Die refraktive Laserchirurgie der Cornea insbesondere mit ablativ arbeitenden Excimerla- sein (ArF-Wellenlänge 193 nm) als OP-Laser ist mittlerweile zu einem etablierten Ver- fahren zur Behandlung von refraktiven Sehfehlern geworden. Die Behandlung wird dabei mit sogenannten Spotscanning-Systemen am frei beweglichen Auge des Patienten durch- geführt. Diese Systeme lassen auch patientenindividuelle Korrelcturen, sogenannte custo- mized ablations zu.

Eine Augenbewegung des Patienten macht es erforderlich, den Strahl des OP-Lasers ent- sprechend der Bewegung nachzuführen. Dazu wird mit einem sogenannten Eye-Tracking- System die Augenbewegung des Patienten und damit die aktuelle Stellung des Auges er- fasst und als Korrekturwert zur Steuerung des OP-Lasers benutzt. Übliche Eye-Tracldng- System arbeiten auf Basis bildverarbeitender Systeme, in dem diese beispielsweise die Pupille des Auges mit Hilfe einer Digitalkamera vermessen und mit Bildverarbeitungsalgo- rithmen durch Vergleich von Bildfolgen die Augenstellung bestimmen können. Da Augen- bewegungen recht schnell erfolgen und bereits kleinste Winkelfehler erkannt werden müs- sen, werden dazu üblicherweise Hochgeschwindigkeits-Video-Kameras eingesetzt.

Als Tracking-Objekt für die Hochgeschwindigkeits-Video-Kamera verwendet man vor- zugsweise die Pupille, da man dadurch am Anfang eine automatische videogestützte Pu- pillenzentrierung durchführen kann und das gleiche Objekt auch während der Behandlung nachverfolgen kann. Diese Vorgehensweise ist am unbehandelten Auge problemlos. Be- reits bei vorbereitenden Arbeiten wie dem Entfernen des Epithels bei der PRK (Photo- Refraktive Keratektomie) oder dem Aufklappen des Flaps bei LASIK (Laser assisted in situ Keratumilensis) verändert man jedoch die Kontrastverhältnisse. Während der Laserbe- handlung wird dieses Problem weiter verschärft, da man eine stark streuende Oberfäche über den Pupillendurchmesser hinaus erzeugt.

Um dieses Problem zu umgehen, wurden verschiedene Optimierungsansätze erarbeitet.

Dabei weicht man auf andere Tracking-Objekte am Auge wie z. B. Limbus oder Iris nach anfänglicher Pupillenzentrierung aus oder legt zusätzliche Trackingringe auf das Auge, um eine stabile Funktion des Eye Trackings während der Behandlung zu gewährleisten. Dies ist jedoch mit unangenehmem zusätzlichem Behandlungsaufwand verbunden.

Bei einem anderen Optimierungsansatz wird das Auge mit Infrarot-LEDs seitlich beleuch- tet. Dadurch erhält man auch während der Laserbehandlung eine geringere Ausfallrate des Systems.

Die Beleuchtung ist jedoch mit zusätzlichem Arbeitsaufwand für den Arzt und einer Ein- schränkung der Arbeitsfreiheit im OP-Feld verbunden.

Der vorliegenden Erfindung liegt daher das Problem zugrunde, ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Verfolgung von Augenbewegungen bereitzustellen, die eine zuverlässige Verfolgung der Augenbewegung bei möglichst einfacher Bedienung gewährleisten.

Dieses Problem wird durch ein Verfahren nach Patentanspruch 1 sowie eine Vorrichtung nach Patentanspruch 9 gelöst.

Das erfindungsgemäße Verfahren sieht vor, dass die Bestrahlung durch die Pupille erfolgt bzw. die Pupille durch das reflektierte Licht eine quasi monochromatische IR-Quelle bil- det.

In einer Weiterbildung des Verfahrens ist vorgesehen, dass die Anregung des Augeninne- ren zum Leuchten durch eine koaxial zur optischen Achse eines OP-Lasers angeordnete Lichtquelle erfolgt. Dieses Verfahren bietet den Vorteil, dass der behandelnde Arzt nur eine einzige Strahlungsquelle handhaben muss.

In einer Weiterbildung des Verfahrens ist vorgesehen, dass die Lichtquelle eine IR- Laserdiode ist. Auf diese Weise lässt sich eine ausreichende Leuchtintensität ohne störende Lichtreflexe beispielsweise für den behandelnden Arzt erzielen.

