Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Bestimmen eines Veränderungsprofils für die refraktive Augenchirurgie und zum Erzeugen von Steuerdaten zum Steuern eines Lasersystems, dessen emittierte Strahlung den chirurgischen Eingriff bewirkt. Die Erfindung betrifft auch ein Verfahren zum Erzeugen eines Steuerprogramms gemäß dem mit Laserstrahlung ein ophthalmologischer Eingriff durchgeführt wird.

Es ist Stand der Technik, chirurgische Eingriffe zur Korrektur von Fehlsichtigkeiten oder sonstige therapeutische Behandlungen (z. B. Schnitte für Keratoplastiken) mit Laserstrahlung durchzuführen, die mit Teilen des Auges in Wechselwirkung tritt, um optische Eigenschaften des Auges in gewünschter Weise zu ändern. Prominentes Beispiel einer Wechselwirkung zwischen Laserstrahlung und Auge ist die Neuformung der Kornea (Hornhaut) durch Ablation (Abtragung von Gewebe). Der derzeitige Stand der Technik setzt hierzu die bekannte LASIK-Technik ein. Die Erfindung betrifft insbesondere diese LASIK-Technik, aber auch darüber hinausgehend allgemein ophthalmologische Eingriffe mit Laserstrahlung (z. B: an der Augenlinse). Als Laserstrahlungssysteme kommen insbesondere UV-Strahlquellen (z. B. Excimerlaser), IR-Strahlungsquellen (z. B. Erbium: YAG Laser), und auch ultrakurze Laserpulse (Titan: Saphir, Cr:LiSAF, Nd:YLF) in Betracht.

Es ist auch Stand der Technik durch einen chirurgischen Eingriff eine künstliche Augenlinse (intraokular Linsen) in das Auge zu implantieren um eine optische Korrektur am Auge durchzuführen. Bestimmte intraokulare Linsentypen sind nach der Implantation durch Lichteinwirkung (z. B. durch UV-Licht) in ihrer Form und optischen Wirkung veränderbar. Auch ist bekannt, dass Materialien, welche hohen Lichtintensitäten (z. B. durch ultrakurze Laserpulse) ausgesetzt werden, ihre Lichtbrechungs-Eigenschaften (z. B. Brechungsindex) verändern können.

Im Stand der Technik erfolgt auf Basis von klinischen Daten (z. B. Daten hinsichtlich einer Fehlsichtigkeit) und passenden theoretischen Modellen (Augenmodellen) eine Berechnung der zu erzielenden Formänderungen an bestimmten optischen Strukturen des Auges, z. B. der Hornhaut. Aus der Differenz zwischen der präoperativen Form und der theoretischen postoperativen Form der zu bearbeitenden Augenstruktur lassen sich dann die erforderlichen sogenannten Behandlungsprofile oder Veränderungsprofile ableiten, gemäß denen die Laserstrahlung räumlich und zeitlich gesteuert wird. Dies alles ist dem Fachmann geläufig. Beispielsweise ergibt eine präoperative Hornhautkrümmung abzüglich der gewünschten postoperativen Hornhautkrümmung ein nach Form und Inhalt definiertes Volumen an Hornhautgewebe, das abzutragen ist, um die gewünschte Formänderung der Hornhaut zur Erzielung der angestrebten optischen Veränderung des Gesamtsystems ”Auge” zu erreichen.

Wird gepulste Laserstrahlung im sogenannten Spot-Scanning-Verfahren eingesetzt, d. h. werden einzelne Laserpulse, die auf einen im Vergleich zur Kornea kleinen Durchmesser fokussiert sind, sukzessive über die Kornea geführt, dann ist es auch Stand der Technik, unter Zugrundelegung von Annahmen über den von jedem einzelnen Laserschuss bewirkten Gewebeabtrag ein vollständiges Steuerprogramm für die Laserpulse in Raum und Zeit zu erstellen, also insbesondere eine Liste von einzelnen x, y, z-Positionen für die Laserpulse abzuleiten, gemäß der dann z. B. die Ablation auf der Hornhautoberfläche oder auch die Wechselwirkung zwischen Laserstrahlung und Augengewebe im Gewebe selbst durchgeführt wird. Letzteres wird zur Zeit bekanntlich mit ultra-kurzen Laserpulsen durchgeführt.

