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Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur optimierten Auswahl der in ein Auge zu implantierenden Intraokularlinse (IOL), um die Ergebnisse refraktiver Eingriffe am Auge zu optimieren. Grundvoraussetzung dafür ist die korrekte Bestimmung der für die Auswahl einer IOL erforderlichen biometrischen Daten des Auges.
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Nach dem bekannten Stand der Technik werden IOLs auf Basis gemessener und/oder geschätzter Größen ausgewählt bzw. angepasst, wobei nur einzelne Parameter in Form von Einzelmesswerten oder als ein Mittelwert über definierte Patientengruppen berücksichtigt werden.
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Als Eingangsparameter für den Berechnungsprozess dienen zum einen die mittels eines ophthalmologischen Messgerätes bestimmten biometrischen Daten des zu behandelnden Auges und zum anderen die Daten der zur Implantation infrage kommenden (1...n) IOLs. Diese IOLs variieren typischerweise nach IOL-Typ (einschließlich Variation deren Aspherizität oder Torizität) und IOL-Brechkraft.
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Eine weit verbreitete Methode zur Bestimmung der Refraktion des Patienten nach dem Einsetzen der IOL stellen die sogenannten IOL-Formeln dar. Neben gemessenen Parametern basieren die IOL-Formeln aufgrund ihrer vereinfachten Modellannahmen auf zusätzlichen Korrekturfaktoren. Je nach verwendeter IOL-Formel, z. B. nach Holladay, Hoffer, Binkhorst, Colenbrander, Shammas oder SRK. sind die Ansätze entsprechend unterschiedlich.
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Um das Ergebnis der Berechnung an die sich real ergebenden optimalen Refraktionswerte anzupassen, werden empirisch über ein Patientenensemble ermittelte Korrekturfaktoren verwendet. Allerdings stellt diese Anpassung nur sicher, dass der Mittelwert der Refraktionswerte über das Testensemble mit der Formel übereinstimmt. Zwangsläufig auftretende statistische Fehler können typischerweise nur vom Arzt durch seine Erfahrungen berücksichtigt werden, indem er die berechnete Zielrefraktion entsprechend korrigiert.
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Um systematische Fehler bei der Berechnung und Auswahl der in ein Auge zu implantierenden IOL zu minimieren werden derzeit nach dem Stand der Technik verschiedene Ansätze gewählt.
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Eine alternative, aber noch nicht sehr weit verbreitete Methode, ist das Raytracing. Unter Raytracing ist, wie schon der Begriff andeutet („ray” = Strahl und ”to trace” = zurückverfolgen) ein Verfahren zur Strahlverfolgung zu verstehen.
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Gegenstände in unserer Umwelt nehmen wir bekanntlich nur wahr, weil sie von einer Lichtquelle bestrahlt werden und sie diese Lichtstrahlen reflektieren, von denen ein Teil schließlich unsere Augen erreichen. Das Raytracing-Verfahren simuliert dieses elementare Naturphänomen. Ist das optische System, d. h. das individuelle menschliche Auge mit all seinen optischen Elementen bekannt, so kann mittels des Raytracing ein „real” auf der Retina entstehendes Abbild berechnet werden. Das Verfahren beruht somit auf einem detaillierten Augenmodel unter Verwendung der Hornhauttopographie des Auges.
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Bei dieser Methode werden zwar keine allgemeinen Korrekturfaktoren verwendet, jedoch sind gewisse Annahmen was die effektive (postoperative) Linsenposition (ELP) angeht erforderlich. Diese Methode eignet sich für Augen mit den unterschiedlichsten biometrischen Parametern, wie beispielsweise: lang, normal, kurz, post-LASIK, usw.
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Mit Hilfe von Raytracing werden dann der IOL-Brechwert und die Restrefraktion berechnet. Um dabei eine gute Korrelation mit der subjektiven Sehschärfe, d. h. ein mit der Wahrnehmung des Patienten vergleichbares Ergebnis zu erzielen, können verschiedene Auswahlkriterien bzw. Metriken zur Berechnung herangezogen werden. Obwohl sich hierbei Netzhautbildmetriken als besonders geeignet herausgestellt haben, sind auch andere, dem Fachmann bekannte optische Bewertungsparameter bzw. Auswahlkriterien verwendbar.
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Während von P.-R. Preussner und anderen in [1] ein Vergleich zwischen der Verwendung von Raytracing-Methoden und IOL-Formeln vorgenommen wird, gehen sie in [2] auf ein Berechnungsmodell für das Raytracing ein. Basierend auf den individuellen Messwerten und geschätzten Größen wird hierbei ein Augenmodell entwickelt. Als Beurteilungswert wird hierbei die Abbildungsqualität an der Retina/Fovea ermittelt.
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Aufgrund der Komplexität des gesamten Prozesses der Kataraktchirurgie ist die Anwendung der Methode des Raytracing zur Berechnung der IOL allein nicht ausreichend um zu gewährleisten, dass das Ergebnis der Berechnung der postoperativen Refraktion besser ist als bei den Formelansätzen.
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Die wichtigste Voraussetzung für ein erfolgreiches Raytracing ist die exakte und reproduzierbare Erfassung und Analyse der präoperativen Messdaten. Die Datenerfassung bestimmt die Grenzen dafür, wie komplex ein als Grundlage für die Berechnung dienendes Augenmodell sein kann. Die Vorhersage der wirksamen oder realen, postoperativen Position und Lage der implantierten IOL ist ein weiterer, genauso entscheidender Faktor wie der chirurgische Eingriff und der sich anschließende Heilungsprozess selbst.
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Für die exakte und reproduzierbare Erfassung und Analyse der präoperativen Messdaten sind aus dem Stand der Technik zahlreiche Messmethoden bekannt, die in Bezug auf den zu messenden Parameter variieren, da keine universelle Messmethode existiert.
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So existieren für die Messung der Hornhautkrümmung, insbesondere deren Vorderfläche und Dicke zahlreiche auf Reflexion basierende Messtechniken, wie beispielsweise Keratometer, Placido- und andere Topographen, Scheimpflug-Kameras und Spaltlampen, als auch Messtechniken, die auf der optischen Kohärenztomographie basieren. Jede dieser Technologie hat Vor- und Nachteile.
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So sind mit entfernungsunabhängigen, telezentrischen Keratometern zwar sehr robuste und reproduzierbare Messungen, aber nur ein sehr einfaches Modell der Hornhaut realisierbar. Im Gegensatz dazu bieten Topographen mit Placido-Scheibe detaillierte Informationen der Hornhautoberfläche, die Wiederholbarkeit der Messwerte ist allerdings mit der der telezentrischen Keratometie nicht vergleichbar.
