В даний час лазери, що застосовуються для облітерації магістральних підшкірних вен, можна умовно розділити на два типи: з довжиною хвилі близько 1000 нм ( «гемоглобіновие», H-лазери) і близько 1500 нм ( «водні», W-лазери). Існують дві основні теорії механізму ЕВЛО. Згідно з першою [1], вплив лазерного випромінювання на венозну стінку опосередковано випаровуванням крові в просвіті судини. Для ефективної реалізації такого механізму переважно використання довжини хвилі, вибірково поглинається гемоглобіном. При цьому температура всередині судини в процесі проведення процедури грає ключову роль. Відповідно до іншої теорії [2], основне значення в механізмі ЕВЛО має безпосереднє поглинання лазерного випромінювання венозної стінкою. Це уявлення послужило основою для розробки і впровадження в практику лазерів з довжиною хвилі, близької до 1500 нм. Для цієї довжини хвилі другим основним хромофором (поряд з гемоглобіном) є вода [3, 4]. Разом з тим жодна із зазначених теорій не пояснює сама по собі всіх ефектів ЕВЛО.
Мета дослідження - на підставі визначення температури на доступних відстанях від робочої частини світловода, гістологічної оцінки характеру пошкодження венозної стінки при застосуванні різних характеристик лазерного випромінювання in vitro уточнити механізми і порівняти ефективність впливу на венозну стінку лазерів з довжиною хвилі 970 і 1470 нм.
Матеріал і методи
Для зручності експерименти були розділені на кілька серій.
I і II серії. Визначення значень температури по осі світловода (I серія) і при зміщенні лінії розташування термодатчиков по відношенню до осі світловода (II серія)
Проводячи ці досліди, ми хотіли отримати відповіді на кілька запитань:
- чи можливі безконтактна карбонізує [ ** ] І перфорація стінки вени;
- чи можливо температурне ушкодження венозної стінки не по осі світловода, тобто за рахунок розігрітих крові і газу в просвіті судини;
- як залежить температура у зрізу світловода від довжини хвилі лазерного випромінювання (при використанні найбільш поширених режимів для лазерів 970 і 1470 нм);
- як залежить температура у зрізу світловода від енергетичного режиму лазерного випромінювання (970 і 1470 нм);
- наскільки близькі температурні режими при використанні лазерів з довжиною хвилі 970 нм на потужності 24 Вт і 1 470 нм на потужності 15 Вт;
- як залежить температура в зоні впливу від кількості імпульсів (відповідь на це питання дозволяє прогнозувати залежність рівномірності пошкодження венозної стінки від характеру впливу - імпульсна або безперервне);
- як залежить температура в зоні впливу від тривалості паузи між імпульсами; чи має тривалість паузи значення для рівномірності пошкодження венозної стінки.
Для проведення I і II серій дослідів був змонтований експериментальний стенд, що складається з апарату для ЕВЛО (використані апарати з довжиною хвилі 970 і 1470 нм), циліндричної установки для суміщення світловода і термодатчиков, USB-сумісного апаратного аналізатора показань термодатчиків, персонального комп'ютера і програмного забезпечення з графічним інтерфейсом.
При проведенні цієї серії експериментів світловод фіксували в порожнині спеціально виготовленого циліндричного боксу. Термодатчики закріплювали в кришці боксу на одній лінії таким чином, що відстань від торця світловода до першого датчика становило 1 мм. Відстань між термодатчиками - 3 мм. Таким чином, відстань від зрізу світловода до термопари першого датчика становило 1 мм, другого - 4 мм, третього - близько 7 мм. Кришка боксу оберталася навколо осі циліндра, що дозволило отримати значення температури на різних відстанях від торця світловода в горизонтальній площині як у напрямку випромінювання, так і в бік від осі світловода. Вимірювання проводили при розташуванні термодатчиков по осі світловода (рис. 1, а),
Малюнок 1. Схема експериментальної установки для визначення температури на різних відстанях від робочої частини світловода при проведенні ЕВЛО in vitro (вид зверху). а - датчики розташовані уздовж осі світловода. а також при зміщенні лінії розташування термодатчиков до осі світловода на 30, 90 і 150 ° для випромінювання з довжиною хвилі 970 і 1470 нм (рис. 1, б). 
