DE3884071T2

DE3884071T2 - Vorrichtung zur Formkorrektur eines Gegenstandes durch Laserbehandlung.

Info

Publication number: DE3884071T2
Application number: DE19883884071
Authority: DE
Inventors: Louis Asfar; Jean-Claude Chastang; Hanna Khalil
Original assignee: International Business Machines Corp
Current assignee: International Business Machines Corp
Priority date: 1987-06-25
Filing date: 1988-06-24
Publication date: 1994-04-21
Anticipated expiration: 2008-06-25
Also published as: CA1314943C; EP0296982A1; FR2617042B1; JPS6486968A; EP0296982B1; FR2617042A1; DE3884071D1

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf eine Einrichtung zur Durchführung einer chirurgischen Behandlung an der Hornhaut des Auges. Der Zweck derartiger Modifikationen der Gestalt der Hornhaut besteht darin, durch Korrektur optischer Abmessungscharakteristika der Hornhaut und hauptsächlich ihres Krümmungsradius eine Ametropie zu korrigieren. Gegenwärtig werden derartige, als Keratomileusis bekannte Modifikationen durch tatsächliches maschinelles Bearbeiten einer von der Hornhaut entfernten Scheibe erzielt. Die Scheibe wird durch Einfrieren starr gemacht und dann durch den Barraquer-Prozeß maschinell bearbeitet oder auf eine Schablone mit dem geeigneten Krümmungsradius aufgebracht und unter Verwendung der Barraquer-Krumeich-Technik neu beschnitten.
Dieser Operationstyp weist den Hauptnachteil auf, daß er erst eine Entfernung der Scheibe aus Hornhautmaterial und dann eine Behandlung der zuvor erwähnten Scheibe erfordert, die nach der Behandlung auf dem Augapfel des Patienten zu reimplantieren ist.
Neuere Arbeiten haben jedoch die sehr präzisen ablativen Eigenschaften von Excimerlaserstrahlung gezeigt, wenn mit dieser Strahlung auf das Hornhautgewebe eingewirkt wird. Die von einem Excimerlaser emittierte Strahlung mit einer Wellenlänge von im wesentlichen gleich 193 nm kann dazu verwendet werden, Hornhautmaterial durch photochemische Zersetzung zu entfernen. Allgemein gesprochen wird ein runder Lichtfleck (eine Abbildung des Laserstrahls) auf der Hornhaut erzeugt, wobei der Fleck im wesentlichen zur optischen Achse des Augapfels zentriert ist. Der Fleck weist eine im wesentlichen kreisförmige oder ringförmige Gestalt oder eine relativ zu der optischen Achse des Augapfels symmetrische Gestalt auf und kann bewegt und/oder in der Größe des Radius verändert werden, wobei die Einstrahlungsdauer auf ein bestimmtes Gebiet von der Dicke der zu entfernenden Hornhaut abhängig ist.
Obwohl derartige Einrichtungen eine direkte Operation am Augapfel des Patienten ermöglichen, wobei sie eine bessere Zentrierung durch Vermeiden der zuvor erwähnten Probleme des Herausschneidens und Reimplantierens nach einer Korrektur eines Stücks der Hornhaut ermöglichen, machen sie es nicht möglich, ein präzises Behandlungsverfahren durchzuführen, obwohl die Einstrahlungsdauer mit guter Präzision festgelegt werden kann, weil die Effekte und insbesondere die Dicke der Hornhaut, die einer photochemischen Zersetzung unterzogen wird, mit der Größe des Lichtflecks und der Energiedichte des verwendeten Laserstrahls variieren. Überdies variieren der Oberflächenzustand der Hornhaut nach der Behandlung sowie unerwünschte Nebeneffekte aufgrund thermischer oder aufgrund von Schockwellen-Phänomenen merklich mit dem durch jeden Puls gelieferten Energieniveau und der Wiederholungsfrequenz, mit der das gleiche Gebiet aufeinanderfolgend bestrahlt wird.
EP-A-0 207 648 offenbart ein System zur ophtalmologischen chirurgischen Behandlung, bei dem eine Querschnittsabbildung des Laserstrahls auf das zu behandelnde Hornhautgebiet fokussiert wird. Aufeinanderfolgende Öffnungen einer Maskierungsplatte werden nacheinander quer zum Laserstrahl in einer fixierten Position angeordnet, in der jede von ihnen nacheinander symmetrisch zur optischen Achse liegt; die Formen der aufeinanderfolgenden Öffnungen sind identisch, d. h. kreisförmig, rechteckig oder elliptisch, aber ihre Abmessungen unterscheiden sich inkremental voneinander, so daß der Querschnitt der Laserstrahlabbildung auf der Hornhaut bei einem einzelnen Behandlungsvorgang variiert wird und die Bestrahlungstiefe des fokussierten Strahls durch die Anzahl der Laserpulse während der Beleuchtung oder im Fall der Verwendung eines kontinuierlichen Lasers durch die Beleuchtungsdauer bestimmt wird.
Da die Abmessungen des Querschnitts der Laserstrahlabbildung variiert werden, während die Formen und Positionen der aufeinanderfolgenden Öffnungen identisch sind, weist die mittlere Leistungsdichte, die auf die Hornhaut fokussiert wird, auf der Ebene der fokussierten Abbildung des Laserstrahls keinen konstanten Wert auf.
DE-A-3 535 073 offenbart eine rotierende Blende, die dazu vorgesehen ist, die Tiefe, in der ein Laserstrahl die Hornhaut bestrahlt, als Funktion der Dicke der Hornhaut zu steuern, die an ihrer Peripherie dicker als in ihrer Mitte ist, wodurch der nicht gleichmäßige Einfall des Laserstrahls auf die Hornhautoberfläche aufgrund deren Krümmung berücksichtigt wird.
Tatsächlich befaßt sich die DE-A-3 535 073 aber nicht mit der speziellen Korrektur verschiedener Arten von Ametropie.
Eine Aufgabe der Einrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung zur Durchführung einer chirurgischen Behandlung der Hornhaut des Auges unter Verwendung von Laserstrahlung besteht in der Abhilfe der zuvor erwähnten Nachteile durch die Verwendung einer Einrichtung, die ermöglicht, daß ein Ablationsprozeß durch aufeinanderfolgende diskrete Ablationen ausgeführt wird, wobei sich die gesamte Ablation aus der Summierung verschiedener diskreter Ablationen ergibt, während eine Bestrahlung des gleichen Gebiets mit zwei oder mehr aufeinanderfolgenden Pulsen vermieden und das durch jeden Puls bestrahlte Oberflächengebiet begrenzt wird.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist die Verwendung einer Einrichtung, bei der jede elementare, diskrete Ablation sowohl hinsichtlich der Ausdehnung des Gebiets, über das die diskrete Ablation ausgeführt wird als auch der Einstrahlungszeit für das Gebiet zur Durchführung der zuvor erwähnten diskreten Ablation optimiert wird, wobei sich der Oberflächenzustand des Gebiets, über das die diskrete Ablation durchgeführt wird, durch einen minimalen Grad an Rauhigkeit auszeichnet und das korrigierte Gebiet, d. h. die Summe der Gebiete, über die eine oder
mehrere Ablationen ausgeführt wurden, einen minimalen Grad an Rauhigkeit aufweist, wobei es die Verminderung unerwünschter Nebeneffekte, wie Schockwellen- und thermischer Effekt möglich macht, die Unversehrtheit des umgebenden Gewebes zu erhalten und zu beachten.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist die Verwendung einer refraktärchirurgischen Einrichtung für eine Laserbehandlung der Hornhaut des Auges, die eine direkte Operation am Augapfel des Patienten ermöglicht, wobei die Operation computer- oder mikrocomputerunterstützt stattfindet.
Die vorliegende Erfindung schlägt eine Einrichtung vor, um die Form eines Gegenstandes durch Laserablation einer Oberfläche des Gegenstandes entsprechend einer Ablationsfunktion zu gestalten, wobei die Einrichtung beinhaltet:
- Mittel zum Erzeugen eines gepulsten Laserstrahls mit Pulsen und einer Energiedichte, - Blendenmittel mit einem wenigstens einmal vorhandenen Blendenausschnitt, der den Laserstrahl begrenzt, wobei der wenigstens einmal vorhandene Blendenausschnitt eine zu der Ablationsfunktion proportionale Profilfunktion aufweist, - Mittel, um den wenigstens einmal vorhandenen Blendenausschnitt auf ein Gebiet auf der Oberfläche des Gegenstandes abzubilden, - Mittel, um die Abbildung des wenigstens einmal vorhandenen Blendenausschnitts über das Gebiet in Schritten eines gegebenen Inkrements, die elementaren diskreten Ablationen der Oberfläche des Gegenstandes entsprechen, zu bewegen, - Mittel, um das Inkrement, die Pulse und die Energiedichte aufeinander abzustimmen, so daß die gesamte Ablation, die sich aus der Summierung der elementaren diskreten Ablationen ergibt, der Ablationsfunktion genügt.
Die Einrichtung gemäß der Erfindung findet Anwendung bei jeglicher chirurgischer Operation an der Hornhaut des Auges, die dazu vorgesehen ist, eine Ametropie durch Keratomileusis im Fall von Myopie, Hypermetropie und Astigmatismus, durch Epikeratothakie, durch Einbringen von Schnitten mittels Strahlung, nämlich strichförmige Schnitte oder kreisförmige Schnitte, für Hornhauttransplantationen sowie durch gleichförmige tiefe Ablation für lamellare Transplantationen zu korrigieren.
Die Erfindung wird beim Lesen der folgenden Beschreibung und bei Bezugnahme auf die Zeichnungen besser verständlich, in denen:
Fig. 1 ein Schaubild zeigt, das die Tiefe einer diskreten, elementaren Ablation durch einen Laseremissionspuls als Funktion der Energiedichte der Strahlung darstellt,
Fig. 2a eine Draufsicht auf die Hornhaut eines Auges mit der entsprechenden Definition von Parametern zeigt, welche die zu behandelnde Oberfläche festlegen,
Fig. 2b eine Querschnittsansicht entlang der Linie A-A in Fig. 2a mit der entsprechenden Definition von Parametern zeigt, welche die behandelte Oberfläche und das durch photochemische Zersetzung entfernte Gebiet festlegen,
Fig. 3a ein Blockdiagramm der erfindungsgemäßen Einrichtung für den Fall zeigt, in dem die Abbildung des Behandlungslaserstrahls rotierend bewegt wird,
Fig. 3b einen besonders vorteilhaften Objektblendenausschnitt zeigt, der die Behandlung einer Myopie durch Keratomileusis für den Fall der Ausführungsform der Einrichtung von Fig. 3a ermöglicht,
Fig. 3c einen besonders vorteilhaften Objektblendenausschnitt zeigt, der eine Behandlung einer Hypermetropie durch Keratomileusis für den Fall der Ausführungsform der Einrichtung von Fig. 3a ermöglicht,
Fig. 3d in einer nicht beschränkenden Art und Weise eine Ausführungsform eines Objektblendenausschnitts mit Mehrfachausschnitten zeigt, welche die Behandlung einer Myopie durch Keratomileusis in der gleichen Weise wie im Fall von Fig. 3b ermöglicht,
Fig. 3e und 3f jeweils in einer vorteilhaften, nicht beschränkenden Art und Weise eine Ausführungsform eines Hilfsblendenausschnitts vom Typ eines kreisförmigen Sektors darstellen, die, wenn sie mit einer Objektblende wie derjenigen, die in Fig. 3b oder Fig. 3c gezeigt ist, verknüpft ist, die Behandlung eines Astigmatismus des Augapfels und der Hornhaut durch Keratomileusis für den Fall der Ausführungsform der Einrichtung von Fig. 3a und einen kreisförmigen Schnitt zur Trepanation und zur Korrektur von Astigmatismus durch partielle und lokalisierte Schnitte ermöglicht,
Fig. 4a eine nicht beschränkende, erfindungsgemäße, alternative Ausführungsform der in Fig. 3a gezeigten Einrichtung für den Fall zeigt, bei dem die Abbildung des Behandlungslaserstrahls entweder rotierend oder translatorisch bewegt wird,
Fig. 4b einen besonders vorteilhaften Objektblendenausschnitt zeigt, der die Behandlung einer Myopie durch Keratomileusis für den Fall der Ausführungsform der Einrichtung der Fig. 3a und 4a ermöglicht, wobei die Abbildung des Laserstrahls translatorisch bewegt wird,
Fig. 4c einen besonders vorteilhaften Objektblendenausschnitt zeigt, der die Behandlung einer Hypermetropie durch Keratomileusis für den Fall der Ausführungsform der Einrichtung der Fig. 4a ermöglicht, wobei die Abbildung des Laserstrahls translatorisch bewegt wird,
Fig. 4d in einer nicht beschränkenden Art und Weise eine alternative Ausführungsform eines Objektblendenausschnitts mit Mehrfachausschnitten zeigt, welche die Behandlung einer Myopie durch Keratomileusis in der gleichen Weise wie im Fall von Figur 3e ermöglicht,
Fig. 4e eine besonders vorteilhafte Ausführungsform zeigt, bei der wenigstens eine Kante des Blendenausschnitts einstellbar ist, um ein Ausgleichen einer unregelmäßigen Verteilung der Energie des Laserstrahls zu ermöglichen,
Fig. 5a für den Fall der Verwendung der Einrichtung von Fig. 4a, wobei die Abbildung des Laserstrahls translatorisch bewegt wird, das Gebiet der Hornhaut zeigt, das in zwei elementaren Gebieten, die sich in zwei Richtungen OX, OY erstrecken, einer Bestrahlung unterworfen wird, wobei die durch eine translatorische Bewegung des Laserstrahls in der entsprechenden Richtung OX oder OY festgelegten Gebiete Übereinstimmung zeigen,
Fig. 5b eine Profilkennlinie einer Gesamtablation einer Hornhaut zeigt, die einer Behandlung hinsichtlich einer Myopie durch Keratomileusis unterzogen wird,
Fig. 5c eine Profilkennlinie einer Gesamtablation einer Hornhaut zeigt, die einer Behandlung hinsichtlich einer Hypermetropie durch Keratomileusis unterzogen wird,
Fig. 6a und 6b eine nicht beschränkende Ausführungsform einer Blende zeigen, die eine verbesserte Fokussierung von Abbildungen der Blendenausschnitte auf die Hornhaut ermöglichen,
Fig. 6c bis 6e eine besonders vorteilhafte Ausführungsform einer Blende zeigen, bei welcher der Blendenschlitz rotierend bewegt wird, was die Vermeidung einer Diskontinuität zwischen den korrigierten und nicht korrigierten Gebieten der Hornhaut ermöglicht, und
Fig. 7 eine vorteilhafte alternative Ausführungsform der erfindungsgemäßen Einrichtung zeigt.
Vor der eigentlichen Beschreibung der Einrichtung zur refraktärchirurgischen Laserbehandlung der Hornhaut des Auges gemäß der Erfindung folgen einleitende Bemerkungen, welche die Effekte von Excimerlaserlicht-Bestrahlung bei einer Wellenlänge von 193 Nanometern zusammenfassen, wenn eine derartige Strahlung auf das Hornhautgewebe einwirkt.
Fig. 1 zeigt eine Ablationskurve, bei der die Werte der Tiefe diskreter, elementarer Ablationen auf der Ordinatenachse, wobei diese Achse mit einer Mikrometereinteilung versehen ist, als Funktion der Energiedichte pro Laserbeleuchtungspuls aufgetragen sind, wobei die Abszissenachse mit einer Einteilung in Mill&ijlig;oule/cm² versehen ist.
Die Kurve für diskrete, elementare Ablationen ist charakterisiert durch das Vorhandensein eines Schwellwertes, das heißt eines Wertes für die Energiedichte, unterhalb der keine Ablation auftritt. Allgemein gesprochen ist die Kurve stark nichtlinear und die Ablationstiefe nimmt nur sehr langsam mit der Energiedichte zu. Es ist in der Tat zu erwähnen, daß die Tiefe jeder diskreten, elementaren Ablation gering ist und zwischen 0,25 um und 1 um liegt.
Die erfindungsgemäße refraktäraugenchirurgische Einrichtung beruht in ihren wesentlichen Punkten vorteilhafterweise auf einem diskreten Ablationsprozeß, wobei eine große Anzahl diskreter, elementarer Ablationen verwendet wird, um eine gesamte resultierende Ablation zu erzielen. Obwohl die durch einen Laserbeleuchtungspuls verursachte, diskrete, elementare Ablation die zuvor erwähnte Nichtlinearität hinsichtlich ihrer Tiefe als Funktion der Energiedichte aufweist, wird angenommen (vorausgesetzt, daß die Energiedichte von einem Puls zum nächsten konstant ist), daß die resultierende gesamte Ablation an einem bestimmten Punkt für eine gegebene Anzahl n aufeinanderfolgender Pulse gleich n multipliziert mit der einem einzelnen Puls entsprechenden durchschnittlichen Ablation ist. Somit wird die diskrete elementare Ablation, die der zuvor erwähnten durchschnittlichen Ablation entspricht, mit
(e) (1)
bezeichnet.
Diese durchschnittliche Ablation entspricht für einen Laserbeleuchtungspuls mit einer Energiedichte in der Größenordnung von 200 Mill&ijlig;oule/cm² im wesentlichen einer Ablationstiefe, die der Stufe bei der in Fig. 1 gezeigten Kurve entspricht, in der Praxis einer Ablationstiefe zwischen 0,5 um und 0,8 um.
Eine detailliertere Beschreibung der Operationen, die auszuführen sind, um eine Ametropie durch Korrektur optischer Abmessungscharakteristika der Hornhaut und hauptsächlich ihres Krümmungsradius zu korrigieren, wird unter Bezugnahme auf die Fig. 2a und 2b gegeben. Um die Beschreibung der erfindungsgemäßen Einrichtung zu vereinfachen, werden die oben erwähnten hauptsächlichen Operationen auf Keratomileusis zur Behandlung einer Myopie, Hypermetropie und eines myopischen Astigmatismus beschränkt.
