Краткие сведения о применении лазерного излучения в офтальмологии

Краткие сведения о применении лазерного излучения в офтальмологии

Рис. 3.1. Схематическое расположение энергетических уровней частиц активной среды [по: K. Dorschel, 1989]

Рис. 3.1. Схематическое расположение энергетических уровней частиц активной среды [по: K. Dorschel, 1989]
Рис. 3.2. Принципиальная схема устройства лазера: 1. Активная среда. 2. Накачка. 3. Непрозрачное зеркало. 4. Прозрачное зеркало

Рис. 3.2. Принципиальная схема устройства лазера: 1. Активная среда. 2. Накачка. 3. Непрозрачное зеркало. 4. Прозрачное зеркалоИстория применения лазерных технологий в медицине берет свое начало с древних времен, когда греки и римляне использовали солнечный свет для лечения различных заболеваний. В ХIX веке произошел настоящий расцвет фототерапии, что было связано с изобретением электрических ламп. Красным светом пытались лечить оспу и корь, помещая пациента в специальную камеру с красными излучателями. Также различные «цветовые ванны» успешно применялись для лечения психических заболеваний.

В начале шестидесятых годов XIX века появились первые лазерные медицинские устройства. Причем первой отраслью медицины, в которой нашли применение лазеры, была офтальмология [13].

Применение светового излучения для бесконтактной доставки энергии к структурам глаза открыло новую эру в истории офтальмо-хирургии. G. Meyer-Schvickerath в 1956 году впервые применил ксеноновый дуговой коагулятор для фотокоагуляции тканей глаза. Работа ксеноновой лампы была основана на применении полихроматического спектра излучения, который не позволял сфокусировать свет в пятно малого диаметра. Это приводило к серьезным осложнениям, таким как грубые ожоги тканей, помутнения роговицы и тяжелые воспалительные процессы, что послужило стимулом для дальнейшего совершенствования лазерной хирургии [13].

В 1960 году американский физик Т. Maiman создал первый в мире лазер на кристалле рубина. Слово лазер (LASER) является акронимом. Оно было создано из первых букв пяти английских слов – light amplification by stimulated emission of radiation (усиление света посредством вынужденного излучения).

Лазер позволил получить управляемое когерентное излучение и возможность неинвазивной коагуляции глазного дна. В разработке первых лазеров большую роль сыграли отечественные ученые Н.Г. Басов и A.M. Прохоров, а также американский исследователь Ч. Таунс, за что они были удостоены Нобелевской премии в 1964 году [6].

В 1970 году H. Zweng впервые применил в офтальмологической практике газовый аргоновый лазер, оснащенный щелевой лампой.

Следующим шагом вперед было клиническое использование эффекта фоторазрыва. В 70-х годах XX столетия с появлением иттрий-алюминиево-гранатового лазера (Nd:YAG) стало возможным проведение фотодеструктивных операций: лазерной иридэктомии и дисцизии вторичной катаракты. Также в 1970-е годы появляется первый эксимерный лазер, который представлял собой газовый лазер высокого давления и работал в ультрафиолетовой части спектра. В это время Н.Г. Басов с соавторами описали первый эксимерный лазер на молекулах ксенона с длиной волны 176 нм, что положило начало широкому развитию этой технологии в рефракционной хирургии.

Еще одним прорывом в офтальмологии было появление в начале 90-х годов твердотельного YAG-лазера с удвоением частоты с длиной волны 532 нм, который имел ряд преимуществ перед аргоновым лазером. Отсутствие в его спектре излучения синей составляющей позволило проводить коагуляцию в макулярной зоне [5].

Несмотря на то что в настоящее время лазеры широко применяются в офтальмологической практике, прогресс в развитии лазерной техники не прекращается.

