DE69931419T2

DE69931419T2 - Ophthalmologisches Gerät

Info

Publication number: DE69931419T2
Application number: DE69931419T
Authority: DE
Inventors: Masanao Toyohashi-shi Aichi Fujieda; Kan Toyokawa-shi Aichi Otsuki; Yukinobu Aichi Ban
Original assignee: Nidek Co Ltd
Current assignee: Nidek Co Ltd
Priority date: 1998-03-31
Filing date: 1999-03-30
Publication date: 2006-12-28
Anticipated expiration: 2019-03-31
Also published as: EP0947158B1; US6033075A; EP0947158A1; DE69931419D1

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
1. GEBIET DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung betrifft eine ophthalmologische Vorrichtung bzw. eine Vorrichtung der Augenheilkunde und insbesondere eine Vorrichtung zur Gewinnung ophthalmologischer Informationen bezüglich einer Brechkraft und einer Hornhautform eines zu untersuchenden Auges, und betrifft die Vorrichtung zur Bestimmung eines Betrages der Hornhautablation auf der Grundlage der gewonnenen ophthalmologischen Informationen, die zur Korrektur einer Ametropie durch Ablation bzw. Abtragung einer Hornhaut verwendet wird, wodurch die Form der Hornhaut verändert wird.
2. BESCHREIBUNG DES STANDES DER TECHNIK
Die Brechkraft eines zu untersuchenden Auges wird gewonnen, indem eine objektive Brechkraftmessvorrichtung oder dergleichen verwendet wird. Es ist zum Beispiel eine derartige Vorrichtung bekannt, die ein Messziel auf einen Fundus bzw. Augenhintergrund des Auges projiziert und dann ein von dem Fundus reflektiertes Bild des Ziels erfasst. Die Brechkraft spiegelt die ophthalmologischen Informationen eines Hornhautbereichs innerhalb von 3 mm oder weniger von dem Hornhautzentrum wieder. Eine solche Vorrichtung ist in der WO 92/01417 A offenbart.
Die Form einer Hornhautoberfläche kann bestimmt werden, indem eine Hornhautkrümmungsmessvorrichtung oder einer Hornhautform-Analysevorrichtung verwendet wird. Es ist eine Hornhautkrümmungsmessvorrichtung bekannt, die eine Position eines Messziels erfasst, das auf die Hornhaut projiziert wird, wodurch jede Krümmung in Richtungen des starken und schwachen Hauptmeridians gewonnen wird, wobei der Hornhautform als torisch bzw. wulstförmig definiert wird. Die Stärke der Krümmung gilt nur für einen Hornhautbereich innerhalb von 3 mm von dem Hornhautzentrum.
Es ist eine Hornhautform-Analysevorrichtung bekannt, die ein Ziel aus einer Mehrzahl von Placido-Ringen oder dergleichen, das auf eine Hornhautoberfläche projiziert wird, einer Bildverarbeitung unterzieht und somit eine Verteilung der Hornhautkrümmung über einen weiten Bereich eines Hornhaut gewinnt. Ferner wird eine Hornhautkrümmung bezüglich einer Hornhautbrechkraft ausgedrückt. Allgemein wird der nachfolgende Ausdruck (*) für diese Berechnung verwendet. D = (ne – 1)/r (*)wobei r eine Hornhautkrümmung, D eine Brechkraft und ne eine Hornhautumwandlungsrate ist. Der Wert von ne liegt im allgemeinen bei 1,3375.
Der mit der Brechkraftmessvorrichtung gemessene Wert bezeichnet eine Brechungsstärke, d.h. ein Korrekturbetrag, der erforderlich ist, um eine Emmetropie der Auges herbeizuführen. Er ist daher von dem aus dem Ausdruck (*) gewonnenen wert D im strengen Sinne verschieden. Daher werden die von den jeweiligen Messvorrichtungen gewonnenen Werte so behandelt, als seien sie verschieden. Die Beziehung zwischen allen Werten ist schwierig zu verstehen.
Ferner ist eine Vorrichtung zur Operation einer Hornhaut bekannt, die eine Hornhautoberfläche oder ihr Stroma mit einem Laserstrahl abträgt, was bewirkt, dass sich die Form der Hornhautoberfläche ändert und somit eine Ametro pie der Augapfels korrigiert wird. Bei diesem chirurgischen Eingriff gewinnt die Vorrichtung eine prä-operative Hornhautform und ihre Brechkraft, woraus ein zur Korrektur erforderlicher Betrag der Hornhautablation berechnet wird. Bisher ist diese Berechnung wie folgt ausgeführt worden.
Zuerst wird eine Hornhautform auf der Grundlage eines Mittelwerts einer prä-operativen Hornhautkrümmung angenommen, die durch eine Messung der Hornhautkrümmung gewonnen wird, wobei angenommen wird, dass eine Hornhautoberfläche eines zu operierenden Auges sphärisch oder torisch ist. Dabei werden S (ein sphärischer Brechkraft), C (eine Zylinderstärke) und A (ein Astigmatismus-Achswinkel), wobei die Werte S, C und A durch eine subjektive Brechkraftmessung oder eine objektive Brechkraftmessung gewonnen werden. Anschließend wird unter dieser Annahme ein Hornhautablationsbetrag wie folgt berechnets: Eine sphärische Oberfläche oder eine torische Oberfläche, die durch das Hornhautstroma gebildet werden, ist abzutragen, die Werte S, C und A können korrigiert (oder kalibriert) werden, und eine post-operative Hornhautform muss auch eine sphärische Oberfläche oder eine torische Oberfläche sein.
Jedoch besitzt die Hornhaut eines menschlichen Auges nicht immer eine sphärische Oberfläche oder eine torische Oberfläche, so dass einige Fälle existieren, bei denen die Form der Hornhaut asymmetrisch ist. Da die Form der Hornhautoberfläche aufgrund eines irregulären Astigmatismus teilweise verschieden ist. Ferner ist die Brechkraft nicht immer symmetrisch bezüglich der Hornhautmitte. Im Stand der Technik berechnet eine objektive Brechkraftmessvorrichtung nur die Werte S, C und A (diese Werte repräsentieren eine sphärische Oberfläche oder eine torische Oberfläche), die durch Messen eines begrenzten Be reichs innerhalb von 3 mm oder weniger von der Hornhautmitte gewonnen werden. Es ist nicht ausreichend, einen Hornhautablationsbetrag auf der Grundlage der Werte S, C und A zu bestimmen.
Geht man davon aus, dass ein menschlisches Auge ein System einer Abbildungsoptik von einer Hornhaut zu einer Netzhaut ist, so hat eine sphärische Aberration Einfluss auf die oben beschriebene Ablation, die bewirkt, dass eine post-operative Hornhautform sphärisch oder torisch ist. von diesem Standpunkt aus ist die Ablation gemäß dem Stand der Technik unzureichend. Eigentlich ist die Hornhautoberfläche eines menschlichen Auges nicht sphärisch, es besteht die Möglichkeit, dass die Ablation gemäß dem Stand der Technik bei einer Aberration ungünstig ist.
