Содержание к диссертации
Введение
Глава 1. Обзор литературы.
Транспупиллярная лазерная фотокоагуляция тканей глазного дна: прошлое, настоящее и будущее 13
Глава 2. Материалы и методы исследования.
2.1. Характеристика экспериментального материала и методов исследования 32
2.1.1. Изучение зависимости амплитуды регистрируемого акустического импульса от температуры для ХРК аутопсийного человеческого глаза 37
2.1.2. Изучение зависимости формы регистрируемого акустического импульса от температуры для ХРК аутопсийного человеческого глаза 39
2.1.3. Программа для численного моделирования температурного поля в процессе нагрева ХРК глаза лазером .43
2.1.4. Определение температурного поля при лазеркоагуляции ХРК с помощью оптоакустики в эксперименте in vivo .45
2.1.4.1. Методика приготовления гистологических препаратов .48
2.1.5. Технология оптоакустического контроля лазеркоагуляции сетчатки в эксперименте in vivo .48
Глава 3. Результаты экспериментальных исследований.
3.1. Результаты изучения зависимости амплитуды регистрируемого акустического импульса от температуры для ХРК аутопсийного человеческого глаза 50
3.2. Результаты изучения зависимости формы регистрируемого акустического импульса от температуры для ХРК аутопсийного человеческого глаза 51
3.3. Результаты определения температурного поля при лазеркоагуляции ХРК с помощью оптоакустики в эксперименте in vivo 53
3.3.1. Примеры температурного распределения при заданных параметрах лазерного излучения 54
3.4. Результаты сопоставления теоретически рассчитанных с помощью оптоакустического зондирования параметров лазерного излучения с практическими результатами коагуляции в эксперименте in vivo 71
3.5. Результаты сопоставления изменения амплитуды акустического импульса и гистологической картины ХРК при проведении субпороговой коагуляции с постоянным оптоакустичеким зондированием .72
Обсуждение полученных результатов .76
Выводы .81
Практические рекомендации 83
Список литературы 85
- Транспупиллярная лазерная фотокоагуляция тканей глазного дна: прошлое, настоящее и будущее
- Изучение зависимости формы регистрируемого акустического импульса от температуры для ХРК аутопсийного человеческого глаза
- Примеры температурного распределения при заданных параметрах лазерного излучения
- Результаты сопоставления изменения амплитуды акустического импульса и гистологической картины ХРК при проведении субпороговой коагуляции с постоянным оптоакустичеким зондированием
Транспупиллярная лазерная фотокоагуляция тканей глазного дна: прошлое, настоящее и будущее
Эффект действия интенсивного светового потока на глаз был известен еще во времена Галена (130-200 гг.), который впервые описал феномен солнечной слепоты [67]. Начиная с XIX века проводились попытки сконцентрировать солнечный свет или излучение дуговой лампы на сетчатке с терапевтической целью. Однако эти исследования не имели должного теоретического обоснования и не получили практического применения [162]. Немецкий офтальмолог G. Meyer-Schwicrerath впервые успешно использовал световое излучение для лечения глазных болезней. Будучи еще студентом, он наблюдал последствия солнечных ожогов сетчатки в результате полного солнечного затмения 9 июля 1945 года. Тот факт, что свет может вызывать образование рубцов, произвел на молодого специалиста неизгладимое впечатление. Последнее послужило для него началом поиска способов использования этого эффекта для лечения заболеваний сетчатки [120]. Автор экспериментировал с солнечным светом, пытаясь сфокусировать его на сетчатке с помощью гелиостата. В дальнейшем он также использовал для этой цели излучатель на угольных электродах. В 1949 году с помощью солнечного луча им впервые была проведена фотокоагуляция глазного дна у пациента с отслойкой сетчатки [121]. В 1957 году G. Meyer-Schwicrerath совместно с инженером Littman разработали и сконструировали фотокоагулятор на основе ксеноновой газоразрядной лампы большой мощности, который начал активно внедряться в клиническую практику [118,119,122]. Однако, несмотря на обнадеживающие результаты применения излучения ксенонового фотокоагулятора [164,167], из-за обширных хориоретинальных повреждений, кровоизлияний в стекловидное тело, ожогов фовеолы, распространенной пролиферации пигментного эпителия [15,23,31,32,35,58,93,114,157,158,171] метод ксеноновой фотокоагуляции широкого распространения не получил.
