DE102020208676A1

DE102020208676A1 - UV-Laser basiertes System zur Fehlsichtigkeitskorrektur

Info

Publication number: DE102020208676A1
Application number: DE102020208676.1A
Authority: DE
Inventors: Hartmut Vogelsang; Beate Böhme
Original assignee: Carl Zeiss Meditec AG
Current assignee: Carl Zeiss Meditec AG
Priority date: 2020-05-24
Filing date: 2020-07-10
Publication date: 2021-11-25
Also published as: WO2021239602A1; CN115697266A; US20230201036A1

Abstract

Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, die Vorhersagbarkeit eines refraktiven Ergebnisses nach einer Korrektur mittels eines UV-Laser basiertes System (UVL-LVC-System) zur Fehlsichtigkeitskorrektur zu verbessern.Die Aufgabe wird gelöst durch eine Fokussieroptik (300, 700, 800) für ein UVL-LVC-System (805, 905) mit UV-Laserquelle (720, 920) und Scansystem (160, 230, 730, 830, 930) zur Fokussierung von Laserstrahlung (170, 770) in einem Fokalfeld (260, 460), wobei die Fokussieroptik (300, 700, 800) eine Linsenanordnung (240, 340) umfasst, die ein konvergentes Fokalfeld (260, 460) bereitzustellt. Die Aufgabe wird weiterhin gelöst durch eine Planungseinheit (P) zur Generierung von Planungsdaten für ein UVL-LVC-System (805, 905) mit UV-Laserquelle (720, 920), Scansystem (160, 230, 730, 830, 930), Fokussieroptik und Steuereinheit (S), zur Steuerung des UVL-LVC-Systems (805, 905) unter Berücksichtigung der Planungsdaten, wobei die Planungseinheit (P) Geometrie-Verluste, Fresnel-Verluste und/oder eine räumliche Ausdehnung von Laserstrahlung (170, 770) in einer Arbeitsfläche bei einer Berechnung der Planungsdaten berücksichtigt und wobei die Planungseinheit (P) eine Schnittstelle zu Bereitstellung der Planungsdaten aufweist. Schließlich wird die Aufgabe gelöst durch ein UVL-LVC-System (805, 905) mit UV-Laserquelle (720, 920), Scansystem (160, 230, 730, 830, 930), erfindungsgemäßer Fokussieroptik (300, 700, 800), erfindungsgemäßer Planungseinheit (P) und Steuereinheit (S).

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft eine Fokussieroptik für ein UV-Laser basiertes System zur Fehlsichtigkeitskorrektur (UVL-LVC-System), das eine UV-Laserquelle zur Bereitstellung von Laserstrahlung und ein Scansystem zum lateralen Scannen der Laserstrahlung in x- und y-Richtung aufweist. Die Erfindung betrifft weiterhin eine Planungseinheit zur Generierung von Planungsdaten für ein UV-Laser basiertes System zur Fehlsichtigkeitskorrektur, das eine UV-Laserquelle zur Bereitstellung von Laserstrahlung, ein Scansystem zum lateralen Scannen der Laserstrahlung in x- und y Richtung, eine Fokussieroptik zur Lenkung der Laserstrahlung auf eine Arbeitsfläche und eine Steuereinheit aufweist, die dazu ausgebildet ist, das UVL-LVC-System unter Berücksichtigung der Planungsdaten zu steuern. Schließlich betrifft die vorliegende Erfindung ein UV-Laser basiertes System zur Fehlsichtigkeitskorrektur, umfassend eine UV-Laserquelle zur Bereitstellung von Laserstrahlung, ein Scansystem zum lateralen Scannen der Laserstrahlung in x- und y Richtung, eine Fokussieroptik, eine Planungseinheit zur Generierung von Planungsdaten und eine Steuereinheit, die dazu ausgebildet ist, das UVL-LVC-System unter Berücksichtigung der Planungsdaten zu steuern.
Gegenwärtig eingesetzte UVL-LVC-Systeme, wie beispielsweise die MEL-Systeme der Carl Zeiss Meditec AG, die Amaris-Systeme der Schwind eye-tech solutions GmbH oder die Micron-Systeme der Excelsius Medical GmbH sind seit langem erfolgreich genutzte System zur Fehlsichtigkeitskorrektur. Nichtsdestotrotz weisen sie eine Reihe von Unzulänglichkeiten bzw. Nachteilen auf, für die hier Lösungen aufgezeigt werden sollen.
Fast ausnahmslos ist in heutigen UVL-LVC-Systemen ein starres Laserstrahlführungssystem vorgesehen. Dies erleichtert zwar die sichere Laserstrahlführung, aber macht es nötig, den Patienten auf einer Patientenliege mittels dieser Patientenliege unterhalb einer festen Systemapertur in x,y,z Koordinate zu verschieben, bis das zur Behandlung vorgesehene Patientenauge korrekt zur optischen Achse des Systems positioniert ist. Eine Ausnahme bildet das in US 2013/0226157 A1 beschriebene System, in dem der an sich starre Laserarm als Ganzes über dem Patienten positioniert wird, jedoch in einer Art und Weise, dass nach wie vor die Positionierung des Patienten über die Patientenliege erforderlich ist. Letzteres erfordert jedoch aus Sicherheitsgründen häufig, dass die Patientenliegen elektrisch und/oder mechanisch mit der Lasergrundeinheit verbunden sind, was wiederum eine Systemzulassung erzwingt und einen großen Stellplatz erfordert.
Auch erfolgt in solchen UVL-LVC-Systemen eine übliche manuelle statische Ausrichtung des Auges bzgl. Zyclorotation, d.h. ohne automatische Korrektur mit Hilfe von Registrierdaten, durch Drehen des Patientenkopfes auf der Liege unter Sichtkontrolle. Dies ist in der Regel nicht sehr genau möglich und eine Drehung des Kopfes des Patienten während der Behandlung ist auch nicht ausgeschlossen, was kritisch für die Behandlungsergebnisse ist, wenn keine automatische Zyclorotationskorrektur erfolgt.
In einzelnen heutigen UVL-LVC-Systemen sind zudem Kontaktinterfaces zur Fixierung des Auges bekannt. Sie werden jedoch in solchen UVL-LVC-Systemen, wie beispielsweise in US 2013/0226157 A1 und US 9592156 B2 beschrieben, nur zur Stabilisierung des Auges implementiert, und übernehmen keine wirklich aktive Rolle. In vielen Systemen wird ganz ohne Kontaktinterfaces gearbeitet.
Mit der Einführung von spot-scanning UVL-LVC-Systemen wurden große Arbeitsabstände zwischen Laseraustritts-Apertur und Auge realisiert. Dies geschah auch vor dem Hintergrund der Verwendung von Mikrokeratomen, die mit dem Patienten auf dem Patientenbett des Systems verwendet wurden, um den LASIK Flap, also eine wegklappbare Öffnung der Cornea (Hornhaut), zu schneiden. U.a. auch dadurch wurden große Arbeitsabstände gefordert. Später wurden Eye-Tracker zur Registrierung und Kompensation der Augenbewegungen eingeführt, und damit die Augenbewegungen während der Ablation kompensiert, da das Auge nicht fixiert ist. Auch das damit einhergehende optische System-Gesamtkonzept - welches bei den verschiedenen Systemen im Grunde sehr ähnlich ist - kann als ungünstig betrachtet werden.
In der Anwendung ergeben sich für das Eye-Tracking verschiedene Probleme. Insgesamt ist die Registrierungsgeschwindigkeit der Augenbewegung limitiert und die Einstellung der Scanner-Spiegel zur Korrektur der Pulskoordinate zeitlich endlich. Im Zusammenhang mit der Systemperformance ist die Reaktion auf die Augenbewegung („response time“) immer verzögert und damit niemals exakt. Bei heutigen, schnellen Eye-Tracker Systemen (ca. 1000 Hz Repetitionsrate) ist dies kein Problem für die lateral-Korrektur (x,y Verschiebung). Allerdings reagiert das heute schnellste System bereits auf die Limitierungen, da die Eye-Tracker-Geschwindigkeit sogar unter dem Limit für die Repetitionsrate liegt. Basierend auf den vorhergehenden Bewegungs-Trajektorien wird sozusagen eine Prognose darüber gemacht, wohin das Auge sich bewegen wird. Dies ist natürlich eine grobe Vereinfachung, da Augen-Sakkaden/Nystagmen im weitesten Sinne statistischen Bewegungen des Auges entsprechen. Dies zeigt auch, dass mit heutiger Technologie eine Erhöhung der Repetitionsrate kaum sinnvoll ist, obwohl diese für bestimmte Applikationen und in bestimmten Ablationszeitfenstern interessant wäre (thermal controlled/mild ablation).
Des Weiteren ist ein rein laterales Tracking eine Limitierung, da die Rotation des Auges um die z-Achse („dynamische Zyclorotation“) und die Rollbewegungen um die horizontale und vertikale Augenachse berücksichtigt werden müssen. Schlussendlich kann auch der Abstand (z-Distanz) zur Laser-Austrittsapertur variieren, was durch entsprechendes Tracking ebenfalls kompensiert werden kann. Trotz aller technischer Feinheiten und Korrekturmöglichkeiten sind diese Systeme jedoch nicht in der Lage, exakt auf die Augenposition zu reagieren: Die limitierte Güte der Registrierung und die Geschwindigkeit der Registrierung und Korrektur lassen dies nicht zu. Der Einfluss auf die refraktiven Ergebnisse ist im Normalfall sehr gering und kaum nachweisbar.
Im Zusammenhang mit dem Eye-Tracking ergeben sich aber bei unkooperativen Patienten, bei denen Fixationsinstabilität, Nervosität, kognitive Defizite oder Wahrnehmungsprobleme des Fixationstargets bestehen, weitere Probleme. Die Augenchirurgen müssen die Augen während der Ablation dann manuell mittels einer Klammer oder eines Schaumspatels fixieren, um eine Ablation überhaupt möglich zu machen. Dies kommt relativ häufig vor und das liegt daran, dass die Augenbewegung aus der sog. (limitierten) „Eye-Tracker Hotzone“ herausgeführt werden und das System dann stoppen muss.
In diesem Zusammenhang ist auch die Erzeugung prismatischer Fehler durch den Eye-Tracker zu nennen. Die Ablationsprofile werden nicht in der korrekten Ebene, d.h. nicht auf die Oberflächennormale, also senkrecht zur visuellen Achse, appliziert. Dies kann passieren, wenn der Patient bevorzugt in eine weitgehend feste, aber „falsche“ Richtung fixiert, also z.B. permanent in eine feste Richtung schaut, die nicht dem Zentrum der „Fixationswolke“ entspricht (während der Operation kann der Patient das Fixationstarget je nach Refraktionsdefizit und Behandlungsdauer nicht mehr scharf sehen).
Auch funktionieren Eye-Tracker nicht bei allen Augen wegen problematischer Augenfarbe und/oder mangelndem Kontrast. Ausfallraten des Eye-Trackers im Prozentbereich treten in der Praxis auf. Augenchirurgen bleibt dann nur die Entscheidung zwischen Abbruch der Operation oder Ausschalten des Eye-Trackers, was dann mit dem Risiko einer ungenauen Korrektur einhergeht.
Bei heutigen Systemen können nicht, oder nur sehr bedingt, konstante Umgebungsbedingungen über dem Operations-Situs eingestellt werden.
Es ist bekannt, dass der Einfluss variierender Umgebungsbedingungen, wie Luftfeuchtigkeit und damit einhergehende Änderungen im Hydrierungszustand der Cornea, die Zusammensetzung der Luft (bei Ausdünstungen z.B. von Lösungsmitteln) oder die Temperatur erheblich sein können auf die refraktiven Ergebnisse. Es ist auch bekannt, dass es von Vorteil ist, für die Erhaltung des Hydratationszustands der Hornhaut während der Ablation zu sorgen, bzw. deren Austrocknung zu vermeiden. Für die Hydrierung müssen zwei Effekte unterschiedenen werden: a) die physiologischen Unterschiede der Hydrierung der Hornhaut als Streuung zwischen verschiedenen Patienten, und b) die Erhaltung der Hydratation während der Ablation selbst. Beide Einflüsse führen zu einer erhöhten Streuung des refraktiven Ergebnisses (über beispielsweise eine erhöhte Streuung in der Vorhersage „attempted vs. achieved“). In der Fachliteratur gibt es hier vielfältige Untersuchungen. Insbesondere der Einfluss der Hydration der Hornhaut ist demnach signifikant.
Ein weiterer, sehr wichtiger Einflussfaktor auf die refraktiven Ergebnisse hängt mit der Menge und Ansammlung von Ablationsprodukten („Debris“) über der ablatierten Hornhaut, also dem Operations-Situs, zusammen. Es ist hinlänglich bekannt, dass es zur Absorption und Streuung der eingestrahlten UV Ablationspulse im Debris kommt. Dadurch wird die effektive Pulse-Fluence, die den Ablationsprozess maßgeblich steuert, in unkontrollierter Art und Weise modifiziert. Dies kann zu erheblichen Fluence-Abweichungen in der Abfolge der Ablationspulse führen. Bei Myopie-Behandlungen ist z.B. die Gefahr für die Entstehung zentraler Aufsteilungen der Hornhaut post-operativ (central islands) gegeben. Heutige Systeme verfügen daher meistens über eine Absaugung oder kombinierte Luftzufuhr und Absaugung für das Debris. Durch den großen Abstand der Zu- bzw. Abführungen ist aber eine wirklich effektive Entfernung des Debris in der Praxis nur bedingt machbar. Im Prinzip wäre hierzu ein Austausch des gesamten Luftvolumens über der behandelten Hornhaut zwischen aufeinanderfolgenden Pulsen bei 500 Hz bis 1000 Hz Pulsrepetitionsrate erforderlich. Im schlimmsten Fall kann es - vor allem bei nicht optimaler oder gerichteter Absaugung der Ablationsprodukte - zu „schiefen“ Ablationen und somit z.B. induziertem Coma oder SIA (surgically induced astigmatism) kommen.
Bei Systemen, die zusätzlich Luft zuführen, besteht darüber hinaus die Gefahr der Dehydrierung der Hornhaut. Dies kann ebenfalls nur bedingt verhindert werden. Insgesamt kann der Operations-Situs durch die offene Anordnung in heutigen Systemen auch nicht vom restlichen operativen Umfeld entkoppelt werden (z.B. Raumluftströmungen).
Die sterile und sichere Ablage des Flaps ist von herausragender Wichtigkeit für eine LASIK Prozedur. Ein Flap ist typischerweise nur 100 µm dick und nach dem LASIK Schnitt nur durch ein sehr schmales „Scharnier“, dem Hinge, an der Hornhaut befestigt. Die Erhaltung der Hydrierung des Flaps ist sehr wichtig aus pathologischen Gründen aber auch zum Erhalt der Form des Flaps, da dehydrierte Flaps innerhalb von Sekunden schrumpfen. Ein geschrumpfter Flap „passt“ nach der Behandlung nicht mehr gut in das stromale Bett (was natürlich auch der Formänderung der Stroma-Oberfläche durch die Ablation geschuldet ist), was wiederum zu postoperativen Komplikationen führen kann (z.B. „epithelial ingrowth“). Flaps sollten auch möglichst nicht gefaltet, gezogen oder anderweitig gestresst werden. Die früher verwendete „Calzone-Technik“ ist daher bei Experten heute kaum noch in Verwendung. Außerdem muss unbedingt vermieden werden, dass der Flap in möglicherweise nicht-sterilen Bereichen des Auges zu liegen kommt. Dies kann trotz der sterilen Vorbereitung des Auges z.B. durch Tränenfilm oder Kontakt zu nicht sterilen Teilen der Lider geschehen.
In Ermangelung einer in die heutigen Systeme integrierten Lösung schneiden sich Anwender teilweise selber Flap-Ablagen aus sterilen Schaumspateln (oder ähnlichem Material), die dann befeuchtet werden und als sichere und sterile Ablage für den empfindlichen Flap dienen. Es wird also eine Lösung gesucht, um diese Situation zu beenden.
Aufgrund der relativ großen Arbeitsabstände Δ von bestehenden UVL-LVC-Systemen zum Auge gibt es dort kaum einen Unterschied in der Fokussierungsebene. Diese ULV-LVC-Systeme können daher als nahezu bildseitig telezentrisch angesehen werden.
Wegen des relativ großen Arbeitsabstands bekannter UVL-LVC-Systeme zum Patientenauge ist es schwierig bis unmöglich, Rückreflexe von der Hornhaut des Patientenauges zur Analyse zu nutzen, und macht in Folge auch eine Zentrierung schwierig. Der Einfluss ungenauer Zentrierung ist bekannt und vielfach in der Literatur diskutiert. Das „landläufige“ Argument, dass Zentrierfehler (auch Zentrierungsfehler genannt), also Abweichungen des Ablationszentrums von den Sollpositionen auf der Hornhaut, wie typischerweise durch den „Ophthalmie Pole“ für Zentrierung auf der visuellen Achse gegeben, die im Folgenden Dezentrierungen genannt werden, keinen Einfluss auf sphärische Korrekturen haben, ist physikalisch nur in bestimmten Fällen wie sphärischen Korrekturen auf sphärischen Hornhäuten richtig. Dabei wird aber u.a. die Sehphysiologie nicht berücksichtigt. Dezentrierungen werden i.d.R. zu einer Verschiebung der physiologischen Sehachse führen. Das Auge wird bei der Verarbeitung des Seheindrucks im Gehirn durch die Augenmuskeln so „gedreht“, dass das Licht vom fixierten Objekt weiterhin in den Punkt des schärfsten Sehens fällt, was im Grunde den prismatischen Versatz kompensiert („tip/titt“). Dies kann z.B. beim binokularen Sehen (Stereopsis) zu Problemen führen, die z.B. aus Untersuchungen zu schlecht zentrierten Brillengläsern bekannt sind.
Spätestens bei asphärischen Korrekturen auf ellipsotorischen Hornhäuten, was dem realen, tatsächlichen Szenario entspricht, führt eine Dezentrierung auch rein physikalisch zu einem Nichterreichen der angestrebten Korrektur.
Es braucht nicht weiter erörtert werden, dass Dezentrierungen einen erheblichen Einfluss auf die Ergebnisse von „Customized Ablation“ haben, da es dadurch zur Induktion höherer Aberrationen („Nachtsehprobleme“, etc.) und damit auch zum Einfluss auf das refraktive Ergebnis kommt. Eine möglichst exakte Zentrierung ist absolute Grundvoraussetzung für ein gutes Ergebnis bei Topografie- als auch bei Wellenfront-Korrekturen.
Aberrationen (oder optische Moden) koppeln unter Dezentrierung. Durch die Kopplung von Defokus und Zylinder an Aberrationen höherer Ordnung (Coma, Sphärische Aberration, Astigmatismen höherer Ordnung), oder von Aberrationen, die in natürlichen (asphärischen) Augen vorkommen, sind Dezentrierungen in realen Augen, aber auch bei rein sphäro-zylindrischen Korrekturen, kritisch. Z.B. koppelt Coma bei Dezentrierung an Astigmatismus und Defokus oder sphärische Aberration an Coma, Astigmatismus und Defokus. Es sollen hier für einen optischen Durchmesser von 6mm einige Beispiele gegeben werden, die zunächst nur die Effekte für die Aberrationen bis zur 3.Ordnung (Summe der Moden-Indizes ist 4) aufzeigen. Die Berechnungen erfolgen aus der Koordinatentransformation von optischen Moden:

