DE10022995C2

DE10022995C2 - Vorrichtung für die photorefraktive Hornhautchirurgie

Info

Publication number: DE10022995C2
Application number: DE10022995A
Authority: DE
Inventors: Michael Mrochen; Maik Kaemmerer; Theo Seiler
Original assignee: Wavelight Laser Technologie AG
Current assignee: Alcon Inc
Priority date: 2000-05-11
Filing date: 2000-05-11
Publication date: 2003-11-27
Anticipated expiration: 2020-05-12
Also published as: EP1280484B1; EP1280484B2; US6887231B2; ES2287132T5; WO2001085075A1; US20030105457A1; US7544194B2; ES2287132T3; DE50112665D1; DE10022995A1; EP1280484A1; AU6225401A; US20050187540A1

Description

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung für die photorefraktive Hornhautchirurgie des Auges zur Korrektur von Sehfehlern mit einer Einrichtung zum Vermessen der optischen Eigenschaften des zu korrigierenden Auges, Mitteln zum Ableiten eines Abla tionsprofils aus den gemessenen Eigenschaften; einer Laser strahlungsquelle und Mitteln zum Steuern der Strahlung entspre chend dem Ablationsprofil.

Die photorefraktive Keratektomie (englisch: Photorefractive Keratectomy) ist bisher ein weitgehend etabliertes Verfahren zur Korrektur von Fehlsichtigkeit niederer Ordnung, also zum Beispiel von Myopie, Hyperopie, Astigmatismus, myopem Astigma tismus und hyperopem Astigmatismus. Der Begriff "photorefrakti ve Keratektomie (PRK)" wird üblicherweise dahingehend verstan den, daß damit nur ein Eingriff an der Hornhautoberfläche ge meint ist, nachdem das sog. Hornhautepithel entfernt ist. Nach Entfernung des Epithels liegt die Bowman-Membran bzw. das Horn hautstroma frei und kann mit einem Laser abgetragen werden. Von der PRK im allgemeinen unterschieden wird das LASIK-Verfahren (Laser In Situ Keratomileusis). Beim LASIK-Verfahren wird zu nächst mit einem sog. Mikrokeratom ein ca. 100 µm bis 200 µm dickes Hornhautscheibchen (sog. "Flap") mit einem Durchmesser von 8 bis 10 mm bis auf einen geringen, als "Scharnier" dienen den Rest abgeschnitten. Dieses Scheibchen (Flap) wird zur Seite geklappt, und danach erfolgt die Ablation (Entfernung) von Ma terial mittels Laserstrahlung direkt im Stroma, also nicht an der Hornhautoberfläche. Nach der Laserbehandlung wird der Dec kel wieder an seinen ursprünglichen Platz zurückgeklappt, und es erfolgt in der Regel eine relativ schnelle Heilung.

Die nachfolgend beschriebene Erfindung eignet sich sowohl für die vorstehend erläuterte PRK als auch, insbesondere, für die LASIK-Technik.

Bei der PRK und bei LASIK wird Material der Hornhaut abgetra gen. Der Abtrag ist eine Funktion der auf die Hornhaut auftref fenden Energiedichte (Energie pro Flächeneinheit) des Laser strahls. Es sind unterschiedliche Techniken für die Strahlfor mung und Strahlführung bekannt, so zum Beispiel die sogenannte Schlitz-Abtastung (slit scanning), bei der die Strahlung mit tels eines bewegten Schlitzes über den zu bearbeitenden Bereich geführt wird, das sogenannte Fleck-Abtasten (scanning-spot), bei dem ein Strahlungsfleck mit sehr geringen Abmessungen über das abzutragende Gebiet geführt wird, und auch die sogenannte Vollabtragung (full-ablation oder wide-field ablation), bei der die Strahlung großflächig über den gesamten abzutragenden Be reich eingestrahlt wird und wobei die Energiedichte sich über das Strahlprofil ändert, um den gewünschten Abtrag der Hornhaut zu erreichen. Der Stand der Technik kennt für die genannten Strahl-Führungen jeweils geeignete Algorithmen zum Steuern der Strahlung, um die Hornhaut so abzutragen, daß die Cornea schließlich den gewünschten Krümmungsradius erhält.

Das vorstehend bereits erwähnte "Fleck-Abtasten" (scanning- spot) verwendet einen auf einen relativ kleinen Durchmesser (0,1-2 mm) fokussierten Laserstrahl, der mittels einer Strahl führungseinrichtung auf verschiedene Stellen der Hornhaut ge richtet und durch einen sogenannten Abtaster (scanner) sukzes sive so bewegt wird, daß letztlich der gewünschte Abtrag von der Cornea erreicht wird. Die Abtragung erfolgt also gemäß ei nem sogenannten Ablationsprofil. Bei der PRK und LASIK sind insbesondere sogenannte galvanometrische Abtaster (Scanner) verwendbar (vgl. Aufsatz G. F. Marshall in LASER FOCUS WORLD, Juni 1994, S. 57). Es sind inzwischen auch andere Scan- Techniken bekannt für die Führung des Laserstrahls.

Nach dem Stand der Technik werden zur Zeit die genannten Fehl sichtigkeiten niederer Ordnung (z. B. Myopie, Hyperopie, Astig matismus) nach den sogenannten Refraktionsdaten des Patientenauges durchgeführt, d. h. der für das Patientenauge gemessene Dioptrie-Wert bestimmt das Ablationsprofil, gemäß dem Material von der Hornhaut abgetragen (ablatiert) wird (vgl. T. Seiler und J. Wollensak in LASERS AND LIGHT IN OPTHALMOLOGY, Vol. 5, Nr. 4, S. 199-203, 1993). Gemäß diesem Stand der Technik wird also für ein gegebenes Patientenauge mit einem bestimmten Dioptrie-Wert die Laserstrahlung so über die Hornhaut (Cornea) geführt, daß ein vorgegebenes Ablationsprofil abgetragen wird, zum Beispiel entsprechend einer Parabel bei einer Myopiekorrek tur. Mit anderen Worten: das Ablationsprofil ist nur gemäß dem Dioptrie-Wert an das individuelle Auge angepaßt nicht aber ge mäß lokalen Unregelmäßigkeiten des optischen Systems "Auge".

Auch der Aufsatz von J. K. Shimmick, W. B. Telfair et al. in JOURNAL OF REFRATIVE SURGERY, Vol. 13, Mai/Juni 1997, S. 235- 245, beschreibt die Korrektur von Sehfehlern niederer Ordnung mittels photorefraktiver Keratektomie, wobei die Photoablati onsprofile theoretischen Parabelformen entsprechen. Es wurde darüber hinaus dort nur vorgeschlagen, einige empirische Kor rekturfaktoren in das Ablationsprofil einzufügen, die der Wech selwirkung zwischen Laser und Gewebe Rechnung tragen, um im Ergebnis eine paraboloidförmige Abtragung auf dem Auge zu erreichen.

