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Die
Erfindung bezieht sich auf eine Vorrichtung zum Ausbilden einer
Schnittfläche
in einem transparenten Material, insbesondere in der Augenhornhaut,
mit einer Laserstrahlungsquelle, die gepulste Laserstrahlung in
das Material fokussiert und dort optische Durchbrüche erzeugt,
welche das Material trennende Plasmablasen bewirken, einer Scaneinrichtung,
die die Lage des Fokuspunktes im Material verstellt, und einer Steuereinrichtung,
die die Scaneinrichtung abgestimmt zur Pulsung der Laserstrahlung
ansteuert, um die Schnittfläche
durch Aneinanderreihen der Plasmablasen zu erzeugen, wobei die Steuereinrichtung
bei der Ansteuerung der Scaneinrichtung eine gewünschte Grund-Geometrie der Schnittfläche zugrundelegt.
Die Erfindung bezieht sich weiter auf ein Verfahren zum Ausbilden
einer Schnittfläche
in einem transparenten Material, insbesondere in der Augenhornhaut,
wobei die Schnittfläche
durch Aneinanderreihen von Plasmablasen erzeugt wird, indem zum
Erzeugen jeder Plasmablasen gepulste Laserstrahlung in das Material
fokussiert wird und so ein optischer Durchbruch im Material bewirkt
wird und die Plasmablasen in räumlicher
Anordnung im Material gemäß einer
gewünschten Grund-Geometrie
der Schnittfläche
erzeugt werden.
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Die
Ausbildung von Schnittflächen
mittels laserbasierter Materialbearbeitung ist heute in vielen Bereichen
der industriellen Fertigung unverzichtbar. Die durch den Lasereinsatz
erreichbare Bearbeitungsqualität
kann mit alternativen Verfahren oft nicht erbracht werden. Hierzu
kommt die Realisierung hoher Prozeßgeschwindigkeiten durch Automatisierung,
was eine wirtschaftlich vorteilhafte Anwendung erlaubt. Zur Durchführung gibt
es eine Vielzahl komplexer Geräte
und Anlagen, die als Workstations für spezifische Bearbeitungsaufgaben
angepaßt
sind.
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Schnittflächen werden üblicherweise
durch Absorption der Laserstrahlung erzeugt. Normalerweise wird
deshalb Laserstrahlung verwendet, für die das zu bearbeitende Material
untransparent ist. Möchte
man jedoch eine Laserstrahlwirkung nur im Materialinneren, kann übliche,
d.h. lineare Wechselwirkung zwischen Laserstrahlung und Material
verwendet werden, weil dann das Material für die Laserstrahlung transparent
sein muß bzw.
ist.
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Für solche
Anwendungsfälle
kann zur Materialbearbeitung eine nicht-lineare Wechselwirkung der
Laserstrahlung mit dem Material ausgenutzt werden, das heißt insbesondere
eine nichtlineare Absorption der Laserstrahlung durch das Material
des Objekts. Man spricht in diesem Zusammenhang von einer Absorption
n-ter Ordnung, wenn eine Absorption von n Photonen durch ein Atom
oder Molekül stattfindet,
die zu einer m-fachen elektronischen Anregung führt. Die Wahrscheinlichkeit
für eine
solche Absorption n-ter Ordnung hängt von der Strahlungsintensität der Laserstrahlung
ab.
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Bei
einem transparenten Material, wie es insbesondere bei laserchirurgischen
ophthalmologischen Verfahren vorliegt, laufen bei nicht-linearer Wechselwirkung
zeitlich hintereinander mehrere Prozesse ab, die durch die Laserstrahlung
initiiert werden. Überschreitet
die Leistungsdichtung der Strahlung einen Schwellwert, kommt es
im transparenten Material zur einem optischen Durchbruch, der im
Material eine Plasmablase erzeugt. Diese Plasmablase wächst nach
Entstehen des optischen Durchbruches durch sich ausdehnende Gase.
Wird der optische Durchbruch nicht aufrechterhalten, beispielsweise weil
gepulste Laserstrahlung verwendet wurde, so wird das in der Plasmablase
erzeugte Gas vom umliegenden Material wieder aufgenommen und die Blase
verschwindet. Wird ein Plasma an einer Materialgrenzfläche erzeugt
(die durchaus auch innerhalb einer Materialstruktur liegen kann),
so erfolgt ein Materialabtrag von der Grenzfläche. Man spricht dann von Photoablation,
wogegen bei einer Plasmablase, die zuvor verbundene Materialschichten
trennt, üblicherweise
von Photodisruption die Rede ist. Der Einfachheit halber werden
all solche Prozesse hier unter dem Begriff „optischer Durchbruch" zusammengefaßt, d.h.
dieser Begriff schließt
hier nicht nur den eigentlichen optischen Durchbruch selbst, sondern auch
die daraus resultierenden Wirkungen im transparenten Material ein.
