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TECHNISCHES
GEBIET
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Die
vorliegende Erfindung betrifft eine Vorrichtung zum Bestimmen eines
Betrags bzw. eines Volumens einer Korneaablation sowie eine-chirurgische
Vorrichtung für
eine Kornea, und insbesondere eine Vorrichtung, welche zur Korrektur
von Ametropie durch Abtragen bzw. Ablation einer Korneafläche und
der Veränderung
ihrer Form verwendet wird.
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STAND DER
TECHNIK
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Es
ist bekannt, daß bei
chirurgischen Eingriffen zum Korrigieren eines ametropen Auges dessen
Form durch Abtragen bzw. Ablation einer Korneafläche (Korneastroma und dergleichen)
mit einem Laserstrahl verändert
wird. Beim chirurgischen Eingriff werden eine Korneaform (Form einer
Korneafläche)
und ein Refraktionsvermögen
bzw. eine Refraktionskraft des zu operierenden Auges (Auge eines
Patienten) erfaßt,
auf deren Basis ein Betrag einer zur Korrektur erforderlichen Korneaablation
berechnet und gefunden wird. In der Vergangenheit wurde zum Berechnen
eines Betrags einer Korneaablation wie folgt vorgegangen.
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In
einem ersten Schritt wird die Korneafläche des zu operierenden Auges
als eine sphärische
Fläche oder
eine torische Fläche
angenommen, und unter dieser Annahme wird eine Korneaform basierend
auf einem Mittel eines präoperativen
Krümmungsradius
der Kornea abgeschätzt,
welchen man mittels einer Messung der Korneaform ermittelt bzw.
erhält.
Ein Betrag einer Korneaablation wird dann basierend auf der Annahme
berechnet, daß eine
postoperative Korneaform ebenfalls die Form einer sphärischen
Fläche
oder einer torischen Fläche
zu haben hat. Diese Berechnung basiert auf den Werten S (einer sphärischen
Kraft bzw. Brechungsvermögens),
C (einer zylindrischen Kraft bzw. Brechungsvermögens) und A (eines astigmatischen
axialen Winkels), welche durch Messen des subjektiven Refraktionsvermögens bzw.
-kraft des Auges und/oder einer objektiven Messung des Refraktionsvermögens bzw.
-kraft des Auges ermittelt wurden.
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Die
Kornea eines menschlichen Auges weist jedoch nicht in jedem Falle
eine symmetrische Form wie eine sphärische Fläche, eine torische Fläche oder
dergleichen auf. Es gibt vielmehr Fälle, in welchen die Korneaform
derart asymmetrisch ist, daß die
Form einer Korneafläche
aufgrund irregulären
Astigmatismus oder dergleichen teilweise unterschiedlich ist bzw.
sich unterscheidet. Für
ein Ausführen
eines Eingriffs zur adäquaten
Korrektur von Ametropie genügt
es nicht, die Daten der Ablation (d. h. die Daten bzw. Werte des
Ablationsbetrags der Kornea) zu berechnen, welche nur aus einer
symmetrischen Form (d. h. einer symmetrischen Komponente) wie einer
sphärischen
Fläche
oder einer torischen Fläche
hervorgehen.
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Das
Dokument
EP 0 947 158
A1 offenbart eine ophthalmologische Vorrichtung zum Berechnen
ophthalmologischer Informationen eines zu operierenden Auges bei
anschließendem
Berechnen eines Betrags einer Korneaablation zur Verwendung beim
Eingriff zum Korrigieren von Ametropie, welche auf den berechneten ophthalmologischen
Informationen basiert. Die Vorrichtung weist eine erste Eingabevorrichtung
zum Eingeben von Werten bzw. Daten einer präoperativen Korneaform, eine
zweite Eingabevorrichtung zum Eingeben von Werten einer präoperativen
Refraktionskraft, eine erste Berechnungseinheit zum Berechnen von
Daten einer äquivalenten
Refraktionskrafts einer emmetropen Korneafläche, welche äquivalent
ist, um das Auge emmetrop zu machen, eine zweite Berechnungsvorrichtung
zum Berechnen des Betrags einer Korneaablation, und eine Displayvorrichtung
zum Anzeigen wenigstens eines der von der ersten, zweiten und dritten
Berechnungseinheiten berechneten Ergebnisse auf.
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Das
Dokument
US 4,721,379 ,
auf welchem die zweigeteilte Form der Ansprüche 1 und 10 beruht, offenbart
Instrumente zur Unterstützung
beim Durchführen von
Korneaeingriffen zur Korrektur der Refraktion durch Bestimmen der
Topographie der anterioren Kornea, wobei die Bestimmung in Form
von in einen Speicher eines Rechners eingegebenen digitalisierten
Daten erfolgt, durch Bestimmen der lokalen Dicke der Kornea entlang
verschiedener Achsen, wobei die Bestimmung ebenfalls in Form von
in einen Speicher eines Rechners eingegebenen digitalisierten Daten
erfolgt, und durch Vorsehen eines CAD-CAM-Anzeige beider Datenkategorien,
welche für
die selektive bzw. gezielte Anzeige einer Kornearegion, eines Aspekts
oder Abschnitts geeignet korreliert sind, wie sie der Operateur
angesichts eines bevorstehenden Eingriffs als hilfreich erachtet.
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Die
vorliegende Erfindung wurde angesichts der oben dargelegten Umstände gemacht
und hat die Aufgabe, die oben genannten Schwierigkeiten zu umgehen
und eine Vorrichtung zum Bestimmen eines Betrags einer Korneaablation
vorzuschlagen, welche einen Betrag einer Korneaablation berechnen
kann, um einen Eingriff zur adäquaten
Korrektur von Ametropie basierend auf einer Korneaform und/oder
einer Refraktionskraft des Auge durchzuführen.
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Ein
weiteres Ziel der vorliegenden Erfindung ist es, eine Operationsvorrichtung
für eine
Kornea vorzuschlagen, mittels welcher ein chirurgischer Eingriff
basierend auf dem erhaltenen Betrag der Korneaablation effizient
ausgeführt
werden kann.
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OFFENBARUNG
DER ERFINDUNG
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Zum
Lösen der
Aufgabe und Erreichen der Ziele und in Übereinstimmung mit dem Zweck
der vorliegenden Erfindung weist die vorliegende Erfindung die hierin
ausgeführte
und detailliert beschriebene, untenstehend genannte Konstruktion
auf.
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Eine
Vorrichtung zum Bestimmen eines Betrags einer Korneaablation, basierend
auf welchem ein chirurgischer Eingriff zur Korrektur von Ametropie
ausgeführt
wird nach Anspruch 1, wobei die Vorrichtung eine erste Eingabeeinheit
zum Eingeben von Daten einer präoperativen
Korneaform des Auges eines Patienten; eine zweite Eingabeeinheit
zum Eingeben von Daten einer postoperativen Korneaform des Auges,
welche es abzuschätzen
gilt; eine Ablationsbetrag-Berechnungseinheit zum Berechnen von
Daten eines Ablationsbetrages des Auges durch jeweils getrenntes
Berechnen des Wertes bzw. der Daten eines Ablationsbetrages in einer
symmetrischen Komponente und des Wertes bzw. der Daten eines Ablationsbetrages
in einer asymmetrischen Komponente basierend auf den von der ersten
Eingabeeinheit und der zweiten Eingabeeinheit eingegebenen Daten;
und eine Ausgabeeinheit zum Ausgeben von Ergebnissen, welche von
der Ablationsbetrag-Berechnungseinheit berechnet wurden, aufweist.
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In
diesem Falle kann die Ausgabeeinheit gemäß Anspruch 2 vorzugsweise eine
Displayeinheit zum graphischen Anzeigen der von der Ablationsbetrag-Berechnungseinheit
berechneten Ergebnisse aufweisen.