При проведенні вимірювань бокс заповнювали цільної донорської кров'ю (використовували кров здорових добровольців з числа співробітників клініки та невикористану донорську кров з вичерпаним терміном придатності перед утилізацією). Висота порожнини боксу становила 1,0 см, радіус - 5 см. Перед кожним вимірюванням забруднене кінець світловода обрізали, наповнювач примушували. Періодично, при появі видимих згустків крові, виробляли зміну наповнювача. Вимірювання виконували при кімнатній температурі. Точність вимірювання температури термодатчиками становила 0,1 ° С. Калібрування датчиків проводили перед експериментальними вимірами 1 раз в день. При складанні таблиць температури вище 100 ° С округляли до 5 ° С, нижче 100 ° С округляли до 2 ° С.
Вимірювання виконані для трьох режимів ЕВЛО.
Режим 1. Довжина хвилі 970 нм. Потужність 24 Вт, імпульс 900 мс, інтервал між імпульсами 100 мс. Енергія імпульсу 21,6 Дж.
Режим 2. Довжина хвилі 970 нм. Потужність 15 Вт, імпульс 900 мс, інтервал між імпульсами 100 мс. Енергія імпульсу 13,5 Дж.
Режим 3. Довжина хвилі 1470 нм. Потужність 15 Вт, імпульс 900 мс, інтервал між імпульсами 100 мс. Енергія імпульсу 13,5 Дж.
Режими 1 і 3 найбільш характерні для застосовуваних у клінічній практиці для «гемоглобінового» і «водного» лазерів. Режим 2 (відносно низька потужність при використанні «гемоглобінового» лазера) був необхідний для того, щоб визначити вирішальне значення потужності або довжини хвилі в вироблених ефекти. Крім того, для врахування впливу на температурний профіль феномена теплової релаксації виконали вимірювання температури при впливі обмеженою кількістю (від 1 до 3) і серією імпульсів (більше 10).
Додатково провели порівняння температурних кривих при застосуванні лазера з довжиною хвилі 970 нм в двох режимах з різною тривалістю паузи між імпульсами: імпульсний (потужність 24 Вт, імпульс 900 мс, енергія імпульсу 21,6 Дж, інтервал між імпульсами 100 мс) і квазінепереривних (потужність 24 Вт, імпульс 900 мс, енергія імпульсу 21,6 Дж, інтервал між імпульсами 10 мс).
На додаток до основної серії дослідів провели вимірювання температури на різних відстанях від робочої частини світловода в моделі вени. Ці вимірювання дозволили довести, що результати перших двох серій (що проводилися в боксі великого обсягу) можна екстраполювати на умови внутрішньосудинної облітерації, де вплив ведеться в дуже обмеженому обсязі і утруднене перемішування крові і охолодження внаслідок конвекції [ 1 ].
III серія. Моделювання ЕВЛО на сегментах вен (з наступним гістологічним дослідженням).
Використовували сегменти великих підшкірних вен, вилучених під час флебектоміі. Сформували 8 сегментів довжиною 4 см і діаметром близько 6 мм. Адвентиция була відсутня у всіх випадках. Дослідження проводили безпосередньо після видалення вени без її фіксації консервантами.
IV серія. Оцінка ізолюючих властивостей крові щодо лазерного випромінювання 970 і 1470 нм.
Визначали, чи можливо шкідливу дію безпосередньо лазерним випромінюванням 970 і 1470 нм при наявності в просвіті судини крові або лазерне випромінювання може впливати на венозну стінку тільки після випарювання крові. Схема установки для проведення експерименту представлена на рис. 2.
Малюнок 2. Схема установки для оцінки абсорбційних властивостей крові щодо випромінювання 970 і 1470 нм. а - ізолюючий шар води або крові. В якості тестового матеріалу використовували пластину легкоплавкого пластику чорного кольору (для зниження відображення випромінювання). Вимірювали час появи перфорації в пластиці при різній товщині шару води та крові.
I серія. У всіх вимірах зареєстрували швидке, в межах 0,2 с, підвищення температури на першому термодатчика до 170-200 ° С з подальшим підтриманням її в інтервалі 150-200 ° С протягом усього часу проведення процедури. Температура на другому датчику трималася в інтервалі 60-80 ° С і ніколи не досягала значень карбонізації. Температура на третьому датчику залишалася під час процедури в інтервалі 35-55 ° С. За описаним алгоритмом проведені вимірювання для трьох режимів лазерної облітерації, описаних в розділі «Матеріал і методи».
