Лазерную фотокоагуляцию по праву принято считать одной из наиболее распространенных технологий лечения различных видов патологии глазного дна. Опыт ее использования в клинике к настоящему моменту насчитывает более 50 лет. Однако до сегодняшнего дня не существует надежного способа отслеживания степени повреждения тканей хориоретинального комплекса (ХРК) в зоне воздействия в процессе проведения процедуры. В случае классической пороговой лазерной коагуляции подстройку параметров лазерного излучения производят по офтальмоскопически видимым изменениям цвета тканей глазного дна в месте нанесения лазерных аппликаций. В то же время такой метод не применим при использовании более современных щадящих субпороговых технологий лазерной коагуляции, при которых видимых изменений тканей глазного дна сразу после воздействия не наблюдают. В этих случаях используют менее точные расчетные методы выбора параметров лазерного воздействия.

Концепция субпороговых технологий лазерной коагуляции основана на постулате, что полезные эффекты могут происходить при мощностях излучения, не вызывающих появления видимого ожога и связанного с ним риска нежелательного повреждения ткани. К субпороговым лазерным технологиям относят транспупиллярную термотерапию (ТТТ), собственно субпороговую лазерную коагуляцию (ССЛК), субпороговую микроимпульсную лазерную коагуляцию (СМИЛК), селективную ретинальную терапию (СРТ).

Метод ТТТ [1] базируется на принципе термальной резистентности сетчатки к медленному повышению температуры при относительно длительной экспозиции, которое вызывает внутрисосудистый тромбоз, лейкостаз, склероз сосудов и как следствие — уменьшение экссудации, приводящее к стабилизации или повышению остроты зрения. ССЛК в различных ее модификациях подразумевает уменьшение времени или мощности излучения как минимум на треть по сравнению с параметрами излучения, необходимыми для формирования классического видимого коагулята I степени (по классификации F. L’Esperance). При СМИЛК лазерное излучение модулировано и представляет собой отдельные пакеты повторяющихся низкоэнергетических импульсов сверхкороткой длительности. Последняя обычно составляет от 5 до 15% от установленного времени включения лазера. Из-за наличия интервалов между короткими импульсами повышение температуры происходит лишь в наиболее сильно поглощающих излучение участках ткани, а в смежных структурах порог коагуляции не достигается, за счет чего нежелательное повреждающее действие сводится к минимуму. СРТ, предложенная J. Roider и соавт. в 1998 г. [2], является процедурой, которая предположительно влияет на процессы деградации пигментного эпителия сетчатки. Цель лечения заключается в стимуляции клеточной миграции и пролиферации пигментного эпителия в облучаемых областях, благодаря чему активируются процессы обмена веществ в пораженных участках глазного дна. В этом случае используют пакеты коротких (микросекундных) лазерных импульсов, селективно повреждающих клетки пигментного эпителия, что в свою очередь обеспечивает сохранность соседних слоев фоторецепторов.

Слабая сторона всех субпороговых методик тесно связана с ее основной щадящей концепцией. Отсутствие видимого ожога тканей в момент проведения процедуры определенным образом затрудняет выбор необходимых параметров лазерного излучения. Применение косвенных расчетных методик не позволяет получить высокой избирательности воздействия, так как многие важные для конечного результата параметры, такие, например, как пигментация глазного дна, плохо поддаются визуальной оценке. Кроме того, в процессе проведения процедуры некоторые из них могут изменяться. Так, размер пятна лазерного излучения зависит от угла его падения на плоскость мишени (глазного дна) и точности фокусировки, которые не могут быть стационарны при работе в реальных условиях.

Другим современным подходом к повышению безопасности лазерной коагуляции сетчатки (и сокращению времени процедуры) является частичная автоматизация этого процесса. Пионерами в этой области являются создатели сканирующего прибора PASCAL (Pattern Scan Laser) Photocoagulator фирмы «Optimedica» (США) [3]. Основным отличием лазеров этого типа от традиционно используемых лазерных офтальмокоагуляторов является возможность автоматического одномоментного нанесения нескольких лазерных аппликаций. Коагуляты располагаются на глазном дне в виде выбранных хирургом штаммов или паттернов. Это позволяет значительно сократить время процедуры, что особенно важно в случаях, когда необходимо нанести большое количество коагулятов, например при панретинальной лазерной коагуляции. Наносимые коагуляты проявляются сразу, однако из-за значительного сокращения времени единичного воздействия (10—20 мс), для получения видимого ожога необходимо использовать бо́льшую по сравнению с классической мощность излучения, что значительно сужает безопасный терапевтический диапазон. Неравномерности пигментации глазного дна с большей вероятностью могут привести к появлению нежелательных последствий перегрева, вплоть до разрыва сетчатки из-за образования парогазового пузырька. Так же, как и в случае субпороговых методик, повышение эффективности и безопасности возможно лишь при проведении мониторинга термоповреждения тканей ХРК непосредственно в зоне воздействия.

