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Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Anordnung zur nicht-invasiven Augenchirurgie durch optische Bearbeitung des Gewebes mittels Laserstrahlung. Vorzugsweise dienen das Verfahren und die Anordnung der refraktiven Corneachirurgie zur Behandlung von Fehlsichtigkeit, wobei auch eine ”on-line”-Diagnose und -Therapiekontrolle erfolgen kann. Die Anordnung und das Verfahren können auch für andere Eingriffe im Auge genutzt werden, z. B. für die Glaukomtherapie, um durch laserinduzierte Gewebedurchtrennung (Kanalbohrung) den geregelten Abfluß des Kammerwassers wieder zu ermöglichen oder die Kammerwasserproduktion durch partielle Entfernung des Ziliarkörpers zu reduzieren. Zudem können Zysten und Tumore und sonstige pathologische Gewebeveränderungen am und im Auge diagnostiziert und behandelt (punktiert) werden.
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Die refraktive Corneachirurgie erfolgt bislang üblicherweise mit invasiven mechanischen Methoden, mittels Laserstrahlung oder mit einer Kombination von mechanischen Methoden mit einer Laserbehandlung.
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Bei der Behandlung mit Laserstrahlung ohne mechanische Methoden wird typischerweise ein Excimerlaser mit einer gut absorbierenden Laserwellenlänge im ultravioletten (UV) Bereich mit Impulslängen im Nanosekundenbereich eingesetzt. Der Abtragungsprozeß basiert auf der sogenannten Photoablation. Bei der Behandlung mit dem Excimerlaser wird von der Oberfläche des Cornea, beginnend an der sogenannten Epithelschicht, ca. 100 μm tief Gewebe abgetragen, um eine Brechkraftkorrektur zu erreichen. Nachteil ist die relativ schlechte Verheilung durch optische Entfernung der Epithelschicht.
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Dagegen wird beim sogenannten LASIK-Verfahren zunächst mit einer mechanischen Vorrichtung (Mikrokeratom) ein oberer Teil der Cornea teilweise ”abgehobelt”. Die teilweise abgetrennte Hornhautschicht, der sogenannte Flap, wird zur Seite geklappt und gibt die darunter liegende Gewebeschicht zum Entfernen von Gewebe frei. Es folgt die optische Gewebeabtragung mittels UV-Excimerlaser. Nach der Laserbehandlung wird der Flap zurückgeklappt und haftet an der Cornea durch Adhäsisionskräfte. Die so erzeugte Abflachung der Cornea dient der Korrektur der Kurzsichtigkeit. Nachteil dieser Behandlung ist der relativ hohe Anteil (typischerweise 5%) von Komplikationen durch den anfänglichen mechanischen Eingriff. Zudem kann durch mechanische Einwirkung, z. B. heftiges Reiben, der Flap auch nach langer Zeit nach der Therapie wieder verrutschen.
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Von besonderem Interesse ist daher der Versuch einer nicht-invasiven optischen Therapie im Inneren der Cornea, insbesondere in der sogenannten Stromaschicht, ohne Verletzung der Augenoberfläche. Dies kann prinzipiell durch fokussierte Laserstrahlung hoher Intensität mit Wellenlängen im sichtbaren und nahen infraroten (NIR) Wellenlängen-Bereich bis etwa 1200 nm erfolgen.
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Der Materialabtrag erfolgt üblicherweise bei extrem hohen Intensitäten im Größenordnungsbereich von GW/cm2 und TW/cm2 durch Ionisation von Biomolekülen infolge nichtresonanter Multiphotonen-Absorption. Die ersten so erzeugten freien Elektronen lösen einen Prozeß aus, der über lawinenartige Amplifikationseffekte infolge der Wechselwirkung mit dem elektromagnetischen Feld der Laserstrahlung und damit verbundener Energieabsorption durch inverse Bremsstrahlung, zum laserinduzierten optischen Durchbruch und Plasmabildung führt. Durch die rapide Ausdehnung des Plasmas entsteht ein dynamisches Hochdruckgebiet, das die Entstehung einer radial sich ausdehnenden Schockwelle bewirkt. Der durch Schockwellen und Formation bewirkte Anteil am Materialabtrag wird als Photodisruption bezeichnet (Juhasz et al. IEEE Journal of Selected Topics in Quantum Electronics 5(1999)902–909). Optomechanisch können Ablationsfragmente auch aus dem Interaktionsgebiet transportiert werden (Loesel et al. Appl. Phys. B 66(1998)121–128).