Устройство лазера

Рис. 3.3. Схематическое изображение монохроматичности [по: K. Dorschel, 1989]

Рис. 3.3. Схематическое изображение монохроматичности [по: K. Dorschel, 1989]
Рис. 3.4. Схематическое изображение коллимированности [по: K. Dorschel, 1989]

Рис. 3.4. Схематическое изображение коллимированности [по: K. Dorschel, 1989]Лазерное излучение – это вынужденное, индуцированное излучение, генерируемое в результате перехода электронов с нестабильного верхнего энергетического уровня на стабильный низший уровень. Получение лазерного излучения основано на способности некоторых веществ испускать электромагнитные волны под влиянием внешнего источника энергии [12]. Эти вещества называются активной средой, а действие внешнего источника энергии – накачкой. Активной средой могут быть кристаллы (рубин, иттрий-алюминиевый гранат и др.), газы (аргон, смесь гелия и неона, криптон), анилиновые красители или полупроводники. Активная среда в зависимости от своего химического состава определяет конкретные параметры лазерного излучения, такие как длина волны. Строго определенная длина волны излучения связана с одинаковой разницей в энергетических уровнях электронов в молекулах вещества. Как правило, название лазера определяется активной средой (аргоновый, гелий-неоновый и др.) [16].

В качестве накачки могут использоваться световое излучение, химическая реакция, электрический разряд и др. Под влиянием энергии накачки частицы активной среды возбуждаются и переходят из основного уровня (соответствует невозбужденному состоянию) на верхний нестабильный энергетический уровень. С верхнего уровня происходит быстрый безызлучательный переход на стабильный метастатический уровень, на котором создается избыточная населенность частиц по сравнению с основным уровнем. В результате возникает индуцированное лазерное излучение (рис. 3.1)[12].

Все лазерные установки устроены по одной принципиальной схеме (рис. 3.2). Установка включает в себя активную среду, накачку, систему зеркал для усиления излучения и средства доставки излучения. Система зеркал состоит из параллельных пластин, одна из которых, являясь непрозрачным зеркалом, многократно отражая излучение, усиливает его, а вторая – это полупрозрачное зеркало, через которое лазерный луч выходит из генератора. Средства доставки излучения представляют собой оптические системы, доставляющие к тканям глаза лазерный луч. К ним относятся оптические адаптеры к щелевой лампе, операционному микроскопу, налобному бинокулярному офтальмоскопу и другие системы.

Лазерное излучение характеризуется:

• монохроматичностью, что дает возможность выбора и применения конкретной длины волны, а также облегчает фокусировку излучения в пятно малого диаметра без потери мощности (рис. 3.3);

• коллимированностью – малой расходимостью, параллельностью всех лучей в пучке, что позволяет создать в малом пятне большие плотности энергии или мощности (рис. 3.4);

• пространственной и временной когерентностью – совпадением фаз волны в пространстве и во времени. Для лазерного воздействия имеет второстепенное значение и используется в диагностических установках (рис. 3.5).

В зависимости от активной среды различают твердотельные, газовые, жидкостные и полупроводниковые лазеры. В последние годы революционным стало появление полупроводниковых (диодных) лазеров [13]. Активным веществом в таких лазерах является арсенид галлия, длина волны, излучаемая им, 810 нм, что соответствует ближайшему инфракрасному спектру. Такие лазерные установки применяют для коагуляции сетчатки, а также для проведения транспупиллярной термотерапии.

В офтальмологии наиболее распространенными являются твердотельные лазеры на гранате, активированном неодимом; на стекле, активированном неодимом, и на рубине. Эти лазеры могут работать при импульсной и непрерывной оптических накачках. На сегодняшний день самым используемым является лазер на алюмоиттриевом гранате, активированном неодимом (Nd:YAG). В кристалл граната вводятся ионы неодима, этот лазер может работать на основной длине волны 1064 нм (рис. 3.6), а также на длине волны 532 нм. Получение такой длины волны возможно при генерации Nd:YAG-лазера на второй гормоники излучения. Для этого выходной луч лазера направляется на нелинейный оптический кристалл удвоителя частоты. В качестве кристалла удвоителя частоты применяют йодат лития, ниобат лития или ниобат бария-натрия.

