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Gebiet der
Erfindung
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Diese
Erfindung bezieht sich auf ein System zum Bestimmen einer intraokularen
Linse (IOL), die sich für
einen bestimmten Patienten eignet, und zum Ersetzen ihrer natürlichen,
jedoch erkrankten kristallinen Linse und insbesondere auf ein System
zum Bestimmen der Brechkraft und anderer Parameter, die die IOL
definieren, auf der Basis von Hornhautoberflächenmessungen (sowohl anterior
als auch posterior) und Augenlängenmessungen
(Linsendicke, Linsenposition, und Axiallänge) des Auges eines Patienten.
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Hintergrund
der Erfindung
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Jedermann
entwickelt, sofern er lange genug lebt, Katarakte, die degenerative
Trübungen
der normalen kristallinen Linse sind, die die Sicht und somit die
Lebensqualität
beeinträchtigen.
Der normale Behandlungsverlauf besteht darin, chirurgisch die getrübte Linse
zu entfernen und sie durch eine synthetische intraokulare Linse
(IOL) zu ersetzen. Wenngleich es zahlreiche IOL-Varianten gibt,
ist deren Funktion dieselbe: die Bilder, die von einer Person gesehen
werden, in einen scharfen Brennpunkt auf ihrer Netzhaut zu bringen,
ohne dass dabei auf andere Arten der Korrektur (Brille oder Kontaktlinsen)
zurückgegriffen
wird. Um dies zu tun, muss die IOL die geeignete optische Brechkraft
haben. Eine übermäßige Brechkraft
führt dazu,
dass sich das Bild vor der Netzhaut bildet, während eine unzureichende Brechkraft
dazu führt,
dass sich das Bild hinter der Netzhaut bildet. Nur wenn das Bild
auf der Netzhaut entsteht, kann das Bild scharf erscheinen.
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Es
gibt zwei Hauptklassen von IOL, die derzeit Verwendung finden: sphärische und
torische. Torische IOL können
einen Astigmatismus korrigieren, der die optische Aberration ist,
die durch eine zweifache Sinusabweichung der Brechkraft mit meridionalem
Winkel gekennzeichnet ist. Personen, die einen "der Regel entsprechenden" Astigmatismus haben, haben
ihre größte Sehkraft
hauptsächlich
in Ausrichtung ihrer inferiosuperioren (d.h. vertikalen) Ebene, während Personen,
die über
einen "nicht der
Regel entsprechenden" Astigmatismus
verfügen,
ihre größte Sehkraft
hauptsächlich
in Ausrichtung ihrer naso-temporalen (d.h. horizontalen) Ebene haben.
Weniger Patienten haben schräge
Ausrichtungen, die zwischen den beiden gebräuchlicheren Extremen liegen.
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Sphärische IOL
sind durch eine einzige Brechkraft gekennzeichnet und können keinen
Astigmatismus korrigieren. Eine dritte Klasse von Spezial-IOL findet
begrenzt medizinisch Verwendung und kombiniert ungewöhnliche
Merkmale (wie etwa eine multifokale Brechkraft), um spezielle Okulardefekte (wie
etwa Alterssichtigkeit) zu überwinden.
Eine vierte Klasse angepasster IOL befindet sich nicht in medizinischer
Verwendung könnte
jedoch optische Aberrationen höherer
Ordnung korrigieren. Es gibt einen deutlichen Unterschied zwischen
speziellen und angepassten IOL. Mit letztgenannten wird versucht, ein
perfektes optisches Bild für
einen speziellen Augenzustand zu erzeugen, während bei letztgenannter die
Bildqualität
zu Gunsten eines Versuches geopfert wird, sich an unterschiedliche
Zustände
des Auges anzupassen.
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Viele
Faktoren tragen zu einem Bild bei, das der Netzhaut zugeführt und
dort fokussiert wird. Teile des Auges, die dieses Bild beeinflussen,
beinhalten die Hornhaut, die kristalline Linse, wässrige und
glasartige Humore im Auge, die Netzhautform und den oberflächlichen
Tränenfilm,
der die Hornhaut bedeckt. Darüber
hinaus wird der optische Brennpunkt sowohl durch die Form (insbesondere
die Krümmung)
und den Ort sämtlicher
interner Brechungsoberflächen,
die Brechungsindizes des zwischenliegenden Materials wie auch die
axiale Länge
des Auges als Ganzes beeinflusst.
