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]:
Таблица 1 Вклад погрешностей измерения в ошибку послеоперационной рефракции
Таблица 2 Формулы расчета оптической силы ИОЛ при разной ПЗО
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.