Результати вимірювань представлені в табл. 1.
II серія. Провели виміру для трьох режимів ЕВЛО, використаних в I серії. Результати представлені в табл. 2.
Таким чином, встановлено:
- навіть на мінімальному видаленні від світловода (1 мм) температура ніколи не досягала значень карбонізації. Це говорить про те, що безконтактна перфорація стінки вени практично неможлива;
- при використанні лазера з довжиною хвилі як 970 нм, так і 1470 нм має місце непряме пошкодження венозної стінки розігрітій кров'ю і її газоподібними продуктами;
- температурний профіль зрізу світловода не залежав істотно від довжини хвилі лазерного випромінювання, що говорить про близьких параметрах поглинання кров'ю світла з довжиною хвилі як 970 нм, так і 1470 нм;
- в режимі 3 значення температури у всіх точках вимірювання були істотно нижче, ніж в режимі 1. Це відображає залежність температури при проведенні ЕВЛО від кількості поданої в зону впливу енергії. Разом з тим в режимі 2 отримані проміжні значення температури (по відношенню до режимам 1 і 2). Побічно це підтверджує припущення про дещо меншою проникаючої здатності «водного» лазера в крові. Разом з тим ці результати наочно демонструють відсутність принципових відмінностей у впливі на кров лазерів з довжиною хвилі 970 і 1470 нм;
- навіть при тривалому впливі температура в експерименті стабілізувалася після досягнення деякого значення. При цьому на відстані 4 мм від зрізу світловода перпендикулярно до його осі температура ніколи не перевищувала 30 ° С. Це говорить про те, що за рахунок збільшення часу експозиції та зниження енергії впливу можливий підбір енергетичного режиму, що виключає карбонізацію і перфорацію стінки вени. Збільшення тривалості впливу не призведе до необмеженого росту температури.
Зміна паузи між імпульсами в межах 10-100 мс не відбилося на температурному профілі. Збільшення паузи не привело до появи температурних «провалів» в кривої температури, а вкорочення паузи - до перегріву. Ці результати прямо говорять про те, що рівномірність пошкодження венозної стінки залежить не стільки від режиму випромінювання (імпульсний або безперервний), скільки від рівномірності вилучення світловода під час ЕВЛО.
III серія. Використовували наступні режими лазерної дії:
1. H-лазер, 60 Дж / см, світловод з «торцевих» випромінюванням (bare-tip).
2. H-лазер, 100 Дж / см, світловод з «торцевих» випромінюванням (bare-tip).
3. H-лазер, 60 Дж / см, світловод з радіальним випромінюванням.
4. H-лазер, 100 Дж / см, світловод з радіальним випромінюванням.
5. W-лазер, 60 Дж / см, світловод з «торцевих» випромінюванням (bare-tip).
6. W-лазер, 100 Дж / см, світловод з «торцевих» випромінюванням (bare-tip).
7. W-лазер, 60 Дж / см, світловод з радіальним випромінюванням.
8. W-лазер, 100 Дж / см, світловод з радіальним випромінюванням.
Візуально карбонізує з подальшими згорянням і вапоризацією вуглецю відзначена у всіх випадках за винятком 1 і 7. Це говорить про те, що високі значення енергії призводять до появи ефекту карбонізації (а значить, і до появи під час ЕВЛО надвисоких температур) при використанні лазерів будь-якої довжини хвилі і світловодів як торцевого, так і радіального типу. Тільки істотне зниження енергії дозволило уникнути в деяких дослідах появи карбонізації.
Виконано гістологічне дослідження сегментів вен, які зазнали впливу. При проведенні гістологічного дослідження і формуванні укладення гістолог ні обізнаний про режим впливу на конкретний зразок. Опис гістологічних препаратів для наочності представлення результатів переведено в бальну систему. Результати гістологічного дослідження наведені в табл. 3.
Фактично, не встановлені кореляційний зв'язок ступеня пошкодження венозної стінки і довжини хвилі, потужності випромінювання або характеру його емісії (торцева або радіальна).
