DE10006896A1

DE10006896A1 - Verfahren zum Herstellen einer künstlichen okularen Linse

Info

Publication number: DE10006896A1
Application number: DE10006896A
Authority: DE
Inventors: Christof Donitzky; Maximilian Reindl
Original assignee: Wavelight Laser Technologie AG
Current assignee: Wavelight GmbH
Priority date: 2000-02-16
Filing date: 2000-02-16
Publication date: 2001-08-30
Also published as: US20020154271A1; US6585375B2; WO2001060240A1; AU4241601A; EP1171024A1

Abstract

Ein Verfahren zum Herstellen von intraokularen Linsen oder Kontaktlinsen sieht folgende Schritte vor: DOLLAR A a) mechanisches Formen eines Linsen-Rohlings, derart, daß er zur Korrektur einer ametropen Fehlsichtigkeit geeignet ist, DOLLAR A b) Messen der Aberration eines zu korrigierenden Auges, DOLLAR A c) Berechnen eines Ablationsprofils (62) in bezug auf den Linsen-Rohling (60) aufgrund der gemessenen Aberration und DOLLAR A d) Ablatieren von Material des Linsen-Rohlings entsprechend dem berechneten Ablationsprofil mittels Laserstrahlung.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Herstellen einer in traokularen Linse oder einer Kontaktlinse.

Intraokulare Linsen (IOL) sind künstliche Augenlinsen, beste hend z. B. aus Acrylglas, insbesondere "Plexiglas", oder Po lymethylmethacrylat (PMMA), insbesondere in Form von Mate rial, das unter der Bezeichnung Acrysoft (Marke) angeboten wird. Auch Silicon wird als Material für IOL verwendet.

Intraokulare Linsen dienen der Korrektur von Refraktionsfeh lern des Auges, häufig nach Entfernen der natürlichen Augen linse. Auch zur Korrektion hochgradiger Fehlsichtigkeiten werden IOL herangezogen. Auch bei der Behebung der Aphakie gewinnen IOL zunehmend an Bedeutung.

Die Implantation einer IOL ist ein mikrochirurgischer Ein griff, der entweder in einer Sitzung (Primärimplantation) oder in mehr als einer Sitzung mit Einfügen der Linse in das linsenlose (aphake) Auge erfolgt.

Es sind hunderte verschiedener Arten von intraokularen Linsen bekannt. Die Einteilung erfolgt in der Regel grob nach der Positionierung der IOL und ihrer Fixierung im Auge. Es werden "vorderkammerlinsen"; "Iris-Cliplinsen"; "Hinterkammerlinsen, im Sulcus (Hinterkammerwinkel) fixiert"; und "Hinterkammer linsen im Kapselsack fixiert", unterschieden. Die vorliegende Erfindung betrifft insbesondere alle derartigen intraokularen Linsen.

Weiterhin betrifft die Erfindung auch Kontaktlinsen, also im Kontakt mit dem Auge als Sehhilfe wirkende optische Linsen. Eine Kontaktlinse ist mit ihrer inneren, augenseitigen Fläche optimal der individuellen Form des vorderen Augenabschnittes angepaßt. Sie dient zur Korrektion von Fehlsichtigkeiten und irregulären Refraktionsfehlern, herkömmlicherweise Refrak tionsfehlern der Hornhaut des Auges. Als Werkstoffe für Kon taktlinsen kommen insbesondere in Betracht PMMA und Modifika tionen davon, CAB (Celluloseacetobutyrat) Silicon- Methacrylate, Fluorsiliconacrylate, Fluorcarbone, HEMA- Hydrogele, etc.

Im Stand der Technik werden sowohl intraokulare Linsen als auch Kontaktlinsen in aller Regel beim Hersteller geformt, sodann an die Klinik oder den Augenarzt geliefert und dort in das Auge des Patienten eingesetzt bzw. auf das Auge aufge setzt. Die Linsen werden also mechanisch geformt und gegebe nenfalls poliert, steril verpackt und dann an die Klinik bzw. den Arzt geliefert, der den Einsatz beim Patienten vornimmt.