Пионером использования технологии фотокоагуляции в нашей стране по праву принято считать профессора Л.А. Линника. Под руководством академика В.П. Филатова в 1954 г. он впервые приступил к изучению возможностей фотокоагуляции сетчатки в клинике. В том же году на основе мощного кинопроектора был создан и первый отечественный фотокоагулятор «Зайчик». В 1956 г. прошел клинические испытания на животных и стал применяться в клинической практике серийно производимый отечественный фотокоагулятор сетчатки (ФКС-1) [34].
Новый этап дальнейшего развития технологии фотокоагуляции в офтальмологии связан с величайшим научным достижением 20 века – теоретическим обоснованием, разработкой и созданием первых оптических квантовых генераторов (Н.Г. Басов, А.М. Прохоров, A.L. Schowlow, C.H. Townes) [7,107]. 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 сохранении высокого уровня плотности мощности в фокальной плоскости фокусирующей системы) ЛИ одновременно с возможностью 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. 16 мая 1960 года T. Maiman [68] 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 [57,172] 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 (Н.А. Пучковская, Е.С. Либман, Л.А. Линник, В.В. Архангельский, В.В. Волков). Установка представляла собой твердотельный импульсный лазер с излучателем на кристалле синтетического рубина. Исследования, проведенные Л.А. Линником и П.И. Сапрыкиным [34], показали, что ЛК тканей глазного дна в импульсном режиме приводила к значительной вариабельности диаметра коагулятов, высокой вероятности возникновения разрывов сетчатки и кровоизлияний в стекловидное тело [33,41]. Перечисленные выше осложнения, по-видимому, были связаны с преобладанием механических факторов при взаимодействии импульсного ЛИ с тканями ХРК. 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 [76]. Первое сообщение о применении аргонового лазерного офтальмокоагулятора в клинике было сделано в 1968 г. F.L`Esperance [91,96]. Позже появились и другие лазерные офтальмокоагуляторы – аргоновые с чисто зеленым излучением на длине волны 0,514 мкм [134], криптоновые с оранжево-красным излучением на длине волны 0,647 мкм [50,95], лазеры на красителях с перестройкой спектрального состава в диапазоне длин волн 0,560-0,630 мкм [84,92,153,168], а также лазеры на парах меди с излучением на длине волны 0,510 мкм и 0,578 мкм [165].
На смену широко распространенным в клинике газовым (аргоновым и криптоновым) офтальмокоагуляторам пришли твердотельные коагуляторы на основе итрий-аллюминиевого-граната (ИАГ-лазеры) с непрерывным излучением второй гармоники на длине волны 0,532 мкм [1,11,81]. Впервые лазерные фотокоагуляторы с излучением на длине воны 0,532 мкм были использованы в эксперименте на кроликах L Esperance [94]. Результаты первого клинического применения этого вида ЛИ в лечении больных с макулярной патологией сообщили отечественные авторы (М.М. Краснов, А.В. Большунов, А.В. Калинкин и соавт.) [11,27,30].
Следующим этапом было появление полупроводниковых источников ЛИ на основе арсенида-галлия (Ga-As) или диодных лазеров 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 и C. Puliafito с соавт. [51,52.53,137], 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 коагулятам, полученным при использовании излучений аргонового и криптонового лазеров. К такому же заключению пришли и другие исследователи [66]. Внедрение диодных лазерных офтальмокоагуляторов в нашей стране тесно связано с именами Л.И. Балашевича, М.В.Гацу, А.С.Измайлова [4,5,6,26].