IV серія. Випромінювання будь-якої довжини хвилі в будь-якому з застосовуваних режимів викликало миттєву перфорацію тестової пластини з відстані до 1 см. Водна прошарок не ускладнювала перфорацію пластини при використанні «гемоглобінового» лазера (970 нм). Прошарок води в 1 мм збільшувала час появи перфорації при використанні «водного» лазера до декількох секунд. Поява перфорації збігалося з випаровуванням значної частини рідини. При використанні в якості наповнювача консервованої крові перфорація пластика через шар в 1,5 мм наступала не раніше ніж через 1 с, через шар в 3 мм - не раніше ніж через 2-3 с. Поява перфорації збігалося з випаровуванням значної частини крові. Ці результати говорять про те, що кров однаково добре поглинає випромінювання з довжиною хвилі 970 і 1470 нм. До випарювання крові на шляху лазерного променя безпосередній вплив на венозну стінку неможливо незалежно від довжини хвилі випромінювання.
В обговоренні результатів проведеної роботи ми хотіли б зробити акцент на теоретичному і експериментальному обґрунтуванні відмінностей лазерів «гемоглобінового» і «водного» спектра.
Селективність поглинання випромінювання різних довжин хвиль. Нам не вдалося знайти експериментальні роботи, які свідчать про виборчий поглинанні водою лазерного випромінювання з довжиною хвилі, близької до 1500 нм. Можна виділити три дослідження, в яких детально вивчені оптичні властивості крові. Першою публікацією з цієї тематики є робота A. Roggan і співавт. [3], які показали, що поглинання кров'ю випромінювання з довжиною хвилі 400-1200 нм корелює з його поглинанням гемоглобіном і перевищує його приблизно на 200%, а поглинання кров'ю випромінювання з довжиною хвилі понад 1200 нм корелює з його поглинанням водою і перевищує його приблизно на 120-200%. Аналогічні результати отримані в роботі J. Kuenstner і співавт. [4].
В роботі M. Vuylsteke і співавт. [5] наводиться зведена таблиця оптичних характеристик крові, венозної стінки і паравазальній клітковини (табл. 4).
Отримані авторами дані свідчать, що кров - найбільш «сильний» хромофор для будь-якої довжини хвилі, а різниця в коефіцієнтах затухання визначається розсіюванням випромінювання. Слід зазначити, що коефіцієнти абсорбції і загасання випромінювання для довжини хвилі 1500 нм істотно вище, ніж для всіх інших довжин хвиль. Це говорить про те, що глибина проникнення такого випромінювання і в крові, і в тканини венозної стінки повинна бути істотно нижче. Побічно цей факт підтверджений отриманими нами даними - для нагріву крові до певної температури при використанні «водного» лазера була потрібна менша енергія (енергія краще поглиналася і менше розсіювалися). Таким чином, не можна сказати, що при довжині хвилі близько 1500 нм вода є провідним хромофором, однак безсумнівно, поглинання випромінювання водою починає відігравати суттєву роль в ефектах лазерного впливу.
Крім того, доведена вибірковість поглинання певної довжини хвилі певним хромофором не забезпечує гістологічної вибірковості впливу в клінічній практиці. Це було продемонстровано в ряді робіт по застосуванню лазерів в дерматології [6-8]. Також і в нашій серії експериментів з гістологічним контролем використання лазерного випромінювання з довжиною хвилі 1470 нм не забезпечив виборчого і рівномірного пошкодження венозної стінки. Причому це відноситься і до різних енергетичних режимів, і до використання світловода з різним типом емісії випромінювання.
