Ошибки при расчете иол

    На сегодняшний день перед хирургией катаракты ставятся задачи нового уровня: не только получение предметного зрения при восстановлении прозрачности глазных сред после удаления мутного хрусталика, но и оправдание все возрастающих ожиданий пациентов [5]. Поэтому точность расчета силы имплантируемой интраокулярной линзы (ИОЛ) становится одной из актуальных проблем катарактальной хирургии. Она зависит в основном от трех факторов [4, 6, 23]:

    1) точности биометрических данных до операции (измерение аксиальной длины глаза, глубины передней камеры, толщины хрусталика, преломляющей силы роговицы);

    2) точности формул для расчета оптической силы ИОЛ;

    3) точности контроля качества и силы ИОЛ производителем.

Вклад ошибок биометрических измерений и силы ИОЛ в рефракционный результат представлен в табл. 1 [22].

    Оптическая сила центральной части роговицы является важной составляющей практически всех формул расчета силы ИОЛ. Самым распространенным методом ее измерения является кератометрия, с погрешностью которой связано до 8% ошибок расчета [20]. Также имеет значение изменение преломляющей способности роговицы после операции в зависимости от протяженности основного разреза [15]. Кератометр рассчитывает оптическую силу роговицы из размера рефлексов на ее передней поверхности в среднепериферической зоне с помощью стандартного кератометрического индекса (SKI). SKI не является точной величиной, поскольку предполагает наличие сферической оптики в глазу, правильного соотношения кривизны передней и задней поверхностей роговицы, ее нормальную толщину и одинаковый показатель преломления всех слоев роговицы [2, 23]. Кроме того, диаметр измеряемой зоны может варьировать от 2,4 до 3,2 мм у приборов разных производителей, что обусловливает различия измерений в пределах ±0,25 дптр для «нормальных» роговиц, но они могут быть значительно больше при нерегулярном астигматизме или после кераторефракционных вмешательств [16]. При допущении физиологической асферичности роговицы и величины эксцентричности центральной зоны от 0,4 до 0,625, разница расчетов силы ИОЛ на эмметропию может достигать 1 дптр [23]. Поэтому использование более точных и современных методов корнеотопографии, предоставляющих данные о центральной и периферической зонах роговицы, ее толщине и величине аберраций, может способствовать уменьшению ошибок расчета оптической силы ИОЛ.

    Измерение длины переднезадней оси глазного яблока (ПЗО) остается одним из критических шагов в расчете силы ИОЛ, с ней связано от 40 до 54% ошибок расчетов [19, 20]. До настоящего времени «золотым стандартом» измерения ПЗО являлась ультразвуковая биометрия [5, 13], однако внедрение в 2000 г. «IOLMaster» (Carl Zeiss Meditec, Германия) дало возможность шагнуть на новый уровень точности и надежности измерений [21].

    Разрешающая способность 10 МГц А-скана составляет 200 мкм, а точность — 100-150 мкм [6, 13]. При ультразвуковой биометрии на пути следования ультразвуковой волны встречаются среды с разной скоростью распространения ультразвуковых волн. Использование средней скорости ультразвука, варьирующей от 1550 до 1555 м/с [14, 16], может приводить к погрешностям измерения, поскольку при ПЗО=30,0 мм она уменьшается до 1550 м/с, а при ПЗО=20,0 мм увеличивается до 1560 м/с [9]. Также погрешность вносит фиксированное значение скорости ультразвука в веществе хрусталика, поскольку она индивидуальна, так же как его акустическая неоднородность [17]. Для увеличения точности биометрии J. Holladay предложил использовать корректирующий фактор CALF (Corrected Axial Length Factor), отражающий возрастные изменения толщины хрусталика и скорости ультразвука в нем, что особенно важно при экстремальных значениях ПЗО. Биометрия проводится при скорости 1532 м/с, после чего результат складывается с CALF, компенсирующим разницу скоростей ультразвука в хрусталике по сравнению с используемой средней скоростью ультразвука [16]:

Проблема неоднородности сред стоит менее остро для приборов, в которых для разных структур глаза установлена своя скорость ультразвука [6, 17]. Стандартизация параметров ультразвуковой биометрии может устранить варьирование показателей измерений между приборами разных производителей и поддержит теоретическое отклонение ±0,03 мм (±0,06 дптр) измерений для среднего глаза и при экстремальных значениях его аксиальной длины [16]. Погрешность ультразвуковой биометрии также связана с усреднением результатов нескольких измерений, высокой их вариабельностью и разной степенью вдавливания роговицы при аппланационной методике [7, 19, 20].

    Появление оптической биометрии «IOLMaster», основанной на принципе неполной когерентной интерферометрии, позволило проводить измерение ПЗО с более высоким разрешением (12 мкм) и точностью (0,3-10 мкм) [6]. Результаты измерения хорошо воспроизводимы, не зависят от исследователя и, соответственно, являются более точными [5, 10]. Однако, по данным зарубежной литературы, оптическая биометрия невозможна в 9-17% случаев из-за особенностей придаточного аппарата глаза, нарушения фиксации взора, недостаточной прозрачности сред и патологии сетчатки, что является недостатком данного метода биометрии [5].

    Погрешность «IOLMaster» связана с необходимостью перевода измеренной оптической длины пути в геометрическое расстояние с помощью среднего показателя преломления глазных сред, рассчитанного W. Haigis [10-12]. Средний показатель преломления используется для всех стадий зрелости катаракты, в то время как он может варьировать в зависимости от возраста пациента и плотности хрусталика [6]. Для увеличения точности оптической биометрии предлагались разные варианты коррекции показателя преломления глазных сред, но единого мнения по этому вопросу до сих пор нет. Кроме того, «IOLMaster» калиброван на основании данных ультразвуковой иммерсионной биометрии Grieshaber biometric system в соответствии с формулой [6, 10, 11, 21]:

    где: AL — аксиальная длина в геометрическом смысле; OPL — оптическая длина пути, измеренная «IOLMaster». Это также не может не сказаться на точности измерения, поскольку оптическая и ультразвуковая биометрия измеряют разные расстояния в разных направлениях. Аксиальная длина при ультразвуковой биометрии начинается от вершины роговицы и заканчивается на внутренней пограничной мембране, тогда как при оптической биометрии она ограничена пересечением зрительной оси с передней поверхностью роговицы и пигментного эпителия сетчатки. При использовании иммерсионной техники эта разница достаточно стабильна и составляет, по данным W. Haigis, 0,33±0,19 мм для факичного глаза, 0,23±0,22 мм для псевдофакичного глаза и 0,12±0,18 мм при афакии [11]. При использовании аппланационной биометрии результаты исследований варьируют, по данным литературы, от 0,31±0,32 до 0,47 мм [6, 21].

    Расчет глубины передней камеры при артифакии может давать от 20 до 40% ошибки рефракции [1, 20, 21]. С момента появления непрерывного круглого капсулорексиса большинство хирургов используют стандартный метод имплантации ИОЛ в капсульный мешок, что уменьшило вариабельность глубины передней камеры при артифакии. Однако теоретически возможно, что при капсулорексисе большего диаметра линза будет значительнее смещаться кпереди, чем при малом его диаметре, из-за сжатия капсульного мешка и из-за различия строения гаптических элементов ИОЛ, что оставляет некоторые возможности для персонализации [3, 22]. Поскольку различия анатомического строения и степень уменьшения объема капсульного мешка после экстракции катаракты плохо предсказуемы, расчет глубины передней камеры при артифакии на основании предоперационных данных сложный и часто неудовлетворительный [3, 13]. Глубина передней камеры, предоставляемая фирмой-производителем для конкретного типа ИОЛ, существенно отличается от действительно измеренных значений [18]. Ключом к увеличению точности расчета силы ИОЛ для достижения запланированной рефракции может стать выведение алгоритма расчета эффективной плоскости линзы (ЭПЛ) на основании данных предоперационной биометрии, которая не отражает глубину передней камеры в анатомическом смысле [9, 22]. ЭПЛ зависит от оптической конфигурации имплантированной ИОЛ, ее оптической силы и величины сферической аберрации.

    С конца 60-х гг. XX в., по мере развития технологии хирургии катаракты, создано несколько поколений формул расчета оптической силы ИОЛ, среди которых выделяют теоретические и регрессионные. В теоретических формулах расчет основан на Гауссовском параксиальном приближении, которое приводит к ошибкам в индивидуальном случае [23, 24]. Первым законы Гауссовской оптики для расчета оптической силы ИОЛ применил С.Н. Федоров [8]. Регрессионные формулы выведены на основании регрессионного анализа ретроспективных данных большого количества пациентов, подвергшихся имплантации ИОЛ. Соответственно, они справедливы только для варианта того же ряда, из которого выведена данная формула.

    Обзор литературы по данной теме выявил три факта:

    — у автора формулы всегда получаются лучшие результаты по сравнению с использованием любой другой проверенной теоретической или регрессионной формулы;

    — мнения исследователей, не создавших своей формулы, делятся поровну относительно большей точности регрессионных или теоретических формул;

    — при расчете по двум формулам одновременно в большинстве случаев можно избежать значительных ошибок послеоперационной рефракции.

    Рекомендации по использованию формул расчета для разной длины глаза приведены в табл. 2.

    Таким образом, продолжающийся поиск новых формул расчета, выведение поправок к уже существующим свидетельствуют о недостаточно удовлетворительных результатах расчета, а также об отсутствии универсальной формулы, которую можно было бы применять для глаз с широким диапазоном биометрических показателей. На сегодняшний день точность расчета силы ИОЛ страдает из-за погрешностей существующих методов биометрии и малой доступности ее современных вариантов, вариабельности процессов заживления и рубцевания операционной раны, фиброза капсульного мешка и положения ИОЛ. Индивидуализация теоретических формул путем компенсации систематических ошибок и разработка алгоритма расчета эффективной плоскости ИОЛ может дать необходимое увеличение точности расчета, удовлетворяющее современным требованиям интраокулярной коррекции.

Факторы, влияющие на ошибки расчета при имплантации интраокулярных линз

Оглавление

глаз глаукома линза интраокулярный

Перечень условных обозначений и символов

Введение

Глава 1. Обзор литературы

.1 Биометрия и кератометрия

.2 Формулы расчета оптической силы ИОЛ

.3 Ошибки при расчете силы ИОЛ

.4 Катаракта и глаукома

Глава 2. Материалы и методы исследования

Глава 3. Результаты собственных исследований

.1 Результаты сравнительной оценки средних значений биометрических показателей, данных кератометрии и внутриглазного давления

.2 Результаты сравнительного анализа ошибки расчета оптической силы ИОЛ

.3 Результаты изучения влияния дооперационного внутриглазного давления на точность расчета оптической силы ИОЛ

.4 Результаты изучения влияния стадии глаукомы на точность расчета оптической силы ИОЛ

.5 Результаты изучения влияния комплекса биометрических показателей на точность расчета оптической силы ИОЛ

.5.1 Влияние аксиальной длины глаза на ошибку расчета

.5.2 Влияние глубины передней камеры на ошибку расчета

.5.3 Влияние толщины хрусталика на ошибку расчета

.5.4 Влияние витреума, суммы глубины передней камеры и толщины хрусталика на ошибку расчета

.6 Результаты изучения влияния оптической силы роговицы на ошибку расчета

.7 Результаты изучения влияния модели ИОЛ на точность расчета оптической силы линзы

Выводы

Заключение

Список литературы

Перечень условных обозначений и символов

ВГД — внутриглазное давление

ИОЛ — интраокулярная линза

НГСЭ — непроникающая глубокая склерэктомия

Ошибка — ошибка расчета оптической силы интраокулярной линзы

ПЗО — передне-задняя ось глазного яблока

ФЭК+ИОЛ — факоэмульсификация с имплантацией интраокулярной линзы

ФЭК+ИОЛ+НГСЭ — факоэмульсификация с имплантацией интраокулярной линзы и непроникающей глубокой склерэктомией

ACD — глубина передней камеры

Rave — кривизна передней поверхности роговицы

Введение

Актуальность проблемы.

Катаракта — наиболее часто наблюдающееся заболевание глаз. Согласно данным Всемирной Организации Здравоохранения катаракта является причиной слепоты 18 миллионов человек в мире. По данным Российской ассоциации офтальмологов, заболеваемость катарактой в России составляет 321 на 100 тысяч населения, причем старческая катаракта отмечается почти в 90% всех случаев. В возрасте 52-62 года около 5% лиц, а в возрасте 75-85 лет уже 46% имеют снижение остроты зрения в связи с катарактой.

Современный уровень хирургии катаракты подразумевает точное совпадение рефракционного результата операции с желаемым. С этой целью были предложены новые и усовершенствованы ранее созданные формулы расчета оптической силы интраокулярных линз (ИОЛ).

Для того чтобы свести к минимуму ошибки при имплантации ИОЛ, необходимо четко выполнять следующие условия: максимально точная диагностика, современная хирургия, систематический анализ результатов и внесение поправок в расчетные формулы.

Несмотря на прогресс в методах лечения, глаукома остается одной из основных причин снижения зрения и необратимой слепоты в России и за рубежом. По данным разных авторов, сочетание глаукомы и катаракты встречается в 17-76,9% случаев. У больных глаукомой старше 50 лет катаракта встречается почти втрое чаще, чем в такой же возрастной группе лиц, не страдающих глаукомой: 4 и 1,4% соответственно, и прогрессирует быстрее: в течение 1-2 лет катаракта переходит из начальной стадии в зрелую в среднем у 25% больных глаукомой и только у 11% больных возрастной катарактой [3]. В лечении пациентов, страдающих глаукомой и катарактой все шире применяется одномоментная комбинированная хирургия глаукомы и катаракты с имплантацией интраокулярной линзы. Отдаленные результаты таких операций показали хороший эффект в плане стабилизации внутриглазного давления и реабилитации зрительных функций. Однако такие аспекты комбинированной хирургии, как особенности планирования послеоперационной рефракции пока изучены недостаточно.

Эффективность восстановления зрительных функций после экстракции катаракты и антиглаукоматозной операции в значительной степени определяется точностью расчета оптической силы имплантируемой ИОЛ. Расчетная рефракция определяется не только оптическими параметрами имплантируемой линзы, но и анатомо-топографическими особенностями глаза и положением искусственного хрусталика.

Цель работы: определить факторы, влияющие на ошибки расчета при имплантации интраокулярных линз у пациентов, болеющих глаукомой и катарактой с различным объемом хирургического лечения.

Для достижения поставленной цели были определены следующие задачи:

1.Выявить особенности биометрических и кератометрических характеристик глаз у пациентов с катарактой и глаукомой.

2.Изучить степень влияния различных биометрических характеристик оптической системы глаза на точность расчета оптической силы ИОЛ у больных катарактой и глаукомой.

.Установить влияние исходного ВГД и стадии глаукоматозного процесса на послеоперационный рефракционный результат.

.Изучить влияние модели линзы на точность расчета оптической силы ИОЛ.

.Определить особенности расчета оптической силы ИОЛ при комбинированных вмешательствах по поводу катаракты и глаукомы.

Научная новизна.

Впервые проведена сравнительная оценка ошибок расчета оптической силы ИОЛ у пациентов с изолированной катарактой и у пациентов с сочетанием катаракты и глаукомы, изучено влияние ВГД и стадии глаукомного процесса на ошибку расчета.

Практическая значимость. Выявление факторов, влияющие на ошибки расчета при имплантации интраокулярных линз у больных с комбинированными вмешательствами по поводу глаукомы, позволит учитывать их влияние для повышения точности расчета ИОЛ и получения желаемого послеоперационного рефракционного результата.

Глава 1. Обзор литературы

.1 Биометрия и кератометрия

При выполнении предоперационного обследования необходимо понимать, что от его аккуратности и точности во многом зависит конечный результат операции. Ошибка в измерении аксиальной оси глаза в один миллиметр приводит к послеоперационной ошибке рефракции в 3 диоптрии [15].

Для расчета оптической силы ИОЛ необходимо, как минимум, знать длину глаза и кривизну, или рефракцию роговицы.

Для имплантации ИОЛ ультразвуковой метод традиционно является методом определения аксиальной длины глаза и достижения желаемой послеоперационной рефракции. В основе метода лежит принцип ультразвуковой локации, заключающийся в способности ультразвука отражаться от поверхности раздела двух сред, имеющих различную плотность. Приборы, позволяющие провести это исследование делятся на два основных типа [25]:

а)приборы с жесткими наконечниками,

б)приборы с эластичными наконечниками или с водяными ванночками.

