Ежегодно среди глазной патологии, приводящей к слабовидению и слепоте, все чаще встречаются фиброзные заболевания сетчатки, которыми страдают миллионы людей во всем мире [1]. Эпиретинальная мембрана (ЭРМ) является результатом пролиферативно- дистрофического процесса во внутренних слоях сетчатки и витреомакулярном интерфейсе [2]. Он проявляется путем формирования на ретинальной поверхности соединительнотканной структуры, обладающей контрактильными свойствами, вызывая складчатость сетчатки с последующим формированием макулярного отверстия [2, 3].
Наиболее значительную роль в возникновении ЭРМ отводят: задней отслойке стекловидного тела (ЗОСТ), структурным анатомическим особенностям внутренней пограничной мембраны (ВПМ) — наличию микропор и нарушениям микроциркуляции капиллярного русла макулярной зоны [4– 6]. По данным мировых исследований, в состав ЭРМ входят разные типы клеток: глиальные клетки (ретинальные клетки Мюллера, астроциты и микроглия), гиалоциты, макрофаги, ретинальный пигментный эпителий (РПЭ) и фибробласты [7–8]. Независимо от происхождения исходных клеточных компонентов, ключевым моментом в процессе формирования и прогрессирования ЭРМ является их трансдифференцировка в миофибробластоподобные клетки, для которых характерно выраженное продуцирование трансформирующего фактора роста коллагена, что способствует сокращению ЭРМ [9– 10]. Показано, что самая активная клеточная пролиферация при ЭРМ происходит в толще сетчатки задолго до появления клинических симптомов. После возникновения мембраны на ретинальной поверхности процесс пролиферации завершается [11].

Существует большое количество различных методов подавления клеточной пролиферации на ранних стадиях развития: интравитреальное введение высоких доз глюкокортикостероидов, лучевая терапия и применение цитостатиков [12]. Однако предложенные методы несут довольно высокий риск развития нежелательных побочных явлений и не зарекомендовали себя в лечении данной патологии. На сегодняшний день основные принципы ведения пациентов с ЭРМ сводят к двум аспектам: динамическому наблюдению за пролиферативным процессом и витреоретинальной хирургии [13].
Несмотря на значительный прогресс в изучении патогенетических механизмов развития ЭРМ, условия трансдифференцировки витреоретинальных клеток в миофибробласты не изучены. Нерешенным остается вопрос, стоит ли применять удаление ЭРМ хирургическим путем на этапе ее начального развития, или же оперативное вмешательство можно отложить до тех пор, пока не появятся характерные для нее клинические симптомы (снижение остроты зрения, метаморфопсии). Тем не менее добиться функционального успеха после проведения оперативного вмешательства удается далеко не всегда, при этом зачастую ЭРМ является реккурентной [12].

Особый интерес в лечении патологии витреоретинального интерфейса представляет применение лазерного излучения в макулярной зоне [14–15]. При адекватном выборе режимов облучения (длина волны, длительность экспозиции и мощность излучения) лечебный эффект можно достигнуть при минимальном повреждающем действии на структуры сенсорной сетчатки [16–17]. Одним из последних достижений в рассматриваемой области является запатентованная и прошедшая первичную клиническую апробацию методика комбинированного лазерного лечения начальных стадий эпиретинального фиброза, которая включает избирательную точечную коагуляцию сетчатки в зоне ЭРМ желтым лазером и последующую субпороговую стимуляцию сериями микроимпульсов [18]. Результатом лечебного воздействия являются инволюция ЭРМ, улучшение остроты зрения, повышение светочувствительности сетчатки.
Дальнейшее применение и развитие предложенной методики во многом зависит от понимания механизмов ее лечебного воздействия. Первым шагом в решении этой задачи является углубленное изучение биофизических процессов взаимодействия излучения с отдельными структурными элементами сетчатки. Здесь, в частности, может быть использован метод математического моделирования, адаптированный к режимам лечебного воздействия на ЭРМ [17–20].
Нами была создана физико-математическая модель, позволившая прогнозировать биофизические эффекты применяемых параметров лазерного воздействия на ткани пациентов. Целью данного исследования являлся анализ биофизического отклика структурных элементов сетчатки (динамики температурных и акустических полей, термоденатурации, стимуляции репаративных процессов) при последовательном воздействии лазерного квазинепрерывного излучения и серии микроимпульсов.

МАТЕРИАЛЫ И МЕТОДЫ

Основываясь на результатах исследований, проведенных на моделях животных (кролики, приматы), были определены условия и механизмы формирования локальных первичных изменений нативной структуры тканей хориоретинального комплекса под воздействием лазерного излучения [17, 19].
Эти представления в совокупности с данными об оптико- спектральных и физических свойствах интраокулярных структур послужили базой для разработки физической модели взаимодействия потоков лазерного излучения с тканями глазного дна (рис. 1) [19]. Математическая интерпретация этой модели положена в основу расчетов и оптимизации параметров излучения, необходимых для стабилизации ретинальной архитектоники и ингибирования клеточной пролиферации на ранних стадиях развития ЭРМ.

