DE10061326A1 - Verfahren und Vorrichtung zur Topologieermittlung von biologischem Gewebe - Google Patents
Verfahren und Vorrichtung zur Topologieermittlung von biologischem GewebeInfo
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Abstract
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Ermittlung der Oberflächenform von biologischem Gewebe, bei dem das Gewebe (8a) mit einem mit Hilfe einer Anregungsstrahlung (2) erzeugten Bestrahlungsmuster (26) bestrahlt wird, wobei die Anregungsstrahlung (2) Licht der Wellenlängenbereiche des ultravioletten und/oder infraroten Teils des Spektrums enthält, und bei dem das von den bestrahlten Gewebebereichen emittierte Streustrahlungsmuster (27a) zumindest in Wellenlängenbereichen des ultravioletten und/oder infraroten Teils des Spektrums detektiert und zur Berechnung der Oberflächenform des biologischen Gewebes (8a) ausgewertet wird. Weiterhin betrifft die Erfindung ein Verfahren, bei dem eine sich der Oberfläche des Gewebes anpassende Schicht, die zur Fluoreszenz anregbare Moleküle enthält, auf das Gewebe (8a) aufgebracht wird und die Schicht (40) mit einem mit Hilfe einer Anregungsstrahlung (2) erzeugten Bestrahlungsmuster (26) bestrahlt und das von den bestrahlten Schichtbereichen (8a) emittierte Fluoreszenzmuster detektiert und zur Berechnung der Oberflächenform des Gewebes (8a) ausgewertet wird. Die Erfindung umfaßt gleichfalls entsprechende Vorrichtungen.
Description
Die Erfindung betrifft Verfahren und Vorrichtungen zur Topologieermittlung
von biologischem Gewebe.
Um beispielsweise zu exakten medizinischen Diagnosen zu gelangen,
Operationen präzise durchführen zu können oder auch zur Anfertigung von
körperangepaßten Kleidungsstücken, ist es notwendig, die Oberflächenform
des betreffenden biologischen Gewebes genau zu kennen. Es sind hierzu
optische Verfahren bekannt, bei denen beispielsweise sichtbares Licht auf
Hautbereiche des menschlichen Körpers - wie die weibliche Brust oder
Fußbereiche - gerichtet, die gestreute Strahlung detektiert und zur
Berechnung der Topometrie der entsprechenden Formen ausgewertet wird.
Auf diese Weise können beispielsweise diesen Körperteilen entsprechend
angepaßte Kleidungsstücke hergestellt werden.
Bei der Oberflächenvermessung der Hornhaut des menschlichen Auges
werden andere bekannte Verfahren eingesetzt, da die Hornhaut transparent
ist und sichtbares Licht nicht in nennenswertem Maße rückstreuen würde.
Mit ihrer Brechkraft von über 40 Dioptrien ist die Hornhaut ein maßgeblicher
Faktor für die Brechung des in das Auge einfallenden Lichtes. Die Brechkraft
der Hornhaut hängt hierbei vorrangig von der Form der Hornhautoberfläche
und insbesondere ihrer Kurvatur ab. In letzter Zeit sind Verfahren entwickelt
worden, bei denen mittels eines Lasers Gewebe der Hornhaut abgetragen
wird (sog. Laserablation), um Fehlsichtigkeiten durch Änderungen der
Brechkraft der Hornhaut zu korrigieren. Der Eingriff erfolgt zumeist ambulant.
Die Patienten erlangen je nach Verfahren bereits nach einem Tag (bei dem
sog. Laser-in-situ-keratomileusis-Verfahren, abgekürzt LASIK) bzw. 1-2
Wochen (bei dem sog. photorefractive-keratectomy-Verfahren, abgekürzt
PRK) ein gutes Sehvermögen ohne Sehhilfe. Da - beispielsweise mittels
eines Lasers - nur wenige zehn Mikrometer der Hornhaut abgetragen
werden müssen, ist eine exakte Vermessung der Oberfläche unabdingbar.
Diese wird derzeit vor und mehrere Tage nach der Fehlsichtigkeitskorrektur
mit Hilfe optischer Verfahren ermittelt.
Ein bekanntes Verfahren zur Vermessung der Hornhautoberfläche ist das
sogenannte Slit-Scan-Verfahren, bei dem ein Lichtstrahl sichtbaren Lichtes
in Form eines geraden schmalen Schlitzes nacheinander (abtastend) auf
jeweils benachbarte Bereiche der Hornhaut projiziert wird, bis der gesamte
interessierende Hornhautabschnitt abgetastet ist. Der Lichtstrahl teilt sich an
der Hornhautoberfläche in einen reflektierten und einen gebrochenen Strahl
auf. Der letztere durchdringt die Oberfläche und wird an internen Streuzen
tren volumengestreut, d. h. omnidirektional. Die deutlichsten Signale rühren
von Streuzentren nahe der Hornhautoberfläche her. Daher ist es möglich,
Oberflächenpunkte unabhängig voneinander mittels dem bekannten sog.
direkten Triangulationsverfahren zu berechnen. Dieses Verfahren hat den
Vorteil, daß nahezu keine Streuung am Tränenfilm vor der Hornhaut auftritt,
so daß die von den Streuzentren herrührenden Signale nicht durch den Trä
nenfilm beeinflußt werden. Der Nachteil bei diesem bekannten Verfahren
besteht in der langen Meßzeit, die durch den Abtastprozess bedingt ist.
Spontane Augenbewegungen während dieser Zeit führen zur Unbrauchbar
keit der Messung. Zudem muß die Intensität des auf die Hornhaut zu rich
tenden Schlitzes relativ hoch sein, da die Intensität des gestreuten, überwie
gend blauen Lichtes vergleichsweise niedrig ist. Daher ist dieses bekannte
Verfahren für den Patienten nicht relativ unangenehm.
Ein schon lange bekanntes und überwiegend eingesetztes Verfahren zur
Vermessung der Hornhautoberflächenform verwendet sogenannte Kerato
meter, bei denen konzentrischen Ringe, die sogenannten Placido-Ringe, auf
den Tränenfilm vor der Hornhaut projiziert werden und die reflektierten Si
gnale mit einer Kamera detektiert und ausgewertet werden. Hierzu wird zwi
schen dem Auge und der Beleuchtungseinrichtung eine Scheibe mit kreis
förmigen, zueinander konzentrischen Schlitzen angeordnet, in deren Zen
trum eine Kamera plaziert ist. Aufgrund der Kurvatur der Hornhaut ist das
von der Kamera detektierte reflektierte Ringmuster verzerrt. Um aus diesen
Reflexionssignalen eine Bestimmung der Kurvatur zu erhalten, müssen die
Verzerrungen der Ringe mit einer bekannten Form verglichen werden, die
üblicherweise als eine Kugel mit einem Radius von 7,8 mm gewählt ist. Am
Beginn der Vermessung wird zunächst ein Fadenkreuz in das Zentrum der
Hornhaut plaziert, um dann meist 20 Ringe auf die Augenoberfläche zu pro
jizieren. Anschließend werden 180 Meridiane im 1°-Abstand um den manuell
festgelegten Mittelpunkt der Hornhaut gelegt. Eine Computersoftware ver
sucht dann, die Vorder- und Hinterflanke der reflektierten Kreise zu ermitteln,
so daß zwei Schnittpunkte pro Ring pro Meridian erhalten werden. Somit
ergeben sich insgesamt ungefähr 7.200 Datenpunkte (180 Meridiane × 20
Ringe × 2 Schnittpunkte), aus denen dann die Krümmung der Hornhaut be
rechnet werden kann. Nachteilig bei diesem bekannten Verfahren ist, daß
aufgrund der Aufstellung der Kamera im Mittelpunkt der Ringanordnung auf
einer Fläche mit einem Durchmesser von mindestens 1,5 mm im Zentrum
der Hornhaut keine Daten aufgenommen werden können, wobei gerade sol
che Daten besonders wichtig wären. Desweiteren ist die manuelle Plazierung
des Fadenkreuzes im Zentrum der Hornhaut anfällig für individuelle Fehler,
da gerade in diesem Bereich der zentralen Hornhaut aufgrund der Anord
nung der Kamera eine verläßliche Kontrolle nicht möglich ist. Auch birgt die
Annahme einer idealen kugelförmigen Hornhautoberfläche Gefahrenquellen,
da stärker als übliche Abweichungen von diesem Standardauge nicht selten
sind. Auch ist die Gesamtzahl von 7.200 Datenpunkten relativ gering, zumal
der Abstand der Datenpunkte mit zunehmender Entfernung vom Mittelpunkt
der Hornhaut abnimmt, so daß gerade an den Randbereichen der Hornhaut
eine nur mangelhafte Oberflächenermittlung möglich ist. Nicht zuletzt werden
mittels des Placido-Verfahrens lediglich Abweichungen von der angenom
menen Steigung der idealen Kugeloberfläche entlang jedes gemessenen
Meridians ermittelt, so daß aus diesen Steigungspunkten die Höhe der
Hornhaut an jedem dieser Meßpunkte in einem weiteren Schritt ausgerech
net werden muß.
