Новая автоматизированная система лазерной коагуляции сетчатки с обратной связью

    

    Актуальность

    Впервые интенсивное световое воздействие при лечении заболеваний сетчатки было описано G. Meyer-Schwickerath в 1954 г. [1]. В дальнейшем с появлением лазеров и разработкой офтальмологических лазерных систем значительно расширились возможности применения лазерного излучения (ЛИ) в лечении заболеваний органа зрения, при этом были изучены различные физические и биологические эффекты воздействия ЛИ на структуры глаза: от термотерапии до термической коагуляции и селективного фототермолиза [2–4]. Развитие лазерных систем сопровождалось не только поиском оптимальных параметров лазерного воздействия, но и техническим совершенствованием (переход на полупроводниковые лазеры, разработка новых средств доставки ЛИ и внедрение более эргономичных и компактных лазерных приборов) [2, 5]. Значительную роль в разработке отечественных лазеров для лечения патологии глазного дна сыграли работы сотрудников МНТК, в том числе Санкт-Петербургского филиала [2, 6–8].

    В настоящее время лазерная коагуляция сетчатки остается наиболее востребованным и распространенным инструментом при лечении широкого спектра заболеваний глазного дна: панретинальная лазерная коагуляция при тяжелой гипоксии сетчатки вследствие диабетической ретинопатии и венозных окклюзий, фокальная лазерная коагуляция при отеке в макуле и центральной серозной хориоретинопатии, барьерная лазерная коагуляция при разрывах сетчатки [4, 9]. При этом подбор параметров лазерного воздействия зависит от клинической ситуации и основывается главным образом на степени (и соответственно глубине) получаемого ожога на глазном дне и площади как единичного ожога, так и группы ожогов [10, 11].

    Постоянные параметры экспозиции ЛИ при лазерной коагуляции сетчатки в ее разных участках могут вызывать неодинаковую степень термического повреждения, а офтальмоскопическая оценка интенсивности лазерного воздействия по градации F.A. L'Esperance [10] является субъективной и недостаточно точной, но все еще остается общепринятой практикой. Снижение прозрачности оптических сред и слабая пигментация глазного дна также способствуют недооценке степени формируемого ожога. В результате чрезмерное или недостаточное воздействие может препятствовать оптимальному лечению ретинальной патологии. Разработка метода управляемой коагуляции по принципу обратной связи может сделать лазерную коагуляцию сетчатки более безопасной, воспроизводимой и быстрой процедурой.

    Ранее были описаны ряд лазерных систем, реализующих принцип обратной связи для контроля коагуляционного воздействия. Так, J. Inderfurth и соавт. предложили использование рефлектометра, установленного конфокально в оптическую систему щелевой лампы (ЩЛ) с лазерным модулем: при фотокоагуляции отраженный сигнал в режиме реального времени с высокой частотой (0,5 или 1 кГц) оцифровывается и анализируется в управляющей программе на персональном компьютере (ПК) [12]. К достоинствам предложенной системы можно отнести возможность анализа воздействия ЛИ с любой длиной волны, высокую скорость и воспроизводимость. В то же время авторы отметили среди ограничений чувствительность к артефактам движений и бликов, а также невозможность применения системы при необходимости получения слабовыраженных, близких к пороговым ожогов.

    В лазерной системе M.R. Jerath и соавт. [13] воздействие контролируется компьютерной программой посредством видеокамеры, интегрированной в оптическую систему мидриатической фундус-камеры, при этом программа анализирует фоновое изображение глазного дна в градациях серого, а затем сравнивает изменение оттенка серого в пикселях, соответствующих центру лазерного коагулята с соседними интактными участками (фоном), и останавливает лазерное воздействие в момент фиксации различия с ними. Система не получила дальнейшего развития из-за длительности воздействия (более 1 с) при формировании каждого коагулята, что было связано с техническими ограничениями (скорость видеопотока, скорость обработки и анализа изображений).

