眼内レンズの度数計算

眼内レンズのパワーを正確に計算する目的は、個々の患者の特定のニーズと要望に合った眼内レンズ(IOL)を提供することです。眼軸長 (AL) を測定するためのより優れた機器の開発と、適切な計算を実行するためのより正確な数式の使用により、外科医が IOL パワーを決定する精度が大幅に向上しました。

眼内レンズの度数を決定するには、いくつかの値を知る必要があります。

• 眼軸長（AL）
• 角膜パワー（K）
• 術後の眼内レンズの位置は推定レンズ位置（ELP）として知られています
• 前房定数：A定数または他のレンズ関連定数

これらのパラメータのうち、最初の 2 つは移植前に測定され、3 番目のパラメータである ELP は移植前に数学的に推定する必要があり、最後のパラメータは眼内レンズの製造元によって提供されます。

眼軸長（AL）は、角膜前面と中心窩の間の距離であり、通常はAスキャン超音波検査または光干渉生体測定法で測定されます。ALはIOL計算において最も重要な要素です。AL測定の1mmの誤差は、平均的な眼で約2.88Dの屈折誤差、または約3.0～3.5DのIOLパワー誤差をもたらします。平均0.25～0.33mmの短縮は、約1DのIOLパワー誤差につながる可能性があります^[1]

Aスキャン超音波生体測定法では、水晶体が振動して眼球内に浸透する高周波音波を発生させます。音波が媒体の境界面に遭遇すると、音波の一部が反射してプローブの方向に戻ります。これらのエコーから、プローブと眼球内のさまざまな構造物との間の距離を計算できます。超音波検査では距離を測定するのではなく、音波パルスが角膜から網膜に伝わるのに要する時間を測定します。音速は眼球の部分によって異なります。超音波検査では、眼球は角膜、前房、水晶体の厚さ、硝子体腔の4つの部分に分けられます。これらの部分の音速は、それぞれ1620、1532、1641、1532 m/sです。^[2]正常な眼球では、平均速度1555 m/sが計算に使用されます。最新の機器では、眼球の各部分ごとに音速を測定して、眼軸長全体を取得します。測定された移動時間は、d=t/vという式を使用して距離に変換されます。ここで、dは距離、tは時間、vは速度です。^[1]

現在、2 種類の A スキャン超音波生体測定法が使用されています。1 つ目は接触圧平生体測定法です。この技術では、超音波プローブを中央角膜に配置する必要があります。これはほとんどの正常な目の眼軸長を測定する便利な方法ですが、プローブが角膜にへこみ、前房を浅くすることで、測定誤差がほぼ必ず生じます。圧縮誤差は変化するため、定数で補正することはできません。これらの測定値を使用して IOL パワーを計算すると、IOL パワーが過大評価されます。目が短い場合、この影響は増幅されます。2 つ目は浸漬 A スキャン生体測定法で、プローブと目の間に生理食塩水を満たした強膜シェルを配置する必要があります。プローブは角膜に直接圧力をかけないため、前房の圧縮は回避されます。圧平法と浸漬法による眼軸長測定では、平均 0.25～0.33 mm の短縮が報告されており、これは IOL パワーの誤差として約 1 D に相当します。一般的に、いくつかの研究では、浸漬法の方が接触法よりも正確であることが示されています。A スキャン超音波の主な制限は、比較的短い距離を測定するために比較的長く解像度の低い波長 (10 MHz) を使用するため、画像解像度が低いことです。さらに、中心窩周囲の網膜の厚さのばらつきが、最終測定の不一致の原因となります。^[3]

部分コヒーレンス干渉法は、赤外線が網膜に到達するまでの時間を測定します。光は高速で移動するため直接測定できませんが、光干渉法を使用して通過時間、つまり AL を測定します。この技術では眼球との接触が必要ないため、角膜圧迫アーティファクトは排除されます。超音波検査と比較すると、部分コヒーレンス干渉法はより正確で再現性の高い AL 測定を提供します。ただし、重度の白内障やその他の媒体混濁がある場合には測定が難しく、この技術の使用が制限されます。

