Результат интеллектуальной деятельности: Способ выбора параметров лазеркоагуляции сетчатки

Предлагаемое изобретение относится к офтальмологии и предназначено для контроля лазерного воздействия на ткани глазного дна в процессе лазеркоагуляции сетчатки при различных заболеваниях.

В настоящее время лазеркоагуляция сетчатки является наиболее эффективным способом лечения ряда заболеваний сетчатки, таких как диабетическая ретинопатия, периферические дегенерации и отслойка сетчатки, влажная форма возрастной макулярной дегенерации, пролиферативные изменения сетчатки после тромбоза центральной вены сетчатки и ее ветвей, центральная серозная хориоретинопатия. Лечение основано на коротком, локальном нагреве тканей, приводящем к их денатурации. Степень коагуляции сетчатой оболочки в процессе нагрева в основном зависит от повышения температуры в результате поглощения лазерной энергии. Тем не менее, до сегодняшнего дня не существует надежного метода контроля температуры в процессе проведения операции. Выбор параметров лазерного излучения основан на оценке лечащим врачом-офтальмологом изменений внешнего вида сетчатки в процессе нанесения лазерных коагулятов. Однако в связи с локальными изменениями интенсивности пигментации в слое пигментного эпителия сетчатки и сосудистой оболочки глаза, выбранные врачом параметры лазера, приводят порой к неоправданно высокому повышению температуры, приводящему к таким осложнениям, как разрывы сетчатки и сосудистой оболочки, отслойка сетчатки и кровоизлияние в полость стекловидного тела, или к недостаточному нагреву тканей, не дающему желаемого терапевтического эффекта. В некоторых ситуациях процедуры могут становиться чрезвычайно болезненными для пациентов. Прогнозирование температуры и дозы облучения и мониторинг в процессе фотокоагуляции, позволит существенным образом снизить количество послеоперационных осложнений, значительно повысить безопасность и терапевтическую эффективность как классических, так и субпороговых лазерных вмешательств, а также значительно расширить показания к их применению.

Уровень техники

Известен способ контроля лазерного воздействия при лазеркоагуляции сетчатки с помощью люменесцентной спектроскопии [Chorioretinal temperature monitoring during transpupillary thermotherapy for choroidal neovascularisation", S.Miura, H.Nishiwaki, Y.Ieki, Y.Hirata, J.Kiryu, Y.Honda - Br J Ophthalmol 2005;89:pp.475-479), в котором предлагается применять препарат (синтезированные глобулы-контейнеры, которые несут в себе люминесцентное вещество), распадающиеся по достижении определенной температуры, освобождая люминесцентное вещество. Препарат вводят пациенту внутривенно перед процедурой лазеркоагуляции, во время нагрева глазного дна лазерным излучением происходит детектирование люминесценции. При нагреве тканей коагулирующим лазером, при достижении определенной температуры (заданной для глобулы), при наблюдении за люминесценцией можно судить о достижении в точке заданной температуры. Способ является инвазивным, возможна индивидуальная реакция пациента на вводимый препарат, что может влиять на результаты лазеркоагуляции.

Ближайшим аналогом предлагаемого изобретения является способ того же назначения, основанный на оптоакустическом эффекте, и включающий он-лайн мониторинг температуры [Power-controlled temperature guided retinal laser therapy", A.Baade, C.Burchard, et al. - Journal of Biomedical Optics 22(11), 118001, november 2017]. Способ основан на использовании зависимости физических (а именно, акустических параметров) тканей глазного дна от температуры. В данном способе одновременно с коагулирующим лазером используют импульсный лазер, который при попадании в точку на глазном дне генерирует акустические волны. В способе использована физическая зависимость акустического отклика от температуры точки воздействия. В процессе нагрева точки-мишени терапевтическим лазером температура нарастает, и нарастает акустический отклик. По росту амплитуды акустических импульсов происходит определение достигнутой в точке температуры, а по достижении заранее заданной критической температуры происходит выключение коагулирующего лазера. Таким образом, регулируется длительность подачи (т.е. время экспозиции) коагулирующего лазера, то есть предлагается возможность задавать только длительность излучения коагулирующего лазера без учета мощности, что является недостатком способа.