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 подходом к повышению избирательности и безопасности технологии ЛК сетчатки оказалось создание американской фирмой Optimedica в 2006 г. высоко технологичного прибора PASCAL (Pattern Scan Laser) Photocoagulator. Отличительной особенностью прибора является возможность одномоментного нанесения на глазное дно нескольких лазерных ожогов одинакового размера и интенсивности [46,128]. Коагуляты располагаются согласно выбранной хирургом на дисплее прибора программе. Паттерны (шаблоны) могут иметь форму квадрата, круга, дуги или решетки [60,61,147]. В случае использования программы для выполнения вмешательства в макулярной зоне дополнительно предусмотрена генерация светового пятна в поле зрения пациента, обеспечивающего неподвижную фиксацию взора во время проведения процедуры. M. Nagpal с соавт. сообщили, что преимущество установки PASCAL, по сравнению с известными офтальмокоагуляторами, заключается в более быстром и безболезненном проведении ЛК [126, 169]. Ещё одним из, так называемых, «интеллектуальных» лазерных фотокоагуляторов является представленный в 2010 г. германской фирмой OD-OS прибор NAVILAS. В отличие от PASCAL в этом приборе вся визуальная информация о процессе выполнения ЛК фиксируется цифровой камерой и отображается на дисплее прибора. Получение высококачественных изображений может быть затруднено у пациентов с помутнениями оптических сред [59]. Перед коагуляцией производится фотографирование глазного дна, флуоресцентная ангиография с помощью встроенной в прибор фундус-камеры. После чего врач имеет возможность запланировать необходимые зоны для нанесения лазерных коагулятов в виде заранее выбранных паттернов [85]. Области зрительного нерва и макулы заранее блокируют и отмечают на дисплее прибора, защищая их таким образом от нежелательного повреждения. Лазерное вмешательство производится в автоматическом режиме [75].
Изучение зависимости формы регистрируемого акустического импульса от температуры для ХРК аутопсийного человеческого глаза
Явление оптоакустического эффекта состоит в следующем. Лазерные импульсы малой длительности способны генерировать акустические волны при поглощении в тканях глазного дна. Форма акустического сигнала для такой волны от одиночного лазерного импульса зависит от параметров этого импульса, таких как длительность и мощность, а также от характеристик ткани в точке попадания этого импульса. В биотканях все акустические параметры имеют примерно одинаковое значение, а коэффициент оптического поглощения, наоборот, может варьироваться в широких пределах даже на глазном дне у одного человека, не говоря о различиях этого коэффициента у разных людей. Форма акустического импульса может быть использована для определения этого коэффициента поглощения в точке попадания лазера. Поглощение ЛИ в тканях глазного дна определяется законом Бугера — Ламберта — Бера. Соответственно, распределение поглощенной энергии по глубине будет определять форму АИ, генерируемого поглощающей средой. Кроме того, АИ будет деформироваться при прохождении через среду вследствие дифракционных эффектов. Однако параметры конечного регистрируемого АИ могут быть использованы для определения оптического коэффициента поглощения в точке.
В качестве исследуемых образцов использовали аутопсийные глаза человека. Образец заднего отрезка глаза диаметром 10 мм помещали в специальную кювету. Крышка кюветы имела входное окошко для заведения ЛИ, акустический приемник, регистрирующий сигнал с образца, и отверстие для манипуляций образцом и заведения термопары. После расположения образца кювету заполняли физиологическим раствором. Последний служил средой для распространения сигнала к приёмнику и был выбран из-за сходства акустических свойств с исследуемыми тканями глаза. Таким образом, вся система объект-кювета моделировала физиологические условия. Схема экспериментальной установки изображена на Рис.15.
Основными элементами установки являлись зондирующий лазер, офтальмокоагулятор, щелевая лампа, кювета с акустическим приёмником, в которой располагался образец тканей глазного дна, и термопара. Для определения коэффициента поглощения использовали импульсное излучение зондирующего лазера, которое заводили через прозрачное окно в экспериментальной кювете. Блок управления зондирующим лазером одновременно запускал одиночный лазерный импульс из излучателя и подавал синхронизирующий сигнал на осциллограф. Этот сигнал служил началом записи АИ с приемника. Сгенерированный лазерный импульс, проходя через систему доставки, попадал в выбранную точку на исследуемом образце. Попадание одиночного импульса генерировало акустическую волну, которая распространялась от образца во все стороны, в том числе и к акустическому приемнику, который её регистрировал. Сигнал с приемника фиксировали осциллографом (Рис.16). Форма этого сигнала служила для определения коэффициента оптического поглощения света с длиной волны зондирующего лазера — 0,527 мкм.
После получения АИ, в ту же самую точку, в которую попадал зондирующий лазер, направляли импульс офтальмокоагулятора с заранее заданными параметрами — временем экспозиции и мощностью излучения. Для определения степени теплового воздействия ЛИ на структуры ХРК использовали метод прямого измерения температуры в точке коагуляции с помощью термопары, чувствительный элемент которой располагался в непосредственной близости. Термопара производила измерения во время действия зондирующего лазера и некоторое время после окончания импульса офтальмокоагулятора. Сигнал с термопары подавали на модуль сбора данных, и далее на ПК для последующей обработки. Взаимное расположение термопары и места попадания лазера (которое определялось с помощью пилотного лазерного излучения), фиксировали через окуляры щелевой лампы. Нас интересовали показания термопары при различной удаленности от нагреваемой лазером области (Рис.17).