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Da Scheimpflug- und OCT-basierte Geräte nicht die gesamte interessierende Region auf einmal messen, sind sie deshalb von Bewegungsartefakten des Auges betroffen. Allerdings haben sie gegenüber Keratometern und Placidobasierten Topographen den Vorteil auch Messungen der Hornhaut-Rückfläche zu ermöglichen.
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Ähnliches gilt für die Bestimmung anderer, für die Berechnung und Auswahl einer IOL erforderlichen, biometrischen Parameter des Auges, wie Vorderkammertiefe, Linsendicke und Augenlänge.
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Die im Stand der Technik bekannten Augenmodelle, wie beispielsweise von Gauss, Liu-Brennan o. a. basieren in der Regel auf schematischen Modellen. Zwar können dabei bestimmte Parameter durch individuelle Messdaten von Patienten ersetzt werden, theoretische Definitionen, Bezugspunkte oder Achsen bleiben als Grundlage schematischer Modelle jedoch meist fix.
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Im Ergebnis stimmen häufig Referenzpunkte oder Achsen der schematischen Augenmodelle nicht mit den Bezugspunkten oder Achsen der biometrischen Daten aus den Messgeräten überein.
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Wie bereits erwähnt, ist die Vorhersage der postoperativen Position und Lage der implantierten IOL ebenfalls ein entscheidender Faktor. Für die Vorhersage sind beispielsweise Formelansätze zur statistischen Optimierung bekannt. Für die Bestimmung der effektiven Linsenposition werden hierbei alle Variablen berücksichtigt, die postoperativ die refraktiven Ergebnisse beeinflussen. Derartige Formelansätze sind nur in Bezug auf die Durchschnittsbevölkerung möglich.
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Ein Verfahren zur Berechnung einer zu implantierenden Intraokularlinse, bei dem die Ergebnisse zahlreicher Kataraktoperationen genutzt werden um die Berechnung zukünftig zu implantierender Intraokularlinsen automatisch zu optimieren, ist in der
WO 2013/037946 A1 beschrieben. Dazu erfolgt eine postoperative Bestimmung biometrischer Daten sowie der objektiven, wellenfrontbasierten Restrefraktion. Die prä- und postoperativ ermittelten Messwerte werden zur Optimierung des chirurgisch induzierten Astigmatismus und der anatomischen, postoperativen Linsenposition verwendet und gehen in die Berechnung zukünftig zu implantierender IOL ein. Damit das vorgeschlagene Verfahren einen spürbaren Effekt erzeugt, ist eine entsprechend große Zahl von Daten postoperativer Messungen erforderlich.
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Die
DE 10 2011 106 714 A1 beschreibt ein Verfahren zur optimierten Vorhersage der postoperativen, anatomischen Position einer implantierten Intraokularlinse, indem die postoperative Linsenposition anhand bekannter Messwerte, wie der Hornhautdicke, der Vorderkammertiefe, der Augenlange sowie der Abstande des Kapselsackäquators bzw. der Linsenhaptik zur Linsenvorderfläche vorhergesagt wird. Dabei gehen neben der anatomischen, postoperativen Position der zu implantierenden Intraokularlinse auch deren Lage in die Berechnung ein, wozu zusätzliche, bisher noch nicht berücksichtigte Parameter des pseudophaken Auges verwendet werden. Das Verfahren basiert auf der Verwendung geeigneter Berechnungsmethoden, Biometrieformeln oder des Raytracings.
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Andere Methoden können eine direktere Vorhersage dadurch treffen, dass die IOL-Position anhand der individuellen biometrischen Informationen geschätzt wird. Siehe hierzu
US 5,968,095 A .
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Bei der in der
DE 10 2011 103 224 A1 beschriebenen Lösung soll eine exakte Vorhersage der postoperativen Lage der IOL dadurch erreicht werden, dass neben einer IOL auch Operationsparameter im Rahmen der IOL-Implantation ausgewählt werden. Dabei werden aus vorgegebenen, geschätzten oder gemessenen Eingangsparametern bzw. deren Mittelwerten entsprechende Ausgangsparameter ermittelt, indem mindestens zwei Eingangsparameter miteinander variiert werden, von denen mindestens ein Eingangsparameter als Verteilungsfunktion vorliegt. Die daraus entstandene(n) Verteilungsfunktion(en) werden anhand entsprechender Zielvorgaben optimiert und als Entscheidungshilfe verwendet.
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Allerdings ist aufgrund der begrenzten Komplexität von Augenmodellen und der allgemein fehlenden Informationen über Gestaltungsmerkmale von IOLs eine noch exaktere Vorhersage der postoperativen Position und Lage einer implantierten IOL nicht möglich.
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Dazu wären zusätzliche statistische Korrekturfaktoren sowohl zum IOL-Design als auch zur Durchschnittsbevölkerung zwingend erforderlich.
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Ein Problem bei der Auswahl der zu implantierenden IOL ist darin zu sehen, dass die Auswahl lediglich anhand der aus den optischen Parametern berechneten Daten erfolgt und der subjektive Aspekt des Sehens, d. h. die subjektive Sehleistung nicht berücksichtigt wird.
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Unter der subjektiven Sehleistung sind hierbei die kompletten optischen und psycho-physikalischen Erfahrungen bezüglich des Sehvorganges eines Patienten zu verstehen, bei denen das durch die optischen Komponenten des Auges auf die Netzhaut treffende Licht von den Photorezeptoren aufgenommen, verarbeitet und zur Sehrinde im Gehirn übertragen wird, wo die visuelle Wahrnehmung tatsächlich stattfindet.
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Die Schwierigkeit bei der Kataraktchirurgie besteht nun darin, dass die subjektive Sehleistung eines Patienten erst nach der Operation gemessen werden kann wenn es für Korrekturen schon zu spät ist.
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Deshalb sind subjektive Erfahrungen von Patienten die postoperative Refraktion betreffend statistisch zu erfassen um diese bei der Auswahl der zu implantierenden IOL verwenden zu können.
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Da die nach dem Stand der Technik bekannten Messprinzipien lediglich zur Bestimmung der optischen Parameter eines Auges geeignet sind, ist die Schätzung der subjektiven Sehleistung sehr begrenzt. Ein erster Schritt zur Berücksichtigung der subjektiven Sehleistung ist in der Berechnung retinaler Bildfeldmetriken zu sehen, bei denen basierend auf einer individuellen optischen Aberrationen der Kontrast und die Phasenübertragungsfunktion eines Objektes durch die optischen Komponenten des Auges in der Bildebene der Retina berechnet werden. Zusätzlich können durch die Berechnung der Kontrastübertragungsfunktion einige psycho-physikalische Aspekte des menschlichen Sehens berücksichtigt werden.
