Попытки сконцентрировать солнечный свет или излучение дуговой лампы на сетчатке с терапевтической целью проводились еще в начале 19-го века [1]. Немецкий офтальмолог G. Meyer-Schwicrerath наблюдал последствия солнечных ожогов сетчатки в виде формирования рубцовой ткани. Это послужило началом поиска способов использования этого эффекта для лечения заболеваний глазного дна. В 1949 г. с помощью солнечного луча автором впервые была проведена фотокоагуляция глазного дна у пациента с отслойкой сетчатки. В 1957 г. G. Meyer-Schwicrerath совместно с инженером Littman разработали фотокоагулятор на основе ксеноновой газоразрядной лампы большой мощности, которая впоследствии была внедрена в клиническую практику [2]. Однако из-за обширных хориоретинальных повреждений, кровоизлияний в стекловидное тело, ожогов фовеолы, распространенной пролиферации пигментного эпителия метод ксеноновой фотокоагуляции широкого распространения не получил[3].

Пионером использования технологии фотокоагуляции в нашей стране по праву принято считать проф. Л.А. Линника. Под руководством акад. В.П. Филатова в 1954 г. он впервые приступил к изучению возможностей фотокоагуляции сетчатки в клинике. В том же году на основе мощного кинопроектора, переделанного так, чтобы можно было направлять свет в глаз и одновременно наблюдать за внутриглазными структурами, был создан первый отечественный фотокоагулятор [4].

Новый этап дальнейшего развития технологии фотокоагуляции в офтальмологии связан с величайшим научным достижением 20-го века — теоретическим обоснованием, разработкой и созданием первых оптических квантовых генераторов (ОКГ) (A. Schowlow, C. Townes, Н.Г. Басов, А.М. Прохоров). Офтальмология оказалась первой медицинской специальностью, где излучение квантовых источников света было использовано с практической целью в лечении пациентов с патологией органа зрения. Сочетание уникальных особенностей (монохроматичность, минимальная расходимость, возможность фокусировки излучения в пятно микронного размера и сохранение высокого уровня плотности мощности в фокальной плоскости фокусирующей системы) лазерного излучения (ЛИ) с возможностью одновременно проводить прижизненную бесконтактную визуализацию внутренних оболочек через оптические среды глаза открывали перспективы широкого практического использования ЛИ, в частности для реализации технологии лазерной фотокоагуляции тканей глазного дна. В 1960 г. американский ученый T. Maiman [5] продемонстрировал работу первого лазерного источника. В качестве активной среды был использован кристалл синтетического рубина. Лазер работал в импульсном режиме с излучением на длине волны 0,632 мкм. В 1961 г. было сделано первое сообщение о лазерной фотокоагуляции глазного дна в эксперименте на кроликах. Спустя 3 года H. Zweng и C. Cambell [6] сообщили об успешном применении ЛИ в офтальмологической практике. В нашей стране первый лазерный офтальмокоагулятор был создан в 1965 г. коллективом авторов под руководством Ю.Л. Тверского (Пучковская Н.А., Либман Е.С., Линник Л.А., Архангельский В.В., Волков В.В..). Установка представляла собой твердотельный импульсный лазер с излучателем на кристалле синтетического рубина. Исследования, проведенные Л.А. Линником и П.И. Сапрыкиным [4], показали, что лазерная коагуляция (ЛК) тканей глазного дна в импульсном режиме приводила к значительной вариабельности диаметра коагулятов, высокой вероятности разрывов сетчатки и кровоизлияний в стекловидное тело. В связи с этим использование импульсного излучения рубиновых лазеров для коагуляции сетчатки широкого распространения не получило.

Дальнейшее развитие ЛК тканей глазного дна получила в начале 1965 г., когда был создан первый газовый офтальмокоагулятор на аргоне с непрерывным излучением в диапазоне длин волн 0,488—0,514 мкм [7]. Первое сообщение о применении аргонового лазерного офтальмокоагулятора в клинике было сделано в 1968 г. F. L`Esperance [8]. Позже появились и другие лазерные офтальмокоагуляторы — аргоновые с чисто зеленым излучением на длине волны 0,514 мкм, криптоновые с оранжево-красным излучением на длине волны 0,647 мкм, лазеры на красителях с перестройкой спектрального состава в диапазоне длин волн 0,560—0,630 мкм, а также лазеры на парах меди с излучением на длине волны 0,510 и 0,578 мкм.

