DE69434984T2

DE69434984T2 - Verbesserter ophthalmochirurgischer Laser

Info

Publication number: DE69434984T2
Application number: DE69434984T
Authority: DE
Inventors: Shui T. Encinitas Lai
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1993-04-20
Filing date: 1994-04-20
Publication date: 2008-01-24
Anticipated expiration: 2014-04-21
Also published as: DE69433322D1; EP1402860B1; DE69434984D1; WO1994025107A1; ATE363259T1; EP0700310A1; EP1402860A2; US5984916A; ATE253880T1; EP0700310A4; AU6709894A; EP1402860A3; ES2287407T3; DE69433322T2; EP0700310B1

Description

TECHNISCHER HINTERGRUND DER ERFINDUNG
1. TECHNISCHES GEBIET DER ERFINDUNG
Die Erfindung betrifft Verfahren und eine Vorrichtung für die Augenchirurgie und insbesondere eine lasergestützte Vorrichtung und ein derartiges Verfahren für die Hornhaut- und Intraokularchirurgie.
2. VERWANDTE TECHNIK
Das Konzept der Korrektur von Brechungsfehlern durch Verändern der Krümmung des Auges wurde ursprünglich durch mechanische Methoden realisiert. Diese mechanischen Verfahren beinhalten die Entfernung einer dünnen Gewebeschicht von der Hornhaut durch ein Mikrokeratom, Gefrieren des Gewebes bei der Temperatur von flüssigem Stickstoff und Umformen des Gewebes in einer speziell konstruierten Drehmaschine. Dann wird die dünne Gewebeschicht wieder durch eine Naht am Auge befestigt. Der Nachteil dieser Verfahren ist die mangelnde Reproduzierbarkeit und damit eine schlechte Voraussagbarkeit von chirurgischen Ergebnissen.
Mit dem Aufkommen von Laser sind verschiedene Verfahren zur Korrektur von Brechungsfehlern und für die allgemeine Augenchirurgie erprobt worden, wobei von den kohärenten Strahlungseigenschaften von Laser und der Präzision der Laser-Gewebe-Wechselwirkung Gebrauch gemacht wurde. Als einer der ersten Laser wurde auf diesem Gebiet ein CO₂-Laser eingesetzt. Peyman et al. berichteten in Ophthalmic Surgery, Bd. 11, S. 325–9, 1980, daß Laserverbrennungen verschiedener Intensität, Position und Struktur an Hornhäuten von Kaninchen erzeugt wurden. In letzter Zeit berichteten Horn et al. in Journal of Cataract Refractive Surgery, Bd. 16, S. 611–6, 1990, daß eine Krümmungsänderung bei Kaninchen-Hornhäuten mit einem Co:MgF₂-Laser durch Anwendung spezieller Behandlungsmuster und Laserparameter erzielt worden war. Die Fähigkeit zur Erzeugung von Verbrennungen an der Hornhaut entweder durch einen CO₂-Laser oder durch einen Co:MgF₂-Laser beruht auf der Absorption der von dem Laser emittierten Wärmeenergie im Gewebe. Histologische Untersuchungen des Gewebes, das an Verbrennungsstellen angrenzt, die durch einen CO₂-Laser verursacht wurden, offenbaren eine ausgedehnte Schädigung, die durch eine denaturierte Zone von 5–10 μm Tiefe und eine sich über 50 μm Tiefe erstreckende desorganisierte Geweberegion gekennzeichnet ist. Derartige Laser sind daher schlecht für die Augenchirurgie geeignet.
In US-A-4784135 offenbaren Blum et al. die Verwendung von Excimerlaserstrahlung im fernen Ultraviolett mit Wellenlängen von weniger als 200 nm zum selektiven Entfernen von biologischen Materialien. Es wird behauptet daß der Entfernungsprozeß durch Photoätzen ohne Anwendung von Wärme als Ätzmechanismus erfolgt. Medizinische und zahnärztliche Anwendungen zum Entfernen von geschädigtem oder krankem Gewebe von Knochen, Entfernen von Hautläsionen und zur Behandlung kariöser Zähne werden angeführt. Es wird keine spezifische Anwendung für die Augenchirurgie vorgeschlagen, und die angegebene Ätztiefe von 150 μm ist zu groß für die meisten Augenchirurgiezwecke.
In US-A-4718418 offenbart L'Esperance, jr., die Verwendung eines UV-Abtastlasers zu Erzielen einer gesteuerten ablativen Photozersetzung eines oder mehrerer ausgewählter Bereiche einer Hornhaut. Gemäß der Offenbarung wird die Querschnittsfläche des Laserstrahls von einem Excimerlaser durch eine Kombination von optischen Elementen auf einen abgerundet quadratischen Strahlfleck von 0,5 mm × 0,5 mm verkleinert, der durch ablenkbare Spiegel rasterartig über ein Target geführt wird. Um eine Hornhautgewebefläche mit einer solchen Anordnung abzutragen, würde jeder Laserimpuls ein quadratisches Gewebestück herausätzen. Für die dargestellte Ausführungsform wird eine Ätztiefe von 14 μm pro Impuls gelehrt. Es wäre zu erwarten, daß diese Ätztiefe zu einem nichtakzeptierbaren Schädigungsgrad des Auges führt.
Ein weiteres Verfahren zur Gewebeabtragung der Hornhaut wird in US-A-4907586 von Bille et al. offenbart. Durch Fokussieren eines Laserstrahls in ein kleines Volumen von etwa 25–30 μm Durchmesser könnte die maximale Strahlintensität am Laserbrennpunkt etwa 10¹² Watt pro cm² erreichen. Bei einem solchen maximalen Leistungspegel werden Gewebemoleküle unter dem starken elektrischen Feld des Laserlichts, das einen dielektrischen Durchbruch des Materials verursacht, auseinander "gezogen". Die Bedingungen des dielektrischen Durchbruchs und seine Anwendungen in der Augenchirurgie waren in dem Buch "YAG Laser Ophthalmic Microsurgery" von Trokel beschrieben worden. Für das beschrieben Verfahren werden typischerweise Durchlaßwellenlängen von etwa 1,06 μm und eine frequenzgedoppelte Laserwellenlänge von etwa 530 nm verwendet. Nahe dem Schwellwert des dielektrischen Durchbruchs ändert sich die Absorptionscharakteristik des Gewebes für die Laserstrahlenergie von stark durchlässig nach stark absorbierend. Die Reaktion ist sehr heftig, und die Auswirkungen sind sehr variabel. Die entfernte Gewebemenge ist eine stark nichtlineare Funktion der einfallenden Strahlleistung. Daher ist die Gewebeentfernungsrate schwer zu steuern. Außerdem ist ständig eine unbeabsichtigte Exponierung des Endothels durch den Laserstrahl zu befürchten. Diese Methode ist nicht optimal für eine Hornhautoberflächen- oder intraokulare Ablation.
In US-A-4988348 wird ein Verfahren zum Umbiegen der Hornhaut eines Auges, wie vorherzusehen war, offenbart. In diesem Dokument werden die Präambeln des Anspruchs 1 offenbart.
Eine wichtiges Problem, das in allen oben zitierten Literaturstellen weitgehend übersehen wird, ist die Tatsache, daß das Auge ein lebender Organismus ist. Wie die meisten anderen Organismen reagiert Augengewebe auf eine Verletzung, gleichgültig ob sie durch ein Messer oder einen Laserstrahl beigebracht wird. Klinische Ergebnisse haben gezeigt, daß sich nach einer refraktiven Laserchirurgie mit den nach dem Stand der Technik gelehrten Systemen in den meisten Augen ein gewisser Trübungsgrad entwickelt. Es besteht die Ansicht, daß die Hauptursache dieser Trübung eine Rauhigkeit ist, die durch Hohlräume, Rillen und Grate entsteht, die während der Laserätzung gebildet werden. Außerdem haben klinische Studien gezeigt, daß der Trübungsgrad auch teilweise von der Tiefe der Gewebeschädigung abhängt, die durch eine äußere denaturierte Schicht gekennzeichnet ist, um die herum ein weiter ausgedehnter Bereich von desorganisierten Gewebefasern auftritt. Ein weiterer Nachteil infolge einer rauhen Hornhautoberfläche hängt mit dem Heilungsprozeß nach der Operation zusammen; klinische Studien haben bestätigt, daß der in der Hornhaut entwickelte Trübungsgrad mit der Rauhigkeit an der Stromaoberfläche korreliert.
Bei den bekannten Verfahren werden auch nicht die Vorteile der Ablation von Augengewebe mit einem Laserstrahl mit niedriger Energiedichte erkannt. Ein schwacher Laserstrahl, der mit einer niedrigeren Energiedichte für ein Operationsverfahren arbeiten kann, wird natürlich den Vorteil haben, daß er dem darunterliegenden Gewebe eine geringere Verletzung zufügt. Die Bedeutung dieses Punktes läßt sich veranschaulichen, indem man die Dynamik des Ablationsprozesses im mikroskopischen Maßstab betrachtet: der Ablationsprozeß ist im Grunde ein explosives Ereignis. Während der Ablation werden organische Stoffe in ihre kleineren Untereinheiten aufgespalten, die einen großen kinetischen Energiebetrag ansammeln und vom Laserwechselwirkungspunkt mit Überschallgeschwindigkeit ausgestoßen werden. Das Gewebe um den ablatierten Bereich herum absorbiert die Rückstoßkräfte von derartigen Ausstößen. Das Gewebe wird ferner durch einen akustischen Schock von der Ausdehnung des überhitzten Plasmas geschädigt, das am Laserwechselwirkungspunkt erzeugt wird. Dementsprechend haben eine flachere Ätztiefe oder kleinere Ätzvolumina eine geringere ausgestoßene Masse und einen geringeren akustischen Schock zur Folge und vermindern daher die Verletzung am Auge.
Ein Zweck der vorliegenden Erfindung besteht darin, daß wenigstens einer der oben erwähnten Nachteile weggelassen oder vermindert werden soll.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung ist in dem Anspruch 1 bestimmt und bei dieser wird erkannt, daß eine optisch glatte Hornhautoberfläche und ein durchsichtiger intraokularer Lichtweg (einschließlich der postoperativen Durchsichtigkeit bzw. Lichtdurchlässigkeit) ganz entscheidend für eine erfolgreiche Augenchirurgie sind. Zu berücksichtigen sind die Wirkungen der Augenchirurgie auf alle intraokularen Elemente, auf die Licht trifft, das den Lichtweg von der Hornhaut zur Netzhaut durchläuft. Die Erfindung wurde besonders im Hinblick auf die Bewahrung dieser Eigenschaften entwickelt.
Das bevorzugte Verfahren zur Ausführung einer Oberflächenablation von Hornhautgewebe oder anderen organischen Materialien verwendet eine Laserquelle, welche die Eigenschaften aufweist, daß sie eine flache Ablationstiefe oder -region (etwa 0,2 μm bis etwa 5,0 μm) und einen niedrigen Ablationsenergiedichteschwellwert (etwa 0,2 bis etwa 5 μJ/(10 μm)²) liefert. Die Dauer von Laserimpulsen ermöglicht, eine präzise Steuerung der Gewebeentfernung zu erreichen. Die Querschnittsfläche des Laserstrahls hat vorzugsweise einen Durchmesser von etwa 10 μm. Dieses Verfahren ist nicht Teil der Erfindung und wird nur zu Erläuterungszwecken beschrieben.
Das bevorzugte Lasersystem kann einen Laser mit großer Verstärkungsbandbreite aufweisen, wie z. B. einen Ti:Al₂O₃-, Cr:LiSrAlF₆-, Nd:YLF-Laser oder ähnliche Laser mit einer bevorzugten Wellenlänge von etwa 400 nm bis etwa 1900 nm, die im allgemeinen von Augengewebe durchgelassen wird.
Jeder Laserimpuls kann durch eine Laserstrahlsteuereinrichtung zu seiner vorgesehenen Stelle im oder am Auge gelenkt werden, wie z. B. von dem Typ, der in einer "Method of, and Apparatus for, Surgery of Cornea" (Verfahren und Vorrichtung für Hornhautchirurgie) genannten Veröffentlichung ( WO-A-9308877 ) beschrieben wird.
Zur Korrektur von Brechungsfehlern oder zur Behandlung von Augenerkrankungen können verschiedene Operationsverfahren ausgeführt werden. Der chirurgische bzw. Operationsstrahl kann so gelenkt werden, daß Hornhautgewebe in einer vorgegebenen Menge und an einer vorgegebenen Stelle entfernt wird, so daß der kumulative Effekt die Entfernung von geschädigtem oder nicht geschädigtem Gewebe oder die Änderung der Hornhautkrümmung ist. um eine verbesserte Sehschärfe zu erzielen. Exzisionen an der Hornhaut können in jeder vorgegebenen Länge oder Tiefe und in geradlinigen oder gekrümmten Muster ausgeführt werden. Alternativ können Zirkumzisionen von Gewebe angewandt werden, um Regionen innerhalb der Hornhaut, der Kapsel, der Linse, der Glaskörper-Netzhaut-Membran und anderer Strukturen innerhalb des Auges auszuschneiden oder durch Lichteinwirkung zu ablatieren.
Eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, die auch als Hintergrund der vorliegenden Erfindung gilt, wird in den beigefügten Zeichnungen und der nachstehenden Beschreibung dargelegt. Bei bekannten Details der Erfindung werden zahlreiche zusätzliche Neuerungen und Änderungen für den Fachmann offensichtlich werden.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1A zeigt ein Diagramm, das die Energiedichte eines Rechtecklaserimpulses in Abhängigkeit von der Zeit für einen 5 ns-Impuls darstellt.
1B zeigt ein Diagramm, das die Energiedichte eines Rechtecklaserimpulses in Abhängigkeit von der Zeit für einen 2,5 ns-Impuls darstellt.
1C zeigt ein Diagramm, das die Energiedichte eines Rechtecklaserimpulses in Abhängigkeit von der Zeit für einen 2 ps-Impuls darstellt.
2 zeigt ein Diagramm, das die Elektronendichte im angeregten Zustand von Augengewebe an einem Laserstrahlwechselwirkungspunkt darstellt.
3 zeigt ein Diagramm, das den Energieschwellwert für die Ablation von Augengewebe als Funktion von der Impulsdauer darstellt.
4 zeigt ein Diagramm, das die relativen Durchmesser von Gewebebereichen darstellt, die durch Laserimpulse beim Ablationsschwellwert für Impulse von etwa 1 Nanosekunde (ns), 10 Picosekunden (ps) und 0,1 Picosekunde Dauer entfernt werden.
5 zeigt ein Diagramm, das den Wechselwirkungspunkt eines Laserstrahls darstellt.
6 zeigt ein Blockschaltbild, das ein Laser-Steuerungssystem beschreibt.
7 zeigt eine geschnittene Seitenansicht einer Hornhaut, die einige der resultierenden Inzisionen darstellt, die gemäß dem Laser-Steuerungssystem von 6 in einer Stroms angebracht werden können.
8A zeigt eine Draufsicht einer Hornhaut, welche die Anwendung des Laser-Steuerungssystems von 6 zur Ausführung radialer Exzisionen an der Hornhaut darstellt.
8B zeigt eine Draufsicht einer Hornhaut, welche die Anwendung des Laser-Steuerungssystems von 6 zur Ausführung quergeschnittener Exzisionen an der Hornhaut darstellt.
Die 9A und 9B zeigen geschnittene Seitenansichten einer Hornhaut, welche die Anwendung des Laser-Steuerungssystems von 6 zum Entfernen von Gewebe bis zu einer gewünschten Tiefe d über einen Bereich auf der Hornhaut sowie ein alternatives Verfahren zur Ausführung einer Hornhauttransplantation darstellen.
10 zeigt eine geschnittene Seitenansicht einer Hornhaut, welche die Anwendung des Laser-Steuerungssystems von 6 zur Korrektur von Kurzsichtigkeit (Myopie) darstellt.
11 zeigt eine geschnittene Seitenansicht einer Hornhaut, welche die Anwendung des Laser-Steuerungssystems von 6 zur Korrektur von Weitsichtigkeit (Hyperopie) darstellt.
12 zeigt eine geschnittene Seitenansicht einer Hornhaut, welche die Anwendung des Laser-Steuerungssystems von 6 zur Korrektur von Kurzsichtigkeit unter Verwendung eines alternativen Verfahrens darstellt.
13A zeigt eine geschnittene Seitenansicht einer Hornhaut, welche die Anwendung des Laser-Steuerungssystems von 6 zur Korrektur von Weitsichtigkeit unter Verwendung eines alternativen Verfahrens darstellt.
13B zeigt eine Draufsicht der Hornhaut von 13A, welche die Anwendung der radialen Umfangsschnitte zur Unterstützung der Korrektur von Weitsichtigkeit darstellt.
14A zeigt eine geschnittene Seitenansicht einer auf ein Auge aufgebrachten konvexen Applanatorplatte.
14B zeigt eine geschnittene Seitenansicht einer auf ein Auge aufgebrachten konkaven Applanatorplatte.
6 bis 13 und deren Beschreibungen gehören nicht zur vorliegenden Erfindung.
Gleiche Nummern und Bezeichnungen in den verschiedenen Zeichnungen beziehen sich auf gleiche Elemente.
AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Das hierin offenbarte Lasergerät und dessen Verfahren dienen zum Erreichen von zwei Hauptzielen:

(1) Die Schädigungszone rund um das von dem erfindungsgemäßen Lasersystem ablatierte Material muß im Vergleich zu den Lasersystemen nach dem Stand der Technik wesentlich verkleinert werden.
(2) Für jeden im oder am Auge angreifenden Laserimpuls ist eine bestimmte vorgegebene Tiefe oder ein vorgegebenes Gewebevolumen abzutragen. Die pro Laserimpuls ablatierte Tiefe muß steuerbar sein und etwa 5 μm oder weniger, vorzugsweise 0,5 μm oder weniger betragen.

Um diese Ziele zu erreichen, nutzt die vorliegende Erfindung Kurzzeitlaserimpulse von etwa 0,01 bis 2 Picosekunden, um die zugefügte Schädigung von Zielgeweben zu vermindern. Das bevorzugte Lasersystem enthält einen Ti:Al₂O₃-, Cr:LiSrAlF₆-, Nd:YLF- oder ähnlichen Laser mit einer bevorzugten Wellenlänge von etwa 400 nm bis etwa 1900 nm. Die Querschnittsfläche des Laserstrahls hat vorzugsweise einen Durchmesser von etwa 10 μm. Die Bedeutung dieser Eigenschaften wird nachstehend erläutert.
LASERIMPULSDAUER
Ein Grundproblem von augenchirurgischen Lasersystemen nach dem Stand der Technik ist, daß bei derartigen Systemen die Wechselwirkung des Laserstrahls mit organischem Gewebe im Ablationsprozeß nicht angemessen berücksichtigt wird, besonders bei Verwendung von Wellenlängen, die relativ gut durchgelassen werden. Laserablation tritt auf, wenn das Intensitäts- oder Energieniveau des Laserstrahls über ein bestimmtes Schwellwertniveau hinaus erhöht wird und einen dielektrischen Durchbruch verursacht. Die tatsächlichen Ablationsbedingungen variieren jedoch in Abhängigkeit von den Eigenschaften einer Vielfalt von Laserparametern und von der Zusammensetzung des zu ablatierenden Materials. Wenn Laserenergie auf dem tiefsten Grundniveau in einem organischen Material absorbiert wird, geht die Elektronenkonfiguration der Moleküle des Targetpolymers in einen seiner angeregten Elektronenzustände über. Jedes Polymer besteht aus Hunderten oder mehr Untereinheiten aus kleineren Molekülen, die als Monomere bezeichnet werden. Die Monomere bestehen aus noch feineren Radikal-Einheiten, die sich aus Kombinationen von Wasserstoff-, Kohlenstoff-, Sauerstoff- und Stickstoffatomen zusammensetzen. In Abhängigkeit vom Energieniveau der Laserphotonen kann ein Polymer in Monomer-, Radikal- oder ionisierte Atombestandteile aufgespalten werden.
Für einen Laser mit einer Wellenlänge in der Nähe von etwa 830 nm ist ein einzelnes Laserphoton nicht genügend energiereich, um irgendeine Molekülbindung zu spalten. Das Spalten einer solchen Bindung ist ein hochgradig nichtlinearer Mehrphotonenprozeß. Nach Absorption eines Anfangsphotons wird ein Molekül in eine angeregte Elektronenzustandskonfiguration befördert, in der sich seine Elektronen in Bahnen mit höherer Energie befinden. Dieser Zustand zerfällt oder "relaxiert", wenn keine weiteren Photonen absorbiert werden, um die angeregte Elektronenzustandskonfiguration aufrechtzuerhalten.
Bei weiterem Anstieg der Laserstrahlintensität zum Ablationsschwellwert hin werden weitere Photonen absorbiert, und die Dichte angeregter Elektronen erreicht eine kritische Volumendichte, so daß die Elektronenorbitale Paare bilden und die Summe ihrer Energie an ein einziges Elektronenorbital übertragen können. Durch diesen Prozeß wird das Molekül in zwei oder mehrere Stücke aufgespalten und setzt ein energiereiches Elektron frei. An diesem Punkt wird das organische Medium geschädigt, aber noch nicht ablatiert.
Mit steigenden Leistungsniveaus des Laserstrahls werden weitere Photonen absorbiert, und die Dichte angeregter Elektronen nimmt entsprechend zu. Gleichzeitig wandern die angeregten Elektronen die Polymerkette des organischen Materials abwärts und breiten sich mit niedrigerer Dichte der angeregten Zustände in das Stoffvolumen aus. Es wird erkannt, daß die Elektronenorbitale der angeregten Zustände die Mittel zur Energiespeicherung sind, die schließlich den Ablationsprozeß antreiben, und der Wanderungsprozeß von Elektronenenergiezuständen spielt eine Schlüsselrolle in der Dynamik, welche die Auslösung der Laserablation steuert.
Da die Photoablation mehrere Photonen erfordert, die mit organischem Gewebe Wechselwirken, wird die "Zündung" der Ablationswirkung durch einen statistischen Prozeß bestimmt. Das heißt, die Bestimmung der mittleren Ätztiefe oder des mittleren Ätzvolumens für Laserstrahlenergien in der Nähe des Ablationsenergieschwellwerts werden durch Messung der tatsächlichen Ätztiefe oder des tatsächlichen Ätzvolumens nach Hunderten oder manchmal Tausenden von Laserimpulsen am gleichen Ort und Bestimmung des mittleren Ätzgrades pro Impuls abgeleitet. Auf die Einzelentladung bezogen, könnten jedoch Ätztiefe oder -volumen erheblich variieren, und die meisten Laserimpulse ablatieren unter Umständen gar kein Material. Im allgemeinen ist der Ablationsschwellwert für eine bestimmte Wellenlänge die integrierte Gesamtenergie, die erforderlich ist, damit 50% der Laserimpulse eine Wirkung haben.
Wegen der statistischen Natur der Laserimpuls-Ablation ist es wichtig, festzustellen, daß bei reduzierten Laserenergiepegeln pro Impuls nicht unbedingt eine reproduzierbare Ätztiefe oder ein reproduzierbares Ätzvolumen erreicht wird, besonders wenn der Energiepegel um eine beliebig kleine Differenz über dem Ablationsenergieschwellwert liegt. Um daher eine zuverlässige Ätztiefe oder ein zuverlässiges Ätzvolumen für jeden einzelnen Laserimpuls sicherzustellen, wird die Betriebsenergie pro Impuls herkömmlicherweise auf ein Mehrfaches des Ablationsenergieschwellwertpegels eingestellt; ein Faktor vom 3- bis 4-fachen des Ablationsenergieschwellwerts wird gewöhnlich als ausreichend angesehen, um zufriedenstellende Ergebnisse zu erzielen. Für einen Excimerlaser liegt der Ablationsschwellwertpegel bei etwa 50 mJ/cm²; grundsätzlich wird bei einer Laserenergiedichte unterhalb dieses Schwellwertpegels keine Ablationswirkung beobachtet. Dementsprechend beträgt die typische Energiedichte in einem für die Hornhautablation erforderlichen chirurgischen Excimerlaserstrahl etwa 150–250 mJ/cm².
Wir betrachten nun die geometrische Verteilung der Orbitale angeregter Zustände in einem organischen Material. Da das Laserlicht in dem organischen Material nach dem Beerschen Gesetz absorbiert wird, treffen die meisten Laserphotonen auf die Vorderfläche auf, wo das Material zuerst dem Laserstrahl ausgesetzt wird, und beim tieferen Eindringen des Strahls in das Material nimmt die Strahlintensität exponentiell ab. Daher nimmt auch die räumliche Dichteverteilung der angeregten Zustände entsprechend ab, wie für den Absorptionskoeffizienten des Materials bei der Laserwellenlänge charakteristisch ist. Daraus folgt, daß der Anstieg der Verteilungskurve der Elektronendichte im angeregten Zustand in direkter Beziehung zum Absorptionskoeffizienten steht. Außerdem ist die Dichte angeregter Zustände um so stärker räumlich lokalisiert, je steiler der Anstieg der Dichteverteilungskurve der angeregten Zustände ist.
Um daher einen kleinen Laserstrahlwechselwirkungspunkt (z. B. etwa 1 μm bis etwa 30 μm, vorzugsweise etwa 10 μm) beizubehalten, muß der Anstieg der Dichteverteilungskurve der angeregten Zustände steil sein. Um einen steilen Anstieg zu erzielen, ist die Impulsdauer des auftreffenden Laserstrahls kurz zu halten.
Wenn festgestellt wird, daß bei einer bestimmten Laserimpulsverlustleistung Ablation auftritt, dann wird bekanntlich durch Verkürzung des Laserimpulses der Ablationsschwellwert erhöht. Zum Beispiel zeigt 1A ein Diagramm, das die Energiedichte eines Rechtecklaserimpulses in Abhängigkeit von der Zeit für einen 5 ns-Impuls darstellt. Wenn festgestellt wird, daß der Ablationsschwellwert bei einer bestimmten Laserimpulsverlustleistung auftritt (in 1 willkürlich mit einem Wert von "1" angesetzt), dann ist bei einer Verkürzung des Impulses ein höherer Ablationsschwellwert erforderlich. Das heißt, die integrierte Gesamtenergie des kürzeren Laserimpulses muß der integrierten Gesamtenergie des längeren Laserimpulses nahekommen. Es ist jedoch auch bekannt, daß eine Halbierung der Impulsdauer keine Verdopplung der Energiedichte des Impulses erfordert. Zum Beispiel zeigt 1B ein Diagramm, das die Energiedichte eines Rechtecklaserimpulses in Abhängigkeit von der Zeit für einen 2,5 ns-Impuls darstellt. Der Ablationsschwellwert ist kleiner als das Zweifache des Ablationsschwellwerts eines 5 ns-Impulses.
