Размещено на http://www.allbest.ru/

Національний технічний університет України

"Київський політехнічний інститут імені Ігоря Сікорського"

Приладобудівний оптичних та оптико-електронних приладів

"До захисту допущено"

Завідувач кафедри

В.Г. Колобродов

"21" травня 2018 р.

Магістерська дисертація

зі спеціальності (спеціалізації) 152 - Метрологія та інформаційно-вимірювальна техніка

на тему: "Інтраопераційна рефрактометрія ока при хірургії катаракти"

Виконала: студентка 6 курсу, групи ПО-62 м

Хрієнко Катерина Сергіївна

Науковий керівник: д.т.н., професор Чиж І.Г.

Консультант стартап-проекта: к.е.н., доцент, Бояринова К.О.

Рецензент: доцент, к.т.н., Петрик В.Ф.

Київ - 2018 року

Зміст

• Реферат
• Вступ
• Розділ 1. Методи та апаратні засоби для вимірювання оптичної сили ІОЛ
• 1.1 Методи визначення необхідної оптичної сили ІОЛ
• 1.2 Методи та апаратне забезпечення для передопераційної біометрії
• 1.2.1 Методи вимірювання кривизни поверхні рогівки
• 1.2.2 Методи вимірювання довжини ока людини
• 1.3 Системи для інтраопераційного розрахунку оптичної сили ІОЛ аберометричним методом
• 1.3.1 Пристрій ORA System® with VerifEye™
• 1.3.2 Аберометр HOLOS IntraOp™ Wavefront Aberrometer
• 1.3.3 Аналіз переваг і недоліків інтраопераційної аберометрії
• Висновок до розділу 1
• Розділ 2. Обґрунтування методу приопераційної рефрактометрії ока з визначенням оптичної сили ІОЛ
• 2.1 Математична модель визначення Ф ІОЛ
• 2.2 Апробація формули розрахунків Ф ІОЛ на спрощеній моделі Гульстранда
• 2.3 Апробація формули розрахунків Ф ІОЛ на Аризонській моделі
• 2.4 Апробація формули розрахунків Ф ІОЛ для короткого та довгого ока на прикладі аризонської моделі
• 2.5 Апробація формул з використанням параметрів реальної ІОЛ
• 2.6 Аналіз впливу похибки встановлення ІОЛ вздовж візуальної осі на похибку післяопераційної рефракції ока
• Висновки до розділу 2
• Розділ 3. Аналіз факторів, що обмежують точність визначення оптичної сили ІОЛ апаратним засобом, що пропонується
• 3.1 Опис функціональної схеми апаратного засобу для інтраопераційного визначення Ф ІОЛ
• 3.2 Аналіз впливу випадкової складової функції RMS(Ф_var) на похибку визначення Ф ІОЛ
• 3.3 Оцінка допустимих похибок вимірювання параметрів l, d₁, S'₁, що впливають на похибку визначення Ф ІОЛ
• 3.3.1 Оцінка допустимих похибок вимірювання параметрів r, f_var, г, що впливають на похибку визначення довжини ока l
• Висновки до розділу 3
• Розділ 4. Розроблення стартап-проекту "Інтраопераційне вимірювання оптичної сили ІОЛ"
• 4.1 Опис ідеї проекту
• 4.2 Технологічний аудит ідеї проекту
• 4.3 Аналіз ринкових можливостей запуску стартап-проекту
• 4.4 Розроблення ринкової стратегії проекту
• 4.5 Розроблення маркетингової програми стартап-проекту
• Висновки до розділу 4
• Загальні висновки
• Список використаної літератури
• Перелік умовних позначень


Реферат

Магістерська дисертаційна робота складається із вступу, чотирьох розділів, загального висновку, списку використаної літератури. Дисертація містить 90 сторінку основного тексту, 48 ілюстрацій, 33 таблиць і 31 посилання. Загальний обсяг роботи - 103 сторінки.

Актуальність теми: існуючі на цей час технології визначення персоніфікованого значення оптичної сили ІОЛ при лікуванні катаракти не гарантують допустиму планову післяопераційну похибку, яка повинна не перевищувати ±0.25дптр. Тому актуальною залишається задача підвищення точності визначення необхідної оптичної сили ІОЛ шляхом пошуку альтернативних методів і апаратних засобів, що вирішують зазначену задачу.

Мета і задачі дослідження: Мета - підвищення точності визначення потрібної оптичної сили ІОЛ, що підлягає імплантації в око при хірургії катаракти.

Задачі:

1. Порівняльний аналіз існуючих методів та апаратних засобів для вимірювання оптичної сили ІОЛ з виявленням їх переваг і недоліків;

2. Обґрунтування альтернативного методу приопераційної рефрактометрії ока, який вільний від недоліків аналогів і має потенційну здатність до більш точного визначення потрібної оптичної сили ІОЛ;

3. Аналіз факторів, що обмежують точність визначення оптичної сили ІОЛ апаратним засобом, що пропонується, з метою обґрунтування умов та рекомендацій, виконання яких забезпечує досягнення потрібної точності визначення оптичної сили ІОЛ;

Об'єкт дослідження: рефрактометрія афакічного ока при хірургії катаракти.

Предмет дослідження: метод і апаратний засіб для здійснення інтраопераційної рефрактометрії.

Методи дослідження: для вирішення поставлених задач в роботі використовуються: теоретичні основи геометричної оптики, а саме теорія гаусової оптики, теорії ідеальної оптичної системи; комп'ютерне моделювання дії методу та оптичної системи апаратного засобу, що пропонується; комп'ютерне моделювання процесу рефрактометрії з використанням "схематичного ока".

Наукова новизна одержаних результатів:

1. Запропоновано новий метод та апаратний засіб для визначення оптичної сили інтраокулярної лінзи, що підлягає імплантації при хірургії катаракти;

2. Визначено допустиме відхилення позиціонування ІОЛ вздовж оптичної вісі ока, яке не призводить до недопустимої похибки планової післяопераційної рефракції ока;

3. Визначено допустимі похибки приопераційної біометрії ока запропонованим методом, що впливають та забезпечують потрібну точність визначення оптичної сили ІОЛ.

Практичне значення одержаних результатів: Результати досліджень дозволяють вдосконалити процедуру оцінки оптичної сили ІОЛ й забезпечити похибку планової післяопераційної рефракції в межах 0.25 дптр., що сприятиме залученню інвестиції для подальшої реалізації даного проекту.