Intraokulare Linsen dienen insbesondere zur Korrektion der Myopie, der Hyperopie, und des Astigmatismus. Hierzu werden die sog. Refraktionsdaten des Patientenauges gemessen, d. h. der für das Patientenauge gemessene Dioptrie-Wert bestimmt die Form der Linse. Entsprechend bestellt dann der Augenarzt bzw. entnimmt aus einem Lager eine bestimmte intraokulare Linse, die diesem Dioptrie-Wert des Patienten entspricht. Bei diesem herkömmlichen Verfahren handelt es sich also in dem Sinne um eine "Pauschalkorrektur" von Fehlsichtigkeit niede rer Ordnung in dem Sinne, daß die Korrektur auf den "pauscha len" Dioptrie-Wert des Auges abstellt.

Allerdings wird die optische Abbildung im Auge nicht nur durch die genannten Fehlsichtigkeiten niederer Ordnung beein trächtigt, sondern auch durch sogenannte Bildfehler höherer Ordnung. Solche Bildfehler höherer Ordnung treten insbesonde re auf nach operativen Eingriffen an der Hornhaut und inner halb des Auges (Katarakt-Operationen). Solche optischen Aber rationen können die Ursache dafür sein, daß trotz einer ärzt lichen Korrektur eines Fehlers niederer Ordnung die volle Sehschärfe (Visus) nicht erreicht wird. P. Mierdel, H.-E. Krinke, W. Wigand, M. Kaemmerer und T. Seiler beschreiben in DER OPHTALMOLOGE, Nr. 6, 1997, S. 441 eine Messanordung zur Bestimmung der Aberration des menschlichen Auges. Mit einer solchen Messanordung können Aberrationen (Abbildungsfehler) für monochromatisches Licht gemessen werden, und zwar nicht nur durch die Hornhaut bedingte Aberrationen, sondern es kön nen die vom gesammten okularen Abbildungsystem des Auges ver ursachten Abbildungsfehler gemessen werden, und zwar ortsab hängig, d. h. mit einer bestimmten Auflösung kann für gegebene Orte innerhalb der Pupille des Auges bestimmt werden, wie groß an dieser Stelle der Abbildungsfehler des gesamten opti schen Systems des zu korrigierenden Auges ist. Derartige Ab bildungsfehler des Auges werden in der vorstehend zitierten Arbeit von P. Mierdel et al. als sogenannte Wellenfrontaber ration mathematisch beschrieben. Man versteht unter einer Wellenfrontaberration den räumlichen Verlauf des Abstands zwischen der realen Lichtwellenfront eines zentralen Licht punktes und einer Referenzfläche, wie z. B. ihrer idealen, kugelförmigen Gestalt. Als räumliches Bezugssystem dient also z. B. die Kugeloberfläche der idealen Wellenfront. Es ist auch als solches im Stand der Technik bekannt, als Bezugssy stem für die Aberrationsmessung eine Ebene zu wählen, wenn die zu vermessende ideale Wellenfront eben ist.

