EP1171024A1 - Verfahren zum herstellen einer künstlichen okularen linse - Google Patents

Verfahren zum herstellen einer künstlichen okularen linse

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Publication number
EP1171024A1
EP1171024A1 EP01915269A EP01915269A EP1171024A1 EP 1171024 A1 EP1171024 A1 EP 1171024A1 EP 01915269 A EP01915269 A EP 01915269A EP 01915269 A EP01915269 A EP 01915269A EP 1171024 A1 EP1171024 A1 EP 1171024A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
eye
lens
aberration
lens blank
ablation profile
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Withdrawn
Application number
EP01915269A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Christof Donitzky
Maximilian Reindl
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Wavelight GmbH
Original Assignee
Wavelight Laser Technologie AG
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Wavelight Laser Technologie AG filed Critical Wavelight Laser Technologie AG
Publication of EP1171024A1 publication Critical patent/EP1171024A1/de
Withdrawn legal-status Critical Current

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Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/103—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for determining refraction, e.g. refractometers, skiascopes

Definitions

  • the invention relates to a method for producing an intraocular lens or a contact lens.
  • Intraocular lenses are artificial eye lenses, consisting of e.g. B. made of acrylic glass, especially "plexiglass", or polymethyl methacrylate (PMMA), in particular in the form of material that is offered under the name Acrysoft (brand). Silicone is also used as a material for IOL.
  • Intraocular lenses are used to correct refractive errors in the eye, often after removing the natural eye lens. IOLs are also used to correct high-grade ametropia. IOLs are also becoming increasingly important in remedying aphakia.
  • the implantation of an IOL is a microsurgical procedure that takes place either in one session (primary implantation) or in more than one session with the lens inserted into the lensless (aphakic) eye.
  • intraocular lenses Hundreds of different types are known. The classification is usually roughly based on the positioning of the IOL and its fixation in the eye. There will be “anterior chamber lenses”; “Iris clip lenses”; “Posterior chamber lenses, fixed in the sulcus (posterior chamber angle)”; and “posterior chamber lenses fixed in the capsular bag”.
  • the present invention relates in particular to all such intraocular lenses.
  • the invention also relates to contact lenses, that is to say optical lenses which act as a visual aid in contact with the eye.
  • a contact lens with its inner, eye-side surface is optimally adapted to the individual shape of the front section of the eye. It serves for the correction of ametropia and irregular refractive errors, conventionally refractive errors of the Cornea of the eye.
  • Suitable materials for contact lenses are in particular PMMA and modifications thereof, CAB (cellulose acetobutyrate) silicone methacrylates, fluorosilicone acrylates, fluorocarbons, HEMA hydrogels, etc.
  • both intraocular lenses and contact lenses are generally molded by the manufacturer, then delivered to the clinic or ophthalmologist and inserted there into the patient's eye or placed on the eye.
  • the lenses are thus mechanically shaped and, if necessary, polished, sterile packed and then delivered to the clinic or doctor who uses them on the patient.
  • Intraocular lenses are used in particular to correct myopia, hyperopia and astigmatism.
  • the so-called refraction data of the patient's eye are measured, i.e. H. the diopter value measured for the patient's eye determines the shape of the lens.
  • the ophthalmologist then orders accordingly or takes a specific intraocular lens from a storage facility which corresponds to this diopter value of the patient.
  • This conventional method is therefore a "flat-rate correction" of low-order ametropia in the sense that the correction is based on the "flat-rate" diopter value of the eye.
  • the optical image in the eye is not only impaired by the above-mentioned low-order ametropia, but also by so-called higher-order image defects.
  • Such higher-order image defects occur in particular after surgical interventions on the cornea and within the eye (cataract operations).
  • Such optical aberrations can be the reason why, despite a medical correction of a low-order error, full visual acuity (visual acuity) is not achieved.
  • P. Mierdel, H.-E. Krinke, W. Wigand, M. Kaemmerer and T. Seiler describe in DER OPHTALMOLOGE, No. 6, 1997, p.441 a measuring arrangement for determining the aberration of the human eye.
  • aberrations for monochromatic light not only due to aberrations due to the cornea, but also the imaging errors caused by the entire ocular imaging system of the eye can be measured, depending on the location, i.e. with a certain resolution it can be determined for given locations within the pupil of the eye, such as At this point, the aberration of the entire optical system of the eye to be corrected is large.