- eine Verschiebung von 0.25 µm Coma Z(3,1) um 0.3 mm (horizontal/vertikal) führt zu ca. -1/8 D Defokus
- eine Verschiebung von 0.25 µm Coma Z(3,1) um 0.3 mm (horizontal/vertikal) führt zu 1/8 D Kardinal Astigmatismus (Z(2,2) / Z(2,-2))
- eine Verschiebung von 0.5 µm Coma Z(3,1) um 0.5 mm führt zu ca. -0.3 D Defokus
- eine Verschiebung von 0.4 µm Coma Z(3,1) um 0.5 mm (horizontal/vertikal) führt zu 0.3 D Kardinal Astigmatismus (Z(2,2) / Z(2,-2))
- eine Verschiebung von 0.6 µm Sphärischer Aberration Z(4,0) um 0.4 mm führt zu ca. -1/8 D Defokus
- eine Verschiebung von 0.6 µm Sphärischer Aberration Z(4,0) um 0.4 mm (horizontal/vertikal) führt zu ca. 1/8 D Kardinal Astigmatismus (Z(2,2) / Z(2,-2))

Bisher wurden nur Betrachtungen für optische Moden gemacht, welche sich in Ablationsprofilen in der optischen Zone manifestieren. Die Übergangszonen wurden noch nicht erwähnt. Dezentrierungen bedeuten in diesem Zusammenhang aber auch, dass Übergangszonen in die optisch aktive Zone hineinreichen können, insbesondere bei Hyperopie-Korrekturen. Dies führt dann zu Störungen („night vision complaints post surgery“, hier ist nicht Nachtmyopie gemeint) bei mesopischen bis skotopischen Lichtbedingungen und damit zur Patientenunzufriedenheit.
Pupillenzentrierungen (Zentrierung zum CSC, „Corneal Sighting Center“) lassen sich in der refraktiven Chirurgie mittels Augenverfolgungssystemen („Eye-Tracker“) als integrierte Pupillenerkennung gut und sicher bewerkstelligen. Allerdings ist diese Art der Zentrierung nicht die bevorzugte Wahl, da es in der Fachwelt mittlerweile unstrittig ist, dass eine Zentrierung zum Ophthalmie Pole (visuelle Achse, Coaxially Sighted Corneal Light Reflex, „CSCLR“-Bedingung, s.u.) korrekt wäre. Kleine und mittlere Myopie-Korrekturen sind hier erfahrungsgemäß sehr unkritisch. Schwieriger wird es bei größeren Astigmatismen und Myopie-Korrekturen und insbesondere Hyperopie-Korrekturen. Hyperope Augen sind nämlich typischerweise durch einen nicht zu vernachlässigbaren Winkel zwischen Pupillenachse (auch Pupillarachse genannt) und visueller Achse („angle kappa“) charakterisiert. Corneal Sighting Center und Ophthalmie Pole liegen hier nicht mehr ausreichend nah beieinander, was zu einem Unterschied zwischen „angle lambda“ und „angle kappa“ führt. Außerdem sind die Pupille und das Pupillenzentrum keine feste Markierung. Beides schwankt mit den Beleuchtungsverhältnissen.
Eine Zentrierung auf die visuelle Achse erfolgt bei heutigen Lasersystemen durch Suchen des ersten Purkinje-Reflexes des Fixationslasers („Target“). Unter Patientenfixation ist dann die empfohlene CSCLR-Bedingung erfüllt, wenn der Purkinje-Reflex in das Zentrum der System-Optik kommt und die optische Systemachse und die Sehachse koaxial werden. In heutigen Systemen ist ein Finden dieses Reflexes nicht trivial. Dies wird bei weniger kooperativen Patienten, z.B. mit Fixationsschwäche noch erschwert, da der Reflex dann dauernd verschwindet.
Darüber hinaus erschwert der „Parallaxenfehler“ des Operationsmikroskops, also unterschiedliche Richtungen für den Reflex im rechten und linken Beobachterauge durch binokulare Anordnung, eine korrekte Ausrichtung.
Eine automatische Zentrierung gemäß CSCLR durch Purkinje-Reflex gibt es in heutigen Systemen nicht und ist auch nicht in Aussicht. Das ist mutmaßlich einer der Gründe, warum die Pupillenzentrierung - trotz der mit ihr einhergehenden Probleme - heute von vielen Anwendern bevorzugt wird, da diese im Unterschied zur CSCLR-Zentrierung mittels Purkinje-Reflex sicher und automatisch durch die Systeme vollzogen wird.
Eine manuelle Zentrierung auf den Vertex (CV), der i.d.R. Bezugszentrum für die Topografie darstellt, durch Eingabe von Verschiebungskoordinaten wird häufig für Topografie-geführte Korrekturen eingesetzt, aber auch bei sphäro-zylindrischen Standardkorrekturen. Letzteres ist möglich, da für normale Augen die Positionen des CV („corneal vertex“, also der Durchstoßpunkt der keratometrischen Achse auf der Hornhaut unter Patientenfixation) und des Ophthalmie Pole (OP), also der visuellen Achse, ausreichend nah beieinander liegen. Dies wiederum liegt daran, dass der Krümmungsmittelpunkt der Hornhaut etwa mit dem zweiten bildseitigen optischen Knotenpunkt des Auges zusammenfällt (vergleiche Gullstrand, Liou-Brennan Augenmodelle). Eine automatische Zentrierung zum Vertex findet man heute nicht. Häufig verschiebt der Anwender das Behandlungszentrum manuell nur basierend auf dem visuellen Vergleich zu einer Topographiemessung. Oder er gibt Verschiebungskoordinaten in das System ein, die i.d.R. in Bezug zur Pupillenmitte (CSC) gegeben sind und die z.B. einer Topografie-Messung entnommen werden. In beiden Fällen ist das Problem, dass der Pupillendurchmesser während der Topografie-Messung nicht mit dem Pupillendurchmesser unter dem Laser aufgrund der Beleuchtungsunterschiede übereinstimmt. Durch die häufig auftretende Verschiebung des Pupillenzentrums mit der Pupillengröße kommt es dann zu nicht optimaler Zentrierung, da der Hornhaut-Vertex nicht korrekt bestimmt ist.
Heutige UVL-LVC-Systeme bieten keine Methode der tomographischen Ausrichtung der Vorderkammer und der tomographischen Zentrierung an. Dies kann z.B. wichtig werden bei Hornhaut-Irregularitäten (z.B. bedingt durch Traumen oder kurzzeitige Schwellungen der Hornhautoberfläche durch Blasen nach Femtosekunden-Laser Flap Generierung), die dazu führen, dass der Hornhaut-Vertex und/oder der Purkinje-Reflex nicht korrekt gefunden werden, oder anders ausgedrückt, eine Position als Vertex identifiziert wird, die nicht der normalen physiologischen Vertex-Position entspricht. Die reine „Oberflächeninformation“ der Hornhaut ist dann nicht oder nicht hinreichend gut geeignet für eine Bestimmung der optimalen Zentrierung.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es deshalb, Vorrichtungen zu beschreiben, die die oben genannten Probleme gegenwärtig eingesetzter UVL-LVC-Systeme adressieren. Insbesondere ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung die Vorhersagbarkeit der refraktiven Ergebnisse nach einer Korrektur mittels UVL-LVC-Systems zu verbessern.
Die Erfindung ist in den unabhängigen Ansprüchen definiert. Die abhängigen Ansprüche betreffen bevorzugte Weiterbildungen und Ausgestaltungen.
Ein erster Aspekt der Erfindung betrifft eine erste Variante einer Fokussieroptik für ein UV-Laser basiertes System zur Fehlsichtigkeitskorrektur (UVL-LVC-System), das eine UV-Laserquelle zur Bereitstellung von Laserstrahlung (bevorzugt von gepulster Laserstrahlung) und ein Scansystem zum lateralen Scannen der Laserstrahlung in x- und y-Richtung aufweist. Zusätzlich kann das Scansystem dazu ausgebildet sein, in z-Richtung zu scannen. Die Fokussieroptik dient der Fokussierung der Laserstrahlung in einem Fokalfeld. In dem Fokalfeld (auch Fokusebene, Fokalebene oder Fokussierungsebene genannt) weist ein von der Laserquelle bereitgestellter und von der Fokussieroptik geformte Laserstrahl einen sogenannten „Spot“ auf. Vorzugsweise weist der Spot einen wohldefinierten „Spotdurchmesser“ oder eine „Spotgröße“ von 0.3 mm bis 1.5 mm auf, bevorzugt von 0.5 mm bis 1.0 mm. Das Fokalfeld wird also durch die Anforderungen an eine laterale Ausdehnung der Laserstrahlung beschrieben. Die von der Fokussieroptik bereitgestellte numerische Apertur eines Laserstrahls kann weniger als 0.1, bevorzugt weniger als 0.08, betragen. Daraus ergibt sich eine hohe Tiefenschärfe für den Laserstrahl. Der Fokus eines Laserstrahls muss sich daher nicht im Fokalfeld befinden; er kann sich auch wenige Tiefenschärfen vor oder hinter dem Fokalfeld befinden. Auch dann bleibt die laterale Ausdehnung der Spots gewahrt.
Das Fokalfeld kann teilweise oder vollständig identisch sein mit einer Arbeitsfläche, die für eine Behandlung zur Fehlsichtigkeitskorrektur geeignet ist. Das zu behandelnde Auge bzw. dessen Hornhaut wird für eine Therapie typischerweise in oder nahe dieser Arbeitsfläche positioniert.
Die Fokussieroptik weist erfindungsgemäß eine erste Linsenanordnung auf, die dazu ausgebildet ist, ein konvergentes Fokalfeld bereitzustellen. Die Konvergenz des Fokalfeldes ist dadurch charakterisiert, dass eine Gesamtheit von Laserstrahlen (für verschiedene Orte im Fokalfeld, bereitgestellt über das Scansystem des UVL-LVC-Systems), die die Fokussieroptik verlassen, konvergent zueinander verläuft. Das bedeutet, dass die Gesamtheit der die Fokussieroptik verlassenden Laserstrahlen (und ihrer Strahlbündel) einen gemeinsamen Schnittpunkt aufweist. Für ein telezentrisches oder divergentes Fokalfeld existiert kein solcher Schnittpunkt.
Die erste Linsenanordnung der Fokussieroptik kann eine oder mehrere Linsen aufweisen. Bevorzugt ist die erste Linsenanordnung dazu ausgebildet, UV-Licht ohne merkliche Verluste zu führen. Dazu ist die Transmission der ersten Linsenanordnung insbesondere in einem Wellenlängenbereich zwischen ca. 193 nm und 213 nm besonders hoch. Die erste Linsenanordnung kann beispielsweise Gläser mit CaF aufweisen sowie mit geeigneten optischen Beschichtungen versehen sein.
Die erfindungsgemäße Fokussieroptik verfolgt einen ganz neuen Ansatz der Ablationsgeometrie. Dabei ist ein optisches Konzept umgesetzt, das sich von allen anderen UVL-LVC-Systemen unterscheidet. Dieses neue Konzept erlaubt grundsätzliche Verbesserungen in vielen Bereichen der UVL LVC, insbesondere wird eine Verbesserung der Vorhersagbarkeit der refraktiven Ergebnisse ermöglicht.
Zur Veranschaulichung werden nachfolgend die Charakteristika der durch die erfindungsgemäße Fokussieroptik ermöglichten Ablationsgeometrie im Vergleich zu optischen Systemen für UVL-LVC-Systeme nach dem Stand der Technik beschrieben. Bei üblichen UVL-LVC-Systemen treffen die Strahlen unter einem erheblichen Winkel (gegenüber einem senkrechten Einfall) auf die Hornhaut des Auges auf, da der typische Krümmungsradius Rc des menschlichen Auges bei etwa 7.86 mm liegt. Für diese Systeme ist auch der Arbeitsabstand Δ von typischerweise 250 mm relativ groß.
Im Stand der Technik ist die Fokussieroptik typischerweise so ausgelegt, dass eine telezentrische Fokussierung der Ablationspulse erfolgt. Mit anderen Worten: ordnet man einer jeden vom Scanner bereitgestellten x-y-Position am Auge ein entsprechendes Strahlbündel (auch Laserstrahl-Bündel genannt) zu, so sind diese Strahlbündel gegeneinander lediglich verschoben und nicht verkippt. Es findet eine telezentrische Fokussierung statt. Die Schwerstrahlen (oder Hauptstrahlen) der Strahlbündel weisen gegenüber der Flächennormalen der Hornhaut des Auges Winkel auf, die mit zunehmendem Abstand vom Scheitelpunkt der Hornhaut immer größer werden und mehr von einem senkrechten Einfall auf die Hornhaut abweichen.
Alternativ ist die Fokussieroptik im Stand der Technik so ausgelegt, dass eine divergente Fokussierung der Ablationspulse erfolgt. Mit anderen Worten: betrachtet man die Gesamtheit der Strahlbündel, so verlassen diese die Fokussieroptik divergent. Damit werden die Winkel zwischen den Schwerstrahlen der Strahlbündel und den Flächennormalen der Hornhaut des Auges mit zunehmendem Abstand vom Scheitelpunkt der Hornhaut gegenüber einem senkrechten Einfall noch größer als in der oben beschriebenen Fokussieroptik (mit telezentrischer Fokussierung) nach dem Stand der Technik.
Ganz anders ist dies bei der erfindungsgemäßen Fokussieroptik. Diese weist wie gesagt ein konvergentes Fokalfeld auf. Durch die Konvergenz des Fokalfeldes trifft die Laserstrahlung für alle Orte im Fokalfeld unter einem Winkel auf die Hornhaut, der näher an einem senkrechten Einfall ist, als es nach dem Stand der Technik möglich ist. Die Vorteile dieser Geometrie werden weiter unten diskutiert.
Bevorzugt weist die erste Linsenanordnung der erfindungsgemäßen ersten Variante der Fokussieroptik mehr als eine Linse zur Bereitstellung des konvergentes Fokalfeld auf. Dazu können die Linsen wie ein Mikroskop-Objektiv ausgestaltet sein, welches bei objektseitigem schrägem Einfall des Laserstrahls (in die Fokussieroptik) bildseitig (auf Seiten des Auges bzw. dessen Hornhaut/Cornea) das konvergente Fokalfeld bereitstellt. Der objektseitig schräge Einfall in die Fokussieroptik kann durch geeignete Scanner des UVL-LVC-Systems realisiert werden. Es werden also durch die Scanner ausgelenkte Laserstrahl-Bündel durch die Optik als „Spots“ auf das konvergente Fokalfeld gelenkt.
Die Herausforderung liegt darin, die physikalischen Abbildungsfehler beim schrägen Einfall und die Öffnungsfehler der Fokussieroptik zu reduzieren, da ansonsten die Abbildungsqualität der Optik außerhalb des Paraxialbereichs, also mit zunehmendem Abstand von einer optischen Achse, schnell deutlich abnimmt. Das würde z.B. dazu führen, dass die Spots, die durch das System im konvergenten Fokalfeld erzeugt werden, sowohl in der Größe als auch der Form (und damit der Fluence-Verteilung) variieren würden z.B. durch astigmatische Aberrationen. Die Spotpositionen würden außerdem durch stigmatische Verzeichnungen (z.B. Tonnen-, Kissenverzeichnung) verschoben. In der Kombination der Effekte würden abhängig von der Scan-Richtung im Scan-Feld nicht die (angestrebten) Spots mit entsprechend gleichbleibender Güte erreicht.
Um die Abbildungsfehler auf das notwendige Maß zu reduzieren (Anforderungen an die Durchmesseränderungen und Formänderungen der Spots im konvergenten Fokalfeld), also eine ausreichende Güte der Abbildung zu erreichen, kann die Fokussieroptik entweder aus sphärischen Optiken zusammengesetzt und/oder durch asphärische Optiken realisiert sein, bzw. Asphären aufweisen. Mit letzterer kann insbesondere die Bauhöhe des Objektivs (Fokussieroptik) reduziert werden. Bei einem gewünschten Spot-Durchmesser von typischerweise runder Form mit einer Halbwertsbreite („Full Width at Half Maximum“, FWHM) im Bereich von 0.3 mm bis 0.8 mm im Fokalfeld (bei Super-Gauß Fluence-Verteilung im Laserstrahl-Bündel) sollten die Durchmesser und Formänderungen im Bereich unterhalb von 20% liegen, bevorzugt unterhalb von 10% (RMS Radius-Abweichungen < 50 µm). Zusätzlich oder alternativ können die Optiken Freiformflächen aufweisen. Alternativ kann die Fokussieroptik auch (abbildende) diffraktive Elementen aufweisen, z.B. in Form von auf einer gekrümmten Linse aufgebrachten radialsymmetrischen diffraktiven Strukturen.
Gemäß einer bevorzugten Ausgestaltung der ersten Variante der Fokussieroptik weist das konvergente Fokalfeld einen Durchmesser von mindestens 6 mm auf, bevorzugt mindestens 8 mm, besonders bevorzugt mindestens 10 mm.
Auf diese Weise kann in der für eine Behandlung zur Fehlsichtigkeitskorrektur geeigneten Arbeitsfläche ein Durchmesser von etwa 6 mm (bzw. 8 mm, 10 mm) erzielt werden.
Bevorzugt ist die Fokussieroptik dabei so ausgestaltet, dass die oben beschriebene Güte der Abbildung über den gesamten Durchmesser der gekrümmten Fläche eingehalten wird.
Besonders bevorzugt ist das optische System des UVL-LVC-Systems dabei so ausgelegt, dass der erfindungsgemäßen Fokussieroptik die Laserstrahlung so zugeführt wird, dass der beanspruchte Durchmesser des konvergenten Fokalfeldes bedient wird. Dazu kann das Scansystem entsprechend ausgeführt sein.
Das optische System der Fokussieroptik mit einem derartigen Durchmesser des konvergenten Fokalfeldes erlaubt es, einen festen Offset auf die Scanner-Koordinaten zu legen, um damit das Behandlungszentrum in Bezug auf eine optische Systemachse des UVL-LCC-Systems, das bevorzugt zentrisch durch die Fokussieroptik läuft, zu verschieben.