Апробація результатів дисертації:

1. Чиж І.Г. Хрієнко К.С. Інтраопераційна біометрія ока/ XVII Міжнарода науково-технічна конференція "ПРИЛАДОБУДУВННЯ: стан і перспективи" - Київ-2018р. - с 124.

2. Чиж І.Г. Хрієнко К.С. Метод інтеропераційної рефрактометрії афакічного ока/ Наукові вісті НТУУ "КПІ ім. І. Сікорського", №2, 2018р.

3. Чиж І.Г. Хрієнко К.С. Спосіб вимірювання осьової довжини афакічного ока / Заявка №U2018 03694 від 06.04.18 на видачу патенту на корисну модель.

4. Хриєнко Е.С. Вариооптические линзы на эффекте электросмачивания. Развитие и перспективы/ ХІ науково-практична конференція студентів та аспірантів "Погляд у майбутнє приладобудування" - Київ-2016р. - с 51.

5. Хрієнко К.С. Перспективи використання рідких лінз в приладобудуванні / Дев'ята міжнародна науково-практична конференція "Інтегровані інтелектуальні робото технічні комплекси" - Київ - 2016р - 174-175с.

Ключові слова: інтраопераційна рефрактометрія ока, тривимірна мікрофотометрія, "повітряне" зображення мікрозони сітківки.



Abstract

The master's dissertation consists of introduction, four chapters, conclusion, bibliography. The dissertation contains 90 pages of the main text, 48 illustrations, 33 tables and 31 references. The total amount of work is 103 pages.

Background: the current technologies of determining the person's optical power of the intraocular lens in the treatment of cataracts do not guarantee a tolerable planned postoperative error, which should not exceed ± 0.25 diopters therefore, the task of increasing the accuracy of determining the required optical power of the IOL by finding alternative methods and hardware that solve the problem.

The purpose and objectives of the study: improve the accuracy of determining the required optical power of the intraocular lens that to be implanted in the eye during cataract surgery.

Objectives:

1. Comparative analysis of existing methods and hardware for measuring optical power of the IOL with identify their strengths and weaknesses;

2. Substantiation of the alternative method of intraoperative refractometry of the eye, which is free of disadvantages of analogues and has the potential to more accurately determine the required optical power of the IOL;

3. Analysis of the factors limiting the accuracy definitions of the optical power of the IOL by hardware that is proposed for justify the conditions and recommendations, implementation which will assist achieves the desired accuracy of optical power IOL

The object of the research: refractometry of the aphakic eye in cataract surgery

The subject of investigation: method and hardware for the implementation of intraoperative refractometry.

Research methods: to solve the tasks using the theoretical foundations of geometric optics are used, namely, the theory of Gaussian optics, the theory of an ideal optical system; computer simulation of the method and optical system of the proposed hardware; computer simulation of the refractometry process using the "schematic eye".

Scientific novelties of the results are:

1. A new method and hardware device for determining the optical power of the intraocular lens to be implanted in cataract surgery is proposed.

2. Allowable tolerance of the position of the IOL along the optical axis of the eye have determined, which does not lead to an unacceptable error of the planned post-operative eye refraction.

3. The permissible intraoperative errors of the biometrics of the eye by the proposed method have determined, which influence the accuracy of the determination of the optical power of the IOL

The practical significance of the results: The results of the studies allow to improve the procedure for assessing the optical power of the IOL and achieve an error of planned postoperative refraction within the range of ± 0.25 diopters; which will facilitate the attraction of investments for further implementation of this project.

Testing Results thesis.

1. I.G. Chyzh, K.S. Khriienko, "Intraoperative biometrics of the eye" XVII International scientific and technical conference "Instrumentation Engineering: current state and trends", Kyiv, 2018, 124p. (in Ukrainian)

2. I.G. Chyzh, K.S. Khriienko, "Method of interoperative refractometry of the aphakic eye" Visnyk NTUU "KPI", no.2, (in Ukrainian)

3. I.G. Chyzh, K.S. Khriienko, "Method of measuring the axial length of the aphakic eye" Patent №8 U2018 03694, 2018, (in Russian)

4. K.S. Khriienko, "Variooptical lenses on the effect of electric welding", ХІ Scientific and Practical Conference of Students, Postgraduates and Young Scientists "A View to the Future of Instrumentation", Kyiv, 2016, 51p. (in Ukrainian)

5. K.S. Khriienko, "Prospects for the use of liquid lenses in instrumentation", / ІХ International Scientific and Practical Conference "Integrated Intellectual Robot Technical Complexes", Kyiv, 2016, 174-175p. (in Ukrainian).

• Keywords: intraoperative refractometry of the eye, three-dimensional microphotometry, "aerial" images of the microzone of the retina.


Вступ

Катаракта - це одна з найпоширеніших захворювань ока у світі, що супроводжується помутнінням кришталика й втратою гостроти зору. За статистичними даними, в середньому у світі, на катаракту страждає більше 70 % населення у віці старше 72 років та біля 20 % у віці 40-60 років [1]. Єдиним ефективним методом лікування катаракти, на даний момент, є хірургічне втручання з видаленням помутнілого кришталика і заміною його на інтраокулярну лінзу (ІОЛ) [2-3], яка забезпечує безперешкодне розповсюдження світла в очах від рогівки до сітківки. Недоліком даної процедури являється втрата акомодаційної функції ока (можливості бачити предмети на різній відстані). Тому пацієнти замовляють саме таку післяопераційну рефракцію, яка дозволяє оку, неозброєному додатковими лінзами, чітко бачити об'єкти на відстані до п'яти і більше метрів або на коротких дистанціях до 250-300 мм, які мають місце при читанні та при роботі з комп'ютером, мобільним телефоном, планшетом, тощо. Проте персоніфіковане визначення потрібного значення Ф з урахуванням вимоги пацієнта є доволі складною задачею. Для її вирішення протягом останніх 50 років було створено і вдосконалено вже чотири покоління біометричних формул (SRK II, Holladay, SRK/ T, Hofier Q, Haigis) [1], а також розроблена складна прецизійна апаратура для визначення передопераційної біометрії ока [2]в надії мінімізувати похибку рефракції після заміни кришталика. Від точності вимірювань біометричних даних, а саме радіуса кривизни поверхні рогівки та осьові довжини ока залежить ефективність результатів корекції зору. Проте ні використання в клінічній практиці досконалої вимірювальної апаратури, ні складні алгоритми розрахунку значень Ф так і не забезпечили 100 % позитивного результату імплантації ІОЛ. Цьому сприяє низка факторів: обмежена фактична точність передопераційних біометричних вимірювань, методичні похибки формул для розрахунку Ф ІОЛ на основі передопераційних біометричних даних, зміни геометричних параметрів ока після видалення кришталика. Так фактична похибка в межах ±0.5 діоптрій відносно планової післяопераційної рефракції ока пацієнта й досі вважається успіхом, хоча, як відомо, похибка окулярної корекції аметропії більше ±0.25 діоптрій є недопустимою [1].