  • Such aberrations of the eye are described in the work by P. Mierdel et al. mathematically described as a so-called wavefront aberration.
  • a wavefront aberration the spatial course of the distance between the real light wavefront of a central light point and a reference surface, such as. B. their ideal, spherical shape. So serves as a spatial reference system.
  • B. the spherical surface of the ideal wavefront. It is also known as such in the prior art to choose a plane as the reference system for the aberration measurement if the ideal wavefront to be measured is flat.
  • the measuring principle according to the work by P. Mierdel, T. Seiler et al. can also be used as an initial step in realizing the present invention. It essentially means that a parallel beam of sufficient diameter is divided into separate parallel individual beams by a shadow mask. These individual rays pass through a converging lens (so-called aberroscope lens) and are thereby focused in the emmetropic eye at a certain distance in front of the retina. The result is clearly visible projections of the mask holes on the retina.
  • This retinal light spot pattern is imaged on the sensor surface of a CCD video camera according to the principle of indirect ophthalmoscopy. In the aberration-free ideal eye, the light spot pattern shown is undistorted and corresponds exactly to the shadow mask pattern.
  • Wavefront aberration mountains gives a value for the wavefront aberration W (x, y) above each pupil location (x-y coordinates), which is then plotted as a height above the x-y coordinates.
  • the wavefront aberration can be determined as a spatial function, based on an arbitrary reference value on the optical axis of the system.
  • Ideal, usually undistorted light spot positions on the retina that can provide the reference value are, for example, four central points with a small mutual distance. Such points represent a central corneal pupil zone of approximately 1 to 2 mm in diameter, which experience has shown can be assumed to be largely free of higher-order image defects.
  • the "wavefront aberration mountains” can be represented mathematically in various ways with the help of a closed expression (a function).
  • z. B. Approximations in the form of a sum of Taylor or, in particular, Zernike polynomials.
  • the Zernike polynomials have the advantage that their coefficients have a direct relationship to the generally known image errors (opening errors, coma, astigmatism, distortion).
  • the Zernike polynomials are a set of fully orthogonal functions.
  • the prior art also already knows the attempt to determine ablation profiles (ablation profiles) individually, depending on the location, for an eye to be corrected, based on so-called topographical measurements of the corneal surface, cf. C.E. Martinez, R.A. Applegate et al. in ARCH OPHTHALMOL / Vol. 116, Aug. 1998, pp. 1053-1062.
  • topographies of the corneal surface only provide data about the corneal curvature, i.e. Elevation data at every point on the corneal surface.
  • aberrations can be calculated from this data, these data only provide higher-order defects on the cornea surface and not aberration values for the entire optical system "eye".
  • the resolving power of the eye (visual acuity) is not only determined by the surface of the cornea, but also by the entire optical system of the eye to be corrected (e.g. also the eye lens), so that improvement is desirable in so far.
  • the present invention has for its object to provide a method for the economical manufacture of intraocular lenses and contact lenses, in which the lenses also take into account individual errors of the higher order eye.
  • Methods according to the invention for solving this problem are characterized in the independent patent claims.
  • a so-called lens blank is first produced mechanically in a conventional manner.
  • the term "mechanical” is intended to cover all types of production which are not based on the ablation (ablation) of material with laser radiation.
  • the lens blanks can e.g. B. cast, pressed, or otherwise mechanically shaped and then optionally polished. This shaping of the lens blank takes place in such a way that it is designed in accordance with a blanket diopter value of the eye to be corrected, that is, for. B. corresponding to the measured diopter value of the eye, without taking into account errors of the higher order eye, as can be determined by the above-described measurement of the wavefront aberration.
  • Such lens blanks can then from manufacture to the site, so z. B. clinics and ophthalmologists, delivered sterile packed.
  • the wavefront aberration of the entire optical system of the eye to be corrected can then be measured with an aberoscope according to a further step of the invention.
  • This measurement determines individual refraction properties of the eye, depending on the location within the pupil, and thus enables further processing of the lens blank obtained above to take into account errors of the higher order eye by further processing the lens blank on site in accordance with the measured aberration data becomes.
  • a laser system that is available anyway in the clinic or ophthalmology practice is particularly suitable, which is otherwise used for other purposes, eg. B. for the formation of the cornea (z. B. PRK, especially LASIK).