Раскрытие изобретения

Задачей изобретения является разработка способа контроля лазерного воздействия на ткани глазного дна в процессе лазеркоагуляции сетчатки с возможностью контроля как температуры воздействия с помощью экспозиции, так и мощности лазерного излучения.

Техническим результатом предлагаемого способа является снижение риска повреждения сетчатки при проведении лазеркоагуляции.

Технический результат достигается за счет использования параметра мощности излучения в соответствии с рассчитываемым коэффициентом поглощения для точки-мишени в соответствии с амплитудой оптоакустического сигнала и экспозиции излучения в зависимости от морфологического субстрата сетчатки, на который необходимо осуществить воздействие.

В отличие от ближайшего аналога, в предлагаемом способе не используется постоянное зондирование импульсным лазером и считывание акустических откликов. Предлагаемый способ основан на вычислении распределения температурного поля и подборе параметров коагулирующего лазера для определения оптимального режима. При этом используется зависимость амплитуды акустического отклика от коэффициента оптического поглощения в выбранной точке-мишени, не происходит постоянного акустического зондирования, как в ближайшем аналоге, а только зондирование перед применением коагулятора для определения коэффициента поглощения в выбранной точке-мишени. Представленный способ позволяет задавать и мощность лазерного излучения, и его длительность, что увеличивает диапазон возможностей для проведения лазеркоагуляции сетчатки при снижении количества осложнений.

Коэффициент оптического поглощения определяет количество поглощенной лазерной энергии, и, в конечном счете, температуру, до которой нагреется точка-мишень. Поэтому определение коэффициента поглощения в точке достаточно для выбора параметров коагулирующего излучения.

Параметры тканей даже у одного пациента в различных областях глазного дна могут различаться, поэтому подобранные для одной области глаза параметры лазерного излучения могут быть неадекватными для другой. Предложенный способ позволяет с помощью объективного метода выбирать параметры лазерного излучения для каждой конкретной области сетчатки.

При проведении лазеркоагуляции вместе с терапевтическим коагулятором используют маломощный импульсный зондирующий лазер и акустический приемник. Зондирующий лазер необходим для генерации акустических воли в точке, на которую наведен коагулятор. Кроме того, длина волны зондирующего лазера должна совпадать с диной волны коагулятора. Расположение акустического приемника происходит на линзе, которая прикладывается к глазу пациента. Импульс зондирующего лазера самостоятельно не вызывает никакого нагрева. Вместо этого такой импульс генерирует акустическую волну, которая регистрируется акустическим приемником. Параметры этой волны служат для определения коэффициента оптического поглощения в точке-мишени, на которую наведен коагулятор Данные значения экспозиции определяются необходимостью прогревания слоев, и получены из численного моделирования распределения температуры но глубине при применении коагулятора к точке-мишени.

Формула получена на модели нагрева точки-мишени коагулирующим лазером, представленной ниже. Константы k, r, Q, С получены при моделировании распределения температур в точке-мишени при различных значениях коэффициента поглощения

Для определения степени воздействия лазерного излучения на сетчатку использована математическая модель. Программа для численного моделирования температурного поля в процессе нагрева лазером основана па решении уравнения теплопроводности в трехслойной среде, состоящей из пигментного эпителия сетчатки, хориоидеи и стекловидного тела. Распределение температуры сетчатки рассчитывается в трехмерной геометрии в процессе нагрева и остывания при различной мощности и длительности лазерного импульса. Модель ХРК глаза, используемая при численном моделировании уравнения теплопроводности, представлена на Фиг. 1 (1 - лазерный луч, 2- стекловидное тело, нет поглощения, 3 - пигментный эпителий и сосудистая оболочка, коэффициент оптического поглощения 4 - склера, нет поглощения).

Единственным поглощающим слоем является пигментный эпителий сетчатки (ПЭ), соседние слои - хориоидея, на которой лежит ПЭ и физ.раствор - не поглощают лазерное излучение. Таким образом, единственным источником тепла служит объем, высекаемый лазерным лучом из слоя ПЭ. Задача определения температурного поля с заданными источниками тепла - задача теплопроводности. Граничные условия определяются как изменение температуры равно нулю, т.к. граничные области расположены достаточно далеко, и до них не доходит температурный фронт. Начальное условие - изменение температуры равно нулю, так как до начала воздействия терапевтическим лазером все точки исследуемого образца имели одинаковую температуру.