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Es
wurden umfangreiche Anstrengungen von zahlreichen Forschern unternommen,
um sowohl theoretische als auch empirische Formeln zur Berechnung
der IOL-Brechkraft bereitzustellen, die sich für einen bestimmten Patienten
eignet. Klinisch aufgestellte IOL-Brechkraftformeln umfassen SRK-, SRK-II-,
SRK/T-, Holladay-I-, Holladay-II-, Binkhorst-, Olsen-, Hoffer-Calenbrander-,
TMB-, DKG- und WPC-Formeln. Retzlaff et al. erläutern in ihrem Buch Lens Implant
Power Calculation umfangreich zahlreiche Linsen-Brechkraft-Berechnungsformeln
und die Faktoren, die die Brechkraft-Berechung beeinflussen.
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Die
IOL-Brechkraft-Berechnungsformeln, die oben aufgeführt sind,
berücksichtigen
zahlreiche Faktoren, wie etwa die Hornhautkrümmung, die Tiefe der vorderen
Kammer, die Hornhautgröße im Hinblick
auf den horizontalen Weiß-zu-Weiß-Abstand, die Tiefe
der vorderen Kammer, die dicke der kristallinen Linse und die axiale
Länge des
Auges. Diese Formeln schätzen
jedoch zudem die Hornhautbrechkraft ausschließlich aus den Messungen der
keratometrischen Krümmung
(K) der vorderen Hornhautoberfläche,
die eine einzige Zahl ist (oder zwei im Falle eine Astigmatismus),
die normalerweise durch ein Keratometer gemessen wird. Es sind keine
Informationen in diesen Formeln enthalten, die die tatsächliche
hintere Hornhautbrechkraft betreffen.
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Die
Details, wie K verwendet wird, weichen von Formel zu Formel ab.
Bei SRK ist K beispielsweise lediglich ein Parameter bei einer Regressionsanalyse
der Daten. Holladay versucht andererseits, die tatsächliche
Hornhautbrechkraft aus K zu schätzen. Dies
erfolgt durch die Annahme, dass der hintere Radius exakt 1,2 mm
kleiner ist als der vordere Radius, der von K abgeleitet wird. (siehe
Journal of Cataract and Refractive Surgery, Ausgabe 23, Seiten 1360
bis 1361, November 1997). Obwohl der Ansatz von Holladay dahingehend
als zufriedenstellender angesehen werden mag, dass die hintere Brechkraft
nicht ignoriert wird, werden tatsächlich keine weiteren Informationen
hinzugefügt.
Da empirische Informationen immer verwendet werden, um jede Formel
abzustimmen, ist die Auswirkung der hinteren Brechkraft automatisch
enthalten, jedoch nur für
die normale Hornhaut der durchschnittlichen Bevölkerung.
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Wird
die tatsächliche
Brechkraft der hinteren Hornhaut nicht berücksichtigt, besteht die Möglichkeit
eines Fehlers bei der IOL-Ableitung. Nur wenn die hintere Hornhaut
dicht auf die vordere Hornhaut folgt, was bekanntermaßen die
Mehrheit der Fälle darstellt,
ist die Vernachlässigung
hinnehmbar. Wenn jedoch die hintere Hornhaut deutlich von ihrer
vorderen Oberfläche
abweicht, ist das finale chirurgische Ergebnis eine "Brechungsüberraschung", die nur dann hätte antizipiert
werden können,
wenn die hintere Hornhautoberfläche
gemessen worden wäre und
deren Brechkraft in geeigneter Weise berücksichtigt worden wäre.