Fig. 2a zeigt eine Draufsicht auf den mit OE bezeichneten Augapfel. Die oben erwähnte Draufsicht ist entlang der in Fig. 2a mit OZ bezeichneten optischen Achse des Auges zu sehen, wobei die oben erwähnte optische Achse zu der mit (COR) bezeichneten Hornhaut und der in dieser Figur nicht gezeigten Pupille der Iris zentriert ist. In der folgenden Erläuterung wird angenommen, daß die optische Achse und die visuelle Achse des Auges im wesentlichen zusammenfallen. Bezugsrichtungen sind mit OX und OY bezeichnet, wobei das Bezugssystem OX, OY ein orthogonales Bezugssystem ist. Der Abstand eines gegebenen Punktes auf der Hornhautoberfläche zur optischen Achse OZ ist mit h bezeichnet.
Fig. 2b zeigt einen Querschnitt entlang der Linie A-A in Fig. 2a. In Fig. 2b ist der Krümmungsradius der Hornhaut COR vor der Behandlung mit r&sub0; bezeichnet, wobei die Hornhaut vor der Behandlung in Fig. 2b gestrichelt gezeigt ist, während r den Krümmungsradius der Hornhaut (COR) nach der Behandlung unter Verwendung der erfindungsgemäßen Einrichtung bezeichnet. Allgemein gesprochen bezeichnet R den Radius desjenigen optischen Gebiets auf der Hornhaut, das zur Behandlung und Korrektur der letzteren vorgesehen ist. Natürlich werden die Werte dieses Parameters R und das Gebiet der Hornhaut, über das hinweg die Operation ausgeführt wird, durch den Anwender entsprechend einer durch ihn durchgeführten klinischen Analyse festgelegt. Schließlich bezeichnet A (h) die Ablationsfunktion, das heißt die Dicke (in der Richtung OZ der optischen Achse des Auges), die durch photochemische Zersetzung bis zu einem Abstand h von der optischen Achse OZ des Auges zu entfernen ist, um die Hornhaut von dem anfänglichen Krümmungsradius r&sub0; in den endgültigen Krümmungsradius r nach der oben erwähnten Operation abzuändern.
Im Falle von Keratomileusis hinsichtlich einer Myopie besteht die Aufgabe der entsprechenden Operation darin, den Krümmungsradius der Hornhaut zu vergrößern. Der anfängliche Krümmungsradius r&sub0; wird auf einen Wert r> r&sub0; nach der Operation vergrößert. Dieser Effekt wird durch eine Ablation mit einem im wesentlichen parabolischen Rotationsprofil erzielt, und die Ablationsfunktion ergibt sich unter Verwendung der Bezeichnungsweise der Fig. 2a und 2b als:
Im Fall von Keratomileusis hinsichtlich einer Hypermetropie besteht die Aufgabe der Operation darin, den Krümmungsradius der Hornhaut zu verringern, wobei der anfängliche Radius r&sub0; auf einen Wert r< r&sub0; verringert wird. In diesem Fall erfolgt die Ablation ebenfalls auf einer Rotationsfläche um die optische Achse OZ des Auges, wobei im Zentrum 0, für h = 0, keine Ablation und die maximale Ablation für den speziellen Wert h = ν stattfindet. Die Ablation des Hornhautprofils zwischen h =ν und R bildet dann ein Anschlußgebiet, das durch rein mechanische Überlegungen festgelegt ist: kein plötzlicher Übergang zu dem eigentlichen optischen Gebiet (h< ν) oder zu dem Rest der Hornhaut (h> R). Die Ablationsfunktion A(h) genügt der Gleichung:
A(h)=A&sub0; h²/R², wobei 0≤h≤ν (3)
Für Werte von h größer als ν und kleiner als R ist die Ablationsfunktion A(h) ein Polynom in h welches das oben erwähnte Anschlußgebiet gemäß zuvor erwähnter mechanischer Überlegungen definiert.
In den obigen Gleichungen (2) und (3) stellt A&sub0; natürlich das Ausmaß der Ablation für h=0 dar, das heißt die Dicke der Ablation an der optischen Achse OZ des Auges selbst:
Im Fall von Keratomileusis hinsichtlich eines myopischen Astigmatismus verläuft die Ablation nicht mehr auf einer Rotationsfläche. Es wird daran erinnert, daß in Fällen von Hornhautastigmatismus die Hauptrichtungen des Astigmatismus durch orthogonale Ebenen definiert sind, in denen es möglich ist, einen maximalen Krümmungsradius und einen minimalen Krümmungsradius für die betreffende optische Fläche, in diesem Beispiel die Hornhaut, zu definieren. In diesem Fall und zur Vereinfachung sowie in Einklang mit dem, was der Anwender auf jeden Fall zu tun hat, um die Behandlung unter Verwendung der erfindungsgemäßen Einrichtung auszuführen, ist es vorteilhaft, als Bezugsrichtungen OX und OY die zuvor definierten Hauptrichtungen des Astigmatismus zu verwenden. Die oben erwähnten Richtungen OX und OY sind dann in den oben erwähnten Astigmatismusebenen enthalten. Der Krümmungsradius der Hornhaut (COR) ist in diesem Fall eine Funktion des mit β bezeichneten Azimutwinkels, wobei der Krümmungsradius r der Hornhaut nach der Behandlung zum Beispiel der Gleichung:
r(β)=rxcosβ+rysinβ (4)
genügt.
In Gleichung (4) stellt β den Azimutwinkel einer beliebigen Ebene dar, welche die optische Achse OZ enthält, wobei der Azimutwinkel zum Beispiel der durch die oben erwähnte beliebige Ebene und die Ebene OZ, OX gebildete Flächenwinkel ist. Die Werte rx und ry sind die entsprechenden Werte des Krümmungsradius r für β = 0 beziehungsweise β = π/2.
Im Fall von Keratomileusis hinsichtlich eines myopischen Astigmatismus haben Untersuchungen gezeigt, daß das Ablationsprofil folgendermaßen geschrieben werden kann (wobei die OX- und die OY-Achse wie zuvor beschrieben festgelegt wurden):
In Gleichung (5) sind die Größen A&sub0;, Rx und Ry definiert durch:
Die Ausdrücke Ax&sub0;x und Ay&sub0; sind selbst als Funktionen der Parameter R, rx und ry durch die untenstehenden Gleichungen (7) und (8) definiert:
Allgemein gesprochen sind Iso-Ablationskurven Ellipsen.
Eine detailliertere Beschreibung der erfindungsgemäßen Einrichtung zum Durchführen einer refraktärchirurgischen Behandlung am Auge durch Laserbehandlung der Hornhaut wird nun unter Bezugnahme auf Fig. 3a gegeben.
Bezugnehmend auf die oben erwähnte Figur beinhaltet die erfindungsgemäße Einrichtung Mittel (1) zum Emittieren eines mit (FL) bezeichneten Laserstrahls. Der Laserstrahl (FL) ist ein gepulster Laserstrahl.
Die Mittel zum Emittieren des Laserstrahls (FL) bestehen bevorzugt aus einem Excimerlaser, der Strahlung mit einer Wellenlänge von 193 Nanometern emittiert. Die Emissionsmittel (1) emittieren vorzugsweise Laserpulse mit einem Energiebetrag des Laserstrahls (FL) in der Größenordnung von 180 Mill&ijlig;oule pro Puls, wobei die Wiederholungsfrequenz der Laserpulse in der Größenordnung von 20 Hz liegt. Die Dauer jedes Pulses liegt in der Größenordnung von 10 Nanosekunden, und die momentane Leistung jedes Pulses erreicht hohe Werte in der Größenordnung von 10 MW.
Wie des weiteren aus Fig. 3a zu ersehen ist, beinhaltet die erfindungsgemäße Einrichtung Mittel (2) zum Erzeugen eines mit (FLT) bezeichneten Behandlungslaserstrahls, der wenigstens einen Ausschnitt, mit (L1) bis (L6) bezeichnet, mit langgestrecktem Querschnitt beinhaltet. In Fig. 3a wurde die Abbildung des Behandlungslaserstrahls (FLT) in einem größeren Maßstab gezeigt, was es ermöglicht, diese Abbildung zum Beispiel auf einem in Fig. 3a nicht gezeigten Schirm anzuzeigen.
Die erfindungsgemäße Einrichtung beinhaltet auch Mittel (3) zum Fokussieren der Abbildung des oder der Ausschnitte (L1) bis (L6) des Behandlungslaserstrahls (FLT) auf das zu korrigierende Gebiet des Auges (OE) auf der Hornhaut des letzteren. Natürlich verursachen die Mittel (2) zum Erzeugen des Behandlungslaserstrahls (FLT) und die Mittel (3) zum Fokussieren der Abbildung einen Energieverlust des Laserpulses des Laserstrahls (FL), aber die der Hornhaut (COR) zugeführte Energie liegt in der Größenordnung von 5 Mill&ijlig;oule pro Puls. Die Energiedichte in der Abbildung der Ausschnitte des Laserstrahls, die durch die Mittel (3) zum Fokussieren der Abbildung der oben erwähnten Ausschnitte erzeugt wird, liegt in der Größenordnung von 200 Mill&ijlig;oule/cm², wie zuvor erläutert.
Gemäß einem vorteilhaften Aspekt der erfindungsgemäßen Einrichtung sind Mittel (4) zum Bewegen der Abbildung des oder der Ausschnitte des Behandlungslaserstrahls (FLT) vorgesehen, um die oben erwähnte Abbildung über das zu korrigierende Gebiet des Auges (OE) hinweg zu bewegen.
Mittel (5) zum Synchronisieren der Bewegung der Abbildung des oder der Ausschnitte des Behandlungslaserstrahls (FLT) über das zu korrigierende Gebiet des Auges hinweg sind vorgesehen, um eine Synchronisierung mit den Pulsen des Behadlungslaserstrahls (FLT) sicherzustellen.
Obwohl der genaue Mechanismus des Ablationsprozesses noch immer Gegenstand der Forschung ist, kann er in mancherlei Hinsicht als einer Mikroexplosion ähnlich angesehen werden, die durch photochemische Zersetzung mit jedem Laserpuls eine diskrete, elementare Ablation verursacht. Die Gesamtkorrektur oder Ablation, die aus der Durchführung eines Verfahrens resultiert, bei dem die Einrichtung der Erfindung verwendet wird, wird durch die Summierung einer Mehrzahl von elementaren, diskreten Ablationen bewirkt.
Gemäß einem weiteren vorteilhaften Merkmal der in Fig. 3a gezeigten erfindungsgemäßen Einrichtung ermöglichen es die Mittel (3) zum Fokussieren der Abbildung des oder der Ausschnitte (L1) bis (L6) des Behandlungslaserstrahls (FLT), die oben erwähnte Abbildung in einer derartigen Weise zu fokussieren, daß die Erzeugende eines Endes des oder der Ausschnitte oder die Achse longitudinaler Symmetrie des oder der oben erwähnten Ausschnitte des Behandlungslaserstrahls mit der optischen Achse OZ des zu behandelnden Auges zusammenfällt. Natürlich kann, wie in Figur 34 gezeigt, die erfindungsgemäße Einrichtung vorteilhafterweise eine mit (6) bezeichnete Justiervorrichtung beinhalten, die zum Beispiel aus einer Hilfslaseremissionseinrichtung, wie einem Helium-Neon-Laser mit niedriger Leistung, besteht, die den Anwender in die Lage versetzt, die geeigneten Einstellungen der fokussierenden Mittel (3) relativ zur optischen Achse OZ des Auges (OE) des Patienten durchzuführen.
Gemäß einem weiteren vorteilhaften Merkmal der erfindungsgemäßen Einrichtung ermöglichen es die Mittel (4) für eine Bewegung der Abbildung des oder der Ausschnitte des Behandlungslaserstrahls über das zu korrigierende Gebiet des Auges hinweg, die Abbildung der oben erwähnten Ausschnitte (L1) bis (L6) um die zuvor erwähnte Erzeugende eines Endes oder die longitudinale Symmetrieachse des oder der Ausschnitte des Behandlungslaserstrahls (FLT) herum rotierend zu bewegen.
Gemäß einem vorteilhaften Aspekt der erfindungsgemäßen Einrichtung ermöglicht letztere die oben erwähnte Rotation in Inkrementen des mit I, bezeichneten Rotationswinkels.
In einer speziellen Ausführungsform der in Fig. 3a gezeigten, erfindungsgemäßen Einrichtung können die Mittel (2) zum Erzeugen des Behandlungslaserstrahls (FLT) vorteilhafterweise ein fokussierendes optisches System (20) beinhalten. Das fokussierende optische System (20) kann aus einem Galilei-Teleskop bestehen, das aus den Laseremissionsmittel (1) einen Laserstrahl (FL) mit regelmäßigem (zum Beispiel zylindrischem) Querschnitt erzeugt.
Gemäß einem weiteren, besonders vorteilhaften Aspekt der erfindungsgemäßen Einrichtung können die Mittel (4) zum rotierenden Bewegen der Abbildung des oder der Ausschnitte des Behandlungslaserstrahls, wie in Fig. 3a gezeigt, eine Maske oder Blende (21) beinhalten, in der ein mit (211) bezeichneter Objektblendenausschnitt eingebracht ist. Natürlich ist der Objektblendenausschnitt (211) von langgestreckter Gestalt und wird zum Beispiel durch den Laserstrahl (FL) mit parallelem Licht beleuchtet. Ein Ende des Objektblendenausschnitts (211) befindet sich zum Beispiel im Mittelpunkt der Blende (21) und erzeugt die oben erwähnte endseitige Erzeugende des Behandlungslaserstrahls, (FLT) oder die longitudinale Symmetrieachse der Ausschnitte (L1) bis (L6) des Behandlungslaserstrahls (FLT).
Der Objektblendenausschnitt (211) und die Abbildung dieses Objektblendenausschnitts werden durch Antriebsmittel (40, 41) zum Rotieren der Maske oder Blende (21) gedreht.
Die Blende (21) kann natürlich, aber nicht in irgendeiner Weise darauf beschränkt, aus einer Blende mit kreisförmiger Gestalt bestehen, und die Antriebsmittel für die Blende (21) beinhalten vorteilhafterweise einen mit (210) bezeichneten gezahnten Ring, der auf dem Umfang der Blende angeordnet ist, sowie einen Schrittmotor (40), dessen Antriebswelle mit wenigstens einem Zahnrad (41) verbunden ist, das mit dem gezahnten Ring (210) in Eingriff steht.
Um die Abbildung des oder der Ausschnitte des Behandlungslaserstrahls (FLT) zu fokussieren, beinhalten die fokussierenden Mittel (3) vorteilhafterweise einen halbdurchlässigen Spiegel (30), der zum Beispiel aus einem Prisma oder dergleichen besteht, welcher zusammen mit einer fokussierenden Linse (31), welche die Objektivlinse der Vorrichtung bildet, dazu dient, durch Totalreflektion den Behandlungslaserstrahl (FLT) und den Justierstrahl, der von den Justiermitteln (6) geliefert wird, zu transmittieren. Die Kombination des halbdurchlässigen Spiegels (30) und der fokussierenden Linse (31) dient natürlich dazu, die Abbildung des Behandlungslaserstrahls (FLT) auf dem zu behandelnden Gebiet der Hornhaut zu erzeugen.
Alle Elemente der erfindungsgemäßen Einrichtung und insbesondere die Mittel (2) zum Erzeugen des Behandlungslaserstrahls (FLT) und die Laseremissionsmittel sind in einer herkömmlichen Weise auf einer optischen Bank angebracht, und die fokussierenden Mittel (3) sind auf eine Trommel montiert, die durch den Anwender orientiert werden kann, um korrekt auf das zu behandelnde Gebiet des Auges zu zielen. Die entsprechenden Befestigungen für die oben erwähnten Bestandteile insgesamt werden nicht beschrieben, da sie einen Teil des Standes der Technik auf dem Gebiet optischer Hochpräzisionsinstrumente bilden.
Nun wird eine detailliertere Beschreibung der Blende, die Vorgänge, wie hier zuvor beschrieben, mittels der rotierend über das zu behandelnde Gebiet des Auges hinweg bewegten Abbildung des Ausschnitts des Laserstrahls ermöglicht, unter Bezugnahme auf die Fig. 3b 3c 3d und 3e gegeben.
Zuerst wird eine Ausführungsform des Objektblendenausschnitts (211) der Blende (21) in Verbindung mit einer Behandlung oder Operation durch Keratomileusis hinsichtlich einer Myopie beschrieben, wobei die Abbildung des oder der Ausschnitte des Behandlungslaserstrahls (FLT) um die optische Achse OZ des zu behandelnden Auges gedreht wird.
Unter Bezugnahme auf die oben erwähnte Fig. 3b weist die Objektblendenöffnung (211) der Blende (21) ein Profil auf, das der Gleichung:
genügt.
In der obigen Gleichung stellt R(ρ) den Öffnungswinkel des Blendenausschnitts dar, der als der Winkel im Mittelpunkt eines Kreises, dessen Mittelpunkt am Ende des Objektblendenausschnitts liegt, zum Generieren der Erzeugenden des Endes oder der Symmetrieachse des Behandlungslaserstrahls (FLT) bei einem Radius entsprechend dem Wert p für den Abstand von einem Punkt auf der Kante oder dem Rand des Objektblendenausschnitts oder des Ausschnitts des Laserstrahls zu dem oben erwähnten Mittelpunkt definiert ist.
In Fig. 3b ist zu sehen, daß der Objektblendenausschnitt (211) konvexe Ränder oder Kanten aufweist, wobei der Öffnungswinkel R(0) des Blendenausschnitts im Ursprung, das heißt im Mittelpunkt O' am Ende des Blendenausschnitts, maximal ist. Γ, repräsentiert das Inkrement der Winkelrotation, wie zuvor erwähnt. Es sei angemerkt, daß Gleichung (9) die Gleichung eines der Ränder des Blendenausschnitts in Polarkoordinaten darstellt, wobei die anderen durch Symmetriebetrachtungen ableitbar sind.
Außerdem wird ein weiteres Beispiel einer Ausführungsform eines Objektblendenausschnitts (211) der Blende (21) zur Behandlung einer Hypermetropie durch Keratomileusis für den Fall, in dem die Operation durch Rotieren der Abbildung des oder der Ausschnitte des Behandlungslaserstrahls (FLT) durchgeführt wird, unter Bezugnahme auf Fig. 3c beschrieben.
In diesem Fall, wie in der oben erwähnten Figur gezeigt, genügt das Profil des Blendenausschnitts (211) der Gleichung:
In Gleichung (10) sind die Parameter gemäß den zuvor gegebenen Definitionen festgelegt. Es ist zu erwähnen, daß die Ränder des Blendenausschnitts (211) im Fall der Fig. 3c bis zu einem bestimmten Wert des Radius ρ im wesentlichen konkav sind, wobei dieser spezielle Wert mit ν bezeichnet wird. Es ist festzustellen, daß der zugehörige Rand dann einen Wendepunkt aufweist, wobei die Krümmung des Randes konvex wird und gleichmäßig bis zum Ende des Blendenausschnitts, das der maximalen longitudinalen Ausdehnung des letzteren entspricht, abnimmt. Diese kontinuierliche Abnahme des Öffnungswinkels R jenseits des Wertes des Radius ρ = ν dient vorteilhafterweise dazu, eine übermäßige Diskontinuität an der Peripherie der resultierenden gesamten Ablation zu verhindern. Der spezielle Wert von ν ist in einer nicht beschränkenden Weise und lediglich beispielhaft im wesentlichen gleich 2/3 der maximalen longitudinalen Ausdehnung des Blendenausschnitts.
Natürlich kann, wie insbesondere in Fig. 3d gezeigt, die Blende (21) vorteilhafterweise eine Mehrzahl von in der oben erwähnten Figur mit (211l), (211i) bis (211n) bezeichneten, elementaren Objektblendenausschnitten beinhalten. Jeder elementare Objektblendenausschnitt erzeugt natürlich einen entsprechenden Ausschnitt des Behandlungslaserstrahls (FLT). Die Anzahl der Blendenausschnitte in der gleichen Blende (21) ist zur Behandlung einer Hypermetropie durch Keratomileusis lediglich durch den maximalen Öffnungswinkel Rmax des betreffenden Objektblendenausschnitts, den Öffnungswinkel im Ursprung R(0) jedes Blendenausschnitts im Fall von Fig. 3d und R(R) im Fall von Fig. 3c begrenzt.
Es ist natürlich zu erwähnen, daß eine Erhöhung der Anzahl der Objektblendenausschnitte in der Blende für eine entsprechende Abnahme der gesamten Operationszeit sorgt, da sich die Summierung der aufeinanderfolgenden, elementaren Ablationen, die auf dem zu behandelnden Gebiet durch Rotieren der Blende und des Objektblendenausschnitts erzielt wird, zu der räumlichen Summierung aufgrund der entsprechenden Verteilung der verschiedenen Objektblendenausschnitte auf der Blende hinzuaddiert. Es ist zu erwähnen, daß im Fall von mehreren Blendenausschnitten diese regelmäßig über die Blende hinweg verteilt sein können und alle an ihrem auf der Rotationsachse gelegenen, gemeinsamen Ende zusammentreffen. Jeder der Blendenausschnitte erzeugt auf diese Weise einen Ausschnitt des Behandlungslaserstrahls (FLT). Im Fall von Blendenausschnitten, die zur Behandlung einer Myopie durch Keratomileusis verwendet werden, weisen angrenzende Blendenausschnitte, die tangential zum Mittelpunkt liegen, eine Flächenausdehnung auf, die genau gleich der Hälfte der Flächenausdehnung der Scheibe ist, innerhalb der die Blendenausschnitte einbeschrieben sind.
Es ist zu erwähnen, daß es die Wahl des Rotationswinkelinkrements F ist, welche die Flächenausdehnung des oder der verwendeten Objektblendenausschnitte bestimmt, und umgekehrt. Die Wahl des Winkelinkrements Γ und des maximalen Öffnungswinkels Rmax ist durch die folgenden Überlegungen bestimmt:
Ein schmaler Blendenausschnitt, der einem kleinen Winkelinkrement I, entspricht, ermöglicht die Verwendung eines geringen Anteils des Laserstrahls (FL) mit der Möglichkeit, dessen homogensten Teil auszuwählen, die Verwendung eines Lasers mit niedriger Leistung und außerdem die Bestrahlung eines kleinen Teils der Hornhaut durch jeden Puls. Des weiteren bedeutet ein Vergrößern der Anzahl ND von Blendenausschnittsabbildungen, die völlig getrennt oder im schlechtesten Fall tangential liegen, wobei die Anzahl von Abbildungen ND im Fall der Behandlung einer Myopie durch Keratomileusis mit ND&sub1; und im Fall der Behandlung einer Hypermetropie durch Keratomileusis mit ND&sub2; bezeichnet wird, daß die Abfolge von Positionen der bestrahlten Blendenausschnitte so programmiert werden kann, daß die Erwärmung der Hornhaut minimiert wird.
Andererseits kann ein zu geringes Rotationsiukrement Γ die Korrektur- oder Behandlungsdauer verlängern.
In der Praxis ist es vorteilhafter, einen begrenzten Satz von Blendenausschnitten zu verwenden und das Rotationsinkrement Γ so zu variieren, wie es für die erforderliche Korrektur geeignet ist.
Somit ist ein Blendenausschnitt vollständig definiert durch: - seine Länge, die den Radius des korrigierten Gebiets definiert, das heißt den durch den Anwender festgelegten Parameter R, - den durchgeführten Typ von Korrektur oder Operation, das heißt Keratomileusis für eine Myopie oder Hypermetropie, - den maximalen Öffnungswinkel Rmax, der für den durchgeführten Typ von Korrektur oder Operation geeignet ist.
Für eine optimale Durchführung der Operation beinhaltet die erfindungsgemäße Einrichtung Mittel (8) zum Berechnen des Rotationswinkelinkrements P, das für einen gegebenen Objektblendenausschnitt (wobei der Blendenausschnitt natürlich im voraus durch den Anwender ausgewählt wurde) der Gleichung
Γ = Rmax /A&sub0; (11)
genügt.
Die Berechnungsmittel (8) werden dann dazu verwendet, die Anzahl von Laseremissionspulsen NI zu bestimmen, wobei diese Anzahl von Laserpulsen in dem Fall einer Behandlung einer Myopie durch Keratomileusis mit NI&sub1; bezeichnet wird. Die Anzahl NI&sub1; von Laseremissionspulsen genügt der Gleichung:
nI1 = 2π/Γ = ND1 A&sub0;/ (12)
In der oben erwähnten Gleichung repräsentiert NDI die Anzahl von separaten oder benachbarten Abbildungen von Blendenausschnitten, die auf dem zu behandelnden Gebiet der Hornhaut (COR) erzeugt werden können.
Die Berechnungsmittel (8) werden außerdem dazu verwendet, die für den Fall einer Behandlung einer Myopie durch Keratomileusis mit Tmin oder T1min bezeichnete minimale gesamte Einstrahlungszeit zu berechnen. In diesem Fall genügt die minimale gesamte Einstrahlungszeit der Gleichung:
T1min = NI1 τ(e)/ND1 = τ(e) A&sub0;/ (e) (13)
In dieser Gleichung repräsentiert τ(e) das minimale Zeitintervall zwischen zwei aufeinanderfolgenden Bestrahlungen desselben Punktes auf der Hornhaut. Der Wert von τ(e) wird experimentell festgestellt und stellt den Schwellwert dar, jenseits dessen eine Erwärmung der Hornhaut auftreten kann. Der Wert Tmin ist natürlich vom Energiefluß abhängig, hängt jedoch nicht von dem Rotationsinkrement F ab. Der Grund dafür liegt darin, daß alle der NDI separaten Blendenausschnitte in dem oben erwähnten Intervall τ(e) bestrahlt werden können. In der Praxis können der zur Erzeugung der Laserpulse verwendete Lasertyp und die maximale Bewegungsgeschwindigkeit des Blendenausschnitts die Frequenz einschränken, mit der die Pulse geliefert werden können.
Die eine Laserbeleuchtung verwendende, erfindungsgemäße refraktäraugenchirurgische Einrichtung kann außerdem zur Korrektur eines Astigmatismus der Hornhaut (COR) oder des Augapfels verwendet werden.
In einem solchen Fall variiert das Ablationsprofil mit dem betreffenden Meridian des Augapfels, wobei dieser Meridian aus der Schnittlinie einer Ebene, welche die optische Achse OZ des Augapfels enthält, die unter einem Winkel β in Azimutrichtung relativ zu einer Ebene, welche die zuvor definierte Bezugsrichtung OX enthält, orientiert ist, mit der Oberfläche der Hornhaut besteht. In dem Fall, in dem, wie zuvor definiert, die Bezugsrichtungen OX und OY den hauptsächlichen Richtungen des Astigmatismus entsprechen, und im Fall eines myopischen Astigmatismus, genügt die Ablationsfunktion der Gleichung:
In dieser Gleichung ist A&sub0;(P) gleich
Mit den zuvor in dieser Beschreibung gegebenen Gleichungen (6), (7) und (8) ist eine Kompensation bezüglich der Schwankungen in A&sub0;(P) durch Variieren des Rotationsinkrements Γ als Funktion von β möglich.
Auf diese Weise ist es möglich, einen Astigmatismus des Augapfels mit Blendenausschnitten, die identisch mit den zuvor unter Bezugnahme auf die Fig. 3a 3b 3c, 3d beschriebenen sind, durch Modulieren des Rotationswinkelinkrements Γ als Funktion des Winkels β, der den Meridian der Hornhaut des Augapfels definiert, zu korrigieren.
Zu diesem Zweck beinhaltet die erfindungsgemäße Einrichtung Mittel zum Modulieren des Rotationswinkelinkrements als Funktion des Winkels β, wobei dieses Rotationswinkelinkrement Γ als Funktion des Winkels β der Gleichung
Γ(β) = Rmax (e)/A&sub0;(β) (16)
genügt.
In dieser Gleichung repräsentiert A&sub0;(β) die Ablation im Ursprung nahe der optischen Achse OZ des Augapfels in der Richtung gemäß dem Azimutwinkel β.
Im Fall eines myopischen Astigmatismus ist jedoch die Ablation im Mittelpunkt nicht konstant und variiert mit dem Meridian. Um eine zirkulare Symmetrie der Hornhaut herzustellen, kann die erfindungsgemäße Einrichtung, wie in Fig. 3e gezeigt, wenigstens eine Hilfsblende (21) beinhalten, die mit einem Objektblendenausschnitt (211) von der Gestalt eines Kreissektors versehen ist, für den die Gleichung in Polarkoordinaten R(ρ) = k lautet, wobei eine Konstante ist. Der oben erwähnte Hilfsblendenausschnitt (211) ermöglicht eine derartige Korrektur mittels Zusatzbestrahlung und rotierender Bewegung um das Rotationsinkrement F(P), das als Funktion des Azimutwinkels β moduliert wird, um eine konstante Ablation im Ursprung 0, jedoch ohne Modifizieren des Krümmungsradius der Hornhaut, zu bewirken. Die während einer derartigen Zusatzbestrahlung unter Verwendung des in Fig. 3e gezeigten Blendenausschnitts (211) auszuführende Restablation genügt der Gleichung:
wobei in dieser Gleichung min(rx, ry) den kleineren der Werte und repräsentiert.
Die während der Zusatzbestrahlung bewirkte Restablation wird dann durch Modulieren des Rotationswinkelinkrements , als Funktion des Azimutwinkels β erzielt, wobei das Rotationsinkrement der Gleichung
Γ(β) = R(0) (e)/δA(β) (18)
genügt.
Es ist zu erwähnen, daß dieses Verfahren an der Peripherie der resultierenden gesamten Ablation eine Diskontinuität hervorruft, wobei diese Diskontinuität null ist für β=0, das heißt in der OX-Richtung, und maximal ist für β= π/2, das heißt in der OY-Richtung. Der maximale Wert dieser Diskontinuität ist gleich:
mit rx< ry.
Diese Diskontinuität kann verhindert werden, wie später in dieser Beschreibung erläutert wird.
In einer alternativen Ausführungsform der in Fig. 3a gezeigten Einrichtung kann die Einrichtung zwecks Kompensation durch Korrektur eines Astigmatismus des Augapfels und der Hornhaut strahlaufwärts der fokussierenden Mittel (3) im Weg des Behandlungslaserstrahls (FLT) ein anamorphotisches optisches System (9) beinhalten, bei dem die Vergrößerung vom Azimutwinkel β abhängt. In diesem Fall sind die Iso-Ablationskurven auf der Hornhaut Ellipsen. Eine Astigmatismuskorrektur impliziert, daß die gesamte resultierende Ablation als Funktion des Azimutwinkels β nicht konstant ist. Anamorphotische System sind Systeme, bei denen die Vergrößerung von dem oben erwähnten Azimutwinkel β abhängt. Allgemein gesprochen entspricht mit einer Orientierung der Achsen OX und OY, wie sie vorher relativ zum Augapfel in Fig. 2a definiert wurde, ein anamorphotisches System, das eine mit Mx und My bezeichnete, entsprechende Vergrößerung auf einer elementaren Oberfläche des Objekts, das heißt des Objektblendenausschnitts (211), aufweist, einer elementaren Oberfläche dS' = Mx·My·dS der durch das anamorphotische System gegebenen Abbildung. Unter diesen Bedingungen ist die Abbildung eines Kreises, die mittels des rotierenden Blendenausschnitts oder durch beliebige andere äquivalente Mittel erhalten wird, eine Ellipse. Somit sind die Iso-Energiekurven in der Objektebene des anamorphotischen Systems, das heißt des Objektblendenausschnitts (211), Kreise und die Abbildungen dieser durch das anamorphotische System gegebenen Kreise Ellipsen. Vorausgesetzt, daß die gesamte resultierende Ablation an einem gegebenen Punkt auf der Hornhaut proportional zu der an diesem Punkt empfangenen Energie ist, sind die Iso-Ablationskurven folglich Ellipsen. Sind Rx und Ry die halben Hauptachsen dieser Ellipsen, müssen die Vergrößerungen Mx und My des anamorphotischen Systems (9) im gleichen Verhältnis zueinander stehen wie die oben erwähnten halben Hauptachsen. Das anamorphotische System (9) kann folglich zwei zylindrische Linsen beinhalten, deren Längsachsen orthogonal und jeweils so orientiert sind, daß sie die entsprechenden Richtungen OX und OY definieren, wobei die Linsen die Vergrößerungen Mx. bzw. My aufweisen. Diese anamorphotischen optischen System an sich sind Stand der Technik, und daher werden sie in dieser Beschreibung nicht detaillierter beschrieben.
Natürlich kann die erfindungsgemäße Einrichtung, um die Arbeit des Anwenders zu erleichtern, mit einer Hilfsblende (21) versehen sein, die einen Objektblendenausschnitt (211) in der Form eines Kreisbogens mit einem bestimmten Krümmungsradius aufweist. Dieser Typ von Objektblendenausschnitt ist in Fig. 3f als nicht beschränkendes Beispiel gezeigt. Er wird zum Beispiel dazu verwendet, kreisförmige Schnitte für bogenförmige Hornhauttransplantate zu machen.
Außerdem kann der Objektblendenausschnitt, wie in Fig. 3e gezeigt, auch dazu verwendet werden, Astigmatismus, wie vorher beschrieben, durch Modulieren des Rotationsinkrements als Funktion des Azimutwinkels β zu korrigieren, um Operationen wie Entfernung eines lokal parallelseitigen Meniskus für eine Epikeratothakie oder Entfernung einer parallelen Hornhautoberflächenschicht von einem Spender oder Entfernung einer durch den Laser zur Korrektur einer Myopie oder Hypermetropie zu modifizierenden Oberfläche im Hinblick auf die Durchführung lamellarer Transplantation auszuführen. Die lamellaren Transplantationsoperationen können dann mit konstanten Rotationsinkrementen F durchgeführt werden, wobei die während dieses Vorgangs erhaltene Ablation jener eines lokal parallelseitigen Meniskus entspricht, dessen Kanten im wesentlichen geradlinig sind.
Eine alternative Ausführungsform der erfindungsgemäßen Einrichtung, die spezieller für Operationen, wie jene vorher beschriebenen, geeignet ist, wird unter Bezugnahme auf Fig. 4a beschrieben.
In der in der oben erwähnten Figur gezeigten Ausführungsform, aber in einer nicht beschränkenden Weise, sorgen die Mittel (4) zum Bewegen der Abbildung des oder der Ausschnitte des Behandlungslaserstrahls (FLT) über das zu behandelnde Gebiet oder die Linie hinweg für ein Translationsbewegung in einer Richtung d die im wesentlichen senkrecht zu der mit Oz bezeichneten größten Ausdehnung des Ausschnitts des Behandlungslaserstrahls (FLT) ist. In diesem Fall kann, wie später in dieser Beschreibung detaillierter beschrieben wird, der Behandlungslaserstrahl (FLT) vorteilhafterweise zwei Ausschnitte oder Komponententeile eines einzelnen Ausschnitts beinhalten, die symmetrisch bezüglich einem mit O'' bezeichneten Symmetriemittelpunkt sind.
Gemäß einem vorteilhaften Merkmal der in Fig. 44 gezeigten erfindungsgemäßen Einrichtung wird die Translationsbewegung vorteilhafterweise durch Mittel für mit u bezeichnete Verschiebungsinkremente ausgeführt. Diese Translationsbewegung ist relativ zu den zwei Bezugsrichtungen OX, OY mit u = X oder u = Y definiert, wobei diese Richtungen eine Ebene definieren, welche die Hornhaut im Punkt 0 auf der optischen Achse des Augapfels, wie vorher in Fig. 2a definiert, tangiert.
Die Translationsbewegungsmittel (4) der Abbildung des oder der Ausschnitte des Behandlungslaserstrahls (FLT) sorgen vorteilhafterweise für eine translatorische Verschiebung derselben in den orthogonalen Richtungen OX und OY.
Wie als nicht beschränkendes Beispiel in Fig. 44 gezeigt, können die Mittel (4) zum translatorischen Verschieben der Abbildung des oder der Ausschnitte des Behandlungslaserstrahls (FLT) entlang des Weges des Laserstrahls (FL) nacheinander beinhalten: eine mit (21) bezeichnete feste Blende, die wenigstens einen Ob-jektblendenausschnitt (211) von langgestreckter Gestalt aufweist. Dieser Ob-jektblendenausschnitt wird mit parallelem Licht beleüchtet. Wie in einer nicht beschränkenden Weise in Fig. 4a gezeigt, kann der Laserstrahl (FL) durch die zuvor in Bezug auf Fig. 3a beschriebenen Mittel (1) erzeugt werden, wobei der Laserstrahl (FL) gegebenenfalls einen rechteckigen Querschnitt aufweist, der in klassischer Weise dadurch erzielt wird, daß man den emittierten Laserstrahl durch geeignete Blenden hindurchtreten läßt. Natürlich werden, wie in Fig. 44 gezeigt, eine Linse (20), ein richtungsändernder Spiegel (23), wie ein halbdurchlässiger Spiegel, der unter zu jenen von Fig. 34 analogen Bedingungen die Transmission eines in dieser Figur nicht gezeigten Hilfjustierlaserstrahls ermöglicht, und eine Vorsatzlinse (22) verwendet, um den Laserstrahl (FL) mit parallelem Licht zu dem Blendenausschnitt (211) in der Blende (21) zu leiten.