Weiterhin ist das sogenannte Fourier-Profilometrie-Verfahren bekannt, bei
dem zwei identische Sinuswellenmuster auf die Oberfläche des Auges proji
ziert werden. Hierbei wird gefiltertes blaues Licht zur Projektion benutzt, wel
ches eine dem Tränenfilm hinzugefügte Flüssigkeit fluoreszieren läßt. Das
Wellenmuster des Fluoreszenzlichts wird anschließend von einer CCD-
Kamera aufgenommen und mittels einer zweidimensionalen Fourier-
Transformations-Analyse die Phasenverschiebung errechnet, die direkt mit
der Hornhauttopologie in Beziehung steht. Nachteilig bei diesem bekannten
Verfahren ist, daß die Daten nicht genauer als die Dicke des Tränenfilms
sein können (ca. 200 µm), die zudem je nach Tageszeit verschieden ist.
Es ist weiterhin das sogenannte Streifen-Projektions-Verfahren bekannt,
welches überwiegend in der Industrie eingesetzt wird, um Oberflächen von
Metallen und anderen Materialien zu vermessen. Dieses bekannte Verfahren
hat den Vorteil, daß es berührungslos und schnell durchgeführt werden
kann, da nur eine einzige Aufnahme notwendig ist. Bei diesem Verfahren
wird ein geeignetes Streifenmuster, welches beispielsweise interferometrisch
oder durch die Abbildung einer geeigneten Struktur erzeugt werden kann,
auf die zu vermessende Oberfläche projiziert und anschließend das von der
Oberfläche diffus gestreute Licht detektiert. Wird dieses Verfahren zur Ver
messung einer Augenhornhaut eingesetzt, ist das detektierte Streifenmuster
aufgrund der Erhebungen der Hornhaut verzerrt. Eine weitere Verzerrung
entsteht dadurch, daß die Detektionskamera nicht im Strahlengang des Be
strahlungsmusters liegt, sondern winklig zur Projektions- bzw. Bestrahlungsrichtung
angeordnet ist. Mittels Fourier-Transformationen, die mittlerweile mit
modernen Rechnern innerhalb kürzester Zeit ausgeführt werden können,
lassen sich aus den verzerrten Streifenmustern die Oberflächenformen be
stimmen.
Allerdings können bei diesem bekannten Verfahren Phasenmeßfehler auf
treten, wenn der Kontrast des detektierten Streifenmusters verhältnismäßig
schwach ist. Um dies zu umgehen, wird bei bekannten Modifikationen des
beschriebenen Verfahrens entweder das zu vermessende Objekt mit einer
kontrasterhöhenden, stark streuenden Schicht bedampft oder ein Fluores
zenz-Farbstoff vor die zu vermessende Oberfläche aufgebracht. In Applied-
Optics 34, 3644 ff., 1995 ist vorgeschlagen worden, einen solchen Fluores
zenz-Farbstoff zum Tränenfilm hinzugeben, damit nach Bestrahlung des
Tränenfilms mit blauem Licht dieser aufgrund der Fluoreszenzanregung grü
nes Licht emittiert, welches dann detektiert und ausgewertet werden kann.
Ein ähnliches Verfahren ist in der US 5,406,342 beschrieben, bei dem zwei
Teilmuster aus verschiedenen Richtungen auf einen mit Fluoreszenz-
Farbstoff angereicherten Tränenfilm projiziert werden, um anschließend
nacheinander zwei emittierte Halbbilder mit einer Kamera aufzunehmen.
Aufgrund der Projektion aus verschiedenen Richtungen kann der direkte Re
flex des Bestrahlungsbündels herausgerechnet werden.
Die beschriebenen Verfahren zur Bestimmung der Hornhauttopologie wer
den nur bei vor der Hornhaut vorhandenem Tränenfilm eingesetzt. Wenn die
Hornhautvermessung indirekt über Messung des Flächenverlaufes des Trä
nenfilmes vorgenommen wird, treten jedoch Meßfehler dadurch auf, daß die
Dicke des Tränenfilms zeitlich und lokal schwankt. Weiterhin verteilt sich ein
zugesetztes fluoreszierendes Medium über die gesamte Tränenfilmdicke, so
daß die Meßgenauigkeit nicht höher als die Filmdicke, d. h. bis zu 200 µm,
sein kann. Ebenfalls ist die Epithelschicht der Hornhaut bei der Anwendung
der beschriebenen bekannten Verfahren stets vorhanden, die jedoch
zwangsläufig als äußerste Schicht der Hornhaut bei der Laserabtragung
entfernt werden. Wenn eine fluoreszierende Flüssigkeit bei entfernter Epit
helschicht eingesetzt werden würde, würde die Flüssigkeit in die Hornhaut
eindringen und diese aufquillen lassen und dadurch zudem die Tiefenauflö
sung vermindern.
Es sind weiterhin Verfahren bekannt, bei denen eine dünne, diffus reflektie
rende Abdeckung auf die Hornhaut aufgebracht und ein Bestrahlungsmuster
auf die Abdeckung projiziert wird. Die US 5,507,740 beschreibt beispielswei
se ein Verfahren, bei dem das auf die Abdeckung projizierte Muster aus
konzentrischen Kreisen besteht und die Verzerrungen des Musters aufgrund
der Hornhauterhebungen untersucht werden. Die US 5,116,115 beschreibt
ebenfalls die Projektion eines strukturierten Musters sichtbaren Lichts auf
eine die Hornhaut abdeckende Schicht, wobei die Phase dieses Lichtmu
sters moduliert wird. Ein Computer berechnet aus der rückgestreuten Strah
lung die Phase jedes reflektierenden Punktes der Schicht, aus der dann auf
dessen relative Höhe geschlossen werden kann.
Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, Verfahren bzw. Vorrichtungen
der eingangs genannten Art zur Verfügung zu stellen, bei denen sich die To
pologie eines biologischen Gewebes und speziell einer Hornhaut auf einfa
che Weise und dennoch sehr präzise ermitteln läßt und die Ergebnisse ggf.
bei der operativen Behandlung verwendet werden können.
Diese Aufgabe wird in einem ersten Aspekt der Erfindung durch ein Verfah
ren zur Ermittlung der Oberflächenform von biologischem Gewebe gelöst,
bei dem das Gewebe mit einem mit Hilfe einer Anregungsstrahlung erzeug
ten Bestrahlungsmuster bestrahlt wird, wobei die Anregungsstrahlung Licht
der Wellenlängenbereiche des ultravioletten und/oder infraroten Teils des
Spektrums enthält, und bei dem das von den bestrahlten Gewebebereichen
emittierte Streustrahlungsmuster zumindest in Wellenlängenbereichen des
ultravioletten und/oder infraroten Teils des Spektrums detektiert und zur Be
rechnung der Oberflächenform des biologischen Gewebes ausgewertet wird.
In einem zweiten Aspekt der Erfindung wird die Aufgabe gelöst durch ein
Verfahren zur Ermittlung der Oberflächenform von biologischem Gewebe,
bei dem ein sich der Oberfläche des Gewebes anpassender Film auf das
Gewebe aufgebracht, der Film mit einem mit Hilfe einer Anregungsstrahlung
erzeugten Bestrahlungsmuster bestrahlt und das von den bestrahlten Film
bereichen emittierte Strahlungsmuster detektiert und zur Berechnung der
Oberflächenform des Gewebes ausgewertet wird, wobei der Film Moleküle
enthält, die durch die Bestrahlung mit dem Bestrahlungsmuster zur Emission
eines aus Fluoreszenzstrahlung bestehenden Fluoreszenzmusters angeregt
werden, welches detektiert und zur Berechnung der Oberflächenform des
Filmes und somit derjenigen des Gewebes ausgewertet wird.
Die Aufgabe wird weiterhin bezüglich der Vorrichtungen einerseits gelöst
durch die Merkmale des unabhängigen Anspruchs 28 (korrespondierend zur
Erfindung gemäß ihrem ersten Aspekt) und andererseits durch die Merkmale
des unabhängigen Anspruchs 29 (korrespondierend zur Erfindung gemäß
ihrem zweiten Aspekt).
Die Vorteile der Erfindung gemäß ihrem ersten Aspekt bestehen insbeson
dere darin, daß Strahlung mit Wellenlängenbereichen verwendet wird, die -
je nach untersuchter Gewebeart - eine extrem geringe Eindringtiefe aufwei
sen kann. Für die niedrige Eindringtiefe sind charakteristische zelluläre Be
standteile des Gewebes verantwortlich, welche zu einer vermehrten Streu
ung des Lichts führen. Somit verläßt vor allem aus der äußersten Gewebe
schicht rückgestreutes Licht das Gewebe, welches von einer im Wellenlän
genbereich des Streulichts - im wesentlichen derselbe Bereich wie derjenige
der Anregungsstrahlung - empfindlichen Kamera aufgenommen wird. Es
kann somit ein Streulichtmuster detektiert werden, das im wesentlichen aus
den die Oberflächenform bestimmenden Gewebebereichen stammt. Das von
der Gewebeoberfläche emittierte Licht wird hierbei statistisch in alle Richtungen
gestreut, während das zusätzlich auftretende, direkt an der Gewebeo
berfläche reflektierte Licht dem Brechungsgesetz nach Snellius unterliegt.
Mittels des erfindungsgemäßen Verfahrens lassen sich an der Köperoberflä
che befindliche Bereiche als auch innenliegende Körperabschnitte topolo
gisch vermessen.
Eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung sieht vor, daß zusätzlich zu
dem Streustrahlungsmuster ein Fluoreszenzmuster detektiert wird. Wenn die
Wellenlänge zur Anregung der Fluoreszenzstrahlung beispielsweise im ultra
violetten Wellenlängenbereich liegt, kann dieselbe Anregungsstrahlung und
dasselbe Bestrahlungsmuster zur Erzeugung des Fluoreszenzmusters ver
wendet werden. Bei diesem zusätzlichen Verfahrensschritt kann vorteilhaf
terweise das biologische Gewebe selbst zur Emission von fluoreszierender
Strahlung angeregt werden. Auch hierbei ist darauf zu achten, daß die Inten
sität und insbesondere die Wellenlänge der Anregungsstrahlung derart ge
wählt ist, daß ihre Eindringtiefe in das Gewebe gering ist und nur die äußer
sten Gewebebereiche zur Fluoreszenz angeregt werden. Die Dicke dieser
Gewebebereiche liegt beispielsweise bei 2 bis 3 µm. Meßverfälschungen
sind bei dieser Vorgehensweise minimal, da keine Durchmischung der fluo
reszierenden Materie mit einer vorgelagerten Flüssigkeit - wie beispielsweise
im Falle eines Tränenfilms vor der Hornhaut - auftritt. Auch quillt das Gewe
be wegen des nicht vorhandenen und in das Gewebe eindringenden Flüs
sigkeitsfilmes nicht auf.
Wenn die entsprechenden Meßungenauigkeiten in Kauf genommen werden
(können), kann alternativ zur Eigenfluoreszenz des Gewebes ein mit einer
zur Fluoreszenz anregbaren Substanz angereicherter Film vor dem biologi
schen Gewebe verwendet werden. In diesem Fall würde das Streulichtmu
ster von dem Gewebe und das Fluoreszenzmuster von dem vorgelagerten
Film herrühren.
Maßgeblich für die niedrige Eindringtiefe der Anregungsstrahlung bei der
Streuung ist der Absorptions-Koeffizient sowie der Streu-Koeffizient. Für die
Vermessung von Gewebeoberflächen ist daher die Wellenlänge der Anre
gungsstrahlung vorteilhafterweise kleiner als 400 nm (UV-Licht) oder größer
1,5 µm (IR-Licht). UV-Licht wird insbesondere an unterschiedlichen Be
standteilen von Zellen stark gestreut und dringt somit nicht über die ersten
Gewebeschichten hinaus in das Gewebe ein. IR-Licht wird hingegen über
wiegend an den in allen biologischen Geweben enthaltenen Wassermolekü
len gestreut. Da dieses ebenfalls in den obersten Gewebeschichten enthal
ten ist, wird relativ intensitätsstarkes IR-Licht insbesondere von diesen Ge
webeschichten rückgestreut. Rückgestreutes Licht aus tieferen Gewebe
schichten weist meist keine hinreichende Intensität auf.
Neben dem Streulicht gelangt auch der an der Oberfläche des Gewebes re
flektierte direkte Reflex in die Detektionseinheit und überlagert einen Bereich
des Meßfeldes, in dem das gestreute Muster dann nicht mehr von dem di
rekten Reflex unterschieden werden kann. Um dieses zu verhindern, wird
vorzugsweise linear polarisiertes Licht zur Beleuchtung der zu bestrahlenden
Gewebebereiche verwendet. Hierzu wird vorzugsweise ein Polarisator in den
Strahlengang der Anregungsstrahlung und ein senkrecht zum Polarisator
orientierter Analysator in den Strahlengang der zu detektierenden Strahlung
positioniert. Bei der Reflexion bleibt die Polarisation der reflektierten Strah
lung im Gegensatz zur Streustrahlung erhalten. Demnach kann lediglich die
gestreute Strahlung und nicht die reflektierte Strahlung den Analysator pas
sieren und zum Detektor gelangen. Hierdurch wird der Kontrast des detek
tierten Musters und die Genauigkeit der Auswertung erhöht.
Die Vorteile der Erfindung gemäß ihrem zweiten Aspekt liegen insbesondere
darin, daß die zu vermessende Oberfläche mit einer sich an diese anliegen
de Schicht belegt wird, welche die Oberflächenform möglichst exakt abbildet.
Der Film kann hierbei von einer anfänglich flüssigen Substanz oder einer
festen Schicht, beispielsweise in Form einer flexiblen und ggf. elastischen
Matte - beispielsweise aus Teflon -, gebildet sein. Der Film muß nicht durch
gängig das Gewebe bedecken, sondern kann auch beispielsweise als Netz
mit feinen Maschen ausgebildet sein. Als Gewebe kommen sowohl körper
äußere als auch im Körper liegende Gewebe in Frage, die z. B. mittels inva
siver Chirurgie erreicht werden können. Da dem Film bzw. der Schicht zur
Fluoreszenz anregbare Moleküle beigesetzt sind, lassen sich diese durch
Beleuchtung zur Emission von Fluoreszenzlicht anregen. Im Strahlengang
des Fluoreszenzlichtes können geeignete Filter plaziert werden, mit denen
die Wellenlängen der Anregungsstrahlung unterdrückt werden, so daß nur
Fluoreszenzlicht empfangen wird und nicht der direkte Reflex der Anre
gungsstrahlung sowie - wenn dies unerwünscht ist - Streustrahlung. Mittels
dieser Vorgehensweise kann eine hohe Meßgenauigkeit erhalten werden.
Der Film bzw. die Schicht kann vorteilhafterweise auf die bevorzugt vorher
weitgehend flüssigkeitsfreie Gewebeoberfläche aufgetropft werden und legt
sich dann weitgehend gleichmäßig an diese an (eine noch vorhandene Flüs
sigkeitsschicht würde sich nach Aufbringung des Films zwischen diesem und
dem Gewebe befinden und die Messungen verfälschen). Hierdurch läßt sich
eine nahezu gleiche Filmdicke über die gesamte Gewebeoberfläche errei
chen. Auch kann die Schichtdicke sehr klein eingestellt werden. Die Ein
dringtiefe der Anregungsstrahlung hängt dabei nicht mehr von den optischen
Oberflächeneigenschaften des biologischen Gewebes ab, sondern nur noch
von denen der Schicht. Wird diese so gewählt, daß die Eindringtiefe sehr
gering ist, ist die Tiefenauflösung sehr gut und liegt im Bereich von wenigen
Mikrometern.
Eine besonders dünne und dennoch sich eng an die Gewebeoberfläche an
liegende Molekülschicht läßt sich erreichen, wenn die Schicht bzw. der Film
einander elektrostatisch abstoßende Moleküle aufweist, so daß eine ein- bis
weniglagige Schicht auf der Gewebeoberfläche entsteht. Vorteilhafterweise
wird die Ladung der sich elektrostatisch abstoßenden Moleküle derart ge
wählt, daß diese selbst elektrostatisch an der Gewebeoberfläche haften.
Beispielsweise werden Schichtmoleküle mit positiver Ladung gewählt, wenn
die Gewebeoberfläche im wesentlichen negativ geladene Moleküle aufweist.
Auf diese Weise läßt sich die Bildung von vielen Molekülschichten überein
ander unterdrücken, die aufgrund nicht idealer Übereinanderlagerungen eine
Fehlerquelle für die Messungen darstellen könnten.
Die die Fluoreszenzstrahlung emittierenden Filmbereiche werden bevorzugt
mit einer Anregungsstrahlung bestrahlt, welche Anteile im ultravioletten
Wellenlängenbereich aufweist. Vorzugsweise liegt die Anregungsstrahlung
im Wellenlängenbereich von 150 nm bis zu 400 nm. Bei Verwendung bei
spielsweise eines ArF-Lasers liegt die Anregungsstrahlung bei 193 nm, wäh
rend bei einem z. B. Frequenz-verfünffachten Nd:YAG-Laser die Anregungs
strahlung eine Wellenlänge von 213 nm aufweist. Kürzere Wellenlängen als
150 nm lassen sich derzeit nur mit hohem technischen Aufwand mit hinrei
chender Energie erzeugen. Zudem ist die von ihnen erzeugte Fluoreszenz
strahlung mittels konventioneller Technik momentan nur unzureichend de
tektierbar. Auf der anderen Wellenlängenseite könnten Wellenlängen mit
mehr als 400 nm - je nach Material des bedeckenden Filmes - eine zu große
Eindringtiefe aufweisen, so daß die Fluoreszenzstrahlung auch von tieferen
Filmlagen oder sogar vom darunter liegenden Gewebe stammen würde und
die Tiefenauflösung somit eingeschränkt wäre.
Bei einer alternativen Ausführungsform der Erfindung ist vorgesehen, daß
nicht nur die von den bestrahlten Filmbereichen emittierte Fluoreszenz
strahlung detektiert und ausgewertet wird, sondern daß zusätzlich die von
diesen Bereichen ausgehende Streustrahlung gemessen und zur Berech
nung der Oberflächenform des Gewebes herangezogen wird. Dies kann
entweder durch Messung mit derselben Detektionsvorrichtung geschehen,
oder es wird eine zusätzliche Detektionsvorrichtung allein für die Streustrah
lung verwendet. Bei Verwendung von zwei Detektionsvorrichtungen wird
vorteilhafterweise vor jeder Detektionsvorrichtung mindestens ein Filter an
geordnet, das für die von dieser Detektionsvorrichtung nicht zu detektierende
Strahlung - Streustrahlung bzw. Fluoreszenzstrahlung - undurchlässig, hin
gegen für die zu detektierende Strahlung - Fluoreszenzstrahlung bzw.