Aus Materialschäden ermittelte empirische Ergebnisse lassen erkennen, daß ein bestimmter Ablationsschwellwert mit einem gepulsten Laserstrahl von 100 mal kürzerer Dauer als der eines Impulses mit längerer Dauer erzielt werden kann, wenn die integrierte Gesamtenergie des kürzeren Laserimpulses etwa 10% der integrierten Gesamtenergie des längeren Impulses beträgt.
Die herkömmlichen Lehren fordern eine Erhöhung der Ablationsschwellwert-Energiedichte mit abnehmenden Impulsdauern. Es ist jedoch erkannt worden, daß der Grund dafür, daß eine Halbierung der Impulsdauer eines Lasers keine Verdopplung der Ablationsschwellwert-Energiedichte erfordert, mit dem Aufbau und der Relaxation der Elektronendichte im angeregten Zustand zusammenhängt. 2 zeigt ein Diagramm, das die Elektronendichte im angeregten Zustand von Augengewebe an einem Laserstrahlwechselwirkungspunkt darstellt. Das Diagramm zeigt, daß die Elektronendichte im angeregten Zustand in Beziehung zur Energiedichte des einfallenden Laserstrahls steht. Da Photonen aus einem Laserstrahl mit Gewebe Wechselwirken, erfahren die Elektronenzustände der Moleküle eine "Aufladung" in einen stationären Zustand. Die "Auflade"-Zeit t_R hängt mit der Elektronenwanderungsgeschwindigkeit zusammen. Die Entladezeit ist ebenfalls gleich t_R. Die Lade-/Entladezeit t_R beträgt etwa 0,5 bis 1 Picosekunde.
Nachdem die Anfangsphotonen eines Laserimpulses die Elektronendichte im angeregten Zustand in einen stationären Zustand anheben, haben die übrigen Photonen des Impulses im wesentlichen keine Auswirkung auf diese Dichte. Der stationäre Zustand entsteht, weil Energie vom Strahlwechselwirkungspunkt fort wandert. Wenn Impulse von längerer Dauer verwendet werden, wird der Energiewanderungsprozeß durch zusätzliches Laserstrahlpumpen zum Aufbau der kritischen Elektronendichte im angeregten Zustand kompensiert. Bei einem längeren Laserimpuls diffundieren jedoch die Orbitale der angeregten Zustände vom Laserwechselwirkungspunkt weg in die Tiefe des Materials (entlang der Laserstrahlrichtung). Daher weist die Verteilungskurve der angeregten Zustände im Vergleich zu der Kurve von einem kürzeren Impuls einen weniger steilen Anstieg auf. Es wird erkannt, daß die Tiefe der Gewebeschicht, die genügend Orbitale angeregter Zustände aufweist, um die Bedingung für den Ablationsschwellwert zu erfüllen, entsprechend tiefer wird. Daher ist die durch einen länger dauernden Impuls zugefügte Schädigung ausgedehnter als die durch einen Impuls von kürzerer Dauer zugefügte Schädigung.
Wie oben festgestellt, ist für einen Laserimpuls mit niedrigerer Energiedichte eine längere Impulsdauer erforderlich, um genügend Photonenwechselwirkungen zur Aufladung bzw. Anhebung der Elektronendichte der angeregten Zustände in einen stationären Zustand zu erreichen. Umgekehrt ist für einen Laserimpuls von kürzerer Dauer eine höhere Energiedichte erforderlich. Wegen der höheren Energiedichte treten jedoch pro Zeiteinheit mehr Photonenwechselwirkungen auf, wodurch die Elektronendichte der angeregten Zustände schneller in den stationären Zustand geladen wird. Vom Laserwechselwirkungspunkt wandert weniger Energie weg. Infolgedessen braucht die integrierte Gesamtenergie eines kürzeren Impulses nicht so groß wie die integrierte Gesamtenergie eines längeren Impulses zu sein, um den Ablationsschwellwert zu erreichen.
Eine wichtige Entdeckung bei der vorliegenden Erfindung ist, daß die Energiedichte für den Ablationsschwellwert ein annähernd konstantes Niveau erreicht, wenn die Laserimpulsdauer abnimmt und der Lade-/Entladezeit t_R sehr nahe kommt. Beispielsweise kann ein Impuls von 2 Picosekunden den selben Ablationsschwellwert wie ein viel kürzerer Impuls haben, wie in 1C dargestellt. 3 zeigt ein Diagramm, das den Energieschwellwert für die Ablation von Augengewebe als Funktion von der Impulsdauer darstellt. Wenn die Laserimpulsdauer etwa 2 Picosekunden erreicht und die Energiedichte des Strahls für eine Wellenlänge von 830 nm etwa 1,0 J/(10 μm)² beträgt, reicht die Photonenzahl aus, um eine stationäre Elektronendichte der angeregten Zustände ohne wesentlichen Abfall aufrechtzuerhalten. Es hat sich gezeigt, daß die Beziehung zwischen Impulsdauer und konstantem Ablationsschwellwert von etwa 2 Picosekunden bis hinab zu etwa 0,01 Picosekunde existiert.
Folglich kann unter Verwendung derartiger Laserimpulse von extrem kurzer Dauer Ablation bei einer niedrigen Ablationsschwellwertenergie erreicht werden. Ferner ist die Gewebeschädigung durch akustischen Schock und kinetische Wirkung von dissoziierter Substanz direkt proportional zu der am Laserwechselwirkungspunkt eingebrachten Energie. Wenn der Ablationsschwellwert bei weniger als der gesamten Impulsenergie erreicht wird, wird die restliche Energie im Impuls durch das erzeugte Plasma vollständig absorbiert und trägt dadurch zu der explosiven Wirkung der Gewebeablation bei. Sowohl der akustische Schock als auch die kinetische Wirkung werden durch Verkürzen der Impulsdauer vermindert.
Ein weiterer Vorteil der Verkürzung der Impulsdauer ist, daß die durch Energiewanderung verursachte Schädigung von Gewebe, das den Laserwechselwirkungspunkt umgibt, eingeschränkt wird. 4 zeigt ein Diagramm, das die relativen Durchmesser von Gewebebereichen, die durch Laserimpulse beim Ablationsschwellwert entfernt werden, für Impulse von etwa 1 Nanosekunde, 10 Picosekunden und 0,1 Picosekunde Dauer darstellt. Wie erkennbar, ist der Bereich der Gewebeentfernung und der Schädigung von umgebendem Gewebe für die kürzeren Impulse wesentlich kleiner (das Volumen des entfernten Gewebes ist proportional zur eingebrachten Energie, die von der Mitte des Wechselwirkungspunkts aus proportional zur 3. Potenz des Radius abfällt).
DURCHLASSWELLENLÄNGEN
Zur Ausführung intraokularer Operationsverfahren muß der Laserstrahl notwendigerweise durch darüberliegendes Gewebe zu der gewünschten Stelle hindurchgehen, ohne das darüberliegende Gewebe zu schädigen. Dementsprechend verwendet die dargestellte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung eine Wellenlänge von 830 nm für den Laserstrahl, die im allgemeinen von Augengewebe durchgelassen wird. Eine solche Wellenlänge kann auf bekannte Weise von einem Laser mit großer Verstärkungsbandbreite (d. h. Δλ > ^~1 mm) erzeugt werden, wie z. B. einem Ti:Al₂O₃-, Cr:LiSrAlF₆-, Nd:YLF-Laser oder einem ähnlichem Laser. Ein derartiger Laser wird in US-A-5280491 mit dem Titel "Two Dimensional Scanner-Amplifier Laser" (Zweidimensionaler Scanner-Verstärker-Laser), abgetreten an den Zessionar der vorliegenden Erfindung, beschrieben.
Nach Wunsch könnten andere Wellenlängen benutzt werden, da Absorption und Durchlässigkeit im Auge eine graduelle Angelegenheit ist. So können für Operationen an oder in der Nähe der Augenvorderseite, wie z. B. der Hornhaut, weniger gut durchgelassene Wellenlängen benutzt werden. Im allgemeinen gehören zu den akzeptierbaren Wellenlängen die Bereiche von etwa 400 nm bis etwa 1900 n, von etwa 2,1 μm bis etwa 2,8 μm und von mehr als etwa 3,1 μm.
Wegen der bevorzugten Durchlässigkeit für den Laserstrahl und der Bedingung, eine Schwellwertenergiedichte zu erreichen, um die Ablation zu zünden, kann der Wechselwirkungspunkt (tatsächlich handelt es sich um einen im allgemeinen ebenen Bereich) des Laserstrahls ein wenig fokussiert werden. 5 zeigt ein Diagramm, das den Wechselwirkungspunkt P eines Laserstrahls darstellt. Der Teil des Strahls oberhalb und unterhalb des Wechselwirkungspunkts P weist keine ausreichende Energiedichte auf, um die Photoablation zu zünden. Daher passieren diese Abschnitte des Laserstrahls das umgebende Gewebe, ohne Schaden zu verursachen. Wo der Strahl am dichtesten fokussiert ist (d. h. im Brennpunkt), reicht die Energiedichte aus, um die Ablation auszulösen.
GRÖSSE DES LASERWECHSELWIRKUNGSPUNKTS