Das Messprinzip gemäß der genannten Arbeit von P. Mierdel, T. Seiler et al. kann auch bei Verwirklichung der vorliegenden Erfindung als Ausgangsschritt eingesetzt werden. Es beinhal tet im wesentlichen, daß ein Parallelstrahlbündel hinreichen den Durchmessers durch eine Lochmaske in getrennte parallele Einzelstrahlen aufgeteilt wird. Diese Einzelstrahlen durch laufen eine Sammellinse (sogenannte Aberroskoplinse) und wer den dadurch beim emmetropen Auge in einem bestimmten Abstand vor der Retina fokussiert. Die Folge sind gut sichtbare Pro jektionen der Maskenlöcher auf der Retina. Dieses retinale Lichtpunktmuster wird nach dem Prinzip der indirekten Ophtal moskopie auf die Sensorfläche einer CCD-Videocamera abgebil det. Im aberrationsfreien idealen Auge ist das abgebildete Lichtpunktmuster unverzerrt und entspricht genau dem Lochmas kenmuster. Ist aber eine Aberration gegeben, kommt es zu in dividuellen Verschiebungen jedes Musterpunktes weil jeder Einzelstrahl einen bestimmten Hornhaut- bzw. Pupillenbereich durchläuft und gemäß der irregulären optischen Wirkung eine Abweichung vom idealen Verlauf erfährt. Aus den retinalen Mu sterpunktverschiebungen wird schließlich die Wellenfrontaber ration mit einem Näherungsverfahren als Ortsfunktion über der Pupillenfläche ermittelt. Der genannte Stand der Technik be schreibt auch die mathematische Darstellung dieser Wellen frontaberretion in Form eines sogenannten "Wellenfrontaberra tionsgebirges". Dieses "Wellenfrontaberrationsgebirge" gibt über jedem Pupillenort (x-y Koordinaten) einen Wert für die Wellenfrontaberration W(x,y) an, der dann als Höhe über den x-y Koordinaten aufgetragen ist. Je höher das "Gebirge" um so größer sind die Abbildungsverzehrungen im Auge an dem jewei ligen Pupillenort. Für jeden einfallenden Lichtstrahl besteht in erster Näherung eine Proportionalität zwischen der gemes senen Abweichung des entsprechenden retinalen Lichtpunktes von seiner idealen Position und der Steilheit des "Wellen frontaberrationsgebirges". Somit kann daraus die Wellenfron taberration als Ortsfunktion, bezogen auf einen willkürlichen Referenzwert auf der optischen Achse des Systems, bestimmt werden. Ideale, im Regelfall unverzerrte Lichtpunktpositionen auf der Retina, die den Referenzwert liefern können, sind zum Beispiel vier zentrale Punkte mit geringem gegenseitigen Ab stand. Solche Punkte repräsentieren eine zentrale Hornhaut- Pupillen-Zone von etwa 1 bis 2 mm Durchmesser, die Erfah rungsgemäß als weitgehend frei von Bildfehlern höherer Ord nung angenommen werden kann.

Das "Wellenfrontaberrationsgebirge" kann in verschiedener Weise mathematisch mit Hilfe eines geschlossenen Ausdruckes (einer Funktion) dargestellt werden. In Betracht kommen z. B. Approximationen in Form einer Summe von Taylor- oder auch insbesondere Zernike-Polynomen. Die Zernike-Polynome haben den Vorteil, daß ihre Koeffizenzten einen direkten Bezug zu den allgemein bekannten Bildfehlern (Öffnungsfehler, Koma, Astigmatismus, Verzeichnung) haben. Die Zernike-Polynome sind ein Satz vollständig orthogonaler Funktionen. In einem Auf satz von J. Liang, B. Grimm, S. Goelz und J. F. Bille, "Objective Measurement of Wave Aberrations of the Human Eye with the use of a Hartmann-Shack Wave-Front Sensor, Optical Socie ty of America, 11 (7): 1949-1957, Juli 1994, wird gezeigt, wie die Wellenfront (bzw. Wellenfrontaberration) aus den Gitter punktverschiebungen berechnet werden kann. Aus der Bestimmung der Ableitungsfunktion der Wellenfront läßt sich so die ei gentliche Wellenfront ermitteln. Die Wellenfront ergibt sich als Lösung eines Gleichungssystems. Auch der Aufsatz von H. C. Howland und B. Howland, "A Subjective Method for the Mea surement of Monochromatic Aberrations of the Eye", Journal of the Optical Society of America, 67 (11): 1508-1518, November 1977, beschreibt ein Verfahren zum Bestimmen der monochroma tischen Aberration und die Ermittlung der ersten fünfzehn Taylor-Koeffizienten. Auf diesen Stand der Technik kann zu rückgegriffen werden.

In der WO 99/27334 wird die Wellenfrontaberration des Auges gemessen und für die nachfolgende Ablation verwendet.