Модель представляет собой многослойную систему, где геометрические размеры, физические и оптические свойства слоев равнозначны свойствам основных анатомических структур глазного дна [21]. В наиболее общей форме модели учитывают особенности распространения лазерного пучка в переднем отрезке глаза, поглощение и рассеяние излучения структурными элементами нейроэпителия и сосудистой оболочки, а также такие факторы, как наличие кровотока в хориоидее с градиентом скорости на участке от мембраны Бруха до склеры. Лазерное излучение поглощается мелано- протеиновыми гранулами (МПГ) и преобразуется в тепло.
Оптические свойства интраокулярных структур в переднем отрезке глазного яблока выбраны с ориентацией на возраст пациента выше 40 лет. Концентрация пигмента в РПЭ принята равной 0,2 и характерна для человека европейского типа. Заявленная комбинированная технология лазерного лечения ЭРМ включает сочетание непрерывной лазеркоагуляции по типу «решетки» со следующими энергетическими параметрами — длина волны 577 нм, мощность 50 мВт, длительность импульса 0,05 с, диаметр пятна 100 мкм, расстояние между лазеркоагулятами 150 мкм и субпорогового микроимпульсного лазерного воздействия — длина волны 577 нм, длительность пакета 30 мс, длительность микроимпульса 50 мкс, скважность 4,7%, частота следования микроимпульсов 1000 Гц, диаметр пятна 100 мкм, мощность 50 мВт [18]. Эти параметры использовали в качестве начальных условий для расчетов. Температурное поле в тканях хориоретинального комплекса определяли посредством численного решения двумерного уравнения теплообмена [19, 22]. Уравнение для каждого слоя модели представлено на рис. 2. В расчете диаметр облучаемой области в плоскости пигментного эпителия принят равным 100 мкм, в соответствии с диаметром пятна. Радиальное распределение облученности считается Гауссовым. Было использовано лазерное излучение длиной волны 577 нм. С учетом возраста и обычных оптических потерь в переднем отрезке глаза мощность излучения, поглощаемая в хориоретинальном комплексе, принята равной 0,035 Вт [21, 23]. В этом случае при радиусе пучка r = 50 мкм облученность тканей в плоскости внутренней пограничной мембраны составляет Е ≈ 4,5 • 10⁶ Вт/м². Форма импульса лазерного излучения (в уравнении она определяет функцию Q (t)) принята прямоугольной.

РЕЗУЛЬТАТЫ ИССЛЕДОВАНИЯ И ОБСУЖДЕНИЕ

Ниже представлена динамика формирования и последующей эволюции температурного поля при облучении сетчатки лазерным импульсом с приведенными параметрами.
Результаты расчета распределения температуры на оси лазерного пучка (r = 0) представлены на рис. 3. Кривая 1 отражает уровень нагрева тканей (функция T (Z, r = 0)) к моменту окончания лазерного импульса. Комментируя характер этой зависимости, отметим следующее: усредненный показатель оптического поглощения РПЭ для излучения желтого лазера — kРПЭ в рассматриваемом случае имеет порядок 3–10–4м–1. В этом случае примерно 30% энергии падающего излучения поглощают пигментные гранулы РПЭ, 70% распространяется далее в капиллярный слой и хориоидею, поглощается гемоглобином крови, что вызывает адекватный нагрев тканей (кривая 1, рис. 3).
В прилежащей к РПЭ области хориоидеи создается зона повышенного нагрева, превышающая температуру РПЭ. Эта область служит своеобразным буфером, обеспечивающим направленное распространение теплового фронта к внутренним слоям нейроэпителия. При этом она не только препятствует отводу тепловой энергии от РПЭ в сторону хориоидеи, но и осуществляет своеобразную «подпитку» нейроэпителия, направленного к внутренним областям. При остывании в рассматриваемых условиях тепловой фронт достигает внутренней пограничной мембраны примерно через 0,3 с после начала облучения.
В дальнейшем процесс остывания продолжается несколько секунд и стимулирует фототермическую регенерацию всех структурных элементов нейроэпителия.
Отметим также, что относительно невысокий (в частности, по сравнению с ki зеленой области спектра) показатель поглощения излучения РПЭ kРПЭ снижает критичность лучевой стойкости тканей глазного дна к индивидуальной степени пигментации пациентов. Это качество крайне важно для современной офтальмохирургии, с учетом отсутствия поглощения желтой линии спектра макулярными пигментами [20, 21, 24].

