DE102012007272B4 - Lasereinrichtung und Verfahren zur Konfiguration einer solchen Lasereinrichtung - Google Patents

Abstract

Ein Verfahren zur Konfiguration einer Lasereinrichtung (10), welche zur Abgabe fokussierter gepulster Laserstrahlung (14) eingerichtet und zur Verwendung bei laserassistierten Behandlungen des menschlichen Auges (12) bestimmt ist, umfasst die Schritte: – Wählen einer Pulslänge in einem Bereich von 1 psec bis 1 nsec, vorzugsweise in einem Bereich von über 10 psec bis unter 300 psec, – Wählen einer Wellenlänge für die Laserstrahlung in einem Bereich von 300 nm bis 400 nm oder in einem Bereich von 800 nm bis 1100 nm, – Ermitteln eines solchen Satzes Parameterwerte der Lasereinrichtung, dass bei Betrieb der Lasereinrichtung mit diesen Parameterwerten mittels der Laserstrahlung eine flächig ausgedehnte Gewebetrennung menschlichen Kornea- oder Linsengewebes durch Aneinanderreihung einer Mehrzahl lokaler Schädigungsstellen erzielbar ist, wobei der Satz Parameterwerte zusätzlich zur gewählten Pulslänge und der gewählten Wellenlänge Werte für mindestens einen der folgenden Parameter umfasst: eine Pulsenergie, eine Pulswiederholrate, eine Fluenz pro Strahlungspuls, eine Pulsanzahl pro Schädigungsstelle, eine Abtastgeschwindigkeit einer Scannervorrichtung (18) der Lasereinrichtung, einen Fokusdurchmesser, – Konfigurieren der Lasereinrichtung derart, dass die Lasereinrichtung mit dem ermittelten Satz Parameterwerte betrieben werden kann.

Description

• Ein Aspekt der vorliegenden Offenbarung befasst sich mit einer Lasereinrichtung zur Verwendung in der Human-Augenchirurgie. Ein anderer Aspekt der vorliegenden Offenbarung befasst sich mit der Konfiguration einer Lasereinrichtung, so dass mit dieser eine zweidimensionale großflächige Gewebetrennung des menschlichen Kornea- oder Linsengewebes durch Aneinanderreihung einer Mehrzahl lokaler Schädigungsstellen erzielbar ist.
• Die Gewebetrennung (Schnittfläche) kann erforderlich sein bei einer Vielfalt laserassistierter Behandlungen der menschlichen Kornea oder Linse, z. B. für die lasertechnische Erzeugung einer wegklappbaren Gewebelamelle (in der englischsprachigen Fachterminologie üblicherweise als Flap bezeichnet) an der anterioren Seite der Kornea im Rahmen einer LASIK-Behandlung (LASIK: Laser in situ Keratomileusis) oder zum lasertechnischen Wegschneiden bestimmter Areale des Korneagewebes im Rahmen einer Keratoplastik (in der englischsprachigen Fachterminologie üblicherweise als Cap bezeichnet) oder für die Kapsulorhexis im Rahmen einer Katarakt-Behandlung der menschlichen Linse. Es versteht sich, dass dies nur Beispiele für Behandlungsformen sind, bei denen eine nach Maßgabe der vorliegenden Offenbarung konfigurierte Lasereinrichtung zum Einsatz kommen kann. Andere laserassistierte Behandlungsformen der menschlichen Kornea oder Linse sind keineswegs ausgeschlossen.
• Gepulste Laserstrahlung mit einer Pulsdauer im dreistelligen Femtosekundenbereich wird zur Erzeugung von Gewebetrennschnitten in der menschlichen Kornea angewendet. Geeignete Lasersysteme, die Strahlungspulse mit derart kurzen Pulsdauern bereitstellen können, sind jedoch vergleichsweise komplex, störanfällig und teuer. Bisher ist es jedoch eine weitverbreitete Ansicht in der Fachwelt, dass für intraokulare Schnitte, bei denen es in ganz besonderem Maße auf höchste Präzision und Wiederholgenauigkeit der Schnitterzeugung ankommt, nur Laserpulse im Femtosekundenbereich geeignet seien. Zum Stand der Technik hinsichtlich der Bearbeitung der menschlichen Kornea mit fsec-Laserpulsen sei beispielhaft auf die EP 1 787 607 A1 verwiesen. Eine Laserbearbeitung eines transparenten Materials mit Pulsdauern im Nanosekundenbereich unterhalb der Schwelle des optischen Durchbruchs ist beispielsweise in WO 2008/151616 A1 offenbart.
• US 2011/0319876 A1 offenbart die Nutzung von Laserpulsen mit einer Pulsdauer im Bereich von Femtosekunden oder Nanosekunden zur schneidenden Bearbeitung kornealen Gewebes.
• In DE 10 2007 028042 B3 wird menschliches Augengewebe mit gepulster Laserstrahlung bearbeitet, die eine Pulslänge aus dem Intervall von 300 ps bis 20 ns besitzt. Diese Druckschrift formuliert als Ziel, in einem Strahlungsstärkenbereich zu arbeiten, in dem zwar Materialveränderung stattfindet, aber kein Plasmaleuchten auftritt. Die Lehre dieses Dokuments basiert auf der Annahme, dass unterhalb 300 ps die Bearbeitungsschwelle und die Plasmaleuchtschwelle zusammenfallen.
• Eine Aufgabe der Erfindung ist es, eine Lasereinrichtung bereitzustellen, die für laserassistierte Behandlungen des menschlichen Auges verwendbar ist, wobei die Lasereinrichtung mit vergleichsweise geringer Komplexität und preisgünstig verwirklicht werden kann.
• Im Hinblick auf die Lösung dieser Aufgabe sieht ein Aspekt der vorliegenden Offenbarung ein Verfahren mit den Merkmalen des Anspruchs 1 vor. Das Verfahren dient zur Konfiguration einer Lasereinrichtung, welche zur Abgabe fokussierter gepulster Laserstrahlung eingerichtet und zur Verwendung bei laserassistierten Behandlungen des menschlichen Auges bestimmt ist. Das Verfahren umfasst die folgenden Schritte: Wählen einer Pulslänge für die Laserstrahlung in einem Bereich von 1 psec bis 1 nsec; Wählen einer Wellenlänge für die Laserstrahlung in einem Bereich von 300 nm bis 400 nm oder in einem Bereich von 800 nm bis 1100 nm; Ermitteln eines solchen Satzes von Parameterwerten der Lasereinrichtung, dass bei Betrieb der Lasereinrichtung mit diesen Parameterwerten mittels der Laserstrahlung eine zweidimensional ausgedehnte Gewebetrennung des menschlichen Kornea- oder Linsengewebes durch Aneinanderreihung einer Mehrzahl lokaler Schädigungsstellen erzielbar ist, wobei jede lokale Schädigungsstelle einen laserinduzierten optischen Durchbruch des Gewebes enthält, wobei der Satz Parameterwerte zusätzlich zu der gewählten Pulslänge und der gewählten Wellenlänge Werte für mindestens einen der folgenden Parameter enthält: eine Pulsenergie, eine Pulswiederholrate, eine Fluenz pro Strahlungspuls, eine Pulsanzahl pro Schädigungsstelle, eine Abtastgeschwindigkeit einer Scanner-Vorrichtung der Lasereinrichtung, einen Fokusdurchmesser; und Konfigurieren der Lasereinrichtung derart, dass die Lasereinrichtung mit dem ermittelten Satz Parameterwerte betrieben werden kann. Die Pulslänge wird in einem Bereich von über 10 psec bis unter 300 psec gewählt, und es wird der Satz Parameterwerte für eine Mehrzahl Strahlungspulse pro Schädigungsstelle ermittelt.
