История развития лазерных технологий в коррекции аметропий: от идей к технологиям

    Введение

    Технологии субламеллярной кератоабляции, подразумевающие перепрофилирование формы роговицы путем испарения части ее стромы после формирования роговичного клапана с помощью микрокератома или фемтосекундного лазера, являются наиболее распространенными методами лазерной коррекции зрения.

    Абляционные технологии коррекции зрения основаны на эффекте фотодекомпозиции роговичной ткани, обусловленной воздействием ультрафиолетовых фотонов (ультрафиолетовое излучение). Наиболее распространенными в рефракционной хирургии оптическими квантовыми генераторами ультрафиолетового излучения являются эксимерные газовые системы.

    Современные эксимерные лазерные установки характеризуются высокой скоростью кератоабляции, высококачественной системой слежения Eyetracker, предсказуемостью рефракционных результатов, имеют отработанные номограммы, эргономичны в использовании. Несмотря на несомненные положительные аспекты и свою популярность, данные лазерные установки имеют ряд недостатков, освещенных ниже.

    Возможной альтернативой эксимерным лазерным системам могут быть твердотельные оптические квантовые генераторы, интерес к которым возобновился в последнее время как со стороны крупных компаний – производителей офтальмологического оборудования, так и со стороны практикующих офтальмохирургов. В рамках проводимого анализа истории развития лазерных систем в кераторефракционной хирургии (КРХ) мы подтверждаем высказывание древнегреческого философа и историка афинского происхождения Ксенофонта: «История развивается по спирали».

    Цель

    Анализ литературы, посвященной истории этапов становления современных абляционных лазерных технологий, применяемых в рефракционной хирургии, а также поиск и техническое сравнение доступных к применению в клинической практике твердотельных лазерных установок, выявление их преимуществ и недостатков по сравнению с эксимерными лазерными системами.

    Результаты

    История создания лазера. Развитие современных кераторефракционных технологий неразрывно связано с созданием оптического квантового генератора, или лазера (от англ. laser – акроним от Light Amplification by Stimulated Emission of Radiation). Это устройство, преобразующее какой-либо вид энергии (световую, электрическую, тепловую, химическую энергию и т.п.) в энергию когерентного монохроматического, т.е. c постоянной длиной волны светового излучения.

    Первые теоретические основы работы лазера были заложены Альбертом Эйнштейном в 1905 г. в статьях по квантовой теории фотоэффекта и теплоемкости. Он же дал определение «светового кванта» как наименьшей порции световой энергии, позднее названного «фотоном» (Гилберт Льюис, 1929).

    В 1917 г. А. Эйнштейном были опубликованы основы теории индуцированного (вынужденного) излучения. Согласно его гипотезе, атом или молекула под действием электромагнитного поля может переходить из одного энергетического состояния в другое, при этом излучая или поглощая кванты света.

    От момента теоретических предположений о существовании лазерного излучения до его контролируемого генерирования и практического использования в медицине исследователям потребовалось более полувека [1]. Первую практическую реализацию научные изыскания А. Эйнштейна нашли в работе американца Чарльза Таунса, который впервые в 1954 г. продемонстрировал первый мазер (от англ. microwave amplification by stimulated emission of radiation – усиление микроволн с помощью вынужденного излучения) – двухуровневый квантовый генератор, излучающий когерентные волны в радиодиапазоне. В 1955 г. советские ученые Н.Г. Басов и А.М. Прохоров предложили использовать вынужденное излучение «активных» молекул аммиака в целях усиления и генерации электромагнитных колебаний СВЧ-диапазона, создав трехуровневую схему мазера, позволившую существенно повысить эффективность генерации [2].

    Мазеры в то время имели два серьезных практических недостатка. Главная трудность состояла в том, что твердотельный мазер требовал для своей работы очень низких температур. Другая проблема заключалась в том, что в обычном мазере использовался огромный магнит весом около 2 т. Он был нужен, чтобы получить Зеемановские уровни (энергетические уровни атома или молекулы, которые появляются в результате расщепления спектральных линий в магнитном поле), требуемые для работы мазера [3].

