CC BY
59
УДК 617.753.1-089:615.849.19 Кубанский научный медицинский вестник № 1 (124) 2011
соответственно, нарушаются физические свойства ткани хрусталика.
2. С возрастом снижается потенциальная возможность субстратов как липидов, так и белков хрусталика к окислению, что является признаком нарушения равновесия между окислением и антиоксидантной защитой и снижением возможностей к восстановлению поврежденных структур.
ЛИТЕРАТУРА
1. Веселовская З. Ф. Катаракта. - Киев: Книга плюс, 2002. -208 с.
2. Воробей В. А. Механизмы фотосенсибилизации повреждения белков и липидов биологических мембран / В. А. Воробей, Е. А. Черницкий // Исследование структуры, физических свойств и энергетики биологически активных молекул: Материалы II координационного семинара по интегральной теме научно-технического сотрудничества минвузов СССР и ЧССР. - Вильнюс, 1986. - С. 54.
3. Деев А. И., Асейчев А. В., Владимиров Ю. А. Свободнорадикальные аспекты катарактогенеза // Вестник Российской академии медицинских наук. - 1999. - № 2. - С. 22-26.
4. Журавлев А. И. Развитие идей Б. Н. Тарусова о роли цепных процессов в биологии // Сб. статей «Биоантиокислители в регуляции метаболизма в норме и патологии». - М.: Наука, 1982. - С. 3-36.
5. Зенков Н. К. Окислительный стресс. Биохимический и патофизиологический аспекты / Н. К. Зенков, В. З. Ланкин, Е. Б. Мень-щикова. - М.: МАИК «Наука / Интерпериодика», 2001. - 343 с.
6. Костюк В. А. Биорадикалы и биоантиоксиданты / В. А. Кос-тюк, А. И. Потапович. - Мн.: БГУ, 2004. - 174 с.
7. Мальцев Э. В., Вит В. В., Черняева С. Н. и др. Неспецифические эффекты воздействия света на орган зрения // Офтальмологический журнал. - 1999. - № 2. - С. 88-93.
8. Тимочко М. Ф., Єлісєєва О. П., Кобилінська Л. Л., Тимочко І. Ф. Метаболічні аспекти формування кисневого гомеостазу в екстремальних станах. - Львов, 1998. - 58 с.
9. Треушников В. М. Катаракта и процессы старения клеток: возможные механизмы старения и замедления этих процессов // Визит к офтальмологу. - 2009. - № 12. - С. 10-45.
10. Храпова Н. Г. О взаимозаменяемости природных и синтетических антиоксидантов // Сб. статей «Биоантиокислители в регуляции метаболизма в норме и патологии». - М.: Наука, 1982. -С. 59-72.
11. Borchman D., Lamba O. P., Yappert M. C. Structural characterization of lipid membranes from clear and cataractous human lenses // Exp. eye res. - 1993 Aug. - V. 57. № 2. - P. 199-208.
12. Cenedella R. J., Fleschner C. R. Selective assotiation of crystallins with lens «native» membrane during dynamic cataractogenesis // Curr. eye res. - 1992. - № 11 (8). - P. 801-815.
13. Deyev A. I., Sitartchuk I. A., Aseychev A. V. et al. // Phys. chem. med. - 1996. - Vol. 3. № 2. - P. 38-42.
14. Feng J., Smith D. L., Smith J. B. Human lens beta-crystallin solubility // J. biol. chem. - 2000 Apr. - V. 275. № 16. - P. 11 58511 590.
15. Garner M. H. // Proc. Nat. acad. sci. USA. - 1981. - Vol. 78. -P. 1892-1895.
16. Weale R. A. A Biography of the Eye: Development, Growth, Age, H. K. - Lewis, London, 1982.
17. Zigler J. S., Hess H. H. // Invest. ophthal. - 1983. - Vol. 24. -P. 75.
18. Zigman S., Paxhia T., Marinetti G., Girsch S. Lipids of human lens fiber cell membranes // Curr. eye res. - 1984, Jul. - V. 3. № 7. -P. 887-896.