Ein besonderes Problem bei der photorefraktiven Keratektomie und LASIK ist die relative Positionierung von Laserstrahl und Auge. Der Stand der Technik kennt verschiedene Verfahren hier für, so zum Beispiel sogenannte "Eye-tracker", d. h. Einrichtun gen, die Bewegungen des Auges ermitteln, um dann den für die Ablation verwendeten Laserstrahl entsprechend den Augenbewegun gen zu steuern (nachzuführen). Den Stand der Technik hierzu be schreibt zum Beispiel die DE 197 02 335 C1.

Wie vorstehend erwähnt ist, sind die Verfahren der photorefrak tiven Hornhautchirurgie des Standes der Technik zur Korrektur von Fehlsichtigkeit niederer Ordnung im wesentlichen "Pauschal verfahren" in dem Sinne, daß die Korrektur auf den (pauschalen) Dioptrie-Wert des Auges abstellt. Die Korrektur derartiger Fehlsichtigkeit niederer Ordnung kann zum Beispiel mit sphärischen oder astigmatischen Linsen oder auch eben mit einer pho torefraktiven Korrektur der Hornhaut erfolgen.

Allerdings wird die optische Abbildung im Auge nicht nur durch die genannten Fehlsichtigkeiten niederer Ordnung beeinträch tigt, sondern auch durch sogenannte Bildfehler höherer Ordnung. Solche Bildfehler höherer Ordnung treten insbesondere auf nach operativen Eingriffen an der Hornhaut und innerhalb des Auges (Katarakt-Operationen). Solche optischen Aberrationen können die Ursache dafür sein, daß trotz einer ärztlichen Korrektur eines Fehlers niederer Ordnung die volle Sehschärfe (Visus) nicht erreicht wird. P. Mierdel, H.-E. Krinke, W. Wigand, M. Kaemmerer und T. Seiler beschreiben in DER OPHTALMOLOGE, Nr. 6, 1997, S. 441 eine Messanordung zur Bestimmung der Aberration des menschlichen Auges. Mit einer solchen Messanordung können Aber rationen (Abbildungsfehler) für monochromatisches Licht gemes sen werden, und zwar nicht nur durch die Hornhaut bedingte Aberrationen, sondern es können die vom gesamten okularen Ab bildungsystem des Auges verursachten Abbildungsfehler gemessen werden, und zwar ortsabhängig, d. h. mit einer bestimmten Auflö sung kann für gegebene Orte innerhalb der Pupille des Auges be stimmt werden, wie groß an dieser Stelle der Abbildungsfehler des gesamten optischen Systems des zu korrigierenden Auges ist. Derartige Abbildungsfehler des Auges werden in der vorstehend zitierten Arbeit von P. Mierdel et al. als sogenannte Wellen frontaberration mathematisch beschrieben. Man versteht unter einer Wellenfrontaberration den räumlichen Verlauf des Abstands zwischen der realen Lichtwellenfront eines zentralen Lichtpunk tes und einer Referenzfläche, wie z. B. ihrer idealen, kugel förmigen Gestalt. Als räumliches Bezugssystem dient also z. B. die Kugeloberfläche der idealen Wellenfront. Als Bezugssystem für die Aberrationsmessung wird eine Ebene gewählt, wenn die zu vermessende ideale Wellenfront eben ist.

Das Messprinzip gemäß der genannten Arbeit von P. Mierdel, T. Seiler et al. wird auch bei der PCT/EP00/00827 eingesetzt. Es beinhaltet im wesentlichen, daß ein Parallelstrahlbündel hin reichenden Durchmessers durch eine Lochmaske in getrennte par allele Einzelstrahlen aufgeteilt wird. Diese Einzelstrahlen durchlaufen eine Sammellinse (sogenannte Aberroskoplinse) und werden dadurch beim emmetropen Auge in einem bestimmten Abstand vor der Retina fokussiert. Die Folge sind gut sichtbare Projek tionen der Maskenlöcher auf der Retina. Dieses retinale Licht punktmuster wird nach dem Prinzip der indirekten Ophtalmoskopie auf die Sensorfläche einer CCD-Videocamera abgebildet. Im aber rationsfreien idealen Auge ist das abgebildete Lichtpunktmuster unverzerrt und entspricht genau dem Lochmaskenmuster. Ist aber eine Aberration gegeben, kommt es zu individuellen Verschiebun gen jedes Musterpunktes, weil jeder Einzelstrahl einen bestimm ten Hornhaut- bzw. Pupillenbereich durchläuft und gemäß der ir regulären optischen Wirkung eine Abweichung vom idealen Verlauf erfährt. Aus den retinalen Musterpunktverschiebungen wird schließlich die Wellenfrontaberration mit einem Näherungsver fahren als Ortsfunktion über der Pupillenfläche ermittelt. Der genannte Stand der Technik beschreibt auch die mathematische Darstellung dieser Wellenfrontaberration in Form eines soge nannten "Wellenfrontaberrationsgebirges". Dieses "Wellenfron taberrationsgebirge" gibt über jedem Pupillenort (x-y Koordina ten) einen Wert für die Wellenfrontaberration W(x, y) an, der dann als Höhe über den x-y Koordinaten aufgetragen ist. Je hö her das "Gebirge" ist, um so größer sind die Abbildungsverzeh rungen im Auge an dem jeweiligen Pupillenort. Für jeden einfal lenden Lichtstrahl besteht in erster Näherung eine Proportiona lität zwischen der gemessenen Abweichung des entsprechenden re tinalen Lichtpunktes von seiner idealen Position und der Steil heit des "Wellenfrontaberrationsgebirges". Somit kann daraus die Wellenfrontaberration als Ortsfunktion, bezogen auf einen willkürlichen Referenzwert auf der optischen Achse des Systems, bestimmt werden. Ideale, im Regelfall unverzerrte Lichtpunktpo sitionen auf der Retina, die den Referenzwert liefern können, sind zum Beispiel vier zentrale Punkte mit geringem gegenseiti gen Abstand. Solche Punkte repräsentieren eine zentrale Horn haut-Pupillen-Zone von etwa 1 bis 2 mm Durchmesser, die erfah rungsgemäß als weitgehend frei von Bildfehlern höherer Ordnung angenommen werden kann.

Das "Wellenfrontaberrationsgebirge" kann in verschiedener Weise mathematisch mit Hilfe eines geschlossenen Ausdruckes (einer Funktion) dargestellt werden. In Betracht kommen z. B. Approxi mationen in Form einer Summe von Taylor- oder auch insbesondere Zernike-Polynomen. Die Zernike-Polynome haben den Vorteil, daß ihre Koeffizienten einen direkten Bezug zu den allgemein bekann ten Bildfehlern (Öffnungsfehler, Koma, Astigmatismus, Verzeich nung) haben. Die Zernike-Polynome sind ein Satz vollständig or thogonaler Funktionen. In einem Aufsatz von J. Liang, B. Grimm, S. Goelz und J. F. Bille, "Objective Measurement of Wave Aber rations of the Human Eye with the use of a Hartmann-Shack Wave- Front Sensor", Optical Society of America, 11 (7): 1949-1957, Juli 1994, wird gezeigt, wie die Wellenfront (bzw. Wellenfront aberration) aus den Gitterpunktverschiebungen berechnet werden kann. Aus der Bestimmung der Ableitungsfunktion der Wellenfront läßt sich so die eigentliche Wellenfront ermitteln. Die Wellen front ergibt sich als Lösung eines Gleichungssystems. Auch der Aufsatz von H. C. Howland und B. Howland, "A Subjective Method for the Measurement of Monochromatic Aberrations of the Eye", Journal of the Optical Society of America, 67 (11): 1508-1518, November 1977" beschreibt ein Verfahren zum Bestimmen der mo nochromatischen Aberration und die Ermittlung der ersten fünf zehn Taylor-Koeffizienten.

