Актуальность исследования биомеханических свойств фиброзной оболочки глаза, с одной стороны, обусловлена разработкой новых методов изучения биомеханики, а с другой — связана с необходимостью диагностики и мониторинга эктатических заболеваний роговицы, адекватного выбора параметров кераторефракционных операций, правильной интерпретацией показателей внутриглазного давления (ВГД) и как следствие адекватной оценки уровня офтальмотонуса и мониторинга глаукомного процесса [2, 35].

Первое упоминание о механических свойствах глаза связано с разработкой первых офтальмотонометров, в частности тонометра Маклакова (1892 г.). При этом сам А.Н. Маклаков [13] придерживался мнения, что «при нормальных условиях индивидуальные колебания в радиусе кривизны роговицы совершенно ничтожны в механическом отношении» (толщину роговицы в то время не принимали в расчет).

В 1918 г. Р. Romer [36] на основе дифференциальной тонометрии предпринял первую попытку вычисления упругости оболочек глаза, применив закон упругости Гука для определения истинного ВГД.

В 1936 г. С.Ф. Кальфа [12] предложил метод эластотонометрии, т.е. дифференциальной тонометрии с помощью четырех тонометров Маклакова массой 5, 7,5, 10 и 15 г. При этом автор позиционировал его как «метод исследования реакции оболочек глаза», отдавая главенствующую роль сосудистому фактору. В 1978 г. Л.Б. Пинтер [14] в ходе нескольких экспериментов доказал, что превалирующим фактором, обусловливающим вариабельность эластоподъема у различных пациентов, является ригидность глаза. В другом исследовании авторы на большом клиническом материале обосновали возможность применения величины эластоподъема для ориентировочной оценки биомеханических свойств роговицы и правильной интерпретации показателя ВГД, полученного при измерении тонометром Маклакова [3].

В 1937 г. J. Friedenwald [24] предложил вычислять коэффициент ригидности из логарифмической зависимости между изменением ВГД и объемом глаза, применив дифференциальную тонометрию с помощью тонометра Шиотца. Как показали дальнейшие клинические исследования, предложенный показатель значительно зависит от кривизны и толщины роговицы, а также от уровня ВГД [33].

Начало математическим методам исследования биомеханических свойств роговицы положил Ф.А. Рачевский [15], который впервые указал «...на исключительное значение радиуса кривизны роговой оболочки и особенно ее толщины для тех или других результатов тонометрического исследования внутриглазного давления» . Помимо этого, он математически доказал, что в роговице под воздействием внешних (в частности, при апланационной тонометрии) и внутренних сил возникает сила напряжения, направленная тангенциально.

В дальнейшем исследования биомеханических свойств роговицы развивались по трем основным направлениям: экспериментальные исследования, математическое моделирование и прижизненное изучение.

Результаты и заключения, получаемые в эксперименте, нужно с осторожностью использовать для объяснения процессов, происходящих в живом организме. Особенно это касается исследований отдельной биологической ткани вне ее естественного окружения. Примером являются многочисленные работы, описывающие изменения в роговице или склере на основании изучения свойств отдельных фрагментов этих тканей. Научно-практическая значимость таких исследований ограничена из-за структурно-функционального единства фиброзной оболочки глаза, а также влияния содержимого глазного яблока и придаточного аппарата на ее биомеханические свойства. Указанные недостатки частично нивелирует модельное использование корнеосклерального лоскута, закрепленного в оправе, имитирующей задний полюс глаза и позволяющей моделировать внутриглазное давление.

Экспериментальные исследования на основе офтальмомеханографии выявили, что роговица отличается биомеханической анизотропией и неоднородностью. Материал роговицы, вырезанный в радиальном направлении, обладает наибольшей прочностью и запасом деформативной способности. По мере удаления от радиального направления величины указанных характеристик снижаются [1].