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Die Berechnung der Netzhautbildmetriken niederer und/oder höherer Ordnung sind sowohl für sphärische und asphärische, als auch für torische und multifokale IOL-Designs gleichermaßen sinnvoll, um durch Nachbildung der komplexen Wechselwirkung zwischen IOL und Auge die Bestimmung der Ziel-Refraktion zu erleichtern.
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Im Folgenden wird auf einzelne Lösungen eingegangen, mit der Prozess der Messung, Berechnung und Auswahl der zu implantierenden IOL verbessert werden soll.
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In der
DE 10 2011 103 223 A1 wird ein Verfahren zur präoperativen Auswahl einer, in ein Auge zu implantierenden, intraokularen Linse beschrieben. Auf der Basis eines individuellen Augenmodells werden geeignet erscheinende IOLs anhand ihrer optischen Parameter ausgewählt und die Restrefraktion mittels Raytracing für die geeignet erscheinenden IOLs berechnet. Dem Arzt wird die Entscheidung zur Auswahl einer IOL dahingehend erleichtert, dass es möglich ist, geeignet erscheinende IOLs miteinander zu vergleichen und besondere Anforderungen, Kriterien oder Parameter bei der Auswahl zu berücksichtigen.
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Die noch nicht veröffentlichte Patentanmeldung
DE 10 2012 019 473.0 schlägt ein Verfahren zur verlässlichen Bestimmung der Achslänge eines Auges vor, bei dem die Achslänge eines Auges mittels optischer Kohärenztomographie (OCT) bestimmt wird. Dabei wird die Ausrichtung des Messgeräts zum Auge für alle ein- oder zweidimensionalen Scans kontrolliert, um eine verlässliche Bestimmung der Achslänge des Auges gewährleisten zu können. Dafür wird die aus den B-Scans detektierte retinale Gewebestruktur unter Verwendung eines oder unterschiedlicher Kriterien segmentiert, die Fovea detektiert und deren lateraler Abstand zur optischen Achse des Messgerätes bestimmt.
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Die ebenfalls noch nicht veröffentlichte Patentanmeldung
DE 10 2012 019 474.9 beschreibt eine Vorrichtung zur verlässlichen Bestimmung biometrischer Messgrößen des gesamten Auges, wie sie für die Berechnung von IOLs mittels Formeln oder Raytracing benötigt werden. Dazu werden die optisch für das Sehvermögen des Auges relevanten Flächen des gesamten Auges in ihrer Lage und ihrem Profil im Auge bestimmt. Die dafür genutzte Messanordnung besteht aus einem Multipunktkeratometer und einer OCT-Anordnung, wobei vom Multipunktkeratometer telemetrisch beleuchtet und telezentrisch detektiert wird und die OCT-Anordnung als lateral scannendes Sweptsource-System ausgelegt ist.
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Ein Verfahren für bildgebende Systeme mit dem Augenbewegungen überwacht und kompensiert werden, beschreibt die
US 7,452,077 B2 . Dabei wird das Abbild eines in das Auge projizierten Bildes genutzt, um die aktuelle Augenposition zu erfassen. Das Tracking der Augenbewegung ermöglicht die exakte Registrierung von Bilddaten für die Scan-Orte und damit eine verbesserte Bildgebung.
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Um eine aufgenommene Pachymetriekarte exakt registrieren zu können muss der Hornhautscheitelpunktes (Vertex) erfasst werden. Die Beziehung zwischen dem höchsten Punkt des Hornhautbogens in jedem B-Scan und dem Vertex wird dazu verwendet, das Bild zu justieren, die Dezentrierung richtig anzuzeigen und die Fehler in der Pachymetriekarte zu korrigieren.
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In der
WO 2012/062453 A1 wird ein Verfahren zur modellbasierten Bestimmung der Biometrie von Augen beschrieben. Das Verfahren zur Bestimmung mehrerer Längen und anderer Größen anhand lokalisierter Grenzflächen basiert auf der optischen Kohärenztomographie. Dazu werden verschiedene Scans mit unterschiedlichen Scanmustern und Fokuseinstellungen realisiert um ein parametrisches Augenmodell entsprechend anzupassen. Aus diesem, angepassten Augenmodell können die biometrischen Messwerte abgeleitet werden. Zwingend erforderlich ist hierbei, dass die realisierten Scans jeweils mindestens zwei der Grenzflächen des Auges enthalten.
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Alle genannten Lösungen haben den Nachteil, dass sie zwar einzelne Aspekte des Prozesses der Messung, Berechnung und Auswahl der zu implantierenden IOL verbessern, für sich allein betrachtet jedoch keinen qualitativen Sprung bei der Bestimmung der Zielrefraktion und Auswahl der in ein Auge zu implantierenden Intraokularlinse erzeugen können.
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Die
WO 2010/035139 A2 beschreibt eine Lösung zur Gestaltung und Implantation einer kundenspezifischen Intraokularlinse, bei dem das Auge eines Patienten analysiert und deren biometrische Informationen erfasst werden. Das System umfasst auch ein Modellierungs- und ein Optimierungsmodul, um ein optimiertes IOL-Modell zu erzeugen, sowie ein Modul zur Herstellung der auf dem IOL-Modell basierenden kundenspezifischen IOL. Das Ziel der hier vorgeschlagenen Lösung ist darin zu sehen, anhand der biometrischen Messerwerte und spezieller Vorgaben des Chirurgen die IOL zu kreieren, die den Anforderungen des Patienten am besten entspricht. Dies hat den Nachteil, dass insbesondere die psycho-physischen Erfahrungen bezüglich des Sehvorganges eines Patienten nicht berücksichtigt werden.
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Literatur:
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- [1] Preussner, P.-R. u. a.; „Intraocular lens calculation accuracy limits in normal eyes", J CATARACT REFRACT SURG – VOL 34, May 2008,
- [2] Preussner, P.-R. u. a.; "Ray tracing for intraocular lens calculation", J CATARACT REFRACT SURG – VOL 28, AUGUST 2002,
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Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde eine Lösung zu entwickeln, mit der die Auswahl der in ein Auge zu implantierenden Intraokularlinse vereinfacht, die Nachteile der aus dem Stand der Technik bekannten Lösungen behoben und die Ergebnisse refraktiver Eingriffe am Auge optimiert werden. Die zu entwickelnde Lösung soll dabei möglichst alle Aspekte berücksichtigen, die einen Einfluss auf die Auswahl der IOL und insbesondere das zu erreichende postoperative Refraktionsergebnis haben.