  • Such laser systems emit wavelengths with which not only the cornea of the eye can be reshaped by material ablation (ablation), but also largely lens material for the intraocular lenses or contact lenses explained above.
  • ablation material ablation
  • opticians which have a suitable laser system, ie the optician obtains the blank and processes it according to the invention.
  • the data obtained from the measurement of the wavefront aberration of the individual eye to be corrected are entered into a computer, just like the data of the lens blank, which, as said, is prepared for the correction of an ametropic ametropia.
  • the computer is then programmed in such a way that it uses the two data of the aforementioned type (on the one hand the data of the lens blank and on the other hand the data of the measurement of the wavefront aberration) to calculate an ablation profile with respect to the given lens blank, i.e. a further one Forming of the lens blank is calculated in such a way that the lens body which is further shaped with laser radiation after use in or on the eye largely corrects both the errors of lower order (myopia, hyperopia or astigmatism) and the individual errors of higher order of the eye, i.e. locally Refractive properties of the "total system" eye with irregular optical effects.
  • the ablating of material from the lens blank with laser radiation takes place away from the patient's eye, i.e. H. not in a state where the lens is inserted or placed on the eye.
  • the step of calculating the ablation profile in addition to the ablation profile with respect to the lens blank to also calculate a further ablation profile, namely one with respect to the cornea of the eye in which or on which the lens is to be used.
  • a further ablation profile namely one with respect to the cornea of the eye in which or on which the lens is to be used.
  • an intraocular lens or a contact lens results, which partially carries out the correction, while the rest of the correction is carried out by reshaping the cornea (also with laser radiation).
  • Conventional cornea represents the latter Techniques available, especially LASIK.
  • the lens shaped in this way can be inserted into the eye before or after the ablation of coma material.
  • the inventive division of the production into a standardized lens blank and on the other hand into its "post-processing" with laser radiation on site in the clinic, the ophthalmologist's practice or at the optician, has the advantage that the production of the lens ultimately inserted into the eye is significantly simplified (and therefore cheaper). Storage for the clinic or practice is also considerably simplified.
  • Figure 1 shows schematically the wavefront aberration
  • Figure 2 shows schematically an aberroscope for measuring the
  • Figure 3 schematically shows a measuring and control arrangement for
  • Figure 4 shows schematically a lens blank
  • Figure 5 schematically shows a finished lens after ablation of material.
  • FIG. 1 schematically shows the wavefront aberration of an eye already explained above, ie the deviation of the real, aspherical wavefront from the ideal wavefront.
  • A is the optical axis of the system and F is the focal point, the latter also the imaginary starting point of the radiation in the case of an ideal wavefront.
  • FIG. 2 shows schematically the optical scheme of a video aberroscope for measuring the wavefront aberration of an eye 10.
  • the green light of a HeNe laser (543 nm) is expanded to a diameter of about 12 mm and then by means of a shadow mask 12, in which a variety Equidistant holes are formed, divided into a corresponding number of parallel individual beams.
  • these individual beams which are only indicated schematically by dotted lines, run parallel to the optical axis A of the system.
  • These rays are refracted by an aberroscopic lens 14 (converging lens) in front of the eye 10 in such a way that they are focused at a certain distance in front of the retina 20 (focus F).
  • an aberroscopic lens 14 converging lens
  • the aberration lens In a right-angled eye, the aberration lens has e.g. B. a refractive index of + 4dpt. In the aberration-free ideal eye, a completely undistorted light spot pattern is created on the retina 20. The pupil is indicated by the reference number 18.
  • the pattern points are shifted in accordance with the imaging errors, since each individual beam passes only a very specific location of the pupil 18 and experiences a deviation from the ideal course in accordance with the irregular optical effects.
  • This deviation from the ideal course corresponds to the optical aberration of the entire optical system of the eye 10 with respect to a light beam that passes the specific location within the pupil.
  • the individual rays z. B. in the x and y directions a constant distance of 1.0 mm and their diameter is, for example, about 0.5 mm.
  • the entire parallel measuring beam has on the cornea z. B. a dimension of 8 x 8 mm.
  • the light spot pattern generated on the retina 20 is applied to a sensor surface 28 via an ophthalmoscope lens 22 and an objective 24 for the retinal image a solid-state image camera (CCD camera) to process the resulting light spot pattern.
