WWW.DISSERS.RU

БЕСПЛАТНАЯ ЭЛЕКТРОННАЯ БИБЛИОТЕКА

   Добро пожаловать!


 

На правах рукописи

ДАНИЛЕНКО

Екатерина Владимировна

ОПТИМИЗАЦИЯ РАСЧЕТА ОПТИЧЕСКОЙ СИЛЫ ИНТРАОКУЛЯРНОЙ ЛИНЗЫ, ИМПЛАНТИРУЕМОЙ ПРИ ФАКОЭМУЛЬСИФИКАЦИИ

14.01.07 Глазные болезни

АВТОРЕФЕРАТ

диссертации на соискание ученой степени

кандидата медицинских наук

Санкт-Петербург 2012

Работа выполнена в ГБОУ ВПО «Северо-Западный государственный медицинский университет им. И.И. Мечникова» Министерства здравоохранения и социального развития РФ

Научный руководитель:

доктор медицинских наук профессор

БАЛАШЕВИЧ Леонид Иосифович

Официальные оппоненты:

АЛЕКСЕЕВ Владимир Николаевич доктор медицинских наук профессор ГБОУ ВПО «Северо-Западный государственный медицинский университет им. И.И. Мечникова» Министерства здравоохранения и социального развития РФ, заведующий кафедрой офтальмологии №1

НИКОЛАЕНКО Вадим Петрович доктор медицинских наук кафедры оториноларингологии и офтальмологии медицинского факультета ФГБОУ ВПО «Санкт-Петербургский государственный университет», профессор

Ведущая организация - ГБОУ ВПО «Санкт-Петербургский государственный педиатрический медицинский университет» Министерства здравоохранения и социального развития РФ

Защита диссертации состоится 10 декабря 2012 года  в 14-00 часов на заседании совета по защите докторских и кандидатских диссертаций Д 215.002.09 при ФГКВОУ ВПО «Военно-медицинская академия имени С.М. Кирова» МО РФ (194044, Санкт-Петербург, ул. Академика Лебедева, 6).

С диссертацией можно ознакомиться в фундаментальной библиотеке ФГКВОУ ВПО «Военно-медицинская академия им. С.М. Кирова» МО РФ.

Автореферат разослан «____» _____________ 2012 г.

Ученый секретарь совета

доктор медицинских наук

КУЛИКОВ Алексей Николаевич

ОБЩАЯ ХАРАКТЕРИСТИКА РАБОТЫ



Актуальность исследования. Проблема достижения запланированной рефракции в катарактальной хирургии на сегодняшний день весьма актуальна [Connors R. et al., 2002]. Этому способствует улучшение техники факоэмульсификации (ФЭ), минимизация хирургического доступа, появление новых методов биометрии и способов расчета интраокулярных линз (ИОЛ), а также создание ИОЛ разного дизайна [Балашевич Л.И., 2009; Малюгин Б.Э., 2006; Тахтаев Ю.В., 2008; Bellucci R., 2005; Chiam P.J. et al., 2006; Holladay J.T. et al. 2002; Javitt J. et al., 2000; Olsen T. et al., 1990, 2006; Packer M. et al., 2004]. Совершенствование диагностических и хирургических методов снизило долю рефракционных «сюрпризов» до 5-10%, когда разница полученной и желаемой рефракции превышала 2,0 дптр [Holladay J.T. et al., 1986]. Для исправления возникающих при этом нарушений может потребоваться замена линзы или проведение кераторефракционного вмешательства [George J.C. et al., 2007; Holladay J.T. et al., 1986]. Точность расчета силы имплантируемой ИОЛ в основном зависит от трех факторов [Аветисов С.Э., 2006; Drexler W. et al., 1998; Olsen T. et al., 1993; Preussner P.R. et al., 2002]:

  1. Точности биометрических данных до операции (измерение аксиальной длины глаза, глубины передней камеры, толщины хрусталика, преломляющей силы роговицы).
  2. Точности формул расчета оптической силы ИОЛ.
  3. Контроля качества и силы ИОЛ производителем.

С неточным измерением переднезадней оси глазного яблока (ПЗО) связано от 40 до 54% ошибок расчетов [Einighammer J. et al., 2007; Olsen T., 1990], поскольку точность и оптического, и ультразвукового метода биометрии ограничена использованием средних скоростей ультразвука и показателей преломления глазных сред [Haigis W. et al., 2000].

Вторым по значимости источником ошибок при расчете ИОЛ является предсказание глубины передней камеры псевдофакичного глаза, так как проблема существенного изменения соотношения внутриглазных структур после удаления хрусталика остается до сих пор нерешенной [Балашевич Л.И., 2009; Olsen T. et al., 2005, 2007; Richards S.C. et al., 1985]. Вариабельность положения ИОЛ, связанная с разной степенью сжатия капсулы после экстракции катаракты и различием строения гаптических элементов, диктует необходимость создания новых алгоритмов расчета положения ИОЛ и ее главных плоскостей [Егорова Э.В. с соавт., 2009, Arai M. et. Al., 1994; Gimbel H.V. et al., 1991; Haigis W. et al., 2007; Hay K. Et al., 1998; Hoffer K.J., 1981; Jean B., 2008; Maclaren R.E. et al., 2007; Olsen T., 2006].

Определение оптической силы роговицы также является важной частью расчета оптической силы имплантируемой линзы, поскольку данные кератометрии используются во всех формулах, а ее погрешность дает до 10% ошибки послеоперационной рефракции [Балашевич с соавт., 2008; Haigis W. et al., 2000; Olsen T., 1990].

Помимо точности измерения биометрических параметров, на рефракционный результат вмешательства оказывает влияние выбор метода расчета. Повышение точности формул расчета является одной из приоритетных задач катарактальной хирургии [Балашевич с соавт., 2008; Ильюхин О.В., 2009; Olsen T., 2006; Olson R.J. et al., 1998]. Наибольший интерес представляет создание новых универсальных способов расчета, подходящих для экстремально длинных и коротких глаз, где большинство формул дают большую погрешность и поэтому малопригодны [Иванов Н.М. с соавт., 2003; Юсеф Ю.Н. с соавт., 2006; Holladay J.T., 1997].

Цель работы – разработать новый более точный способ расчета силы интраокулярной линзы, предназначенной для первичной коррекции афакии с желаемым рефракционным результатом.

Задачи исследования:

  1. Определить стабильность достигнутого первоначально рефракционного результата и положения ИОЛ в задней камере глаза на основании осмотров оперированных ранее пациентов в сроки от 1 месяца и более.
  2. Определить в условиях эксперимента степень устойчивости опорных элементов стандартной изолированной ИОЛ к различным степеням их сжатия.
  3. Разработать формулы, позволяющие производить расчет ожидаемой после операции глубины передней камеры псевдофакичного глаза с использованием данных исходной биометрии.
  4. Разработать универсальный алгоритм расчета силы ИОЛ для достижения «рефракции цели» на основании законов параксиальной оптики и созданных нами формул расчета ожидаемой глубины передней камеры оперируемого глаза.
  5. Рассчитать поправки к формуле академика С.Н. Федорова для достижения «рефракции цели» при разной длине глаза и преломляющей силе роговицы.