Die in der oben genannten PCT/EP00/00827 vorgestellte Vorrich tung für die photorefraktive Hornhautchirurgie bei Sehfehlern höherer Ordnung weist die folgenden Einrichtungen auf:

- ein Aberroskop zum Messen der Wellenfrontaberration des gesamten optischen Systems des zu korrigierenden Auges in bezug auf eine bestimmte Augenposition,
- Mittel zum Ableiten eines Photoablationsprofils aus der gemessenen Wellenfrontaberration derart, daß eine Photoablation gemäß dem Photoablationsprofil die Wellenfrontaberration des behandelten Auges minimiert, und
- eine Laserstrahlungsquelle und Mittel zum Steuern der La serstrahlung in Bezug auf die bestimmte Augenposition zur Ab tragung des Photoablationsprofils.

Auch, wenn diese Vorrichtung gegenüber den Vorgängerlösungen bedeutende Verbesserungen hervorbrachte, erwies sich, daß die Behandlungserfolge in einigen Fällen nicht so gut waren, wie es bei der Genauigkeit, mit der das Photoablationsprofil erstellt wurde, zu erwarten gewesen wäre.

Aufgabe der Erfindung ist es, eine Vorrichtung für die photo refraktive Hornhautchirurgie des Auges zur Korrektur von Seh fehlern bereitzustellen, die bessere Behandlungserfolge ermög licht.

Eine erfindungsgemäße Vorrichtung ist im Patentanspruch 1 gekennzeichnet. Durch die erfindungsgemäße Vorrichtung wird der Einfluss des Winkels zwischen Laserstrahl und Hornhautoberflä che auf die Energiedichte des auf die Hornhautoberfläche auf treffenden Laserstrahlspots berücksichtigt und auch bevorzugt die Reflexion der Strahlung an der Oberfläche, die von dem genannten Winkel abhängt.

Nachfolgend wird ein Ausführungsbeispiel der Erfindung an Hand der Zeichnungen näher erläutert. Es zeigt:

Fig. 1 schematisch die Wellenfrontaberration;

Fig. 2 schematisch ein Aberroskop zum Messen der Wel lenfrontaberration des gesamten optischen Sys tems eines zu behandelnden Auges;

Fig. 3 schematisch eine Meß- und Steueranordnung zum Durchführen einer photorefraktiven Keratektomie des Auges mit Mitteln zum Ableiten eines Photo ablationsprofils und Mitteln zum Steuern der La serstrahlung;

Fig. 4 die Abhängigkeit der Ablationstiefe von der Strahlenergiedichte;

Fig. 5 schematisch die Oberfläche der Hornhaut mit auf der Oberfläche auftreffendem Laserstrahlspot und mit eingezeichneten Achsen;

Fig. 6 die Abhängigkeit eines ersten Korrekturfaktors vom Abstand r des Auftreffpunkts des Laser strahlspotmittelpunkts auf der Hornhaut zur z-Achse für verschiedene Radien R der Hornhaut;

Fig. 7 schematisch die Oberfläche der Hornhaut und den im Winkel α₁ einfallenden Laserstrahl;

Fig. 8 die Abhängigkeit eines zweiten Korrekturfaktors vom Abstand r des Auftreffpunkts des Laser strahlspotmittelpunkts auf der Hornhaut zur z-Achse verschiedene Radien R der Hornhaut;

Fig. 9 die Abhängigkeit eines kombinierten Korrektur faktors für die Ablationstiefe vom Abstand r des Auftreffpunkts des Laserstrahlspotmittelpunkts auf der Hornhaut zur z-Achse für verschiedene Radien R der Hornhaut

Fig. 10 die Abhängigkeit des Verhältnisses von dem Ab stand, bei dem die Dichte der auf der Hornhaut oberfläche auftreffenden, nicht reflektierten Energie 80% beträgt, zu dem Abstand, bei dem sie 0 ist, von der Strahlenergiedichte des ein fallenden Laserstrahls;

Fig. 11 schematisch den Strahlverlauf bei nicht zen triertem Auftreffen des Laserstrahlspots;

Fig. 12 die Abhängigkeit des kombinierten Korrekturfak tors für die Ablationstiefe von dem Abstand r des Auftreffpunkts des Laserstrahlspotmittel punkts auf der Hornhaut von der in Fig. 11 ge zeigten z-Achse bei unterschiedlichem Ausmaß der Dezentrierung r_V bei einem Krümmungsradius von R = 7,8 mm und einer Strahlenergiedichte des ein fallenden Laserstrahls von F = 150 mJ/cm².

Fig. 1 zeigt schematisch die oben bereits erläuterte Wellen frontaberration eines Auges, d. h. die Abweichung der realen, asphärischen Wellenfront von der idealen Wellenfront. A ist die optische Achse des Systems und F der Brennpunkt, letzteres hier auch der gedachte Ausgangspunkt der Strahlung im Falle einer idealen Wellenfront.

Fig. 2 zeigt schematisch das optische Schema eines Video- Aberroskops zur Messung der Wellenfrontaberration eines Auges 10. Das grüne Licht eines HeNe-Lasers (543 nm) wird auf einen Durchmesser von etwa 12 mm aufgeweitet und anschließend mittels einer Lochmaske 12, in der eine Vielzahl äquidistanter Löcher ausgebildet sind, in eine entsprechende Anzahl paralleler Ein zelstrahlen aufgeteilt. Gemäß Fig. 2 verlaufen diese Einzel strahlen, die nur schematisch durch punktierte Linien angedeu tet sind, parallel zur optischen Achse A des Systems. Durch eine Aberroskoplinse 14 (Sammellinse) vor dem Auge 10 werden diese Strahlen so gebrochen, daß sie in einem bestimmten Ab stand vor der Netzhaut 20 fokussiert werden (Fokus F). Bei einem rechtsichtigen Auge hat die Aberroskoplinse z. B. einen Brechwert von +4 dpt. Im aberrationsfreien Idealauge entsteht auf diese Weise ein völlig unverzerrtes Lichtpunktmuster auf der Netzhaut 20. Die Pupille ist mit dem Bezugszeichen 18 angedeutet.