  • CCD camera solid-state image camera
  • the deviations of the locations of the light points give the possibility of determining the wavefront aberration W (x, y) as a spatial function over the pupil area of the eye.
  • the location function can be approximated using a set of polynomials, e.g. B. Taylor polynomials or Zernike polynomials.
  • the Zernike polynomials are preferred here because their coefficients C. have the advantage of being directly related to the image errors, such as opening errors, coma, astigmatism, distortion.
  • the wavefront aberration W can be represented as follows:
  • the Cartesian coordinates in the pupil plane are designated by (x, y).
  • a so-called photo-ablation profile is calculated from this wavefront aberration W (x, y) by means of a computer 48 (FIG. 3).
  • this photo-ablation profile relates to a lens blank 60, as is shown schematically and by way of example in FIG. Figure 4 shows a lens blank 60 for an intraocular lens, here only the optical components of the lens are shown, because only these are of interest here.
  • Possible fastening means and special configurations of the lens for fastening or for use in or on the eye are omitted in the illustration according to FIGS. 4 and 5.
  • the lens blank 60 is made of a material that can be ablated (removed) with laser radiation, in particular in the UV range (such as 193 ⁇ m).
  • the materials mentioned above for IOL or contact lenses are largely suitable for this.
  • the computer calculates the wavefront aberration in the form of a certain number of Zernike coefficients from the light spot pattern explained above, and then uses the wavefront aberration to produce a photo-ablation profile, i.e. H. Data about the depth to which lens material has to be ablated at the respective location of the lens in order to reduce the wavefront aberration.
  • the ablation profile is shown hatched in FIG. 4 and is designated by reference number 62.
  • the ablation profile thus describes the layer thickness of the material to be removed depending on the location (X-Y coordinates) and it can be determined in various ways from the wavefront (aberration):
  • the ablation profile for an eye to be corrected is calculated with a corresponding eye model.
  • the wavefront aberration on the corneal surface taking into account the geometric properties of the eye, such as. B. the corneal thickness, distance between the back surface of the cornea and the front surface of the lens, the distance between the front surface of the lens and the back surface of the lens, the distance between the back surface of the lens and the retina, projected mathematically.
  • the wavefront essentially describes the runtime differences of the light, ie the rt>? ⁇ to ⁇ H- cn S ⁇ MQ & ⁇ ⁇ - ⁇ Z ⁇ - 3 g>? tr 0 ⁇ f C ⁇ cn O
  • the wavefront aberration can also be used to calculate the ablation profile directly from a projection of points onto the cornea and retina. If a light beam with known angles of incidence and coordinate points falls on the cornea and then in the eye, this light beam is imaged on the retina in accordance with the optical properties of the eye. Since the position of the light beam on the cornea and the angle of incidence of the beam are known, the optical beam path can be reproduced by measuring the position of the light beam on the retina. If it is found that the position of the light beam on the retina deviates from the target position (the target position means an aberration-free image), the aberration can be determined from the position deviation. The light is refracted in accordance with the geometric curvature of the surface of the cornea and the other aberration errors of the "eye" system.
  • the above-mentioned positional deviation of the light beam on the retina can be expressed by a corresponding change in the angle of incidence of light.
  • the angle of incidence of light is proportional to the function of the surface of the cornea.
  • a (pathological) change in the curvature of the corneal surface can be concluded from the positional shift of the light beam on the retina and the associated change in the angle of incidence of light.
  • the change in the curvature of the corneal surface therefore describes the derivative function of the (sought) ablation profile. If this method is carried out with a sufficient number of light beams at different points in the eye (e.g. by projecting a grating onto the cornea), the overall derivative function of the (sought) ablation profile can be determined.
  • the ablation profile can then be calculated from this using known mathematical methods (e.g. spline interpolation and subsequent integration).
  • Figure 3 shows schematically the computer and control system for performing a photo ablation according to the calculated Photo ablation profile.
  • the photoablation takes place superficially on the lens blank 60.
  • An excimer laser (193 nm) is particularly suitable as laser 30 for photo ablation. Also particularly suitable are Er: YAG solid-state lasers with a wavelength of 2.94 ⁇ m and UV solid-state lasers (e.g. Nd: YAG with 213 nm).
