режим 1 2 3 1 2 3 1 2 3 1 2 3S1 200 110 180 140—190100—130130—170S2 85 70 85 60—80 40—55 50—70 50—80 45—60 50—70 60—85 40—60 50—75S3 55 40 40 35—50

МЕХАНИЗМ ЛАЗЕРНОЙ ОБЛИТЕРАЦИИ ВЕН8. W-лазер, 100 Дж/см, световод с радиальным излучением.Визуально карбонизация с последующими сгораниеми вапоризацией углерода отмечена во всех случаях за исключением1 и 7. Это говорит о том, что высокие значенияэнергии приводят к появлению эффекта карбонизации (азначит, и к появлению во время ЭВЛО сверхвысоких температур)при использовании лазеров любой длины волныи световодов как торцевого, так и радиального типа. Толькосущественное снижение энергии позволило избежать внекоторых опытах появления карбонизации.Выполнено гистологическое исследование сегментоввен, подвергшихся воздействию. При проведении гистологическогоисследования и формировании заключениягистолог не был осведомлен о режиме воздействия на конкретныйобразец. Описание гистологических препаратовдля наглядности представления результатов переведено вбалльную систему. Результаты гистологического исследованияприведены в табл. 3.Фактически, не выявлены корреляционная связь степениповреждения венозной стенки и длины волны, мощностиизлучения или характера его эмиссии (торцевая илирадиальная).IV серия. Излучение любой длины волны в любом изприменяемых режимов вызывало мгновенную перфорациютестовой пластины с расстояния до 1 см. Водная прослойкане затрудняла перфорацию пластины при использовании«гемоглобинового» лазера (970 нм). Прослойкаводы в 1 мм увеличивала время появления перфорациипри использовании «водного» лазера до нескольких секунд.Появление перфорации совпадало с выпариваниемзначительной части жидкости. При использовании в качественаполнителя консервированной крови перфорацияпластика через слой в 1,5 мм наступала не ранее чем через1 с, через слой в 3 мм — не ранее чем через 2—3 с. Появлениеперфорации совпадало с выпариванием значительнойчасти крови. Эти результаты говорят о том, что кровь одинаковохорошо поглощает излучение с длиной волны 970и 1470 нм. До выпаривания крови на пути лазерного лучанепосредственное воздействие на венозную стенку невозможновне зависимости от длины волны излучения.ОбсуждениеВ обсуждении результатов проведенной работы мыхотели бы сделать акцент на теоретическом и экспериментальномобосновании различий лазеров «гемоглобинового»и «водного» спектра.Селективность поглощения излучения разных длин волн.Нам не удалось найти экспериментальные работы, свидетельствующиеоб избирательном поглощении водой лазерногоизлучения с длиной волны, близкой к 1500 нм.Можно выделить три исследования, в которых детальноизучены оптические свойства крови. Первой публикациейпо этой тематике является работа A. Roggan и соавт. [3],которые показали, что поглощение кровью излучения сдлиной волны 400—1200 нм коррелирует с его поглощениемгемоглобином и превышает его приблизительно на200%, а поглощение кровью излучения с длиной волныболее 1200 нм коррелирует с его поглощением водой ипревышает его приблизительно на 120—200%. Аналогичныерезультаты получены в работе J. Kuenstner и соавт.[4].В работе M. Vuylsteke и соавт. [5] приводится своднаятаблица оптических характеристик крови, венозной стенкии паравазальной клетчатки (табл. 4).Полученные авторами данные свидетельствуют, чтокровь — наиболее «сильный» хромофор для любой длиныволны, а разница в коэффициентах затухания определяетсярассеянием излучения. Следует отметить, что коэффициентыабсорбции и затухания излучения для длины волны1500 нм существенно выше, чем для всех остальныхдлин волн. Это говорит о том, что глубина проникновениятакого излучения и в крови, и в ткани венозной стенкидолжна быть существенно ниже. Косвенно данный фактподтвержден полученными нами данными — для нагревакрови до определенной температуры при использовании«водного» лазера требовалась меньшая энергия (энергиялучше поглощалась и меньше рассеивалась). Таким образом,нельзя сказать, что при длине волны около 1500 нмвода является ведущим хромофором, однако несомненно,поглощение излучения водой начинает играть существеннуюроль в эффектах лазерного воздействия.