Gemäß einer bevorzugten Ausgestaltung der ersten Variante der Fokussieroptik weist jeder Ort des konvergenten Fokalfeldes einen lokalen Krümmungsmittelpunkt auf, der auf der von der Fokussieroptik abgewandten Seite des konvergenten Fokalfeldes liegt. Mit anderen Worten: Ordnet man dem konvergenten Fokalfeld lokal - am Ort der Beaufschlagung der Laserstrahlung auf das konvergenten Fokalfeld - eine Krümmung zu, so kann man dieser lokalen Krümmung einen lokalen Krümmungsmittelpunkt zuweisen (beispielsweise über eine Annäherung an eine sphärische Krümmung, wobei der Krümmungsmittelpunkt dem Mittelpunkt der Sphäre oder Kugel entspricht). Dieser Krümmungsmittelpunkt befindet sich von der ersten Variante der Fokussieroptik aus betrachtet hinter dem konvergenten Fokalfeld. Die Krümmung des konvergenten Fokalfeldes besitzt somit dasselbe Vorzeichen wie die Krümmung des Auges, dessen Fehlsichtigkeit korrigiert werden soll. Das konvergente Fokalfeld weist einen endlichen Radius einer Fokalfeldkrümmung auf. Bevorzugt weist das konvergente Fokalfeld eine Fokalfeldkrümmung mit einem Radius Rs in einem Bereich von 8 mm bis 50 mm auf, bevorzugt von 10 mm bis 30 mm, besonders bevorzugt von 12 mm bis 20 mm. Die Fokalfeldkrümmung kann auch einen Radius R_S von 6 mm bis 25 mm, von 7 mm bis 20 mm, oder von 8 mm bis 16 mm aufweisen. Die Fokalfeldkrümmung kann über das Fokalfeld lokal innerhalb der angegebenen Grenzen variieren. Bevorzugt weist das Fokalfeld eine Fokalfeldkrümmung auf, die einer Sphäre oder einer Asphäre entspricht; eine asphärische Form ist insbesondere dann bevorzugt, wenn ein großer Fokalfelddurchmesser (beispielsweise von mindestens 6 mm) bereitgestellt wird.
In einer besonders bevorzugten Ausgestaltung wird die Fokalfeldkrümmung für die Ablation so ausgelegt, dass diese dem typischen Krümmungsradius der Hornhaut Rc entspricht („Convergent Focal Field Ablation“). Damit wird eine nahezu senkrechte Inzidenz der einfallenden Laserstrahlung auf die Hornhaut realisiert. Aufgrund von Limitierungen bei der Parametrisierung des optischen Systems der Fokussieroptik und des nötigen Arbeitsabstands Δ für die klinische Praxis sind aber mindestens Fokalfeldkrümmungen Rs sehr nahe bei Rc möglich. Dies ist gewünscht, um eine deutliche Reduktion der Fluence-Verluste (siehe weiter unten) zu erreichen, für die Erreichung der dort beschriebenen Vorteile.
Weist das Fokalfeld eine Krümmung Rs auf, so lässt sich gegenüber der Hornhaut mit Krümmungsradius Rc ein Differenz-Krümmungsradius R_Δ bestimmen. Dieser entspricht einer „effektiven“ Hornhaut-Krümmung für Licht, welches aus der z-Richtung (d.h. parallel zu einer optischen Achse der Fokussieroptik) einfällt. Man „biegt“ durch die Differenzberechnung - bildlich gesprochen - die Hornhaut um den Fokalfeld-Krümmungsradius Rs hoch und kann dann die Berechnung eines Fluence-Verlusts vereinfacht durchführen, d.h. basierend auf einer „effektiven“ Hornhaut-Krümmung (mit einem effektiven Hornhaut-Krümmungsradius R_Δ). Diese effektive Hornhautkrümmung ist geringer als die tatsächliche Hornhautkrümmung. Für Fokalfeld-Krümmungsradien mit Werten zwischen ca. 8 mm bis ca. 16 mm ergeben sich mit einem typischen Hornhaut-Krümmungsradius von Rc = 7.86 mm somit Werte von ca. R_Δ ≈ 450 mm bis ca. R_Δ ≈ 15 mm für die effektive Hornhautkrümmung. In diesen Bereichen manifestiert sich der Vorteil einer verbesserten Fluence-Verlustfunktion deutlich, wie nachfolgend noch gezeigt wird.
Die Erfindung betrifft eine zweite Variante einer Fokussieroptik für ein UV-Laser basiertes System zur Fehlsichtigkeitskorrektur (UVL-LVC-System), das eine UV-Laserquelle zur Bereitstellung von Laserstrahlung (bevorzugt von gepulster Laserstrahlung) und ein Scansystem zum lateralen Scannen der Laserstrahlung in x- und y-Richtung aufweist. Zusätzlich kann das Scansystem dazu ausgebildet sein, in z-Richtung zu scannen. Die zweite Variante der Fokussieroptik dient dazu, die Laserstrahlung auszurichten. Die zweite Variante der Fokussieroptik weist erfindungsgemäß eine zweite Linsenanordnung auf, die dazu ausgebildet ist, eine senkrechte Beaufschlagung mit Laserstrahlung auf eine gekrümmte Fläche bereitzustellen. Das bedeutet, dass ein Hauptstrahl (oder Schwerpunktstrahl) eines Strahlbündels von Laserstrahlung von der zweiten Variante der Fokussieroptik derart auf die gekrümmte Fläche gelenkt wird, dass der Winkel zwischen dem Hauptstrahl und der Flächennormalen am Ort der Beaufschlagung der Laserstrahlung auf die gekrümmte Fläche einen Winkel von maximal 10° bilden, bevorzugt maximal 5°, besonders bevorzugt maximal 2°. Erfindungsgemäß weist dabei ein jeder Ort der gekrümmten Fläche einen lokalen Krümmungsmittelpunkt auf, der auf der von der zweiten Variante der Fokussieroptik abgewandten Seite der gekrümmten Fläche liegt. Mit anderen Worten: Ordnet man der gekrümmten Fläche lokal - am Ort der Beaufschlagung der Laserstrahlung auf die gekrümmte Fläche - eine Krümmung zu, so kann man dieser lokalen Krümmung einen lokalen Krümmungsmittelpunkt zuweisen (beispielsweise über eine Annäherung an eine sphärische Krümmung, wobei der Krümmungsmittelpunkt dem Mittelpunkt der Sphäre oder Kugel entspricht). Dieser Krümmungsmittelpunkt befindet sich von der zweiten Variante der Fokussieroptik aus betrachtet hinter der gekrümmten Fläche. Die Krümmung der gekrümmten Fläche besitzt somit dasselbe Vorzeichen wie die Krümmung des Auges, dessen Fehlsichtigkeit korrigiert werden soll. Die gekrümmte Fläche weist einen endlichen Radius einer Flächenkrümmung auf.
Bevorzugt weist die gekrümmte Fläche eine Flächenkrümmung auf, die einer Sphäre oder einer Asphäre entspricht. Eine asphärische Form ist insbesondere dann bevorzugt, wenn ein großer Durchmesser der gekrümmten Fläche (beispielsweise von mindestens 6 mm) bereitgestellt wird. Die lokalen Krümmungsmittelpunkte können auch auf der Verlängerung des jeweiligen Hauptstrahls liegen.
Es sei angemerkt, dass die zweite Variante der Fokussieroptik auf der gekrümmten Fläche nicht zwangsläufig einen Fokus der Laserstrahlung bereitstellen muss. Vielmehr können auch alle Strahlen eines Strahlbündels senkrecht auf die gekrümmte Fläche auftreffen. Bei Verwendung einer UV-Laserquelle mit geringer Strahlqualität (wie beispielsweise bei einem Excimer-Laser) können die Strahlbündel auch einen Fokus in der gekrümmten Fläche aufweisen. Als UV-Laserquelle kann beispielsweise auch ein Festkörperlaser verwendet werden. Vorteilhaft weist die Laserstrahlung am Ort der Beaufschlagung der gekrümmten Fläche einen Durchmesser von 0.3 mm bis 1.5 mm auf, bevorzugt von 0.5 mm bis 1.0 mm. Der Ort der Beaufschlagung wird häufig als „Spot“ bezeichnet und sein Durchmesser als „Spotdurchmesser“ oder „Spotgröße“. Die Spotgröße kann als Maß dafür dienen, über welche Größe die Krümmung auf der gekrümmten Fläche gemittelt wird zur Bestimmung der lokalen Krümmung bzw. des Krümmungsmittelpunktes.
Die gekrümmte Fläche kann teilweise oder vollständig identisch sein mit einer Arbeitsfläche, die für eine Behandlung zur Fehlsichtigkeitskorrektur geeignet ist. Das zu behandelnde Auge bzw. dessen Hornhaut wird für eine Therapie typischerweise in oder nahe dieser Arbeitsfläche positioniert.
Die zweite Linsenanordnung der zweiten Variante der Fokussieroptik kann eine oder mehrere Linsen aufweisen. Bevorzugt ist die zweite Linsenanordnung dazu ausgebildet, UV-Licht ohne merkliche Verluste zu führen. Dazu ist die Transmission der Linsenanordnung insbesondere in einem Wellenlängenbereich zwischen ca. 193 nm und 213 nm besonders hoch. Die Linsenanordnung kann beispielsweise Gläser aus CaF aufweisen sowie mit geeigneten optischen Beschichtungen versehen sein.
Wie bereits oben diskutiert wurde, weisen die Hauptstrahlen bei Fokussieroptiken nach dem Stand der Technik mit zunehmendem Abstand vom Scheitelpunkt der Hornhaut Einfallswinkel auf, die immer mehr von einem senkrechten Einfall abweichen, weil der Schnittpunkt der Hauptstrahlen in der Optik liegt. Ganz anders ist dies bei der erfindungsgemäßen zweiten Variante der Fokussieroptik. Hier wird aufgrund der gekrümmten Fläche (und des Vorzeichens der Krümmung) die Abweichung von einer senkrechten Beaufschlagung der Hornhaut des Auges mit Laserstrahlung zum Stand der Technik maßgeblich verringert, weil der Schnittpunkt der Hauptstrahlen (für zunehmenden Abstand vom Scheitel der Cornea) hinter dem Hornhautscheitel liegt.
Bevorzugt weist die zweite Linsenanordnung der erfindungsgemäßen zweiten Variante der Fokussieroptik mehr als eine Linse zur Bereitstellung der gekrümmten Fläche auf. Dazu können die Linsen so ausgestaltet sein, dass bei objektseitigem schrägem Einfall des Laserstrahls (in die zweite Variante der Fokussieroptik) bildseitig (auf Seiten des Auges bzw. dessen Hornhaut/Cornea) eine senkrechte Beaufschlagung der gekrümmten Fläche erfolgt. Der objektseitig schräge Einfall in die zweite Variante der Fokussieroptik kann durch geeignete Scanner des UVL-LVC-Systems realisiert werden. Es werden also durch die Scanner ausgelenkte Laserstrahl-Bündel durch die Optik als „Spots“ auf die gekrümmte Fläche gelenkt.
Anforderungen und Lösungen bezüglich der Abbildungsqualität für die zweite Variante der Fokussieroptik entsprechen prinzipiell den Anforderungen und Lösungen für die erste Variante der Fokussieroptik (sowie für deren Ausgestaltungen).
Bevorzugt weist die zweite Variante der Fokussieroptik auch die Merkmale für die erste Variante der Fokussieroptik auf (sowie für deren Ausgestaltungen). Dabei können Teile der ersten Linsenanordnung identisch sein mit Teilen der zweiten Linsenanordnung. Erste und zweite Linsenanordnung können auch vollständig identisch sein. Das konvergente Fokalfeld und die gekrümmte Fläche können teilweise oder vollständig identisch sein.
Gemäß einer bevorzugten Ausgestaltung der zweiten Variante der Fokussieroptik weist die gekrümmte Fläche einen Durchmesser von mindestens 6 mm auf, bevorzugt mindestens 8 mm, besonders bevorzugt mindestens 10 mm.
Auf diese Weise kann in der für eine Behandlung zur Fehlsichtigkeitskorrektur geeigneten Arbeitsfläche ein Durchmesser von etwa 6 mm (bzw. 8 mm, 10 mm) erzielt werden.
Bevorzugt ist die zweite Variante der Fokussieroptik dabei so ausgestaltet, dass die oben beschriebene Güte der Abbildung über den gesamten Durchmesser der gekrümmten Fläche eingehalten wird.
Besonders bevorzugt ist das optische System des UVL-LVC-Systems dabei so ausgelegt, dass der erfindungsgemäßen zweiten Variante der Fokussieroptik die Laserstrahlung so zugeführt wird, dass der beanspruchte Durchmesser der gekrümmten Fläche bedient wird. Dazu kann das Scansystem entsprechend ausgeführt sein.
Das optische System der zweiten Variante der Fokussieroptik mit einem derartigen Durchmesser der gekrümmten Fläche erlaubt es, einen festen Offset auf die Scanner-Koordinaten zu legen, um damit das Behandlungszentrum in Bezug auf eine optische Systemachse des UVL-LCC-Systems, das bevorzugt zentrisch durch die Fokussieroptik läuft, zu verschieben.
Gemäß einer bevorzugten Ausgestaltung der zweiten Variante der Fokussieroptik weist die gekrümmte Fläche eine Flächenkrümmung mit einem Radius R_F in einem Bereich von 8 mm bis 50 mm auf, bevorzugt von 10 mm bis 30 mm, besonders bevorzugt von 12 mm bis 20 mm. Die Flächenkrümmung kann auch einen Radius R_F von 6 mm bis 25 mm, von 7 mm bis 20 mm, oder von 8 mm bis 16 mm aufweisen. Die Flächenkrümmung kann über die gekrümmte Fläche lokal innerhalb der angegebenen Grenzen variieren.
In einer besonders bevorzugten Ausgestaltung wird die Flächenkrümmung für die Ablation so ausgelegt, dass diese dem typischen Krümmungsradius der Hornhaut Rc entspricht („Convergent Focal Field Ablation“). Damit wird eine senkrechte Inzidenz der einfallenden Laserstrahlung auf die Hornhaut realisiert. Aufgrund von Limitierungen bei der Parametrisierung des optischen Systems der zweiten Variante der Fokussieroptik und des nötigen Arbeitsabstands Δ für die klinische Praxis sind aber mindestens Flächenkrümmung R_F sehr nahe bei Rc möglich. Dies ist gewünscht, um eine deutliche Reduktion der Fluence-Verluste (siehe weiter unten) zu erreichen, für die Erreichung der dort beschriebenen Vorteile.
Die Betrachtungen zu einem Differenz-Krümmungsradius R_Δ für eine erste Variante der Fokussieroptik mit einer Fokalfeldkrümmung Rs gelten auch für die hier beschriebene zweite Variante der Fokussieroptik mit einem Flächenkrümmung R_F.
In einer bevorzugten Ausgestaltung weist die erste oder zweite Variante der Fokussieroptik einen Arbeitsabstand Δ in einem Bereich von 20 mm bis 50 mm auf. Zusätzlich oder alternativ weist die Fokussieroptik eine optische Öffnung größer 40 mm auf, bevorzugt größer 50 mm, besonders bevorzugt größer oder gleich 60 mm.
Fokussieroptiken nach dem Stand der Technik weisen deutlich größere Arbeitsabstände und typischerweise geringere Öffnungen der Fokussieroptik auf. Dies führt auch dazu, dass der optische Akzeptanzwinkel für die Rückführung von Hornhautreflexen in das optische System sehr gering ist. Die erfindungsgemäße Fokussieroptik hingegen erlaubt (in beiden Varianten) eine besonders gute Rückführung von Reflexen (z.B. den Purkinje-Reflex) durch die Fokussieroptik in das restliche UVL-LVC-System. Dies erlaubt eine deutlich verbesserte Ausrichtung des UVL-LVC-Systems (bzw. der Fokussieroptik) gegenüber dem Auge des Patienten und ermöglicht somit eine weitere Verbesserung der Vorhersagbarkeit der refraktiven Ergebnisse nach einer Korrektur.
Besonders bevorzugt weist das konvergente Fokalfeld (in einer Ausgestaltung der ersten Variante der Fokussieroptik) zusätzlich eine Fokalfeldkrümmung mit einem Radius Rs in einem Bereich von 8 mm bis 50 mm auf, bevorzugt von 10 mm bis 30 mm, besonders bevorzugt von 12 mm bis 20 mm. Mit diesen Werten für den Fokalfeld-Krümmungsradius Rs ergeben sich für die Anwendung weiter verbesserte Umstände für die Detektion eines von der Hornhaut reflektierten Strahls.
Besonders bevorzugt weist die gekrümmte Fläche (in einer Ausgestaltung der zweiten Variante der Fokussieroptik) zusätzlich eine Flächenkrümmung mit einem Radius R_F in einem Bereich von 8 mm bis 50 mm auf, bevorzugt von 10 mm bis 30 mm, besonders bevorzugt von 12 mm bis 20 mm. Mit diesen Werten für den Fokalfeld-Krümmungsradius R_F ergeben sich für die Anwendung weiter verbesserte Umstände für die Detektion eines von der Hornhaut reflektierten Strahls.
Gemäß einer Ausgestaltung der Fokussieroptik (in beiden Varianten) ist die erste bzw. zweite Linsenanordnung dazu ausgebildet, sichtbares Licht ohne merkliche Verluste zu führen, auch unter Vermeidung einer Degradation der optischen Komponenten.
Gemäß einer Ausgestaltung weist die erste oder zweite Variante der Fokussieroptik entlang eines Strahlengangs mindestens zwei Linsengruppen auf, zwischen denen ein nicht-abbildendes optisches Element angeordnet ist. Eine Linsengruppe kann eine oder mehrere Linsen umfassen. Bei dem nicht-abbildenden optischen Element kann es sich um einen Planspiegel, einen Strahlteiler oder um einen optischen Filter (beispielsweise für Polarisation, Wellenlängen) oder einen Retarder (wie λ/4- oder λ/2-Platte) handeln, die als planparallele Platte (oder Spiegel) ausgeformt ist. Auf diese Wiese lässt sich beispielsweise eine kompakte Bauform der Fokussieroptik realisieren bzw. weiteres Licht (beispielsweise sichtbares Licht für ein Fixierlicht) über Teile derselben Optik führen bzw. das geführte Licht (z.B. der Laserquelle) filtern oder in seiner Polarisation beeinflussen.
Im Folgenden wird kurz ausgeführt, wie Fluence-Verluste durch die erfindungsgemäße Fokussieroptik reduziert bzw. eliminiert werden; die Ausführungen gelten für beide Varianten der Fokussieroptik. Eine Puls-Ablations-Form (auch „Pulse ablation shape“ genannt) entspricht einer ablationswirksamen Fluence-Verteilung des eingestrahlten Ablationslaser-Pulses auf einer Ebene senkrecht zur Einfallsrichtung. Durch die Geometrie der Einstrahlung auf die Hornhaut verformt sich die Puls-Ablations-Form zu einer projizierten Puls-Ablations-Form (auch „Pulse ablation footprint on cornea“ genannt). Damit ändert sich die Fluence-Verteilung auf der Hornhaut gegenüber der eingestrahlten „Pulse ablation shape“. Diese kann beispielsweise mit Hilfe des Blow-Off Modells aus einer gegebenen Pulsform errechnet werden. Für ein infinitesimales Flächenelement dA in der Puls-Ablations-Form wird der Geometrie-Verlust als cosinus-Funktion modelliert und es gilt:

cos(α)=dA/dA', mit dem Einfallswinkel α (Einfallswinkel gegenüber der lokalen Flächennormalen auf der Hornhaut) und einem infinitesimalen Flächenelement dA' der projizierten Puls-Ablations-Form. Für eine erfindungsgemäße Fokussieroptik mit konvergentem Fokalfeld (bzw. senkrechter Beaufschlagung einer gekrümmten Fläche) ergeben sich im Vergleich zum Stand der Technik nur geringe Einfallswinkel α, so dass der „Pulse ablation footprint on cornea“ nur wenig von der eingestrahlten Puls-Ablations-Form (Pulse ablation shape) abweicht.

Die erfindungsgemäße Fokussieroptik weist (in allen Varianten und Ausgestaltungen) somit weniger Geometrie-Verluste auf als Lösungen nach dem Stand der Technik.
Neben geometrischen Verlusten können Fresnel-Verluste auftreten, die sich mit Hilfe der Fresnel-Gleichungen unter Kenntnis der Brechungsindizes von Luft und Hornhaut (bzw. Stroma) und der Einfallswinkel berechnen lassen. Zu berücksichtigen ist noch die Polarisation des Lichts. Simulationen haben gezeigt (wie weiter unten diskutiert wird), dass für polarisiertes Licht die Verluste durch die erfindungsgemäße Fokussieroptik vermindert werden können und dass insbesondere eine Abhängigkeit vom Pupillenradius verringert wird.
Zusammenfassend kann gezeigt werden, dass die erfindungsgemäße Fokussieroptik (in allen Varianten und Ausgestaltungen) weniger Geometrie-Verluste erzeugt als Lösungen nach dem Stand der Technik. Weiterhin sind auch die Fresnel-Verluste deutlich geringer. Vor allem liegt für beide Effekte eine deutlich geringere Abhängigkeit vom Pupillenradius vor. Die erfindungsgemäße Fokussieroptik erlaubt es somit vorteilhaft, die Vorhersagbarkeit der refraktiven Ergebnisse nach einer Korrektur mittels UVL-LVC-Systems zu verbessern.
Ein zweiter Aspekt der Erfindung betrifft eine Planungseinheit zur Generierung von Planungsdaten für ein UV-Laser basiertes System zur Fehlsichtigkeitskorrektur (UVL-LVC-System). Dabei weist das UVL-LVC-System eine UV-Laserquelle zur Bereitstellung von Laserstrahlung und ein Scansystem zum lateralen Scannen der Laserstrahlung in x- und y-Richtung auf. Zusätzlich kann das Scansystem dazu ausgebildet sein, in z-Richtung zu scannen. Weiterhin umfasst das UVL-LVC-System eine Fokussieroptik zur Lenkung der Laserstrahlung in eine Arbeitsfläche. Dabei ist die Arbeitsfläche eine Fläche im Raum, die für eine Behandlung zur Fehlsichtigkeitskorrektur geeignet ist. Das zu behandelnde Auge bzw. dessen Hornhaut wird für eine Therapie typischerweise in oder nahe dieser Arbeitsfläche positioniert. Die Arbeitsfläche kann gekrümmt sein. Darüber hinaus weist das UVL-LVC-System eine Steuereinheit auf, die dazu ausgebildet ist, das UVL-LVC-System unter Berücksichtigung der Planungsdaten zu steuern. Dazu kann die Steuereinheit über Steuerleitungen Steuersignale für die UV-Laserquelle und das Scansystem bereitstellen. Auf Basis der Planungsdaten kann somit eine Laserfokus in der Arbeitsfläche verschoben werden. Weiterhin können auf Basis der Planungsdaten eine Leistung der UV-Laserquelle (beispielsweise über eine Änderung der PumpLeistung im Fall einer gepumpten Laserquelle oder mit Hilfe eines variablen Abschwächers) oder auch ggf. eine Pulsrate gesteuert werden. Bei der Steuereinheit kann es sich um einen Computer handeln, der einen Prozessor und einen Speicher aufweist.
Erfindungsgemäß ist die Planungseinheit dazu ausgebildet, Geometrie-Verluste und/oder Fresnel-Verluste bei einer Berechnung der Planungsdaten zu berücksichtigen. Die Planungseinheit kann dabei dazu ausgebildet sein, die Geometrie- und Fresnel-Verluste auf Basis von Daten der Fokussieroptik, der Arbeitsfläche und einer präoperativ bestimmten Krümmung der zu behandelnden Struktur im Auge wie Hornhaut oder Stroma zu berechnen.
Zusätzlich oder alternativ werden bei der Berechnung der Planungsdaten eine räumliche Ausdehnung der Laserstrahlung in der Arbeitsfläche berücksichtigt. Dabei können eine Variation der Laserstrahlung innerhalb des Laserspots und/oder eine Durchmesseränderungen und Formänderungen der Spots in der Arbeitsfläche berücksichtigt werden. Solche Änderungen können beispielsweise bei einer Änderung der Laserleistung auftreten und/oder in Anhängigkeit von der Position des Laserspots in der Arbeitsfläche.
Erfindungsgemäß werden die genannten Effekte derart berücksichtigt, dass ihr Einfluss auf Fluence-Verluste kompensiert wird (über eine Energie-Korrektur). Dazu kann beispielsweise die Leistung der Laserstrahlung lokal geändert werden. Zusätzlich oder alternativ kann eine Verweildauer der Laserstrahlung an einem Ort in der Arbeitsfläche angepasst werden (über Steuersignale an die Scaneinheit); auf diese Weise kann beispielsweise der räumliche Abstand von Laserpulsen oder die Anzahl von Laserpulsen am gleichen Ort angepasst werden. Die Planungseinheit kann somit vorteilhaft eine Fluence-Verlust Kompensation realisieren.
Weiterhin weist die Planungseinheit eine Schnittstelle auf, über die die Planungsdaten der Steuereinheit bereitgestellt werden können.
Zur Berechnung der Planungsdaten kann die Planungseinheit eine Recheneinheit aufweisen.
Die erfindungsgemäße Planungseinheit ist dabei nicht auf ein UVL-LVC-System mit einer Fokussieroptik nach einer der oben beschriebenen, erfindungsgemäßen Varianten und Ausgestaltungen beschränkt. Vielmehr zeigt die Planungseinheit auch - wie nachfolgend gezeigt wird - für Systeme mit einer Fokussieroptik nach dem Stand der Technik eine vorteilhafte Wirkung.
Die Planungseinheit kann Teil der Steuereinheit des UVL-LVC-Systems sein. Sie kann auch einen eigenständigen Computer mit Prozessor und Speicher aufweisen.
Es sei angemerkt, dass die Planungsdaten unabhängig vom eigentlichen laserchirurgischen Eingriff an einem Patientenauge von der Planungseinheit erstellt werden können.
Wie nachfolgend noch im Detail diskutiert wird, haben Simulationen gezeigt, dass mit Hilfe der erfindungsgemäßen Planungseinheit die Abweichung einer effektiven Abtragsrate von einer normierten Targetabtragsrate als Funktion des (präoperativen) Krümmungsradius der Hornhaut für ein UVL-LVC-System mit einer erfindungsgemäßen Fluence-Verlust Kompensation gegenüber dem Stand der Technik deutlich verringert werden können. Dieser Effekt wird noch einmal verbessert, wenn eine erfindungsgemäße Fokussieroptik verwendet wird.
Gemäß einer vorteilhaften Ausgestaltung der Planungseinheit werden bei der Berechnung der Planungsdaten auch eine Dezentrierung einer optischen Achse des Auges gegenüber der Sehachse oder Unregelmäßigkeiten der Cornea und/oder biomechanische Effekte des Auges berücksichtigt. Weiterhin kann die Planungseinheit auch Korrekturdaten berechnen, die bei Dezentrierung des Auges gegen die optische Achse der Fokussieroptik benötigt werden. Diese können dann z.B. bei Auftreten eines Versatzes des Patientenauges verwendet werden.
In einer weiteren Ausgestaltung weist die Planungseinheit eine Schnittstelle auf, über die der Planungseinheit Informationsdaten von der Steuereinheit des UVL-LVC-Systems bereitgestellt werden können. Bei den Informationsdaten kann es sich beispielsweise um Informationen über einen Versatz bei einer nicht koaxialen Ausrichtung des Patientenauges (oder Fixierung des Patientenauges) gegenüber der Fokussieroptik (entsprechend CSCLR-Bedingung) handeln. Zusätzlich oder alternativ kann es sich um Bilddaten oder Informationen über einen Reflex handeln; die Planungseinheit kann dazu ausgebildet sein, den Versatz zu errechnen. Gemäß einer Ausgestaltung der Planungseinheit ist diese dazu ausgebildet, den Versatz bei der Berechnung der Planungsdaten zu berücksichtigen.
Gemäß einer besonders bevorzugten Ausgestaltung der Planungseinheit weist das UVL-LVC-System eine Fokussieroptik nach einer der oben beschriebenen Varianten und Ausgestaltungen auf. Die Ablationsgeometrie mit konvergentem Fokalfeld und/oder gekrümmter Fläche zusammen mit der erfindungsgemäßen, optimierten Fluence-Verlust Kompensationsfunktion (realisiert über die erfindungsgemäße Planungseinheit) ermöglicht eine nahezu perfekte Realisierung der Targetablationsrate. Es kann die Streuung bei der Vorhersage refraktiver Ergebnisse verringert werden (reduzierte Streuung in „attempted vs. achieved“). Eine Reduktion der Streuung des „achieved outcome“ gegen „attempted“ kann in individuellen Fällen, wie weiter unten gezeigt wird, in der Größenordnung von bis zu ±0.25 Dioptrien liegen - nur durch verbesserte Energiekorrektur aufgrund der erfindungsgemäßen Ablationsgeometrie!
Durch die fast perfekte Ablationsgeometrie wird der Einfluss des optischen Systems auf Nomogramme praktisch eliminiert („Bereinigung von Nomogrammen“), da eine Abweichung der refraktiven Ergebnisse diesbezüglich nicht mehr auftritt und sich damit nicht in den Nomogrammen niederschlägt. Die „Bereinigung“ der Nomogramme führt letztendlich außerdem zur besseren Bestimmbarkeit, Erfassbarkeit und Korrigierbarkeit anderer relevanter Einflussgrößen der refraktiven Korrektur durch Nomogramme (Reduzierung des „Bias“ in den Nomogrammen) und zu einer Reduzierung von ungünstigen Wechselwirkungen zwischen unterschiedlichen Nomogramm-Einflussgrößen.
Ein dritter Aspekt der Erfindung betrifft ein UV-Laser basiertes System zur Fehlsichtigkeitskorrektur (UVL-LVC-System). Das UVL-LVC-System umfasst eine UV-Laserquelle zur Bereitstellung von Laserstrahlung und ein Scansystem zum lateralen Scannen der Laserstrahlung in x- und y Richtung. Zusätzlich kann das Scansystem dazu ausgebildet sein, in z-Richtung zu scannen. Weiterhin weist das UVL-LVC-System eine Fokussieroptik gemäß einer der oben beschriebenen Varianten und Ausgestaltungen auf. Das UVL-LVC-System umfasst außerdem eine Planungseinheit zur Generierung von Planungsdaten nach einer der oben beschriebenen Ausgestaltungen. Außerdem weist das UVL-LVC-System eine Steuereinheit auf, die dazu ausgebildet ist, das UVL-LVC-System unter Berücksichtigung der Planungsdaten zu steuern.
Bevorzugt ist die Optik des UVL-LVC-Systems so ausgebildet, dass die Fokussieroptik im Zusammenspiel mit einer restlichen System-Optik das von der Hornhaut zurückgeworfene Licht (z.B. Purkinje-Reflex) durch das System effektiv „aufsammeln“ und bei Bedarf bis hin zu einer Grundeinheit des optischen Systems zurückführen kann, vermöge derselben Optik für die Laserstrahlzuführung bis hin zum Auge. Dies wird unter anderem dadurch ermöglicht, dass die Scanner, anders als für Lösungen nach dem Stand der Technik, am Anfang des Strahlengangs (aus Sicht der UV-Laserquelle) integriert werden können.
Gemäß einer Ausgestaltung der Fokussieroptik ist diese ausgestaltet, dass durch diese hindurch eine Beobachtung des Operations-Situs im sichtbaren Spektralbereich möglich ist. Hierzu erfolgt eine geeignete Abbildung auf eine Kamera. Zusätzlich oder alternativ weist das UVL-LVC-System eine Operationsmikroskop zur visuellen Beobachtung auf. Die Fokussieroptik fungiert dabei als gemeinsame „Frontlinse“ des Operationsmikroskops. Hierbei können auch Hilfslinsen zum Einsatz kommen, welche die Abbildung der Fokussieroptik zur Beobachtung im sichtbaren Spektralbereich soweit verbessern wie notwendig, um eine genügend hohe Auflösung zu erreichen. Statt dem sichtbaren Spektralbereich können aber z.B. auch IR-Licht und Kameras zur Beobachtung des Operations-Situs verwendet werden.
In einer weiteren Ausgestaltung der Fokussieroptik und der restlichen System-Optik ist die Optik so ausgestaltet, dass sowohl sichtbares Licht als auch die UV-Laserstrahlung zwischen ca. 193 nm und 213 nm ohne merkliche Verluste geführt werden können, auch unter Vermeidung einer Degradation der optischen Komponenten. Hierzu können die Optiken bevorzugt aus CaF (Calciumfluorid) bestehen und mit geeigneten optischen Beschichtungen versehen sein.
Gemäß einer Ausgestaltung kann das UVL-LVC-System eine Grundeinheit aufweisen, die die UV-Laserquelle umfasst, sowie einen oder mehrere Gelenkarme, über die der Laserstrahl zur Fokussieroptik geführt wird. Die Gelenkarme können über Drehgelenke miteinander verbunden sein. Besonders vorteilhaft ist dann die Planungseinheit dazu ausgebildet, eine durch die Stellung der Gelenkarme erzeugt Dezentrierung des Laserstrahls in einer Null-Stellung der Scanner gegenüber einer optischen Achse der Fokussieroptik zu berücksichtigen. Dazu können beispielsweise die Gelenkarme Sensoren aufweisen, die die Stellung der Gelenkarme zueinander und zur Grundeinheit detektieren und die entsprechenden Messwerte der Planungseinheit (ggf. über die Steuereinheit) zur Verfügung stellen.
Gemäß einer weiteren Ausgestaltung weist das UVL-LVC-System ein Kontaktinterface auf. Das Kontaktinterface erlaubt eine Ausrichtung und/oder Fixierung des Auges gegenüber dem UVL-LVC-System.
Es versteht sich, dass die vorstehend genannten und die nachstehend noch zu erläuternden Merkmale nicht nur in den angegebenen Kombinationen, sondern auch in anderen Kombinationen oder in Alleinstellung einsetzbar sind, ohne den Rahmen der vorliegenden Erfindung zu verlassen.
Nachfolgend wird die Erfindung beispielsweise anhand der beigefügten Zeichnungen, die auch erfindungswesentliche Merkmale offenbaren, näher erläutert. Es zeigen:

1 eine schematische Darstellung der Geometrie am Auge, wenn der Patient in eine falsche Richtung fixiert;
2a, 2b und 2c schematische Darstellungen der Ablationsgeometrie für UVL-LVC-Systeme nach dem Stand der Technik (2a und 2b) und für eine erfindungsgemäße Fokussieroptik (2c);
3 ein Ausführungsbeispiel für eine Fokussieroptik;
4 eine schematische Darstellung zur Bestimmung eines effektiven Hornhaut-Radius;
5 eine schematische Darstellung zur Verdeutlichung der Ausrichtung der erfindungsgemäßen Fokussieroptik gegenüber dem Auge;
6 eine schematische Darstellung des Prinzips der Geometrie-Verluste;
7 eine graphische Darstellung von normierten Fluence-Verlusten für ein System nach dem Stand der Technik und eine erfindungsgemäße Fokussieroptik;
8 eine graphische Darstellung der prozentualen Abweichung einer normierten effektiven Abtragsrate von einer normierten Targetabtragsrate für verschiedene Modellansätze;
9 eine Prinzip-Anordnung des optischen Strahlengangs eines Ausführungsbeispiels eines UVL-LVC-Systems;
10 eine Prinzip-Anordnung des optischen Strahlengangs einer Variante eines UVL-LVC-Systems;
11 eine schematische Darstellung eines UVL-LVC-Systems.

