Среди современных хирургических методов лечения варикозной болезни эндовазальная лазерная облитерация (ЭВЛО) большой подкожной вены (БПВ) занимает ведущее положение, хотя является эмпирической технологией, универсальный физический механизм которой, адекватно описывающий процессы, происходящие в патологически измененной вене под действием лазерного излучения, до конца не установлен. С момента первого применения в 1999 г. было высказано множество предположений о физическом механизме ЭВЛО, основывающемся на процессах преобразования лазерного излучения в тепло и доставки этого тепла к стенке вены в зависимости от длины волны излучения, типов оптоволокна, а также способов его обработки [1—20]. Однако тепловое воздействие на интиму и, как следствие, воспаление вены являются лишь одним из факторов, вызывающих облитерацию патологически измененных вен. Необходимо также, чтобы после проведения процедуры в вене отсутствовал кровоток [21]. БПВ имеет притоки, и отнюдь не очевидно, что проведение эндовазального лазерного вмешательства должно привести к прекращению кровотока. Ответ на этот вопрос в литературе практически не обсуждается, хотя имеет первостепенное значение.

Цель исследования — экспериментальное обоснование механизма ЭВЛО, основанного на пенной окклюзии сосудистого русла и одномоментном прогреве венозных стенок при лазероиндуцированном кипении крови в просвете БПВ.

Для исследования лазероиндуцированного вскипания жидкостей использовались лазеры с длиной волны 0,97 и 1,47 мкм, излучение которых проводилось по кварц-кварц-полимерному волокну диаметром 600 мкм. Излучение с длиной волны 0,97 мкм слабо поглощается водой с коэффициентом 0,47 см^–1, тогда как излучение с длиной волны 1,47 мкм, напротив, очень сильно поглощается в воде с коэффициентом поглощения 26 см^–1 [29]. Использовали два режима лазерного воздействия. В 1-м случае на торец лазерного волокна наносили поглощающее покрытие (чернение волокна) путем кратковременного (около 1 с) его контакта с деревянным бруском при мощности лазерного излучения ~3 Вт, что приводило к стабильному покрытию торца волокна слоем аморфного углерода. Во 2-м случае покрытия не наносили и лазерное излучение свободно выходило в объем жидкости. Поскольку биологические жидкости — это водные растворы, содержащие газ и поверхностно активные вещества (ПАВ), лазероиндуцированное (лазерное) кипение моделировали в недегазированном водном растворе ПАВ — натриевая соль стеариновой кислоты (мыльный раствор) с концентрацией ~0,1%. Отдельные эксперименты по лазерному кипению проводили, используя сыворотку крови человека. Жидкостями заполняли открытую кювету размером 24×40×24 мм³ и стеклянный капилляр длиной 300 мм с внутренним диаметром 3 мм, в которые погружали рабочий конец лазерного волокна. Эксперименты проводили при комнатной температуре 22 °C. В капилляр на расстояние 70 мм от одного из концов вводили дистальный участок кварц-кварц-полимерного оптоволокна, торец которого предварительно чернили. Проксимальный конец оптоволокна (световода) соединяли с источником лазерного излучения, работающим в непрерывном режиме. Для наблюдения кипения наполненную жидкостью кювету и капилляр устанавливали на рабочем столе микроскопа Olympus EX51 c видеокамерой Видеоскан 285-USB (экспозиция 8 мс, до 4 кадров в 1 с).

Для контроля мощности излучений использовали измеритель мощности Field Master с измерительной головкой LM-10HTD («Coherent»). Измерение мощности лазерного излучения, выходящего из оптоволокна с чернением и без него, показало, что в слое углерода на торце оптоволокна поглощается до 30% мощности генерируемого излучения, а 70% — выходит за пределы световода. Таким образом, в наших экспериментах при использовании оптоволокна с поглощающим покрытием только ~30% генерируемой энергии расходуется на нагрев торца оптоволокна.

Поскольку кровь оптически непрозрачна, кипение ее анализировали с использованием ультразвукового сканирования с линейным датчиком 7—12 МГц. Исследовали изображения, полученные при сканировании во время ЭВЛО с использованием «радиального» волокна. Лазероиндуцированные гидродинамические процессы в вене пациента регистрировали в режиме видеосъемки с экрана монитора, что позволяло синхронно с видеорядом записывать акустический шум, генерирующийся в вене во время вмешательства.

При представлении количественных результатов рассчитывали средние величины и стандартную ошибку среднего.

