Содержание к диссертации
Введение
Глава 1. Обзор литературы 10
1.1. Ультразвуковая биометрия 10
1.2. Оптическая когерентная биометрия 18
1.3. Методы расчета оптической силы ИОЛ 25
1.3.1. Теоретические формулы расчета оптической силы ИОЛ 25
1.3.2. Эмпирические формулы расчета оптической силы ИОЛ 28
1.3.3. Смешанные формулы (формулы третьего поколения) расчета оптической силы ИОЛ 32
1.3.4. Сравнительная оценка точности современных формул расчета оптической силы ИОЛ 38
1.3.5. Влияние соотношения между размерами переднего сегмента и величиной ПЗО на точность расчета оптической силы ИОЛ 40
Глава 2. Материалы и методы исследования 45
результаты собственных исследований 54
Глава 3. Результаты сравнительной оценки точности расчета оптической силы иол, выполненного по результатам измерений пзо ультразвуковым и оптическим способом 54
Глава 4. Результаты сравнительного изучения точности расчета оптической силы трехкомпонентных и монолитных эластичных акриловых иол 57
Глава 5. Результаты изучения влияния комплекса биометрических показателей на точность расчета оптической силы иол 61
5.1. Результаты изучения влияния глубины дооперационной передней камеры на величину ошибки расчета оптической силы ИОЛ 61
5.2. Результаты изучения влияния толщины хрусталика на величину ошибки расчета оптической силы ИОЛ 63
5.3. Результаты изучения влияния суммы величин дооперационной глубины передней камеры и толщины хрусталика на величину ошибки расчета оптической силы ИОЛ 66
5.4. Результаты изучения влияния диаметра роговицы на величину ошибки
расчета оптической силы ИОЛ 70
Глава 6. Новый способ расчета оптической силы интраокулярной линзы в глазах с диаметром роговичного сегмента, непропорциональным длине пзо глаза 81
6.1. Разработка способа расчета оптической силы ИОЛ при роговичном сегменте, непропорциональном ПЗО глаза 81
6.2. Клиническое исследование эффективности предложенного способа расчета оптической силы ИОЛ 87
Заключение 92
Практические рекомендации 102
Выводы 104
Список литературы 107
- Ультразвуковая биометрия
- Теоретические формулы расчета оптической силы ИОЛ
- Результаты изучения влияния глубины дооперационной передней камеры на величину ошибки расчета оптической силы ИОЛ
- Разработка способа расчета оптической силы ИОЛ при роговичном сегменте, непропорциональном ПЗО глаза
Введение к работе
Точный рефракционный результат является обязательным современным критерием качества интраокулярной коррекции афакии. Проведенные сравнительные исследования последних лет позволили определить наиболее точные формулы для различных диапазонов величин ПЗО глаза [4-6, 20, 21, 30-32, 44, 274, 295, 305].
С момента изобретения Kelman в 1967 году ультразвуковой факоэмульсификации, эта методика всесторонне развивалась в 70 - 80 годы [22, 23, 29, 50, 51, 137, 173, 174, 210, 211]. Одновременно с этим были определены оптимальные условия для имплантации интраокулярной линзы (ИОЛ) и разработаны различные методики заднекамерной и интракапсулярной фиксации ИОЛ [9-11, 13, 14, 86, 175, 270, 271, 309-312, 315].
Совершенствование хирургии катаракты малых разрезов, а также разработка и внедрение в широкую клиническую практику эластичных ИОЛ [2, 3, 15, 27, 47, 48, 52-54, 58, 60, 61, 68, 70, 87, 88, 93, 100, 116, 128-131, 147, 148, 149, 158, 160, 227, 230, 231, 241, 252, 272] привело к тому, что традиционные позиционные и воспалительные осложнения стали весьма редкими и уступают по частоте ошибкам расчета послеоперационной рефракции. На сегодняшний день среди причин повторных хирургических вмешательств на первом месте стоит неудовлетворительный рефракционный результат имплантации ИОЛ [207, 236-239].
Высокий функциональный результат во многом зависит от точности расчета оптической силы ИОЛ, что обеспечивается, в частности, применением современных способов расчета и метода оптической когерентной биометрии [60, 305]. Появление псевдоаккомодирующих ИОЛ существенно повысило требования к точности расчета их оптической силы [17,46,69,77,78].