На смену широко распространенным в клинике газовым офтальмокоагуляторам пришли твердотельные коагуляторы на основе итрий-аллюминиевого-граната (ИАГ-лазеры) с непрерывным излучением второй гармоники на длине волны 0,532 мкм [9, 10]. Впервые лазерные фотокоагуляторы с излучением на длине воны 0,532 мкм были использованы в эксперименте на кроликах F. L’Esperance [11]. Результаты первого клинического применения этого вида лазерного излучения в лечении больных с макулярной патологией сообщили отечественные авторы (Краснов М.М., Большунов А.В., Калинкин А.В. и др.) [9, 12].

Следующим этапом было появление полупроводниковых источников ЛИ на основе арсенида-галлия (Ga-As) или диодных лазеров (ДЛ) с непрерывным излучением на длине волны 0,810 мкм (ближняя инфракрасная часть спектра). Отличительными особенностями этих лазеров оказались больший КПД, более длительный срок службы источника, портативность, простота эксплуатации и меньшая коммерческая стоимость. Первые сообщения об использовании ЛИ на длине волны 0,810 мкм для коагуляции тканей глазного дна появились в литературе в конце 80-х годов. Так, R. Brankato, C. Puliafito и соавт. [13], независимо друг от друга, на глазах кроликов провели коагуляцию сетчатки ЛИ на длине волны 0,810 мкм. Авторы показали, что офтальмоскопическая и гистологическая картины полученных коагулятов аналогичны виду коагулятов, полученных при использовании излучений аргонового и криптонового лазеров. Внедрение диодных лазерных офтальмокоагуляторов в нашей стране тесно связано с именами Л.И. Балашевича, М.В. Гацу, А.С. Измайлова [14].

Таким образом, на сегодняшний день для реализации технологии лазерной фотокоагуляции тканей глазного дна используют самые разнообразные (твердотельные, газовые, полупроводниковые) источники, генерирующие ЛИ как видимого, так и ближнего инфракрасного диапазонов длин волн. Новым этапом стало создание «интеллектуальных» лазерных офтальмологических установок типа PASCAL (PatternScanLaser) Photocoagulator и NAVILAS. Их отличительной особенностью является возможность одномоментного нанесения на глазное дно нескольких лазерных ожогов одинакового размера и интенсивности. Врач может заранее запланировать формы-паттерны или штампы (линейную, дугообразную, квадратную, треугольную и др.) зон лазерного вмешательства. Последнее производится в автоматическом режиме, что позволяет провести ЛК (особенно на больших площадях, например панретинальную ЛК при диабетической ретинопатии) в максимально короткие сроки, безопасно и безболезненно [15, 16].

Как известно, в основе механизма лечебного действия технологии ЛК лежит фокальное термическое повреждение тканей хориоретинального комплекса (ХРК), выраженность которого зависит от многих факторов. Это прозрачность оптических сред глаза, спектральные характеристики пропускания, рассеивания и поглощения тканей для используемого в каждом конкретном случае излучения, а также режимы генерации последнего (импульсный, непрерывный, импульсно-периодический) и его энергетические параметры (уровень мощности, экспозиция воздействия).

Эффект ЛК, как сказано выше, во многом связан с фокальным нагревом сетчатки и хориоидеи [17]. Эти эффекты зависят от степени поглощения ЛИ пигментсодержащими структурами [18]. Основными абсорбентами ЛИ в макулярной области являются ксантофилл, локализующийся во внутреннем и наружном плексиформных слоях, меланин, локализующийся в пигментном эпителии сетчатки и в меланоцитах хориоидеи, и гемоглобин хориоидальных и ретинальных кровеносных сосудов [19]. Меланин хорошо поглощает излучение видимого спектра, и его абсорбция уменьшается с увеличением длины волны. Это является одной из причин того, что при коагуляции ЛИ на длине волны 0,810 мкм сдвиг повреждений происходит в сторону хориокапилляров [17, 20]. При этом вероятность повреждений наружных ядерных слоев сетчатки меньше при использовании инфракрасного ЛИ, что делает более предпочтительным его применение при вмешательствах в области желтого пятна. Таким образом, терапевтическая эффективность и селективная избирательность технологии лазерной фотокоагуляции тканей глазного дна во многом зависит от правильного выбора длины волны ЛИ, используемого в каждом конкретном случае. Кроме того, немаловажную роль играет выбор оптимальных энергетических параметров ЛИ, который осуществляется произвольно и основывается, главным образом, на субъективной оценке офтальмоскопической картины очагов коагуляции глазного дна и на опыте оператора [17]. На сегодняшний день лазерные хирурги руководствуются классификацией, предложенной F. L’Esperance [21]. Автор выделял очаги повреждения тканей ХРК, идентифицируемые по характеру их офтальмоскопической картины: очаг 1-го типа — слабо различимый, беловатого цвета очаг с нечеткими контурами; очаг 2-го типа — серовато-белого цвета очаг с нечеткими контурами; очаг 3-го типа — грязно-белого цвета очаг с четкими контурами; очаг 4-го типа — то же, что и в случае очага 3-го типа плюс субретинальное кровоизлияние в виде лепестков ромашки, увеличивающих видимый размер очага в 2—4 раза.