• Das Ermitteln des Satzes Parameterwerte kann beispielsweise die Durchführung experimenteller Tests an solchen Testmaterialien wie Schweineaugen oder Testplatten aus PMMA (Polymethylmethacrylat) enthalten, um basierend auf einer gewählten Pulslänge und einer gewählten Wellenlänge geeignete Werte für einen oder mehrere der weiteren genannten Parameter zu finden, so dass im Testmaterial eine dauerhafte Schädigung eintritt, die – bei vielfacher Nebeneinanderreihung solcher Schädigungsstellen – zur Erzeugung einer zweidimensional oder dreidimensional geformten Schnittfläche im Augengewebe genutzt werden kann. Einer oder mehrere solchermaßen ermittelte Parameterwerte können unverändert oder nahezu unverändert für die Konfiguration der Lasereinrichtung übernommen werden, etwa wenn das Testmaterial, z. B. ein Schweineauge, hinsichtlich seiner Wechselwirkung mit der Laserstrahlung gut vergleichbar mit dem menschlichen Auge ist. Ferner können einer oder mehrere der experimentell bestimmten Parameterwerte im Zuge der Konfiguration der Lasereinrichtung durch geeignete Korrekturfaktoren geändert werden. Derartige Korrekturfaktoren können zuvor ermittelt werden oder allgemein im Stand der Technik bekannt sein und können z. B. berücksichtigt werden, um falls gewünscht bestimmten, beispielsweise aus post-operativen Analysen ermittelten Besonderheiten des menschlichen Auges Rechnung zu tragen.
• Die Konfiguration der Lasereinrichtung kann beispielsweise dergestalt sein, dass die gewählte Pulslänge oder/und die gewählte Wellenlänge fest in der Lasereinrichtung eingestellt sind und vom Anwender nicht mehr verändert werden können. Die übrigen Parameter des Parametersatzes können zumindest teilweise anwenderseitig einstellbar sein, wobei die verfügbaren Einstellbereiche die im Rahmen des Ermittlungsschritts ermittelten Parameterwerte umfassen. Was die Breite dieser Einstellbereiche anbelangt, besteht eine Möglichkeit darin, zumindest einen Bruchteil der Einstellbereiche so eng festzulegen, dass im gesamten Einstellbereich der für die Gewebetrennung erforderliche Schädigungsvorgang im menschlichen Kornea- oder Linsengewebe erzielbar ist. Auf diese Weise kann der Anwender von der Unsicherheit entlastet werden, ob eine von ihm vorgenommene Einstellungsänderung möglicherweise nicht mehr den gewünschten Schädigungsprozess im Augengewebe auslöst. Es soll freilich nicht ausgeschlossen sein, dass zumindest ein Bruchteil der Einstellbereiche demgegenüber so groß ist, dass der gewünschte Schädigungsprozess im Augengewebe nicht im gesamten Einstellbereich – bei unveränderten Werten der anderen Parameter – auftritt.
• Vorzugsweise wird der Satz Parameterwerte derart ermittelt, dass an jeder Schädigungsstelle ein laserinduzierter optischer Durchbruch des Gewebes erzielbar ist. Bei dieser Konfiguration umfasst jede Schädigungsstelle eine photodisruptive lokale Zerstörung des Augengewebes, die unter Umständen von einer thermischen Wirkung oder einer anderweitigen Wirkung der Pikosekunden-Laserpulse (z. B. einer Änderung des Brechungsindex oder einem Defekt verbunden mit elektronischen Störstellen) begleitet sein kann.
• Pro Schädigungsstelle kann mit einem einzelnen Laserpuls gearbeitet oder es kann eine Mehrzahl Laserpulse auf im Wesentlichen denselben Gewebeort eingestrahlt werden, um dort eine Schädigungsstelle zu erzeugen. Im Fall einer Einzelpuls-Schädigung wird für die Ermittlung des Satzes Parameterwerte die Fluenz pro Strahlungspuls vorzugsweise im Bereich von 1 J/cm² bis 50 J/cm² gewählt. Im Fall einer Mehrfachpuls-Schädigung wird dagegen für die Ermittlung des Satzes Parameterwerte die Fluenz pro Strahlungspuls vorzugsweise unterhalb einer Fluenz-Schwelle für eine Einzelpuls-Schädigung gewählt, beispielsweise im Bereich von 0,1 J/cm² bis 1 J/cm². Es ist hinzuzufügen, dass bei einer Mehrfachpuls-Schädigung mindestens entweder die Energie oder die Intensität für alle Pulse der Pulsfolge, die auf die im Wesentlichen selbe Gewebestelle abgestrahlt wird, gleich sein kann. Wahlweise kann mindestens entweder die Energie oder die Intensität innerhalb der Pulse einer Folge variieren. Die Energie- oder Intensitätsverteilung in der Folge kann z. B. so sein, dass ein früherer Puls der Folge eine niedriger Energie oder Intensität hat als ein späterer Puls derselben Folge.
• Eine Pulsfolge kann in zwei oder mehr Unterfolgen unterteilt werden, wobei jede Unterfolge aus einem oder mehreren Laserstrahlungspulsen besteht. Anschließende Unterfolgen können voneinander zeitlich um mehr als die gegenseitige zeitliche Trennung aufeinander folgender Pulse einer Unterfolge beabstandet sein, wodurch eine Ruheperiode zwischen aufeinander folgenden Unterfolgen entsteht. Die Anzahl Pulse pro Unterfolge kann für die Unterfolgen einer Folge gleich sein oder zumindest bei manchen Unterfolgen einer Folge unterschiedlich sein. Obwohl ferner die Energie und/oder Intensität der Pulse in einer Unterfolge im Wesentlichen konstant sein kann, kann die Pulsenergie und/oder -intensität zwischen den Unterfolgen variieren. So kann z. B. eine Folge, die eine einzige Schädigungsstelle verursacht, eine erste Unterfolge mit relativ niedriger Pulsenergie und/oder -intensität, gefolgt von einer ersten Ruheperiode, gefolgt von einer zweiten Unterfolge mit relativ hoher Pulsenergie und/oder -intensität, gefolgt von einer zweiten Ruheperiode, gefolgt von einer dritten Unterfolge mit relativ niedriger Pulsenergie und/oder -intensität aufweisen, wobei die Pulsenergie und/oder -intensität der dritten Unterfolge niedriger als, gleich oder höher als die Pulsenergie und/oder -intensität der ersten Unterfolge sein kann.
• Zur Ermittlung des Satzes Parameterwerte kann die Pulsenergie beispielsweise im Bereich von 1 nJ bis 10 μJ gewählt werden, vorzugweise im Bereich von 100 nJ bis 1 μJ. Die Wiederholrate der auf das Auge abgegebenen Laserpulse kann für diesen Zweck beispielsweise im Bereich von 10 kHz bis 1 GHz gewählt werden, vorzugsweise im Bereich von 100 kHz bis 100 MHz.