Streustrahlung - durchlässig ist.
Mit den vorgestellten Verfahren lassen sich allgemein Oberflächen von bio
logischen Geweben - seien es äußere oder innere Körperoberflächen -
vermessen, beispielsweise Oberflächenveränderungen aufgrund von Haut-
oder sonstigen Krankheiten oder zur individuellen Identifikation heranzuzie
hende Strukturmerkmale, wie beispielsweise Fingeroberflächen. In einigen
Fällen kann es notwendig sein, im Lichtweg vorhandene störende Objekte,
wie beispielsweise Haare, zu entfernen.
Zur Detektion des Bestrahlungsmusters - sowohl des Streustrahlungsmu
sters als auch des Fluoreszenzmusters, unabhängig davon, ob dieses von
dem biologischen Gewebe selbst (Eigenfluoreszenz) oder einem auf diesem
aufgebrachten fluoreszierenden Film stammt - wird vorteilhafterweise eine
CCD-Kamera oder eine CMOS-Kamera verwendet. Beide erlauben eine
ortsaufgelöste Detektion im Bereich von 5 bis 10 µm mit mehreren 100.000
Datenpunkten. Während eine CMOS-Kamera eine um eine 10er-Potenz ge
ringere Lichtempfindlichkeit sowie ein höheres Rauschen aufweist, liegt ihr
Preis momentan deutlich niedriger als derjenige einer CCD-Kamera. Beide
Kameratypen genügen jedoch den Voraussetzungen für eine exzellente To
pologiebestimmung. Wird zur Erzeugung der Anregungsstrahlung eine UV-
Strahlungsquelle eingesetzt und die Streustrahlung detektiert, ist eine im ul
travioletten empfindliche Kamera zu verwenden. Ist hingegen alternativ oder
zusätzlich eine Fluoreszenzstrahlung zu vermessen, muß die Detektionska
mera aufgrund des Wellenlängenunterschiedes zu der Anregungsstrahlung
(auch) in einem längerwelligen Bereich arbeiten. Die Detektion des direkten
Reflexes von der zu vermessenden Oberfläche kann unterdrückt werden,
indem ein Farb- oder Polarisationsfilter zwischen dem Gewebe und der De
tektionsvorrichtung plaziert wird.
In einer vorteilhaften Ausführungsform der Erfindung wird die vom biologi
schen Gewebe bzw. von dem Film emittierte Streu- und/oder Fluoreszenz
strahlung unter einem von der Bestrahlungsrichtung verschiedenen Winkel
detektiert, der beispielsweise 45° beträgt. Hierdurch ist es möglich, die Kur
vatur der Gewebeoberfläche bzw. des Films aufgrund der perspektivischen
Verzerrung des Streustrahlungs- bzw. Fluoreszenzmusters präziser zu ver
messen. Die Verzerrung sorgt nämlich dafür, daß das Muster in der Per
spektive gekrümmter als unter Frontalbetrachtung erscheint, so daß eine
genauere Auflösung hinsichtlich des Krümmungsverlaufes erhalten werden
kann.
Der erwähnte Verzerrungseffekt kann jedoch auch dahin führen, daß Linien
in von der Detektionsvorrichtung abgewandten Bereichen unerwünschter
maßen ineinanderfließen und daher nicht mehr präzise auflösbar sind. In
einem solcher Fall kann vorteilhafterweise mindestens eine weitere Detekti
onsvorrichtung verwendet werden, die gerade den Teil des zu detektieren
den Musters mißt, den die andere Detektionsvorrichtung nicht mehr präzise
genug auflösen kann. Alternativ zu einer zweiten Detektionsvorrichtung kann
ein vor dem biologischen Gewebe positionierter Spiegel eingesetzt werden,
der die zu detektierende Strahlung von der der Detektionsvorrichtung ent
fernten Seite des biologischen Gewebes zu eben dieser spiegelt. Bei dieser
Anordnung werden die räumlichen Halbbilder nacheinander aufgenommen
und gemeinsam zur Auswertung herangezogen.
Bei beträchtlich gekrümmten, zu vermessenden Oberflächen ist vorteilhaf
terweise vorgesehen, daß das biologische Gewebe bzw. der Film aus min
destens zwei Richtungen bestrahlt wird, um eine hinreichende Ausleuchtung
zu erreichen. Bei einer Hornhaut, die nahezu kugelsymmetrisch aufgebaut
ist, bietet es sich an, einen symmetrischen Aufbau der beiden Strahlungs
quellen bezüglich der Hornhaut zu realisieren. Dies bedeutet, daß die beiden
Projektions- bzw. Bestrahlungsrichtungen die gleichen Winkel mit einer zwi
schen ihnen verlaufenden Normalen einschließen, die durch den Mittelpunkt
der sichtbaren Hornhautoberfläche verläuft und auf der beispielsweise eine
Detektionsvorrichtung angeordnet ist. Neben mehreren Strahlungsquellen
können auch mehrere Detektionsvorrichtungen bzw. mehrere Spiegel oder
andere Lichtumlenkeinrichtungen vorgesehen sein.
Als Bestrahlungsquelle können beispielsweise Excimer-Laser, wie ArF-Laser
(λ = 193 nm), KrF-Laser (λ = 248 nm), XeCI-Laser (λ = 308 nm), XeF-Laser
(λ = 351 nm) sowie Stickstoff-Laser (λ = 337 nm) sowie frequenzverviel
fachte Festkörper-Laser, wie beispielsweise ein frequenzverdreifachter, -
vervierfachter oder - verfünffachter Nd:YAG-Laser mit λ = 355 nm, 266 nm
bzw. 213 nm oder durch derartige Festkörper-Laser gepulste Farbstoff-Laser
verwendet werden. Es sollte darauf geachtet werden, daß die Intensität der
Streu- und/oder Fluoreszenzstrahlung möglichst hoch ist (ohne daß Schädi
gungen des Gewebes oder des Filmes durch die Anregungsstrahlung auf
treten), da dann die Anforderungen an die Detektionsvorrichtung(en) niedri
ger sind.
Als kostengünstige Alternative zu einem Laser können auch Blitzlampen mit
beispielsweise Xenon- oder Deuterium-haltigen Gasgemischen verwendet
werden, deren Wellenlängenbereiche mittels Filter auf den gewünschten Be
reich begrenzbar sind. Um eine gleich hohe Empfindlichkeit wie bei der Ver
wendung von Lasern zu erhalten, müssen aufgrund der oft niedrigeren In
tensität der Blitzlampen empfindlichere Detektionsvorrichtungen eingesetzt
werden.
Das Bestrahlungsmuster zur Projektion auf das biologische Gewebe bzw.
den Film besteht vorzugsweise aus parallelen Streifen mit sinus-, kosinus2-
oder rechteckförmigem Intensitätsverlauf. Unter Verwendung geeigneter Re
chenalgorithmen ist eine Auflösung von wenigen Mikrometern zu erreichen,
wenn beispielsweise eine Streifenbreite und ein Streifenabstand von 100 µm
gewählt wird. Alternativ zu einem solchen Streifenprojektionsverfahren kann
ein Lochmuster oder ein Ringmuster ähnlich der Placido-Ringe verwendet
werden. Ebenso kommt ein aus zwei Linienmustern bestehendes Moiré-
Muster oder auch ein Raster in Frage, dessen im Bestrahlungsmuster wie
derzufindende Schnittpunkte ausgewertet werden. Allgemein kann jedes ge
eignete geometrische Muster zur Erzeugung des Bestrahlungsmusters auf
dem biologischen Gewebe oder dem Film verwendet werden.
Um das geometrische Bestrahlungsmuster zu erzeugen, können verschie
denste Vorrichtungen eingesetzt werden. Beispielsweise wird eine Maske mit
parallelen Schlitzen oder regelmäßig angeordneten Löchern verwendet.
Auch sind bereichsweise strukturell veränderte Substrate, wie beispielsweise
Gläser, einsetzbar, bei denen sich z. B. Bereiche starker Streuung oder Ab
sorption mit unpräparierten Bereichen hoher Transmission abwechseln. Mit
tels kommerziell erhältlicher Mikrolinsen auf einem transparenten Glassub
strat lassen sich ebenfalls Streifenmuster sowie andere Bestrahlungs- und
damit Streu- bzw. Fluoreszenzmuster erhalten. Die Mikrolinsen haben den
Vorteil, daß im Gegensatz zu einer Maske nahezu die gesamte Anregungs
strahlung auf das biologische Gewebe bzw. den Film fallen kann. Zusätzlich
ist eine höhere Tiefenschärfe bei Verwendung von Mikrolinsen gegeben.
Auch ist ein genauerer sinusförmiger Intensitätsverlauf der hellen und dunk
len Streifen in einem Streifenmuster gegenüber einer Maske erhältlich. Al
ternative Ausführungsbeispiele zur Erzeugung des Bestrahlungsmusters
umfassen Interferenzmethoden nach beispielsweise Aufweitung des Strahles
von einem monochromatischen kohärenten Laser mittels eines Strahlteilers
oder die Erzeugung eines Interferenzmusters auf dem Gewebe mittels zwei
er aufeinander abgestimmter Strahlungsquellen. Auch sind viele eng zu
sammenstehende Mikrospiegel einsetzbar, die die Anregungsstrahlung zum
Gewebe reflektieren. Eine Kombination von den oben genannten Erzeu
gungsmöglichkeiten des Bestrahlungsmusters ist ebenfalls möglich.