Außerdem ist, wie ebenfalls in Fig. 44 gezeigt, eine erste Linse (23) relativ zu dem Objektblendenausschnitt (211) und zu der Blende (21) so angeordnet, daß sich der Objektblendenausschnitt (211) in der Objektbrennebene der Linse (23) befindet, um den oder die Ausschnitte des Strahls zu erzeugen, der den Objektblendenausschnitt in parallelem Licht abbildet.
Es ist ein rotierendes Prisma (420) vorgesehen, wobei eine Rotation des betreffenden Prismas um einen Winkel α den austretenden Lichtstrahl, d. h. den Behandlungslaserstrahl (FLT), uni einen Winkel 2α dreht.
Außerdem ist eine zweite, fokussierende Linse (430), die als Objektivlinse dient, translatorisch in den zuvor erwähnten Richtungen OX und OY bewegbar.
Es ist verständlich, daß die in Fig. 44 gezeigte Ausführungsform der erfindungsgemäßen Einrichtung dadurch besonders vorteilhaft ist, daß sie die Verwendung von zwei Verfahren ermöglicht: im ersten wird der Behandlungslaserstrahl (FLT) im Rasterverfahren rotierend geführt, wobei die fokussierende Linse (430) in einer festen Position und auf der optischen Achse OZ des Auges zentriert gehalten wird, wobei dann natürlich das Prisma (420) gedreht wird, um die entsprechende Abrasterung mit dem Behandlungslaserstrahl zu erzielen; im zweiten Verfahren wird, wobei das Prisma (420) in einer Position fixiert ist, der aus dem Prisma (420) austretende Behandlungslaserstrahl entlang der optischen Achse OZ des Auges geleitet, und die fokussierende Linse (430) erzeugt eine entsprechende translatorische Bewegung des Behandlungslaserstrahls (FLT) durch entsprechendes Defokussieren aufgrund der translatorischen Bewegung der Linse (430) in Richtung X oder in Richtung Y.
Das Rotatorprisma (420) kann vorteilhafterweise ein Dove- oder Wollastom-Prisma sein. Außerdem kann zwischen der Linse (430) und dem Auge des Patienten eine mit (DFI) bezeichnete Blende vorgesehen sein, um die vom Auge (OE) des Patienten empfangene Beleuchtungsstärke zu begrenzen. Sie kann in der Nähe oder auf dem Auge angeordnet sein. Natürlich können auch weitere richtungsändernde Spiegel im Weg des Laserstrahls (FL) vorgesehen sein, dainit ein geeigneter optischer Weg erzielt wird, um eine ungehinderte Bewegung von Personen in der Umgebung des Gerätes und des Anwenders zu ermöglichen.
Die erfindungsgemäße Einrichtung in Fig. 4a ist deshalb besonders vorteilhaft, da sie es zusätzlich zu jeder möglichen Operation durch rotierendes Abrastern des zu behandelnden Gebiets des Auges ermöglicht, diese Operation durch translatorisches Abrastern mit dem Laserstrahl über das zu behandelnde Gebiet des Auges hinweg auszuführen, insbesondere in den zuvor erwähnten zwei Richtungen OX und OY. Sind der oder die Ausschnitte des Laserstrahls und die Strahlrichtung Oz in der OY-Richtung ausgerichtet, wird das Abrastern in eine Richtung (zum Beispiel die OX-Richtung) mittels des Rotatorprismas (420) erzielt. Dies richtet die oben erwähnte Richtung Oz mit der OX-Richtung für eine nachfolgende Bewegung des Behandlungslaserstrahls (FLT) in die Richtung senkrecht zu der neuen Orientierung der Oz-Achse, d. h. die Richtung OY, aus. Die translatorische Verschiebung wird durch Verschieben der Linse (430) in die entsprechenden Richtungen durchgeführt.
Eine detailliertere Beschreibung des Profils eines Objektblendenausschnitts (211), das speziell in dem Fall verwendet wird, in dem eine translatorische Verschiebung der Abbildung des Objektblendenausschnitts (211) bewirkt wird, um die Behandlung oder Operation, wie oben erwähnt, auszuführen, wird unter Bezugnahme auf die Fig. 4b 4c 4d gegeben.
Bezugnehmend auf Fig. 4b weist der Objektblendenausschnitt (211) der Blende (21) und folglich die Abbildung des oder der Ausschnitte des Behandlungslaserstrahls (FLT) zur Behandlung und Korrektur von Myopie und Astigmatismus durch Keratomileusis ein im wesentlichen parabolisches Profil auf. Das durch einen Rand des Blendenausschnitts definierte Profil genügt der Gleichung:
Zweckmäßigkeitshalber sei erwähnt, daß der Blendenausschnitt (211) eine mit O''x bezeichnete Längsachse besitzt.
In der obigen Gleichung sind die verschiedenen Parameter wie folgt definiert:
E(z) repräsentiert die transversale Ausdehnung des Objektblendenausschnitts oder des Ausschnitts des Behandlungslaserstrahls bei der Abszisse z auf der longitudinalen Bezugsachse, die bezüglich des Blendenausschnitts ausgerichtet ist. Die Abszisse ist relativ zu einem Ursprungspunkt O'' abgetragen.
Emax repräsentiert die maximale transversale Ausdehnung des Objektblendenausschnitts (211).
Während die oben erwähnte Operation ausgeführt wird, ist es erforderlich, daß der Anwender die Abbildung des Objektblendenausschnitts (211) translatorisch entlang einer Richtung verschiebt, die wenigstens zu der Längsachse O''z des Objektblendenausschnitts (211) senkrecht ist. Natürlich ist dann die Abbildung des Objektblendenausschnitts (211) derartig ausgerichtet, daß die Längsachse O''z des letzteren in einer der Richtungen OX oder OY von Fig. 24 ausgerichtet ist. Somit ist für eine Richtung u der Orientierung des Blendenausschnitts (211) oder seiner Längsachse O''z in der Richtung OX oder OY die Gleichung, welche die Apertur des Blendenausschnitts E(u) und das mit Δu bezeichnete translatorische Verschiebungsinkrement in Beziehung setzt, wobei diese Verschiebung in der Richtung senkrecht zu der Orientierungsrichtung u des Blendenausschnitts erfolgt, von der Form:
In dieser Gleichung repräsentieren:
u die Abszisse oder die Position der Kante des Blendenausschnitts auf der longitudinalen Bezugsachse O''z, wobei der Blendenausschnitt selbst, der in der Richtung u ausgerichtet ist, der Richtung OX oder der Richtung OY entspricht,
Δu das translatorische Verschiebungsinkrement in der zu der oben erwähnten Justierrichtung u orthogonalen Richtung, d. h. in der Richtung OY oder in der Richtung OX, und
Au&sub0; die Dicke der Ablation oder die Korrektur im Mittelpunkt des zu korrigierenden Gebiets der Hornhaut zu dem Zeitpunkt der translatorischen Verschiebung des Objektblendenausschnitts (211) oder des Ausschnitts des Behandlungslaserstrahls in der Richtung OY oder in der Richtung OZ.
Außerdem wird eine Beschreibung eines Objektblendenausschnitts (211) zur Behandlung und Korrektur einer Hypermetropie und eines hypermetropischen Astigmatismus durch Keratomileusis unter Bezugnahme auf Fig. 4c gegeben.
In dem Fall der oben erwähnten Operation weisen der Objektblendenausschnitt (211) und der oder die entsprechenden Ausschnitte des Behandlungslaserstrahls (FLT) ein im wesentlichen parabolisches Profil auf, das der Gleichung:
genügt.
Wie in Fig. 4b dient die Orientierung der Längsachse O''z des Objektblendenausschnitts (211) in der Richtung OX oder in der Richtung OY dazu, die Beziehung herzustellen, die den Zusammenhang zwischen dem Verschiebungsinkrement Δu in der Richtung senkrecht zu der Orientierungsrichtung und der Apertur E(u) des Blendenausschnitts (211) definiert, wobei diese Beziehung von der Form:
ist. In den obigen Gleichungen (22) und (33) bezeichnet die gleiche Notation die gleichen Parameter wie in den vorherigen Gleichungen (20) und (21).
In einer Weise, die analog zu einer Operation ist, welche durch rotierendes Abrastern der Abbildung des Objektblendenausschnitts (211) ausgeführt wird, genügen in dem Fall eines translatorischen Abrasterns die Werte für das Verschiebungsinkrement in der Richtung senkrecht zu der Justierrichtung der Achse O''z des Objektblendenausschnitts (211) und die Bestrahlungszeiten ähnlichen Gleichungen.
Folglich beinhaltet die erfindungsgemäße Einrichtung in der Ausführungsform von Fig. 4a mit (8) bezeichnete Berechnungsmittel zum Berechnen des translatorischen Verschiebungsinkrements Δu in der Richtung OY oder OX für eine Orientierung u in der Richtung OX, OY, wobei das Inkrement für einen gegebenen Objektblendenausschnitt der Gleichung:
Δu = Emax a(e)/A&sub0;u (24)
genügt.
In dieser Gleichung entsprechen die Parameter (e) und Au&sub0; natürlich den vorher in dieser Beschreibung gegebenen Definitionen.
Außerdem beinhaltet die erfindungsgemäße Einrichtung in der in Fig. 44 gezeigten Ausführungsform Mittel (8) zum Berechnen der mit NI&sub2; bezeichneten Anzahl von Laseremissionspulsen und der Anzahl von translatorischen Verschiebungsinkrementen -u in der Richtung OY, OX. Die Anzahl NI&sub2; von Pulsen genügt der Gleichung:
NI&sub2; = 2π/Δu = ND&sub2; Au&sub0;/ (e) (25)
In dieser Gleichung repräsentiert ND&sub2; die Anzahl völlig getrennter oder aneinandergrenzender Abbildungen, die auf der Hornhaut erzeugt werden können.
In der gleichen Weise wie in dem Fall einer Behandlung oder Korrektur durch einen Objektblendenausschnitt oder eine Abbildung eines Objektblendenausschnitts, der (die) eine rotierende Abrasterung ausführt, können in der Ausführungsform von Fig. 44 die Berechnungsmittel (8) auch dazu verwendet werden, die mit T2min bezeichnete minimale, gesamte Bestrahlungszeit zu berechnen. Diese genügt der Gleichung:
T2min = NI&sub2; τ(e)/ND&sub2; = τ(e) Au&sub0;/ (e) (26)
In dieser Gleichung repräsentiert τ(e) das minimale Zeitintervall zwischen zwei aufeinanderfolgenden Bestrahlungen des gleichen Punktes auf der Hornhaut.
Wie insbesondere aus den Fig. 3b 3c 3d 3e 4b 4c und 4d zu erkennen ist, sind die Objektblendenausschnitte (211) unabhängig davon, ob sie während einer Operation zur Ausführung einer rotierenden Abrasterung oder einer translatorischen Abrasterung des zu behandelnden Gebiets der Hornhaut verwendet werden, symmetrisch bezüglich ihrer Längsachsen O'z oder O''z. Dies entspricht einer besonders vorteilhaften, nicht beschränkenden Ausführungsform, bei der die Blendenausschnitte, ohne vom Umfang der vorliegenden Erfindung abzuweichen, asymmetrisch bezüglich der Längsachsen O'z oder O''z sein können, vorausgesetzt, daß die entsprechende Breite des Blendenausschnitts an einem gegebenen Punkt z im wesentlichen die gleiche ist.
Wie aus Fig. 4c zu ersehen, können im Fall eines Objektblendenausschnitts (211), der zur Behandlung einer Hypermetropie durch translatorisches Abrastern verwendet wird, die Objektblendenausschnitte unabhängig davon, ob sie einen oder mehrere Ausschnitte des rotierend oder translatorisch abrasternd geführten Behandlungslaserstrahls (FLT) erzeugen, vorteilhafterweise eine krummlinig gestaltete, am Ende mit (C) bezeichnete Kante aufweisen. Diese Kante am Ende ist, wie in einem größeren Maßstab in Fig. 4c gezeigt, symmetrisch bezüglich der Längsachse O''z. Die krummlinige Form weicht von dem funktionalen Zusammenhang p = konstant ab, der einen Kreisbogen in Polarkoordinaten darstellt, um Kanteneffekte bei dem resultierenden Profil in der gesamten erzielten Ablation zu eliminieren.
Wie aus Fig. 4c zu ersehen, kann die krummlinige Form (C) in nicht beschränkender Weise konkav und konvex mit einem Wendepunkt sein. In ähnlicher Weise kann, vorausgesetzt, daß die krummlinige Form (C) von dem funktionalen Zusammenhang ρ = konstant abweicht, die Kante am Ende ebensogut ununterbrochen konkav sein, wie als gestrichelte Kontur in der vergrößerten Ansicht von Fig. 4c gezeigt.
Eine krummlinige Eigenschaft dieser Art für die Kante der Blendenausschnitte am Ende verbessert die Kontinuität der Krümmung an Übergängen zwischen korrigierten und nicht korrigierten Gebieten. Somit könnte ein beliebiger Blendenausschnitt, von dem eine Kante am Ende eine von Null verschiedene Weite oder Apertur aufweist, den oben erwähnten krummlinigen Blendenausschnitt (C) beinhalten. Die krummlinige Form (C) sorgt bei Nichtvorhandensein irgendeines Wendepunktes für Übergänge zwischen korrigierten und nicht korrigierten Gebieten, bei denen eine Diskontinuität in der Krümmung existiert.
Natürlich ist es in einer zu der Ausführungsform der Objektblendenausschnitte in Fig. 3e in dem Fall eines rotierenden Abrasterns für eine Mehrzahl von Objektblendenausschnitten (211) auf der gleichen Blende (21) analogen Weise für den Fall einer Behandlung durch translatorisches Abrastern ebenfalls möglich, eine Mehrzahl von Objektblendenausschnitten (211) auf der gleichen Blende zu verwenden. Eine Blende dieser Art ist in Fig. 4d gezeigt, in der als nicht beschränkendes Beispiel drei Blendenausschnitte (211&sub1;), (211&sub2;) und (211&sub3;) gezeigt sind. Die verschiedenen Objektblendenausschnitte sind in einer Richtung senkrecht zu deren Längsachse O''z mit einer Entfernung beabstandet angeordnet, die wenigstens gleich deren weitester Apertur Emax ist.
Mit den Objektblendenausschnitten (211), wie zuvor unter Bezugnahme auf die Fig. 3b, 3c, 3d, 4b, 4c und 4d beschrieben, wurde ein Prototyp der erfindungsgemäßen Einrichtung gefertigt.
Um ein nicht beschränkendes Beispiel zu geben, wies in dem Fall eines Objektblendenausschnitts wie jenem in Fig. 3b gezeigten der Objektblendenausschnitt (211) eine Länge von im wesentlichen gleich 3,2 mm auf, wobei seine Länge entlang der Längsachse O'z gemessen wird, und eine Weite oder maximale Ausdehnung in der Richtung senkrecht zu der oben erwähnten Längsachse von im wesentlichen gleich 0,8 mm.
Ein Objektblendenausschnitt (211), wie in Fig. 3c gezeigt, hatte eine Länge voll im wesentlichen gleich 3,2 mm und eine maximale Weite in der Größenordnung von 1,4 mm. Im Fall eines Objektblendenausschnitts (211), wie in Fig. 4b gezeigt, betrugen die Länge des Blendenausschnitts entlang der Längsachse O''z größenordnungsmäßig 6 mm und seine maximale Weite größenordnungsmäßig 1 mm.
Natürlich sind die vorerwähnten Abmessungen der Objektblendenausschnitte (211) lediglich als nicht beschränkende Beispiele angegeben, da es sich verstehen sollte, daß diese Abmessungen gemäß der Gesamtvergrößerung des optischen Systems der erfindungsgemäßen Einrichtung variieren. Letztere kann natürlich und vorteilhafterweise mit einem optischen System versehen sein, das eine variable Vergrößerung bietet, so daß sich der Anwender ausgehend von einer bestimmten Gestalt eines Objektblendenausschnitts in der Lage sieht, die durch die oben erwähnten Objektblendenausschnitte gegebene, endgültige Ausdehnung der Abbildung des oder der Ausschnitte des Behandlungslaserstrahls (FLT) auszuwählen.
Gemäß einem weiteren vorteilhaften Merkmal der erfindungsgemäßen Einrichtung kann unter besonderer Bezugnahme auf die Ausführungsform von Fig. 4a bei der die Blende (21) fixiert ist, jeder Objektblendenausschnitt vorteilhafterweise ein variables Profil aufweisen, um für die Kompensation irgendeiner unregelmäßigen Verteilung der Lichtenergie über den Querschnitt eines Ausschnitts des Behandlungslaserstrahls (FLT) hinweg zu sorgen.
Wie aus Fig. 4e zu ersehen, kann der variable Blendenausschnitt (211) wenigstens eine Kante beinhalten, die aus mit (2110) bezeichneten, beweglichen Streifen besteht, wobei diese Streifen translatorisch in eine Richtung senkrecht zu der Längsachse O''z des Blendenausschnitts bewegbar sind. Die beweglichen Streifen (2110) können natürlich so angeordnet sein, daß sie relativ zueinander gleiten, wo bei jeder dazu eingerichtet ist, mittels eines Motors oder ähnlichen Mitteln (2111) angetrieben zu werden. Es versteht sich natürlich, daß in dem Fall der Ausführungsform von Fig. 4e die Abmessungen des Objektblendenausschnitts (211) vergrößert werden können, um die Implementierung der beweglichen Streifen zu erleichtern, wobei die Vergrößerung des optischen Systems der erfindungsgemäßen Einrichtung demgemäß eingestellt wird.
Ein Beispiel für eine Operation zur Behandlung eines myopischen Astigmatismus durch Keratomileusis unter Verwendung der in Fig. 44 gezeigten, erfindungsgemäßen Einrichtung und unter translatorischem Abrastern des zu behandelnden Gebietes wird nun unter Bezugnahme auf Fig. 5a beschrieben.
Die gesamte resultierende Ablation wird in diesem Beispiel mittels eines Objektblendenansschnitts wie zum Beispiel jenem in Fig. 4d gezeigten erzielt, wobei die Abbildung des Blendenausschnitts oder des Ausschnitts des Behandlungslaserstrahls (FLT) in einer Richtung senkrecht zu der Längsachse O''z in aufeinanderfolgenden elementaren Inkrementen verschoben wird. Sind die elementaren Verschie bungsinkremente gleich, besteht die Wirkung der Behandlung darin, einen Kanal von gleichförmigem, parabolischem Profil zu erzeugen. Die Länge des Kanals ist natürlich gleich der Entfernung, über die hinweg der Blendenausschnitt verschoben wird, und seine Weite ist gleich der Länge des Blendenausschnitts.