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Diese Aufgabe wird mit dem Verfahren zur optimierten Auswahl der in ein Auge zu implantierenden IOL, entsprechend der Verfahrensschritte
- a) Bestimmung der erforderlichen biometrischen Parameter des Auges,
- b) Verwendung dieser Parameter für ein entsprechendes Augenmodell,
- c) Berechnung der Daten einer zu implantierenden IOL mittels Raytracing
- d) Auswahl einer zu implantierenden IOL anhand dieser Daten, und
- e) Wiederholung der Verfahrensschritte c) und d) für weitere, geeignete IOL,
erfindungsgemäß dadurch gelöst, dass zur Optimierung des Verfahrens im Verfahrensschritt a) in Abhängigkeit des jeweils zu bestimmenden biometrischen Parameters unterschiedliche Messverfahren wahlweise zur Anwendung kommen, im Verfahrensschritt b) Anhand der Parameter ein entsprechendes patientenspezifisches Augenmodell ermittelt wird und im Verfahrensschritt d) bei der Auswahl der zu implantieren IOL neben den ermittelten Daten zusätzliche Netzhautbildmetriken berücksichtigt werden.
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Erfindungsgemäß wird die Aufgabe durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Bevorzugte Weiterbildungen und Ausgestaltungen sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche.
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Mit der vorgeschlagenen Lösung wird ein Verfahren zur Verfügung gestellt, mit dem eine optimierte Auswahl der in ein Auge zu implantierenden Intraokularlinse möglich ist. Da das Verfahren sowohl für sphärische und asphärische als auch für torische und multifokale IOLs geeignet ist, steht einer breiten Anwendung nichts im Wege.
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Die Erfindung wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispielen näher beschrieben.
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Bei dem vorgeschlagenen Verfahren erfolgt die optimierte Auswahl der in ein Auge zu implantierenden IOL entsprechend der Verfahrensschritte
- a) Bestimmung der erforderlichen biometrischen Parameter des Auges,
- b) Verwendung dieser Parameter für ein entsprechendes Augenmodell,
- c) Berechnung der Daten einer zu implantierenden IOL mittels Raytracing
- d) Auswahl einer zu implantierenden IOL anhand dieser Daten. Und
- e) Wiederholung der Verfahrensschritte c) und d) für weitere, geeignete IOL.
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Zur Optimierung des Verfahrens werden erfindungsgemäß
- – im Verfahrensschritt a) in Abhängigkeit des jeweils zu bestimmenden biometrischen Parameters unterschiedliche Messverfahren wahlweise angewendet,
- – im Verfahrensschritt b) anhand der Parameter ein entsprechendes patientenspezifisches Augenmodell ermittelt und
- – im Verfahrensschritt d) bei der Auswahl der zu implantieren IOL neben den ermittelten Daten zusätzliche Netzhautbildmetriken berücksichtigt.
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Verfahrensschritt a):
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Wie bereits ausgeführt, werden im Verfahrensschritt a) in Abhängigkeit des jeweils zu bestimmenden biometrischen Parameters unterschiedliche Messverfahren angewendet.
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So wird die Hornhautvorderfläche mittels gerichteter Reflexion, durch eine kollimierte Projektion einer diskreten Anzahl von Lichtpunkten vermessen. Die Beobachtung erfolgt hierbei telezentrisch. Dies hat den Vorteil, dass die Vermessung in einem „Unschärfebereich” von +/–1 mm unabhängig vom Abstand und der seitlichen Ausrichtung des Messgerätes erfolgen kann. Die für die kollimierte Projektion einer diskreten Anzahl von Lichtpunkten mittels gerichteter Reflexion verwendete Anordnung kann hierbei sowohl ein Keratometer als auch eine Fresnel-Optik oder dergleichen sein.
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Für die Vermessung der Hornhautvorderfläche werden mittels gerichteter Reflexion mindestens 6 und bevorzugt 19 oder mehr Lichtpunkte auf die Hornhaut projiziert, wobei es von Vorteil sein kann, dass ein zentraler Lichtpunkt vorhanden ist, der parallel zur Z-Achse auf die Hornhaut projiziert wird.
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Vorzugsweise erfolgen die 6-Punkte-Projektion ohne und die 19-Punkte-Projektion mit einem zentralen Lichtfleck. Dabei wird die Rekonstruktion der Topographie der Hornhaut einfacher und genauer je mehr Lichtpunkte projiziert und danach erfasst werden.
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Weiterhin ist von Vorteil, wenn zur Bestimmung der Hornhautvorderfläche die Messwerte aus mehreren Messungen genutzt werden, indem diese mittels statistischer Methoden aggregiert werden. Um fehlerhafte Messungen zu vermeiden ist es sinnvoll, dass die Messungen eines Satzes innerhalb eines Zwinkerintervalles oder mehrerer Zwinkerintervalle erfolgen. Ein Satz besteht vorzugsweise aus 15 Messungen, die innerhalb einer Messzeit von unter 2 Sekunden realisiert werden.
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Bei diesem Verfahrensschritt, insbesondere bei der Vermessung der Hornhautvorderfläche ist es zusätzlich von Vorteil, wenn die Messungen einer Qualitätsbewertung unterzogen werden. Dabei können folgende Kriterien herangezogen werden:
- – Form und Intensität der Lichtpunkte,
- – zeitliche Stabilität der Positionen der Lichtpunkte zueinander,
- – zeitliche Stabilität der Positionen der Lichtpunkte zum Auge,
- – Konsistenz der einzelnen Messungen und
- – Vorhandensein von Fehlstellen.
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Erfindungswesentlich bei diesem Verfahrensschritt ist, dass die Rekonstruktion der Hornhautvorderfläche als Freiformfläche, bevorzugt durch Anwendung von Zernike Polynomen erfolgt.
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Einer besonderen Ausgestaltung zufolge werden hierzu beispielsweise 19 Lichtpunkte verwendet, um einen guten Kompromiss zwischen einer guten Wiederholbarkeit und einer Vielzahl von Modelldetails zu erreichen. Die Rekonstruktion erfolgt mit einer Basis-Kugel und zwischen 6 und 18 Zernikekoeffizienten.
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Bei der Projektion einer Vielzahl von Lichtpunkten werden entsprechend mehr Zernike-Koeffizienten verwendet.
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Selbstverständlich ist das vorgeschlagene Verfahren nicht auf die Anwendung von Zernike-Koeffizienten beschränkt. Vielmehr sind auch andere Arten von Basisfunktionen anwendbar.
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Im Unterschied zur Hornhautvorderfläche, die mittels gerichteter Reflexion durch eine kollimierte Projektion einer diskreten Anzahl von Lichtpunkten erfolgte, wird die Hornhautdicke auf Basis eines kurzkohärenten, interferenz-optischen Verfahrens parallel zur z-Achse vermessen, wobei Messungen in Form von Scans in unterschiedliche Richtungen erfolgen.