Weist das Auge 10 jedoch eine Aberration auf, so werden die Musterpunkte entsprechend den Abbildungsfehlern verschoben, da jeder Einzelstrahl nur einen ganz bestimmten Ort der Pupille 18 passiert und gemäß den irregulären optischen Wirkungen eine Ab weichung vom idealen Verlauf erfährt. Diese Abweichung vom idealen Verlauf entspricht dem optischen Abbildungsfehler des gesamten optischen Systems des Auges 10 bezüglich eines Licht strahls, der den bestimmten Ort innerhalb der Pupille passiert. Auf der Hornhaut haben die Einzelstrahlen z. B. in x- und y-Richtung einen konstanten Abstand von 1,0 mm und ihr Durch messer beträgt beispielhaft etwa 0,5 mm. Das gesamte parallele Meßstrahlbündel hat auf der Hornhaut z. B. eine Abmessung von 8 × 8 mm.

Mittels eines Halbspiegels 16 wird das auf der Netzhaut 20 er zeugte Lichtpunktmuster über eine Ophthalmoskoplinse 22 und ein Objektiv 24 für das Netzhautbild auf eine Sensorfläche 28 einer Festkörper-Bildkamera (CCD-Kamera) abgebildet, um das entste hende Lichtpunktmuster rechnerisch zu verarbeiten. Die Abwei chungen der Orte der Lichtpunkte, bezogen auf die äquidistante, regelmäßige Struktur des fehlerfreien Auges, ergibt die Mög lichkeit, die. Wellenfrontaberration W(x, y) als Ortsfunktion über die Pupillenfläche des Auges zu ermitteln. Die Ortsfunkti on kann mittels eines Satzes von Polynomen approximiert werden, z. B. Taylor-Polynomen oder Zernike-Polynomen. Die Zernike- Polynome werden hier bevorzugt, weil ihre Koeffizienten C_i den Vorteil eines direkten Bezuges zu den Bildfehlern haben, wie Öffnungsfehler, Koma, Astigmatismus, Verzeichnung. Mit den Zernike-Polynomen Z_i(x, y) läßt sich die Wellenfrontaberration W wie folgt darstellen:

W(x, y) = Σ_iC_i × Z_i(x, y).

Mit (x, y) sind die kartesischen Koordinaten in der Pupillen ebene bezeichnet.

Mit der Bestimmung von z. B. den ersten 14 Koeffizienten C_i (i = 1, 2, . . ., 14) der Zernike-Polynome ist eine hinreichend genaue Beschreibung der Wellenfrontaberration W(x, y) als Funktion der Ortskoordinaten der freien Pupillenfläche möglich. Auf diese Weise ergibt sich ein sog. Wellenfrontaberrationsgebirge, d. h. in einer dreidimensionalen Darstellung eine Funktion über den Ortskoordinaten x, y, die den jeweils lokalen Abbildungsfehler angibt. Außer den Zernike-Polynomen können auch andere Möglich keiten gewählt werden, die Wellenfront mathematisch zu be schreiben, z. B. Taylor-Reihen. Die Zernike-Polynome sind nur das hier gewählte Ausführungsbeispiel.

Aus dieser Wellenfrontaberration W(x, y) wird mittels eines Rechners 48 (Fig. 3) ein sog. Photoablationsprofil berechnet. Der Rechner ermittelt also letztlich aus dem Lichtpunktmuster die Wellenfrontaberration in Form einer bestimmten Anzahl von Zernike-Koeffizienten und dann aus der Wellenfrontaberration ein Photoablationsprofil, d. h. Daten darüber, bis zu welcher Tiefe am jeweiligen Pupillenort die Hornhaut abgetragen (abla tiert) werden muß, um die Wellenfrontaberration zu verkleinern. Das Ablationsprofil, also die Schichtstärke des abzutragenden Materials in Abhängigkeit vom Ort (X-Y-Koordinaten) kann auf verschiedene Weise aus der Wellenfront (Aberration) bestimmt werden:
Grundsätzlich erfolgt die Berechnung des Ablationsprofils für ein zu korrigierendes Auge mit einem entsprechenden Augenmo dell.

Dazu wird die Wellenfrontaberration auf die Hornhautoberfläche unter Berücksichtigung der geometrischen Eigenschaften des Au ges, wie z. B. der Hornhautdicke, Abstand zwischen Hornhaut rückfläche und Linsenvorderfläche, Abstand zwischen Linsenvor derfläche und Linsenrückfläche, Abstand zwischen Linsenrückflä che und Netzhaut, mathematisch projiziert. Weiterhin werden bei der Berechnung des Ablationsprofils die Brechnungsindizes der einzelnen optischen Elemente des Auges berücksichtigt. Die Wellenfront beschreibt im wesentlichen die Laufzeitunterschiede des Lichts, d. h. die optische Wegstrecke. Dividiert man die optische Wegstrecke durch den Brechungsindex, so erhält man den geometrischen Weg. Es läßt sich somit aus der Projektion der Wellenfront auf die Hornhaut das zugehörige Ablationsprofil ab leiten. In der Art einer Iteration wird an der gegebenen Stelle der Hornhaut eine Ablationstiefe (bei LASIK entsprechend eine Tiefe des im Stroma ablatierten Materials) mathematisch ange nommen und berechnet, wie sich eine solche Ablation auf die Laufzeitunterschiede der Strahlen auswirken würde. Ziel ist eine Angleichung der Laufzeiten der Strahlen an allen Orten der Hornhaut derart, daß die Wellenfrontaberration möglichst gering wird. Dabei muß berücksichtigt werden, daß die Wellenfront auch Werte annehmen kann, die in ihrer physikalischen Bedeutung ei nen Auftrag von Gewebe bedeuten (d. h. eine Verstärkung der Hornhaut), was in der Regel nicht möglich ist. Deshalb muß das Ablationsprofil entsprechend angepaßt werden, d. h. insgesamt so verschoben werden, daß nur durch Ablation (Abtrag) von Ge webe das gewünschte Zielprofil der Hornhaut erreicht wird.

Die Wellenfrontaberration läßt sich nicht nur in der Pupillen ebene (Eintrittspupille; englisch: entrance pupil) berechnen, sondern auch direkt an der Hornhaut. Unter Berücksichtigung der entsprechenden Brechungsindizes ergibt sich somit das eigentli che Ablationsprofil für einen bestimmten Pupillendurchmesser.

Eine Korrektur der für die Ermittlung des Ablationsprofils ver wendeten Wellenfrontaberration W(x, y) wird dahingehend vorge nommen, daß der Heilungsprozeß des Auges nach der Operation mitberücksichtigt wird. Der Heilungsprozeß hat nämlich eine Änderung der optischen Eigenschaften des Auges zur Folge hat und daß zur Erzielung bester Ergebnisse diese Änderungen bei der zugrundegelegten Wellenfrontaberration berücksichtigt werden sollten. Dies geschieht wie folgt:
In die obige Gleichung, in der die Wellenfrontaberration W(x, y) als Summe von Zernike-Polynomen Z_i(x, y) dargestellt ist, werden sog. Korrekturfaktoren ("fudge factors") A_i eingeführt:

Im Vergleich zur obigen Formel sind in der Summe von Zernike- Koeffizienten und Zernike-Polynomen jeweils Korrekturfaktoren A_i hinzugefügt worden, die empirisch dem Wundheilungsprozeß Rechnung tragen. Mit anderen Worten: Die vorstehende Funktion W(x, y) beschreibt die zu korrigierende Wellenfront am Auge un ter Berücksichtigung von postoperativen Änderungen einzelner optischer Bildfehler (Z_i) durch die Wundheilung. Dabei sind insbesondere klinisch relevant die Zernike-Koeffizienten von nullter bis achter Ordnung. Die Polynom-Koeffizienten Ci be schreiben, wie oben bereits erläutert ist, die Größe des Bild fehlers aus der beschriebenen Messung.