Научная новизна

1. Определена стабильность рефракционного результата и положения ИОЛ в отдаленном послеоперационном периоде после ФЭ на большом количестве наблюдений.

2. Экспериментально доказана возможность смещения оптической части ИОЛ относительно плоскости гаптических элементов при динамическом уменьшении диаметра их раскрытия.

3. Разработаны новые модели расчета предполагаемой глубины передней камеры после имплантации ИОЛ при ФЭ из данных предоперационной биометрии.

4. Построен новый универсальный алгоритм определения силы ИОЛ известной конфигурации для достижения требуемой рефракции, использующий формулу расчета глубины передней камеры и законы параксиальной оптики.

5. Впервые рассчитаны поправки к формуле академика С.Н. Федорова для разных диапазонов длины глаза и силы роговицы.

Практическая значимость. В результате проведенных расчетов намечены возможные пути решения проблемы точности расчета силы ИОЛ. Прежде всего, это разработка моделей расчета глубины передней камеры псевдофакичного глаза на основании данных предоперационной биометрии, которые на сегодняшний день являются ключом к увеличению точности расчета силы ИОЛ. Внедрение новой теоретической формулы расчета, учитывающей конфигурацию имплантируемой линзы и предполагаемую глубину передней камеры псевдофакичного глаза, также предполагает увеличение точности расчета ИОЛ. Данный метод является универсальным для большого диапазона величин ПЗО и кератометрии, а также позволяет производить расчет на любую рефракцию. Полученные в исследовании поправки к формуле С.Н. Федорова способствуют более точному расчету силы ИОЛ для достижения эмметропии и миопии слабой степени при разных величинах ПЗО и средних показателях кератометрии.

Внедрение результатов научных исследований в практику. Опубликовано учебное пособие для клинических ординаторов, интернов, аспирантов, слушателей курсов повышения квалификации кафедры офтальмологии ГОУ ДПО СПбМАПО «Росздрава», и практикующих врачей-офтальмологов по теме: «Особенности расчета оптической силы интраокулярной линзы, имплантируемой при факоэмульсификации» (Балашевич Л.И., Даниленко Е.В., 2010).

Апробация работы. Результаты исследования доложены на III конференции офтальмологов Русского Севера (Вологда, 2010 г.), пленарном заседании Санкт-Петербургского медицинского общества офтальмологов (Санкт-Петербург, 2011 г.), VI и VII Всероссийской научной конференции молодых ученых «Актуальные проблемы офтальмологии» (Москва, 2011 и 2012 гг.), конференции «Актуальные вопросы экспериментальной, клинической и профилактической медицины – 2012» СЗГМУ им. И.И.Мечникова (Санкт-Петербург, 2012 г.).

Структура и объем диссертации. Диссертация состоит из введения, обзора литературы, 2 глав собственных исследований, заключения, выводов, приложения и списка литературы. Работа иллюстрирована 18 рисунками, 6 графиками и содержит 14 таблиц. Общий объем составляет 125 страниц. Библиографический список включает 144 источника литературы, из них 32 отечественных и 112 иностранных.

Основные положения, выносимые на защиту:

  1. Стабильность рефракционного результата факоэмульсификации и отсутствие изменений положения интраокулярной линзы в капсульной сумке позволяют строить модели расчета глубины передней камеры псевдофакичного глаза на основании данных предоперационной биометрии с большой степенью их надежности.
  2. Моделирование процесса уменьшения диаметра капсульного мешка при его фиброзировании показывает возможности смещения оптической части интраокулярной линзы при крайних значениях ее оптической силы и диаметре раскрытия гаптических элементов.
  3. Разработанный теоретический метод расчета оптической силы интраокулярной линзы, учитывающий ее конфигурацию, позволяет производить вычисления при широком диапазоне биометрических параметров оперируемого глаза и любых их комбинациях, что значительно повысит предполагаемую точность определения силы ИОЛ при высокой точности входных параметров.
  4. Использование стандартных поправок к формуле С.Н. Федорова позволит систематизировать использование формулы для разных величин ПЗО и средних показателей кератометрии, а также увеличит частоту достижения «рефракции цели».

СОДЕРЖАНИЕ РАБОТЫ

Материалы и методы

В исследовании проведено ретроспективное наблюдение результатов хирургического лечения катаракты 1670 глаз (1354 пациента) в возрасте от 29 до 87 лет (средний возраст 67,2±0,6 лет), 544 из них прооперировано в Санкт-Петербургском филиале МНТК «Микрохирургия глаза» им. С.Н. Федорова в период с 2002 по 2007 гг., 1126 (830 пациентов) – с декабря 2009 по ноябрь 2011 г. Всем пациентам двумя хирургами филиала (Ю.Т. и А.Р.) выполнена ФЭ с имплантацией ИОЛ в капсульный мешок без осложнений, как в ходе вмешательства, так и в послеоперационном периоде. В случае если у пациента был ранее прооперирован парный глаз, удовлетворяющий условиям отбора, то его так же включали в исследование.

До операции всем пациентам проводилось стандартное обследование, включавшее автокераторефрактометрию («Righton Speedy-K», Righton, Япония), визометрию, пневмотонометрию, периметрию по Гольдману, ультразвуковое А-сканирование («Tomey AL-3000», Tomey, Япония), расчет ИОЛ по формуле С.Н. Федорова (по данным А-сканирования и автокератометрии) без внесения в нее поправок, биомикроскопию и офтальмоскопию. При относительно прозрачных глазных средах проводилась оптическая биометрия на приборе «IOLMaster 4.01» (Carl Zeiss Meditec, Германия) с расчетом ИОЛ по формуле Haigis (при ПЗО менее 24,5 мм) и Holladay I (при ПЗО более 24,5 мм).

Послеоперационное обследование проводилось через 1, 6 и 12 месяцев после операции и включало: автокераторефрактометрию, визометрию, оптическую когерентную томографию (ОКТ) переднего отрезка («Visante™OCT», Carl Zeiss Meditec, Германия), оптическую биометрию на приборе «IOLMaster 4.01» (Carl Zeiss Meditec, Германия) в режиме «Pseudophakic acryl» с перерасчетом оптической силы ИОЛ по формуле Holladay I и ультразвуковое А-сканирование в том же режиме на приборе «Tomey AL-3000» (Tomey, Япония), «OcuScan™RxP» (Alcon, США). В некоторых случаях проводилась биометрия переднего отрезка с использованием прибора «Pentacam HR» (Oculus, Германия), а также ОКТ заднего отрезка глазного яблока для уточнения патологии сетчатки («Cirrus™ HD-OCT», Carl Zeiss Meditec, Германия).

В исследование включались пациенты, имеющие в отдаленном послеоперационном периоде остроту зрения с коррекцией 0,5 и более при отсутствии сопутствующей глазной патологии, способствующей неверной трактовке результатов биометрии и визометрии. Критерием для исключения пациентов из исследования были осложнения в послеоперационном периоде и снижение остроты зрения менее 0,5.

Статистическая обработка данных проводилась с помощью программ «Statistica 6.0» (StatSoft Inc., США) и «JMP» (SAS Institute, США).