Як результат існуючі технології визначення потрібної оптичної сили ІОЛ ще не забезпечують бажаного результату. Тому постає задача створення методу і апаратного засобу точного визначення Ф ІОЛ, які забезпечать зменшення або усунення дії вказаних негативних факторів за рахунок додаткової інтраопераційної біометрії ока в момент після видалення кришталика.

Метою даної роботи являється розробка та обґрунтування методу інтраопераційної рефрактометрії та апаратного засобу для визначення оптичної сили ІОЛ, що забезпечить меншу похибку відтворення післяопераційної рефракції ока при лікуванні катаракти.



Розділ 1. Методи та апаратні засоби для вимірювання оптичної сили ІОЛ

Катаракта - це одна з найпоширеніших захворювань ока у світі, що супроводжується помутнінням кришталика й втратою гостроти зору. Лише в Україні середня кількість хворих на катаракту складає до 1.5 % кількості населення, а питома вага катаракти серед причин інвалідності по зору становить до 16 %. Щорічно у світі проводиться більше 20 мільйонів операцій з видаленням помутнілого кришталика і заміною його на ІОЛ [2], що є єдиним ефективним методом лікування даного захворювання.

На сьогоднішній час створено велику кількість різноманітних за своєю конструкцією ІОЛ. Проте переважна більшість (90 %) імплантованих ІОЛ має фіксовану оптичну силу, через що око після операції втрачає здатність до акомодаційну [1,4]. Тому необхідною умовою для досягнення запланованої післяопераційної рефракції ока являється точне визначення Ф ІОЛ, що забезпечить можливість пацієнту бачити предмети на певній відстані не користуючись окулярами.

Для визначення потрібної Ф ІОЛ розроблено велику кількість біометричної апаратури, та створено вже чотири покоління спеціальних формул розрахунку Ф за результатами біометрії ока. Однак і досі точне визначення потрібного персоніфікованого значення Ф для ока конкретного пацієнта залишається до кінця невирішеною проблемою. Так фактична похибка в межах ±0.5 діоптрій відносно планової післяопераційної рефракції ока пацієнта й досі вважається успіхом, хоча, як відомо, похибка окулярної корекції аметропії більше ±0.25 діоптрій є недопустимою.

В даному розділі буде проведено аналітичний огляд існуючих методів визначення необхідної оптичної сили ІОЛ з метою прогнозування тенденцій і шляхів подальшого вдосконалення цих методів



1.1 Методи визначення необхідної оптичної сили ІОЛ

З поширенням технології заміни природного кришталика людини на ІОЛ точний розрахунок Ф ІОЛ стає одним з найважливіших факторів, від якого залежить успішність проведення операції й досягнення максимальної гостроти зору. Точний розрахунок значення Ф потребує наявності точних даних про геометричні та оптичні параметри оптичних елементів та оптичних середовищ певного ока. Так у першу чергу необхідно мати дані про параметри геометричної форми передньої поверхні рогівки після факоемульсифікації, довжину ока вздовж візуальної осі, розташування ІОЛ в оці вздовж візуальної осі, геометричні та оптичні параметри самої ІОЛ, показники заломлення рідини, яка буде заповнювати передню камеру після операції та показник заломлення скловидного тіла.

Починаючи з кінця 60-х років попереднього століття було створено декілька поколінь формул розрахунку оптичної сили ІОЛ [5-7]Розглянемо еволюцію розвитку математичних формул для визначення параметрів ока, що необхідні для розрахунку. Розвиток методів розрахунку ІОЛ почався з класичної роботи Федорова С.Н. Івашинко А.І. й протягом всієї історії розвитку технологій катарактальной хірургії з 60-х років 20ст. було створено чотири покоління формул:

· "Точні оптичні" і лінійні регресійні (Федоров - Калинко, Binkhorst, Colebrander)

· Оптичні формули з уточненими параметрами (Binkhorst-II, Hoffer та ін.) і нелінійні регресійні формули (SRK II, Donzis-Kastl-Gordon та ін.)

· Формули з установленням персоніфікованого фактора для конкретного типи лінзи (Holladay 1, Hoffer Q та ін.)

· Формули (Haigis, SRK/T, Barret та ін.) мають декілька констант, отриманих за результатом багатофакторного регресійного аналізу (Haigis) та більш точними оптимізованими показниками.

Формули першого покоління (Федоров Колінко, Binkhorst, Colebrander і ін.) були названі "точними оптичними", так як вони були виведені з умови фокусування параксіальних променів на сітківці відповідно до законів геометричної оптики. Ці формули можуть бути математично представлені в наступному вигляді [6]:

, (1.1)

де, Ф - необхідна оптична сила лінзи для досягнення післяопераційної емметропіі; N - показник заломлення склоподібного тіла і водянистої вологи; L - осьова довжина ока (мм); C - передбачувана післяопераційна глибина передньої камери ока (мм); K - оптична сила рогівки (діоптрії).

Розрахунок був заснований на гаусівському параксіальному наближенні, що призводило до помилок при індивідуальних випадках. Також "Точні оптичні" формули першого покоління не привели до зникнення рефракційних помилок в зв'язку з відсутністю зворотного зв'язку між отриманим рефракційним результатом і формулою. Вони були засновані, головним чином на параметрі осьової довжини ока. З появою задньокамерних ІОЛ виникла необхідність врахування глибину передньої камери. Це призвело до необхідності створення "регресійних" формул, таких як SRK I, SRK II, Donzis-Kastl-Gordon, Gills і ін.

Регресивні формули були виведені на підставі регресійного аналізу великої кількості імплантацій ІОЛ. Назву "регресійних" формули отримали через застосування методу найменших квадратів щодо апроксимації функції, значення якої отримане було експериментально при дії різних перешкод і невизначеності деяких параметрів. Масивом даних для створення регресійних формул були результати біометрії ока для розрахунку Ф за існуючими теоретичними формулами, а також виявлені похибки післяопераційної рефракції. Апроксимаційні коефіцієнти, як виявилося, можуть вказувати на більш вірогідне розташування ІОЛ в оці пацієнта на основі даних про довжину ока, глибину передньої камери, геометричних параметрів рогівки та конструктивних властивостей конкретної моделі ІОЛ.

