DE112008002405T5

DE112008002405T5 - Photodisruptive Behandlung von kristallinen Linsen

Info

Publication number: DE112008002405T5
Application number: DE112008002405T
Authority: DE
Inventors: Ronald M. Irvine Kurtz
Original assignee: LenSx Lasers Inc
Current assignee: Alcon Lensx Inc
Priority date: 2007-09-06
Filing date: 2008-09-05
Publication date: 2010-06-24
Also published as: WO2009033107A2; EP2197401A4; US20090149840A1; EP2197401A2; JP2010538699A; WO2009033107A3

Abstract

Verfahren zur Behandlung einer Linsenregion von einem Auge mit einem Laser, umfassend:
Identifizieren einer Grenze der harten Linsenregion;
Auswählen eines Laser-Parameters, um eine photodisruptive Prozedur in der harten Linsenregion zu ermöglichen und um eine Ausbreitung von Blasen in der harten Linsenregion zu steuern;
Modifizieren einer mechanischen Eigenschaft eines hinteren Teils der harten Linsenregion in einer Nähe der identifizierten Grenze durch die photodisruptive Prozedur; und
Modifizieren einer mechanischen Eigenschaft eines Teils vor dem modifizierten hinteren Teil der harten Linsenregion durch die photodisruptive Prozedur.

Description

Querverweis auf verwandte Anmeldungen
Diese Anmeldung beansprucht Priorität zu und den Vorteil aus der vorläufigen US-Anmeldung mit der Seriennummer 60/970,454 mit dem Titel „Photodisruptive Laser Treatment of the Crystalline Lens” („Photodisruptive Laserbehandlung der kristallinen Linse”), eingereicht am 6. September 2007, die hiermit vollständig durch Bezugnahme aufgenommen ist.
Hintergrund der Erfindung
Diese Anmeldung betrifft Augenchirurgielaser.
Chirurgische Verfahren zur Entfernung der kristallinen Linse nutzen verschiedene Techniken, um die Linse in kleine Fragmente zu zerbrechen, die aus dem Auge durch Einschnitte entfernt werden können. Einige dieser Verfahren benutzen manuelle Instrumente, Ultraschall, erwärmte Flüssigkeiten oder Laser. Einer der signifikanten Nachteile dieser Verfahren ist die Notwendigkeit, tatsächlich mit Sonden in das Auge einzudringen, um die Fragmentierung zu erreichen. Dies erfordert typischerweise, große Einschnitte auf der Linse zu machen, und begrenzt die Präzision, die mit solchen Linsenfragmentierungstechniken verbunden wird.
Photodisruptive Lasertechnologie kann Laserpulse in die Linse zuführen, um die Linse ohne das Einführen einer Sonde optisch zu fragmentieren und ist daher potentiell eine weniger invasive Prozedur, die höhere Präzision und Kontrolle bietet.
Laser-induzierte Photodisruption ist bereits in der Vergangenheit in der Laseraugenchirurgie verwendet worden. Der Laser ionisiert einen Teil der Moleküle in der Zielregion, wobei schließlich Gase freigesetzt werden, die, in einer Expansionsphase, das Linsenmaterial in der Zielregion zerspalten und zerbrechen. In einigen Fällen wurden Nd:YAG-Laser als die Laserquellen eingesetzt. Linsenfragmentierung kann auch durch Laser-induzierte Photodisruption erreicht werden.
Zusammenfassung
Techniken, Vorrichtungen und Systeme zum Bereitstellen photodisruptiver Behandlung der kristallinen Linse des Auges werden beschrieben.
In einem Aspekt beinhalten Implementierungen eines Verfahrens zur Behandlung einer Linsenregion eines Auges mit einem Laser: Identifizieren einer Grenze der harten Linsenregion, Auswählen eines Laser-Parameters, um eine photodisruptive Prozedur in der harten Linsenregion zu ermöglichen und ein Ausbreiten von Blasen in der harten Linsenregion zu steuern, Modifizieren einer mechanischen Eigenschaft eines hinteren Teils der harten Linsenregion in der Nähe der identifizierten Grenze durch die photodisruptive Prozedur, und Modifizieren einer mechanischen Eigenschaft von einem Teil vor dem modifizierten hinteren Teil der harten Linsenregion durch die photodisruptive Prozedur.