    В связи с описанными недостатками мазеров, в первой половине 1960 г. начался поиск наиболее эффективных материалов, позволяющих преодолеть вышеописанные проблемы. В первую очередь были изучены пары щелочных металлов, возбуждаемых оптическим излучением, а также инертные газы, возбуждаемые электрическим разрядом. Также Ирвин Видер опубликовал работу, в которой указал, что квантовая эффективность рубина (т.е. число фотонов люминесцентного излучения на каждый поглощенный фотон) была всего лишь около 1%. Несмотря на это, в 1960 г. Т.Х. Мейманом был создан первый в мире твердотельный лазер с использованием открытого резонатора, источником излучения которого являлся рубин Меймана. Ученый рассчитал и доказал, что практически каждый поглощенный «зеленый» фотон приводит к испусканию одного «красного» фотона.

    В декабре 1961 г. в США провели первую операцию на сетчатке с использованием рубинового лазера. После демонстрации первого работающего прибора последовало огромное число других независимых друг от друга исследований, направленных на создание лазеров с использованием активных сред из твердотельных материалов, газов и жидкостей [4].

    История развития современных эксимерных лазеров. Эксимерный лазер – разновидность ультрафиолетового газового лазера, в котором активная среда, представленная в виде неустойчивого соединения ионов, в результате электрической накачки преобразуется в димеры, так называемые эксимеры, и при их диссоциации (распаде) формируется сильное ультрафиолетовое излучение.

    Впервые в 1960 г. Фритсом Хоутермансом было выдвинуто первое предположение о возможности создания данного типа лазера.

    Прародителем эксимерного лазера можно считать газодинамический углекислотный (CO2) лазер, который реализовали в 1966 г. В.К. Конюхов, О.М. Прохоров, Р. Кантровитц и др. CO2-лазер – один из самых мощных лазеров, активной средой которого является газообразная смесь углекислого газа (CO2), азота (N2), гелия (He), излучающий в инфракрасном диапазоне, с длиной волны от 9,4 до 10,6 мкм.

    В конце 1960-х гг. в работах S. Fine (1968), R.R. Peabody (1970), R.J. Borland (1971), L.T. Gallaqher (1975) были опубликованы единичные упоминания воздействия лазерного излучения СО2-лазера на роговицу. Ими отмечено стойкое изменение рефракции роговицы в результате воздействия СО2-лазера.

    Увеличение мощности излучения, по данным R.R. Peabody (1970), D. McKeen (1970) и R.J. Borland (1971), приводило к повреждению стромы роговицы, радужки и хрусталика [5–7]. Эти экспериментальные данные позволили установить безопасные для роговицы уровни энергии [8, 9]. С помощью данных систем была разработана первая технология лазерной коррекции зрения – лазерная термокератопластика. Благодаря воздействию лазерного излучения на переднюю поверхность роговицы изменялся радиус ее кривизны и, как следствие, рефракция.

    Технология развивалась параллельно с техническим развитием лазерной техники как продолжение используемой ранее термокератопластики по технологии С.Н. Фёдорова [6, 10].

    Спустя почти 10 лет, в 1970 г., идея эксимерного лазера получила практическую реализацию в Физическом институте им. П.Н. Лебедева АН СССР благодаря Н.Г. Басову в виде эксимерного лазера на жидком ксеноне (длина волны 176 нм) с накачкой электронным пучком [11].

    В 1976 г. отечественными учеными А.М. Ражевым и соавт. были опубликованы результаты работы, в ходе которой был разработан эксимерный ArF-лазер с длиной волны 193 нм, который является основным эксимерным лазером в современной офтальмологической практике, использующимся для коррекции аномалий рефракции [12].

    В 1981 г. Rangaswamy Srinivasan обнаружил, что эксимерный лазер можно использовать для травления рисунков на полимерах. Taboado в том же году описал реакцию эпителия роговицы кролика и образование углублений на ней после воздействия излучения эксимерного лазера с длиной волны 248 и 193 нм.