В рамках проводимого исследования общая выборка пациентов была разделена на подвыборки в соответствии с решаемой задачей, об их численности и составе данные будут приведены в соответствующих главах.

Характеристика экспериментального исследования

В исследовании проведено моделирование положения ИОЛ в капсульном мешке с помощью набора колец из капролона известного диаметра, устанавливаемых в кювету из оптического стекла, заполненную водой с поддерживаемой температурой 350С. На переднем крае колец проточена борозда для удерживания гаптических элементов ИОЛ, ограниченная спереди покровным стеклом. В эксперименте использованы гибкие ИОЛ AcrySof® Natural (Alcon®, США) оптической силой +11,5 дптр, +20,0 дптр и +28,5 дптр.





Для определения стабильности положения ИОЛ с вертикально ориентированными гаптическими элементами использовались замкнутые кольца диаметром от 10,0 до 12,75 мм с шагом 0,25 мм. Положение гаптических элементов и оптической части линзы фиксировалось при установке ИОЛ и через 1 час. Определялось расстояние от верхнего и нижнего гаптических элементов до оптической части ИОЛ, а также смещение ее оптической части во фронтальной плоскости. Измерения проводились при симметричном и асимметричном положении линзы в кольце. В первом случае оптическая часть ИОЛ находилась в центре относительно гаптических элементов при погружении в водную среду, во втором имелось смещение оптической части ИОЛ книзу. Обработка изображений осуществлялась в программе «GNU Image Manipulation Program 2.6» (http://www.gimp.org).

Для выявления смещения оптической части ИОЛ в сагиттальной плоскости использовались два незамкнутых кольца из капролона, диаметр которых мог непрерывно уменьшаться от 12,75 до 11,50 мм и от 11,50 мм до 10,00 мм путем закручивания фиксирующего винта. Определение положения оптической части ИОЛ проводилось с помощью ОКТ «Visante™OCT» (Carl Zeiss Meditec, Германия).

РЕЗУЛЬТАТЫ ИССЛЕДОВАНИЯ

I Сравнение биометрических параметров глаза, полученных с помощью разных приборов

По результатам наших измерений наблюдалась разница ПЗО, измеренной при аппланационной ультразвуковой биометрии («Tomey AL-3000», Tomey, Япония) до и после ФЭ с имплантацией ИОЛ. Разница ПЗО факичного и псевдофакичного глаза была статистически значимой (p<0,05) и составила 50,65±15,05 мкм (от 760 до 880 мкм, n=353), что укладывается в точность измерения аппланационной ультразвуковой биометрии. Коэффициент корреляции разницы ПЗО факичного и псевдофакичного глаза c ПЗО факичного глаза составил -0,06. Распределение величин разницы практически симметрично относительно нулевой горизонтали. При делении ПЗО факичного глаза на группы менее 22,0 мм (I), от 22,0 до 24,5 мм (II) и более 24,5 мм (III) получены следующие результаты: в I группе средняя разница измерений ПЗО факичного и псевдофакичного глаза составила 45,38±41,32 мкм (от -540 до 580 мкм, n=39), во II группе 60,26±19,07 мкм (от -710 до 880 мкм, n=230), в III группе 39,05±32,36 мкм (от -760 до 770 мкм, n=84). Между средними величинами разницы измеренной ПЗО в группах I, II и III не выявлено статистически значимых различий (t-тест, р>0,05). Поскольку предполагается, что ФЭ с имплантацией ИОЛ не приводит к изменению аксиальной длины глаза, вероятно, что различие ПЗО одного и того же глаза до и после операции связано с погрешностью аппланационного ультразвукового метода измерения и с использованием универсальной скорости распространения ультразвуковой волны для глазных сред.

При проведении биометрии на приборе «IOLMaster» (Carl Zeiss Meditec, Германия) в режиме «Pseudophakic Acryl» ПЗО псевдофакичного глаза была на 92,71±4,28 мкм (от -200 до 670 мкм, n=317) меньше факичного. Все измерения были разделены на те же группы по величине ПЗО до операции. Разница ПЗО факичного и псевдофакичного глаза в I группе составила 53,24±9,73 мкм (от
-70 до 160 мкм, n=34), во II группе 89,43±4,73 мкм (от -200 до 320 мкм, n=174), в III группе 110,28±9,05 мкм (от -140 до 670 мкм, n=109). При сравнении разницы ПЗО по группам выявлены статистические значимые различия (t-тест, p<0,05). Отмечается снижение вариабельности результатов биометрии прибора «IOLMaster» относительно ультразвуковых измерений, что объясняется, прежде всего, большей его точностью, отсутствием вдавливания роговицы при аппланации ультразвукового датчика, а также возможностью его применения только при начальной катаракте и хорошей фиксации взора пациента. Немаловажным является отсутствие субъективного фактора при проведении измерения.

Причиной несовпадения результатов оптической биометрии до и после операции по данным литературы может быть варьирование показателя преломления вещества хрусталика при разной плотности и степенях зрелости катаракты, тогда как показатель преломления материала ИОЛ точно рассчитан в эксперименте. Для проверки этой гипотезы мы провели измерение оптической плотности вещества хрусталика при начальной катаракте на приборе «Pentacam HR» (Oculus, Германия). Зависимость между оптической плотностью хрусталика при начальной катаракте и разницей измерений «IOLMaster» до и после операции на отобранном материале не выявлена.

Проведено сравнение ПЗО факичного глаза, измеренной путем ультразвукового А-сканирования и с помощью прибора «IOLMaster», которое показало достоверные различия (t-тест, p<0,05). Разница измерений составила -228,83±8,25 мкм (от -1280 до 870 мкм, n=724), в группах I, II и III -211,78±20,57 мкм (от -720 до 240 мкм, n=73), -211,96±8,92 мкм (от
-900 до 870 мкм, n=413) и -263,32±18,54 мкм (от -1280 до 790 мкм, n=238) соответственно. Между группами II и III разница была статистически значимой (t-тест, р<0,05). Таким образом, при ПЗО более 24,5 мм можно предполагать меньшую точность ультразвуковой биометрии в связи с наличием стафилом заднего полюса глаза при осевой миопии.

Подобное сравнение проведено для псевдофакичного глаза. При сравнении ПЗО, измеренной аппланационным ультразвуковым методом и на приборе «IOLMaster», выявлены статистически значимые различия (t-тест, p<0,05). Они составили 242,49±16,57 мкм (от -950 до 670 мкм, n=225), в группах I, II и III соответственно -285,63±43,51 мкм (от -760 до 310 мкм, n=32), -273,83±18,73 мм (от -950 до 670 мкм, n=133) и -150,00±37,94 мкм (от -600 до 540 мкм, n=60). Статистически значимые различия выявлены между группами I и III, а также между группами II и III  (t-тест, p<0,05). Таким образом, подтверждается особенность проведения измерений при осевой миопии, при которой ультразвуковая биометрия может давать неверные данные.