В 1989 г. А.В. Большунов, А.В. Калинкин и соавт. [22] показали, что ведущим фактором, определяющим характер патоморфологических изменений в месте нанесения лазерных аппликаций, является уровень мощности ЛИ независимо от его спектрального состава. При этом сравнительные клинико-морфологические исследования, проведенные на глазах лабораторных животных (кроликов), по взаимодействию ЛИ видимого диапазона длин волн (0,488—0,514; 0,514; 0,532 и 0,647 мкм) с тканями ХРК выявили два типа изменений: 1) образование интраретинального глиального очага с полным сохранением архитектоники сетчатки при отсутствии признаков нарушения целостности ретинального пигментного эпителия (РПЭ) и мембраны Бруха; 2) формирование хориоретинальной спайки с прорастанием мюллеровских клеток через мембрану Бруха и хориоидею. Решающим фактором, приводящим к возникновению 1-го или 2-го типа изменений, оказалось отсутствие или наличие повреждений мембраны Бруха. В то же время в 1973 г. М.М. Краснов и соавт. [23] обнаружили возможность регенерации фоторецепторного слоя и слоя РПЭ в очагах, образующихся через 7 дней после коагуляции. Результаты этих исследований были подтверждены работами Г.Г. Зиангировой и соавт. [24]. Также было отмечено, что уровень мощности, необходимый для получения порогового повреждения в одном и том же глазу в макулярной области, значительно ниже, чем для всех других участков глазного дна [25]. Во многом это связано с тем, что в этой зоне находится максимальная концентрация ксантофильного пигмента, что и обусловливает высокую чувствительность к повреждающему действию ЛИ видимого диапазона длин волн. В связи с этим возникает угроза гиперкоагуляции, приводящей к развитию осложнений [26]. Это обстоятельство подтолкнуло к поиску субпороговых технологий ЛК сетчатки, целью которых было получение полезных эффектов с использованием уровней мощности ЛИ, не вызывающих возникновения видимого ожога (коагулята) и связанного с ним риска повреждения фотосенсорных слоев ХРК.

Еще в 1971 г. F. L’Esperance [27] в своем исследовании отмечал, что при воздействии субпороговыми мощностями повреждение тканей характеризуется лишь разрушением отдельных клеток РПЭ и офтальмоскопически не обнаруживается, но выявляется при флюоресцентной ангиографии. А в работе Н.А. Федорук и соавт. [28] была показана возможность восстановления поврежденных структур и внутриклеточного метаболизма в тканях ХРК в результате внутриклеточной и тканевой регенерации при различных видах субпороговых лазерных вмешательств к концу 30-х суток.

В настоящее время в офтальмологической практике применяется ряд субпороговых технологий, при которых не происходит повышения температуры до уровней, приводящих к денатурации белковых структур в прилежащих к зоне лазерного воздействия тканях. Это позволяет селективно воздействовать на отдельные микроструктуры ХРК и таким образом уменьшать риск развития осложнений со стороны сенсорной сетчатки [17, 29]. К субпороговым лазерным технологиям относятся транспупиллярная термотерапия (ТТТ), собственно субпороговая ЛК (ССЛК) и субпороговая микроимпульсная ЛК (СМИЛК).

Метод ТТТ базируется на принципе термальной резистентности сетчатки к медленному повышению температуры, которое вызывает внутрисосудистый тромбоз, лейкостаз, склероз сосудов и как следствие — уменьшение экссудации, приводящее к стабилизации или повышению остроты зрения. Для этой цели используют ЛИ на длине волны 0,810 мкм с пятном большого размера от 500 до 3000 мкм в диаметре, низкие уровни мощности излучения и длительную экспозицию порядка 60 с. В результате температура сетчатки в области воздействия повышается приблизительно на 10° [30]. Авторы предлагают производить точный расчет необходимой мощности, учитывая следующие параметры: степень пигментации глазного дна, разновидность (классическая, смешанная или оккультная) субретинальной неоваскулярной мембраны (СНМ), ее этиологию, степень увеличения фокусирующих контактных линз, степень прозрачности светопроводящих сред, наличие или отсутствие субретинального кровоизлияния. В клинике технология ТТТ впервые была применена J. Oosterhuis [31] в 1995 г. в комплексном лечении хориоидальной меланомы. Излучение диодного лазера на длине волны 0,810 мкм доставлялось к сосудистой оболочке и пигментному эпителию транспупиллярно. В настоящее время ТТТ используют для лечения меланом хориоидеи, скрытых и классических СНМ при возрастной макулярной дегенерации, центральной серозной хориоретинопатии (ЦСХ) [32—34]. Однако дальнейшие перспективы развития метода ТТТ связаны с внедрением доступных способов точного измерения температуры сетчатки во время проведения сеанса фотокоагуляции, так как возможна неконтролируемая гипертермия сетчатки в процессе воздействия [35]. Поэтому данная технология пока широкого распространения не получила.