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Bislang erfolgten Versuche mit Nanosekundenimpulsen, Pikosekundenimpulsen und Femtosekundenimpulsen (z. B. Krasnov. Arch. Ophthalmol. 92(1974)37–41; Stern et al. Arch. Ophthalmol. 107(1989)587–592; Niemz et al. Lasers Light Ophthalmol. 5(1993)149–155; Vogel et al. Invest. Light Ophthalmol. 5(1993)149–155; Juhasz et al. Lasers Surg. Med. 19(1996)23–29). Nanosekundenimpulse erfordern hohe Impulsenergien und zeigen infolge eines hohen Anteils an hoher mechanischer Energie nur begrenzte therapeutische Möglichkeiten im Bereich der Corneachirurgie (Steinert and Puliafito. The Nd:YAG laser in opthalmology. Philadelphia, PA: W. B. Saunders, 1985: 11–21). Bei der Verwendung von kürzeren Impulsen sinkt die Schwelle für den therapeutischen Durchbruch. Durch die Verwendung von Impulsen geringer Energie kann der Anteil destruktiver mechanischer Energie reduziert werden, wie durch die Verwendung von Pikosekundenimpulsen demonstriert wurde. Jedoch wurde auch hier keine optimale Behandlung erreicht, was insbesondere auf die Ausbildung von Blasen zurückzuführen ist (Niemz et al. Lasers Light Ophthalmol 5(1993)149–155; Gimpel et al. Int. Ophthalmol. Clin. 37(1997)95–102; Ito et al. J. Refract. Surg. 12(1996)721–728). So beträgt der Durchmesser von Kavitationsblasen bei Verwendung von Nanosekundenimpulsen typischerweise 1 mm bis 2 mm, bei Pikosekundenimpulsen 0,2 mm bis 0,5 mm (Vogel et al. Proc. SPIE 1877(1993)312–322). Günstigere therapeutische Wirkungen erhofft man sich durch die Verwendung von Femtosekundenimpulsen.
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Bisherige Untersuchungen zur refraktiven Corneachirurgie mit Femtosekundenimpulsen basieren auf der Verwendung von Impulsen mit Impulsenergien im Mikrojoule- und Millijoule-Bereich bei Impulsfolgefrequenzen im Hz- bis kHz-Bereich und Laserbeleuchtungsspots mit einem Durchmesser von mehreren Mikrometern (z. B. Kurtz et al. J. Refract. Surg. 13(1997)653–658). So beschreibt Kurtz et al. eine Anordnung, die durch eine Folgefrequenz von 10 Hz, einem Beleuchtungsspot von 26 μm Durchmesser, Impulsenergien bis 10 mJ und variierbarer Impulsdauer gekennzeichnet ist (Kurtz et al., J. Refract. Surg. 13(1997)653–658). Lubatschowski et al. nutzten ein Lasersystem mit einer Folgefrequenz von 1000 Hz, einer maximalen Impulsenergie von 1 mJ und einem Beleuchtungsspotdurchmesser von 7 μm (Graefe's Arch. Clin. Exp. Ophthalmol. 238(2000)33–39). Derartige Anordnungen, die typischerweise aus einem Laseroszillator und einem Verstärker bestehen sowie ”Puls-Stretch”-Module und ”Puls-Kompressions”-Module enthalten, sind platz-, betreuungs- und kostenintensiv.