    Также описана лазерная система с автоматическим контролем коагуляции тканей на основе оптоакустического эффекта: вместе с основным коагулирующим ЛИ происходит непрерывное воздействие зондирующего лазерного луча, возникающий акустический сигнал регистрируется ультразвуковым трансдьюсером, закрепленным на фундус-линзе, и далее анализируется компьютерной программой [14, 15]. Акустический сигнал находится в зависимости от температуры ткани в зоне коагуляции, при этом лазерное коагулирующее воздействие прекращается при достижении определенного порогового значения температуры. Принцип оптоакустического эффекта в настоящее время реализован в импульсных лазерных системах.

    Каждый из использованных подходов имеет свои ограничения, а описываемые системы являются экспериментальными и пока не используются в клинической практике. Тем не менее разработка применимой в клинике системы автоматизированной управляемой лазерной коагуляции остается актуальной задачей.

    Цель

    Исследовать возможность проведения управляемой лазерной коагуляции сетчатки с использованием принципа обратной связи на основе автоматизированного видеоконтроля.

    Материал и методы

    Общая схема разработанной системы автоматизированной управляемой лазерной коагуляции представлена на рисунке 1. На ЩЛ Takagi SM-2N (Takagi, Япония) смонтированы лазерная приставка для транспупиллярной коагуляции ПФК-2 («Алком Медика», Россия) и видеоадаптер с видеокамерой ToupcamMicro U3CMOS03100KPA (Touptek, КНР). В качестве источника ЛИ используется лазерный модуль АЛОД-01 с длиной волны генерируемого ЛИ 810 нм («Алком Медика», Россия). Видеокамера и лазерный модуль подключены к ПК, с помощью специально разработанного программного обеспечения происходит управление процессом лазерного воздействия. Общий принцип работы программы состоит в следующем. Изображение глазного дна, получаемое с помощью видеокамеры, выводится на экран ПК(рис. 2), при этом настройки камеры и ЩЛ (экспозиция, яркость освещения) обеспечивают максимальную частоту кадров в видеозахвате (для используемой видеокамеры – 60 Гц). Программа анализирует средний уровень яркости пикселей в участке изображения, соответствующем пятну планируемого лазерного воздействия, и сравнивает их с окружающей пятно областью глазного дна. При воздействии ЛИ в выбранном участке программа отключает лазер при достижении заданного уровня яркости лазерного коагулята. В программе предусмотрен выбор диаметра пятна, соответствующего зоне самого лазерного воздействия, и диаметр зоны, служащей для сравнения (рис. 2), при этом программа автоматически отслеживает положение метки пилотного лазера (650 нм), перемещая в него указанные зоны. Во время лазерного воздействия пилотный луч отключается, исключая его влияние на анализ видеопотока, фиксируемые при видеозахвате блики и засветы (артефакты) программа исключает из анализа. В программе также предусмотрен выбор уровня отключения ЛИ, который определяется как соотношение получаемой при коагуляции и фоновой яркости (в % от порогового значения, рис. 2). Длительность лазерного воздействия в каждой точке может быть различной и зависит от предустановленной мощности воздействия и выбранного порога коагуляции, при этом лазерный модуль работает в режиме непрерывной генерации ЛИ.

    При проведении лазерной коагуляции глазного дна используются стандартные фундус-линзы.

    Предварительные исследования in vitroпроводили на моделях глазного дна (рис. 3), которые представляют собой слой копировальной бумаги (акцептор ЛИ), расположенный на предметном стекле и покрытый слоем яичного белка под покровным стеклом (модель сетчатки). Выделяемое тепло при поглощении ЛИ копировальной бумагой обеспечивает коагуляцию белка, при этом степень коагуляции, как и при лазерной коагуляции на глазном дне, определяется глубиной коагуляции ткани и яркостью ожога относительно фона. Воздействие осуществляли через трехзеркальную линзу Гольдмана с контактным гелем (Визитил) на поверхности.

    Изучение работы системы в условиях in vivoпроведены на 3 кроликах (6 глаз с различной пигментацией глазного дна) породы шиншилла (самцы, масса 2,0– 2,5 кг). Все работы проводили в соответствии с международными правилами работы с животными (European Communities Council Directive, 86/609/EEC). Лазерное воздействие осуществляли в условиях наркоза (ксилазин 5 мг/кг и кетамина гидрохлорид 35 мг/кг внутримышечно за 15 мин до манипуляций), местной анестезии (оксибупрокаин 0,4% в конъюнктивальный мешок) медикаментозного мидриаза (тропикамид 1% в конъюнктивальный мешок), при этом животных размещали в специальном боксе, позволяющем мягко зафиксировать голову животного в заданном положении. Животным устанавливали на поверхность глазного яблока панфундус-линзу Volk PDT (Volk Optical, США) и проводили лазерное воздействие в различных участках глазного дна животных в пределах поля обзора линзы.