Es hat sich empirisch gezeigt, daß der klinisch relevante Wer tebereich der Korrekturfaktoren A_i im Bereich von -1000 bis 0 bis +1000 liegt. Es wurde weiter empirisch ermittelt, daß die klinischen Korrekturfaktoren A_i für jeden Koeffizienten C_i un terschiedliche Werte annehmen. A_i ist also eine Funktion von C_i. Diese funktionale Abhängigkeit A_i = f_i(C_i) ist unter schiedlich für die einzelnen Koeffizienten C_i, d. h. die Funk tion f_i hat verschiedene Verläufe für die einzelnen Koeffizien ten C_i.

Es hat sich weiter gezeigt, daß die Funktion A_i = f_i(C_i) wei terhin vom jeweils verwendeten therapeutischen Lasersystem ab hängig ist, da der postoperative Heilungsverlauf auch vom je weils verwendeten Lasersystem selbst abhängig ist. Dies bedeu tet, es können in der Regel keine allgemein gültigen (abstrak ten) Daten oder Algorithmen für die klinischen Korrekturfakto ren A_i angegeben werden, vielmehr müssen diese Korrekturfakto ren empirisch (experimentell) klinisch für das jeweils verwen dete Lasersystem ermittelt werden, wobei der oben angegebene typische Wertebereich von -1000 über 0 bis +1000 gilt, insbe sondere für das hier verwendete Lasersystem der Firma Wave- Light, Erlangen, Deutschland.

Wie gesagt, können aufgrund der Wellenfrontaberration ermittel te Ablationsprofile, wenn die vorstehend genannten Korrektur fakten A_i nicht verwendet werden, zu einer Überbewertung oder Unterbewertung einzelner Bildfehler aufgrund der Wundheilung nach dem refraktiven Eingriff führen, bei LASIK also u. a. das Anheilen des zurückgeklappten Scheibchens ("flap"). Z. B. muß für die Korrektur eines Komas von etwa Z₇ = 0,3 µm ein Koma von Z₇ = 0,5 µm von der Hornhaut abgetragen werden, damit nach dem Abschluß der Wundheilung (z. B. Epithelschluß, ca. 7 Tage) ein Z₇ = 0 resultiert ("Z" steht hier für den Zernike-Koeffizienten als Beispiel).

Die gemäß obiger Vorgabe ermittelten Korrekturfaktoren A_i wer den im Rechner abgelegt und das Computerprogramm arbeitete sie (automatisch) in das letztlich zur Anwendung kommende Ablati onsprofil ein.

Alternativ zur vorstehend beschriebenen Berechnung des Ablati onsprofils aus der Wellenfrontaberration kann das Ablationspro fil auch direkt aus einer Projektion von Punkten auf die Horn haut und die Netzhaut berechnet werden. Fällt ein Lichtstrahl mit bekannten Einfallswinkeln und Koordinatenpunkten auf die Hornhaut und dann in das Auge, so wird dieser Lichtstrahl ent sprechend den optischen Eigenschaften des Auges auf der Netz haut abgebildet. Da die Position des Lichtstrahls auf der Horn haut und die Einfallswinkel des Strahls bekannt sind, läßt sich durch Messung der Position des Lichtstrahls auf der Netzhaut der optische Strahlengang reproduzieren. Wird dabei festge stellt, daß die Position des Lichtstrahls auf der Netzhaut von der Sollposition abweicht (die Sollposition bedeutet eine aber rationsfreie Abbildung), so läßt sich aus der Positionsabwei chung die Aberration ermitteln. Das Licht wird entsprechend der geometrischen Krümmung der Oberfläche der Hornhaut und den wei teren Aberrationsfehlern des Systems "Auge" gebrochen. Die vor stehend genannte Positionsabweichung des Lichtstrahls auf der Netzhaut kann durch eine entsprechende Änderung des Lichtein fallswinkels ausgedrückt werden. Der Lichteinfallswinkel ist proportional zur Ableitungsfunktion der Oberfläche der Horn haut. Durch iteratives Vorgehen kann aus der Positionsverschie bung des Lichtstrahls auf der Netzhaut und der damit verbunde nen Änderung des Lichteinfallswinkels auf eine (krankhafte) Än derung der Krümmung der Hornhautoberfläche geschlossen werden. Die Änderung der Krümmung der Hornhautoberfläche beschreibt also die Ableitungsfunktion des (gesuchten) Ablationsprofils. Wird dieses Verfahren mit einer ausreichenden Anzahl von Licht strahlen an unterschiedlichen Punkten des Auges durchgeführt (z. B. durch Projektion eines Gitters auf die Hornhaut), läßt sich die gesamte Ableitungsfunktion des (gesuchten) Ablations profils bestimmen. Hieraus kann dann mit bekannten mathemati schen Verfahren (z. B. Spline-Interpolation und anschließende Integration) das Ablationsprofil berechnen.

Es hat sich gezeigt, daß Ablationsprofile, die mit Wellenfront messungen gewonnen worden sind, in einigen Fällen eine sog. Übergangszone erforderlich machen, weil ohne eine solche Über gangszone unter Umständen am Rand des Ablationsprofils ein be stimmter Rest an Material stehen bliebe, d. h. es würde sich auf der Hornhaut eine Stufe ergeben. Um eine derartige Stufe zu vermeiden, wird eine ca. 0,5 mm bis 3 mm breite Übergangszone um das Ablationsprofil herum nach außen hin vorgesehen, um eine glatte, stufenlose Fläche auf der gesamten Hornhaut zu gewähr leisten.

Fig. 3 zeigt schematisch das Rechner- und Steuersystem zur Durchführung einer Photoablation gemäß dem errechneten Photoab lationsprofil. Die Photoablation erfolgt sowohl oberflächlich auf der Hornhaut als auch intra-stromal.

Als Laser 30 für die Photoablation kommt insbesondere in Be tracht ein Excimerlaser (193 nm). Ebenfalls in Betracht kommen insbesondere Er:YAG-Festkörperlaser mit einer Wellenlänge von 2,94 µm und UV-Festkörperlaser (z. B. Nd:YAG mit 213 nm).

Die Laserstrahlung wird mittels eines galvanometrischen Abta sters (Scanner) 32 umgelenkt und der umgelenkte Laserstrahl 34 wird auf das Auge 10 gerichtet.