KURZDARSTELLUNG DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung ist angesichts der obigen Umstände gemacht worden und hat das Ziel, die obigen Probleme zu lösen und eine ophthalmologische Vorrichtung bereitzustellen, die eine Beziehung zwischen einer Brechkraft und einer Hornhautform in der ebenen Form berechnen kann.
Es ist ein weiteres Ziel der vorliegenden Erfindung, eine ophthalmologische Vorrichtung bereitzustellen, die zur Operation einer Hornhaut verwendet wird und die einen Hornhautablationsbetrag in Abhängigkeit von der Form der Hornhaut und einer Brechkraft des zu operierenden Auges bestimmen kann und verwendet werden kann, um ein vorteilhaftes Korrekturergebnis zu erzielen.
Ferner ist es ein weiteres Ziel der vorliegenden Erfindung, eine ophthalmologische Vorrichtung bereitzustellen, die zur Operation eines Hornhaut verwendet wird und die einen Hornhautablationsbetrag bestimmen kann, so dass die Form der Hornhaut nicht-sphärisch sein kann und ein Einfluss durch eine sphärische Aberration verringert sein kann.
Um die Ziele zu erreichen und in Übereinstimmung mit dem Zweck der Erfindung wie sie hierin verkörpert und ausführlich beschrieben ist, wird eine ophthalmologische Vorrichtung zur Berechnung ophthalmologischer Informationen des zu untersuchenden Auges bereitgestellt, wobei die Vorrichtung die Merkmale des Anspruchs 1 umfasst.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
Die beigefügten Zeichnungen, die in dieser Beschreibung enthalten sind und ein Teil von ihr bilden, veranschaulichen Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung und dienen, zusammen mit der Beschreibung, der Erläuterung der Ziele, Vorteile und Prinzipien der Erfindung. In den Zeichnungen sind:
1 eine Ansicht, die eine schematische Anordnung eines optischen Systems der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zeigt;
2 eine Ansicht, die eine Anordnung von Fotodetektoren zeigt, die für ein Lichtempfangsteil vorgesehen sind;
3 eine Ansicht, die einen schematischen Aufbau eines Regelungssystems der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zeigt;
4 eine Ansicht zur Veranschaulichung eines Verfahrens zur Berechnung einer Hornhautkrümmung;
5 eine Ansicht zur Veranschaulichung eines Verfahrens zur Berechnung einer Brechkraft einer Hornhautoberfläche;
6A und 6B Ansichten, die eine Differenz zwischen einem berechneten Wert einer durch Messung einer Hornhautform gewonnenen Brechkraft und einem durch eine objektive Brechkraftmessung gewonnenen Wert zeigt;
7 eine Ansicht, die ein Beispiel einer Farbkarte zeigt;
8A und 8B Ansichten zur Veranschaulichung eines Hornhautablationsbetrags im Falle einer Myopiekorrektur;
9 eine Ansicht zur Veranschaulichung eines Hornhautablationsbetrages im Falle einer Hyperopiekorrektur; und
10 eine Ansicht, die eine schematische Anordnung eines optischen Systems und eines Regelungssystems zeigt, das für eine Vorrichtung zur Operation einer Hornhaut vorgesehen ist.
AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
Eine ausführliche Beschreibung einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist nachfolgend mit Bezug auf die beigefügten Zeichnungen gegeben. 1 ist eine Ansicht, die eine schematische Anordnung eines optischen Systems der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zeigt. Das optische System ist grob in ein optisches Brechkraft-Messsystem, ein optisches Fixierungsziel-Projektionssystem und ein optisches Hornhautkrümmungs-Messsystem unterteilt.
(Optisches Brechkraft-Messsystem)
Das optische Brechkraft-Messsystem 100 umfasst ein optisches Spaltprojektionssystem 1 und ein optisches Spaltbilderfassungssystem 10. Ein Licht im Bereich nahinfraroter Strahlen von einer Lichtquelle 2 des optischen Projektionssystems 1 wird von einem Spiegel 3 reflektiert, um dann eine Spaltblende 4a eines Drehsektors 4 zu beleuchten. Durch einen Motor 5 angetrieben dreht sich der Drehsektor 4. Ein Spaltlichtbündel, das durch Drehen des Sektors 4 rastend geführt wird, tritt durch eine Projektionslinse 6 und eine Begrenzungsblende 7 und wird dann von einem Strahlteiler 8 reflektiert. Das Spaltlichtbündel tritt dann durch einen Strahlteiler 9, der die optische Achse des optischen Fixierungsziel-Projektionssystems und die des optischen Beobachtungssystems (Einzelheiten sind nachstehend beschrieben) fluchtend macht, wird dann in die Umgebung der Hornhaut eines Auges E konvergiert und auf deren Fundus projiziert. Die Lichtquelle 2 ist an der zur Umgebung der Hornhaut des Auges E konjugierten Position bezüglich der Projektionslinse 6 angeordnet.
Das optische Spaltbilderfassungssystem 10 umfasst eine Lichtempfangslinse 11 und eine Spiegel 12, die auf der optischen Hauptachse L1 angeordnet sind, und eine Blende 13 und ein Lichtempfangsteil 14, die auf der optischen Achse L3 angeordnet sind, wobei die optische Achse L3 durch Reflexion des Spiegels 12 gebildet ist. Die Blende 13 ist über den Spiegel 12 an dem hinteren Brennpunkt der Linse 11 angeordnet (d.h. an der zum Fundus des emmetropischen Auges konjugierten Position). Wie es in 2 gezeigt ist, sind acht Fotodetektoren 15a–15h auf der Oberfläche des Lichtempfangsteils 14 derart angeordnet, dass sie etwa die zur Hornhaut des Auges E bezüglich der Linse 11 konjugierten Positionen einnehmen. Sechs Fotodetektoren 15a–15f von den acht Fotodetektoren 15a–15h sind auf der Linie angeordnet, die durch die Mitte der Lichtempfangsoberfläche führt (d.h. die optische Achse L3), so dass Paare gebildet werden, 15a mit 15b, 15c mit 15d und 15e mit 15f. Die jeweiligen Paare sind symmetrisch bezüglich der Mitte der Lichtempfangsoberfläche angeordnet. Der Konfigurationsabstand dieser drei Paare ist so eingestellt, dass eine Brechkraft, die entsprechenden Positionen in der Meridianrichtung der Hornhaut entsprechen, erfasst werden (in 2 ist dies als eine äquivalente Größe auf der Hornhaut gezeigt). Demgegenüber sind die Fotodetektoren 15g und 15h auf der Linie angeordnet, die senkrecht zu der Linie ist, die durch die Fotodetektoren 15a–15f führt, und zwar mit der Mitte auf der optischen Achse L3, so dass sie symmetrisch bezüglich der Mitte (d.h. der optischen Achse L3) der Lichtempfangsoberfläche sind.