In einer Weiterbildung des Verfahrens ist vorgesehen, dass die IR-Laserdiode gepulst ar- beitet. Dies ermöglicht eine hohe augenblickliche Strahlungsleistung mit entsprechend hoher Leuchtdichte des rückgestrahlten Lichtes bei einer vergleichsweie geringen mittleren Bestrahlungsleistung.

In einer Weiterbildung des Verfahrens ist vorgesehen, dass die Impulse der IR-Laserdiode mit der Laserschussfrequenz des OP-Lasers so synchronisiert sind, dass die IR-Laserdiode nur in Laserschusspausen des OP-Lasers leuchtet. Diese Maßnahme verringert eventuelle Interfrerenzen oder Beeinträchtigung der Kameraoptik durch den verwendeten OP-Laser.

In einer Weiterbildung des Verfahrens ist vorgesehen, dass die Impulse der IR-Laserdiode mit der Bildfrequenz einer Kamera, die das von dem Auge emittierte Licht aufnimmt, syn- chronisiert sind. Die Kamera nimmt daher nur Bilder auf, die während der Bestrahlung des Auges durch die IR-Laserdiode erzeugt werden. Diese Maßnahme vermindert Ungenauig- keiten durch von dem OP-Laser erzeugte Bilder weiter.

In einer Weiterbildung des Verfahrens ist vorgesehen, dass die Strahlung der Laserdiode einen Fokus auf der Corneaoberfläche des Auges hat. Auf diese Weise wird das Auge selbst in seinen optischen Eigenschaften optimal ausgenutzt.

In einer Weiterbildung des Verfahrens ist vorgesehen, dass die Strahlung der Laserdiode einen möglichst ausgedehnten Fleck auf der Netzhaut des Auges hat. Mit dieser Maßnah- me wird die Intensität des rückgestreuten Lichtes optimiert.

Das eingangs genannte Problem wird auch durch eine Vorrichtung zur Verfolgung von Augenbewegungen insbesondere bei der refraktiven Laserchirurgie umfassend eine Kame- ra, eine Auswerteeinheit sowie eine Lichtquelle gelöst, wobei diese nach einem Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9 arbeiten kann. In einer bevorzugten Ausführungsform ist dabei vorgesehen, dass die Strahlung der Lichtquelle und das vom Auge rückgestrahlte Licht im Wesentlichen koaxial verlaufen. Auf diese Weise lassen sie sämtliche bei der re- fraktiven Laserchirurgie des Auges zu bedienende Elemente in einem einzigen Gehäuse und dabei nur einer von dem Arzt zu bedienenden Vorrichtung zusammenfassen.

In einer Weiterbildung der Vorrichtung ist vorgesehen, dass die Strahlung der Lichtquelle und das vom Auge rückgestrahlte Licht im Wesentlichen koaxial verlaufen. Diese Maß- nahme ermöglicht eine weitere Zusammenfassung der Baugruppen in nur einer Gehäuse- einheit.

In einer Weiterbildung der Vorrichtung ist vorgesehen, dass das rückgestrahlte Licht durch einen Scannerspiegel auf die nicht koaxial zur Strahlung der Beleuchtungseinheit angeord- nete Kamera gelenkt wird. Mit Hilfe des Scannerspiegels kann so weit entfernt vom Auge eine Aufteilung beider Strahlengänge erfolgen.

Der Scannerspiegel ist vorzugsweise so gestaltet, dass dieser den überwiegenden Teil des von der Lichtquelle auf diesen auftreffenden Lichtes durchlässt und damit das Auge be- strahlt wird und das vom Auge reflektierte Licht reflekiert. Spiegel lassen sich auch mit

dielektrischer Beschichtung nur für Transmission oder Reflexion optimieren. Durch die geringere von dem Auge rückgestrahlte Lichtintensität und die Möglichkeit, die Leistung der Lichtquelle nahezu beliebig zu wählen wird der Scannerspiegel im vorliegenden An- wendungsfall für die Reflexion optimiert.

In einer Weiterbildung der Vorrichtung ist vorgesehen, dass im Strahlengang des reflek- tierten Lichtes ein Filter angeordnet ist, der im wesentlichen Licht der von der Lichtquelle abgegebenen Wellenlänge durchlässt. Störstrahlung, die aus der Umgebung auf das Auge trifft und von diesem reflektiert wird, kann so herausgefiltert werden. Die Intensität des von der Lichtquelle auf das Auge eingestrahlten Lichtes kann mit Rücksicht auf die Be- lastbarkeit der Retina des Auges nicht beliebig erhöht werden. Eine Verbesserung des Störstrahlungsabstandes wird daher hier bewirkt durch das Herausfiltern des Störspek- trums. Diese Maßnahme erhöht das Kontrastverhältnis zwischen Pupille und Umgebungs- bereich.