    В 1983 г. проведены первые экспериментальные работы по применению эксимерного лазера для абляции роговицы [13].

    Первые клинические исследования использования ультрафиолетового эксимерного лазера для субламеллярной кератоабляции с целью уменьшения кривизны роговицы были выполнены в Новосибирске. В.В. Лантух, заведующий кафедрой офтальмологии Новосибирского государственного медицинского института, в соавторстве с учеными института лазерной физики СО РАН В.П. Чеботаевым и А.М. Ражевым в 1986 г. провели экспериментальную операцию, целью которой являлась коррекция близорукости высокой степени. Трепаном диаметром 5,0 была проведена круговая резекция роговицы, и скальпелем срезан роговичный клапан с перешейком на 12 часах, а затем выполнена абляция на ультрафиолетовом эксимерном лазере с длиной волны 248 нм.

    27 мая 1988 г. с помощью первой отечественной эксимерлазерной установки «Профиль-200», допущенной для использования в клинической практике, была проведена фоторефрактивная кератэктомия (ФРК) у пациента с высокой близорукостью [14].

    После данного события началось активное внедрение в клиническую практику процедуры ЛАЗИК.

    Лазеры конца XX в. имели достаточно высокую плотность энергии в пучке, что приводило к высокому повреждающему действию роговицы и, соответственно, к значительному риску развития послеоперационных осложнений регенеративного характера при больших объемах абляции, неминуемо выполняемых при поверхностных операциях [15].

    С момента создания первого эксимерного лазера было проведено множество исследований и доработок установок, целью которых было отработать безопасные и эффективные параметры энергии, частоты генерации импульсов, были разработаны различные принципы слежения за непроизвольными движениями глаз. Однако доступные в 1990-х гг. лазерные системы имели ряд недостатков. Они были ограничены размером зоны абляции и формировали простые сферические или сфероцилиндрические поверхности.

    Параллельно с поиском оптимальных параметров лазерного излучения, проводились разработки в области способов доставки с генерированного лазерного излучения к поверхности роговицы.

    Выделяют три основных типа: полноапертурная, полусканирующая и сканирующая.

    В полноапертурных установках для абляции использовался максимальный диаметр луча, а зона воздействия определялась диаметром используемой диафрагмы или абляционной маской формирующей системы. Основными преимуществами данных лазеров являются короткое время проведения операции, невысокая частота следования импульсов, меньшая критичность к децентрации, отсутствие необходимости в следящей системе.

    В 1986 г. в ГУ МНТК «МГ» была создана полноапертурная эксимерлазерная офтальмологическая установка «Профиль-100», которая в результате применения вращающихся масок-диафрагм, сменяющихся по определенному алгоритму с использованием мальтийского механизма, воздействовала сразу на всю необходимую зону роговицы для коррекции аметропий (Федоров С.Н., Семенов А.Д. с соавт., 1989).

    Технологической особенностью данной системы было то, что излучение лазера после прохождения через устройство для выравнивания его распределения по интенсивности (линзу и световод) направлялось в ячейку с газом (например, медицинская закись азота), в которой толщина слоя газа была минимальна в центре и возрастала к ее краям по параболическому закону. Таким образом, в зависимости от объема газа, через который проходило излучение, происходило его ослабление, и на выходе ячейки излучение приобретало гауссово распределение энергии (Алисов И.А., 2001). Однако данный тип лазеров имеет ряд существенных недостатков, таких как: необходимость использования мощных источников лазерного излучения и в связи с этим больших габаритов установки; большое число оптических элементов в системе (повышенный риск деградации оптики); высокие требования к качеству излучения (необходимость дополнительной гомогенизации); невозможность коррекции иррегулярных поверхностей роговицы; большая ударная волна и нагрев роговичной поверхности в процессе операции (повышенный риск послеоперационных помутнений и неправильного астигматизма); трудоемкое и сложное сервисное обслуживание (значительные расходы по эксплуатации) (Machat J., 1999).