Das Identifizieren der Grenze der harten Linsenregion kann beinhalten Generieren beabstandeter Sonden-Blasen innerhalb der Linse, Beobachten einer Eigenschaft der generierten Sonden-Blasen, Identifizieren eines Teils der Grenze in Verbindung mit der beobachteten Eigenschaft der Sonden-Blasen. Ebenso kann das Beobachten einer Eigenschaft der erzeugten Blasen beinhalten, dass eine oder mehr Sonden-Blasen identifiziert werden, die eine erste Wachstumsrate zeigen, und dass eine oder mehr Sonden-Blasen identifiziert werden, die eine zweite Wachstumsrate zeigen, die sich von der ersten Wachstumsrate unterscheidet, und dass das Identifizieren des Teils der Grenze beinhalten kann, dass eine Grenze zwischen den Sonden-Blasen, die die erste Wachstumsrate zeigen, und den Sonden-Blasen, die die zweite Wachstumsrate zeigen, identifiziert wird.
Das Beobachten einer Eigenschaft der erzeugten Blasen kann beinhalten, dass Ultraschall auf die Linse angewandt wird, dass eine oder mehr Sonden-Blasen, die eine erste Antwort auf den Ultraschall zeigen, identifiziert werden, und dass eine oder mehr Sonden-Blasen, die eine zweite Antwort zeigen, die sich von der ersten Antwort unterscheidet, identifiziert werden, und dass das Identifizieren des Teils der Grenze beinhalten kann, dass eine Grenze zwischen den Sonden-Blasen, die die erste Antwort zeigen, und den Sonden-Blasen, die die zweite Antwort zeigen, identifiziert wird.
Das Identifizieren der Grenze kann beinhalten, dass die Sonden-Blasen mit einem optischen Abbildungsverfahren beobachtet werden, und dass die Sonden-Blasen mit einer optischen Kohärenztomographie beobachtet werden.
Das Identifizieren der Grenze kann beinhalten Benutzen mindestens einer von einer präoperativen und intraoperativen Identifizierung der Grenze.
Das Identifizieren der Grenze kann beinhalten Identifizieren der Grenze der harten Linsenregion in einer Gruppe von Augen, Korrelieren der Grenze der harten Linsenregion von den Augen mit einer messbaren Charakteristik der Augen, und Ermitteln einer Grenzen-Datenbank, die die Korrelation zwischen den Grenzen der harten Linsenregionen und den anderen messbaren Charakteristiken aufzeichnet.
Das Identifizieren der Grenze kann beinhalten Bestimmen der messbaren Charakteristik eines Auges eines Patienten und Identifizieren der Grenze durch Benutzen der Grenzen-Datenbank.
Die Identifizierung der Grenze kann beinhalten Durchführen einer Berechnung basierend auf einer messbaren Charakteristik eines Auges eines Patienten und Durchführung einer altersbasierenden Bestimmung der Grenze.
Das Auswählen der Laser-Parameter umfasst Auswählen eines Laser-Parameters zwischen einer Disruptionsschwelle und einer Ausbreitungsschwelle.
Das Auswählen der Laserparameter kann beinhalten, dass eine Laserimpulsenergie zwischen 0,5 MikroJ und 50 MikroJ ausgewählt wird, dass eine Dauer eines Laserimpulses zwischen 0,01 Pikosekunden und 50 Pikosekunden ausgewählt wird, dass eine Frequenz zur Anwendung von Laserimpulsen zwischen 10 kHz und 100 MHz ausgewählt wird, und dass ein Abstand von Zielbereichen von Laserimpulsen zwischen 1 Mikrometer und 50 Mikrometern ausgewählt wird.
Das Modifizieren der mechanischen Eigenschaft eines Teils der harten Linsenregion kann beinhalten Zerspalten, Fragmentieren und Emulgieren eines Gewebes in der harten Linsenregion.
Das Identifizieren einer Grenze der harten Linsenregion kann beinhalten Identifizieren einer harten Linsenregion mit einem Äquatorialdurchmesser im Bereich von 6–8 mm und einem Axialdurchmesser von 2–3,5 mm.
