CC BY
74
ежедневно). В дальнейшем показатели НСТ-теста продолжали оставаться высокими до смерти больного.
На примере описанной истории болезни мы видим, что в силу особенностей развития заболевания, низкой оснащённости отделений [7] не всегда удаётся вовремя выявить осложнения и внести необходимые коррективы в тактику лечения. А предлагаемый нами к широкому внедрению метод позволит наряду с традиционными общеклиническими и аппаратными методами обследования больного прогнозировать степень тяжести течения заболевания, определить оптимальные сроки операции и возможное развитие осложнений в послеоперационном периоде.
обсуждение
Изучение динамики изменений НСТ-теста позволяет своевременно выявить развитие осложнений заболевания.
Определение показателей НСТ-теста у больных с острым деструктивным панкреатитом позволяет своевременно менять лечебную тактику: переход от медикаментозной терапии к оперативному лечению.
Исходно низкий показатель стимулированной реакции по отношению к спонтанной свидетельствует о снижении резистентности организма и низкой микроби-цидной активности нейтрофилов.
Наш скромный опыт позволяет рекомендовать данный метод к широкому применению для дальнейшего наблюдения больных с различными формами острого панкреатита.
ЛИТЕРАТУРА
1. Богданов С. Н. Деструктивный панкреатит. - Н. Новгород, 2008. - 271 с.
2. Буткевич А. Ц., Чадаев А. П., Лапин А. Ю., Свиридов С. В. Открытые дренирующие операции в хирургическом лечении распространенного инфицированного панкреонекроза. - М., 2007. -390 с.
3. Лысенко М. В., Девятов А. С., Урсов С. В., Пасько В. Г., ГрицюкА. М. Острый панкреатит. Дифференцированная лечебнодиагностическая тактика. - М., 2010. - 165 с.
4. Маянский А. Н., Маянский Д. Н. Очерки о нейтрофиле и макрофаге. - Новосибирск, 1989. - 344 с.
5. Нагоев Б. С. Пособие по клинической цитохимии нейтро-фильных лейкоцитов. - Нальчик, 1979. - 114 с.
6. Недашковский Э. В. Острый панкреатит. - М., 2009. -266 с.
7. Нестерова И. В., Слынько Л. И., Светличная М. А., Май-ченко Л. Г. Диагностика изменений в микробицидной системе нейтрофильных гранулоцитов при аллергических заболеваниях. -Краснодар, 1989. - 22 с.
8. Пугаев А. В., Ачкасов Е. Е. Острый панкреатит. - М., 2007. -335 с.
9. Савельев В. С., Филимонов М. И., Бурневич С. З. Панкрео-некрозы. - М., 2008. - 258 с.
10. Park B. N. The use and limitations of the nitroblue tétrazolium test as a diagnostic did // Pediatr. - 1971. - V. 78. № 12.
11. We/ss A. G., HollenderL., Adlorff M. Lt traitement des pancreatitis aigues par les anti-enzymes // Chir. - 1978. - № 3. - 83 р.
Поступила 21.09.2010
Ю. Л. ШЕВЧЕНКО, Ю. М. СТОЙКО, К. В. МАЗАЙШВИЛИ, Т. В. ХЛЕВТОВА
механизмы передачи тепловой энергии венозной стенке при эндовенозной лазерной облитерации
Национальный медико-хирургический центр им. Н. И. Пирогова,
Россия, 105203, г. Москва, ул. Нижняя Первомайская, 70, тел. 8 (495) 464-44-54.
E-mail: [email protected]
Авторы показали, что физические явления, происходящие во время ЭВЛО, можно условно разделить на три фазы: а) испарение крови с образованием газа. Сгоревшие органические вещества в виде золы откладываются на интиме; б) непосредственное воздействие лазерного излучения на стенку вены является основным фактором в реализации механизма ЭВЛО; в) переразогретая рабочая часть световода оказывает прямое термическое воздействие на вену. Данный механизм оказался универсальным, т. е. не зависимым от длины волны лазерного излучения.
Ключевые слова: эндовенозная лазерная облитерация, механизмы.
U. L. CHEVCHENKO, U. M. STOYKO, K. V. MAZAYCHVILI, T. V. SHLEVTOVA
MECHANISMS OF TRANSFER OF THERMAL ENERGY TO THE VENOUS WALL AT ENDOVENULYAR THE LASER OBLITERATION
The National surgical center it. N. I. Pirogova,
Russia, 105203, Moscow, Bottom May Day st., 70, tel. 8 (495) 464-44-54. E-mail: [email protected]
Authors have shown, that the physical phenomena occuring during EVLO, it is possible to divide into three phases arbitrarily: evaporation of blood with formation of gas.