Приборы с гибкими мембранами на поверхности датчика приблизительно на 5% более точны при измерении, чем приборы с жесткими. Гибкий наконечник предупреждает вдавливание роговицы при выполнении исследования и не укорачивает искусственно глаз. Жесткий наконечник может стать причиной углубления на 0,1-0,3 мм, приводящего к послеоперационной ошибке в 0,3-1,0 диоптрию (рис. 1) [25].

Рис. 1. Недостаток контактного метода ультразвуковой эхобиометрии.

Хотя иммерсионная методика показывает более точные результаты, чем контактные методы, современные цифровые эхобиометры позволяют в автоматическом режиме произвести до 10 измерений в секунду с вычислением погрешности. Несколько таких измерений, сделанных одним или несколькими оптометристами, позволяют свести ошибку к минимуму. Сегодня существенным дополнением к ультразвуковой биометрии является лазерная интерферометрия (IOL-Master, Zeiss). Большим преимуществом этого метода является независимость результата от исследователя. Недостатком его являются трудности измерения при непрозрачности сред [15].

Кератометрия — измерение кривизны передней поверхности роговицы в пределах 2-3 мм ее оптической зоны [8]. Благодаря свойствам роговицы точки, проектируемые аппаратом на ее поверхность (две вертикальные и две горизонтальные), отражаются, что дает измерить радиус кривизны (мм) и преобразовать в диоптрии. Для исследований используют два вида кератометров:

1)ручной,

2)автоматический.

У пациентов, перенесших кераторефракционные операции, с кератоконусом и некоторыми другими заболеваниями, более точной является ручная кератометрия. Современная компьютерная кератотопография позволяет получить оптическую силу роговицы не только в оптической зоне, но и почти по всей площади роговицы. Следует отметить, что она не уступает по точности ручной рефрактометрии и создает полное представление о роговичном астигматизме.

.2 Формулы расчета оптической силы ИОЛ

Среднее значение оптической силы живого хрусталика несколько превышает 19 дптр. В схематическом глазу Гульштранда [16] оптическая сила хрусталика составляет 19,11 дптр. По данным Е.Ж. Трона (1947), выполнявшего биометрические исследования, оптическая сила хрусталика равна 20,38 дптр. Анатомо-оптические параметры глаза весьма вариабельны, и это в полной мере касается хрусталика. Крайние значения преломляющей силы хрусталика составляют 12,9 и 33,8 дптр. Простой расчет показывает, что вживление стандартной ИОЛ с оптической силой 20 дптр в определенном числе случаев может создать эмметропию артифакичного глаза, однако возможны отклонения от эмметропии в ту или иную сторону до 6 дптр и более.

Разработка и широкое распространение техники экстракции хрусталика с сохранением капсулы делает расчет оптической силы ИОЛ одним из главнейших факторов, определяющих высокую остроту зрения после операции.

Первое революционное решение в области хирургии катаракты связывают с деятельностью английского хирурга Ridley, который в 1949 г. первым осуществил удачную имплантацию ИОЛ. Несмотря на более чем тридцатилетнюю историю развития методов расчета ИОЛ в нашей стране, начавшуюся классической работой Федорова С.Н., Ивашиной А.И., Колинко А.И. [19], вопросы неудовлетворительной точности определения оптической силы ИОЛ продолжают обсуждаться в современных исследованиях.

Все современные методы расчета силы ИОЛ основаны на формулах, включающих ряд показателей и констант. По классификации Holladay, первое поколение формул — точные оптические и линейные регрессионные (Федоров-Ивашина-Колинко, Binkhorst, Colebrander и др.); второе поколение формул — оптические формулы с уточняющими параметрами (Binkhorst-II, Hoffer и др.) и нелинейные регрессионные формулы (SRK II, Donzis-Kastl-Gordon и др.); третье поколение формул — расчет ИОЛ с вычислением персонифицированного фактора для конкретного типа линзы (Holladay, SRK/T и др.) [21].

Формулы первого поколения (Федоров-Ивашина-Колинко, Binkhorst и др.) были названы «точными оптическими» потому, что они выводились из условия фокусировки параксиальных лучей на сетчатке в соответствии с законами геометрической оптики.

Все эти формулы могут быть математически представлены в следующем виде [25]:

=[N/(L?C)]-[NK/(N?KC)]

Где Р — требуемая оптическая сила линзы для достижения послеоперационной эмметропии,

N — показатель преломления стекловидного тела и водянистой влаги,

L — осевая длина глаза (мм),

C — предполагаемая послеоперационная глубина передней камеры глаза (мм),

K — кривизна роговицы (D).

Точные «оптические» формулы первого поколения не привели к исчезновению рефракционных ошибок из-за отсутствия обратной связи «рефракционный результат-формула». Это послужило толчком для создания «регрессионных» формул, первой из которых стала SRK I, а в последующем во второго поколения — формулы SRK II, Donzis-Kastl-Gordon, Gills и др.

Регрессионные — создавались на основе клинического материала имплантаций и дооперационных данных и послеоперационные результаты ретроспективно сопоставлялись с определенной математической зависимостью рефракции ИОЛ от этих данных. Зависимость вычислялась по методу наименьших квадратов. Регрессионные формулы отличаются между собой тем, что основываются на данных различных нозологических групп. Авторы SRK предложили каждую выпускаемую ИОЛ снабжать константой «А», характеризующей положение линзы в глазу. Для определенных типов линз константа «А» была определена по клиническим данным.

Формула SRK (Sanders, Retzlaff, Kraff) I выглядит следующим образом [8,35]:

P = A — 0.9 K — 2.5 L

Где Р — требуемая оптическая сила линзы для достижения послеоперационной эмметропии,

А — А-константа, которая меняется от 114 до 119 в зависимости от ИОЛ,

L — длина передне-задней оси глаза (мм),

K — среднее значение кератометрии (D).

Отличие формулы SRK I от SRK II в различных А-константах для разных нозологических групп [37].

P = A1 — 0.9 K — 2.5 L

А1 связана с А-константой следующим образом:

А1=А+3, для L<20мм,

А1=А+2, для 20мм<=L<21мм,

А1=А+1, для 21мм<=L<22мм,

А1=А, для 22мм<=L<24,5мм,

А1=А-0,5, для 24,5мм<=L.

Формула Hoffer представлена следующим образом [37]:

L — осевая длина глаза (мм),

C — глубина передней камеры глаза (мм),

К — кривизна роговицы (D),

R — ошибка рефракции (D).

Однако рефракционные ошибки при имплантации ИОЛ случались всё равно, что привело к третьему этапу — появлению «смешанных» формул на базе «точных» оптических с расчетом некоторых коэффициентов по эмпирическим данным (Holladay, SRK/T и др.). Holladay J.T. (1988) положил начало третьего поколения формул. Он ввел понятие SF — хирургического фактора, представляющего собой расстояние между плоскостью радужки и главной плоскостью ИОЛ, которое вычисляется по статистическим данным с известными результатами имплантаций. Поскольку хирургический фактор SF определяется по клиническим данным и рекомендуется для дальнейшего применения в качестве атрибута данного типа ИОЛ, как и константа А, то формально любую из этих величин можно вычислить, зная другую по эмпирической формуле SF = AЧ0,5663-65,6. Персонифицированное значение persACD — положение конкретного типа ИОЛ относительно вершины роговицы — ввел Hoffer K.J. (1993). Эта величина является атрибутом конкретного типа ИОЛ и ее можно вычислить, зная SF, по эмпирической формуле persACD = (SF+3,595)/0,9704 [21].

В работе Holladay J.T. [33] сформулирована проблема стандартизации биометрии и кератометрии для повышения точности расчета ИОЛ, проанализировано влияние конструктивных параметров линзы на ошибку вычислений. Кроме методических и случайных ошибок кератометрии и биометрии, имеет место неопределенность параметров ИОЛ, также влияющая на точность расчета. Приведен список 869 зарегистрированных моделей ИОЛ со значениями констант А, АСD и SF, которые во многих случаях представляются производителями не по клиническим данным, а по параметрам аналогичных линз. Указанные константы, даже определенные по клиническим данным, существенно зависят от условий формирования этих данных — метода экстракции катаракты, способа фиксации ИОЛ, то есть фактически не являются константами.

В зависимости от модели ИОЛ рефракционная ошибка может колебаться в пределах 3 диоптрий, положение линзы в глазу вызывает разницу в рефракционной силе на 0,5-1,0 дптр, неточное измерение ПЗО глаза способно исказить результат на 0,5-1,25дптр [6,33].

Бессарабов А.Н., Пантелеев Е.Н. (2001) указывают, что ошибки в измерении длины глаза на 0,11 мм приводит к ошибке выбора ИОЛ на -0,38 дптр. Ошибка в определении положения ИОЛ на 0,09 мм приводит к ошибке в выборе ИОЛ на +0,22 дптр. Ошибка в определении рефракции роговицы на 0,25 дптр приводит к ошибке в выборе ИОЛ на -0,34 дптр [21].

Эти результаты согласуются с данными Hillman J.S. [32], который определил влияние ошибок аксиальной длины, кератометрии, и послеоперационной глубины передней камеры на полученную рефракцию: аксиальная длина 0,1 мм = 0,25 дптр; кератометрия 0,1 мм = 0,5 дптр; глубина передней камеры 0,1 мм = 0,25дптр.

По паспортным данным приборов случайные ошибки измерений находятся в диапазоне: для офтальмометрии +0,25 дптр, для ЭХО-биометра +0,1 мм. При уровне погрешностей измерений современных ЭХО-биометра и офтальмометра, в результате общепринятого пессимистического сложения погрешностей, находится интервал неопределенности при расчете ИОЛ: 0,94 дптр [21]. Таким образом, вполне допустимой является рефракционная ошибка результатов интраокулярной коррекции афакии в 1 диоптрию. Следовательно, чем больше пациентов с рефракционной ошибкой до 1 дптр окажется в изучаемых группах, тем более точной является формула, применяемая для расчетов. Неудовлетворительным считается результат с превышением фактической послеоперационной рефракции более двух диоптрий от расчетной. Эти показатели являются критериями оценки точности рефракционных формул. Особого внимания заслуживает вопрос о планировании послеоперационной рефракции. Очевидно, что оптимальной может считаться рефракция, позволяющая пациенту получить максимально возможную остроту зрения с минимальной дополнительной очковой коррекцией. Высокая некорригированная острота зрения особенно важна для пациентов с различными дефектами полей зрения, сопровождающими глаукому.

.3 Ошибки при расчете силы ИОЛ

Возможные источники ошибок при расчёте силы ИОЛ следующие [23]:

·Зависимость результата от исполнителя.

·Неверное измерение аксиальной длины глаза. При измерении ультразвуковым методом, необходимо знать скорость распространения ультразвука в глазе.

·Неверное определение положения ИОЛ. До операции точно определить положение ИОЛ невозможно, поэтому приходится опираться на статистические данные.

·Неверное определение рефракции роговицы. Кератометры и кератотопографы вычисляют рефракцию на основании кривизны передней поверхности роговицы, измеряя последнюю в нескольких точках и затем аппроксимируя.

·Линзы от различных производителей с одинаковыми параметрами (дизайн оптической и гаптической частей, материал) нередко имеют значительную разницу в А-константе.

·Нестабильность кривизны роговицы после операций.

·Неверный выбор формул для расчета ИОЛ.

.4 Катаракта и глаукома

Многочисленными исследованиями доказано, что катаракта на глаукомных глазах развивается на фоне нарушений гидро- и гемодинамики, микроциркуляции, дистрофических и иммунологических изменений органа зрения, присущих глаукоматозному процессу. Прогрессирование глаукомы происходит на фоне изменений состава камерной влаги, за счет чего меняется метаболизм зависимых от нее структур глаза, в том числе хрусталика. Катарактальные хрусталики больных глаукомой отличаются некоторыми морфологическими особенностями [3], касающимися прежде всего передней и задней капсул. В результате нарушенного метаболизма хрусталика и биохимических изменений в окружающей его водянистой влаге могут возникнуть микротрещины передней капсулы. Немаловажное значение имеет и перепад офтальмотонуса. При сенильной катаракте передняя капсула сохраняет свою плотность и толщину на всем протяжении. Важной особенностью задней капсулы хрусталика у больных глаукомой является ослабление ее прочности и истончение. Выявленные патоморфологические изменения задней капсулы позволяют предположить влияние стекловидного тела на метаболизм хрусталика при глаукоме и объяснить при этой патологии частое развитие задних кортикальных и субкапсулярных катаракт.

При изучении анатомо-оптических параметров глаз при глаукоме в динамике, с помощью эхобиометрии показано [14], что одним из признаков нестабилизации первичного глаукомного процесса при всех формах болезни является достоверное увеличение витреальной полости и ПЗО, которые связаны с нарастающими дистрофическими изменениями волокнистых компонентов склеры, ведущих к растяжению фиброзной оболочки глаза. Обнаружена зависимость размеров витреальной полости и глубины передней камеры от степени компенсации ВГД [17]. По мере ухудшения степени компенсации глаукомы наблюдалось уменьшение глубины передней камеры, увеличение слоя стекловидного тела.

С помощью эхобиометрических исследований установлено, что толщина хрусталика при глаукоме связана с формой катаракты. Так, при корковом помутнении она составляет 4,86 мм, при ядерном — 4,43 мм. Следует отметить, что ядерные помутнения чаще наблюдают при зрелой катаракте, когда, как известно, толщина хрусталика уменьшается. В случаях начальной катаракты при глаукоме толщина хрусталика составляет 4,95 мм, что, согласно данным литературы, превосходит толщину хрусталика у лиц того же возраста с начальной сенильной катарактой. Авторами получены данные, что при зрелой катаракте толщина хрусталика равняется 3,94 мм [11]. Не исключено, что эти данные получены с определенной погрешностью, поскольку вместо эхопика от задней капсулы при большой плотности ядра может возникать сигнал от наиболее уплотнённой его задней поверхности.

Увеличение размера хрусталика происходит с возрастом за счет утолщения передней коры хрусталика и при глаукоме. Зависимости толщины хрусталика от стадии глаукомы не наблюдается, она мало различается при начальной, развитой и далеко зашедшей стадиях — 4,81, 4,94 и 4,86 мм соответственно [11, 12]. В то же время установлена обратная корреляционная зависимость между толщиной хрусталика и глубиной передней камеры. По результатам эхографии зарегистрировано увеличение радиуса кривизны передней поверхности хрусталика в начальной стадии глаукомы, что связано, повидимому, с явлениями оводнения коркового слоя.

Cashwell L., Martin C. (1999) приводят результаты изучения аксиальной длины глазного яблока до и после трабекулэктомии при первичной глаукоме. Выявлено уменьшение ПЗО после операции в среднем на 0,42 мм в 32 из 62 глаз. Авторы обращают особое внимание на то, что этот фактор нужно учитывать при расчете оптической силы имплантируемой ИОЛ [27].

Хирургия катаракты у больных с глаукомой имеет некоторые отличительные черты, которые связаны с особенностями глаукомных глаз. Это псевдоэксофолиативный синдром, соединительнотканное перерождение радужной оболочки, миоз в результате длительного медикаментозного лечения и развитие задних синехий после ранее проведенных антиглаукоматозных операций. Во время операции на таких глазах требуются дополнительные манипуляции: механическое расширение зрачка, сфинктеротомия и иридопластика, разделение задних синехий. В результате, в послеоперационном периоде наблюдается высокий процент фибринозно-экссудативных реакций — от 17 до 35,3% [10]. Для снижения риска операционных осложнений в случае сочетания катаракты и глаукомы в последнее время достаточно большое количество авторов отдаёт предпочтение одномоментным комбинированным вмешательствам. Преимуществами комбинированной хирургии являются: достижение нормализации офтальмотонуса и повышение зрительных функций в результате одного хирургического вмешательства, уменьшение срока госпитализации, ранняя послеоперационная реабилитация и психологическое преимущество перед двухэтапной хирургией.

В настоящее время комбинированное вмешательство по поводу катаракты и глаукомы чаще всего включает непроникающую глубокую склерэктомию и экстракцию катаракты методом факоэмульсификации у пациентов как с открытоугольной, так и с закрытоугольной глаукомой, что является эффективным, безопасным хирургическим методом лечения, позволяющим достигнуть нормализации офтальмотонуса и увеличения зрительных функций путем однократного оперативного вмешательства. Проведение подобного комбинированного вмешательства возможно у пациентов преклонного возраста с глаукомой и катарактой, с сопутствующей сердечно-сосудистой патологией, сахарным диабетом и др. В настоящее время техника факоэмульсификации с имплантацией современных высококачественных ИОЛ позволяет у всех больных провести интраокулярную коррекцию афакии и рекомендовать ее при проведении экстракции катаракты у больных глаукомой, включая операции на единственном глазу.

