CC BY
134
УДК 621.844:681.784 Т. А. Шиша, И. Г. Чиж
МЕТОД КОНТРОЛЯ ВОЛНОВЫХ АБЕРРАЦИЙ ИМПЛАНТИРУЕМЫХ ИНТРАОКУЛЯРНЫХ ЛИНЗ
UDC 621.844:681.784 T. A. Shisha, I. H. Chyzh
METHOD OF CONTROL OF WAVE ABERRATIONS OF IMPLANTED INTRAOCULAR LENSES
Аннотация
Предложен метод контроля волновых аберраций интраокулярных линз (ИОЛ) в условиях, идентичных внутриглазным. Метод основан на применении физической аберрометрии физической модели оптической системы глаза с помещенной в нее ИОЛ. Величины амплитуд аберрационных мод ИОЛ определяются как статистически значимая разность измеренных амплитуд аберрационных мод модели с ИОЛ и модели без ИОЛ соответственно. Интегральной аберрационной характеристикой ИОЛ предложено использовать RMS - среднеквадратическое по зрачку значение собственной волновой аберрации ИОЛ. Исследованы RMS ИОЛ семи фирм. Установлено влияние децентрации ИОЛ относительно роговицы на изменение величин RMS.
Ключевые слова:
физическая модель глаза, аберрации ИОЛ, аберрометрия ИОЛ, RMS ИОЛ, децентрировка и наклоны ИОЛ.
Abstract
Wave aberrations of seven models of various intraocular lenses (IOL) which are located inside a physical model of the human eye are studied and compared. Statistically significant amplitudes of aberration modes of various IOLs are determined with the help of a ray tracing aberrometer on the basis of difference in amplitudes of aberration modes of the human eye model with IOL and the human eye model without IOL. RMS values of IOL wave aberration are found on the basis of amplitudes of these modes. The increment in RMS values, caused by IOL decentring or IOL inclination within the eye, is revealed. Acceptable values of IOL decentring and inclination are found.
Key words:
physical model of the human eye, IOL aberrations IOL aberrometry, IOL RMS, IOL decentring and inclination.
Введение
Имплантация интраокулярных линз (ИОЛ) в глаз человека является эффективным методом лечения катаракты. В настоящее время в арсенале врача офтальмолога находится большое количество однотипных моделей ИОЛ, изготавливаемых разными фирмами, что ставит врача перед необходимостью
© Шиша Т. А., Чиж И. Г., 2014
выбора лучшей модели.
Правильный выбор модели ИОЛ на основе прилагаемых от производителей описаний с данными об индивидуальных оптических свойствах ИОЛ не всегда возможен. Эти описания не содержат достаточного количества информации об аберрационных свойствах конкретных моделей ИОЛ, о величинах реальных технологических ошибок их
изготовления и о возможных последствиях от неточной установки ИОЛ в глаз человека. Осуществляемая многими фирмами асферизация оптических поверхностей ИОЛ, целью которой является уменьшение сферической аберрации оптической системы глаза, вызывает вопрос о возможном индуцировании такими ИОЛ других аберрационных мод высших порядков. Открытыми также остаются вопросы о влиянии на качество ретинального изображения де-центрации моделей ИОЛ относительно роговицы и о допустимых величинах этих децентраций.
Исследования аберрационных свойств многих моделей ИОЛ отражены в [1-6]. Авторы этих работ разными методами исследовали влияние аберраций ИОЛ на качество ретинального изображения. В [1-3] применялся метод расчета хода лучей через математическую модель глаза с помощью компьютерных программ ZEMAX, OSLO и др. В [4-6] исследования проводились с применением физических моделей оптической системы глаза, внутри которых размещалась исследуемая модель ИОЛ. Качество ретинального изображения в оптической системе глаза с ИОЛ оценивалось преимущественно при помощи модуляционной передаточной функции (МПФ) или предела пространственного разрешения [4]. Использовался также метод анализа ретинального изображения тест-объектов в виде радиальных мир и знаков Снеллена [5], светящихся точек [6], а также метод оптического Фурье-анализа распределения светового поля вблизи зрачка модели глаза [7]. Для исследования аберраций ИОЛ были разработаны специальные физические модели глаза [8-13], а также специальное оборудование [14, 15] для проведения тестирования ИОЛ по стандарту ISO 11979 [16].