Автори регресійних формул ввели константу "А" для кожного виду ЫОЛ, що характеризує положення лінзи в оці за клінічними даними. Величина А-константи однієї і тієї ж моделі ІОЛ в залежності від точки фіксації лінзи буде різною [6,7]Також величина А-константи змінюється при зміні профілю гаптичної частини лінзи. Надалі було запропоновано встановлювати кожній зробленій серійно ІОЛ персональною А-константою, яка визначається дослідним шляхом при достатній кількості імплантацій. Зараз А-константа є обов'язковою характеристикою ІОЛ і застосовується практично у всіх сучасних формулах для розрахунку оптичної сили ІОЛ.

В останні роки були запропоновані різні методики індивідуалізації А-константи в залежності від застосовуваної хірургом технології екстракції катаракти [8]. Проте одним з найбільших недоліків регресійних формул є те, що вони не дають 100 % гарантії точного визначення потрібного значення Ф ІОЛ в першу чергу тому, що всі вони отримані з обмежених масивів даних, належних конкретним типам очей пацієнтів.

Проаналізувавши велику кількість випадків, була виведена формула (1.2), що забезпечує емметропією, при установці ІОЛ. Ця формула була виведена Sanders, Retzlaff, Kraff в 1980 році і відома, як формула SRK:

(1.2)

де Ф - необхідна сила ІОЛ (діоптрії); AL - аксіальна довжина (мм), K - середнє арифметичне показання кератометрії (діоптрії); A - константа, для кожного типу ІОЛ своя (виробник вказує це значення).

Формула SRK - лінійне рівняння, отримане шляхом множення даних для прямої лінії. Однак, оптична система ока не є лінійної і підсумком цього є наявність помилок в післяопераційному періоді (особливо, в дуже довгих або коротких очах). Для підвищення точності ця формула була змінена з урахуванням параметра довжини передньо-задньої вісі (ПЗВ) ока. Автори виділили групи в залежності від довжини ПЗВ ока:

1. Короткі очі (менше 22 мм),

2. Середні очі (від 22,1 до 24,4 мм)

3. Довгі очі (24,5 мм і більше).

Для коротких і довгих очей були введені лінійні поправки до формули SRK. Таким чином, з'явилася формула SRK-II, що відноситься до формул другого покоління, в якій A-константа визначена для різних довжини ока:

Таблиця 1.1. Значення коефіцієнту А в залежності від довжини ока

Коефіцієнт	Довжина ока L
АL = А+3	L <20мм
АL = А+2	20мм < L < 21мм
АL = А+1	21мм < L < 22мм
АL = А	22мм < L < 24,5мм
АL = А-0,5	24,5 мм < L

. (1.3)

Недостатня точність розрахунку оптичної сили ІОЛ при використанні даних формул призвело до появи нових, "змішаних" формул, виведених на базі "точних оптичних" формул з розрахунком деяких коефіцієнтів по емпіричним даним (Holladay, SRK / T і ін.).

У 1988 році Jack T. Holladay продовжив дослідження в області точності розрахунку формул і запропонував формулу в якій точність залежала не тільки від ПЗВ і глибини передньої камери (ACD), але і радіуса кривизни рогівки і положення ІОЛ, що поклало початок третього покоління формул. Замість одного значення ACD вводиться два - перше від вершини рогівки до площини радужки і другий відстань між площиною радужки і ІОЛ, що був названий "Фактор хірурга" SF.

Фактор хірурга визначається за клінічними даними і застосовується в якості атрибута певного типу ІОЛ, як і А-константа. Зв'язок між SF та А був представлений формулою [1]:

. (1.4)

При цьому формула знаходження Ф ІОЛ отримала вигляд [6]:

, (1.5)

, (1.6)

(1.7)

де · показник заломлення рідкого та склоподібного тіла;

REF · післяопераційне очікуване значення рефракції ока;

V · відстань між задньою поверхнею пробної лінзи офтальмологічної, встановленої перед оком, та передньою поверхнею рогівки;

L2 · коригована осьова довжина ока (мм);

r · середня кривизна рогівки;

C2 · анатомічна дистанція між піком рогівки ока та райдужною оболонкою;

SF · дистанція від райдужної оболонки до оптичного центру імплантованої ІОЛ (мм)

, (1.8)

де при умові r<7, або

при умові ,

при умові що , в іншому випадку .

Персоніфіковане значення дистанції SF розраховується за формулою (1.9), а її складові розписані виразами (1.10-1.16) [1]:

, (1.9)

, (1.10)

, (1.11)

(1.12)

(1.13)

(1.14)

(1.15)

, (1.16)

де AREF - оптична сила, еквівалентна післяопераційній рефракції (дптр)

S · оптична сила (сфера) вимірюється у дптр;

С · оптична сила (циліндр) вимірюється у дптр;

Також Holladay J.T порушив питання необхідності стандартизації біометрії та кератометрії для підвищення точності розрахунків Ф ІОЛ. Він проаналізував вплив конструктивних параметрів ІОЛ на помилки вказаних розрахунків та створив список більш ніж 800 зареєстрованих моделей ІОЛ зі значеннями констант А, АСD і SF, які часто виробниками ІОЛ спотворюються, тому що визначаються не за клінічними даними, а за параметрами аналогічних лінз. Проте навіть клінічні дані не гарантують помилок при визначенні вказаних констант, бо вони змінюються при зміні методу екстракції катаракти та способу фіксації ІОЛ, а це означає, що вони не можуть вважатися незмінними константами [9].

В 1993р. Hoffer K.J. ввів персоніфіковане значення persACD - положення конкретного типу ІОЛ, які можна вирахувати за формулою, знаючи SF, по емпіричні формулі [10].

. (1.17)

З вище викладеного можна оформити таблицю 1.2 де указані параметри та константи, що необхідні для червоної формули а також указані рекомендації для їх застосування.

Таблиця 1.2. Формули для розрахунку Ф ІОЛ

Формула	Параметри	Константи	Показання для застосування формули
Haigis	AL ACD K	А 0, А 1, А 2	Може використовуватися при любій довжині ока, якщо кожна з трьох А-констант оптимізована
Hoffer Q	AL K	persACD	"Коротке" око, довжина менше 22мм
Holladay 1	AL K	SF	Довжина осі ока 24-25мм
SRK/T	AL K	А-константа	Нормальний і міопічне око
Haigis L	AL K WTW, дифракція до операції, заднє вертексна відстань,	А-константи

AL - довжина передньої, задньої осі ока

ACD - глиби передньої камери

K - кривизна і заломлююча сила рогівки.