• Die Verwendung von psec-Laserpulsen statt fsec-Pulsen erlaubt es, eine erheblich weniger zu benutzen. Beispielsweise kann die Lasereinrichtung zur Erzeugung der Laserstrahlung mit einem modengekoppelten oder gütegeschalteten Halbleiter- oder Festkörperlaser oder mit einem Mikrochip-Laser oder einem Vertical Cavity Surface-Emitting Laser (abgekürzt VCSEL) (oberflächenemittierender Diodenlaser) oder einem Vertical External Cavity Surface-Emitting Laser (abgekürzt VECSEL) (oberflächenemittierenden Diodenlaser mit externem Resonator), oder einem Mode Locked Integrated External Cavity Surface-Emitting Laser (abgekürzt MIXSEL) (modengekoppelter intergrierter oberflächenemittierender Diodenlaser mit externem Resonator) ausgestattet sein. Die Verwendung von psec-Pulsen eines modengekoppelten Lasers erlaubt z. B. den Verzicht auf die ansonsten bei einem modengekoppelten fsec-Laser üblicherweise vorgesehenen Maßnahmen zum Pulslängenmanagement (z. B. Strecker, Komprimierer).
• Ein anderer Aspekt der vorliegenden Offenbarung stellt eine Lasereinrichtung für die Human-Augenchirurgie bereit, mit: einer Quelle zur Bereitstellung eines Laserstrahlungsbündels; einem Scanner zum Abtasten des Laserstrahlungsbündels; einer Fokussieroptik zum Fokussieren des Laserstrahlungsbündels; einem Steuerprogramm, das eine in einem menschlichen Auge zu erzeugende Schnittfigur repräsentiert; und einer mit dem Scanner gekoppelten Steuereinrichtung zum Steuern des Abtastens des Laserstrahlungsbündels nach Maßgabe des Steuerprogramms; wobei die Quelle einen der folgenden Laser zum Erzeugen des Laserstrahlungsbündels enthält: einen modengekoppelten Halbleiterlaser, einen modengekoppelten Festkörperlaser, einen gütegeschalteten Halbleiterlaser, einen gütegeschalteten Festkörperlaser, einen Mikrochip-Laser, einen Vertical Cavity Surface-Emitting Laser, einen Vertical External Cavity Surface-Emitting Laser, einen Mode Locked Integrated External Cavity Surface-Emitting Laser; wobei die von der Quelle bereitgestellte Laserstrahlung Strahlungsparameterwerte hat, die eine zweidimensional ausgedehnte Gewebetrennung des menschlichen Kornea- oder Linsengewebes mittels der Laserstrahlung durch Aneinanderreihung einer Mehrzahl lokaler Schädigungsstellen gestattet, wobei jede lokale Schädigungsstelle einen laserinduzierten optischen Durchbruch des Gewebes enthält und die Laserstrahlung eine Impulslänge im Bereich von über 10 psec bis unter 300 psec, und eine Wellenlänge entweder im Bereich von 300 nm bis 400 nm oder im Bereich von 800 nm bis 1100 nm hat und wobei die Strahlungsparameterwerte für eine Mehrzahl Strahlungspulse pro Schädigungsstelle eingestellt sind.
• Nachfolgend werden weitere Erläuterungen zu den Hintergründen der Erfindung gegeben.
• Bisher werden für schneidende Laseranwendungen in der Human-Ophthalmologie, insbesondere bei der refraktiven Chirurgie und der Kataraktchirurgie, nahezu ausschließlich fsec-Lasersysteme eingesetzt. Die bei diesen Systemen verwendeten fsec-Laserquellen sind oftmals fsec-MOPA-Quellen, die aus einem kompakten fsec-Oszillator (Pulsenergie ≤ 10 nJ, Pulswiederholfrequenz > 50 MHz) und einem regenerativen Verstärkermodul bestehen. MOPA steht dabei für Master Oscillator Power Amplifier; solche Verstärker können beispielsweise eine Verstärkung der Pulsenergie auf 10 μJ bis 50 μJ bei einer Pulsfrequenz von über 100 kHz leisten.
• Bei einer Wiederholrate von etwa 40 kHz bis 1 MHz (erzielt durch einen sogenannten Pulspicker) können durch Verstärkung der gewählten Oszillatorpulse Pulsenergien von etwa 1 μJ bis 15 μJ erreicht werden, die für die angegebenen ophthalmologischen Anwendungen optimiert werden. Für industrielle Anwendungen können sogar Pulsenergien ≥ 1 mJ verwendet werden.
• Etablierte Anwendungen solcher fsec-Lasersysteme sind z. B. bei der refraktiven Chirurgie die Realisierung des LASIK-Flapschnitts, die Durchführung verschiedener Arten von Keratoplastiken (z. B. penetrierende, lamellare posteriore oder anteriore Keratoplastiken) sowie die Erzeugung von intrastromalen ringförmigen Tunnelschnitten zur Implantation von INTACs. Bei der Kataraktchirurgie werden fsec-Lasersysteme beispielsweise zur Realisierung der Kapsulorhexis (initialer anteriorer Kapselschnitt der Linse), zur Prä-Fragmentierung der menschlichen Kataraktlinse, zur Erzeugung von lateralen skleralen Schnitten für die Einführung der Instrumente in nachfolgenden manuellen Phasen der Katarakt-Operation und zur Erzeugung limbaler Relaxations-Schnitte zum Vermeiden eines induzierten Astigmatismus eingesetzt.
• Der Einsatz von fsec-Lasersystemen bei derartigen Anwendungsgebieten ist in der Zwischenzeit zu einer gewissen Routine geworden. Daneben werden weitere Anwendungen von fsec-Laserpulsen erforscht, etwa für die Behandlung der Presbyopie oder eines Glaukoms oder für eine einzig mit fsec-Laserpulsen realisierte fsec-Refraktionskorrektur, z. B. eine Kornealinsenextraktion.
• Neben fsec-Quellen auf Basis diskreter Festkörpertechnologie mit Regenerativverstärker sind derzeit vereinzelt auch fsec-Faserlaser mit CPA-Verstärkersystemen (CPA: Chirped Pulse Amplification) oder HP-LC-Oszillatorsysteme (HP-LC: High-Power Long-Cavity) im Einsatz. Obwohl HP-LC-Oszillatoren keine gesonderte Verstärkerstufe zur Erhöhung der Laserpulsenergie benötigen, ist auch ihr Aufbau relativ komplex, bedingt beispielsweise durch die Realisierung der erforderlichen Resonatorlänge L und/oder eines ”Cavity Dumping” zur Auskopplung von Laserpulsen geeigneter Energie von beispielsweise über 100 nJ bei einer Wiederholrate f ≥ 10 MHz.
• Diese soweit erläuterten fsec-Quellen sind allgemein NIR-Quellen, also Quellen, die im nahen Infrarotbereich strahlen, beispielsweise im Bereich zwischen 1000 nm und 1100 nm. Mittels der dritten Harmonischen solcher NIR-fsec-Laserquellen können ophthalmologische Behandlungen auch im UV-Bereich realisiert werden. Hierzu wird beispielsweise eine UV-Wellenlänge zwischen 340 nm und 360 nm eingesetzt. Der Vorteil einer solchen UV-Wellenlänge ist, dass für die gleichen Anwendungen deutlich geringere Pulsenergien der fsec-Laserpulse im Bereich von einigen 10 nJ bis 100 nJ (bei f = 200 kHz bis 1000 kHz) ausreichen können, dass ferner dank der kürzeren Wellenlänge eine höhere Genauigkeit (kleinere Fokusdimensionen) erreicht werden kann, und dass schließlich die Retina des Patienten durch die geringeren Laserpulsenergien und die Absorption der kurzwelligen Laserstrahlung, speziell in der menschlichen Linse und im Glaskörper, weniger belastet wird.