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Eine
weitere Vereinfachung, die zu einem Fehler bei der Berechnung der
Brechkraft führt,
besteht darin, die örtliche
Wellengeschwindigkeit, die Übergangsbereichbrechung
und die Ausrichtung der optischen und akustischen Messstrahlen nicht
zu berücksichtigen,
die bei Augenmessvorrichtungen verwendet werden. Bei Menschen ist
die Sichtlinie nicht generell entlang der optischen Achse des Auges
ausgerichtet, sondern in vielen Fällen einige Grad von der optischen
Achse versetzt. Licht- und Schallmessstrahlen brechen sich nicht
nur an den geneigten Übergangsflächen, sondern
brechen sich in entgegengesetzten Richtungen. Der Grund hierfür ist, dass dichtere
Materialien normalerweise das Licht abbremsen, während die Schallgeschwindigkeit
zunimmt. Zudem sind A-Abtast-Ultraschallinstrumente normalerweise
entlang der optischen Achse (die die größten Reflexionen liefert) ausgerichtet,
während optische
Instrumente entlang der visuellen Achse ausgerichtet sind.
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Eine
weitere Vereinfachung, die zu Fehlern führt, tritt auf, wenn die Netzhaut
als flaches oder ebenes Aufnahmemedium angenommen wird. Wenngleich
eine flache Bildebene mit optischen Paraxialberechnungen konsistent
ist, werden aufwendigere Analysen, die ein erweitertes Bild simulieren (oder
Punktspreizfunktionen), durch die Krümmung beeinflusst, die der
Fotorezeptorfläche
zu eigen ist. Insbesondere wird eine sphärische Aberration beeinflusst.
Die lange schmale Form der Fotorezeptoren verleiht ihnen eine winkelabhängige Aufnahmefähigkeit,
was einer Faseroptik nicht unähnlich
ist. Insgesamt wird dies durch den hinlänglich bekannten Stiles-Crawford-Effekt
quantifiziert.
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Eine
Hauptnachteil der derzeitigen Technologie besteht darin, dass mit
ihr keine IOL-Brechkräfte für Augen
mit nicht normaler Hornhaut berechnet werden können. Diese umfassen sämtliche
Augen, die durch eine Hornhauterkrankung beeinträchtigt sind, sowie die Hornhaut-
und Brechungschirurgie. Das fundamentale Problem rührt daher,
dass versucht wird, einen einzigen Krümmungswinkel (oder zwei im
Falle eines Astigmatismus) einer nicht sphärischen Oberfläche zuzuordnen.
Die keratometrische Krümmung,
der zweite wichtigste Parameter bei den derzeitigen IOL-Brechkraftformeln,
führt dazu,
dass die vordere Hornhautfläche
mit einer sphärischen Form
angenommen wird. Tatsächlich
ist die herkömmliche
unberührte
Hornhaut abgeplattet elliptisch, ein Unterschied, dessen Konsequenzen
in den empirischen Konstrukten dieser Formeln verborgen ist. Postoperative
Hornhäute
haben deutlich andere Formen und bringen somit vorhergehende empirische
Ermittlungen durcheinander. Derartige Fehler einer deformierten
Oberfläche
können
nur dann korrigiert werden, wenn die tatsächliche Hornhautform (nicht
nur ihre keratometrische Krümmung)
gemessen und in geeigneter Weise berücksichtigt wird.
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Daher
besteht bedarf an einem System, bei dem die tatsächlich gemessenen Hornhautoberflächen, sowohl
die vordere als auch die hintere, und die Ausrichtungen, Formen
und Positionen dieser und anderer wichtiger Augenbestandteile zusammen bei
der Bestimmung der IOL verwendet werden; die zum Auge eines Patienten
am besten passt.