Bei einem besonders vorteilhaften Arbeitsverfahren werden zwei Operationen entlang von zwei senkrechten Achsen ausgeführt, um eine vollständige Korrektur der Hornhaut (COR) zu erreichen.
Im Fall einer Myopie weist dieses Arbeitsverfahren die folgenden Vorteile auf: - es eliminiert die Schwierigkeit einer präzisen Fokussierung des Endes oder der Abbildung des Blendenausschnitts auf der Rotationsachse im Fall einer rotierenden Abrasterung, und - es ermöglicht eine Korrektur aller Typen von Astigmatismus.
Ist die Längsachse O''z des Blendenausschnitts in der Richtung OX ausgerichtet, zum Beispiel in Fig. 24, dient die Bestrahlung des Objektblendenausschnitts (211) in aufeinanderfolgenden Positionen, die durch ein konstantes Translationsinkrement OY in der Richtung OY in Fig. 24 innerhalb eines Verschiebungsbereiches, der zwischen -R 2 und +R 2 liegt, dazu, bezüglich der Achse OX ein Ablationsprofil B(X) zu erzielen, das durch die Gleichung:
definiert ist.
In dieser Gleichung repräsentieren: - E(X) natürlich das Profil des Blendenausschnitts bei der Abszisse X und Δxy das konstante translatorische Verschiebungsinkrement in der Richtung Y, wobei der Blendenausschnitt in der Richtung X ausgerichtet ist, - R den Radius des zu korrigierenden Gebietes mit Mittelpunkt bei O''.
Wie vorstehend in dieser Beschreibung erwähnt, wird, wenn die Achsen OX und OY von Fig. 2a den Hauptrichtungen der Meridiane entsprechen, die den Enden der Kurven im Mittelpunkt der Hornhaut zugeordnet sind, d. h. den Astigmatismus- Hauptrichtungen, das zu erzielende Ablationsprofil durch die Gleichung:
ausgedrückt.
In Gleichung (28) genügen die Parameter Ax&sub0; und Ay&sub0; den Gleichungen:
Die Ablationsfunktion kann als das Ergebnis einer Summierung von zwei Ablationsfunktionen angesehen werden, wobei eine lediglich eine Funktion von X und die andere lediglich eine Funktion von Y ist. In den Gleichungen (29) und (30) repräsentiert rx den Krümmungsradius der Hornhaut in der Richtung OX und ry repräsentiert den Krünmungsradius in der Richtung OY, wobei r den Krümmungsradius der Hornhaut in einer Meridianrichtung unter dem zuvor erwähnten Azimutwinkel β darstellt.
Unter Einführung der folgenden Notation:
kann die Gleichung für die resultierende Gesamtablationsfunktion folgendermaßen geschrieben werden:
Die Isso-Ablationskurven sind daher im allgemeinen Fall Ellipsen, und die Gleichung für die Ellipse, welche die Ablationskontur begrenzt, ist:
Y²/R²x + Y²/R²y = 1 (35)
Wie in Fig. 54 dargestellt, zeigt die Theorie, daß sich die resultierende Ablation von -Rx bis +Ry auf der OX-Achse und von -Ry bis +Ry auf der OY-Achse erstrecken sollte. Das Ablationsprofil ist somit in zwei orthogonalen Rechtecken enthalten, die jeweilige Längen 2Rx und 2Ry sowie die gleiche Weite R 2 aufweisen und deren gemeinsames Gebiet quadratisch und in den bei O zentrierten Kreis Ce mit Radius R einbeschrieben ist. Das erzielte Ablationsprofil ist perfekt innerhalb des Quadrates, in dem sie sich überschneiden, eine befriedigende Approximation des Ablationsprofils wird jedoch selbst noch außerhalb des Quadrates in den zu dem letzteren peripheren Gebieten erzielt, d. h. den Gebieten FGHI in Fig. 54, wobei das mittlere Gebiet aus dem mit A bezeichneten Quadrat besteht.
Im Fall reiner Myopie ohne Astigmatismus ist rx = ry und A&sub0; = Ax&sub0; = Ay&sub0;.
Somit erzeugt eine Korrektur oder Behandlung mittels eines translatorisch entlang zweier orthogonaler Richtungen abrasternd geführten Objektblendenausschnitts dort eine optimale Wirkung, wo sich die durch den Behandlungslaserstrahl (FLT) in den oben erwähnten Richtungen abgerasterten Gebiete überschneiden, das heißt in ebener Projektion über ein Quadrat hinweg.
Um diese Wirkung über das Überschneidungsquadrat hinaus auszudehnen und über ein im wesentlichen kreisförmiges Gebiet hinweg eine befriedigende Korrektur zu erzielen, ist es möglich, die laterale Abrasterung mit dem Behandlungslaserstrahl (FLT) auszudehnen, während das Verschiebungsinkrement Δu zwischen zwei benachbarten Positionen moduliert wird, wobei das oben erwähnte Inkrement Δu in dem Überschneidungsgebiet natürlich konstant bleibt.
Es wurde gezeigt, daß das aus den drei Gebieten A, F und H bestehende erste Gebiet (das heißt für -R/ 2≤X≤+R/ ) dadurch erzielt wird, daß ein Blendenausschnitt parallel zu der Achse OX bestrahlt und um Inkremente Δyyx in der Richtung senkrecht zu der OY-Achse bewegt wird.
In ähnlicher Weise wird das Ablationsprofil in dem aus den Gebieten I, A und G bestehenden Gebiet (das heißt für -R/ 2≤Y≤R/ 2) durch Bestrahlen eines Blendenausschnitts parallel zur OY-Achse erzielt, der um Inkremente Δyxx oder Δu entlang der OX-Achse bewegt wird.
Diese zweite Operation, die Korrektur des Profils entlang OY, modifiziert das Profil entlang einer zu OX parallelen Achse nicht, vertieft es jedoch gleichmäßig (Y = konstant), speziell um einen Betrag Ay&sub0; über die ganze Achse OX hinweg, das heißt für Y = 0.
Um das resultierende gesamte Ablationsprofil entlang OX zu vervollständigen und um jegliche Diskontinuität für X = ±R/ 2 zu vermeiden, kann das translatorische Abrastern des Blendenausschnitts entlang OX, was das Ablationsprofil entlang OY erzeugt, über diese Werte hinaus ausgedehnt werden, wobei das translatorische Verschiebungsinkrement entlang OX mit X für X > R/ 2 zunimmt.
Die erfindungsgemäße Einrichtung, wie in Fig. 44 gezeigt, verwendet die Berechnungsmittel (8), um den Wert des mit Δyx bezeichneten, linearen Verschiebungsinkrements zu bestimmen, um zum Beispiel eine exakte Erweiterung des parabolischen Profils für Y = 0 zu erhalten, wobei das translatorische Verschiebungsinkrement für eine entsprechende Ablationsfunktion der Gleichung
genügt.
Das translatorische Verschiebungsinkrement genügt dann über den gesamten Behandlungsbereich hinweg, der die Gebiete F, A und H in Fig. 5a beinhaltet, der Gleichung:
In den Gleichungen (36) und (37) definiert Rx den gesamten Bestrahlungsbereich in der X-Richtung.
Die resultierende gesamte Ablationsfunktion Ax(X,Y), welche die resultierende gesamte Ablation in den Rechtecken F und H in Fig. 54 definiert, das heißt für
R/ 2 ≤ X ≤ Rx, Y ≤ R/ 2,
genügt der Gleichung
Ax (X,Y) = E(Y)/Δyx (e) (38)
In dieser Gleichung repräsentiert E(Y) natürlich das Profil des verwendeten Blendenausschnitts, wobei der Blendenausschnitt mit seiner Längsachse O''z in der Y- Richtung ausgerichtet ist und Δyx den Werten von Gleichung (37) für die in den Gebieten F und H enthaltenen Werte von X entspricht.
Das zuvor beschriebene Arbeitsverfahren mit einem Blendenausschnitt, der ein translatorisches Abrastern des Behandlungslaserstrahls (FLT) bewirkt oder die Verwendung eines Blendenausschnitts mit einem parabolischen Profil, wie vorher in dieser Beschreibung erläutert, ergibt somit ein Ablationsprofil, das am Umfang des Gebiets einer in Fig. 5a mit E bezeichneten Ellipse mit Halbachsen Rx und Ry acht "perfekte" Punkte enthält, womit Punkte mit einer Null-Ablation gemeint sind.
Natürlich ist es in dem Fall, in dem die Erfordernis besteht, daß die Hornhaut (COR) nicht über ein Gebiet mit dem Radius R hinaus bestrahlt wird, möglich, letztere mit einer Maske abzudecken, die ein kreisförmiges Loch mit Radius R beinhaltet
In den Fig. 5b beziehungsweise 5c sind eine Profilkennlinie einer Keratomileusis- Ablation für eine Myopie ohne Astigmatismus sowie eine Profilkennlinie einer Keratomileusis-Ablation für eine Hypermetropie gezeigt.
In den Fig. 5b und 5c wurden die Einheiten auf den Koordinatenachsen nicht markiert. Im Fall einer Operation durch Keratomileusis hinsichtlich einer Myopie weist eine Ablation, die einer Korrektur von 15 Dioptrien entspricht, eine Tiefe von 0,15 mm auf und erstreckt sich über ein Gebiet mit einem Durchmesser von 5 mm. Der anfängliche Krümmungsradius wird auf 10,6 mm vergrößert.
Im Fall von Fig. 5c bei der die Einheiten auf den Koordinatenachsen nicht gezeigt wurden, weist eine Ablation, die einer Korrektur von 15 Dioptrien entspricht, eine Tiefe von 0,15 mm auf und erstreckt sich über ein Gebiet mit einem Durchmesser von 9 mm. Der anfängliche Krümmungsradius von 7,8 mm wird auf 5 mm verringert.
Die erfindungsgemäße Einrichtung ermöglicht es, die Beschränkungen von Einrichtungen gemäß dem Stand der Technik durch die Verwendung eines Beleuchtungs- und Behandlungslaserstrahls zu überwinden, deren spezielle Gestalt und Verschiebung so berechnet werden, daß ihre Kombination die geforderte Ablationsgestalt erzeugt.
Wenn der oder die Blendenausschnitte durch einen bestimmten Puls von dem Laser bestrahlt wird oder werden, wird die auf die Hornhaut (COR) projizierte Abbildung des (der) Blendenausschnitts (-ausschnitte) sozusagen auf der Oberfläche eingeätzt und verursacht durch photochemische Zersetzung die betreffende elementare Ablation. Die Summe dieser über die Hornhaut verteilten elementaren Ablationen erzeugt gemäß den vorher aufgestellten mathematischen Gesetzen die geforderte Modifikation bezüglich der Gestalt der Hornhaut.
Im Gegensatz zu den Einrichtungen gemäß dem Stand der Technik, in denen die Konzepte der Beleuchtungszeit enthalten waren, sind die Konzepte der Laserpulsfrequenz und der Verschiebungsgeschwindigkeit des Objektblendenausschnitts (oder seiner Abbildung) durch die Konzepte von linearen oder Winkelinkrementen, je nach Anwendung, zwischen zwei benachbarten Positionen der Abbildung oder des Ausschnitts des Behandlungslaserstrahls ersetzt. Hier ist "benachbart" in geometrischem und nicht in zeitlichem Sinn zu verstehen. In anderen Worten ist die Tatsache, daß zwei geometrisch benachbarte, das heißt geometrisch aufeinanderfolgende, elementare Ablationen zeitlich aufeinanderfolgend sind, nicht von Bedeutung. Allgemein gesagt, sind sie es nicht.
Alle vorher erwähnten Überlegungen kombiniert mit dem Konzept eines Schwellwerts bezüglich jeder elementaren Ablation, dienen dazu, durch Summation der betreffenden elementaren Ablationen eine korrigierte oder behandelte Oberfläche zu erzielen, die besonders zufriedenstellend ist und deren Rauhigkeitsgrad beträchtlich geringer als 1 um ist.
Im Fall von rotierendem Abrastern wird im allgemeinen auf das Auge (OE) ein Strahl projiziert, dessen transversaler Querschnitt zu einer Rotation um die Projektionsachse O herum veranlaßt wird, die natürlich im wesentlichen mit der optischen Achse des zu behandelnde Auges zusammenfällt. Der Querschnitt des Behandlungslaserstrahls (FLT) ist natürlich von langgestreckter Gestalt und weist in einer besonders vorteilhaften Weise wenigstens einen oder mehrere Ausschnitte, wie vorstehend definiert, auf. Die Erzeugende am Ende des Behandlungslaserstrahls (FLT) oder des entsprechenden Ausschnitts fällt mit der Rotationsachse O in Fig. 24 zusammen. Die Ablation wird durch Anwenden des Strahls auf eine große Anzahl aufeinanderfolgender Winkelpositionen, die durch das geeignete Rotationswinkelinkrement um die Achse O herum beabstandet sind, bewerkstelligt. Um die geforderte Korrektur zu erzielen, weist der Querschnitt des Behandlungslaserstrahls (FLT), dessen Energiedichte pro Oberflächeneinheitsfläche im wesentlichen konstant ist, das vorher auf der Basis der Objektblendenausschnitte (211) definierte Profil auf.
Bei der zweiten Ausführungsform wird insbesondere bei Verwendung der in Fig. 44 gezeigten Einrichtung die resultierende gesamte Ablation durch translatorisches Abrastern mit dem Behandlungslaserstrahl (FLT) über aufeinanderfolgende lineare Inkremente erzielt. Die Verschiebung findet in der Richtung senkrecht zu der longitudinalen Abmessung der größten Ausdehnung des Ausschnitts des Laserstrahls (FLT) und senkrecht zur optischen Achse O des Auges (OE) statt. Es sind mehrere Operationen nötig, um eine vollständige Behandlung durchzuführen.
Es ist natürlich und in einer nicht beschränkenden Weise möglich, mehrere Operationsvorgänge durchzuführen, wobei zum Beispiel der Behandlungslaserstrahl (FLT) nach jedem Arbeitsgang eine Drehung um einen Bruchteil eines Kreises um die optische Achse O herum erfährt. Nach n Arbeitsgängen (n/2&sub1; wenn der Strahl symmetrisch ist), erzeugt die Kombination der oben erwähnten Operationsvorgänge eine Ablation von kreisförmiger Symmetrien n-ter Ordnung, die mehr oder weniger die geforderte Wirkung approximiert.
Ein besonders vorteilhaftes Beispiel ist, wie vorher beschrieben, die Verwendung eines Strahls von parabolischem Querschnitt, dessen Ausschnitte eine parabolische Gestalt aufweisen, wie vorher beschrieben, wobei der Laserstrahl in zwei Arbeitsgängen entlang von zwei senkrechten Richtungen abrasternd geführt wird.
Verglichen mit rotierendem Abrastern mit dem Behandlungslaserstrahl (FLT), vermeidet ein translatorisches Abrastern zur Korrektur einer Myopie eine für rotierend abrasternde Strahlen typische Schwierigkeit, nämlich die, daß der Mittelpunkt des Auges, wo die Ablation am stärksten ist, mit dem Mittelpunkt der Rotation zusammenfällt und daß letzterer sich konstruktionsbedingt an einem Ende des Auftreffgebiets befindet. Für den Fall irgendeines Fehlers bei der Justierung dieses Auftreffgebiets in Bezug auf die Rotationsachse, kann ein völliges Fehlen an Ablation (oder sein Gegenteil, eine übermäßige Ablation) in der unmittelbaren Umgebung des Mittelpunkts der Hornhaut die Folge sein. Diese Schwierigkeit ist im Fall von translatorisch abrasternden Strahlen nicht vorhanden.
Des weiteren stellt im Fall eines translatorischen Abrasterns die Wahl dieses Rastermodus (entlang von zwei orthogonalen Richtungen) ein einfaches Mittel zur Korrektur eines Astigmatismus bereit. Dafür ist es ausreichend, wenn die zwei Orientierungen des Strahls entlang den Richtungen OX und OY mit den Hauptrichtungen des Astigmatismus zusammenfallen. Es genügt dann, die mittlere Beleuchtungsdichte durch Ändern der Länge der linearen Inkremente zwischen den zwei orthogonalen Arbeitsgängen zu ändern, um eine Ablation von eher elliptischer als kreisförmiger Symmetrie zu erzielen.
Behandlungslaserstrahlen für translatorisches Abrastern können natürlich auf verschiedene Weisen verwendet werden, wobei die Strahlen mit verschiedenen Orientierungen entweder aufeinanderfolgend oder gleichzeitig angewendet werden.
Eine weitere besonders vorteilhafte Ausführungsform eines Objektblendenausschnitts (211) und einer Blende (21) wird unter Bezugnahme auf die Fig. 6a bis 6d beschrieben.
Bezugnehmend auf Fig. 6a und Fig. 6b können die Objektblendenausschnitte, wie vorher in den Fig. 3b, 3c, 3d, 3e, 3f, 4b, 4c und 4d gezeigt, vorteilhafterweise auf einer Bleiide (21) mit einer gekrümmten Oberfläche ausgebildet sein, die an die Oberfläche der Hornhaut (COR) angepaßt ist. Diese Ausführungsform verbessert die Qualität der Fokussierung der Abbildung des Objektblendenausschnitts auf der Hornhaut (COR). Im Fall von Fig. 6a besteht die gekrümmte Oberfläche, welche die Blende (21) bildet, aus einer sphärischen Kuppel, und die Blende kann um ihre Symmetrieachse herum gedreht werden, wie vorher beschrieben. Im Fall von translatorisch abgerasterten Objektblendenausschnitten kann die gekrümmte Oberfläche, welche die Blende (21) bildet, vorteilhafterweise, wie in Fig. 6b gezeigt, aus einer halbzylindrischen Oberfläche bestehen, deren Längsachse in der Translationsrichtung d ausgerichtet ist, wobei die Achsen O''z der Objektblendenöffnungen (?) senkrecht zur Längsachse des oben erwähnten Halbzylinders liegen.
Eine besonders vorteilhafte Ausführungsform der Blende (21) wird unter Bezugnahme auf die Fig. 6c, 6d und 6e beschrieben.