Для зрительной и социальной реабилитации пациентов весьма значительными являются вопросы планирования послеоперационной рефракции с созданием наиболее оптимальных и комфортных зрительных условий и сохранением бинокулярных функций. Эти проблемы, чрезвычайно актуальные для пациентов, не получили достаточного освещения в специальной литературе.

Глава 2. Материалы и методы исследования

Данное исследование проводилось в офтальмологическом отделении Медицинского центра ОАО «Адмиралтейские Верфи».

Всего в ходе данной работы были использованы результаты обследования 272 пациентов (334 глаз) в возрасте от 43 до 94 лет. Средний срок наблюдения составил 6,7 месяцев.

Все пациенты были распределены на следующие группы:

1)пациенты I группы с катарактой, которым была произведена операция факоэмульсификации с имплантацией ИОЛ — контрольная группа — 207 пациентов (261 глаз);

2)пациенты II группы с катарактой и глаукомой — 65 пациентов (73 глаза):

·пациенты IIa подгруппы с катарактой и глаукомой, которым была произведена только факоэмульсификации с имплантацией ИОЛ — 27 пациента (30 глаз);

·пациенты IIb полгруппы с катарактой и глаукомой, которым была произведена операция факоэмульсификации с имплантацией ИОЛ и непроникающая глубокая склерэктомия — 38 пациентов (43 глаза).

Всем пациентам проводилось предоперационное офтальмологическое обследование, которое включало рефрактометрию, визометрию, тонометрию, периметрию, ультразвуковую биометрию. Методы и аппаратура для проведения всех до- и послеоперационных исследований были одинаковыми у всех больных: ультразвуковой аппарат для диагностики глаза «Tomey UD-6000», компьютерный периметр «Tomey» AP-1000, авторефкератотопограф «Topcon-KR 8100 PA». Расчет оптической силы ИОЛ производился на ультразвуковом аппарате для диагностики глаза «Tomey UD-6000» по формулам SRK II и SRK/T. Измерение ВГД осуществлялось по Маклакову.

Для имплантации использовались следующие модели ИОЛ производства компании «Alcon»: Acrysof Multipeace, Acrysof Natural, Acrysof Single-Piece, AcrySof ReSTOR, AcrySof IQ. Операции проводились одним хирургом, с помощью одной хирургической установки (комбайн хирургии глаза «Accurus-800») под операционным микроскопом ZEISS-210.

Факоэмульсификация проводилась по единой методике:

1.Топическая капельная анестезия. Троекратное закапывание анестетика (Алкаин) каждые 10-15 минут, последний раз на операционном столе.

2.С темпоральной стороны выполняется разрез наружного лимба на глубину 150 — 200 микрон шириной 2,5 мм под углом 30-45°.

.Алмазным трапециевидным ножом шириной 2,5 мм выполняется тоннельный разрез роговицы. Нож двигается вперед параллельно поверхности роговицы на глубине 200-300 микрон, после чего меняется угол атаки и под углом 45° он входит в переднюю камеру.

.Выполняются два парацентеза 20G на 2-х и 8-и часах для правого глаза и на 10-и и 5-и часах для левого. Через один из них в переднюю камеру вводится раствор мезатона и маркаина (по 0,1 мл).

.Через основной разрез передняя камера наполняется вископротектором.

.Выполняется круглый непрерывный капсулорексис диаметром 4,5-5,0 мм.

.Через основной разрез выполняют гидродиссекцию и гидроделиниацию. Часть вискоэластика при этом вымывается, а передняя камера частично опорожняется.

.После восполнения объема передней камеры адгезивным вискоэластиком, через основной разрез вводится факонаконечник.

.Факоигла подводится к отверстию переднего капсулорексиса и в режиме аспирации-ирригации удаляются подлежащие мягкие хрусталиковые массы.

.В ядре формируется канавка на глубину 1,5-2,0 мм, с постепенным уменьшением ультразвука до 0.

.Факонаконечник с фиксированным на нем вакуумом ядром смещается в сторону разреза, то есть темпорально, на 0,5-1,0 мм, и угол входа рукоятки факоэмульсификатора уменьшается таким образом, чтобы экватор ядра с назальной стороны был выше, чем с темпоральной. Удаленная часть хрусталиковых масс и эластичность капсульного мешка создает необходимое пространство для заведения факошпателя под ядро. Факошпатель растягивает передний рексис с назальной стороны.

.После того как шпатель заведен под ядро с назальной стороны, оно получается зажатым между двумя плотными инструментами. Для того, чтобы разломать ядро, необходимо чтобы они двигались навстречу друг другу в саггитальной плоскости и расходились во фронтальной. Поэтому факошпатель движется вверх и на себя, а наконечник — вниз и от себя.

.После первого разлома ядро поворачивается на 15°-90° и производится второй разлом, который высвобождает сегмент ядра треугольной формы. Факошпателем надавливают на экватор выделенного сегмента таким образом, что центральная острая часть его поднимается кверху. Эта часть захватывается факонаконечником и удаляется.

.Ядро поворачивается, и процедура разлома и удаления выделенного сегмента повторяется.

.После удаления ядра факонаконечник в режиме аспирации-ирригации подводится под край рексиса отверстием вверх так, чтобы эпинуклеус обтурировал отверстие иглы, после этого наконечник выводится в центр, вытягивая эпинуклеус единым блоком. Факошпатель в это время направляет хрусталиковые массы в иглу и перетирает их внутри иглы.

.Удаление остаточных масс и очистка задней и передней капсул производится бимануально аспирационным и ирригационным наконечниками, после этого мешок и камера наполняются когезивным вискоэластиком.

.ИОЛ имплантируется в капсульный мешок.

.В стенки парацентезов вводится BSS до появления локального отека, тем самым они герметизируются. Глаз наполняется до умеренной гипертензии, и основной тоннельный разрез плотно закрывается.

При катаракте, осложненной глаукомой, в ряде случаев выполнялась одномоментная факоэмульсификация с глубокой непроникающей склерэктомией. Этапы операции (рис. 2):

.При необходимости накладывается шов-держалка на верхнюю прямую мышцу.

.Коньюнктива отсепаровывается на 12 часах от лимба (рис. 2.2-3).

.С помощью лезвия и расслаивателя выкраивается поверхностный склеральный лоскут основанием к лимбу на 1/3 толщины роговицы, шириной 3,0-3,5 мм и длиной — 3,5-4,0 мм. Форма лоскута округлая без острых углов (рис.2.4-7).

.После гемостаза выкраивается глубокий склеральный лоскут треугольной формы (3,0Ч3,0Ч3,0 мм). Его основанием является предположительная проекция шлеммова канала (рис. 2.8-9).

.Глубокий склеральный лоскут отсепаровывается на максимальную толщину, но не до сосудистой оболочки, до момента вскрытия шлеммова канала (рис. 2.10-11).

.После этого склеральные лоскуты укладываются на место и выполняется факоэмульсификация (рис. 2.12-13).

.При узком зрачке он растягивается в вертикальном и горизонтальном направлениях до 4,0 мм с помощью двух шпателей. При отсутствии рефлекса с глазного дна передняя капсула окрашивается красителем (рис. 2.14-18).

.Производится разлом, удаление ядра и бимануальная аспирация/ирригация (рис. 2.21-24).

.Через 2,5-миллимитровый роговичный тоннель имплантируется ИОЛ в капсульный мешок (рис. 2.25).

.Вымывается вискоэластик из передней камеры, возвращаются к выполнению НГСЭ (рис. 2.26-27). С помощью роговичного пинцета и алмазного общехирургического ножа удаляют глубокий склеральный лоскут вместе с наружной стенкой шлеммова канала. Также в этом блоке удаляют роговичную ткань на 1,5-2,0 мм вверх от синуса. Ирис-пинцетом удаляют пигментный эпителий с внутренней стенки шлеммова канала и остатки ткани с десцеметовой оболочки роговицы (рис. 2.28-30).

.Нитью 10-0 прошивается склеральное ложе (рис. .31).

.Поверхностный склеральный лоскут укладывается на место. Если не было микроперфораций на этапе очистки десцеметовой оболочки, то на склеральный лоскут не накладывают швов (рис. 2.34).

.Узловые швы на коньюнктиву (рис. 2.35).

Рис. 2 (1-27). Одномоментная факоэмульсификация с глубокой непроникающей склерэктомией [15].

Рис. 2 (28-36). Продолжение [15].

Послеоперационное лечение проводилось амбулаторно и включало в себя противовоспалительную и антибактериальную терапию.

Была создана база данных в Microsoft Office Excel, в которую включались особенности пред- и послеоперационного состояния, выполненных операций, данные рефракции и биометрических показателей, ВГД. В каждом случае вычисляли ошибку расчета, которая определялась как разница между прогнозируемой и манифестной рефракцией. Следует подчеркнуть, что значениям ошибки присваивали знак минус (отклонения от расчета в сторону миопии) и плюс (в сторону гиперметропии). Модуль ошибки расчета — средние значения этого показателя без учета знака.

Для выборок с количественными данными приводились в качестве описательных статистик среднее и стандартное отклонение или стандартная ошибка среднего. Для выборок с качественными значениями приводились численные значения и проценты.

Для сравнения выборок данных использовались следующие критерии статистики: критерий Пагуровой для сравнения средних величин, для сравнения данных применялся коэффициент корреляции Спирмена, непараметрический критерий Манна-Уитни (для сравнения двух независимых, ненормально распределенных выборок) [5].

Все величины ПЗО были условно разделены на диапазоны с целью оценки полученных результатов: до 22,40 мм; 22,41-24,40 мм, более 24,41 мм. Значения ВГД разбиты на следующие группы: до 20 мм рт.ст.; 21-27 мм рт.ст.; более 28 мм рт.ст. Полученные при биометрии глубина передней камеры (ACD) разделена на следующие интервалы: менее 3,00 мм; 3,01-3,80 мм; более 3,81; толщина хрусталика — до 3,7 мм; 3,8-4,7 мм; больше 4,8 мм.

Глава 3. Результаты собственных исследований

.1 Результаты сравнительной оценки средних значений биометрических показателей, данных кератометрии и внутриглазного давления

Средние значения тонометрических и биометрических показателей, данных кератометрии в исследуемых группах и подгруппах представлены в таблице 1.

Таблица 1.

Средние значения ВГД, биометрических показателей и данных кератометрии в исследуемых группах.

Исследуемые параметрыI группа (контроль)II группа (пациенты с глаукомой)IIa группа (ФЭК+ИОЛ)IIb группа (ФЭК+ИОЛ+НГСЭ)ВГД19,23±1,64*21,30±3,06*24,65±4,13*23,27±4,06*ПЗО23,43±1,22*23,35±1,0323,05±1,1923,18±1,13*ACD3,32±0,40*3,21±0,39*3,14±0,453,17±0,42Толщина хрусталика4,16±0,59*4,56±0,60*4,43±0,644,48±0,62Размер витреума15,97±1,24*15,26±0,96*15,44±1,2815,52±1,15Оптическая сила роговицы43,72±1,6844,12±1,9543,95±1,3744,02±1,62Примечания:

* — статистически достоверная разница (критерий t > 1,96, надежность >0,95)

Среднее значение ВГД в I группе составило 19,23 мм рт.ст (±1,64), во II — 23,27 (±4,06).

Можно отметить увеличение ВГД во II группе (критерий Пагуровой t — 8,32, надежность — 0,99), что объясняется выбором пациентов с глаукомой во II группу (рис.3). При этом в подгруппе IIa ВГД меньше, чем в IIb (21,30±3,06 мм рт.ст. и 24,65±4,13 мм рт.ст. соответственно; критерий t — 3,98, надежность — 0,99), также вследствие отбора пациентов для комбинированной операции.

Рис. 3. Средние значения ВГД в исследуемых группах.

При оценке полученных значений ПЗО, можно заметить тенденцию к их уменьшению у пациентов с глаукомой (среднее значение в I группе — 23,43±1,64 мм, во II — 23,18±1,13 мм), однако разница между показателями недостоверна (критерий t — 1,64, надежность — 0,89). Если сравнивать среднее ПЗО (рис.4) у пациентов контрольной группы (23,43±1,64 мм) и пациентов с катарактой и глаукомой, которым было произведено комбинированное вмешательство (23,05±1,19 мм), можно отметить статистически достоверную разницу между значениями (критерий t — 18,39, надежность — 1,00).

Рис. 4. Средние значения ПЗО в I группе и IIb подгруппе.

Среднее абсолютное значение ACD в I группе равняется 3,32±0,40 мм, во II — 3,17±0,42 мм. Таким образом, у пациентов с сочетанной патологией глубина передней камеры достоверно меньше (рис.5), чем у пациентов с катарактой (критерий t — 2,69, надежность — 0,99). При этом статистически достоверной разности этих показателей у больных в подгруппах IIa и IIb не отмечается.

Изучая полученные параметры толщины хрусталика (в I группе — 4,16±0,59, во II — 4,48±0,62), можно отметить существенное увеличение (рис.5) этого показателя у пациентов с сочетанием катаракты и глаукомы в сравнении с контрольной группой (t — 3,98, надежность — 0,99), что соответствует литературным данным [21]. Хотя в подгруппах IIa и IIb выявляется тенденция к уменьшению данного показателя (4,56±0,60 мм и 4,43±0,64 мм соответственно), однако это недостоверно (критерий t — 0,89, надежность — 0,62).

Рис. 5. Средние значения ACD, толщины хрусталика и витреума в исследуемых группах.

При оценке полученных размеров витреума (в I группе — 15,97±1,24 мм, во II — 15,52±1,15), можно отметить уменьшение (рис.5) этого показателя у пациентов с сочетанием катаракты и глаукомы в сравнении с контрольной группой (t — 2,90, надежность — 0,99). В подгруппах IIa и IIb данные значения не имеют статистического различия (критерий t — 0,67, надежность — 0,49).

Среднее значение оптической силы роговицы у пациентов контрольной группы (43,72±1,68 дптр) меньше, чем у пациентов II группы (44,02±1,62 дптр), но разница между ними недостоверна (критерий t — 1,36, надежность — 0,82). Кроме того, статистически достоверной разности этих показателей у больных в подгруппах IIa и IIb не отмечается. Необходимо отметить, что у пациентов с сочетанной патологией оптическая сила роговицы после операции не изменилась (среднее значение до операции — 44,02±1,62 дптр, после — 44,04±1,75).

Итак, при оценке средних значений ВГД, биометрических показателей и данных кератометрии получены следующие частные выводы:

выявлена тенденция уменьшения ПЗО при повышении ВГД;

у пациентов с катарактой и глаукомой глубина передней камеры и размер витреума меньше, а толщина хрусталика достоверно больше, чем у пациентов с изолированной катарактой;

у пациентов с катарактой и глаукомой наблюдается тенденция к увеличению оптической силы роговицы.

.2 Результаты сравнительного анализа ошибки расчета оптической силы ИОЛ

Распределение пациентов в зависимости от ошибки расчета в исследуемых группах представлено в таблицах 2 и 3.

Таблица 2.

Распределение пациентов в зависимости от ошибки расчета в исследуемых группах.

Ошибка расчетаI группа (контроль)II группа (пациенты с глаукомой)0±0,5161 (61,69%)44 (60,27%)±0,51 — 1,068 (26,05%)20 (27,40%)?±1,0132 (12,26%)9 (12,33%)Всего261 (100%)73 (100%)Таблица 3.

Распределение пациентов в зависимости от ошибки расчета в исследуемых подгруппах II группы.

Ошибка расчетаIIa группа (ФЭК+ИОЛ)IIb группа (ФЭК+ИОЛ+НГСЭ)0±0,516 (53,33%)28 (65,12%)±0,51 — 1,010 (33,33%)10 (23,26%)?±1,014 (13,33%)5 (11,63%)Всего30 (100%)43 (100%)

Распределение пациентов в зависимости от ошибки расчета в I и II группах носит схожий характер: ошибку 0±0,5 дптр имеют 61,69% и 60,27% пациентов соответственно, ±0,51-1,0 дптр — 26,05% и 27,40%, ?±1,01 — 12,26% и 12,33% (рис.6).

Рис. 6. Распределение пациентов в зависимости от ошибки расчета в исследуемых группах (6а — I и II группы, 6б — IIа и IIb подгруппы).

При сравнительной оценке распределения пациентов IIa подгруппы которым была произведена только факоэмульсификация с имплантацией ИОЛ, и пациентов IIb подгруппы, которым была произведена комбинированная операция (рис.6), можно заметить появившиеся различия: во IIa подгруппе у большего количества больных получилась ошибка расчета ±0,51 — 1,0 дптр, чем во IIb (33,33% и 23,26% соответственно). При этом число пациентов с ошибкой 0±0,5 дптр во IIa подгруппе оказалось меньше (53,33% и 65,12%).