Внутрішньосудінні температури при Євлоєв и можлівість безконтактної перфорації вени. Дані з цього аспекту проблеми обмежені, и всі смороду відносяться до лазерів з довжина Хвилі около 1000 Нм. У 2008 р B. Disselhoff и співавт. [9] опублікувалі результати прямого віміру внутрішньосудінніх температур. Висока температура зареєстрована только безпосередно у кінчіка світловода, де спостерігалося плавлення оболонки світловоду. При цьом Середнє значення максимальних температур в експеріменті залежався від лінійної щільності ЕНЕРГІЇ випромінювання и не досяжний значень карбонізації. За наявний данімі, коксування в біологічних тканинах відбувається при температурі вищє 300 ° С [9, 10]. Результати цієї роботи узгоджуються з данімі R. Weiss и співавт. [11] по вімірюванню температури при Євлоєв in vivo в експеріменті на тварин. На відстані 2 мм дістальніше зрізу світловода середня температура становила 231 ° С, а в 4 мм - 93 ° С. Температура венозної стінки поза зоною контакту зі світловодом, по всій видимості, підвищується незначно. В експерименті in vivo на тваринах температура зовнішньої поверхні стінки вушної вени під час процедури становила 40-49,1 ° С, а на кінцівках після тумесцентной анестезії ніколи не перевищувала 40 ° С [12]. Подібні дані були отримані при вимірюванні паравазальній температури під час проведення ЕВЛО малої підшкірної вени. При лінійної щільності енергії близько 40 Дж / см на лазері з довжиною хвилі 810 нм температура склала 43,3, 42 і 36 ° C на відстані 3, 5 і 10 мм від стінки вени відповідно [13]. Отримані нами дані повністю узгоджуються з результатами цих досліджень. На першому термодатчика, тобто на відстані 1 мм від зрізу світловода при його розташуванні по осі випромінювання, температура наближалася до температури карбонізації гемоглобіну, але не досягала її у всіх режимах проведення експерименту. На другому термодатчика (на відстані 4 мм від зрізу світловода) температура при будь-якому енергетичному режимі перебувала в межах 40-85 ° С. Отримані температурні інтервали теоретично достатні для денатурації білкових молекул, проте вони отримані в статичному положенні, без урахування зміщення світловода під час проведення ЕВЛО. Температура, достатня для пошкодження білкових структур, зареєстрована тільки на першому датчику при відхиленні від лінії випромінювання не більше ніж на 30 °. На великих відстанях або на великих кутах відхилення температура в різних режимах не перевищувала 42 ° С. Графічне відображення ізотерм, отриманих в експерименті, дає уявлення про розподіл теплової енергії навколо торця світловода в крові (рис. 3).
Малюнок 3. Ізотерма 40 ° С.
Ця конфігурація виявилася схожою для лазерів різної довжини хвилі при однакових енергетичних режимах і аналогічна картині розподілу тепла, зареєстрованої B. Disselhoff і співавт. [9]. Четверта серія наших експериментів показує, що навіть незначний прошарок крові повинна перешкоджати впливу лазерного випромінювання на стінку вени при використанні будь-якої довжини хвилі. Безпосередній вплив лазера на венозну стінку, по всій видимості, можливо тільки після випарювання залишкової крові в просвіті судини. Слідом за цим має йти випарювання води венозної стінки, до завершення якого карбонізує тканин, найімовірніше, неможлива. Крім того, слід враховувати відображає здатність ендотелію вени.
Отримані дані свідчать на користь контактного механізму появи перфорацій вени в процесі проведення ЕВЛО. Таким чином, центрування світловода в просвіті судини теоретично може знизити кількість перфорацій і відповідно «малих» ускладнень ЕВЛО в ранньому післяопераційному періоді. Переривчасте зміщення світловода теоретично створює умови для перфорації вени прямим випромінюванням при його достатньої експозиції, безперервний режим практично виключає перфорацію при відсутності контакту кінця світловоду зі стінкою вени. При цьому характер випромінювання (імпульсна або безперервне) не має істотного значення. В цілому, на підставі наявних даних літератури та результатів наших експериментів можна констатувати неможливість безконтактної перфорації венозної стінки в процесі ЕВЛО, а також неможливість її безпосереднього пошкодження лазерним випромінюванням при наявності в просвіті судини залишкової крові. Крім того, нами встановлено, що температурний профіль ЕВЛО не залежить від використовуваної довжини хвилі лазерного випромінювання. По всій видимості, коксування не залежить від довжини хвилі, але залежить від енергетичного режиму лазерної облітерації. В роботі M. Amzayyb і співавт. [10] досліджено процеси карбонізації крові на световоде при проведенні ЕВЛО. У цій роботі особливості карбонізації на довжинах хвиль 810, 940 і 1470 нм вивчені за допомогою мікроскопії та оптичної когерентної томографії. Переконливо показано, що відкладення на поверхні, що випромінює світловода шару карбонизовані крові є загальним механізмом ЕВЛО незалежно від довжини хвилі. Показана кореляція товщини карбонизовані відкладень від кількості виділеної енергії. Ефекти, обумовлені карбонізацією, спостерігалися нами на лінійній щільності енергії 100 Дж / см при застосуванні лазерів 970 і 1470 нм на световодах як з торцевою, так і з радіальної емісією у всіх випадках. На лінійної щільності 60 Дж / см в 2 з 4 випадків візуально ознак карбонізації не було. Цей факт може свідчити про доцільність підбору мінімальної щільності енергії, достатньої для досягнення стійкої облітерації і фіброзної трансформації вени. Отримані нами гістологічні дані не дозволяють зробити однозначний висновок про бажаних енергетичних режимах або про переваги чи недоліки світловода з радіальним випромінюванням.