Die Oberflächenform des Gewebes wird bevorzugt von einer Auswerteein
heit, d. h. einem Computer, berechnet, wobei das Rechenergebnis zur Steuerung
eines Lasers herangezogen werden kann. Der Laser kann hierbei der
selbe sein, wie der zur Bestimmung der Oberflächenform verwendete Laser.
Auf diese Weise läßt sich vorteilhafterweise eine kompakte und kostengün
stige Vorrichtung zur Oberflächenkorrektur realisieren. Alternativ kann ein
Meßlaser auf einem bestehenden Operationsfaser montiert werden oder de
finiert in dessen Nähe angeordnet, um eine preisgünstige Nachrüstung die
ses Operationslasers zu ermöglichen. Die Anschaffung eines gesamten
neuen Systems erübrigt sich damit. Handelt es sich bei dem biologischen
Gewebe um die Hornhaut eines Auges, kann die Steuerung zur Einstellung
der Bestrahlungsdauer und der Intensität des Operationslasers verwendet
werden, um durch Abtragung von Hornhautschichten zur gewünschten Ziel
dicke der Hornhaut zu gelangen. Um eine kontrollierte Abtragung des biolo
gischen Gewebes zu erreichen, wird bevorzugt die Oberflächenform vor und
während sowie ggf. nach der Operation bestimmt.
Soll die Topologie einer Hornhaut vermessen werden, ist zu berücksichtigen,
daß das Auge sich spontan und willensunabhängig bewegt. Einerseits kön
nen zur Umgehung dieser Schwierigkeiten Laser mit sehr kurzen Pulsdauern
in der Größenordnung von Milli-, Mikro- sowie Nanosekunden eingesetzt
werden. Alternativ oder zusätzlich können sogenannte Eye-Tracker verwen
det werden, mittels derer auch längere Bestrahlungszeiten realisiert werden
können. Eine derartige Vorrichtung sammelt Informationen über typische
Bewegungsabläufe des Auges, um anhand dieser Informationen die Anre
gungsstrahlung den zu bestrahlenden Hornhautbereichen nachzuführen.
Alternativ kann bei Änderung der Lage des Auges die Bestrahlung bzw. die
Detektion gestoppt werden. Alternativ oder zusätzlich wird mit einem Eye-
Tracker vor jeder Bestrahlung bzw. nach jeder Detektion die Lage des Auges
bestimmt und bei der Auswertung des Streu- und/oder Fluoreszenzmusters
berücksichtigt. Ein Eye-Tracker kann gemäß beider Erfindungsaspekte ver
wendet werden - für die Erfindung gemäß dem zweiten Aspekt insbesondere
dann, wenn ein transparenter Film eingesetzt wird, der die Beobachtung der
Augenbewegungen nicht behindert.
Das Verfahren bzw. die Vorrichtung gemäß dem ersten Aspekt der Erfindung
ist im Falle einer Hornhaut-Topologiebestimmung auch dann einzusetzen,
wenn kein Tränenfilm und keine Epithelschicht vorhanden ist. Hierdurch ist
es möglich, auch während einer Operation beliebig oft die momentane Ge
webeform zu bestimmen, um anhand dieser Ergebnisse den nächsten Ope
rationsschritt durchzuführen. Diese Kontrollmöglichkeit während der Operati
on minimiert die Fehler und ermöglicht ein stufenweises vorsichtiges Abtra
gen von Hornhautschichten, um präzise die Fehlsichtigkeit zu korrigieren.
Eigens für bestimmte Patientengruppen angefertigte Nomogramme werden
vom Operateur nicht mehr benötigt. Wird ein und derselbe Laser sowohl für
die Applikation als auch für die Vermessung verwendet, wird während der
Operation zwischen dem Operationsmodus und dem Meßmodus hin- und
hergeschaltet, um die Abtragung anhand der Meßergebnisse zu steuern
bzw. zu regeln.
Auch das Verfahren bzw. die Vorrichtung gemäß dem zweiten Aspekt der
Erfindung erlaubt eine Applikation des zur Fluoreszenz anregbaren Filmes
während einer Operation. Hierbei kann der beispielsweise zwischen den
Operationsschritten aufgetragene Film durch Erhöhung der auftreffenden
Strahlungsintensität verdampft und die Operation fortgesetzt werden.
Besonders vorteilhaft ist gemäß Erfindung, daß zum einen direkt die Höhe -
und nicht die Steigung - der Gewebeobefläche gemessen werden kann. Zum
anderen ist lediglich eine einzige Aufnahme des Streustrahlungs- und/oder
Fluoreszenzsmusters notwendig.
Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind durch die Merkmale der
Unteransprüche gekennzeichnet.
Im folgenden wird ein Ausführungsbeispiel der Erfindung anhand der Zeich
nungen näher erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 einen schematischen Aufbau einer Vorrichtung zur Projektion ei
nes Bestrahlungsmusters auf eine Hornhaut und zur Detektion
des erzeugten Streustrahlungs- und ggf. eines Fluoreszenzmu
sters gemäß dem ersten Aspekt der Erfindung, wobei die Strah
lungsquelle sowohl zur Topologiebestimmung als auch zur Horn
hautabtragung dient (einteiliges System);
Fig. 2 eine vereinfachte schematische Darstellung im wesentlichen dem
Grundaufbau gemäß der Fig. 1 entsprechend, wobei jedoch die
Strahlungsquelle zur Topologiebestimmung und die Strahlungs
quelle zur Hornhautabtragung verschieden sind; und
Fig. 3 einen Ausschnitt aus der Fig. 1, jedoch mit einem auf die Horn
haut aufgebrachten Film.
Anhand der Fig. 1 wird zunächst die Funktionsweise der Erfindung gemäß
ihrem ersten Aspekt zusammenfassend vorgestellt. Aus einer Anregungs
strahlung 2 von einer Strahlungsquelle 1 wird ein Bestrahlungsmuster 26 aus
parallelen Streifen erzeugt und fällt auf ein gekrümmtes Gewebe 8a, im dar
gestellten Ausführungsbeispiel die Hornhaut 8a eines menschlichen Auges
8b. Ein Teil des von der Hornhaut 8a ausgehenden Streulichts 14a wird mit
einer Kamera 12 detektiert, die unter einem Winkel α gegenüber der Be
strahlungsrichtung vor der Hornhaut 8a plaziert ist. Aufgrund der Oberflä
chenkrümmung der Hornhaut 8a und der gegenüber der Bestrahlungsrich
tung gedrehten Beobachtungsrichtung nimmt die Kamera 12 ein auf einem
Monitor 28 zu beobachtendes Bild 27 eines der gewölbten Hornhaut 8a ent
sprechend gekrümmten Streifenmusters 27a auf.
Im einzelnen erzeugt gemäß der Fig. 1 die Strahlungsquelle 1 eine Anre
gungsstrahlung 2, vorzugsweise eine UV-Strahlung oder eine IR-Strahlung.
Ein optionales erstes Linsensystem 3 (angedeutet durch eine schematisch
dargestellte Sammellinse) formt aus dieser Strahlung einen parallelen und
homogenen Strahl, welcher anschließend Mittel 4 zum Erzeugen eines Be
strahlungsmusters durchläuft. Diese Mittel 4 sind in der dargestellten Ausfüh
rungsform von einer senkrecht zum Strahlengang aufgestellten Schlitzblende
bzw. Maske 4 mit beispielsweise parallelen streifenförmigen Öffnungen mit
einer Breite und einem jeweiligen Abstand von 100 µm gebildet. Die Anre
gungsstrahlung 2, von der in Fig. 1 lediglich der Mittelpunktsstrahl als durch
gezogene Linie mit Andeutung der Strahlungsrichtung sowie die Einhüllen
den bzw. die Randstrahlen als gestrichelte Linien dargestellt sind, wird an
dieser Maske 4 teilweise zurückgehalten und teilweise - durch die Öffnungen
- durchgelassen. Auf diese Weise wird die Anregungsstrahlung 2 quer zur
Strahlungsrichtung in Form eines Bestrahlungsmusters 26 strukturiert, wel
ches im weiteren Strahlverlauf an einem Spiegel 5 umgelenkt und mittels
eines zweiten Linsensystems 6 (angedeutet durch eine schematisch darge
stellte Sammellinse) nach Durchlaufen einer ersten Aperturblende 7 auf die
Oberfläche eines biologischen Gewebes 8a abgebildet wird (s. der Horn
hautoberfläche zugeordnetes Bezugszeichen 26). Das Gewebe 8a in dem
gewählten Ausführungsbeispiel ist die Augenhornhaut 8a eines menschli
chen Patienten, der auf der Patientenliege 13 plaziert ist. Der Einfachheit
halber ist nur das Auge 8b des Patienten dargestellt.