Поступила 25.09.2010
И. А. МУШКОВА, А. В. ДОГА, А. Н. БЕССАРАБОВ
ЛАЗЕРНАЯ ТЕРМОКЕРАТОПЛАСТИКА (ЛТК): ОПТИМИЗАЦИЯ ДЛИНЫ ВОЛНЫ И ЭНЕРГИИ ИЗЛУЧЕНИЯ НА ОСНОВЕ АНАЛИЗА РАСПРЕДЕЛЕНИЯ ЛАЗЕРНОЙ ЭНЕРГИИ В ТКАНИ РОГОВИЦЫ
ФГУ «МНТК «Микрохирургия глаза» им. академика С. Н. Федорова Росмедтехнологии»,
Россия, 127486, г. Москва, Бескудниковский б-р, 59а. E-mail: [email protected]
Целью работы явилась разработка математической модели теплообмена в роговице при инфракрасном (ИК)-лазер-ном воздействии и определении оптимальных длин волн для эффективной и безопасной коагуляции на основе методов математического моделирования и морфологических исследований. Полученные результаты позволили разработать математическую модель теплообмена при ИК-лазерном воздействии на роговицу, рассчитать распределение температуры в зоне воздействия для любого сочетания параметров роговицы и режимов работы лазерной установки с целью оптимизации лазерного воздействия, а также определить наиболее предпочтительную для ЛТК длину волны - 2,12 мкм, сочетающую в себе возможность получения интрастромального коагулята с минимальным повреждением структур роговицы.
Ключевые слова: лазерная термокератопластика, радиационно-кондуктивный теплообмен.
I. A. MUSHKOVA, А. V. DOGA, А. N. BESSARABOV
LASER THERMOKERATOPLASTY (LTK): OPTIMIZATION OF THE WAVELENGTH AND ENERGY OF THE RADIATION ON THE BASIS OF ANALYSIS OF THE DISTRIBUTION OF LASER ENERGY IN THE CORNEAL TISSUE
FGU «MNTK «Eye microsurgery» them. acad. S. N. Fyodorov,
Russia, 127486, Moscow, Beskudnikovskiy blvd, 59a. E-mail: [email protected]
The aim of the study was to develop a mathematical model of heat transfer in the cornea in infrared (IR) laser irradiation and determining the optimum wavelength for efficient and safe coagulation on the basis of mathematical modeling methods and morphological studies. The results allowed to develop a mathematical model of heat transfer in the infrared laser treatment of the cornea to calculate the temperature distribution in the impact area for any combination of the parameters of the cornea and the modes of a laser system to optimize the laser action, as well as to determine the most preferred length for LTK wave - 2,12 nm, which combines the possibility of intrastromal coagulate with minimal damage to the structures of the cornea.
Key words: laser thermokeratoplasty (LTK), radiative-conductive heat transfer.
Методы инфракрасной лазерной коррекции гипер-метропии в последнее время получили широкое распространение. Это связано с тем, что для рефракционных хирургов всегда была привлекательна возможность усиления оптики роговицы путем воздействия только на периферическую ее часть без изменения толщины роговицы в центральной зоне [1, 3, 5, 8]. Этим требованиям соответствует метод лазерной термокератоко-агуляции (ЛТК) - воздействие на роговицу лазеров с различными длинами волн инфракрасного (ИК) диапазона. Излучение в данной части спектра является перспективным для рефракционной хирургии и может стать наиболее универсальной альтернативой эксимерным лазерам [11, 13].
Эффективность и безопасность метода ЛТК зависят от многих термодинамических характеристик, главными из которых являются длина волны и энергия воздействия лазера. Это обусловлено необходимостью создания внутри роговичной ткани определенной зоны с заданной повышенной температурой и неизменной, по возможности, или минимально повышенной температурой вне границы этой зоны. Особенно опасно повышение температуры в области эндотелия. Физическая реализация данной технологии ЛТК определяется величиной энергии в зоне лазерного воздействия и величиной его затухания в тканях роговицы [6, 10, 12, 14, 15].