У великому огляді публікацій по ЕВЛО, яке охопило 98 оригінальних досліджень, R. Darwood і співавт. [14] зробили висновок про перевагу застосування лінійної щільності енергії більше 60 Дж / см. У використаних нами режимах 60 та 100 Дж / см, не дивлячись на візуальні ознаки відбувається карбонізації, в ряді гістологічних матеріалів не виявлено ознак істотного пошкодження венозної стінки. Крім того, не виявлено закономірності в поширенні й глибиною ураження венозної стінки між зазначеними енергетичними режимами. Більшою мірою це говорить про ненадійність спроб гістологічної фіксації результатів ЕВЛО, ніж про дійсний відсутності кореляції. По всій видимості, позиція кінця світловоду в просвіті судини, його віддаленість від стінки вени мають вирішальне значення в її пошкодженні. Разом з тим отримані результати суперечать досить поширеній думці про селективному і рівномірному впливі випромінювання з довжиною хвилі близько 1500 нм на венозну стінку. Цікаві дані отримані в блискучій серії експериментів, проведених колективом Національного медико-хірургічного центру ім. Н.І. Пирогова в 2009-2010 рр. [15]. Автори прийшли до висновку, що фізичні явища під час лазерного впливу на посудину можна розділити на три фази: випаровування крові і коксування на кінці світловода, безпосередній вплив випромінювання на стінку вени (основний механізм реалізації ЕВЛО після повного випаровування крові), безпосередній вплив перегрітого кінця світловоду на стінку вени (при повільному зсуві світловода). На думку авторів, ці механізми не залежать від довжини хвилі застосовуваного для ЕВЛО лазера. Результати наших експериментів повністю узгоджуються з такими висновками.
Пряме порівняння «гемоглобінового» і «водного» лазерів в експерименті. Порівняльне експериментальне дослідження з гістологічним дослідженням вен тварин після проведення ЕВЛО за допомогою лазерів з довжиною хвилі 1500 і 980 нм було виконано M. Vuylsteke і співавт. [5]. Автори відзначають більш рівномірний пошкодження стінки і меншу кількість перфорацій при застосуванні «водного» лазера, однак методологія проведення дослідження та оцінки результатів не дозволяє беззастережно прийняти висновки авторів про переваги лазера з довжиною хвилі 1500 нм. Ще одне дослідження з порівнянням гістологічної картини після ЕВЛО при варикозної хвороби у людей проведено R. Bush і співавт. в 2008 р [16]. Пацієнти з подібною клінічною картиною були рандомізовані в групи для проведення ЕВЛО лазерами з довжиною хвиль 940 і 1319 нм. Автори відзначили руйнування інтими судини в обох групах, а більш виражене заміщення тромботичних мас колагеном - в групі з проведенням ЕВЛО лазером з довжиною хвилі 940 нм. Таким чином, результати прямого порівняння «гемоглобінових» і «водних» лазерів суперечливі і відображають в першу чергу методологічні та технічні обмеження досліджень. Ми не знайшли істотних відмінностей між ефектами цих двох типів лазерів ні по вимірах температури на стенді, ні в прямому порівнянні на сегментах вен в різних енергетичних режимах.
Обмеження. Незважаючи на узгодженість отриманих даних з результатами експериментальних робіт інших авторів, дане дослідження має ряд обмежень. У жодній проведеної серії дослідів модельовані умови, що виникають після виконання тумесцентной анестезії. Скорочення обсягу і діаметра вени, її часткове знекровлення створюють умови для тривалого контакту розігрітій частини світловода зі стінкою вени і безпосереднього впливу випромінювання на її ендотелій, що може істотно змінити характер пошкодження венозної стінки.