Известные из приведенных публикаций численные методы исследования аберраций ИОЛ при помощи компью-
терного моделирования оптической системы глаза могут дать точные результаты. Но они идеализируют саму ИОЛ, не позволяя при этом установить влияние на качество ретинального изображения реальных технологических погрешностей изготовления ИОЛ, а именно: оптических неоднородностей материалов, из которых они изготавливаются, возможных отступлений от номинальных значений геометрических и оптических параметров, искажений формы оптических поверхностей.
Применение для описания качества ретинального изображения данных о модуляционной передаточной функции ИОЛ не редко ставит в затруднение врачей-офтальмологов, которые не всегда адекватно могут оценить степень влияния на остроту зрения тех или иных отличий в форме графиков этих функций у разных моделей ИОЛ, вызванных их аберрациями. То же касается и других аберрационных характеристик ИОЛ, например, функции рассеяния точки -ФРТ.
Предел пространственного разрешения как параметр также не всегда отображает возможные аберрационные изменения в оптической системе глаза, вызванные действием ИОЛ. Так, две линзы с разными аберрационными свойствами, но одинаковыми апертурой и оптической силой могут иметь одинаковый предел разрешения.
По мнению авторов, более удобной для офтальмологов является оценка аберрационных свойств ИОЛ с помощью среднеквадратического значения RMS их волновой аберрации, но в определенной зоне зрачка. Использование значений RMS дает явные удобства для сравнительной оценки волновых аберраций разных моделей ИОЛ и существенно упрощает формирование критерия допустимых значений погрешности установки ИОЛ внутри глаза.
Метод исследований
Значения RMS волновой аберрации исследуемых моделей ИОЛ предлагается восстанавливать из результатов их физической аберрометрии. Волновые аберрации современных высокотехнологичных ИОЛ являются очень малыми линейными величинами, соизмеримыми с долями длины световых волн. Выявить и сравнить аберрации таких ИОЛ внутри глаза можно при помощи высокоточных аберрометров, но для этого нужно учесть несколько обязательных условий. К ним относятся:
- обеспечение абсолютной неподвижности глаза с имплантированной ИОЛ относительно аберрометра в процессе одного сеанса аберрометрии;
- обеспечение отсутствия изменений положения глаза с имплантированной ИОЛ относительно аберрометра при повторных сеансах аберрометрии, проводимых для статистической оценки точности результатов измерений;
- необходимость точного контроля смещения ИОЛ внутри глаза (де-
центраций и наклонов ИОЛ);
- создание одинаковых условий функционирования исследуемым моделям ИОЛ;
- обеспечение одинакового положения исследуемых моделей ИОЛ внутри одного и того же глаза.
Нет необходимости доказывать, что выполнение всех перечисленных требований невозможно обеспечить в глазу одного и того же пациента in vivo. Поэтому следует использовать физическую модель глаза, которая должна адекватно имитировать его оптическую систему.
Аберрационные свойства ИОЛ зависят от поперечных размеров пучка лучей на поверхностях ИОЛ, угла сходимости падающего на ИОЛ пучка лучей, показателей преломления сред до и после ИОЛ. Авторами было разработано (рис. 1) и изготовлено устройство -модель глаза (рис. 2), которое способно обеспечить выполнение всех вышеуказанных требований.