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Für eine hohe
Genauigkeit eines laserchirurgischen Verfahrens ist es unumgänglich,
eine hohe Lokalisierung der Wirkung der Laserstrahlen zu gewährleisten
und Kolateralschäden
in benachbartem Gewebe möglichst
zu vermeiden. Es ist deshalb im Stand der Technik üblich, die
Laserstrahlung gepulst anzuwenden, so daß der zur Auslösung eines
optischen Durchbruchs nötige
Schwellwert für
die Leistungsdichte nur in den einzelnen Pulsen überschritten wird. Die
US 5.984.916 zeigt diesbezüglich deutlich,
daß der
räumliche
Bereich des optischen Durchbruchs (in diesem Fall der erzeugten
Wechselwirkung) stark von der Pulsdauer abhängt. Eine hohe Fokussierung
des Laserstrahls in Kombination mit sehr kurzen Pulsen erlaubt es
damit, den optischen Durchbruch sehr punktgenau in einem Material
einzusetzen.
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Eine
heutzutage bedeutende Anwendung von Laserstrahlung in transparenten
Materialien findet sich bei Vorrichtungen sowie Verfahren zur Korrektur
von Fehlsichtigkeit des Auges. Hierfür sind verschiedene Ansätze bekannt.
Beim Konzept der sogenannten intrastromalen Ablation werden einzelne, nicht
aneinandergrenzende Disruptionszonen in der Hornhaut erzeugt. Die
Gesamtheit der erzeugten Zonen bildet eine Art der Gitterstruktur.
In jeder Zone hat die Laserstrahlung das Gewebe photodisruptiv durch
einen optischen Durchbruch verändert,
und der Stoffwechselmechanismus des Körpers transportiert dieses
Gewebe ab. Dadurch wird im Ergebnis ein Teil des Gewebes entfernt,
was zu einer Änderung
der Hornhautoberfläche
führt.
Bei geschickt gewählter
Gitterstruktur kann dadurch die Brechungseigenschaft der Hornhaut
zur Fehlsichtigkeitskorrektur geändert
werden. Dieses Verfahren erlaubt jedoch nur geringe optische Korrekturen,
da größere Materialmengen,
die für
stärkere
Korrekturen erforderlich wären,
nicht vom Stoffwechselmechanismus ordnungsgemäß abgeführt werden. Außerdem wird
das beeinflußte
Gewebe nicht vollständig
enfernt, sondern verbleibt im optisch wirksamen Bereich des Auges,
was zu einer dauerhaft erhöhten
Streuung und damit zur Verschlechterung der Sehqualität führt. Dies
gilt insbesondere bei der Myopiebehandlung, die nahe der Sehachse
eine Verteilung der Photodisruptionszonen mit besonders hoher Dichte
erfordert. Gerade auf der Sehachse machen sich solche Störungen aber
besonders bemerkbar.
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Ein
anderes Konzept erzeugt sogenannte intrastromale Linsen, in dem
die eingangs genannte Schnittfläche
im transparenten Material ausgebildet wird. Die
US 5.984.916 sowie die
US 6.110.166 beschreiben entsprechende
Verfahren mittels geeigneter Erzeugung optischer Durchbrüche, so
daß im Endeffekt
die Brechungseigenschaften der Hornhaut gezielt beeinflußt werden.
Eine Vielzahl von optischen Durchbrüchen wird so aneinandergesetzt,
daß innerhalb
der Hornhaut des Auges ein linsenförmiges Teilvolumen isoliert
wird. Das vom übrigen
Hornhautgewebe getrennte linsenförmige
Teilvolumen wird dann über
einen seitlich öffnenden
Schnitt aus der Hornhaut herausgenommen. Die Gestalt des Teilvolumens
ist so gewählt,
daß nach
Entnahme die Form und damit die Brechungseigenschaften der Hornhaut so
geändert
sind, daß die
erwünschte
Fehlsichtigkeitskorrektur bewirkt ist. Die dabei geforderten Schnittflächen sind
gekrümmt,
was eine dreidimensionale Verstellung des Fokus nötig macht.
Es wird deshalb eine zweidimensionale Ablenkung der Laserstrahlung
mit gleichzeitiger Fokusverstellung in einer dritten Raumrichtung
kombiniert.
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Um
die Schnittfläche
zur Erzeugung der intrastromalen Linse möglichst schnell ausbilden zu können, müssen Laserstrahlungsquellen
mit hohen Pulsfrequenzen sowie Scaneinrichtungen mit hohen Verstellgeschwindigkeiten
verwendet werden. Gegenwärtig
stellt die Ablenkgeschwindigkeit verfügbarer Scaneinrichtungen einem
begrenzenden Faktor dar, da insbesondere die Verstellung der Lage
des Fokuspunktes entlang der Sehachse deutlich limitiert ist.
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Zwar
ist der Stand der Technik in der Lage, die Schnittfläche in ausreichend
kurzer Zeit zu erzeugen, beispielsweise durch günstige Wahl des Pfades, entlang
dem die Lage des Fokus verstellt wird, jedoch ist gegenwärtig nur
eine Grundkorrektur möglich.
Eine an und für
sich wünschenswerte
Fein-Verstellung ist weder in der Augenchirurgie, noch bei sonstigen
transparenten Materialien mit gleichzeitig hinreichender Schnelligkeit
der Schnittflächenbildung realisierbar.