Результаты экспериментальной оценки основных упруго-прочностных показателей роговой оболочки глаза неоднородны, что, по всей видимости, обусловлено как различными условиями эксперимента, так и нелинейными биомеханическими свойствами материала роговицы [18, 26, 27, 39]. При этом данные механических испытаний образцов изолированной роговицы не могут в достаточной степени соответствовать реальным характеристикам этой ткани. Так, F. Soergel и соавт. [38] с помощью динамической механической спектроскопии выявили, что упругая и сдвиговая деформация роговицы зависит от степени ее гидратации, времени забора и температуры ткани.

Основным препятствием корректного математического моделирования является анизотропность роговицы. Поскольку в большинстве предложенных моделей не учитывается данное свойство роговицы, это ограничивает их применение в клинической практике [16, 20, 25, 26, 39]. По мнению Р. Pinsky и соавт. [34], анизотропия роговицы в основном зависит от ее структурных особенностей, т.е. специальной архитектурной организации волокон коллагена. Так, с помощью рентгеноструктурного анализа было выявлено, что в центральной зоне фибриллы коллагена ориентированы ортогонально преимущественно в вертикальном или горизонтальном направлении, тогда как фибриллы, расположенные на периферии, имеют тангенциальную ориентацию [32]. Учитывая эти данные, Р. Pinsky и соавт. [34] разработали математическую модель механической анизотропии роговицы, основанную на методе конечных элементов, которая позволяет прогнозировать биомеханический ответ роговицы после проведения тоннельных разрезов, радиальной кератотомии и LASIK.

Современные прижизненные методы исследования биомеханических свойств фиброзной оболочки глаза основаны на оценке изменения ее формы в ответ на какое-либо механическое воздействие, которое может осуществляться путем апланации или импрессии роговицы [6]. При этом офтальмотонус является значимым фактором, оказывающим влияние на вязкоэластические свойства фиброзной оболочки. Исходя из этого, исследование ее биомеханических свойств должно проводиться с учетом ВГД [8]. Поэтому при проведении исследований необходимы стандартизация групп сравнения по уровню ВГД, а также использование тензионезависимых биомеханических параметров.

Кроме того, в зависимости от цели исследования следует учитывать размеры переднезадней оси глаза (ПЗО) и толщину роговицы. В современных условиях стандартизация групп по величине ПЗО является, по сути, единственным способом в какой-то степени нивелировать влияние свойств склеры на биомеханические свойства фиброзной оболочки в целом и выделить параметры, связанные с роговицей.

Ряд методов, которые авторы позиционировали как потенциально возможные методики прижизненного исследования биомеханических свойств роговицы, так и не были перенесены в клиническую практику: голографическая интерферометрия [19, 23, 30, 37], электронная спекл-интерферометрия [29], динамическая визуализация роговицы [25], применение индентора и апланации роговицы [21], метод фотоупругости [10, 11], анализ топограмм роговицы [22], эффект двойного преломления лучей интактной роговицей с помощью поляризационных линз и компьютерной обработки [28].

В настоящем сообщении обобщены результаты многолетних клинических и экспериментальных исследований по изучению биомеханических свойств фиброзной оболочки глаза.

В зависимости от характера решаемых задач обследованные пациенты были разделены на 6 групп (см. таблицу).

Экспериментальные исследования были проведены с целью оценки перспектив нового принципа определения биомеханических свойств фиброзной оболочки — люминесцентной полярископии. Для оценки биомеханических свойств фиброзной оболочки глаза in vivo использовали три метода, основанные на регистрации деформации роговицы при дозированном механическом воздействии: динамическую двунаправленную пневмоапланацию роговицы (стандартная методика), динамическую пневмоимпрессию роговицы (оригинальная методика), эластотонометрию (адаптированная методика).

Исследование вязкоэластических свойств фиброзной оболочки глаза и ВГД с помощью динамической двунаправленной пневмоапланации роговицы выполняли на приборе Ocular Response Analyzer (ORA, «Reichert», США). Оптическая система данного анализатора контролирует положение центральной зоны роговицы в ходе всего процесса деформации. При достижении апланации сначала при движении роговицы кнутри, а затем кнаружи регистрируют два значения давления (P₁ и P₂). Эти значения различаются из-за поглощения энергии воздушного импульса, связанного с биомеханическими свойствами фиброзной оболочки глаза [31].