В исследовании проводилось измерение глубины передней камеры псевдофакичного глаза в отдаленном периоде после ФЭ тремя методами: с помощью ультразвукового А-сканирования на приборе «OcuScan™RxP» (Alcon®, США), методом Шеймпфлюг-фотографии на приборе «Pentacam HR» (Oculus, Германия) и с помощью ОКТ переднего отрезка «Visante™OCT» (Carl Zeiss Meditec, Германия). Поскольку отмечена значимая корреляция между величиной глубины передней камеры и ПЗО, измеренной путем аппланационной ультразвуковой биометрии (p<0,05), данные разделены в зависимости от величины ПЗО также на 3 группы: менее 22,0 мм (I), от 22,0 до 24,5 мм (II) и более 24,5 мм (III).

На ОКТ средняя глубина передней камеры псевдофакичного глаза составила 4,66±0,02 мм, в группах I, II и III - 4,22±0,03 мм (n=51), 4,59±0,02 мм (n=315) и 5,03±0,03 мм (n=116) соответственно* (*различия достоверны, t-тест, p<0,05). Глубина передней камеры, измеренная на приборе «Pentacam HR», составила 4,60±0,04 мм, для групп I, II, III 4,25±0,08 мм (n=10), 4,55±0,05 мм (n=48) и 4,90±0,07 мм (n=20) соответственно*. При измерении глубины передней камеры на приборе «OcuScan™RxP» средняя глубина передней камеры при артифакии составила 4,32±0,02 мм, в I, II и III группах - 4,01±0,03 мм (n=39), 4,24±0,02 мм (n=230) и 4,68±0,04 мм (n=83)*. Также проведено сравнение результатов измерений разными приборами. При измерении глубины передней камеры с помощью ОКТ и «Pentacam HR» разница составила -0,037±0,016 мм (n=63) и была статистически значимой (t-тест, p<0,05). Поскольку различия в сотые доли миллиметра имеют малое клиническое значение, их значимость и вклад в погрешность при расчете оптической силы ИОЛ минимальна, что будет описано ниже в формуле для расчета погрешностей вычислений.

При определении глубины передней камеры на ОКТ и «OcuScan™RxP» различия измеряемой величины составили 0,345±0,026 мм (n=210) и имели статистическую значимость (t-тест, p<0,05).

При сравнении глубины передней камеры, измеренной на приборе «Pentacam HR» и «OcuScan™RxP», выявленная разница была статистически значимой (t-тест, p<0,05) и составила 0,313±0,047 мм (n=68). Таким образом, при измерении глубины передней камеры псевдофакичного глаза с помощью разных приборов определяется систематическая разница результатов, более выраженная между результатами оптических и ультразвукового контактного метода.

В исследовании проведено сравнение средней преломляющей силы роговицы, измеренной методом автокератометрия на приборе «Righton Speedy-K» (Righton, Япония) и на приборе «IOLMaster» (Carl Zeiss Meditec, Германия) на дооперационном этапе. Средняя разница измерений приборов была статистически значима (t-тест, p<0,05) и составила -0,14±0,02 дптр (от -3,24 до 0,85 дптр, n=726). Измерения автокератометра варьировали от 37,43 до 47,94 дптр (43,81±0,04 дптр), измерения «IOLMaster» - от 37,50 до 48,19 дптр (43,83±0,06 дптр). Показатели автокератометра и «IOLMaster» в отдаленном послеоперационном периоде также имели достоверную разницу -0,10±0,02 дптр (от -1,46 до 0,42 дптр, n=308), t-тест, p<0,05.

Величины средней преломляющей силы роговицы, измеренные с помощью автокератометра до и после операции, значимо не отличались (t-тест, p>0,05), разница составила 0,03±0,01 дптр (от -0,87 до 0,88 дптр, n=686). Показатели средней преломляющей силы роговицы, измеренные на приборе «IOLMaster» до и после операции, также значимо не отличались (t-тест, p>0,05), разница составила -0,02±0,02 дптр (от -1,37 до 1,30 дптр, n=321). Таким образом, ФЭ с имплантацией ИОЛ через малый роговичный разрез 1,8-3,0 мм не дает статистически значимых изменений средних показателей преломляющей силы роговицы по данным одного и того же метода измерения.

II Определение стабильности рефракционного результата в отдаленном периоде после факоэмульсификации с имплантацией ИОЛ

Для определения стабильности рефракционного результата ФЭ проводилась субъективная визометрия в разные сроки после операции. Выделены 3 группы пациентов: I группа – визометрия проведена через 1 месяц после ФЭ, II группа – через 6 месяцев, III группа – через 12 месяцев и более. Срок наблюдения составил от 1 месяца до 6 лет. Показатели субъективной визометрии мы предпочли авторефрактометрии по причине большей их повторяемости при повторных измерениях, из-за наличия артефактов при авторефрактометрии, связанных с артифакией.

Всего выполнено 187 пар измерений на 160 глазах. На первом этапе проведено сравнение сферического компонента субъективной рефракции, измеренного через 1 и 6 месяцев после операции. В рассматриваемом временном промежутке средняя разница измерений составила -0,07±0,04 дптр (от -1,25 до +1,75 дптр, n=113), статистической значимости не имела (тест Вилкоксона, p=0,08).

При сравнении сферических компонентов субъективной рефракции, измеренных через 1 месяц и через 12 месяцев и более после ФЭ, выявлены статистически значимые различия (тест Вилкоксона, p=0,03). Средняя разница измерений в рассматриваемом временном промежутке составила
-0,16±0,08 дптр (от -1,50 до +1,50 дптр, n=36).

При рассмотрении результатов субъективной визометрии в II и III группах не было выявлено статистически значимых различий по сферическому компоненту рефракции (тест Вилкоксона, р=0,78), средняя разница измерений составила -0,01±0,11 дптр (от -1,5 до +2,50 дптр, n=38).

Для исключения влияния изменений преломляющей способности роговицы на динамику сферического компонента субъективной рефракции проведено сравнение средних показателей кератометрии («Righton Speedy-K», Righton, Япония). По данным t-теста и теста Вилкоксона статистических различий средних показателей автокератометрии группы III c группами I и II не выявлено (р=0,65 и р=0,51 соответственно).

Таким образом, во временном интервале до 6 месяцев после вмешательства рефракционный результат остается постоянным, а в сроки около 6 месяцев могут происходить изменения рефракции, которая в дальнейшем также остается стабильной. Поскольку статистических изменений данных кератометрии не было выявлено, переменам рефракции в сроки более 6 месяцев после операции может способствовать изменение положения ИОЛ вследствие фиброза и деформации капсульного мешка, а также при развитии вторичной катаракты. В некоторых случаях не исключена вариабельность результатов субъективной визометрии именно в отдаленном периоде в связи с сосудистыми нарушениями у пожилых пациентов и возможностью изменения прозрачности сред при формировании фиброза или помутнения задней капсулы.

III Определение стабильности положения интраокулярной линзы в капсульном мешке после факоэмульсификации.