На рис. 1 показано

Струйный поток газовых микропузырьков, когда его скорость стремится к нулю в ограниченном пространстве, каковым является кровеносный сосуд (вена) либо кювета, преобразуется в пену. В этом состоянии пузырьки могут объединяться, образуя более крупные газовые пузыри. На рис. 2 показана

Процесс образования пены существенно изменяется при лазероиндуцированном кипении сыворотки крови (рис. 3).

Поскольку кровь оптически непрозрачна, ее кипение удобно исследовать с помощью ультразвуковых методов. Во время выполнения эндовазальных лазерных операций процессы, происходящие при кипении крови в вене пациента, отображаются на мониторе (рис. 5, 6).

После того как движение пузырьков прекращается, они скапливаются в пену, состоящую из конгломератов пузырьков и денатурированного белка. Это образование очень устойчиво и обнаруживается на УЗИ в течение более чем 24 ч. Пена препятствует кровотоку, вызывая окклюзию вены и притоков на всем ее протяжении, подверженном лазерному воздействию (см. рис. 6). В области кипения пузырьки, аналогично тому, как это показано на рис. 1, устремляются от торца световода вглубь вены с большой скоростью, которая зависит от расстояния до торца. Вблизи торца скорость двухфазных потоков (струи) достигает значений 50±5 мм/с и с расстоянием (2—4 мм) уменьшается до 20—30 мм/с и далее до 5±1 мм/с. Пузырьки распространяются в БПВ на расстояние до ~24±2 мм и вблизи волокна являются парогазовыми, а на удалении уже практически только газовыми, поскольку температура крови в этих отделах ниже температуры насыщения и пар конденсируется. Как видно на рис. 5 и 6, пена заполняет просвет БПВ на всем протяжении, подверженном действию лазерного излучения. При этом пузырьки заходят в притоки БПВ и перфоранты (см. рис. 6). На рис. 5, б и 6 показаны места входа притоков в БПВ. На УЗ-изображении определяется движение пузырьков, вглубь притоков и перфорантных вен.

Универсальным механизмом доставки тепла от лазерного нагревателя к венозным стенкам может служить кипение крови [3—5]. Сообщалось об обнаружении пузырькового кипения крови на торце оптоволокна, размещенного в вене и моделирующей вену трубке. Авторы полагали, что теплопередача от нагревателя к венозным стенкам в процессе кипения осуществляется вследствие контакта пузырьков пара с интимой. Высказано также предположение, что механизм нагрева основан на прямой теплопередаче от пара к венозной стенке [3], а также на конденсации пара и выделении скрытой теплоты парообразования, как это имеет место в тепловой трубке [4, 5]. Однако эти предположения впоследствии были отвергнуты как физически несостоятельные [18]. Пар не является эффективным теплоносителем в сравнении с жидкостью, поскольку его плотность при нормальном атмосферном давлении на три порядка меньше плотности воды (в 5000 раз) [18, 22]. Вена при ЭВЛО является неэффективной «тепловой трубкой», поскольку при кипении крови генерируются не чисто паровые пузырьки, как полагали [5], а парогазовые, так как кровь насыщена воздухом. При конденсации таких пузырьков плотность потока скрытой теплоты резко уменьшается в сравнении с чисто паровыми, так как поток тепла распределяется по поверхности образующегося устойчивого газового пузырька, который остается после конденсации пара [22]. Отсюда следует, что разогрев венозной стенки в процессе кипения крови будет эффективным, только если к интиме доставлять не газовую, а разогретую до температуры кипения жидкую (плотную) фракцию крови, причем это необходимо делать со скоростью значительно большей скорости теплоотвода. Такой режим кипения хорошо известен теплофизикам — это сверхинтенсивное пузырьковое кипение (СПК), которое реализуется в недогретой до температуры кипения жидкости на источниках с высокой удельной плотностью теплового потока [23]. Физиологическая температура человеческого организма ~37 °С, что на 63 °C ниже температуры кипения (насыщения) воды, поэтому все биологические жидкости, в частности кровь, сильно недогреты до температуры насыщения. С другой стороны, небольшая площадь рабочего торца оптоволокна позволяет сконцентрировать на его поверхности очень большую плотность тепловой энергии. Таким образом, в жидкости, даже при низких значениях мощности лазерного излучения, составляющего единицы ватт на торце волокон лазерных нагревателей, режим СПК успешно реализуется [24]. В таком режиме гетерогенное (пузырьковое) кипение крови, как и всякой биологической жидкости – водного раствора с температурой насыщения ~100 ºС, обеспечивает быстрый перенос теплоносителя (жидкой разогретой крови) к венозным стенкам [25, 26], что в итоге разогревает стенки на всю толщину до температуры необратимой денатурации коллагена [19, 26]. Если использовать излучение, которое эффективно поглощается водой (λ 1,47, 1,56 и 1,9 мкм), а торец оптоволокна не чернить, то излучение будет свободно выходить в объем жидкости, что может привести к гомогенному вскипанию крови в вене. Гомогенное кипение — это объемное кипение, которое развивается в сильно перегретом относительно температуры насыщения объеме жидкости и приводит к взрывному росту парового пузырька при переходе всего объема жидкости в пар [22]. При таком кипении в недогретой до температуры насыщения жидкости пузырек взрывным образом растет, а затем схлопывается с генерацией импульса высокого давления (термокавитация) [27]. В вене при проведении процедуры ЭВЛО такие скачки давления воспринимаются как достаточно сильные хлопки, особенно в первые несколько секунд процедуры, о чем врачи, как правило, предупреждают пациентов. При схлопывании парового пузырька на рабочей поверхности оптоволокна оседают пигменты крови (поглощающий слой) и кипение переходит в гетерогенный режим, что препятствует возникновению паровых взрывов [25]. Вопросы доставки тепла к венозным стенкам и разогрев венозных стенок при «лазерном» нагреве биологических жидкостей в режиме СПК рассмотрен ранее [25].