Разность между P₁ и P₂ обозначают как роговичный гистерезис (CH). Среднее значение P₁ и P₂ оценивают как показатель ВГД, аналогичный результату тонометрии по Гольдману (IOPg). Кроме этого, на основании анализа данных, полученных при обследовании здоровых пациентов до и после рефракционной операции (LASIK), по формуле, нивелирующей влияние снижения толщины роговицы на показатель офтальмотонуса, рассчитывают роговично-компенсированное (т.е. не зависящее от биомеханических свойств роговицы) ВГД (IOPcc). Фактор резистентности роговицы (CRF), характеризующий ее упругие свойства, определяют с учетом величин P₁ и P₂ по формуле, дающей максимальную корреляцию данного показателя с центральной толщиной роговицы [7, 8].

Теоретический анализ процесса динамической двунаправленной пневмоапланации роговицы показал, что при воздействии струи воздуха упругие свойства оболочек глаза, связанные с ВГД, проявляются достаточно линейно, тогда как упругие свойства, обусловленные локальными напряжениями в роговице, нелинейно возрастают в момент ее максимального вдавливания. Таким образом, было сделано предположение, что, изучив противодействие роговицы струе воздуха в начале и конце процесса вдавливания (импрессии), можно выделить локальные напряжения роговицы, которые характеризуют исключительно ее биомеханические свойства. В связи с этим для изучения возможности исследования динамической пневмоимпрессии роговицы на основе уже существующего анализатора биомеханических свойств роговицы было проведено математическое моделирование данного процесса. Расчет оптической системы проводили на основе представлений геометрической оптики. Роговицу и склеру рассматривали как осесимметрично деформируемые оболочки вращения с жестким закреплением по краям, пространство между которыми заполнено несжимаемой жидкостью. Для описания напряженно-деформируемого состояния роговицы и склеры использовали систему из шести нелинейных обыкновенных дифференциальных уравнений первого порядка. Решение по нагрузке вели пошаговым методом.

В результате был изучен динамический ответ роговицы после прохождения точки апланации. В начале процесса вдавливания прибор получает оптико-механический отклик центра роговицы. После прохождения точки апланации информация считывается прибором с кольцевой зоны, окружающей область импрессии. По мере увеличения импрессии прибор получает оптико-механический отклик от кольцевой зоны, расширяющейся в соответствии с глубиной вдавливания, где имеются наибольшие изгибные напряжения, которые определяют упругие свойства роговицы. Следовательно, измерение отраженного света в этой области является важным с точки зрения влияния упругости роговицы на деформацию глаза.

С учетом вышеизложенного для разработки нового принципа исследования биомеханических свойств роговицы — динамической пневмоимпрессии роговицы, практически исключающей влияние ВГД, — была проанализирована динамика торможения поверхности роговицы в начале и конце процесса вдавливания, характеризующаяся второй производной от глубины вдавливания.

Яркость датчика апланации, записанная во время измерений (кривая апланации), дает представление о положении центральной точки роговицы B(t). Вторая производная от функции яркости датчика апланации характеризует кинематическое ускорение центральной точки роговицы a(t). Конечный интеграл, взятый на отрезке от момента максимального торможения до максимального вдавливания роговицы и домноженный на модельную функцию, возрастающую на том же отрезке, будет характеризовать упругие свойства, обусловленные локальными напряжениями в роговице. Отношение конечных интегралов позволяет получить показатель, практически не зависящий от ВГД и характеризующий биомеханические свойства роговицы, который был условно обозначен нами как коэффициент упругости (Ку) [4, 17].