Der Stand der Technik kennt auch schon den Versuch, Ablati onsprofile (Abtragsprofile) individuell ortsabhänigig für ein zu korrigierendes Auge zu ermitteln, und zwar basierend auf sogenannten topographischen Messungen der Hornhautoberfläche, vgl. C. E. Martinez, R. A. Applegate et al. in ARCH OPHTHALMOL/Vol. 116, Aug. 1998, S. 1053-1062. Derartige Topo graphien der Hornhautoberfläche liefern jedoch nur Daten über die Hornhautkrümmung, d. h. Höhendaten an jedem Punkt der Hornhautoberfläche. Aus diesen Daten lassen sich zwar Aberra tionen berechnen, jedoch liefern diese Daten nur Fehler höhe rer Ordnung an der Hornhautoberfläche und nicht Aberrations werte für das gesamte optische System "Auge". Das Auflösungs vermögen des Auges (Visus) wird jedoch nicht nur durch die Hornhautoberfläche, sondern durch das gesamte optische System des zu korrigierenden Auges bestimmt (z. B. auch die Augenlin se), so daß auch in soweit eine Verbesserung wünschenswert ist.

Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren zum wirtschaftlichen Herstellen von intraokularen Linsen und Kontaktlinsen anzugeben, bei dem die Linsen auch individuelle Fehler des Auges höherer Ordnung berücksichti gen.

Erfindungsgemäße Verfahren zur Lösung dieser Aufgabe sind in den unabhängigen Patentansprüchen gekennzeichnet.

Erfindungsgemäß wird also ein sog. Linsen-Rohling zunächst in herkömmlicher Weise mechanisch hergestellt. Der Begriff "me chanisch" soll hier alle Herstellungsarten erfassen, die nicht auf der Ablation (Abtragung) von Material mit Laser strahlung beruhen. Die Linsen-Rohlinge können z. B. gegossen, gepreßt, oder sonstwie mechanisch geformt und anschließend ggf. poliert werden. Diese Formung des Linsen-Rohlings er folgt derart, daß er entsprechend einem pauschalen Dioptrie- Wert des zu korrigierenden Auges gestaltet ist, also z. B. entsprechend dem gemessenen Dioptrie-Wert des Auges, ohne daß dabei Fehler des Auges höherer Ordnung, wie sie durch die oben beschriebene Messung der Wellenfrontaberration festge stellt werden können, berücksichtigt sind. Derartige Linsen- Rohlinge können dann vom Herstellen an den Einsatzort, also z. B. Kliniken und Augenärzte, steril verpackt geliefert wer den.

Vor Ort, d. h. in der Klinik bzw. Augenarztpraxis, kann dann gemäß einem weiteren Schritt der Erfindung mit einem Abero skop die Wellenfrontaberration des gesamten optischen Systems des zu korrigierenden Auges gemessen werden. Diese Messung ermittelt individuelle Refraktionseigenschaften des Auges, in Abhängigkeit vom Ort innerhalb der Pupille, und ermöglicht so eine weitere Bearbeitung des vorstehend erhaltenen Linsen- Rohlings zur Berücksichtigung von Fehlern des Auges höherer Ordnung, indem der Linsen-Rohling vor Ort entsprechend den gemessenen Aberrationsdaten weiter bearbeitet wird. Für diese weitere Bearbeitung des Linsen-Rohlings bietet sich besonders ein in der Klinik bzw. Augenarztpraxis sowieso zur Verfügung stehendes Lasersystem an, das ansonsten für andere Zwecke eingesetzt wird, z. B. für die Formung der Hornhaut (z. B. PRK, insbesondere LASIK). Derartige Lasersysteme emittieren Wellenlängen, mit denen nicht nur die Kornea des Auges durch Materialabtrag (Ablation) neu geformt werden kann, sondern weitgehend auch Linsenmaterial für die oben erläuterten in traokularen Linsen oder Kontaktlinsen. Auch kann die Erfin dung von Optikern eingesetzt werden, die über ein geeignetes Lasersystem verfügen, d. h. der Optiker bezieht den Rohling und bearbeitet ihn gemäß der Erfindung weiter.