Наиболее точным является измерение температуры с помощью термопары или термистора, однако в нашем случае этот метод неприменим в клинике, так как требует внедрения датчика непосредственно в ткани ХРК. В настоящее время разработано несколько неинвазивных методов термометрического контроля. Инфракрасная термография позволяет измерять температуру в реальном времени с точностью до 0,1 °C по спектру инфракрасного излучения. Однако эта методика применима исключительно для поверхностных слоев биоткани, поскольку инфракрасное (ИК) излучение активно (до 100%) поглощается тканевой водой. Измерение температуры по изменению скорости ультразвука в ткани позволяет определять температуру и температурные градиенты на большой глубине, однако пространственная и температурная чувствительность метода минимальная. Измерение температуры с помощью магнитно-резонансной томографии обладает высокой температурной чувствительностью и большой глубиной измерения. Однако для ее проведения необходимо наличие достаточно громоздкого оборудования и, кроме того, для однократного измерения требуется длительный период времени (до 1 мин), что сильно затрудняет ее использование в мониторинге быстрых изменений температуры [4].

Оптико-акустический метод термометрии основан на генерации звука вследствие поглощения тканью световой энергии. Его разработка связана в первую очередь с необходимостью мониторинга температуры и получения температурных карт при термо- и фототерапии злокачественных новообразований. Метод позволяет проводить измерения с большой точностью (более 1 °C) на глубине нескольких сантиметров.

В последнее время его начали применять для термометрического мониторинга и в офтальмологии во время термических лазерных воздействий на ткани глазного дна. Использование последнего подразумевает доставку излучения основного (терапевтического, греющего) лазера на глазное дно совместно с импульсным излучением пробного (сканирующего, зондирующего) лазера. Регистрацию акустического ответа осуществляют, как правило, с помощью пьезоэлектрического датчика, вмонтированного в контактную линзу.

Открытие оптико-акустического эффекта связывают с работой A. Bell [5] в 1880—1881 гг., который в это время экспериментировал с передачей звука на расстояние. Изобретенным им «фотофоном» он смог передать звуковые сигналы с помощью отраженного солнечного света, модулированного подвижным зеркалом, на удаленный приемник, состоящий из селеновых ячеек. В качестве побочного продукта этого исследования автор обратил внимание на то, что звук мог излучаться непосредственно из поглощающего свет материала при попадании на него модулированного механическим прерывателем солнечного света. При этом громкость звука зависела от типа этого материала, а конкретно от того, насколько эффективно свет поглощался образцом. Позднее им было показано, что звуковые эффекты могут вызываться также и невидимой (инфракрасной или ультрафиолетовой) частью солнечного спектра. Изобретенное на этом принципе устройство он назвал «спектрофоном» (рис. 1) и предложил применять его для спектральной идентификации материалов. Эксперименты A. Bell были продолжены W. Röntgen и J. Tyndall и показали наличие оптико-акустического эффекта в жидкостях и газах [6, 7]. К сожалению, генерировавшийся звук был очень тихим и с трудом улавливался ухом, в связи с чем про этот эффект забыли на долгое время. Широкое использование оптоакустики требовало чувствительных датчиков звука и мощных источников света, отсутствоващих на тот момент. В 1937 г. М.Л. Вейнгеров возродил интерес к оптоакустике. На основании этого эффекта он разработал рекордно чувствительный датчик углекислого газа в атмосфере. С появлением лазерных источников света оптоакустика получила мощный толчок к своему развитию. В 1962 г. независимо друг от друга R. White [8] в США и А.М. Прохоров с сотрудниками [9] в СССР обнаружили эффективное возбуждение звука в конденсированной среде под действием лазерных импульсов.

В настоящее время оптико-акустические эффекты широко используются в газовых датчиках, в оптоакустической спектроскопии, для генерации ультразвуковых волн, оптической термометрии, оптоакустической томографии. В биологии и медицине оптико-акустический метод генерации звука применяется для визуализации рака молочной железы, структурного и функционального изображения головного мозга, исследования гематокрита и оксигенации крови [10, 11].