Das Verfahren kann weiter beinhalten Schaffen eines Einschnitts auf einer Kapsel der Linse, Entfernen eines Teils der harten Linsenregion mit der modifizierten mechanischen Eigenschaft von der Linse durch den Einschnitt mit Anwenden von Aspiration durch den Einschnitt oder Anwenden von Saugen durch den Einschnitt.
Verfahren zur Fragmentierung einer kristallinen Linse eines Auges mit einem photodisruptiven Laser kann beinhalten Selektieren einer zentralen Region der Linse zur Photodisruption, Selektieren einer Lasercharakteristik, um Photodisruption und Steuerung einer Expansion von Gas in der selektierten zentralen Region zu erreichen, und Lenken von Laserpulsen mit der ausgewählten Lasercharakteristik auf eine Zielfläche, die sich in der selektierten zentralen Region der Linse, die sich in eine Richtung von hinten nach vorne bewegt.
Das Selektieren der selektierten zentralen Region kann basiert sein auf einer präoperativen Messung einer optischen oder strukturellen Eigenschaft der behandelten zentralen Region der Linse und einer präoperativen Messung der Gesamtabmessungen der Linse und der Benutzung eines altersabhängigen Algorithmus.
Das Auswählen der Lasercharakteristik kann beinhalten Auswählen mindestens eines von einer Energie, einer Frequenz, einer Pulsdauer und einer räumlichen Trennung von zwei benachbarten Zielflächen von den Laserpulsen, basierend auf einer präoperativen Messung optischer Linseneigenschaften, strukturelle Eigenschaften, Gesamtabmessungen der Linse und der Benutzung eines altersabhängigen Algorithmus.
Das Auswählen der zentralen Region kann beinhalten Generieren einer Menge von Blasen in der Linse, Beobachten einer optischen oder mechanischen Charakteristik der generierten Blasen, Identifizieren einer Menge von zentralen Blasen mit einer Charakteristik, die eine erste Härte eines umgebenden Gewebes anzeigt und einer Menge von nicht zentralen Blasen mit einer Charakteristik, die eine zweite Härte eines umgebenden Gewebes anzeigt, wobei die erste Härte größer ist als die zweite Härte, und Identifizieren der zentralen Region, basierend auf einer Stelle der Mengen von zentralen Blasen.
Ein Lasersystem zur Fragmentierung der kristallinen Linse eines Auges kann beinhalten einen gepulsten Laser, konfiguriert, um einen Laserstrahl von Laserpulsen zu generieren, und einen Laserkontroller, konfiguriert, um den Laserstrahl auf eine Sequenz von Zielflächen, ausgerichtet in einer Richtung von hinten nach vorne, in einer ausgewählten harten Linsenregion eines Auges für Photodisruption zu lenken, und konfiguriert, um den gepulsten Laser zu steuern, um einen Laserstrahl mit Laser-Parametern, ausreichend, um Photodisruption in den ausgewählten harten Linsenregionen zu schaffen, und um Gasblasen mit vorbestimmten Expansionseigenschaften in der harten Linsenregion zu generieren.
Der Laser-Controller kann konfiguriert sein, um den gepulsten Laser zu steuern, um Laserimpulse mit einer Energie zwischen ungefähr 1 MikroJ und 25 MikroJ, einem Abstand benachbarter Zielbereiche zwischen ungefähr 1 Mikrometer und 50 Mikrometern, einer Dauer zwischen ungefähr 0,01 Pikosekunden und 50 Pikosekunden, und einer Frequenz zwischen 10 kHz und 100 MHz zu erzeugen.
Das Lasersystem kann weiter ein optisches System, das konfiguriert ist, um eine Eigenschaft von Sonden-Blasen zu beobachten, die in der Linse erzeugt werden, und einen Prozessor beinhalten, der konfiguriert ist, um in der Lage zu sein, eine harte Linsenregion innerhalb des Auges unter Verwendung der beobachteten Eigenschaft der Sonden-Blasen zu identifizieren.