Die mit der Messung der Wellenfrontaberration gewonnenen Da ten des individuellen, zu korrigierenden Auges, werden in ei nen Rechner eingegeben, ebenso wie die Daten des Linsen- Rohlings, der, wie gesagt, zur Korrektur einer ametropen Fehlsichtigkeit vorbereitet ist, also z. B. einer Myopie, Hy peropie oder eines Astigmatismus.

Der Rechner ist dann so programmiert, daß er mit den beiden Daten der vorstehend genannten Art (also einerseits den Daten des Linsen-Rohlings und andererseits den Daten der Messung der Wellenfrontaberration) ein Ablationsprofil in bezug auf den gegebenen Linsen-Rohling berechnet, also eine weitere Formung des Linsen-Rohlings berechnet, derart, daß der ent sprechend weiter mit Laserstrahlung geformte Linsenkörper nach Einsatz im bzw. am Auge sowohl die Fehler niederer Ord nung (Myopie, Hyperopie oder Astigmatismus) als auch die in dividuellen Fehler höherer Ordnung des Auges weitgehend kor rigiert, also lokale Refraktionseigenschaften des "Gesamtsy stems" Auge mit irregulären optischen Wirkungen.

Das Ablatieren von Material des Linsen-Rohlings mit Laser strahlung erfolgt entfernt vom Patientenauge, d. h. nicht in einem Zustand, in dem die Linse in das Auge eingesetzt oder auf das Auge aufgesetzt ist.

Es ist auch möglich, im Schritt des Berechnens des Ablations profils außer dem Ablationsprofil bezüglich des Linsen- Rohlings auch ein weiteres Ablationsprofil zu berechnen, näm lich eines bezüglich der Kornea des Auges, in dem bzw. an dem die Linse einzusetzen ist. Bei dieser Variante der Erfindung ergibt sich eine intraokulare Linse bzw. eine Kontaktlinse, die teilweise die Korrektion durchführt, während die restli che Korrektion durch Neuformung der Kornea (auch mit Laser strahlung) erfolgt. Für letztere Formung der Kornea stehen herkömmliche Techniken zur Verfügung, insbesondere LASIK. Die so geformte Linse kann vor oder nach der Ablation von Korne amaterial in das Auge eingesetzt werden.

Die erfindungsgemäß vorgesehene Aufspaltung der Herstellung einmal in einen standardisierten Linsen-Rohling und zum ande ren in dessen "Nachbearbeitung" mit Laserstrahlung vor Ort in der Klinik, der Augenarztpraxis bzw. beim Optiker, hat den Vorteil, daß die Herstellung der letztlich in das Auge einge setzten Linse wesentlich vereinfacht (und damit verbilligt) ist. Auch die Vorratshaltung für die Klinik bzw. Praxis ist wesentlich vereinfacht.

Nachfolgend wird die Erfindung anhand der Zeichnung beispiel haft näher erläutert. Es zeigt:

Fig. 1 schematisch die Wellenfrontaberration;

Fig. 2 schematisch ein Aberroskop zum Messen der Wel lenfrontaberration des gesamten optischen Sy stems eines zu behandelnden Auges,

Fig. 3 schematisch eine Meß- und Steueranordnung zum Durchführen einer photorefraktiven Keratekto mie des Auges, Mitteln zum Ableiten eines Pho toablationsprofils und Mitteln zum Steuern der Laserstrahlung,

Fig. 4 schematisch einen Linsen-Rohling, und

Fig. 5 schematisch eine fertige Linse nach Ablation von Material.