Взаимодействие света с веществом вызывает возмущения среды, сопровождающиеся генерацией звука. Механизмы этого эффекта различны и зависят от количества энергии, поглощенной средой на единицу объема и режима ее выделения (тепловое расширение, поверхностное испарение, взрывное вскипание, оптический пробой) [11].

При малых плотностях световой энергии, когда не происходит изменения агрегатного состояния ткани, основную роль в генерации звука играет термоупругий механизм. Нагрев биологической ткани приводит к ее температурному расширению, собственно, и являющемуся источником звука. Для эффективной генерации звука в этих условиях необходимо использование коротких, порядка нескольких наносекунд, лазерных импульсов. Время поглощения энергии, т. е. длительность лазерного импульса, должно быть меньше времени распространения волны деформации через зону поглощения. В этом случае достигается максимальный градиент давления, от которого напрямую зависит интенсивность генерируемого звука. Суть явления примерно аналогична генерации звуковой волны при полете самолета. Пока скорость движения лайнера ниже скорости распространения звука в воздухе, шум, возникающий в результате его движения, относительно невелик, однако при преодолении звукового барьера происходит значительное повышение силы звука (хлопок), поскольку преобразование энергии движения в звуковую энергию начинает происходить намного более эффективно.

Связь между температурой, давлением и объемом (в случае твердых тел) описывается уравнением Ми—Грюнайзена, где ключевым является параметр Грюнайзена, который определяет долю тепла, идущую на генерацию механических напряжений. Он, в свою очередь, зависит от коэффициента теплового расширения, плотности и теплоемкости, меняющихся при изменении температуры. В результате от температуры мишени зависят амплитудные и частотные характеристики возникающего акустического импульса. В интервале температур от 20 до 60 °C наиболее чувствительной к изменению температуры величиной является коэффициент теплового расширения, его изменение для воды составляет 20% [12]. Эффективность генерации (амплитуда акустического давления) в тканях растет линейно с повышением температуры до температуры коагуляции (55—60 °С), однако после денатурации белка она сильно меняется, что позволяет достаточно точно детектировать порог коагуляции [13]. Таким образом, путем анализа амплитуды и профиля акустического давления можно судить о температуре мишени до возникновения коагуляции белка, т. е. в неповреждающем, субпороговом диапазоне.

Появление и развитие оптико-акустического мониторинга в офтальмологии связано с работой группы ученых из Германии. В 2004 г. ими была опубликована пионерская работа [14], где в опыте in vitro тестировалась возможность оптико-акустического мониторинга СРТ в реальном времени. Применение этого подхода позволило значительно повысить точность попадания в терапевтическое окно по мощности лазерного облучения. Однако попытки применения этого метода в клинике были сильно затруднены флюктуацией оптико-акустического ответа, вероятнее всего связанного с наложением друг на друга частот терапевтического и пробного лазеров. Авторы пришли к выводу, что применение данного метода мониторинга более оправданно при нагреве тканей непрерывным лазерным излучением.

Намного большего успеха эта же группа авторов добилась при использовании метода оптико-акустического мониторинга при ТТТ, в первую очередь благодаря непрерывности лазерного нагрева и медленному повышению температуры в течение длительной экспозиции порядка 1 мин [15]. За это время температура ХРК на глазном дне повышается на 10 °C. При подъеме температуры от 37 до 50 °C амплитуда оптико-акустического сигнала повышалась на 14,6%. При достижении температурного равновесия, когда скорости охлаждения и лазерного нагрева структур глазного дна выравнивались, отмечалась и стабилизация амплитуды оптико-акустического ответа, причем эта температура зависела как от мощности терапевтического облучения, так и от степени пигментации глазного дна. Погрешность измерения температуры составила 2 °C, или 15% от измеряемого интервала 37—50 °С.