Es ist im Stand der Technik auch bekannt, bestimmte Faktoren, die das Ergebnis des chirurgischen Eingriffes beeinflussen, bei der Liste von einzelnen Laserpulsen zu berücksichtigen. Solche Einflussfaktoren sind z. B. die Wundheilung, biomechanische Änderungen durch den Eingriff selbst, oder auch Glättungseffekte durch das Gewebe oder den Tränenfilm.

Solche Einflussfaktoren werden in aller Regel empirisch aufgrund klinischer Daten erfasst und mittels geeigneter Bewertungsfunktionen berücksichtigt, z. B. der Point-Spread Function, Modulation Transfer Function etc. Die Berücksichtigung und quantitative Berechnung solcher Einflussfaktoren ist dem Fachmann ebenfalls hinreichend bekannt.

Im Stand der Technik werden in der Regel die Positionen der einzelnen Laserpulse in Bezug auf eine zu bestimmende Referenzachse berechnet, wobei häufig als Referenzachse die Sichtlinie (”Line of Sight”) gewählt wird. Diese Referenzachse wird dann auch für die Steuerung des Lasersystems zugrundegelegt. Bekanntlich werden geeignete Strahlformungs- und Führungselemente eingesetzt, um die einzelnen Laserpulse zu formen und räumlich zu positionieren. Die Positionierung erfolgt dreidimensional, wobei sich x, y, z-Koordinaten eingebürgert haben, derart, dass die x, y-Ebene etwa senkrecht zur Sichtlinie steht und die z-Dimension zumindest annähernd parallel dazu verläuft. Die z-Koordinate ist somit abhängig von der Fokussierung des Laserstrahls.

Es ist im Stand der Technik bereits bekannt (WO 01/85075 A1), bei der Bestimmung von Ablationsprofilen zur Lasersteuerung Reflexionsverluste beim Laserabtrag, die durch unterschiedliche Auftreffwinkel auf die Kornea bedingt sind, zu berücksichtigen. Auch ist aus diesem Stand der Technik bekannt, unterschiedliche Ablationswirkungen der Laserstrahlpulse aufgrund unterschiedlicher Strahlungsenergiedichten (Fluenz), die durch die unterschiedlichen Auftreffwinkel zwischen Strahlung und Korneaoberfläche bedingt sind, zu berücksichtigen. Ebenfalls bekannt ist es, postoperative Wundheilungsprozesse zu berücksichtigen.

Diese bekannten Techniken sind aber insofern verbesserungsfähig, als sie in aller Regel nicht patientenspezifisch sind, sondern durch Mittelung postoperativer klinischer Ergebnisse bei einer grossen Anzahl von Patienten statistisch gewonnen werden.

Es ist Stand der Technik, die refraktive Chirurgie wellenfrontgeführt durchzuführen. Damit wird zwar eine deutliche Verbesserung der Behandlungsergebnisse auch bei Sehfehlern höherer Ordnung erreicht, jedoch ist der Stand der Technik insbesondere insofern verbesserungsfähig, als bei der Profilberechnung Annahmen und Vereinfachungen zugrunde gelegt werden, die einer erhöhten Präzision der Laserwechselwirkung entgegenstehen.

Aus der Druckschrift WO 02/07660 A2 ist es bekannt, eine verbesserte Vorhersage von Behandlungsergebnissen bei der refraktiven Augenchirurgie mittels Laser durch Berücksichtigung von präoperativen und postoperativen Messungen am Auge zu erzielen. Hierbei werden auch die technischen Parameter des einzusetzenden Lasersystems berücksichtigt.

Aus der Druckschrift DE 100 14 480 A1 ist die iterative Berechnung eines Ablationsprofils für die Hornhaut durch Strahlrückverfolgung bekannt. Des Weiteren ist in dieser Druckschrift auch eine Simulation des Behandlungsablaufs vor der Durchführung des Eingriffs erwähnt, um die Eignung eines Patienten für die beabsichtigte Behandlung zu bewerten.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, Verfahren zum Erzeugen Steuerdaten eines Lasersystems bereitzustellen, mit denen verbesserte ophthalmologische Behandlungsergebnisse erzielt werden können.

Diese Aufgabe wird mit den in den unabhängigen Ansprüchen 1, 4, 8 und 12 angegebenen Verfahren gelöst. Die Unteransprüche geben vorteilhafte Ausgestaltungen dieser Verfahren an.