1.2 Методи та апаратне забезпечення для передопераційної біометрії

Досягнення заданого рефракційного результату видалення катаракти з імплантацією ІОЛ - один з найважливіших критеріїв успіху операції в першу чергу для пацієнта. В основі правильного розрахунку оптичної сили ІОЛ лежить точна оцінка до операції біометричних даних ока.

Біометрія - діагностика ока пацієнта, що включає в себе точну оцінку рефракції рогівки ока і кришталика до операції а також довжини оптичної осі ока, положення природного кришталика пацієнта. Діагностична процедура біометрії включає в себе використання статистичного аналізу до біологічних даних. Ці дані отримує оператор з допомогою наявних приладів, їх якості надзвичайно важлива для точності результатів аналізу

Розглянемо методи та апаратні засоби для дослідження передопераційної біометрії ока.

1.2.1 Методи вимірювання кривизни поверхні рогівки

Одним з найважливіших біометричних параметрів для визначення сили ІОЛ являється кривизна рогівки ока пацієнта.

Найбільший обсяг інформації про форму поверхні рогівки, а точніше відхилень її від сфери, надає метод кератотопографії, якій реалізовано у багатьох вимірювальних офтальмологічних приладах, [5]. Суть його полягає в тому, що перед оком встановлюється об'єкт концентричними білими і чорними кільцями, що чергуються між собою.. Аналізується віддзеркалене від поверхні рогівки зображення цього об'єкту. Так при неправильній формі рогівки форма кілець спотворюється. Чим менше радіус кривизни передньої поверхні рогівки, тим менше це зображення, а кільця диска Пласідо розташовуються ближче один до одного. При астигматизмі в області більш крутого меридіана кільця також будуть тісніше прилягати одне до одного Математична обробка зображення з виявленням геометричних параметрів зображення та його спотворень дозволяє визначити топографію поверхні рогівки. Сучасного кератотопографи реалізуться за схемою яка показана на рис. 1.1 [2].

а)

б)



Размещено на http://www.allbest.ru/

в)

Рисунок 1.1. Схема до пояснення дії сучасних вимірювачів параметрів геометричної форми поверхні рогівки - радіусу кривизни, сферо-циліндричності та інше: а) екран з кільцями Пласідо, встановлений перед оком пацієнта; б) дзеркальне рогівкове зображення кілець Пласідо, зареєстроване CCD-камерою; в) схема відтворення топографії поверхні рогівки за допомогою кератотопографера

Перед оком на строго визначеній відстані встановлюється екран з кільцями Пласідо, рис 1.1 а). Промінь, що прямує від наперед визначеної ділянки конкретного кільця Пласідо з радіусом l у напрямку дзеркального фокусу F передньої поверхні рогівки, відбивається від неї і прямує у зворотному напрямку паралельно оптичній осі рогівки та оптичній осі об'єктива. Далі він проходить через задній фокус F^/_об об'єктива і потрапляє на поверхню фотоприймача зображень (матрицю CCD-камери). Телевізійна камера, що підключена до комп'ютера, дозволяє зареєструвати зображення кілець Пласідо, сформоване рогівкою як опуклим сферичним дзеркалом, рис 1.1 б). Промінь, що вказаний на рис 1.1 в), виділяються за допомогою мікро діафрагма, розташована у фокусі об'єктива. Далі проводячи аналіз ділянки кільця Пласідо, визначається відстань h, а потім за формулою (1.18) розраховується радіус кривизни поверхні рогівки у точці, де відбивається промінь [2].

, (1.18)

Якщо поверхня рогівки не має сферичної форми чи осьової симетрії, то зображення кілець Пласідо має вигляд деформованих децентрованих кілець, як показано на рис 1.1 в). Відповідна математична обробка отриманого зображення дозволяє виявити тороідальність рогівки, яка призводить до астигматизму - аберації, що суттєво впливає на гостроту зору, зменшуючи її, і яку можна виправляти підбором спеціальних сфероциліндричних ІОЛ. Похибка при проведенні кератотопографії знаходиться в діапазоні ± 0,25 дптр. або 2-3 мкм, але в складних випадках може становити і ± 0,50-1,00 дптр. [11].

Конструктивно даний метод реалізується в фотокератометрів [5](рис. 1.2.а) - це корпус 1 у вигляді півсфери з вбудованою в нього фотокамерою 2, укріпленою на стійці, що пов'язана з координатно-рухомим столиком, також ще до приладу додається лобно-підборідна опора. Усередині корпусу нанесені елементи вимірювальної марки: кільця 3 і радіальної лінії 4. На корпусі також змонтовані марки наведення 18. Для створення рівномірного фонового освітлення усередині корпусу 1 навколо тубуса 8 встановлено дифузний розсіювач 15. Підсвічування приладу здійснюється за допомогою ламп розжарення 14 та 16. На торці самого тубусу 9 встановлюють екран 17 для оберігання від засліплення у момент спалаху імпульсних ламп 16. Усередині фотокамери 2 розміщуються наступні компоненти зборки: 5 - фотооб'єктив, 12 - фіксаційні точки, 13 - діафрагма, 7 - відкидне дзеркальце, 6 - фотоплівка, 8 - пластина з перехрестям, 10 - дзеркало та 11 - окуляр.

На фотокератограмі виходить зображення близько 15-20 концентричних кілець, відстань між якими можуть бути різними, залежно від ступеня асферичності рогівки. Вимірюючи діаметр кілець в головних перетинах рогівки і координатах радіальної сітки, за спеціальними формулами розраховують коаксіальні радіуси кривизни рогівки (довжини нормалей від вимірюваних точок на поверхні рогівки до осі симетрії).

Зовнішній вигляд сучасних фотокератометрів різних виробників показано на рис. 1.2.

а)

б)

Рис 1.2. а) Фотокератометр б) Кільця Пласідо

Розрахунок топографії рогівки проводиться шляхом обчислення так званого коаксіального радіусу в різних кореальних зонах. Коаксіальний радіус (Rk) - це довжина нормалі від вимірюваної точки на поверхні рогівки до осі симетрії під певним кутом а до цієї осі. (див рис 1.3)

Рисунок 1.3. Схематичне зображення коаксіального радіуса

Формула для визначення R_k:

, (1.19)

де d_k - діаметр вимірювального кільця.