Koaxial mit dem Laserstrahl 34 wird ein weiterer Strahl einer sog. Positionierlichtquelle 36 auf das Auge 10 gerichtet. Der Strahl 50 der Positionierlichtquelle 36 definiert eine Bezugs achse A, die im Raum ortsfest ist.

Im Realfall bewegt sich das Auge 10 in Bezug auf die Achse A. Um bei derartigen Bewegungen den Bearbeitungsstrahl 34 und ent sprechend das abzuarbeitende Ablationsprofil den Bewegungen des Auges anzupassen (nachzuführen) wird das Auge mit Infrarot strahlung (nicht gezeigt) beleuchtet, und mittels der CCD-Kame ra 28 werden Bilder aufgenommen mit einer bestimmten Bildfolge frequenz. Die Bildstrahlung 42 des Auges erzeugt also in der CCD-Kamera 28 Bilder, die elektronisch verarbeitet werden. Das elektronische Ausgangssignal 44 der Kamera 28 wird einer Bild verarbeitungseinrichtung 40 zugeführt, und das Ergebnis der Bildverarbeitung wird in einen Rechner 48 eingegeben, der so wohl die Auswertung als auch die Steuerung des Scanners 32 übernimmt. Der Rechner 48 gibt also ein entsprechendes Stellsi gnal 46 an den Scanner (Abtaster) 32, so daß der Laserstrahl 34 so gesteuert wird, daß in Bezug auf eine bestimmte Augenpositi on, in Bezug auf die auch die Wellenfrontablation gemessen wor den ist, auch das Ablationsprofil abgearbeitet wird. Auf diese Weise können die optischen Fehler des gesamten Auges durch Pho toablation der Hornhaut korrigiert werden. Das hier im vorste henden Sinne abgearbeitete Ablationsprofil ist das aus der Wel lenfrontmessung gewonnene und um die oben erläuterten empiri schen Korrekturfaktoren aufgrund der Wundheilung abgeänderte Ablationsprofil.

Die bisher beschriebene Vorrichtung ist auch der PCT/EP00/00827 zu entnehmen. Damit das so aufwendig errechnete Photoablations profil auch umgesetzt wird, wird nun der Rechner 48 gemäß der vorliegenden Erfindung so programmiert, daß der Einfluß des Winkels zwischen Laserstrahl und Hornhautoberfläche auf die Ablationstiefe berücksichtigt wird.

Wie bereits erwähnt, spielen dabei zwei Faktoren eine Rolle:

1. Der Laserstrahlspot (Laserstrahlfleck) verändert seine Größe und Form winkelabhängig beim Auftreffen auf eine gekrümm te Oberfläche, wodurch sich die Energiedichte des auftreffenden Laserstrahls verändert, und
2. je nach dem Winkel zwischen dem Laserstrahl und der Horn hautoberfläche wird ein unterschiedlicher Anteil der auftref fenden Energie des Lasers wegreflektiert.

Somit verringert sich die wirksame, d. h. die ablatierende Ener giedichte in Abhängigkeit vom Winkel zwischen Laserstrahl und Hornhautoberfläche.

Abhängigkeit der Ablationstiefe von der wirksamen Energiedichte

Zunächst muß daher untersucht werden, wie sich die unterschied liche wirksame Energiedichte auf die Ablationstiefe auswirkt.

Dies ist in Fig. 4 dargestellt. Die quadratischen Punkte ste hen dabei für gemessene Werte bei Laserpulsen einer bestimmten Dauer (für eine Laserstrahlung eines ArF-Excimerlasers mit 193 nm Wellenlänge). Man kann erkennen, daß die Ablationstiefe mit dem Logarithmus der wirksamen Strahlenergiedichte ansteigt. Die Ablationstiefe d folgt somit der Formel

wobei F die wirksame Strahlenergiedichte und F_th ein Energie dichtenschwellwert ist, ab dem überhaupt eine Ablation erst einsetzt. Der Faktor m ist eine Konstante. Entsprechend dieser Formel wurde die Kurve 52 gefittet. Der Energiedichtenschwell wert F_th ergab sich dabei zu 50 mJ/cm².

Die Tatsache, daß die Ablationstiefe in Abhängigkeit von der wirksamen Strahlenergiedichte einer solch einfachen Formel folgt, erleichtert eine numerische Verarbeitung in dem Rechner 48.

Auftreffende Energiedichte bei Auftreffen auf die gekrümmte Oberfläche

Im folgenden soll nun untersucht werden, wie sich die auftref fende Energiedichte in Abhängigkeit vom Ort des Auftreffens des Laserstrahlspots auf der Hornhaut ändert.

In Fig. 5 ist schematisch die als sphärisch angenommene Horn haut 54 gezeigt, auf die ein Laserstrahl 56 auftrifft. Hier ist zur Vereinfachung zunächst angenommen, daß der Laserstrahl 56 parallel zur z-Achse strahlt. Der Laserstrahlspot hat auf der Oberfläche der Hornhaut 54 eine Fläche A_eff.

Die Fläche A_eff kann nun in Abhängigkeit von den Koordinaten des Auftreffpunkts des Laserstrahlspotmittelpunkts auf der Hornhaut 54 berechnet werden.

Dabei sind nur zwei der Koordinaten unabhängig voneinander, die dritte Koordinate ergibt sich aus der Form der Oberfläche der Hornhaut 54. So gilt für die z-Koordinate in Abhängigkeit von den Koordinaten x und y:

Dabei ist R der Radius der Hornhauthalbsphäre.

ist der Abstand von der z-Achse zum Auftreffpunkt 58 des Laser strahlspotmittelpunkts.

Ist r_s der Radius des Laserstrahlspots vor dem Auftreffen auf der Hornhaut, so erhält man für A_eff(r):

(Diese Formel ergibt sich aus Kapitel F in: Höhere Mathematik griffbereit, Akademie-Verlag, Berlin, 1972, Seiten 638 bis 643.)

Somit ist die Fläche A_eff auf der Hornhaut 54 um einen Faktor k1(r),

größer als die Fläche A₀ eines senkrecht einfallenden Laser strahlspots.

Die Strahlenergiedichte ist nun ja als Quotient aus der Puls energie des Lasers E und der bestrahlten Fläche A definiert, F = E/A. Somit verringert sich die Dichte der auf der Hornhautoberfläche auftreffenden Energie auf den Wert F/k1(r) gegenüber der Energiedichte F des einfallenden Laserstrahl spots.

Somit läßt sich mit der bekannten logarithmischen Abhängigkeit der Ablationstiefe von der wirksamen Strahlenergiedichte ein Korrekturfaktor kor1(r) aufstellen, mit dem die bei senkrechtem Auftreffen des Laserstrahlspots erzielte Ablationstiefe multi pliziert werden muß, um die Ablationstiefe zu erhalten, wie sie im Falle, wie er in Fig. 5 dargestellt ist, erzielt wird. Die ser erste Korrekturfaktor ergibt sich zu:

Fig. 6 zeigt hierzu numerisch ermittelte Kurven für unter schiedliche Radien R der Hornhaut 54.