Ряд до операционных биометрических параметров глазного яблока (глубина фактичной передней камеры, толщина хрусталика, горизонтальный диаметр роговицы) могут оказывать влияние на точность расчета оптической силы ИОЛ, а учет этих параметров при определении требуемой оптической силы ИОЛ существенно повышать точность расчета. Исследование расстояния от вершины роговицы до задней капсулы хрусталика может дать дополнительные сведения, позволяющие повысить точность определения эффективного положения линзы, т.к. в современных моделях эластичных ИОЛ главная оптическая плоскость располагается ближе к задней поверхности оптики ИОЛ [35, 192, 261, 305].
Случаи непропорциональности размеров переднего сегмента глазного яблока и ПЗО требуют математического выражения такого несоответствия для предупреждения погрешности расчета оптической силы ИОЛ [36, 192, 193]. Кроме того, отклонение послеоперационной рефракции от расчетной может быть вызвано сжатием гаптических элементов и соответственным изменением эффективного положения линзы, что может быть связано как с диаметром капсульного мешка, так и с конструкцией ИОЛ [130, 313, 317].
Несмотря на то, что во многих исследованиях указывается на более точное определение биометрических показателей методом оптической когерентной биометрии [136, 214, 215, 244], остается не вполне решенным вопрос о сравнительной точности ультразвукового и оптического метода измерения биометрических показателей, в том числе в различных диапазонах величин ПЗО глаза. В связи с вышеизложенным актуально и перспективно проведение исследования влияния таких биометрических показателей, как глубина факичной передней камеры, толщина хрусталика, расстояние от вершины роговицы до задней капсулы хрусталика, диаметра роговицы, а также конструкции ИОЛ на точность расчета оптической силы ИОЛ.
На основании вышеизложенного определена следующая цель исследования: изучить влияние комплекса биометрических показателей на точность расчета оптической силы ИОЛ.
Для достижения обозначенной цели решались следующие задачи исследования:
1. Провести сравнительную оценку точности расчета оптической силы ИОЛ, выполненного по результатам измерений ПЗО и других связанных с ней биометрических показателей, ультразвуковым и оптическим методами.
2. Изучить степень отклонения послеоперационного эффективного положения линзы от расчетного в зависимости от конструкции ИОЛ и провести ретроспективную оценку точности расчета монолитных и трехкомпонентных ИОЛ.
3. Изучить влияние комплекса биометрических параметров (глубины факичной передней камеры, толщины хрусталика, суммы величин глубины факичной передней камеры и толщины хрусталика, диаметра роговицы и капсульного мешка) на точность расчета оптической силы ИОЛ.
4. Определить частоту случаев непропорциональности размеров переднего сегмента длине ПЗО глаза.
5. Разработать поправки к расчету оптической силы ИОЛ с учетом полученных биометрических данных.
Ультразвуковая биометрия
Ультразвуковая биометрия является классической и на ней основаны все известные ныне методики расчета оптической силы ИОЛ.
Получение точных биометрических данных является одним из наиболее важных шагов в расчете оптической силы ИОЛ [112, 259]. Более чем в половине случаев источником ошибок послеоперационной рефракции является погрешность измерения ПЗО [188, 196, 260]. При этом погрешность измеренния ПЗО на 0,1 мм приводит к рефракционной ошибке 0,28 - 0,38 Д [19, 136, 255, 260]. Shammas описывает ошибки расчета оптической силы ИОЛ дифференцированно в зависимости от ПЗО глаза. Так, в средних глазах 23,5 мм ошибка ПЗО на 0,1 мм приводит к ошибке рефракции в 0,25 Д, в длинных глазах 26,0 мм - на 0,20 Д, в коротких глазах 21,0 мм - на 0,31 Д [305].
Некоторые исследователи отмечают, что погрешности определения других дооперационных параметров (кератометрия, глубина передней камеры и др.), помимо ПЗО, при одинаковой степени ошибки, мало влияют на величину ошибки расчета оптической силы ИОЛ [74, 146, 202, 247-250, 283, 284]. Исключение составляют пациенты, перенесшие кераторефракционные операции, которые требуют специальных поправок к кератометрии [40, 43, 44, 75, 120, 159, 190, 194, 191, 208, 216, 217, 230, 288, 298, 299].