Стабильность глубины передней камеры псевдофакичного глаза определялась по 70 парам измерений глаз 63 пациентов, средний возраст которых составил 67,13±2,52 лет (от 35 до 86 лет). ПЗО обследованных глаз, измеренная ультразвуковым аппланационным методом, варьировала от 20,41 мм до 31,87 мм (средняя величина 24,14±0,54 мм), средний показатель кератометрии изменялся от 40,56 дптр до 47,38 дптр (средняя величина 43,83±3,88 дптр), оптическая сила имплантированных ИОЛ составила 1 - 34 дптр (в среднем, 19,07±1,56 дптр). Пациентам проводилась ОКТ переднего отрезка глазного яблока («Visante™OCT», Carl Zeiss Meditec, Германия) и фиксировалось расстояние от эндотелия роговицы до передней поверхности ИОЛ, диаметр роговичного сегмента на уровне корня радужки и толщина центральной зоны роговицы в режиме «Anterior chamber depth». Исследование проводилось через 1, 6 и 12 месяцев после операции.

Все три измеряемых расстояния прошли проверку на нормальность: по тесту Шапиро-Уилкса нет оснований отвергать гипотезу о нормальности рассматриваемых данных. Для каждого глаза проведено сравнение вышеперечисленных параметров в разные сроки после ФЭ, динамики расстояния от эндотелия до передней поверхности ИОЛ, динамики во всех временных промежутках не выявлено (t-тест и тест Вилкоксона р>0,5).

Тест Шапиро-Уилкса не дал оснований отвергнуть гипотезу о нормальности распределения величин глубины передней камеры (расстояние от передней поверхности роговицы до передней поверхности ИОЛ). При статистическом анализе не выявлено различий величины глубины передней камеры псевдофакичного глаза в сроки 1, 6 и 12 месяцев после ФЭ с имплантацией ИОЛ (t-тест р=0,073, тест Вилкоксона р=0,052). Таким образом, можно сделать заключение о стабильности глубины передней камеры после факоэмульсификации с имплантацией ИОЛ в отдаленные сроки после операции при отсутствии осложнений, как в ходе вмешательства, так и после него, а также при отсутствии сопутствующей патологии связочного аппарата хрусталика. Однако при особенностях связочного аппарата хрусталика, имплантации ИОЛ разной оптической силы и конфигурации могут иметь место изменения положения оптической части ИОЛ, которые не удалось выявить при рассмотрении выборки небольшого объема.

IV Моделирование смещения оптической части интраокулярной линзы при разной степени сжатия гаптических элементов.

По результатам проведенных измерений при центральном положении оптической части линзы за время наблюдения сохранялось ее стабильное положение во всех случаях при диаметре раскрытия гаптических элементов от 10,0 до 12,75 мм с шагом 0,25 мм и температуре воды 350C. Смещение оптической части ИОЛ книзу за счет ее «проседания» под силой тяжести не наблюдалось даже у линзы большой оптической силы с максимальным весом. Таким образом, уравновешивающая сила упругости гаптических элементов при температуре 350С достаточна, чтобы удерживать оптическую часть линзы в исходном положении при широком диапазоне ее оптической силы, противодействуя разнице силы тяжести и выталкивающей силы. Поскольку ИОЛ находится преимущественно в сагиттальной плоскости, то при наличии равномерно раскрытых гаптических элементов в капсульном мешке центральное положение оптической части линзы будет стабильным даже при диаметре капсульного мешка, приближенным к 13,0 мм. При смещении оптической части линзы книзу также наблюдалось ее стабильное положение в сходных условиях. Тенденции к смещению оптической части ИОЛ в центральное положение не наблюдалось ни в одном случае. Таким образом, даже при большом сжатии нижнего гаптического элемента в кольце диаметром 10,0 мм развиваемая им сила упругости недостаточна для возвращения оптической части смещенной ИОЛ в центральное положение.

Во второй части эксперимента определялось смещение оптической части ИОЛ в сагиттальной плоскости при дозированном уменьшении диаметра раскрытия гаптических элементов. Использовались два варианта вертикального положения гаптических элементов S-образной линзы: по часовой и против часовой стрелки. При ориентации гаптических элементов против часовой стрелки наблюдалось смещение оптической части ИОЛ оптической силой +28,5 дптр кзади относительно плоскости гаптических элементов. Положение остальных линз в условиях эксперимента оставалось стабильным. Амплитуда смещения увеличивалась при уменьшении диаметра раскрытия гаптических элементов, составив 160 мкм при уменьшении диаметра раскрытия гаптических элементов от 12,75 до 11,50 мм и 200 мкм при уменьшении диаметра раскрытия гаптических элементов от 11,50 до 10,00 мм. Подобный сдвиг оптической части ИОЛ при уменьшении диаметра капсульного мешка вследствие его фиброза может приводить к незапланированному отклонению рефракции в сторону гиперметропии от расчетных значений. При ориентации гаптических элементов по часовой стрелке наблюдалось сходное по амплитуде смещение кпереди оптической части ИОЛ +28,5 дптр. Оно составило 200 мкм при уменьшении диаметра раскрытия гаптических элементов от 12,75 до 11,50 мм и 230 мкм при уменьшении диаметра раскрытия гаптических элементов от 11,50 до 10,00 мм. У линз другой оптической силы смещений в сагиттальной плоскости не выявлено. Подобные отклонения оптической части ИОЛ при фиброзе капсульного мешка могут приводить к усилению рефракции и ее сдвигу в сторону миопии.

V Регрессионная модель расчета глубины передней камеры псевдофакичного глаза

В исследование вошли 407 глаз 305 пациентов, средний возраст составил 66,7±1,1 лет. Для расчетов отобраны пациенты, у которых в ходе операции в капсульный мешок были имплантированы только ИОЛ без дополнительных конструкций, которые могли бы менять ее положение в задней камере глаза. Среди имплантированных моделей были AcrySof® Natural, AcrySof® IQ, AcrySof® ReSTOR, AcrySof® ReSTOR Aspheric, AcrySof® МА60МА (Alcon, США). В обработанном массиве имелся следующий диапазон данных: диаметр основания роговичного сегмента на уровне корня радужки от 10,65 до 13,01 мм (11,88±0,04 мм), оптическая сила имплантированных линз от -2,0 до 40,0 дптр (20,26±0,50 дптр), глубина передней камеры до операции от 1,00 до 4,30 мм (3,11±0,04), среди имплантированных линз AcrySof® ReSTOR составили 13,51% (55 линз).

Поскольку в исследовании показано, что глубина передней камеры псевдофакичного глаза остается стабильной в отдаленные сроки после факоэмульсификации с имплантацией ИОЛ, модель, построенная на основании результатов измерений через 1 месяц после операции и более, является адекватной.

По результатам регрессионного анализа значимое влияние на величину глубины передней камеры псевдофакичного глаза в отдаленном периоде после ФЭК оказывают: оптическая сила имплантированной ИОЛ, ПЗО, глубина передней камеры факичного глаза, диаметр роговичного сегмента на уровне корня радужки, средняя оптическая сила роговицы, а также факт имплантации линзы AcrySof® ReSTOR (p<0,05).

Поскольку между величиной ПЗО и оптической силой имплантированной ИОЛ, а также между показателем кератометрии и диаметром роговичного сегмента на уровне корня радужки имелась корреляционная зависимость, мы построили две модели с исключением показателя кератометрии из вычислений.