  • the laser radiation is deflected by means of a galvanometric scanner (scanner) 32 and the deflected laser beam 34 is directed to the lens blank 60 in order to remove the ablation profile 62.
  • a galvanometric scanner scanner 32
  • the deflected laser beam 34 is directed to the lens blank 60 in order to remove the ablation profile 62.
  • the wavefront aberration was determined by means of a grid point shift (for example according to the work of J. Liang et al.).
  • it is possible to measure the wavefront aberration differently e.g. according to the work by H.C. Howland and B. Howland cited above) or also according to a work by G. Smith, R.A. Applegate and H.C. Howland Ophthal. Physiol. Opt. Vol. 16, No. 3, pp. 222-229, 1996 or the work of G. Walsh, W.N. Charman and H.C. Howland in Optical Society of America 1984, pp. 987-992.

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Abstract

Ein Verfahren zum Herstellen von intraokularen Linsen oder Kontaktlinsen sieht folgende Schritte vor: a) mechanisches Formen eines Linsen-Rohlings 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 entsprechend dem berechneten Ablationsprofil mittels Laserstrahlung.

Description

Verfahren zum Herstellen einer künstlichen okularen Linse
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Herstellen einer intraokularen Linse oder einer Kontaktlinse .
Intraokulare Linsen (IOL) sind künstliche Augenlinsen, bestehend z. B. aus Acrylglas, insbesondere "Plexiglas", oder Polymethylmethacrylat (PMMA) , insbesondere in Form von Material, das unter der Bezeichnung Acrysoft (Marke) angeboten wird. Auch Silicon wird als Material für IOL verwendet.
Intraokulare Linsen dienen der Korrektur von Refraktionsfehlem des Auges, häufig nach Entfernen der natürlichen Augenlinse. 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 Eingriff, 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 "Vorderkammer1insen" ; "Iris-Cliplinsen"; "Hinterkammerlinsen, im Sulcus (Hinterkammerwinkel) fixiert"; und "Hinterkammerlinsen 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 Refraktionsfehlem, herkömmlicherweise Refraktionsfehlern der Hornhaut des Auges. Als Werkstoffe für Kontaktlinsen kommen insbesondere in Betracht PMMA und Modifikationen 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 aufgesetzt. Die Linsen werden also mechanisch geformt und gegebenenfalls 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 niederer Ordnung in dem Sinne, daß die Korrektur auf den "pauschalen" Dioptrie-Wert des Auges abstellt.
Allerdings wird die optische Abbildung im Auge nicht nur durch, die genannten Fehlsichtigkeiten niederer Ordnung beeinträchtigt, sondern auch durch sogenannte Bildfehler höherer Ordnung. Solche Bildfehler höherer Ordnung treten insbesondere auf nach operativen Eingriffen an der Hornhaut und innerhalb des Auges (Katarakt-Operationen) . Solche optischen Aberrationen können die Ursache dafür sein, daß trotz einer ärztlichen 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 können die vom gesammten okularen Abbildungsystem des Auges verursachten Abbildungsfehler gemessen werden, und zwar ortsabhängig, 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 optischen Systems des zu korrigierenden Auges ist. Derartige Abbildungsfehler des Auges werden in der vorstehend zitierten Arbeit von P. Mierdel et al . als sogenannte Wellenfrontaberration mathematisch beschrieben. Man versteht unter einer Wellenfrontaberration den räumlichen Verlauf des Abstands zwischen der realen Lichtwellenfront eines zentralen Lichtpunktes 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 Bezugssystem 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 beinhaltet im wesentlichen, daß ein Parallelstrahlbündel hinreichenden Durchmessers durch eine Lochmaske in getrennte parallele Einzelstrahlen aufgeteilt wird. Diese Einzelstrahlen durchlaufen eine Sammellinse (sogenannte Aberroskoplinse) und werden dadurch beim emmetropen Auge in einem bestimmten Abstand vor der Retina fokussiert. Die Folge sind gut sichtbare Projektionen der Maskenlöcher auf der Retina. Dieses retinale Lichtpunktmuster wird nach dem Prinzip der indirekten Ophtalmoskopie auf die Sensorfläche einer CCD-Videocamera abgebildet. Im aberrationsfreien idealen Auge ist das abgebildete Lichtpunktmuster unverzerrt und entspricht genau dem Lochmaskenmuster. Ist aber eine Aberration gegeben, kommt es zu individuellen 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 Musterpunktverschiebungen wird schließlich die Wellenfrontaberration mit einem Näherungsverfahren als Ortsfunktion über der Pupillenfläche ermittelt. Der genannte Stand der Technik beschreibt auch die mathematische Darstellung dieser Wellenfrontaberretion in Form eines sogenannten "Wellenfrontaberrationsgebirges" . 