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Die Hornhautdicke ist definiert als Abstand zwischen Epithel- und Endothelschicht der Hornhaut.
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Vorzugsweise erfolgt die Vermessung der Hornhautdicke OCT-basiert als B-Scans entlang n Meridianen, die bevorzugt m-mal wiederholt werden.
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Eine vorteilhafte Ausgestaltung sieht vor, dass n = 6 OCT-basierte B-Scans bei m = 3 Wiederholungen vorzugsweise entlang der Meridiane bei 0°, 30°, 60°, 90°, 120° und 150° realisiert werden.
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In Abhängigkeit vom Hornhautradius und der Pupillenöffnung erfolgt die Vermessungen der Hornhautdicke innerhalb einer zentralen Zone um die z-Achse mit einem Durchmesser von ungefähr 2 mm, bevorzugt 4 mm und besonders bevorzugt mindestens 6 mm.
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Erfindungsgemäß wird für die Ermittlung der Hornhautdicke die Hornhautrückfläche aus den B-Scans unter Berücksichtigung der bereits ermittelten Hornhautvorderfläche rekonstruiert, wobei bekannte Verfahren der Bildverarbeitung zur Anwendung kommen.
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Die Rekonstruktion der Hornhautrückfläche hat den Vorteil, dass die Dicke der Hornhaut somit an jeder beliebigen Stelle als Abstand von der Hornhautvorderfläche bestimmt werden kann. Bei der Messung der Hornhautdicke auftretende, seitliche Augenbewegungen können auch hier mit bekannten Verfahren ausgeglichen werden.
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So wie die Vermessung der Hornhautdicke erfolgt auch die Vermessung von Vorderkammertiefe, Linsendicke und Augenlänge auf Basis eines kurzkohärenten, interferenz-optischen Verfahrens. Vorzugsweise werden die Scans der Vermessung der Hornhautdicke verwendet, indem die entsprechenden Grenzflächen mit bekannten Verfahren der Bildverarbeitung detektiert werden.
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Die Längenmessungen erfolgen dabei entlang einer Achse v, die durch den Vertex und parallel zur Vertexnormalen verläuft. Dabei werden die Abstände wie folgt definiert:
| – Vorderkammertiefe: | Abstand zwischen Hornhautrückfläche und Linsenvorderfläche, |
| – Linsendicke: | Abstand zwischen Vorder- und Rückfläche der Linse und |
| – Augenlänge: | Abstand zwischen Hornhautvorderfläche und des retinalen Pigmentepithels (kurz: RPE). |
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Erfindungsgemäß wird nicht nur die Dicke der Linse sondern auch deren Dezentrierung und/oder Verkippung ermittelt. Vorzugswiese erfolgt dies in zwei Richtungen, beispielsweise horizontal und vertikal.
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Zur Ermittlung der Augenlänge wird eine Detektion der Fovea durchgeführt, bevorzugt durch Segmentierungen der retinalen Gewebestruktur, um die Ausrichtung der optischen Achse des Messgerätes zur Sehachse des Auges zu gewährleisten.
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Weiterhin kann es hilfreich sein neben den für die Auswahl der in ein Auge zu implantierenden IOL zwingend erforderlichen Abständen zusätzliche Parameter, wie beispielsweise Durchmesser von Kapselsack und Kapsulorhexis, Mittelpunkt des Pupillenbereiches sowie Haptikdurchmesser und Haptiktyp zu ermitteln.
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Anhand dieser zusätzlichen Daten kann beispielsweise vor der Implantation festgestellt werden, ob die ausgewählte IOL aufgrund ihrer Geometrie überhaupt in den Kapselsack, der gegenüber dem Hornhautscheitel ebenfalls dezentriert sein kann, passt. Außerdem erleichtern diese Daten ein Vorhersage nicht nur der Position der IOL sondern sogar deren Lage, d. h. deren Dezentrierung in x-, y- und z-Richtung und vertikalen und/oder horizontalen Neigung relativ zu dem Scheitelpunkt des Hornhautvertex und deren Normalen.
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Wie zu vorherigen Messungen beschrieben, ist es auch hier sinnvoll die für Vorderkammertiefe, Linsendicke und Augenlänge gemessenen Werte einer Plausibilitätskontrolle zu unterziehen.
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Verfahrensschritt b):
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Wie bereits ausgeführt, wird im Verfahrensschritt b) anhand der ermittelten Parameter ein entsprechendes, patientenspezifisches Augenmodell ermittelt.
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Erfindungsgemäß enthält das patientenspezifische Augenmodell nicht nur Grenzflächen in Form von Freiformflächen mit allen Freiheitsgraden, sondern es werden für alle hinter der Hornhautvorderfläche vorhandenen Grenzflächen deren Verkippung bezüglich x-y-Ebene des Hornhautvertex sowie deren Dezentrierung bezüglich des Hornhautvertex berücksichtigt.
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Als Bezugs- bzw. Referenzzentrum (Koordinatenursprung) dient hierbei der klar detektierbaren Hornhautvertex sowie deren Vertexnormale.
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Von besonderem Vorteil ist hierbei, dass im patientenspezifischen Augenmodell die individuelle Lage und Position der Augenlinse als wahrscheinliche Lage und Position der zu implantierenden IOL, mit einer möglichen Dezentrierung und/oder Verkippung berücksichtigt wird.
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Für ein korrektes Raytracing sollte das patientenspezifische Augenmodell auch die Lage der Pupille enthalten. Bei der Pupillenöffnung wird ebenfalls eine Dezentrierung berücksichtigt. Da eine mögliche Verkippung die ohnehin detektierte Öffnungsfläche beeinflusst, entfällt eine separate Bestimmung.
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Die Bestimmung der Öffnungsfläche der Pupille ist ebenfalls für das Raytracing von Bedeutung, da diese in den seltensten Fällen kreisförmig ist. Wie bereits beschrieben ist die Position der Pupillenmitte in Bezug auf den Hornhautvertex klar definiert.
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Da es für ein korrektes Raytracing weiterhin entscheidend ist, welche Form die Retina im patientenspezifischen Augenmodell aufweist, wird diese hier vorzugsweise als Kugelsektor, mit einem der Glaskörpertiefe entsprechenden Krümmungsradius definiert.