Nachfolgend werden Ausführungsbeispiele der Erfindung anhand der Figuren näher beschrieben. Es zeigt:

1 ein schematisches Blockschaltbild eines ophthalmologischen Lasersystems einschließlich einer Computersteuerung dafür;

2 ein schematisches Blockdiagramm einer Computersteuerung gemäß 1 mit weiteren Einzelheiten;

3 bis 5 schematische Blockdarstellungen einzelner Berechnungsmodule zur Verwendung in einer Computersteuerung gemäß den 1 und 2;

7 ein Blockschaltbild für ein Verfahren zum Erzeugen eines Steuerprogramms gemäß dem ein ophthalmologischer Eingriff z. B. an der Kornea oder einer Augenlinse durchgeführt wird;

8 schematisch die Bestimmung eines individualisierten Augenmodells und ein inverses Ray-Tracing zur Bestimmung der idealen Hornhautvorderfläche;

9 die Gewinnung eines Basis-Ablationsprofils (Veränderungsprofils) für die Iteration; und

10 schematisch die Anpassung der Fluenz für jeden Puls bei einer sich verändernden Hornhautfläche während der Simulation.

1 zeigt ein Blockschaltbild des Lasersystems einschließlich seiner Computersteuerung und insbesondere die bei der Steuerung des Lasersystems berücksichtigten Randbedingungen. Der Block „Lasersystem für Augenchirurgie” beinhaltet das Computer-Steuerprogramm. Darüber sind die im Programm berücksichtigten Randbedingungen aufgeführt, die sich auf den Patienten und sein Auge beziehen.

„Biometrische Größen” sind z. B. die individuelle Augenlänge und die Hornhautform. Der Stand der Technik berücksichtigt in der Regel bei Zugrundelegung eines Augenmodells nur einen Mittelwert der Augenlänge. Dass kann insbesondere zu Fehlern bei der Auswertung der Wellenfrontaberration führen, da die Abbildungsverschiebungen auf der Netzhaut von der Augenlänge abhängen. Eine biometrische Größe ist insbesondere auch die Hornhauttopographie.

Ein weiterer Einflussfaktor, der durch das zu behandelnde Auge bestimmt ist, sind die biophysikalischen Größen, also insbesondere der Wassergehalt des Gewebes, der die Wechselwirkung der Laserstrahlung mit dem Gewebe beeinflusst. Dieser Wassergehalt des Gewebes kann sich auch während der Operation ändern. Im Betracht kommt also eine Messung vor der Operation und eine Eingabe in das System und eine Messung während der Operation („on-line”) sowie deren Berücksichtigung.

Unter „optische Größen” sind insbesondere der Pupillendurchmesser des Auges und der Brechungsindex zu verstehen sowie am Patientenauge gemessene Wellenfrontfehler.

Hinzu kommen als Randbedingungen die Messbedingungen bei der Diagnostik, also z. B. bei der Durchführung der Hornhauttopographie oder Wellenfrontmessung. Dabei muss eine bestimmte Referenzachse zugrundegelegt werden (z. B. die „line-of-sight”) und diese Zentrierung der Daten sollte für das gesamte weitere Verfahren zugrundegelegt oder zumindest berücksichtigt werden.

Hinzu kommen Einflussfaktoren (Randbedingungen), die durch den Patienten bedingt sind, wie z. B. demographische Daten (Alter) und klinische Daten, z. B. die anzunehmende Wundheilungsreaktion des individuellen Patienten, die je nach Gesamtkonstitution des Patienten unterschiedlich ausfallen kann. Ein weiterer Einflussfaktor kann durch den behandelnden Arzt gegeben sein, der aufgrund von Erfahrungswerten bestimmte Behandlungsziele und chirurgische Techniken bevorzugt.

Weitere über eine Schnittstelle in das Programm eingebbare Randbedingungen, können sein: ein beabsichtigter minimaler Wellenfrontfehler (bei Einsatz der bekannten Messung der Wellenfrontaberration), eine gewünschte maximale Tiefenschärfe für das postoperative Auge, insbesondere bei Korrektur einer Alterssichtigkeit, oder auch gewünschte unterschiedliche optische Zonen auf der Hornhaut oder in der Augenlinse.