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In
diesem Falle kann die Ausgabeeinheit ferner gemäß Anspruch 3 eine Sendeeinheit
zum Senden der von der Ablationsbetrag-Berechnungseinheit berechneten
Ergebnisse an eine chirurgische Vorrichtung für eine Kornea aufweisen.
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In
diesem Falle kann die Ablationsbetrag-Berechnungseinheit gemäß Anspruch
4 ferner wenigstens einen Wert zufriedenstellend berechnen, welcher
aus der aus einer sphärischen
Komponente, einer nicht sphärischen
Komponente und einer zylindrischen Komponente bestehenden Gruppe
zur Verwendung als Wert des Ablationsbetrags in der symmetrischen
Komponente ausgewählt
ist.
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Gemäß Anspruch
5 kann die Vorrichtung gemäß Anspruch
1 ferner eine Korneaform-Meßeinheit
zum Messen von Verteilungsdaten eines präoperativen Krümmungsradius
der Augenkornea aufweisen, wobei die Ablationsbetrag-Berechnungseinheit
von der ersten Eingabeeinheit zufriedenstellend präoperative
Verteilungsdaten erhalten kann, welche von der Korneaform-Meßeinheit
gemessen wurden.
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Gemäß Anspruch
6 kann die Vorrichtung nach Anspruch 1 ferner eine Korneaform-Meßeinheit
zum Messen von Verteilungsdaten eines präoperativen Krümmungsradius
der Kornea des Auges; eine Augen-Refraktionskraft-Meßeinheit
zum Messen von Verteilungsdaten einer präoperativen Refraktionskraft
des Auges; eine Korneaform-Berechnungseinheit zum Berechnen von
Verteilungsdaten einer äquivalenten
Emmetropie-Kornea-Refraktionskraft des Auges basierend auf präoperativen
Verteilungsdaten, welche von der Korneaform-Berechnungseinheit gemessen
wurden, und auf präoperativen
Verteilungsdaten, welche von der Augen-Refraktionskraft-Meßeinheit gemessen wurden, und
zum anschließenden
Berechnen der Verteilungsdaten eines postoperativen Krümmungsradius
der Kornea des Auges, welchen es abzuschätzen gilt, basierend auf den
erhaltenen Verteilungsdaten der äquivalenten
Emmetropie-Kornea-Refraktionskraft aufweisen; wobei die erste Eingabeeinheit
auf befriedigende Weise präoperative
Daten, welche von der Korneaform-Meßeinheit gemessen wurden, an
die Ablationsbetrag-Berechnungseinheit abgibt, und die zweite Eingabeeinheit
auf befriedigende Weise präoperative
Verteilungsdaten, welche von der Korneaform-Berechnungseinheit gemessen wurden,
an die Ablationsbetrag-Berechnungseinheit abgibt.
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In
diesem Fall kann die Korneaform-Meßeinheit gemäß Anspruch
7 vorzugsweise die Verteilungsdaten einer Kornea-Refraktionskraft
basierend auf den Verteilungsdaten des Krümmungsradius der Kornea bzw. Korneakrümmungsradius
bzw. kornealen Krümmungsradius
berechnen, welcher von der Korneaform-Meßeinheit gemessen wurden, und
anschließend
die Verteilungsdaten der äquivalenten
Emmetropie-Kornea-Refraktionskraft
basierend auf den erhaltenen Verteilungsdaten der Kornea-Refraktionskraft
und die von der Augen-Refraktionskraft-Meßeinheit berechneten Verteilungsdaten
der Refraktionskraft des Auges berechnen; wobei die Ausgabeeinheit
vorzugsweise eine Displayeinheit zum graphischen Anzeigen von wenigstens
eines Wertes, welcher aus der Gruppe ausgewählt ist, welche die Verteilungsdaten
der Kornea-Refraktionskraft, den Verteilungsdaten der Augen-Refraktionskraft
und den Verteilungsdaten der äquivalenten
Emmetropie-Kornea-Refraktionskraft umfaßt, enthält.
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Gemäß Anspruch
8 kann die Vorrichtung nach Anspruch 1 ferner aufweisen: eine Korrektur-Refraktionskraft-Eingabeeinheit
zum Eingeben von Daten einer Korrektur-Refraktionskraft des Auges eines Patienten, und
eine Korneaform-Berechnungseinheit zum Berechnen der Daten einer
postoperativen, abzuschätzenden Korneaform,
basierend auf den eingegebenen Daten der Korrektur-Refraktionskraft,
wobei die Ablationsbetrag-Berechnungseinheit von der zweiten Eingabeeinheit
vorzugsweise die von der Kornea-Berechnungseinheit berechneten Resultate
erhalten kann.
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Gemäß Anspruch
9 weist bei der Vorrichtung nach Anspruch 1 ferner wenigstens die
erste Eingabeeinheit oder die zweite Eingabeeinheit eine Eingabeeinheit
auf, mittels welcher ein Benutzer Daten eingibt.
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Eine
Vorrichtung gemäß Anspruch
10 zum Bestimmen eines Betrags einer Korneaablation, basierend auf
welchem ein chirurgischer Eingriff zur Korrektur von Ametropie ausgeführt wird,
wobei die Vorrichtung aufweist: eine Korneaform-Meßeinheit
zum Messen von Verteilungsdaten eines Krümmungsradius der Kornea des
Auges eines Patienten; eine Augen-Refraktionskraft-Meßeinheit
zum Messen von Verteilungsdaten einer Augen-Refraktionskraft des
Auges; eine Korneaform-Berechnungseinheit
zum Berechnen von Verteilungsdaten einer äquivalenten Emmetropie-Kornea-Refraktionskraft
des Auges basierend auf mittels der Korneaform-Meßeinheit
gemessenen präoperativen
Verteilungsdaten und mittels der Augen-Refraktionskraft-Meßeinheit gemessenen präoperativen
Verteilungsdaten, zum anschließenden
Berechnen von Verteilungsdaten eines postoperativen Krümmungsradius
der Kornea des Auges, welchen es abzuschätzen gilt, basierend auf den
erhaltenen Verteilungsdaten der äquivalenten
Emmetropie-Kornea-Refraktionskraft; eine Ablationsbetrag-Berechnungseinheit
zum Berechnen von Daten eines Korneaablationsbetrags des Auges,
indem Werte eines Ablationsbetrags in einer symmetrischen Komponente
und Werte eines Ablationsbetrags in einer asymmetrischen Komponente
jeweils separat gemessen werden, basierend auf den Ergebnissen,
welche von der Korneaform-Meßeinheit
und der Korneaform-Berechnungseinheit gemessen wurden; und eine
Ausgabeeinheit zum Ausgeben von Ergebnissen, welche von der Ablationsbetrag-Berechnungseinheit
berechnet wurden.
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In
diesem Fall kann die Korneaform-Berechnungseinheit gemäß Anspruch
11 Verteilungsdaten der Kornea-Refraktionskraft basierend auf den
mittels der Korneaform-Meßeinheit
gemessenen Verteilungsdaten des Krümmungsradius der Kornea zufriedenstellend
berechnen, und anschließend
die Verteilungsdaten der äquivalenten
Emmetropie-Kornea-Refraktionskraft basierend auf den erhaltenen
Verteilungsdaten der Kornea-Refraktionskraft und den Verteilungsdaten
der mittels der Augen-Refraktionskraft-Meßeinheit gemessenen Augen-Refraktionskraft
berechnen; wobei die Ausgabeeinheit eine Displayeinheit zum graphischen
Anzeigen von wenigstens einem aus der Gruppe ausgewählten Wertes
aufweist, welche die Verteilungsdaten der Kornea-Refraktionskraft,
den Verteilungsdaten der äquivalenten
Emmetropie-Kornea-Refraktionskraft, Daten eines Gesamtablationsbetrags,
Daten des Ablationsbetrags in der symmetrischen Komponente und Daten
des Ablationsbetrags in der asymmetrischen Komponente umfaßt.