In 1 ist eine schematische Darstellung der Geometrie am Auge 110 gezeigt, wenn der Patient in eine „falsche“ Richtung fixiert. Im gezeigten Beispiel schaut das Auge 110 des Patienten nicht auf das Zentrum einer Fixationswolke 120. In diesem Fall wird ein Ablationsprofil 150 nicht korrekt entlang der notwendigen Behandlungsachse appliziert z.B. entlang einer visuellen Achse 130 (auch „visual axis“ genannt). Die visuelle Achse 130 ist definiert durch den Ophthalmie Pole OP und Fixation des Patienten. Damit wird das Ablationsprofil 150 nicht normal zur visuellen Achse 130 appliziert. Die Verhältnisse sind in 1 stark übertrieben dargestellt. In 1 sind weiterhin eine Fovea 140 des Auges, eine Augenlinse 145, ein Scanner 160 (drehbar; dargestellt durch gebogenen Pfeil) des UVL-LVC-Systems zur lateralen Ablenkung von Laserstrahlung 170, eine Symmetrieachse 180 (z.B. optische Achse) des Auges 110 und eine optische Achse 190 des UVL-LVC-Systems gezeigt.
Durch die „falsche“ Fixation des Patientenauges 110 wird ein Ablationsprofil 150 nicht im korrekten Winkel (d.h. mit dem Zentrum nicht auf die Oberflächennormale, also senkrecht zur visuellen Achse 130) appliziert. Dies kann passieren, wenn der Patient bevorzugt in eine weitgehend feste, aber „falsche“ Richtung fixiert, also z.B. permanent in eine feste Richtung schaut, die nicht dem Zentrum der „Fixationswolke“ 120 entspricht. Dies kann auftreten, wenn der Patient während der Operation das Fixationstarget je nach Refraktionsdefizit und Behandlungsdauer nicht mehr scharf sehen kann. Durch die falsche Fixation ergibt sich ein prismatischer Korrekturfehler (Tip/Tilt).
In 2a und 2b sind Ablationsgeometrien für optische Systeme nach dem Stand der Technik dargestellt. Dabei zeigt 2a die Ablationsgeometrie für ein erstes optisches System eines UVL-LVC-Systems nach dem Stand der Technik, das dadurch charakterisiert ist, dass eine telezentrische Fokussierung der Ablationspulse vorliegt. Gezeigt sind Strahlbündel 250, 252, 254 für eine mittlere Position in einer Arbeitsfläche, eine erste Randposition bzw. eine zweite Randposition. Dabei fallen die Strahlbündel 250, 252, 254 der Laserstrahlung auf eine Linse 220 der Fokussieroptik nach dem Stand der Technik und werden durch diese Linse 220 an (bzw. nahe bei) den entsprechenden Positionen am Auge 210 fokussiert. Dabei befindet sich das Auge 210 in einem Arbeitsabstand Δ zu Linse 220. Die hier gezeigte Fokussieroptik nach dem Stand der Technik ist bildseitig (auf Seiten des Auges) telezentrisch, das heißt, die Hauptstrahlen der Strahlbündel 250, 252, 254 verlaufen zwischen Linse 220 und Auge 210 parallel.
2b zeigt die Ablationsgeometrie für ein zweites optisches System eines UVL-LVC-Systems nach dem Stand der Technik, das dadurch charakterisiert ist, dass eine divergente Fokussierung der Ablationspulse vorliegt. Gezeigt ist auf einen Scanner 230 einfallendes, konvergentes Laserlicht, das - je nach Scannerposition - auf verschiedene Positionen am (bzw. nahe beim) Auge 210 fokussiert wird. Dies ist für drei Positionen gezeigt mit Strahlbündeln 250, 252, 254 für eine mittlere Position in der Arbeitsfläche, eine erste Randposition bzw. eine zweite Randposition in der Arbeitsfläche. Die Strahlbündel 250, 252, 254 sind zwischen Scanner 230 und Auge 210 divergent zueinander ausgerichtet (gegenüber dem UVL-LVC-System). Das Auge 210 befindet sich in einem Arbeitsabstand Δ zu Scanner 230.
In 2c ist das Prinzip der Ablationsgeometrie für eine erfindungsgemäße erste Variante der Fokussieroptik gezeigt. Diese ist dadurch charakterisiert, dass eine konvergente Fokussierung der Ablationspulse bereitgestellt wird. Die Strahlbündel 250, 252, 256, fallen zueinander divergent auf die erste Linsenanordnung 240 der Fokussieroptik; dabei sind die einzelnen Strahlbündel 250, 252, 256 in sich parallel. Durch die erste Linsenanordnung 240 werden die Strahlbündel 250, 252, 256 zueinander konvergent in Richtung der Fokalfläche 260 gelenkt und dort jeweils fokussiert. Dabei entspricht Strahlbündel 250 einer mittleren Position im Fokalfeld 260, Strahlbündel 252 einer Randposition im Fokalfeld 260 und Strahlbündel 256 einer Position im Fokalfeld 260 zwischen der mittleren Position und der Randposition. Die schematisch gezeigte Linsenanordnung 240 beinhaltet weitere Abbildungselemente und ist nur zur Verdeutlichung des Prinzips als einzelne Linse dargestellt.
Weiterhin weist die Fokalfläche 260 im gezeigten Beispiel einen Krümmungsradius Rs auf. Dieser Krümmungsradius hat dasselbe Vorzeichen wie die Hornhautkrümmung mit Krümmungsradius Rc („scanning radius of curvature“). Zusätzlich sind die beiden Krümmungsradien Rc und Rs fast gleich groß, so dass die Fokalfläche 260 nahe an der Hornhaut 215 verläuft.
Die in 2c gezeigte Fokussieroptik entspricht ebenfalls einer zweiten Variante der erfindungsgemäßen Fokussieroptik. Dabei ist in diesem Beispiel die gekrümmte Fläche mit der gekrümmten Fokalfläche 260 identisch; der Radius R_F der Flächenkrümmung ist hier mit dem Radius der Fokalfeldkrümmung Rs identisch. Die Hauptstrahlen der Strahlbündel 250, 254, 256 werden von der Fokussieroptik unter einem Winkel auf die gekrümmte Fläche gelenkt, der gegenüber der Flächennormalen am Ort der Beaufschlagung der Laserstrahlung kleiner als 10° ist. Dies wird über die zweite Linsenanordnung 240 realisiert.
In 3 ist ein Linsenschnitt für ein Ausführungsbeispiel einer Fokussieroptik 300 (gemäß beide Varianten), die aus sphärischen Linsen ausgeformt ist, dargestellt. Laserstrahlung dringt auf der dem Auge 310 abgewandten Seite in die Fokussieroptik 300 ein. Eingezeichnet sind hier drei (in sich etwa parallele) Strahlbündel 350, 352, 356 für eine mittlere Position am Auge 310, eine Randposition bzw. eine Position zwischen der mittleren Position und der Randposition. Diese Strahlbündel 350, 352, 356 fallen zueinander divergent auf die Fokussieroptik 300. Die Divergenz wird im Beispiel über einen Scanner (nicht eingezeichnet) bereitgestellt. Die erste Linsenanordnung 340 der Fokussieroptik (erste Variante) 300 stellt das konvergente Fokalfeld (nicht eingezeichnet) unter einem Arbeitsabstand Δ bereit. In diesem Ausführungsbeispiel ist das Fokalfeld (mit einem Radius Rs = Rc = 12 mm) gekrümmt. Die erste Linsenanordnung 340 ist im gezeigten Beispiel mit der zweiten Linsenanordnung (gemäß der zweiten Variante) identisch und auch die gekrümmte Fläche ist mit dem Fokalfeld identisch (mit R_F = Rs). Die Einfallswinkel der Hauptstrahlen weicht für alle Strahlbündel 350, 352, 356 um weniger als 10° gegenüber einem senkrechten Einfall auf die gekrümmte Fläche ab.
Die hier gezeigte Fokussieroptik ist besonders kompakt und weist bei einem optischen Durchmesser von 56 mm eine Bauhöhe (Länge) von 54 mm auf und stellt dabei einen Arbeitsabstand von Δ = 30 mm bereit.
In 4 ist eine schematische Darstellung zur Bestimmung eines effektiven Hornhaut-Radius für ein gekrümmtes Fokalfeld dargestellt. Gezeigt ist ein Auge 410, das eine Hornhaut 415 mit einem Hornhaut-Krümmungsradius Rc aufweist. Das von der Fokussieroptik (nach erster Variante; nicht dargestellt) bereitgestellte Fokalfeld 460 besitzt einen Fokalfeld-Krümmungsradius Rs („scanning radius of curvature“), wobei Rs > Rc gilt.
Nach dem Sphären-Modell gilt $z (R, r) = r^{2} / (R + \sqrt{R^{2} - r^{2}}) .$
Dabei beschreibt R den Radius einer Kugel, z die Höhen gegenüber einer Tangente an diese Kugel und r beschreibt den Abstand entlang der Tangente vom Berührungspunkt zwischen Kreis und Tangente.
Auf der rechten Seite in 4 sind die geometrischen Begebenheiten noch einmal vergrößert dargestellt. Für eine Differenz-Höhe Δz gilt: $Δ z (R_{C}, R_{S}, r) = z (R_{C}, r) - z (R_{S}, r) = z (R_{Δ}, r)$
Dabei ist z_C := z(R_C, r) und z_S := z(R_S, r). Diese Differenz-Höhe Δz soll durch einen Differenz-Krümmungsradius R_Δ bestimmt werden. Dieser entspricht einer „effektiven“ Hornhaut-Krümmung für Licht, welches aus der z-Richtung einfällt, wie z.B. für Lösungen nach dem Stand der Technik (siehe auch 2a). Man „biegt“ durch die Differenzberechnung - bildlich gesprochen - die Hornhaut um den Fokalfeld-Krümmungsradius hoch und kann dann die Berechnung des Fluence-Verlustes vereinfacht durchführen, d.h. basierend auf einer „effektiven“ Hornhaut-Krümmung.
Mit der weiter oben genannten Formel für ein Sphären-Modell ergibt sich aus der Gleichung für die Differenz-Höhe Δz: $\frac{1}{R_{Δ} + \sqrt{R_{Δ}^{2} - r^{2}}} = \frac{1}{R_{C} + \sqrt{R_{C}^{2} - r^{2}}} - \frac{1}{R_{S} + \sqrt{R_{S}^{2} - r^{2}}}$
Diese Beziehung zur Bestimmung von R_Δ gilt für alle r (insbesondere für r = 0). Daraus folgt: $\frac{1}{R_{Δ}} = \frac{1}{R_{C}} - \frac{1}{R_{S}}$
Somit ergibt sich für den „effektiven“ Hornhaut-Krümmungsradius: $R_{Δ} = \frac{R_{C} \cdot R_{S}}{R_{S} - R_{C}}$
Für Fokalfeld-Krümmungsradien mit Werten zwischen ca. 8 mm bis ca. 16 mm ergeben sich mit einem typischen Hornhaut-Krümmungsradius von Rc = 7.86 mm somit Werte von ca. R_Δ ≈ 450 mm bis ca. R_Δ ≈ 15 mm für die effektive Hornhautkrümmung. In diesen Bereichen manifestiert sich der Vorteil einer verbesserten Fluence-Verlustfunktion deutlich, da diese effektiven Radien deutlich größer sind als der typische Krümmungsradius der Hornhaut, so dass eine Beaufschlagung der Hornhaut mit Laserlicht deutlich näher unter senkrechtem Einfall erfolgt als nach dem Stand der Technik.
Auch wenn die hier gezeigten Betrachtungen für eine erste Variante der Fokussieroptik ausgeführt wurden, gelten sie auch für eine Fokussieroptik nach der zweiten Variante. In diesem Fall ist die gekrümmte Fläche mit dem Fokalfeld 460 identisch (mit R_F = R_S).
In 5 ist eine schematische Darstellung zur Verdeutlichung der Auswirkung von Dezentrierungen der erfindungsgemäßen Fokussieroptik (nach der ersten Variante) gegenüber dem Auge dargestellt. Um dies zu demonstrieren, zeigt 5 links eine nicht-koaxiale Ausrichtung eines Patienten bei Fixierung eines Fixiertargets 520. Das Target 520 wird zwar fixiert (man beachte, dass in diesem Beispiel ein kollimierter Strahl 525 vom Target 520 verwendet wird), der Patient ist aber nicht koaxial zum optischen System ausgerichtet. Eine korrekte Zentrierung gemäß CSCLR-Bedingung entspräche einer Ausrichtung des Auges 510 gegenüber dem gerichteten (kollimierten) Strahl 525 des Targets 520 mit Δ_LS = 0 mm (ausgerichtet auf den „corneal vertex“ CV). Im Beispiel der 5 ist eine Verschiebung einer Systemachse 505 (optische Achse) der erfindungsgemäßen Fokussieroptik von Δ_LS = 2 mm gegenüber dem gerichteten Laserstrahl 525 für eine Zentrierung gemäß CSCLR-Bedingung eingezeichnet. Weiterhin wurde ein Fokalfeld-Krümmungsradius Rs von 12 mm angenommen. Die Systemachse 505 kommt in diesem Beispiel durch einen über die Scanner des UVL-LVC-Systems (nicht eingezeichnet) geführten Strahl zustande, z.B. über einen Alignment-Beam bei Nullstellung der Scanner. Die rechts in 5 eingezeichneten geometrischen Betrachtungen dienen der Abschätzung des Einfallswinkels α_MB eines Laserstrahls entlang der Systemachse 505 der Fokussieroptik auf die Hornhaut 515 für eine erfindungsgemäße Fokussieroptik in Abhängigkeit von der Pupillenkoordinate r_MB ≈ r_SdT, wobei r_MB bzw. r_SdT die Verschiebung der Systemachse 505 gegenüber der Zentrierung gemäß CSCLR-Bedingung für eine erfindungsgemäße Fokussieroptik bzw. eine Fokussieroptik nach dem Stand der Technik beschreibt. Es gilt: $γ = {sin}^{- 1} (\frac{r_{M B}}{R_{S}}) \approx {sin}^{- 1} (\frac{r_{S d T}}{R_{S}})$
Dabei ist γ der Winkel zwischen einem einfallenden Laserstrahl für die erfindungsgemäße Fokussieroptik mit konvergentem und gekrümmten Fokalfeld gegenüber einer Fokussieroptik nach dem Stand der Technik mit telezentrischer Fokussierung auf ein planes Fokalfeld.
Für den Einfallswinkel α_SdT nach dem Stand der Technik ergibt sich: $α_{S d T} = {sin}^{- 1} (\frac{r_{S d T}}{R_{C}})$