K_k - таріровочний коефіцієнт (стала величина, яка вказана у паспорті приладу). Таким чином, для визначення необхідно заміряти діаметр зображення кільця на фотоплівці. Ці вимірювання можна проводити за допомогою, наприклад, проекційного мікроскопа, який дозволяє розглядати знімок на екрані з великим збільшенням. Зазвичай вимірюють кільця в двох меридіанах - у "крутому" і "плоскому".

Встановлено, що для виявлення закономірностей топографії рогівки і розрахунку конструкції контактних лінз, досить робити виміри в зонах, відповідних топографічним кутах 0 °, 15 °, 25 ° і 35 °, або на рівнях п'ятого, дев'ятого і тринадцятого кілець фотокератограми. Це дозволяє визначити радіуси кореальної кривизни в центральній, периферичної та перехідною середній зоні. Вимірювання зазначених показників проводять в двох взаємно перпендикулярних меридіанах [12]

Недоліками методів, що використовують кільця Пласідо являються залежність відображеного зображення від сльозової плавки яка може вплинути на результат.

1.2.2 Методи вимірювання довжини ока людини

В залежності від принципу вимірювання довжини ока людини, що використовується в офтальмології, методи біометрії можна умовно розділити на:

1. Хвильові (на основі акустичних хвиль і випромінюванні ближнього інфрачервоного випромінювання)

- Ультразвукова біометрія (А, B і 3D методи)

- Ультразвукова біомікроскопія

- Лазерна чи когерентна біометрія.

2. Оптичні (за рахунок формування оптичних проекцій і зразів).

- Фотоофтальмомтрія

- Принцип розділення оптичних зрізів за допомогою зрізів

- Принцип шаймпфлюга.

Одномірна ехографія (А-режим) була введена в клінічну практику в середині минулого. Розвиток ехографії пов'язаний з введення в клінічну практику комбінованого ультразвукового дослідження, що дозволяє дослідження визначити і об'ємні розміри анатомічних формувань

Для медичної діагностики використовуються коливання з частотою 0.8-10 МГц. Швидкість розповсюдження УЗ-хвиль у повітрі 340 м/с, а у воді та м'яких тканинах 1500 м/с, тому довжина вказаних хвиль у тканинах людини знаходиться в діапазоні 1.9-0.15 мм і можуть відбиватися від мікро неоднорідностей з такими ж розмірами [2].

Даний метод працює за допомогою п'єзоелектричного зонда, здійснюють генерування короткого (?1 мкс) зондуючого імпульсу, і, орієнтуючи зонд відповідним чином на поверхні ока, направляють цей імпульс в досліджувану область.

Ехосигнали, відбиті від кордонів розділу і неоднорідностей біотканин сприймаються тим же зондом і перетворюються в пропорційні електричні сигнали. Час їх появи щодо моменту випромінювання зондуючого імпульсу свідчить про глибину залягання шару, що відбиває світло (формула 1.20), а амплітуда і форма ехосигналів несуть інформацію про його фізичних особливостях.

(1.20)

де l - відстань до досліджуваного шару ока

- швидкість проходження хвилі у середовищі ока

- час проходження імпульсу від випромінювача до досліджуваного шару й повернення поверненя до приймача.

В А-скан біометрії, один тонкий і паралельний звуковий промінь випромінюється з наконечника зонда при заданій частоті близько 10 МГц. Відлуння відскакує назад до зонда, звуковий промінь "вражає" кожен інтерфейс. Інтерфейс являє собою з'єднання між будь-якими двома середовищами різної щільності і швидкості, які, в очах, включають передню поверхню рогівки, водну / передню поверхню лінзи, капсулу кришталика ока / передню склоподібну, задню склоподібну / поверхню сітківки, і судинна / передня поверхня склери.

Кожне середовище має свій хвильовий опір. Якщо два середовища мають опір R1 та R2 відповідно, то при відношенні R1/ R2=0 перехід УЗ-хвилі з першого середовища в друге неможливий, що призводить до повного відбиття хвилі. При переході УЗ-хвилі із повітря у тіло рогівки відбиття становить майже 99.9 %, тому з повітря, тобто безконтактно, в око УЗ-хвилі практично не потрапляють. У зв'язку з цим ультразвуковий випромінювач притискається до рогівки через спеціальне желе для видалення повітряного проміжку між випромінювачем УЗ-хвилі та рогівкою [2].

На межі розділу середовищ, що відрізняються хоч трохи хвильовим опором, відбувається відбиття УЗ-хвилі, яке можна зареєструвати як відлуння від межі. Для цього слугують ультразвукові сканери. На рис. 1.4 показані сигнали-відлуння від поверхонь рогівки, кришталика та сітківки.

При відомій швидкості розповсюдження УЗ-хвилі часові інтервали між відлуннями дозволяють визначати довжину окремих ділянок ока, наприклад вздовж візуальної осі, що називається ультразвуковим А-скануванням. При середній швидкості розповсюдження імпульсу УЗ-хвилі в середовищах ока 1500 м/с, відлуння від сітківки при довжині ока 25 мм надходить у А-сканер через 33 мікросекунди. За цей інтервал часу око не змінює свого положення через тремор, що сприяє точності біометрії.

Перевагою УЗ-сканування ока є те, що воно дозволяє здійснювати сканування ока від рогівки до сітківки при непрозорому кришталику, враженому катарактою. Але у цього методу все ж є свій недолік - це потреба забезпечення механічного контакту випромінювача А-сканера із рогівкою, див. рис. 1.4.

Рисунок 1.4. Ультразвукове А-сканування ока з метою вимірювання відрізків С, L

Притискання приладу до рогівки може призводити до недопустимих похибок вимірювання довжини передньої камери (С) та переднє-заднього відрізка (L) [13,14]. Наприклад, осьова деформація рогівки на 1 мм від притискання ультразвукового А-сканера викликає похибку вимірювання параметрів L і С, що набагато перевищує похибку самого ультразвукового сканера. Ще одним фактором, який зменшує точність ультразвукового методу, є відсутність точних апріорних даних про швидкість УЗ-хвилі у конкретних середовищах ока конкретної людини.

Як результат більш приближеним до "Золотого стандарту" методу для вимірювання ока людини вважається імерсійний метод, Імерсія досягається при встановленні невеликої склеральної чашечки (циліндра) між віками. Чашечку (циліндр) заповнюють розчином метил целюлози, в який занурюють датчик. Як результат не відбувається натиску на рогівку пацієнта.