Wie aus Fig. 6 zu erkennen, ergibt sich zum Rand der Hornhaut hin eine beträchtliche Abweichung der Ablationstiefe vom Wert 1, der bei den Verfahren des Standes der Technik vorausgesetzt wurde.

Der Rechner 48 ist so programmiert, daß er diese verringerte Ablationstiefe kompensiert, d. h., daß z. B. entsprechend mehr Laserstrahlpulse auf die betreffenden Stellen gesandt werden, damit das gewünschte Photoablationsprofil erzielt wird.

Einfluß der Oberflächenreflexion

Im folgenden betrachten wir nun die Abhängigkeit der Ablati onstiefe von der Oberflächenreflexion. In Fig. 7 ist der Ein fallswinkel α₁ zwischen dem auftreffenden Laserstrahl 60 und der Flächennormalen 62 zur Hornhaut definiert, wobei die Horn haut hier schematisch im Schnitt als Halbkreis 64 dargestellt ist.

Für die Bestimmung des reflektierten Anteils des auftreffenden Lichts dienen die Fresnel-Gleichungen, die man beispielsweise dem Lehrbuch der Experimentalphysik von Bergmann, Schaefer, Band III Optik, Walter de Gruyter, Berlin, New York 1987, Seite 496 entnehmen kann:

wobei q_⟂ für senkrecht polarisiertes Licht und q_∥ für parallel polarisiertes Licht steht und n der Brechungsindex des Horn hautmaterials ist, der beispielsweise für eine Wellenlänge von 193 nm, n = 1,52 beträgt (siehe G. H. Pettit, M. N. Ediger, Corneal-tissue absorption coefficients for 193- and 213-nm ultraviolet radiation, Appl. Optics 1996, Band 35, Seiten 3386 bis 3391). Um eine Abhängigkeit vom Abstand r zu erhalten, be nutzt man die Formel

Bei nicht polarisiertem Licht ergibt sich die Reflektanz k2(r) an der Grenzfläche von Luft und Gewebe zu:

Würde man nur berücksichtigen, daß ein Teil der einfallenden Strahlung wegreflektiert wird und die oben besprochene Verrin gerung der Energiedichte aufgrund der Vergrößerung der effekti ven Fläche A_eff gegenüber der ursprünglichen Fläche A₀ beiseite lassen, so ergäbe sich eine wirksame Strahlenergiedichte von (1 - k2(r)) × F gegenüber der einfallenden Strahlenergiedichte F und somit eine Abschwächung der Ablationstiefe d auf kor2(r) × d, wobei

In Fig. 8 sind numerisch ermittelte Kurven dargestellt, die den Verlauf von kor2 in Abhängigkeit vom Abstand r des Auf treffpunkts des Laserstrahlspotmittelpunkts auf der Hornhaut von der z-Achse für verschiedene Radien R der Hornhaut 64 dargestellt. Wie zu sehen, ist der Abfall der Ablationstiefe besonders am Rand sehr stark ausgeprägt, so daß beim Stand der Technik, bei der auch am Rand ein Wert für kor2(r) von 1 ange nommen wurde, die Fehler offensichtlich besonders groß waren.

Kombination der genannten Effekte

Natürlich sollten die beiden besprochenen Phänomene der Vergrö ßerung der effektiven Fläche des Laserstrahlspots und der Re flektion miteinander kombiniert betrachtet werden:
Von der einfallenden Strahlenergiedichte F trifft eine Strahl energiedichte F/k1(r) auf der Hornhautoberfläche auf, und davon wird der Anteil (1 - k2(r)) × F/k1(r) nicht wegreflektiert.

Somit ergibt sich ein kombinierter Korrekturfaktor kor(r) für die Ablationstiefe zu:

Der Verlauf dieses kombinierten Korrekturfaktors kor(r) ist in Fig. 9 anhand numerisch ermittelter Werte in Abhängigkeit von dem Abstand r des Auftreffpunkts des Laserstrahlspotmittel punkts auf der Hornhaut von der z-Achse für unterschiedliche Krümmungsradien der Hornhaut bei einer Strahlenergiedichte von 150 mJ/cm² dargestellt.

Wie in Fig. 9 zu erkennen, wird der Abfall des Korrekturfak tors kor(r) zum Rand hin desto steiler, je geringer der Krüm mungsradius der Hornhautoberfläche ist.

Dies kann man auch anhand von Fig. 10 sehen. Dort ist der Abstand r_80%, bei dem kor(r_80%) = 0,8 ins Verhältnis zum Wert r_max gesetzt, bei dem kor(r_max) = 0 ist, und dieses Verhältnis ist gegen die Energiedichte des einfallenden Laserstrahls aufgetragen.

Mit der Näherung, daß der Laserstrahlspot parallel zur z-Achse eingestrahlt wird, können bereits zufriedenstellende Ergebnisse erzielt werden. Wird der Laserstrahl mittels des Steuerpro gramms im Rechner 48 so gesteuert, daß die Verringerung der Ab lationstiefe am Rand der Hornhaut ausgeglichen wird, können be friedigendere Heilergebnisse bei der Patientenbehandlung er zielt werden.

Schräger Einfall des Laserstrahls

Bei einem realen System ist jedoch eher die in Fig. 11 gezeig te Situation gegeben. Der Kopf des in Fig. 3 dargestellten, den Laserstrahl 34 auf das Auge 10 umlenkenden galvanometri schen Abtasters (Scanners) 32 sitzt gegenüber der hier schema tisch als Halbkreis gezeichneten Hornhaut 66 versetzt. Ein senkrecht von dem Scannerkopf ausgehender Laserstrahl würde in einem Versetzungsabstand r_v von der z-Achse auf der Hornhaut auftreffen. Außerdem ist zu sehen, daß sich der Winkel zwischen dem auf die Hornhaut 66 gesandten Laserstrahl 68 und der Flä chennormalen 70 von α₁ auf den Winkel α₁ + α₂ erhöht. Damit kommt es auf der in Fig. 11 rechten Seite zu einer stärkeren Abschwächung der Ablationstiefe.

Zur Berechnung dieser Ablationstiefe muß man nur das Koordina tensystem so drehen, daß die z-Achse wieder parallel zum Laser strahl verläuft. Dann können die oben angegebenen Formeln wie der angewendet werden.

Die Abhängigkeit des Korrekturfaktors kor(r) von dem Verset zungsabstand r_v ist für die in Fig. 11 gezeigte Anordnung der Hornhaut numerisch simuliert in Fig. 12 dargestellt. Mit steigendem Versetzungsabstand r_v nimmt der Korrekturfaktor kor(r) einem immer asymmetrischeren Verlauf an.

Ein perfektes System berücksichtigt somit nicht nur die Vergrö ßerung der effektiven Fläche des Laserstrahlspots und die Reflektion an der Hornhautoberfläche, sondern auch den Einfluß der Versetzung. Dies läßt sich darin zusammenfassen, daß der Einfluß des Winkels zwischen Laserstrahl und Hornhautoberfläche berücksichtigt wird.