Динамика нагрева и остывания тканей T (t, Z, r = 0) в отдельных слоях сетчатки вблизи оси лазерного пучка показана на рис. 4. На графике выделены области, соответствующие определенному доминирующему оптотермическому воздействию излучения на ткани сетчатки.
Показано, что импульсный нагрев в течение 0,05 с примерно на 35 °С выше физиологической нормы приводит к термической денатурации белков РПЭ и сенсорной сетчатки [19, 25]. Около 70% белковых молекул подвергаются при этом необратимому воздействию. Указанное значение температуры для рассматриваемых условий называют пороговым. Повышение температуры над пороговым значением усугубляет необратимые деструктивные изменения тканей: на рис. 5 область нагрева тканей, расположенная выше пороговой температуры, определена термином «denaturation».
Импульсный нагрев тканей в интервале примерно 10–25 °С не вызывает необратимых изменений структуры тканей, при этом имеет место терапевтическое воздействие, включающее стимуляцию регенеративных процессов в тканях сетчатки [26]. Эта область определена на рисунке термином «Photothermal stimulation».
Для промежуточного интервала импульсного нагрева, равного 25–35 °С, характерна конкуренция деструктивных и репаративных процессов. Любые оценки степени доминирования одного из этих процессов могут иметь не более чем оценочный характер. Математическое моделирование не обеспечивает приемлемой точности этих оценок. Указанная область названа «The staging area».

Таким образом, при выбранных энергетических режимах облучения сетчатки модель прогнозирует полную денатурацию белковых структур РПЭ и локальную, полную или частичную, коагуляцию сенсорной сетчатки (кривая 1, рис. 4). Наиболее эффективное терапевтическое фототермическое действие излучения на ткани реализуется в области наружного и внутреннего ядерного слоев и захватывает частично внутренний плексиформный слой и слой ганглиозных клеток. Отметим также, что длительность терапевтического нагрева указанных областей определяет процесс остывания тканей в облучаемой области. Время остывания в рассматриваемом случае во много раз превышает длительность непосредственного лазерного воздействия и достигает нескольких секунд.
В области сетчатки, близкой к внутренней пограничной мембране и формирующейся ЭРМ, вероятность эффективной фототермической стимуляции остается конечной, но существенно снижается (кривая 5, рис. 4). Это обстоятельство практически исключает непосредственную фотостимуляцию роста патологической ЭРМ. Для демонстрации радиального распределения температуры в рассматриваемых условиях представлены изотермы для 10, 25 и 35 °С в плоскости r, Z (рис. 5). Выбранные интервалы температур соответствуют данным на рис. 3. Таким образом, уменьшение длительности импульса до 0,03 с сдвигает область эффективной фототермической стимуляции ближе к внутреннему ядерному слою. Увеличение длительности импульса до 0,07 с, наоборот, углубляет зону терапевтического нагрева, охватывает ЭРМ и может непосредственно стимулировать ее рост.

Оценка термомеханического действия излучения на ткани при стимуляции в микроимпульсном режиме

Для оценки термомеханического действия коротких импульсов лазерного излучения на биологические структуры использовали более сложный математический аппарат [27, 28]. Воздействие коротких импульсов сопровождается генерацией механических (акустических) колебаний. Для импульсов длительностью 50 мкс при мощности желтого лазера 50 мВт амплитуда механических колебаний имеет порядок десятых долей бар (1 бар ≈ 1 атм). Порог механического (кавитационного) разрушения биоткани в этом случае имеет порядок 30–40 бар [28, 29].
Расчеты показывают, что при выбранной мощности лазера 50 мВт и длительности лазерного импульса 50 мкс нагрев на оси лазерного пучка в самой горячей точке пигментного эпителия не превышает 0,15 °С. При частоте следования 1000 Гц следующий короткий импульс прибывает через 10–3 с (1 мс). Какой бы уровень нагрева ни был, остывание — медленный процесс. В промежутке между импульсами РПЭ полностью не остывает и, таким образом, от импульса к импульсу происходит накопление нагрева. За период 0,03 с формируется постоянная составляющая нагрева, близкая 2 °С. Пороговая температура, как сказано выше, составляет 30–35 °С. Нагрев и остывание для всех частей сетчатки происходит по законам, аналогичным показанным на рис. 2– рис. 4, однако в данном случае нагрев в 20 раз ниже.
Таким образом, и термическое, и механическое действие излучения на ткани при выбранном для стимуляции режиме достаточно «легкое». Фотостимулированное нарушение нативной структуры нейроэпителия практически исключено. Терапевтический эффект обусловлен термомеханическим воздействием низкоинтенсивного излучения с указанными параметрами.

Для демонстрации эффективности и безопасности предложенной технологии приводим следующий клинический случай.