Ще один методом для вимірювання довжини ока являється оптична когерентна томографія (ОКТ) [2,15,16], що широко використовується в сучасній медицині. Це неінвазивний і високоточний метод дослідження. Оптична когерентна томографія була розроблена в Массачусетському технологічному університеті в кінці 80-х років ХХ століття. Суть оптичної когерентної томографії полягає у вимірі часу затримки світлового променя, відбитого від досліджуваної тканини. Оскільки сучасне обладнання не дозволяє безпосередньо вимірювати цей параметр на настільки малих просторових відрізках, робота ОКТ побудована на принципах світлової інтерферометрії. До недавнього часу основою всіх когерентних томографів був інтерферометр Майкельсона. Джерелом світла повинен бути промінь низької когерентності. За допомогою дільника світловий пучок розщеплюється на дві рівні частини, одна з яких спрямовується на досліджувану структуру, друга - на рухоме дзеркало (опорне плече). Дослідник, шляхом зміщення робочої частини приладу, домагається того, щоб відстань до обох об'єктів було однаковою. Після цього відбиті промені, що реєструються фотодетектором, за допомогою комп'ютерного моделювання підсумовуються, що викликає ефект інтерференції,. Отримана амплітуда інтерферуючої світлової хвилі характеризує відбивну здатність конкретної точки досліджуваного об'єкта. При цьому чим більша затніть тканини відбивати хвилі використовуваної частоти, тим більшу амплітуду має інтерференційна картинка. Потім опорна плече зміщується і виконується дослідження наступної точки. В результаті формується одновимірний А-скан (axial scan). Двомірне зображення, що отримується шляхом підсумовування декількох А-сканів, за аналогією з ультразвуковим дослідженням, називається В-сканом. Відстань між точками А-скан визначає поздовжнє (аксіальне) дозвіл, між сусідніми А-сканами - поперечне.

По своїй суті аналогічна акустичній ехолокації. Але світло розповсюджується в оптичних середовищах ока із швидкістю, яка майже у 150 тисяч раз є більшою швидкості акустичних хвиль. Тому, інтервал часу для проходження світла від поверхні рогівки до сітківки і в зворотному напрямку складає приблизно 2,2*10^-12 с, виміряти який з потрібною точністю поки що технічно неможливо. Вирішити проблему вдається методами інтерферометрії і томографії. Ці методи дозволяють здійснювати вимірювання С, L та інших відрізків за допомогою схем двопроменевої інтерферометрії з використанням в ній випромінювачів світла з низькою просторовою поздовжньою когерентністю.

На рис 1.6 показано спрощену схему оптичного вимірювача відрізків С, L. Він має у своєму складі джерело світла з коліматором, інтерферометр Майкельсона з референтним рухомим дзеркалом, фотоприймач з аналізатором електричного сигналу, підключений до комп'ютера. Випромінювач в цьому вимірювачі повинен генерувати світло з низькою повздовжньою просторовою когерентністю, довжина якої повинна бути на рівні допустимої похибки вимірювання вказаних відрізків - десятих і навіть сотих часток міліметра. Світлоділильник відбиває частину світлового потоку в бік референтного дзеркала, а іншу частину направляє в око пацієнта. Відбиті від референтного дзеркала світлові хвилі і ті, що відбиваються від оптичних поверхонь ока, утворюють в зоні фотоприймача рухому інтерференційну картину, що перетворюється одноелементним фотоприймачем у відповідний електричний сигнал. В той момент, коли оптична довжина шляху від референтного дзеркала до фотоприймача дорівнює оптичній довжині шляху від окремої поверхні ока до фотоприймача, інтерференційна картина із нестаціонарної перетворюється у стаціонарну завдяки когерентності цих двох хвиль.

На виході фотоприймача спостерігається імпульсне зростання амплітуди гармонічного сигналу, рис 1.6. Якщо референтне дзеркало має стабільну швидкість переміщення вздовж осі - , то доплерівська частота цього гармонічного сигналу визначається за формулою:

,

де - довжина світлової хвилі. В зареєстрованому на цій частоті сигналі, може бути виявлено присутність відлуння від різних оптичних поверхонь ока, на яких змінюється показник заломлення чи спостерігається розсіювання світла, рис. 1.5 [2]. Положення дзеркала вздовж осі - координата , при якому спостерігається перше зростання амплітуди гармонічного сигналу завдяки відбиттю світла від передньої поверхні рогівки, слугує початком вимірювання відрізків C,L та інших.

При визначенні довжини відрізків C, L потрібно виміряну їх оптичну довжину перевести у геометричну, поділивши відповідні значення оптичної довжини на показник заломлення n оптичних середовищ ока.

Корінний перелом в технології оптичної когерентної томографії стався з впровадженням в практику спектральних інтерферометрів, що використовують перетворення Фур'є.



Рисунок 1.5. Низько когерентна томографія оптичної системи ока з метою вимірювання відрізків C, L та інших

Їх відмінністю від інтерферометра Майкельсона є наявність спектрометра і високошвидкісний CCD - камери. Джерелом світла утворює низько когерентний промінь, що містить кілька довжин хвиль. При цьому світловий імпульс ділиться на дві рівні частини, одна з яких відбивається від фіксованого опорного плеча (дзеркала), друга - від досліджуваного об'єкта. Потім сигнали підсумовуються, а інтерферометричний промінь світла розкладається на складові частини спектра, які одночасно фіксуються CCD-камерою. Отриманий спектр інтерференції складається з сукупності світлових хвиль, відбитих від різних по глибині ділянок досліджуваного об'єкта. Потім, з отриманого масиву даних, шляхом математичного перетворення Фур'є виділяються частотні складові, з яких формується А-скан.

Таким чином, отримання лінійного скана відбувається не шляхом послідовного випромінювання властивостей, що відображається кожною окремою просторовою точкою, а одночасно. Глибина сканування при цьому дорівнює зоні когерентності.

Оптична когерентна томографія може забезпечити високу чутливість виявлення слабких відображень з різних глибин в тканинах, тому що, ґрунтується на інтерферометрії слабкої когерентності і вимірює поле оптичного променю, а не його інтенсивність.

Підводячи підсумок можна сказати, що на методи передопераційної біометрії впливає також наявність в хворому оці враженого катарактою хрусталика, що впливає на хід розрахунків й може призвести до появи похибок. Тому дані методи являються обов'язковими для визначення оптичної сили ІОЛ, але вони не можуть гарантувати високої точності вимірювання. Для вирішення даної проблеми було створено методики та пристрої для визначення чи уточнення заздалегідь вирахуваної сили ІОЛ, що проводяться під час операції після проведення факоемульсифікації [5,15], коли в оці відсутній кришталик й використовують аберометрію.