Все биологические жидкости, в частности кровь, насыщены растворенным газом (воздухом), в основном это гидрофобный азот и кислород, и содержат в своем составе ПАВ – органические вещества, содержащие гидрофильные группы, например полисахариды. Поэтому вскипание (фазовый переход первого рода) крови при нагреве будет характеризоваться появлением парогазовых пузырьков, которые в недогретой среде вследствие конденсации пара превращаются в чисто газовые, очень устойчивые пузырьки с жидкой мембраной, содержащей высокомолекулярные и поверхностно-активные вещества. В большом количестве такие пузырьки образуют пену — суспензию пузырьков газа, отделенных друг от друга тонкой жидкой пленкой (вспенивание крови), — устойчивое во времени образование. Вспенивание крови автоматически приводит к окклюзии просвета сосуда, остановке кровотока, как это имеет место в технологии пенной склеротерапии сосудов [28]. В этом случае кипение крови обеспечивает выполнение сразу двух условий облитерации вены и ее последующего фиброза — разогрев (воспаление) интимы и остановку кровотока на всем протяжении лазерного воздействия. Пена, возникающая при кипении крови, будет заполнять также просвет подводящих вен (притоков) и перфорантов, что автоматически обеспечивает прекращение тока крови в сосуде.

В своей работе мы исследовали лазероиндуцированное пузырьковое гетерогенное кипение недегазированного водного раствора ПАВ, сыворотки крови, содержащей, помимо ПАВ, различные белки, а также крови в вене пациента при проведении ЭВЛО БПВ.

Нами показано, что кипение водных растворов ПАВ отличается тем, что на торце оптоволокна сразу формируются потоки газовых микропузырьков, скорость и размеры потоков зависят от мощности лазерного излучения (см. рис. 1). В этом случае камера не фиксирует крупных парогазовых пузырьков, нарастающих и схлопывающихся, как это имеет место при лазероиндуцированном кипении в недогретой недегазированной воде без ПАВ [24, 25]. Потоки газовых микропузырьков наблюдаются и в сыворотке крови, и в вене пациента при проведении эндовазального лазерного лечения варикозной болезни. При остановке движения микропузырьки образуют пену (см. рис. 2), которая в модельном водном растворе натриевой соли стеариновой кислоты (мыльный раствор) неустойчива и буквально за несколько минут распадается. Однако в водном растворе ПАВ и белков, как это имеет место в сыворотке крови, картина кипения существенно усложняется. Одновременно с генерацией газовых микропузырьков по причине нагрева жидкости вблизи торца оптоволокна начинается денатурация белков сыворотки, что приводит к образованию конгломератов денатурированного белка и газовых пузырьков (см. рис. 3, 4). Поскольку гидрофильность денатурированных белков резко снижается, поверхностное натяжение оболочки контактирующих с ними пузырьков возрастает и пузырьки могут достигать больших размеров. Они либо объединяются, либо непосредственно нарастают на торце оптоволокна в денатурированном белке. Совокупность образованных таким образом конгломератов движется в потоке сыворотки крови и, когда движение останавливается, скапливается, формируя пену, которая в отличие от пены газовых микропузырьков в мыльном растворе очень устойчива. В стеклянном капилляре мы наблюдали ее более 10 ч.