Анализ отечественной и зарубежной литературы позволил сделать следующий вывод: нет данных экспериментальных исследований тепловых процессов в роговице при ИК-лазерном воздействии.
Это определило цель данной работы, которая заключалась в разработке математической модели теплообмена в роговице при ИК-лазерном воздействии и определении оптимальных длин волн для эффективной и безопасной коагуляции.
Для реализации цели решали следующие задачи: 1. Разработать математическую модель теплообмена при ИК-лазерном воздействии на роговицу; 2. На основе сравнения температурных режимов в выбранном диапазоне определить оптимальные длины волн, которые могут быть использованы для эффективной и безопасной коагуляции; 3. Подтвердить безопасность предложенных режимов ИК-лазерного воздействия результатами морфологического исследования.
Материалы и методы
Данная работа проводилась с использованием методов математического моделирования и морфологических исследований. Требования к идеальному коагуляту по температуре формулировали на основании многочисленных клинических данных по термокератопластике.
Для проведения тепловых расчетов моделировали распределение температур в ткани роговицы для различных источников лазерного излучения в ИК-диапа-зоне. При задании исходных данных учитывали сфо-
кусированное в строме роговицы лазерное излучение. В расчете распределения температур в тканях роговицы использовали экспериментальную информацию зависимости поглощения тепловой энергии от длины волны, полученную нами ранее методом спектроскопии [6].
Объектом для морфологических исследований служили 24 глаза 12 кроликов породы шиншилла массой 2,2-2,8 кг. Кроликам под местной анестезией 1%-ного раствора дикаина наносились 24 лазерных кератоаппликации по двум окружностям диаметром 6,0 и 7,0 мм. На правом глазу воздействие производилось Но YAG-лазером с длиной волны 2,12 мкм, а на левом - Nd YAG-лазером с длиной волны 1,32 мкм в соответствии с планом исследования влияния длины волны и энергии излучения на состояние роговицы.
Величина энергия лазерного излучения определялась проведенными расчетами, обеспечивающими минимальное и максимальное значения температуры в выбранном диапазоне от 63 до 99 градусов в эпицентре воздействия. Минимальное воздействие достигалось при использовании лазера 1,32 мкм (левый глаз), а максимальное - при 2,12 мкм (правый глаз).
Выведение животных из эксперимента осуществлялось через 1 час, на 7-й день (4 кролика, 8 глаз) и через 3 месяца методом воздушной эмболии. Из каждой роговицы готовились полутонкие срезы, подкрашенные толуидиновым синим, которые подвергались световой микроскопии.
Результаты
Проведенные расчеты привели к созданию математической модели теплообмена при ИК-лазерном воздействии на роговицу. Полученная модель основывается на уравнении теплопроводности и краевых условий [4, 9, 10], основными параметрами которого являются: температура в любой заданной точке роговицы, время ее распространения, длина волны излучения, координата любой заданной точки роговицы по оптической оси, уровень энергии воздействия, теплоемкость. Созданная математическая модель позволяет рассчитывать распределение температуры в зоне воздействия для любого сочетания параметров роговицы и режимов работы лазерной установки. Результаты моделирования представлены на графиках (рис. 1).