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Gemäß der vorliegenden
Erfindung wird ein System zum Bewerten einer intraokularen Linse
angegeben, das umfasst:
eine Augenoberflächen-Messvorrichtung zum Messen
einer vorderen Au genkammer des Auges eines Patienten einschließlich einer
vorderen und einer hinteren Hornhautform des Auges sowie einer Tiefe
der vorderen Augenkammer des Auges;
eine Augenlängen-Messvorrichtung
zum Messen der Länge
des Auges und einer Linsendicke;
eine Intraokularlinsen(IOL)-Berechnungseinrichtung,
die funktionell jeweils mit der Augen-Messvorrichtung und der Augenlängen-Messvorrichtung
verbunden ist, zum Berechnen einer IOL für das Auge, die bei der Berechnung
wenigstens die gemessene vordere und hintere Form, die Tiefe der
vorderen Augenkammer und die Länge
des Auges verwendet; und
eine Augen-Modelliereinrichtung, die
funktionell mit jeder der Messvorrichtungen und der Berechnungseinrichtung
verbunden ist, um das Auge auf Basis der gemessenen vorderen und
hinteren Hornhautform, der Tiefe der vorderen Augenkammer, der gemessenen
Augenlänge,
der Linsendicke und der berechneten IOL zu modellieren;
eine
IOL-Datenbank zum Bereitstellen einer technischen Beschreibung des
IOL-Modells zur Verwendung in der Augen-Modelliereinrichtung;
eine
optische Bewertungseinrichtung zum Bewerten einer Vielzahl von Augen-Modellen,
die jeweils das Modell einer anderen IOL enthalten;
und eine
Metrik zum Bestimmen des Erfolgs der optischen Bewertung.
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Kurze Beschreibung
der Zeichnungen
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Die
Zeichnung ist ein Blockschaltbild, das ein System in Übereinstimmung
mit der vorliegenden Erfindung darstellt.
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Beschreibung
der bevorzugten Ausführungsformen
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1 zeigt
ein System 10 zum Ableiten intraokularer Linsen, enthaltend
eine Augenoberflächen-Messvorrichtung 12 und
eine Augenlängen-Messvorrichtung 14,
die beide mit eine Zentralverarbeitungs- und Speichervorrichtung 16 verbunden
sind. Der Prozessor 16 umfasst weiterhin eine Augen-Modelliereinrichtung 18,
eine IOL-Datenbank 20, eine optische Bewertungseinrichtung 22 sowie
einen Bildsimulator 26. Die Augen-Modelliereinrichtung 18,
die IOL-Datenbank 20 und die optische Bewertungseinrichtung
können
zusammengefasst und als IOL-Berechnungseinrichtung 24 bezeichnet
werden.
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Die
Oberflächen-Messvorrichtung 12 misst die
Form und den Ort der Oberflächen
innerhalb eines vorderen Segmentes des Auges eines Patienten. Bei
einem Minimum sind dies die vordere und die hintere Hornhautfläche. Die
Vorrichtung 12 ist vorzugsweise eine Vorrichtung für die Topografie
der Hornhaut und des vorderen Segmentes und insbesondere ein Orbscan-II-Instrument,
das von Bausch & Lomb, Inc.
vertrieben wird. Die Vorrichtung 12 kann zudem eine Kombination
be kannter Vorrichtungen sein, die die Form und den Ort von Oberflächen innerhalb
eines vorderen Segmentes des Auges messen können.
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Die
Längen-Messvorrichtung 14 ist
vorzugsweise eine Ultraschall-A-Abtast oder -B-Abtastvorrichtung,
kann jedoch eine beliebige Kombination von Vorrichtungen sein, die
sich zur Messung der Augenachslänge
und der Position sowie der Dicke der kristallinen Linse eignen,
oder sogar eine optische Messvorrichtung sein.
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Die
Aufteilung der Messfunktionalität,
die in 1 dargestellt und oben beschrieben wurde, ist nicht
von Bedeutung, da sämtliche
Messungen durch die Augen-Modelliereinrichtung 18 kombiniert
werden. Beispielsweise können
die Tiefe der vorderen Kammer, der Abstand von der Hornhaut zur
vorderen Linsenoberfläche,
alternativ von der Vorrichtung 12 bestimmt werden, die
Oberflächenorte
innerhalb des vorderen Segmentes misst. In ähnlicher Weise kann die Hornhautdicke,
die die hintere Oberfläche örtlich bestimmt,
durch die Vorrichtung 14 ermittelt werden, die die Augenlängen misst.