Средние значения величины модуля ошибки расчета представлены в таблице 4.

Таблица 4.

Средние значения модуля ошибки расчета.

Ошибка расчетаI группа (контроль)II группа (пациенты с глаукомой)0±0,50,21±0,150,23±0,14±0,51 — 1,00,75±0,140,70±0,17?±1,011,56±0,771,45±0,27Всего0,52±0,540,51±0,44

Следует отметить, что полученные средние значения ошибки расчета эквивалентны в обеих группах, то есть у пациентов с глаукомой они сопоставимы с контрольной группой.

Статистически достоверной разницы между средними значениями ошибки в исследуемых группах не получено.

Распределение пациентов в зависимости от положительных и отрицательных значений ошибки представлено в таблице 5.

Независимо от наличия глаукомы получено сходное количество отрицательных и положительных ошибок расчета.

Таблица 5.

Распределение пациентов в зависимости от ошибки расчета и средние значения полученных величин.

Ошибка расчетаКоличество пациентовСреднее значение ошибкиСтандартное отклонениекритерий tНадежностьОтрицательнаяI группа54,79%-0,630,640,330,26II группа52,05%-0,600,46ПоложительнаяI группа45,21%0,380,360,440,34II группа47,95%0,410,41

В результате проведенного анализа получено, что распределение пациентов I и II группы в зависимости от ошибки рефракции имеет одинаковый характер. У большего числа прооперированных больных обеих групп ошибка расчета составила 0±0,5 дптр, что привело к хорошему послеоперационному результату. Разницы между средними значениями ошибки расчета в контрольной группе и у пациентов с глаукомой выявлено не было.

3.3 Результаты изучения влияния дооперационного внутриглазного давления на точность расчета оптической силы ИОЛ

Распределение пациентов в зависимости от ВГД и ошибки расчета представлено в таблице 6. В контрольной группе пациентов с ВГД ? 28 мм рт.ст. не было, что обусловлено отбором в данную группу. У значительного количества больных (рис.7а) ошибка расчета составила 0±0,5 дптр как при ВГД ? 20 мм рт.ст. (52,87%), так и при давлении 21 — 27 мм рт.ст (8,81%).

Рис.7. Распределение пациентов исследуемых групп в зависимости от ВГД и ошибки расчета (7а — I группа, 7б — II группа).

Таблица 6.

Распределение пациентов в зависимости от ВГД и ошибки расчета.

Во II группе распределение пациентов имеет иной характер (рис.7б). Большее количество пациентов с ошибками расчета 0±0,5 дптр, ±0,51 — 1,0 дптр и ?±1,01 дптр имеют ВГД 21 — 27 мм рт.ст. (32,88%, 19,18% и 8,22% соответственно).

Во IIa подгруппе (рис.8) большее число пациентов с ВГД до 20 мм рт.ст. имеют ошибку расчета 0±0,5 дптр (26,67%), такой закономерности не отмечается при значениях ВГД 21-27 мм рт.ст., где встречаемость ошибки 0±0,5 дптр и ±0,51-1,0 дптр одинакова (26,67%). Можно отметить увеличение количества пациентов с ошибкой расчета ±0,51 — 1,0 (26,67%) по сравнению с группой пациентов, ВГД которых ? 20 мм рт.ст.(6,67%). Так как ВГД пациентов II группы регулировалось консервативными средствами, повышение его более 28 не отмечалось.

В IIb подгруппе — с ВГД 21-27 мм рт.ст. (рис.8) ошибка расчета 0±0,5 дптр встречается в 3,20 раза чаще (37,21% и 11,63%), ошибка ±0,51-1,0 дптр в 5,99 раз чаще, ошибка ?±1,01 — в 3,99 раз (9,30% и 2,33%) по сравнению с IIа. Ошибка расчета 0±0,5 наиболее вероятна при ВГД более 28 мм рт.ст., чем при ВГД до 20 мм рт.ст. (16,28% и 11,63% соответственно). Аналогично ошибка ±0,51-1,0 дптр чаще встречается при ВГД ?28 мм рт.ст., чем при давлении ?20 (6,98% и 2,33%).

Рис. 8. Распределение пациентов II группы в зависимости от ВГД и ошибки расчета (8а — подгруппа IIa, 8б — подгруппа IIb).

При сравнительной оценке средних значений ошибки расчета достоверной разницы получено не было.

Средние значения полученной ошибки, распределение пациентов в зависимости от ВГД и знака ошибки расчета представлены в таблице 7. Однако статистически достоверной разницы между средними значениями ошибки расчета в исследуемых группах в зависимости от ВГД не получено (критерий t < 1,96, надежность < 0,90).

Таблица 7. Распределение пациентов в зависимости от ВГД и ошибки расчета и средние значения полученной ошибки.

Параметры разделенияКоличество пациентовСреднее значение ошибкиСтандартное отклонениеОшибка расчетаВГДИсследуемая группаОтрицательная?20I46,74%-0,650,67II16,44%-0,540,4321 — 27I8,05%-0,500,33II30,14%-0,650,51?28I—II5,48%-0,450,12Положительная?20I47,13%0,380,37II9,59%0,360,4921 — 27I6,13%0,380,33II30,14%0,470,43?28I—II8,22%0,230,20

При статистической обработке данных, полученных при дооперационной тонометрии в исследуемых группах, не выявлено значимой корреляции между значением внутриглазного давления и величиной ошибки расчета оптической силы ИОЛ (коэффициент корреляции r<0,3; уровень значимости p>0,05).

Изучение влияния внутриглазного давления на ошибку расчета показало, что прямая зависимость между этими параметрами отсутствует, но ошибка расчета оптической силы ИОЛ имеет свои особенности при различных показателях ВГД.

.4. Результаты изучения влияния стадии глаукомы на точность расчета оптической силы ИОЛ.

Распределение пациентов с сочетанной патологией в зависимости от стадии глаукомы и ошибки расчета оптической силы ИОЛ представлено в таблице 8.

Таблица 8.

Распределение пациентов с глаукомой в зависимости от стадии процесса и ошибки расчета.

Ошибка расчетаI стадияII стадияIII стадияIV стадия0±0,59 (12,33%)16 (21,92%)17 (23,29%)2 (2,74%)±0,51 — 1,03 (4,11%)12 (16,44%)4 (5,48%)1 (1,37%)?±1,01 1 (1,37%)5 (6,85%)3 (4,11%)0Всего13 (17,81%)33 (45,21%)24 (32,88%)3 (4,11%)

При различных стадиях глаукомного процесса распределение ошибок расчета носит сходный характер: большее их количество в пределах 0±0,5 дптр, меньшее — >=±1,01 дптр (рис.9). Ошибка 0±0,5 дптр чаще встретилась при III стадии глаукомы (23,29%), ±0,51 — 1,0 дптр и ?±1,01 дптр — при II стадии (16,44% и 6,85% соответственно).

Рис. 9. Распределение пациентов с глаукомой в зависимости от стадии процесса и ошибки расчета.

В таблице 9 приведены средние значения абсолютной величины ошибки расчета оптической силы ИОЛ в зависимости от стадии глаукомы. При II и III стадии глаукомного процесса ошибки сходны. При сравнении общей ошибки можно выявить тенденцию к ее уменьшению от II к III стадии (рис.10). Однако статистически достоверной разницы между средними значениями не получено (критерий t < 1,96, надежность < 0,90).

Таблица 9.

Средние значения абсолютной величины ошибки расчета оптической силы ИОЛ в зависимости от стадии глаукомы.

Ошибка расчетаI стадияII стадияIII стадияIV стадия0±0,50,16 ± 0,130,25 ± 0,160,23 ± 0,140,28 ± 0,20±0,51 — 1,00,74 ± 0,210,67 ± 0,180,78 ± 0,150,58 ± 0>=±1,01 1,56 ± 01,42 ± 0,241,46 ± 0,41-Общая ошибка0,40 ± 0,450,58 ± 0,440,47 ± 0,470,38 ± 0,22

Рис.10. Средние значения абсолютной величины ошибки расчета в зависимости от стадии глаукомы.

Таким образом, статистически достоверной связи между стадией глаукомы и полученной ошибкой расчета оптической силы ИОЛ получено не было.

.5 Результаты изучения влияния комплекса биометрических показателей на точность расчета оптической силы ИОЛ

.5.1 Влияние аксиальной длины глаза на ошибку расчета

В зависимости от значения ПЗО и ошибки расчета пациенты исследуемых групп распределились следующим образом (таблица 10):

Таблица 10.

Распределение пациентов в зависимости от значения ПЗО и ошибки расчета.

Распределение пациентов с ошибками расчета 0±0,5 дптр и ±0,51 — 1,0 дптр в зависимости от длины глаза носит сходных характер в I и II группах (рис.11, 12, 13). Однако, весьма интересно, что у больных глаукомой и значением ПЗО до 22,40 мм значительная ошибка (?±1,01) случалась у 5,48% пациентов (М=1,45±0,29 дптр), что в 2,38 раз больше, чем в контрольной группе (М=1,46±0,37 дптр). При этом пациентов с ПЗО более 24,41 мм и ошибкой расчета ?±1,01 дптр во II группе не наблюдалось вообще (в I группе — 2,68%).

Рис. 11. Распределение пациентов исследуемых групп с ПЗО ? 22,40 мм в зависимости от ошибки расчета (11а — I группа, 11б — II группа).

Рис. 12. Распределение пациентов исследуемых групп с ПЗО 22,41 — 24,40 мм в зависимости от ошибки расчета (12а — I группа, 12б — II группа).

Рис. 13. Распределение пациентов исследуемых групп с ПЗО ? 24,41 мм в зависимости от ошибки расчета (13а — I группа, 13б — II группа).

При сравнительной оценке средних значений ошибки расчета при различных значениях ПЗО (таблица 11) получена достоверная разница между средними значениями модуля ошибки расчета при ПЗО 22,41 — 24,40 мм (0,48±0,42) и при ПЗО ? 24,41 мм (0,67±0,59)(критерий t=2,12, надежность 0,96). То есть при аксиальной длине глаза более 24,41 мм повышается вероятность получить более значимую ошибку расчета оптической силы ИОЛ.

Таблица 11.

Средние значения модуля ошибки расчета оптической силы ИОЛ в зависимости от значений ПЗО.

ПЗОI группа (контроль)II группа (пациенты с глаукомой)Среднее значение модуля ошибкиКоличество больныхСреднее значение модуля ошибкиКоличество больных? 22,40 мм0,52±0,4846 (17,62%)0,66±0,5615 (20,55%)22,41 — 24,40 мм0,48±0,42*165 (63,22%)0,48±0,4250 (68,49%)? 24,41 мм0,67±0,59*50 (19,16%)0,37±0,308 (10,96%)Примечания:

* — статистически достоверная разница (критерий t > 1,96, надежность >0,95)

Кроме того, в I группе отрицательные ошибки получили пациенты с ПЗО 23,42±1,26 мм, положительные — 23,44±1,18 мм, во II группе — 23,10±1,13 мм и 23,26±1,14 мм соответственно. Можно заметить тенденцию к повышению вероятности получить положительную ошибку при большем значении ПЗО, а отрицательную — при меньшем как в контрольной группе, так и у пациентов с катарактой и глаукомой, однако это утверждение статистически не достоверно.

Статистическая обработка данных, полученных при предоперационной биометрии, не выявила значимой корреляции между аксиальной длиной глаза и величиной ошибки расчета оптической силы ИОЛ в I и II исследуемых группах (коэффициент корреляции r<0,3; уровень значимости p>0,05).

Таким образом, прямого влияния ПЗО на ошибку расчета выявлено не было. Распределение ошибок расчета в зависимости от аксиальной длины глаза носит сходный характер в контрольной группе и у пациентов с глаукомой. В контрольной группе при аксиальной длине глаза более 24,41 мм повышается вероятность получить более значимую ошибку расчета оптической силы ИОЛ.

.5.2 Влияние глубины передней камеры на ошибку расчета

Распределение пациентов в зависимости от значения глубины передней камеры и ошибки расчета представлено в таблице 12.

Таблица 12.

Распределение пациентов в зависимости от значения глубины передней камеры и ошибки расчета.

Пациентов с глубиной передней камерой 3,1-3,8 мм, получивших ошибку расчета 0±0,5 дптр больше в I группе (41,76%), чем во II (32,88%), аналогично при ПЗО >=3,9 мм (4,60% и 1,37%), при ПЗО до 3,0 мм больных больше во II группе (15,33% и 26,03%). Распределение прооперированных пациентов с ошибками расчета ±0,51 — 1,0 дптр и >=±1,01 дптр в зависимости от глубины передней камеры носит сходный характер в обеих исследуемых группах (рис.14, 15, 16).

Рис. 14. Распределение пациентов исследуемых групп с ACD ?3,0 мм в зависимости от ошибки расчета (14а — I группа, 14б — II группа).

Рис. 15. Распределение пациентов исследуемых групп с ACD 3,1-3,8 мм в зависимости от ошибки расчета (15а — I группа, 15б — II группа).

Рис. 16. Распределение пациентов исследуемых групп с ACD ?3,9 мм в зависимости от ошибки расчета (16а — I группа, 16б — II группа).

При сравнении подгрупп IIa и IIb стоит отметить, что ошибка расчета 0±0,5 дптр и ±0,51 — 1,0 дптр при ACD до 3,0 мм чаще встречалась у пациентов, которым проводилось комбинированное вмешательство (16,67% и 32,56%, 3,33% и 11,63% соответственно). А при глубине передней камеры 3,1 — 3,8 мм ошибка ±0,51 — 1,0 дптр в IIa подгруппе имела место в 26,67%, в IIb — 11,63%.

При анализе появления положительных и отрицательных ошибок в зависимости от глубины передней камеры получено: в I группе ошибка менее -0,01 дптр наблюдалась при среднем значении ACD 3,29±0,39 мм, а более 0 дптр — при 3,35±0,40 мм, во II группе — 3,10±0,38 мм и 3,25±0,46 мм соответственно (рис. 17). Прослеживается тенденция появления положительных ошибок при менее глубокой передней камере, однако разница между показателями недостоверна (критерий t <1,96, надежность <0,90).

Рис. 17. Средние значения ACD у пациентов с отрицательными и положительными ошибками расчета.

Средние значения модуля ошибки расчета оптической силы ИОЛ в зависимости от глубины передней камеры представлены в таблице 13. Можно заметить тенденцию к повышению среднего значения ошибки во II группе при увеличении ACD (рис.18). Кроме того во II группе среднее значение ошибки (0,81±0,66 дптр) в 1,65 раз больше такового в I группе (0,49±0,33 дптр). Но разница между полученными показателями статистически не достоверна (критерий t < 1,96, надежность < 0,90).

Таблица 13.

Средние значения модуля ошибки расчета оптической силы ИОЛ в зависимости от глубины передней камеры.

Глубина передней камерыI группа (контроль)II группа (пациенты с глаукомой)?3,0 мм0,51±0,540,44±0,413,1-3,8 мм0,52±0,570,53±0,45?3,9 мм0,49±0,330,81±0,66

Рис. 18. Средние значения модуля ошибки расчета оптической силы ИОЛ в зависимости от глубины передней камеры.

При статистической обработке данных исследуемых групп не получено значимой корреляции между глубиной дооперационной факичной передней камеры и величиной ошибки расчета оптической силы ИОЛ (коэффициент корреляции r<0,3; уровень значимости p>0,05).

При статистической оценке влияния глубины передней камеры на точность расчета ИОЛ достоверной связи между этими параметрами выявлено не было.

.5.3 Влияние толщины хрусталика на ошибку расчета

В таблице 14 представлено распределение пациентов исследуемых групп в зависимости от толщины хрусталика и ошибки расчета. У больных с толщиной хрусталика до 3,7 мм ошибка расчета 0±0,5 дптр получилась в I группе в 15,71%, во II — в 6,85%, что в 2,29 раз меньше; другие ошибки встречались одинаково часто (рис.19, 20, 21). При толщине хрусталика 3,8 — 4,7 мм ошибка 0±0,5 дптр у 35,25% пациентов I группы и 27,40% II группы, при толщине хрусталика более 4,8 мм 10,73% и 26,03% соответственно. Если сравнивать распределение пациентов с хрусталиками <=3,7 мм и >=4,8 мм ошибка расчета ±0,51 — 1,0 дптр чаще наблюдается при меньшей толщине (в I группе — 6,51% и 3,07%, во II — 6,85% и 5,48%).