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Bezüglich der Brechungsindizes der Medien zwischen den Grenzflächen wird auf die aus der Literatur für schematische Modellaugen bekannten Indizes verwiesen. Dabei wird die Brechzahl von Luft = 1 gesetzt und die anderen als relative Brechzahlen darauf bezogen. Die Brechungsindizes sind von der Wellenlänge des verwendeten Lichtes abhängig und lauten beispielsweise für gelbes Licht mit einer Wellenlänge von 587 nm:
| – Luft: | 1,0000 |
| – Kornea: | 1.376 |
| – Vorderkammer: | 1.336 |
| – natürlicher Glaskörper: | 1.336 |
| – behandelter Glaskörper: | It. Herstellerangabe und |
| – IOL: | It. Herstellerangabe. |
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Das patientenspezifische Augenmodell beinhaltet die vollständige geometrische Beschreibung aller für die Simulation notwendigen Elemente sowie die Brechungsindizes der in der Simulation durchlaufenen Materialien. Die Abfolge der Elemente sowie die Brechungsindizes aller Medien außer dem der IOL sind fest definiert und werden mit einer speziellen Initialisierungsroutine gesetzt. Diese Initialisierung ist Voraussetzung für alle nachfolgenden Datenoperationen am Augenmodell.
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Die geometrischen Parameter der Elemente werden für das jeweils zu simulierende Patientenauge mittels spezieller Routinen gesetzt. Innerhalb dieser Routinen werden die Datenwerte auf Zulässigkeit geprüft. Das Setzen von Patientendaten ist nur zulässig, wenn ein initialisiertes Augenmodell vorliegt. Die Reihenfolge, in welcher die Patientendaten gesetzt werden, ist beliebig. Einmal gesetzte Daten dürfen nicht durch erneutes Setzen überschrieben werden. Nur für einige Patientendaten werden spezielle Routinen zum Ändern bereits gesetzter Werte angeboten.
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Ein vollständiges Augenmodell liegt vor, wenn die optische Abbildung definiert ist. Das Setzen der dafür notwendigen Werte kann in beliebiger Reihenfolge erfolgen. Beim Setzen werden die Werte auf Zulässigkeit geprüft. Das Setzen der Abbildungsdaten ist nur zulässig, wenn ein initialisiertes Augenmodell vorliegt.
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Ein vollständiges Augenmodell liegt vor, wenn die folgenden Daten gesetzt sind:
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– Initialisierungsdaten (Reihenfolge der Grenzflächen)
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- Objekt – Luft – Ebene des Kornea-Vertex – Luft – Kornea-Frontfläche – Kornea-Medium – Cornea-Rückfläche – Vorderkammer-Medium – Pupillen-Ebene – Vorderkammer-Medium – IOL-Vorderfläche – Haptik-Ebene – IOL-Rückflche – Glaskörper-Medium – Retina,
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Die Brechungsindizes von Kornea-Medium, Vorderkammer-Medium und Glaskörper-Medium werden durch je eigene, im Programm voreingestellte Koeffizienten der Sellmeierformel beschrieben. – Patientendaten (Formen/Dezentrierung/Verkippung der Grenzflächen)
| Form der Kornea-Frontfläche | Beschreibung entweder durch Zernike-Koeffizienten oder mit unterschiedlichen Kegelschnitten in x-z- bzw. y-z-Ebene |
| Mittendicke der Kornea Form der Kornea-Rückfläche | Beschreibung relativ zur Form der Kornea-Frontfläche durch einen Skalierungsfaktor, oder direkt aus der OCT-Messung |
| Lage der Pupillen-Ebene | Abstand vom Kornea-Vertex, Versatz in x- und y-Richtung |
| Lage der Haptik-Ebene | Abstand vom Kornea-Vertex, Versatz in x- und y-Richtung, Kippung um x- und y-Achse |
| Lage und Form der Retina: | Abstand vom Kornea-Vertex, Krümmungsradius |
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Die Lage der Pupillen-Ebene und die Lage der Haptik-Ebene dürfen im weiteren Verlauf geändert werden. Alle anderen Patientendaten sind ohne neue Initialisierung des Augenmodells nicht änderbar. – IOL-Daten
| sphärische Brechkraft | für alle IOL-Typen |
| zylindrische Brechkraft | für torische IOL |
| Drehwinkel in der Haptik-Ebene | für torische IOL |
| Datenmodell | für multifokale IOL |
– Abbildungsdaten
| Objekt | Art der Objektlage, bei endlichem Objekt Abstand vom Kornea-Vertex |
| Pupille | Durchmesser |
| Image | Lage der Bildebene in der Retina |
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Vor jeder Durchrechnung des Augenmodells wird geprüft, ob alle benötigten Daten am Augenmodell gesetzt sind. Fehlgeschlagene Prüfungen beim Setzen von Daten oder bei der Überprüfung des gesamten Augenmodells geben einen spezifischen Fehlercode aus.
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Die Auswahl einer IOL aus dem aktuell gespeicherten Katalog ist nur zulässig, wenn ein vollständiges und initialisiertes Augenmodell vorliegt.
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Verfahrensschritt c):
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Wie bereits ausgeführt, erfolgt im Verfahrensschritt c) die Berechnung der Daten einer zu implantierenden IOL mittels Raytracing.
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Erfindungsgemäß werden für das Raytracing zur Berechnung der Daten einer zu implantierenden IOL Lichtstrahlen verwendet, die ausgehend von einem virtuellen Objekt auf das Auge projiziert werden, wobei der Abstand des virtuellen Objektes variieren kann.
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Dies hat zur Folge, dass die Lichtstrahlen des Strahlenbündels bei einem großen Abstand (aus dem „Unendlichen” kommend) parallel und einem geringen Abstand divergent verlaufen.
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Vorzugsweise ist der Bereich der als Strahlenbündel verwendeten Lichtstrahlen in Abhängigkeit von der aktuellen Pupillen- oder Korneafläche variabel. Deshalb sollte der Durchmesser des Bündels von Lichtstrahlen wenigstens den gesamten Bereich der Eintrittspupille erfassen. Dabei ist aber zu berücksichtigen, dass die Extrapolation der viele Freiheitsgrade beinhaltenden Korneafläche basierend auf wenigen Messpunkten kritisch wird.
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Gemäß einer ersten Ausgestaltung sind die für das Raytracing verwendeten Lichtstrahlen monochromatisch, wobei die Wellenlänge in Abhängigkeit der Vorgaben des jeweiligen Patienten variieren kann. Allerdings wird eine Farbe in der Nähe des Sensitivitätsmaximums des Auges, insbesondere die Farbe grün/gelb bevorzugt.
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Gemäß einer zweiten Ausgestaltung sind die für das Raytracing verwendeten Lichtstrahlen polychromatisch. Dies ermöglicht eine möglicherweise bessere Auswahl, da nun auch Farben auf die das Auge weniger empfindlich ist berücksichtigt werden können. Dies hat weiterhin den Vorteil, dass bei der Berechnung der zu implantierenden IOL berücksichtigt werden kann, welche Vorlieben oder Gewohnheiten der Patient hat. Durch Verändern der Wellenlängenverteilung (Gewichtung) kann man die Auswahl auf spezielle Beleuchtungssituationen, wie beispielsweise natürliches Licht, Glühlampenlicht, Leuchtstofflampen o. ä. optimieren.