Insbesondere bei der Augenchirurgie wäre eine Feineinstellung der
Schnittflächenstruktur jedoch äußert wünschenswert,
da damit nicht nur eine Grundkorrektur der Fehlsichtigkeit, sondern auch
ein Ausgleich von Aberrationen höherer
Ordnung möglich
wäre.
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Der
Erfindung liegt deshalb die Aufgabe zugrunde, eine Vorrichtung sowie
ein Verfahren der eingangs genannten Art so auszugestalten, daß auch eine
Schnittflächen-Feinstruktur,
insbesondere zur Korrektur Aberrationen höherer Ordnungen, möglich ist.
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Diese
Aufgabe wird erfindungsgemäß mit einer
gattungsgemäßen Vorrichtung
gelöst,
bei der eine Strahlbeeinflussungseinrichtung vorgesehen ist, die
einen den Plasmablasendurchmesser beeinflussenden Parameter der
Laserstrahlung verändert,
und die Steuereinrichtung eine auf die Grund-Geometrie aufbauende
Feinstruktur der Schnittfläche
erzeugt, indem sie synchron zur Ansteuerung der Scaneinrichtung
die Strahlbeeinflussungseinrichtung ansteuert und so den Plasmablasendurchmesser
ortsabhängig
verändert.
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In
einer alternativen Variante der Erfindung wird die Aufgabe mit einer
Vorrichtung der eingangs genannten Art gelöst, bei der eine Strahlbeeinflussungseinrichtung
(15) vorgesehen ist, die einen den Plasmablasendurchmesser
(D) beeinflussenden Parameter der Laserstrahlung (3) verändert, in
einer Zwischenbildebene der Fokussierung liegt und den Parameter
gemäß einer
vorab bestimmten Ortsabhängigkeit
und damit den Plasmablasendurchmesser (D) ortsabhängig verändert.
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Die
Erfindung wird weiter mit einem Verfahren der eingangs genannten
Art gelöst,
bei der zum Einstellen einer auf die Grund-Geometrie der Schnittfläche aufbauenden
Feinstruktur der Schnittfläche die
Plasmablasen mit über
die Schnittfläche
variierendem Durchmesser erzeugt werden, indem ein den Plasmablasendurchmesser
beeinflussender Parameter der gepulsten Laserstrahlung abhängig von der
Lage der Plasmablase eingestellt wird.
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Die
Erfindung verläßt also
den vom Stand der Technik vorgezeichneten Weg, die Verstellgeschwindigkeit
des Fokuspunktes zu Steigern oder Verstellpfade zu suchen, die sich
günstig
auf die Bearbeitungsdauer auswirken. Statt dessen wird die gewünschte Feinstruktur
der Schnittfläche
nunmehr durch die Variation des Plasmablasendurchmessers erreicht.
Der Erfinder erkannte, daß durch
Variation der Dicke des durch die Laserstrahlung ausgeführten Schnittes,
eine auf die schon bekannte Grund-Geometrie aufbauende Feinstruktur
der Schnittfläche
erreicht werden kann. Die Dicke der Schnitte wird in erster Linie
von der verwendeten Energie, mit der die einzelne Photodisruptien
bzw. Plasmablase erzeugt wird, bestimmt. Der Wechselwirkungsprozeß zwischen
Laserstrahlung und transparentem Material ist dabei durch ein Schwellenverhalten
charakterisiert. Unterhalb einer kritischen Laserpulsenergie tritt
kein optischer Durchbruch auf. Dazu bedarf es einer oberhalb dieses
Schwellwertes liegenden Laserpulsenergie. Während bei bekannten Ansätzen lediglich
darauf geachtet wurde, daß die
Laserstrahlung zuverlässig
optische Durchbrüche
erzeugt, wird nun erfindungsgemäß der Plasmablasendurchmesser
durch die geeignete ortsabhängige
Veränderung
der Laserstrahlung variiert.
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Erfindungsgemäß kommt
es darauf an, daß die
Strahlbeeinflussung so erfolgt, daß durch Variation des Plasmablasendurchmessers
die Dicke des bewirkten Schnittes ortsabhängig beeinflußt wird. Dies
kann dadurch erfolgen, daß die
Strahlbeeinflussungseinrichtung vor der Scaneinrichtung liegt und der
Betrieb der Strahlbeeinflussungseinrichtung auf den der Scaneinrichtung
abgestimmt ist.
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In
einer alternativen, das Erfindungskonzept gleichermaßen realisierenden
Ausführung
erfolgt die Laserstrahlbeeinflussung nach der Ablenkung des Laserstrahls
quer zur optischen Achse. Die Strahlbeeinflussungseinrichtung ist
dann in der Zwischenbildebene der Laserstrahlfokussierung angeordnet
und weist örtlich
variierende den Laserstrahl beeinflussende Eigenschaften auf. In
einer einfachen Bauweise kann es sich beispielsweise um eine über den Querschnitt
der einfallenden Laserstrahlung örtlich variierende
Absorption handeln. Diese Bauweise hat den Vorteil, daß eine separate
Ansteuerung der Strahlbeeinflussungseinrichtung nicht mehr zwingend
erforderlich ist. Die gegenseitige Abstimmung von Laserstrahlablenkung
und Strahlbeeinflussung ist dann durch die unterschiedlichen Durchtrittspunkte
der Laserstrahlung an der Strahlbeeinflussungseinrichtung und deren örtlich variierende
Strahlbeeinflussungseigenschaften automatisch erreicht.