Таблица 14.

Распределение пациентов в зависимости от толщины хрусталика и ошибки расчета.

Рис. 19. Распределение пациентов исследуемых групп с толщиной хрусталика ?3,7 мм в зависимости от ошибки расчета (19а — I группа, 19б — II группа).

Рис. 20. Распределение пациентов исследуемых групп с толщиной хрусталика 3,8-4,7 мм в зависимости от ошибки расчета (20а — I группа, 20б — II группа).

Рис. 21. Распределение пациентов исследуемых групп с толщиной хрусталика ?4,8 мм в зависимости от ошибки расчета (21а — I группа, 21б — II группа).

Если сравнивать пациентов IIa и IIb подгрупп, необходимо отметить, при толщине хрусталика >=4,8 мм ошибка расчета 0±0,5 дптр встретилась чаще у больных с комбинированным вмешательством по поводу катаракты и глаукомы (20% и 30,23% соответственно), однако ошибка >=±0,51 дптр более характерна для IIa подгруппы (10,67% и 4,64%).

Отрицательная ошибка расчета встречалась (рис.22) при среднем значении толщины хрусталика в I группе 4,13±0,58 мм, во II — 4,47±0,66 мм, а положительная — при 4,19±0,60 мм в I группе, 4,49±0,58 мм во II, однако разница между показателями недостоверна (критерий t < 1,96, надежность < 0,90).

Рис. 22. Средние значения толщины хрусталика у пациентов с отрицательными и положительными ошибками расчета.

Средние значения модуля ошибки расчета оптической силы ИОЛ в зависимости от толщины хрусталика представлены в таблице 15.

Таблица 15.

Средние значения модуля ошибки расчета оптической силы ИОЛ в зависимости от толщины хрусталика.

Толщина хрусталикаI группа (контроль)II группа (пациенты с глаукомой)<=3,7 мм0,55±0,710,66±0,553,8-4,7 мм0,48±0,390,52±0,42>=4,8 мм0,59±0,680,42±0,42

Можно обратить внимание на уменьшение среднего значения ошибки расчета во II группе при увеличении толщины хрусталика (рис. 23), но разница между полученными показателями статистически не достоверна (критерий t < 1,96, надежность < 0,90).

Рис. 23. Средние значения модуля ошибки расчета оптической силы ИОЛ в зависимости от толщины хрусталика.

В исследуемых группах не выявлено значимой корреляции между толщиной хрусталика и величиной ошибки расчета оптической силы ИОЛ (коэффициент корреляции r<0,3; уровень значимости p>0,05).

Итак, при статистической оценке влияния толщины хрусталика на точность расчета ИОЛ достоверной связи между этими параметрами выявлено не было.

.5.4 Влияние витреума, суммы глубины передней камеры и толщины хрусталика на ошибку расчета

При анализе всех пациентов обеих групп получено, что отрицательная ошибка расчета наблюдалась при среднем значении суммы 7,45±0,58 мм, а положительная — при 7,59±0,57 мм (критерий t=2,11, надежность 0,96). То есть чем больше сумма величин дооперационной передней камеры и толщины хрусталика, тем больше вероятность получить положительную ошибку расчета. При этом анализ исследуемых групп по отдельности статистически значимой зависимости не дал (таблица 16).

Таблица 16.

Средние значения суммы величин дооперационной передней камеры и толщины хрусталика в зависимости от ошибки расчета.

Ошибка расчетаСреднее значение суммы ACD+хрусталикСтандартное отклонениеКритерий tНадежностьОтрицательнаяI группа7,430,561,580,89Положительная7,540,58ОтрицательнаяIIгруппа7,560,541,410,84Положительная7,750,52

При сравнительной оценке средних значений витреума (таблица 17) статистически достоверной связи с ошибкой расчета не получено (критерий t < 1,96, надежность <0,90).

Таблица 17.

Средние значения витреума в зависимости от ошибки расчета.

Ошибка расчетаСреднее значение витреумаСтандартное отклонениеКритерий tНадежностьОтрицательнаяI группа16,01,230,430,33Положительная15,91,26ОтрицательнаяIIгруппа15,61,040,450,35Положительная15,51,28

Статистическая обработка данных исследуемых групп не выявила значимой корреляции между значением суммы величин дооперационной передней камеры и толщины хрусталика и величиной ошибки расчета оптической силы ИОЛ (коэффициент корреляции r<0,3; уровень значимости p>0,05).

Итак, при сравнении средних значений суммы величин ACD и толщины хрусталика получено, что при увеличении этого параметра повышается вероятность получить положительную ошибку.

3.6 Результаты изучения влияния оптической силы роговицы на ошибку расчета

Распределение пациентов в зависимости от оптической силы роговицы и ошибки расчета в исследуемых группах носит похожий характер (таблица 18). У пациентов II группы с Rave >=45,25 дптр ошибка ±0,51 — 1,0 дптр (10,96%) встречалась чаще, чем в I группе (4,60%). Остальные ошибки встречались с одинаковой частотой в обеих группах при различных значениях Rave (рис.24, 25, 26).

Таблица 18.

Распределение пациентов в зависимости от оптической силы роговицы и ошибки расчета.

Рис. 24. Распределение пациентов исследуемых групп с Rave ?42,00 дптр в зависимости от ошибки расчета (24а — I группа, 24б — II группа).

Рис. 25. Распределение пациентов исследуемых групп с Rave 42,25-45,00 дптр в зависимости от ошибки расчета (25а — I группа, 25б — II группа).

Рис. 26. Распределение пациентов исследуемых групп с Rave ?45,25 дптр в зависимости от ошибки расчета (26а — I группа, 26б — II группа).

При оценке средних значений модуля ошибки расчета оптической силы ИОЛ в зависимости от Rave (таблица 19) можно обратить внимание на появление большей ошибки в исследуемых группах при кривизне роговицы >=45,25 дптр, но разница между полученными показателями статистически не достоверна (критерий t < 1,96, надежность < 0,90).

Таблица 19.

Средние значения модуля ошибки расчета оптической силы ИОЛ в зависимости от Rave.

RaveI группа (контроль)II группа (пациенты с глаукомой)<=42,00 дптр0,50±0,480,45±0,5142,25-45,00 дптр0,47±0,430,49±0,45>=45,25 дптр0,72±0,870,57±0,43

В контрольной группе у пациентов с отрицательной ошибкой расчета оптической силы ИОЛ среднее значение Rave составило 43,95±1,66 дптр, а с положительной — 43,44±1,68 мм (таблица 20). То есть чем больше оптическая сила роговицы, тем больше вероятность получить ошибку в сторону миопии. У пациентов с глаукомой наблюдается такая же тенденция, но статистически достоверной разницы между этими показателями не выявлено (рис. 27).

Таблица 20.

Средние значения Rave в зависимости от ошибки расчета.

Ошибка расчетаКоличество пациентовСреднее значение RaveСтандартное отклонениеКритерий tНадежностьI группаОтрицательная143 (54,79%)43,951,662,470,99Положительная118 (45,21%)43,441,68II группаОтрицательная38 (52,05%)44,121,710,550,42Положительная35 (47,95%)43,911,54

Рис. 27. Средние значения Rave у пациентов с отрицательными и положительными ошибками расчета.

Статистическая обработка данных, полученных при предоперационной кератометрии, не выявила значимой корреляции в исследуемых группах между оптической силой роговицы и величиной ошибки расчета (коэффициент корреляции r<0,3; уровень значимости p>0,05).

.7 Результаты изучения влияния модели ИОЛ на точность расчета оптической силы линзы

В таблице 21 представлены средние значения абсолютной величины ошибки расчета оптической силы ИОЛ в зависимости от модели линзы. При этом к монолитным линзам относятся ИОЛ Acrysof Natural, Acrysof Single-Piece, AcrySof ReSTOR, AcrySof IQ, а к трехкомпонентным — Acrysof Multipeace.

Можно обратить внимание на то, что в контрольной группе ошибка расчета получается меньше при использовании монолитной ИОЛ, а у пациентов с глаукомой — трехкомпонентной, однако разница между показателями недостоверна (критерий t < 1,96, надежность < 0,90).

Таблица 21.

Средние значения модуля ошибки расчета оптической силы ИОЛ в зависимости от модели линзы.

Модель ИОЛI группа (контроль)II группа (пациенты с глаукомой)Количество пациентовСреднее значениеСтандартное отклонениеКритерий tНадежностьКоличество пациентовСреднее значениеСтандартное отклонениеКритерий tНадежностьТрехкомпонентная45 (17,24%)0,540,460,380,3019 (26,03%)0,390,351,560,88Монолитная216 (82,76%)0,510,5654 (73,97%)0,550,47

При попытке оценить вероятность получить отрицательную или положительную ошибку расчета в зависимости от модели ИОЛ (таблица 22) не получено статистически достоверных данных (критерий t < 1,96, надежность < 0,90).

Таблица 22.

Средние значения ошибки в зависимости от модели ИОЛ.

Ошибка расчетаМодель ИОЛКоличество пациентовСреднее значение ошибкиСтандартное отклонениеКритерий tНадежностьI группа (контроль)отрицатТрехкомпонентная20 (7,66%)-0,680,550,440,35Монолитная123 (47,13%)-0,620,65положитТрехкомпонентная25 (9,58%)0,470,361,360,82Монолитная93 (35,63%)0,360,36II группа (пациенты с глаукомой)отрицатТрехкомпонентная7 (9,59%)-0,380,331,790,90Монолитная31 (42,47%)-0,650,47положитТрехкомпонентная12 (16,44%)0,390,380,210,16Монолитная23 (31,51%)0,420,44

Итак, при изучении влияния модели ИОЛ на ошибку расчета у пациентов с катарактой и глаукомой выявлена тенденция к получению меньшей ошибки при имплантации трехкомпонентной линзы, а у пациентов с изолированной катарактой — монолитной.

У больных с катарактой и глаукомой не отмечено влияния на ВГД после операции вида имплантируемых ИОЛ (табл. 23).

Таблица 23.

Средние значения послеоперационного ВГД в зависимости от модели имплантированной линзы во II группе.

Модель ИОЛСреднее значение послеоперационного ВГДСтандартное отклонениеКритерий tНадежностьТрехкомпонентная18,630,901,430,84Монолитная19,021,30

Выводы

.Пациенты, болеющие одновременно катарактой и глаукомой обладают анатомо-оптическими особенностями глаз, которые необходимо учитывать при расчете оптической силы интраокулярной линзы при комбинированных вмешательствах по поводу катаракты и глаукомы. Вероятность ошибки расчета у этих больных возрастает при данных ПЗО более 24,4 мм.

.У пациентов контрольной группы и у пациентов с катарактой и глаукомой независимо от объема оперативного вмешательства (ФЭК+ИОЛ, ФЭК+ИОЛ+НГСЭ) получены одинаковые ошибки расчета оптической силы ИОЛ.

.Исходное внутриглазное давление и стадия глаукомы при любом объеме оперативного вмешательства (ФЭК+ИОЛ, ФЭК+ИОЛ+НГСЭ) не влияют на послеоперационный рефракционный результат.

.У больных, одновременно болеющих катарактой и глаукомой наименьшие ошибки расчета наблюдаются при имплантации трехчастной ИОЛ Acrysof Multipeace.

Заключение

Послеоперационный рефракционный результат при экстракции катаракты и антиглаукоматозной операции определяется точностью расчета оптической силы имплантируемой ИОЛ. Достижение желаемой рефракции после операции зависит не только от оптических параметров имплантируемой линзы, но и анатомо-топографических особенностей глаза, а также точности измерений и их интерпретации.

В результате исследования были выявлены следующие особенности оптической системы глаза пациентов с катарактой и глаукомой в сравнении с контрольной группой:

а)значения ПЗО меньше (тенденция);

б)глубина передней камеры достоверно меньше;

в)катарактальный хрусталик имеет большую толщину при глаукоме;

г)меньший размер витреальной полости;

д)увеличение оптической силы роговицы (кривизны передней поверхности) у пациентов с катарактой и глаукомой (тенденция).

Эти данные необходимо учитывать при предоперационном обследовании пациентов с сочетанной патологией для правильного расчета оптической силы имплантируемых линз и получения оптимальной послеоперационной рефракции. Кроме того, анатомо-топографические особенности глаз пациентов с катарактой и глаукомой дают предпосылки для определения показаний к факоэмульсификации с имплантацией ИОЛ или комбинированному вмешательству ФЭК+ИОЛ+НГСЭ. То есть, помимо ВГД и стадии глаукомы, при отборе пациентов для комбинированной операции можно учитывать данные биометрического и кератометрического исследования.

При сравнительном анализе ошибок расчета оптической силы ИОЛ в исследуемых группах получено:

а)у большинства прооперированных больных как по поводу только катаракты, так и по поводу сочетанной патологии ошибка расчета составила 0±0,5 дптр, что привело к хорошему послеоперационному результату;

б)разницы между средними значениями ошибки в контрольной группе и у пациентов с глаукомой выявлено не было.

Таким образом, у пациентов с катарактой и глаукомой, которым была произведена только факоэмульсификации с имплантацией ИОЛ, и у пациентов, которым было проведено комбинированное вмешательство, точность расчета оказалась практически одинаковой.

Влияния внутриглазного давления и стадий глаукомы на точность расчета оптической силы ИОЛ не обнаружено.

Клиническое исследование показало различную степень влияния отдельных биометрических параметров глазного яблока на точность расчета оптической силы ИОЛ:

а)в контрольной группе при аксиальной длине глаза более 24,41 мм повышается вероятность получить более значимую ошибку расчета оптической силы ИОЛ, однако у пациентов с катарактой и глаукомой такой зависимости нет;

б)в I и II группе при более глубокой передней камере повышается вероятность получить миопическую ошибку расчета (тенденция);

в)у пациентов с катарактой и глаукомой, как и в контрольной группе при большей толщине хрусталика возрастает вероятность получить положительную ошибку расчета ИОЛ (тенденция);

г)при увеличении суммы величин глубины передней камеры и толщины хрусталика до операции повышается вероятность получить положительную ошибку расчета.

д)размер витреальной полости не оказывает существенного влияния на точность расчета оптической силы ИОЛ;

При увеличении оптической силы роговицы у пациентов контрольной группы чаще наблюдается ошибка в сторону миопии; такая тенденция отмечается у пациентов с глаукомой (статистически недостоверная).

Полученные данные о влиянии биометрических и кератометрических показателей глазного яблока пациентов с сочетанной патологией необходимо учитывать при планировании послеоперационного рефракционного результата.

Также было изучено влияние модели ИОЛ на ошибку расчета и обнаружена тенденция к получению меньшей ошибки при имплантации трехкомпонентной линзы (Acrysof Multipeace) у пациентов с катарактой и глаукомой. Вид имплантируемой ИОЛ не влияет на ближайшие результаты замеров ВГД после операции.

При расчете оптической силы интраокулярной линзы при комбинированных вмешательствах по поводу катаракты и глаукомы необходимо учитывать следующие факторы:

б)особенности биометрических параметров глаз пациентов с глаукомой (аксиальная длина глаза 23,18±1,13 мм, глубина передней камеры 3,17±0,42 мм, толщина хрусталика 4,48±0,62 мм, размер витреума 15,26±0,96 мм);

в)влияние биометрических показателей на формирование положительной или отрицательной ошибки расчета (ошибка в сторону миопии при менее глубокой передней камере, большей толщине хрусталика);

г)влияние оптической силы роговицы на ошибку расчета (при большем значении Rave — ошибка в сторону миопии);

д)исходное внутриглазное давление и стадия глаукомы не влияет на послеоперационный рефракционный результат;

е)тенденция к получению меньшей ошибки при имплантации трехкомпонентной ИОЛ.

Список литературы

1.Азнабаев Б.М. Ультразвуковая хирургия катаракты — факоэмульсификация. — М.: Август Борг, 2005. — 136 с.

2.Анисимова С.Ю., Анисимов С.И., Загребельная Л.В. Результаты комбинированной непроникающей глубокой склерэктомии и экстракции катаракты с имплантацией ИОЛ// Глаукома — 2003. — №2. — С. 15-19.

3.Арутюнян Л.Л. Офтальмогипертензия после экстракции катаракты у больных глаукомой // Глаукома — 2007. — №1. — С. 77-86.

4.Ворошилова Н.А. Влияние комплекса биометрических показателей на точность расчета оптической силы ИОЛ: автореф. дис. канд. мед. наук: 14.00.08: защищена 19.05.08 / Н.А. Ворошилова; ГУ НИИ глазных болезней РАМН. — М., 2008. — 23 с.