The burned down organic substances in the form of ashes are postponed on an intim; direct influence of laser radiation on a wall of a vein is a major factor in realization of mechanism EVLO; the working part of an optical path renders direct thermal influence on a vein.
Key words: endovenulyar the laser obliteration, mechanisms.
Кубанский научный медицинский вестник № 9 (123) 2010 УДК 616-14-007-64-08:615-849-19
Кубанский научный медицинский вестник № 9 (123) 2010
I Скопление газа в просвете-вены
БПВ
Введение
Прошло уже 10 лет с момента появления первых сообщений об успешном применении эндовенозной лазерной облитерации (ЭВЛО) в лечении варикозной болезни. Основы технологии ЭВЛО были заложены благодаря работам таких известных исследователей и популяризаторов этого метода, как T. M. Proebstle (ФРГ), R. J. Min (США), L. Navarro (США), и др. Практически с момента появления методика ЭВЛО получает своё распространение в лечебных учреждениях России [2, 5, 4, 3, 1].
Между тем накопление нового клинического и экспериментального материала заставляет пересматривать многие, ранее казавшиеся незыблемыми, аспекты. Прежде всего это неснижаемый уровень неудовлетворительных результатов ЭВЛО, достигающий 15% [8].
Так как кровь является мутной жидкостью, интенсивно рассеивающей и поглощающей излучение, изначально [10] считалось, что непосредственного воздействия лазерного излучения на стенку вены практически не происходит. В апреле 2002 г. в журнале «Journal of vascular surgery» была опубликована статья [11], в которой предложена теория воздействия пузырьков пара на интиму вены как основной механизм ЭВЛО. Авторами в опытах in vitro в силиконовую трубочку диаметром 6 мм, заполненную гепаринизированной кровью, было помещено оптическое волокно. Во время подачи лазерного излучения кровь закипала с образованием пузырьков пара. Именно выделение пузырьков пара являлось, по мнению авторов, главным повреждающим фактором.
Для наглядной демонстрации избирательного поглощения гемоглобином лазерного излучения 1030 нм мы провели следующий опыт: шприц емкостью 5 мл заполнили гепаринизированной кровью. В шприц был введён световод, и сделано по 5 импульсов длиной 990 мс с интервалом 10 мс при мощности излучения 24 Вт. Начиная со второго импульса, возникло кипение крови, причём размер пузырьков был соизмерим с размерами шприца. Между тем при кипении размер пузырей должен уменьшаться по мере удаления от источника тепла и контакта с более холодной жидкостью. Более того, достигнув ненагретого слоя жидкости, они должны исчезать. В нашем эксперименте пузыри не только не уменьшались, но и сохраняли свои форму и размер ещё длительное время после выключения лазера. При ультразвуковом исследовании мы находим скопления газа в просвете магистральной вены на протяжении как минимум 30 минут после ЭВЛО. Такой срок существования водяного пара нереален. Таким образом, пузыри газа, выделяемого при ЭВЛО, не могут быть водяным паром, как предполагали T. M. Proebstle с соавт. [11]. Если это не пар, то что за газ мы находим в просвете вены (рис. 1), учитывая, что при создании тумесцентной анестезии вена обжимается вокруг световода и её внутренний просвет становится близким к диаметру световода? Опыты [11] были основаны на модели вены диаметром 6 мм, поэтому в реальной вене, диаметр которой после создания тумесцентной анестезии близок к 1 мм, могут происходить процессы, отличные от описанных в модели, прежде всего за счет возникновения феномена капиллярности в просвете такой вены.
Измерение температурных показателей на протяжении процедуры ЭВЛО выполнялось лишь некоторыми авторами. Точность термометрии зависит от многих
Рис. 1. Газ в просвете БПВ через 20 минут после ЭВЛО
параметров, таких как величина энергии, количество, длительность импульсов, диаметр вены, карбонизация оптического волокна, образование пузырьков пара. R. A. Weiss и соавт. [12] 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) подтвердили эти данные. [11] полагает, что температура пузырьков пара должна быть около 100° С, несмотря на увеличение их объема. Как показали исследования [6], при проведении ЭВЛО на рабочем торце световода образуется тонкий слой нагара, который очень интенсивно поглощает энергию лазерного излучения, благодаря чему разогревается до экстремально высоких температур. Причем образование нагара и степень разогрева совершенно не зависели от того, какая длина волны используется (810, 940, 1470 нм). B. Disselhoff [7] в экспериментальном исследовании (диодный лазер 810 нм) отмечал повышение температуры на торце световода до 1200° С.