Важной характеристикой лазера является режим работы, который определяет длительность импульса лазерного излучения. Различают импульсные лазеры, работающие в режиме модулированной добротности, и лазеры непрерывного излучения.

Для получения коротких импульсов в режиме модулированной добротности между активным элементом и зеркалом устанавливается световой затвор, который при открытии в момент лазерного излучения укорачивает длительность импульса. Получается короткий импульс большой мощности. Такой режим лазерного воздействия позволяет произвести рассечение и «взрыв» ткани за счет кратковременности действия и высокой энергии. В лечении глазной патологии лазеры такого типа применяют для проведения иридэктомии, дисцизии задней капсулы хрусталика, гониодесцеметопунктуры.

Лазеры непрерывного излучения вырабатывают энергию, пока осуществляется накачка. Это позволяет задать любую необходимую длительность воздействия на ткань. Лазеры с таким режимом работы применяются для коагуляции сетчатки, радужной оболочки и др. [8].

С.Н. Федоров с соавторами в 1990 году обозначили следующие направления использования лазеров в офтальмологии:

1. Лазеркоагуляция, в основе которой лежит кратковременное термическое повреждение ткани с последующим формированием рубца. Этот механизм позволяет получить выраженный терапевтический эффект при лазеркоагуляции сетчатки, сосудов роговицы, трабекулопластике и др.

2. Фотодеструкция (фотодисцизия). Благодаря высокой пиковой мощности лазерного излучения происходит рассечение тканей. Сущность метода заключается в электрооптическом «пробое» ткани, возникающем вследствие высвобождения большого количества энергии в ограниченном объеме. При этом в точке воздействия лазерного излучения образуется плазма, которая приводит к созданию ударной волны и микроразрыву ткани. Для получения данного эффекта используется неодимовый YAG-лазер (1064 нм). Показанием к его использованию является фиброз задней капсулы хрусталика, также он применяется при проведении иридэктомии, гониодесцеметопунктуры и др.

3. Фотоиспарение и фотоинцизия. Эффект заключается в длительном тепловом воздействии с испарением ткани. С этой целью используется инфракрасный углекислотный лазер, который применяют для удаления поверхностных образований конъюнктивы и век.

4. Фотоабляция (фотодекомпозиция). Заключается в дозированном удалении биологических тканей. Речь идет об эксимерных лазерах, работающих в жестком ультрафиолетовом диапазоне. Область использования: рефракционная хирургия, лечение дистрофических изменений роговицы с помутнениями, воспалительных заболеваний роговицы, оперативное лечение птеригиума и глаукомы.

5. Лазерстимуляция. С этой целью в офтальмологии используется низкоинтенсивное красное излучение He-Ne-лазеров. Установлено, что при взаимодействии данного излучения с различными тканями в результате сложных фотохимических процессов запускаются противовоспалительный, десенсибилизирующий, рассасывающий эффекты, происходит стимуляция процессов репарации. Лазерстимуляция в офтальмологии применяется в комплексном лечении кератитов, гемофтальмов, помутнений стекловидного тела, преретинальных кровоизлияний, амблиопии, ожогов, эрозий роговицы.

Рис. 3.5. Схематическое изображение когерентности [по: K. Dorschel, 1989]

Рис. 3.5. Схематическое изображение когерентности [по: K. Dorschel, 1989]
Рис. 3.6. Схема устройства Nd:YAG-лазера [по: K. Dorschel, 1989]

Рис. 3.6. Схема устройства Nd:YAG-лазера [по: K. Dorschel, 1989]Первые четыре направления использования лазеров в офтальмологии относятся к хирургическим, а лазерстимуляция – к терапевтическим методам лечения.

Основными параметрами лазерного излучения являются [3]:

• длина волны;

• энергия лазерного излучения;

• длительность импульса;

• диаметр пятна облучения.

В медицине применяются лазеры с длиной волны, соответствующей оптическому диапазону. Оптический диапазон разделяют на уль-трафиолетовый (10-380 нм), видимый (380-740 нм) и инфракрасный (740 нм – 750 мкм) спектры (рис. 3.7).