Die die Maske 4 passierende Anregungsstrahlung 2 ist hinsichtlich Intensität
und Wellenlänge so gewählt, daß sie maximal nur wenige Mikrometer in die
Hornhaut 8a eindringt. Dies ist dann der Fall, wenn ihre Wellenlänge im UV-
oder im IR-Bereich liegt; im sichtbaren Bereich ist die Hornhaut 8a ihrer
Funktion nach transparent. Die Anregungsstrahlung 2 wird demnach im we
sentlichen an der Oberfläche der Hornhaut 8a oder in den nahe darunter
liegenden Gewebebereichen in alle Richtungen gestreut, d. h. es entsteht
eine Streustrahlung 14a in Form eines dem Bestrahlungsmuster 26 entsprechenden,
durch die Hornhautkrümmung verzerrten Streustrahlungsmusters
27a, welches unter dem Winkel α mit Hilfe eines dritten Linsensystems 9
nach Durchlaufen einer zweiten Aperturblende 10 auf den Sensor 11 einer
Detektionsvorrichtung 12 abgebildet wird. Die Detektionsvorrichtung 12 ist
beispielsweise eine ggf. durch einen Bildverstärker (nicht dargestellt) intensi
vierte CCD- oder CMOS-Kamera 12. Im Gegensatz beispielsweise zum Slit-
Scan-Verfahren genügt eine einzige Aufnahme mit der Detektionsvorrichtung
12, um die gesamte benötigte Information über die Oberflächenform der
Hornhaut 8a zu erhalten. Hierzu ist die Detektionsvorrichtung 12 - unter Zwi
schenschaltung eines nicht dargestellten Analog-Digital-Konverters, wenn
die Detektionsvorrichtung 12 analoge Signale ausgibt - über eine Verbin
dungsleitung 29 mit einer vorzugsweise von einem Computer gebildeten
Auswerteeinheit 30 verbunden, die mit Hilfe von Auswerteprogrammen die
Topologie der Hornhaut 8a berechnet.
Die Anregungsstrahlung 2 regt bei geeigneter Wellenlänge (bspw. UV-Licht)
und Intensität die Hornhaut 8a ebenfalls zur Emission von Fluoreszenz
strahlung 14b in den bestrahlten Bereichen an, während die nicht bestrahlten
Bereiche der Hornhaut 8a keine Fluoreszenzstrahlung 14b emittieren kön
nen. Es entsteht somit neben dem Streustrahlungsmuster 27a ein Fluores
zenzmuster 27b. In dem in Fig. 1 dargestellten Ausführungsbeispiel wird die
Streustrahlung 14a und die Fluoreszenzstrahlung 14b von derselben Detek
tionsvorrichtung 12 aufgenommen. Wegen der unterschiedlichen Wellenlän
gen der beiden Strahlungen 14a, 14b - die Fluoreszenzstrahlung 14b ist ge
genüber der Streustrahlung 14a langweiliger - ist es von Vorteil, daß zwei
unterschiedliche, für die jeweilige Strahlung empfindliche oder durch ent
sprechende Filter nur für einen engen Wellenlängenbereich erreichbare De
tektionsvorrichtungen 12 eingesetzt werden.
Während die Wellenlänge der Streustrahlung 14a im wesentlichen derjeni
gen der Anregungsstrahlung 2 entspricht, ist die Wellenlänge der Fluoreszenzstrahlung
14b - wie erwähnt - in einen längerwelligen Bereich verscho
ben. Bei Verwendung eines ArF-Lasers als Strahlungsquelle 1 (λ = 193 nm)
liegen die Hauptmaxima der von den bestrahlten Gewebebereichen der
Hornhaut 8a ausgehenden Fluoreszenzstrahlung 14b ungefähr bei 300 nm
und 450 nm, die einer Detektion ohne größeren Aufwand - wie beispielswei
se mittels der CCD-Kamera 12 - zugänglich sind.
Mit der Vorrichtung gemäß der Fig. 1 ist eine wechselseitige Vermessung der
Hornhaut 8a und deren Operation durch Abtragung am tränenfilmfreien Auge
8b möglich, wobei dieselbe Strahlungsquelle 1, üblicherweise ein UV-Laser,
zu beiden Zwecken eingesetzt wird. Vorzugsweise wird dieser wechselseitige
Vorgang automatisch mit Hilfe einer dem Computer 30 über eine Datenlei
tung 31 nachgeschalteten Steuer-/Regelvorrichtung 32 durchgeführt, der mit
dem Laser 1 über eine Datenleitung 33 verbunden ist. Während der Mes
sung ist weder ein Tränenfilm noch eine Epithelschicht vor der Hornhaut 8a
vorhanden und die freiliegenden obersten Schichten der Hornhaut 8a wer
den in den mit dem Bestrahlungsmuster 26 bestrahlten Bereichen direkt zur
Emission von Streustrahlung 14a und ggf. von Fluoreszenzstrahlung 14b mit
Hilfe der Anregungsstrahlung 2 angeregt. Eine entfernte Epithelschicht
wächst innerhalb von wenigen Tagen nach einer Operation wieder nach.
Wurde alternativ die Epithelschicht nach entsprechendem Einritzen mit ei
nem Teil des darunter liegenden Stroma aus dem Strahlengang der Anre
gungsstrahlung weggeklappt, so kann diese nach der Operation wieder in
die ursprüngliche Position gebracht werden.
Wird ein einziger Laser sowohl zur erfindungsgemäßen Vermessung als
auch zur - großflächigen - Abtragung verwendet, wird zur Schonung der
Hornhaut 8a während der Meßphase vorzugsweise mindestens ein Intensi
tätsabschwächer 15 (in Fig. 1 strichpunktiert dargestellt) in den Strahlengang
der Anregungsstrahlung 2 - also zwischen der Strahlungsquelle 1 und der
Hornhaut 8a - eingefügt, der während der Operationsphasen wieder aus
dem Strahlengang entfernt wird. Das Einfügen und das Entfernen des Inten
sitätsabschwächers 15 in den Strahlengang wird vorzugsweise computer
gesteuert durchgeführt (entsprechende Steuerung nicht dargestellt).
Bei einer weiteren, nicht dargestellten Ausführungsform wird ein Laserstrahl
mit einem relativ kleinen Durchmesser von beispielsweise 2 mm verwendet,
um die Hornhaut 8a - im Gegensatz zu einer großflächigen Bestrahlung - in
jeweils nur kleinen Bereichen abzutragen. Hierbei wird der Laserstrahl scan
nend über die Hornhaut 8a geführt. Während der Vermessung der Horn
hautoberfläche bietet es sich daher an, den Laserstrahl zur Erzeugung des
gegenüber dem Operationsstrahl großflächigeren Bestrahlungsmusters 26
mit mindestens einem Strahlaufweiter (nicht dargestellt) aufzuweiten, wel
cher zwischen die Strahlungsquelle 1 und die Hornhaut 8a in den Strahlen
gang eingebracht wird. Während der Operationsphasen wird der mindestens
eine Strahlaufweiter wieder aus dem Strahlengang der Anregungsstrahlung
2 entfernt.
Alternativ zu der in Fig. 1 dargestellten Ausführungsform der kombinierten
Strahlungsquelle sowohl für Vermessung als auch für Operation wird die
Strahlungsquelle 1 auf den Operationslaser aufgesetzt oder sonstig geeignet
in definierter Position zu diesem angeordnet. Auf diese Weise sind bei
spielsweise vorhandene Operationslaser weiter zu verwenden. In Fig. 2 ist
vereinfacht eine solche Anordnung dargestellt. Das Bestrahlungsmuster 26
wird unter einem Winkel α gegenüber der Normalen N mittels der Bestrah
lungsquelle 1 auf die Hornhaut 8a projiziert und das Muster der Streustrah
lung 14a und dasjenige der Fluoreszenzstrahlung 14b unter einem Winkel β
gegenüber der Normalen N mit einer Detektionsvorrichtung 12 detektiert. Auf
der Normalen N ist der Operationslaser 101 angeordnet. Die Mittel zur Er
zeugung des Bestrahlungsmusters, Spiegel, Sammelllinsen, Blenden,
Strahlaufweiter und Intensitätsabschwächer sind der Einfachheit halber nicht
eingezeichnet. Die Signale der Detektionsvorrichtung 12 werden ggf. mittels
eines AD-Wandlers 35 digitalisiert (wenn nicht schon die Detektionsvorrich
tung 12 digitale Signale liefert) und zum Computer 30 weitergeleitet, der die
Topologie-Berechnung anhand von beispielsweise Fourier-Algorithmen
durchführt. Die Berechnungsergebnisse werden dann an die Steuer-
/Regeleinheit 32 weitergeleitet und dort entschieden, ob und wie ggf. eine
erneute Messung der Hornhauttopologie mittels der Strahlungsquelle 1 vor
genommen wird oder der Operationslaser 101 einen Befehl für die Aus
strahlung eines Pulses bestimmter Energie und/oder bestimmter Pulsdauer
erhält, um eine definierte Schichtdicke der Hornhaut 8a abzutragen.
Bei dem kombinierten System der Fig. 1 und dem zweigeteilten System der
Fig. 2 können die Ergebnisse der Bestimmung der Hornhautform sofort in
einem anschließenden Operationsschritt verwendet werden, um die Horn
hautabtragung mittels der entsprechenden Strahlungsquelle 1, 101 zu steu
ern bzw. zu regeln. Während einer Vermessungsphase zwischen zwei Ope
rationsschritten kann sofort das Resultat des vorangehenden operativen
Schritts kontrolliert und der nächste Operationsschritt darauf abgestimmt
werden.