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In
diesem Fall kann die Ausgabeeinheit gemäß Anspruch 12 vorzugsweise
eine Sendeeinheit zum Senden mittels der Ablationsbetrag-Berechnungseinheit
berechneter Ergebnisse an eine chirurgische Vorrichtung für eine Kornea
aufweisen.
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KURZE BESCHREIBUNG
DER FIGUREN
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1 ist
eine Ansicht, welche einen schematischen Aufbau eines optischen
Systems in der Vorrichtung zum Bestimmen eines Betrags der Korneaablation
der bevorzugten erfindungsgemäßen Ausführungsform
zeigt;
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2 ist
eine Ansicht, welche eine Anordnung von Photodetektoren zeigt, welche
für eine
Photoaufnahmeeinrichtung vorgesehen sind;
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3 ist
eine Ansicht, welche einen schematischen Aufbau eines Steuerungssystems
in der Vorrichtung zum Bestimmen eines Betrags der Korneaablation
der bevorzugten erfindungsgemäßen Ausführungsform
zeigt;
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4 ist
eine Ansicht, welche ein Verfahren zum Berechnen des Krümmungsradius
der Kornea darstellt;
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5 ist
eine Ansicht, welche ein Verfahren zum Berechnen der Refraktionskraft
der Kornea darstellt;
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6 ist
eine Ansicht, welche einen Unterschied zwischen eines mittels Messen
einer Korneaform errechneten Wertes einer Refraktionskraft der Kornea
und eines mittels einer objektiven Messung der Augenrefraktionskraft
errechneten Wertes zeigt;
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7 ist
eine Ansicht, welche ein Verfahren zum Berechnen eines Betrags der
Korneaablation darstellt;
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8 ist
eine Ansicht, welche ein Verfahren zum Berechnen eines Betrags der
Korneaablation darstellt;
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9 ist
ein Flußdiagramm,
welches ein Verfahren zum Berechnen eines Betrags der Korneaablation zeigt;
und
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10 ist
eine Ansicht, welche ein Beispiel einer Farbkarte und eines dreidimensionalen
graphischen Displays mit der Verteilung der Refraktionskraft und
der Verteilung des Ablationsbetrags zeigt.
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BEVORZUGTE
AUSFÜHRUNGSFORM
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Eine
detaillierte Beschreibung einer bevorzugten erfindungsgemäßen Ausführungsform
wird nun mit Bezug auf die beigefügten Figuren beschrieben. 1 ist
eine Ansicht, welche einen schematischen Aufbau eines optischen
Systems in der Vorrichtung zum Bestimmen eines Betrags der Korneaablation
der bevorzugten erfindungsgemäßen Ausführungsform
zeigt. Das optische System ist grob unterteilt in ein optisches
System zum Messen der Refraktionskraft des Auges, ein optisches
System zum Fixieren eines Projektionsziels und ein optisches System
zum Messen des Krümmungsradius
einer Kornea.
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Optisches System zum Messen
der Refraktionskraft des Auges
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Das
optische System 100 zum Messen der Refraktionskraft des
Auges weist ein optisches Schlitzlicht-Projektionssystem 1 und
ein optisches Schlitzbild-Erfassungssystem 10 auf.
Ein Licht aus dem Bereich nahe der Infrarotstrahlung aus einer Lichtquelle 2 des
optischen Schlitzlicht-Projektionssystems 1 wird von einem
Spiegel 3 reflektiert und strahlt dann eine Schlitzöffnung 4a eines
Drehabschnitts 4 an. Von einem Motor 5 angetrieben
dreht sich der Rotationsabschnitt 4. Ein von einer Rotation
des Abschnitts 4 erfaßtes
Schlitzlicht durchdringt eine Projektionslinse 6 und eine
Begrenzungsblende 7 und wird dann von einem Strahlenteiler 8 reflektiert.
Das Schlitzlicht überträgt dann
einen Strahlenteiler 9 und konvergiert in der Umgebung
einer Kornea Ec eines Auges eines Patienten E und wird auf dessen
Fundus Ef projiziert. Die Lichtquelle 2 ist an der konjugierten
Position zur Umgebung der Kornea Ec bezogen auf die Projektionslinsen 6 angeordnet.
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Das
optische Schlitzbild-Erfassungssystem 10 ist mit einer
Photoaufnahmelinse 11 und einem Spiegel 12, welche
auf der optischen Hauptachse L1 angeordnet sind, und einer Blende 13 und
einem Photoaufnahmeelement 14, welches auf der optischen
Achse L3 angeordnet sind, ausgestattet. Die optische Achse L3 wird durch
die Reflexion des Spiegels 12 erzeugt. Die Blende 13 ist
am hinteren Fokussierpunkt der Linse 11 mittels des Spiegels 12 angeordnet
(d. h. an der konjugierten Position zu einem Fundus des emmetropen
Auges). Wie in 2 gezeigt ist, sind acht Photodetektoren 15a bis 15h an
der Fläche
des Photoaufnahmeelement 14 derart angeordnet, daß sie in
etwa an den konjugierten Positionen zur Kornea Ec bezogen auf die
Linse 11 stehen. Sechs Photodetektoren 15a bis 15f der
acht Photodetektoren 15a bis 15h sind an der Linie
angeordnet, welche durch die Mitte bzw. das Zentrum (d. h. die optische
Achse L3) der Photoaufnahmefläche
derart verläuft,
daß sie
Paare 15a mit 15b, 15c mit 15d und 15e mit 15f bilden.
Die entsprechenden Paare sind bezogen auf die Mitte der Photoaufnahmefläche symmetrisch
angeordnet. Der Abstand dieser drei Paare ist derart bestimmt, daß eine Refraktionskraft
entsprechend den Positionen in der Meridianrichtung der Kornea Ec
(in 2 ist es als eine äquivalente Größe auf einer
Kornea gezeigt) erfaßt
wird. Die Photodetektoren 15g und 15h sind im Gegensatz
hierzu auf der Linie angeordnet, welche rechtwinklig zur Linie steht,
auf welcher die Photodetektoren 15a bis 15f angeordnet
sind, wobei die Mitte in der optischen Achse L3 liegt, um bezogen
auf die Mitte symmetrisch zu sein.
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Im
optischen System 100 zum Messen der Refraktionskraft des
Auges des oben beschriebenen Aufbaus weist ein Rotationsmechanismus 21 einen
Motor 20 auf, wobei eine Übersetzung bzw. ein Getriebe
oder dergleichen die Komponenten des optischen Projektionssystems 1 wie
die Lichtquelle 2, den Spiegel 3, den Abschnitt 4 und
den Motor 5 auf der optischen Achse L2 dreht, zugleich
auch das Photoaufnahmeelement 14 auf der optischen Achse
L3 dreht, wobei die Drehungen zueinander synchronisiert werden.
In der bevorzugten Ausführungsform
sind die Photodetektoren 15a bis 15f in der Richtung
angeordnet, welche die Längsseite
des Schlitzlichts (Bild), welches vom Photoaufnahmeelement 14 aufgenommen
wird, in dem Fall rechtwinklig schneidet, daß ein Schlitzlicht auf dem
Fundus des hyperopen oder myopen, nicht aber astigmaten bzw. astigmatischen
Fundus erfaßt
wird.