    На модели глазного дна in vitroи на глазном дне животных исследовали формирование коагулятов с яркостью, превышающей значение пороговой яркости на 5, 10, 15, 20, 25, 30, 35, 40, 50 и 70% при диаметре пятна воздействия 200 мкм и при мощности ЛИ 100, 140, 200 и 300 мВт. Анализировали однородность получаемых коагулятов по яркости относительно равномерного фона, время формирования коагулятов. При контроле глубины формирования коагулятов использовали оптическую когерентную томографию (ОКТ), которую проводили через 15 мин после воздействия.

    Статистическая обработка результатов исследования проводилась методами непараметрического анализа с использованием программы Statistica 12.0 (StatSoft Inc., США). Статистически значимыми считали результаты с уровнем значимости p<0,05.

    Результаты

    Результаты лазерного воздействия при проведении исследований in vitroна модели глазного дна представлены на рисунке 3. На каждом выбранном уровне воздействия (уровень превышения порога) яркость лазерных коагулятов значимо не отличалась, коэффициент вариации составил менее 10%. Время формирования коагулята зависело от выбранной мощности ЛИ: при более высоких значениях мощности (200 и 300 мВт) наблюдали сокращение времени формирования коагулята. Так, при яркости коагулятов относительно фона 70% (что соответствует 3-й степени ожога по F.A. L'Esperance) время их формирования составляло 200–300 мс, а при яркости 20–40% (соответствующей 2-й степени ожога по F.A. L'Esperance) – 100–150 мс, что сопоставимо с используемыми в клинической практике параметрами. В то же время увеличивалась вероятность превышения заданного значения коагуляции, особенно при ее низких уровнях (5, 10 и 15%). Использование более низкой мощности ЛИ (100 и 140 мВт), наоборот, приводило к увеличению времени формирования коагулятов, но при низких значениях заданного уровня коагуляции практически не наблюдали превышения фактической яркости относительно планируемой.

    При проведении лазерного воздействия на глазном дне кроликов (рис. 4)лазерные коагуляты были достаточно однородными при каждом выбранном уровне яркости относительно фона как в глазах с более выраженной пигментацией, так и в глазах со слабой пигментацией глазного дна. При более низкой мощности (100 мВт) среднее время формирования коагулятов с яркостью 5–15% составляло 0,21±0,12 с, при увеличении целевого значения яркости до 40–50% время формирования коагулята увеличивалось до 0,83±0,19 с, а при более высоких значениях яркости возрастало до 1 с и более, при этом пятно в зоне коагуляции было больше, коагуляты больше варьировали по яркости. При использовании мощности ЛИ 200 и 300 мВт время формирования коагулята не превышало 0,2 с при уровнях яркости до 70% от значения фона, но при выбранной яркости менее 20–25% от фона значительно увеличивалось количество коагулятов с яркостью, превышающей запланированные значения. Значение 140 мВт оказалось наиболее сбалансированным уровнем мощности ЛИ из апробированных в условиях эксперимента: время формирования коагулятов разной яркости не превышало 0,7–0,8 с, фактическая яркость коагулятов практически не отличалась от планируемой в диапазоне 5–25%. При этом, по данным структурной ОКТ, воздействие было достаточно хорошо дозируемым по глубине(рис. 4). Одновременно было выявлено, что более продолжительное время формирования коагулята (более 1 с) сопровождается ошибками анализа программой видеопотока – в отличие от статичной модели in vitroмикродвижения животного чаще меняли область предварительного анализа фоновой яркости, что увеличивало количество артефактов.

    Обсуждение

    Разработанная система автоматизированной управляемой лазерной коагуляции позволила в условиях эксперимента получить дозируемые лазерные коагуляты как на модели глазного дна, так и на глазном дне кроликов, при этом коагуляты обладали низким уровнем вариабельности в условиях различной пигментации и были получены в автоматическом режиме.