In dem optischen Messsystem 100 mit dem oben beschriebenen Aufbau dreht ein Drehmechanismus 21, der einen Motor 20, ein Getriebe und dergleichen umfasst, die Komponenten des optischen Spaltprojektionssystems 1 wie etwa die Lichtquelle 2, den Spiegel 3, den Sektor 4 und den Motor 5 auf der optischen Achse L2, und dreht ferner den Lichtempfangsteil 14 auf der optischen Achse L3, und zwar derart, dass die Drehungen zueinander synchron sind. In der bevorzugten Ausführungsform sind die Fotodetektoren 15a–15f in einer Richtung angeordnet, die, wenn ein durch die Blende 4a erzeugtes Spaltlichtbündel über den Fundus des Auges geführt bzw. rastend geführt wird, welches eine Hyperopie oder Myopie ohne Astigmatismus aufweist, die Längsseite des von dem Lichtempfangsteil 14 empfangenen Spalts in einem rechten Winkel schneidet.
(Optisches Fixierungsziel-Projektionssystem)
30 ist ein optisches Fixierungsziel-Projektionssystem, 31 ist eine Quelle für sichtbares Licht, 32 ist ein Fixierungsziel, und 33 ist eine Projektionslinse. Die Linse 33 bewegt sich auf der optischen Achse, wobei das Auge E undeutlich bzw. verschleiert wird. 34 ist ein Strahlteiler, der eine optische Achse des optischen Beobachtungssystems fluchtend macht. Die Lichtquelle 31 beleuchtet das Fixierungsziel 32, von dem aus das Lichtbündel durch die Linse 33 und den Strahlteiler 34 tritt und dann von dem Strahlteiler 9 reflektiert wird, so dass es das Auge E erreicht. Das Auge E wird auf das Fixierungsziel 32 gerichtet.
(Optisches Hornhautkrümmungs-Messsystem)
Ein optisches Hornhautkrümmungs-Messsystem umfasst ein optisches Zielprojektionssystem 25 zum Messen einer Krümmung und ein optisches Zielerfassungssystem 35 zum Messen einer Krümmung. Das optische Projektionssystem 25 hat den nachstehend beschriebenen Aufbau. 26 ist eine konische Placido-Platte, in deren Mitte eine Öffnung vorgesehen ist und die ein Ringmuster mit zahlreichen Lichtunterbrechungsteilen und Lichtdurchlassteilen umfasst, die in konzentrischen Kreisen um die sich auf der optischen Achse L1 befindliche Mitte angeordnet sind. 27 ist eine Mehrzahl von Beleuchtungslichtquellen wie etwa LEDs oder dergleichen, wobei deren Beleuchtungslicht von einer reflektierenden Platte 28 derart reflektiert wird, dass die Placido-Platte 26 nahezu gleichmäßig von hinten beleuchtet wird. Das durch den Lichtdurchtrittsteil der Placido-Platte 26 hindurchtretende, ein Ringmuster aufweisende Lichtbündel wird auf die Hornhaut des Auges E projiziert.
Das optische Erfassungssystem 35 umfasst den Strahlteiler 9, den Strahlteiler 34, eine Fotografierlinse 37 und eine CCD-Kamera 38. Ein Lichtbündel der Hornhautreflexion, das das von dem optischen Projektionssystem 25 projizierte Ringmuster aufweist, wird nacheinander von dem Strahlteiler 9 und dem Strahlteiler 34 reflektiert und bildet dann mit Hilfe der Linse 37 ein Bild der Hornhautreflexion mit Ringmustern auf der Oberfläche der Fotografierelemente der CCD-Kamera 38 ab. Ferner fungiert das optische Erfassungssystem 35 auch als optisches Beobachtungssystem. Ein Bild eines vorderen Abschnitts des Auges E, das von einer Beleuchtungslichtquelle, nicht gezeigt, beleuchtet wird, bildet ein Bild auf der Oberfläche der Fotografierelemente der CCD-Kamera 38 ab und wird dann auf dem TV-Monitor 39 angezeigt.
Als nächstes ist der Betrieb der Vorrichtung mit der oben ausgeführten Struktur mit Bezug auf das Blockdiagramm des in 3 gezeigten Steuerungssystems beschrieben. Zuerst sind die Messung einer Brechkraft und die einer Hornhautkrümmung beschrieben.
Wenn eine Hornhautkrümmung gemessen wird, wählt die Bedienungsperson mit Hilfe eines Modusumschalters 40 den Modus zum Messen einer Hornhautkrümmung aus. Die Bedienungsperson führt eine Ausrichtung aus, wobei sie das Bild des vorderen Abschnitts des auf dem Monitor 39 angezeigten Auges E beobachtet, das von der Lichtquelle zur Beleuchtung des vorderen Abschnitts beleuchtet wird. Eine wohl bekanntes Verfahren kann für die Ausrichtung verwendet werden. Das Verfahren ist derart, dass ein Ziel zur positionellen Einstellung auf eine Hornhaut projiziert und dann eine vorbestimmte Beziehung zwischen einem von der Hornhaut reflektierten Leuchtpunkt und einer Strichplatte hergestellt wird. Nach Beenden der Ausrichtung drückt die Bedienungsperson einen Startschalter, nicht gezeigt, zur Messung, wodurch ein Trigger-Signal erzeugt wird, auf das hin die Messung gestartet wird.
Ein Hornhautform-Berechnungsteil 53 erfasst ein Rand eines Bildes eines Placido-Rings (Ringmuster) durch Verarbeitung eines von der CCD-Kamera 38 aufgenommenen Bildes. Anschließend berechnet der Berechnungsteil 53 eine Hornhautkrümmung dadurch, dass jede Randposition relativ zu einer Hornhautmitte in Intervallen von einem vorbestimmten Winkel (1°) gewonnen wird. Die Berechnung zur Gewinnung einer Hornhautkrümmung kann wie folgt ausgeführt werden. Wie es in 4 gezeigt ist, ist die erfasste Höhe als h' zu dem Zeitpunkt definiert, zu dem ein Bild i von der Lichtquelle P, die sich in dem Abstand D auf der optischen Achse befindet, aufgrund der konvexen Hornhautoberfläche abgebildet wird, und die Höhe H von der Hornhaut wird durch die Linse L auf die zweidimensionale Erfassungsebene abgebildet. Und die Vergrößerung des optischen Systems der Vorrichtung ist als m definiert. Der Hornhautkrümmungsradius R ist durch folgenden Ausdruck gegeben: R = (2D/H)·mh'
Es ist ferner möglich, ein Verfahren zur Berechnung einer Hornhautkrümmung wie folgt anzuwenden. Der Krümmungsradius des Bereichs, wo der j-te Ring auf die Hornhaut projiziert wird, sei als Rj definiert. Die Proportionalitätskonstante, die aus der Höhe des j-ten Rings, dem Abstand hoch zu dem Auge E und der Fotografiervergrößerung bestimmt wird, sei als Kj definiert. Die Bildhöhe in der Fotografierebene sei als hj definiert. Der Beziehungsausdruck wie oben definiert ist durch nachstehenden Ausdruck gegeben: Rj = kj·hjwobei, wenn eine Mehrzahl von Modellaugen mit unterschiedlichen Krümmungen, die den Messbereich abdecken, im Voraus gemessen wird, die Proportionalitätskonstante Kj als ein für die Vorrichtung eigentümlicher Wert gewonnen wird. Daher wird die Verteilung der Hornhautkrümmung, wenn die Konstante Kj ausgelesen und zur Berechnung zum Zeitpunkt der Messung verwendet wird, in äußerst kurzer Zeit gewonnen. Zu den Einzelheiten dieser Messung siehe die USP 5 500 697, die der japanischen Patentoffenlegungsschrift Nr. Hei 7 (1995)-124113 entspricht. Die gewonnenen Daten der Hornhautkrümmung werden in einem Speicher 55b gespeichert.