.Гланц С. Медико-биологическая статистика. Пер. с англ. — М.: Практика, 1998. — 459 с.

.Иванов М.Н., Бочаров В.Е., Шевеев А.Ю. и др. Формула расчета оптической силы эластичных интраокулярных линз // Вестн. офтальмологии.- 2000.- №1.- C. 39-41.

.Иошин И.Э., Толчинская А.И., Мадьярова Д.А. Хирургическое лечение осложненной катаракты у монокулярных больных с первичной открытоугольной глаукомой / Глаукома — 2002. — №1. — С. 23-25.

.Кански Д. Клиническая офтальмология: систематизированный подход. Пер. с англ. / Д.Кански. — М.: Логосфера, 2006. — 744 с.

.Копаева В.Г. Глазные болезни: учебник / В.Г. Копаева. — М.: ОАО «Издательство «Медицина», 2008. — 560 с. (Учеб. лит. Для студентов мед.вузов).

.Кумар В., Душин Н.В., Усольцева Е.А., Альдиева Э.М., Исуфай Э. Результаты одномоментной и разделенной хирургии катаракты и глаукомы // Глаукома — 2008. — №3. — С. 33-38.

.Курышева Н.И., Федоров А.А., Еричев В.П. Патоморфологические особенности катарактального хрусталика у больных глаукомой// Вестн. офтальмол.- 2000.- №2.- С. 13-15.

12.Курышева Н.И., Малюта Г.Д., Еричев В.П. Ультразвуковое исследование хрусталика у больных первичной открытоугольной глаукомой// Вестн. офтальмол.- 1997.- №6.- С. 10-13.

13.Мачехин В.А., Николашин С.И. Факоэмульсификация катаракты с имплантацией ИОЛ на единственном видящем глазу у больных глаукомой// Глаукома — 2007. — №3. — С. 37-41.

14.Кривопалова Л.А. Ультразвуковая биометрия в динамике при первичной глаукоме: автореф. дис. канд. мед. наук.- Куйбышев, 1984.- 16 с.

15.Першин К.Б. Занимательная факоэмульсификация. Записки катарактального хирурга. — СПб.: Изд-во «Борей Арт», 2007. — 133 с.

.Розенблюм Ю.З. Оптометрия (подбор средств коррекции зрения). — СПб.: Гиппократ,1996. — 320 с.

.Устименко Л.Л. Десятилетний опыт изучения диагностической ценности ультразвуковой биометрии в офтальмологии // Офтальмол. журн.- 1972.-№7.- С. 489-493.

.Тахчиди Х.П., Иванов Д.И., Бардасов Д.Б. Отдаленные результаты микроинвазивной непроникающей глубокой склерэктомии // Офтальмохирургия.-2003.- №3.- С. 14-17.

.Федоров С.Н., Ивашина А.И., Колинко А.И. Методика расчета оптической силы интраокулярной линзы// Вестн. офтальмологии. — 1967. — №4. — С. 27-31.

.Федоров С.Н., Козлов В.И., Тимошкина Н.Т., Шарова А.Б., Ерескин Н.Н. Раннее хирургическое лечение открытоугольной глаукомы. Методические рекомендации. — М. Министерство Здравоохранения РСФСР, 1990. — 12 с.

21.Филиппова О.М. Выбор тактики хирургического вмешательства и планирования послеоперационной рефракции при глаукоме, катаракте и миопии// Глаукома — 2002. — №2. — С. 44-51.

22.Ходжаев Н.С.; Тимошкина Н.Т.; Узунян Д.Г. Возможности ультразвуковой биомикроскопии в диагностике различных форм глаукомы // Глаукома. — 2004. -№4. — С. 3-5.

23.Чепкасов Е.В., Соболев А.Б. Анализ математических моделей глаза, применяемых в расчётах оптической силы интраокулярных линз для пациентов, перенёсших рефракционные операции. Уральский государственный технический университет. «Учебная лаборатория», стендовый доклад. 2008.

24.Annette J.M. Geerards, Elissa Hassmann, W. Houdijn Beekhuis, L. Remeyer, Gabriel van Rij and Wilhelmina J. Rijneveld. Triple procedure; analysis of outcome, refraction, and intraocular lens power calculation// Br. J. Ophthalmol. — 1997. — Vol. 81. — P. 774-777.

25.Ashok Garg, Luther L Fry, Francisco J Gutiйrrez-Carmona, Geoffery Tabin, Suresh K Pandey. Clinical practice in small incision cataract surgery (phaco manual). — London and New York: Taylor & Francis Group, 2004. — p.981.

26.Brooks J. Poley, MD, Richard L. Lindstrom, MD, Thomas W. Samuelson, MD,Richard Schulze, Jr, MPhil, MD. Intraocular pressure reduction after phacoemulsification with intraocular lens implantation in glaucomatous and nonglaucomatous eyes //J. Cataract Refract. Surg.- 2009.- Vol. 35. — P. 1946-1955.

.Cashwell L., Martin C. Axial length decrease accompanying successful glaucoma filtration surgery // Ophthalmology.- 1999.- Vol. 106.- P. 2307-1311

28.Coombes А., Gartry D. Cataract Surgery. — London: BMJ Publishing Group, 2003. — 218p.

.Dang M.S., Raj P.P. SRK II formula in the calculation of intraocular lens power// Br. J. Ophthalmol. — 1989. — Vol. 73. — P. 823-826.

30.Duffey RJ, Zabel RW, Lindstrom RL: Multifocal intraocular lenses. //J. Cataract Refract. Surg.- 1990.- Vol. 16.- P. 423.

31.Eleftheriadis Н. IOLMaster biometry: refractive results of 100 consecutive cases// Br. J. Ophthalmol. — 2003. — Vol. 87. — P. 960-963.

.Hilman J.S. Intraocular lens power calculation for emmetropia: a clinical study// Br. J. Ophthalmol. — 1982. — Vol. 66. — P. 53-56.

33.Holladay J.T., Prager T.C., Chandler T.Y., etc. A three-part system for refining intrajcular lens power calculation

.Kohnen T. Modern Cataract Surgery. Developments in Ophthalmology. — Basel, Karger, 2002. — p. 244.

.Menezo J L, Chaques V, Harto M. The SRK regression formula in calculating the dioptric power of intraocular lenses// Br. J. Ophthalmol. — 1984. — Vol. 68. — P. 235-237.

.Pavlin C.J., Harasiewicz K., Foster F.S. Ultrasound biomicroscopy of anterior segment structures in normal and glaucomatous eyes // Am. J. Ophthalmol.- 1992.- Vol. 113.- P. 381-389.

.Shammas H.Jhon. Intraocular lense power calculations. — USA: SLACK Incorporated, 2004. —

.Sung Yong Kang, Samin Hong, Jung Bin Won, Gong Je Seong, and Chan Yun Kim. Inaccuracy of intraocular lens power prediction for cataract surgery in angle-closure glaucoma// Yonsei Med J. — 2009. — Vol.50(2). — P. 206-210.

.Wormald R. Cataract Surgery quantity and quality // Br. J. Ophthalmol.-1999.-Vol. 83. — P. 889-890.

Введение

Современное хирургическое вмешательство по поводу катаракты все больше носит характер рефракционной операции. От совершенствования выполнения этапов хирургического вмешательства, которое за последние годы, по большей части, стало стандартизированным во всем мире, взгляд практикующих врачей сместился в сторону необходимости индивидуального подбора интраокулярной линзы (ИОЛ) с учетом параметров глаза каждого отдельно взятого пациента. Первоочередной задачей стало получение наилучшего возможного рефракционного результата с учетом отсутствия или наличия сопутствующих изменений светопроводящей и световоспринимающей систем глаза. В связи с этим важными факторами успешного оперативного лечения катаракты являются точность биометрии и состояние сетчатки, в первую очередь ее центральной зоны [1–4].

Оптическая система глаза и нюансы биометрии

На сегодняшний день основными элементами точного биометрического исследования являются: измерение переднезадней оси (ПЗО), преломляющей способности роговицы, расчет точки положения ИОЛ (эффективного положения линзы), выбор наиболее подходящей формулы и ее клиническое применение. Каждый из вышеуказанных факторов по отдельности вносит весомый вклад в результат послеоперационной рефракции. Наибольшее значение имеет правильное измерение ПЗО и радиуса кривизны роговицы, так как ошибка в 1 мм дает наибольшее изменение рефракции в 5,7 и 2,7 дптр соответственно [5–8].

Одним из немаловажных параметров в формулах последних поколений долгое время была глубина передней камеры (ГПК). При ошибке измерения в 1 мм изменение рефракции составляло 1,5 дптр. На смену ГПК для описания положения ИОЛ в послеоперационном периоде пришли такие переменные, как эффективное положение линзы (ELP), фактор линзы (Lens Factor) и «фактор хирурга» (Surgeon Factor), которые, по данным литературы, в некоторых случаях повышают точность расчета [7, 10–12].

Расчет ПЗО

Помимо модификаций формул расчета ИОЛ остается актуальным вопрос измерения ПЗО. Методики измерения (бесконтактная частично когерентная лазерная интерферометрия и биометрическое ультразвуковое исследование (УЗИ) в А-режиме контактным или иммерсионным методом) широко применяются в клинической практике. Каждый из них имеет свои хорошо известные преимущества и недостатки. Разница в значениях ПЗО в связи с различными точками фокусировки при использовании разных методик (при оптической биометрии до внутренней пограничной мембраны, при ультразвуковой — до пигментного эпителия сетчатки) составляет 130 мкм и не вносит существенного вклада в погрешность измерения. Решающими являются выбор метода измерения ПЗО с учетом прозрачности и характеристик оптических сред глаза и опыт врача, проводящего измерение. В оптических биометрах установлена поправка для глаз с авитрией и при тампонаде витреальной полости силиконовым маслом, в то время как при измерении ПЗО ультразвуковым методом ошибка неизбежна из-за изменения скорости прохождения волны в этих средах, что не учитывается в настройках прибора. Тем не менее в случае нарушения прозрачности роговицы и увеличенной плотности хрусталика предпочтение отдается биометрическому УЗИ в А-режиме иммерсионным методом.

Измерение ПЗО должно проводиться с учетом анамнеза больного, предоперационных данных по рефракции и оценки симметричности полученных параметров обоих глаз. В норме разница ПЗО между глазами не должна превышать 0,3 мм [9, 13–19]. При наличии разницы в биометрических параметрах глаз требуются дополнительные методы обследования. Одним из них является оптическая когерентная томография (ОКТ). Зачастую это обследование проводится уже в послеоперационном периоде в случае получения невысокой остроты зрения при достаточной прозрачности оптических сред. При этом могут быть выявлены изменения заднего отрезка, требующие дополнительного оперативного вмешательства для повышения остроты зрения. В биометрах нового поколения используется технология Swept Source OCT, позволяющая не только измерить, но и визуализировать измеряемые структуры (роговицу, хрусталик, макулу). Биометр IOL Master 700 (Carl Zeiss, Германия) из семейства «ИОЛ-мастер» за счет наличия технологии ОКТ имеет ряд преимуществ перед другими лазерными биометрами. Например, возможность измерять индивидуальную кривизну задней поверхности роговицы и оценивать состояние центральной зоны сетчатки, что позволяет более точно определять объем необходимого оперативного вмешательства и прогнозировать после­операционный результат [20–23]. По этой причине данный аппарат можно считать «золотым стандартом» биометрии на сегодняшний день.

Выбор формулы для расчета ИОЛ

После получения биометрических параметров глаз встает вопрос о выборе формулы для расчета ИОЛ. По данным литературы, на сегодняшний день универсальными формулами для расчета ИОЛ для любых глаз являются формулы последнего поколения Barret Universal II и Olsen [24]. Однако не все использующиеся в клинической практике биометры имеют их в своем программном обеспечении. По этой причине часто приходится выбирать между формулами предыдущих поколений, за исключением формул первого поколения, которыми все меньше пользуются ввиду наличия более совершенных методик расчета с хорошо известными преимуществами. Для расчета ИОЛ эмметропичного глаза (ПЗО 22,5–24,5 мм, преломляющая сила роговицы 42–44 дптр, астигматизм до 1,0–1,25 дптр) одинаково хорошо работают все формулы, в глазах с миопией — SRK-T и Holliday II, при гиперметропии предпочтение отдается Hoffer Q и Holliday I [25]. По нашим наблюдениям и литературным данным [26, 27], в случае астигматизма более 1,0–1,25 дптр и отягощенного анамнеза целесообразно задуматься о выборе торических линз. Калькуляторы для точного расчета преломляющей силы таких ИОЛ доступны в онлайн-режиме у большинства ведущих производителей.

На практике нередко приходится сталкиваться с преходящей гиперметропией миопических глаз после радиальной кератотомии у пациентов после факоэмульсификации катаракты. Данные изменения связаны не с погрешностями расчета ИОЛ, а с отеком стромы вокруг радиальных надрезов и их «приоткрыванием», что приводит к уплощению центра роговицы. Преходящая гиперметропия полностью редуцируется через 8–12 нед. [28–30].

В глазах с экстремально высокой гиперметропией полученная при расчете необходимая преломляющая сила ИОЛ может превышать максимально доступную в модельном ряду линз. В таких случаях допустима имплантация двух ИОЛ (техника «piggyback») в капсульный мешок или в капсульный мешок и цилиарную борозду с учетом поправок для второй имплантируемой линзы [31–33].

Тем не менее, несмотря на использование всех самых современных методик и оборудования, все же встречаются случаи, когда значение рефракции в послеоперационном периоде отличается от целевых значений. С чем это может быть связано? Изменение положения оптической части ИОЛ в осевом направлении может приводить к миопическому или гиперметропическому сдвигу показателей преломляющей системы глаза. При увеличении силы ИОЛ отмечается линейное увеличение проявлений оптических эффектов такого смещения [34–36].

Роль «фактора хирурга» в рефракционном исходе

В последнее время в литературе отдельно рассматривается роль манипуляций хирурга в получаемом рефракционном результате. Большое значение придается методам выполнения капсулорексиса, его конфигурации и размеру, имплантации внутрикапсульных стабилизирующих устройств, особенностям выполнения основного разреза. Все эти факторы напрямую или косвенно могут влиять на положение линзы и рефракционный исход операции [37–39]. При смещении ИОЛ в сторону роговицы наблюдается сдвиг в сторону миопический рефракции, при смещении в сторону сетчатки — в сторону гиперметропии. Исследования описывают сдвиги ожидаемого рефракционного результата не только из-за «фактора хирурга», но и за счет смещения ИОЛ в силу имеющихся изменений со стороны связочного аппарата и капсульного мешка, особенно у пациентов с высокой гиперметропией и миопией [34–36].

Помимо всего вышеуказанного, прогнозируя результаты, необходимо оценивать состояние сетчатки глаза индивидуально у каждого пациента, так как возрастные изменения хрусталика могут сочетаться с изменениями в макулярной области, связанными как с дегенеративными изменениями (возрастная макулярная дегенерация (ВМД), эпиретинальный фиброз и др.), так и с сопутствующими, в том числе общесоматическими, заболеваниями (гипертоническая болезнь, сахарный диабет, окклюзия сосудов сетчатки и др.).

Катаракта и возрастная макулярная дегенерация

Возраст пациента является главным фактором риска возникновения изменений центральной зоны сетчатки, в частности возрастной макулярной дегенерации, как одной из главных причин снижения центрального зрения в мире [40, 41]. При выявлении соответствующих изменений на этапе предоперационной подготовки пациента перед экстракцией катаракты следует провести дообследование в объеме ОКТ обоих глаз для оценки характера и выраженности имеющихся изменений, выработки тактики дальнейшего ведения пациента и объема оперативного лечения.

Хорошо известно, что принято выделять две основные формы течения ВМД: «сухую» и «влажную». С учетом того, что заболевание носит хронический проградиентный характер со снижением центрального зрения, требуются постоянная оценка состояния макулярной области в динамике и проведение соответствующей терапии.