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Mit diesen Anordnungen und Laserparametern können Schnitte im Inneren der Cornea mit einer Breite von typischerweise mehr als 10 μm erzeugt und so Material abgetragen werden. Zudem kann ein Flap optisch erzeugt werden. Ein entsprechendes Gerät befindet sich auf dem Markt. Dabei werden Femtosekundenimpulse der Wellenlänge von 1053 nm genutzt. Die Strahlung wird dabei auf einen Spot mit dem Durchmesser von 3 μm in das Auge fokussiert und mittels einer Scanningvorrichtung intraokular positioniert. Die Bestrahlungspunkte liegen in einem räumlichen Abstand von mehr als 5 μm dicht nebeneinander in Form einer Spirale, sind jedoch zeitlich versetzt. Material wird vom Inneren bis zur Cornea-Oberfläche derart entfernt, daß unter Zuhilfenahme eines Unterdruckes der mittels Laserstrahlung erzeugte Flap zur Seite geklappt werden kann. Die mechanische Flap-Herstellung entfällt dadurch.
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In den Patenten
US 5.993.438 und
EP 0 903 133 wird ein Verfahren zur intrastromalen photorefraktiven Keratectomy beschrieben, das die Photodisruption von Material im Stroma beschreibt, wobei das durch Photodisruption betroffene Material etwa dem Fokusvolumen mit einem Durchmesser von typischerweise 10 μm bis 25 μm entspricht und die Beleuchtungsspots derart plaziert werden, daß ihr räumlicher Abstand ein bis zwei Durchmessern der erzeugten Blasen entspricht und sie auf die optische Achse bezogen zentralsymmetrische laserbearbeitete Schichten erzeugen, die eine gewünschte Kavität im Stroma erzeugen können. In vorliegender Erfindung wird eine Methode unter Verwendung der Impulsfolgefrequenz im Bereich 10 Hz und 100 kHz beschrieben.
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Bevorzugte Frequenzen sind 1 kHz bis 10 kHz und ein Beleuchtungsspot mit einen Durchmesser von etwa 10 μm. Die bekannten technischen Lösungen beruhen auf der Anwendung der Photodisruption, also der mechanischen Wirkung von Schockwellen. Das photodisruptierte Gewebe soll von der Cornea absorbiert oder aus der Cornea abtransportiert werden.
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Im Patent
US 6.146.375 wird über die Photodisruption von Gewebe zur Behandlung des Glaukoms mit Femto- und Pikosekundenimpulsen teilweise unter Zuhilfenahme von das Streuverhalten des Auges verändernden chemischen Substanzen berichtet. Als Nachteil der bisherigen Verfahren mittels Femtosekundenimpulsen erweisen sich die bislang verwendeten relativ hohen Impulsenergien in der Größenordnung von Mikrojoule, die zu unerwünschten mechanischen Wirkungen, insbesondere durch die Wirkung von Blasen, den sogenannten Bubbles, und der damit verbundenen Schockwellen durch den Prozeß der Photodisruption führen. So wird über die Bildung von 25 μm großen Blasen bei Verwendung von 2 μJ-Impulsen mit einer Impulsdauer von 300 fs in Wasser und über Koagulationen von Kollagen innerhalb der Interaktionszone berichtet (Lubatschowski et al. Graefe's Arch. Clin. Exp. Ophthalmol. 238(2000)33–39). Zudem können bei diesen relativ hohen Impulsenergien Selbstfokussierungseffekte induziert werden, die zu unerwünschten Schäden im umgebenen Gewebe führen können. Auch erfordert die Verwendung dieser relativ hohen Pulsenergien aufwendige kosten- und bedienungsintensive Lasersysteme mit Verstärkern.
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Von Nachteil ist auch, daß bisherige Femtosekunden-Lasersysteme zur Corneachirurgie keine Analyse hoher Auflösung der Laserbehandlung ermöglichen. Üblicherweise werden gesonderte optische Systeme für eine Diagnostik genutzt (z. B. Arashima et al.,
EP 0 850 614 A1 ). In dieser Schrift wird ein System beschrieben, das einen Laser für die Corneablation, ein zusätzliches Beleuchtungssystem und eine Photographiereinrichtung umfaßt.
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Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren und eine Laseranordnung zur nicht-invasiven optischen Behandlung im Augeninneren, insbesondere von Fehlsichtigkeiten, durch Abtragung von Gewebe zu schaffen, die sich durch eine bislang unerreichte hohe Präzision mit möglichen Schnittbreiten im Bereich kleiner 2 μm auszeichnet, ohne daß eine durch Photodisruption und Selbstfokussierung erzeugte signifikante mechanische Beeinträchtigung des umliegenden Gewebes auftritt. Die Verwendung kostengünstiger und leicht zu bedienender Systeme soll möglich sein. Zudem soll die gleiche Anordnung eine dreidimensionale Bilderstellung (Imaging) des Gewebes zur Diagnose, zur Targetanalyse, zur optischen on-line Behandlungskontrolle und zur dreidimensionalen hochauflösenden optischen Analyse der Laserbehandlung ermöglichen.