Модель 1 имеет вид:

ACDIOL=3,391+0,129*d-0,041*D+0,184*ACD-0,089*ReSTOR,

Модель 2 имеет вид:

ACDIOL=1,118+0,027*d+0,106*AL+0,229*ACD-0,072*ReSTOR,

где ACDIOL- глубина передней камеры псевдофакичного глаза, мм; d – диаметр роговичного сегмента на уровне корня радужки, измеренный с помощью ОКТ переднего отрезка «Visante™OCT» (Carl Zeiss Meditec, Германия), мм; D – оптическая сила имплантированной ИОЛ, дптр; ACD – глубина передней камеры факичного глаза, измеренная до операции при ультразвуковом А-сканировании («Tomey-3000», Tomey, Япония), мм; AL – ПЗО, измеренное до операции при ультразвуковом А-сканировании («Tomey-3000», Tomey, Япония), мм; ReSTOR – переменная, равная единице при имплантации линзы AcrySof® ReSTOR (Alcon, США), при имплантации любого другого типа линз переменная равна нулю.

Все коэффициенты моделей (кроме коэффициента перед диаметром роговичного сегмента в модели 2) значимо отличаются от нуля (p<0,05). Измеренные величины глубины передней камеры при артифакии хорошо описываются рассчитанными с помощью модели 1 и модели 2 (R2=58,53%, среднеквадратичная ошибка 0,2319 для модели 1 и R2=51,19%, среднеквадратичная ошибка 0,2490 для модели 2).

Также проведены вычисления для упрощения модели расчета:

C=2,529+0,1899*L+0,1861*ACD-127,8/K,

где L – ПЗО по данным ультразвукового А-сканирования (мм), ACD – глубина передней камеры факичного глаза по данным ультразвукового А-сканирования (мм), К – средний показатель кератометрии по данным автокератометрии (дптр).

Как показано в исследовании, модели характеризуются большой устойчивостью.

VI Метод расчета оптической силы интраокулярной линзы с использованием формул параксиальной оптики

С позиции геометрической оптики глаз человека является центрированной оптической системой, состоящей из роговицы и хрусталика, имеющих общую оптическую ось. В рассматриваемой системе четыре среды с показателями преломления n1, n2, n3 и n4 разделены сферическими поверхностями с радиусами кривизны R1, R2 и R3, центры которых лежат на оптической оси OO’ (рисунок 1). Расстояние между линзами составляет d1, толщина второй линзы - d2, расстояние от задней поверхности второй линзы до фокуса системы F’ – S’F’.

Для нахождения параметров этой системы воспользуемся формулами параксиальной оптики [Панов В.А. с соавт., 1976]:

                                                                       (1)

                                                                               (2)

где i – углы между лучом и оптической осью в каждой среде, а hi – высоты пересечения луча с поверхностями раздела сред. При малой величине угла sintg, соответственно, 1/i – фокусное расстояние оптической системы. Последовательно применяя формулы (1) и (2) найдем остальные углы и высоты для оптической системы. Тогда расстояние от последней поверхности раздела с радиусом R3 до заднего фокуса системы F’ равно:

                                                                               (3)

Пусть R1 – радиус кривизны передней поверхности роговицы, R2 и R3 – передний и задний радиусы кривизны ИОЛ, d1 – глубина передней камеры, d2 – толщина оптической части ИОЛ в центре, n1 – показатель преломления воздуха, равный 1,0, n2=n4=nV=1,336 – средний показатель преломления камерной влаги и стекловидного тела, n3=nL – показатель преломления ИОЛ, в случае гидрофобного акрила равный 1,554 [Сергиенко Н.М., 1982; Haigis W., 2001]. Применив последовательно формулы параксиальной оптики получим выражение для оптической силы «толстой» ИОЛ:

                                       (4)

Сначала рассмотрим имплантируемую ИОЛ как «тонкую» линзу (d2=0):

                                                       (5)

Далее рассмотрим имплантируемую ИОЛ, как линзу, имеющую две главные плоскости H и H', отделенные от передней и задней поверхностей линзы расстояниями а и а’ соответственно. Для определения положения главных плоскостей ИОЛ необходимо знать ее толщину d2. Она складывается из высот шаровых слоев x1 и x2 и толщины линзы по краю d0 (рисунок 2).

По теореме об отрезках пересекающихся хорд: AE·BE=CE·DE. Высота шарового сегмента

Если рассматривать случай симметричной ИОЛ, когда R2=R3, тогда её толщина равна:

                                                        (6)

Радиусы кривизны поверхностей линзы:

                                       (7)

Положение задней главной плоскости ИОЛ H’:

                                                       (8)

Поскольку мы предполагаем, что линза симметричная, то расстояния от главных плоскостей до соответствующих поверхностей будут равны, a=a’.                                                (9)

Если имплантируемая линза не является симметричной и R2R3, тогда расстояние от передней поверхности ИОЛ до передней главной плоскости Н можно рассчитать по формуле:

                                                       (10)

А расстояние между главными плоскостями линзы HH':

                       (11)

Однако для этих вычислений требуется знать точные радиусы кривизны линзы заданной оптической силы.

Введем полученные формулы в итерационный алгоритм расчета, предполагая, что имплантируемая ИОЛ симметричная:

1. Расчет глубины передней камеры псевдофакичного глаза по упрошенной модели: d1=С0=2,529+0,1899*L0+0,1861*ACD-127,8/K, где С0 – глубина передней камеры псевдофакичного глаза (мм), L0 – величина ПЗО по данным ультразвукового А-сканирования (мм), ACD – глубина передней камеры факичного глаза по данным ультразвукового А-сканирования (мм), К – средний показатель кератометрии;

2. Найти по формуле (5) и величинам с нулевыми индексами оптическую силу ИОЛ PИОЛ;

3. Найти радиусы кривизны её поверхностей R2 и R3 по формуле (7);

4. По формуле (6) найти её толщину d2;

5. Вычислить расстояние от передней поверхности линзы до передней главной плоскости a и расстояние HH'по формулам (10) и (11);

6. Сделать поправку для глубины передней камеры (d1=С=С0+a) и ПЗО (L=L0–HH'), С0 и L0 величины постоянные и не изменяются при проведении итерации;

7. Рассчитать заново оптическую силу ИОЛ по формуле (5), используя исправленные величины глубины передней камеры (С) и ПЗО (L). Если вновь рассчитанная оптическая сила ИОЛ отличается от предыдущей более, чем на заданную величину, то повторить алгоритм с шага 3. Для рассчитанной ИОЛ снова найти R2, R3, d2, HH' и a и сделать поправки к величинам с нулевыми индексами.

Таким образом, проделывая вычисления вновь и вновь, можно добиться того, что новое значение оптической силы ИОЛ будет сколь угодно мало отличаться от предыдущего. Однако вычисления не лишены погрешности, поскольку для получения формулы (7) мы предположили, что d2=0.

При расчете на рефракцию, отличную от эмметропии, в оптическую систему добавляется линза очковой коррекции на расстоянии dV от вершины роговицы, сила которой соответствует рефракции цели P0.