Ультрафиолетовое и инфракрасное излучение в основном поглощается роговицей. Видимая часть спектра достигает внутриглазных структур. Так же внутрь глаза проникает излучение длинноволнового ультрафиолетового (325-400 нм) и коротковолнового инфракрасного спектров (750-1800 нм).

Таким образом, длина волны определяет глубину проникновения излучения в ткани (табл. 3.2) [2]. Поглощение излучения тканями определяется наличием хромофоров – молекул, поглощающих излучение [9]. Процесс поглощения излучения ведет к ионизации молекул, разрыву ковалентных связей и образованию свободных радикалов. Другими словами, механизм действия лазерного излучения заключается в преобразовании световой энергии в тепловую на пигментсодержащих структурах глаза [6].

Существует три основных пигмента тканей глаза, по-разному поглощающих лазерное излучение.

• Меланин клеток пигментного эпителия и сосудистой оболочки – это наилучший хромофор для волн любой длины. Он является универсальным биологическим абсорбентом, хотя для ближнего инфракрасного диапазона его поглощение минимально в сравнении с другими областями спектра.

• Ксантофильный пигмент липофусцина макулярной области поглощает энергию в диапазоне 300-570 нм.

• Гемоглобин поглощает световую энергию в интервале 400-570 нм, причем интенсивность поглощения света возрастает с уменьшением степени оксигенации крови.

Рис. 3.7. Спектр электромагнитного излучения оптического диапазона

Рис. 3.7. Спектр электромагнитного излучения оптического диапазона

Таблица 3.1 Видимая часть спектра электромагнитного излучения

Таблица 3.1 Видимая часть спектра электромагнитного излученияДля лазеркоагуляции используют излучение с разной длиной волны: зеленое (длина волны 514-532 нм), желтое (длина волны 560-580 м) и красное (длина волны 620-676 нм).

Длина волны зеленой части спектра имеет высокую степень абсорбции меланином клеток пигментного эпителия сетчатки, что снижает глубину проникновения лазерного луча в сосудистую оболочку. Кроме того, эта длина волны хорошо поглощается гемоглобином, что дает возможность проводить коагуляцию сосудов сетчатки или радужной оболочки. Лазеры с такой длиной волны излучения используются для проведения лазеркоагуляции при сахарном диабете, посттромботической ретинопатии, при периферических дистрофиях и разрывах сетчатки. Их действие направлено на создание хориоретинальных рубцов [3, 4].

Длина волны желтой части спектра также имеет высокую степень абсорбции теми же тканями, что и «зеленые» лазеры. Кроме этого «желтый» лазер минимально поглощается мутным хрусталиком, имеющим желтоватый цвет, поэтому он с успехом может быть использован для коагуляции глазного дна при катаракте. Лазер такой длины волны имеет пренебрежимо малую абсорбцию в ксантофиллах макулярной зоны, что минимизирует его повреждающий эффект при коагуляции этой области сетчатки [7, 11].

Длина волны красной части спектра умеренно абсорбируется меланином пигментного эпителия, имеет низкую степень абсорбции в гемоглобине и небольшой уровень рассеивания света при прохождении через структуры глаза. Эти свойства «красного» лазера позволяют проводить коагуляцию сетчатки у пациентов с частичным гемофтальмом. Кроме этого «красная» длина волны предпочтительна при работе в макулярной области, так как обладает минимальной абсорбцией макулярными ксантофиллами (табл. 3.2).

Однако в последнее время все больше исследователей говорят об одинаковом характере изменений тканей глаза при воздействии лазеров различной длины излучения. То есть при клиническом применении лазеров длина волны не играет существенной роли. Так, для получения коагулята на сетчатке при «желтой» или «красной» длине волны требуется увеличение мощности лазерного излучения, что приводит к вторичному коагуляционному повреждению сетчатки в результате мощного потока тепла из пигментного эпителия и хориоидеи [6, 10]. Однако нельзя не учитывать тот факт, что при увеличении длины волны лазерного излучения коагуляционный эффект смещается в сторону хориоидеи.