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Soll die zu implantierende IOL auf verbessertes Dämmerungssehen optimiert werden, ist zu berücksichtigen, dass sich das Dämmerungssehen einerseits durch eine große Pupillenöffnung auszeichnet und andererseits überwiegend die in der Netzhaut des Auges befindlichen Stäbchen zum Einsatz kommen. Da diese gegenüber den Zapfen andere Wellenlängen bevorzugen, ist es also angebracht, für das Raytracing entweder angepasste, monochromatische oder entsprechend gewichtete polychromatische Lichtstrahlen zu verwenden.
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So wie für die Berechnung der Daten der zu implantierenden IOL werden auch bei der Berechnung zur Simulation der Sehleistung des Auges Lichtstrahlen verwendet, die ausgehend von einem virtuellen Objekt auf das Auge projiziert werden, wobei der Abstand des virtuellen Objektes variieren kann.
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Verfahrensschritt d):
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Wie bereits ausgeführt, werden im Verfahrensschritt d) bei der Auswahl einer zu implantieren IOL neben den ermittelten Daten zusätzliche Netzhautbildmetriken berücksichtigt.
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Erfindungsgemäß werden für die Auswahl einer zu implantierenden IOL verschiedene Metriken, vorzugsweise Netzhautbildmetriken verwendet, die eng mit der subjektiven visuellen Wahrnehmung korrelieren.
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Wie bereits ausgeführt, ist ein Problem bei der Auswahl einer zu implantierenden IOL darin zu sehen, dass die Auswahl lediglich anhand der aus den optischen Parametern berechneten Daten erfolgt und die subjektive Sehleistung, d. h. die psycho-physikalischen Erfahrungen bezüglich des Sehvorganges eines Patienten nicht berücksichtigt wird.
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Die Netzhautbildmetriken sind geeignet die Zusammenhänge zwischen der optischen Qualität (auf der Netzhaut) und der visueller Leistung (in der Sehrinde) zu simulieren und die IOL für ein individuelles Auge zu wählen, die am ehesten der gewünschten postoperativen Sehleistung entspricht.
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Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform wird das visuelle Strehl-Verhältnis der Modulationsübertragungsfunktion der Netzhautbildmetriken in Verbindung mit der Kontrastübertragungsfunktion berücksichtigt.
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Einer weiteren bevorzugten Ausführungsform entsprechend wird ein auf Netzhautbildmetrik basierender visueller Performance-Vergleich hinsichtlich der simulierten Sehschärfe bzw. der simulierten Schärfentiefe für die Beurteilung der Qualität der IOL im individuellen Augenmodell genutzt.
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Erfindungsgemäß erfolgt die Auswahl der zu implantierenden IOL anhand der ermittelten Daten aus einem Katalog derart, dass alle oder ein Teil der möglichen IOL gewählt, in das patientenspezifische Augenmodell eingesetzt, mittelt Raytracing durchgerechnet und anhand des Metrikwertes die optimale IOL ausgewählt wird.
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Unter einem Katalog ist eine Datenbank zu verstehen, in der IOLs mit ihren optischen Parametern bzw. Typeigenschaften gespeichert sind. Zweckmäßiger Weise sollten die Daten vor der Auswahl einer IOL auf Zulässigkeit geprüft werden. Dazu kann eine spezielle Routine aufgerufen werden, welche alle benötigten Daten des Katalogs auf Existenz und Konsistenz prüft.
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Für die Verwendung im Augenmodell sind folgende Parameter bzw. Typeigenschaften von Bedeutung:
| – Oberflächenform: | sphärisch, asphärisch oder torisch, |
| – Art des Designs: | refraktiv oder diffraktiv, |
| – Anzahl der Foki: | monofokal, bifokal oder multifokal, |
| – pro Fokus: | Energie-Anteil im Fokus, Differenz der Brechkraft relativ zum ersten Fokus, |
| – diffraktive Flächen: | keine, Frontseite, Rückseite oder beidseitig, |
| – Dispersionsfunktion: | keine, Schott oder Sellmeier, |
| – falls Dispersion: | Koeffizienten der Dispersionsformel, |
| – falls keine Dispersion: | Wellenlängen mit zugehörigen Brechzahlen, |
| – Lieferbereich der sphärischen und zylindrischen Brechkräfte, |
| – Anzahl berechenbarer sphärischer Brechkräfte und |
| – Anzahl berechenbarer zylindrischer Brechkräfte. |
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Diese Aufzählung ist lediglich beispielhaft und keines Falls abschließend.
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Vorzugsweise ist zu jeder Brechkraft die geometrische Beschreibung der IOL hinterlegt. Die Menge der Geometrie-Daten ist abhängig von der Oberflächenform und von der Art des Designs. Bei diffraktive Flächen kann entweder mit den tatsächlichen Geometriedaten oder mit einem refraktiven Äquivalent gearbeitet werden. Für das refraktive Äquivalent wird die Oberflächenform mit den gleichen Parametern wie bei den refraktiven IOL beschrieben.
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Als von der Oberflächenform und der Art des Designs abhängige Geometrie-Daten können beispielsweise folgende Angaben hinterlegt sein:
- – sphärische Brechkraft,
- – zylindrische Brechkraft,
- – Mittendicke,
- – Durchmesser,
- – Krümmungsradius
- – konische Konstante,
- – Entwicklungskonstanten,
- – Abstand der Frontfläche von der Haptik-Ebene usw..
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Die Auswahl geschieht durch Angabe der sphärischen Brechkraft, bei torischen IOL zusätzlich durch Angabe der zylindrischen Brechkraft. Damit das möglich ist, muss genau ein IOL-Katalog mit allen notwendigen Daten bekannt sein.
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Erfindungsgemäß werden die Qualitätsanforderungen innerhalb des Suchalgorithmus stufenweise variiert, so dass die Suche mit jedem Schritt verfeinert wird. Dazu wird von den Suchalgorithmen das Extremum der Metrik für mögliche IOL durch gezielte Änderung der Werte der verfügbaren Freiheitsgrade bestimmt. Im Suchalgorithmus für torische IOL wird in besonderer Weise darauf geachtet, in welcher Reihenfolge die verfügbaren Freiheitsgrade variiert werden.