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Optisches System zum Fixieren
eines Projektionsziels
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Das
Bezugszeichen 30 bezeichnet ein optisches System zum Fixieren
eines Projektionsziels, 31 ist eine Quelle sichtbaren Lichts, 32 ein
Fixationsziel und 33 eine Projektionslinse. Die Linse 33 bewegt
sich auf die optische Achse zu, wodurch das Auge E unscharf wird. 34 ist
ein Strahlenteiler, welcher eine koaxiale optische Achse des optischen
Beobachtungssystems erzeugt. Die Lichtquelle 31 beleuchtet
das Fixationsziel 32, von welchem das Licht durch die Linse 33 und
den Strahlenteiler 34 strahlt, um dann vom Strahlenteiler 9 reflektiert
zu werden, wodurch es das Auge E erreicht. Das Auge E kann daher
auf das Fixationsziel 32 fixiert werden.
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Optisches
System zum Messer des Krümmungsradius
einer Kornea Ein optisches System zum Messer der Krümmung eines
Kornearadius weist ein optisches Zielprojektions-System 25 zum
Messen eines Krümmungsradius
und ein optisches Bilderfassungs-System 35 zum Messen eines
Krümmungsradius
auf. Das optische Zielprojektions-System 25 weist den unten
genannten Aufbau auf. 26 ist eine konische Placidoscheibe,
welche in ihrer Mitte eine Öffnung
aufweist. Auf der Placidoscheibe ist ein Ringmuster mit zahlreichen lichtdurchlässigen und
zahlreichen lichtundurchlässigen
Abschnitten auf konzentrischen Kreisen mit der optischen Achse L1
als Mitte ausgestaltet. 27 ist eine Mehrzahl von Lichtquellen
zum Beleuchten, wie LEDs oder dergleichen, wobei das Licht der Lichtquelle 27 von
einer Reflexionsscheibe 28 reflektiert wird, um die Placidoscheibe 26 von
hinten nahezu gleichmäßig zu beleuchten.
Das Licht mit Ringmuster, welches durch die lichtdurchlässigen Abschnitte
bzw. Teile der Placidoscheibe 26 hindurchgetreten ist,
wird auf die Kornea Ec projiziert und bildet auf der Kornea Ec das
Ringmuster-Bild (Placidoring) aus.
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Das
optische Erfassungssystem 35 weist den Strahlenteiler 9,
den Strahlenteiler 34, eine photographische Linse 37 und
eine CCD-Kamera 38 auf. Ein Licht des an der Kornea Ec
ausgeformten Ringmuster-Bildes wird aufeinanderfolgend vom Strahlenteiler 9 und
vom Strahlenteiler 34 reflektiert und tritt dann durch
die Linse 37 in die photographischen Elemente der Kamera 38 ein
(d. h., daß das
Bild empfangen wird). Das optische Erfassungssystem 35 dient
zudem als optisches Beobachtungssystem. Daher tritt ein Licht eines
vorderen Abschnitt-Bildes des von einer Beleuchtungslichtquelle
für einen
vorderen Abschnitt des Augapfels, welche nicht gezeigt ist, beleuchteten
Auges E in die photographischen Elemente der Kamera 38 ein (d.
h., daß das
Bild empfangen wird). Ein TV-Monitor 39 stellt das Bild
des photographierten vorderen Abschnitts des Auges und das Ringmuster-Bild,
welches auf der Kornea Ec ausgestaltet wurde, dar.
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Unter
Bezug auf das in 3 gezeigte Flußdiagramm
wird anschließend
als nächstes
der Betrieb der wie oben beschrieben aufgebauten Vorrichtung gemäß der vorliegenden
Erfindung beschrieben. Als erstes wird die Messung eines Krümmungsradius
der Kornea (eine Messung der Korneaform) und die Messung einer Refraktionskraft
des Auges beschrieben.
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Im
Falle der Messung eines Krümmungsradius
der Kornea wählt
der Operateur mittels eines Modusumschalters 40 den Modus
zum Messen eines Krümmungsradius
der Kornea aus. Der Operateur richtet mit Blick auf das Bild des
auf dem Monitor 39 dargestellten vorderen Abschnitts des
Auges E aus, welcher von der Beleuchtungsquelle für den vorderen
Abschnitt beleuchtet ist. (Diese Ausrichtung kann auf eine bekannte
An und Weise durchgeführt
werden. Bei dieser Weise wird ein Ziel zum Ausrichten auf die Kornea
Ec projiziert und anschließend
ein reflektierender Leuchtpunkt und eine Zielmarke bzw. ein Fadenkreuz
ausgerichtet, um die gegebene Beziehung aufzuweisen.) Nach Abschluß der Ausrichtung
drückt
der Operateur einen nicht dargestellten Startknopf für die Messung,
wodurch ein Triggersignal erzeugt wird, auf welches hin mit der
Messung begonnen wird.
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Eine
Korneaform-Berechnungseinrichtung 53 erfaßt einen
Rand eines Bildes von Ringmustern durch Verarbeiten eines von der
Kamera 38 photographierten Bildes. Die Berechnungseinrichtung 53 berechnet dann
einen Krümmungsradius
der Kornea, indem sie jeden Randbereich bezogen auf einen Vertex
der Kornea Ec in Intervallen eines gegebenen Winkels (1°) erhält.
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Ein
Krümmungsradius
der Kornea kann wie folgt berechnet werden. Wie in 4 gezeigt
ist, wird die erfaßte
Bildhöhe
als h' festgelegt,
wenn aufgrund der konvexen Korneafläche von der Lichtquelle P ein
Bild i unter dem Abstand D auf der optischen Achse und die Höhe H zur
Kornea auf der zweidimensionalen Erfassungsebene mittels der Linse
L gebildet wird. Die Vergrößerung durch
das optische Systems der Vorrichtung wird als m definiert. Der Krümmungsradius
der Kornea wird durch den folgenden Ausdruck bestimmt: R = (2D/H) mh'
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Es
ist auch möglich,
ein Verfahren zum Berechnen eines Krümmungsradius der Kornea wie
folgt anzupassen. Der Krümmungsradius
der Kornea des Bereichs, in welchen der j-te Ring auf die Kornea
projiziert wird, wird als Rj bestimmt. Die proportionale Konstante,
welche durch die Höhe
des j-ten Rings, den Abstand bis zum Auge E und die photographische
Vergrößerung festgelegt
ist, ist als Kj bestimmt. Die Bildhöhe auf der photographischen
Ebene wird als hj definiert. Unter dieser Definition wird die oben
festgelegte Relation durch den folgenden Ausdruck wiedergeben: Rj = kj * hj
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Wird
im Vorfeld eine Mehrzahl von Modelaugen mit bekannten, unterschiedlichen
Krümmungsradien der
Kornea, welche den Meßbereich
abdecken, gemessen, dann erhält
man die proportionale Konstante Kj als intrinsischen Wert der Vorrichtung.
Wird die Konstante Kj ausgelesen und zum Zeitpunkt der Messung zur
Berechnung verwendet, so erhält
man daher die Verteilung des Krümmungsradius
der Kornea daher in äußerst kurzer
Zeit. (Für
Details dieser Berechnung siehe die USP 5,500,697, welche der japanischen
Patentveröffentlichung
mit der Nr. HEI 7(1995)-124113 entspricht, oder dergleichen.) Der
erhaltene Verteilungswert des Krümmungsradius
der Kornea wird in einem Speicher 55b gespeichert.