Экспериментальная установка представлена на фиг. 2 (5 - терапевтический лазер, 6 - зондирующий лазер, 7 - зеркало, 8 - полупрозрачное зеркало, 9 - система прицеливания, 10 - линза, 11 - глаз, 12 - акустическая волна, 13 - акустический приемник, 14 - осциллограф, 15 - ПК-анализ). В качестве терапевтического лазера использовали Lumenis Novus Spectra (длина волны 532 им, импульсы длительностью до 1 с), в качестве зондирующего лазера для генерации оптоакустического эффекта использовали Laser Compact DTL-319QT (длина волны 527 нм, импульсы длительностью 7 нс). На основе линзы Гольдмана была создана линза с закрепленным на ней акустическим приемником (на задней поверхности линзы). Контактная поверхность линзы располагалась на роговице глаза кролика. Проведенные па глазах кроликов in vivo эксперименты показали, что при использовании значения амплитуды сигнала для определения коэффициента поглощения и расчета лазерного воздействия можно добиваться прогнозируемых результатов. В предположении получить лазеркоагуляты второй степени по классификации для каждой точки наведения был применен зондирующий лазер для определения коэффициента поглощения.

Для эксперимента были отобраны кролики темно-серого окраса. В ходе эксперимента кролика вводили в наркоз, для того, чтобы можно было зафиксировать контактную линзу на глазу. Эксперимент проводили следующим образом. Выбирали точку-мишень, на которую наводили коагулирующий и зондирующий луч лазера. Проводили зондирование и считывание амплитуды акустического сигнала. По значению амплитуды рассчитывали коэффициент оптического поглощения в выбранной точке-мишени. В соответствии с рассчитанным коэффициентом поглощения подбирали мощность коагулирующего лазера при заданной длительности, и применяли коагулирующий лазер. Получающийся в результате коагулят исследовали гистологически.

Согласно классификации вторая степень коагулятов имеет определенные температурные характеристики. Таким образом, с помощью численного моделирования были подобраны параметры лазерного излучения, в результате которого температура точки на глазном дне после применения терапевтического лазера принимала значения в данном диапазоне. Всего из 20 поставленных в разных точках коагулятов 17 были признаны коагулятами второй степени.

Способ осуществляют следующим образом.

Проводят импульсное зондирующее излучение с длиной волны, равной длине волны коагулирующего излучения, подают в точку-мишень, считывают амплитуду акустической волны, вычисляют коэффициент поглощения лазерного излучения по формуле

где - коэффициент поглощения в точке-мишени,

А - амплитуда оптоакустического сигнала,

k - калибровочный коэффициент,

мощность лазерного излучения для каждой точки-мишени выбирают по формуле:

где N - мощность лазерного излучения для каждой точки мишени,

Т_кон - температура, на которую необходимо нагреть слой пигментного эпителия,

С=0,75 мВт/°С - величина, характеризующая температурный отклик тканей глазного дна на излучение заданной мощности

- коэффициент поглощения в точке-мишени, вычисленный с помощью зондирующего импульса,

k - 28 мкм;

r = 3.5 с^-1;

Q = 0.465;

t - экспозиция коагулирующего излучения, равная 0.2 сек, если требуется нагреть только слой пигментного эпителия, равная 0.5 сек, если требуется нагреть все слои сетчатки.

В примерах данные температурного распределения, визуальный контроль коагулята, а также данные оптической когерентной номографии и гистологической картины согласуются между собой.