Zusätzliche Implementierungen, die in dieser Anmeldung beschrieben sind, beinhalten ein Verfahren und ein System zur Fragmentierung der kristallinen Linse eines Auges mit einem photodisruptiven Laser. Dieses Verfahren beinhaltet Auswählen einer zentralen Region einer Linse zur Photodisruption; und Lenken von Laserpulsen auf die ausgewählte zentrale Region der Linse, um die zentrale Region in einer Richtung von hinten nach vorne zu behandeln, mit Laserparametern, ausreichend, um Photodisruption in der selektierten zentralen Region der Linse zu bewirken, ohne unkontrollierte Gasausbreitung in der Linse zu schaffen, um mindestens einen Teil der Linse in der selektierten zentralen Region zu fragmentieren. Das System beinhaltet einen gepulsten Laser, um einen Laserstrahl von Laserpulsen zu erzeugen; und eine Lasersteuerung, die den gepulsten Laser steuert, um den Laserstrahl auf eine selektierte zentrale Region in einer Linse eines Auges zur Photodisruption zu lenken; und, um die zentrale Region in einer Richtung von hinten nach vorne mit Laserparametern, ausreichend, um Photodisruption in der selektierten zentralen Region der Linse optisch zu behandeln, ohne unkontrollierte Gasausbreitung in der Linse zu schaffen, um mindestens einen Teil der Linse in der selektierten zentralen Region zu fragmentieren.
Diese und andere Merkmale sind detaillierter in der Beschreibung, den Zeichnungen und den Ansprüchen beschrieben.
Kurzbeschreibung der Zeichnungen
1 zeigt eine Übersicht eines Auges.
2 zeigt eine Struktur einer Linse eines Auges, beinhaltend eine Region reduzierter Transparenz.
3A–B zeigen die Generierung und das Ausbreiten von Blasen in einer photodisruptiven Behandlung einer Linse.
4 zeigt die Schritte einer photodisruptiven Behandlung einer Linse.
5A–C zeigen die Schritte einer photodisruptiven Prozedur.
6 zeigt einen Schritt des Bestimmens einer Grenze der harten Linsenregion.
7 zeigt ein Beispiel eines bildgesteuerten chirurgischen Lasersystems, bei dem ein Abbildungsmodul bereitgestellt wird, um eine Abbildung eines Ziels an die Lasersteuerung bereitzustellen.
8–16 zeigen Beispiele von bildgesteuerten chirurgischen Lasersystemen, bei denen ein chirurgisches Lasersystem und ein Abbildungssystem unterschiedlich stark integriert sind.
17 zeigt ein Beispiel eines Verfahrens, um einen chirurgischen Lasereingriff unter Verwendung eines bildgesteuerten chirurgischen Lasersystems durchzuführen.
18 zeigt ein Beispiel eines Bildes eines Auges von einem optischen Kohärenztomographie-(OCT)-Abbildungsmodul.
19A, 19B, 19C und 19D zeigen zwei Beispiele von Kalibrierungsproben, um ein bildgesteuertes chirurgisches Lasersystem zu kalibrieren.
20 zeigt ein Beispiel zum Anbringen eines Kalibrierungsprobenmaterials an einem Patienteninterface bei einem bildgesteuerten chirurgischen Lasersystem, um das System zu kalibrieren.
21 zeigt ein Beispiel von Bezugsmarken, die von einem chirurgischen Laserstrahl auf einer Glasoberfläche erzeugt werden.
22 zeigt ein Beispiel des Kalibrierungsprozesses und dem chirurgischen Eingriff nach der Kalibrierung für ein bildgesteuertes chirurgisches Lasersystem.
23A und 23B zeigen zwei Arbeitsmodi eines beispielhaften bildgesteuerten chirurgischen Lasersystems, das Bilder von einem Nebenprodukt der laserinduzierten Photodisruption und dem Zielgewebe erfasst, um die Laserausrichtung zu lenken.
24 und 25 zeigen Beispiele von Laserausrichtungs-Arbeitsvorgängen bei bildgesteuerten chirurgischen Lasersystemen.
26 zeigt ein beispielhaftes chirurgisches Lasersystem, das auf der Laserausrichtung unter Verwendung des Bildes des Nebenproduktes der Photodisruption basiert.