Nicht immer ist dieser Winkel jedoch genau bekannt. Die Erfin dung kann daher noch verfeinert werden.

Erstens ist die Näherung, daß die Hornhaut sphärisch ist, im allgemeinen nicht zutreffend. Sie ist im allgemeinen asphärisch und hat auch oft einen Astigmatismus. Die Hornhaut hat somit an verschiedenen Stellen unterschiedliche Krümmungsradien. Man kann diese Krümmungsradien mit sogenannten Topographie-Systemen vermessen. Mit dieser Information über den lokalen Krümmungsra dius kann nun einerseits der Winkel zwischen Laserstrahl und Hornhautoberfläche berechnet werden, wobei man Formel (8) verwendet. Damit kann man den Anteil der auf die Hornhautober fläche auftretenden Laserstrahlenergie, der wegreflektiert wird, aus den Formeln (6) und (7) ableiten. Zur Berechnung des Einflusses des Winkels zwischen Laserstrahl und Hornhautober fläche auf die Energiedichte des auf die Hornhautoberfläche auftreffenden Laserstrahlspots können weiterhin die Formeln (2) und (3) verwendet werden, wobei R nun der lokale Krümmungsradi us der Hornhaut ist.

Zur weiteren Verfeinerung sollte berücksichtigt werden, daß sich der Winkel zwischen Laserstrahl und Hornhautoberfläche auch während des Ablatierens ändert. Wäre beispielsweise nach bisheriger Berechnung eine Folge von 50 Laserstrahlspotpulsen notwendig, um an einer bestimmten Stelle der Hornhaut gemäß dem Ablationsprofil zu ablatieren, so kann es sein, daß sich der Winkel zwischen Laserstrahl und der Hornhautoberfläche nach jedem Puls und somit jeder Teilabtragung weiter derart ändert, daß beispielsweise ein geringerer Anteil des Laserstrahls wegreflektiert wird, so daß anstelle von 50 Pulsen nur 49 oder 48 Pulsen notwendig sind, oder es kann umgekehrt sein, daß während des Ablatierens die Bedingungen ungünstiger werden, so daß anstelle der ursprünglich berechneten 50 Pulse mehr Pulse notwendig sind. Da nach den bisher angegebenen Formeln bekannt ist, um wieviel ein Laserstrahlpuls die Hornhaut ablatiert, kann dieser Effekt bei einer verfeinerten Rechnung bereits im vorhinein berücksichtigt werden. Für diese Berechnung kann die Hornhautoberfläche im Computer simuliert werden, oder es können die sich ändernden lokalen Krümmungsradien der Hornhaut nähe rungsweise berechnet werden. Dann würde die Berechnung genauso durchgeführt werden wie im im letzten Absatz diskutierten Falle, daß man lokal verschiedene Krümmungsradien einbezieht.

Wie oben bei der Beschreibung von Fig. 3 bereits erwähnt, werden die Bewegungen des Auges bei der Ablation verfolgt. Aufgrund dieser Bewegungen muß natürlich nicht nur das abzuar beitende Ablationsprofil nachgeführt werden und der Scanner 32 entsprechend gesteuert werden, sondern es ändert sich dabei auch der Winkel zwischen dem Laserstrahl und Hornhautoberflä che. Bevorzugt wird auch diese Änderung berücksichtigt. Es kann der Winkel in Bezug auf die Achse A berechnet werden, und daraus kann der Winkel zwischen Laserstrahl und Hornhautober fläche abgeleitet werden.

Die vorliegende Erfindung wurde unter Bezug auf ein System mit Fleck-Abtasten beschrieben, sie ist aber auch bei der Vollab tragung anwendbar wie auch bei der Abtragung mit Scanning-Slit (Schlitzabtragung).

Für die verwendeten Formeln können numerisch übliche Näherungen benutzt werden.

Claims

1. Vorrichtung für die photorefraktive Hornhautchirurgie des Auges zur Korrektur von Sehfehlern mit:
einer Einrichtung (12, 14, 16, 22, 24, 28) zum Vermessen der optischen Eigenschaften des zu korrigierenden Auges,
Mitteln (48) zum Ableiten eines Ablationsprofils aus den gemessenen Eigenschaften;
einer Laserstrahlungsquelle (30) und
Mitteln (32, 38, 40, 48) zum Steuern der Strahlung ent sprechend dem Ablationsprofil,
dadurch gekennzeichnet, dass die Mittel zum Steuern einen e lektronischen Rechner (48) umfassen, der ein Steuerprogramm ausführt, welches die Strahlung so orts- und zeitgesteuert ü ber die zu korrigierende Hornhaut führt, dass der Einfluss des Abstands r des Auftreffpunkts (58) des Laserstrahlspotmittel punkts auf der Hornhaut (54) von einer parallel zur Laser strahlrichtung verlaufenden Achse, die die Hornhautoberfläche senkrecht durchstößt (z-Achse), und die Verringerung der Ener giedichte F des ausgesandten Laserstrahlspots mit dem Radius r_s bei einer als halbsphärisch mit dem Radius R angenommenen Hornhaut beim Auftreffen auf deren gekrümmte Oberfläche (54) auf F/k1(r), berücksichtigt sind, im Ergebnis gemäß

2. Vorrichtung gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das Steuerprogramm für die durch einen bestimmten Laser strahlspotpuls bewirkte Ablationstiefe eine Formel derart be rücksichtigt, dass sie sich gegenüber der Ablationstiefe d im Fall des senkrechten Auftreffens des Laserstrahlspots beim Auftreffen des Laserstrahlspots auf die gekrümmte Oberfläche (54) auf d.korr1(r) reduziert, wobei
und F_th der Energiedichtenschwellwert ist, ab dem eine Ablation einsetzt.

3. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass in dem Steuerprogramm berücksichtigt ist, dass ein Anteil der auf die Hornhautoberfläche auftreffenden Laserstrahlenergie wegreflektiert wird.

4. Vorrichtung nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass in dem Steuerprogramm berücksichtigt ist, dass sich bei der als sphärisch angenommenen Hornhaut der nicht reflektierte An teil der Energiedichte F/k1(r) des auf der gekrümmten Oberflä che auftreffenden Laserstrahlspots zu (1 - k2(r)).F/k1(r) ergibt, wobei
mit
wobei π/2 - α₁ der Winkel zwischen Laserstrahl und Hornhaut oberfläche ist, wobei
und n der empirisch ermittelte Brechungsindex der Hornhaut bei der Wellenlänge des verwendeten Laserstrahls ist.

5. Vorrichtung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass in dem Steuerprogramm für die durch einen bestimmten Laserstrahlspotpuls bewirkte Ablationstiefe berücksichtigt ist, dass sie sich gegenüber der Ablationstiefe d im Fall des senkrechten Auftreffens des Laserstrahlspots beim Auftreffen des Laserstrahlspots auf die gekrümmte Oberfläche (54) auf d.kor(r) reduziert, wobei