In der oben erwähnten Fig. 6c beinhaltet die Blende (21) eine halbzylindrische Oberfläche mit Radius R mit einer Längsachse O'''x. Die halbzylindrische Oberfläche weist einen Objektblendenausschnitt (211) mit einer Apertur oder Weite in der Richtung O'''x auf, die mit E(Φ) bezeichnet ist. Die Apertur ist zum Beispiel symmetrisch zu einer Ebene P, die orthogonal zur Längsachse O'''x liegt, wobei diese Ebene die zu der Richtung der Längsachse O'''x orthogonalen Richtungen O'''y und O'''z enthält. In Fig. 6c repräsentiert S die Mitte der Apertur oder der Weite des Objetkblendenausschnitts bei der Höhe z, die einem gegebenen Winkel Φ entspricht, wobei der Winkel Φ als der Winkel zwischen dem Radiusvektor O'''S eines Punktes S auf der geometrischen Ortskurve LS, der Symmetriekurve des Objektblendenausschnitts (211), und der Richtung O'''y definiert ist. Die Weite E(Φ) des Objektblendenausschnitts (211) genügt der Gleichung:
In dieser Gleichung repräsentiert E(π/2) die maximale Weite oder Apertur des Objektblendenausschnitts (211) für Φ = π/2.
Es ist natürlich zu erwähnen, wie später detaillierter beschrieben wird, daß im Fall einer Operation durch Keratomileusis, um einen myopischen Astigmatismus zu heilen, der Radius R der halbzylindrischen Oberfläche, welche die Blende (21) bildet, die Fläche bestimmt, innerhalb welcher der Anwender auf der Hornhaut (COR) operiert. Um ein nicht beschränkendes Beispiel zu geben, wird der oben erwähnte Radius gleich dem Operationsgebiet gewählt, wobei die Vergrößerung der fokussierenden Optik gleich eins gesetzt wird. Es ist offensichtlich, daß jede beliebige halbzylindrische Blende von entsprechend ähnlicher Gestalt verwendet werden könnte, wobei die Vergrößerung der fokussierenden Optik geeignet angepaßt wird.
Um die Hornhaut (COR) durch Keratomileusis hinsichtlich myopischem Astigmatismus zu korrigieren, wird zum Beispiel die Blende (21), wie in Fig. 6c gezeigt, relativ zur Hornhaut (COR) so angeordnet, daß ihre konkave Seite dem zu behandelnden Gebiet der letzteren gegenüberliegt. Es wird angenommen, daß die Hornhaut (COR) eine kreisförmige Oberfläche mit Radius R' aufweist, und der Objektblendenausschnitt (211) wird durch den Laserstrahl (FL) beleuchtet, wie in Fig. 6c gezeigt. Die Längsachse O'''x und die transversale Achse P'''y der Blende sind in den Hauptrichtungen des Astigmatismus OX, OY der Hornhaut (COR) ausgerichtet, wobei diese Hauptrichtungen im voraus durch den Anwender bestimmt wurden.
Die erfindungsgemäße Einrichtung beinhaltet des weiteren Antriebsmittel (400) zum Drehen der Blende (21) um die Achse O'''z herum, wobei die Rotationsantriebsmittel (400) vorteilhafterweise einen Schrittmotor und zwei durch letzteren angetriebene Rotationshalbwellen (401, 402) beinhaltet.
Wie beim Betrachten der Fig. 6c, 6d und 6e zu erwähnen ist, wird die Weite E(Φ) des Objektblendenausschnitts (211), die auch in Fig. 6c durch die Schnittlinie des Objektblendenausschnitts mit einer Ebene Q, für welche die Gleichung Y = RcosΦ gilt, dargestellt ist, zum Beispiel auf die Achse O'''X als eine Abbildung der Weite E(α,Φ) projiziert, wenn der Objektblendenausschnitt (21) mit parallelem Licht beleuchtet wird. Die Weite des auf die Achse O'''x projizierten Objektblendenausschnitts genügt der Gleichung:
E'(α, Φ) = E(Φ)·sinα (40)
In dieser Gleichung repräsentiert α den Neigungswinkel, mit dem die Blende (21) gedreht wird, und insbesondere von deren Achse O'''z relativ zur Richtung O'''x. Der Blendenausschnitt (211) dreht sich im wesentlichen auf einer Kugel mit dem gleichen Radius wie dem des Zylinders, und jeder beliebige mittlere Punkt S auf einer Höhe z die einem gegebenen Winkel Φ entspricht, folgt, wenn die Blende (21) gedreht wird, einer Kreislinie CS in der oben erwähnten Ebene Q, wie in den Fig. 6c und 6e gezeigt.
Wenn angenommen wird, daß die Ablationsfunktion A(α, Φ) der Ablationsfunktion A(X, Y), die durch Gleichung (34) definiert ist, entspricht und proportional zu der Anzahl von Pulsen, die für eine elementare Verschiebung geringer als E'(α, Φ) und daher geringer als die Weite E'(α Φ) der Abbildung des Blendenausschnitts auf der Achse O'''x empfangen werden, dividiert durch die elementare Verschiebung ΔX(α) (entlang der O'''x-Achse) für jeden Laserpuls ist, kann man schreiben:
X(α) = R sinΦ cosα und
δX/δα · dα = δ/δα R sin Φ cos α dα
= -R sin Φ sin α dα sowie
ΔX(α) = R sinφ sinαΔα, woraus folgt
A(X,Y) = A(α,φ> ) = E'(α,σ)/ΔX(α),
das heißt
A(α,Φ = E(Φ)/ R sinΦ Δα (41)
Ist die durch die obige Gleichung (34) definierte gewählte Ablationsfunktion A(X, Y) gegeben, werden OX und OY derartig gewählt, daß Rx≤Ry, und R wird so gewählt, daß R = Ry, wie insbesondere in den Fig. 6d und 6e gezeigt.
Unter Verwendung der gleichen Notation wie vorher kann die Ablationsfunktion folgendermaßen geschrieben werden:
Mit den Gleichungen:
X = R sinΦ cosα,
Y = R cos α
wird die Ablationsfunktion zu:
Mit den obigen Gleichungen (41) und (43) kann die Ablationsfunktion zu dein Gesetz der Apertur des Blendenausschnitts E(Φ) und des Rotationsinkrements Δα durch die Gleichung:
in Beziehung gesetzt werden.
Dann genügt es,
und
zu wählen.
Die Wahl von E(π/2) und Δ0 für eine gegebene halbzylindrische Blende erzeugt das geforderte Profil.
Durch Modulieren des Rotationswinkelinkrements Δα kann die zuvor beschriebene Ausführungsform einen Astigmatismus der Hornhaut und eine Myopie ohne irgendwelche Schwierigkeiten hinsichtlich Kantendiskontinuitäten am Rand des Korrekturgebietes oder übermäßiger Ablation im Zentrum der Hornhaut korrigieren. Der Übergang zwischen dem korrigierten Gebiet und dem nicht korrigierten Gebiet ist fehlerlos. Außerdem gelten auch bei Fehlen irgendeines Astigmatismus die vorigen Gleichungen noch, vorausgesetzt, daß Rx = Ry = R. In allen Fällen hängen die X- und Y-Ablationsfunktionen lediglich von α beziehungsweise Φ ab.
Um die Verwendung der erfindungsgemäßen Einrichtung, wie in Fig. 3a oder in Fig. 44 gezeigt, zu erleichtern, können die Berechnungsmittel (8) einen Mikrocomputer (80) mit seinen peripheren Einrichtungen beinhalten. Die Speicherbereiche des Mikrocomputers speichern Programm und/oder Unterprogramme für die Berechnung der vorher in der Beschreibung erwähnten Anzahlen von Laserpulsen NI&sub1;, NI&sub2;, die Zeiten für die gesamte Bestrahlung T1min, T2min und Unterprogramme für die Abfolge und das Synchronisieren der Verschiebung des Behandlungslaserstrahls (FLT). Diese Programme über die Abfolge werden zum Beispiel dazu verwendet, Befehle scdr und scdt für eine rotierende oder eine translatorische Verschiebung und Laseremissionsbefehle sce zu erzeugen. Das Programm oder das Unterprogramm kann auch ein Programm zum Modulieren des Rotationsinkrements I, als Funktion des Azimutwinkels β oder des Translationsinkrements Δu als Funktion des X- oder Y- Abszissenwertes des Rotationsinkrement Δα einschließen.
Um die Arbeit des Anwenders zu erleichtern, kann der Mikrocomputer (80) des weiteren in seinem Speicherbereich ein "Menu"-artiges Programm beinhalten, das den Anwender durch eine Art interaktiven Dialog auffordert, wenigstens die Hauptrichtungen eines Astigmatismus des Augapfels relativ zu einer Referenzmarkierung zu definieren, wobei die Hauptrichtungen durch den Anwender als Resultat einer Diagnose erkannt wurden.
Das "Menu"-Programm kann vorteilhafterweise außerdem den Anwender auffordern, den Wert des Parameters R zu spezifizieren, der das optische Gebiet für die Operation und Korrektur der Hornhaut (COR) definiert. Es kann den Anwender auch dazu auffordern, das Behandlungsverfahren zu bestimmen, d. h. ein rotierendes oder translatorisches Abrastern der Objektblendenausschnitte oder Abbildungen der Objektblendenausschnitte. Schließlich kann der Operationstyp entsprechend dem speziellen, sich in Behandlung befindenden Fall spezifiziert werden.
Der Mikrocomputer (80) kann natürlich durch eine BUS-artige Verbindung mit den Mitteln (5) zum Synchronisieren der Verschiebung der Abbildung des oder der Ausschnitte des Behandlungslaserstrahls verbunden sein. Die Mittel (5) zum Synchronisieren der Verschiebung der Abbildung können vorteilhafterweise einen Eingabe/Ausgabe-Schnittstellenschaltkreis beinhalten, der aus Rotations- oder Translations-Verschiebungsbefehlen scdr und scdt sowie Emissionsbefehlen sce jeweilige Befehle SCDR, SCDT, SCE für die Verschiebungs-Steuermittel (4) und die Lasereimssionsrnittel (1) erzeugt. Der Eingabe/Ausgabe-Schnittstellenschaltkreis wird nicht im Detail beschrieben, da er durch einen beliebigen, herkömmlichen Schnittstellentyp besonders mit einer Einrichtung zur Steuerung des Schrittmotors bereitgestellt werden kann.
Schließlich kann, um die Arbeit des Anwenders zu erleichtern, seiner Diagnose folgend die erfindungsgemäße Einrichtung einen Satz von Blenden beinhalten, von denen jede einen Objektblendenausschnitt (211), wie unter Bezugnahme auf die Figuren 3b, 3c, 3d, 3e, 3f, 4b, 4c, 4d, 4e, 6a, 6b und 6c definiert und beschrieben, aufweist.
Somit wurde eine Einrichtung zum Durchführen einer chirurgischen Behandlung auf der Hornhaut beschrieben, bei der ein rotierendes oder translatorisches Abrastern mit einem Laserstrahl mit wenigstens einem Ausschnitt von langgestrecktem Querschnitt ein präzises Ablationsgesetz über das zu korrigierende Gebiet der Hornhaut (COR) des Auges hinweg erzeugt. Labortests haben gezeigt, daß verglichen mit Vorrichtungen gemäß dem Stand der Technik, bei denen die Tiefe der Ablation durch die Belichtungszeit des Behandlungslaserstrahls gesteuert wurde, die korrigierten Oberflächen nach der Behandlung, das heißt die Oberflächen der Hornhaut, die als die optische Eintrittsoberfläche des Auges des Patienten dienen, einen stark verringerten Rauhigkeitsgrad zeigen, womit den Oberflächen der behandelten Hornhaut bessere optische Qualitäten verliehen werden. Es wurde beobachtet, daß der Rauhigkeitsgrad der Oberflächen nach einer Behandlung 1 um nicht übersteigt. Der Rauhigkeitsgrad der Hornhautoberflächen nach einer Behandlung mit Einrichtungen gemäß dem Stand der Technik kann durch die Tatsache erklärt werden, daß diese Einrichtungen den Nachteil besitzen, daß sie die Laseremissionsleistung auf einmal auf den überwiegenden Teil der Hornhaut aufbringen, was zur Wirkung hat, daß eine akustische Schockwelle erzeugt wird, die aus der gleichzeitigen Verdampfung von Material über die vormalige Oberfläche der Hornhaut hinweg resultiert. Diese Art von Effekt kann auch unerwünschte physiologische Folgen haben, zum Beispiel Abstoßen von Endothel-Zellen. Die erfindungsgemäße Einrichtung ermöglicht es, die Nachteile dieser Einrichtungen zu eliminieren, da die resultierende gesamte Ablation, wenn die erfindungsgemäße Einrichtung verwendet wird, aus der Summierung von elementaren Ablationen resultiert, die nach präzisen mathematischen Gesetzen über die Hornhaut hinweg verteilt sind, wobei jede elementare Ablation mit minimaler Energiedichte ausgeführt wird.
Natürlich ist die erfindungsgemäße Einrichtung nicht beschränkt auf eine refraktärchirurgische Augenbehandlung. Sie kann auch eine Einrichtung zur Formung und Korrektur der Gestalt eines Objektes durch eine Laserbehandlung der Oberfläche des Objektes bilden. In diesem Fall beinhaltet die Einrichtung die Mittel (2) zum Erzeugell eines Behandlungslaserstrahls (FLT), der wenigstens einen Ausschnitt (L1) (L6) von langgestrecktem Querschnitt aufweist, und Mittel (3) zum Fokussieren der Abbildung des oder der Ausschnitte des Behandlungslaserstrahls (FLT) auf das zu korrigierende Gebiet des Objektes (OE). Die Mittel (4) zum Bewegen der Abbildung des oder Ausschnitte des Behandlungslaserstrahls (FLT) über das zu korrigierende Gebiet des Objektes hinweg dienen dazu, den letzteren über das zu korrigierende Gebiet des Objektes hinweg zu bewegen. Die Mittel (5) zum Synchronisieren der Bewegung der Abbildung des oder der Ausschnitte des Behandlungslaserstrahls (FLT) über das zu korrigierende Gebiet des Objektes (OE) hinweg mit den Pulsen des Behandlungslaserstrahls dienen dazu, die Korrektur oder die Gestaltung durch Summieren einer Mehrzahl von elementaren, diskreten Ablationen durchzuführen. Wie in Fig. 7 gezeigt, wird die Abbildung des oder der Ausschnitte des Laserstrahls derartig fokussiert, daß die Erzeugende eines Endes des oder der Ausschnitte oder die longitudinale Symmetrieachse des oder der Ausschnitte des Laserstrahls (FLT) mit der Symmetrieachse OZ des zu behandelnden Objektes zusammenfällt. Die Mittel (4) zum Bewegen der Abbildung des oder der Ausschnitte des Behandlungslaserstrahls (FLT) über das zu korrigierende Gebiet des Objektes hinweg dienen dazu, die Abbildung des oder der Ausschnitte (L1) . . . (L6) des Laserstrahls rotierend uni die Erzeugende des Endes oder die longitudinale Symmetrieachse der Ausschnitte des Behandlungslaserstrahls (FLT) herum zu bewegen. Die Rotation wird in Rotationswinkelinkrementen ausgeführt. Die Einrichtung entspricht im wesentlichen der Ausführungsform von Fig. 3a.
Des weiteren sorgen in einer derjenigen von Fig. 44 entsprechenden Ausführungsform einer Einrichtung zum Formen und Korrigieren der Gestalt eines Objektes durch eine Laserbehandlung die Mittel (4) zum Bewegen der Abbildung des oder der Ausschnitte des Behandlungslaserstrahls (FLT) über das zu behandelnde Gebiet des Objektes hinweg für eine translatorische Bewegung in einer Richtung d, die im wesentlichen senkrecht zu der größten Ausdehnung Oz des Ausschnitts des Behandlungslaserstrahls (FLT) ist. Die translatorische Bewegung kann durch Verschiebungsinkremente Δu ausgeführt werden, wobei die translatorische Bewegung durch u = X oder u = Y definiert ist, womit eine Ebene tangential zu der Oberfläche des Objektes (OE) an dem Punkt 0 auf der Symmetrieachse des Objektes oder ein zu behandelndes elementares Gebiet des letzteren definiert werden.
Eine nicht beschränkende, alternative Ausführungsform der erfindungsgemäßen Einrichtung zum Formen oder Korrigieren der Gestalt eines Objektes oder zur Durchführung einer refraktärchirurgischen Augenbehandlung wird unter Bezugnahme auf Fig. 7 beschrieben, wobei diese Ausführungsform auf der Ausführungsform von Fig. 3a oder Fig. 44 basiert. Bezugnehmend auf Fig. 7 beinhaltet die erfindungsgemäße Einrichtung des weiteren ein Echtzeit-Formerkennungssystem, das wenigstens zwei Videokameras (1001, 1002) beinhaltet, die das zu behandelnde Objekt oder Auge (OE) erfassen und Bilddaten zu den Berechnungsmitteln (8) übertragen. Die Videokameras (1001, 1002) ermöglichen eine Überwachung des Verlaufs der Formung oder Korrektur des Objektes während des Behandlungsprozesses. Die Formerkennungsmittel können aus Formerkennungsmitteln bestehen, die über den normalen Handel erhältlich sind, und werden nicht im Detail beschrieben.
Wie in Fig. 7 gezeigt, lenkt eine sie von Spiegeln (M1, M2, M3, M4) den Behandlungslaserstrahl (FLT) ab. Wenigstens einer dieser Spiegel, der Spiegel (M4), ist in einem kardanischen Rahmen (2000) angebracht. Die zwei Rahmen der kardanischen Aufhängung sind in Fig. 7 im Querschnitt gezeigt, um die Zeichnung nicht zu kompliziert werden zu lassen. Antriebs- und Orientierungsjustiermittel für den Justierspiegel beinhalten zum Beispiel DC- oder Schrittmotoren. Diese Motoren werden durch die Fotmerkennungsmittel (1001, 1002) durch Vermittlung der Berechnungsmittel (8) unter Verwendung einer busartigen Verbindung gesteuert. Das Formerkennungssystem dient daher dazu, den Verlauf der Korrektur oder Behandlung während des Prozesses zu überwachen und die Ablenkung des Behandlungslaserstrahls (FLT) mittels des Spiegels (M4) im Fall unkontrollierter Bewegung des Objektes oder des Auges des Patienten zu steuern. In dem letzteren Fall kann der Anwender vorteilhafterweise vor dem Beginn der Behandlung farbige Markierungen auf der Hornhaut des Patienten zum Beispiel unter Verwendung von Methylblau anbringen. Es ist jedoch zu erwähnen, daß die Formerkennungsmittel (1001, 1002), wenn eine Anordnung dieser Art mit der erfindungsgemäßen Einrichtung, wie sie in Fig. 44 gezeigt ist, verwendet wird, die fokussierenden Linsen (430) direkt mittels eines in X-Y-Richtung bewegbaren Tisches (43) steuern können.
Die erfindungsgemäße Einrichtung ist daher zum Gestalten oder Korrigieren der vorm eines mechanischen Objektes, wie Kontaktlinsen oder intraokularen Implantaten, und zur refraktärchirurgischen Augenbehandlung verwendbar.