Степень повреждения сетчатки и сосудистой оболочки тесно связана не только с длиной волны лазерного излучения, но и с его мощностью (энергией), длительностью лазерного воздействия и степенью пигментации глазного дна. Под энергией понимается работа, которую может выполнить лазерный луч в течение одной секунды. Единицей измерения энергии является Джоуль (Дж). Такое измерение используется для импульсных лазеров. Так, для проведения лазерной иридэктомии энергия лазерного воздействия составляет 3-5 мДж. Для лазеров непрерывного излучения энергия умножается на время воздействия и измеряется в ваттах (Вт), характеризующих количество энергии, вырабатываемой за одну секунду. Так, например, для лазеркоагуляции периферического разрыва сетчатки лазером с длиной волны 532 нм необходима энергия 0,08-0,15 мВт. Разброс в уровне используемой энергии зависит от степени пигментации сетчатки и от прозрачности сред глаза.

Мощность излучения подбирается индивидуально в зависимости от решаемой клинической задачи.

Критерием клинического эффекта является получение ожога сетчатки нужной интенсивности. При проведении лазеркоагуляции интенсивность полученных коагулятов принято оценивать по классификации ожогов сетчатки F.A. L´Esperance (1985 г.):

1 степени (легкий) – едва видимое побледнение сетчатки;

2 степени (умеренный) – полупрозрачный, неясный ретинальный ожог;

3 степени (средний) – непрозрачный, тусклый серый или грязно-белый ожог;

4 степени (тяжелый) – плотный, ярко-белый ожог сетчатки.

Таблица 3.2 Абсорбция различных длин волн разными хромофорами [по: Mainster, 1986]

Таблица 3.2 Абсорбция различных длин волн разными хромофорами [по: Mainster, 1986]Как правило, при проведении лазеркоагуляции сетчатки необходимо добиваться получения коагулята 2-3 степени, при этом температура в месте воздействия составляет 70-80 градусов [16]. При повышении температуры до 100 градусов происходит вскипание жидкости, содержащейся в тканях, возникает микровзрыв в толще сетчатки, формируется ее разрыв с плоской перифокальной отслойкой, кровотечение из сосудов хориоидеи и сетчатки [15]. Такое грубое воздействие применяется при коагуляции новообразования глазного дна.

При лазеркоагуляции сетчатки вначале происходит деструкция и деформация клеток пигментного эпителия, возникает коагуляционный некроз сетчатки и пигментного эпителия, его перераспределение по периферии ожога. Затем возникает коагуляционное повреждение хориоидеи, что сопровождается стазом крови мелких и средних сосудов. Исходом лазеркоагуляции является пролиферация пигментного эпителия и образование хориоретинального сращения, окончательное формирование которого происходит через 2 недели после воздействия [1, 14].

Развитие лазерных технологий в последнее десятилетие привело к появлению систем, позволяющих проводить паттерн-коагуляцию, когда одним нажатием на педаль возможно наносить до 56 коагулятов. При этом использование малой длительности излучения снижает распространение тепла за пределы ожога и уменьшает глубину посткоагуляционной атрофии пигментного эпителия сетчатки и сосудистой оболочки. Благодаря появлению паттерн-систем существенно сократилось время проведения лазеркоагуляции. Лазерное лечение становится не только эффективным, но и более комфортным для пациента и для врача. Еще одним прорывом в развитии лазерной хирургии стало появление автоматического фотокоагулятора Navilas®, который представляет собой лазерный фотокоагулятор, объединенный с цифровой камерой. Уникальность этой лазерной системы заключается в использовании навигации, которая позволяет получать и сохранять топографические параметры глазного дна для выполнения последующей коагуляции. Особенно важным дополнением системы является возможность проведения одномоментной флюоресцентной ангиографии с сохранением и совмещением с «живой» картиной глазного дна.