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Diese Aufgabe wird durch die Merkmale des Patentanspruchs 1 gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen werden von den jeweils nachgeordneten Ansprüchen erfaßt.
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Die Wirksamkeit der Erfindung wird nachfolgend an Ausführungsbeispielen nachgewiesen und ihre Funktion näher erläutert. Es zeigen:
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1A: HE-gefärbte Gefrierschnitte eines Gebietes mit Laserschnitten, welche das präzise Schneiden im Stroma eines Schweineauges mit Sub-Nanojoule Femtosekunden-Laserimpulsen belegen. Eine Messung ergab typische Schnittbreiten im Bereich von 0.3 μm bis 1 μm.
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1B: Remissionsaufnahmen unmittelbar nach 5 erfolgten Schnitten im Stroma eines Schweineauges mit jeweils 20 ms Gesamt-Verweilzeit des Strahls per Pixel und einer 512 Pixel-Linien-Abtastung.
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2: Aufnahmen der mit einer mittleren Wellenlänge von 800 nm angeregten Autofluoreszenz mit hoher räumlicher Auflösung in verschiedenen Gewebetiefen, d. h. in z-Richtung, eines Schweineauges. Deutlich sind die verschiedenen Gewebeschichten der Cornea und einzelne Zellen erkennbar.
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3: Fluoreszenzaufnahme 2 s nach erfolgter Lasertherapie mit 2 ms Gesamt-Verweilzeit des Strahls pro Pixel. Das lumineszierende Gebiet entlang des Schnittes weist eine Breite von ca. 0.8 μm auf. Das einzelne größere leuchtende Areal stellt die Lumineszenz einer Blase dar.
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4: Remissionsaufnahmen, welche 4 s, 15 s, 30 s und 45 s nach Materialabtragung mit einem ”Linescan 6” erfolgten und Informationen über die Bubble-Kinetik ergeben. Demnach liegt die Lebensdauer dieser ”Bubbles” im Bereich von weniger als einer halben Minute.
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5: Ein prinzipielle Darstellung einer erfindungsgemäßen Anordnung mit einem einfachen Laserstrahl.
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6: Darstellung wie 5, jedoch mit einem in mehrere Einzelstrahlen aufgeteilten Laserstrahl.
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Erfindungsgemäß wird zur nicht-invasiven optischen Bearbeitung, zur dreidimensionalen Bilderstellung, zur optischen on-line Behandlungskontrolle und zur dreidimensionalen hochauflösenden optischen Analyse der Laserbehandlung von Geweben des Auges, insbesondere der Cornea, fokussierte Strahlung im Spektralbereich von 500 nm bis 1200 nm, bestehend aus Femtosekunden-Impulsen mit einer Impulsenergie im Pikojoule-Bereich und Nanojoul-Bereich mit hoher Folgefrequenz im MHz-Bereich und Bestrahlungsspots mit einem Durchmesser kleiner 5 μm, vorzugsweise kleiner 1 μm, die über das zu bearbeitende Target mit einem typischen Abstand kleiner 5 μm verschoben werden, verwendet, wodurch eine präzise Bearbeitung durch selektive unmittelbare Zerstörung von einzelnen Zellen oder Zellbestandteilen oder einzelnen intraokularen Gewebestrukturen ohne irreversible Zerstörung umliegender Gewebeareale ermöglicht, die dreidimensionale Aufnahme des zu behandelnden oder behandelten Gewebes oder einzelner Zellen oder einzelner Zellbestandteile vor und nach der Lasertherapie durch Detektion der Fluoreszenz, bevorzugt der nichtlinear angeregten Autofluoreszenz, oder der Remission ermöglicht sowie eine on-line Therapiekontrolle durch räumlich und/oder zeitlich aufgelöste on-line Detektion des Plasmaleuchtens ermöglicht werden.