Таблица 4. Оптические характеристики крови, венозной стенки и паравазальной клетчаткиОбъект исследованияДлина волны, нм810 940 980 1320 1500Кровь:μ a0,16 0,25 0,28 0,38 3,0μ s0,73 0,64 0,6 0,54 0,52μ eff0,65 0,82 0,86 1,02 5,63Сосудистая стенка:μ a0,2 0,12 0,1 0,3 2,4μ s2,4 2,13 2,0 1,8 1,7μ eff1,25 0,9 0,79 1,37 5,43Паравазальная ткань:μ a0,017 0,027 0,030 0,045 0,35μ s1,2 1,1 1,0 0,9 0,84μ eff0,25 0,3 0,3 0,36 1,12Примечание. μ a— коэффициент абсорбции (в мм –1 ); μ s— коэффициент рассеяния (мм –1 ); μ eff— коэффициент оптического затухания(мм –1 ) [5].ФЛЕБОЛОГИЯ, 4, 201127

ОРИГИНАЛЬНЫЕ СТАТЬИРис. 3. Изотерма 40 ºС.Кроме того, доказанная избирательность поглощенияопределенной длины волны определенным хромофоромне обеспечивает гистологической избирательности воздействияв клинической практике. Это было продемонстрированов ряде работ по применению лазеров в дерматологии[6—8]. Также и в нашей серии экспериментов сгистологическим контролем использование лазерного излученияс длиной волны 1470 нм не обеспечило избирательногои равномерного повреждения венозной стенки.Причем это относится и к различным энергетическим режимам,и к использованию световода с различным типомэмиссии излучения.Внутрисосудистые температуры при ЭВЛО и возможностьбесконтактной перфорации вены. Данные по этомуаспекту проблемы ограничены, и все они относятся к лазерамс длиной волны около 1000 нм. В 2008 г. B. Disselhoffи соавт. [9] опубликовали результаты прямого измерениявнутрисосудистых температур. Высокая температура зарегистрированатолько непосредственно у кончика световода,где наблюдалось плавление оболочки световода. Приэтом среднее значение максимальных температур в экспериментезависело от линейной плотности энергии излученияи не достигало значений карбонизации. По имеющимсяданным, карбонизация в биологических тканяхпроисходит при температуре выше 300 °С [9, 10]. Результатыэтой работы согласуются с данными R. Weiss и соавт.[11] по измерению температуры при ЭВЛО in vivo в экспериментена животных. На расстоянии 2 мм дистальнеесреза световода средняя температура составляла 231 °С, а в4 мм — 93 °С. Температура венозной стенки вне зоны контактасо световодом, по всей видимости, повышается незначительно.В эксперименте in vivo на животных температуранаружной поверхности стенки ушной вены во времяпроцедуры составляла 40—49,1 ºС, а на конечностяхпосле тумесцентной анестезии никогда не превышала40 °С [12]. Сходные данные были получены при измерениипаравазальной температуры во время проведенияЭВЛО малой подкожной вены. При линейной плотностиэнергии около 40 Дж/см на лазере с длиной волны 810 нмтемпература составила 43,3, 42 и 36 °C на расстоянии 3, 5 и10 мм от стенки вены соответственно [13]. Полученныенами данные полностью согласуются с результатами этихисследований. На первом термодатчике, т.е. на расстоянии1 мм от среза световода при его расположении по осиизлучения, температура приближалась к температуре карбонизациигемоглобина, но не достигала ее во всех режимахпроведения эксперимента. На втором термодатчике(на расстоянии 4 мм от среза световода) температура прилюбом энергетическом режиме находилась в пределах40—85 °С. Полученные температурные интервалы теоретическидостаточны для денатурации белковых молекул,однако они получены в статическом положении, без учетасмещения световода во время проведения ЭВЛО. Температура,достаточная для повреждения белковых структур,зарегистрирована только на первом датчике при отклоненииот линии излучения не более чем на 30°. На большихрасстояниях или на больших углах отклонения температурав различных режимах не превышала 42 °С. Графическоеотражение изотерм, полученных в эксперименте, даетпредставление о распределении тепловой энергии вокругторца световода в крови (рис. 3).