Собственно субпороговая ЛК в различных ее модификациях подразумевает уменьшение времени и/или мощности излучения как минимум на треть по сравнению с параметрами излучения, необходимыми для формирования классического видимого коагулята 1-го типа (по классификации F. L’Esperance). Наиболее важным и ответственным этапом субпороговой коагуляции является тестирование коагулята при выборе уровня мощности Л.И. Недостаточный уровень может не оказывать необходимого терапевтического действия, а его превышение может привести к излишнему повреждению нейро- и пигментного эпителия сетчатки. В 1999 г. R. Olk и L. Akduman [36] впервые опубликовали результаты субпороговой диодной ЛК, которую выполняли по поводу диффузного диабетического отека макулы. Авторы предложили использовать мощность порядка 200—700 мВт и экспозицию 0,2 с до появления офтальмоскопически видимого порогового коагулята, а затем уменьшать экспозицию до 0,1 с. При этом через 6—12 мес после такого воздействия авторы отмечали уменьшение или исчезновение макулярного отека в 39% случаев, а через 15—24 мес — в 74%.

Технологию СМИЛК используют для лечения диабетического макулярного отека (ДМО), ЦСХ и кистозного макулярного отека при окклюзии вен сетчатки. В микроимпульсном режиме лазеры генерируют пакеты повторяющихся низкоэнергетических импульсов сверхкороткой длительности. Обычно длительность импульса составляет от 5 до 15% от установленного времени лазерного воздействия. Это называется рабочим циклом или скважностью. Из-за наличия интервалов между короткими импульсами повышение температуры происходит лишь в ткани мишени, т. е. в пигментном эпителии. Благодаря этому в смежных структурах не достигается порог коагуляции, так как они успевают остыть, и этим сводится к минимуму повреждающее действие Л.И. Так же, как и при остальных субпороговых методиках, особое место при проведении СМИЛК занимает процесс определения пороговых параметров ЛИ, так называемое тестирование. Обычно экспозиция составляет 0,2 с, а мощность воздействия постепенно увеличивается до появления видимого коагулята. Для проведения СМИЛК мощность снижают на 50% от порогового значения [37]. Авторы не единодушны в вопросах проведения тестирования. Во-первых, стоит вопрос, на какой сетчатке подбирать параметры ЛИ — нормальной или отечной. Во-вторых, стоит ли вообще проводить тестирование, так как в процессе возможно повреждение фоторецепторов. И, наконец, возникает вопрос, необходимо ли снижать мощность и на сколько для достижения должного эффекта. V. Chong [38] предлагает снижать мощность до 30—50% и тестировать на границе между нормальной и отечной сетчаткой. E. Midena [39] использует СМИЛК для лечения небольших отеков, при которых центральная толщина сетчатки меньше 400 мкм. Процедуру предлагается проводить, используя излучение на длине волны 0,577 мкм мощностью 250 мВт. J. Luttrull [40] выступает против тестирования и за использование лазера на длине волны 0,810 мкм, так как это, по мнению автора, намного безопаснее для сетчатки. Основываясь на собственных наблюдениях и опыте, он выбирает уровень мощности порядка 1400 мВт [40]. Несмотря на все разногласия, СМИЛК регламентируется как безопасная процедура без риска повреждения сетчатки. Исследования ряда авторов свидетельствуют о том, что при проведении СМИЛК изменения РПЭ обнаруживаются исключительно с помощью электронной микроскопии, также не выявляются скотомы при микропериметрии и отсутствуют нарушения контрастной и цветовой чувствительности [41].