Пациент И., 68 лет. Жалобы на снижение остроты зрения и «искривления» правым глазом. При поступлении некоррегированная острота зрения (НКОЗ) составила 0,6, максимально коррегированная острота зрения (МКОЗ) — 1,0. При биомикроскопии: OD — оптические среды прозрачны. Диск зрительного нерва (ДЗН) бледно-розовый, границы четкие. В макулярной зоне визуализируется «целлофановая» мембрана.
Пациенту было проведено комплексное мультимодальное обследование, включающее в себя: мультиспектральное лазерное сканирование сетчатки «Multicolor», с использованием монохроматических фильтров: синего (BR; 488 нм), зеленого (GR; 515 нм) и инфракрасного (IR; 820 нм); спектральную оптическую когерентную томографию (СОКТ), оптическую когерентную томографию ангиографию (ОКТА) в режиме «En Face» с помощью «Spectralis OCT» (Heidelberg Engineering, Inc; Германия) и компьютерную микропериметрию с помощью MAIA (CenterVue; Италия).
В результате мультиспектрального исследования в режиме «Multicolor» были визуализированы очаговые желто- зеленые фокусы от поверхности ЭРМ, характеризующие ее проминирование (рис. 6А). По результатам компьютерной микропериметрии в центральной зоне средняя светочувствительность сетчатки составила 26,3 дБ (рис. 6Б). По данным ОКТ-томограммы, проходящей через фовеа, визуализировалась гиперрефлективная линия, плотно связанная с внутренней пограничной мембраной, при этом фовеолярный профиль был сглажен. Отмечалось увеличение центральной толщины сетчатки до 257 мкм. Наружная пограничная мембрана, линия сочленения наружных и внутренних сегментов фоторецепторов, комплекс пигментного эпителия-хориокапилляров и хориоидея не изменены (рис. 6В).

На основании проведенного офтальмологического обследования пациенту был поставлен диагноз: OD Эпиретинальный фиброз, 0–1 стадия. Предложено проведение лазерного лечения по комбинированной технологии, включающей в себя непрерывное лазерное воздействие по типу «решетки» длиной волны 577 нм и субпороговое микроимпульсное лазерное воздействие длиной волны 577 нм (3 сеанса с периодичностью месяц).
На первом этапе лечения проводили непрерывную лазерную коагуляцию сетчатки по типу «решетки», исключая аваскулярную зону, со следующими энергетическими параметрами: длина волны — 577 нм, мощность — 50 мВт, длительность импульса — 0,05 с, диаметр пятна — 100 мкм, расстояние между лазеркоагулятами — 150 мкм. Через 2 недели проведено контрольное офтальмологическое исследование: OD НКОЗ — 0,7; МКОЗ — 1,0. По данным мультиспектрального исследования в режиме «Multicolor» в центральной зоне наблюдали снижение плотности и «стушеванность» границ ЭРМ, по всей поверхности мембраны, исключая аваскулярную зону, были отмечены лазерные коагуляты (рис. 7А). По данным компьютерной микропериметрии средняя светочувствительность сетчатки составила 26,5 дБ (рис. 7Б).
По данным СОКТ: фовеолярный профиль сглажен, видна гиперрефлективная линия, плотно прилежащая к ретинальной поверхности (ЭРМ). Отмечено снижение толщины сетчатки в центральной зоне до 253 мкм. Наружная пограничная мембрана, линия сочленения наружных и внутренних сегментов фоторецепторов, комплекс пигментного эпителия хориокапилляров, хориоидея не изменены (рис. 7В).

После проведения трех сеансов субпорогового микроимпульсного лазерного воздействия с периодичностью раз в месяц, на контрольном осмотре через 6 месяцев выполнено комплексное офтальмологическое обследование: НКОЗ составило 0,9, МКОЗ — 1,0. По данным мультиспектрального исследования в режиме «Multicolor», в центральной зоне визуализируется инволюция ЭРМ (рис. 8А). По данным компьютерной микропериметрии, средняя светочувствительность сетчатки составила 26,6 дБ (рис. 8Б). По данным СОКТ, отмечается формирование фовеолярного профиля, центральная толщина сетчатки снижена до 246 мкм. Наружная пограничная мембрана, линия сочленения наружных и внутренних сегментов фоторецепторов, комплекс пигментного эпителия — хориокапилляров, хориоидея не изменены (рис. 8В). На ретинальной томограмме в послеоперационном периоде отмечена корреляция зон коагуляции с зонами фототермической стимуляции, отраженной на рис. 3 и рис. 4.

ВЫВОДЫ

Разработана новая технология комбинированного лазерного лечения ЭРМ при начальных стадиях ее формирования. С использованием методов математического моделирования проведены углубленные исследования динамики термомеханического действия лазерного излучения на структурные элементы нейроэпителия в процессе лечебного воздействия на ЭРМ. По результатам исследований показаны основные механизмы лечебного эффекта комбинированного лазерного воздействия при ЭРМ.