    В следующем поколении установок «Профиль» – «Профиль-500», созданном в ГУ МНТК «МГ» совместно с Центром физического приборостроения института общей физики Российской академии наук им.академика А.М. Прохорова, формирование пучка с распределением Гаусса проводилось уже без промежуточного получения пучка с равномерным распределением (Семенов А.Д., 1994, Качалина Г.Ф., 2000). Изменение положения и ориентации цилиндрической линзы в формирующей системе установки «Профиль-500» давало возможность получать эллиптический пучок излучения на роговице с необходимыми расчетными параметрами при операциях по поводу коррекции миопического астигматизма.

    При этом формируемая асферическая поверхность не имела перепадов, ступенек и переходных зон (Алисов И.А., 2001).

    Полусканирующие лазеры производят фотоабляцию роговицы с помощью щели, которая постоянно перемещается, постепенно обрабатывая всю аблируемую область роговицы. Однако в литературе данные установки широко не описаны.

    Наибольшего внимания заслуживает технология «летающего пятна», впервые реализованная на твердотельном абляционном лазере, запатентованная J.T. Lin в 1992 г. [16, 17].

    В отечественной практике впервые технология летающего пятна была применена в 2000 г. Центром физического приборостроения Института общей физики РАН совместно с Центром лазерной хирургии МНТК «Микрохирургия глаза» в сканирующей установке «Микроскан-2000» [18].

    Разработка летающего микропятна (0,5 мм) лазерных импульсов позволила проводить не только сферическую коррекцию (близорукость или дальнозоркость), но и асферическую форму роговицы.

    Основные преимущества сканирующих лазеров: более гладкая абляционная поверхность, отсутствие центральных островков, уменьшение акустической волны, уменьшенные требования к гомогенности луча, возможность использования в установках в качестве источника менее мощных, компактных лазеров, возможность персонализированной коррекции иррегулярного астигматизма по данным кератотопографии.

    Благодаря развитию технологий, многие технические несовершенства эксимерных лазеров в настоящее время удалось решить. Но остались проблемы, связанные с их устройством и принципом работы, такие как необходимость использования и регулярной замены дорогостоящих газовых смесей, поглощение производимого излучения молекулами кислорода, озона и парами воды, образующимися в результате воздействия лазера на влажную поверхность роговицы, что требует корректировки номограмм, потенциальный риск выделения паров фтора во время абляции, оказывающих токсичное воздействие на биологические ткани, использование системы слежения за микродвижениями глазного яблока в инфракрасном спектре, необходимость строгого соблюдения параметров влажности и температуры в операционной для обеспечения высокоточного результата, громоздкие размеры аппарата, требующие стационарной установки, и в связи с этим отсутствие возможности оперативного перемещения его в клинике. Все эти негативные аспекты применения эксимерных лазерных систем диктуют дальнейший поиск более совершенных технологических решений [19].

    Твердотельные абляционные лазеры. Несмотря на достигнутые результаты применения газовых лазеров в промышленности и клинической практике, работа над твердотельными лазерными установками не прекращалась и продолжается в наши дни.

    В 1960-е гг. было известно, что стеклянное волокно может поддерживать моды электромагнитного излучения, а значит, его можно превратить в лазерный резонатор, если на его концах разместить зеркала.

    Если стекло допировать (модифицировать) редкоземельными металлами и накачать требуемые энергетические уровни ионов неодима (Nd3+) с помощью некогерентного света, посылаемого либо через поверхность, либо через торец волокна, то стекло само по себе может стать источников лазерного излучения в инфракрасном спектре [4]. Элиас Снитцер в октябре 1961 г. получил генерацию лазерного излучения на стеклянном стержне, допированного неодимом. Затем была предпринята удачная попытка введения трехвалентного иона неодима в решетку кристалла Y3Al5O12 с созданием лазерного генератора, который обычно обозначается как YAG (сокращение для иттрий-алюминиевого граната). В результате стало возможным клиническое использование эффекта фоторазрыва и, как следствие, выполнение фотодеструктивных операций: лазерной иридэктомии и дисцизии вторичной катаракты. М.М. Красновым в 1972 г. была выполнена первая лазерная гониопунктура с помощью наносекундных (нс) лазерных импульсов.