Как известно, эластотонометрию долгое время применяли для диагностики глаукомы, полагая, что изгиб эластокривой является патологическим признаком, характерным для данного заболевания. В настоящее время методику следует рассматривать как доступный способ исследования биомеханических свойств фиброзной оболочки глаза. Методика заключается в последовательном измерении ВГД тонометрами Маклакова разной массы (5, 7,5, 10 и 15 г). Результаты измерения отображаются в виде графика, в котором по оси абсцисс отмечают массу тонометра, а по оси ординат — тонометрическое давление. Для оценки биомеханических свойств фиброзной оболочки глаза достаточно применения трех грузов: 5, 10 и 15 г. Таким способом можно определить биомеханический ответ оболочки на воздействие разной силы. Основным показателем, характеризующим свойства фиброзной оболочки при исследовании с помощью эластотонометрии, является величина эластоподъема, которую определяют как разность между показателями тонометрии, измеренными грузами 15 и 5 г.

Для проведения экспериментальных исследований была создана установка (см. рисунок),

Возбуждение люминесценции коллагена инициировали с помощью двух люминесцентных ламп с максимумами 390, 400 и 415 нм. При этом проводили цифровую фоторегистрацию с помощью отсекающего 99% возбуждающего излучения дихроичного фильтра и вращающегося с интервалом в 15° линейного поляризатора. В результате формировали серии из 12 фотографий при разных положениях поляризатора. Из серии отбирали пары изображений, полученные при взаимно перпендикулярном положении плоскостей поляризации поляризационного фильтра. В каждой точке пары вычисляли абсолютные значения разности яркости (ΔB) люминесценции по формуле:

ΔB^α_{(x, y)} = [B^α_{(x, y)} – B^α+90_{(x, y)}],

где ΔBα_{(x, y)} — абсолютное значение разности яркости люминесценции ткани в точке с координатами (x, y) для пары изображений при взаимно перпендикулярном положении плоскостей поляризации поляризационного фильтра; B^α_{(x, y)} — яркость точки с координатами (x, y) первого изображения в паре; B^α+90_{(x, y)} — яркость точки с координатами (x, y) второго изображения в паре; α — угол плоскости поляризации для первого изображения в паре.

Степень оптической поляризации для каждой точки в серии фотографий оценивали по формуле:

где Δn'_{(x, y)} — степень оптической поляризации в точке с координатами (x, y); ΔB^α_{(x, y)} — абсолютное значения разности яркости люминесценции ткани в точке с координатами (x, y) для пары изображений при взаимно перпендикулярном положении плоскостей поляризации поляризационного фильтра и при положении плоскости поляризации для первого изображения под углом α; B^α_{(x, y)} — яркость точки с координатами (x, y), при положении плоскости поляризации поляризационного фильтра под углом α.

Изменение анизотропии люминесценции (Δn) рассчитывали в процентах от исходной яркости люминесценции. Картирование производили на основе единой шкалы.

Исследования были проведены на 12 энуклеированных глазах шести кроликов породы шиншилла. Из глаза выкраивали корнеосклеральный диск, помещали его в камеру и выполняли исследование при двух уровнях интракамерального давления 15 и 50 мм рт.ст., контролируемого манометрически (4 глаза). Далее в четырех случаях на роговицу наносили 4 радиальных надреза на глубину 80—90% толщины роговицы при диаметре центральной зоны 4,0 мм и повторно проводили исследование при тех же параметрах давления. В других четырех случаях проводили механическую абразию роговицы асимметричную по глубине до достижения локальной зоны кератэктазии. Глубину абляции контролировали с помощью ультразвуковой пахиметрии. Указанные экспериментальные модели были выбраны для исследования влияния кераторефракционных операций на распределение механических напряжений роговицы в условиях нормального и повышенного ВГД [5, 9].

В результате проведенных исследований в контрольной группе было подтверждено, что показатель СН характеризует биомеханические свойства роговицы. У пациентов с условно «нормальной» роговицей распределение в выборке изучаемого показателя было нормальным, а корреляция с центральной толщиной роговицы, которая косвенно характеризует «биомеханику» роговицы, значимой. CRF, будучи расчетным показателем, имеет более высокую корреляцию с центральной толщиной роговицы и отражает упругие свойства роговицы.