Впервые ультразвук для измерения длины глаза предложили использовать Mundt и Hughes в 1956 году [245]. До недавнего времени ультразвуковая биометрия была золотым стандартом измерения ПЗО [91, 181,191,266,301]
Ультразвук - это звуковая волна, находящаяся за пределами восприятия ухом человека, которое может воспринимать звук в диапазоне от 20 Гц до 20 кГц. Таким образом, ультразвук - это звук с частотой выше 20 кГц. Ультразвуковой луч, используемый в биометрах, характеризуется частотой, длиной волны, скоростью и направлением [89, 103, 266, 305].
Частота - это количество циклов, или Герц (Гц) в секунду. Более высокие частоты обеспечивают более высокое разрешение, в то время как низкие частоты обеспечивают лучшее проникновение, сопровождаемое уменьшением разрешения. Частоты, необходимые для измерения ПЗО с высоким разрешением, находятся в пределах от 8 до 25 МГц. Современные ультразвуковые биометры, применяемые в офтальмологии, имеют диапазон частот от 8 до 10 МГц.
Длина волны - это расстояние между двумя частицами в одной фазе осцилляции. В тканях глаза длина волны составляет около 0,19 мм при частоте 10 МГц.
Скорость распространения ультразвука выражается в метрах в секунду и варьирует в зависимости от среды, через которую проходит ультразвук. Скорость прохождения ультразвука во влаге передней камеры и стекловидном теле составляет 1532 м/с, в ткани роговицы и прозрачного хрусталика 1641 м/с, 1550 м/с в твердых тканях. Также экспериментально была определена скорость прохождения в силиконовых ИОЛ 980 м/с, в РММА ИОЛ - 2718 м/с и акриловых ИОЛ - 2180 м/с, в силиконовом масле 980 м/с.
Направление ультразвукового луча влияет на точность отображения измеряемых структур. Очень важное значение имеет перпендикулярное расположение луча по отношению к измеряемым структурам глаза для максимального отражения энергии от внутриглазных структур, в особенности сетчатки, для получения пиков наибольшей амплитуды для точной биометрии. В случае, когда ультразвуковой луч падает на сетчатку тангенциально, от нее отражается меньшее количество энергии, что приводит к малой амплитуде эхопика и, соответственно, низкой точности измерения [106, 266, 305, 329].
При прохождении ультразвуком границы двух сред наблюдается ряд феноменов: ультразвук частично отражается, частично проходит во вторую среду, преломляясь при этом. При взаимодействии со средой ультразвук также частично рассевается и абсорбируется. Ткани глаза человека не гомогенны, даже в одной среде, как, например, стекловидное тело, плотность структур может отличаться (клеточные структуры, колебания плотности стекловидного тела). Это означает, что ультразвук будет иметь различную скорость. Однако, указанные микроструктуры, как правило, меньше длины волны ультразвука, поэтому отражение от них звука не фиксируется и считается, что ультразвук рассевается. Среда также поглощает ультразвук, а его энергия трансформируется в тепло. При этом сильнее абсорбируется ультразвук с высокой частотой, чем с низкой. Поэтому в А- и В-сканерах используется ультразвук с частотой 10-12 MHz, а не с более высокими частотами [266, 305].
В А-биометре используется электро-акустическое устройство, называемое трансдуктором, и используемое и как источник, и как детектор ультразвука. Трансдуктор, как правило, вмонтирован в наконечник рукоятки ультразвукового датчика. В идеальных условиях трансдуктор должен генерировать звук в виде импульса - бесконечно короткого момента повышенного давления. Каждый раз при прохождении границы двух сред ультразвук частично отражается, что фиксируется трансдуктором в виде эхопика.
Теоретические формулы расчета оптической силы ИОЛ
На ранних этапах развития интраокулярной коррекции афакии имплантировали интраокулярные линзы стандартной оптической силы +20,0 диоптрий или с поправкой на исходную клиническую рефракцию глаза, что приводило к большим ошибкам определения послеоперационной рефракции [18, 25, 28, 33, 85, 96, 106, 133, 151].