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Zweckmäßigerweise
wird man die Strahlbeeinflussungseinrichtung dann entweder ansteuerbar ausgestalten
oder eine individuell gefertigte Strahlbeeinflussungseinrichtung
verwenden, die auf die zur erreichenden Unterschiede zwischen Grund-Geometrie
und Feinstruktur abgestimmt ist.
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Zur
Beeinflussung des Plasmablasendurchmessers kann die Strahlbeeinflussung
auf verschiedene Weisen erfolgen. Zum einen kann die Laserstrahlung
abgeschwächt
werden, so daß die
Laserstrahlleistungsdichte im Fokus ortsabhängig variiert wird, was sich
in einer entsprechenden Veränderungen
des Plasmablasendurchmessers und damit in einer entsprechenden Variation
der Dicke des Schnittes auswirkt. Nimmt man in einer einfachen Abschätzung an,
daß oberhalb
des Schwellwertes die gesamte Energie in das Aufbrechen von Molekülbindungen
und zur Verdampfung des Materials bei der Plasmablasenerzeugung
umgesetzt wird, so ergibt sich, daß das Volumen der Plasmablase
proportional zur Laserpulsenergie ist. Geht man von einer kugelförmigen Plasmablase
aus nimmt die Dicke des Schnittes deshalb mit der dritten Wurzel
der in einem Puls eingebrachten Laserpulsenergie zu.
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Zur
einstellbaren Abschwächung
der Laserstrahlleistungsdichte kommen insbesondere akkustooptische
Modulatoren, LC-Elemente, faserbasierte Mach-Zehnder Interferenzmodulatoren
oder Pockelszellen in Frage. Auch kann ein steuerbares Aberrationsglied
verwendet werden, das die Fokusgüte einstellbar
verschlechtert und damit die Laserstrahlleistungsdichte beeinflußt.
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Ein
weiterer Ansatz zur Beeinflussung des Plasmablasendurchmessers liegt
darin, die Pulslänge
der gepulsten Laserstrahlung ortsabhängig zu verstellen. Damit die
Feinstruktur der Schnittfläche, d.
h. die Dicke des ausgeführten
Schnittes, passend auf die der Schnittfläche prinzipiell zugrunde liegenden
Grund-Geometrie aufsetzt, ist natürlich eine Synchronisation
der Strahlbeeinflussung, d. h. des Plasmablasendurchmessers zur
Ablenkung des Laserfokus erforderlich. Eine vorrichtungstechnisch
einfach zu realisierende Synchronisierung kann realisiert werden,
wenn die Steuereinrichtung Zugriff auf einen Datenspeicher hat,
in dem Orte der zu erzeugenden Plasmablasen wiedergebende Ortsdaten
zusammen mit Plasmablasendaten, welche ortsabhängig sind und den für die Orte
einzustellenden Plasmablasendurchmesser betreffen, abgelegt sind.
Die Steuereinrichtung kennt dann für jede Ansteuerung der Scaneinrichtung
die zugehörige
Ansteuerung der Strahlbeeinflussungseinrichtung und die gewünschte Synchronisierung
ist einfach erreicht.
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Eine
einfache Art und Weise die optische Aberration von Linsen, insbesondere
des menschlichen Auges, zu bestimmen, liegt darin, den optischen
Fehler aus einer Wellenfrontmessung zu bestimmen. Die Entwicklung
der Wellenfront in Zernike-Polynomen erlaubt eine einfache Beschreibung
des Fehlers. Bei Verwendung dieser Beschreibungsweise läßt sich das
Ansteuersignal für
die Strahlbeeinflussungseinrichtung und die Scaneinrichtung besonders
einfach berechnen. Jedes Zernike-Polynom besteht aus einer Radialfunktion
und einer Azimutalfunktion. Die Radialfunktion fließt in die
Berechnung der Ansteuerkurve für
die Scaneinrichtung zur Verstellung der Lage des Fokuspunktes entlang
der optischen Achse der Linse bzw. des Auges ein. Sie muß dann weder für die Berechnung
der Ansteuerfunktion in senkrecht dazu gelegener x/y-Richtung noch
für die
Strahlbeeinflussungseinrichtung berücksichtigt werden. Für die Berechnung
der Ansteuerungsfunktion der Strahlbeeinflussungseinrichtung benötigt man
lediglich die Azimutalfunktion der Zernike-Polynome, was zu einer einfachen und
schnellen Berechnung der Ansteuerfunktion führt. Darüber hinaus wird dadurch die
Ansteuerung der Strahlbeeinflussungseinrichtung vereinfacht, weil
der durch sie zu realisierende Beeinflussungsbereich der Laserstrahlung
vergleichsweise gering wird. Eine weitere Vereinfachung liegt dann darin,
daß das
Ansteuersignal der Strahlbeeinflussungseinrichtung rein sinusförmigen Verlauf
mit einer Grundwelle und Oberwellen entsprechender Anzahl der verwendeten
Ordnungen hat. Damit können
auch bandbreiteneingeschränkte Übertragungssysteme zur
Beeinflussung der Laserstrahlung eingesetzt werden. Es ist deshalb
bevorzugt, daß die
Steuereinrichtung die Strahlbeeinflussungseinrichtung gemäß einer
Azimutalfunktion von Zernike-Polynomen ansteuert.