All diese Daten werden über eine Schnittstelle (in 1 durch das Ende der Pfeile angedeutet) in das Rechnersystem eingegeben, dessen Computerprogramm ausgelegt ist, ein Veränderungsprofil für die refraktive Augenchirurgie zu bestimmen und sodann ein Lasersystem mit zugehörigen Strahlformungs- und Führungsmitteln entsprechend zu steuern. Dies ist im entsprechend gekennzeichneten Block der 1 und näher in 2 ausgeführt.

Danach enthält das Rechnerprogramm einen Veränderungsprofilgenerator, der in den Figuren als „Behandlungsprofilgenerator” bezeichnet ist. Dieser Generator erzeugt aufgrund der vorstehend genannten eingegebenen Daten und Messdaten ein Veränderungsprofil, also eine Darstellung des anzustrebenden Ziels der Behandlung, d. h. z. B. ein Ablationsprofil für die Veränderung der Form der Hornhaut.

Weiterhin enthält das Programm einen Generator zum Generieren von Steuerdaten auf Basis des genannten Veränderungsprofils zum Steuern der Laserstrahlung. All dies ist noch „theoretische Rechnung”, die konkrete Steuerung des Lasers erfolgt später (vgl. weiter unten). Dieser Generator ermittelt also insbesondere die x, y, z-Positionen für die gepulste Laserstrahlung, d. h. die oben erläuterte Liste in Raum und Zeit für die sequentielle Anwendung der einzelnen Laserpulse.

Weiterhin weist das Programm einen Simulator zum Simulieren eines Behandlungsergebnisses mit den zuvor gewonnenen Steuerdaten unter Zugrundelegung des genannten Veränderungsprofils auf. Der Rechner simuliert also eine Behandlung, ohne dass diese zunächst tatsächlich durchgeführt wird. Bei dieser Simulation können bevorzugt alle oben genannten Einflussfaktoren und Randbedingungen aufgrund empirischer Daten, die beschreiben, wie sich diese Einflussfaktoren und Randbedingungen typischerweise auswirken, berücksichtigt werden.

Dies ergibt ein Behandlungsergebnis, welches dann in einen Bewerter eingegeben wird. Der Bewerter beurteilt, ob die simulierte Behandlung bestimmte, vorgegebene Bewertungskriterien erfüllt, also wieweit das Behandlungsziel erreicht wird. Dieser Bewerter steht in einer Iterationsschleife, die zum Behandlungsprofilgenerator zurückführt. Diese Iteration hat insbesondere den Vorteil, dass die zu berücksichtigenden Einflussfaktoren und Randbedingungen in einem sehr komplexen Wechselwirkungsverhältnis stehen (sie können „interagieren”). So kann der Laser beispielsweise die Hornhautdicke so stark reduzieren, dass es durch den Augeninnendruck zu einer Veränderung der Hornhautwölbung kommt, wodurch der Krümmungsradius der Hornhaut stark geändert werden kann. Dies kann nun in dem iterativen Prozess, wie beschrieben, dadurch berücksichtig werden, dass beim zweiten Berechnungsdurchgang die Ablation leicht erhöht wird, um die anschließende druckbedingte Auswölbung zu kompensieren. Es kann sich dabei ergeben, dass aufgrund der nun erfolgten stärkeren Ablation die Auswölbung noch höher ausfällt, was wiederum in der nächsten Iterationsschleife zu berücksichtigen ist. Solche gegenläufigen Prozesse können durch diese iterative Simulation zu einem optimierten Ergebnis geführt werden.

Wenn schließlich der Bewerter das aufgrund dieser Iterationsschleifen gewonnene Behandlungsergebnis unter Anwendung vorgegebener Kriterien als hinreichend bewertet, kann das iterative Verfahren beendet werden und es werden die im Generator erzeugten Steuerdaten zum Steuern der Laserstrahlung an das Steuerungssystem für den Laser übergeben, also z. B. insbesondere die x, y, z-Positionen für die Laserpulse und weiter Steuerdaten hinsichtlich insbesondere der Strahlformung, der Energie etc.

Damit werden dann der Laser selbst und die Mittel zur Strahlformung, Strahlführung und Strahlpositionierung, die alle als solches dem Fachmann gut bekannt sind, angesteuert.