Анализ рисунка 1 (а, б) показывает, что при температуре в эпицентре коагулята 63,5° С и длине волны
1,32 и 1,54 мкм ширина коагулята составляет благоприятную для получения рефракционного эффекта величину 500 мкм, но вследствие высокого значения коэффициента пропускания, температура у эндотелия на глубине 650 мкм превышает 50° С. Следовательно, данные температурные режимы не соответствуют условиям безопасности. При использовании излучения с длиной волны 1,88 мкм зона эффективной коагуляции по ширине составляет лишь 150 мкм и глубине 95 мкм,
Кубанский научный медицинский вестник № 1 (124) 2011
Кубанский научный медицинский вестник № 1 (124) 2011
а
б
Рис. 1. Распределение температуры внутри коагулята по глубине (а) и ширине (б) при температуре 63,5° С в эпицентре
что определяет данный режим как безопасный, но реф-
ракционно недостаточный. При излучении с длиной волны 2,06 и 2,08 мкм ширина коагулята составляет около 300-340 мкм. При этом температура на эндотелии составляет 30° С. Режим достаточно эффективный и безопасный. Излучение с длиной волны 2,12 и 1,44 мкм образует коагулят, ширина которого составляет около 370 мкм. При этом температура на эндотелии не превышает 50° С. Режим безопасный и наиболее эффективный из рассмотренных вариантов.
Анализ рисунка 2 (а, б) показывает более выраженную зависимость профиля распределения температуры в коагуляте от длины волны. Так, при длине волны
1.32 и 1,54 мкм и температуре в эпицентре коагулята 99° С ширина области роговицы с температурой денатурации может достигать 1300 мкм. Но вследствие высокого значения коэффициента пропускания температура эндотелия на глубине 500 мкм превышает 55° С при длине волны 1,54 мкм и 76° С при длине волны
1.32 мкм. Следовательно, данные температурные режимы не могут быть использованы для безопасной кератокоагуляции. При использовании излучения с длиной волны 1,88 мкм зона коагуляции составляет лишь 240 мкм по ширине и 120 мкм по глубине. Поэтому в этом температурном диапазоне данный режим можно считать безопасным, но по объему не-
достаточным. При излучении с длиной волны 2,06 и 2,08 мкм ширина коагулята составляет около 540660 мкм. Температура падает до нормы в средних слоях роговицы, и температура на эндотелии не изменяется. Режим достаточно эффективный и безопасный. Излучение с длиной волны 2,12 и 1,44 мкм образует коагулят, ширина которого составляет около 800 мкм. Эффективная коагуляция - зона с температурой денатурации, имеет глубину 420 мкм. При этом температура на эндотелии не превышает 50° С. Режим безопасный даже при пиковом значении температуры и оптимален по объему коагуляции.
Таким образом, при сравнении температурных режимов при минимальном и максимальном значениях температуры в эпицентре коагулята в выбранном температурном диапазоне от 63 до 99° С нами определены оптимальные длины волн - 1,44 и 2,12 мкм, которые могут быть использованы для эффективной и безопасной кератокоагуляции. Мы отдали предпочтение излучению с длиной волны 2,12 мкм, так как при генерации излучения с длиной волны 1,44 мкм технически затруднена селекция данной длины волны от излучения 1,32 и 1,06 мкм, которое, как уже отмечалось выше, имеет повышенную проникающую способность в роговице. В то время как длина волны 2,12 мкм - когерентное излучение в заданном оптическом диапазоне. Результаты
Глубина коагулята, мкм
а
г ^5?
- // / N Л Ч '"С
/ / / \ \ \ N 1=1,32 1=1,44 1=1,54
/ / 1 / 1 \ \ N \
// / 1 / \ \ \ \\
// / I / \ \ \\ 1=2,06 1=2,08 1=2,12
'/ / \ \\
/ / \
// / / \ \ \\
л У 0 V V
-500-450-400-350-300-250-200-150-100 -50 0 50 100 150 200 250 300 350 400 450 500
Отклонение от оси коагулята, мкм
б
Рис. 2. Распределение температуры внутри коагулята по глубине (а) и ширине (б) при температуре 99° С в эпицентре
вычислительного эксперимента послужили основой для оптимизации параметров лазерного воздействия.