«Сухая» форма ВМД требует назначения консервативного лечения. По данным многоцентровых исследований, таких как AREDS (Age-Related Eye Disease Study) и AREDS2, прием препаратов с зеаксантином и лютеином у пациентов с неэкссудативной формой макулодистрофии имеет положительный эффект в отношении замедления прогрессирования заболевания. Данные метаанализа, включавшего в себя одно когортное и семь кросс-секционных исследований, выявили достоверную обратную корреляцию между развитием ядерной и субкапсулярной катаракты и концентрацией лютеина и зеаксантина в крови и сделали вывод о том, что повышенная концентрация каротиноидов в крови может быть связана со снижением риска ядерной катаракты. При этом связь большей силы отмечается в европейских исследованиях [44, 45]. Прием комплекса витаминов и микроэлементов, содержащего витамин С, витамин Е, каротиноиды, оксид цинка, сопровождался снижением частоты развития поздней стадии ВМД на 25%, а риск потери остроты зрения на 3 и более строчек снижался на 19% [46]. Дополнение рациона лютеином и зеаксантином у пациентов с изначально низким их содержанием, по данным AREDS2, снижало вероятность прогрессирования ВМД на 20% [46–48]. В связи с этим при выявлении соответствующих изменений на сетчатке целесообразно сразу назначать прием витаминных комплексов с высоким содержанием лютеина и зеаксантина [49]. Примером такого комплекса является Окувайт Макс, в состав которого входят каротиноиды, витамины Е, С, цинк и докозагексаеновая кислота, обладающая антиоксидантными свойствами [50]. Назначение его как до оперативного лечения катаракты, так и на постоянной основе в последующем направлено на получение и длительное сохранение индивидуального результата с максимально возможными зрительными функциями.

При «влажной» форме стандартом лечения является проведение интравитреальных инъекций (ИВИ) ингибиторов ангиогенеза [42]. Изменения центральной области на фоне отека в макулярной зоне могут привести к условному уменьшению ПЗО или ошибочному определению аппаратом оптической оси глаза и, следовательно, некорректному расчету преломляющей силы ИОЛ. В таком случае биометрию с последующей экстракцией катаракты следует проводить после ИВИ ингибиторов ангиогенеза, получив соответствующий результат с достижением стабилизации процесса [43].

Заключение

На основании определенного опыта и данных литературы были выработаны следующие рекомендации и выводы в отношении биометрии, на которые следует опираться практикующим врачам:

рефракционный анамнез пациента является ключевым на всех этапах биометрии: необходимо выявлять и оценивать биометрические параметры, предполагающие послеоперационные изменения в положении ИОЛ, которые могут быть полезными для выбора линз интраокулярной коррекции, а также для учета возможных рефракционных сдвигов;

у автора формулы всегда получаются лучшие результаты (по сравнению с использованием любой другой проверенной теоретической или регрессионной формулы);

при расчете ИОЛ необходимо проводить вычисление одновременно по нескольким формулам, что позволит избежать значительных ошибок послеоперационной рефракции;

необходимо продолжать поиск новых формул расчета и ввести поправки в существующие в связи с имеющимися погрешностями и отсутствием универсальной формулы, которую можно было бы применять для глаз с широким разбросом биометрических показателей;

на сегодняшний день точность расчета силы ИОЛ страдает из-за погрешностей существующих методов биометрии, малой доступности современных вариантов (недостаточное аппаратное обеспечение хирургических центров), вариабельности процессов заживления и рубцевания операционной раны, фиброза капсульного мешка и изменения положения ИОЛ в послеоперационном периоде;

в предоперационном периоде важно также оценивать состояние сетчатки для прогнозирования возможности получения ожидаемого рефракционного результата и своевременного начала соответствующей терапии, в том числе на ранних стадиях развития ретинальной патологии, препаратами с повышенным содержанием макулярных пигментов, что также позволит провести профилактику макулярной патологии и протекцию данной области сетчатки;

персонализация теоретических формул может повысить точность расчета, что будет соответствовать современным трендам интраокулярной коррекции за счет компенсации систематических ошибок и разработки алгоритма расчета эффективного положения ИОЛ.

Благодарность

Редакция благодарит компанию ООО «Бауш Хелс» за предоставление полных текстов иностранных статей, требовавшихся для подготовки данной публикации.

Acknowledgement

The Editorial Board is grateful to Bausch Health for providing full-text foreign articles required to write the review.

Сведения об авторах:

^1,2Мовсисян Анна Борисовна — врач-офтальмолог, ассистент кафедры офтальмологии им. А.П. Нестерова лечебного факультета; ORCID iD 0000-0001-8233-0385;

^1,2Егоров Алексей Евгеньевич — д.м.н., профессор, профессор кафедры офтальмологии им. А.П. Нестерова лечебного факультета, заведующий офтальмологическим отделением; ORCID iD 0000-0003-2637-1830.

¹ГБУЗ «ГВВ № 2 ДЗМ». 109472, Россия, г. Москва, Волгоградский пр-т, д. 168.

²ФГАОУ ВО «РНИМУ им. Н.И. Пирогова» Минздрава России. 117997, Россия, г. Москва, ул. Островитянова, д. 1.

Контактная информация: Мовсисян Анна Борисовна, e-mail: anna.movs@inbox.ru.

Прозрачность финансовой деятельности: никто из авторов не имеет финансовой заинтересованности в представленных материалах или методах. 

Конфликт интересов отсутствует. 

Статья поступила 09.09.2020.

About the authors:

^1,2Anna B. Movsisyan — MD, Assistant of A.P. Nesterov Department of Ophthalmology, ophthalmologist; ORCID iD 0000-0001-8233-0385.

^1,2Alexey E. Egorov — Dr. of Sc. (Med.), Professor, Professor of A.P. Nesterov Department of Ophthalmology, Head of the Department of Ophthalmology; ORCID iD 0000-0003-2637-1830.

¹Hospital for War Veterans No. 2. 168, Volgogradskiy av., Moscow, 109472, Russian Federation.

²Pirogov Russian National Research Medical University. 1, Ostrovityanov str., Moscow, 117437, Russian Federation.

Contact information: Anna B. Movsisyan, e-mail: anna.movs@inbox.ru. 

Financial Disclosure: no authors have a financial or property interest in any material or method mentioned. 

There is no conflict of interests. 

Received 09.09.2020.

From Wikipedia, the free encyclopedia

The aim of an accurate intraocular lens power calculation is to provide an intraocular lens (IOL) that fits the specific needs and desires of the individual patient. The development of better instrumentation for measuring the eye’s axial length (AL) and the use of more precise mathematical formulas to perform the appropriate calculations have significantly improved the accuracy with which the surgeon determines the IOL power.

In order to determine the power of intraocular lens several values need to be known:

• Eye’s axial length (AL)
• Corneal power (K)
• Postoperative IOL position within the eye known as estimated lens position (ELP)
• The anterior chamber constant: A-constant or another lens related constant

Of these parameters the first two are measured before the implantation, the third parameter, the ELP, need to be estimated mathematically before the implantation and the last parameter is provided by the manufacturer of the intraocular lens.

Axial Length[edit]

The axial length (AL) is the distance between the anterior surface of the cornea and the fovea and usually measured by A-scan ultrasonography or optical coherence biometry. The AL is the most important factor in IOL calculation: A 1-mm error in AL measurement results in a refractive error of approximately 2.88 D or about 3.0-3.5 D error of IOL power in an average eye. A mean shortening of 0.25–0.33mm can translate into an error of IOL power by approximately 1 D^[1]

Ultrasonography[edit]

In A-scan ultrasound biometry, a crystal oscillates to generate a high-frequency sound wave that penetrates into the eye. When the sound wave encounters a media interface, part of the sound wave is reflected back toward the probe. These echoes allow us to calculate the distance between the probe and various structures in the eye. Ultrasonography does not measure the distance but rather the time required for a sound pulse to travel from the cornea to the retina. The speed of sound varies in different parts of the eye. The eye is divided ultrasonographically into four components:Cornea, Anterior chamber, Lens thickness and Vitreous cavity. The velocity of sound in these compartments are 1620, 1532, 1641, 1532 m/s respectively.^[2] Through normal eyes an average velocity of 1555 m/s is accepted for calculation. Modern instruments use separate sound velocities for the different eye components to obtain the total axial length. The measured transit time is converted to a distance using the formula d=t/v Where d is the distance, t is the time and v is the velocity.^[1]

Two types of A-scan ultrasound biometry are currently in use. The first is contact applanation biometry. This technique requires placing an ultrasound probe on the central cornea. While this is a convenient way to determine the axial length for most normal eyes, errors in measurement almost invariably result from the probe indenting the cornea and shallowing the anterior chamber. Since the compression error is variable, it cannot be compensated for by a constant. IOL power calculations using these measurements will lead to an overestimation of the IOL power. In shorter eyes, this effect is amplified. The second type is immersion A-scan biometry, which requires placing a saline filled scleral shell between the probe and the eye. Since the probe does not exert direct pressure on the cornea, compression of the anterior chamber is avoided. A mean shortening of 0.25–0.33mm has been reported between applanation and immersion axial length measurements, which can translate into an error of IOL power by approximately 1 D. In general, immersion biometry has been shown to be more accurate than contact applanation biometry in several studies. The main limitation with the A-scan ultrasound is the poor image resolution due to the use of a relatively long, low-resolution wavelength (10 MHz) to measure a relatively short distance. In addition, variations in retinal thickness surrounding the fovea contribute to inconsistency in the final measurement.^[3]

Partial coherence interferometry[edit]

The technique of partial coherence interferometry measures the time required for infrared light to travel to the retina. Because light travels at too high a speed to be measured directly, light interference methodology is used to determine the transit time and thus the AL. This technique does not require contact with the globe, so corneal compression artifacts are eliminated. Compared with ultrasonography, the partial coherence interferometry provides more accurate, reproducible AL measurement. However, it is difficult to obtain a measurement in the presence of a dense cataract or other media opacities, which limits the use of this technique.

Another advantage of PCI over ultrasound biometry is that the axial length measurement is performed through the visual axis since the patient is asked to fixate into the laser spot. In highly myopic or staphylomatous eyes, this can be particularly advantageous since it can sometimes be difficult to measure the true axial length through the visual axis with an ultrasound probe. PCI is also superior to ultrasound in the measurement of pseudophakic and silicone oil-filled eyes. For optical biometry, it is not as critical how the media change because the correction factor that must be applied is much smaller than in ultrasound biometry.^[3] The axial length obtained from PCI may be slightly longer than that obtained from ultrasound. This is due to PCI measuring the distance from the corneal surface to the RPE while ultrasound measures to the anterior retinal surface. Therefore, many IOL measurement machines require refined IOL constants unique to their mechanism.

Axial length: Ultrasound versus Optical Biometry[edit]

For ultrasonography AL corresponds to the anterior retinal surface, whereas for optical biometry it corresponds to the retinal pigment epithelium (RPE)/Bruch’s membrane (AL-RPE). AL can also be defined as the linear distance between the corneal surface and the inner limiting membrane (ILM) or AL-ILM. Since IOL Power Calculation formulas were developed earlier using ultrasound, the AL-ILM, each AL-RPE optical biometric measurement is converted to an AL-ILM by subtracting the retinal thickness, which is assumed to be 300 μm in all eyes. ^[4]

Corneal Power[edit]

The central corneal power is the second important factor in the calculation formula. To simplify the calculation, the cornea is assumed to be a thin spherical lens with a fixed anterior to posterior corneal curvature ratio and an index of refraction of 1.3375. Central corneal power can be measured by keratometry or corneal topography. Corneal radius of curvature relates to corneal power with the equation: r = 337.5/K.^[3]

IOL power calculation formulas[edit]

Intraocular lens power calculation formulas fall into two major categories: regression formulas and theoretical formulas. Regression formulas are now obsolete and modern theoretic formulas are used instead.^[5] The regression formulas are empiric formulas generated by averaging large numbers of postoperative clinical results (i.e. from retrospective computer analysis of data obtained from a great many patients who have undergone surgery). The most common regression formulas are the SRK and SRK II. In the 1980s SRK and SRK II were popular because they were simple to use. However, power error often resulted from the use of these formulas.

The SRK formula is calculated easily by hand as , where is the IOL power to be used for emmetropia, is the IOL specific A constant, is the average corneal refractive power (diopters), and is the length of the eye (mm). The SRK II formula adjusts the A constant utilized depending on the axial length: increasing the A constant for short eyes and decreasing the A constant for long eyes.

Theoretical formulas are based on geometrical optics. The eye is considered a two lens system (i.e. IOL and cornea) and the predicted distance between them which is called the estimated lens position (ELP) is used to calculate the power of the IOL.
All formulas require an estimation of the position that the IOL will sit in the eye, a factor known as the ELP, which is defined as the distance between the cornea and the IOL. ELP correlates with the placement of the IOL inside the eye, whether it is in the anterior chamber in the sulcus or in the capsular bag. It also varies with the implant’s configuration and the location of its optical center. For example, the use of a meniscus lens calls for a smaller ELP value than a biconvex IOL.

IOL calculation formulas differ in the way they calculate ELP. In the original theoretical formula the ELP is considered a constant value of 4 mm for every lens in every patient.^[5] Better results are obtained by relating the expected ELP to the axial length and corneal curvature. Modern theoretical formulas predict ELP differently based on axial length and corneal power: ELP decreases in the shorter eyes and flat corneas and increases in the longer eyes and steeper corneas. The improvements in IOL power calculation are the result of improvements in the predictability of the ELP.^[2]

The best known modern formulas are SRK-T, Holladay 1, Holladay 2, Hoffer-Q and Haigis. These formulas are programmed into the IOLMaster, Lenstar and most modern ultrasonographic instruments, thus eliminating any need for regression formulas.^[1]

A-constant[edit]

The A-constant was originally designed for the SRK equation and depends on multiple variables including IOL manufacturer, refraction index, style and placement within the eye. Because of its simplicity, the A-constant became the value used to characterize intraocular implants.

A-constants are used directly in SRK II and SRK/T formulas. The constant is a theoretical value that relates the lens power to AL and keratometry, it is not expressed in units and is specific to the design of the IOL and its intended location and orientation within the eye.

Using A-constants is practical when a decision on the implant power has to be made during surgery because the power of the lens varies in a 1:1 relationship with the A-constants: if A decreases by 1 diopter, IOL power decreases by 1 diopter also. This straight relationship adds to the simplicity and popularity of the A-constant. Other constants used in modern IOL formulas include the ACD value in Binkhorst and Hoffer-Q formulas, the a₀, a₁, and a₂ constants of the Haigis formula, and the Surgeon factor (SF) in Holladay formulas. True anterior chamber depth (ACD) is measured between the posterior corneal surface and the anterior lens surface. This measure is not to be confused with the anterior chamber constant (ACD constant) used in IOL power calculation formulas.^[2]

All lens constants are estimates, to begin with. To obtain the best possible results, it is imperative that these constants be optimized. Optimization is a process that is user-specific and incorporates the various systematic errors attributable to measurement of ocular parameters. In order to optimize a lens-constant, the user must back calculate the formula so that the actual post-operative refractive error is included. This means that one must calculate the constant so that a recalculation of the formula would predict exactly the same refractive error as actually observed.

Intraocular lens power calculation after refractive surgery[edit]

Cataract extraction following refractive surgery poses special problems for the patient and the surgeon because the corneal change as a result of refractive surgery complicates accurate keratometry, a key element of lens implant power calculation. After laser refractive surgery for myopia, this could result in overestimation of corneal power, underestimation of the IOL power required, and hyperopic outcomes after cataract surgery.

The difficulty arises from several factors:^[1]

• The instruments used by ophthalmologists to measure the corneal power (keratometers, corneal topographers) cannot obtain accurate measurements in eyes that have undergone corneal refractive surgery. Most manual keratometers measure at the 3-mm zone of the central cornea, which often misses the central flatter zone of effective corneal power.
• The assumed index of refraction of the normal cornea is based on the relationship between the anterior and posterior corneal curvatures. This relationship is changed in LASIK eyes.
• Most IOL power formulas use the axial length and keratometric reading (K) to predict the position of the IOL postoperatively (ELP). In post-LASIK eyes this causes an error in this prediction because the anterior chamber dimensions do not really change in these eyes commensurately with the much flatter K. In order to address this problem the double-K method was developed, which uses the pre-LASIK corneal power for the calculation of the ELP, and the post-LASIK corneal power for the calculation of the Vergence component of the formula.

Auditing of Results[edit]

Auditing of results helps to compare formulae and optimisation strategies amongst each other. Due to considerable confusion in the past, a clear set of guidelines now exists to report IOL power related data. There are six key measures that are to be reported. In recognition of the fact that comparison of ideal IOL powers is likely to be error-prone, all comparisons are done for actual or predicted refractive errors.

1. Mean Error (ME) and standard deviation (SD) in prediction.

2. Mean Absolute Error (MAE) and standard deviation (SD) in prediction.

3. The percentage of eyes ± 0.5 D from the predicted target refraction.

4. The percentage of eyes ± 1.0 D from the predicted target refraction.

5. The percentage of eyes > 2.0 D from the predicted target refraction.

6. Range of errors from maximum plus error to maximum minus error.

Software tools can be used in order to perform an audit.