PCI が超音波生体測定法より優れているもう 1 つの利点は、患者がレーザー スポットを凝視するように求められるため、眼軸を通して眼軸長の測定が行われることです。高度近視やブドウ腫の眼では、超音波プローブで眼軸を通して真の眼軸長を測定することが困難な場合があるため、これは特に有利です。PCI は、偽水晶体眼やシリコン オイルを注入した眼の測定でも超音波より優れています。光学生体測定法では、適用しなければならない補正係数が超音波生体測定法よりもはるかに小さいため、媒体がどのように変化するかはそれほど重要ではありません。^[3] PCI から得られる眼軸長は、超音波から得られる眼軸長よりもわずかに長くなる場合があります。これは、PCI が角膜表面から RPE までの距離を測定するのに対し、超音波は網膜前表面までの距離を測定するためです。そのため、多くの IOL 測定機器では、その機構に固有の精密な IOL 定数が必要です。

超音波検査の場合、AL は前網膜表面に対応しますが、光学生体測定の場合、AL は網膜色素上皮 (RPE)/ブルッフ膜 (AL-RPE) に対応します。AL は、角膜表面と内境界膜 (ILM) 間の直線距離または AL-ILM として定義することもできます。IOL パワー計算式は以前に超音波を使用して開発されたため、AL-ILM では、すべての眼で 300 μm と想定される網膜の厚さを差し引くことで、各 AL-RPE 光学生体測定測定値が AL-ILM に変換されます。^[4]

中心角膜パワーは、計算式で2番目に重要な要素です。計算を簡素化するために、角膜は、固定された前後角膜曲率比と屈折率1.3375を持つ薄い球面レンズであると仮定します。中心角膜パワーは、角膜測定法または角膜トポグラフィーで測定できます。角膜曲率半径は、r = 337.5 / Kという式で角膜パワーと関連しています。^[3]

眼内レンズの度数計算式は、回帰式と理論式の2つの主要なカテゴリに分類されます。回帰式は現在では廃止されており、代わりに現代の理論式が使用されています。^[5] 回帰式は、多数の術後臨床結果（つまり、手術を受けた多数の患者から得られたデータの遡及的なコンピュータ分析）を平均化することによって生成された経験式です。最も一般的な回帰式はSRKとSRK IIです。1980年代には、SRKとSRK IIは使い方が簡単だったため人気がありました。しかし、これらの式を使用すると度数エラーが発生することがよくありました。

SRK 式は、次のように簡単に手計算できます。ここで、は正視に使用される IOL パワー、は IOL 固有の A 定数、は平均角膜屈折力 (ジオプター)、 は眼の長さ (mm) です。SRK II 式は、眼軸長に応じて使用される A 定数を調整します。つまり、短い眼の場合は A 定数を増やし、長い眼の場合は A 定数を減らします。 ${\displaystyle P=A-0.9K-2.5L}$${\displaystyle P}$${\displaystyle A}$${\displaystyle K}$${\displaystyle L}$

理論式は幾何光学に基づいています。眼は 2 つのレンズ システム (IOL と角膜) とみなされ、それらの間の予測距離 (推定レンズ位置 (ELP) と呼ばれます) を使用して IOL のパワーが計算されます。すべての式では、IOL が眼内に収まる位置の推定が必要です。これは ELP と呼ばれる要素で、角膜と IOL 間の距離として定義されます。ELP は、眼内の IOL の配置 (前房の溝内か水晶体嚢内か) と相関します。また、インプラントの構成と光学中心の位置によっても異なります。たとえば、メニスカス レンズを使用する場合は、両凸 IOL よりも小さい ELP 値が必要です。

IOL 計算式は、ELP の計算方法が異なります。元の理論式では、ELP はすべての患者のすべてのレンズで 4 mm の一定値と見なされます。^[5] 予想される ELP を眼軸長と角膜曲率に関連付けると、より良い結果が得られます。現代の理論式では、眼軸長と角膜パワーに基づいて ELP が異なって予測されます。つまり、短い目と平坦な角膜では ELP が減少し、長い目と急勾配の角膜では ELP が増加します。IOL パワー計算の改善は、ELP の予測可能性の改善の結果です。^[2]

最もよく知られている現代の公式は、SRK-T、Holladay 1、Holladay 2、Hoffer-Q、Haigisです。これらの公式はIOLMaster、Lenstar、およびほとんどの現代の超音波機器にプログラムされているため、回帰式は不要です。^[1]

A 定数はもともと SRK 方程式用に​​設計されたもので、IOL メーカー、屈折率、スタイル、眼内での配置など、複数の変数に依存します。その単純さから、A 定数は眼内インプラントの特性を表すために使用される値になりました。