Für die erfindungsgemäße Fokussieroptik hingegen gilt: $α_{M B} \approx α_{S d T} - γ$
Bei einer lateralen Verschiebung Δ_LS ergibt sich dann der Reflexionswinkel 2α_MB + γ für den reflektiertes Laserstrahl 590. Dabei wird Δ_LS bei der Berechnung verwendet für die Pupillenkoordinate r_SdT (≈r_MB). Der Ophthalmie Pole (OP) und der der corneal vertex (CV) werden hier o.B.d.A. gleichgesetzt. Für einen Versatz von Δ_LS = 2 mm ergibt sich dann in diesem Beispiel ein Reflexionswinkel von ca. 2α_MB + γ = 20°. Dieser Winkel wird durch die Fokussieroptik problemlos erfasst und kann im UVL-LVC-System verarbeitet werden.
Weiterhin dargestellt sind in 5 die Symmetrieachse 580 des Auges 510. Man beachte, dass die Darstellung vereinfacht ist bezüglich der Hornhautform.
Auch wenn die hier gezeigten Betrachtungen für eine erste Variante der Fokussieroptik ausgeführt wurden, gelten sie auch für eine Fokussieroptik nach der zweiten Variante. In diesem Fall ist die gekrümmte Fläche mit dem gekrümmten Fokalfeld identisch (mit R_F = R_S).
In der diskutierten Ausgestaltung ist die Fokussieroptik (in beiden Varianten) also besonders gut geeignet, Reflexe wie den ersten Purkinje-Reflex und/oder den Vertex zu erkennen, und erlaubt somit vorteilhaft die Zentrierung des Patientenauges gegenüber dem UVL-LVC-System zu verbessern.
In 6 ist in einer schematischen Darstellung das Prinzip der Geometrie-Verluste dargestellt. Dabei ist in 6 links die Geometrie für den Stand der Technik gezeigt (Bezugszeichen sind mit einem Stern „*“ markiert), während rechts die Begebenheiten für eine erfindungsgemäße Fokussieroptik (nach beiden Varianten) dargestellt sind (mit Bezugszeichen ohne Stern). Die Puls-Ablations-Form 620, 620* („Pulse ablation shape“ = entspricht ablationswirksame Fluence-Verteilung des eingestrahlten Ablationslaser-Pulses auf einer Ebene senkrecht zur Einfallsrichtung) wird durch die Geometrie der Einstrahlung auf die Hornhaut 615 verformt zur projizierten Puls-Ablations-Form 630, 630* („Pulse ablation footprint on cornea“). Für eine Geometrie nach dem Stand der Technik verändert sich dadurch auch die Fluence-Verteilung auf der Hornhaut 615 gegenüber der eingestrahlten Puls-Ablations-Form 620* („Pulse ablation shape“). Dies wird durch die Schraffierung auf der projizierten Puls-Ablations-Form 630* verdeutlicht. Dabei wurde zur besseren Visualisierbarkeit eine konstante Fluence-Verteilung für die Puls-Ablations-Form 620, 620* angenommen. Für die Geometrie bei der erfindungsgemäßen Fokussieroptik entspricht die Form der eingestrahlten Puls-Ablations-Form 620 weitgehend der Form der projizierten Puls-Ablations-Form 630; dadurch bleibt die Fluence-Verteilung in der projizierten Puls-Ablations-Form 630 weitgehend konstant. Dies wird durch das erfindungsgemäße konvergente Fokalfeld bzw. durch die erfindungsgemäße senkrechte Beaufschlagung der gekrümmten Fläche ermöglicht.
Typischerweise werden in UVL-LVC-Systemen Laserpulse näherungsweise als „Super-Gauß“ niedriger Ordnungen ausgelegt, aus welcher dann die „Pulse ablation shape“ 620, 620* errechnet werden kann. Die kann beispielsweise mit Hilfe des Blow-Off Modells aus einer gegebenen Puls-Form erfolgen. Für ein infinitesimales Flächenelement dA 625, 625* wird der Geometrie-Verlust als cosinus-Funktion modelliert. Es gilt cos(α)=dA/dA', mit dem Einfallswinkel α (Einfallswinkel gegenüber der lokalen Flächennormalen auf der Hornhaut 615) und dem projizierten infinitesimalen Flächenelement dA' 635, 635*. Für die erfindungsgemäße Fokussieroptik (rechts in 6) sind im Vergleich zu Lösungen nach dem Stand der Technik (links in 6) die Geometrie-Verluste reduziert wegen des kleinen Einfallswinkels α. Außerdem weicht der „Pulse ablation footprint on cornea“ 635 nur wenig von der eingestrahlten Puls-Ablations-Form (Pulse ablation shape) 625 ab.
In 7 sind normierte Fluence-Verluste für ein System nach dem Stand der Technik (links) gemäß einer Anordnung, wie sie in 2b dargestellt ist, und eine erfindungsgemäße Fokussieroptik (rechts, erste Variante) gezeigt. Für die erfindungsgemäße Fokussieroptik wurde eine Fokalfeldkrümmungen mit einem Radius Rs von 12 mm und ein Arbeitsabstand Δ von 40 mm angenommen. Die eingezeichneten Punkte markieren typische Arbeitspunkte bei der Ablation für eine typische Hornhautkrümmung von Rc = 7.5 mm und bei einem Pupillenradius von 4 mm (Übergang der optischen Zone zur Transition-Zone).
Die beiden oberen Graphen in 7 zeigen die normierten Fluence-Verluste („normalized effective Fluence“) in Abhängigkeit eines Pupillenradius („Pupil Radius“) in Millimetern für verschiedene Krümmungsradien der Hornhaut von Rc = 6 mm bis 8.5 mm (in Schritten von 0.5 mm) aufgrund von Geometrie-Verlusten („geometry loss“). Man erkennt, dass die Geometrie-Verluste für Lösungen nach dem Stand der Technik erheblich sind. Im gewählten Arbeitspunkt sind dies ca. 15%. Dahingegen sind die entsprechenden Verluste für die erfindungsgemäße Fokussieroptik nur ca. 1%. Außerdem ist im Stand der Technik eine deutliche Abhängigkeit von der Pupillenkoordinate (Pupillenradius) erkennbar. Die Verluste nehmen in den Außenbereichen der Pupille stark zu.
Die beiden unteren Graphen in 7 zeigen die normierten Fluence-Verluste („normalized effective Fluence“) in Abhängigkeit eines Pupillenradius („Pupil Radius“) in Millimetern aufgrund von Fresnel-Verlusten („Fresnel loss“). Man erkennt, dass die Fresnel-Verluste neben einem konstanten Anteil von ca. 4 Prozent für unpolarisiertes Licht wenig Anteil an einer Variation über die Pupille haben (im Stand der Technik, links) und praktisch keinen Einfluss bei der erfindungsgemäßen Lösung (rechts). Im Fall von polarisiertem Licht tritt jedoch im Stand der Technik eine starke Abhängigkeit vom Pupillenradius auf. Dieser Nachteil wird für die Lösung nach dem Stand der Technik überwunden. In den Berechnungen wurde mit einen Brechungsindex von ca. 1.5 für das Stroma gerechnet; die Rechnungen ergeben kein prinzipiell anderes Bild bei einem realistischeren Wert von n = 1.377 für das Stroma. Der konstante Anteil würde damit absinken auf ca. 3%.
Auch wenn die hier gezeigten Betrachtungen für eine erste Variante der Fokussieroptik ausgeführt wurden, gelten sie auch für eine Fokussieroptik nach der zweiten Variante. In diesem Fall ist die gekrümmte Fläche mit dem gekrümmten Fokalfeld identisch (mit R_F = R_S).
In 8 ist die prozentuale Abweichung einer normierten effektiven Abtragsrate von der normierten Targetabtragsrate (Soll-Ablation, auch „devitaion normalized etch rate“ genannt; Angabe in Prozent) für eine Fokussieroptik nach dem Stand der Technik (FO_SdT) und eine erfindungsgemäße Fokussieroptik (FO, erste Variante) für verschiedene Modellansätze für ein Laserpuls Fluence-Verlust Kompensationsfunktion (FLC: Fluence Loss Compensation) als Funktion des (präoperativen) Krümmungsradius der Hornhaut bzw. des Stroma („Corneal radius of curvature (mm)“) graphisch dargestellt. Die gezeigten Berechnungen greifen dabei auf die Ergebnisse der Ausführungen zu den Geometrie- und Fresnel-Verlusten zurück. Ihr Einfluss und die Unterschiede einer Energiekorrektur für eine Lösung nach dem Stand der Technik (wie in 2b gezeigt) und eine Lösung mit erfindungsgemäßer Fokussieroptik wurde anhand von Modellrechnungen untersucht. Auf diesen Rechnungen basierend wurde eine effektive Ablationsrate berechnet. Der Modellierung liegen ein vereinfachtes sphärisches Hornhautmodell, sphärische Korrekturen und das „Blow-Off“ Modell zu Grunde, um die Nachvollziehbarkeit einfach zu halten.
Die Berechnungen gelten für die Laserpuls-Maximalfluence („peak fluence“). Eine räumliche Ausdehnung des Laserpulses (oder der Laserstrahlung) wurde für die Berechnung der Geometrie- und Fresnel-Verluste nicht berücksichtigt. Dies ist eine Näherung, die mit Abnahme der Pulsdurchmesser immer besser wird (Verhältnis Pulsdurchmesser zu dem Durchmesser der optischen Zone). Es sei angemerkt, dass eine Berücksichtigung der nachfolgend gezeigten Verhältnisse der erfindungsgemäßen Lösung nochmals zu Gute kommt. Für die „peak fluence“ (F₀) wurden in allen Fällen 160 mJ/cm² und für die Stroma Schwellabtragsfluence („threshold fluence“) 48 mJ/cm² als repräsentative Werte angesetzt. Für den Brechungsindex von Stroma wurde n = 1.377 angesetzt.
In 8 sind die Ergebnisse der Modellierungen dargestellt. Betrachtet wird die prozentuale Abweichung der Abtragsrate „etch rate“ als Funktion des präoperativen Hornhaut-Krümmungsradius („corneal radius of curvature“) von der Targetabtragsrate. Die Abweichung der Targetabtragsrate (Target „etch rate“) selbst wird natürlich Null, was die Nulllinie definiert.
Als Fallbeispiel wurde eine sphärische 5 D (Dioptrie) Korrektur bei 4 mm Pupillenradius betrachtet. Man beachte, dass optische Zonen meistens bis und oft über 6 mm liegen und mit Übergangzonen von 1.5 mm sogar zu Pupillenradiuskoordinaten von eher 4.5 mm führen (9 mm Gesamtablationsdurchmesser). Typischerweise zeigen weitsichtige Augen (markiert als „more hyperopic like eyes“) im Mittel größere Hornhautkrümmungsradien und brauchen zur Korrektur des Sehfehlers eine Aufsteilung, also Verkleinerung, der Hornhautkrümmungsradien (markiert durch „hyperopia correction“). Das Umgekehrte gilt für kurzsichtige Augen (mit den Markierungen „more myopie like eyes“ und „myopia correction“).
Die Verläufe im Diagramm der 8 kommen dadurch zustande, dass die Differenz der Fluence-Verlust-kompensierten Abtragsraten von präoperativ zu postoperativ basierend auf den Krümmungsradien (präoperativ gegeben, postoperativ berechnet basierend auf der sphärischen Korrektur) bestimmt wird. Dabei wird zunächst der tatsächliche-Fluence Verlust für den präoperativen und postoperativen Zustand basierend auf den jeweiligen Krümmungsradien („physikalisch korrekt“) berechnet. Dann erfolgt die Berechnung der Kompensation des Verlustes. Diese basiert auf dem präoperativen Krümmungsradius (UVL-LVC-System mit erfindungsgemäßer Fokussieroptik, markiert als „FO (mit FLC)“) bzw. auf einem festen Krümmungsradius von 7.86 mm (markiert als „FO_SdT (mit FLC_SdT)“ für ein UVL-LVC-System mit Fokussieroptik nach Stand der Technik (FO_SdT)).
Die Linie, die mit „FO_SdT (mit FLC_SdT)“ markiert ist, stellt die Abweichung der effektiven Abtragsrate von der normierten Targetabtragsrate für ein UVL-LVC-System mit Fluence-Verlust Kompensation nach Stand der Technik dar. Diese ergibt sich aus der berechneten Verlustfunktion und einer typischen Kompensationsfunktion nach dem Stand der Technik, die die Fresnel-Verluste nicht berücksichtigt, aber die Cosinus-abhängige Projektion der Flächenelemente (cos(α) in 6) basierend auf einem festen Hornhautkrümmungsradius Rc von 7.86 mm enthält.
Die Linie, die mit „FO_SdT (mit FLC_SdT+Fresnel)“ markiert ist, stellt die Abweichung für ein System nach dem Stand der Technik mit Fluence-Verlust Kompensation nach Stand der Technik dar, wenn zusätzlich die Fresnel-Verluste berücksichtigt werden. Man erkennt im Wesentlichen eine Verschiebung der Funktion nach links, also zu kleineren Hornhautkrümmungsradien (oder „nach oben“, je nach Sichtweise). Das liegt daran, dass die Fresnel-Verluste für unpolarisierte Excimer-Laserpulse nur gering mit dem Einfallswinkel variieren (vgl. Arbeitspunkt in 7).
Die Linie, die mit „FO (mit FLC)“ markiert ist, stellt die Abweichung der effektiven Abtragsrate von der normierten Targetabtragsrate für ein UVL-LVC-System mit einer erfindungsgemäßen Fokussieroptik (FO) und einer erfindungsgemäßen Kompensation (FLC) dar. Diese berücksichtigt die optische Geometrie (hier Fokalfeldkrümmungen Rs von 12 mm und ein Arbeitsabstand Δ von 40 mm) der erfindungsgemäßen Fokussieroptik für die Kompensationsfunktion. Der Verlauf ergibt sich wiederum aus der berechneten Verlustfunktion und der erfindungsgemäßen Kompensationsfunktion. Letztere berücksichtigt neben den (im Vergleich zu FO_SDT geringen) Geometrie-Verlusten auch die Fresnel-Verluste und benutzt für die Kompensation den präoperativen Hornhautkrümmungsradius. Die Variation dieser Funktion über den Hornhautkrümmungsradien ist gegenüber einer Fokussieroptik nach dem Stand der Technik deutlich verringert. Dies führt zu einer erheblich verbesserten Vorhersagbarkeit bzw. zu einer Verringerung der Streuung des refraktiven Ergebnisses, wie nachfolgend noch erläutert wird.