Рис. 1. Функциональная схема модели глаза: 1 - линза, имитирующая роговицу; 2 - оправа для установки ИОЛ; 3 - имитатор сетчатки; 4 - привод перемещения имитатора сетчатки вдоль оптической оси; 5 - привод перемещения (децен-трации) ИОЛ вдоль оси ОХ; 6 - привод для децентрации ИОЛ поворотом вокруг оси ОУ; N - передняя узловая точка ИОЛ
Модель глаза состоит из линзы 1, имитирующей роговицу, оправы 2 для установки ИОЛ, имитатора сетчатки 3, а также механизмов для перемещений оптических элементов системы. Роговицей 1 в модели служит линза-мениск со сферическими поверхностями, изготовленная из стекла К8. Радиусы ее сферических поверхностей и толщина по оси соответствуют среднестатистическим размерам формы роговицы.
В модели глаза используются механизмы и шкалы для прецизионной установки ИОЛ относительно роговицы. Точные перемещения ИОЛ перпендикулярно оптической оси осуществляет механизм 5, а точные повороты ИОЛ вокруг оси ОУ - механизм 6. Дефокусировка изображения относительно ими-
татора сетчатки устраняется его перемещением вдоль оптической оси при помощи механизма 4. Внутриглазные среды в модели имитирует дистиллированная вода или водный раствор №С1 с концентрацией, которая обеспечивает идентичные этим средам показатели коэффициентов преломления передней и задней камеры глаза. Имитатором сетчатки 3 служит диффузно рассеивающая полиэтиленовая пленка, способная к тому же деполяризовать отраженный от нее свет лазерного излучателя абер-рометра.
Аберрометрия модели глаза выполнялась при помощи аберрометра ТКАСБУ-УБА (рис. 3), который позволяет восстанавливать волновую аберрацию методом рейтресинга [17].
Контроль центрирования ИОЛ в модели глаза осуществлялся по положению относительно оптической оси прибора (центра поля зрения телевизионного канала) изображений системы центрировочных излучающих свето-диодов аберрометра. При этом использовались их изображения, сформированные от рефлексов на оптических по-
верхностях линзы-роговицы и ИОЛ.
Данные об аберрациях ИОЛ были получены из сравнения результатов аберрометрии модели без ИОЛ и модели с ИОЛ. Аберрометрия модели без ИОЛ дает представление об амплитудах аберрационных мод линзы-роговицы, а аберрометрия модели с ИОЛ показывает амплитуды тех же мод, но измененные
под действием ИОЛ, помещенной в модель глаза.
Предлагаемый метод основан на том, что волновая аберрация модели с ИОЛ есть сумма волновой аберрации линзы-роговицы и волновой аберрации ИОЛ в тех условиях ее функционирования, в которых она находится, будучи имплантированной в глаз. Это позволяет по данным о величинах амплитуд мод модели без ИОЛ и данным о величинах тех же мод модели с ИОЛ находить величины амплитуд мод, генерированные самой ИОЛ. Для этого из средних (по нескольким сеансам абер-рометрии) значений амплитуд мод модели с центрированной ИОЛ следует вычитать соответствующие средние (также по нескольким сеансам аберро-метрии) значения амплитуд мод модели без ИОЛ.
Изменения, вносимые ИОЛ в амплитуду каждой моды модели, проверялись на статистическую значимость. Для этого использовался ¿-тест по критерию Стьюдента. Нулевая гипотеза состояла в том, что помещенная в модель глаза ИОЛ не изменяет амплитуду кон-
кретной аберрационной моды модели глаза без ИОЛ. При уровне значимости а < 0,05 нулевая гипотеза отвергалась. Статистически значимые разности принимались равными амплитудам аберрационных мод исследуемых ИОЛ. RMS волновой аберрации каждой ИОЛ вычислялись по формуле
RMS = ^ iNc?,
где С; - нормированное значение амплитуды аберрационной моды с номером i исследуемой модели ИОЛ; N - количество мод, имеющих статистически значимые значения амплитуд.
Таким методом были исследованы модели ИОЛ нескольких производителей. Оптическая сила всех исследуемых моделей ИОЛ была одинаковой и составляла 20 дптр. Также одинаковым для всех моделей ИОЛ был диаметр зоны аберро-метрии, который в плоскости линзы-роговицы составлял 4 мм. В табл. 1 приведены результаты определения RMS исследованных моделей.