Bevorzugt wird ein dielektrisches Filterelement eingesetzt, mit dem die Umgebungsinten- sität aufgrund der Monochromatie der Laserstrahlung stark unterdrückt wird und so ein gutes Kontrastverhältnis erzeugt werden kann.

In einem weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung wird zur Bestimmung der Augenposition ein Fixpunkt auf der Cornea bestimmt. Ein solcher Fix- punkt dient dazu, die Augenbewegung nachverfolgen zu können und in Referenz zu die- sem Punkt einen"Off-set"für die aktuellen Koordinaten des Auges zu ermitteln. In Ab- weichung von diesem Fixpunkt können dann beispielsweise die Schußparameter und -koordinaten ermittelt werden.

Besonders bevorzugt ist dieser Fixpunkt der geometrische Mittelpunkt des optischen Ab- bildes der Pupille. Dieser geometrische Mittelpunkt bzw. Schwerpunkt der Pupille wird dann als Fixpunkt übernommen. Da sich die Pupille im Durchmesser verändert, verschiebt sich dieser Mittelpunkt über die Zeit. Daher wird dieser Mittelpunkt bzw. Fixpunkt bevor- zugt regelmäßig neu bestimmt. Damit wird der Fixpunkt auf der Cornea gehalten. Von der Zuordnung dieses Fixpunktes wird dann der"Off-set"bestimmt, der beispielsweise auf einen Scannerspiegel gegeben werden kann.

In einem weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung wird durch die Auswertung des Abbildes der Pupille die laterale Verschiebung des Auges und/ oder die Rollbewegung des Auges erfasst. Hierdurch können kugelförmige Objekte, wie

beispielsweise das Auge, mit Lasern behandelt werden, wobei es nun berücksichtigt wer- den kann, ob der Ablations-Spot des Lasers auf den Mittelpunkt der Kugel bzw. des Auges gerichtet ist oder der Laserschuß in seiner gedachten Verlängerung weit am Mittelpunkt des Auges bzw. der Kugel vorbeiführt. Davon ist nämlich der Wirkungsgrad des Abla- tions-Spots des Lasers abhängig. Wenn dieser die Kugeloberfläche peripher am Rand trifft, d. h. der gedachte verlängerte Laserschuß am Mittelpunkt des Auges vorbeigeht, dann muß für dieselbe Ablationswirkung eine höhere Energie aufgewendet werden, da der Laser-Spot nun als elliptische Projektion des kreisförmigen Spots auf der Kugel-bzw. Augenoberflä- che auftrifft. Wenn der Schuß genau auf den Mittelpunkt der Kugel bzw. des Auges gezielt ist, dann ist der Wirkungsgrad des Laser-Spots in der Ablation am höchsten. Durch die Berücksichtigung der Rollbewegung des Auges neben der translatorischen bzw. lateralen Verschiebung können diese Energieeffekt ausgeglichen werden und jeweils unter Berück- sichtigung des optimalen Wirkungsgrades genau an Hand der Position des Auges und des anzubrungenden Ablations-Spots berücksichtigt werden. Damit ist eine och genauere Be- arbeitung der Oberfläche möglcih. Das Abrollen bzw. Rollen des Auges kann durch Bild- verarbeitung ermittelt werden, insbesondere über die Auswertung der erfaßten Irisstruktur.

Bevorzugt wird dabei auch die Vorderkammertiefe des Auges berücksichtigt. Damit läßt sich der Drehwinkel des Auges dann ermitteln und somit auch dieser Effekt bezüglich des Energieeintrages auf der Kugeloberfläche außerhalb des Mittelpunktes berücksichtigen.

In einem weiteren bevorzugten Verfahren der vorliegenden Erfindung wird aus einer mitt- leren Augenlänge und einer mittleren Voderkammertiefe ein Ausgleichsfaktor berechnet, welcher der Parallaxe zwischen Hornhautvorderfläche und Eintrittspupille entspricht. Da- durch können die Abweichungen, die sich durch die Rollbewegung des Auges ergeben kann, kompensiert werden. Bevorzugt wird hierbei ein mittlererWert für die biometrischen Parameter wie Augenlänge und Vorderkammertiefe verwendet. Somit lassen sich aufwen- dige Vorabmessungen vermeiden, was zu einer zügigeren Duchführung des Verfahrens führt.

Bevorzugt wird der Ausgleichsfaktor auf Scannerspiegel eines Arbeitslasers übertragen.