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Erfindungsgemäß kann die Lasertherapie und die dreidimensionale Bilderstellung (Imaging) des Gewebes zur Targetanalyse, zur optischen on-line-Behandlungskontrolle und zur dreidimensionalen hochauflösenden optischen Analyse der Laserbehandlung mit nur einer einzigen Anordnung realisiert werden. Erfindungsgemäß kommt eine Anordnung zur Bearbeitung und zur Diagnostik zum Einsatz, die aus einem kompakten Femtosekundenlaser ohne Verstärker im Bereich 500 nm bis 1200 nm, einem Strahlführungssystem einschließlich Scaneinrichtung, einem Strrahlaufweiter, einem schnellen Leistungsregler zum Umschalten zwischen Diagnostik (Targetsuche und Wirkungskontrolle) mit Strahlung geringer Leistung und Therapie mit Strahlung hoher Leistung, einem oder mehreren Photonendetektoren, Monitoren, Strahlunterbrecher, sowie geeigneter Steuerung und Hard- und Software besteht. Um eine zeitaufgelöste Detektion der Signale, hervorgerufen durch Remission, Fluoreszenz und Plasmaleuchten mit einer Auflösung im Pikosekundenbereich zu ermöglichen, wird erfindungsgemäß ein schneller Detektor, typischerweise ein schneller PMT, mit einem Modul zur zeitkorrelierten Einzelphotonenzählung gekoppelt. Für eine on-line Beobachtung von Effekten kann zusätzlich eine Videokamera eingesetzt werden.
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Für die Fokussierung der Strahlung Objektive einer numerischen Apertur grösser 0,8, typischerweise grösser 1,0, verwendet und Bestrahlungsspots in einem Abstand kleiner 5 μm, typischerweise kleiner 1 μm, positioniert. Für die Durchführung der Lasertherapie werden Strahlungsintensitäten von mehr als 100 GW/cm2 verwendet, für die Diagnostik geringere Intensitäten. Die unterschiedlich benötigten Intensitäten werden durch Variation der Laserleistung an der Probe realisiert. Der Leistungsregler muß die Wahl zwischen Diagnostik und Therapie und die Einstellung der jeweils benötigten Lichtintensität in Abhängigkeit von der Tiefe des zu untersuchenden bzw. zu bearbeitenden Gewebeareals ermöglichen.
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Überraschenderweise wurde in eigenen Forschungen gefunden, daß durch geeignete Femtosekunden-Laserimpulse im Subnanojoule- und Nanojoule-Bereich intraokluare Materialabtragungen erzielt werden können. Dies wurde durch die Verwendung von kompakten, einfach zu bedienenden Lasersystemen möglich. Die Verwendung von aufwendigen Lasersystemen mit Verstärker ist nicht erforderlich. Es konnte eine bislang unerreichbare Präzision von < 1 μm Schnittbreite im Stroma und Epithelgewebe erzielt werden. Dabei konnten einzelne Zellen abgetragen, einzelne Kollagenfasern getrennt oder ganze Gewebebereiche entfernt werden ohne die umliegenden Gewebebereiche durch Photodisruption zu schädigen.
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Insbesondere zeigte es sich, daß 170-Femtosekunden-Impulse der Zentralwellenlänge 800 nm, der Folgefrequenz von 80 MHz bei Verwendung einer fokussierenden Optik der numerischen Apertur 1,3, welche Bestrahlungsspots kleiner als 1 μm ermöglicht, bei einer mittleren Leistung von 60 mW, was einer Impulsenergie im Sub-nJ-Bereich entspricht, es ermöglichen, Material in der Cornea abzutragen. Der Bestrahlungsspot wurde mit einem Galvanometer-Scanner auf dem Target verschoben. Die Verschiebung erfolgte in Schritten von weniger als 1 μm, typischerweise weniger als 0,5 μm. Der zeitliche Abstand einer Verschiebung war kleiner als 100 μs. Die Strahlverweilzeit pro Bestrahlunsspot liegt ebenfalls im Mikrosekundenbereich, typischerweise im Bereich kleiner als 10 μs. Jeder Spot wurde bis zu 5000mal bestrahlt, typischerweise etwa 200 bis 500mal. Es konnten Schnittbreiten kleiner 1 μm erzielt werden, ohne umliegende Zellen des Gewebes zu schädigen. Diese Schnittbreiten konnten sowohl in der Epidermis, in der Bowman-Membran als auch im Stroma erreicht werden.