Проведенный в группе Iа корреляционный анализ взаимосвязи показателей, определяемых с помощью двунаправленной пневмоапланации роговицы, с величиной ПЗО глаза выявил следующее. При средних значениях ПЗО биомеханические параметры имеют слабую взаимосвязь с ее значениями (коэффициент корреляции с CRF и CH –0,08 и –0,07 соответственно). При увеличенной ПЗО (более 25 мм) эта связь возрастает: CRF и СН обратно коррелировали с длиной глаза (коэффициент корреляции с ПЗО –0,34 и –0,30 соответственно).

Таким образом, исследование с помощью двунаправленной пневмоапланации роговицы характеризует биомеханические свойства фиброзной оболочки глаза в целом. Влияние свойств роговицы на результаты более выражено, что связано с непосредственным воздействием на нее в процессе измерения. Поскольку СН отражает вязкоэластические свойства, проявляющиеся частичным поглощением энергии воздушной струи, то этот показатель в меньшей степени коррелирует с толщиной роговицы.

Среднее значение К_у в группе I составило 10,61±1,6 с разбросом данных от 6,7 до 14,32. Зависимость упругости от толщины роговицы была достаточно высокой. Сила корреляции по Пирсону составила r=0,67, что сопоставимо с корреляцией показателя CRF. Следовательно, К_у не уступает по информативности CRF, несмотря на то что в основу их расчета положены различные принципы анализа биомеханических свойств роговицы. Принцип динамической пневмоимпрессии по своей диагностической значимости сопоставим с двунаправленной апланацией роговицы и может быть применен в клинической практике для исследования ее биомеханических свойств.

Результаты эластотонометрии в качестве метода исследования биомеханических свойств роговицы соответствовали теоретическим предпосылкам.

В группе I среднее значение эластоподъема составило 10,07±1,6 мм рт.ст. с разбросом данных от 5,0 до 15,0 мм рт.ст. При оценке величины эластоподъема выявлена его четкая корреляция с толщиной роговицы (r=0,59). Более того, эластоподъем оказался достаточно близок к колебаниям CRF и К_у в зависимости от толщины роговицы. Эти данные, возможно, объясняют описанные С.Ф. Кальфа [12] колебания эластоподъема на здоровых глазах в норме, когда эластокривая приближается к прямой линии и эластоподъем лежит в пределах 7,1—12,1 мм рт.ст. По нашим данным, при эластоподъеме более 11 мм рт.ст. упругие свойства фиброзной оболочки глаза следует оценивать как сниженные, при значении от 9 до 11 мм рт.ст. — как нормальные, а при значении менее 9 мм рт.ст. — как повышенные.

У пациентов с кератоконусом, когда заведомо можно было предположить, что в результате дистрофических изменений роговицы ее биомеханические свойства ослабляются, было выявлено снижение значений CH, а также зависимость этого показателя от толщины роговицы. Среднее значение К_у также было ниже, чем в «норме» и в среднем составило 5,27±2,14 с разбросом данных от 3,39 до 11,05. Корреляция К_у с толщиной роговицы составила r=0,61 по Пирсону, что сопоставимо с аналогичной корреляцией СН (r=0,60) и несколько меньше по сравнению с CRF (r=0,69).

Среднее значение эластоподъема при кератоконусе было больше, чем в группе I и в среднем составило 11,15±2,14 мм рт.ст. с разбросом данных от 7 до 16 мм рт.ст. При этом отличие средних значений данного показателя от условно нормальных было статистически незначимым, хотя некоторая тенденция к увеличению эластоподъема прослеживалась. Помимо этого, было выявлено логнормальное распределение величин эластоподъема. Сила корреляции эластоподъема с толщиной роговицы составила –0,1 по Спирмену, что свидетельствует об отсутствии зависимости величины эластоподъема от толщины роговицы в центре и существенно отличается от степени аналогичной корреляции СН (r=0,60), CRF (r=0,69) и К_у (r=0,61). По-видимому, данный факт можно объяснить тем, что в начальных стадиях кератоконуса происходит локальное снижение биомеханических свойств роговицы в ограниченной по площади зоне эктазии, а диаметр сегмента сплющивания может быть существенно больше (для грузов 5 и 15 г он составляет в среднем 5,53±0,29 и 7,44±0,48 мм соответственно). Помимо этого, на эластоподъем может оказывать влияние соотношение удельных величин площади с измененными упругими свойствами и без биомеханических изменений.