Эта конфигурация оказалась схожей для лазеров разнойдлины волны при одинаковых энергетических режимахи аналогична картине распределения тепла, зарегистрированнойB. Disselhoff и соавт. [9]. Четвертая сериянаших экспериментов показывает, что даже незначительнаяпрослойка крови должна препятствовать воздействиюлазерного излучения на стенку вены при использованиилюбой длины волны. Непосредственное воздействие лазерана венозную стенку, по всей видимости, возможно толькопосле выпаривания остаточной крови в просвете сосуда.Вслед за этим должно последовать выпаривание воды венознойстенки, до завершения которого карбонизация тканей,вероятнее всего, невозможна. Кроме того, следуетучитывать отражающую способность эндотелия вены.Полученные данные свидетельствуют в пользу контактногомеханизма появления перфораций вены в процессепроведения ЭВЛО. Таким образом, центровка световодав просвете сосуда теоретически может снизить количествоперфораций и соответственно «малых» осложненийЭВЛО в раннем послеоперационном периоде. Прерывистоесмещение световода теоретически создает условиядля перфорации вены прямым излучением при егодостаточной экспозиции, непрерывный режим практическиисключает перфорацию при отсутствии контакта концасветовода со стенкой вены. При этом характер излучения(импульсное или непрерывное) не имеет существенногозначения. В целом, на основании имеющихся данныхлитературы и результатов наших экспериментов можноконстатировать невозможность бесконтактной перфорациивенозной стенки в процессе ЭВЛО, а также невозможностьее непосредственного повреждения лазернымизлучением при наличии в просвете сосуда остаточнойкрови. Кроме того, нами установлено, что температурныйпрофиль ЭВЛО не зависит от используемой длины волнылазерного излучения. По всей видимости, карбонизацияне зависит от длины волны, но зависит от энергетическогорежима лазерной облитерации. В работе M. Amzayyb исоавт. [10] исследованы процессы карбонизации крови насветоводе при проведении ЭВЛО. В этой работе особенностикарбонизации на длинах волн 810, 940 и 1470 нмизучены с помощью микроскопии и оптической когерентнойтомографии. Убедительно показано, что отложениена излучающей поверхности световода слоя карбонизированнойкрови является общим механизмом ЭВЛОвне зависимости от длины волны. Показана корреляция28 ФЛЕБОЛОГИЯ, 4, 2011

МЕХАНИЗМ ЛАЗЕРНОЙ ОБЛИТЕРАЦИИ ВЕНФЛЕБОЛОГИЯ, 4, 2011толщины карбонизированных отложений от количествавыделенной энергии. Эффекты, обусловленные карбонизацией,наблюдались нами на линейной плотности энергии100 Дж/см при применении лазеров 970 и 1470 нм насветоводах как с торцевой, так и с радиальной эмиссиейво всех случаях. На линейной плотности 60 Дж/см в 2 из 4случаев визуально признаков карбонизации не было. Этотфакт может свидетельствовать о целесообразности подбораминимальной плотности энергии, достаточной для достижениястойкой облитерации и фиброзной трансформациивены. Полученные нами гистологические данныене позволяют сделать однозначный вывод о предпочтительныхэнергетических режимах или о достоинствах илинедостатках световода с радиальным излучением.В крупном обзоре публикаций по ЭВЛО, охватившем98 оригинальных исследований, R. Darwood и соавт. [14]сделали вывод о предпочтительности применения линейнойплотности энергии больше 60 Дж/см. В использованныхнами режимах 60 и 100 Дж/см, несмотря на визуальныепризнаки происходящей карбонизации, в ряде гистологическихматериалов не обнаружено признаков существенногоповреждения венозной стенки. Кроме того, не выявленызакономерности в распространенности и глубине поражениявенозной стенки между указанными энергетическимирежимами. В большей степени это говорит о ненадежностипопыток гистологической фиксации результатовЭВЛО, нежели о действительном отсутствии корреляции.