Das System ermöglicht gemäß 2 dann noch eine online-Berücksichtigung der momentanen Energie und/oder Energiedichte, Fehler hinsichtlich der Strahlpositionierung (insbesondere Abweichungen beim Eye-Tracking) und auch eine Berücksichtigung der Umweltbedingungen, deren momentane Größen direkt in den Generator rückgeführt werden können, um während der Behandlung unter Berücksichtigung dieser Parameter die Steuerdaten für den Laser anzupassen. Eine Berücksichtigung dieser Abweichungen von den Ausgangsdaten erfolgt aber erst, falls in der Iterationsschleife momentan festgestellt wird, dass die gewünschten Bewertungskriterien nicht mehr erfüllt sind – erst in einem solchen Fall wird im Generator eine neue Liste von Laserpositionen in x, y, z erstellt.

Die 3–5 beschreiben im einzelnen Berechnungsmodule hinsichtlich ihrer Eingangs- und Ausgangsdaten.

So beschreibt 3 den Generator für das Veränderungsprofil, welches, wie gesagt, bei diesen Ausführungsbeispielen spezieller als Behandlungsprofil bezeichnet ist. In den einzelnen Blöcken sind die Einflussgrößen, Randbedingungen, und die angestrebten optischen Ergebnisse am Patientenauge aufgeführt. Diese werden gemäß den Verarbeitungsschritten verrechnet. Der erste Block beschreibt die Gewinnung des dreidimensionalen Augenmodells, welches sich aus dem numerischen Input, also den oben aufgeführten, über die Schnittstellen eingegebenen Daten ergibt. Der nächste Block beschreibt eine besondere optische Anpassung des Augenmodells. Als wichtigste Ausgangsdaten sind die Abbildungseigenschaften des Auges aufgrund der Wellenfront-Messungen sowie die geometrische Form der Kornea Vorderfläche bekannt. Aufgrund von nicht verfügbaren weiteren Informationen über das individuelle Patientenauge kommt es aber, wenn das Augenmodell nur mit den vorstehend als bekannt vorausgesetzten Informationen gewonnen wird, zu Abweichungen in den Abbildungseigenschaften zwischen dem Augenmodell und dem realen Auge. Zur Verbesserung des Augenmodells werden nun durch sogenannte Strahl-Rückverfolgungsverfahren („inverse Ray-Tracing”) im Augenmodell noch nicht bekannte optische Elemente so variiert, dass es zu einer bestmöglichen Übereinstimmung zwischen den Abbildungseigenschaften des gemessenen Auges und des Augenmodells kommt. Hieraus ergibt sich ein optimales Augenmodell. Schließlich zeigen die weiteren Blöcke in 3 die Gewinnung der Daten für die Lasersteuerung.

4 zeigt Einzelheiten des Generators zum Generieren von Laser-Steuerdaten, also insbesondere der Laserpositionen in x, y, z-Koordinaten. Es sind die eingegebenen Daten (Inputdaten) und die Verarbeitungsschritte in 4 gekennzeichnet.

5 zeigt Einzelheiten des Simulators zum Simulieren eines Behandlungsergebnisses. In den oberen Blöcken sind wieder die Eingangsdaten aufgeführt und darunter die Verarbeitungsschritte, und unten die ausgegebenen Daten (Outputdaten). 6 zeigt die besondere Berücksichtigung der oben erläuterten Randbedingungen und Einschlussfaktoren. Die einzelnen Verarbeitungsschritte sind aufgeführt und die daraus sich ergebenen Ausgangsdaten (Outputdaten).

7 zeigt ein weiteres Ausführungsbeispiel der Erfindung, bei dem zweit Iterationsschleifen eingesetzt werden (entsprechend den Ansprüchen 4 und 8). Bei diesem Ausführungsbeispiel der Erfindung gemäß 7 ist eine Iterationsschleife vorgeschaltet, mit der zunächst eine anzustrebende ideale Hornhautvorderfläche bestimmt wird. Bei diesem Ausführungsbeispiel entspricht die im Algorithmus nachfolgende zweite Iterationsschleife weitgehend der Iterationsschleife gemäß den 1 und 2. Auch mit dem Algorithmus gemäß 7 wird eine deutliche Verbesserung der Korrekturgenauigkeit bei der Behandlung unter Berücksichtigung von Wellenfront-Aberrationen höherer Ordnung erreicht. Es ist auch eine Behandlung von Hornhautirregularitäten, wie beispielsweise der sogenannten Central Islands oder auch von Vernarbungen ermöglicht. Die Dateneingabeschnittstellen, über die die oben erläuterten Daten in das Programm eingegeben werden, sind hinsichtlich der Übertragung von Messdaten von externen Messgeräten (z. B. dem Topographiemessgerät) direkt angeschlossen. Eine Bauweise in Modulen ermöglicht die ständige Verbesserung, Verfeinerung und Nachrüstung bestehender Anlagen um weitere Module mit zusätzlicher Berücksichtigung weiterer Einflussfaktoren und Randbedingungen.