При исследовании влияния топографических особенностей кератэктазии на степень снижения биомеханических показателей было выявлено, что СН, CRF и К_у в основном зависят от толщины роговицы в центре. Усиление рефракции роговицы на верхушке эктазии в большей степени оказывает влияние на К_у, в меньшей на CRF и практически не отражается на CH. При этом удаленность апекса эктазии от центра роговицы для всех показателей имеет равное значение. К_у более специфичен в плане снижения упругих свойств, так как изменение кривизны роговицы, как правило, происходит при «декомпенсации» биомеханических свойств роговицы.

У пациентов после рефракционной эксимерной кератоабляции, которая сопровождается истончением роговицы, показатель СН ожидаемо уменьшался. При этом была отмечена существенная зависимость снижения CH от глубины абляции. Среднее снижение значений К_у через 1 мес после проведения кераторефракционной операции методом LASIK составило 3,95 с разбросом значений от 1,23 до 7,71. Сила корреляции разницы значений К_у с глубиной абляции была ниже, чем СН и CRF и составляла 0,28 по Спирмену (р<0,05).

Меньшая зависимость изменения К_у от глубины абляции, по-видимому, связана с тем, что испарение передних слоев стромы на незначительную величину практически не сказывается на общей упругости роговицы, тогда как СН и CRF сильно зависят от абсолютной массы роговицы, которая пропорционально снижается по мере увеличения глубины абляции и является мерой механической инерции роговицы, обусловленной ее вязкими свойствами.

После кераторефракционной операции методом LASIK зафиксировано разнонаправленное изменение величины эластоподъема: в среднем разница значений составила 1,89 мм рт.ст. с разбросом значений от –1,65 до 2,28 мм рт.ст. Несмотря на то что эксимерлазерная кератоабляция приводит к значительным изменениям радиуса кривизны и толщины роговицы, диаметры сегмента сплющивания грузами 5 и 15 г после операции составляют в среднем 5,6±0,78 и 7,57±0,84 мм соответственно и, таким образом, практически не отличаются от аналогичных показателей условно «нормальной» роговицы (5,52±0,14 и 7,46±0,34 мм рт.ст.). Можно предположить, что в зоне апланации изменения, обусловленные кераторефракционной операцией, несущественны, поскольку, как правило, участок абляции находится в пределах центральной зоны диаметром 5,5—6,0 мм.

Таким образом, для изучения биомеханических свойств роговицы у пациентов с кератоконусом, а также после кераторефракционных операций, сопровождающихся абляцией роговицы, более информативным следует считать анализ показателя CRF, нежели СН. Полученные данные свидетельствуют о том, что эластотонометрия является малоинформативным методом диагностики и мониторинга кератоконуса, а также адекватной оценки биомеханических свойств роговицы после рефракционной кератоабляции.

У пациентов после радиальной кератотомии трактовка биомеханических и тонометрических показателей затруднена в силу особенностей механизма послеоперационных изменений кривизны роговицы. После кератотомии происходит ослабление биомеханических свойств на средней периферии роговицы за счет радиальных надрезов, тогда как центральная зона остается интактной, что может обусловливать неадекватную флюктуацию последней в ответ на локальное механическое воздействие.

В серии исследований определена зависимость биомеханических показателей от уровня офтальмотонуса. Наибольшее влияние повышение ВГД оказывает на СН и CRF, тогда как К_у и эластоподъем в меньшей степени зависят от уровня ВГД. Выявлено, что практически все тонометрические показатели зависят от упругих свойств роговицы. В меньшей степени зависимы от «биомеханики» роговой оболочки такие показатели, как роговично-компенсированное ВГД и ВГД, измеренное по Маклакову.