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Die
IOL-Berechnungseinrichtung 24 bestimmt die geeignete Korrekturlinse
für das
Auge durch Entwickeln einer Vielzahl angepasster Augenmodelle, die
jeweils auf Messungen von der Vorrichtung 12 und 14 sowie
IOL-Daten aus der Datenbank 20 basieren, und durch anschließendes Bewerten
jedes Modells mit der Vorrichtung 22.
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Die
von einem Katarakt befallene Linse, deren optischer Einfluss weitgehend
unbekannt ist und der sich im Laufe der Zeit ändert, ist nicht Teil eines angepassten
Augenmodells. Anstelle dessen sind geplante IOL-Modelle an ihren
geplanten implantierten Positionen eingefügt und werden Teil der angepassten
Augenmodelle. Jedes angepasste Augenmodell unterscheidet sich von
den anderen lediglich hinsichtlich des speziellen verwendeten IOL-Modells. Ein
IOL-Modell kann rein theoretisch sein, oder es kann eine präzise mathematische
Darstellung eines existierenden Produktes sein, dessen Beschreibung von
der IOL-Datenbank 20 verwaltet wird.
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Die
Primärfunktion
der Augen-Modelliereinrichtung 18 besteht darin, angepasste,
in sich stimmige Augenmodelle zu erzeugen, die mit den gemessen
Daten übereinstimmen.
Die Augen-Modelliereinrichtung ist mit ihrem Zugriff auf alle verfügbaren Daten
vorzugsweise in der Lage, Unstimmigkeiten und einige Auslassungen
von Daten in den Messungen zu kompensieren, die von den Vorrichtungen 12 und 14 bereitgestellt
werden. Beispielsweise wird der Fachmann verstehen, dass, sobald
die Oberflächen und
deren Ausrichtungen innerhalb des Augenmodells eingerichtet sind,
das Modell verwendet werden kann, um Übergangsbereichbrechungen der
akustischen Messstrahlen und dergleichen zu korrigieren. Die Augen-Modelliereinrichtung
kompensiert zudem Unterschiede der Interpretation zwischen Messtechnologien
(primär
optisch und akustisch). Beispielsweise ist die Netzhautgrenze, die
durch Ultraschall erfasst wird, von der optischen Erfassungsfläche um einen
Abstand versetzt, der im Stand der Technik Netzhautdicke genannt
wird.
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Die
bevorzugte Ausführungsform
der Augen-Modelliereinrichtung verwendet geeignete mathematische
Splines, um die tatsächliche
Form sämtlicher
optischer Übergangsbereiche 18 (wenigstens die
vordere und die hintere Hornhautoberfläche und sämtliche IOL-Oberflächen) wie
auch die Form der Fotorezeptorfläche
der Netzhaut zu erfassen.
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Die
Bewertungseinrichtung 22 bewertet vorzugsweise optisch
jedes Augenmodell unter Verwendung von Standardtechniken (Paraxialoptiken,
Strahlenverfolgungsoptiken und/oder Beugungsoptiken) und stuft sie
auf der Basis einer Metrik ein. Diese Metrik kann eine optische
Wellenfront oder eine Punktspreizfunktion (PSF) oder eine Funktion
sein, die von der optischen Wellenfront oder PSF abgeleitet ist,
oder jede beliebige andere Metrik, die verwendet werden kann, um
zu ermitteln, ob eine geeignete Linse gewählt wurde.
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Nicht
alle möglichen
Augenmodelle müssen bewertet
werden. Ordnen der unterschiedlichen Augenmodelle (beispielsweise
nach IOL-Brechkraft) und Vergleichen mit jenen der Metrik gestattet
eine iterative Suche mit lokaler Korrektur, die in vielen Fällen schnell
in logarithmischer Zeit anstelle in linearer Zeit vervollständigt werden
kann. Die Bewertungseinrichtung 22 kann zudem geometrische
Bewer tungen (z.B. vorteilhafte Krümmung der Hornhautoberflächen) anstelle
von bevorzugten optischen Bewertungen verwenden.