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Gemäß einer besonders vorteilhaften Ausgestaltung wird für die Auswahl einer rotationssymmetrischen IOL vom Suchalgorithmus die IOL auswählt, die dem Mittelwert der zuvor für zwei unterschiedliche Meridiane bestimmten IOLs entspricht. Vorzugsweise liegen die beiden Meridiane senkrecht zueinander.
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In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung wird im Suchalgorithmus durch gezieltes Überziehen während der Suche überprüft, ob ein gefundenes Extremum nur lokalen Charakter hat.
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Einer letzten vorteilhaften Ausgestaltung entsprechend wird dem Nutzer zur Auswahl der zu implantierenden IOL nicht nur die optimale IOL, sondern eine Matrix bestpassender IOLs zur Verfügung gestellt, die Abbildungen beinhaltet, deren Bildgüte dem ermittelten Visus entsprechen. Die Auswahl erfolgt dann nach der Abbildung mit dem besten subjektiven Eindruck, was dazu führen kann, dass nicht die rechnerisch optimale IOL ausgewählt wird.
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Die Suche der besten IOL zu einem Patientenauge geschieht grundsätzlich für genau eine vorgegebene Abbildungsaufgabe. Es stehen verschiedene Metriken zur Beurteilung der Abbildungsgüte zur Verfügung. Für die Suche muss eine dieser Metriken ausgewählt werden. Als Suchraum wird der aktuell geladene IOL-Katalog verwendet. Bei multifokalen IOL mit diffraktiven Oberflächen erfolgt die Suche mit dem refraktiven Äquivalent der Oberflächenbeschreibung.
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Bei rotationssymmetrischen IOL ist die sphärische Brechkraft der einzige Freiheitsgrad für die Suche. Bei torischen IOL kommen die zylindrische Brechkraft und die Verdrehung der IOL in der Haptik-Ebene als weitere Freiheitsgrade hinzu. Dabei wird die Verdrehung mit einer Genauigkeit von 1° bestimmt.
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Als Startpunkt der Suche muss eine IOL des aktuellen Kataloges ausgewählt sein. Bei torischen IOL muss außerdem der Start-Drehwinkel vorgegeben werden. Mit der Festlegung der Abbildungsaufgabe steht somit ein vollständiges Augenmodell für die Suche zur Verfügung.
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Die Suche erfolgt nach dem zuvor beschriebenen Verfahren. Jede der so ausgewählten IOL wird im Augenmodell eingesetzt und es wird die Metrik für dieses Auge berechnet. Ergebnis der Suche ist die IOL mit der besten Metrik bei einem wohl definierten Drehwinkel (letzteres nur für torische IOL von Bedeutung).
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Bei der Suche wird das Extremum der Metrik durch gezielte Änderung der Werte der verfügbaren Freiheitsgrade bestimmt. Dabei wird durch gezieltes Überziehen während der Suche überprüft, ob ein gefundenes Extremum nur lokalen Charakter hat. Um eine rasche Konvergenz zu sichern, wird die Suche in mehreren Stufen ausgeführt. Wegen der unterschiedliche Anzahl Freiheitsgrade werden für rotationssymmetrische und torische IOL bei der Smart Suche unterschiedliche Algorithmen verwendet.
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Im Unterschied zu dem hier beschriebenen Verfahren werden bei einem „Brute-Force-Algorithmus” alle verfügbaren Freiheitsgrade der IOL innerhalb eines festgelegten Bereichs relativ zur Start-IOL auf jeden möglichen Wert gesetzt, was die Suche sehr zeitaufwändige gestaltet.
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Im Ergebnis der Suche werden die beste IOL und deren Metrik-Wert unter der Annahme einer idealen Implantation ermittelt. Da es aber trotz einer Vielzahl derartiger Implantationen nach wie vor zu „Implantationsfehlern”, d. h. zu Fehlstellungen der IOL kommen kann, ist es wünschenswert dies bei der Auswahl berücksichtigen zu können.
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Das Ziel der sogenannten Tolerierung besteht nun darin, die größtmögliche Verschlechterung des Metrik-Wertes durch Implantationsfehler zu bestimmen.
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Dabei sollten folgende Implantationsfehler berücksichtigt werden können:
- – Abstand der Haptik-Ebene vom Kornea-Vertex,
- – Versatz der IOL in x-Richtung und y-Richtung in der Haptik-Ebene und
- – Verkippung der Haptik-Ebene um x-Achse und y-Achse.
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Für torische IOL sollte außerdem die Verdrehung der IOL in der Haptik-Ebene berücksichtigt werden können.
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Um die Tolerierung ausführen zu können, muss für jeden Implantationsfehler ein Wert vorgegeben am vollständigen Augenmodell gesetzt werden. Dabei sollte jeder Implantationsfehler einzeln sowohl einen positivem Wert als auch einen negativem Wert aufweisen.
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Für jedes dieser so entstehenden Augenmodelle wird die Metrik berechnet und von allen so berechneten Metriken der schlechteste Wert bestimmt. Somit ist das Ergebnis der Tolerierung das Verhältnis der schlechtesten Metrik zur Metrik des ideal implantierten Auges in Prozent.
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Mit der erfindungsgemäßen Erfindung wird ein Verfahren zur optimierten Auswahl der in ein Auge zu implantierenden Intraokularlinse (IOL) zur Verfügung gestellt, mit dem die Ergebnisse refraktiver Eingriffe am Auge optimiert werden.
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Mit dem vorliegenden Verfahren wird die Auswahl der in ein Auge zu implantierenden Intraokularlinse wesentlich vereinfacht und sicherer.
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Durch die Berücksichtigung aller Aspekte die einen Einfluss auf die Auswahl der IOL und insbesondere das zu erreichende postoperative Refraktionsergebnis haben, können die Ergebnisse refraktiver Eingriffe am Auge optimiert werden.
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Die erfindungswesentlichen Aspekte des Verfahrens sind darin zu sehen, dass in Abhängigkeit des jeweils zu bestimmenden biometrischen Parameters unterschiedliche Messverfahren wahlweise zur Anwendung kommen, dass anhand der Parameter ein entsprechendes patientenspezifisches Augenmodell ermittelt wird, dass bei der Berechnung der zu implantieren IOL neben den ermittelten Daten zusätzliche Netzhautbildmetriken berücksichtigt werden und dass durch den beschriebenen Algorithmus eine schnellerer Auswahl der zu implantierenden IOL möglich ist.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur
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- WO 2013/037946 A1 [0022]
- DE 102011106714 A1 [0023]
- US 5968095 A [0024]
- DE 102011103224 A1 [0025]
- DE 102011103223 A1 [0035]
- DE 102012019473 [0036]
- DE 102012019474 [0037]
- US 7452077 B2 [0038]
- WO 2012/062453 A1 [0040]
- WO 2010/035139 A2 [0042]