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Als
zur Einstellung des Plasmablasendurchmessers geeignete Parameter
kommen insbesondere neben der erwähnten Laserstrahlleistungsdichte im
Fokus, auch die Puls-Fluence,
die Pulslänge,
die Pulsenergie und, wie bereits erwähnt, die Fokusgüte in Frage.
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Die
Erfindung wird nachfolgend unter Bezugnahme auf die Zeichnung beispielhalber
noch näher erläutert. In
den Zeichnungen zeigt:
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1 eine
perspektivische Darstellung eines Patienten während einer laserchirurgischen
Behandlung mit einem laserchirurgischen Instrument
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2 eine
Schemadarstellung der Fokussierung von Behandlungs-Laserstrahlung
auf das Auge des Patienten beim Instrument der 1
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3 eine
schematische Darstellung zur Erläuterung
eines vom Instrument der 1 bewirkten Schnittes in der
Hornhaut des Patienten,
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4 eine
Ablenkvorrichtung des laserchirurgischen Instrumentes der 1 sowie
Wirkung dieser Ablenkvorrichtung,
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5 ein
Blockdiagramm des Instrumentes der 1,
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6 eine
Schemadarstellung zur Erläuterung
des Aufbaus der Schnittlinie der 3 und
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7 eine
Darstellung ähnlich
der 6 zur Einstellung einer variierenden Schnittdicke
der Schnittlinie.
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In
1 ist
ein laserchirurgisches Instrument zur Behandlung eines Auges
1 eines
Patienten gezeigt, wobei das laserchirurgische Instrument
2 zur Ausführung einer
refraktiven Korrektur dient. Das Instrument
2 gibt dazu
einen Behandlungs-Laserstrahl
3 auf das Auge des Patienten
1 ab,
dessen Kopf in einem Kopfhalter
4 fixiert ist. Das laserchirurgische
Instrument
2 ist in der Lage, einen gepulsten Laserstrahl
3 zu
erzeugen, so daß das
in
US 6.110.166 beschriebene
Verfahren ausgeführt
werden kann. Der Laserstrahl
3 besteht aus fs-Laserpulsen
mit einer Pulsfrequenz zwischen 10 und 500 kHz. Die Baugruppen des
Instrumentes
2 werden im Ausführungsbeispiel von einer integrierten
Steuereinheit gesteuert, deren Funktion später noch anhand der
5 erläutert wird.
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Das
laserchirurgische Instrument 2 weist, wie in 2 schematisch
dargestellt ist, eine Strahlquelle S auf, deren Strahlung in die
Hornhaut 5 des Auges 1 fokussiert wird. Mittels
des laserchirurgischen Instrumentes 2 wird eine Fehlsichtigkeit
des Auges 1 des Patienten dadurch behoben, daß aus der
Hornhaut 5 Material so entfernt wird, daß sich die Brechungseigenschaften
der Hornhaut um ein gewünschtes
Maß ändern. Das
Material wird dabei dem Stroma der Hornhaut entnommen, das unterhalb
von Epithel und Bowmanscher Membran und oberhalb von Decemetscher
Membran und Endothel liegt.
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Die
Materialentfernung erfolgt, indem durch Fokussierung des hochenergetischen
gepulsten Laserstrahls 3 mittels einer verstellbaren Optik 6 in
einem in der Hornhaut 5 liegenden Fokus 7 in der Hornhaut
Gewebeschichten getrennt werden. Jeder Puls der gepulsten Laserstrahlung 3 erzeugt
dabei einen optischen Durchbruch im Gewebe, welcher wiederum eine
Plasmablase 8 initiiert. Dadurch umfaßt die Gewebeschichttrennung
ein größeres Gebiet,
als der Fokus 7 der Laserstrahlung 3, obwohl die
Bedingungen zur Erzielung des Durchbruches nur im Fokus 7 erreicht
werden. Durch geeignete Ablenkung des Laserstrahls 3 werden
nun während
der Behandlung viele Plasmablasen 8 aneinandergereiht.
Diese Plasmablasen bilden so eine Schnittfläche 9, die ein Teilvolumen
T des Stromas, nämlich
das zu entfernende Material der Hornhaut 5 umschreiben.
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Die
Erzeugung der Schnittfläche 9 mittels des
laserchirurgischen Instrumentes 2 ist in 3 schematisch
dargestellt. Durch Aneinanderreihung der Plasmablasen 8 in
Folge stetiger Verschiebung des Fokus 7 des gepulsten fokussierten
Laserstrahls 3 wird die Schnittfläche 9 gebildet. Der 3 ist
zu entnehmen, daß das
laserchirurgische Instrument 2 durch die Laserstrahlung 3 wie
ein chirurgisches Messer wirkt, das, ohne die Oberfläche 18 der
Hornhaut 5 zu verletzen, direkt Materialschichten im Inneren
der Hornhaut 5 trennt. Führt man einen Schnitt 16 durch
weitere Erzeugung von Plasmablasen 8 bis an die Oberfläche 18 der
Hornhaut, kann ein durch die Schnittfläche 9 isoliertes Material
der Hornhaut 5 seitlich in Richtung des Pfeiles 17 herausgezogen
und somit entfernt werden.