Die Linie, die mit „FO (mit FLC_SdT)“ markiert ist, stellt die Abweichung der effektiven Abtragsrate von der normierten Targetabtragsrate für ein UVL-LVC-System mit erfindungsgemäßer Fokussieroptik (FO) dar, welche sich ergibt, wenn die oben beschriebene Kompensationsfunktion nach dem Stand der Technik (FLC_SDT) verwendet würde. Selbst in diesem Fall würden die Abweichungen der effektiven Abtragsraten für die erfindungsgemäße Anordnung noch etwa eine Größenordnung kleiner ausfallen als beim Stand der Technik. Dies liegt ganz wesentlich an dem bereits oben beschriebenen „gutmütigeren“ Verlauf der Geometrie-Verluste über den Pupillenkoordinaten (siehe 7). Eine verbesserte Variante dieser Kompensation (welche die Häufungspunkte der Krümmungsradien für hyperope und myope Augen berücksichtigen würde) könnte z.B. Anwendung finden bei Ärzten, die keine präoperative Keratometrie bestimmen oder diese nicht verwenden.
Die Linie, die mit „FO_SdT (mit FLC)“ markiert ist, stellt schließlich die Abweichung der effektiven Abtragsrate von der normierten Targetabtragsrate für ein UVL-LVC-System mit Fokussieroptik nach dem Stand der Technik (FO_SdT) dar, wenn die erfindungsgemäße Kompensationsfunktion FLC angewendet werden würde. Der Verlauf der Kurve zeigt, dass schon die erfindungsgemäße Kompensationsfunktion FLC zu einer deutlichen Verbesserung der Vorhersagbarkeit des refraktiven Ergebnisses führt.
Auch wenn die hier gezeigten Betrachtungen für eine erste Variante der Fokussieroptik ausgeführt wurden, gelten sie auch für eine Fokussieroptik nach der zweiten Variante. In diesem Fall ist die gekrümmte Fläche mit dem gekrümmten Fokalfeld identisch (mit R_F = R_S).
Es soll nun erklärt werden, warum das erfindungsgemäße Konzept bezüglich einer verbesserten Vorhersagbarkeit der refraktiven Ergebnisse besonders vorteilhaft ist.
Der in 8 gezeigte Verlauf der prozentualen Abweichungen der Abtragsraten für ein UVL-LVC-System mit Fokussieroptik nach dem Stand der Technik könnte beispielsweise durch Nomogramme kompensiert werden. Nomogramme werden i.R. durch lineare Regression der refraktiven Korrekturergebnisse (attempted vs. achieved) im Vergleich zum Korrekturziel erstellt, und sollen diese Unterschiede minimieren. Die Nomogramme enthalten damit keine Abhängigkeit von der präoperativen Keratometrie („K-Werte“) und es ergibt sich ein mittlerer Keratometriewert, für den die Nomogramm-Korrektur optimal ist. Wird nun ein Patient mit einer von diesem Mittelwert abweichenden Keratometrie behandelt, passt die gewonnene Nomogramm-Korrektur nicht perfekt zur entsprechenden (durch das Nomogramm zu kompensierenden) Abtragsraten-Abweichung. Es wird sozusagen eine nicht optimale Kompensationsfunktion angewendet.
Für Stand der Technik Systeme kann die Keratometrie nun folgendermaßen im Nomogramm berücksichtigt werden: Der Mittelwert der Keratometrie in der betrachteten Hyperopie-Gruppe für die Nomogramm Korrektur sei Rc = 8.25 mm. Wird jetzt ein weitsichtiger Patient behandelt, der eine davon abweichende Keratometrie hat, angenommen Rc = 7.25 mm, kann man aus dem Diagramm der 8 die Differenz in der Ablationsrate ablesen, die nicht korrigiert würde, einfach als Differenz der Abweichung (Ordinate) in Prozent zwischen diesen beiden Krümmungsradien. Für diesen Fall ergäbe sich für Lösungen nach dem Stand der Technik eine Fehlkorrektur von ca. 5% (für eine 5 Dioptrien Sphärenkorrektur bei einem Pupillenradius von 4 mm). Insbesondere die peripheren Pupillenbereiche des Korrekturablationsprofiles und die Übergangszone würden also fehlerhaft dargestellt. Bei angenommenen 14 µm (maximale Abtragstiefe) pro Dioptrie entsprächen das ca. 3.5 µm. Diese Abweichung stellt sich sowohl als sphärische Aberration als auch als refraktive Fehlkorrektur von ca. 0.25 D dar. Auch wenn dieser Fall zunächst konstruiert erscheint, so ist er dennoch nicht unrealistisch und würde sich im „attempted vs. achieved“ Diagrammen als Abweichung in der Vorhersage zeigen.
Die nicht optimale Energiekompensation, die ganz Wesentlich der Ablationsgeometrie der 2a und 2b von Lasersystemen nach dem Stand der Technik geschuldet ist, führt also insbesondere im Zusammenspiel mit der Nomogramm-Korrektur zu einer Verbreiterung der Streuung in der Vorhersage der refraktiven Ergebnisse.
Man könnte einwenden, es sei möglich, für UVL-LVC-Systeme nach dem Stand der Technik eine exakte Energiekorrektur anzuwenden. Das ist grundsätzlich richtig, aber in der Praxis nicht machbar. Idealerweise würde man die während der Ablation aktuelle Hornhautform an der Pupillen-Position für den nächsten Laserpuls bestimmen. Dies ist aber mit heutiger Technologie (Verarbeitungs-, Regelgeschwindigkeit) nicht machbar, und würde andere Limitierungen und Probleme mit sich bringen. Alternativ könnte man versuchen, die aktuelle Hornhautform während des Prozesses der Pulssortierung zu berücksichtigen. Dies würde einen sehr guten Fortschritt darstellen, und ist aus Sicht der Sortieralgorithmen (Sortierung der Pulse für Abtragsoptimierung) unbedingt machbar. Allerdings würde dann eine anschließende und notwendige thermische Sortierung unmöglich sein, oder die zuvor berücksichtigte Verbesserung ins Schlechte verkehren (Umsortierung der Pulse). Für eine Kombination von Sortierung und thermischer Sortierung („gleichzeitig“) ist derzeit keine physikalische und mathematische Methode in Aussicht. Deshalb bietet die Minimierung der Energie-Korrektur durch die erfindungsgemäße Optik sowie die Berücksichtigung der K-Werte eine Verbesserung der Vorhersagbarkeit der Ergebnisse, eine Reduktion der Streuung und darüber hinaus auch eine Verbesserung der Nomogramme, da diese an sich geringere Abweichungen korrigieren müssen.
Es ist ein Merkmal der erfindungsgemäßen Planungseinheit, dass für die Berechnung der Planungsdaten die verbleibenden Abbildungsfehler und damit die Spotvariationen im Fokalfeld gemessen oder physikalisch modelliert werden und dem Sortieralgorithmus zur Verfügung stehen. Diese Daten können verwendet werden, um die genau ablationswirksame Fluence-Verteilung der Pulse im Fokalfeld als Funktion der Fokalfeldposition zu bestimmen und damit bei der Sortierung der Pulse zu berücksichtigen (siehe 6).
In 9 ist eine Prinzip-Anordnung des optischen Strahlengangs eines Ausführungsbeispiels eines UVL-LVC-Systems 705 gezeigt. Laserstrahlung 770 wird von einem Excimer-Laser 720 als UV-Laserquelle bereitgestellt. Die Laserstrahlung 770 wird von einem (optionalen) optischen Abschwächer („optical attenuator“) 722 abgeschwächt, von einem Umlenker 740 umgelenkt, fällt auf eine Blende (oder ein Pinhole) 724 und gelangt anschließend in Strahlformungselement („beam shaper“) 726. Dieser dient der Strahlformung des Excimer-Laser Rohstrahls in eine Gauss oder Super-Gauß Pulse-Fluence Verteilung. Über Scanner 730 kann der Laserstrahl 770 lateral in x- und y-Richtung abgelenkt werden (dargestellt über gebogene Pfeile). Von hier aus wird die Laserstrahlung 770 in einen ersten Gelenkarm geführt. Dieser ist im gezeigten Ausführungsbeispiel mit einer Grundeinheit (nicht eingezeichnet) über ein erstes Drehgelenk 760 (symbolisch dargestellt über eine Drehachse und einen Drehpfeil) beweglich verbunden. Die Grundeinheit weist die Laserquelle 720, den optischen Abschwächer 722, die Blende 724 (sowie den Umlenker 740, der sich im Strahlengang zwischen dem optischen Abschwächer 722 und Blende 724 befindet), das Strahlformungselement 726 sowie die Scanner 730 auf. Der erste Gelenkarm ist auf der der Grundeinheit abgewandten Seite über ein zweites Drehgelenk 762 (symbolisch dargestellt über eine Drehachse und einen Drehpfeil) mit einem zweiten Gelenkarm beweglich verbunden. Die Laserstrahlung 770 wird durch das zweite Drehgelenk 762 über zwei weitere Umlenker 740 in den zweiten Gelenkarm geführt. Von dort wird die Laserstrahlung 770 in Richtung Auge 710 über einen weiteren Umlenker 740 gelenkt. Dabei wird die Laserstrahlung 770 über eine erfindungsgemäße Fokussieroptik 700 (in beiden Varianten) auf die Hornhaut 715 des Auges 710 fokussiert. Dabei ist die Fokussieroptik 700 zweiteilig aufgebaut. Zwischen der ersten Linsengruppe 701 und der zweiten Linsengruppe 702 befindet sich im Strahlengang ein Umlenker 740. Die erforderlichen Linsen der beiden Linsengruppen 701, 702 sind nur schematisch und nicht physikalisch korrekt dargestellt.
Weiterhin weist das UVL-LVC-System einen sogenannten „Alignment Beam Laser“ 780 auf. Dieser dient der Justage des optischen Systems und/oder der Ausrichtung gegenüber dem Auge. Der Laserstrahl des Alignment Beam Lasers folgt den Laserstrahlen 770 des Excimer-Lasers 720 auf der Hornhaut 715 und dessen Fokus. Der „Alignment Beam Laser“ 780 befindet sich in der Grundeinheit des UVL-LVC-Systems 705.
Es sei angemerkt, dass ein oder mehrere Umlenker 740 auch als Strahlteiler ausgeführt sein können. Dies erlaubt eine Integration anderer Komponenten, wie z.B. Detektoren für die Detektion der aufgesammelten Hornhautreflexe oder eine Beobachtungs-Kamera. Hierzu sind vielfältige Anordnungen möglich, die sich dem Experten sofort erschließen, die aber in 9 nicht eingezeichnet sind.
In 10 ist eine Prinzip-Anordnung des optischen Strahlengangs einer Variante eines UVL-LVC-Systems gezeigt. Die Laserstrahlung ist hier für drei exemplarische Strahlbündel 850, 852, 854 von der Strahlformungseinheit 826 und dem Scanner 830 (hier zur Vereinfachung gemeinsam dargestellt) über zwei Gelenkarme, die Umlenker 840 aufweisen und die mit der Grundeinheit (nicht dargestellt) über ein erstes Drehgelenkt 860 bzw. untereinander über ein zweites Drehgelenk 862 beweglich verbunden sind, über die Fokussieroptik 800 (in beiden Varianten) bis zur Hornhaut 815 gezeigt. Dabei entsprechen die Strahlbündel 850, 852, 854 drei verschiedenen Orten auf der Hornhaut 815.
Im Vergleich zum Ausführungsbeispiel, das in 9 gezeigt ist, ist die Strahlführung hier über eine Relay-Optik realisiert. Die Relay-Optik ist hier zur Vereinfachung über eine erste Relay-Linse 880 und eine zweite Relay-Linse 882 dargestellt. Dadurch kommt es zu einem größeren Strahldurchmesser und zu einer Bildumkehr. Vorteilhaft ist dabei die Möglichkeit, den Strahlweg zu verlängern. Für die Abbildung im Strahlweg (über die Gelenkarme) ergeben sich vielfältige andere Möglichkeiten. Die Fokussieroptik 800 ist diesbezüglich unkritisch.
In 11 ist eine schematische Darstellung eines UVL-LVC-Systems 905 gezeigt. Das UVL-LVC-Systems 905 weist eine UV-Laserquelle 920, einen Scanner 930, eine Steuereinheit S sowie eine Planungseinheit P auf. Zum Datenaustausch der Steuereinheit S mit der UV-Laserquelle 920, dem Scanner 930 und der Planungseinheit P weist die Steuereinheit S Schnittstellen (als Kästen an der Steuereinheit S dargestellt) auf, über die die Datenleitung über Kabel übertragen werden können. Die Planungseinheit P weist ebenfalls eine Schnittstelle (als Kasten an der Planungseinheit P dargestellt) auf für einen Datenaustausch mit der Steuereinheit S. Eine kabellose Übertragung ist ebenfalls möglich. Die Planungseinheit P weist eine Recheneinheit auf (nicht dargestellt), über die die Planungsdaten berechnet werden.
Die vorstehend genannten und in verschiedenen Ausführungsbeispielen erläuterten Merkmale der Erfindung sind dabei nicht nur in den beispielhaft angegebenen Kombinationen, sondern auch in anderen Kombinationen oder allein einsetzbar, ohne den Rahmen der vorliegenden Erfindung zu verlassen.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