• Allerdings haben auch UV-fsec-Lasersysteme die gleiche fundamentale Komplexität wie NIR-fsec-Lasersysteme, die durch die notwendige zweistufige Frequenzwandlung sogar noch erhöht wird. UV-fsec-Lasersysteme sind in der gleichen oder sogar in höheren Preisklassen wie NIR-fsec-Lasersysteme zu finden und können genauso voluminös und störanfällig sein. Einziger wesentlicher Vorteil der UV-Wellenlänge gegenüber der NIR-Wellenlänge ist, dass durch die effizientere Absorption der UV-Strahlung gegenüber der NIR-Strahlung im menschlichen Augengewebe bereits bei vergleichsweise niedrigen Laserpulsenergien der zur Schnitterzeugung gewünschte laserinduzierte optische Durchbruch (kurz LIOB: Laser Induced Optical Breakdown), der zur Erzeugung eines Schnittes im transparenten Augengewebe erwünscht ist, erreichbar ist. Dies hängt damit zusammen, dass zur Multiphotonenabsorption bei UV-Laserpulsen mit z. B. 345 nm nur ein zweistufiger nichtlinearer Prozess nötig ist, wohingegen bei NIR-Laserpulsen mit z. B. einer Wellenlänge von 1064 nm die Ordnung der Nichtlinearität mindestens sechsfach sein muss, um die initialen Elektronen mittels Multiphotonenionisation über eine Bandlücke von ca. 6,5 eV (entspricht der Ionisierungsenergie von Wasser) ins quasi-freie Leitungsband zu heben. Gegenüber einer Multiphotonenionisation im UV-Bereich sind für den optischen Durchbruch im NIR-Bereich daher wesentlich höhere Intensitäten (Pulsenergien) erforderlich.
• Hinzu kommt vermutlich eine geringfügige lineare Restabsorption der UV-Strahlung (z. B. in der Kornea), wodurch die für das Einsetzen der Lawinenionisation initial benötigten freien Elektronen bereits zum Teil durch eine lineare Ionisation bereitgestellt werden, die ansonsten ausschließlich von der Multiphotonenabsorption geliefert werden müssen. Dies unterstützt den 'Zündprozess' des laserinduzierten optischen Durchbruchs positiv. Im visuell transparenten Augengewebe wie der menschlichen Linse, in welchem die lineare UV-Absorption bei 300 nm bis 400 nm nicht vernachlässigbar ist, kann diese lineare Absorption die Erzeugung der initialen Elektronen, welche für den optischen Durchbruch und die nachfolgende, zur Gewebetrennung führende Plasmageneration nötig sind, unter bestimmten Umständen noch vorteilhafter unterstützen.
• Die Erfindung ermöglicht es, den für die Erzeugung eines LIOB in menschlichem Augengewebe erforderlichen Aufwand dadurch zu verringern, dass verschiedene Parameter einer Lasereinrichtung für die genannten ophthalmologischen Anwendungen so kombiniert werden, dass sie aus einfachen Laserquellen bereitgestellt werden können und trotzdem vergleichbar gute Anwendungsergebnisse erzielen, wie sie mit fsec-Pulsen möglich sind. Wesentlicher Kerngedanke hierzu ist die Verwendung von psec-Pulsen, also Laserpulsen im Pikosekundenbereich, vorzugsweise im Bereich von über 10 psec bis unter 300 psec.
• Die Entwicklung von Mikrochip-Lasern und anderen vergleichbar kompakten Kurzpuls-Laserquellen (mit Pulsdauern von ca. 1 psec bis 1 nsec) gestattet dies inzwischen, so dass man durch geeignete Wechselwirkung bestimmter Laserparameter auf die Notwendigkeit aufwendig erzeugter fsec-Pulse und die damit verbundene Komplexität verzichten kann.
• Die Erfindung macht sich verschiedene physikalische Effekte zu Nutze, die auf unterschiedlichen physikalischen Abhängigkeiten beruhen und in Kombination so wirken, dass sie determinierte, vergleichsweise niedrige LIOB-Schwellen ergeben, die sonst nur mit ultrakurzen fsec-Laserpulsen erreicht werden.
• Ein Problem der bisher für ophthalmologische Behandlungen des menschlichen Auges eingesetzten fsec-Lasersysteme ist, dass die darin verwendeten fsec-Laserquellen komplex und folglich vergleichsweise störanfällig sind und außerdem gegenüber den Umgebungsbedingungen (z. B. Außentemperatur) vergleichsweise empfindlich reagieren. Außerdem bauen sie vergleichsweise groß, sind schwer und teuer. Sie sind ein ganz wesentlicher Preisfaktor des gesamten Behandlungssystems und bestimmen maßgeblich die Verfügbarkeit der Behandlungssysteme im klinischen Alltag.
• Bisher wird in Fachkreisen und auch in der einschlägigen Literatur oftmals die Position vertreten, dass nur mit fsec-Laserpulsen die nötige Präzision und Wiederholgenauigkeit bei der Photodisruption erreicht wird, auf der bisher die gesamte Schnitterzeugung bei intraokularer Anwendung beruht. Die diesbezüglichen Untersuchungen bezogen sich jedoch meistens nur auf NIR-Wellenlängen.
• Langjährige experimentelle Ergebnisse belegen, dass mit fsec-Pulsen die geringsten Fluenz-Werte F = E/A (Pulsenergie E pro Fläche A, wobei A proportional zum Quadrat des Fokusdurchmessers d_F ist, also A ~ d_F ²) erforderlich sind und zugleich die geringsten Kollateralschäden (z. B. thermische Schädigungen) des umliegenden Gewebes auftreten, da die fsec-Pulslänge wesentlich kürzer als die thermische Diffusionszeit des Gewebes ist. Die Wechselwirkungszone der Laserstrahlung mit dem Gewebe (ausgedrückt z. B. durch einen Wechselwirkungsdurchmesser) liegt in der Größenordnung des theoretischen Fokusdurchmessers d_F, ist allerdings zunächst nur auf einen Bereich d_N beschränkt, wo die Intensität (Fluenz) die LIOB-Schwelle F_th überschreitet. Dieser Bereich d_N der nichtlinearen Absorption ist kleiner als die Ausdehnung des Fokus d_F und ist auch kleiner als die Ausdehnung d_P des nachfolgenden Plasmas oder gar die Ausdehnung d_G der letztendlichen Gewebezerstörung. Für Wellenlängen im Transparenzbereich des menschlichen Augengewebes gilt bei Einwirkung von fsec-Pulsen und nachfolgender Photodisruption in der Regel folgende Ungleichung: d_N ≤ d_F < d_P < d_G ≈ 10 μm (abhängig von der Wellenlänge)
• Es wurde bislang oftmals argumentiert, dass nur Laserpulse mit Pulslängen im Bereich von Millisekunden bis Nanosekunden thermische Wechselwirkungen erzeugen, aber fsec-Laserpulse absolut athermisch wirken, also nur photodisruptiv. Inzwischen wurde erkannt, dass auch fsec-Laserpulse eine thermische Wirkung hinterlassen können, speziell nur bei der Photodisruption oder sogar unterhalb der LIOB-Schwelle. Der Bereich d_T der thermischen Wechselwirkung ist dabei in der Regel erheblich kleiner als der Bereich d_G der durch Photodisruption erzeugbaren Schädigung, d. h. d_T < d_G, weshalb der thermische Wechselwirkungsbereich d_T nicht ins Gewicht fällt oder gar nicht beobachtbar ist.
• Es ergibt sich daher, dass fsec-Strahlung, deren Erzeugung komplex und teuer ist, keine grundsätzlich anderen Wechselwirkungsprozesse als andere Kurzzeit- oder Ultrakurzzeit-Laserpulse hervorruft, etwa solche im Pikosekundenbereich. Es verschiebt sich nur die Dominanz der einzelnen Prozesse, ein qualitativer Sprung beim Übergang von fsec-Pulsen zu psec-Pulsen, wie in Fachkreisen oftmals postuliert, ist nach den Erkenntnissen der Erfinder nicht existent.