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Die 1A zeigt histologische HE-gefärbte Gefrier-Gewebeschnitte eines Schweineauges, welche Laser-induzierte Materialentfernungen demonstrieren. Verwendet wurde eine mittlere Leistung von 80 mW. Der Strahl wurde 5mal entlang einer Linie (Linescan) geführt, die Strahlverweilzeit pro Pixel betrug insgesamt 20 ms. Die erzielte Schnittbreite variiert demnach von 0,3 μm bis etwa 1 μm. Es sind keine Anzeichen von thermischer oder mechanischer Schädigung der benachbarten Gewebeareale erkennbar.
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Die 1B demonstriert Remissionsaufnahmen, die mit der gleichen Anordnung unmittelbar nach Durchführung der Materialentfernungen durchgeführt wurden. Unerwartet wurde anhand dieser Aufnahmen gefunden, daß durch die Laser-induzierten Materialentfernungen hoch-reflektive Zonen entlang der Schnittkanten entstanden. Diese lassen sich mittels der Laserstrahlung gleicher Wellenlänge, jedoch wesentlich geringer mittlerer Leistung von kleiner 1 mW, unter Verwendung von geeigneten Photonendetektoren dreidimensional abbilden. Die Breite dieser reflektierenden Zonen entlang des Schnittes weist ebenfalls Werte kleiner 1 μm auf und korreliert daher näherungsweise mit der tatsächlichen im histologischen Bild erkennbaren Schnittbreite. Interessanterweise zeigten auch die während des Materialabtrags erzeugten Bubbles eine deutlich sich von der Umgebung unterscheidende meßbare Reflexion. Weniger stark reflektierend, jedoch dennoch gut sichtbar, zeigen die 3D-Remissionsbilder deutlich reflektierende Strukturen einzelner Zellen in der Epithelschicht, insbesondere den stark reflektierenden Zellkern und die Zellmembranen, sowie vermutlich Kollagenstrukturen innerhalb des Stromas.
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Mit der gleichen Apparatur konnten auch Fluoreszenzaufnahmen erstellt werden. Bei einer mittleren Leistung von 2 mW bis 5 mW konnte durch Multi-Photonen-Anregung von endogenen Fluorophoren im Sub-Femtoliter-Fokusvolumen und Fluoreszenzdetektion mit einem Photomultiplier durch Abscannen von Ebenen in verschiedenen Gewebetiefen ein dreidimensionales Bild der Cornea vor und nach der Laserchirurgie erstellt werden. Insbesondere konnten deutlich die verschiedenen Gewebeschichten der Cornea, nämlich die Epithelschicht, die Bowman-Membran und die Sklera anhand der Autofluoreszenz lokalisiert werden. Die 2 zeigt entsprechende 800 nm angeregte Autofluoreszenzaufnahmen hoher räumlicher Auflösung in verschiedenen Gewebetiefen eines Schweineauges.
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Insbesondere kann durch eine Zweiphotonen-Anregung die Fluoreszenz des reduzierten Koenzyms NAD(P)H sowie von Flavinen dargestellt werden. Anhand der Fluoreszenz können deutlich die einzelnen Zellen lokalisiert werden. Zudem zeigen die Kollagenfasern des Stromas eine deutliche Autofluoreszenz.
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Überraschenderweise wurde auch hier gefunden, daß durch die Laserbehandlung entstehenden Bubbles durch Einwirkung von Laserlicht geringer Leistung zu einer Lumineszenz angeregt werden können, die deutlich über der Intensität der Autofluoreszenz liegt. Zudem zeigen die bearbeiteten Areale entlang der Schneidzone eine Autofluoreszenz, die sich von umgebenen Bereichen unterscheidet. Dadurch kann der Behandlungseffekt mit hohem Kontrast deutlich gemacht werden (3).