Нами ніхто не почув даних про принципові відмінності в механізмі дії на венозну стінку лазерного випромінювання з довжиною хвилі 970 і 1470 нм. Поява ефекту карбонізації не залежить від довжини хвилі лазерного випромінювання. У найбільш поширених енергетичних режимах світловод з радіальної емісією випромінювання не здатний запобігти появі карбонізації та забезпечити рівномірний пошкодження венозної стінки. Безконтактна перфорація стінки вени неможлива. Отримано дані, що свідчать про доцільність підбору мінімальної щільності енергії, достатньої для досягнення стійкої облітерації і фіброзної трансформації вени. Перспективним видається відпрацювання режимів з низькими середніми внутрішньосудинним температурами, але збільшеною тривалістю впливу. Накопичені експериментальні дані дозволяють припустити, що подальший розвиток технології лазерної облітерації може рухатися в бік удосконалення характеру емісії лазерного випромінювання для усунення ефекту карбонізації гемоглобіну. Необхідне подальше вивчення механізму ЕВЛО для вироблення оптимальних умов і режимів її проведення. Необхідно пряме порівняння різних режимів впливу в клінічних дослідженнях.
Конфлікт інтересів
Автори дякують компанію «Мілон» (Росія) за надане для проведення дослідження обладнання та програмне забезпечення. Автори заявляють про відсутність конфлікту інтересів при визначенні структури дослідження, зборі, аналізі та інтерпретації даних, а також при прийнятті рішення опублікувати отримані результати і написанні статті.
Участь авторів:
Концепція і дизайн дослідження - Е.Ш., Є.І.
Огляд і аналіз літератури - Є.І., А.П.
Експериментальна частина - Є.І., Д.Р.
Аналіз результатів - Е.Ш., Є.І.
Написання тексту - Є.І.
Редагування - Е.Ш.
- Proebstle TM et al. Endovenous treatment of the greater saphenous vein with a 940-nm diode laser: thrombotic occlusion after endoluminal thermal damage by laser-generated steam bubbles. J Vasc Surg 2002; 35: 4: 729-736.
- Fan C.-M., Rox-Anderson R. Endovenous laser ablation: mechanism of action. Phlebology 2008; 23: 5: 206-213.
- Roggan A. et al. Optical Properties of Circulating Human Blood in the Wavelength Range 400-2500 nm. J Biomed Opt 1999; 4: 1: 36.
- Kuenstner J., Norris K. Spectrophotometry of human hemoglobin in the near infrared region from 1000 to 2500 nm. J Near Infr Spectr 1994; 2: 1: 59.
- Vuylsteke M. et al. Endovenous laser treatment: a morphological study in an animal model. Phlebology 2009 року; 24: 4: 166-175.
- 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.
- Apfelberg DB et al. Histology of port wine stains following argon laser treatment. Br J Plast Surg 1979; 32: 3: 232-237.
- Greenwald J. et al. Comparative histological studies of the tunable dye (at 577 nm) laser and argon laser: the specific vascular effects of the dye laser. J Invest Dermatol 1981; 77: 3: 305-310.
- Disselhoff BCVM et al. Endovenous laser ablation: an experimental study on the mechanism of action. Phlebology 2008; 23: 2: 69-76.
- Amzayyb M. et al. Carbonized blood deposited on fibres during 810, 940 and 1,470 nm endovenous laser ablation: thickness and absorption by optical coherence tomography. Lasers Med Sci 2010 року; 25: 3: 439-447.
- Weiss R. A. Comparison of endovenous radiofrequency versus 810 nm diode laser occlusion of large veins in an animal model . Dermatol Surg 2002; 28: 1: 56-61.
- Zimmet SE, Min RJ Temperature Changes in Perivenous Tissue during Endovenous Laser Treatment in a Swine Model . Dermatol Surg 2003; 14: 7: 911-915.
- Gough MJ, Mavor AID, Beale RJ Heat dissipation during endovenous laser treatment of varicose veins - is there a risk of nerve injury? Phlebology 2006; 21: 1: 32-35.
- Darwood RJ, Gough MJ Endovenous laser treatment for uncomplicated varicose veins . Phlebology 2009 року; 24: Suppl 1: 50-61.
- Шевченко Ю.Л., Стойко Ю.М., Мазайшвілі К.В. Лазерна хірургія варикозної хвороби. М: Боргес 2010 року.
- Bush RG, Shamma HN, Hammond K. Histological Changes Occurring After Endoluminal Ablation With Two Diode Lasers (940 and 1319 nm) From Acute Changes to 4 Months. Lasers Surg Med 2008; 40: 676-679.