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Die
Fokusverschiebung erfolgt dabei zum einen in einer Ausführungsform
mittels der in 4 schematisch dargestellten
Scaneinheit 10, die den auf einer Haupteinfallsachse H
auf das Auge 1 einfallenden Laserstrahl 3 um zwei
senkrecht zueinander liegenden Achsen ablenkt. Die Scaneinheit 10 verwendet
dafür einen
Zeilenspiegel 11 sowie einen Bildspiegel 12, was
zu zwei hintereinander liegenden räumlichen Ablenkachsen führt. Der
Kreuzungspunkt der Hauptstrahlachse H mit der Ablenkachse ist dann der
jeweilige Ablenkpunkt. Zur Fokusverschiebung wird zum anderen die
Optik 6 geeignet verstellt. Dadurch kann der Fokus 7 in
dem in 4 schematisch dargestelltem x/y/z-Koordinatensystem
entlang dreier orthogonaler Achsen verstellt werden. Die Scaneinheit 10 verschiebt
den Fokus in der x/y-Ebene,
wobei der Zeilenspiegel den Fokus in der x-Richtung und der Bildspiegel
in der y-Richtung
verstellt. Die Optik 6 wirkt dagegen auf die z-Koordinate
des Fokus 7. Die Scaneinheit 10 und die Optik 6 bilden
somit eine Ablenkeinheit, welche insgesamt eine dreidimensionale
Ablenkung des Fokus 7 erreicht.
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Aufgrund
der Cornea-Krümmung,
die zwischen 7 und 10 mm beträgt,
muß das
Teilvolumen T auch entsprechend gekrümmt sein. Die Cornea-Krümmung erfordert
somit eine Fokusnachführung
entlang einer im wesentlichen gekrümmten Bahn. Dies wird durch
geeignete Ansteuerung der Ablenkeinheit 10 und der Optik 6 bewirkt.
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Die 5 zeigt
ein vereinfachtes Blockschaltbild einer ersten Ausführungsform
des laserchirurgischen Instrumentes 2 für die refraktive Chirurgie am
menschlichen Auge 1. Dargestellt sind nur die wichtigsten
Details: ein als Strahlquelle S dienender fs-Laser, welcher aus
einem fs-Oszillator V sowie einer oder mehreren Verstärkerstufen 13 besteht
und dem hier noch ein Kompressor bzw. Pre-Kompressor 14 nachgeordnet
ist; ein Laserpulsmodulator 15, der mit der Laserstrahlung
aus dem Laser S beaufschlagt wird; die Scaneinheit 10,
hier als Winkelscanner realisiert; ein die Optik 6 verwirklichendes
Objektiv zur Fokussierung in das zu bearbeitende Gewebe, und eine
Steuereinheit C.
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Der
Laser S erzeugt Laserpulse mit einer Dauer im fs-Bereich. Die Laserpulse
gelangen zunächst
in den Laserpulsmodulator 15, der (auf noch zu beschreibende
Art) eine Veränderung
der zur Generation optischer Durchbrüche im Gewebe vorgesehenen
Laserpulse vornimmt. Anschließend
gelangen die Laserpulse zur Scaneinheit 10 und durch das
Objektiv 6 in das Patientenauge 1. Sie sind dort
fokussiert und erzeugen im Fokus 7 optische Durchbrüche. Je
nach Einstellung des Modulators 15 unterscheiden sich die
einzelnen Laserpulse 10 hinsichtlich mindestens eines physikalischen
Parameters derart, daß sie
im Auge 1 unterschiedliche optische Durchbrüche verursachen.
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Hinsichtlich
der Position des Laserpulsmodulators 15 gibt es verschiedene
Möglichkeiten.
Es ist mitunter vorteilhaft, ihn bereits unmittelbar nach der letzten
Verstärkerstufe 13,
also noch vor dem Kompressor/Pre-Kompressor 14 anzuordnen.
Er kann somit auch in den Bauraum des Lasers S integriert sein,
befindet sich aber meist nach der Verstärkung und dem Oszillator. Wird
ein cavity-dumped Ozillator verwendet, so befindet sich der Laserpulsmodulator 15 immer
innerhalb des Resonators. Wie noch beschrieben wird, kann der Modulator 15 auch der
Ablenkeinheit nachgeordnet sein.
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Um
der Schnittfläche 9 die
gewünschte
Form zu verleihen und damit ein vorbestimmtes Teilvolumen T zu isolieren
steuert die Steuereinheit C die Ablenkeinheit bestehend aus Scaneinheit 10 und
Optik 6 sowie den Modulator 15 geeignet und aufeinander abgestimmt
an. Dies ist in 5 durch gestrichelte Steuerleitungen
zwischen der Steuereinheit C und den genannten Elementen verdeutlicht.