    Лазер YAG работает как в импульсном режиме (излучение проходит при нажатии на педаль/кнопку), при этом подается один импульс с фиксированной длительностью, так и в режиме серии импульсов с фиксированной длительностью и паузой между импульсами, продолжительность которых регулируется прибором автоматически. При этом само излучение характеризуется средней мощностью. Однако отсутствие достаточно длинных кристаллов было проблемой для дальнейшего развития технологии.

    Благодаря сотрудничеству с отделением Union Carbide удалось разработать длинные кристаллы высокого оптического качества и продемонстрировать преимущества этого лазера, который являлся на тот момент альтернативой другим мощным лазерам (рубин и СO2).

    В начале 90-х гг. Т. Кейн и Р. Бэйр создали монолитный кольцевой YAG-лазер с диодной накачкой, с удвоенной частотой и с длиной волны 532 нм. В его спектре излучения отсутствовала синяя составляющая, что позволило проводить коагуляцию в макулярной зоне [20].

    С помощью нового класса лазерных нелинейных кристаллов стало возможным множество схем преобразования частоты, охватывающих широкий диапазон длин волн: от глубокого ультрафиолетового до среднего инфракрасного диапазона [21].

    В 1993 г. было продемонстрировано, что благодаря использованию методов умножения частоты неодимовый:YAG (Nd:YAG) лазер с 5-кратным увеличением частоты при длине волны 213 нм способен проводить абляцию ткани роговицы со степенью точности и повреждением тканей, сравнимыми с эксимерным ArF-лазером с длиной волны 193 нм.

    Данные открытия привели к первым попыткам создания твердотельных абляционных лазерных систем. Компания LaserSight разработала первую систему под названием LaserHarmonics, а другая система, LightBlade, была разработана компанией Novatec [22–24].

    Авторы системы LaserHarmonics в своем исследовании отмечали технические проблемы, возникающие из-за относительно низкой общей эффективности преобразования гармоник и низкой частоты повторения (10 Гц). Однако отметили возможность повышения эффективности за счет использования более длинных и качественных кристаллов для преобразования частоты. Кроме того, на тот момент новая технология твердотельного лазера с диодной лазерной накачкой должна была позволить создать более компактную и эффективную систему с килогерцовой частотой повторения, что могло сократить время лечения [22].

    В 1996 г. командой Novatec были представлены первые многообещающие клинические результаты коррекции гиперметропии с использованием лазерной установки LightBlade, оснащенной системой сканирования по типу летающего пятна малого диаметра (0,3 мм) и активной системой слежения за движением глаза. Авторы также отмечали большую длительность выполнения процедуры [24].

    Несмотря на технологичность данных систем, использование технологии летающего пятна и активной системы слежения, недоступной на тот момент в эксимерных лазерах, твердотельные лазеры не получили широкого клинического использования, так как энергия в импульсе была меньше, а длина волны длиннее, чем у эксимерных лазеров, соответственно абляция протекает менее интенсивно. Однако ряд компаний продолжали исследования и усовершенствование параметров абляции, навязывая конкуренцию популярным на тот момент эксимерлазерным системам. В 2001 г. компания Katana technologies опубликовала свои первые клинические данные коррекции миопии на установке LaserSoft с частотой повторения импульсов 1 кГц [25]. Затем в 2004 г. появились публикации от команды CustomVis об успешном применении лазерной установки Pulzar Z1 (Balcatta, Австралия) в клинической практике [26]. В России первыми результатами выполнения ФРК поделились А.А. Тихов и соавт. в 2009 г. [27].

    Однако твердотельные абляционные лазеры до сих пор не обрели популярности у офтальмохирургов по сравнению с эксимерлазерными системами, несмотря на значительные преимущества данных установок, а именно:

    1. Отсутствие необходимости использования газовых смесей.