    Предложенная система предусматривает реализацию принципа обратной связи на основе фиксируемой при видеозахвате разницы в яркости места лазерного воздействия и окружающей области глазного дна, что упрощает техническую реализацию всей системы. Данный принцип имеет сходство с таковым, использованным ранее в системе M.R. Jerath [13], но имеет отличие в алгоритме анализа заданной области изображения, скорости работы системы и возможности получения близких к пороговым коагулятов на глазном дне, при этом предложенный нами вариант оказался достаточно устойчивым к артефактам движения и бликам.

    Для работы системы использовано ЛИ с длиной волны 810 нм, что не препятствует видеокамере, работающей в видимом спектральном диапазоне, и не влияет на анализ видеопотока управляющей программой. Кроме того, ЛИ ближнего инфракрасного (ИК) диапазона обеспечивает более комфортное проведение лазерной процедуры (за счет отсутствия засветов, ослепления), при этом клинические эффекты сопоставимы с используемыми в стандартных лазерных коагуляторах длинами волн 532 и 577 нм, но в отличие от последних ЛИ 810 нм позволяет проводить лазерное воздействие при сниженной прозрачности оптических сред [2, 7, 8]. В то же время следует помнить о том, что ЛИ ближнего ИК-диапазона проникает глубже в ткани, поэтому появление офтальмоскопически видимого коагулята соответствует более тяжелому термическому повреждению тканей, чем при воздействии ЛИ видимого диапазона [2, 8]. Таким образом, при работе на предложенной системе, вероятно, необходимо использовать более низкие значения уровня воздействия, чтобы избегать «пережога».

    Основным ограничением системы, требующим доработки, являются скорость видеозахвата и скорость обработки изображений управляющей программой на ПК.

    При проведении лазерной коагуляции в условиях как модели, так и глазного дна животного с максимальной частотой кадров (60 Гц) при видеозахвате, было выявлено, что более низкие уровни используемой мощности ЛИ увеличивают время, необходимое для формирования коагулята заданной интенсивности. С другой стороны, использование более высокой мощности при такой частоте кадров не позволяет своевременно отключать лазерное воздействие из-за большой временнoй задержки при последовательном анализе кадров управляющей программой. При проведении коагуляции на модели глазного дна in vitro система показала высокую однородность результатов при всех использованных диаметрах лазерного пятна и тестируемых уровнях интенсивности коагуляции. Тем не менее в условиях работы на глазном дне животных in vivoв ряде случаев наблюдали разброс по степени интенсивности формируемых коагулятов, что было связано с микродвижениями в процессе воздействия (микродвижения фундус-линзы на поверхности глаза, движения самого животного) и колебаниями освещенности глазного дна вследствие этого. То есть микродвижения приводили к смещению анализируемых программой областей – как планируемой коагуляции, так и области сравнения (фона), при этом изменение цвета фона за счет коагуляции на нем вело к усилению коагулята, поскольку программа продолжала сравнивать область коагуляции не с интактной сетчаткой, а с областью, в которой уже сформировался коагулят.

    Для решения этой проблемы могут быть использованы высокоскоростные камеры в системе, что нивелирует помехи движения, а также увеличит скорость коагуляции и точность выбранного уровня воздействия. Кроме того, высокая скорость видеозахвата позволяет использовать большую мощность ЛИ, что также увеличивает скорость коагуляции, приближая ее к стандартным для лазерных систем длительностям импульса 50–100 мс.

    Несмотря на то что представленная система прежде всего работает в режиме надпороговых или близких к пороговым уровнях воздействия, а пороговое или субпороговое воздействие при такой организации системы обратной связи не может быть реализовано, важным преимуществом является возможность воспроизводимой работы на близких к пороговым значениях энергии с получением едва различимых коагулятов.

    Внедрение системы обратной связи в лазерные пат-тернсистемы может позволить сделать лазерную коагуляцию глазного дна полностью автоматизированной. Например, оператор вводит план лечения, как и в системе Navilas, заранее размечая интересующие области, а при дальнейшей работе система сама дозирует лазерное лечение в каждой выбранной точке.