Оценку безопасности выбранной длины волны 2,12 мкм с расчетно-оптимальным коэффициентом пропускания и пиковыми значениями температурного режима ЛТК - 99° С проводили на основе морфологических исследований 12 роговиц 12 кроликов (1-я группа). Для сравнения была взята 2-я группа кроликов (12 роговиц, 12 кроликов), на роговицу которых воздействовал лазер с длиной волны 1,32 мкм с максимальным из анализируемых коэффициентом пропускания, при минимальной расчетной температуре в эпицентре коагулята 63,5° С.
Проведенные морфологические исследования показали, что через 1 час после ЛТК при исследовании образцов полутонких срезов роговиц кроликов 2-й группы (рис. 3а), выведенных из эксперимента сразу после воздействия, формировался интрастромальный коагулят на всю толщину роговицы. Над зоной лазерного воздействия определялись участок отсутствия эпителия и выраженный отек всех слоев роговицы. Это подтверждалось увеличением расстояния между волокнами. Коллагеновые волокна упорядоченные, без нарушения структуры, с обычным количеством клеточных элементов.
При коагуляции с длиной волны 2,12 мкм (1-я группа) образовывался коагулят на 90% толщины роговицы (рис. 3б). Над зоной лазерного воздействия отмечалось нарушение целостности поверхностного эпителиального пласта. В зоне коагулята визуализировались хаотично ориентированные коллагеновые пластины. На-
блюдался отек всех слоев роговицы. Об отеке стромы свидетельствовали просветленные промежутки между волокнами. Последние в результате воздействия приобрели волнообразный вид. Отек вызвал практически равное растяжение неповрежденных Боуменовой и Десцеметовой мембран. На 7-е сутки после ЛТК отмечается резорбция стромального отека при обоих энергетических режимах ЛТК (рис. 4а, б). Расположение волокон вернулось к относительно нормальному состоянию с сохраненной рыхлостью, более выраженной во 2-й группе, по сравнению с плотными участками вне зоны воздействия. Новым элементом на данном этапе во 2-й группе после проведения ЛТК с длиной волны
1,32 мкм явилось появление рыхлой ретрокорнеальной мембраны, состоящей из волокнистых структур и свидетельствующей о преимущественном повреждении эндотелиального слоя (рис. 4а). При воздействии лазерного излучения на роговицу кроликов в 1-й группе формирования ретрокорнеальной мембраны не происходило ни в одном случае (рис. 4б). Через 3 месяца после ЛТК во 2-й группе было выявлено дальнейшее развитие патологических изменений: деструктуризация эпителия - многослойность, нарушение стратификации слоев с признаками отмирания поверхностных клеточных элементов, изменение эндотелия и наличие ретрокорнеальной мембраны. В 1-й группе строение роговицы приблизилось к нормальному (рис. 5б), за исключением участка стромы в проекции лазерного вмешательства. Эндотелий не изменен,ретрокорнеальная
Кубанский научный медицинский вестник № 1 (124) 2011
Кубанский научный медицинский вестник № 1 (124) 2011
а б
Рис. 3. Полутонкие гистологические срезы: фрагмент стромы роговицы через 1 час после ЛТК с длиной волны 1,32 мкм, 63,5° С в эпицентре. Увеличение: х100 (а) и с длиной волны 2,12 мкм, 99° С в эпицентре.
Увеличение: х50 (б). Окрашивание толуидиновым синим
аб
Рис. 4а, б. Полутонкие гистологические срезы: фрагмент стромы роговицы на 7-е сутки после ЛТК с длиной волны 1,32 мкм, 63,5° С в эпицентре (а) и с длиной волны 2,12 мкм, 99° С в эпицентре (б). Окрашивание толуидиновым синим. Увеличение: х100. А - ретрокорнеальная мембрана
б
Рис. 5а, б. Полутонкие гистологические срезы: фрагмент стромы роговицы через 3 месяца после ЛТК с длиной волны 1,32 мкм, 63,5° С в эпицентре (а), увеличение: х50 и с длиной волны 2,12 мкм, 99° С в эпицентре (б), увеличение: х100. Окрашивание толуидиновым синим.