Eine weitere Möglichkeit zur Verminderung des Schocks bzw. Stoßes gegen das Auge ist die Verwendung einer kleineren Strahlfläche am Wechselwirkungspunkt, um die integrierten Rückstoßkräfte zu vermindern. Infolgedessen hat die Querschnittsfläche des Laserstrahls am Wechselwirkungspunkt vorzugsweise einen Durchmesser von etwa 10 μm. Die bevorzugte Strahlgröße steht im Gegensatz zu derzeitigen laserchirurgischen Systemen, die eine Ablationszone einem Operationsstrahl aussetzen, der typischerweise einen Durchmesser von 4–6 mm aufweist.
Der Strahldurchmesser kann auf jede einigermaßen erreichbare kleinere oder größere Abmessung variiert werden, wie für die jeweilige Operationsart erforderlich. Insbesondere wird ein Bereich von etwa 1 μm bis etwa 30 μm bevorzugt.
DAS GERÄT
Jeder Laserimpuls des oben beschriebenen Typs wird vorzugsweise durch eine Laserstrahlsteuereinrichtung, wie z. B. den in WO-A-9308877 beschriebenen Typ, auf die vorgesehene Stelle im oder am Auge gelenkt. 6 zeigt ein Blockschaltbild eines solchen Laser- und Steuerungssystems.
Genauer gesagt, 6 zeigt eine Lasereinheit 100 zur Erzeugung eines Ausgangslaserstrahls B. Die Lasereinheit 100 ist von dem Typ, der einen Strahl aussenden kann, der schnell ablenkbar ist oder unter elektronischer Steuerung in zwei Dimensionen rasterartig zu jeder Position in einer durch orthogonale X- und Y-Achsen definierten Fläche geführt werden kann. Eine derartige Lasereinheit wird ausführlich in der gleichzeitig anhängigen, in gemeinsamem Besitz befindlichen Patentanmeldung für eine Erfindung mit dem Titel "Two-Dimensional Scanner-Amplifier Laser (Zweidimensionaler Scanner-Verstärker-Laser) ( US-A-5280491 ) beschrieben.
Der Ausgangslaserstrahl B weist eine Folge von Laserimpulsen mit einer Impulsfolgefrequenz von etwa 100 bis 100000 Impulsen pro Sekunde auf. Die tatsächliche Anzahl der für eine Operation verwendeten Laserimpulse wird durch die zu entfernende Gewebemenge bestimmt.
In einer bevorzugten Ausführungsform weist die Lasereinheit 100 einen Seed-Laser 102 und einen Scanner-Verstärker-Laser 104 auf. Vorzugsweise ist das Lasermedium sowohl im Seed-Laser 102 als auch im Scanner-Verstärker-Laser 104 ein Ti:Al₂O₃-Festkörperlaserkristall.
Nach dem Austritt aus der Lasereinheit 100 passiert der Laserstrahl B eine computersteuerbare motorgetriebene Zoom-Linse 106, die für die Steuerung des Durchmessers der Laserstrahls B sorgt. In der Praxis kann die Zoom-Linse 106 in einer Reihe geeigneter Positionen entlang dem Strahlengang des Laserstrahls zwischen der Lasereinheit 100 und einem Target angeordnet werden. Die Motorbetätigung der Zoom-Linse 106 kann durch irgendein geeignetes Mittel erfolgen, wie z. B. durch elektrische Zahnradantriebe oder piezoelektrische Betätigungselemente.
Der Laserstrahl B könnte zwar direkt für chirurgische Zwecke eingesetzt werden, aber in der bevorzugten Ausführungsform weist das gesamte chirurgische Lasergerät eine Anzahl von Steuerungs- und Sicherheitssystemen auf. Insbesondere weist die Ausführungsform Mittel zur Überwachung und Steuerung der Strahlintensität, Mittel zum Blockieren des Operationsstrahls im Falle einer Funktionsstörung, Mittel zur Überwachung und Steuerung des Laserstrahldurchmessers und des Intensitätsprofils und Mittel zur Überprüfung der zweidimensionalen (X-Y-) Abtastposition des Operationsstrahls auf.
Wie wieder aus 6 erkennbar, passiert der Laserstrahl B eine Strahlintensitätssteuerung 112, deren Ausgangsstrahl der chirurgische Laserstrahl S ist. Die Strahlintensitätssteuerung 112 gestattet die Regelung der Energie jedes Laserimpulses, so daß die Ätztiefe jedes Impulses präzise gesteuert werden kann. In der bevorzugten Ausführungsform ist die Strahlintensitätssteuerung 112 ein elektrooptisches Filter, wie z. B. eine elektrisch aktivierte Pockels-Zelle in Kombination mit einem angrenzenden Polarisationsfilter.
In der bevorzugten Ausführungsform ist die Strahlintensitätssteuerung 112 mit einer Computersteuereinheit 114 gekoppelt, die geeignet programmiert wird, um die Intensität des chirurgischen Laserausgangsstrahls S nach Bedarf für ein bestimmtes Operationsverfahren zu variieren. Der Strahlverzögerungsgrad als Funktion des angelegten elektrischen Signals kann durch Standard-Eichverfahren abgeschätzt werden. Die bevorzugte Position des Strahlintensitätssteuerung 112 ist in 6 dargestellt. Die Strahlintensitätssteuereinheit 112 kann jedoch an verschiedenen geeigneten Stellen im Strahlengang zwischen der Lasereinheit 100 und einem Target angeordnet werden. In der bevorzugten Ausführungsform wird die Intensität des Operationsstrahls S so reguliert, daß der Strahl eine Ablationsenergiedichte kleiner oder gleich etwa 5 J/(10 μm)² aufweist.
Die Ausführungsform bietet wahlweise eine Messung der Strahlintensität mit positiver Rückkopplung. Ein teildurchlässiger Strahlteilerspiegel 116 wird hinter der Strahlintensitätssteuerung 112 angeordnet, und der reflektierte Strahl R_l wird zu einem Strahlintensitätssensor 118 gelenkt. Der Strahlintensitätssensor 118 kann einfach eine Photozelle sein; allerdings können auch andere Elemente, wie z. B. eine Fokussieroptik, enthalten sein. Durch Überwachung des elektrischen Ausgangssignals des Strahlintensitätssensors 118 durch Computersteuereinheit 114 kann die Intensität des chirurgischen Laserstrahls S eindeutig gemessen werden, um die einwandfreie Funktion der Strahlintensitätssteuerung 112 zu überprüfen. Das Ausgangssignal des Strahlintensitätssensors 118 als Funktion der Intensität des chirurgischen Laserstrahls S kann durch Standardeichverfahren nachgeprüft werden.
Das System weist außerdem vorzugsweise einen Sicherheitsverschluß 120 auf, der mit der Computersteuereinheit 114 gekoppelt ist. Der Sicherheitsverschluß 120 kann zum Beispiel ein mechanisch betätigter Verschluß sein, der in einer "ausfallsicheren" Betriebsart betrieben wird. Zum Beispiel kann der Sicherheitsverschluß 120 eine magnetisch betätigte Abschirmung aufweisen, die durch Anlegen elektrischer Energie an den Magneten zwangsläufig offen gehalten wird. Auf Befehl der Computersteuereinheit 114 oder bei Ausfall des gesamten Systems wird die elektrische Energie zum Magneten abgeschaltet, wodurch der Magnet die Abschirmung in eine Position zurückzieht, wo sie den Weg des chirurgischen Laserstrahls S blockiert. Der Sicherheitsverschluß 120 ist auch einsetzbar, um während einer Änderung der Augenposition des Patienten oder des Strahls selbst den Laserstrahl S vorübergehend zu blockieren, ohne den Laserstrahl S völlig abzuschalten.
In einer alternativen Ausführungsform kann der Sicherheitsverschluß 120 eine Pockels-Zelle und einen als Lichtventil konfigurierten Polarisator aufweisen, wobei die Pockels-Zelle durch Anlegen einer elektrischen Spannung so gegenüber dem Polarisator vorgespannt wird, daß die Kombination normalerweise eine maximale Lichtmenge durchläßt. Die Wegnahme der angelegten Spannung führt dazu, daß die Ausgangsstrahlung der Pockels-Zelle senkrecht zur Durchlaßrichtung des Polarisators polarisiert und daher der chirurgische Laserstrahl S blockiert wird. Unter Verwendung dieser alternativen Konfiguration können der Sicherheitsverschluß 120 und die Strahlintensitätssteuerung 112 zu einer einzigen Einheit kombiniert werden.
Es können beliebige weitere Mittel zum schnellen Blockieren des chirurgischen Laserstrahls S auf Befehl oder im Fall einer Systemstörung benutzt werden, um den Sicherheitsverschluß 120 zu implementieren. In der Praxis kann der Sicherheitsverschluß 120 in einer Anzahl geeigneter Positionen entlang dem Strahlengang des Laserstrahls zwischen der Lasereinheit 100 und einem Target angeordnet werden.