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Die
bevorzugte Ausführungsform
der optischen Bewertungseinrichtung 22 verwendet Strahlenverfolgungsoptiken,
um die Wellenaberration zu berechnen, und Beugungsoptiken, um das
fokussierte Bild zu berechnen, das durch die PSF charakterisiert
ist. Die bevorzugte Ausführungsform
verfolgt sämtliche
Strahlen, die durch die Pupille zugeleitet werden und bewertet die
PSF auf einer gekrümmten Oberfläche, die
der Krümmung
nahekommt, die der Fotorezeptoroberfläche zu eigen ist. Die bevorzugte Ausführungsform
gewichtet sämtliche
Strahlen gemäß dem Stiles-Crawford-Effekt.
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Die
bevorzugte Metrik, die von der optischen Bewertungseinrichtung 22 verwendet
wird, basiert auf der optischen PSF, da diese am meisten repräsentativ
für das
tatsächliche
Bild ist, das auf die Netzhaut trifft. Die bevorzugte Metrik beinhaltet
zudem Algorithmen oder Verarbeitungsfunktionen, um die mentale Verarbeitung
des Netzhautbildes zu imitieren. Wie es vielfach erwähnt wurde,
ist unser Auge ein einfaches optisches Instrument, das mit dem besten
existierenden Bildverarbeitungsprozessor verbunden ist – dem menschlichen
Hirn. Ein Großteil
unserer Kompetenz beim Sehen basiert auf der Fähigkeit des Hirns, das relevante
Signal aus einem schlechten Bild zu extrahieren, das durch Streuungen,
Blendungen und Aberrationen – chromatisch und
andersartig, beeinträchtigt
ist. Beispielsweise wird die Alterssichtigkeit, oder der Verlust
der Anpassungsfähigkeit
mit dem Alter, in vielen Fällen
mit Multifokallinsen behoben, die gleichzeitig sowohl ver schwommene
als auch scharte Bilder auf der Netzhaut abbilden. Dies funktioniert
infolge der Fähigkeit des
Gehirns, das verschwommene Bild auszufiltern und das scharfe Bild
zu sehen. In ähnlicher
Weise muss die bevorzugte Metrik der PSF das Hirn beim Ausfiltern
der Unschärfe
zu Gunsten der Schärfe
imitieren. Dies kann durch herkömmliche
Bildverarbeitungsalgorithmen und Techniken erreicht werden.
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Sobald
die PSF für
die gewählte
IOL berechnet wurde, kann die PSF verwendet werden, um ein simuliertes
Netzhautbild durch Standardtechniken zu erzeugen. Dieses Bild gestattet
es dem Arzt und dem Patienten, das vorhergesagte Ergeb nis der Implantation
vor der Operation zu sehen und zu verstehen. Derartige Informationen
sind insbesondere vorteilhaft, wenn versucht wird, eine Spezial-IOL
zu wählen,
da sie dem Patienten die Möglichkeit
geben, den optischen Kompromiss zu sehen, der durch die Spezial-IOL
angeboten wird.
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Es
gibt zwei bevorzugte Ausführungsformen der
IOL-Berechnungseinrichtung 24, die jeweils einen unterschiedlichen
Gültigkeitsbereich
haben. Die "normale" Ausführungsform
ist lediglich für
Augen mit normaler Hornhaut gültig,
die durch eine Krankheit oder eine Operation nicht beeinträchtigt sind.
Die "allgemeine" Ausführungsform
ist für
sämtliche
Augen gültig,
beeinträchtigt
oder nicht.
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Details,
die soweit beschrieben sind, treffen auf die allgemeine Ausführungsform
zu. Offensichtlich sind optische Paraxialtechniken bei der allgemeinen
Ausführungsform
ungeeignet, da sie eine Aberration nicht erfassen können. Zudem
beinhaltet die allgemeine Berechnung sämtliche Lichtstrahlen, die von
der Pupille akzeptiert werden. Da die tatsächlich gemessenen Hornhautoberflächen beim
angepassten Augenmodell verwendet werden, kann die tatsächliche
PSF, die von diesem optischen System erzeugt wird, selbst für postoperative
und anderweitig beeinträchtigte
Augen präzise
berechnet werden. Und da ein präzises
IOL-Modell (nicht nur die Brechkraft) beim angepassten Augenmodell
verwendet wird, kann die tatsächliche
PSF, die von diesem optischen System erzeugt wird, präzise für alle vier
Klassen von IOL berechnet werden: sphärisch, torisch, speziell und
angepasst.