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 jeweiligen Pupillenort. Für jeden einfallenden Lichtstrahl besteht in erster Näherung eine Proportionalität zwischen der gemessenen Abweichung des entsprechenden retinalen Lichtpunktes von seiner idealen Position und der Steilheit des "Wellenfrontaberrationsgebirges". Somit kann daraus die Wellenfrontaberration 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 Abstand. Solche Punkte repräsentieren eine zentrale Hornhaut-Pupillen-Zone von etwa 1 bis 2 mm Durchmesser, die Erfahrungsgemäß als weitgehend frei von Bildfehlern höherer Ordnung 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 Aufsatz 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 Society of America, 11(7) .1949-1957, Juli 1994, wird gezeigt, wie die Wellenfront (bzw. Wellenfrontaberration) aus den Gitterpunktverschiebungen berechnet werden kann. Aus der Bestimmung der Ableitungsfunktion der Wellenfront läßt sich so die eigentliche 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 Measurement 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 monochromatischen Aberration und die Ermittlung der ersten fünfzehn Taylor-Koeffizienten. Auf diesen Stand der Technik kann zurückgegriffen 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, Ablationsprofile (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 Topographien der Hornhautoberfläche liefern jedoch nur Daten über die Hornhautkrümmung, d.h. Höhendaten an jedem Punkt der Hornhautoberfläche. Aus diesen Daten lassen sich zwar Aberrationen berechnen, jedoch liefern diese Daten nur Fehler höherer Ordnung an der Hornhautoberfläche und nicht Aberrationswerte für das gesamte optische System "Auge". Das Auflösungsvermögen 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 Augenlinse) , 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 berücksichtigen. 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 "mechanisch" soll hier alle Herstellungsarten erfassen, die nicht auf der Ablation (Abtragung) von Material mit Laserstrahlung beruhen. Die Linsen-Rohlinge können z. B. gegossen, gepreßt, oder sonstwie mechanisch geformt und anschließend ggf. poliert werden. Diese Formung des Linsen- Rohlings erfolgt 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 festgestellt werden können, berücksichtigt sind. Derartige Linsen-Rohlinge können dann vom Herstellen an den Einsatzort, also z. B. Kliniken und Augenärzte, steril verpackt geliefert werden.
Vor Ort, d. h. in der Klinik bzw. Augenarztpraxis, kann dann gemäß einem weiteren Schritt der Erfindung mit einem Aberoskop 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 intraokularen Linsen oder Kontaktlinsen. Auch kann die Erfindung 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 Daten des individuellen, zu korrigierenden Auges, werden in einen Rechner eingegeben, ebenso wie die Daten des Linsen-Rohlings, der, wie gesagt, zur Korrektur einer ametropen Fehlsichtigkeit vorbereitet ist, also z. B. einer Myopie, Hyperopie 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 entsprechend weiter mit Laserstrahlung geformte Linsenkörper nach Einsatz im bzw. am Auge sowohl die Fehler niederer Ordnung (Myopie, Hyperopie oder Astigmatismus) als auch die individuellen Fehler höherer Ordnung des Auges weitgehend korrigiert, also lokale Refraktionseigenschaften des "Gesamtsystems" Auge mit irregulären optischen Wirkungen.
Das Ablatieren von Material des Linsen-Rohlings mit Laserstrahlung 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 Ablationsprofils außer dem Ablationsprofil bezüglich des Linsen- Rohlings auch ein weiteres Ablationsprofil zu berechnen, nämlich 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 restliche Korrektion durch Neuformung der Kornea (auch mit Laserstrahlung) erfolgt. Für letztere Formung der Kornea stehen herkömmliche Techniken zur Verfügung, insbesondere LASIK. Die so geformte Linse kann vor oder nach der Ablation von Komeamaterial in das Auge eingesetzt werden.