See also[edit]

• Intraocular Lens

References[edit]

Further reading[edit]

• Pardianto G. The Intraocular Power Calculation. Medan. Anak Sudarti Foundation. 2022. ISBN 978-623-6763-50-6, e-ISBN 978-623-6763-51-3 (PDF)

External links[edit]

• «Toric Intraocular lens power calculator».
• «Dr. Hill lens calculation materials».
• «Online calculation of intraocular lenses using different IOL formulas».

From Wikipedia, the free encyclopedia

The aim of an accurate intraocular lens power calculation is to provide an intraocular lens (IOL) that fits the specific needs and desires of the individual patient. The development of better instrumentation for measuring the eye’s axial length (AL) and the use of more precise mathematical formulas to perform the appropriate calculations have significantly improved the accuracy with which the surgeon determines the IOL power.

In order to determine the power of intraocular lens several values need to be known:

• Eye’s axial length (AL)
• Corneal power (K)
• Postoperative IOL position within the eye known as estimated lens position (ELP)
• The anterior chamber constant: A-constant or another lens related constant

Of these parameters the first two are measured before the implantation, the third parameter, the ELP, need to be estimated mathematically before the implantation and the last parameter is provided by the manufacturer of the intraocular lens.

Axial Length[edit]

The axial length (AL) is the distance between the anterior surface of the cornea and the fovea and usually measured by A-scan ultrasonography or optical coherence biometry. The AL is the most important factor in IOL calculation: A 1-mm error in AL measurement results in a refractive error of approximately 2.88 D or about 3.0-3.5 D error of IOL power in an average eye. A mean shortening of 0.25–0.33mm can translate into an error of IOL power by approximately 1 D^[1]

Ultrasonography[edit]

In A-scan ultrasound biometry, a crystal oscillates to generate a high-frequency sound wave that penetrates into the eye. When the sound wave encounters a media interface, part of the sound wave is reflected back toward the probe. These echoes allow us to calculate the distance between the probe and various structures in the eye. Ultrasonography does not measure the distance but rather the time required for a sound pulse to travel from the cornea to the retina. The speed of sound varies in different parts of the eye. The eye is divided ultrasonographically into four components:Cornea, Anterior chamber, Lens thickness and Vitreous cavity. The velocity of sound in these compartments are 1620, 1532, 1641, 1532 m/s respectively.^[2] Through normal eyes an average velocity of 1555 m/s is accepted for calculation. Modern instruments use separate sound velocities for the different eye components to obtain the total axial length. The measured transit time is converted to a distance using the formula d=t/v Where d is the distance, t is the time and v is the velocity.^[1]

Two types of A-scan ultrasound biometry are currently in use. The first is contact applanation biometry. This technique requires placing an ultrasound probe on the central cornea. While this is a convenient way to determine the axial length for most normal eyes, errors in measurement almost invariably result from the probe indenting the cornea and shallowing the anterior chamber. Since the compression error is variable, it cannot be compensated for by a constant. IOL power calculations using these measurements will lead to an overestimation of the IOL power. In shorter eyes, this effect is amplified. The second type is immersion A-scan biometry, which requires placing a saline filled scleral shell between the probe and the eye. Since the probe does not exert direct pressure on the cornea, compression of the anterior chamber is avoided. A mean shortening of 0.25–0.33mm has been reported between applanation and immersion axial length measurements, which can translate into an error of IOL power by approximately 1 D. In general, immersion biometry has been shown to be more accurate than contact applanation biometry in several studies. The main limitation with the A-scan ultrasound is the poor image resolution due to the use of a relatively long, low-resolution wavelength (10 MHz) to measure a relatively short distance. In addition, variations in retinal thickness surrounding the fovea contribute to inconsistency in the final measurement.^[3]

Partial coherence interferometry[edit]

The technique of partial coherence interferometry measures the time required for infrared light to travel to the retina. Because light travels at too high a speed to be measured directly, light interference methodology is used to determine the transit time and thus the AL. This technique does not require contact with the globe, so corneal compression artifacts are eliminated. Compared with ultrasonography, the partial coherence interferometry provides more accurate, reproducible AL measurement. However, it is difficult to obtain a measurement in the presence of a dense cataract or other media opacities, which limits the use of this technique.

Another advantage of PCI over ultrasound biometry is that the axial length measurement is performed through the visual axis since the patient is asked to fixate into the laser spot. In highly myopic or staphylomatous eyes, this can be particularly advantageous since it can sometimes be difficult to measure the true axial length through the visual axis with an ultrasound probe. PCI is also superior to ultrasound in the measurement of pseudophakic and silicone oil-filled eyes. For optical biometry, it is not as critical how the media change because the correction factor that must be applied is much smaller than in ultrasound biometry.^[3] The axial length obtained from PCI may be slightly longer than that obtained from ultrasound. This is due to PCI measuring the distance from the corneal surface to the RPE while ultrasound measures to the anterior retinal surface. Therefore, many IOL measurement machines require refined IOL constants unique to their mechanism.

Axial length: Ultrasound versus Optical Biometry[edit]

For ultrasonography AL corresponds to the anterior retinal surface, whereas for optical biometry it corresponds to the retinal pigment epithelium (RPE)/Bruch’s membrane (AL-RPE). AL can also be defined as the linear distance between the corneal surface and the inner limiting membrane (ILM) or AL-ILM. Since IOL Power Calculation formulas were developed earlier using ultrasound, the AL-ILM, each AL-RPE optical biometric measurement is converted to an AL-ILM by subtracting the retinal thickness, which is assumed to be 300 μm in all eyes. ^[4]

Corneal Power[edit]

The central corneal power is the second important factor in the calculation formula. To simplify the calculation, the cornea is assumed to be a thin spherical lens with a fixed anterior to posterior corneal curvature ratio and an index of refraction of 1.3375. Central corneal power can be measured by keratometry or corneal topography. Corneal radius of curvature relates to corneal power with the equation: r = 337.5/K.^[3]

IOL power calculation formulas[edit]

Intraocular lens power calculation formulas fall into two major categories: regression formulas and theoretical formulas. Regression formulas are now obsolete and modern theoretic formulas are used instead.^[5] The regression formulas are empiric formulas generated by averaging large numbers of postoperative clinical results (i.e. from retrospective computer analysis of data obtained from a great many patients who have undergone surgery). The most common regression formulas are the SRK and SRK II. In the 1980s SRK and SRK II were popular because they were simple to use. However, power error often resulted from the use of these formulas.

The SRK formula is calculated easily by hand as , where is the IOL power to be used for emmetropia, is the IOL specific A constant, is the average corneal refractive power (diopters), and is the length of the eye (mm). The SRK II formula adjusts the A constant utilized depending on the axial length: increasing the A constant for short eyes and decreasing the A constant for long eyes.

Theoretical formulas are based on geometrical optics. The eye is considered a two lens system (i.e. IOL and cornea) and the predicted distance between them which is called the estimated lens position (ELP) is used to calculate the power of the IOL.
All formulas require an estimation of the position that the IOL will sit in the eye, a factor known as the ELP, which is defined as the distance between the cornea and the IOL. ELP correlates with the placement of the IOL inside the eye, whether it is in the anterior chamber in the sulcus or in the capsular bag. It also varies with the implant’s configuration and the location of its optical center. For example, the use of a meniscus lens calls for a smaller ELP value than a biconvex IOL.

IOL calculation formulas differ in the way they calculate ELP. In the original theoretical formula the ELP is considered a constant value of 4 mm for every lens in every patient.^[5] Better results are obtained by relating the expected ELP to the axial length and corneal curvature. Modern theoretical formulas predict ELP differently based on axial length and corneal power: ELP decreases in the shorter eyes and flat corneas and increases in the longer eyes and steeper corneas. The improvements in IOL power calculation are the result of improvements in the predictability of the ELP.^[2]

The best known modern formulas are SRK-T, Holladay 1, Holladay 2, Hoffer-Q and Haigis. These formulas are programmed into the IOLMaster, Lenstar and most modern ultrasonographic instruments, thus eliminating any need for regression formulas.^[1]

A-constant[edit]

The A-constant was originally designed for the SRK equation and depends on multiple variables including IOL manufacturer, refraction index, style and placement within the eye. Because of its simplicity, the A-constant became the value used to characterize intraocular implants.

A-constants are used directly in SRK II and SRK/T formulas. The constant is a theoretical value that relates the lens power to AL and keratometry, it is not expressed in units and is specific to the design of the IOL and its intended location and orientation within the eye.

Using A-constants is practical when a decision on the implant power has to be made during surgery because the power of the lens varies in a 1:1 relationship with the A-constants: if A decreases by 1 diopter, IOL power decreases by 1 diopter also. This straight relationship adds to the simplicity and popularity of the A-constant. Other constants used in modern IOL formulas include the ACD value in Binkhorst and Hoffer-Q formulas, the a₀, a₁, and a₂ constants of the Haigis formula, and the Surgeon factor (SF) in Holladay formulas. True anterior chamber depth (ACD) is measured between the posterior corneal surface and the anterior lens surface. This measure is not to be confused with the anterior chamber constant (ACD constant) used in IOL power calculation formulas.^[2]

All lens constants are estimates, to begin with. To obtain the best possible results, it is imperative that these constants be optimized. Optimization is a process that is user-specific and incorporates the various systematic errors attributable to measurement of ocular parameters. In order to optimize a lens-constant, the user must back calculate the formula so that the actual post-operative refractive error is included. This means that one must calculate the constant so that a recalculation of the formula would predict exactly the same refractive error as actually observed.

Intraocular lens power calculation after refractive surgery[edit]

Cataract extraction following refractive surgery poses special problems for the patient and the surgeon because the corneal change as a result of refractive surgery complicates accurate keratometry, a key element of lens implant power calculation. After laser refractive surgery for myopia, this could result in overestimation of corneal power, underestimation of the IOL power required, and hyperopic outcomes after cataract surgery.

The difficulty arises from several factors:^[1]

• The instruments used by ophthalmologists to measure the corneal power (keratometers, corneal topographers) cannot obtain accurate measurements in eyes that have undergone corneal refractive surgery. Most manual keratometers measure at the 3-mm zone of the central cornea, which often misses the central flatter zone of effective corneal power.
• The assumed index of refraction of the normal cornea is based on the relationship between the anterior and posterior corneal curvatures. This relationship is changed in LASIK eyes.
• Most IOL power formulas use the axial length and keratometric reading (K) to predict the position of the IOL postoperatively (ELP). In post-LASIK eyes this causes an error in this prediction because the anterior chamber dimensions do not really change in these eyes commensurately with the much flatter K. In order to address this problem the double-K method was developed, which uses the pre-LASIK corneal power for the calculation of the ELP, and the post-LASIK corneal power for the calculation of the Vergence component of the formula.

Auditing of Results[edit]

Auditing of results helps to compare formulae and optimisation strategies amongst each other. Due to considerable confusion in the past, a clear set of guidelines now exists to report IOL power related data. There are six key measures that are to be reported. In recognition of the fact that comparison of ideal IOL powers is likely to be error-prone, all comparisons are done for actual or predicted refractive errors.

1. Mean Error (ME) and standard deviation (SD) in prediction.

2. Mean Absolute Error (MAE) and standard deviation (SD) in prediction.

3. The percentage of eyes ± 0.5 D from the predicted target refraction.

4. The percentage of eyes ± 1.0 D from the predicted target refraction.

5. The percentage of eyes > 2.0 D from the predicted target refraction.

6. Range of errors from maximum plus error to maximum minus error.

Software tools can be used in order to perform an audit.

See also[edit]

• Intraocular Lens

References[edit]

Further reading[edit]

• Pardianto G. The Intraocular Power Calculation. Medan. Anak Sudarti Foundation. 2022. ISBN 978-623-6763-50-6, e-ISBN 978-623-6763-51-3 (PDF)

External links[edit]

• «Toric Intraocular lens power calculator».
• «Dr. Hill lens calculation materials».
• «Online calculation of intraocular lenses using different IOL formulas».

Методика расчёта оптической силы и других параметров интраокулярных линз. (из докторской диссертации Беликовой Е.И.)

При расчете силы монофокальных линз, в частности AcrySof IQ, мультифокальных AcrySof Restor IQ и аккомодирующих CrystalensHD, мы руководствовались данными рефрактокератометрии и оптической биометрии (IOL Master), что позволяло во всех случаях получать точные данные силы преломления роговицы и переднезаднего размера глаза. Применялись формулы последнего поколения: SRK/T при эмметропии, Holladay, SRK/T — при миопии, HofferQ – при гиперметропии и Haigis на глазах после ЛАСИК и ФРК, на глазах после радиальной кератотомии использовались индивидуальные поправки в сторону миопической рефракции. В таблице 2.6 представлена зависимость применяемой формулы от размера глаза и кератометрии.

Таблица 2.6

Номограмма расчета силы ИОЛ

Расчет силы торических и мультифокальных торических ИОЛ на рефракционно-интактных глазах

Расчет торических ИОЛ начинали с определения сферического эквивалента, как обычно, с принятыми константами для модели SN60AT, SN60WF и SND1T. Для этого самым важным является определение степени и оси астигматизма. Отдавали предпочтение показателям кератопографии или данным мануальной кератометрии. После уверенного расчета силы ИОЛ остальные показатели астигматизма роговицы вводились в on-line калькулятор для торических ИОЛ. Отличие этой программы от доступных ранее в том, что она позволяет компенсировать индуцированный хирургом астигматизм. Калькулятор торических ИОЛ требует только введения несколько простых изменяющихся параметров.

1. Вводим основную информацию – имя хирурга, имя пациента, оперируемый глаз.
2. Вводим данные ручной кератометрии (плоскую и крутую К в диоптриях и меридианы), биометрические результаты (сферическую силу ИОЛ, рассчитанную по предпочитаемой формуле).
3. Вводим предполагаемый индуцированный астигматизм и локализацию хирургического разреза.
4. Калькулятор использует всю введенную информацию и адаптирует к пациенту для наилучшего результата с расчетом модели и оси локализации линзы. Рассчитывается сила и локализация остаточного астигматизма.
5. Кроме того, калькулятор указывает оптимальную ось расположения ИОЛ в капсульном мешке. Векторный анализ компенсирует индуцированный хирургом роговичный астигматизм и рассчитывает оптимальную ось расположения линзы. По нашим наблюдениям, для получения высокого рефракционного результата в ближайшие сроки после имплантации торических моделей ИОЛ необходимо учитывать локализацию операционного разреза во всех случаях.

Расчет силы ИОЛ на глазах после ранее перенесенных кераторефракционных операций

Причины ошибок в расчетах ИОЛ у пациентов после РК, ЛАСИК и ФРК можно разделить на три группы (Анисимова С.Ю. с соавт, 2010):

1. Диагностические погрешности. Стандартные кератометры определяют показатели преломления роговицы в 2,5 – 3,2 мм зоне, в то время как после миопического ЛАСИКа, ФРК и РК в центральной точке роговицы отмечается уплощение. Однако при расчетах ИОЛ по самой плоской части роговицы мы получаем сдвиг в гиперметропию.
2. Изменение индекса рефракции. Передняя и задняя поверхность роговицы модифицируется после рефракционных операций и меняется соотношение их кератометрии — индекс рефракции (в норме равен 1,3375). Это приводит к завышению оптической силы роговицы и к отклонению послеоперационной рефракции в сторону гиперметропии.
3. Неправильный выбор формулы расчета. Используемые формулы третьего поколения учитывают оптическую силу роговицы для прогнозирования глубины артифакичной передней камеры. Однако после миопического ЛАСИКа, ФРК и РК роговица уплощена, а глубина передней камеры меняется незначительно.

Все выше перечисленные причины приводят к получению гиперметропического сдвига на арифакичных глазах у таких пациентов. Наиболее точным для расчета силы ИОЛ в таких случаях является метод «рефракционной истории». При отсутствии таких данных необходимо:

• обязательное проведение кератотопографического исследования, мануальной и автоматической кератометрии для выявления наиболее точных показателей преломления в центральной зоне роговицы;
• использование для расчета не менее двух формул третьего поколения (Hollyday, HofferQ, Haigis-L). При этом после миопического ЛАСИК используется формула Haigis-L с рефракцией цели +0,25 +0,5дптр. После миопичекой ФРК – Haigis-L с рефракцией цели -0,25 –0,5дптр, после гиперметропического ЛАСИК – HofferQ без поправок. После РК – SRK/T и дополнительные поправки: при количестве насечек менее 8 к силе ИОЛ рассчитанной на эмметропию прибавляли +2,5 дптр в сторону миопии, при количестве насечек 10 и более — +3,0 дптр в сторону миопии.

23 августа 2020