Wenn die Brechkraft des Auges gemessen wird (es ist die objektive Brechkraft gemeint), ändert die Bedienungsperson den Modus auf den Modus zur Messung einer Brechkraft (im Falle des kontinuierlichen Messungsmodus wird er automatisch zu dem Modus zur Messung einer Brechkraft geändert), dann wird die Messung von dem optischen Messsystem 100 ausgeführt. Der Brechkraftberechnungsteil 52 gewinnt die Verteilung einer objektiven Brechkraft auf der Grundlage der Phasendifferenzen von Ausgangssignalen der jeweiligen Fotodetektoren des Lichtempfangsteils 14. Zuerst wird die Vormessung mit Hilfe eines ähnlichen Verfahrens zur Messung einer Brechkraft wie im Stand der Technik beschrieben ausgeführt. Auf der Grundlage ihres Ergebnisses wird das Auge E durch Bewegen der Linse 33 in dem optischen Fixierungsziel-Projektionssystem 30 unscharf gemacht. Danach wird die Hornhautmitte in einer Meridianrichtung, in der die Fotodetektoren 15a–15f angeordnet sind, berechnet. Diese Berechnung basiert auf Signalen, die von den Fotodetektoren 15g und 15h ausgegeben werden, wobei sich die Signale in Übereinstimmung mit der Bewegung von Licht, bewirkt durch ein Spaltbild auf dem Lichtempfangsteil 14, verändern. Als nächstes wird auf der Grundlage einer Phasendifferenz zwischen einem jeweiligen Signal, das von einem entsprechenden Fotodetektor 15a–15f ausgegeben wird, und der Hornhautmitte, eine Brechkraft bei einem Hornhautteil berechnet, dem ein jeweiliger Fotodetektor entspricht. Diese Berechnung zur Gewinnung der Brechkraft wird bei jedem Meridian und jedem axialen Schritt ausgeführt, wobei das optische Projektionssystem 1 und der Fotodetektor 14 in einem vorbestimmten Winkle von z.B. 1° um 180° um die optische Achse gedreht werden (zu den Einzelheiten siehe die japanische Patentoffenlegungsschrift Nr. Hei 10 (1998)-108837, die dem US Patent US 5 907 388 A entspricht, und die EP-Veröffentlichung Nr. 0 836 830). Der berechnete Wert der Brechkraft wird unter der Annahme gewonnen, dass ein Hornhautscheitel als ein Standard definiert ist (die Vorrichtung kann auch einen Wert einer Brechkraft ausgeben, wobei eine Position, an der eine Brille getragen wird, als Standardwert angegeben wird). Die gewonnenen Daten der objektiven Brechkraft werden auf einer HDD 55a oder einem Speicher 55b gespeichert.
Wenn die gemessenen Daten sowohl von einer objektiven Brechkraft als auch von einer Hornhautkrümmung wie oben beschrieben gewonnen sind, betätigt die Bedienungsperson eine Tastatur 58 und eine Maus 57 in Übereinstimmung mit einer auf einer Farbanzeige 56, die mit einem Steuerungsteil 50 verbunden ist, angezeigten Anweisung, wodurch die Analyse gestartet wird. Der Analyseteil 54, der für den Steuerungsteil 50 vorgesehen ist, wandelt die Hornhautkrümmung in eine Brechkraft der Hornhautoberfläche um und führt dann ein Analyseprogramm aus. Dieses Analyseprogramm wird zur Gewinnung einer Beziehung zwischen der objektiven Brechkraft und der umgewandelten Brechkraft der Hornhautoberfläche verwendet.
Als nächstes ist ein Verfahren zur Umwandlung der Hornhautkrümmung in die Brechkraft der Hornhautoberfläche beschrieben. Die Brechkraft der Hornhautoberfläche ist die Brechkraft, die gewonnen wird, wenn ein Lichtbündel parallel zu einer Normalen auf einen Hornhautscheitel durch die Hornhaut gebrochen wird. Zur Umwandlung der Hornhautkrümmung in die Brechkraft der Hornhautoberfläche wird das Snell'sche Gesetz (auch Brechungsgesetz genannt) verwendet. Bei der Umwandlung kann aufgrund der geringen Abweichung der obige Ausdruck (*) auf die Umgebung der optischen Messachse (die Umgebung der Hornhautmitte) angewendet werden. Jedoch kann der Ausdruck (*) nur auf die Umgebung der optischen Messachse angewendet werden. Wenn der Ausdruck (*) auf die Bereiche der Hornhaut angewendet wird, die weiter entfernt als die Umgebung ist, wird die Zuverlässigkeit verringert. Wenn der Randbereich der Hornhaut behandelt wird, wird angenommen, dass ein in die Hornhaut eintretendes Licht eine Brechung gemäß dem Snell'schen Gesetzt erfährt. Die durch diese Annahme gewonnene Brechkraft ist bei gleichem Maßstab mit der objektiven Brechkraft vergleichbar. Ferner besagt das Snell'sche Gesetz, dass sich eine Normale bei einem Eintrittspunkt des Lichtstrahls und ein bei diesem Eintrittspunkt gebrochener Lichtstrahl zu dem Zeitpunkt, zu dem der Lichtstrahl in eine Brechungsebene eintritt, in derselben Ebene befinden, und besagt ferner, dass ein Verhältnis eines Sinuswertes eines durch eine Normale und einen gebrochenen Lichtstrahl gebildeten Winkels zu einem Sinuswert eines durch eine Normale und einen eintretenden Lichtstrahl gebildeten Winkels eine Konstante ist. Das Snell'sche Gesetz ist durch folgenden Ausdruck gegeben: N sin i = N' sin i'wobei ein Brechungsindex auf einer jeweiligen Seite einer Brechungsebene als N bzw. N' definiert ist. Und ein von einem eintretenden Lichtstrahl und einer Normalen gebildeter Winkel ist als i, und ein von einem gebrochenen Lichtstrahl und einer Normalen gebildeter Winkel als i' definiert.