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

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

Weist das Auge 10 jedoch eine Aberration auf, so werden die Musterpunkte entsprechend den Abbildungsfehlern verschoben, da jeder Einzelstrahl nur einen ganz bestimmten Ort der Pu pille 18 passiert und gemäß den irregulären optischen Wirkun gen eine Abweichung vom idealen Verlauf erfährt. Diese Abwei chung vom idealen Verlauf entspricht dem optischen Abbil dungsfehler des gesamten optischen Systems des Auges 10 be züglich eines Lichtstrahls, der den bestimmten Ort innerhalb der Pupille passiert. Auf der Hornhaut haben die Einzelstrah len z. B. in x- und y-Richtung einen konstanten Abstand von 1,0 mm und ihr Durchmesser beträgt beispielhaft etwa 0,5 mm. Das gesamte parallele Meßstrahlbündel hat auf der Hornhaut z. B. eine Abmessung von 8 × 8 mm.

Mittels eines Halbspiegels 16 wird das auf der Netzhaut 20 erzeugte Lichtpunktmuster über eine Ophthalmoskoplinse 22 und ein Objektiv 24 für das Netzhautbild auf eine Sensorfläche 28 einer Festkörper-Bildkamera (CCD-Kamera) abgebildet, um das entstehende Lichtpunktmuster rechnerisch zu verarbeiten. Die Abweichungen der Orte der Lichtpunkte, bezogen auf die äqui distante, regelmäßige Struktur des fehlerfreien Auges, ergibt die Möglichkeit, die Wellenfrontaberration W(x,y) als Orts funktion über die Pupillenfläche des Auges zu ermitteln. Die Ortsfunktion kann mittels eines Satzes von Polynomen approxi miert werden, z. B. Taylor-Polynomen oder Zernike-Polynomen. Die Zernike-Polynome werden hier bevorzugt, weil ihre Koeffi zienten C_i den Vorteil eines direkten Bezuges zu den Bildfeh lern haben, wie Öffnungsfehler, Koma, Astigmatismus, Ver zeichnung. Mit den Zernike-Polynomen Z_i(x,y) läßt sich die Wellenfrontaberration W wie folgt darstellen:

W(x,y) = Σ_i C_i × Z_i(x,y).

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

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

Aus dieser Wellenfrontaberration W(x,y) wird mittels eines Rechners 48 (Fig. 3) ein sog. Photo-Ablationsprofil berech net.

Dieses Photo-Ablationsprofil bezieht sich gemäß einer ersten Variante der Erfindung auf einen Linsen-Rohling 60, wie er in Fig. 4 schematisch und beispielhaft gezeigt ist. Fig. 4 zeigt einen Linsen-Rohling 60 für eine intraokulare Linse, wobei hier nur die optischen Komponenten der Linse darge stellt sind, weil nur diese hier interessieren. Eventuelle Befestigungsmittel und besondere Ausgestaltungen der Linse zur Befestigung bzw. zum Einsatz im oder am Auge, sind in der Darstellung gemäß den Fig. 4 und 5 weggelassen.

Der Linsen-Rohling 60 besteht aus einem Material, das mit La serstrahlung, insbesondere im UV-Bereich (wie z. B. 193 nm) ablatierbar (abtragbar) ist. Die eingangs genannten Materia lien für IOL bzw. Kontaktlinsen sind hierfür weitgehend ge eignet.

Gemäß der ersten Variante der Erfindung berechnet der Compu ter aus dem oben erläuterten Lichtpunktmuster die Wellen frontaberration in Form einer bestimmten Anzahl von Zernike- Koeffizienten und dann aus der Wellenfrontaberration ein Pho to-Ablationsprofil, d. h. Daten darüber, bis zu welcher Tiefe am jeweiligen Ort der Linse Linsenmaterial ablatiert werden muß, um die Wellenfrontaberration zu verkleinern. Das Ablati onsprofil ist in Fig. 4 schraffiert dargestellt und mit dem Bezugszeichen 62 bezeichnet. Das Ablationsprofil beschreibt also die Schichtstärke des abzutragenden Materials in Abhän gigkeit vom Ort (X-Y-Koordinaten) und es kann auf verschiede ne Weise aus der Wellenfront (Aberration) bestimmt werden:
Grundsätzlich erfolgt die Berechnung des Ablationsprofils für ein zu korrigierendes Auge mit einem entsprechenden Augenmo dell.