Мы предполагаем, что процессы в стеклянном капилляре и вене аналогичны и в просвете кровеносного сосуда образуется пена из газовых пузырьков с денатурированными белками плазмы крови, а также денатурированными белками форменных элементов крови [30]. Данная аналогия подтверждается не только фактом инициации двухфазного потока жидкости от торца оптоволокна, но также образованием «пенной» окклюзии на всем протяжении БПВ, подвергнутой лазерному воздействию (см. рис. 5, 6).

При лазероиндуцированном кипении крови, которое возникает в процессе эндовазальной манипуляции, пена, возникшая в просвете сосуда, вызовет окклюзию вены и приведет к остановке кровотока — гемостазу (см. рис. 5, 6). Струйное кипение крови и связанное с ним движение пузырьков на расстоянии до 24±2 мм по сосуду приводит к тому, что окклюзирующие массы — конгломерат пузырьков и денатурированных белков — проникают в притоки и перфоранты (см. рис. 6).

Ранее было показано, что лазероиндуцированное гетерогенное кипение крови в венах при умеренных мощностях лазерного излучения (5—7 Вт) и скорости тракции зачерненного оптоволокна торцевого типа ~1 мм/с приводит к температурной модификации и необратимой денатурации коллагена во всей толще венозных стенок [26]. Аналогичный режим лазерного воздействия одномоментно вызывает вспенивание крови, приводя к устойчивому прекращению кровотока в БПВ, а также в перфорантах и в притоках. Таким образом, при лазероиндуцированном кипении крови в БПВ одновременно реализуются два взаимно дополняющих друг друга процесса (необходимое и достаточное условие) — прогрев венозной стенки и прекращение кровотока.

В работе кипение жидкостей инициировали лазерами, генерирующими излучение в различных диапазонах длин волн: 0,97 и 1,47 мкм и с использованием волокон, имеющих различную форму, приводящую к различным диаграммам высвечивания — одно «торцевое», другое «радиальное». Лазеры выполняли функцию нагревательных приборов, в которых нагревательным элементом или тепловым источником было оптоволокно. Излучение с длиной волны 0,97 мкм очень слабо поглощается водой, поэтому, чтобы оптоволокно стало нагревательным элементом, его торец либо «радиальную» насадку необходимо зачернить. Излучение с длиной волны 1,47 мкм, напротив, очень сильно поглощается водой, поэтому, чтобы вызвать кипение водного раствора, в специальных покрытиях нет необходимости. Как и следовало ожидать, исследуемые жидкости вскипали независимо от вида «нагревательного прибора» и типа «нагревательного элемента».

Следует отметить, что гетерогенное кипение ограничено «сверху» первым кризисом кипения — пленочным кипением, поэтому в целях практического применения важно использовать лазеры умеренной мощности (1—10 Вт). В крови кризис кипения обнаруживается уже при мощности излучения 10±3 Вт, когда на нагрев расходуется 30% лазерного излучения.

Лазероиндуцированная гидродинамика в модели, связанной с кипением крови, приводит к вспениванию крови, окклюзии просвета кровеносных сосудов и прекращению кровотока в БПВ. Одномоментно кипение крови обеспечивает разогрев венозных стенок. Таким образом, весьма вероятно, что лазероиндуцированное кипение крови создает необходимые и достаточные условия для успешного проведения эндовазальной лазерной облитерации ‒ одномоментный разогрев венозных стенок и прекращение кровотока в сосудах.

Работа выполнена при частичной поддержке гранта РФФИ (грант № 18−02−00165) и госбюджетных тем № 0271−2018−0006; № 0271−2018−0001.

Участие авторов:

Концепция и дизайн исследования — М.В., Н.В., М.Т., Ш. И., К.Ю.

Сбор и обработка материала — М.Ю., Ч.В.

Статистическая обработка — Ю.В.

Написание текста — Ч.В., Н.В.

Редактирование — К.А., Ч.В.

Авторы заявляют об отсутствии конфликта интересов.

*e-mail: vm53@mail.ru; https://orcid.org/0000-0003-2000-4810