Таким образом, крайне высокие температуры, создаваемые в просвете вены во время ЭВЛО, также могут воздействовать на интиму вены. Уместно вспомнить, что [9], создав в 2006 году математическую модель ЭВЛО, уже тогда поставили под сомнение теорию о пузырях пара как основном механизме ЭВЛО.
Материалы и методы исследования
Мы повторили классический эксперимент [11], уменьшив, однако, при этом площадь сечения вены. В первой фазе эксперимента в качестве модели вены мы использовали капилляр Панченкова, внутренний диаметр которого равен 1 мм. Учитывая, что при ту-месцентной анестезии вена обжимается вокруг световода неплотно, именно такой диаметр просвета вены должен быть в реальной ситуации, что хорошо заметно на ультразвуковых сканограммах при выполненной тумесценции (рис. 1). Капилляр Панченкова мы заполняли гепаринизированной венозной кровью, в просвет вводили световод (рис. 2) и выполняли его извлечение с помощью специально сконструированного устройства, обеспечивающего постоянную скорость тракции в
0,7 мм в секунду. Энергетические параметры излучения составляли 5, 7, 10, 12 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
газ
Рис. 2. Раскаленный торец световода выпаривает кровь, оставляя сажу на стенках капилляра
псевдонепрерывный режим с длиной импульса 1 сек. и интервалом между импульсами 0,1 сек.
Полное испарение крови начинало происходить уже при линейном флюенсе в 1,4 Дж/см для лазера 1470 нм и 7 Дж/см для лазера длиной волны 1030 нм. Учитывая, что на таких параметрах облитерации вены не происходит, можно предположить, что основное действие обусловлено прямым температурным воздействием разогретого торца световода.
Провести прямую термометрию рабочего торца световода технически сложно. Однако его температуру можно измерить косвенным путём, по цвету излучения торца световода в соответствии со шкалой цветовой температуры. При всех энергетических параметрах, вне зависимости от значения флюенса, мы определяли температуру рабочей части световода в диапазоне от 800 до 2000 К! Причём эта температура постоянно менялась, что связано с количеством образуемого нагара на торце. Из-за значительной разницы температур при контакте этой переразогретой части световода с влажной венозной стенкой неизбежно должно возникнуть явление плёночного кипения. Этот феномен обусловлен образованием тонкой прослойки пара между раскалённым торцом световода и венозной стенкой. Прослойка пара обладает низкой теплопроводностью, передача тепла от световода к вене резко падает и, если контакт кратковременен, повреждения интимы не возникнет.
результаты и их обсуждение
Результаты нашего 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. Это длится от долей секунды при высоких значениях флюенса 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 становится пустым.
Поскольку в просвете вены уже содержится не кровь, а прозрачный газ, в эту фазу реализуется непосредственное воздействие лазерного излучения на стенку вены. Именно непосредственное воздействие, с нашей точки зрения, является основным фактором в реализации механизма ЭВЛО.
Если тракции световода не происходит или она происходит слишком медленно, кровь полностью испаряется и эффект плёночного кипения исчезает. При этом переразогретая рабочая часть световода оказывает прямое термическое воздействие на вену.
Данный механизм оказался универсальным, т. е. не зависимым от длины волны лазерного излучения.
Для проверки результатов, полученных in vitro, мы ещё раз смоделировали процесс ЭВЛО ex vivo. Для этого большая подкожная вена, 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. 3).
Для лазера с длиной волны 1030 нм мощность излучения составила 24 Вт, длина импульса - 990 мс, интервал между импульсами - 10 мс. Тракция световода производилась с разной скоростью, с тем чтобы линейный флюенс лазерного излучения составил от 50 Дж/см до 300 Дж/см в разных сегментах вены.
Результаты эксперимента полностью подтвердили нашу концепцию о фазности процесса ЭВЛО. Кроме этого был получен ещё целый ряд важной информации. В частности, всесторонне изучен процесс образования перфораций венозной стенки. Видимые невооруженным глазом перфорации начинали возникать при линейной плотности потока энергии в 50 Дж/см. В образовавшееся перфорационное отверстие попадала кровь, и возникала мгновенная усадка трубки (рис. 4). Это означает, что при перфорации вены в паравазальных тканях возникают температуры, достигающие 125° С. Такая температура неизбежно должна вызывать повреждение окружающих вену структур.