Примеры температурного распределения при заданных параметрах лазерного излучения
В качестве иллюстрации результатов данного этапа исследований приводим следующие примеры:
Пример 1.
Субпороговый коагулят, параметры ЛИ: мощность 30 мВт, экспозиция 0,2 с, диаметр лазерного пучка 100 мкм, коэффициент поглощения, вычисленный из амплитуды первого пика АИ 175 см-1.
Из математической модели распределения температурного поля (Рис.27) видно, что температура в РПЭ повышается до 46С (на графике 0 принят за постоянную температуру тела кролика 38,8—39,5С), а окружающие ткани остаются фактически интактными и не подвержены коагуляции. На оптической когерентной томограмме (Рис.28) в области лазерного воздействия видна неоднородная гиперрефлективность РПЭ с локальным повышением глубокой рефлективности (хориоидеи), легкая дезорганизация на уровне соединения наружных и внутренних сегментов фоторецепторов с усилением рефлективности.
На полутонких срезах ХРК (Рис.29) в области нанесения субпорогового коагулята видимых деструктивных изменений не обнаружено. Отмечен слабый волнообразный профиль РПЭ за счет вакуолизации части его клеток. В подлежащей сосудистой оболочке неравномерное наполнение сосудов: спавшееся хориокапилляры и полнокровные сосуды среднего калибра. Микровакуолизация на уровне соединения наружных и внутренних члеников фоторецеторов нарушает целостность наружной пограничной мембраны. Кроме того, отмечается умеренный отек в пределах слоя нервных волокон и более выраженный межклеточный отек во внутреннем ядерном слое. Рис.29. Субпороговый коагулят. Видимых деструктивных изменений в области ХРК не обнаружено. Полутонкий срез. Полихромное окрашивание.
Пример 2.
Коагулят 1 степени интенсивности по классификации L Esperance, параметры ЛИ: мощность 60 мВт, экспозиция 0,2 с, диаметр лазерного пучка 100 мкм. 100 мкм, коэффициент поглощения, вычисленный из амплитуды первого пика АИ 170 см-1.
В математической модели распределения температурного поля (Рис.30) показано, что при заданных параметрах ЛИ с известным коэффициентом поглощения, температурный пик приходится на 57С и сконцентрирован в основном на уровне РПЭ, толщина которого принята за 15 мкм. Окружающие ткани затронуты в меньшей степени, но все равно в той или иной степени подвержены термическому воздействию ЛИ. На оптической когерентной томограмме (Рис.31) видна гиперрефлективность на уровне наружного плексиформного и нейроэпителиального слоев со снижением рефлективности РПЭ.
Термическое воздействие на живую ткань на уровне до 60С сохраняет ее внешний вид, но лишает свойственных ей функции, т.е. девитализирует. При этом отмечается повышенная адгезия ХРК в эпицентре, а умеренная контракция девитализированной ткани приводит к локальным разрывам РПЭ по периферии очага, подтягиваню и отслоению фоторецепторного слоя сетчатки. На полутонких срезах ХРК область воздействия ЛИ представляет собой зону денатурации фоторецепторного слоя, прилежащего к РПЭ, деструктивные изменения в обоих ядерных слоях и межклеточный отек, приводящий к локальному утолщению сетчатки (Рис.32).
Небольшая куполообразная отслойка наружных слоев сетчатки на периферии очага происходит за счет контракции девитализированного фоторецепторного слоя и нарушения целостности РПЭ (Рис 33). Рис.33. Коагулят 1 степени по L Esperance. Локальная отслойка фоторецепторного слоя на периферии очага коагуляции. Полутонкий срез. Полихромное окрашивание.
Полихромное окрашивание. микродефекты во внутренней пограничной мембране (Рис.34).
Пример 3.
Представлены 3 коагулята, нанесенные ЛИ с одинаковыми параметрами: мощность 120 мВт, экспозиция 0,2 с, диаметр лазерного пучка 100 мкм. Коэффициент поглощения в первой точке, вычисленный из амплитуды первого пика АИ 185 см-1, во второй точке – 190 см-1 и в третьей точке – 200 см-1. Несмотря на одинаковые параметры ЛК изменения на оптической когерентной томографии и в гистологической картине значительно разнились.