Der Algorithmus gemäß 7 wird wie folgt erläutert:

Zunächst wird ein individualisiertes Augenmodell erstellt, zu dem oben bereits einiges ausgeführt ist. Insbesondere werden also die individuelle Augenlänge des Patienten und z. B. die Vorderkammertiefe berücksichtigt. Sodann erfolgt über eine inverse Strahlen-Rückverfolgung (Inverses Ray-Tracing) eine Berechnung der idealen, anzustrebenden Hornhautvorderfläche. Dieses inverse Rückverfolgen von Strahlen durch ein Modellauge macht sich den Umstand zunutze, dass der ideale Bildpunkt des optischen Systems „Auge” bekannt ist. Es handelt sich um einen beugungsbegrenzten Fokuspunkt in der Netzhautebene. Davon ausgehend wird, unter Berücksichtigung der Linsenaberrationen und der Biometriedaten auf die zugehörige Hornhautvorderfläche zurückgeschlossen, die den genannten idealen Fokuspunkt zu erzeugen vermag. Auf diese Weise wird eine ideale Hornhautvorderfläche gewonnen, wobei die dargestellte Iterationsschleife solange durchlaufen wird, bis ausgehend von dem individualisierten Augenmodell die anzustrebende ideale Hornhautvorderfläche unter Einhaltung vorgegebener Toleranzbedingungen erreicht ist. Ist diese ideale Hornhautvorderfläche erreicht, können gegebenenfalls noch optische Zonen eingegeben werden, wenn die Hornhautvorderfläche in z. B. zwei oder mehr optische Zonen mit unterschiedlichen optischen Eigenschaften aufgeteilt werden soll.

Mit der so erhaltenen idealen Hornhautvorderfläche wird dann das Ausgangs-Veränderungsprofil in der oben beschriebenen Weise bestimmt, welches in 7 als „Basisablationsprofil” bezeichnet ist, weil es bei diesem Ausführungsbeispiel um die Ablation an der Vorderfläche der Hornhaut geht. Mit diesem Basis-Ablationsprofil wird dann das eigentliche Ablationsprofil berechnet, also die Differenz zwischen der gegebenen Hornhautvorderfläche und der anzustrebenden Hornhautvorderfläche, d. h. das nach Form und Inhalt bestimmte Volumen von abzutragendem Hornhautgewebe.

Damit wird dann in dem oben bereits erläuterten Generator die Schussliste für die Laserpulse bzgl. insbesondere ihrer x, y, z-Positionen berechnet, dies ist in 7 mit dem Block „Schusslistenberechnung” dargestellt.

Sodann erfolgt die oben bereits beschriebene Simulation, die in 7 mit „Ablationssimulation” bezeichnet ist. Der Simulator simuliert also im Rechner ein Behandlungsergebnis aufgrund der zuvor bestimmten Daten und Bedingungen. An dieser Stelle ist, in Erweiterung der oben beschriebenen Ausführungsbeispiele, eine Simulation von Glättungseffekten und einer Re-Epithelisation möglich, wozu gegebenenfalls Patientendaten eingegeben werden, die empirische Erfahrungswerte hinsichtlich einer postoperativen Glättung und Wundheilung betreffen.

Weiterhin kann nachfolgend eine Simulation der Formänderung durch Biomechanik erfolgen, also beispielsweise die oben bereits angesprochene Änderung der Hornhautwölbung durch intraokularen Druck (IOP).

Anschließend kann dann die oben bereits erläuterte Bewertung erfolgen, die in 7 durch die Frage „Differenz von idealer zu simulierter Oberfläche” dargestellt ist. Das Bewertungsergebnis stellt also einen Vergleich der simulierten Hornhautform mit der Referenzhornhautform unter Anwendung vorgegebener Toleranzkriterien dar. Ist die vorgesehene Genauigkeit noch nicht erreicht, erfolgt ein weiterer Durchgang durch die Iterationsschleife mit einer erneuten Berechnung des Ablationsprofils unter Zugrundelegung anderer Daten. Ist hingegen die gewünschte Genauigkeit erreicht, werden die gewonnen Steuerdaten an die Lasersystemsteuerung (1, 2) übergeben.