Методика проведения эксперимента на глазах кроликов in vivo

Эксперимент проводили на кроликах породы шиншилла серый, обоих полов массой 2-2.5 кг, под наркозом (Золетил 100 в/м). После введения кролика в наркоз, были использованы препараты для расширения зрачка (1.0% раствор мидриацила и 2.5% раствор ирифрина). Подготовленного кролика располагали на монтированной полке перед аппаратом для лазеркоагуляции в вертикальном лежачем положении, так чтобы используемый глаз был доступен для врача, проводящего операцию. Лазерное излучение подавали через трехзеркальную линзу Гольдмана с монтированным на ней акустическим приемником. На первом этапе необходимо определить коэффициент поглощения в точке-мишени. Для этого применяли импульсный зондирующий лазер для выбранной точки. Акустическая волна, генерируемая этим лазером, регистрировалась приемником, и записывалась через систему осциллограф-ПК. По амплитуде зарегистрированной волны определялся коэффициент поглощения в выбранной точке. После этого наступал второй этап. Для получения коагулята полученное значение коэффициента оптического поглощения подставляли в формулу для вычисления мощности (с учетом желаемой экспозиции и конечной степени нагрева). На терапевтическом лазере-коагуляторе выбирали рассчитанное значение мощности излучения и задавали экспозицию. Проводили терапевтическое лазерное воздействие в точке-мишени.

После проведения процедуры коагуляции для контроля выполняли ОКТ (Optovoue-RTVue). Затем кролика выводили из эксперимента и проводили гистологическое исследование.

Пример 1. Коагулят 2 степени интенсивности но классификации

Теоретически рассчитанная температура РПЭ при коагуляции 61°С (Фиг. 3) (на графике 0 принят за постоянную температуру тела кролика 38,8- 39,5°С).

Согласно описанной формуле, при заданных значениях экспозиции 0.2 сек, и желаемому приросту температуры в 22°С, применяемая мощность должна быть равна 57 мВт. Поэтому для получения заданного коагулята было выбрано значение мощности, равное 60 мВт.

По данным оптической когерентной томографии (Фиг. 4) в очаге коагуляции имелась локальная дезорганизация внутренних слоев с повышением их рефлективности, снижение рефлективности ретинального пигментного эпителия.

Гистологическая картина согласуется с данными оптической когерентной томографии. Между стрелками - термический (коагуляционный) эффект лазерного излучения в пределах хориоретинального комплекса (нейроэпителия и хориокапилляров). Максимальный коагуляционный эффект отмечен в фоторецепторном и хориокапиллярном слое, межклеточный отек имелся во внутренних слоях сетчатки с коническим ее выстоянием в стекловидное тело. В слое средних и крупных сосудов хориоидеи определены застойное полнокровие и серозный отек (Фиг. 5).

Пример 2. Коагулят 1 степени интенсивности по классификации

Коагулят 1 степени интенсивности по классификации параметры лазерного излучения: мощность 40 мВт, экспозиция 0,5 с, диаметр лазерного пучка 100 мкм, коэффициент поглощения, вычисленный из амплитуды акустического импульса: 170 см^-1.

По предлагаемой формуле для вычисления мощности лазерного излучения при экспозиции 0.5 сек для получения прироста температуры в 18°С применяемая мощность должна быть равна 40 мВт.

В математической модели распределения температурного поля (Фиг. 6) показано, что при заданных параметрах лазерного излучения с известным коэффициентом поглощения, температурный пик приходится на 57°С и сконцентрирован в основном на уровне РПЭ, толщина которого принята за 20 мкм. Окружающие ткани затронуты в меньшей степени, но все равно в той или иной степени подвержены термическому воздействию лазерного излучения. На оптической когерентной томограмме (Фиг. 7) отмечается гиперрефлективность на уровне наружного плексиформного и нейроэпителиального слоя со снижением рефлективности РПЭ.

На полутонких срезах хориоретинального комплекса область воздействия лазерного излучения представляет собой зону денатурации фоторецепторного слоя, прилежащего к РПЭ, деструктивные изменения в обоих ядерных слоях и межклеточный отек, приводящий к локальному утолщению сетчатки. Небольшая куполообразная отслойка наружных слоев сетчатки на периферии очага происходит за счет контракции девитализированного фоторецепторного слоя и нарушения целостности РПЭ (Фиг. 8).

Таким образом, представленный способ обеспечивает возможность контроля степени нагрева во время лазеркоагуляции, возможность выбора времени воздействия коагулятора на точку глазного дна, и, как следствие, позволяет получать различные распределения температур по глубине, избегая, или наоборот, увеличивая нагрев соседних слоев.