Dazu wird die Wellenfrontaberration auf die Hornhautoberflä che unter Berücksichtigung der geometrischen Eigenschaften des Auges, wie z. B. der Hornhautdicke, Abstand zwischen Hornhaut-rückfläche und Linsenvorderfläche, Abstand zwischen Linsenvorderfläche und Linsenrückfläche, Abstand zwischen Linsenrückfläche und Netzhaut, mathematisch projiziiert. Wei terhin werden bei der Berechnung des Ablationsprofils die Brechnungsindizes der einzelnen optischen Elemente des Auges berücksichtigt (z. B. Tränenfilm n = 1,337, Hornhaut n = 1,37, Kammerwasser n = 1,337 usw.). Die Wellenfront beschreibt im we sentlichen die Laufzeitunterschiede des Lichts, d. h. die op tische Wegstrecke. Dividiert man die optische Wegstrecke durch den Brechungsindex, so erhält man den geometrischen Weg. Es läßt sich somit aus der Projektion der Wellenfront auf die Hornhaut das zugehörige Ablationsprofil ableiten. In der Art einer Iteration wird an der gegebenen Stelle der Hornhaut eine Ablationstiefe (also beim Beispiel gemäß Fig. 4 das Ablationsprofil 62) mathematisch angenommen und berech net, wie sich eine solche Ablation auf die Laufzeitunter schiede der Strahlen auswirken würde. Ziel ist eine Anglei chung der Laufzeiten der Strahlen an allen Orten der Hornhaut derart, daß die Wellenfrontaberration möglichst gering wird. Dabei muß berücksichtigt werden, daß die Wellenfront auch Werte annehmen kann, die in ihrer physikalischen Bedeutung einen Auftrag von Material bedeuten, was in der Regel nicht möglich ist. Deshalb muß das Ablationsprofil entsprechend an gepaßt werden, d. h. insgesamt so verschoben werden, daß nur durch Ablation (Abtrag) von Material das gewünschte Zielpro fil der Linse 64 erreicht wird.

Vom in Fig. 4 gezeigten Linsen-Rohling 60 wird also das Ab lationsprofil 62 mittels Laserstrahlung ablatiert, so daß die in Fig. 5 schematisch gezeigte Intraokularlinse 64 bzw. Kon taktlinse sich ergibt, die in an sich bekannter Weise entwe der als IOL in das Auge eingefügt oder als Kontaktlinse auf das Auge aufgesetzt wird.

Gemäß einer Abwandlung der vorstehend beschriebenen Variante der Erfindung kann bei Berechnung des Ablationsprofils 62 auch so vorgegangen werden, daß zusätzlich zur Intraokular linse bzw. Kontaktlinse auch eine Neuformung der Kornea des Auges in an sich bekannter Weise (z. B. mit LASIK) durchge führt wird. Dann ist das Ablationsprofil 62 bezüglich des Linsen-Rohlings 60 entsprechend abgewandelt, d. h. vom Lin sen-Rohling wird in der Regel weniger Material abgetragen, da ein Teil der Refraktionskorrektur durch Neuformung der Kornea erreicht wird.