US 2013/0226157 A1 [0003, 0005]
US 9592156 B2 [0005]

Claims

Fokussieroptik (300, 700, 800) für ein UV-Laser basiertes System zur Fehlsichtigkeitskorrektur (UVL-LVC-System, 805, 905), das eine UV-Laserquelle (720, 920) zur Bereitstellung von Laserstrahlung (170, 770) und ein Scansystem (160, 230, 730, 830, 930) zum lateralen Scannen der Laserstrahlung (170, 770) in x- und y-Richtung sowie bevorzugt auch in z-Richtung aufweist, zur Fokussierung der Laserstrahlung (170, 770) in einem Fokalfeld (260, 460), wobei die Fokussieroptik (300, 700, 800) eine erste Linsenanordnung (240, 340) umfasst, die dazu ausgebildet ist, ein konvergentes Fokalfeld (260, 460) bereitzustellen.
Fokussieroptik (300, 700, 800) nach Anspruch 1, wobei das konvergente Fokalfeld (260, 460) einen Fokalfelddurchmesser von mindestens 6 mm aufweist, bevorzugt mindestens 8 mm, besonders bevorzugt mindestens 10 mm.
Fokussieroptik (300, 700, 800) nach Anspruch 1 oder 2, wobei jeder Ort des konvergenten Fokalfeldes (260, 460) einen lokalen Krümmungsmittelpunkt aufweist, der auf der von der Fokussieroptik (300, 700, 800) abgewandten Seite liegt, und wobei jeder Ort des Fokalfeldes (260, 460) bevorzugt eine Fokalfeldkrümmung mit einem Radius Rs in einem Bereich von 8 mm bis 50 mm aufweist, bevorzugt von 10 mm bis 30 mm, besonders bevorzugt von 12 mm bis 20 mm.
Fokussieroptik (300, 700, 800) für ein UV-Laser basiertes System zur Fehlsichtigkeitskorrektur (UVL-LVC-System, 805, 905), das eine UV-Laserquelle (720, 920) zur Bereitstellung von Laserstrahlung (170, 770) und ein Scansystem (160, 230, 730, 830, 930) zum lateralen Scannen der Laserstrahlung (170, 770) in x- und y-Richtung aufweist, bevorzugt nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei die Fokussieroptik (300, 700, 800) eine zweite Linsenanordnung (240, 340) umfasst, die dazu ausgebildet ist, eine senkrechte Beaufschlagung mit Laserstrahlung (170, 770) auf eine gekrümmte Fläche (260, 460) bereitzustellen, wobei ein jeder Ort der gekrümmten Fläche (260, 460) einen lokalen Krümmungsmittelpunkt aufweist, der auf der von der Fokussieroptik (300, 700, 800) abgewandten Seite liegt.
Fokussieroptik (300, 700, 800) nach Anspruch 4, wobei die gekrümmte Fläche (260, 460) einen Durchmesser von mindestens 6 mm aufweist, bevorzugt mindestens 8 mm, besonders bevorzugt mindestens 10 mm.
Fokussieroptik (300, 700, 800) nach Anspruch 4 oder 5, wobei die gekrümmte Fläche (260, 460) eine Flächenkrümmung mit einem Radius R_F in einem Bereich von 8 mm bis 50 mm aufweist, bevorzugt von 10 mm bis 30 mm, besonders bevorzugt von 12 mm bis 20 mm.
Fokussieroptik (300, 700, 800) nach einem der vorgenannten Ansprüche mit einem Arbeitsabstand (Δ) in einem Bereich von 20 mm bis 50 mm und/oder einer optischen Öffnung größer 40 mm, bevorzugt größer 50 mm, besonders bevorzugt größer oder gleich 60 mm.
Fokussieroptik (300, 700, 800) nach einem der vorgenannten Ansprüche, wobei Fokussieroptik (300, 700, 800) entlang eines Strahlengangs mindestens zwei Linsengruppen (701, 702) aufweist, zwischen denen ein nicht-abbildendes optisches Element angeordnet ist.
Planungseinheit (P) zur Generierung von Planungsdaten für ein UV-Laser basiertes System zur Fehlsichtigkeitskorrektur (UVL-LVC-System, 805, 905), das - eine UV-Laserquelle (720, 920) zur Bereitstellung von Laserstrahlung (170, 770), - ein Scansystem (160, 230, 730, 830, 930) zum lateralen Scannen der Laserstrahlung (170, 770) in x- und y-Richtung, - eine Fokussieroptik zur Lenkung der Laserstrahlung (170, 770) auf eine Arbeitsfläche, und - eine Steuereinheit (S), die dazu ausgebildet ist, das UVL-LVC-System (805, 905) unter Berücksichtigung der Planungsdaten zu steuern, aufweist, wobei die Planungseinheit (P) dazu ausgebildet ist, - Geometrie-Verluste, - Fresnel-Verluste und/oder - eine räumliche Ausdehnung der Laserstrahlung (170, 770) in der Arbeitsfläche bei einer Berechnung der Planungsdaten zu berücksichtigen, und wobei die Planungseinheit (P) eine Schnittstelle aufweist, über die die Planungsdaten der Steuereinheit (S) bereitgestellt werden können.
Planungseinheit (P) nach Anspruch 9, wobei die Fokussieroptik (300, 700, 800) nach einem der Ansprüche 1 bis 8 ausgebildet ist.
UV-Laser basiertes System zur Fehlsichtigkeitskorrektur (UVL-LVC-System, 805, 905), umfassend - eine UV-Laserquelle (720, 920) zur Bereitstellung von Laserstrahlung (170, 770), - ein Scansystem (160, 230, 730, 830, 930) zum lateralen Scannen der Laserstrahlung (170, 770) in x- und y-Richtung, - eine Fokussieroptik (300, 700, 800) gemäß einem der Ansprüche 1 bis 8, - eine Planungseinheit (P) zur Generierung von Planungsdaten gemäß Anspruch 9 oder 10, und - eine Steuereinheit (S), die dazu ausgebildet ist, das UVL-LVC-System (805, 905) unter Berücksichtigung der Planungsdaten zu steuern.