Появление и внедрение в офтальмологическую практику методов ультразвуковой биометрии и кератометрии дало возможность рассчитывать желаемую послеоперационную рефракцию в каждом конкретном случае [49, 74, 89, 108, 109, 179, 180, 209, 231, 253, 266, 287, 294, 301].
Первая в мире формула расчета оптической силы ИОЛ была создана С.Н. Федоровым, Ивашиной А.И., Колинко А.И., в 1967 году [84]. Эта формула была основана на законах физической оптики, то есть на теоретических положениях преломления пучка света оптическими средами глаза. В связи с этим данная формула и созданные позже основанные на законах физиологической оптики формулы получили название теоретических [18, 151, 183, 189, 291, 292].
В последующие годы были разработаны другие теоретические формулы и номограммы: Binkhorst, Colebrander, Colebrander-Shammas, Barret, Olsen, направленные на повышение точности расчета [101, 104, 105, 121, 182, 254-257, 259, 303, 319, 323, 324]. Предложенные методики расчета были значительно усложнены, но практически не повышали точность расчета оптической силы ИОЛ. Это объясняется тем, что во всех теоретических формулах первого поколения использовалось стандартное для ирис-клипс-линз и переднекамерных ИОЛ расстояние от вершины роговицы до главной оптической плоскости ИОЛ, равное 3 или 3,5 мм (в зависимости от формулы расчета). По современным данным это расстояние, называемое глубиной передней камеры (глубиной «псевдофакичной» передней камеры), или, в соответствии с современной терминологией, эффективным положением ИОЛ, не является фиксированным и зависит от параметров переднего отрезка глазного яблока и конструкции ИОЛ [18, 37, 196-199, 201].
Основная причина неточности теоретических формул первого поколения связана с тем, что они не учитывают эффективного положения ИОЛ, то есть индивидуального реального положения главной оптической плоскости ИОЛ по отношению к передней поверхности роговицы [160, 189, 282, 292].
Развитие методов заднекамерной и в особенности внутрикапсульной фиксации ИОЛ [9-11, 13, 14, 271, 272, 306, 307, 309-312] потребовало повышения качества расчета и учета эффективного положения ИОЛ, значительно большего по величине по сравнению с переднекамерной фиксацией и зависящего от ряда других факторов, помимо кривизны передней поверхности роговицы.
Б.Н. Алексеевым и Ю.К. Ширшиковым [12] было предложено вычислять расстояние от вершины роговицы до передней поверхности ИОЛ в капсульном мешке по величинам измеренных до операции глубины факичной передней камеры и толщины хрусталика с целью повышения точности расчета оптической силы ИОЛ по теоретическим формулам. Предложенная авторами формула имеет вид: ПКа = 2,85 + 0,35хПК + 0,2, (8) где ПКа - расстояние от передней поверхности роговицы до передней поверхности ИОЛ, ПК - глубина факичной передней камеры, 0,2 - эмпирический поправочный коэффициент. Позже эта методика была модифицирована для расчета оптической силы ИОЛ по теоретическим формулам при фиксации ИОЛ в цилиарной борозде [55, 56].
Hoffer предложил вычислять глубину передней камеры - расстояние от вершины роговицы до передней поверхности ИОЛ (ACD) по формуле: ACD = 0,292xL - 2,93, (9) где L - ПЗО глаза в мм [174]. В формуле Binkhorst II данная величина вычисляется по формуле: ACD = L / 23,45 х р, (Ю) где L - ПЗО глаза в мм, р - глубина факичной-передней камеры [109].
Основными причинами невысокой точности расчета оптической силы ИОЛ по теоретическим формулам первого поколения является использование в них строго фиксированного заданного положения ИОЛ по отношению к передней поверхности роговицы и отсутствие обратной связи рефракционный результат имплантации - формула [18, 185, 189]. Неудовлетворенность результатами расчета оптической силы ИОЛ по теоретическим формулам первого поколения потребовала дальнейшего развития методик определения оптической силы ИОЛ.
Результаты изучения влияния глубины дооперационной передней камеры на величину ошибки расчета оптической силы ИОЛ
Изучение влияния дооперационной глубины передней камеры на эффективное положение линзы проведено на основании анализа величины ошибки расчета оптической силы ИОЛ в зависимости от глубины факичной передней камеры на 248 глазу (201 пациента).