Коагулят 2 степени по L Esperance.
Теоретически рассчитанная температура РПЭ при коагуляции 61С (Рис.35) (на графике 0 принят за постоянную температуру тела кролика 38,8—39,5С), По данным оптической когерентной томографии (Рис.36) в очаге коагуляции локальная дезорганизация внутренних слоев с повышением их рефлективности, снижение рефлективности РПЭ. Рис.36. Коагулят 2 степени по L Esperance.
Гистологическая картина согласуется с данными оптической когерентной томографии. Между стрелками – термический (коагуляционный) эффект ЛИ в пределах ХРК (нейроэпителия и хориокапилляров) (Рис.37).
. Коагулят 2 степени по L Esperance. Термический (коагуляционный) эффект в ХРК (между стрелками). Полутонкий срез. Полихромное окрашивание. Максимальный коагуляционный эффект происходит в фоторецепторном и хориокапиллярном слоях. Межклеточный отек во внутренних слоях сетчатки с коническим ее выстоянием в стекловидное тело. В слое средних и крупных сосудов хориоидеи застойное полнокровие и серозный отек (Рис.38).
Результаты сопоставления изменения амплитуды акустического импульса и гистологической картины ХРК при проведении субпороговой коагуляции с постоянным оптоакустичеким зондированием
В анатомическом эксперименте при постоянном оптоакустическом зондировании в онлайн-режиме во время ЛК было замечено, что амплитуда АИ на начальном этапе нагрева нарастала, а потом резко падала и не возвращалась к исходным значениям. Данное наблюдение вероятно объясняется тем, что в аутопсийной ткани тепловая энергия высвобождается и не нейтрализуется хориоидальным кровотоком, который способствовал бы ее охлаждению. Таким образом вся энергия освобождается на уровне ХРК и вызывает термические изменения на уровне РПЭ и фоторецепторного слоя. Из-за термического воздействия РПЭ уплотняется, и его резонансные свойства увеличиваются. В момент ЛК по периферии очага происходит отрыв от здоровых тканей, и РПЭ уже не является монолитным слоем, т.е. он прерывается по периферии очага, и поэтому не остается столь же прочной системной структурой как до коагуляции.
В физиологическом эксперименте при ЛК шло нарастание амплитуды АИ, далее резкое падение и возвращение к исходным значениям. В данном случае термическое воздействие вызывало нагревание ткани и чисто физиологическое ее сокращение в силу контракционных свойств. Но наличие хориоидального кровотока приводило к быстрому остыванию этой хориоретинальной зоны и поэтому все возвращалось на прежний уровень. За счет того, что был теплообмен с хориоидальным кровотоком, не происходило резкого сокращения коагулированной части ретинальной ткани и не происходил ее отрыв по периметру очага. Т. е. сохранялась непрерывность РПЭ и он продолжал функционировать как резонаторная система с минимальными поражениями.
Полихромное окрашивание. Следующим этапом наблюдали изменение амплитуды АИ при выполнении субпороговой ЛК в эксперименте in vivo на глазах кролика. Амплитуда АИ нарастала и сразу возвращалась к исходному уровню, а в некоторых случаях она совершено не изменялась. Это объясняется тем, что термический эффект в ХРК выражен слабо. Субпороговое воздействие не столь термически актуализировано и не нуждается в охлаждении непрерывным кровотоком. Такое воздействие вызывает легкое «подрагивание» системы РПЭ и возвращает его на место, не вызывая никаких последствий. Т.е. когда при субпороговом воздействии амплитуда АИ не изменяется, это говорит о том, что воздействие не имело термического акцента, а ЛИ вызвало лишь механическое колебание в ХРК. В таком случае на гистологической картине РПЭ и мембрана Бруха не изменены, небольшие изменения в фоторецепторном слое с кавитациями и межпалочковыми полостями (локальный отек) (Рис.52).
Во случае, когда при субпороговом лазерном воздействии амплитуда АИ возрастает, на полутонких срезах видно, что РПЭ увеличивается в размерах и цитоплазма становится более светлой. Это может свидетельствовать об усилении транспортных свойств РПЭ, поэтому он становится более высоким в фокусе лазерного воздействия и таким образом отводит жидкость из субретинального пространства в хориоидальный кровоток (Рис.53).