• Für die Schnitterzeugung in menschlichem Augengewebe ist daher die Verwendung schwer zu erzeugender fsec-Laserpulse nicht zwingend erforderlich. Dementsprechend werden im Rahmen der Erfindung psec-Laserpulse verwendet, die mit erheblich geringerem Aufwand und zu geringeren Kosten erzeugt werden können.
• Bei Ausführungsformen der Erfindung wird eine Lasereinrichtung so konfiguriert, dass ihre Betriebsparameter auf Werte eingestellt oder einstellbar sind, mit denen sich gleichwertige oder sogar noch bessere Genauigkeiten hinsichtlich der Wechselwirkung der Laserstrahlung mit dem behandelten menschlichen Augengewebe erreichen lassen, als dies bisher mit fsec-Laserpulsen möglich war. Die Erfindung nutzt hierzu verschiedene Erkenntnisse aus, die nachfolgend näher erläutert werden.
• 1. Die Schwelle (Fluenz-Schwelle F_th) für den LIOB bei Einzelpulsen nimmt mit abnehmender Pulsdauer ab, und zwar bis herunter zu etwa 1 psec proportional zur Quadratwurzel der Pulsdauer, vgl. US 5,656,186 , dann aber merklich schwächer im Bereich von 1 psec bis etwa 10 fsec. Es ist allerdings erkannt worden, dass es bei etwa 1 psec nicht den in diesem US-Patent behaupteten abrupten Wendepunkt gibt, sondern dass stattdessen auch für Pulsdauern unterhalb 1 psec eine monoton fallende Abnahme der Schwelle F_th vorliegt. Die Abhängigkeit der Schwelle F_th von der Quadratwurzel der Pulsdauer resultiert aus einer thermischen Energiedeposition durch den Laserpuls und einer konkurrierenden Wärmeleitung in Richtung weg vom Fokusort.
• 2. Die LIOB-Schwelle erscheint bei fsec-Laserpulsen klarer definiert und deterministischer zu sein als bei nsec-Pulsen; bei letzteren spielen vermutlich Störstellen im Leitungsband und Defekte im Material eine signifikante Rolle, da sie die initialen Elektronen liefern, die zur Lawinenionisation und zur nachfolgenden Plasmageneration und folglich zum Ablauf der Photodisruption erforderlich sind. Bei fsec-Laserpulsen werden die initialen Elektronen dagegen vor allem von der Multiphotonenionisation geliefert und sind dadurch an die Intensität der Laserstrahlung gekoppelt (d. h. bei gegebenem Fokusdurchmesser und gegebener Pulsdauer an die Fluenz). Die Entstehung der initialen Elektronen hängt deshalb weniger von zufälligen Defekten ab und ist determinierter. Daher existiert eine schärfere deutlich bestimmbare LIOB-Schwelle.
• 3. Die Ausdehnung der durch die Photodisruption erzeugten Schockwelle hängt vorrangig von der Laserpulsenergie ab. Der Blasenradius der Kavitation ist dabei proportional zur Kubikwurzel der Laserpulsenergie. Nur wegen der normalerweise höheren LIOB-Schwelle für psec-Laserpulse oder nsec-Laserpulse ist deshalb der Blasenradius und damit die Schädigungszone bei den längeren Pulsen größer.
• 4. fsec-Pulse mit kürzeren Wellenlängen benötigen geringere Pulsenergien als solche Pulse mit längeren Wellenlängen, um eine gleiche LIOB-Schädigung und gleiche Schnittqualitäten im Augengewebe zu erreichen. Dies belegen auch Experimente, die von den Erfindern mit UV-fsec-Laserpulsen bei einer Wellenlänge von 345 nm durchgeführt wurden. Für Schnitte im kornealen Gewebe mit 345 nm werden beispielsweise nur etwa 10% bis 20% der fsec-Pulsenergie benötigt, gegenüber der bei 1035 nm.
• 5. Eine wiederholte Beaufschlagung desselben Ortes mit fsec- oder psec-Laserpulsen reduziert die Schwelle für eine LIOB-Schädigung des Materials an diesem Ort, d. h. es sinkt die benötigte Fluenz, die ein Laserpuls haben muss, um nach Aufbringen mehrerer solcher Laserpulse eine für die Schnitterzeugung geeignete dauerhafte Schädigungsstelle im Augengewebe zu erzeugen. Jeder unterhalb der Fluenz-Schwelle für eine Einzelpuls-Schädigung liegende fsec- oder psec-Laserpuls hinterlässt im bearbeiteten Material eine Gitterstörung oder eine thermische Störung, die sich bei mehrerer Pulse akkumuliert und nach einer gewissen Anzahl von Pulsen zu der gewünschten Schädigung führt. Die dabei erforderliche Fluenz pro Puls liegt deutlich unter der LIOB-Schwelle für einen Einzelpuls.
• 6. Ursachen für eine bleibende Materialirritation bei Einstrahlung von Laserpulsen unterhalb der Einzelpuls-Schädigungsschwelle sind vorrangig thermische Veränderungen. Je höher die Pulswiederholrate ist, desto stärker tritt der kumulative Erwärmungsprozess bei Mehrfachbeaufschlagung desselben Ortes mit Laserpulsen auf. Die Dissipationszeit der von jedem Laserpuls eingebrachten verbliebenen Wärme hängt von der Größe des Fokusvolumens (Wechselwirkungszone) ab und liegt typischerweise im Bereich von einigen μs.
• Im Fall der letztendlich eintretenden für die Gewebetrennung benötigten Schädigung handelt es sich dann nicht mehr – so die Einschätzung der Erfinder – um eine reine optische Photodisruption, wie bei einem optischen Einzelpuls-Durchbruch, sondern um eine thermisch assistierte (Stichwort: Absorption) und defektassistierte optische Schädigung durch die fsec- oder psec-Laserpulse. Die partielle Absorption der Pulsenergie bei Mehrfachpuls-Beaufschlagung senkt die Schädigungsschwelle beispielsweise um den Faktor zehn, so z. B. in der menschlichen Kornea von etwa 1 μJ auf 100 nJ. Diese Pulsenergien liegen nicht nur im Verfügbarkeitsbereich von ”Cavity-Dumped” und ”Long-Cavity” fsec-Oszillatoren, sondern auch im Arbeitsbereich einfacher psec-Mikrochip-Laser.