Damit können die gewonnenen Werte zur Kompensation der Parallaxe direkt auf die Scan- nerspiegel weitergegeben werden, die einen Arbeitslaserstrahl ablenken und so dafür sor- gen, dass die Parallaxe direkt auf der zu bearbeitenden Kugeloberfläche kompensiert wer- den kann.

Bevorzugt ist der Ausgleichsfaktor linear. Für kleine Winkel in dieser geometrisch be- stimmten Parallaxe gilt beispielsweise die Näherung, dass der Sinus durch das Argument

ersetzt werden kann. Daneben existieren weitere Näherungsmöglichkeiten, die eine einfa- che Bestimmung dieses Ausgleichsfaktors ermöglichen. Dieser lineare (genäherte) Aus- gleichsfaktor ist einfach und schnell zu bestimmen und erlaubt so eine zügige Durchfüh- rung des erfindungsgemäßen Verfahrens.

Besonders bevorzugt gehorcht der Ausgleichsfaktor einer nichtlinearen Funktion. Diese nichtlineare Funktion zur Ermittlung des Ausgleichsfaktors ist die geometrisch korrekte Funktion, während die lineare Beziehung eine Näherung darstellt. Gerade für größere Winkel in der Parallaxe können die Näherungen zu unerwünschten Abweichungen bzw.

Fehlern führen. Mit dem bevorzugten Verfahren können damit größere Abweichungen besser kompensiert werden.

Bevorzugt wird der Ausgleichsfaktor durch die individuelle Messung biometrischer Para- meter bestimmt. Solche biometrischen Parameter sind insbesondere die Augenlänge und/ oder die Vorderkammertiefe. Besonders bevorzugt wird die Augenlänge individuell be- stimmt, da diese einfach zu messen ist. Ganz besonders bevorzugt wird (auch) die Vorder- kammertiefe individuell bestimmt, da hiermit eine beonders korrekte Kompensation indi- viduell durchgeführt werden kann.

Weiter vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung werden nachfolgend anhand der Zeich- nungen erläutert. Dabei zeigen Fig. 1 a eine Prinzipskizze des Aufbaus der Vorrichtung ; Fig. 1 b eine Prinzipskizze des Aufbaus eines weitren Ausführungsbeispiels der er- findungsgemäßen Vorrichtung ; Fig. 2 eine Prinzipskizze des Strahlenganges der Vorrichtung.

Eine Vorrichtung zur Verfolgung der Augenbewegung 1 umfasst eine Lichtquelle 2, sowie ein Teleskop 3. Das von der Lichtquelle 2 ausgesandte Licht wird über das Teleskop 3, das mit weiteren optischen Einrichtungen wie beispielsweise Linsen oder dergleichen ausge- stattet sein kann, auf ein Auge 4 einer nicht dargestellten zu behandelnden Person gelenkt.

Das Licht wird in einem Fokus 5 gebündelt. Der Fokus 5 liegt auf der Corneaoberfläche 6 der Iris 7 des Auges 4. Nach dem Durchtritt durch die Corneaoberfläche 6 weitet sich der Lichtstrahl der Lichtquelle 2 auf und trifft als ausgedehnter Fleck auf die Netzhaut 8 des Auges 4. Die Lichtquelle 2 ist im vorliegenden Ausführungsbeispiel eine Infrarot-

Laserdiode. Deren Leistung ist so gewählt, dass die zulässige Bestrahlungsintensität für die Netzhaut 8 eingehalten wird.

Von der Netzhaut 8 wird das darauf treffende Licht diffus zurückgestrahlt, dies ist durch Pfeile 9 in Figur 1 angedeutet. Das von der Netzhaut 8 zurückgestrahlte Licht 9 führt zu einer homogenen Ausleuchtung der Pupille 10.

Nach Durchtritt des zurückgestrahlten Lichtes 9 durch die Pupille 10 trifft dieses auf einen Scannerspiegel 11. Dieser ist um mindestens zwei Achsen beweglich, beispielsweise um die aus der Zeichenebene herausragende Querachse 12 sowie die in Figur 1 mit dem Be- zugszeichen 13 bezeichnete Hochachse. Durch Bewegung um diese beiden Achsen kann der Scannerspiegel 11 unterschiedliche Bereiche der Netzhaut 8 des Auges 4 auf eine Ka- mera 14 abbilden. Die Kamera 14 ist an einer Auswerteeinheit 15 angeschlossen, die zum Einen den Scannerspiegel 11 und zum Anderen einen nicht näher dargestellten OP-Laser 16 steuert. Die optische Achse des OP-Lasers 16 ist koaxial zu der optischen Achse der Vorrichtung zur Augenverfolgung 1 angeordnet.