Die erfindungsgemäß vorgesehene Aufspaltung der Herstellung einmal in einen standardisierten Linsen-Rohling und zum anderen 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 eingesetzten 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 beispielhaft näher erläutert. Es zeigt:
Figur 1 schematisch die Wellenfrontaberration;
Figur 2 schematisch ein Aberroskop zum Messen der
Wellenfrontaberration des gesamten optischen Systems eines zu behandelnden Auges,
Figur 3 schematisch eine Meß- und Steueranordnung zum
Durchführen einer photorefraktiven Keratektomie des Auges, Mitteln zum Ableiten eines Photoablationsprofils und Mitteln zum Steuern der Laserstrahlung,
Figur 4 schematisch einen Linsen-Rohling, und
Figur 5 schematisch eine fertige Linse nach Ablation von Material .
Figur 1 zeigt schematisch die oben bereits erläuterte Wellenfrontaberration 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, letzteres hier auch der gedachte Ausgangspunkt der Strahlung im Falle einer idealen Wellenfront.
Figur 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 mittels einer Lochmaske 12, in der eine Vielzahl äquidistanter Löcher ausgebildet sind, in eine entsprechende Anzahl paralleler Einzelstrahlen aufgeteilt. Gemäß Figur 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 (Fokus F) . Bei einem rechtsichtigen Auge hat die Aberroskoplinse z. B. einen Brechwert von +4dpt. Im aberrationsfreien Idealauge entsteht auf diese Weise ein völlig unverzerrtes Lichtpunktmuster auf der Netzhaut 20. Die Pupille ist mit dem Bezugszeichen 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 Pupille 18 passiert und gemäß den irregulären optischen Wirkungen eine Abweichung vom idealen Verlauf erfährt. Diese Abweichung vom idealen Verlauf entspricht dem optischen Abbildungsfehler des gesamten optischen Systems des Auges 10 bezüglich eines Lichtstrahls, der den bestimmten Ort innerhalb der Pupille passiert. Auf der Hornhaut haben die Einzelstrahlen 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 x 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 äquidistante, regelmäßige Struktur des fehlerfreien Auges, ergibt die Möglichkeit, die Wellenfrontaberration W (x, y) als Ortsfunktion über die Pupillenfläche des Auges zu ermitteln. Die Ortsfunktion kann mittels eines Satzes von Polynomen approximiert werden, z. B. Taylor-Polynomen oder Zernike- Polynomen. Die Zernike-Polynome werden hier bevorzugt, weil ihre Koeffizienten C. den Vorteil eines direkten Bezuges zu den Bildfehlern haben, wie Öffnungsfehler, Koma, Astigmatismus, Verzeichnung. Mit den Zernike-Polynomen Z. (x, y) läßt sich die Wellenfrontaberration W wie folgt darstellen:
W(x,y) = Σ, C; x Z^x^) .
Mit (x,y) sind die kartesischen Koordinaten in der Pupillenebene bezeichnet.
Mit der Bestimmung von z. B. den ersten 14 Koeffizienten C (i = 1,2, ..., 14) der Zernike-Polynome ist eine hinreichend genaue Beschreibung der Wellenfrontaberration W(x,y) als Funktion der Ortskoordinaten der freien Pupillenfläche möglich. Auf diese Weise ergibt sich ein sog. Wellenfrontaberrationsgebirge, 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 Wellenfront mathematisch zu beschreiben, z. B. Taylor-Reihen. Die Zernike-Polynome sind nur das hier gewählte Ausführungsbeispiel .
Aus dieser Wellenfrontaberration W(x,y) wird mittels eines Rechners 48 (Figur 3) ein sog. Photo-Ablationsprofil berechnet.
Dieses Photo-Ablationsprofil bezieht sich gemäß einer ersten Variante der Erfindung auf einen Linsen-Rohling 60, wie er in Figur 4 schematisch und beispielhaft gezeigt ist. Figur 4 zeigt einen Linsen-Rohling 60 für eine intraokulare Linse, wobei hier nur die optischen Komponenten der Linse dargestellt 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 Figuren 4 und 5 weggelassen.
Der Linsen-Rohling 60 besteht aus einem Material, das mit Laserstrahlung, insbesondere im UV-Bereich (wie z. B. 193 um) ablatierbar (abtragbar) ist. Die eingangs genannten Materialien für IOL bzw. Kontaktlinsen sind hierfür weitgehend geeignet.