Claims

1. Einrichtung um die Form eines Gegenstandes (OE) durch Laser Ablation einer Oberfläche des Gegenstandes (OE) entsprechend einer Ablationsfunktion zu gestalten, wobei die Einrichtung beinhaltet:

- Vorrichtungen (1) um einen gepulsten Laserstrahl zu erzeugen, der Pulse und eine Energiedichte hat, - Blendenvorrichtungen (21) mit einem wenigstens einmal vorhandenen Blendenausschnitt (211), der den Laserstrahl (FL) begrenzt und der wenigstens einmal vorhandene Blendenausschnitt (211) eine zu der Ablationsfunktion proportionale Profilfunktion hat, - Vorrichtungen (3), um den wenigstens einmal vorhandenen Blendenausschnitt (211) auf ein Gebiet auf der Oberfläche des Gegenstandes (OE) abzubilden, - Vorrichtungen (4) um das Bild des wenigstens einmal vorhandenen Blendenauschnitts (211) über das Gebiet, in Schritten eines gegebenen Inkrements, die elementaren diskreten Ablationen der Oberfläche des Gegenstandes (OE) entsprechen, zu verschieben, - Vorrichtungen (5), um das Inkrement, die Pulse und die Energiedichte aufeinander ab zustimmen, so daß die gesamte Ablation, die sich aus der Summierung der elementaren diskreten Ablationen ergibt, der Ablationsfunktion genügt.