Zur Steuerung des Strahldurchmessers bietet das erfindungsgemäße System einen teildurchlässigen Strahlteilerspiegel 122, der einen Teil des Strahls R_d zu einem Strahldurchmessersensor 124 reflektiert. In der Praxis kann der Strahldurchmessersensor 124 in einer Anzahl geeigneter Positionen entlang dem Strahlengang des Laserstrahls zwischen der Lasereinheit 100 und einem Target angeordnet werden. Der Strahldurchmessersensor 124 weist vorzugsweise mindestens eine Zerstreuungslinse (Konkavlinse) und eine Sammellinse (Konvexlinse) auf, die als vergrößerndes Teleskop konfiguriert sind (d. h. die beiden Linsen haben einen gemeinsamen Brennpunkt, wobei die Brennweite f₂ der Sammellinse größer ist als die Brennweite f₁ der Zerstreuungslinse, und ihre optischen Mittelpunkte sind auf den einfallenden Laserstrahl in dessen nicht abgelenkter Position ausgerichtet). Der einfallende Strahl R_d tritt in die Zerstreuungslinse ein und aus der Sammellinse aus. Eine solche Linsenkonfiguration vergrößert zwar den einfallenden Strahl, verkleinert aber auch den Abtastwinkel des austretenden Strahls.
Der resultierende vergrößerte Strahl wird auf eine hochempfindliche, kontrastarme Abbildungsvorrichtung gelenkt, wie z. B. eine ladungsgekoppelte Kamera (CCD-Kamera). Die Sammel- und Zerstreuungslinsen werden gewählt, um den einfallenden Strahl R_d so aufzuweiten, daß der größtmögliche Durchmesser für den Strahl gerade in die Abbildungsvorrichtung paßt. In der bevorzugten Ausführungsform wird die Größe des Strahls durch Ansteuern einer Mittelzeile und einer Mittelspalte der Abbildungsvorrichtung und Zählen der Zahl der beleuchteten Pixel auf jeder abgetasteten Achse bestimmt. Durch Vergleich des Strahldurchmessers in X- und Y-Richtung kann der Strahldurchmessersensor feststellen, ob der einfallende Laserstrahl B annähernd rund ist und den gewünschten Durchmesser hat.
Der Strahldurchmessersensor 124 kann auch benutzt werden, um das Intensitätsprofil des Laserimpulses zu bestimmen, da jedes Pixel im Strahldurchmessersensor 124 ein Ausgangssignal erzeugen kann, das die Intensität des auf das Pixel auffallenden Lichts anzeigt. Durch Vergleich der Pixelwerte von radialsymmetrischen Punkten in der Pixelmatrix kann festgestellt werden, ob ein einfallender Laserimpuls oder eine Impulsserie das gewünschte radialsymmetrische Intensitätsprofil aufweist oder ob die Impulse "intensive Lichtflecke" mit Intensitätswerten außerhalb des gewünschten Bereichs entwickelt haben.
Der Ausgang des Strahldurchmessersensors 124 ist mit der Computersteuereinheit 114 gekoppelt. Die Computersteuereinheit 114 ist ihrerseits mit der motorgetriebenen Zoom-Linse 106 gekoppelt, die den Durchmesser des Laserstrahls B steuert. Die Computersteuereinheit 114 wird geeignet programmiert, um den Durchmesser des Laserstrahls nach Bedarf für ein bestimmtes Operationsverfahren zu verändern. Das Ausgangssignal des Strahldurchmessersensors 124 als Funktion des Strahldurchmessers kann durch Standardeichverfahren ermittelt werden.
Diese Konfiguration liefert eine positive Rückkopplung des aus der Lasereinheit 100 austretenden Strahldurchmessers. Wenn der Strahldurchmessersensor 124 einen (bezüglich des Durchmessers oder des Intensitätsprofils) außerhalb des gewünschten Bereichs liegenden Strahl erfaßt, kann die Computersteuereinheit 114 geeignete Maßnahmen treffen, einschließlich einer Aktivierung des Sicherheitsverschlusses 120.
Zur Überprüfung der X-Y-Abtastposition des Laserstrahls stellt das System einen teildurchlässigen Strahlteilerspiegel 126 bereit, der einen Teil der Strahlenergie R_l zu einem Strahllokalisierungssensor 128 reflektiert. Der Strahllokalisierungssensor 128 weist vorzugsweise mindestens eine Sammellinse (Konvexlinse) und eine Zerstreuungslinse (Konkavlinse) auf, die als verkleinerndes Teleskop konfiguriert sind (d. h. die beiden Linsen haben einen gemeinsamen Brennpunkt, wobei die Brennweite f₂ der Zerstreuungslinse größer ist als die Brennweite f₁ der Sammellinse, und ihre optischen Mittelpunkte sind auf den einfallenden Laserstrahl in dessen nicht abgelenkter Position ausgerichtet). Der einfallende Strahl R_l tritt in die Sammellinse ein und aus der Zerstreuungslinse aus. Eine solche Linsenkonfiguration verkleinert zwar den einfallenden Strahl, vergrößert aber auch den Abtastwinkel des austretenden Strahls.
Der resultierende Strahl mit vergrößertem Abtastwinkel wird zu einem Silizium-Photodetektor gelenkt, wie z. B. zu einem Positionsfühler, Modell DLS-20, hergestellt von UDT Sensors, Inc., Hawthorne, CA. Der Photodetektor liefert einen Spannungsmeßwert bezüglich der zweidimensionalen (X-Y-) Position eines Leuchtflecks an der Detektoroberfläche. Der Ausgang des Strahllokalisierungssensors 128 ist mit der Computersteuereinheit 114 gekoppelt. Eine Eichung des Spannungsmeßwerts, der aus der Position des nicht abgelenkten einfallenden Strahls auf dem Photodetektor erzeugt wird, zeigt den Ursprungspunkt bzw. Mittelpunkt des Laserstrahls in der XY-Abtastebene an. Durch jede Ablenkung des Strahls vom Ursprungspunkt werden Spannungsmeßwerte erzeugt, die den vom Laserstrahl ausgeleuchteten Fleck auf der Photodetektoroberfläche anzeigen. Diese Spannungsmeßwerte werden bezüglich der durch die Computersteuereinheit 114 eingestellten Anzeigeposition des Operationsstrahls geeicht. Während des Betriebs wird der Ausgang des Strahllokalisierungssensors 128 periodisch abgetastet (beispielsweise etwa 1000 mal pro Sekunde) und mit einer vorbereiteten Eichtabelle in der Computersteuereinheit 114 verglichen, um festzustellen, ob die tatsächliche Strahlposition mit der angezeigten Position übereinstimmt.
Diese Konfiguration bietet eine positive Rückkopplung der Position des aus der Lasereinheit 100 austretenden Strahls. Wenn der Strahllokalisierungssensor 128 einen von der Position abweichenden Strahl erfaßt, kann die Computersteuereinheit 114 geeignete Maßnahmen treffen, einschließlich einer Aktivierung des Sicherheitsverschlusses 120.
Auf diese Weise sorgt die bevorzugte Ausführungsform des chirurgischen Lasergeräts für eine sichere und effektive Operation, indem alle Aspekte des Zustands des chirurgischen Laserstrahls S, einschließlich der Strahlintensität, des Durchmessers und der X-Y-Abtastposition, kontinuierlich überwacht werden.
Um eine genaue Positionierung des chirurgischen Laserstrahls S bereitzustellen, wird im Strahlengang des chirurgischen Laserstrahls S, vorzugsweise sehr nahe einem anvisierten Auge, ein Augenverfolgungssystem 130 angeordnet. Das Augenverfolgungssystem 130 überwacht die Augenbewegung eines Patienten und reguliert mm Ausgleich die Position des chirurgischen Laserstrahls S. Eine solche Verfolgung kann durch Anbringen von Justiermarken am Auge und optische Verfolgung der Bewegung der Justiermarken ausgeführt werden. Dann können ablenkbare Spiegel benutzt werden, um den chirurgischen Laserstrahl S zu steuern. Ein Beispiel eines derartigen Systems wird in WO-A-9308877 beschrieben.
Um die Benutzerfreundlichkeit des Geräts zu verbessern und die richtige Ausrichtung des chirurgischen Laserstrahls S auf ein anvisiertes Auge sicherzustellen, weist das Gerät eine Leitstrahleinheit 132 auf. Die Leitstrahleinheit 132 enthält einen Kleinleistungslaser mit einer Ausgangsleistung von vorzugsweise weniger als 1 Milliwatt am ursprünglichen Ausgang, die vorzugsweise zum sicheren Gebrauch für Direktbetrachtung auf Mikrowatt-Niveau abgeschwächt wird. Der Kleinleistungslaser erzeugt einen Leitstrahl, der optisch so aufbereitet wird, daß er nach dem chirurgischen Laserstrahl S ausgerichtet ist und als Positionsanzeiger des chirurgischen Laserstrahls S benutzt werden kann. Zusätzlich kann der Leitstrahl als Element für die Ausrichtung eines Patientenauges zur Vorbereitung für Operationsverfahren benutzt werden.
BEISPIELE VON OPERATIONSVERFAHREN
Das oben beschriebene laserchirurgische System kann zahlreiche Arten von Operationsverfahren am Auge ausführen. Vor Beginn eines Operationsverfahrens wird der Brennpunkt des chirurgischen Laserstrahls S auf eine bekannte Bezugsposition eingestellt, vorzugsweise in der Nähe der Operationsstelle. Nachdem die Zielgewebeposition beispielsweise mit Hilfe eines Leitstrahls zur Zufriedenheit des Chirurgen eingestellt worden ist, wird das Augenverfolgungssystem 130 aktiviert. Danach wird jede Augenbewegung durch eine entsprechende automatische Regulierung der Laserstrahlposition kompensiert.
Nach Anordnung des Chirurgen kann das System eines oder alle von den folgenden Verfahren ausführen:

(1) Das System kann mühelos geradlinige und krummlinige Exzisionen von jeder gewünschten Länge und Tiefe an jeder vom Chirurgen festgelegten Stelle erzeugen.

7 zeigt einige der resultierenden Exzisionen, die im Stroms 601 eines Auges 600 angebracht werden können. Die in 7 dargestellten Exzisionen sollen lediglich eine begrenzte Anzahl von Beispielen der Exzisionstypen veranschaulichen, die unter Anwendung des oben beschriebenen Systems ausgeführt werden können, und sollen nicht irgendein bestimmtes Operationsverfahren demonstrieren oder bedeuten, daß die dargestellten Exzisionen die einzigen relevanten Exzisionstypen sind, die mittels des Systems leicht ausgeführt werden können. Die in 7 dargestellten Exzisionen schließen einen geraden Kanal 603, einen gekrümmten Kanal 605, einen Punkt 607, eine Linie 609, eine unterbrochene Linie 611, eine Kurve von unterschiedlicher Tiefe 613, eine kreisförmige Fläche 615, eine Quadrat- oder Parallelepipedfläche 617 oder eine Spirale 619 ein. Irgendeine Kombination derartiger Exzisionen ist auch möglich.
Wie in 8A dargestellt, können mit dem vorliegenden chirurgischen System mehrere Radialschnitte 902 von gleicher oder teilweise gleicher Exzisionslänge und mit einem Winkelabstand zwischen den Schnitten an der Hornhaut ausgeführt werden. Eine Exzision kann ausgeführt werden, indem der chirurgische Laserstrahl S auf eine vorgegebene Stelle an der Hornhaut gerichtet wird und durch Steuerung der Laserstrahlenergiedosierung die gewünschte Gewebemenge entfernt wird. Das System bietet Optionen für die Ausführung einer Exzision entweder mit großer Exzisionsbreite durch Verwendung einer größeren Strahlfleckgröße an der Hornhautoberfläche, oder einer dünnen Exzision durch Verwendung eines stärker fokussierten Strahlflecks. Bei dem vorliegenden System kann die Tiefe jedes Schnitts über die Länge einer vorgegebenen Exzision variiert werden.
Das System kann außerdem mühelos bogenförmige Schnitte oder querliegende Schnitte ("T-Schnitte") erzeugen, wie in 8B dargestellt. Indem der chirurgische Laserstrahl S so gelenkt wird, daß entlang einer Achse 908 bezüglich des Augenmittelpunkts zwei einander gegenüberliegende gekrümmte Exzisionen 906 angebracht werden, wird die Brechkraft des Auges entlang der Achse vermindert. Die genaue Länge d und der Ort der Exzision können auf bekannte Weise entsprechend dem Umfang der gewünschten Korrektur variieren.
Im allgemeinen können Exzisionen in der Hornhaut an wirksamen Stellen für die Ausführung radialer Keratotomien oder zum Anbringen von T-Schnitten oder bogenförmigen Schnitten ausgeführt werden, um Myopie (Kurzsichtigkeit), Hyperopie (Weitsichtigkeit) oder (regulären oder irregulären) Astigmatismus zu korrigieren.
Das System kann auch für Operationen bei Hornhauttransplationen eingesetzt werden. Eine Zirkumzision der Hornhaut in jeder gewünschten Form (z. B. kreisförmig, elliptisch, polygonal usw.) kann am Spenderauge und am Empfängerauge ausgeführt werden. In beiden Fällen berechnet eine Computersteuereinheit 114 (siehe 6), wie in WO-A-9 308 877 beschrieben, die Strahlposition auf der Basis der jeweiligen Exzisionsform sowie die für den Schnitt durch die Hornhaut benötigte Laserenergiemenge.