A 定数は、SRK II および SRK/T の式で直接使用されます。この定数は、レンズのパワーを AL および角膜測定法に関連付ける理論値であり、単位では表されず、IOL の設計と眼内での意図された位置および方向に固有のものです。

A 定数の使用は、手術中にインプラントのパワーを決定しなければならない場合に実用的です。なぜなら、レンズのパワーは A 定数と 1:1 の関係で変化するためです。つまり、A が 1 ディオプター減少すると、IOL パワーも 1 ディオプター減少します。この直線的な関係により、A 定数はシンプルになり、人気が高まっています。現代の IOL 式で使用される他の定数には、Binkhorst 式と Hoffer-Q 式の ACD 値、Haigis 式の a ₀、a ₁、a ₂定数、Holladay 式の外科医係数 (SF) などがあります。真の前房深度 (ACD) は、角膜後面とレンズ前面の間で測定されます。この測定値は、IOL パワー計算式で使用される前房定数 (ACD 定数) と混同しないでください。^[2]

そもそも、すべてのレンズ定数は推定値です。最良の結果を得るには、これらの定数を最適化することが不可欠です。最適化はユーザー固有のプロセスであり、眼球パラメータの測定に起因するさまざまな系統的誤差を組み込んでいます。レンズ定数を最適化するには、実際の術後屈折異常が含まれるように式を逆算する必要があります。つまり、式を再計算すると、実際に観察されたものとまったく同じ屈折異常が予測されるように定数を計算する必要があります。

屈折矯正手術後の白内障摘出は、屈折矯正手術による角膜の変化により、レンズインプラントのパワー計算の重要な要素である正確な角膜測定が複雑になるため、患者と外科医にとって特別な問題を引き起こします。近視に対するレーザー屈折矯正手術後、このことが角膜パワーの過大評価、必要な IOL パワーの過小評価、および白内障手術後の遠視の結果につながる可能性があります。

この困難はいくつかの要因から生じている: ^[1]

• 眼科医が角膜の度数を測定するために使用する機器 (角膜計、角膜トポグラファー) は、角膜屈折矯正手術を受けた眼では正確な測定値を得ることができません。ほとんどの手動角膜計は、角膜中央の 3 mm 領域で測定するため、有効角膜度数の中央のより平坦な領域が測定されないことがよくあります。
• 正常な角膜の想定屈折率は、角膜の前面と背面の曲率の関係に基づいています。この関係は、LASIK 眼では変更されます。
• ほとんどの IOL パワー計算式では、眼軸長と角膜測定値 (K) を使用して、術後の IOL の位置 (ELP) を予測します。LASIK 後の眼では、K がはるかに平坦になったにもかかわらず前房の寸法が実際には変化しないため、この予測に誤差が生じます。この問題に対処するために、ダブル K 法が開発されました。この方法では、ELP の計算に LASIK 前の角膜パワーを使用し、式の輻輳成分の計算に LASIK 後の角膜パワーを使用します。

結果の監査は、公式と最適化戦略を相互に比較するのに役立ちます。過去にかなりの混乱があったため、現在では IOL パワー関連データを報告するための明確なガイドラインが存在します。報告すべき主要な指標は 6 つあります。理想的な IOL パワーの比較は間違いが起きやすいという事実を認識し、すべての比較は実際の屈折異常または予測屈折異常に対して行われます。

1. 予測における平均誤差 (ME) と標準偏差 (SD)。

2. 予測における平均絶対誤差 (MAE) と標準偏差 (SD)。

3. 予測された目標屈折度数から±0.5 Dの眼の割合。

4. 予測された目標屈折値から±1.0 Dの眼の割合。

5. 予測された目標屈折値から 2.0 D を超える眼の割合。

6. 最大プラス誤差から最大マイナス誤差までの誤差の範囲。

監査を実行するためにソフトウェア ツールを使用できます。

• 眼内レンズ

• Pardianto G.眼内力の計算。メダン。アナク・スダルティ財団。 2022。ISBN 978-623-6763-50-6、電子版ISBN 978-623-6763-51-3 ( PDF )  

• 「トーリック眼内レンズパワー計算機」。
• 「ヒル博士のレンズ計算資料」
• 「さまざまな IOL 式を使用した眼内レンズのオンライン計算」。