А - деструктуризация эпителия, В - ретрокорнеальная мембрана
мембрана отсутствовала. Морфологическая картина метры идеального кератокоагулята и накладывающих
не имела специфических отличий от описанной в более ранние сроки.
Обсуждение
Проводимые расчеты ЛТК основывались на результатах термокератопластики, определяющих пара-
ограничения на возможности применения ИК-лазеров:
1. Сжатие коллагеновых волокон, обеспечивающих изменение радиуса кривизны роговицы, происходит при температуре 57,7-65° С [7, 14]; 2. Температура стромы не должна превышать 100° С [2, 11]; 3. Температура эндотелия не должна превышать 50° С [2, 7]; 4. Для
а
достижения рефракционного эффекта необходим коагулят диаметром 600-700 мкм с фокусировкой на 2/3 толщины роговицы [2, 7, 11, 14].
В экспериментальном исследовании малого объема роговицы проблематично измерять температуру, а изменение длины волны и параметров лазера практически означает создание новых установок, поэтому теоретические модели должны прояснить картину протекания термических процессов в роговице при лазерном воздействии, оценить их динамику, выявить степень влияния конструктивных и режимных факторов на результаты, сформулировать требования к параметрам лазерной установки.
Применение разработанной математической модели теплообмена в выбранном температурном диапазоне от 63 до 99° С позволило определить безопасные даже при максимальном пиковом значении температуры в эпицентре коагулята (99° С), длины волн - 1,44 и 2,12 мкм. Мы отдали предпочтение излучению с длиной волны 2,12 мкм, так как при генерации излучения с длиной волны 1,44 мкм технически затруднена селекция данной длины волны от излучения 1,32 и 1,06 мкм, имеющих повышенную проникающую способность в роговице. В то время как длина волны 2,12 мкм - когерентное излучение в заданном оптическом диапазоне. Результаты вычислительного эксперимента послужили основой для оптимизации параметров лазерного воздействия. Для определения важности параметра коэффициента пропускания излучения в проблеме безопасности воздействия была выбрана длина волны
1,32 мкм с максимальным из анализируемых коэффициентом пропускания, но при минимальной расчетной температуре в эпицентре коагулята 63,5° С. По результатам проведенного математического моделирования вследствие высокого значения коэффициента пропускания излучения данной длины волны при выбранном режиме температура эндотелия на глубине 650 мкм превышает 50° С, что теоретически не соответствует условиям безопасности. Для проверки теоретических предпосылок нами были реализованы крайние режимы с помощью созданных лазерных установок: Но YAG-лазер с длиной волны 2,12 мкм и Ш YAG-лазер с длиной волны 1,32 мкм. Оценку безопасности выбранной длины волны и температурных режимов ЛТК проводили на основе морфологических исследований роговиц кроликов.
Проведенные исследования показали, что после воздействия Ш YAG-лазера с длиной волны 1,32 мкм даже в благоприятном температурном режиме было выявлено развитие патологических изменений в роговице. Глубоко проникающее лазерное излучение с длиной волны 1,32 мкм вызвало разрушение волокон стромы, клеток эпителия и эндотелия (повреждающий эффект). Как следствие, развились следующие явления: эпителиальная пробка, ретрокорнеальная пролиферация, деструкция некоторых слоев стромы. Возможно, это свидетельствовало о декомпенсации состояния роговицы, т. к. процессы носили дегенеративный характер, вызывающий в конечном итоге перерождение структуры всей роговицы в зоне воздействия.
Воздействие лазерной энергии с длиной 2,12 мкм привело к временным изменениям стромы роговицы. Отек на ранних сроках, приведший к разволокнению и растяжению стромы и утолщению эпителиальных слоев, был полностью компенсирован к окончанию 3-го месяца. Изменения толщины волокон стромы привели
к истончению роговицы в области воздействия, без дегенеративных изменений эпителия и эндотелия.