Сила имплантируемой линзы для достижения рефракции Р0 равна РИОЛ_Р0:

                               (12)

                               (13)

Расчет оптической силы ИОЛ на заданную рефракцию проводится по тому же алгоритму, что и расчет на эмметропию.

Погрешность оптической силы ИОЛ, рассчитанной по предложенному алгоритму, равна квадратному корню из суммы квадратов частных погрешностей:

Используем максимальные значения стандартных отклонений при измерении аксиальной длины глаза, передней камеры и среднего радиуса кривизны роговицы. Примем, что погрешности измерений равны соответствующим стандартным отклонениям. Тогда для глаза с L=24,0 мм, C=4,5 мм и K=45,0 дптр с погрешностью измерения L=0,026 мм, C=0,033 мм и K=0,093 дптр, получаем погрешности расчета –0,091 дптр, 0,046 дптр и –0,13 дптр, вносимые соответственно каждым параметром. Общая погрешность расчета оптической силы ИОЛ составит 0,17 дптр. Поскольку шаг оптической силы ИОЛ обычно равен 0,5 дптр, то ошибка в оптической силе имплантируемой ИОЛ может составить 0,42 дптр, а ошибка в рефракции на уровне линзы очковой коррекции около 0,5 дптр.

VII Частота достижения запланированной рефракции, разработка поправок к формуле С.Н.Федорова

Для анализа использовались данные историй болезни 967 пациентов (1234 глаза), отвечающие условиям отбора пациентов. Диапазон биометрических показателей варьировал по величине ПЗО от 19,02 до 33,29 мм (23,78±0,09), по среднему показателю кератометрии от 37,44 до 48,38 дптр (43,91±0,07 дптр).

При сравнении данных визометрии и авторефрактометрии одних и тех же пациентов выявлены статистические различия по сферическому и сфероцилиндрическому компонентам (t-тест и тест Вилкоксона, p<0,05). Далее в исследовании были использованы результаты визометрии, поскольку при имплантации некоторых типов ИОЛ, при высоких степенях аметропии и при нестабильности слезной пленки наблюдались артефакты при проведении авторефрактометрии. Кроме того, мы сочли показатели субъективной визометрии более значимыми с клинической точки зрения, так как именно они определяют удовлетворенность пациента исходом интраокулярной коррекции.

По результатам исследования частота попадания в «рефракцию цели» по сферическому компоненту субъективной рефракции составила 75,89% случаев, при этом у хирургов 1 и 2 она не имела статистических различий (2-тест, р=0,49). Относительно сфероцилиндрического компонента субъективной рефракции «рефракция цели» получена в 66,03% случаев, различий между хирургами также не выявлено (2-тест, р=0,78). Пациенты разделены на группы по величине ПЗО по данным ультразвукового А-сканирования до операции: I группа – ПЗО менее 22,0 мм, II – ПЗО от 22,0 до 24,5 мм, III – ПЗО более 24,5 мм. В группе I попадание в заданную рефракцию в пределах ±0,50 дптр составило 54,55%, отклонение от «рефракции цели» более 1,00 дптр наблюдалось в 34,55% случаев. Для группы II эти показатели составили 74,19% и 16,94%, для группы III – 75,00% и 25,00% соответственно. Частоты попадания в «рефракцию цели» в группе I и двух других группах статистически отличаются, в группе II и III различия недостоверны (2 тест Пирсона, p<0,05). Более низкий процент попадания в «рефракцию цели» в группе I, возможно, связан с относительно большей погрешностью аппланационной биометрии при малых значениях ПЗО, а также с использованием хирургами заведомо большей поправки к формуле для предупреждения сдвига послеоперационной рефракции в сторону гиперметропии. Сравнительно высокая частота попадания в «рефракцию цели» в третьей группе пациентов, возможно, связана с более широким диапазоном «рефракции цели» и более частым использованием биометрии и расчета оптической силы ИОЛ с помощью «IOLMaster» по сравнению с первыми двумя группами (p<0,05). Однако достоверных различий частоты попадания в «рефракцию цели» при использовании «IOLMaster» и без него в группе III найдено не было (2 тест Пирсона, p>0,05).

При сравнении поправок к формуле С.Н. Федорова, используемых хирургом 1 и хирургом 2, при попадании в «рефракцию цели» по данным визометрии во всех трех группах 2 тест Пирсона статистических различий не выявил (p>0,05). Соответственно, деления массива данных по хирургам для расчета поправок не проводилось.

Для расчета поправок к формуле С.Н. Федорова ретроспективно отобраны случаи достижения «рефракции цели» по данным визометрии с отклонением от нее не более 0,5 дптр. В каждой группе ПЗО выделили 3 подгруппы по средней величине преломляющей силы роговицы: 1 – средний показатель кератометрии менее 42,0 дптр, 2 – от 42,0 до 44,0 дптр и 3 – более 44,0 дптр.

Таблица 1

Поправки к формуле С.Н. Федорова для достижения «рефракции цели»

ПЗО (мм)

«рефракция цели» (дптр)

Средний показатель оптической силы роговицы (дптр)

Величина поправки (дптр)

Количество наблюдений

19,02-21,96

эмметропия

41,12 - 43,87

+2,66±0,55

23

44,00 - 48,38

+1,82±0,18

71

22,02-24,46

эмметропия

40,50 - 41,87

+2,16±0,25

49

42,00 - 43,87

+1,92±0,11

286

44,00 - 47,87

+1,70±0,08

270

24,51-33,18

эмметропия

37,37 - 41,87

+1,78±0,29

28

42,00 - 43,87

+1,25±0,21

66

44,00 - 47,37

+0,55±0,55

33

Миопия слабой степени

39,37 - 43,87

+3,98±0,47

52

44,00 - 47,87

+2,98±0,32

58

Поскольку первая группа являлась самой малочисленной, ее разделили на 2 подгруппы по величине среднего показателя кератометрии.. При среднем показателе кератометрии менее 44,0 дптр величина поправки в группе I составила 2,66±0,55 дптр, при среднем показателе кератометрии более 44,0 дптр - 1,82±0,18 дптр. В группе II – 2,16±0,25 дптр, 1,92±0,11 дптр, 1,70±0,08 дптр для подгруппы 1, 2 и 3 соответственно. В группе III для попадания в эмметропию – 1,78±0,29 дптр, 1,25±0,21 дптр, 0,55±0,55 дптр для подгруппы 1, 2 и 3 соответственно. Для достижения миопии слабой степени величина поправки в III группе при среднем показателе кератометрии менее 44,0 дптр составила – 3,98±0,47 дптр, при среднем показателе кератометрии более 44,0 дптр – 2,98±0,32 дптр. Тесты Вилкоксона и Манна-Уитни показали статистическую достоверность различий поправок в группах, таблица 1 (p<0,05).

Поскольку оптическая сила ИОЛ имеет дискретную величину и шаг не менее 0,5 дптр, то доверительный интервал рассчитанных поправок соответствует дискретности оптической силы ИОЛ, а также не противоречит разнице А-констант разных их типов.