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Bei
der Fehlsichtigkeitskorrektur wird das Ausmaß der Korrektur im wesentlichen
durch die Mittendicke der durch das isolierte Teilvolumen T zu entfernenden
Linse bestimmt. Aus einfachen optischen Rechnungen ist bekannt,
daß für eine optische
Zone von 6 mm Durchmesser die Mittendicke (oder zentrale Dicke)
13 μm pro
zu korrigierender Dioptrie bei Myopie betragen muß. Eine
genauere Betrachtung zeigt aber, daß nicht die Mittendicke des
entfernten Teilvolumens entscheidend ist, sondern die gesamte Dicke des
entfernten Hornhautmaterials. Dies veranschaulicht 6,
die einen Ausschnitt aus der Schnittlinie 9 zeigt. Die
Schnittlinie 9 ist durch eine Aneinanderreihung von Plasmablasen 8 erzeugt,
die jeweils durch Fokussierung der Behandlungslaserstrahlung 3 in
einen Fokuspunkt 8 generiert wurden. Der Durchmesser D
der einzelnen Plasmablasen 8 bestimmt den Abstand zwischen
Vorderfläche 19 und Rückfläche 20 des
gebildeten Schnittes 9 und damit die Dicke d des Schnittes.
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Die
Dicke des entfernten Corneamaterials setzt sich nun zusammen aus
der Dicke der entfernten Linse entsprechend dem Teilvolumen T und
der Summe der Dicken d der beiden Schnitte. Ist diese Dicke d über die
gesamte optische Zone konstant, wie es in 6 gezeigt
ist, liefert die Schnittdicke allerdings meist keinen Beitrag zur
Veränderung
der Brechkraft.
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Die
Steuereinheit C steuert nun den Modulator 15 so an, daß die Dicke
D der einzelnen Plasmablasen 8 über den Verlauf der Schnittlinie 9 variiert. Somit
ergeben sich Gebiete, in welchen die Schnittlinie 9 mit
relativ großen
Plamablasendurchmessern 8 erzeugt wurde und solche, in
welchen relativ kleine Plasmablasendurchmesser D verliegen. Im Beispiel der 7 sind
beispielsweise die Plasmablasendurchmesser D nahe der optischen
Achse des Auges sehr viel geringer, als ferner der Achse. Im Ergebnis ist
die Dicke d der Schnittlinie 9 nicht mehr konstant, sondern
weist eine Variation auf, welche gerade durch die Wirkung des Modulators 15 bewirkt
ist.
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Wie 7 zeigt,
sind die Plasmablasen 8 in erster Näherung kreisförmig. Der
vergrößerte Durchmesser
D wirkt sich also nicht nur in einer örtlich variierenden Dicke d
der Schnittlinie 9aus, sondern erlaubt es auch, die Abstände zwischen
den Foki 7 von Plasmablasendurchmesser D abhängig zu
gestalten. Die Steuereinheit C berücksichtigt deshalb vorzugsweise
die Ansteuerung des Modulators 15 bei der Ansteuerung der
Ablenkeinrichtung, was sich günstig auf
die Schnittgeschwindigkeit auswirkt. In einem vereinfachten Verfahren
könnte
diese Berücksichtigung
aber auch unterbleiben, die Abstände
der Foki 7 wäre
dann unabhängig
vom Durchmesser D der Plasmablasen 8 äquidistant.
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Die
Variation des Durchmessers D der Plasmablasen 8 durch die
Steuereinheit C wird nun zur Korrektur von Aberrationen höherer Ordnungen
ausgenützt.
Wenn beispielsweise ein Durchmesser D von 2 μm mit einer Laserpulsenergie
von 0,4 mJ erzeugt wird (was 0,15 mJ über einem typischen Wert für die Schwelle
zur Erzeugung eines optischen Durchbruchs liegt), so führt eine
Laserpulsenergie von 1,45 mJ zu einer Plasmablase mit doppelten Durchmesser,
d. h. einem Durchmesser D von 4 μm. Da
die Korrektur von Aberrationen höherer
Ordnungen eine Feineinstellung in der Größenordnung von maximal 1–2 μm erfordert,
kann durch Einstellung des Plasmablasendurchmessers die Aberrationskorrektur
erreicht werden. Falls nötig
kann die Wirkung der Verstellung des Plasmablasendurchmessers D noch
gesteigert werden, wenn nicht nur die in 7 gezeigte
vordere Schnittfläche
mit variierender Schnittdicke d ausgeführt wird, sondern auch die
(in den 6 und 7 nicht
gezeigte) Rückfläche, d. h.
diejenige Fläche,
die der Oberfläche 18 der
Hornhaut weiter entfernt liegt.
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Die
Variation der Schnittdicke d ermöglicht es
somit, Aberration höherer
Ordnungen zu korrigieren, ohne die Nachteile der im Stand der Technik
bislang alleinig dazu in der Lage gewesenen intrastromalen Ablation.
Ein Chirurg hat die Möglichkeit, durch
Spülen
nach Einnahme des Teilvolumen T entstandenen Hohlraums Rückstände zu entfernen,
so daß die
Problematik von Streuzentren, die dem Konzept der intrastromalen
Ablation inhärent
ist, nicht mehr auftritt.
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Dieser
Vorteil wird durch die Ansteuerung des Modulators 15 erreicht.