2. Einrichtung nach Anspruch 1, worin der wenigstens einmal vorhandene Blendenausschnitt (211) eine einstellbare Profilfunktion hat, um das Ausgleichen einer unregelmäßigen Verteilung der Energiedichte im Querschnitt des begrenzten Teils des Laserstrahls (PL) zu ermöglichen.

3. Einrichtung nach Anspruch 2, worin der wenigstens einmal vorhandene Blendenausschnitt (211) mindestens eine Kante aufweist, die aus Streifen (2110) aufgebaut ist, die translatorisch, in einer Richtung senkrecht zu der Längsachse des Blendenausschnitts (211)' beweglich sind.

4. Einrichtung nach Anspruch 1, worin die Ablationsfunktion durch eine Funktion A(h) bestimmt ist, die zu einer Achse (OZ) rotationssymmetrisch ist , die senkrecht zu der Oberfläche des Gegenstandes (OE) ist, wobei h der Abstand zu dieser Achse (OZ) ist, und die Profilfunktion des wenigstens einmal vorhandenen Blendenausschnitts in einem Polarkoordinatensystem (ρ,R) durch

R(ρ) = Γ/ (e) A(ρ)

gegeben ist, wobei in der Gleichung:

Γ ein Rotationswinkelinkrement ist,

(e) die durchschnittliche Dicke darstellt, die durch die Bestrahlung durch jeden Laserpuls abgetragen wird.

5. Einrichtung nach Anspruch 4, worin eine anisotrope Ablationsfunktion A(h,β) durch die Modulation des Rotationswinkelinkrements F als eine Funktion des Azimutwinkels β um die Achse (OZ) erreicht wird:

A(h, β) = (e)/Γ(β)R(h)

6. Einrichtung nach Anspruch 4, der weiterhin Vorrichtungen (8) aufweist, um das Rotationswinkelinkrement Γ zu berechnen das folgende Gleichung erfüllt:

Γ = Rmax (e)/A&sub0;

wobei in der Gleichung:

Rmax den maximalen Aperturwinkel der Profilfunktion des wenigstens einmal vorhandenen Blendenausschnitts (211) darstellt, A&sub0; der maximale Wert der Ablationsfunktion ist.

7. Einrichtung nach Anspruch 4, die weiterhin Vorrichtungen (8) aufweist, um die Anzahl NI&sub1; der Laserpulse und die Anzahl der Rotationswinkelinkremente F zu berechnen, wobei die

Anzahl NI&sub1; der Pulse folgender Gleichung genügt

NI&sub1; = ND&sub1; A&sub0;/ (e)

wobei in der Gleichung:

ND&sub1; die Anzahl der vollständig getrennten oder benachbarten Bilder des wenigstens einmal vorhandenen Blendenausschnitts (211) darstellt, A&sub0; der maximale Wert der Ablationsfunktion ist.

8. Einrichtung nach Anspruch 7, die weiterhin Vorrichtungen (8) aufweist, um die minimale gesamte Bestrahlungszeit T1min zu berechnen, die der folgenden Gleichung genügt

T1min = NI&sub1; τ(e)/ND&sub1; = τA&sub0;/ (e)

wobei in der Gleichung:

τ(e) das minimale Zeitintervall zwischen zwei aufeinanderfolgenden Bestrahlungen desselben Punkts des erwähnten Gebiets darstellen.

9. Einrichtung nach Anspruch 4, worin die Vorrichtungen (4), um das Bild des wenigstens einmal vorhandenen Blendenausschnittes (211) zu verschieben, beinhalten: - Eine Blende (21) die den wenigstens einmal vorhandenen Blendenausschnitt (211) aufweist, - Antriebsvorrichtungen, um die Blende (21) zu drehen, die aus einem gezahnten Ring (210), der auf dem Umfang der Blende (21) angebracht ist, und einem Schrittmotor (40) bestehen, dessen Antriebswelle mit wenigstens einem Zahnrad (41) verbunden ist, das mit dem gezahnten Ring (210) in Eingriff steht.

10. Einrichtung nach Anspruch 5 für operative Maßnahmen zum Ausgleich von Refraktionsfehlern, worin die Oberfläche des Gegenstandes (OE) die äußere Fläche der Hornhaut (COR) ist und worin die Einrichtung, um Astigmatismus des Auges durch die Wiederherstellung der Rotationssymmetrie der Hornhaut (COR) auszugleichen, Vorrichtungen (8, 5) aufweist, um das Rotationswinkelinkrement Γals eine Funktion des Azimutwinkels β zu modulieren:

Γ(β) = Rmax (e)/A&sub0;(β)

wobei in der Gleichung:

Rmax den maximalen Aperturwinkel des Profils des wenigstens einmal vorhandenen Blendenausschnitts (211) darstellt, A&sub0;(β) den maximalen Wert der Ablationsfunktion in der Richtung mit dem Azimutwinkel β darstellt.

11. Einrichtung nach Anspruch 4 für operative Maßnahmen zum Ausgleich von Refraktionsfehlern, worin die Oberfläche des Gegenstandes (OZ) die äußere Fläche der Hornhaut (COR) ist und worin, um Astigmatismus des Auges durch die Wiederherstellung der Rotationssymmetrie der Hornhaut (COR.) auszugleichen, die Vorrichtungen (3), um den wenigstens einmal vorhandenen Blendenausschnitt (211) abzubilden, ein anamorphes optisches System aufweisen, dessen Vergrößerung vom Azimutwinkel P um die Achse (OZ) abhängt.

12. Einrichtung nach Anspruch 4 für operative Maßnahmen zum Ausgleich von Refraktionsfehlern, worin die Oberfläche des Gegenstandes (OE) die äußere Fläche der Hornhaut (COR) ist und worin, um Astigmatismus des Auges durch die Wiederherstellung der Rotationssymmetrie der Hornhaut (COR) auszugleichen, die Einrichtung wenigstens eine Hilfsblende mit einem Objektblendenausschnitt (211) in der Form eines Kreisbogens mit einem bestimmten Krümmungsradius aufweist.

13. Einrichtung nach Anspruch 4 für operative Maßnahmen zum Ausgleich von Refraktionsfehlern, worin die Oberfläche des Gegenstandes (OE) die äußere Fläche der Hornhaut (COR) ist und worin zur Behandlung von Myopie die Ablationsfunktion A(h) folgender Gleichung genügt:

A(h) = A&sub0; (1 - h²/R²) 0≤h≤R

wobei in der Gleichung:

A&sub0; der maximale Wert der Ablationsfunktion ist.

R den Radius der Hornhaut (COR) darstellt.

14. Einrichtung nach Anspruch 4 für operative Maßnahmen zum Ausgleich von Refraktionsfehlern, worin die Oberfläche des Gegenstandes (OE) die äußere Fläche der Hornhaut (COR) ist und worin zur Behandlung von Hypermetropie die Ablationsfunktion A(h) der folgenden Gleichung genügt:

A(h)=A&sub0; h²/ν² 0≤h≤ν (ν< R)

wobei in der Gleichung:

A&sub0; der maximale Wert der Ablationsfunktion ist,

R den Radius der Hornhaut (COR) darstellt.

15. Einrichtung nach Anspruch 1, worin die Ablationsfunktion durch eine zylindrische Funktion Au(u) bestimmt ist, wobei u eine Koordinate eines kartesischen Koordinaten Systems (u,v) in einer zu der Oberfläche des Gegenstandes (OE) tangentialen Fläche ist und die Profilfunktion des wenigstens einmal vorhandenen Blendenausschnitts (211) in einem kartesischen Koordinaten System (E,z) gegeben ist durch:

E(z) Δv/ u(e) Au(z)

wobei in der Gleichung:

Δv ein Inkrement der translatorischen Verschiebung in der v Richtung ist,

u(e) die durchschnittliche Dicke darstellt, die durch Bestrahlung durch jeden Laserpuls in der u Richtung abgetragen wird.

16. Einrichtung nach Anspruch 15, worin der wenigstens einmal vorhandene Blendenausschnitt (211) eine einstellbare Profilfunktion hat, um das Ausgleichen einer unregelmäßigen Verteilung der Energiedichte im Querschnitt des begrenzten Teils des Laserstrahls (FL) zu ermöglichen.

17. Einrichtung nach Anspruch 16, worin der wenigstens einmal vorhandene Blendenausschnitt (211) mindestens eine Kante aufweist, die aus Streifen (2110) aufgebaut ist, die translatorisch beweglich sind.

18. Einrichtung nach Anspruch 15, die weiterhin Vorrichtungen (8) aufweist, um das Inkrement der translatorischen Verschiebung Δu zu berechnen, das der folgenden Gleichung genügt:

Δv = Emax u(e)/A&sup0;u

wobei in der Gleichung:

Emax die maximale Weite der Profilfunktion des wenigstens einmal vorhandenen Blendenausschnitts (211) darstellt,

A&sup0;u der maximale Wert der Ablationsfunktion ist.

19. Einrichtung nach Anspruch 15, die weiterhin Vorrichtungen (8) aufweist, um die Anzahl Nie der Laserpulse und die Anzahl der Inkremente Δv der translatorischen Verschiebung in der v Richtung zu berechnen, wobei die Anzahl NIv&sub2;e der Pulse der folgenden Gleichung genügt:

NIv&sub2; = NDv&sub2; A&sup0;/ u(e)

wobei in der Gleichung:

NDv&sub2; die Anzahl der vollständig getrennten oder benachbarten Bilder des wenigstens einmal vorhandenen Blendenausschnitts (211) in der v Richtung ist, A&sup0;d er maximale Wert der Ablationsfunktion ist.

20. Einrichtung nach Anspruch 19, die weiterhin Vorrichtungen (8) aufweist, um die minimale gesamte Bestrahlungszeit Tv2min in der v Richtung zu berechnen, die folgender Gleichung genügt:

Tv2min = NIv&sub2; τv(e9/NDv&sub2; = τv(e) A&sup0;u/ u(e)

wobei in der Gleichung:

τv(e) das minimale Zeitintervall zwischen zwei aufeinanderfolgenden Bestrahlungen desselben Punktes auf dem vorerwähnten Gebiet in der v Richtung darstellt.

21. Einrichtung nach Anspruch 15, worin die Vorrichtungen (4) zur Verschiebung des Bildes des wenigstens einmal vorhandenen Blendenausschnitts (211) beinhalten: - Eine Blende (21), die den wenigstens einmal vorhandenen Blendenausschnitt (211) aufweist, - eine erste Linse (23), wobei der wenigstens einmal vorhandene Blendenausschnitt (211) in der Brennebene der ersten Linse (23) angebracht ist, - eine zweite Fokussierungslinse (430), die in der translatorischen Verschiebungsrichtung translatorisch beweglich ist.

22. Einrichtung nach Anspruch 21, die weiterhin ein rotierendes Prisma (420) aufweist, das zwischen der ersten und zweiten Linse (23' 430) angebracht ist und eine Drehung der translatorischen Verschiebungsrichtung um eine Achse der Oberfläche des Gegenstandes (OE) ermöglicht.

23. Einrichtung nach Anspruch 22, worin die Vorrichtungen (4), zur Verschiebung des Bilds des wenigstens einmal vorhandenen Blendenausschnitts (211), die translatorische Verschiebung des letzteren in wenigstens zwei orthogonale Richtungen (OX, OY) ermöglichen.

24. Einrichtung nach Anspruch 23 für operative Maßnahmen zum Ausgleich von Refraktionsfehlern, worin die Oberfläche des Gegenstandes (OE) die äußere Fläche der Hornhaut (COR) ist und worin, um Astigmatismus des Auges durch Wiederherstellung der Rotationssymmetrie der Hornhaut (COR) auszugleichen, die orthogonalen Richtungen (OX' OY) jeweils entlang der Hauptrichtungen des Astigmatismus orientiert sind.

25. Einrichtung nach Anspruch 22 für operative Maßnahmen zum Ausgleich von Refraktionsfehlern, worin die Oberfläche des Gegenstandes (OE) die äußere Fläche der Hornhaut (COR) ist und worin zur Behandlung von Myopie die Ablationsfunktion Au(u) folgender Gleichung genügt:

wobei in der Gleichung: A&sup0; der maximale Wert der Ablationsfunktion ist,

R den Radius der Hornhaut (COR) darstellt.

26. Einrichtung nach Anspruch 22 für operative Maßnahmen zum Ausgleich von Refraktionsfehlern, worin die Oberfläche des Gegenstandes (OE) die äußere Fläche der Hornhaut (COR) ist und worin zur Behandlung von Hypermetropie die Ablationsfunktion Au(u) folgender Gleichung genügt:

Au(u)=A&sup0;u u²/ν² 0≤ u ≤ (ν< R)

wobei in der Gleichung:

A&sup0;u der maximale Wert der Ablationsfunktion ist,

R den Radius der Hornhaut darstellt.

27. Einrichtung nach Anspruch 1, worin der wenigstens einmal vorhandene Blendenausschnitt (211) auf einer Blende (21) ausgebildet ist, die eine gekrümmte Oberfläche bildet.

28. Einrichtung nach Anspruch 27, worin die Blende (21) eine halbzylindrische Oberfläche mit dem Radius R mit einer Längsachse (O'''x) aufweist, der wenigstens einmal vorhandene Blendenausschnitt (211) eine Profilfunktion E(Φ) in der Richtung O'''x hat, die Ebene, die die Richtungen O'''y und O'''z enthält orthogonal zu der Richtung der Längsachse O'''x ist und die Profilfunktion E(Φ) die folgende Gleichung erfüllt:

wobei in der Gleichung:

Φ den Winkel des Radiusvektors eines Punktes auf dem gekrümmten Symmetrieort des wenigstens einmal vorhandenen Blendenausschnitts (211) und der Richtung OY darstellt, und

E die maximale Profilfunktion des wenigstens einmal vorhandenen Blendenausschnitts (211) für Φ = π/2 darstellt.

29. Einrichtung nach Anspruch 28 für operative Maßnahmen zum Ausgleich von Refraktionsfehlern, worin die Oberfläche des Gegenstandes (OE) die äußere Fläche der Hornhaut (COR) ist und worin, um Astigmatismus des Auges durch die Wiederherstellung der Rotationssymmetrie der Hornhaut (COR) auszugleichen, die Blende (21) ihre konkave Seite der Hornhaut (COR) zugewandt hat, und der wenigstens einmal vorhandene Blendenausschnitt (211) vorgesehen ist, von dem Laserstrahl (FL) beleuchtet zu werden, die Längsachse O'''x und die Querachse O'''y der Blende (21) in den Hauptrichtungen des Astigmatismus der Hornhaut (COR) orientiert sind und die Vorrichtung weiterhin Antriebsvorrichtungen (400, 401, 402) aufweist, um die Blende (21) um die Achse O'''y zu drehen.

30. Einrichtung nach Anspruch 29, die weiterhin Antriebsvorrichtungen (400, 401, 402) um die Blende (21) um die Achse O'''y zu drehen, aufweist, die aus einem Schrittmotor bestehen, der es ermöglicht die Blende (21) zu drehen, in Inkrementen der Drehung Δα, die die folgende Gleichung erfüllen:

wobei in der Gleichung:

α die Inklination der Blende (21) und der Achse O'''z, relativ zu der Referenzrichtung OX darstellt, und

ΔO das minimale Winkelinkrement der Drehung für α = τ/2 darstellt,

R und Rx die Radien der Hornhaut (COR) jeweils für α = 0 und α π/2 sind.

31. Einrichtung nach Anspruch 30, die weiterhin Vorrichtungen (8) aufweist, um das Inkrement der Drehung Δα zu berechnen, das die folgende Gleichung erfüllt:

wobei in der Gleichung:

α die Inklination der Blende (21) und der Achse O'''z, relativ zu der Referenzachse OX darstellt, und

ΔO das minimale Winkelinkrement der Drehung für α = π/2 darstellt,

R und Rx die Radien der Hornhaut (COR) jeweils für α = 0 und α = π/2 sind.