Nachfolgend werden Einzelheiten der oben beschriebenen Programmmodule erläutert.

Hinsichtlich des genannten individualisierten Augenmodells und der Bestimmung der idealen Hornhautvorderfläche zur Ermittlung des Veränderungsprofils gilt folgendes:

8 zeigt schematisch den Aufbau des individualisierten Augenmodells und ein inverses sogenanntes Ray-Tracing zur Bestimmung der idealen Hornhautvorderfläche. Die folgenden Größen werden am Patientenauge gemessen (8, links): Hornhauttopographie, Wellenfrontaberrationen, Scheimpflugaufnahmen, Hornhautdicke (L1), Vorderkammertiefe (L2), Linsenposition (L3), Linsendicke (L4), Augenlänge (L5), Netzhautkrümmung (R).

Bei der Implementierung dieser Daten in das Augenmodell wird insbesondere wie folgt vorgegangen:

• – Modellierung der Linsengrundform basierend auf:
  
  Variante A: Linsendickenmessung und Annahmen bezüglich der Grundkrümmungen (Asphärizitätskonstanten, zentrale Krümmungsradien). Oder
  
  Variante B: Scheimpflugaufnahmen;
• – Errechung der Linsenirregularitäten aus der Differenz von Topographie- und Abberationsdaten;
• – Treffen weiterer Annahmen: Refraktive Indizes der Medien, Form der Hornhautrückfläche (Asphärizitätskonstante, zentraler Krümmungsradius).

Nach der Festlegung der Anzahl zur verfolgender Strahlen und des Startpunktes (Variante A) oder der Startpunkte (Variante B) auf der Netzhaut, wird das Ray-Tracing gestartet. Es beinhaltet die sequentielle Berechnung der Lichtbrechung an der Linsenhinterfläche, an der Linsenvorderfläche und an der Hornhautrückfläche gemäß dem Brechungsgesetz (Snellius). Anschließend folgt die Rekonstruktion der idealen Hornhautvorderfläche. Durch das sogenannte Anfitten einer Ableitungsfunktion an die Gesamtheit der Normal-Ebenen des/der verfolgten Strahlenbündel(s) nach Brechung an der Hornhautrückfläche kann die von der unbekannten Hornhautvorderfläche erzeugte idealen Wellenfront im Hinblick auf den idealen Fokuspunkt (Variante A) oder den Fokusbereich (Variante B) bestimmt werden. Dies ist in 8, rechts, schematisch dargestellt. Bei der Variante B erfolgt eine gewichtete Mittelung der auf verschiedene Lichteintrittswinkel optimierten Wellenfronten. Von der idealen Wellenfront kann dann auf die Hornhautoberfläche geschlossen werden.

Diese Hornhautoberfläche wird dann soweit axial verschoben, bis sie die präoperative Hornhautvorderfläche an deren Rückseite über der optischen Zone tangiert. Die Rekonstruktion der idealen Vorderfläche erfolgt dabei iterativ, da die genauen Durchtrittspunkte der Strahlen mit der neuen Fläche zunächst nicht bekannt sind und nur schrittweise angenähert werden können.

Das im oben beschriebenen Iterationsverfahren zunächst zugrundegelegte Veränderungsprofil, welches auch als Basis-Ablationsprofil bei Anwendung der Erfindung auf zum Beispiel LASIK bezeichnet werden kann, wird wie folgt gewonnen. Die Beschreibung erfolgt unter Bezugnahme auf 9. 9 zeigt die Gewinnung des Basis-Ablationsprofils (Veränderungsprofil) für die Iteration. Es errechnet sich aus der Differenz zwischen der präoperativ gemessenen Hornhauttopographie und der berechneten idealen Hornhautvorderfläche.