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Eine
chirurgische Vorrichtung für
eine Kornea wird unter der Annahme verwendet, daß eine Mitte bzw. ein Zentrum
der Pupille als eine ursprüngliche
Position eines Auges festgelegt ist, jedoch stimmt im allgemeinen
ein kornealer Vertex nicht mit der Mitte der Pupille überein,
so daß der
räumliche
Bezug zwischen einer Korneaform (einem Zentrum der Kornea oder dgl.)
und einer Mitte einer Pupille im Vorfeld bzw. von vornherein gefunden
werden sollte. Angesichts dieser Tatsache wird ein Pupillenzentrum
basierend auf dem von der Kamera 38 photographierten vorderen
Abschnitts-Bild als ein Schnittpunkt festgelegt, welcher durch die
folgenden ersten und zweiten Linien bestimmt ist: die erste Linie
verläuft
durch eine Mitte zwischen zwei Punkten und erstreckt sich rechtwinklig
(die beiden Punkte sind jeweils auf gegenüberliegenden Enden bzw. Rändern einer Pupille,
die Punkte an Rändern
sind die Schnittpunkte, wobei eine horizontale Linie annähernd durch
ein Zentrum einer Pupille verläuft),
und die zweite Linie verläuft
durch ein Zentrum zwischen zwei Punkten und erstreckt sich in einer
horizontalen Richtung (die beiden Punkte sind jeweils auf gegenüberliegenden
Rändern einer
Pupille, die Punkte an den Rändern
sind Schnittpunkte, wobei eine rechtwinklige Linie durch annähernd ein
Zentrum der Pupille verläuft).
Das Verfahren zum Festlegen der Mitte der Pupille ist nicht hierauf
festgelegt, auch ein anderes Verfahren kann in zufriedenstellender
Weise angepaßt
werden. So kann bspw. eine Pupillenmitte basierend auf einem Pupillenschwerpunkt
festgelegt werden. Die in Bezug auf die Korneaform erhaltene Pupillenposition
wird ebenfalls im Speicher 55b gespeichert.
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Im
Gegensatz hierzu wird im Falle der Messung einer Refraktionskraft
eines Auges (im Folgenden als eine objektive Refraktionskraft des
Auges bezeichnet) vom Operateur der Modus in den Modus zum Messen einer
Refraktionskraft des Auges gewechselt (im Falle des Modus der kontinuierlichen
Messung wird automatisch in den Modus zum Messen einer Refraktionskraft
des Auges gewechselt), anschließend
wird die Messung mittels des optischen Meßsystems 100 durchgeführt. Die
Einrichtung 52 zum Berechnen der Refraktionskraft erhält die Verteilung
einer objektiven Refraktionskraft des Auges basierend auf jeder
Phasendifferenz jedes Ausgabesignals von jedem Photodetektor des
Photoaufnahmeelements 14. Die vorläufige Messung wird zunächst mittels
eines ähnlichen
Verfahrens zum Messen einer Refraktionskraft des Standes der Technik
wie eine Phasendifferenzmethode durchgeführt. Basierend auf ihrem Ergebnis
wird das Auge E durch Bewegen der Linse 33 unscharf. Anschließend wird
die Mitte eines jeden Photodetektors 15a–15f in
einer Meridianrichtung bestimmt, in welcher die Photodetektoren 15a–15f plaziert
sind. Diese Bestimmung basiert auf jedem von den Photodetektoren 15g und 15h ausgegebenen
Signal, wobei die Signale entsprechend der Bewegung eines Schlitzlichts
(ein Schlitzbild) auf der Photoempfangseinrichtung 14 variieren.
Basierend auf einer Phasendifferenz zwischen jedem von jedem Photodetektor 15a–15f bezogen
auf die Mitte eines jeden Photodetektors 15a–15f ausgegebenem
Signal wird jede Refraktionskraft an jedem Korneaabschnitt entsprechend
jedem Photodetektor berechnet. Wird diese Berechnung durchgeführt, um
jede Refraktionskraft für
jeden Meridian eines jeden axialen Schrittes unter der Bedingung
zu erhalten, daß das
optische Projektionssystem 1 und die Photoaufnahmeeinrichtung 14 um
180° um
die optische Achse unter einem gegebenen Winkel wie etwa 1 ° gedreht
werden, dann kann die in einer Meridianrichtung variierende Refraktionskraft
erhalten werden (für
Details siehe die Japanischen Patentveröffentlichungen Nr. HEI10(1998)-108836
und Nr. HEI10(1998)-108837, welche der USP 5,907,388 entspricht).
Der Wert der Refraktionskraft wird dort als ein Scheitelbrechwert
ausgedrückt
(die Vorrichtung kann einen Wert der Refraktionskraft als eine Brillenstärke basierend
auf einer Position, in welcher Brillengläser getragen werden, ausgeben
oder umwandeln). Der erhaltene Verteilungswert bzw. -daten der objektiven
Refraktionskraft des Auges wird in einer HDD 55a oder dem
Speicher 55b gespeichert.
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Hat
man entsprechende Meßdaten
bzw. -werte einschließlich
eines Krümmungsradius
der Kornea und eine objektive Refraktionskraft des Auges wie oben
beschrieben erhalten, so bedient der Operateur ein Keyboard 58 und/oder
eine Maus 57 entsprechend der auf einem mit einer Steuereinrichtung 50 verbundenen Farbdisplay 56 angezeigten
Anweisung, wodurch die Analyse gestartet wird. Die Analyseeinrichtung 54,
welche für
die Steuereinrichtung 50 vorgesehen ist, wandelt den Krümmungsradius
der Kornea in ein Refraktionskraft der Kornea um und führt dann
eine ein Analyseprogramm aus, um ein Verhältnis zwischen der umgewandelten
Refraktionskraft der Kornea und der entsprechenden objektiven Refraktionskraft
des Auges zu erhalten.
-
Als
nächstes
folgt ein Verfahren zum Umwandeln des Krümmungsradius der Kornea in
die Refraktionskraft der Kornea. Die Refraktionskraft der Kornea
ist die Kraft, welche man erhält,
wenn ein zu einer optischen Achse paralleles Licht an der Kornea
gebrochen wird, wobei sich das gebrochene Licht mit der optischen
Achse schneidet. Die Refraktionskraft der Kornea ist als der reziproke
Wert des Abstandes zwischen dem Korneavertex und dem Schnittpunkt
festgelegt. Zum Umwandeln eines Krümmungsradius der Kornea in die
Refraktionskraft der Kornea wird das Gesetz nach Snell (auch das
Refraktionsgesetz genannt) verwendet. Beim Umwandeln des Krümmungsradius
der Kornea in die Refraktionskraft D der Kornea kann aufgrund seines
geringen Fehlers der folgende Ausdruck verwendet werden, um die
Nähe bzw.
Umgebung der optischen Meßachse
zu berechnen (die Umgebung einer Mitte der Kornea): D
= (ne–1)
/ r,wobei r als der Krümmungsradius
der Kornea bestimmt ist und ne eine äquivalente Refraktionsrate
ist (im Allgemeinen gilt ne = 1, 3375).
-
Der
Ausdruck kann jedoch nur in der Nähe bzw. der Umgebung der optischen
Meßachse
verwendet werden. Wird der Ausdruck auf den peripheren Teil der
Kornea angewandt, welcher weit von der Nähe entfernt liegt, so nimmt
der Fehler zu. Im Zusammenhang mit der Peripherie der Kornea ist
die Refraktionskraft gemäß dem Gesetz
von Snell angebracht. Die unter dieser Festlegung bzw. Annahme erhaltene
Refraktionskraft ist vergleichbar mit der objektiven Refraktionskraft
des Auges, legt man denselben Maßstab zugrunde. Das Gesetz
nach Snell legt ferner fest, daß eine
Normale an einem Eintrittspunkt eines Lichtstrahls und ein Lichtstrahl, welcher
an diesem Eintrittspunkt gebrochen wird, zu einem Zeitpunkt, an
welchem der Lichtstrahl in eine Refraktionsebene eintritt, in derselben
Ebene liegen, und es legt ferner fest, daß ein Verhältnis eines Sinus eines Winkels,
welcher von einer normalen Linie und einem einfallenden Lichtstrahl
gebildet wird, und ein Sinus eines Winkels, welcher von einer normalen
Linie und einem gebrochenem Lichtstrahl gebildet wird, konstant
ist. Der folgende Ausdruck gibt das Gesetz von Snell wieder: N sin i = N' sin
i',wobei jeder
Refraktionsindex in jedem Medium einer Refraktionsebene als N und
N' bestimmt ist,
und ein Winkel, welcher von einem einfallenden Lichtstrahl und einer
normalen Linie gebildet wird, als i definiert ist, und ein von einem
mittels eines gebrochenen Lichtstrahls und einer normalen Linie
gebildeter Winkel als i' festgelegt
ist.