Выводы
1. Созданная математическая модель радиаци-онно-кондуктивного теплообмена при ИК-лазерном воздействии на роговицу позволяет рассчитывать распределение температуры в зоне воздействия для любого сочетания параметров роговицы и режимов работы лазерной установки с целью оптимизации параметров лазерного воздействия.
2. Для ЛТК наиболее предпочтительным является ИК-лазерное излучение с длиной волн 2,12 мкм, так как сочетает в себе возможность получения интраст-ромального коагулята с минимальным повреждением структур роговицы.
ЛИТЕРАТУРА
1. БалашевичЛ. И. Хирургическая коррекция аномалий рефракции и аккомодации. - СПб, 2009. - С. 296.
2. ГудечковВ. Б. Кератокоагуляция в хирургической коррекции астигматизма // Хирургия аномалий рефракции глаза. - М., 1981. -С. 78-83.
3. Куликова И. Л. Лазерная термокератопластика в коррекции индуцированного посттравматического астигматизма роговицы у детей // Российская педиатр. офтальм. - 2009. - № 1. - С. 34-36.
4. Ландсберг Г. С. Оптика. - М., 1976. - 562 с.
5. Паштаев Н. П., Сусликов С. В., Мышкина Т. З., Вартапе-тов С. К. Лазерная кератопластика на установке «ЛИК-100» для коррекции гиперметропии и астигматизма // Федоровские чтения-2002. Научно-практ. конф. по вопросам коррекции аномалий рефракции: Сб. науч. ст. - М., 2002. - С. 263-267.
6. Семенов А. Д., Дога А. В., Мушкова И. А., и др. Лазерная термокератопластика (ЛТК): калориметрические, спектроскопические и морфологические исследования // Офтальмохирургия. - 2005. -№ 3. - С. 4-11.
7. Федоров С. Н., Гудечков В. Б., Александрова О. Г., Коршунова Н. К. Коррекция гиперметропии методом ТКК // Хирургические методы лечения дальнозоркости и близорукости. - М., 1988. - С. 3-7.
8. Bend T., Jean B., Oltrup T. Laser thermal keratoplasty using a continuous wave diod laser // J. refract. surg. - 1999. - № 15. -Р. 16-22.
9. Brinkmann R., Droge G., Koop N., Wordemann A., Shirber G., Birngruber R. Invextigation on laser thermokeratoplasty // Lasers and light in ophthalmology. - 1994. - Vol. 6. № 4. - P. 259-270.
10. Brinkmann R., Radt B., Flamm C., Kampmeier J., Koop N., Birngruber R. Influence of temperature and time on thermally induced forces in corneal collagen and the effect on laser thermokeratoplasty // J. cataract. refract. surg. - 2000. - Vol. 26 (5). - P. 744-754.
11. Eggink C. A., Meurs P., Bardak Y., Deutman A. F. Holmium laser thermal keratoplasty for hyperopia and astigmatism after photorefractive keratectomy // J. refract. surg. - 2000. - Vol. 16. -Р. 317-322.
12. Ooi E. H., Ang W. T., Ng E. Y. A boundary element model of the human eye undergoing laser thermokeratoplasty // Comput. biol. med. - 2008. - Vol. 38 (6). - Р. 727-737.
13. Rosman M., Chua W. H., Tseng P. S., at al. Diffuse lamellar keratitis after laser in situ keratomileusis associated with surgical marker hens // J. cataract refract. surg. - 2008. - Vol. 34. № 6. -P.974-979
14. Stringer H., Parr J. Shrickeeqe temperature of eye collagen // Nature. - 1964. - Vol. 4965.
15. Shaw E. L., Cassel A. R. Thermokeratoplasty temperature profile // Invest. ophthalmol. vis. sci. - 1974. - Vol. 13. - P. 181-186.
Поступила 28.09.2010
Кубанский научный медицинский вестник № 1 (124) 2011