Als nächstes ist die Berechnung der Brechkraft der Hornhautoberfläche durch das Snell'sche Gesetz beschrieben. In 5 sei angenommen, dass ein Lichtstrahl parallel zu einer Linie, die durch einen Hornhautscheitel T und einen Krümmungsmittelpunkt O führt, verläuft, bei einem Punkt P, der sich in einem Abstand X von dem Hornhautscheitel T befindet, auf die Hornhaut auftrifft und so gebrochen wird, dass er eine Linie durch TO in einem Punkt f kreuzt. Es gelten die folgenden Definitionen (die Einheit des Abstandes ist Meter):

Ra:: die Hornhautkrümmung bei Punkt P
Rr:: der Abstand von einem Punkt P zu einem Punkt f (Meter)
θ:: der Winkel zwischen einer Normalen bei einem Punkt P und dem einfallenden Licht
γ:: der Winkel zwischen einer Normalen bei einem Punkt P und einem gebrochenen Licht

Eine Brechkraft bei einem Punkt P kann durch folgende Berechnungsschritte berechnet werden.
Zuerst, wie es in 5 gezeigt ist, ist der Winkel θ durch den folgenden Ausdruck gegeben:
Als nächstes ist auf der Grundlage des Snell'schen Gesetzes der Winkel γ durch folgenden Ausdruck gegeben:
Auf der Grundlage der Ausdrücke (1) und (2) sind ein Winkel α (ein zwischen einer Strecke hP und einer Strecke Pf gebildeter Winkel), ein Abstand Rr und eine Strecke hf durch folgende Ausdrücke gegeben:
Ferner ist eine Strecke Th durch folgenden Ausdruck gegeben:
Demzufolge ist ein Abstand von dem Hornhautscheitel T zu dem Punkt f durch folgenden Ausdruck gegeben:
Eine Brechkraft Dc einer Hornhaut, deren Brechungsindex n gleich 1,376 ist, ist durch folgenden Ausdruck gegeben:
Im Gegensatz dazu ist eine Brechkraft D in Luft durch folgenden Ausdruck gegeben:
Wenn die Berechnung durch Anwenden der oben genannten Ausdrücke (1) bis (7) bezüglich aller Messbereiche ausgeführt wird, wird die Brechkraft der Hornhautoberfläche berechnet. Alternativ kann die Berechnung von dem Hornhautform-Berechnungsteil 53 ausgeführt werden.
Als nächstes wird die objektive Brechkraft in eine Brechkraft umgewandelt, die zu einer wie oben beschrieben berechneten Brechkraft der Hornhautoberfläche äquivalent ist. Der umgewandelte Wert führt zu einer Form der Hornhautoberfläche mit einer zum Erreichen einer Emmetropie des Auges E erforderlichen Brechkraft (in dieser Beschreibung ist dies als "eine einer emmetropischen Hornhautoberfläche äquivalente Brechkraft" bezeichnet).
Hier ist die Beziehung zwischen der objektiven Brechkraft und der Brechkraft der Hornhautoberfläche, gewonnen von einer Hornhautform, wie folgt. Wie es in 6 gezeigt ist, unterscheidet sich die Bedeutung eines Werts der objektiven Brechkraft gänzlich von der eines Werts der Brechkraft der Hornhautoberfläche, gewonnen aus einer Form der Hornhaut. Die von einer Hornhautform gewonnene Brechkraft wird durch Berechnen einer Brennweite f und deren anschließende Umwandlung gewonnen. Im Gegensatz dazu wird die objektive Brechkraft durch Messen einer Brechkraft (eines Korrekturbetrages) df gewonnen, der zur Herbeiführung eines emmetropischen Auges erforderlich ist. Wenn zum Beispiel die Brechkraft der Hornhautoberfläche, die von einer Hornhautform gewonnen wird, 43,50 D beträgt und die gemessene objektive Brechkraft 0 D ist (beide Werte sind von demselben Hornhautbereich), dann bedeutet das, dass das Auge E ein optisches System besitzt, dass ein Bild auf eine Netzhaut abbildet, wenn die Brechkraft der Hornhautoberfläche 43,50 D beträgt. Wenn die von einer Hornhautform gewonnene Brechkraft der Hornhautoberfläche 43,50 D beträgt und die objektive Brech kraft –2 D ist, bedeutet das, dass das Auge E eine Korrektur der Brechkraft der Hornhautoberfläche um einen Betrag von –2 D (41,50 D) benötigt, um ein Bild auf der Netzhaut abzubilden.
Demzufolge wird in dem Bereich, in dem die objektive Brechkraft gemessen wird, eine Brechkraft der Hornhautoberfläche, die eine Emmetropie des Auges bewirkt, derart berechnet, dass die gemessene objektive Brechkraft unter Berücksichtigung des Vorzeichens und die Brechkraft der Hornhautoberfläche, die von der Messung der Hornhautform gewonnen wird, addiert werden. Es stellt sich heraus, dass der berechnete Wert einer emmetropischen Hornhautoberfläche äquivalente Brechkraft der Hornhautoberfläche ist, die durch folgenden Ausdruck gegeben ist:
Zusätzlich kann die einer emmetropischen Hornhautoberfläche äquivalente Brechkraft auf der Grundlage von Snell's Gesetz in die Hornhautkrümmung umgewandelt werden. Diese Umwandlung kann ausgeführt werden, indem die nachfolgenden zwei Ausdrücke verwendet werden, die auf die gleiche Weise wie es in 5 gezeigt ist gefunden werden:
wobei D als die einer emmetropischen Hornhautoberfläche äquivalente Brechkraft definiert ist, Ra die aufgelöste Hornhautkrümmung ist, die eine Abschätzungsform einer post-operativen Hornhautform bezeichnet.
Durch Verwenden der einer emmetropischen Hornhautoberfläche äquivalenten Brechkraft D und der umgewandelten Hornhautkrümmung Ra kann die Beziehung zwischen dem Wert der objektiven Brechkraft und dem von der Messung der Hornhautform gewonnenen Wert als Hornhautoberfläche ausgedrückt werden. Auf diese Weise kann die Beziehung zur Abschätzung der Form der Hornhautoberfläche verwendet werden. Grundsätzlich gilt, dass die Gesamtbrechkraft eines Auges die Summe aus der Brechkraft der Hornhaut und der Brechkraft der Linse ist, wobei es nicht einfach ist, die Brechkraft der Linse zu bestimmen. Darüber hinaus ist auch eine axiale Augenlänge eine Ursache für eine Ametropie. Im Gegensatz dazu versetzen die oben genannten Ausdrücke die Bedienungsperson in die Lage, die Beziehung zwischen der Brechkraft eines Auges und der Form der Hornhautoberfläche zu ermitteln, indem eine Ametropie durch eine Form der Hornhautoberfläche ersetzt wird, selbst wenn die Bedienungsperson unbekannte Werte wie etwa eine Linsenbrechkraft, eine axiale Augenlänge und dergleichen nicht kennt.