-
Als
nächstes
wird die Berechnung der Refraktionskraft der Kornea mit dem Gesetz
nach Snell beschrieben. In 5 wird von
einem zu einer durch einen Korneavertex T und ein Krümmungszentrum
Oa verlaufenden Linie paralleles Licht angenommen, daß es an
einem Punkt P auf der Kornea unter einem Abstand X vom Korneavertex
T gebrochen wird und eine Linie TOa an einem Punkt f schneidet.
Hierbei gilt die folgende Festlegung (die Einheit für eine Distanz
ist ein Meter):
- Ra: ein Krümmungsradius einer Kornea an
einem Punkt P
- Rr: ein Abstand eines Punktes P von einem Punkt f
- θ:
ein Winkel zwischen einer Normalen in einem Punkt P und einem einfallenden
Licht
- γ: ein
Winkel zwischen einer Normalen in einem Punkt P und einem gebrochenen
Licht
-
Eine
Refraktionskraft kann in einem Punkt P mit den folgenden Schritten
berechnet werden: Wie in 5 gezeigt ist, ist der Winkel θ durch den
folgenden Ausdruck gegeben:
-
-
Der
Winkel γ ist
basierend auf dem Gesetz von Snell durch folgenden Ausdruck gegeben:
-
-
Ausgehend
von den Ausdrücken
(1) und (2) sind ein Winkel a (ein Winkel, welcher durch ein Segment hP
und ein Segment Pf gebildet wird), ein Abstand Rr, und ein Segment
hf durch die folgenden Ausdrücke
gegeben:
-
-
Ein
Abstand eines Segments Th ist durch den folgenden Ausdruck gegeben:
-
-
Ein
Abstand des Korneavertex T zum Punkt f ist durch die folgenden Ausdrücke gegeben:
-
-
Eine
Refraktionskraft Dc einer Kornea ist durch den folgenden Ausdruck
gegeben:
-
-
Ein
Refraktionskraft D ist in Luft hingegen durch den folgenden Ausdruck
unter der Festlegung, daß ein
Refraktionsindex n (= 1,376) beträgt, gegeben:
-
-
Wird
die Berechnung unter Verwendung der oben angegebenen Ausdrücke (1)
bis (7) bezogen auf alle Bereiche bzw. Regionen durchgeführt, dann
wird die Refraktionskraft berechnet. Die Berechnung kann auf zufriedenstellende
Weise alternativ durch die Einrichtung 53 zum Berechnen
der Korneaform erfolgen.
-
Die
objektive Refraktionskraft des Auges wird dann in eine äquivalente
Refraktionskraft einer Korneafläche
bezogen auf die wie oben beschrieben errechnete Refraktionskraft
der Kornea umgewandelt. Der umgewandelte Wert führt zu der Form einer Refraktionskraft
der Kornea, welche benötigt
wird, um das Auge E emmetrop zu machen (dies wird in diesem Zusammenhang
als eine „äquivalente
emmetrope Refraktionskraft des Kornea" bezeichnet).
-
Das
Verhältnis
zwischen der durch eine Korneaform erhaltenen Refraktionskraft der
Kornea und der objektiven Refraktionskraft des Auges ist wie folgt.
Wie in 6 gezeigt ist, unterscheidet sich die Bedeutung eines
Wertes der Refraktionskraft der Kornea vollständig von einem Wert der objektiven
Refraktionskraft des Auges. Die Refraktionskraft der Kornea wird
durch Berechnen einer Fokusdistanz f und deren anschließenden Umwandlung
in die Refraktionskraft erhalten. Die objektive Refraktionskraft
des Auges wird im Gegensatz hierzu durch Messen einer Refraktionskraft
(Korrekturwert) df erhalten, welcher erforderlich ist, um das Auge
emmetrop zu machen. Beträgt
die von einer Korneaform erhaltene korneale Refraktionskraft beispielsweise
43,50 D im selben Meßbereich
wie eine objektive Refraktionskraft des Auges, und beträgt die gemessene
Refraktionskraft OD, dann zeigt dies, daß das Auge E ein optisches
System hat, welches ein Bild auf der Retina abbildet, wenn die Refraktionskraft
der Kornea 43,50D beträgt.
Beträgt
die Refraktionskraft der Kornea 43,50D und die objektive Refraktionskraft –2D, dann
heißt
dies, daß das
Auge E eine Korrektur der kornealen Refraktionskraft einen Wert
von –2D
(um 41,50 D zu betragen) benötigt,
um ein Bild auf der Retina abzubilden.
-
Im
Bereich, in welchem die objektive Refraktionskraft des Auges gemessen
wird, wird eine korneale Refraktionskraft, welche das Auge emmetrop
macht, dadurch gemessen, daß die
gemessene objektive Refraktionskraft des Auges, welche ein Zeichen
enthält,
der durch die Messung der Korneaform erhaltenen Refraktionskraft
der Kornea hinzufügt
bzw. -addiert wird. Der errechnete Wert stellt sich dann als die äquivalente emmetrope
Refraktionskraft der Kornea dar, welche durch den folgenden Ausdruck
gegeben ist: Äquivalente
Refraktionskraft der emmetropen Kornea = korneale Refraktionskraft
+ objektive Refraktionskraft
-
Die äquivalente
Refraktionskraft der emmetropen Kornea kann basierend auf dem Gesetz
von Snell ferner in den Krümmungsradius
der Kornea umgerechnet werden. Diese Umwandlung bzw. -rechnung kann unter
Verwendung der unten angegebenen beiden Ausdrücke erfolgen, zu welchen man
auf dieselbe Weise gelangt, wie in 5 gezeigt
ist:
-
-
D
steht hierbei für
die äquivalente
Refraktionskraft der emmetropen Kornea; Ra ist der berechnete Krümmungsradius
der Kornea.
-
Unter
Einsatz der äquivalenten
emmetropen Refraktionskraft D der Kornea und dem umgeformten Krümmungsradius
der Kornea kann das Verhältnis
zwischen dem Wert der objektiven Refraktionskraft des Auges und
dem Wert des durch die Messung der Korneaform erhaltenen Krümmungsradius
der Kornea in Form der Korneafläche
ausgedrückt
werden. Das Verhältnis
kann zur Abschätzung
der Form der Korneafläche
verwendet werden. Es gilt allgemein, daß eine totale Refraktionskraft
eines Auges eine Summe einer Refraktionskraft der Kornea und einer
Refraktionskraft einer Linse ist, es ist jedoch nicht einfach, die
Refraktionskraft einer Linse in Erfahrung zu bringen. Ferner ist
auch eine okulare axiale Länge
ein Grund für
Ametropie. Der oben angegebene Ausdruck ermöglicht es dem Operateur im
Gegensatz hierzu, die Beziehung zu einer wirklichen Form der Korneafläche durch
Ersetzen von Ametropie mit einer Form der Korneafläche zu erkennen,
selbst wenn dem Operateur unbekannte Werte wie eine Linsenrefraktionskraft,
eine okulare axiale Länge
und dergleichen nicht bekannt sind.
-
Im
folgenden wird die Analyse des bei der operativen Korrektur von
Ametropie verwendeten Ablationswertes beschrieben. Durch das Bedienen
der Maus 57 oder dergleichen veranlaßt der Operateur die Einheit ein
Analyseprogramm auszuführen,
woraufhin die Analyseeinrichtung 54 den Ablationswert basierend
auf dem Krümmungsradius
der Kornea, welcher durch die Messung der Korneaform erhalten wurde,
und dem Krümmungsradius,
welcher durch das Umwandeln der äquivalenten
Refraktionskraft der emmetropen Kornea erhalten wurde, errechnet.