    Еще одним перспективным направлением развития такой системы является интеграция различных алгоритмов искусственного интеллекта: управляющая программа, анализируя изображение глазного дна, уже заранее проводит корректировку параметров лазерного воздействия для получения коагулятов заданной яркости.

    Заключение

    Разработанная автоматизированная система лазерной коагуляции сетчатки с обратной связью в условиях эксперимента позволила выполнить лазерное воздействие в хорошо воспроизводимом дозированном режиме и при дальнейшем развитии с повышением точности и скорости работы имеет большой потенциал для развития и внедрения в клиническую практику при лечении различной ретинальной патологии.

    

    Информация об авторах

    Эрнест Витальевич Бойко, д.м.н., профессор, boiko111@list.ru, https://orcid.org/0000-0002-7413-7478

    Алексей Александрович Суетов, к.м.н., врач-офтальмолог, ophtalm@mail.ru, https://orcid.org/0000-0002-8670-2964

    Таисия Александровна Докторова, врач-офтальмолог, аспирант, taisiiadok@mail.ru, https://orcid.org/0000-0003-2162-4018

    Александр Сергеевич Измайлов, д.м.н., 061@mail.ru, https://orcid.org/0000-0001-5517-1227

    Александр Анатольевич Иванов, директор, инженер, 7657667@mail.ru

    Александр Васильевич Пищелин, программист, pav64@mail.ru

    Information about the authors

    Ernest V. Boiko, Doctor of Science in Medicine, Professor, boiko111@list.ru, https://orcid.org/0000-0002-7413-7478

    Alexey A. Suetov, PhD in Medicine, Ophthalmologist, ophtalm@mail.ru, https://orcid.org/0000-0002-8670-2964

    Taisiia A. Doktorova, Ophthalmologist, PhD Student, taisiiadok@mail.ru, https://orcid.org/0000-0003-2162-4018

    Alexandr S. Izmaylov, Doctor of Science in Medicine, 061@mail.ru, https://orcid.org/0000-0001-5517-1227

    Alexandr A. Ivanov, Director, Engineer, 7657667@mail.ru

    Alexandr V. Pischelin, Programmer, pav64@mail.ru

    Вклад авторов в работу:

    Э.В. Бойко: существенный вклад в концепцию и дизайн работы, редактирование текста, окончательное утверждение версии, подлежащей публикации.

    А.А. Суетов: существенный вклад в концепцию и дизайн работы, сбор, анализ и обработка материала, статистическая обработка данных, написание текста.

    Т.А. Докторова: сбор, анализ и обработка материала, написание текста.

    А.С. Измайлов: существенный вклад в концепцию и дизайн работы, редактирование текста.

    А.А. Иванов: существенный вклад в концепцию и дизайн работы, редактирование текста.

    А.В. Пищелин: существенный вклад в концепцию и дизайн работы, редактирование текста.

    Authors' contribution:

    E.V. Boiko: significant contribution to the concept and design of the work, editing, final approval of the version to be published.

    A.A. Suetov: significant contribution to the concept and design of the work, collection, analysis and processing of material, statistical data processing, writing.

    T.A. Doktorova: collection, analysis and processing of material, statistical data processing, writing.

    A.S. Izmaylov: significant contribution to the concept and design of the work, editing.

    A.A. Ivanov: significant contribution to the concept and design of the work, editing.

    A.V. Pischelin: significant contribution to the concept and design of the work, editing.

    Финансирование: Авторы не получали конкретный грант на это исследование от какого-либо финансирующего агентства в государственном, коммерческом и некоммерческом секторах.

    Согласие пациента на публикацию: Письменного согласия на публикацию этого материала получено не было. Он не содержит никакой личной идентифицирующей информации.

    Конфликт интересов: Отсутствует

    Funding: The authors have not declared a specific grant for this research from any funding agency in the public, commercial or not-for-profit sectors.

    Patient consent for publication: No written consent was obtained for the publication of this material. It does not contain any personally identifying information.

    Conflict of interest: Тhere is no conflict of interest.

    Поступила: 29.07.2023

    Переработана: 13.07.2023

    Принята к печати: 12.09.2023

    Originally received: 29.07.2023

    Final revision: 13.07.2023

    Accepted: 12.09.2023