Табл. 1. Результаты определения RMS исследованных моделей
Компания Номер модели Модель ИОЛ Lower RMS, мкм Higher RMS, мкм Total RMS, мкм
Abbott Medical Optics, США 1 ZCB00 0,116 0,139 0,181
Bausch & Lomb, США 2 AD APT-AO 0,167 0,048 0,173
Alcon Laboratories, США 3 SN60AT 0,137 0,053 0,147
Alcon Laboratories, США 4 SN60WF 0,240 0,077 0,252
1stQ GmbH, Германия 5 B1ADY0 0,389 0,104 0,403
НПП Репер-НН, Россия 6 МИОЛ-2 0,133 0,159 0,208
US Optics, Украина 7 SL-907 0,044 0,044 0,062
Аналогично исследовались изменения величин аберрационных мод ИОЛ, обусловленные их децентрацией относительно оптической оси линзы-роговицы или наклоном ИОЛ к этой оптической оси. Изменения величин амплитуд определялись по разнице сред-
них значений соответствующих амплитуд аберрационных мод модели глаза с децентрацией или наклоном ИОЛ и модели глаза с этой же, но центрированной ИОЛ. Интегральной оценкой прироста аберраций модели глаза, обусловленного децентрацией или наклоном
ИОЛ, служило значение RMS, вычисленное по приращениям амплитуд аберрационных мод волновой аберрации модели глаза. При расчетах условно считалось, что в оптической системе модели глаза с центрированной ИОЛ
волновая аберрация отсутствует.
Зависимости полученных таким способом приращений RMS от величины децентрации А или угла поворота ф представлены графиками на рис. 4.
RMS(d) [мкм]
RMS(f ) [мкм]
°,0
—\ -V-
----
-1 -0,75 -0,5 -0,25 0 0,25 0,5 0,75 D [мм]
П 7
-К-4 —Ж—5
f [град]
Рис. 4. Графики прироста RMS от децентрации и наклонов ИОЛ (номера графиков указывают на их принадлежность моделям, номер которых приведен в табл. 1)
Обсуждение результатов и выводы
Результаты исследования RMS волновых аберраций имплантированных моделей ИОЛ свидетельствуют о наличии существенных различий в их величинах. Наименьшее значение RMS имеет модель № 7, наибольшее - модель № 5. Характерно то, что отдельные модели ИОЛ с асферическими поверхностями показывают меньшие значения сферической аберрации, что подтверждает их назначение. Но при этом у них наблюдаются по сравнению с другими моделями повышенные значения аберраций высших порядков. Аберрационные моды второго порядка почти у всех моделей ИОЛ являются преобладающими.
Графики прироста аберраций, причиной которого является децентрация или наклоны ИОЛ внутри модели глаза, тоже демонстрируют существенные различия у отдельных моделей ИОЛ.
Приведенные на рис. 4 графики
позволяют находить допустимые величины децентрации и наклонов ИОЛ. В [10] показано, что пространственное разрешение двух точечных источников света оптической системой глаза фактически не ухудшается, если возрастание волновой аберрации не сопровождается ростом величины RMS более чем на 0,1 X, где X - длина световой волны. При X =0,55 мкм условие RMS < 0,055 мкм обеспечивает отсутствие заметных зрительному органу изменений остроты зрения. На представленных графиках пунктирная горизонтальная линия, проведенная на высоте 0,055 мкм, в местах ее пересечения с графиками указывает допустимые пределы децентрации и наклонов конкретных моделей имплантированных ИОЛ. В отдельных моделях ИОЛ допустимая децентрация находится в пределах от ±0,1 до ±0,3 мм, а допустимые наклоны -от ±1,5 до ±3,5°.
Главным выводом следует считать
то, что имплантируемые модели ИОЛ должны проходить независимый от их производителей дополнительный входной контроль, который позволит выявлять реальные аберрационные характеристики этих линз. Учет аберрационных
характеристик ИОЛ позволит более обоснованно применять их в клинической практике, что повысит эффективность лечения катаракты и возвращение пациенту нормальной или максимально возможной остроты зрения.
СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ
1. Optical performance of 3 intraocular lens designs in the presence of decentration / G. E. Altmann [et al.] // Journal of Cataract and Refractive Surgery. - 2005. - Vol. 31. - P. 574-585.
2. Norrby, S. Model eyes for evaluation of intraocular lenses / S. Norrby, P. Piers, C. Campbell ; van der M. Mooren // Applied Optics. - 2007. - Vol. 46. - P. 6595-6605.
3. Edwin, Е. J. The Effect of Decentration on Higher-Order Aberrations Precisely placing aspheric IOLs is important for improving patients' visual quality / E. J. Edwin, L. Wang, D. D. Koch // Cataract & Refractive Surgery Today. - 2006. - Vol. 11. - P. 82-87.
4. Barbero, S. Optical aberrations of intraocular lenses measured in vivo and in vitro / S. Barbero, S. Marcos, I. Jimenez-Alfaro // Journal of the Optical Society of America A. - 2003. - Vol. 20. - P. 1841-1851.
5. Retinal images in optomechanical eye model with monofocal intraocular lens / J. A. Agnieszka [et al.] // Optica Applicata. - 2011. - Vol. 41. - P. 593-605.
6. Mitchel, L. Star testing: a novel evaluation of intraocular lens optical quality / L. Mitchel, A. C. B. Molteno, T. H. Bevin // Br. J. Ophthalmol. - 2006. - Vol. 90. - P. 586-592.
7. Analysis of the Optical Quality of Intraocular Lenses / D. Tognetto [et al.] // Investigative Ophthalmology & Visual Science. - 2004. - Vol. 45. - P. 2682-2690.
8. Visual simulation of retinal images through a decentered monofocal and a refractive multifocal intraocular lens / K. Negishi [et al.] // Japanese Journal of Ophthalmology. - 2005. - Vol. 49. - P. 281-286.
9. Far and near visual acuity with multifocal intraocular lenses in an optomechanical eye model with imaging capability / P. G. Gobb [et al.] // Journal of Cataract and Refractive Surgery. - 2007. - Vol. 33. -P. 1082-1094.
10. Physical human model eye and methods of its use to analyse optical performance of soft contact lenses / R. Bakaraju [et al.] // Optics Expres. - 2010. - Vol. 18. - P. 16868-16882.
11. Model eyes for evaluation of intraocular lenses / S. Norrby [et al.] // Applied Optics. - 2007. -Vol. 46. - P.6595-6605.
12. Mechanical eye model for the comparison of optical imaging quality and physiology of human vision / A. Drauschke [et al.] // Biomed. Tech. - 2012. - Vol. 57. - P. 289-292.
13. Imaging quality of intraocular lenses / R. Rawer [et al.] // Journal of Cataract and Refractive Surgery. -2005. - Vol. 31. - P. 1618-1631.
14. http://en.nim.ac.cn/division-project/542.
15. http://www.trioptics.com/ophthalmic/index.php.
16. IS/ISO 11979-2 (1999). Ophthalmic Implants - Intraocular Lenses. Part 2 : Optical Properties and Test Methods [MHD 5: Ophthalmic Instruments and Appliances]32.
17. Аберометрiя оптично! системи ока / I. Г. Чиж [и др.]. - Кшв. : КП1, 2013. - 292 с.
Статья сдана в редакцию 15 сентября 2014 года
Татьяна Александровна Шиша, аспирант, Национальный технический университет Украины «Киевский политехнический институт». Teл.: +380-675-08-38-59.
Игорь Генрихович Чиж, д-р техн. наук, проф., Национальный технический университет Украины «Киевский политехнический институт». E-mail: [email protected].
Tatyana Aleksandrovna Shysha, PhD student, National Technical University of Ukraine «Kyiv Polytechnic Institute». Phone: +380-675-08-38-59.
Igor Henrihovich Chyzh, DSc (Engineering), Prof., National Technical University of Ukraine «Kyiv Polytechnic Institute». E-mail: [email protected].