Das Basis-Ablationsprofil dient als Ausgangspunkt für den iterativen Prozess, bei dem das Ablationsprofil durch Berücksichtigung der diversen Einflussfaktoren (siehe oben) optimiert wird. Im Unterschied zu einem herkömmlichen, aus der Wellenfront-Aberration berechneten Ablationsprofil beinhaltet das hier genannte Basis-Ablationsprofil bereits eine Kompensation des sogenannten Mehrlinsen-Effektes (beschrieben von F. Manns et al.; Journal of Cateract and Refractive Surgery, 2002; 28: 766–774). Dieser Effekt wird bereits beim inversen Ray-Tracing berücksichtigt. Zum Simulator:

Es erfolgt eine rechnerische Simulation des Scanning-Spot-Abtrags. Dieser wird numerisch simuliert. Dafür werden sowohl die zu bearbeitende Topographie-Fläche als auch das jeweilige Spot-Profil mit demselben Rasterungsintervall diskretisiert. Um die oben genannten verschiedenen Einflusseffekte (zum Beispiel Abhängigkeit der Abtragstiefe von der Hornhautkrümmung, Reflexionsverluste an der Hornhaut aufgrund unterschiedlicher Einfallswinkel; unterschiedliche Ablationswirkungen aufgrund unterschiedlichen Wassergehalts etc.) berücksichtigen, wird das Spot-Profil für jeden einzelnen Laserpuls der (simulierten) Behandlung in Abhängigkeit von der Spot-Position (die beiden vorstehend zuerst genannten Einflussfaktoren sind ortsabhängig in der x-y-Ebene) und der Zeit (die Abhängigkeit vom Wassergehalt ist zeitabhängig) aus dem Fluenzprofil der Laserstrahlung bestimmt.

Die Simulation des Behandlungsergebnisses kann zum Beispiel unter Annahme eines ablatierenden Lasers (z. B. ArF-Laser) aber auch durch Veränderungen im Gewebe selbst mit ultra-kurzen, hochfokussierten Laserpulsen erfolgen (sogenannte Plasma-Ablation oder Photodisruption). Es lassen sich aber auch Veränderungen in den optischen Eigenschaften (z. B. Brechungsindex) oder Materialverschiebungen in künstlichen Augenlinsen (z. B. durch Kapillareffekte) simulieren.

Während dieses simulierten Abtragsprozesses bzw. Veränderungsprozesses verändert sich die Hornhautvorderfläche bei jeder Iterationsschleife und somit ändern sich die Flächensteigungen ständig. Dies berücksichtigt der Simulationsalgorithmus. Die Teilfluenzen der diskretisierten Laserpulse werden bei der Simulation der als Beispiel genannten Einflussfaktoren (Abhängigkeit der Abtragstiefe von der Hornhautkrümmung und Reflexionsverluste an der Hornhaut aufgrund der Einfallswinkel) individuell, je nach Schussposition ständig neu berechnet und an die sich ständig verändernde Oberfläche angepasst. Dies ist in 10 schematisch dargestellt, welche schematisch zeigt, wie die Berechnung der Fluenz für jeden Puls der sich verändernden Hornhautfläche angepasst wird. 10 zeigt auch die diskretisierten Mikro-Oberflächen, in Bezug auf die die Teilfluenzen gebildet werden.

Die Simulation von Wundheilungs- und Glättungsmechanismen erfolgt im wesentlichen empirisch und kann durch Anwendung eines sogenannten Butterworth-Low-Pass-Filters 1. Ordnung auf die zu ablatierende Oberfläche erfolgen (vgl. D. Huang et al. in Am. J. Ophtalmol.; 2003, 135 (3): 267–78).

Werden bei der Simulation biomechanische Veränderungen der Hornhaut berücksichtigt (also zum Beispiel die Berücksichtigung des IOP – Intraokularer Druck), dann wird ein FE-Modell (Finite Elemente) erstellt. Im Iterationsverfahren kann dann unter Berücksichtigung der ortsabhängigen Hornhautdickenänderungen und bei Annahme eines konstanten Augeninnendruckes die endgültige Hornhautoberfläche nach der Behandlung approximiert werden. Dabei wird der intraokulare Druck des Patienten gemessen. Es können dabei auch andere patientenspezifische Größen berücksichtigt werden, zum Beispiel Gewebefestigkeit oder dergleichen.

Bei der Simulation erfolgt der Vergleich der so errechneten post-operativen Oberfläche mit der idealen Oberfläche, vgl. die Bewertungsstufe. Aufgrund dieses Vergleiches kann dann das Basis-Ablationsprofil (allgemein: Veränderungsprofil) entsprechend korrigiert werden. Fiel der Abtrag zum Beispiel beim gerade beendeten Iterationsschritt aufgrund der genannten Bewertung zu gering aus, so wird das Ablationsprofil an den jeweiligen Stellen erhöht. Die Iteration wird solange durchgeführt, bis die gewünschte Genauigkeit erreicht ist.