Die Laserpulsmodulation ist auf die Ablenkung des Laserstrahls 3 abgestimmt. Der
Modulator 15 ist in der Ausführungsform der 5 ein
schneller variabler Abschwächer.
Er kann realisiert sein in Form eines akustooptischen Modulators
in Verbindung mit Blenden, durch reflektive und/oder transmissive
LC-Elemente in geeigneter Anordnung mit Polarisatoren, faserbasierte Mach-Zehnder-Intereferenz-Modulatoren
oder Pockelszellen in Kombination mit Polarisationsfiltern. Weiter
ist es möglich,
daß der
Modulator 15 die Pulslänge
verändert,
die Wellenlänge
des Behandlungs-Laserstrahls 3 modifiziert, die Fokusgüte durch Einbringen
von Aberrationen beeinflußt
o.ä. Zur
Pulslängenveränderung
kann auch vorgesehen werden, daß die Steuereinheit
C die Stahlquelle S bzw. den Kompressor 14 geeignet ansteuert.
In seiner allgemeinsten Form beeinflußt der Modulator 15 eine
Eigenschaft des Behandlungs-Laserstrahls 3,
welche sich auf dessen Fähigkeit
zur Erzeugung eines optischen Durchbruchs auswirkt. Die Pulslänge kann beispielsweise
durch Einführung
einer zeitlich variablen spektralen Phasenfunktion verändert werden,
wie dies beispielsweise in der deutschen Patentanmeldung 10358927.9
beschrieben ist, deren Offenbarungsgehalt hier explizit ausdrücklich eingebunden wird.
Ein auf die Pulslänge
wirkender Modulator 15 kann durch spektrale Filterung über drehbare Notch-Filter
verwirklicht werden. Veränderbare
Abberationen sind über
LiNb aufweisende Bauelemente realisierbar, die einen elektrisch
steuerbaren Astigmathismus zeigen.
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Das
von der Steuereinheit C verwendete Ansteuersignal wird aus zuvor
erzeugten, das Patientenauge beschreibenden Daten gewonnen. Mit
Hilfe einer Wellenfrontmessung kann man die optischen Fehler des
Auges bestimmen. Üblich
ist eine Beschreibung der Fehler durch eine Entwicklung der Wellenfront
in Zernike-Polynome. Bei Verwendung dieser Beschreibungsweise läßt sich
besonders einfach das Ansteuersignal für den Modulator 15 und
die Scaneinrichtung 10 sowie die Optik 6 berechnen.
Jedes Zernike-Polynom besteht aus einer Radialfunktion und einer
Azimutalfunktion. Die Radialfunktion fließt in die Berechnung der Ansteuerkurve
für die Optik 6 ein
und muß weder
für die
Berechnung der Ansteuerfunktion der Scaneinrichtung 10 noch
für den
Modulator 15 berücksichtigt
werden. Die Berechnung der Ansteuerfunktion des Modulators 15 hingegen
basiert ausschließlich
auf der Azimutalfunktion der Zernike-Polynome. Die führt zu einer
einfachen und schnellen Berechung der Ansteuerfunktionen. Darüber hinaus
ist die Ansteuerung des Modulators 15 unkritisch, weil
der durch den Modulator 15 zur realisierende Einflußbereich
auf die Laserstrahlung eingeschränkt
wird. Eine weitere mögliche
Vereinfachung besteht darin, daß das
Steuergerät
C den Modulator 15 gemäß rein sinusförmigen Signalen
ansteuert, die aus einer Grundwelle mit Oberwellen entsprechend
der Anzahl zur berücksichtigender
Ordnungen aufgebaut ist. Die Bandbreitenanforderung an die Steuereinheit
C sowie den Modulator 15 sind dann vergleichsweise unkritisch.
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Anstelle
eines zeitlich wirkenden Modulators 15 kann in einer zweiten
Ausführungsform
der Modulator 15 auch in einer Zwischenbildebene als Abschwächer ausgebildet
werden, der eine über
den Querschnitt variable und einstellbare Transmission aufweist.
Diese zweite Ausführungsform
entspricht bis auf Lage und Art des Modulators sowie bis auf eine
entsprechende Anpassung der Steuereinheit C der ersten bereits beschriebenen
Ausführungsform.
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In
Abweichung von 5 ist dann der Modulator 15 der
Scaneinrichtung 10 nachgeordnet. Während des Scannen des Behandlungslaserstrahls 3 passiert
der Laserstrahl dann je nach Einstellung der Scaneinrichtung 10 unterschiedliche
Bereiche des Modulators 15 und wird damit ortsabhängig moduliert,
beispielsweise hinsichtlich Puls-Fluence reduziert. Der Modulator 15 kann
z.B. rein absorbierend wirken und in einer besonders einfachen Bauweise als
lokal variabler Polarisationsfilter ausgebildet sein. Eine Ansteuerung
des Modulators 15 ist dann entbehrlich, wenn der Modulator 15 passend
zum vorab ermittelten Korrekturbedarf mit geeigneten Strukturen
hergestellt wurde, z.B. lithographisch. Anstelle eines absorbierenden
Modulators kann natürlich
auch einer auf Reflexion basierender Modulator 15 verwendet
werden, z.B. ein mit variabler Dicke gesputterter Metallfilter.