In einer nicht dargestellten weiteren Ausführungsform, bei der das Meß- und
ggf. das Operationsprinzip prinzipiell dasselbe wie in den Fig. 1 bis 2 ist, sind
zwei Detektionsvorrichtungen 12 sich gegenüberliegend vor der Hornhaut 8a
angeordnet, wobei die Strahlungsquelle 1 im Winkelbereich zwischen den
beiden Detektionsvorrichtungen 12 angeordnet ist. Das Fluoreszenzmuster
wird hierbei zwei Seiten detektiert, um insbesondere bei einer gekrümmten
Gewebeoberfläche eine höhere Auflösung zu erhalten. Alternativ oder zu
sätzlich kann das Gewebe 8a aus zwei Richtungen bestrahlt werden. Bei
spielsweise spaltet ein Strahlteiler die Anregungsstrahlung 2 von einer
Strahlungsquelle 1 auf und lenkt sie mit Hilfe einer oder mehrerer Lichtum
lenkeinrichtungen - wie beispielsweise Spiegel - auf das Gewebe 8a. Alter
nativ werden mehrere Strahlungsquellen 1 verwendet.
Gegebenenfalls kann eine digitale Subtraktion der vor und während der Ein
strahlung des Bestrahlungsmusters 26 aufgenommenen Bilder den Kontrast
und damit die Präzision des Verfahrens noch steigern.
In Fig. 3 ist ein auf die Hornhaut 8a aufgebrachter Film 40 dargestellt. Dieser
Film enthält Moleküle, die bei Bestrahlung mit vorzugsweise UV-Strahlung
fluoreszieren. Gemessen wird wie in den Fig. 1 und 2 die von der Gewebeo
berfläche - in dem dargestellten Fall der Oberfläche der Hornhaut 8a - aus
gehende, gemäß dem Bestrahlungsmuster 26 strukturierte Strahlung, die
hier insbesondere aus der Fluoreszenzstrahlung 14b besteht. Bis auf diesen
Unterschied gelten obige Ausführungen zu der direkt von dem Gewebe aus
gehenden Streustrahlung gemäß der Fig. 1 und 2 entsprechend. Deshalb
wird auch in der Fig. 3 die Fluoreszenzstrahlung mit demselben Bezugszei
chen 14b versehen wie die Eigenfluoreszenzstrahlung 14b der Hornhaut 8a
gemäß der Fig. 1 und 2. Zusätzlich zu der Fluoreszenzstrahlung 14b von
dem Film 40 kann die Streustrahlung 14a von dem Film 40 gemessen wer
den (auch hier wird dasselbe Bezugszeichen 14a für die jeweilige Streu
strahlung 14a in den Fig. 1 bis 3 verwendet).
Ein vor einer Operation (nach Entfernung bzw. Wegklappen der Epithel
schicht) bzw. während einer Operationsunterbrechung auf die Hornhaut 8a
aufgebrachter Film 40 kann nach der Topologiemessung und zu Beginn des
nächsten Operationsschrittes mittels Laserstrahlen wieder verdampft wer
den, sei es durch Intensitätserhöhung des Meß- und Operationslasers 1 (im
Falle eines einteiligen Systems gemäß der Fig. 1) bzw. durch den Meßlaser
1 oder den Operationslaser 101 (im Falle eines zweiteiligen Systems gemäß
der Fig. 2).
Während die oben aufgeführten Ausführungsbeispiele jeweils hinsichtlich
der Vermessung der Oberflächenform einer Augenhornhaut erläutert wur
den, sind die erfindungsgemäßen Verfahren bzw. die erfindungsgemäßen
Vorrichtungen ohne Einschränkung ebenfalls geeignet, in entsprechender
Weise an anderen biologischen Geweben eingesetzt zu werden. Hierbei
spielt es keine Rolle, ob diese Gewebe an der Körperoberfläche oder im
Körperinneren lokalisiert sind.
Claims (40)
1. Verfahren zur Ermittlung der Oberflächenform von biologischem Ge
webe, bei dem das Gewebe (8a) mit einem mit Hilfe einer Anregungs
strahlung (2) erzeugten Bestrahlungsmuster (26) bestrahlt wird, wobei
die Anregungsstrahlung (2) Licht der Wellenlängenbereiche des ultra
violetten und/oder infraroten Teils des Spektrums enthält, und bei dem
das von den bestrahlten Gewebebereichen emittierte Streustrah
lungsmuster (27a) zumindest in Wellenlängenbereichen des ultravio
letten und/oder infraroten Teils des Spektrums detektiert und zur Be
rechnung der Oberflächenform des biologischen Gewebes (8a) aus
gewertet wird.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß zusätzlich
zu dem Streustrahlungsmuster (27a) ein Fluoreszenzmuster (27b)
detektiert wird, welches von den bestrahlten Gewebebereiche (8a)
nach Anregung mit dem Bestrahlungsmuster (26) emittiert wird.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die
Wellenlänge der Anregungsstrahlung (2) unterhalb 400 nm und/oder
oberhalb 1.5 µm gewählt wird.
4. Verfahren nach mindestens einem der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet, daß ein Polarisator in den Strahlengang der
Anregungsstrahlung (2) und ein senkrecht zum Polarisator orientierter
Analysator in den Strahlengang der zu detektierenden Strahlung (14a)
positioniert wird, so daß die gestreute Strahlung (14a), nicht aber die
reflektierte Strahlung den Analysator passieren kann.
5. Verfahren zur Ermittlung der Oberflächenform von biologischem Ge
webe, bei dem ein sich der Oberfläche des Gewebes anpassender
Film auf das Gewebe (8a) aufgebracht wird, der Film (40) mit einem
mit Hilfe einer Anregungsstrahlung (2) erzeugten Bestrahlungsmuster
(26) bestrahlt und das von den bestrahlten Filmbereichen (8a) emit
tierte Strahlungsmuster detektiert und zur Berechnung der Oberflä
chenform des Gewebes (8a) ausgewertet wird, wobei der Film (40)
Moleküle enthält, die durch die Bestrahlung mit dem Bestrahlungsmu
ster (26) zur Emission eines aus Fluoreszenzstrahlung (14b) beste
henden Fluoreszenzmusters (27b) angeregt werden, welches detek
tiert und zur Berechnung der Oberflächenform des Filmes (40) und
somit derjenigen des Gewebes (8a) ausgewertet wird.
6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß der Film
(40) auf die Gewebeoberfläche aufgetropft wird und sich weitgehend
gleichmäßig an die Gewebeoberfläche anlegt.
7. Verfahren nach Anspruch 5 oder 6, dadurch gekennzeichnet, daß der
Film (40) einander elektrostatisch abstoßende Moleküle aufweist, die
aufgrund ihrer Ladung an der Gewebeoberfläche haften.
8. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüche 5 bis 7, dadurch
gekennzeichnet, daß die die Fluoreszenzstrahlung (14b) emittierenden
Filmbereiche im wesentlichen mit einer im ultravioletten (UV) Wellen
längenbereich liegenden Anregungsstrahlung (2) angeregt werden.
9. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüche 5 bis 8, dadurch
gekennzeichnet, daß die Anregungsstrahlung (2) im Wellenlängenbe
reich von 150 nm bis 400 nm gewählt wird.
10. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüche 5 bis 9, dadurch
gekennzeichnet, daß zwischen den bestrahlten Filmbereichen und ei
ner Detektionsvorrichtung (12) zur Detektion des emittierten Strah
lungsmusters ein Filter positioniert wird, der zumindest teilweise für die
Anregungsstrahlung undurchlässig ist.
11. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüche 5 bis 10, dadurch
gekennzeichnet, daß zusätzlich zu der emittierten Fluoreszenzstrah
lung (14b) emittierte Streustrahlung (14a) von bestrahlten Filmberei
chen detektiert und ausgewertet wird.
12. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüche 5 bis 11, dadurch
gekennzeichnet, daß während einer Operation des biologischen Ge
webes (8a) ein zur Fluoreszenz anregbarer Film (40) wiederholt auf
das biologische Gewebe (8a) aufgetragen und mittels eines Lasers vor
dem nächsten Operationsschritt wieder verdampft wird.
13. Verfahren nach mindestens einem der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet, daß das zu vermessende Gewebe (8a) die
Hornhaut (8a) eines Auges (8b) ist oder andere Gewebebereiche ei
nes menschlichen oder tierischen Körpers umfaßt.
14. Verfahren nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, daß vor der
Bestimmung der Oberflächenform der Hornhaut (8a) der Tränenfilm
auf der Hornhaut (8a) entfernt wird.
15. Verfahren nach Anspruch 13 oder 14, dadurch gekennzeichnet, daß
vor der Bestimmung der Oberflächenform der Hornhaut (8a) die Epit
helschicht der Hornhaut (8a) zumindest vorübergehend aus dem
Strahlengang der Anregungsstrahlung (2) entfernt wird.
16. Verfahren nach mindestens einem der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet, daß die Streu- und/oder Fluoreszenzstrah
lung (14a, 14b) mit mindestens einer Detektionsvorrichtung (12), vor
zugsweise einer CCD-Kamera (12) oder einer CMOS-Kamera, detek
tiert
17. Verfahren nach mindestens einem der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet, daß die Streu- und/oder Fluoreszenzstrah
lung (14a, 14b) unter einem von der Bestrahlungsrichtung verschiede
nen Winkel (α) detektiert wird.
18. Verfahren nach mindestens einem der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet, daß das biologische Gewebe (8a) oder der
Film (40) aus mindestens zwei Richtungen mit der Anregungsstrah
lung (2) bestrahlt wird.
19. Verfahren nach mindestens einem der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet, daß die Streu- und/oder Fluoreszenzstrah
lung (14a, 14b) zumindest teilweise von einer Lichtumlenkvorrichtung
zu einer Detektionsvorrichtung (12) umgeleitet und dort detektiert wird.
20. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 4 und 13 bis
19, dadurch gekennzeichnet, daß ein Eye-Tracker Informationen über
typische Bewegungsabläufe des Auges (8b) aufzeichnet, um anhand
dieser Informationen die Anregungsstrahlung (2) dem Auge (8b) zur
Realisierung langer Bestrahlungszeiten nachzuführen oder bei Ände
rung der Lage des Auges (8b) die Bestrahlung oder die Detektion zu
stoppen.
21. Verfahren nach mindestens einem der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet, daß die Anregungsstrahlung (2) mit einer als
Laser (1) oder Blitzlampe ausgebildeten Strahlungsquelle (1) erzeugt
wird.
22. Verfahren nach mindestens einem der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet, daß als Bestrahlungsmuster (26) ein Muster
aus parallelen Streifen, ein rechtwinkliges Gitter, ein Lochmuster, ein
Muster aus mehreren konzentrischen Kreislinien mit radial vom Zen
trum ausgehenden und mit gleichem Winkelabstand angeordneten Li
nien oder ein aus zwei Linienmustern bestehendes Moiré-Muster ge
wählt wird.
23. Verfahren nach mindestens einem der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet, daß die Oberflächenform des Gewebes (8a)
von einer Auswerteeinheit (30) berechnet wird, die mittels der berech
neten Oberflächenform einen Laser (1) steuert.
24. Verfahren nach mindestens einem der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet, daß die Bestimmung der Oberflächenform
vor, während und/oder nach einer Operation an dem zu vermessen
den Gewebebereich (8a) vorgenommen wird.
25. Verfahren zur Unterstützung eines operativen Eingriffs an einem bio
logischen Gewebe, dadurch gekennzeichnet, daß das Ergebnis der
Auswertung des nach mindestens einem der vorhergehenden Ansprü
che durchgeführten Verfahrens in die aktuelle operative Behandlung
des biologischen Gewebes (8a), insbesondere in die aktuelle refrakti
ve Operation einer Hornhaut (8a) eines Auges (8b), regelnd
und/steuernd einbezogen wird.
26. Verfahren nach mindestens einem der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet, daß die zur Anregung der Emission von
Streustrahlung (14a) und/oder Fluoreszenzstrahlung (14b) verwendete
Strahlungsquelle (1) auch zur operativen Behandlung des Gewebes
(8a) eingesetzt wird.
27. Verfahren nach mindestens einem der Ansprüche 1 bis 25, dadurch
gekennzeichnet, daß verschiedene Strahlungsquellen (1) zur Anre
gung der Emission von Streustrahlung (14a) und/oder Fluoreszenz
strahlung (14b) einerseits und zur operativen Behandlung des Gewe
bes (8a) andererseits eingesetzt werden.
28. Vorrichtung zur Ermittlung der Oberflächenform von biologischem
Gewebe, insbesondere zur Durchführung des Verfahrens nach minde
stens einem der Ansprüche 1 bis 4 und 13 bis 27, mit mindestens ei
ner Strahlungsquelle (1) zum Erzeugen einer Anregungsstrahlung (2),
deren Wellenlängen im wesentlichen im ultravioletten und/oder infra
roten Teil des Spektrums liegen, Mitteln (4) zum Erzeugen eines Be
strahlungsmusters aus der Anregungsstrahlung (2) auf dem Gewebe
(8a), mindestens einer Detektionsvorrichtung (12) zum Detektieren
des von dem Gewebe (8a) emittierten Streustrahlungsmusters (27a),
und einer Auswerteeinheit (30) zur Berechnung der Oberflächenform
des Gewebes (8a) aus diesem Streustrahlungsmuster (27a).
29. Vorrichtung zur Ermittlung der Oberflächenform von biologischem
Gewebe, insbesondere zur Durchführung des Verfahrens nach minde
stens einem der Ansprüche 5 bis 27, mit mindestens einer Strah
lungsquelle (1) zum Erzeugen einer Anregungsstrahlung (2), Mitteln
(4) zum Erzeugen eines Bestrahlungsmusters (26) aus der Anre
gungsstrahlung (2) auf einem auf dem Gewebe (8a) aufgebrachten
und sich dem Gewebe (8a) anpassenden Film (40), so daß die be
strahlten Filmbereiche zur Emission eines aus Fluoreszenzstrahlung
bestehenden Fluoreszenzmusters (27b) angeregt werden, min
destens einer Detektionsvorrichtung (12) zum Detektieren des Fluo
reszenzmusters (27b), und einer Auswerteeinheit (30) zur Berechnung
der Oberflächenform des Gewebes (8a) aus dem detektierten Fluo
reszenzmuster (27b).
30. Vorrichtung nach Anspruch 28 oder 29, dadurch gekennzeichnet, daß
eine oder mehrere Detektionsvorrichtungen (12) vorgesehen sind, so
daß sowohl Streustrahlung (14a) als auch Fluoreszenzstrahlung (14b)
von den bestrahlten Gewebe- (8a) oder Filmbereichen (30) detektier
bar sind.
31. Vorrichtung nach mindestens einem der Ansprüche 28 bis 30, dadurch
gekennzeichnet, daß die mindestens eine Detektionsvorrichtung (12)
eine CCD-Kamera (12) und/oder eine CMOS-Kamera umfaßt.
32. Vorrichtung nach mindestens einem der Ansprüche 28 bis 31, dadurch
gekennzeichnet, daß die Strahlungsquelle (1) als Laser (1), vorzugs
weise als frequenzvervielfachter Festkörperlaser, Excimerlaser, Gas
laser oder frequenzvervielfachter Farbstofflaser, oder als Blitzlampe,
vorzugsweise mit einem Xenon- oder einem Deuterium-Gasgemisch
gefüllt, ausgebildet ist.
33. Vorrichtung nach mindestens einem der Ansprüche 28 bis 32, ge
kennzeichnet durch mindestens eine weitere Strahlungsquelle (1)
und/oder mindestens eine Einrichtung zur Aufteilung der Anregungs
strahlung (2), um das biologische Gewebe (8a) aus mindestens zwei
Richtungen mit der Anregungsstrahlung (2) zu bestrahlen.
34. Vorrichtung nach mindestens einem der Ansprüche 28 bis 33, ge
kennzeichnet durch mindestens eine Lichtumlenkeinrichtung zur Um
lenkung von Fluoreszenzstrahlung (14b) zu einer Detektionsvorrich
tung (12).
35. Vorrichtung nach mindestens einem der Ansprüche 28 bis 34, dadurch
gekennzeichnet, daß die Mittel (4) zum Erzeugen des Bestrahlungs
musters (26) eine Maske (4) mit Öffnungen in Form von parallelen
Schlitzen oder regelmäßig angeordneten Löchern und/oder ein struk
turiertes Glas mit die Anregungsstrahlung (2) absorbierenden
und/oder streuenden sowie für die Anregungsstrahlung (2) transpa
renten Bereichen und/oder eine vorzugsweise regelmäßige Anordnung
von quer zum Strahlengang der Anregungsstrahlung (2) angeordneten
diffraktiven optischen Elementen, vorzugsweise Mikrolinsen, und/oder
Mittel zum Erzeugen eines Interferenzmusters auf dem biologischen
Gewebe (8a) und/oder mindestens ein Feld aus Mikrospiegeln umfas
sen.
36. Vorrichtung nach mindestens einem der Ansprüche 28 bis 35, ge
kennzeichnet durch einen Eye-Tracker zum Ermitteln von Informatio
nen über typische Augenbewegungen, um anhand dieser Informatio
nen die Anregungsstrahlung (2) dem Auge (8b) zur Realisierung lan
ger Bestrahlungszeiten nachzuführen oder bei Änderung der Lage des
Auges die Bestrahlung oder die Detektion zu stoppen.
37. Vorrichtung nach mindestens einem der Ansprüche 28 bis 36, dadurch
gekennzeichnet, daß ein Computer (30) vorgesehen ist, der die Ober
flächenform des Gewebes (8a) ermittelt, die zur Steuerung eines La
sers (1; 101) herangezogen wird.
38. Vorrichtung nach Anspruch 37, dadurch gekennzeichnet, daß der von
dem Computer (30) gesteuerte Laser (1) und die zur Anregung des
Streustrahlung- und/oder Fluoreszenzmusters (27a, 27b) des biologi
schen Gewebes (8a) oder des auf dem Gewebe (8a) liegenden Films
(30) verwendete Strahlungsquelle (1) übereinstimmen.
39. Vorrichtung nach mindestens einem der Ansprüche 28 bis 38, dadurch
gekennzeichnet, daß die Strahlungsquelle (1) hinsichtlich Intensität,
Pulsdauer, Wiederholrate und Wellenlänge der Anregungsstrahlung
(2) zur operativen Behandlung des biologischen Gewebes (8a), wie
beispielsweise der bereichsweisen Abtragung einer Hornhaut (8a),
ausgebildet ist.
40. Vorrichtung nach mindestens einem der Ansprüche 28 bis 39, ge
kennzeichnet durch einen Intensitätsabschwächer (15) oder einen
Strahlaufweiter zwischen der mindestens einen Strahlungsquelle (1)
und dem biologischen Gewebe (8a) zum Einführen und Herausneh
men aus dem Strahlengang der Anregungsstrahlung (2).
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