По всей видимости, позиция конца световода в просветесосуда, его удаленность от стенки вены имеют решающеезначение в ее повреждении. Вместе с тем полученные результатыпротиворечат довольно распространенному мнениюо селективном и равномерном воздействии излученияс длиной волны около 1500 нм на венозную стенку. Интересныеданные получены в блестящей серии экспериментов,проведенных коллективом Национального медикохирургическогоцентра им. Н.И. Пирогова в 2009—2010 гг.[15]. Авторы пришли к выводу, что физические явления вовремя лазерного воздействия на сосуд можно разделить натри фазы: испарение крови и карбонизация на конце световода,непосредственное воздействие излучения на стенкувены (основной механизм реализации ЭВЛО после полноговыпаривания крови), непосредственное воздействие перегретогоконца световода на стенку вены (при медленномсмещении световода). По мнению авторов, эти механизмыне зависят от длины волны применяемого для ЭВЛО лазера.Результаты наших экспериментов полностью согласуютсяс такими выводами.Прямое сравнение «гемоглобинового» и «водного» лазеровв эксперименте. Сравнительное экспериментальное исследованиес гистологическим исследованием вен животныхпосле проведения ЭВЛО с помощью лазеров с длиной волны1500 и 980 нм было выполнено M. Vuylsteke и соавт.[5].Авторы отмечают более равномерное повреждение стенкии меньшее количество перфораций при применении «водного»лазера, однако методология проведения исследованияи оценки результатов не позволяет безоговорочно принятьвыводы авторов о преимуществах лазера с длиной волны1500 нм. Еще одно исследование со сравнением гистологическойкартины после ЭВЛО при варикозной болезниу людей проведено R. Bush и соавт. в 2008 г. [16]. Пациентысо сходной клинической картиной были рандомизированыв группы для проведения ЭВЛО лазерами с длиной волн940 и 1319 нм. Авторы отметили разрушение интимы сосудав обеих группах, а более выраженное замещение тромботическихмасс коллагеном — в группе с проведением ЭВЛОлазером с длиной волны 940 нм. Таким образом, результатыпрямого сравнения «гемоглобиновых» и «водных» лазеровпротиворечивы и отражают в первую очередь методологическиеи технические ограничения исследований. Мыне нашли существенных различий между эффектами этихдвух типов лазеров ни по замерам температуры на стенде,ни в прямом сравнении на сегментах вен в различных энергетическихрежимах.Ограничения. Несмотря на согласованность полученныхданных с результатами экспериментальных работдругих авторов, данное исследование имеет ряд ограничений.Ни в одной проведенной серии опытов не моделированыусловия, возникающие после выполнения тумесцентнойанестезии. Сокращение объема и диаметра вены,ее частичное обескровливание создают условия для продолжительногоконтакта разогретой части световода состенкой вены и непосредственного воздействия излученияна ее эндотелий, что может существенно изменитьхарактер повреждения венозной стенки.ВыводыНами не получено данных о принципиальных различияхв механизме действия на венозную стенку лазерногоизлучения с длиной волны 970 и 1470 нм. Появление эффектакарбонизации не зависит от длины волны лазерногоизлучения. В наиболее распространенных энергетическихрежимах световод с радиальной эмиссией излученияне способен предотвратить появление карбонизации иобеспечить равномерное повреждение венозной стенки.