Der Scannerspiegel 11 ist so gestaltet, dass dieser nur einen geringen Teil des Lichtes, bei- spielsweise etwa 2% durchlässt und den größten Teil des Lichts, beispielsweise etwa 98%, reflektiert. Alternativ kann der Scannerspiegel 11 mit einem kleinen Loch versehen sein, oder die Kamera 14 kann das Auge 4 im nicht koaxialen Strahlengang beobachten.

Die Infrarot-Laserdiode der Lichtquelle 2 wird gepulst betrieben. Die Lichtimpulse werden mit Hilfe der Auswerteeinheit 15 synchronisiert mit der Laserschussfrequenz des OP- Lasers 16. Die so entstehende gepulste Beleuchtung durch die IR-Laserdiode minimiert die Belastung der Netzhaut 8 und erhöht den Kontrast zwischen beleuchteten und nicht be- leuchteten Bereichen.

Die Infrarot-Laserdiode der Lichtquelle 2 gibt ein monochromatisches Licht ab. Das vom Auge reflektierte Licht hat die gleiche Wellenlänge wie das von der Infrarot-Laserdiode abgegebene Licht. Diese Wellenlänge wird beispielsweise durch einen dielektrischen Filter herausgefiltert. Dadurch werden andere Wellenlängen, die beispielsweise aus der Umge- bung auf das Auge strahlen und von diesem reflektiert werden oder direkt auf die Kamera treffen, herausgefiltert. Dadurch kann der Kontrast zwischen beleuchteten und nicht be- leuchteten Bereichen bzw. der Pupille und deren Umgebung weiter erhöht werden.

In Figur 1 B ist ein weiteres Ausführungsbeispiel der Erfindung dargestellt. Der Aufbau entspricht dem der Vorrichtung aus Figur 1 A. Hier wird der Fokus des Strahles nicht auf die Pupille sondern direkt auf die Retina gerichtet. Der Fokus der IR-Quelle auf der Retina erzeugt nun Floureszenz. Durch Kugelwellen (gestrichelt eingezeichnet), die jetzt von der Retina zurückgeworfen werden, wird eine homogene Ausleuchtung der Pupille erreicht.

Dies führt zu einer bevorzugten regredienten Beleuchtung. Somit kann die Retina selbst als Lichtquelle und nicht als Lichtfalle fungieren.

Figur 2 verdeutlicht die Bestimmung der Augenbewegung bzw. der Augenstellung an zwei Beispielen der Augenstellung. In einer mit durchgezogener Linie der Iris 7 darge- stellten ersten Augenstellung 17 wird ein erster Lichtstrahl 18 über den Scannerspiegel 12 auf einen ersten Abbildungspunkt 19 der Kamera 14 gelenkt. Durch Bewegung des Scan- nerspiegels 11 um seine Querachse 12 sowie die Hochachse 13 kann so ein vollständiges Abbild eines Bereiches der Netzhaut 8 auf der Kamera 14 erfolgen.

Bei Veränderung der Augenstellung in eine zweite Augenstellung 20 erzeugt der gleiche Punkt der Netzhaut 8 nunmehr einen zweiten Lichtstrahl 21, der in einem zweiten Abbil- dungspunkt 22 auf die Kamera 14 trifft. Bei einer Bewegung des Scannerspiegels 11 ent- sprechend der vorherigen Darstellung wird ebenfalls eine Abbildung eines Bereiches der Netzhaut 8 auf der Kamera 14 erzielt. Diese Abbildung der Netzhaut 8 ist gegenüber der ersten Augenstellung 17 auf der Kamera 14 verschoben. Durch einen geeigneten rechneri- schen Vergleich der digitalisierten Bilder der Kamera 14 mit Hilfe der Auswerteeinheit 15 kann so auf die veränderte Winkelstellung des Auges 4 zurückgeschlossen werden. Der an der Corneaoberfläche 6 entstehende punktuelle Reflex bzw. Streupunlct wird von dem bildbearbeitenden Videosystem der Auswerteeinheit 15 ausgeblendet.

BEZUGSZEICHENLISTE 1 Vorrichtung zur Verfolgung der Augenbewegung 2 Lichtquelle 3 Teleskop 4 Auge 5 Fokus 6 Corneaoberfläche 7 Iris 8 Netzhaut 9 Rückgestrahltes Licht 10 Pupille 11 Scannerspiegel 12 Querachse 13 Hochachse 14 Kamera 15 Auswerteeinheit 16 OP-Laser 17 Erste Augenstellung 18 Erster Lichtstrahl 19 Erster Abbildungspunkt 20 Zweite Augenstellung 21 Zweiter Lichtstrahl 22 Zweiter Abbildungspunkt 23 Filter