(2) Der zweite wichtige Typ der durch das System bereitgestellten Laser-Gewebe-Wechselwirkung ist die Flächenablation, die ein direktes Formen der Hornhautoberfläche gestattet.

Wie in 9A dargestellt, können eine lokale Narbe oder infiziertes Gewebe mit dem vorliegenden System entfernt werden. Das defekte Gewebe wird über eine vorgegebene Fläche auf der Hornhaut bis zu einer gewünschten Tiefe d entfernt. Eine Spender-Hornhautkappe 1001 kann unter Anwendung der in WO-A-9 308 877 beschriebenen Erfindung zugeschnitten und auf die gewünschte Abmessung, Krümmung und Dicke ablatiert ("geformt") werden. Das Kappenstück wird dann auf das freigelegte Stromabett übertragen und durch eine Naht, Klebstoff oder ein anderes geeignetes Mittel auf bekannte Weise befestigt. Die Kappe kann vorher auf ähnliche Weise wie eine Kontaktlinse mit einer geeigneten Brechkraft hergestellt werden. Eine solche Kappe kann zur Veränderung der Brechkraft des Auges verwendet werden, um Myopie, Hyperopie oder (regulären oder irregulären) Astigmatismus zu korrigieren.
In 9B ist ein alternatives Verfahren zur Ausführung einer Hornhauttransplantation dargestellt. Da der chirurgische Laserstrahl S durch darüberliegendes Gewebe hindurch auf einen Wechselwirkungspunkt P fokussiert werden kann, läßt sich der chirurgische Laserstrahl S zur Ablation von Gewebe unterhalb der Augenoberfläche verwenden, um eine innere Kammer A zu erzeugen. Dementsprechend kann durch Verwendung einer solchen "inneren Exzision" oder "intrastromalen Ablation" ein Abschnitt oder Segment der Hornhaut auf diese Weise "ausgehöhlt" bzw. exkaviert werden, und dann kann ein Umfangs-Ablationsschnitt rund um den Umfang der Fläche ausgeführt werden, so daß das gesamte Segment als Kappe 1002 vom Auge abgehoben werden kann. Nach Wunsch kann der chirurgische Laserstrahl S zum Formen der Rückseite des Materials benutzt werden, das die Kappe 1002 bildet, um die Brechungseigenschaften der Kappe 1002 zu verändern. Die Kappe 1002 kann dann von dem Auge abgetrennt werden. Nach Wunsch kann ein weiteres Formen direkt am freigelegten Bett des Auges ausgeführt werden. Danach kann die Kappe 1002 an der offenen, ablatierten Fläche durch Nähte oder andere bekannte Verfahren befestigt werden.
Eine weitere Anwendung des Systems ist die Vorfertigung von Standard- oder nach Maß geformten Hornhautkappen. Das System kann an einer Spenderhornhaut oder einem synthetischen Hornhautersatz angewandt werden, um zur Korrektur von Myopie, Hyperopie oder Astigmatismus ein gewünschtes Profil zu ablatieren. Solche geformten Kappen können dann auf bekannte Weise an einer geeignet vorbereiteten Hornhaut befestigt werden.
Zur Korrektur von Myopie kann, wie in 10 dargestellt, die Krümmung der Hornhaut durch selektive Ablation der Hornhaut verringert werden, derart, daß im Mittelteil C der Hornhaut mehr Gewebe entfernt wird, während zum Rand P der Hornhaut hin eine abnehmende Gewebemenge entfernt wird. Das System kann auch zur Ablation des Hornhautgewebes in der Nähe der Hornhautoberfläche angewandt werden. Das gewünschte neue Profil des Auges kann die Bowmansche Membran und einen Teil der Stromaschicht einschließen, in Abhängigkeit vom Umfang der erforderlichen Refraktionskorrektur. Wie in WO-A-9308877 beschrieben, sorgt die Computersteuereinheit 114 für die Reihenfolge, Positionierung und Intensität der zu applizierenden Laserimpulse. Das Applikationsmuster stimmt vorzugsweise mit den Muster überein, die im Abschnitt "Method of Depositing Laser Impulses" (Verfahren zum Applizieren von Laserimpulsen) in der gleichzeitig anhängigen Patentanmeldung diskutiert werden.
Ein weiteres Verfahren zur Korrektur von Myopie oder Hyperopie ist die Anwendung des Verfahrens der "inneren Exzision", das oben in Bezug auf 9B beschrieben wurde. Wie aus 12 erkennbar, kann die Korrektur der Myopie durch Abtragen von Material unter dem Mittelteil C der Hornhaut ausgeführt werden. In Abhängigkeit vom Umfang der Brechkraftkorrektur variiert der Ablationsgradient für das entfernte Gewebe. Da das über der Kammer 1002 liegende Material erschlafft, haftet es wieder am Boden der Kammer an und verändert auf diese Weise die Krümmung des Auges.
Zur Korrektur von Hyperopie, wie in 11 dargestellt, ist das Ziel eine Vergrößerung der Augenkrümmung. Hornhautgewebe wird in einem ringförmigen Bereich entfernt, der in der Nähe des Mittelabschnitts C der Hornhaut flach ist und zum Rand P der Hornhaut hin dicker wird. Die Tiefe des entfernten Gewebes nimmt wieder in der Nähe des Augenrandes ab, um einen glatten Übergang zu erzielen. In Abhängigkeit vom Umfang der Brechkraftkorrektur variiert der Ätzgradient für das entfernte Gewebe. Die Größe des nutzbaren Mittelbereichs R variiert in Abhängigkeit vom Umfang der Hyperopie-Korrektur.
Wie aus 13A erkennbar, kann Hyperopie auch korrigiert werden, indem unter der Oberfläche des Auges eine ringförmige Kammer 1301 ablatiert wird, die annähernd auf den Mittelabschnitt C der Hornhaut zentriert ist. In Abhängigkeit vom Umfang der Brechkraftkorrektur variiert der Ablationsgradient für das entfernte Gewebe. Nach Ablation der Kammer 1301 wird rund um den unteren Rand der ringförmigen Kammer 1301 eine Umfangsexzision 1302 ausgeführt, um einen Rand des äußeren Abschnitts der ringförmigen Kammer 1301 vom Auge abzulösen, wodurch eine Klappe 1303 entsteht. Im allgemeinen erschlafft die Klappe 1303 zum Boden der Kammer hin und verändert auf diese Weise die Krümmung des Auges. Wenn jedoch die Klappe 1303 nicht dünn genug ist, um auf diese Weise zu erschlaffen, können im Rand der Klappe 1303 kleine radiale Umfangsschnitte 1304 (in 13B dargestellt) angebracht werden, um die Klappe weiter zu entspannen und zu bewirken, daß sie am Boden der durch die innere Exzision gebildeten Kammer 1301 anhaftet.
Außer den obigen Verfahren zur Korrektur von Myopie und Hyperopie kann das System zur Korrektur von regulärem und regulärem Astigmatismus oder von komplexen Brechungsfehlern eingesetzt werden. Menge und Verteilung des Gewebes, das von verschiedenen Stellen innerhalb des Stroms zu entfernen ist, werden durch den Umfang der erforderlichen Korrektur bestimmt.
Das System ist besonders gut für die Korrektur von asymmetrischen Brechungsfehlern verwendbar. Unregelmäßige Verzerrungen können aus der schlechten Anpassung einer Hornhaut von einer Transplantation, ungleichmäßiger Naht oder aus mangelhaften refraktionschirurgischen Operationen resultieren, wie z. B. Keratomileusis bzw. lamellarer Keratoplastie oder Epikeratophakie. Das erfindungsgemäße System kann den chirurgischen Laserstral auf jede gewünschte Stelle richten, um die Hornhaut entsprechend einer vorgegebenen Gestalt zu formen. Der chirurgische Laserstrahl kann auf diese Weise zum Glätten eines unregelmäßigen Hornhautprofils angewandt werden.

(3) Der dritte wichtige Laserwechselwirkungstyp, den das erfindungsgemäße System bietet, sind intraokulare Exzisionen. Das System kann zur Exzision oder Photoablation von Bereichen innerhalb der Hornhaut, der Kapsel, der Linse, der Glaskörper-Netzhaut-Membran und anderer Strukturen innerhalb des Auges eingesetzt werden.