Имеющиеся у авторов наработки по оптико-акустической термометрии в 2011—2012 гг. были применены для разработки концепции автоматически температурно-регулируемой фотокоагуляции сетчатки [16, 17]. Сутью этого метода была попытка автоматической стандартизации классической пороговой лазерной коагуляции. В процессе лазерного нагрева проводилось многократное измерение температуры ХРК уже отработанным оптико-акустическим методом. При достижении заранее заданных параметров акустического ответа терапевтический лазер отключался, чем достигалось единообразие получаемых коагулятов. В качестве зондирующего лазера использовали излучение YLF: Nd-лазер на длине волны около 0,523 мкм с частотой следования импульсов 1 кГц при длительности импульса 75 нс с энергией 2—4 мкДж. В качестве терапевтического (греющего) лазера использовали Nd: YAG-лазер с удвоением частоты излучения на длине волны 0,532 мкм (схема установки представлена на рис. 2). В качестве акустического приемника использовали пьезоэлектрический датчик PZT-5, встроенный в контактную линзу (рис. 3). Базовый акустический ответ измеряли за 20 мс до включения основного терапевтического лазера. Это позволяло нормировать полученные акустические результаты в зависимости от степени пигментации в зоне воздействия. Поскольку средняя мощность зондирующего лазера оказалась мала, в процессе калибровки не происходило измеримого повышения температуры в пятне. В работе были определены параметры, необходимые для получения пороговых коагулятов различной степени выраженности.

В результате применения автоматически температурно-регулируемой фотокоагуляции авторы получили одинаковые по размеру и степени выраженности коагуляты в широком диапазоне мощности излучения, практически не зависящие от неравномерности пигментации глазного дна. Гистологические исследования и сравнения оптических когерентных томограмм показали аналогичные изменения в одинаковых коагулятах, полученных при облучении малой и высокой мощности при разной их длительности. Применение этой методики контроля выраженности коагулята позволило повысить безопасность паттерн-лазерной коагуляции (PASCAL), при которой применяли бόльшую, чем при классической коагуляции, мощность лазерного излучения, а значит, оказалась высока вероятность повреждения сетчатки из-за неравномерности пигментации глазного дна.

В 2014 г. в России на базе ФГБНУ «НИИ глазных болезней» и физического факультета МГУ им. М.В. Ломоносова впервые были начаты исследования возможностей применения оптико-акустической термометрии для мониторинга ХРК при лазерной коагуляции тканей глазного дна. В эксперименте изучали зависимость амплитуды регистрируемого акустического импульса от температуры для ХРК человеческого глаза. Образец заднего отдела склеры вместе с ХРК диаметром 5 мм помещали в экспериментальную кювету, наполненную физиологическим раствором. Кювета являлась фактически моделью человеческого глаза, ее размер составлял 25 мм в диаметре. Изменение температуры осуществляли путем нагрева экспериментальной кюветы элементом Пельтье в интервале от 20 до 50 °C. Импульсное лазерное облучение подводили через прозрачное окно в экспериментальной кювете. Пробным лазером служил Laser Compact DTL 319 QT с излучением на длине волны 0,527 мкм при длительности импульса 10 нс с частотой повторения 1 кГц и энергией импульса 16 мДж. Температуру в процессе эксперимента измеряли с помощью термопары, помещенной в непосредственной близости от образца. Регистрацию акустического сигнала осуществляли с помощью пьезоэлектрического датчика, вмонтированного в стенку экспериментальной кюветы на расстоянии 25 мм от образца. Схема установки представлена на рис. 4.

В результате были получены зависимости амплитуды и формы акустического импульса, регистрируемого оптико-акустическим датчиком, от температуры, измеренной термопарой для 8 образцов ХРК в интервале температур от 26 до 42 °C с шагом в 1°. Импульсное излучение само по себе не приводило к измеримому повышению температуры образца. Также были подтверждены экспериментальные данные немецкой группы, касающиеся повышения амплитуды акустического импульса в зависимости от температуры образца.

В отличие от предыдущих работ, где расчеты измеряемой температуры проводили только на основании амплитуды получаемого акустического ответа, в наших исследованиях было предложено проанализировать также и форму получаемого сигнала (рис. 5). Последнее позволило значительно увеличить избирательность и повторяемость измерений.

В последние насколько лет появились публикации [18, 19], указывающие на возможность замены пьезоэлектрического датчика оптико-акустического ответа на высокоскоростной оптический когерентный томограф. В отличие от пьезодатчика, высокоскоростная оптическая когерентная томография позволяет в эксперименте буквально увидеть формирование деформации ткани, вызванной лазером (рис. 6).

Таким образом, результаты наших исследований позволяют предположить, что имеются реальные основы для создания отечественного прибора термометрического контроля нагрева сетчатки в процессе лазерной коагуляции, учитывая опыт и ошибки германских коллег, работающих в аналогичном направлении.

Конфликт интересов отсутствует.