Wie es oben beschrieben ist, wird die einer emmetropischen Hornhautoberfläche äquivalente Brechkraft (und die umgewandelte Hornhautkrümmung) gewonnen, anschließend werden die einer emmetropischen Hornhautoberfläche äquivalente Brechkraft, die objektive Brechkraft und die Brechkraft der Hornhautoberfläche visuell auf der Anzeige 56 angezeigt, um so leicht miteinander vergleichbar zu sein. 7 ist ein Beispiel einer Farbkarte. Die Ver teilung der durch die Messung der Hornhautform gewonnenen Brechkraft der Hornhautoberfläche wird auf einem Anzeigeteil 61 in einem rechten oberen Teil der Anzeige 56 angezeigt, die Verteilung der objektiven Brechkraft wird auf einem Anzeigeteil 62 in einem linken oberen Teil der Anzeige 56 angezeigt, die Verteilung der einer emmetropischen Hornhautoberfläche äquivalenten Brechkraft wird auf einem Anzeigeteil 63 in einem unteren Teil der Anzeige 56 angezeigt. Jede Verteilung ist in Form einer Farbkarte angezeigt. Zusätzlich kann die Anzeige mit Hilfe einer Anzeigenumstellungstaste 60 in einem rechten unteren Teil der Anzeige 56 umgestellt werden. Die von der Messung der Hornhautkrümmung gewonnene Hornhautkrümmung und die durch Umwandlung der einer emmetropischen Hornhautoberfläche äquivalenten Brechkraft gewonnene Hornhautkrümmung können auf verschiedene Weise wie etwa als Farbkarte, als dreidimensionales Bild oder als überlagertes Bild, gebildet aus dreidimensionalen Querschnittsbildern in einer bestimmten Meridianrichtung, angezeigt werden.
Wie es oben beschrieben ist, wird die Beziehung zwischen dem Messergebnis der objektiven Brechkraft, dem Messergebnis der Hornhautform und der aus diesen Ergebnissen gewonnenen, einer emmetropischen Hornhautoberfläche äquivalenten Brechkraft grafisch angezeigt. Die Bedienungsperson kann bei einem chirurgischen Eingriff zur Korrektur der Hornhaut, um eine Emmetropie des Auges zu erreichen, eine Veränderung der prä- und postoperativen Hornhautbrechkraft und Hornhautform visuell erfassen.
Ferner, wenn eine Anweisung in Antwort auf eine Betätigung der Maus 57 gegeben wird, wird ein Analyseprogramm zur Verwendung bei einem chirurgischen Eingriff zur Korrektur einer Hornhaut ausgeführt. Dadurch berechnet der Analyseteil 54 einen Hornhautablationsbetrag auf der Grundlage der durch Umwandlung der einer emmetropischen Hornhautoberfläche äquivalenten Brechkraft und der durch die Messung der Hornhautform gewonnenen Hornhautkrümmung. Dieses Berechnungsverfahren ist nachstehend beschrieben.
Wie es in den 8 und 9 gezeigt ist (um die Beschreibung zu vereinfachen, ist eine Hornhautform als ein Kreis definiert, der als Querschnittsebene in einer bestimmten Meridianrichtung gezeigt ist), wird in einer optischen Zone, die einen Ablationsbereich bezeichnet, eine dreidimensionale Form (eine 3D-Form) 80 auf der Grundlage der durch Umwandlung der einer emmetropischen Hornhautoberfläche äquivalenten Brechkraft gewonnenen Hornhautkrümmung berechnet. Anschließend wird auf der Grundlage dieser 3D-Form 80 und der 3D-Form auf der Grundlage der durch die Messung der Hornhautform gewonnenen Hornhautkrümmung eine Verteilung der Höhendifferenz 82 in der optischen Zone berechnet, wobei ein Hornhautscheitel als Richtwert festgelegt ist.
Im Falle der Myopiekorrektur, wie sie in 8B gezeigt ist, wird der mittlere Teil der Hornhaut tief abgetragen, so dass ein großer Krümmungsradius der Hornhaut erzeugt wird. Daher wird die von der einer emmetropischen Hornhautoberfläche äquivalenten Brechkraft gewonnene 3D-Form durch Parallelverschiebung um einen maximalen Betrag der Höhendifferenz zwischen den zwei 3D-Formen 80 und 81 nach unten bewegt. Es stellt sich heraus, dass die 3D-Form nach dieser Bewegung die korrigierte Hornhautoberfläche ist, was zur Folge hat, dass das Auge emmetropisch ist. Die Verteilung der Differenz 84 zwischen der durch die Messung der Hornhautform gewonnenen 3D-Form 81 und die nach der Bewegung von der einer emmetropischen Hornhautoberfläche äquivalenten Brechkraft gewonnene 3D-Form 83 (80) liefern Informationen über den Hornhautablationsbetrag sind. (Ein maximaler Betrag, der einen Einfluss auf den Brechungsfehler aufgrund einer Veränderung eines axialen Augenlänge nach der Ablation hat, ist ungefähr 0,25 D, so dass der Betrag unwesentlich ist).
Im Gegensatz dazu wird im Falle einer Hyperopiekorrektur, wie es in 9 gezeigt ist, der Randbereich der Hornhaut tief abgetragen, wodurch ein kleiner Krümmungsradius der Hornhaut bewirkt wird. In diesem Fall liefert die Verteilung der Höhendifferenz 82 zwischen den zwei 3D-Formen 80 und 81 Informationen über den Hornhautablationsbetrag aller Bereiche der optischen Zone sind.
Zusätzlich wird in all den oben genannten Fällen, wenn der maximale Betrag der Hornhautablation den erlaubten Betrag der Hornhautablation bezüglich aller Bereiche der optischen Zone überschreitet, der Hornhautablationsbetrag dadurch korrigiert, dass bewirkt wird, dass die optische Zone klein ist, so dass er innerhalb des erlaubten Betrags liegt. wenn der Betrag der Hornhautablation aufgrund von Unebenheiten ein negatives Vorzeichen hat, wird der gesamte Betrag der Hornhautablation kontrolliert.
Informationen über den Hornhautablationsbetrag können mit verschiedenen Verfahren gewonnen werden, wie zum Beispiel das oben beschriebene Verfahren, das eine Verteilung des Hornhautablationsbetrags auf der Grundlage der Differenz zwischen beiden 3D-Formen berechnet, oder ein Verfahren, das die Verteilungsinformation der objektiven Brechkraft verwendet.