Измерение глубины факичной передней камеры проводилось ультразвуковым и оптическим способами (Рис. 7). Все больные бьши условно разделены на 3 группы в зависимости от величины глубины факичной передней камеры (на основании данных ультразвуковой биометрии): малая глубина факичной передней камеры - менее 3,0 мм, средняя глубина факичной передней камеры - от 3,0 до 3,2 мм, большая глубина факичной передней камеры - более 3,2 мм.
В общей группе глубина факичной передней камеры, измеренная ультразвуковым методом, составила в среднем 3,19 ± 0,51 мм (от 1,31 до 4,70 мм). При оптической биометрии глубина дооперационной передней камеры также была равна в среднем 3,19 ± 0,42 мм (от 1,93 до 4,30 мм).
Было проведено изучение распределения значений глубины передней камеры при малой, средней и большой величине ПЗО (Таблица 9). При малой величине ПЗО средняя глубина дооперационной факичной передней камеры составила 2,94 ± 0,48 мм при измерении ультразвуком и 3,03 ± 0,41 мм при оптической биометрии. При средней величине ПЗО глубина дооперационной факичной передней камеры составила 3,17 ± 0,46 мм при измерении ультразвуком и 3,22 ± 0,44 мм при оптической биометрии. При большой величине ПЗО глубина дооперационной факичной передней камеры составила 3,26 ± 0,60 мм при измерении ультразвуком и 3,33 ± 0,42 мм при оптической биометрии. Глубина факичной передней камеры по данным ультразвуковой биометрии была меньше величины, полученной при оптической биометрии в среднем на 0,06 мм, по-видимому, вследствие компрессии роговицы датчиком при контактной ультразвуковой биометрии, но разница не была значимой (р 0,05).
Клинические исследования не выявили корреляции между глубиной факичной передней камеры и величиной ошибки расчета оптической силы ИОЛ при всех значениях глубины передней камеры (г 0,3; р 0,05), (Таблица 10). При малой глубине передней камеры ошибка через 4 месяца после операции составила 0,61 ± 0,56 Д; при средней глубине передней камеры — 0,57 ± 0,64 Д; при большой глубине передней камеры - 0,56 ± 0,66 Д (р 0,05).
Результаты проведенного исследования свидетельствуют, что глубина дооперационной факичной передней камеры не влияет на величину ошибки расчета оптической силы ИОЛ, а значит, и на величину эффективного положения линзы. При сравнении значений глубины факичной передней камеры, измеренных ультразвуковым и оптическим способом, значимой разницы не выявлено (р 0,05).
Изучение влияния толщины хрусталика на величину ошибки расчета оптической силы ИОЛ проводилось на 248 глазах (201 пациента).
Измерение толщины хрусталика во всех случаях проводилось ультразвуковым и, когда это было возможно (в 85 % случаев), оптическим способами (Рис. 8). Все больные, в зависимости от толщины хрусталика, были условно разделены на 3 группы (на основании данных ультразвуковой биометрии) малая толщина хрусталика - от 4,3 мм до 4,7 мм; средняя толщина хрусталика - от 4,7 мм до 5,0 мм; большая толщина хрусталика - более 5,0 мм.
В общей группе толщина хрусталика, измеренная ультразвуковым методом, составила в среднем 4,62 ± 0,71 мм (от 3,18 до 8,0 мм. При оптической биометрии толщина хрусталика в среднем 4,51 ± 0,62 мм (от 3,34 до 8,1 мм).
При малой величине ПЗО средняя толщина хрусталика составила 4,58 ± 0,81 мм при измерении ультразвуком и 4,47 ± 0,84 мм при оптической биометрии. При средней величине ПЗО средняя толщина хрусталика составила 4,57 ± 0,70 мм при измерении ультразвуком и 4,45 ± 0,47 мм при оптической биометрии. При большой величине ПЗО средняя толщина хрусталика составила 4,62 ± 0,75 мм при измерении ультразвуком и 4,55 ± 0,52 мм при оптической биометрии. Разница между средней толщиной хрусталика, измеренной ультразвуковым и оптическим способом, была статистически не значимой (р 0,05), (Таблица 11).