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Interessanterweise konnte das während der Laserbestrahlung erzeugte Plasmaleuchten mit dem gleichen Photomultiplier direkt während der Laserbearbeitung entlang des Bearbeitungsareals detektiert werden. So ist eine Aussage über die Wirkung der intensiven Laserstrahlung ortsaufgelöst möglich und damit eine on-line Therapiekontrolle gegeben.
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Wird während der Laserbehandlung eine Weitfeldbeleuchtung des Targets mit Weißlicht oder vorzugsweise mit Licht im nahen Infrarot von einer Halogenlampe bzw. von LEDs genutzt, so können die Effekte der Laserbehandlung, insbesondere die Formation und das Verschwinden von Bubbles, on-line durch Remissionsmessung beispielsweise mit einer 50 Hz-CCD-Kamera detektiert und beispielsweise auf einem Videorekorder oder auf einen PC gespeichert und wiedergegeben werden.
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Durch Messung der reflektierten und gestreuten Photonen sowie der Fluoreszenzphotonen unmittelbar nach Durchführung der Lasertherapie können Aussagen zur erzielten Wirkung und zur Schnittbreite getroffen werden. Zudem kann das Auftreten von Bubbles und deren dynamisches Verhalten untersucht werden, wie es die 4 verdeutlicht. Typischerweise weisen die entstehenden Blasen Abmessungen von weniger als 5 μm auf und verschwinden innerhalb von wenigen Sekunden, wie an den Reflexionsbildern 4 s, 15 s, 30 s und 45 s nach erfolgtem zeilenförmigen Materialabtrag (6) dargestellt.
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Da bei geeigneten Pulsenergien im Sub-Nanojoule-Bereich nahe den Schwellwerten für den optischen Durchbruch Materialabtragungen durchgeführt werden können und keine Anzeichen von mechanischen Schäden der Umgebung gefunden werden konnten, ist die Materialabtragung möglicherweise nicht auf eine Photodisruption, sondern lediglich auf eine Materialverdampfung durch rein thermische Effekte oder einen fotochemischen Materialabtrag (Aufbrechung von Bindungen durch Multiphotonenabsorption induzierten Energieeintrag) zurückzuführen. Diese Annahme wird durch Untersuchungen unterstützt, die nahe dem Schwellwert Bubbles hervorriefen, die nicht die typischen, durch Photodisruption entstehenden kurzlebigen Kavitätsblasen darstellen (Lubatschowski et al. Graefe's Arch. Clin. Exp. Ophthalmol. 238(2000)33–39).
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Die 5 demonstriert eine erfindungsgemäße Anordnung. Als Bestrahlungsquelle für die Materialabtragung, die Anregung der Fluoreszenz und der Lumineszenz der Bubbles sowie der Gewinnung von Remissionsstrahlung wird ein kompakter Femtosekundenlaser 1 mit hoher Folgefrequenz mit typischen Werten um 80 MHz eingesetzt. Die zentrale Laserwellenlänge liegt im Bereich von 700 nm bis 1200 nm, ein typischer Wert ist 800 nm. Der Betrieb des Lasers 1 ist an einen Fußschalter 2 gekoppelt. Der Laserstrahl trifft auf einen schnellen Schalter 3 mit integriertem Leistungsregler. Dieser Schalter ist typischerweise ein elektrooptischer Schalter mit Schaltzeiten im Mikrosekundenbereich. Er ist zudem in der Lage, die Laserleistung zu variieren und die Ausgangsleistung des Lasers 1 um Größenordnungen zu reduzieren. Der Strahl trifft auf einen Scanner 4, der typischerweise aus zwei Galvanometer-Spiegeln für die x-y-Ablenkung besteht. Der Strahl transmittiert eine Scanner- und Aufweitungsoptik 5, bevor er über einen als Strahlenteiler wirkenden Umlenkspiegel 6 auf die Fokussierungsoptik 9 gelenkt wird. Typischerweise reflektiert der Umlenkspiegel 6 ca. 99% der Strahlung. Die transmittierten Anteile der Strahlung