Zum Beispiel wird eine Mehrzahl von Bereichen konzentrischer Kreise von einem mittleren Bereich zu einem Randbereich in der optischen Zone entsprechend der Verteilung der durch die Messung der Form der Hornhaut gewonnenen Hornhautkrümmung und der Verteilung der durch die einer emmetropischen Hornhautoberfläche äquivalenten Brechkraft gewonnenen Hornhautkrümmung eingestellt. Anschließend wird die Hornhautkrümmung in dem jeweiligen Bereich eines jeden konzentrischen Kreises approximiert. Davon wird eine 3D-Form gewonnen. Anschließend wird die Verteilung des Hornhautablationsbetrags berechnet (es ist wünschenswert, dass jede Grenze so eingestellt wird, dass sich ein stetiger Übergang ergibt). Dieses Verfahren verbessert die Korrekturgenauigkeit im Randbereich mit Hilfe eines im Vergleich zu dem Ablationsverfahren, welches einen Ablationsbereich in der gesamten optischen Zone als eine gleichmäßig sphärische oder torische Oberfläche definiert, relativ einfachen Laserstrahlregelungsverfahrens.
Zusätzlich können die Informationen des Hornhautablationsbetrags dadurch gewonnen werden, dass die durch die Messung der Hornhautform gewonnene Hornhautform und die von der einer emmetropischen Hornhautoberfläche äquivalenten Brechkraft gewonnenen Hornhautform jeweils in eine Mehrzahl von Bereiche unterteilt werden, was bewirkt, dass jeweilige Hornhautformen nicht-sphärische Formen sind, die durch die Berechnungsformel ausgedrückt werden können.
Durch Ausführen einer Operation zur Abtragung der Hornhaut auf der Grundlage von Informationen über einen wie es oben beschrieben gewonnenen Hornhautablationsbetrag ist kann ein Korrekturergebnis gewonnen werden, das besser als das des Standes der Technik ist. Das heißt, im allgemeinen basierte eine Hornhautablation gemäß dem Stand der Technik, obwohl die Hornhautform eines menschliches Auges nicht-sphärisch ist, auf einem Verfahren, das eine Hornhaut als eine sphärische Oberfläche (oder eine torische Oberfläche) definiert. Bezugnehmend auf das Verfahren der vorliegenden Erfindung kann jedoch eine nicht-sphärische Oberfläche automatisch bewahrt werden. Das heißt, in Bezug auf die vorliegende Erfindung kann ein solcher Zustand gewährleistet werden, bei dem der Einfluss der sphärischen Aberration beseitigt ist, so dass nur eine Komponente der Ametropie unter Beibehaltung der ursprünglichen Hornhautform abgetragen werden kann.
Die Daten des Hornhautablationsbetrages, berechnet mit Hilfe des Analyseteils 54, sind auf der HDD 55a oder in dem Speicher 55b gespeichert. Diese Daten werden zur Operation an der Hornhaut zu der Vorrichtung 90 übertragen, die mit Hilfe eines Excimer-Laserstrahls, der über ein Kommunikationskabel mit dem von dem Diskettenlaufwert (FDD) 59a angetriebenen FD 59c und dem Verbindungsanschluss 59b verbunden ist, eine Hornhaut abträgt. Die Vorrichtung 90 bestimmt eine Anzahl von Bestrahlungsimpulsen und eine Bestrahlungsleistung für jede Koordinate der Hornhaut auf der Grundlage der eingegebenen Daten des Hornhautablationsbetrages. In Übereinstimmung mit den vorbestimmten Werten führt die Vorrichtung 90 eine Operation an der Hornhaut durch Steuern bzw. Regeln einer Laserbestrahlung aus.
Ein Beispiel der Vorrichtung 90 ist in der japanischen Patentoffenlegungsschrift Nr. HEI 9 (1997)-266925, die dem US-Patent US 5 906 608 A entspricht, und der DE-Veröffentlichung Nr. 19703661 offenbart. 10 ist eine Ansicht, die eine schematische Anordnung eines optischen Systems und eines Regelungssystems zeigt, die für die Vorrichtung 90 vorgesehen sind. In 10 bezeichnet 103 eine Teilungsmaske, die eine Mehrzahl von streifenförmigen Masken umfasst, die jeweils eine Linie bilden. Eine Teilungsmaskenansteuerungsvorrichtung 104 schließt und öffnet die streifenförmigen Masken, dann wird mit Hilfe eines Excimer-Laserstrahls von einer Laserstrahlquelle 101 eine Längsrichtung eines dünnen Rechtecks teilweise ausgeschnitten. Ein durch die Maske hindurchtretender Laserstrahl wird mit Hilfe eines Planspiegels 105 rastend geführt, wodurch der Laserstrahl bewegt und selektiv begrenzt wird. Demzufolge wird die Hornhaut 113 über ein optisches Aussendesystem mit dem begrenzten Laserstrahl ausgestrahlt. Eine Steuerungsvorrichtung 120 bestimmt eine Koordinatenposition der Hornhaut 113, die mit einem Laserstrahl bestrahlt wird, eine Anzahl von Impulsen der Laserausstrahlung bei der Koordinatenposition und eine Betrahlungsstärke an dieser Position auf der Grundlage des von einer Dateneingabevorrichtung 121 eingegebenen Hornhautablationsbetrages. Die Steuerungsvorrichtung 120 steuert dann die Laserquelle 101, eine Teilungsmaskenansteuerungsvorrichtung 104 für die Teilungsmaske 103, eine Spiegelansteuerungsvorrichtung 106 für den Planarspiegel 105, eine Bilddreheinrichtungsansteuerungsvorrichtung 108 für eine Bilddreheinrichtung 107 und eine Blendenansteuerungsvorrichtung 110 für eine Blende 109 an, wodurch eine Laserstrahlbestrahlung ausgeführt wird. Somit wird die Hornhautoberfläche auf der Grundlage der Daten des Hornhautablationsbetrages derart abgetragen, dass sie nicht-sphärisch ist.
In der obigen Beschreibung ist eine Ausführungsform offenbart, die die Verteilungsinformationen der objektiven Brechkraft und Verteilungsinformationen der Brechkraft der Hornhautoberfläche (Verteilung einer Hornhautkrümmung) bei einem chirurgischen Eingriff zur Korrektur einer Hornhaut verwendet. Alternativ kann eine Modifikation wie folgt verwendet werden.