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Ist
die Ausführungsform
stärker
eingeschränkt
oder normal, so greift die IOL-Berechnungseinrichtung
auf die zahlreichen IOL-Brechkraft-Berechnungsformeln zurück, die
auf dem Gebiet bekannt sind und die durch Millionen von Kataraktoperationen
weltweit bestätigt
sind. Medizinisch aufgestellte IOL-Brechkraftformeln beinhalten
SRK-, SRK-II-, SRK/T-, Holladay-I-, Holladay-II-, Binkhorst-, Olsen-,
Hoffer-Calenbrander-, TMB-, DKG- und WPC-Formeln. Die normale Ausführungsform
der Erfindung korrigiert eine keratometrische Krümmung (K) mit Informationen
auf der Basis aktueller Messungen der hinteren Hornhautoberfläche. Im
wesentlichen wird das abgeleitete Keratometer K durch die gemessene
hintere Brechkraft des Patienten angepasst. Es gibt zahlreiche Möglichkeiten,
dies zu tun.
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Das
Folgende ist ein spezifisches Beispiel, das auf die Hornhautoberflächenmessungen
lediglich für
die Korrektur der hinteren Brechkraft zurückgreift (vordere Informationen
basieren weiterhin auf dem K-Wert, der mit einem Keratometer gemessen wird).
- 1. Messung K1 mit einem
Keratometer. K1 ist der anfängliche
oder unkorrigierte Wert, der bei der Standard-IOL-Formel der Wahl
verwendet worden wäre.
- 2. Bestimmung der Brechkraft auf der vorderen Oberfläche A1 aus K1 unter Verwendung
von Paraxialoberflächen-Brechkraftbeziehungen
(nk = 1,3375 ist der keratometrische Standardindex,
nc = 1.376 ist der Brechungsindex der Hornhaut):
- 3. Bestimmen der Brechkraft der hinteren Oberfläche P aus
den Hornhautoberflächen-Messungen mit
Hilfe eines der folgenden Verfahren:
- 3.1 Berechnen der Voll-Pupillen-Strahlenverfolgungs-Brechkräfte aus
den Hornhautoberflächen-Messungen
für die
vordere Hornhaut A und die gesamte Hornhaut C (letztgenannte umfasst sowohl
die vordere und die hintere Oberfläche). Anschließendes Auffinden
der äquivalenten
hinteren Brechkraft P durch Paraxialbrechkraft-Subtraktion (t ist
die Hornhautdicke)
- 3.2 Parametrisches Anpassen der hinteren Oberflächenform
an eine Kugel, ein Konoid, ein Ellipsoid einer anderen mathematischen
Oberfläche aus
den Messungen der hinteren Oberfläche. Anschließendes Auffinden
der Paraxialoberflächen-Brechung
aus einem Oberflächenradius
RP (nQ = 1,336 ist
der Brechungsindex des wässrigen Humors):
- 3.3 Berechnen einer lokalen Krümmung der hinteren Oberfläche und
mitteln über
die sichtbare Pupille aus den Oberflächenmessungen. Anschließendes Auffinden
der Paraxialoberflächen-Brechkraft
aus einer durchschnittlichen hinteren Krümmung: P
= (nQ – nC)K P
- 4. Paraxiales Kombinieren von A1 und
P zur besten Schätzung
der tatsächlichen
Hornhaut-Brechkraft C2.
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Bestimmen
von K2 aus- der normalen (KC-) Beziehung.