В 2004 г. группа исследователей во главе с J. Roider [42] впервые заявила о возможности оптикоакустического мониторинга ЛК глазного дна путем фокальной термометрии тканей ХРК непосредственно в момент проведения лазерного вмешательства. Это оказалось реальным прорывом в области лазерной микрохирургии глаза в целом, позволяющим повысить избирательность и безопасность, а следовательно, и терапевтическую эффективность как классических, так и субпороговых лазерных вмешательств. Данная технология получила название «селективная терапия ретинального пигментного эпителия» [43]. Ее принцип заключается в том, что применяемый лазерный импульс очень короткий — от 1,5 до 2 мкс. Используя такой импульс, можно получить очень высокое повышение температуры в РПЭ, не изменяя при этом температуру в слоях сетчатки. Эти повреждения не визуализируются и определяются лишь с помощью электронной микроскопии. При воздействии на РПЭ короткого (порядка нескольких наносекунд) лазерного импульса в результате быстрого локального нагрева происходит тепловое расширение ткани, создающее акустический импульс, одной из главных характеристик которого является амплитуда. Пьезоэлектрический датчик, встроенный в контактную фундус-линзу, улавливает малейшие изменения амплитуды импульса, ориентируясь на которые оператор выбирает мощность ЛИ, необходимую для воздействия исключительно на РПЭ [44]. В проведенных авторами исследованиях у 60 пациентов с диабетической макулопатией через 6 мес после селективной терапии РПЭ в 32% случаев произошло рассасывание экссудатов, а в 90,6% случаев у пациентов было отмечено повышение остроты зрения или ее стабилизация. При проведении микропериметрии у этих пациентов скотом ни в одном случае выявлено не было [45]. Авторы сообщили также о результатах селективной ЛК РПЭ у 16 пациентов с ЦСХ. Через 1 мес после проведения процедуры у всех пациентов было отмечено полное исчезновение транссудации и, соответственно, повышение остроты зрения [46].

Полученные ранее данные авторы использовали для усовершенствования, в частности, технологии ТТТ. Так, было обнаружено, что пороговая температура коагуляции сетчатки при экспозиции меньше 0,2 с составляет 53 °C, а при экспозиции больше 0,2 с пороговая температура немного снижается. С учетом этого была предложена технология, с помощью которой в процессе фотокоагуляции можно было бы определять повышение температуры в сетчатке. При изменении температуры меняются такие физические параметры, как коэффициент теплового расширения, плотность, скорость звука и удельная теплоемкость тканей. В результате меняются характеристики возникающего акустического импульса, например амплитуда, форма и время регистрации. Авторы предложили с помощью тестового лазерного импульса с излучением на длине 0,523 мкм по принципу обратной связи определять необходимую мощность и экспозицию ЛИ для достижения терапевтического эффекта у конкретного пациента в процессе выполнения ТТТ. В проведенных исследованиях описанную процедуру выполняли с использованием лазера Nd: YAG с излучением на длине волны 0,532 мкм мощностью от 140 до 290 мВт и экспозицией от 100 до 1000 мс. Данная методика была отработана на кроликах и, по мнению авторов, может оказаться весьма перспективной [47, 48].

Следует, однако, заметить, что надежное измерение амплитуды акустического импульса представляет собой непростую задачу, что может существенно понизить точность определения температуры. В этом плане интересен альтернативный подход, основанный на непосредственном измерении локального коэффициента поглощения структур сетчатки в месте предполагаемой Л.К. По мнению А.В. Ларичева и соавт. [49], данный метод может быть реализован путем оптоакустического зондирования ткани коротким импульсом непосредственно перед основным воздействием. При этом параметры воздействия корректируются онлайн на основе результатов измерений. Измерение локального коэффициента поглощения производится на основе анализа формы акустического импульса, поэтому он лишен недостатков методов, основанных только на анализе амплитуды.

Таким образом, из сказанного выше следует, что в эволюции развития технологии ЛК (ТЛК) тканей глазного дна с момента ее появления условно можно выделить три основных этапа.

В течение первого этапа происходило совершенствование так называемой классической ТЛК (офтальмоскопически визуализируемой), связанное, главным образом, с появлением в арсенале лазерной офтальмологии новейших источников ЛИ и с созданием на их основе высокотехнологичных лазерных офтальмокоагуляторов.

Второй этап характеризовался разработкой технологий «субпороговых» (ТТТ, ССЛК, СМИЛК) лазерных вмешательств, а также созданием так называемых интеллектуальных, паттерных и навигационных лазерных офтальмокоагуляторов.

Третий этап развития ТЛК является значительным прорывом в области дальнейшего повышения терапевтической эффективности и безопасности субпороговых лазерных вмешательств. Последнее было связано с началом разработки методов оптико-акустического мониторинга температуры тканей ХРК непосредственно в процессе проведения Л.К. На сегодняшний день именно этот этап представляется наиболее перспективным в процессе дальнейшего совершенствования технологии лазерной фотокоагуляции глазного дна.

Конфликт интересов отсутствует.