1.3 Системи для інтраопераційного розрахунку оптичної сили ІОЛ аберометричним методом

В світі є два пристрої працюючих інтраопераційної аберометр ORA System® with VerifEye™ (Optiwave® Refractive Analysis) компанії Wave Tec Vision Systems Inc (США), а другий, ще не набув великої поширеності так як тільки недавно з'явився на світовому ринку аберометр HOLOS IntraOp™ Wavefront Aberrometer компанії Clarity Medical Systems (США).

а)

б)

Рисунок 1.6. Апарати з функцією інтеропераційної біометрії ока: а) аберометр ORA System® with VerifEye™ (Optiwave® Refractive Analysis) компанії Wave Tec Vision Systems Inc (США); б) аберометр HOLOS IntraOp™ Wavefront Aberrometer компанії Clarity Medical Systems (США)

Вони базуються на принципах аналізу аберометрії ока.

Аберації оптичної системи ока - це: 1) порушення гомоцентричності пучків променів після їх проходження через оптичні середовища ока, або іншими словами це деформація сферичного фронту світлової хвилі, яка формує на сітківці зображення предметної точки; 2) втрата геометричної подібності між дійсними обрисами об'єктів, які спостерігає око, та їх зображеннями на сітківці [5].

Реальна оптична система ока людини багато в чому відрізняється від оптичної системи схематичного, ідеалізованого ока тому аналізуючи відхилення хвильового фронту можна аналізувати похибки в передачі зорової системи людини.

1.3.1 Пристрій ORA System® with VerifEye™

ORang - система від WaveTec Vision Systems, Inc. була першим комерційно доступним інтраопераційним аберометром. Він використовував датчик Шака-Гартмана. Також він був попередником системи ORA яка замінила її у 2011 році.

Даний пристрій включає в себе рис 1.7: джерело когерентного світла, об'єктив, рефлектометр, вузол камери (датчика), аналізатор (ПК) [18].

Рисунок 1.7. Функціональна схема аерометра ORA

При цьому джерело світла створює на сітківці ока світлове м'ятно з певним діаметром. Діапазон довжин хвиль когерентного колімованого світла переважно становить від приблизно 770 нм до 790 нм. Сам пучок світла переважно зміщений паралельно до головної вісі оптичної системи для усунення відображень інших поверхонь оптичної системи крім сітківки. Поверхня ока, сітківки ока або задня поверхня оптичної системи дифузно віддзеркалює і розсіює точкове джерело світла, утворюючи аберований хвильовий фронт. Об'єктив направляє розсіяне від сітківки світло на дефлектометр, що створює муарову картинку.

Дефлектометр складається з двох компонентів рис 1.7. Кожен з компонентів має сітку з однаково періодичних ортогональних ліній; наприклад. Решітки переважно ідентичні. Перша квадратна сітка | розташована уздовж вимірювальної осі для перехоплення хвильового фронту, що переміщається від об'єктива. Друга квадратна сітка паралельно зміщена відносно першої уздовж головної оптичної вісі у напрямку проходження променю на відстані Тальбота. При цьому можна спостерігати розподіл освітленості, ідентичний (подібний) до структури цієї гратки. Фронт світлової хвилі має форму площини, паралельної до екрану. Картина розподілу освітленості за екраном на відстані Z_t має назву "ковдра Тальбота. "Ковдра" Талбота спостерігається за ґратками вздовж нормалі до них періодично з періодом

,

де · період ґратки, ·довжина хвилі, · ціле число. Якщо ж на гратку Рончі падає деформований фронт світлової хвилі, то картина "ковдри Тальбота" викривляється відповідно до деформації фронту [5].

Таке викривлення можна зареєструвати за допомогою ПЗЗ-камери, проаналізувавши за допомогою математичного апарату отримується інформація про сферу, циліндр і осі інтраокулярної лінзи, що зможе мінімізувати похибку хвильового фронту світла, що проходить через афакічне око ока. Вузол камери (датчика) передбачений і вирівняний таким чином, щоб вловлювати шаблон муарового картинки, який може бути проаналізований аналізатором штрихового малюнка (наприклад, запрограмованим персональним комп'ютером) для забезпечення інформаціє про аберації хвильового фронту для аналізу та підбору правильного значення оптичної сили ІОЛ. Пристрій має орієнтацію відносно декартової системи координат,; тобто вісь z представляє собою вісь вимірювання пристрою, а різні лінзи, решітки та камера лежати в площинах x-y. Тому схема може включати в себе систему вирівнювання, яка полегшує узгоджене вирівнювання і виміри пов'язані з системою координат.

Швидкість роботи такого аберометра практично обумовлюється інтервалом часу для реєстрації "ковдри" Талбота та для виконання математичної обробки зображення "ковдри" та розрахунків амплітуд абераційних мод ока комп'ютером аберометра. Протягом однієї хвилини ORA проводиться 40 вимірів. Система показує послідовне сканування, а потім об'єднує та аналізує дані з центральної частини (діаметром 4 мм) для визначення оптимальної потужності ІОЛ.

Доктор Янчулєв додав: "За допомогою неінвазивного і дуже простого способу можна досягти чудових рефракційних результатів без внесення коректив до процедури. І як результат ми можемо суттєво зменшити середню похибку, що на даний момент становить більше 0,75 дптр., й запобігти в деяких випадках "сюрпризам" у вигляді 1 і 2 дптр." [18,19].

Також потрібна сказати, що якщо рішення про вибір типу ІОЛ та вісі для торичних лінз раніше проводилися базуючись на передопераційних біометричних даних чи маркуванні рогівки тепер лікар має можливість обертати ІОЛ до тих пір поки аберрометр не покаже що астигматизм ока мінімізований, чи змінювати лінзу якщо її оптична сила виявиться не прийнятною. У 2012 році д-р Кош Д.Д. дослідив 715 очей й виявив, що в більшої половини наявний задній астигматизм рогівки у розмірі ? 0,3дптр. Нажаль за допомогою передопераційних даних це майже неможливо виявити це, що може призвести до надмірної корекції астигматизму

На засіданні Американського товариства катаракти та рефракційної хірургії (ASCRS), яке відбулося в 2013 році, компанія WaveTec оголосила про апаратне оновлення (VerifEye), яке має прискорити процес та додати безперервне відтворення відео та даних по рефракції.

...