Таким образом, механизм воздействия лазерного излучения на венозный комплекс имеет не один
Кубанский научный медицинский вестник № 9 (123) 2010
Кубанский научный медицинский вестник № 9 (123) 2010
Рис. 3. Препарат БПВ, помещенный в штативе, «обжатый» раствором желатина. Отчетливо видно значительное уменьшение диаметра вены. В левой части препарата виден пилотный луч
компонент - пузырька пара, как предполагал Т. М. Proebstle, а состоит из нескольких составляющих и включает в себя:
- прямое воздействие лазерного излучения,
- воздействие испаряющейся крови,
- воздействие перенагретой рабочей части световода.
На настоящий момент в механизме реализации ЭВЛО и изменениях венозной стенки после процедуры ещё имеется много неясного. До сих пор остается открытым вопрос о флюенсе лазерного излучения, необходимом для полной окклюзии вены определенного сечения, оптимальном диаметре вены для ЭВЛО, влиянии тумесцентной анестезии. Необходимы дальнейшие исследования процесса формирования термоиндуцированного тромба на разных сроках и его зависимости от параметров мощности, длины волны и др. Выявление источников реканализации вены позволит минимизировать их возникновение.
ЛИТЕРАТУРА
1. Кириенко А. И. Новые технологии лечения ХВН - что об этом думают специалисты? // Флеболимфология. - 2006. - № 27. -С. 15.
2. Назаренко Г. И., Кунгурцев В. В., Чиж В. Р. Применение высокоэнергетического лазера в хирургическом лечении варикозной болезни // Ангиология и сосудистая хирургия. - 2001. - Т. 7. № 4. - С. 68.
3. Соколов А. Л., Лядов К. В., Стойко Ю. М. Эндовенозная лазерная коагуляция в лечении варикозной болезни. - М.: Мед-практика, 2007. - 220 с.
4. Шевченко Ю. Л., Стойко Ю. М., Лыткин М. И. Основы клинической флебологии. - М., 2005. - 312 с.
Рис. 4. Препарат БПВ, помещенный в штативе. В точке, где возникла перфорация вены, наблюдается локальная усадка трубки
5. Шиманко А. И., Дибиров М. Д., Васильев А. Ю., Волков А. С. Применение лазера во флебологической практике // Материалы V конференции Ассоциации флебологов России. - М., 2004. - С. 348-349.
6. Amzayyb M., van derBosR. R. R., Kodach V. M. etal. Carbonized blood deposited on fibres during 810, 940 and 1470 nm endovenous laser ablation: thickness and absorption by optical coherence tomography // Lasers med. sci. - 2010. - V. 25. - P. 439-447.
7. Disselhoff B. C., Rem A. I., Kinderen D. J., Moll F. L. Endovenous laser ablation: an experimental study on the mechanism of action // Phlebology. - 2008. - V. 23. - Р. 69-76.
8. Khilnani N. M., Grassi C. J., Kundu S. et al. Multi-society consensus quality improvement guidelines for the treatment of lower-extremity superficial venous insufficiency with endovenous thermal ablation from the Society of Interventional Radiology // J. vasc. interv. radiol. - 2010. - V. 21. №. 1. - P. 14-31.
9. Mordon S. R., WassmerB., Zemmouri J. Mathematical modeling of endovenous laser treatment (ELT) // Biomed. eng. online. - 2006. -Vol. 25. № 5. - Р. 26.
10. Navarro L., Min R. J., Bone C. Endovenous laser: a new minimally invasive method of treatment for varicose veins - preliminary observations using an 810 nm diode laser // Dermatol. surg. - 2001. -V. 27 №. 2 - Р. 117-122.
11. Proebstle T. M., Lehr H. A., Kargl A. et al. Endovenous treatment of the greater saphenous vein with a 940-nm diode laser: thrombotic occlusion after endoluminal thermal damage by lasergenerated steam bubbles // J. vasc surg. - 2002. - V. 35. № 4. -P. 729-736.
12. Weiss R. A. Comparison of endovenous radiofrequency versus 810 nm diode laser occlusion of large veins in an animal model // Dermatol. surg. - 2002. - V. 28. № 1. - P. 56-61.
Поступила 13.09.2010