Alternativ zur vorstehend beschriebenen Berechnung des Abla tionsprofils für den Linsen-Rohling und ggf. die Kornea aus der Wellenfrontaberration kann das Ablationsprofil auch di rekt aus einer Projektion von Punkten auf die Hornhaut und die Netzhaut berechnet werden. Fällt ein Lichtstrahl mit be kannten Einfallswinkeln und Koordinatenpunkten auf die Horn haut und dann in das Auge, so wird dieser Lichtstrahl ent sprechend den optischen Eigenschaften des Auges auf der Netz haut abgebildet. Da die Position des Lichtstrahls auf der Hornhaut und die Einfallswinkel des Strahls bekannt sind, läßt sich durch Messung der Position des Lichtstrahls auf der Netzhaut der optische Strahlengang reproduzieren. Wird dabei festgestellt, daß die Position des Lichtstrahls auf der Netz haut von der Sollposition abweicht (die Sollposition bedeutet eine aberrationsfreie Abbildung), so läßt sich aus der Posi tionsabweichung die Aberration ermitteln. Das Licht wird ent sprechend der geometrischen Krümmung der Oberfläche der Horn haut und den weiteren Aberrationsfehlern des Systems "Auge" gebrochen. Die vorstehend genannte Positionsabweichung des Lichtstrahls auf der Netzhaut kann durch eine entsprechende Änderung des Lichteinfallswinkels ausgedrückt werden. Der Lichteinfallswinkel ist proportional zur Ableitungsfunktion der Oberfläche der Hornhaut. Durch iteratives Vorgehen kann aus der Positionsverschiebung des Lichtstrahls auf der Netz haut und der damit verbundenen Änderung des Lichteinfallswin kels auf eine (krankhafte) Änderung der Krümmung der Hornhau toberfläche geschlossen werden. Die Änderung der Krümmung der Hornhautoberfläche beschreibt also die Ableitungsfunktion des (gesuchten) Ablationsprofils. Wird dieses Verfahren mit einer ausreichenden Anzahl von Lichtstrahlen an unterschiedlichen Punkten des Auges durchgeführt (z. B. durch Projektion eines Gitters auf die Hornhaut), läßt sich die gesamte Ableitungs funktion des (gesuchten) Ablationsprofils bestimmen. Hieraus kann dann mit bekannten mathematischen Verfahren (z. B. Spli ne-Interpolation und anschließende Integration) das Abla tionsprofil berechnen.

Fig. 3 zeigt schematisch das Rechner- und Steuersystem zur Durchführung einer Fotoablation gemäß dem errechneten Fotoab lationsprofil. Die Fotoablation erfolgt oberflächlich auf dem Linsen-Rohling 60.

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

Die Laserstrahlung wird mittels eines galvanometrischen Abta sters (Scanner) 32 umgelenkt und der umgelenkte Laserstrahl 34 wird den Linsen-Rohling 60 gerichtet, um das Ablationspro fil 62 abzutragen.

Beim vorstehend abgehandelten Ausführungsbeispiel wurde die Wellenfrontaberration mittels Gitterpunktverschiebung ermit telt (z. B. gemäß der Arbeit von J. Liang et al.). Es ist grundsätzlich möglich, die Wellenfrontaberration auch anders zu messen (z. B. gemäß der oben zitierten Arbeit von H. C. Howland und B. Howland) oder auch gemäß einer Arbeit von G. Smith, R. A. Applegate und H. C. Howland Ophthal. Physiol. Opt. Vol. 16, No. 3, pp. 222-229, 1996 oder der Arbeit von G. Walsh, W. N. Charman und H. C. Howland in Optical Society of America 1984, S. 987-992.

Claims

1. Verfahren zum Herstellen einer intraokularen Linse (64) mit zumindest folgenden Schritten:

a) mechanisches Formen eines Linsen-Rohlings (60) derart, daß er zur Korrektur einer ametropen Fehlsichtigkeit geeignet ist,
b) Messen der Aberration eines zu korrigierenden Auges,
c) Berechnen eines Ablationsprofils (62) in bezug auf den Linsen-Rohling (60) aufgrund der gemessenen Aberration, und
d) Ablatieren von Material des Linsen-Rohlings (60) entsprechend dem berechneten Ablationsprofil (62) mittels Laserstrahlung (34).

2. Verfahren zum Herstellen einer Kontaktlinse (64) mit zumindest folgenden Schritten:

3. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß in Schritt c) außer dem Ablationsprofil (62) bezüglich des Linsen-Rohlings (60) auch ein weiteres Ablationsprofil bezüglich der Kornea des Auges berechnet wird, an oder in dem die Linse einzusetzen ist.