В большей степени от упругих свойств роговицы зависит показатель ВГД, аналогичный данным тонометрии по Гольдману. Наиболее значимая погрешность показателя ВГД была выявлена при пневмотонометрии.

При кератоконусе выявлено достоверное снижение показателей ВГД, при этом наименьшую погрешность при измерении ВГД обеспечивает тонометрия по Маклакову за счет большей площади апланации.

При анализе влияния глубины абляции на показатели ВГД у пациентов после эксимерлазерной кератэктомии было выявлено, что в меньшей степени от толщины удаленной ткани зависят роговично-компенсированное ВГД и ВГД, измеренное по Маклакову. Высокая информативность показателя роговично-компенсированного ВГД, по-видимому, связана с тем, что эмпирически подобранные поправочные коэффициенты для расчета данного показателя позволяют в значительной степени нивелировать влияние «биомеханики» роговицы. При тонометрии по Маклакову, как уже указывалось выше, зона апланации роговицы подвержена наименьшим изменениям.

Доказано, что снижение ригидности глаза может приводить к недооценке истинного уровня ВГД: показатели тонометрии по Маклакову и показатель ВГД, аналогичный результату тонометрии по Гольдману, были достоверно ниже значения роговично-компенсированного ВГД. Установлено, что сниженная жесткость фиброзной оболочки глаза может приводить к недооценке истинного уровня ВГД и гипердиагностике нормотензивной глаукомы. При использовании в качестве диагностического критерия значения роговично-компенсированного ВГД у 72,9% пациентов с ранее выявленной нормотензивной глаукомой была диагностирована ПОУГ.

При отсутствии нарушений гидродинамики значения роговично-компенсированного ВГД и показателя тонометрии, аналогичного результату тонометрии по Гольдману, достоверно не различались и соответствовали среднестатистической норме офтальмотонуса. CRF равнялся в среднем 11,2 мм рт.ст. и был практически равен СН. Соотношение этих показателей было близким к 1,0. Среднее значение эластоподъема в контрольной группе равнялось 10,2±1,8 мм рт.ст. Исследование взаимосвязи данных эластотонометрии и метода двунаправленной пневмоапланации роговицы выявило прямую корреляционную зависимость, что позволяет рассматривать эластотонометрию как доступный метод оценки биомеханических свойств фиброзной оболочки глаза.

Выявлено, что при повышенном ВГД у пациентов с ПОУГ отмечается увеличение CRF, времени достижения первой апланации и снижение СН. Снижение ВГД в этой группе привело к уменьшению CRF в среднем до 10,6±1,5 мм рт.ст., времени достижения первой апланации в среднем до 7,75±0,35 мс и увеличению СН в среднем до 10,6±1,2 мм рт.ст., что достоверно не отличается от нормальных значений и свидетельствует о модулирующем влиянии ВГД на биомеханические свойства фиброзной оболочки глаза. Установлено, что значения эластоподъема при ПОУГ достоверно не различаются при различном ВГД и в сравнении с нормой.

Определено существенное изменение отношения CRF к СН при повышенном офтальмотонусе у пациентов с ПОУГ. На фоне глазной гипертензии оно достоверно ниже, чем в контрольной группе, а после снижения ВГД увеличивается до нормальных значений. Доказана взаимосвязь значения показателя CH/CRF и стабилизации зрительных функций по данным статической периметрии.

Выявлено, что центральная толщина роговицы у пациентов с нормотензивной глаукомой достоверно снижена (p<0,05). Значения CRF, СН, эластоподъема в данной группе достоверно меньше, чем в контрольной, что свидетельствует о снижении жесткости фиброзной оболочки глаза, проявляющемся даже при повышенном офтальмотонусе.

Установлено, что снижение ВГД при нормотензивной глаукоме приводит к изменениям биомеханических параметров фиброзной оболочки аналогичным таковым при ПОУГ, что позволяет говорить об однотипности реакции фиброзной оболочки глаза на снижение ВГД при данных изменениях.