Бесконтактная перфорация стенки вены невозможна. Полученыданные, свидетельствующие о целесообразностиподбора минимальной плотности энергии, достаточнойдля достижения стойкой облитерации и фиброзной трансформациивены. Перспективным представляется отработкарежимов с низкими средними внутрисосудистымитемпературами, но увеличенной продолжительностьювоздействия. Накопленные экспериментальные данныепозволяют предположить, что дальнейшее развитие технологиилазерной облитерации может двигаться в сторонуусовершенствования характера эмиссии лазерного излучениядля устранения эффекта карбонизации гемоглобина.Необходимо дальнейшее изучение механизма ЭВЛОдля выработки оптимальных условий и режимов ее проведения.Необходимо прямое сравнение различных режимоввоздействия в клинических исследованиях.Конфликт интересовАвторы благодарят компанию «Милон» (Россия) запредоставленное для проведения исследования оборудованиеи программное обеспечение. Авторы заявляют оботсутствии конфликта интересов при определении структурыисследования, сборе, анализе и интерпретации данных,а также при принятии решения опубликовать полученныерезультаты и написании статьи.Участие авторов:Концепция и дизайн исследования — Е.Ш., Е.И.Обзор и анализ литературы — Е.И., А.П.Экспериментальная часть — Е.И., Д.Р.Анализ результатов — Е.Ш., Е.И.Написание текста — Е.И.Редактирование — Е.Ш.29

ОРИГИНАЛЬНЫЕ СТАТЬИЛИТЕРАТУРА1. Proebstle T.M. et al. Endovenous treatment of the greater saphenous veinwith a 940-nm diode laser: thrombotic occlusion after endoluminal thermaldamage by laser-generated steam bubbles. J Vasc Surg 2002; 35: 4: 729—736.2. Fan C.-M., Rox-Anderson R. Endovenous laser ablation: mechanism of action.Phlebology 2008; 23: 5: 206—213.3. Roggan A. et al. Optical Properties of Circulating Human Blood in theWavelength Range 400—2500 nm. J Biomed Opt 1999; 4: 1: 36.4. Kuenstner J., Norris K. Spectrophotometry of human hemoglobin in thenear infrared region from 1000 to 2500 nm. J Near Infr Spectr 1994; 2: 1:59.5. Vuylsteke M. et al. Endovenous laser treatment: a morphological study in ananimal model. Phlebology 2009; 24: 4: 166—175.6. Solomon H. et al. Histopathology of the laser treatment of port-wine lesions.Biopsy studies of treated areas observed up to three years after laser impacts.J Invest Dermatol 1968; 50: 2: 141—146.7. Apfelberg D.B. et al. Histology of port wine stains following argon laser treatment.Br J Plast Surg 1979; 32: 3: 232—237.8. Greenwald J. et al. Comparative histological studies of the tunable dye (at577 nm) laser and argon laser: the specific vascular effects of the dye laser. JInvest Dermatol 1981; 77: 3: 305—310.9. Disselhoff B.C.V.M. et al. Endovenous laser ablation : an experimental studyon the mechanism of action. Phlebology 2008; 23: 2: 69—76.10. Amzayyb M. et al. Carbonized blood deposited on fibres during 810, 940 and1,470 nm endovenous laser ablation: thickness and absorption by opticalcoherence tomography. Lasers Med Sci 2010; 25: 3: 439—447.11. Weiss R. A. Comparison of endovenous radiofrequency versus 810 nm diodelaser occlusion of large veins in an animal model. Dermatol Surg 2002; 28:1: 56—61.12. Zimmet S.E., Min R.J. Temperature Changes in Perivenous Tissue duringEndovenous Laser Treatment in a Swine Model. Dermatol Surg 2003; 14: 7:911—915.13. Gough M.J., Mavor A.I.D., Beale R.J. Heat dissipation during endovenouslaser treatment of varicose veins – is there a risk of nerve injury? Phlebology2006; 21: 1: 32—35.14. Darwood R.J., Gough M.J. Endovenous laser treatment for uncomplicatedvaricose veins. Phlebology 2009; 24: Suppl 1: 50—61.15. Шевченко Ю.Л., Стойко Ю.М., Мазайшвили К.В. Лазерная хирургияварикозной болезни. М: Боргес 2010.16. Bush R.G., Shamma H.N., Hammond K. Histological Changes OccurringAfter Endoluminal Ablation With Two Diode Lasers ( 940 and 1319 nm )From Acute Changes to 4 Months. Lasers Surg Med 2008; 40: 676—679.30 ФЛЕБОЛОГИЯ, 4, 2011