Разработка способа расчета оптической силы ИОЛ при роговичном сегменте, непропорциональном ПЗО глаза
Известные смешанные формулы дают соответствующую современным требованиям точность расчета оптической силы ИОЛ в различных диапазонах величин ПЗО глаза при условии пропорциональности размеров роговичного сегмента длине ПЗО глаза. По результатам проведенных исследований биометрических параметров глазного яблока, в значительном числе случаев размеры роговичного сегмента были непропорциональны длине ПЗО глаза. Так, при значимом с клинической точки зрения отклонении измеренного диаметра роговичного сегмента AGH3Mep от расчетного AGpaC4eTH на 0,5 мм и более доля случаев непропорциональности составила 28,6 %. Исследования влияния различных биометрических параметров переднего отдела глазного яблока на точность расчета оптической силы ИОЛ выявили достоверную корреляцию (г 0,3) между величиной ошибки расчета оптической силы ИОЛ и степенью непропорциональности роговичного сегмента длине ПЗО глаза.
В связи с непропорциональностью величин основных параметров роговичного сегмента таких, как диаметр роговицы «от белого до белого» и, соответственно, диаметр роговичного сегмента и высота роговичного сегмента (расстояние от вершины роговицы до плоскости передней поверхности радужки) длине ПЗО, эффективное положение линзы, то есть расстояние от вершины роговицы до главной оптической плоскости ИОЛ, оказывается существенно отличающимся от рассчитанного по формуле. Это ведет к неверному определению оптической силы ИОЛ и послеоперационной рефракции и, как следствие этого, к неудовлетворительному рефракционному результату операции.
Как отмечалось в предыдущей главе, проведенные исследования не выявили корреляции между величинами ошибки расчета оптической силы ИОЛ и дооперационной глубины факичной передней камеры и толщины хрусталика (г 0,03). В связи с этим данные параметры по отдельности нецелесообразно использовать при расчете оптической силы ИОЛ, как это предлагается в некоторых исследованиях.
В то же время, отмечена достоверная прямая корреляция между суммой величин дооперационной глубины передней камеры и толщины хрусталика и ошибкой расчета оптической силы ИОЛ (г=0,3201). То есть, чем меньше сумма величин этих двух параметров, тем меньше ошибка расчета. Однако наиболее тесная корреляция ошибки отмечается с непропорциональным величине ПЗО размером роговичного сегмента, в том числе, с диаметром роговицы «от белого до белого» (г=0,4307).
Кроме того, необходимо отметить, что такие параметры, как глубина факичной передней камеры и толщина хрусталика отсутствуют в артифакичном глазу. Это требует расчета дополнительных специальных коэффициентов, способных самостоятельно создавать еще одну погрешность расчета.
Биометрические параметры роговичного сегмента: диаметр, высота, радиус кривизны передней поверхности роговицы остаются неизменными после операции, в особенности при использовании факоэмульсификации с тоннельными разрезами. В связи с этим использование вышеперечисленных показателей для вычисления индивидуализированного эффективного положения линзы наиболее оправдано и перспективно с целью снижения ошибки расчета оптической силы ИОЛ. Кроме того, высота роговичного сегмента уже входит как один из основных параметров в расчет оптической силы по современным формулам SRK/T и Holladay.
В формуле SRK/T вводят поправочный коэффициент в величину ПЗО глаза при длине последней более 24,4 мм с учетом того, что в глазах с большой величиной ПЗО размеры переднего (роговичного) сегмента не увеличиваются соответственно длине ПЗО глаза [282]. Однако при малых и средних величинах ПЗО каких-либо поправок к расчету по данной формуле не имеется.
При расчете оптической силы ИОЛ по формуле Holladay одним из главных параметров, определяющих оптическую силу ИОЛ, является эффективное положение линзы (ELP), то есть расстояние от вершины роговицы до главной оптической плоскости ИОЛ, которое состоит из двух отрезков оптической оси глаза. Первый - от вершины роговицы до плоскости передней поверхности радужки в артифакичном глазу, является высотой роговичного сегмента и имеет обозначение ACD. Второй — от плоскости передней поверхности радужки до главной оптической плоскости ИОЛ, называется фактором хирурга, обозначается SF и зависит от А-константы данного типа ИОЛ (Рис. 11).