Dieses Berechnungsverfahren wird im Anschluß hieran beschrieben unter
Hinweis auf die Korrektur von Myopie mit Bezug auf die 7 und
die 8. 9 ist ein Flußdiagramm,
welches ein Berechnungsverfahren zeigt.
-
Basierend
auf dem Krümmungsradius
der Kornea, welcher durch die Messung der Korneaform erhalten wurde,
werden Daten einer präoperativen
Korneaform in dreidimensionaler Form erhalten. Basierend auf dem
Krümmungsradius
der Kornea, welchen man erhalten hat durch Umwandlung des äquivalenten
Refraktionskraft der emmetropen Kornea, werden Daten einer postoperativen
Korneaform (als Ziel für
die Korrektur) erhalten. Basierend auf der Differenz zwischen zwei
Daten werden Daten einer totalen Ablationsmenge bzw. -wertes gefunden.
Wie in 7(a) gezeigt ist, bedeutet dies,
daß der
Wert einer Korneaform 71 um einen Maximalwert Δh1 bezogen auf
den Wert einer präoperativen
Korneaform 75 nach unten verschoben ist (was zum Wert einer
Korneaform 71' führt). Hierbei
ist der Wert einer Korneaform 71 ein Korrekturziel, und
der Maximalwert Δh1
ist eine Differenz in einem Bereich einer optischen Zone 70,
bei welcher es sich um einen Ablationsbereich handelt. Der durch
Verschieben erhaltene Verteilungswert wird als Wert eines totalen
Ablationswertes 72 bestimmt, und man erhält ihn als
Wert einer dreidimensionalen Form 72' der Höhenverteilung, wie in 7(b) gezeigt ist. Die Daten einer Ablationsbetrags
kann derzeit vorzugsweise durch Glätten bearbeitet werden.
-
In
dem Falle, daß eine äquivalente
emmetrope Refraktionskraft der Kornea nicht als verwendet wird wie
in der bevorzugten Ausführungsform
der Erfindung, so kann man die Verteilung der Daten eines Ablationsbetrages
durch Eliminieren der Daten einer postoperativen Korneaform aus
den Daten einer präoperativen Korneaform
erhalten. Hierbei werden die Date einer präoperativen Korneaform durch
die Messung der Korneaform gefunden, und die Daten einer postoperativen
Korneaform sind die durch die Daten einer korrigierten Refraktionskraft
gefundenen Schätzwerte
(festgelegt auf Basis einer Refraktionskraft, welche durch eine
subjektive Messung der Refraktionskraft des Auges erhalten wurde).
-
Nachdem
die Daten des totalen Ablationssbetrags 72 erhalten wurden,
werden Werte eines Ablationsbetrags in einer sphärischen Komponente berechnet.
Beispielsweise wird ein minimaler Krummungsradius R1 einer sphärischen
Form 76 gefunden. Die sphärische Form 76 wird
einer dreidimensionalen Form 72' der Werte eines totalen Ablationsbetrags 72 umschrieben
(siehe 7(b)). Die sphärische Form 76 mit
dem minimalen Krümmungsradius
R1 ist um Δh2
nach unten verschoben, um in den Werten einer dreidimensionalen
Form 72' (eine
sphärische
Form 76')
zu bleiben. Die mittels Verschiebung erhaltenen Verteilungsdaten
werden als Werte eines Ablationsbetrags in einer sphärischen
Fläche 77 bestimmt. 8(a) zeigt den Wert eines verbleibenden Ablationsbetrags 73,
welchen man durch Subtraktion des Wertes eines Ablationsbetrags
in einer sphärischen
Fläche 77 von
den Daten eines totalen Ablationsbetrags 72 (dem Wert einer
dreidimensionalen Form 72')
erhält.
Anschließend wird
der Wert eines Ablationsbetrags in einer zylindrischen Komponente
basierend auf dem Wert eines verbleibenden Ablationsbetrags 73 berechnet.
-
Vor
der Berechnung des Wertes eines Ablationsbetrags in einer zylindrischen
Komponente wird entsprechend den unten genannten Verfahren ein Winkel
A in einer axialen Richtung bestimmt. Als erstes werden die Verteilungsdaten
des Krümmungsradius
der Kornea an jeder Koordinatenposition unter Verwendung einer Form
der Daten eines totalen Ablationsbetrags 72 bestimmt. Dann
wird die flachste Kurvenrichtung unter den etablierten Daten gesucht
und als die axiale Winkelrichtung A festgelegt. In 8(a) ist die axiale Winkelrichtung A als 0° bestimmt.
-
Als
nächstes
wird ein Krürmmungsradius
R2 einer zylindrischen Form 78 gefunden. Die zylindrische Form 78 wird
in einer Form der Werte eines verbleibenden Ablationsbetrags 73 eingeschrieben,
wobei der axiale Richtungswinkel A bestimmt wird, wie in 8(a) gezeigt ist. Die Verteilungsdaten der Höhe der zylindrischen
Form 78 mit dem maximalen Krummungsradius R2 ist als ein
Ablationswert in einer zylindrischen Fläche 79 festgelegt. 8(b) zeigt den Wert eines verbleibenden Rests,
welchen man durch Subtrahieren des Werts eines Ablationsbetrags
in einer zylindrischen Fläche 79 vom
Wert des verbleibenden Ablationswertes 73 erhält. Der
verbleibende Rest ist als ein Wert eines Ablationsbetrags in einer
irregulären
Astigmatismus-Komponente 74 (eine asymmetrische Komponente)
definiert.
-
Die
oben stehende Beschreibung wurde am Beispiel der Korrektur einer
Myopie gemacht, die bevorzugte Ausführungsform ist jedoch nicht
hierauf beschränkt.
Basierend auf den oben genannten Vorgängen bzw. Verfahren kann auch
im Falle der Korrektur einer Hyperopie der Wert eines Ablationsbetrags
in einer sphärischen
Komponente und zylindrischen Komponente gefunden werden, um eine
Form zu haben, daß ein Ablationsbetrag
eines peripheren Abschnitts größer als
jener eine zentralen Abschnitts ist.
-
Das
oben genannte Verfahren ist ferner ein Beispiel eines Verfahrens
zum Berechnen eines Ablationswertes in einer symmetrischen Komponente
und jenes in einer asymmetrischen Komponente. Der Ablationsbetrags
kann somit mittels verschiedener Verfahren erhalten werden. Die
axiale Winkelrichtung A kann man bei Astigmatismus beispielsweise
wie oben beschrieben erhalten, anschließend wird, um die Form einer
totalen Ablation zu erhalten, jede Abschnittsform durch 2μm-Analyse
aufgefunden, wobei man dann einen eingeschriebenen Kreis basierend
auf der axialen Winkelrichtung A für jede erhaltene Abschnittsform
erhält.
Hierdurch kann man eine sphärische
Komponente und/oder eine nicht-sphärische Komponente erhalten
und erhält jeden
Ablationsbetrag hiervon. Ferner kann ein durch Subtraktion einer
sphärischen
Komponente und/oder einer nicht-sphärischen Komponente in Rotationssymmetrie,
eine zylindrische Komponente in Achsensymmetrie und dergleichen
vom totalen Ablationsbetrag erhaltene Rest berechnet werden und
als ein Ablationsbetrag in einer asymmetrischen Komponente bestimmt
werden.