Gemäß der ersten Variante der Erfindung berechnet der Computer aus dem oben erläuterten Lichtpunktmuster die Wellenfrontaberration in Form einer bestimmten Anzahl von Zernike- Koeffizienten und dann aus der Wellenfrontaberration ein Photo- Ablationsprofil, d. h. Daten darüber, bis zu welcher Tiefe am jeweiligen Ort der Linse Linsenmaterial ablatiert werden muß, um die Wellenfrontaberration zu verkleinern. Das Ablationsprofil ist in Figur 4 schraffiert dargestellt und mit dem Bezugszeichen 62 bezeichnet. Das Ablationsprofil beschreibt also die Schichtstärke des abzutragenden Materials in Abhängigkeit vom Ort (X-Y-Koordinaten) und es kann auf verschiedene Weise aus der Wellenfront (Aberration) bestimmt werden:
Grundsätzlich erfolgt die Berechnung des Ablationsprofils für ein zu korrigierendes Auge mit einem entsprechenden Augenmodell.
Dazu wird die Wellenfrontaberration auf die Hornhautoberfläche unter Berücksichtigung der geometrischen Eigenschaften des Auges, wie z. B. der Hornhautdicke, Abstand zwischen Hornhautrückfläche und Linsenvorderfläche, Abstand zwischen Linsenvorderfläche und Linsenrückflache, Abstand zwischen Linsenrückflache und Netzhaut, mathematisch projiziiert. Weiterhin werden bei der Berechnung des Ablationsprofils die Brechnungsindizes der einzelnen optischen Elemente des Auges berücksichtigt (z. B. Tränenfilm n=l,337, Hornhaut n=l,37, Kammerwasser n=l,337 usw.). Die Wellenfront beschreibt im wesentlichen die Laufzeitunterschiede des Lichts, d. h. die rt > ?Ö to Φ H- cn S < M Q & Φ μ- < Z < μ- 3 g >? tr 0^ f CΛ cn O
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Wellenfrontaberration kann das Ablationsprofil auch direkt aus einer Projektion von Punkten auf die Hornhaut und die Netzhaut berechnet werden. Fällt ein Lichtstrahl mit bekannten Einfallswinkeln und Koordinatenpunkten auf die Hornhaut und dann in das Auge, so wird dieser Lichtstrahl entsprechend den optischen Eigenschaften des Auges auf der Netzhaut 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 Netzhaut von der Sollposition abweicht (die Sollposition bedeutet eine aberrationsfreie Abbildung) , so läßt sich aus der Positionsabweichung die Aberration ermitteln. Das Licht wird entsprechend der geometrischen Krümmung der Oberfläche der Hornhaut 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 Abieitungsfunktion der Oberfläche der Hornhaut. Durch iteratives Vorgehen kann aus der Positionsverschiebung des Lichtstrahls auf der Netzhaut und der damit verbundenen Änderung des Lichteinfallswinkels auf eine (krankhafte) Änderung der Krümmung der Hornhautoberfläche geschlossen werden. Die Änderung der Krümmung der Hornhautoberfläche beschreibt also die Abieitungsfunktion 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 Abieitungsfunktion des (gesuchten) Ablationsprofils bestimmen. Hieraus kann dann mit bekannten mathematischen Verfahren (z. B. Spline-Interpolation und anschließende Integration) das Ablationsprofil berechnen.
Figur 3 zeigt schematisch das Rechner- und Steuersystem zur Durchführung einer Fotoablation gemäß dem errechneten Fotoablationsprofil . Die Fotoablation erfolgt oberflächlich auf dem Linsen-Rohling 60.
Als Laser 30 für die Fotoablation kommt insbesondere in Betracht ein Excimerlaser (193 nm) . Ebenfalls in Betracht kommen 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 Abtasters (Scanner) 32 umgelenkt und der umgelenkte Laserstrahl 34 wird den Linsen-Rohling 60 gerichtet, um das Ablationsprofil 62 abzutragen.
Beim vorstehend abgehandelten Ausführungsbeispiel wurde die Wellenfrontaberration mittels Gitterpunktverschiebung ermittelt (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

Patentansprüche
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: 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) .
3. Verf hren 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.
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