Анализ эластотонометрических показателей указывает на их существенное отличие при наличии нормотензивной глаукомы в сравнении с группами контроля и ПОУГ. Средняя эластокривая при нормотензивной глаукоме имеет выраженный изгиб, который при снижении ВГД изменяет направление.

В результате экспериментальных исследований с помощью метода люминесцентной полярископии на интактных роговицах при давлении в камере, равном 15 мм рт.ст., было выявлено, что напряжение волокон коллагена распределяется соответственно толщине роговицы. На средней периферии, где у кроликов роговица более тонкая, напряжение выше, а в центре, где роговица толще, напряжение более низкое.

При повышении интракамерального давления до 50 мм рт.ст. карта распределения напряжений принципиально не меняется. По-прежнему средняя, более тонкая зона роговицы, более «нагружена», чем центральная, более толстая. После нанесения кератотомических надрезов карта распределения напряжений несколько меняется. При давлении в камере, равном 15 мм рт.ст., основное напряжение приходится на остаточную толщину стромы на дне надреза и вблизи этой зоны, а наименьшему давлению подвергается центральная область роговицы.

Подъем давления в камере до 50 мм рт.ст. приводит к увеличению нагрузки на коллагеновые волокна в области «дна» надрезов, при этом напряжение в центральной зоне роговицы заметно уменьшается.

Для сравнительного анализа была построена карта разницы напряжений роговицы кролика после нанесения надрезов при давлении, равном 15 и 50 мм рт.ст. При этом отмечено увеличение напряжения на средней периферии, в особенности в области «дна» надрезов, и ослабление напряжения, наиболее выраженное в центральной зоне роговицы и на передней поверхности «зияющих» кератотомических надрезов.

В экспериментальной модели локального истончения роговицы карта распределения напряжений зависит от остаточной толщины стромы. При давлении в камере, равном 15 мм рт.ст., основное напряжение приходится на остаточную толщину стромы в зоне истончения. При повышении ВГД до 50 мм рт.ст., в зоне кератэктазии наблюдается снижение напряжений, хотя в целом напряжения в строме возрастают. Наибольшие напряжения были отмечены вокруг зоны истончения.

На сравнительной карте разницы напряжений роговицы кролика после абразии роговицы с локальной эктазией при давлении, равном 15 и 50 мм рт.ст., хорошо видно, что повышение интракамерального давления меняет распределение напряжений в роговице. При этом отмечено увеличение напряжения в зоне абразии и в наибольшей степени вокруг эктазии, тогда как в самой зоне эктазии возникает ослабление напряжения.

Представленные данные позволяют сделать вывод о том, что в последние годы исследования, касающиеся изучения биомеханических параметров фиброзной оболочки глаза, получили четкую клиническую направленность. В первую очередь это произошло вследствие внедрения в практику специальных методов исследования (динамические двунаправленная пневмоапланация и пневмоимпрессия роговицы, эластотонометрия), позволяющих не только качественно, но и количественно оценивать «биомеханику» фиброзной оболочки. Дифференцированная оценка «биомеханики» склеры и роговицы в какой-то степени возможна только путем уменьшения влияния на результаты исследования биомеханических свойств одной из перечисленных структур за счет стандартизации групп исследования по показателям, существенно влияющим на «биомеханику» (например, по величине ПЗО и толщине роговицы).

Клиническое значение биомеханических параметров фиброзной оболочки связано с диагностикой и мониторингом глаукомы, оценкой динамики патологического процесса при кератоконусе, анализом изменений «биомеханики» роговицы после кераторефракционных операций.

Совершенствование методов исследования биомеханических свойств возможно за счет исключения в ходе исследования элемента механического воздействия на структуры фиброзной оболочки и топографической (т.е. в различных участках, например роговицы) оценки биомеханических параметров. С этой целью экспериментально обоснован новый принцип исследования распределения напряжений коллагена роговицы (люминесцентная полярископия), основанный на анализе поляризации света, испускаемого тканью роговицы при люминесценции.