Dieser Schritt ist notwendig, um die beste Schätzung der tatsächlichen
Hornhautbrechkraft C2 in eine Gestalt umzuarbeiten,
die von der herkömmlichen
IOL-Formel verwendet werden kann. K2 =
K(C2)
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K2, der korrigierte Wert von K1 wird
in die herkömmliche
Formel eingesetzt. Bei normalen Augen sind K1 und
K2 im wesentlichen identisch. Wenn jedoch
die hintere Oberfläche
im Bezug auf ihre vordere Oberfläche
anormal ist, korrigiert K2 diesen Unterschied
und verhindert eine Brechungsüberraschung.
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Die
C(K)-Beziehung und ihre Umkehr K(C) sind nicht linear, jedoch monotone
Funktionen, die die Beziehung zwischen der tatsächlichen Hornhautbrechkraft
und der keratometrischen Krümmung
im Bestand normaler Augen erfassen. Die C(K)-Beziehung sind notwendige Daten, die
man, den oben genannten Schritten 1 bis 4 folgend, für einen
großen Bestand
normaler Augen erhält.
Für ein
Beispiel dieser Daten siehe auch Turner, T.N. (April 1998) "Does keratometry
really estimate corneal power",
Folie 16, in Orbscan Presentations, October 2000 Edition, zur Verfügung gestellt
von Bausch & Lomb.
Es wird davon ausgegangen, dass die C(K)-Beziehung alters-, geschlechts-
und rassengebunden ist.
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Die
stärker
beschränkte
oder normale Ausführungsform
der Erfindung beinhaltet sämtliche
Teile der allgemeinen Ausführungsform:
die Augen-Modelliereinrichtung 18,
die IOL-Datenbank 20, die optische Bewertungseinrichtung 22 und
einen Bildsimulator 26. Beim oben beschriebenen Beispiel
enthielt das Augenmodell lediglich die Hornhaut und nutzte nicht
die IOL-Datenbank. Da jedoch die PSF durch die implantierte IOL
nicht nur hinsichtlich der Defokussierung modifiziert wird, kann
man eine präzisere Lösung erhalten,
indem die IOL in das Augenmodell eingeschlossen wird. Die IOL würde vom
Chirurgen auf der Basis der unkorrigierten Lösung gewählt werden, die durch herkömmliche
Brechkraftformeln gegeben ist. Die Modelldefinition wird anschließend aus der
IOL-Datenbank zurückgeladen
und in das Augenmodell eingearbeitet. Als nächstes ermittelt die optische
Bewertungseinrichtung den Ort der optimalen Brennebene, die bei
der Berechnung der Systembrechkraft von Bedeutung ist. Bei diesem
Dreielementsystem ist die Extraktion der hinteren Brechkraft P komplexer
als der Algorithmus, der in Schritt 3.1 gegeben ist, ist jedoch
weiterhin eine Paraxialoperation. Schließlich kann unter Verwendung
der berechneten PSF der Bildsimulator ein simuliertes Netzhautbild,
das die gewählte
IOL enthält,
auf der Anzeige 28 anzeigen.
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Es
wird darauf hingewiesen, dass die Verwendung paraxialer Optiken
beim Übersetzen
und Kombinieren von Brechkräften
(z.B. in den oben genannten Schritten 2, 3 und 4) nur im Zusammenhang der
stärker
eingeschränkten
oder normalen Ausführungsform
gerechtfertigt ist, die mit bestehenden IOL-Formeln zusammenarbeiten
muss. Dies stimmt mit den theoretischen Rechtfertigungen sämtlicher dieser
Formeln überein,
die sich auf paraxiale Optiken stützen, und stimmt fundamental
mit der Nutzung der Brechkraft überein,
die ein paraxiales Konzept ist.
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Die
stärker
eingeschränkte,
normale Ausführungsform
der Erfindung kann IOL sämtlicher
Klassen bestimmen, die durch die Standardformeln bestimmt werden
können,
d.h. sphärische,
torische und spezielle IOL. Bei angepassten IOL sollte andererseits
die allgemeine Ausführungsform
zur Verwendung gelangen, da keine paraxiale Annäherung verwendet werden sollte,
wenn versucht wird, Aberrationen höherer Ordnung zu korrigieren.