    2. Отсутствие токсичного воздействия паров фтора.

    3. Отсутствие зависимости от температуры и влажности помещения, в котором находится лазер.

    4. Длина волны лазерного излучения твердотельного лазера составляет 213 нм, она имеет меньшую поглощаемость молекулами кислорода и парами воды, что приводит к меньшему образованию озона, который поглощает ультрафиолетовое излучение, и, как следствие, снижаются экранирование лазерного излучения и зависимость от оводненности роговицы.

    5. Твердотельный лазер не нуждается в продувке оптического тракта азотом, не требует специальной подготовки к началу работы.

    6. Величина энергии импульса, необходимая для выполнения абляции в твердотельном лазере, значительно меньше, чем в эксимерном (0,9 мДж в твердотельной установке OLIMP-2000/213; 1,6 мДж – в эксимерном лазере Schwind AMARIS 1050rs).

    7. Портативность.

    8. Компактность.

    9. Мобильность.

    Стоит отметить, что в 2019 г. компания Ziemer, один из крупных разработчиков офтальмологических лазерных систем, представила многообещающий по заявленным техническим характеристикам твердотельный абляционный лазер AquariuZ.

    В 2023 г. твердотельная абляционная технология предстает в новом качестве в комбинации с фемтосекундными лазерами при выполнении субламелярного кератомилеза. Об этом свидетельствует два проведенных независимых исследования. В январе 2023 г. группа исследователей опубликовала результаты 5 выполненных операций по технологии ФемтоЛАЗИК с использованием твердотельных установок: AquariuZ для проведения абляции роговицы и Femto LDV Z8 для формирования роговичного клапана. В июне 2023 г. Н.В. Майчук и соавт. поделились первыми клинико-функциональными результатами субламеллярной коррекции миопии с использованием твердотельной лазерной установки ОЛИМП – 2000/213 нм для абляции роговицы в комбинации с Femto LDV Z8 [28].

    Стоит отметить продолжающееся развитие твердотельных систем и приближение их медико-технических характеристик к эксимерлазерным лазерам на примере твердотельной лазерной установки LaserSoft.

    Исследователи поделились результатами выполнения ФРК на данной установке с длиной волны 210 нм и частотой повторения импульсов 2 кГц, что является на сегодня самой быстрой лазерной установкой для коррекции аметропий. Однако авторы не уточнили временные параметры проведения абляции.

    Таким образом, на сегодняшний день на рынке представлены 3 работающие модели твердотельных абляционных лазеров. Сравнительную характеристику возможно провести между двумя лазерами (таблица), так как производитель системы AquariuZ не опубликовал технические характеристики лазера, также нет достаточных данных по клинико-функциональным результатам выполнения КРХ на данной установке.

    Последние публикации вселяют надежду на дальнейшее развитие и популяризацию твердотельных абляционных систем. Однако в литературе отсутствуют данные сравнения получаемых клинико-функциональных результатов при проведении КРХ с использованием твердотельных абляционных лазеров и классических эксимерлазерных систем. ЗАКЛЮЧЕНИЕ

    Таким образом, за вековую историю развития лазерных систем было совершено несколько технологических переходов между разными типами веществ, используемых в качестве сред для генерации лазерного излучения в ультрафиолетовом спектре.

    Несмотря на то что первый лазер был собран с использованием твердого источника излучения – рубина, для создания твердотельного абляционного лазера, применяемого в КРХ, в связи с сложной природой применяемых кристаллов, потребовалось значительно больше времени, чем для создания газовой абляционной системы. Сегодня на рынке для использования в клинической практике доступно два абляционных твердотельных лазера – OLIMP-2000/213 и LaserSoft. Однако, несмотря на длительный период применения данных машин, до сих пор нет сравнительных результатов между выполнением КРХ на твердотельных лазерных установках и на эксимерлазерных системах, в частности при выполнении субламелярного кератомилеза с фемтосекундным сопровождением.