-
Wie
oben beschrieben werden jeweils ein Ablationsbetrag in einer sphärischen
Komponente (einer nicht-sphärischen
Komponente), ein Ablationsbetrag in einer zylindrischen Komponente
und ein Ablationsbetrag in einer irregulären Astigmatismus-Komponente erhalten,
die Werte werden dann ausgegeben und auf einem Farbdisplay 56 graphisch
dargestellt, um leicht und visuell mit der Verteilung einer objektiven
Refraktionskraft des Auges und einer Verteilung einer Refraktionskraft
der Kornea verglichen zu werden.
-
10 ist
eine Ansicht eines Beispiels einer Farbkarte und eines dreidimensionalen
graphischen Displays mit Bezug auf die Verteilung einer Refraktionskraft
und der Verteilung eines Ablationsbetrags. Die Verteilung einer
kornealen Refraktionskraft, welche ein Ziel der Korrektur sein soll,
ist mittels einer Farbkarte auf einem Displayabschnitt 62 an
einem rechten oberen Abschnitt im Schirm des Displays angezeigt;
die Verteilung einer präoperativen
kornealen Refraktionskraft ist mittels einer Farbkarte auf einem
Displayabschnitt 61 am linken oberen Abschnitt im Schirm
des Displays angezeigt. Ferner ist die Verteilung eines totalen
Ablationsbetrags auf einem Displayabschnitt 63 an einem
linken unteren Abschnitt auf dem Schirm des Displays als eine dreidimensionale
Form angezeigt; die Verteilung eines Ablationsbetrags in einer symmetrischen
Komponente wie eine zylindrische Komponente an einem unteren mittleren
Abschnitt im Schirm des Displays als eine dreidimensionale Form;
die Verteilung eines Ablationsbetrags in einer nicht-symmetrischen Komponente
wie eine irreguläre
Astigmatismus-Komponente ist auf einem Display-Abschnitt 65 an
einem rechten unteren Abschnitt auf dem Schirm des Displays als
dreidimensionale Form angezeigt. Ferner kann auch die Verteilung eines
Ablationsbetrags in einer symmetrischen Komponente (eine asymmetrische
Komponente) graphisch wie oben erwähnt dargestellt werden. Ferner
kann ein Anzeigeverfahren zwischen einem Farbkartendisplay, einem
dreidimensionalen Display und einem Display eines Abschnitt- (Profil)
Bildes in einer bestimmten Meridianrichtung unter Verwendung eines
Umschalters 60 gewechselt werden, welcher an einem rechten
unteren Abschnitt im Schirm des Display vorgesehen ist.
-
Wie
beschrieben wurde, werden das Verhältnis zwischen den Meßergebnissen
der Korneaform, die objektive Refraktionskraft des Auges basierend
auf den oben genannten Ergebnissen, die Daten eines totalen Ablationswertes
in einer sphärischen
(nicht-sphärischen)
Komponente, die Daten eines Ablationsbetrags in einer zylindrischen
Komponente und die Daten eines Ablationsbetrags in einer irregulären Astigmatismuskomponente
individuell und entsprechend graphisch dargestellt. Im Falle der
operativen Korrektur der Kornea zur Behandlung des Auges des Patienten
zum Herbeiführen
des emmetropen Zustandes kann der Operateur visuell wahrnehmen,
welche Komponente der okuläre
Aberration durch Lasererbestrahlung abladiert werden soll.
-
Übersteigt
ein maximaler Ablationswert einen zulässigen Ablationswert für die Kornea
bezogen auf alles oberhalb des optischen Bereichs 70, so
wird ein Ablationswert korrigiert, um in einen Bereich für den Ablationswert
zu fallen, indem der optische Bereich verkleinert wird.
-
Anschließend wird
jeder durch die Analysiereinheit 54 berechnete Wert wie
der Wert eines Ablationsbetrags in einer sphärischen (nicht-sphärischen)
Komponente, der Ablationswert in einer zylindrischen Komponente
und der Wert eines Ablationsbetrags in einer irregulären Astigmatismuskomponente
im HDD 55a und/oder dem Speicher 55b gespeichert.
Diese Werte werden der chirurgischen Vorrichtung 90 für die Kornea, welche
eine Kornea mit dem Strahl eines Exzimer-Lasers abladiert, mittels
einer Kommunikationsleitung übermittelt,
welche mit einem Kommunikationsport 59b und der FDD 59c verbunden
ist, welche vom Floppydisk-Laufwerk (FDD) 59a gesteuert
wird. Auch die Position eines Zentrums der Pupille wird der chirurgischen Vorrihtung 90 bezogen
auf die oben dargestellten Werte für die Kornea übermittelt
und gespeichert. Die chirurgische Vorrichtung 90 für die Kornea
bestimmt eine Anzahl von Bestrahlungs-Pulsen und eine Bestrahlungsleistung
an jeder Koordinate der Kornea des Auge des Patienten basierend
auf den eingegebenen Werten eines Ablationsbetrags der Kornea. Entsprechend
der festgelegten Werte führt
die chirurgischen Vorrichtung 90 für die Kornea den chirurgischen
Eingriff an einer Kornea Ec unter Steuerung einer Laserbestrahlung
aus.
-
Die
japanische Patentoffenlegung mit der Nr. HEI9(1997)-122167 (entspricht
der USP 5,800,424) und die japanische Patentoffenlegung mit der
Nr. HEI9(1997)-266925
(entspricht der USP 5,906,608) offenbaren Beispiele der chirurgischen
Vorrichtung 90 für
eine Kornea.
-
Ferner
weist die Vorrichtung (die Vorrichtung zum Bestimmen eines Wertes
einer kornealen Ablation) in einer bevorzugten erfindungsgemäßen Ausführungsform
alle folgenden Mechanismen in einer Verkörperung auf: den Mechanismus
zum Messen einer Korneaform (ein kornealer Krümmungsradius); den Mechanismus
zum Messen einer objektiven Refraktionskraft des Auges; den Mechanismus
zum Berechnen eines Wertes einer Korneaform, welcher als ein Ziel
für die
Korrektur verwendet wird, basierend auf Ergebnissen, welche mittels
der beiden oben genannten Mechanismen gemessen wurden; und den Mechanismus
zum Berechnen eines kornealen Ablationsbetrags basierend auf dem
Wert einer präoperativen
Korneaform und dem Wert eines Korrekturziels der Korneaform. Diese
Mechanismen können
jedoch auf zufriedenstellende Weise auch in einzelnen, getrennten
Vorrichtungen untergebracht sein, oder einige von ihnen können auf
zufriedenstellende Weise zusammen und für jede Vorrichtung vorgesehen
sein. Als Vorrichtung zum Bestimmen eines Wertes der Korneaablation
kann auch eine solche Vorrichtung geeignet sein, welche den Wert
eines Ablationswertes der Kornea durch einfaches Eingeben des Wertes
einer präoperativen
Korneaform und des Wertes einer Korrekturziel-Korneaform errechnet.
Wie oben beschrieben, sind verschiedene Änderungen und Variationen der
vorliegenden Erfindung innerhalb des Umfangs der Schutzansprüche möglich.
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INDUSTRIELLE
ANWENDBARKEIT
-
Wie
oben beschrieben kann ein geeigneter Ablationsbetrag der Kornea
selbst im Falle eines irregulären
Astigmatismus erfindungsgemäß entsprechend
einer Korneaform und/oder einer Refraktionskraft des zu operierenden
Auges zum Zwecke der Durchführung
eines chirurgischen Eingriffs zur Korrektur vom Ametropie adäquat bestimmt
werden.
-
In
diesem Fall kann die Ablation vorzugsweise mittels der chirurgischen
Vorrichtung für
eine Kornea mittels Trennen der Ablation in einer symmetrischen
Komponente und der Ablation in einer asymmetrischen Komponente auf
Basis des festgelegten Ablationswertes der Kornea durchgeführt werden.
Die für
den gesamten chirurgischen Eingriff benötigte Dauer kann verkürzt werden,
und der Eingriff kann effizient und leicht durchgeführt werden.