• 7. Die Genauigkeit der Bearbeitung bzw. die Ausdehnung der Schädigungszone hängt nicht nur von der Laserpulsenergie, der Laserpulsdauer und der Anzahl der einwirkenden Laserpulse ab, sondern auch von der Fokussierung (d. h. vom Fokusvolumen definiert durch den Fokusdurchmesser oder/und die Fokuslänge bzw. die Rayleigh-Länge) und folglich von der numerischen Apertur NA der verwendeten Fokussier-Optik. Die für einen LIOB erforderliche Schwellenenergie hängt stark davon ab, in welches Fokusvolumen die Energie des betreffenden Laserpulses eingebracht wird. Bei einer gegebenen Intensitätsschwelle I_th für den LIOB hängt die dafür benötigte Pulsenergie E_th ungefähr wie folgt von der numerischen Apertur NA, der Pulsdauer τ_L und der Wellenlänge λ ab:
  
• Das Volumen, in das die Pulsenergie eingebracht wird, hängt ferner von der Absorptionslänge 1/α und der thermischen Diffusionslänge L_T des bestrahlten Materials ab, wobei α einen linearen oder nichtlinearen Absorptionskoeffizienten bezeichnet und L_T vom thermischen Diffusionskoeffizienten des Materials abhängt. Hohe Wiederholraten der eingestrahlten Laserpulse und eine geringe thermische Diffusionsrate (wie beispielsweise in transparenten Dielektrika oder menschlichem Augengewebe) führen zu einer stark lokalisierten Akkumulation der Wärme bei Einstrahlung mehrerer aufeinanderfolgender Pulse, deren Fluenz jeweils unter der Schwelle für einen Einzelpuls-LIOB liegt. Eine starke Absorption der Wellenlänge (z. B. α ≥ 1000 cm^–1) bewirkt auch, dass die Pulsenergie über beispielsweise ein Liniensegment von 1/α ≤ 10 μm im Wesentlichen vollständig absorbiert wird. Dies ist zum Beispiel beim Excimer-Laser (193 nm) der Fall, wo trotz vergleichsweise langer Pulsdauer von beispielsweise 10 ns eine hinreichend gut lokalisierte nahezu athermische Ablation kornealen Gewebes erzielbar ist, ohne dass dabei das umgebende Gewebe signifikant beeinträchtigt wird.
• Die Bearbeitungsdimensionen hängen bei Laserparametern, die für ein bestimmtes Material oder Gewebe geeignet gewählt wurden, unter Umständen kaum von der Laserpulsdauer ab, so dass anstelle von fsec-Laserpulsen auch längere Laserpulse im psec-Bereich verwendet werden können. Diese sind in der Regel deutlich einfacher zu erzeugen. Die Erfinder haben festgestellt, dass jedenfalls bei menschlichem Augengewebe mit psec-Laserpulsen vergleichbare Schnittergebnisse wie mit fsec-Pulsen erzielt werden können.
• Nachfolgend wird mit Blick auf die beigefügte 1 eine Ausführungsform einer Lasereinrichtung beschrieben. Die Figur zeigt schematisch eine Lasereinrichtung 10, welche für laserchirurgische Behandlungen der Kornea oder Linse eines schematisch bei 12 dargestellten menschlichen Auges bestimmt ist. Diese Lasereinrichtung gibt gepulste Laserstrahlung (angedeutet bei 14) mit Pulsdauern im Pikosekundenbereich ab, wobei vorzugsweise die Pulsdauer jedes abgegebenen Strahlungspulses länger als 10 psec und kürzer als 300 psec ist, beispielsweise nicht länger als 100 psec. Die Laserstrahlung 14 wird von einer Laserquelle 16 erzeugt, die beispielsweise einen Mikrochip-Laser umfasst, etwa vom Typ eines VCSEL, VECSEL oder MIXSEL. Es versteht sich, dass andere Lasertypen, die zur Erzeugung von psec-Laserpulsen geeignet sind, gleichermaßen verwendet werden können. Die von der Laserquelle 16 emittierte Laserstrahlung kann UV-Strahlung im Bereich von 300 nm bis 400 nm, beispielsweise im Bereich von 340 nm bis 360 nm sein. Alternativ kann die von der Laserquelle 16 erzeugte Strahlung eine Wellenlänge im NIR-Bereich zwischen 800 nm und 1100 nm haben, beispielsweise zwischen 1000 nm und 1070 nm. Im Fall einer emittierten UV-Wellenlänge ist es vorstellbar, dass diese in der Laserquelle 16 durch Frequenzvervielfachung aus einer größeren Wellenlänge erzeugt wird; beispielsweise ist es denkbar, dass die Laserquelle 16 eine emittierte UV-Wellenlänge von 347 nm durch Erzeugen der dritten Harmonischen aus einer Grundwellenlänge von 1040 nm erzeugt.
• Die von der Laserquelle 16 emittierten Strahlungspulse haben eine Energie zwischen 1 nJ und 10 μJ, wobei die Pulsenergie unter anderem abhängig davon variieren kann, ob die im Gewebe des Auges 12 mittels der Laserstrahlung 14 zu realisierende Gewebetrennung durch einen einzelnen Laserpuls pro Schädigungsstelle oder durch eine Mehrzahl Laserpulse pro Schädigungsstelle bewirkt werden soll. Für eine Einzelpuls-Schädigung im menschlichen Kornea- oder Linsengewebe kann eine Pulsenergie im Bereich von 100 nJ bis 10 μJ bevorzugt werden, für eine Mehrfachpuls-Schädigung dagegen eine Pulsenergie im Bereich von 10 nJ bis 100 nJ.
• Im Ausbreitungsweg der von der Laserquelle 16 emittierten Strahlungspulse befinden sich geeignete Mittel zur Strahlformung und -führung, die im gezeigten Beispielfall aus einer als einzelner Funktionsblock angedeuteten Scanneranordnung 18, einem Fokussierobjektiv 20 sowie einem Umlenkspiegel 22 bestehen. Das Fokussierobjektiv 20 gestattet es, die Strahlungspulse auf einen gewünschten Ort an oder im Auge 12 zu fokussieren, wobei dieser Ort vorzugsweise auf oder in der Kornea oder in der Linse des Auges 12 liegt. Die Scanneranordnung 18 dient dazu, den Fokusort der Strahlungspulse in Querrichtung und gegebenenfalls zusätzlich in Längsrichtung (bezogen auf die Ausbreitungsrichtung der Laserstrahlung im Bereich des Auges 12) so zu lenken, dass der zu behandelnde Zielbereich im Auge 12 von der Laserstrahlung 14 überstrichen wird. Zur transversalen Fokussteuerung kann die Scanneranordnung 18 in an sich bekannter Weise beispielsweise ein Paar galvanometrisch betätigbare Scannerspiegel umfassen, welche um zueinander senkrechte Kippachsen schwenkbar sind. Zur Steuerung der Fokusposition in Längsrichtung kann die Scanneranordnung 18 beispielsweise ein in Strahlungsausbreitungsrichtung verschiebbares oder hinsichtlich seiner Brechkraft justierbares Linsenelement enthalten, mittels dessen die Divergenz des in das Fokussierobjektiv 20 eingestrahlten Strahlungsbündels veränderbar ist.
• Eine zentrale Steuereinheit 24 steuert die Laserquelle 16 und die Scanneranordnung 18 nach Maßgabe eines nicht näher dargestellten Steuerprogramms. Dieses Steuerprogramm repräsentiert eine in der Kornea oder Linse des Auges 12 mittels der Laserstrahlung 14 zu erzeugende Schnittfigur, wobei diese Schnittfigur beispielsweise einen für eine LASIK-Behandlung zu erzeugenden kornealen Flap definiert. Es versteht sich, dass die Schnittfigur je nach der erforderlichen Behandlungsform eine unterschiedliche Geometrie und Lage in der Kornea bzw. der Linse haben kann.