    

    Информация об авторах

    Илья Сергеевич Малышев, аспирант кафедры офтальмологии педиатрического факультета ФГАОУ ВО РНИМУ им. Н.И. Пирогова Минздрава России, врач-офтальмолог ФЦОМГ YourMed, malyshev_science@mail.ru, https:/orcid. org/0000-0002-1035-1037

    Наталия Владимировна Майчук, к.м.н., доцент кафедры офтальмологии ВГМУ, руководитель ФЦОМГ YourMed, заместитель генерального директора и главный офтальмолог сети клиник «Гиппократ» и YourMed, drmaichuk@yandex.ru, https:/orcid.org/0000-0001-8740-3766

    Христо Периклович Тахчиди, д.м.н., профессор, академик РАН, проректор по лечебной работе, директор Научноисследовательского центра офтальмологии РНИМУ им. Н.И. Пирогова, hpt1301@gmail.com, https:/orcid.org/0009- 0000-3545-9899

    Александр Викторович Тихов, главный врач, генеральный директор Клиники лазерной микрохирургии глаза А. Тихова, j33@mail.ru, https:/orcid.org/0009-0002-8719-951X

    Назир Шихмирзаевич Сархадов, к.м.н., генеральный директор сети клиник Yourmed и «Гиппократ», uro-sarkhadov@mail. ru, https:/orcid.org/0009-0004-3528-4733

    Information about the authors

    Ilya S. Malyshev, PhD Student; Ophthalmologist, malyshev_ science@mail.ru, https:/orcid.org/0000-0002-1035-1037

    Natalia V. Maychuk, PhD in Medicine, Associate Professor, Deputy General Director and Chief Ophthalmologist, drmaichuk@yandex.ru, https:/orcid.org/0000-0001-8740- 3766

    Khristo P. Takhchidi, Doctor of Science in Medicine, Professor, Academician of the Russian Academy of Sciences, Vice-Rector for Medical Work, Director of the Eye Research Center, hpt1301@ gmail.com, https:/orcid.org/0009-0000-3545-9899

    Alexander V. Tikhov, Chief Physician, General Director, j33@ mail.ru, https:/orcid.org/0009-0002-8719-951X

    Nazir S. Sarkhadov, PhD in Medicine, General Director, urosarkhadov@mail.ru https:/orcid.org/0009-0004-3528-4733

    Вклад авторов в работу:

    И.С. Малышев: существенный вклад в замысел и дизайн исследования сбор данных анализ и интерпретация данных, написание рукописи.

    Н.В. Майчук: существенный вклад в замысел и дизайн исследования, написание рукописи, редактирование рукописи.

    Х.П. Тахчиди: существенный вклад в замысел и дизайн исследования, редактирование рукописи.

    А.В. Тихов: существенный вклад в замысел и дизайн исследования редактирование рукописи.

    Н.Ш. Сархадов: существенный вклад в замысел и дизайн исследования, редактирование рукописи.

    Author’s contribution:

    I.S. Malyshev: significant contribution to the concept and design of the study, data collection, analysis and interpretation of data, writing the manuscript.

    N.V. Maychuk: significant contribution to the conception and design of the study, writing the manuscript, editing the manuscript.

    Kh.P. Takhchidi: significant contribution to the concept and design of the study, editing the manuscript.

    A.V. Tikhov: significant contribution to the concept and design of the study; editing the manuscript.

    N.Sh. Sarkhadov: significant contribution to the concept and design of the study, editing the manuscript.

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

    Авторство: Все авторы подтверждают, что они соответствуют действующим критериям авторства ICMJE.

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

    Конфликт интересов: Отсутствует.

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

    Authorship: All authors confirm that they meet the current ICMJE authorship criteria.

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

    Conflict of interest: Тhere is no conflict of interest.

    Поступила: 03.06.2024

    Переработана: 29.09.2024

    Принята к печати: 25.10.2024

    Originally received: 03.06.2024

    Final revision: 29.09.2024

    Accepted: 25.10.2024