Работа с системой Navilas основана на выполнении трех последовательных этапов. Первый шаг – изображение (Image) – заключается в получении изображений сетчатки – цветного, инфракрасного и ангиографического. Эти изображения служат основанием для следующего этапа – планирования коагуляции (Plan). План точек и зон коагуляции отмечается на полученном изображении глазного дна и сохраняется неизменным во время третьего этапа – лечения (Treat) – с учетом движений глаза. Это реализуется с помощью системы слежения за положением глаза eye-tracker.

Разработка и совершенствование новых приборов и лазерных технологий продолжается. Основными современными тенденциями лазерной хирургии являются максимальная безопасность, осуществляемая за счет системы eye-tracker, и сохранение функциональной активности тканей.

Литература

1. Аверьянов Д.А., Алпатов С.А., Букина В.В. и др. Оптическая когерентная томография / Под ред. А.Г. Щуко, В.В. Малышева. – Иркутск: РИО ГУ НЦ ПВХ ВСНЦ СО РАМН, 2010. – 112 с.

2. Астахов Ю.С., Шадричев Ф.Е., Лисочкина А.Б. Диабетическая ретинопатия / Клинические рекомендации «Офтальмология 2006» / Под ред. Л.К. Мошетовой, А.П. Нестерова, Е.А. Егорова. – М.: Изд. группа «ГОЭТАР-Медиа», 2006. – С. 139–163.

3. Балашевич Л.И.Лазеры в офтальмологии. – Л.: Медицина, 1983. – 34 с.

4. Балашевич Л.И., Измайлов А.С.Современные лазерные технологии в диагностике и лечении повреждений органа зрения и их последствий. – М.: Наука, 1999. – 83 с.

5. Балашевич Л.И., Измайлов А.С.Глазные проявления диабета. – СПб.: Изд. дом СПб. МАПО, 2004. – 392 с.

6. Бойко Э.В. Лазеры в офтальмохирургии: теоретические и практические основы. – СПб.: ВМедА, 2003. – 39 с.

7. Злобина А.Н., Малышев В.В., Юрьева Т.Н. и др.Показания и эффективность различных методов лечения хронической центральной серозной хориоретинопатии // Практическая медицина. – 2012. – Т. 2, № 4 (59). – С. 105-107.

8. Кацнельсон Л. А., Форофонова Т. И., Бунин А. Я.Сосудистые заболевания глаз. – М.: Медицина, 1990. – 270 с.

9. Магарамов Д.А., Дога А.В., Качалина Г.Ф. и др.Новые лазерные технологии в офтальмологии: Мат. Российской научно-практической конференции. – Калуга, 2002. – С.17.

10. Мурашко В.А. Новые лазерные технологии в офтальмологии: Мат. Российской научно-практической конференции. – Калуга, 2002. – С. 47-48.

11. Прикладная лазерная медицина. Учебное и справочное пособие / Под ред. Х.-П. Берлиена, Г.Й. Мюллера: Пер. с нем. – М.: Интерэксперт, 1997. – 356 с.

12. Сапрыкин П.И., Шубочкин Л.П., Сумарокова Е.С. и др.Лазеры в офтальмологии. – Саратов: Издательство Саратовского университета, 1982. – 206 с.

13. Федоров С.Н.Лазерные методы лечения заболеваний глаз. – М.: Медицина, 1990. – 115 с.

14. Щуко А.Г, Малышев В.В. Оптическая когерентная томография в диагностике глазных болезней. – М.: ГЭОТАР-Медиа, 2010. – 128 с.

15. Heimann H., Kellner U., Foerster M.N.Атлас по ангиографии глазного дна: Пер. с англ.; Под ред. Ю.С. Астахова. – М.: МЕДпресс-информ, 2008. – 192 с.

16. L´Esperance F.A. Ophthalmic Lasers. Photocoagulation, Photoradiation and Surgery. – St. Louis: Mosby, 1989. – 1553 p.