• Die Lasereinrichtung 10 ist hinsichtlich ihrer Betriebsparameter so konfiguriert worden, dass die auf das Auge 12 treffenden Strahlungspulse am Fokusort einen laserinduzierten optischen Durchbruch im Gewebe des Auges 12 hervorrufen können, der unter Umständen von einer initialen thermischen Teilschädigung des betreffenden Gewebestücks begleitet sein kann. Ein solcher thermischer Anteil an der letztendlichen Gewebeschädigung kann insbesondere dann beobachtbar sein, wenn die Wellenlänge der Laserstrahlung 14 im Bereich zwischen 1000 nm und 1100 nm liegt oder/und die Laserpulse in Form von Pulsgruppen auf das Auge 12 treffen und jeweils eine Fluenz haben, die unterhalb der Fluenz-Schwelle für eine Einzelpuls-Schädigung liegt. In diesem Zusammenhang bezeichnet 'Fluenz' die Pulsenergie pro Fläche im Bereich der Strahltaille (Fokus) der Laserstrahlung 14. Die Fluenz liegt für den Fall einer beabsichtigten Einzelpuls-Schädigung, d. h. ein einzelner Laserpuls pro Schädigungsstelle, vorzugsweise über 1 J/cm² bis zu 10 J/cm², und für eine beabsichtigte Mehrfachpuls-Schädigung, d. h. eine Mehrzahl Pulse pro Schädigungsstelle, unter 1 J/cm² bis herunter zu beispielsweise etwa 0,1 J/cm². Durch Aneinanderreihen solcher Einzelpuls-Schädigungsstellen oder/und Mehrfachpuls-Schädigungsstellen können Schnitte mit vielfältigen Formen in der Kornea oder der Linse erzeugt werden.
• Der Fokusdurchmesser der abgegeben Laserstrahlung 14 liegt beispielsweise im Bereich zwischen 1 μm bis 10 μm und ist bevorzugt kleiner als 5 μm. Neben der Pulslänge, der Wellenlänge, der Pulsenergie, der Pulswiederholrate, der Fluenz, dem Fokusdurchmesser und der Pulsanzahl pro Schädigungsstelle kann auch die Abtastgeschwindigkeit, mit welcher die Scanneranordnung 18 die Fokusposition transversal oder/und longitudinal bei der Bearbeitung des Auges 12 verfährt, ein geeigneter Konfigurationsparameter sein, um die Lasereinrichtung 10 so zu konfigurieren, dass die von ihr emittierten Einzelpulse oder Pulsgruppen jeweils die für die Schnitterzeugung gewünschte Gewebeschädigung im Auge 12 hervorrufen. Geeignete Werte für diese Parameter werden beispielsweise im Rahmen von Experimenten an Schweineaugen ermittelt. Der Hersteller konfiguriert die Lasereinrichtung 10 anhand der im Rahmen dieser Experimente gewonnenen Erkenntnisse so, dass die Lasereinrichtung 10 einen Betrieb mit einem geeigneten Satz Parameterwerte ermöglicht, bei dem die gewünschte Gewebeschädigung sichergestellt ist. Ausgangspunkt bei der Ermittlung eines solchen Satzes von Parameterwerten ist dabei stets eine Pulsdauer, die im Pikosekundenbereich gewählt wird, vorzugsweise aus dem zwei- oder dreistelligen Pikosekundenbereich. Die Erfinder haben erkannt, dass bei Pulsdauern im psec-Bereich verschiedene gekoppelte physikalische Effekte dafür sorgen, dass die Fluenz-Schwelle für den gewünschten Schädigungseffekt niedriger sein kann als bisher jedenfalls für eine reine LIOB-Schädigung mit psec-Pulsen (speziell Einzelpulsen) vermutet. Insbesondere haben die Erfinder erkannt, dass bei psec-Laserpulsen eine für die Schnitterzeugung geeignete Schädigungswirkung im Augengewebe (bei minimalen Nebeneffekten) bereits mit Werten der Fluenz erreicht werden kann, die sonst nur für ultrakurze fsec-Laserpulse (beispielsweise im Bereich von 100 fsec bis 400 fsec) für möglich gehalten wurden.
• Gemäß einer Ausgestaltung kann eine Ausnutzung gekoppelter physikalischer Effekte beispielsweise darin bestehen, dass für die psec-Laserpulse eine UV-Wellenlänge (z. B. zwischen 300 nm und 400 nm) verwendet wird und zugleich eine Mehrfachpuls-Beaufschlagung vorgenommen wird, bei welcher ein aus mehreren Pulsen bestehender Pulszug auf denselben Gewebeort eingestrahlt wird, um mit der akkumulierten Einzelwirkung jedes Pulses insgesamt eine Schädigungsstelle im Augengewebe zu hinterlassen. Die UV-Wellenlänge ist mit einer partiellen (linearen) Anfangsabsorption im Augengewebe verbunden (z. B. von 1% bis 30%) und erleichtert somit den Start des Schädigungsprozesses. Anders ausgedrückt ist bei ansonsten gleichen Betriebsparametern der Lasereinrichtung 10 die Fluenz-Schwelle für die gewünschte Schädigung geringer, wenn die Wellenlänge im UV-Bereich statt im NIR-Bereich liegt. Bei Mehrfachpuls-Beaufschlagung liegt die Fluenz jedes Laserpulses unterhalb der Schwelle für eine Einzelpuls-Schädigung im Augengewebe; jeder Puls hinterlässt dabei einen thermisch induzierten Defekt im Augengewebe, der die Schädigungsschwelle (d. h. die Schwelle, ab der eine für die Schnitterzeugung erforderliche Schädigungswirkung im Augengewebe auftritt) gegenüber einer Einzelpuls-Schädigung herabsetzt.
• Durch Kombination einer UV-Wellenlänge und einer Mehrfachpuls-Beaufschlagung lässt sich so beispielsweise eine Fluenz-Schwelle für die gewünschte Gewebeschädigung erreichen, die deutlich niedriger liegt als bei einer Einzelpuls-Beaufschlagung im NIR-Wellenlängenbereich. Nachfolgend sind einige Beispiele für erforderliche Fluenz-Werte angegeben, die von den Erfindern im Rahmen einer groben Schätzung für verschiedene Kombinationen der Parameter Pulsdauer, Wellenlänge und Pulsanzahl N pro Schädigungsstelle ermittelt wurden, wobei diese Fluenz-Werte Schwellen darstellen, ab denen mit der gebotenen statistischen Sicherheit ein für die Schnitterzeugung im Augengewebe erforderlicher Schädigungseffekt auftritt:
  N = 1, 1030 nm, 100 fsec: etwa 2 J/cm²
  N = 1, 345 nm, 100 fsec: etwa 1,0 J/cm²
  N = 10³, 1030 nm, 100 fsec: etwa 0,5 J/cm²
  N = 10³, 345 nm, 100 fsec: etwa 0,1 J/cm²
  N = 1, 1030 nm, 100 psec: etwa 10 J/cm²
  N = 1, 345 nm, 100 psec: etwa 5 J/cm²
  N = 10³, 1030 nm, 100 psec: etwa 2 J/cm²
  N = 10³, 345 nm, 100 psec: etwa 0,5 J/cm²
• Die obigen Zahlenwerte für die ungefähren Fluenz-Schwellen in optisch transparenten Materialien (wie menschliches Kornea- oder Linsengewebe) verdeutlichen, dass die Schädigungs-Schwellen für fsec- und psec-Laserpulse bei entsprechender Wahl der Wellenlänge und der Pulsanzahl N gleich sein können, obwohl die Pulsdauern um einen Faktor 10³ verschieden sind. Der für die Schnitterzeugung erforderliche Schädigungseffekt im menschlichen Augengewebe kann somit mit psec-Laserpulsen bei etwa gleichen Pulsenergien (bei gegebener Fokussierung, d. h. gegebenem Fokusdurchmesser) wie mit fsec-Pulsen realisiert werden. Da die thermisch-mechanische Kollateralschädigung des umliegenden Gewebes durch Druckwelle und Wärmeleitung hauptsächlich durch die verwendete Pulsenergie bestimmt ist, ist es möglich, mit psec-Laserpulsen vergleichbar geringe Nebenwirkungen im umgebenden Gewebe außerhalb des unmittelbaren Fokusbereichs zu erreichen wie mit fsec-Laserpulsen. Durch die Wahl geeigneter Werte für die Wellenlänge, die Pulsdauer und die Pulsanzahl pro Schädigungsstelle können folglich mit psec-Lasern ähnlich geringe Fluenz-Schwellen (und entsprechend geringe Energieschwellen) erreicht werden, wie sie mit den gemeinhin als geringschädigend eingestuften fsec-Einzelpulsen erreichbar sind. Die Pulsanzahl pro Schädigungsstelle kann dabei beispielsweise bis zu 10⁴ betragen. Die Erfindung ermöglicht demnach den Einsatz vergleichsweise kompakter und preisgünstiger psec-Lasersysteme für Behandlungen (laserassistierte ophthalmologische Behandlungen), für die bisher überwiegend nur fsec-Lasersysteme in Betracht gezogen wurden.