ВЫВОДЫ

  1. Рефракционный результат факоэмульсификации с имплантацией гибких моделей ИОЛ в течение первого послеоперационного полугодия остается стабильным. В последующие 6 месяцев он может в 16,22% случаев незначительно меняться (в среднем на -0,16±0,48 дптр), но затем не менее года остается постоянным. По данным ОКТ положение ИОЛ в задней камере оперированных глаз остается стабильным, по крайней мере, в течение одного года.
  2. В условиях эксперимента выявлено, что различные степени сжатия гаптических элементов ИОЛ не сопровождались смещением их самих и ее оптической части. Исключение составляют лишь линзы большой оптической силы (свыше +28,5 дптр). При прогрессирующем уменьшении диаметра раскрытия их гаптических элементов смещение оптической части в сагиттальной плоскости может колебаться в пределах от 160 до 230 мкм.
  3. Разработанные нами две формулы расчета ожидаемой глубины передней камеры подлежащего операции глаза обладают высокой точностью: первая из них до ±22 мкм, вторая - до ±24 мкм.
  4. На основании законов параксиальной оптики и выведенных нами формул расчета ожидаемой глубины передней камеры подлежащего операции глаза выведен универсальный алгоритм, позволяющий определять нужную для достижения «рефракции цели» силу ИОЛ.
  5. Разработанные нами поправки к формуле академика С.Н. Федорова для расчета силы ИОЛ позволяют подбирать ее вариант, необходимый для получения у пациента эмметропии или миопии слабой степени.

ПРАКТИЧЕСКИЕ РЕКОМЕНДАЦИИ

  1. При использовании формулы С.Н. Федорова необходимо введение поправок к расчетной силе линзы в зависимости от биометрических параметров оперируемого глаза (ПЗО и кератометрии), а также от планируемой рефракции. Для увеличения частоты достижения «рефракции цели» и систематизации использования формулы С.Н. Федорова рекомендуется использовать разработанные в ходе исследования поправки для групп ПЗО и кератометрии, а также для разной итоговой рефракции.
  2. При имплантации гибких моноблочных линз большой оптической силы в глаза с высокой осевой гиперметропией и малым диаметром роговичного сегмента необходимо учитывать возможность смещения оптической части ИОЛ вдоль сагиттальной плоскости при фиброзе капсульного мешка с формированием миопической рефракции в отдаленном периоде после вмешательства.
  3. При выяснении причин значительных отклонений полученной после ФЭ рефракции от запланированной рекомендуется воспользоваться моделью расчета глубины передней камеры псевдофакичного глаза. Если данные о величине ПЗО и оптической силе роговицы не подвергаются сомнению, выраженная разница между имеющимся и рассчитанным расстоянием от передней поверхности роговицы до передней поверхности ИОЛ может быть причиной ошибки расчета. Накопление сведений о подобных отклонениях будет весьма ценным для объяснения причин смещений оптической части ИОЛ, а также позволит корректировать расчетные формулы для исключения подобных ошибок. При необходимости заменить ИОЛ расчет предполагаемой глубины передней камеры псевдофакичного глаза позволит более точно определить ее силу.

СПИСОК РАБОТ, ОПУБЛИКОВАННЫХ ПО ТЕМЕ ДИССЕРТАЦИИ

  1. Даниленко Е.В. Сравнение результатов разных методов биометрии при расчете силы интраокулярной линзы, имплантируемой при факоэмульсификации катаракты // Актуальные вопросы клинической и экспериментальной медицины: сборник тезисов X научно-практической конференции молодых ученых / под ред. А. В. Силина, И. Ю. Стюф. – СПб.: СПбМАПО, 2010. – С. 266-267.
  2. Даниленко Е.В., Балашевич Л.И., Шаров Т. В., Ефимов О. А. Деформация гибких моделей интраокулярных линз при дозированном уменьшении диаметра раскрытия гаптических элементов // Актуальные проблемы офтальмологии: сборник научных работ VI Всероссийской научной конференции молодых ученых. – М., 2011ю - С. 93-95.
  3. Даниленко Е.В. Динамика глубины передней камеры при артифакии в отдаленном послеоперационном периоде по данным оптической когерентной томографии переднего отрезка глазного яблока // Актуальные вопросы клинической и экспериментальной медицины: сборник тезисов XI научно-практической конференции молодых ученых / под ред. А. В. Силина, И. Ю. Стюф. – СПб.: СПбМАПО, 2011. – С. 160-161.
  4. Балашевич Л.И., Даниленко Е.В. Результаты использования формулы С.Н. Федорова для расчета силы заднекамерных интраокулярных линз // Офтальмохирургия. 2011. - №1. - С. 34-38.
  5. Даниленко Е.В., Черепов Д. В. Особенности передней камеры глаза при артифакии // Материалы научно-практической конференции, посвященной 65-летию Поликлиники №1 Российской Академии Наук. – М., 2011. - С. 62-65.
  6. Черепов Д.В., Даниленко Е.В., Карецкий В.Л., Егорова Н.И. Глубина передней камеры при артифакии – сравнительный анализ // ФГУЗ Клиническая больница №122 им. Л.Г. Соколова ФМБА.– 2011. – Т. 1. - С. 226-232.
  7. Балашевич Л.И., Даниленко Е.В., Шаров Т.В. К алгоритмам расчета глубины передней камеры псевдофакичного глаза // Катарактальная и рефракционная хирургия. 2011. - Т. 11. - № 4. - С. 13-18.
  8. Балашевич Л.И., Даниленко Е.В. Особенности расчета оптической силы интраокулярной линзы, имплантируемой при факоэмульсификации: Учебное пособие. - СПб.: СПбМАПО, 2011.– 69 с.
  9. Балашевич Л.И., Даниленко Е.В., Шаров Т.В., Ефимов О.А. Деформации гибких моделей интраокулярных линз при разном диаметре раскрытия гаптических элементов // Катарактальная и рефракционная хирургия. 2012. - №1. С. 4-8.
  10. Даниленко Е.В., Шаров Т.В. Метод расчета силы интраокулярной линзы с применением законов параксиальной оптики // Актуальные вопросы экспериментальной, клинической и профилактической медицины – 2012: сборник научных трудов сотрудников СЗГМУ им. И.И. Мечникова. – СПб, 2012. – С. 42-44
  11. Даниленко Е.В., Шаров Т.В. Метод расчета силы интраокулярной линзы с применением законов параксиальной оптики // Актуальные проблемы офтальмологии: сборник научных работ VII Всероссийской научной конференции молодых ученых. – М., 2012. - С. 75-78
  12. Даниленко Е.В. Источники ошибок при расчете силы интраокулярных линз // Офтальмохирургия. 2012. - №1 С. 85-88;

Список сокращений

ИОЛ – интраокулярная линза

ОКТ – оптическая когерентная томография

ПЗО – переднезадняя ось глаза

ФЭ – факоэмульсификация






© 2011 www.dissers.ru - «Бесплатная электронная библиотека»

Материалы этого сайта размещены для ознакомления, все права принадлежат их авторам.
Если Вы не согласны с тем, что Ваш материал размещён на этом сайте, пожалуйста, напишите нам, мы в течении 1-2 рабочих дней удалим его.