Zum Beispiel ist das vorliegende System zur Ausführung von Operationsverfahren zur Glaukomkorrektur anwendbar, indem durch die Iris hindurch eine oder mehrere Öffnungen angebracht werden, um aus der hinteren Augenkammer Flüssigkeiten abzulassen, die hinter der Hornhaut einen unerwünschten Druck erzeugen. Außerdem können eine oder mehrere Exzisionen in der hinteren oder vorderen Linsenkapsel angebracht werden, um die Entnahme von Material aus der Kapsel und die Implantation einer intraokularen Linse (IOL) oder irgendeines anderen linsenartigen Materials oder einer linsenartigen Struktur in Form eines Fluids oder Gels zu ermöglichen. Indem der Brennpunkt des Lasers auf die Augenlinse gerichtet wird, kann eine getrübte Linse abgetragen oder verflüssigt werden. Auf diese Weise kann das Verfahren vor einer IOL-Transplantation zur Katarakt-Konditionierung eingesetzt werden. Ferner können Teile der Netzhautmembran, die Spannung an der Netzhaut erzeugen, beschnitten werden, um diese Spannung zu entlasten. Außerdem kann an Teilen der Netzhaut operiert werden, um schädliches Gewebe zu entfernen. Dementsprechend bewirkt das System eine präzise Steuerung und Festlegung der Position des Wechselwirkungspunkts eines chirurgischen Laserstrahls und steuert die Form der Hornhaut während der Augenoperation.
AUSFÜHRUNGSFORM DER VORLIEGENDEN ERFINDUNG
Eine Ausführungsform der augenchirurgischen Lasersystems, die für den Gebrauch bei dem oben beschriebenen System angepaßt werden kann, um für eine präzise Steuerung und Festlegung der Position des Wechselwirkungspunkts eines chirurgischen Laserstrahls und für die Steuerung der Hornhautform während der Augenoperation zu sorgen, wird in US-A-5549632 mit dem Titel "Method and Apparatus for Ophthalmic Surgery" (Verfahren und Vorrichtung für die Augenchirurgie) dargestellt. In dieser Ausführungsform wird eine lichtdurchlässige Abflachungs- bzw. Applanatorplatte mit der Hornhaut am Auge eines Patienten in Kontakt gebracht. Die Applanatorplatte erzeugt ein festes Positionsbezugssystem, von dem aus ein Laserstrahlsteuerungssystem den oder die gewünschten Punkt(e) festlegen kann, an denen der chirurgische Laserstrahl fokussiert werden soll, und dadurch einen Wechselwirkungspunkt des Strahls auf sehr präzise definierte Positionen innerhalb des Auges eines Patienten festlegen kann. Die Oberfläche der Applanatorplatte, die mit dem Auge des Patienten in Kontakt ist, kann eben, konkav oder konvex sein und eine sphärische oder asphärische Krümmung, eine zusammengesetzte Kurve oder irgendeine andere, vom Chirurgen gewählte Gestalt aufweisen. Durch Anlegen der Applanatorplatte an die Hornhaut am Auge des Patienten schmiegt sich die Hornhaut an die Form der Applanatorplatte an.
Zum Beispiel zeigt 14A eine geschnittene Seitenansicht einer konvexen Applanatorplatte 111. Die Applanatorplatte 111 weist mindestens zwei Oberflächen auf, eine Kopf- bzw. Spitzenfläche 112 und eine hornhautseitige Fläche 113. Die Applanatorplatte 111 wird in Kontakt mit dem Hornhautepithel 115 gebracht und verformt die Hornhaut, um sie der konvexen Form der hornhautseitigen Fläche 113 anzuschmiegen. Als weiteres Beispiel zeigt 14B eine geschnittene Seitenansicht einer an ein Auge angelegten konkaven Applanatorplatte 111'. Die Applanatorplatte 111' wird in Kontakt mit dem Hornhautepithel 115 gebracht und verformt die Hornhaut, um sie an die konkave Form der hornhautseitigen Fläche 113' anzuschmiegen.
Eine Operationsspitze am distalen Ende eines Gelenkarms (nicht gezeigt) mit elastischen Gelenken wird in Kontakt mit der Spitzenfläche 112 der Applanatorplatte 111, 111' gebracht und folgt jeder Augenbewegung des Patienten. Der Gelenkarm ist mit einer chirurgischen Laserquelle gekoppelt, zu der ein Laserstrahlsteuerungssystem gehört, wie z. B. das System, das in gleichzeitig anhängigen, vom Erfinder eingereichten Patentanmeldungen für Erfindungen mit den Titeln "Two Dimensional Scanner-Amplifier Laser" (Zweidimensionaler Scanner-Verstärker-Laser) ( US-A-5280491 ) und "Method of, and Apparatus for, Surgery of the Cornea" (Verfahren und Vorrichtung zur Hornhautchirurgie) ( WO-A-9308877 ) beschrieben wird. Die chirurgische Laserquelle enthält außerdem die Laserstrahlquelle. Der Gelenkarm lenkt den Laserstrahl zu der Operationsspitze, welche die Strahlbewegung relativ zu einem an der chirurgischen Laserquelle fixierten Bezugssystem auf ein Bezugssystem überträgt, das bezüglich der Applanatorplatte fixiert ist, mit der sich die Operationsspitze in Kontakt befindet. Da die Form der Hornhaut der Kontur der hornhautseitigen Fläche 113, 113' der Applanatorplatte 111, 111' entspricht, können durch Auswahl einer geeigneten Applanatorplatte und Steuerung des Operationsstrahls zu einer linearen Bewegung bezüglich des durch die Applanatorplatte fixierten Bezugssystems unterschiedlich geformte Einschnitte ausgeführt werden.
Die Applanatorplatte 111, 111' bietet außerdem ein Mittel zur Steuerung der Kontur der Brechungsindex-Grenze zwischen dem Hornhautepithel 115 des Patienten-Auges und der Luft. Durch die Kontursteuerung dieser Grenze wird die Verzerrung des chirurgischen Laserstrahls reduziert, die sonst wegen der Krümmung der Außenfläche des Epithels und wegen der Brechungsindex-Differenz zwischen der Luft und dem unter dem Epithel liegenden Stroms vorhanden wäre. Der Brechungsindex der Applanatorplatte ist vorzugsweise genau an den Brechungsindex der Hornhaut (d. h. an einen Index von etwa 1,38) angepaßt. Die Spitzenfläche 109 der Applanatorplatte 111, 111' wird selektiv so geformt, daß sie an der Grenze zwischen dem Brechungsindex des Stroms und der Luft eine gewünschte Kontur aufweist.
Folglich dient die Applanatorplatte 111, 111' mindestens drei Zwecken: (1) einen Positions-Bezug für einen chirurgischen Laser zu schaffen; (2) die Form der Hornhaut des Patienten während der Laseroperationsverfahrens zu steuern und (3) eine Grenze zwischen dem Epithel und der Luft zu bilden, deren Kontur gesteuert werden kann, um die Verzerrung des chirurgischen Laserstrahls zu reduzieren. Wenn die Applanatorplatte 111 gemäß der vorliegenden Erfindung als Bezug-Positionierungsrahmen für den Laserstrahl eingesetzt wird, bietet sie eine noch bessere Steuerung der Gewebeentfernung.
ZUSAMMENFASSUNG
Zusammenfassend läßt sich sagen: das bevorzugte Verfahren zur Ausführung einer Oberflächenablation von Hornhautgewebe oder anderen organischen Materialien verwendet eine Laserquelle mit den Eigenschaften, daß sie eine flache Ablationstiefe bzw. einen flachen Ablationsbereich (etwa 0,2 μm bis etwa 5,0 μm), einen niedrigen Ablationsenergiedichteschwellwert (etwa 0,2 bis 5 μJ/(10 μm)²) und extrem kurze Laserimpulse (mit einer Dauer von etwa 0,01 Picosekunden bis etwa 2 Picosekunden pro Impuls) liefert, um eine präzise Steuerung der Gewebeentfernung zu erreichen. Die Querschnittsfläche des Laserstrahls hat einen Durchmesser von etwa 10 μm. Das bevorzugte Lasersystem weist einen Laser mit großer Verstärkungsbandbreite auf, wie z. B. Ti:Al₂O₃-, Cr:LiSrAlF₆-, Nd:YLF-Laser oder ähnliche Laser mit einem bevorzugten Wellenlängenbereich von etwa 400 nm bis etwa 1900 nm, für den Augengewebe im allgemeinen durchlässig ist.
Zur Korrektur von Brechungsfehlern oder zur Behandlung von Augenkrankheiten können verschiedene Operationsverfahren ausgeführt werden. Der Operationsstrahl kann so gelenkt werden, daß Hornhautgewebe in einer vorgegebenen Menge und an einer vorgegebenen Stelle entfernt wird, so daß der kumulative Effekt die Entfernung von defektem oder nicht defektem Gewebe oder eine Änderung der Hornhautkrümmung ist, um eine verbesserte Sehschärfe zu erzielen. Exzisionen an der Hornhaut können in jeder vorgegebenen Länge und Tiefe und in geradlinigen oder gekrümmten Muster ausgeführt werden. Alternativ können Umschneidungen bzw. Zirkumzisionen von Gewebe ausgeführt werden, um eine ausgedehnte Fläche zu entfernen, wie bei einer Hornhauttransplantation. Die Erfindung kann zur Exzision oder Photoablation von Bereichen innerhalb der Hornhaut, der Kapsel, der Linse, der Glaskörper-Netzhaut-Membran und anderer Strukturen innerhalb des Auges angewandt werden.
Die vorliegende Erfindung bietet ein verbessertes Gerät zu (der Ausführung) von Augenoperationen mit genauer Steuerung der Flexibilität der Gewebeentfernung beim Abtragen von Gewebe an jeder gewünschten Stelle mit vorgegebener Ablationstiefe, einer optisch glatten bearbeiteten Oberfläche nach der Operation und einem schonenden Operationsstrahl für die Laserablationswirkung.
Entsprechend versteht es sich, daß die Erfindung nicht durch die dargestellte konkrete Ausführungsform, sondern nur durch den Umfang der folgenden beigefügten Patentansprüche beschränkt werden soll.

Claims

Impulslaservorrichtung zum Bereitstellen gesteuerter Abtragung organischen Materials in einem Auge an einem selektierten Abtragungswechselwirkungspunkt mittels generierter Laserimpulse, wobei die Vorrichtung einen Laser (100) zum Emittieren eines Impulsstrahls einer Dauer im Bereich von ca. 0,01 Pikosekunden bis ca. 2 Pikosekunden umfasst und die Vorrichtung durch eine Applanationsplatte (111) gekennzeichnet ist, die eingerichtet ist, mit dem Auge in Kontakt zu sein und die ein Positionsbezugssystem für den Laserstrahl bereitstellt und dadurch einen Abtragungswechselwirkungspunkt innerhalb des Auges bestimmt und eines Gelenkarms, der mit einer chirurgischen Spitze an seinem distalen Ende versehen ist, wobei die chirurgische Spitze mit einer Spitzenoberfläche (112) der Applanationsplatte (111) in Kontakt ist und der Gelenkarm an den Laser gekoppelt wird, um den Laserstrahl zur chirurgischen Spitze zu richten was den Laserstrahl translatorisch relativ zum Bezugssystem, das durch die Applanationsplatte bereitgestellt wird, so bewegt, dass der Wechselwirkungspunkt der Bewegung des Auges folgen kann.
Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei eine Oberfläche (115) der Applanationsplatte (111) eine Form hat, die aus der Liste ausgewählt werden kann: (a) planar, (b) konkav oder (c) konvex, in Oberflächenkrümmung.
Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, wobei die Applanationsplatte (111) ein Mittel zur Steuerung der Kontur der Brechungsindexgrenzfläche an einer Oberfläche des Auges bereitstellt.
Vorrichtung nach Anspruch 1, 2 oder 3, wobei der Laserstrahl eingerichtet ist, auf den Abtragungswechselwirkungspunkt fokussiert zu werden.
Vorrichtung nach einem beliebigen vorhergehenden Anspruch, wobei der Laser eine Wellenlänge in einem der Bereiche von ca. 400 mm bis ca. 1900 mm, ca. 2,1 μm bis ca. 2,8 μm und länger als ca. 3,1 μm aufweist.
Vorrichtung nach einem beliebigen vorhergehenden Anspruch, wobei der Wechselwirkungspunkt einen Durchmesser im Bereich von ca. 1 μm bis ca. 30 μm hat.