• Eine Lasereinrichtung gemäß einer bevorzugten Ausführungsform gibt eine fokussierte Pikosekunden-Laserstrahlung ab und kann bezüglich der Wellenlänge der Laserstrahlung oder/und der Anzahl N Strahlungspulse (d. h. Anzahl der Pulse pro Folge), die im Wesentlichen auf denselben Ort des behandelten Gewebes aufgebracht werden, einstellbar sein, um eine Schädigungsstelle im Gewebe zu erzeugen. Bei Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung kann die Pulsenergie der Strahlungspulse jeden Wert unter 5 μJ, vorteilhafterweise unter 1 μJ, annehmen. Bei Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung kann die Pulslänge jedes Strahlungspulses jeden Wert zwischen 1 psec und 500 psec annehmen. Es wurde festgestellt, dass bei Verwendung einer Lasereinrichtung gemäß der vorliegenden Offenbarung Schnitte im menschlichen Augengewebe erzeugt werden können, indem eine Mehrzahl lokaler Schädigungsstellen aneinandergereiht wird, wobei jede Schädigungsstelle einen laserinduzierten optischen Durchbruch des mit der Laserstrahlung bestrahlten Augengewebes enthält, wodurch eine Schädigung im Umgebungsbereich durch thermische oder mikromechanische Effekte aufgrund von z. B. Druckwellen (die tief in das Auge eindringen und sogar die Retina erreichen können) im Wesentlichen vermieden werden kann. Es wurde festgestellt, dass speziell bei Verwendung einer Lasereinrichtung gemäß der vorliegenden Offenbarung eine ähnlich hohe Schnittpräzision und eine ähnlich klein dimensionierte Schädigungszone wie mit einer herkömmlichen Lasereinrichtung erzielt werden kann, die mit fsec-Laserstrahlungspulsen arbeitet.

Claims (6)

1. Verfahren zur Konfiguration einer Lasereinrichtung (10), welche zur Abgabe fokussierter gepulster Laserstrahlung (14) eingerichtet und zur Verwendung bei laserassistierten Behandlungen des menschlichen Auges (12) bestimmt ist, wobei das Verfahren die Schritte aufweist: – Wählen einer Pulslänge in einem Bereich von über 10 psec bis unter 300 psec, – Wählen einer Wellenlänge für die Laserstrahlung in einem Bereich von 300 nm bis 400 nm und in einem Bereich von 800 nm bis 1100 nm, – Ermitteln eines solchen Satzes Parameterwerte der Lasereinrichtung, dass bei Betrieb der Lasereinrichtung mit diesen Parameterwerten mittels der Laserstrahlung eine zweidimensional ausgehnte Gewebetrennung des menschlichen Kornea- oder Linsengewebes durch Aneinanderreihen einer Mehrzahl lokaler Schädigungsstellen erzielbar ist, wobei jede lokale Schädigungsstelle einen laserinduzierten optischen Durchbruch des Gewebes enthält, wobei der Satz Parameterwerte zusätzlich zu der gewählten Pulslänge und der gewählten Wellenlänge Werte für mindestens einen der folgenden Parameter enthält: eine Pulsenergie, eine Pulswiederholrate, eine Fluenz pro Strahlungspuls, eine Pulsanzahl pro Schädigungsstelle, eine Abtastgeschwindigkeit einer Scannervorrichtung (18) der Lasereinrichtung, einen Fokusdurchmesser, – Konfigurieren der Lasereinrichtung derart, dass die Lasereinrichtung mit dem ermittelten Satz Parameterwerte betrieben werden kann, wobei der Satz Parameterwerte für eine Mehrzahl Strahlungspulse pro Schädigungsstelle ermittelt wird.
2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei für die Ermittlung des Satzes Parameterwerte die Fluenz pro Strahlungspuls unterhalb einer Fluenz-Schwelle für eine Einzelpuls-Schädigung gewählt wird, vorzugsweise im Bereich von 0,1 J/cm² bis 1 J/cm².
3. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei für die Ermittlung des Satzes Parameterwerte die Pulsenergie im Bereich von 1 nJ bis 10 μJ gewählt wird, vorzugsweise im Bereich von 100 nJ bis 1 μJ.
4. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei für die Ermittlung des Satzes Parameterwerte die Pulswiederholrate im Bereich von 10 kHz bis 1 GHz gewählt wird, vorzugsweise im Bereich von 100 kHz bis 100 MHz.
5. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Lasereinrichtung zur Erzeugung der Laserstrahlung (14) mit einem modengekoppelten oder gütegeschalteten Halbleiter- oder Festkörperlaser oder mit einem Mikrochip-Laser oder einem Vertical Cavity Surface-Emitting Laser oder einem Vertical External Cavity Surface-Emitting Laser oder einem Mode-locked Integrated External Cavity Surface-Emitting Laser ausgestattet ist.
6. Lasereinrichtung (10) für die Human-Augenchirurgie, mit: – einer Quelle (16) zur Bereitstellung eines Laserstrahlungsbündels; – einem Scanner (18) zum Abtasten des Laserstrahlungsbündels; – einer Fokussieroptik (20) zum Fokussieren des Laserstrahlungsbündels; – einem Steuerprogramm, das eine in einem menschlichen Auge zu erzeugende Schnittfigur repräsentiert; und – einer mit dem Scanner gekoppelten Steuereinrichtung (24) zum Steuern des Abtastens des Laserstrahlungsbündels nach Maßgabe des Steuerprogramms; wobei die Quelle einen der folgenden Laser zum Erzeugen des Laserstrahlungsbündels enthält: einen modengekoppelten Halbleiterlaser, einen modengekoppelten Festkörperlaser, einen gütegeschalteten Halbleiterlaser, einen gütegeschalteten Festkörperlaser, einen Mikrochip-Laser, einen Vertical Cavity Surface-Emitting Laser, einen Vertical External Cavity Surface-Emitting Laser, einen Mode Locked Integrated External Cavity Surface-Emitting Laser; wobei die von der Quelle bereitgestellte Laserstrahlung Strahlungsparameterwerte hat, die eine zweidimensional ausgehnte Gewebetrennung des menschlichen Kornea- oder Linsengewebes mittels der Laserstrahlung durch Aneinanderreihung einer Mehrzahl lokaler Schädigungsstellen gestattet, wobei jede lokale Schädigungsstelle einen laserinduzierten optischen Durchbruch des Gewebes enthält und die Laserstrahlung eine Impulslänge im Bereich von über 10 psec bis unter 300 psec, und eine Wellenlänge entweder im Bereich von 300 nm bis 400 nm oder im Bereich von 800 nm bis 1100 nm hat, und wobei die Strahlungsparameterwerte für eine Mehrzahl Strahlungspulse pro Schädigungsstelle eingestellt sind.

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