Wenn bei einer Diagnose die Verteilungsinformationen der objektiven Brechkraft mit den Verteilungsinformationen der Brechkraft der Hornhautoberfläche verglichen werden, dann kann quantitativ oder qualitativ unterschieden werden, ob eine Astigmatismuskomponente des Auges durch die Hornhautform oder einen Faktor einer intraokularen Komponente, die von einer hinteren Position einer Hornhautoberfläche zu einer Netzhaut existiert, verursacht ist. Das heißt, durch Subtraktion der Brechkraft an einer mittleren Position von der einer emmetropischen Hornhautoberfläche äquivalenten Brechkraft an jeder Position kann die Verteilung der Astigmatismuskomponente (ein Restastigmatismus) des Auges, die über die Netzhaut ausgenommen der Hornhautoberfläche existiert, berechnet werden. Dieses Ergebnis wird auf der Anzeige 56 in Form einer in 7 gezeigten Farbkarte angezeigt. Unter Bezugnahme auf diese Farbkarte kann die Eignung einer Kontaktlinse, die zur Korrektur einer Ametropie verwendet wird, bestimmt werden. Zum Beispiel sind im Falle eines irregulären Astigmatismus (dieser Fall kann von den Verteilungsinformationen der objektiven Brechkraft bekannt sein) die Verschreibung einer Brille und die für weiche Kontaktlinsen nicht genug, um eine Sehschärfe zu korrigieren. Jedoch kann der Ophthalmologe, wenn es sich herausstellt, dass ein irregulärer Astigmatismus hauptsächlich durch die Form der Hornhautoberfläche verursacht ist, einem Patienten empfehlen, harte Kontaktlinsen zur Korrektur der Sehschärfe zu verwenden. Ferner, im Falle des Einfügens einer intraokularen Linse zur Behandlung eines Katarakts kann die auf der Anzeige 56 angezeigte Farbkarte als Information verwendet werden, um zu verhindern, dass ein Astigmatismus durch eine Neigung zum Zeitpunkt des Einsetzens induziert wird.
Die vorliegende Erfindung kann durch einige Modifikationen realisiert werden. Zum Beispiel kann eine Messvorrichtung zur Gewinnung einer objektiven Brechkraft von einer Messvorrichtung zur Gewinnung einer Hornhautform getrennt sein. In diesem Fall kann sie so ausgelegt sein, dass jeweilige gemessenen Daten in einen Personalcomputer eingegeben werden, anschließend kann der Personalcomputer eine Analyse ausführen und seine Ergebnisse anzeigen. Alternativ kann sie so konfiguriert sein, dass die Analyse ausgeführt werden kann, indem nur eine Messvorrichtung getrennt vorgesehen ist.
Ferner wird in der bevorzugten Ausführungsform eine Messung der Hornhautform durch Verwenden einer Placidoring-Projektion als ein Beispiel angewendet. Die vorliegende Erfindung ist nicht auf diese Ausführungsform begrenzt, sie ist vielmehr auf alle Arten von Hornhautformmessvorrichtungen anwendbar, die dazu geeignet sind, eine Hornhautkrümmung und eine 3D-Form einer Hornhaut zu gewinnen, und alle Arten von objektiven Brechkraftmessvorrichtungen, auf der Grundlage des Prinzips und des Verfahrens, durch das die Verteilung einer objektiven Brechkraft gewonnen werden kann.
Die vorangehende Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung ist zu Zwecken der Darstellung und Beschreibung gegeben worden. Es ist nicht beabsichtigt, erschöpfend zu sein oder die Erfindung auf die exakte Form, die offenbart ist, zu begrenzen, und Modifikationen und Variationen sind im Lichte der obigen Lehre möglich oder können durch Anwenden der Erfindung erworben werden. Es ist beabsichtigt, dass der Umfang der Erfindung durch die beigefügten Ansprüche definiert ist.

Claims

Ophthalmologische Vorrichtung zur Gewinnung ophthalmologischer Informationen über ein zu untersuchendes Auge (E) und zur Bestimmung eines Hornhautablationsbetrages des Auges auf der Grundlage der gewonnenen ophthalmologischen Informationen, wobei die Vorrichtung umfasst: – ein optisches Fixierungsziel-Projektionssystem (30) zur Projektion eines Fixierungsziel auf das Auge; – ein Hornhautkrümmungs-Messmittel (25, 35, 53) zur Messung der Verteilung einer Hornhautkrümmung des Auges, wobei das Hornhautkrümmungs-Messmittel ein optisches Hornhautkrümmungs-Messsystem (25, 35) zur Projektion eines Ziels auf die Hornhaut des Auges, um die Verteilung der Hornhautkrümmung in einem Zustand, in dem das Auge auf das Fixierungsziel fixiert ist, zu messen, und zur Erfassung eines Bildes des auf die Hornhaut projizierten Ziels umfasst; – ein Augenbrechkraft-Messmittel (100, 52) zur Messung der Verteilung der Augenbrechkraft des Auges, wobei das Augenbrechkraft-Messmittel ein optisches Augenbrechkraft-Messsystem (100) zur Projektion eines Ziels auf den Fundus des Auges, um die Verteilung der Augenbrechkraft in einem Zustand zu messen, in dem das Auge auf das Fixierungsziel fixiert ist, und zur Erfassung eines Bildes des auf den Fundus projizierten Ziels umfasst; dadurch gekennzeichnet, dass die Vorrichtung umfasst: – ein Berechnungsmittel (54) zur Berechnung der Verteilungsdaten der Brechkraft der Hornhautoberfläche des Auges durch Umwandeln der gemessenen Verteilungsdaten der Hornhautkrümmung unter Verwendung des Snell'schen Gesetzes, zur Berechnung der Verteilungsdaten einer einer emmetropischen Hornhautoberfläche äquivalenten Brechkraft des Auges durch Addieren der berechneten Verteilungsdaten der Brechkraft der Hornhautoberfläche zu den gemessenen Verteilungsdaten der Brechkraft des Auges, zur Berechnung von Schätzverteilungsdaten einer Hornhautkrümmung des Auges durch Umwandeln der berechneten Verteilungsdaten der einer emmetropischen Hornhautoberfläche äquivalenten Brechkraft unter Verwendung des Snell'schen Gesetzes und zur Berechnung von Verteilungsdaten des Hornhautablationsbetrages auf der Grundlage der gemessenen Verteilungsdaten der prä-operativen Hornhautkrümmung und der berechneten Schätzverteilungsdaten der post-operativen Hornhautkrümmung.
Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei das Berechnungsmittel eine 3D-Form der Hornhaut des Auges auf der Grundlage der Verteilungsdaten der prä-operativen Hornhautkrümmung und einer 3D-Form der Hornhaut auf der Grundlage der Schätzverteilungsdaten der postoperativen Hornhautkrümmung berechnet, und anschließend die Verteilungsdaten des Hornhautablationsbetrages auf der Grundlage der Differenz zwischen beiden 3D-Formen berechnet, wobei eine Hornhautmitte als Richtwert definiert ist.
Vorrichtung nach Anspruch 1, die eine Anzeigeeinheit (56), die ein von dem Berechnungsmittel berechnetes Ergebnis anzeigt, umfasst.