von 1% treffen auf einen Detektor 7, welcher der Leistungsmessung vornimmt und gegebenenfalls ein Triggersignal zur Verfügung stellt. Die Fokussierungsoptik 9 kann mittels eines piezogetriebenen Verstellers 8 mit Nanometergenauigkeit verstellt und so die Fokusebene variiert werden. Eine mechanische Halterung 11 dient der Fixierung der Augenposition und kann ein 170 μm dickes Glasfenster 10 aufnehmen. Der Strahl wird auf das Auge 12 fokussiert. Remittierte bzw. im Auge 12 entstandene Strahlung wird durch den ersten Strahlenteiler 6 zu einem geringen Prozentanteil, typischerweise 1%, transmittiert und durch einen Teilerspiegel 13 als zweitem Strahlenteiler zum einen durch eine Abbildungsoptik 14 auf einen Strahlungsdetektor 15, typischerweise, eine CCD-Kamera, geleitet. Das entstehende Bild kann mittels eines Videorekorders 16 und eines Personalcomputers 17 on-line räumlich aufgelöst aufgenommen werden. Lumineszenzstrahlung wird durch die Strahlenteiler 6 und 13, die eine Optik 18 und einen Filter 19 auf einen Strahlungsdetektor 20 geleitet. Dieser Strahlungsdetektor 20 detektiert die Fluoreszenz, die Plasmalumineszenz und die Lumineszenz der Bubbles. Erfindungsgemäß kann dieser Strahlungsdetektor 20 ein Photomultiplier (PMT) mit üblicher Responsezeit, ein schneller PMT in Verbindung mit einem ”Single Photon Counting”(SPC)-Modul mit Zeitauflösung im Pikosekundenbereich oder ein Spektrometer mit Photonendetektor, typischerweise ein Polychromator und eine CCD-Kamera, sein.
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Das Signal wird in Abhängigkeit von der Position des Scanners 4 und gegebenenfalls unter Berücksichtigung des Signals des Detektors 7 mit geeigneter Bildverarbeitung im Personalcomputer 17 flächenhaft und räumlich anschaulich aufbereitet.
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Stellt die Optik 18 eine geeignete Abbildungsoptik dar, können auch CCD-Kameras als Detektoren fungieren.
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Zudem kann ein Modul 21, wie in 6 dargestellt, integriert sein, welcher anstelle des Abtastverfahrens mit nur einem Strahl auch das gleichzeitige oder nahezu gleichzeitige Abrastern mit mehreren Strahlen ermöglicht. Solch ein Modul 21 kann typischerweise in den Strahlengang des Lasers zwischen Schalter 3 und Scanner 4 integriert werden. Dieser Modul kann bekannte Multi-Linsen-Anordnungen oder Strahlenteiler beinhalten. Ein zeitlicher Versatz der Teilstrahlen im Femto- und Pikosekundenbereich ist ebenfalls möglich. Die Verteilung der Teilstrahlen im Target kann dabei günstigerweise eine Matrix in Form einer Rechteckfläche oder einer Kreisfläche oder in Form einer Linie sein. Im Modul 21 oder diesem im Strahlengang vor- oder nachgeschaltet kann ein vorzugsweise als Abschwächer wirksamer Leistungsregler angeordnet sein, um die durchgehende Laserstrahlung erfindungsgemäß vom ”Bearbeitungsniveau” auf das ”Diagnoseniveau” abzusenken.
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Bezugszeichenliste
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- 1
- Laser
- 2
- Fußschalter
- 3
- Schalter
- 4
- x-y-Ablenksystem
- 5
- Aufweitungsoptik
- 6
- erster Strahlenteiler
- 7
- Detektor zur Leistungsmessung und -steuerung
- 8
- z-Richtungs-Feinverstellung
- 9
- Fokussierungsoptik
- 10
- Glasfenster
- 11
- mechanische Halterung
- 12
- Auge
- 13
- zweiter Strahlenteiler
- 14
- Abbildungsoptik
- 15
- Strahlungsdetektor für Remissionsstrahlung
- 16
- Videorecorder
- 17
- Personalcomputer
- 18
- Optik
- 19
- Filter
- 20
- Strahlungsdetektor für Sekundärstrahlung
- 21
- Modul zur Aufteilung und ggf. zeitl. Versetzung des Laserstrahles