Detaillierte Beschreibung
1 veranschaulicht die Gesamtstruktur des Auges. Das einfallende Licht breitet sich über den optischen Weg, der die Hornhaut, die vordere Augenkammer, die Pupille, die hintere Augenkammer, die Linse und den Glaskörper einschließt, aus. Diese optischen Elemente lenken das Licht auf die Netzhaut.
2 veranschaulicht, dass eine Linse 100 ausführlicher. Die Linse 100 wird manchmal aufgrund der α-, β-, γ-Kristallproteine, die in etwa 90% der Linse ausmachen, als Augenlinse bezeichnet. Die Augenlinse hat mehrere optische Funktionen im Auge, einschließlich ihrer dynamischen Fähigkeit zu Fokussieren. Die Linse ist ein einzigartiges Gewebe des menschlichen Körpers, derart dass es während der Schwangerschaft, nach der Geburt und während des gesamten Lebens weiter wächst. Die Linse wächst, indem neue Linsenfaserzellen entwickelt werden, beginnend vom Keimzentrum, das auf dem Äquatorialumfang der Linse angeordnet ist. Die Linsenfasern sind lange, dünne und transparente Zellen, mit Durchmessern typischerweise zwischen 4–7 Mikrometern und Längen von bis zu 12 mm. Die ältesten Linsenfasern befinden sich zentral innerhalb der Linse, den Kern bildend. Der Kern 101 kann weiter in embryonische, fötale und erwachsene Kernzonen unterteilt werden. Das neue Wachstum um einen Kern 101, als eine Rinde 103 bezeichnet, entwickelt sich in konzentrischen ellipsoiden Lagen, Bereichen oder Zonen. Da der Kern 101 und die Rinde 103 zu verschiedenen Stadien der menschlichen Entwicklung gebildet werden, unterscheiden sich ihre optischen Eigenschaften. Während die Linse über die Zeit im Durchmesser zunimmt, kann sie auch Kompaktierung erfahren, so dass die Eigenschaften des Kerns 101 und der umgebenden Rinde 103 noch weiter unterschiedlich werden kann (Freel et al. BMC Opthalmology 2003, Vol. 3, S. 1).
Als Ergebnis dieses komplexen Wachstumsprozesses beinhaltet eine typische Linse 100 den härteren Kern 101 mit einer axialen Ausdehnung von etwa 2 mm, umgeben von der weicheren Rinde 103 mit einer axialen Breite von 1–2 mm, die in einer sehr viel dünneren Kapselmembran 105 mit einer typischen Breite von etwa 20 Mikrometern enthalten ist. Diese Werte können von Person zu Person um einiges variieren.
Linsenfaserzellen unterliegen im Laufe der Zeit einem progressiven Verlust von cytoplastischen Elementen. Da keine Venen oder Lymphbahnen die Linse erreichen, um ihre innere Zone zu versorgen, verschlechtern sich mit fortschreitendem Alter die optische Klarheit, Flexibilität und andere funktionale Eigenschaften der Linse manchmal.
2 zeigt, dass unter einigen Umständen, einschließlich der Aussetzung ultravioletter Strahlung über eine lange Zeit, Aussetzung gegenüber Strahlung im Allgemeinen, Denaturierung von Linsenproteinen, sekundären Auswirkungen von Erkrankungen wie beispielsweise Diabetes, Bluthochdruck und fortgeschrittenes Alter, kann ein Bereich des Kerns 101 zu einem Bereich verringerter Transparenz 107 werden. Der Bereich verringerter Transparenz 107 ist üblicherweise eine zentral befindliche Region der Linse (Sweeney et al. Exp Eye Res, 1998, Vol. 67, S. 587–95). Dieser progressive Verlust an Transparenz korreliert oft mit der Entwicklung einer Katarakt des gewöhnlichsten Typs in derselben Region, und auch mit einer Erhöhung der Linsensteifigkeit. Dieser Prozess kann mit fortschreitendem Alter auf graduelle Art und Weise vom peripheren zum zentralen Teil der Linse auftreten (Heys et al. Molecular Vision, 2004, Vol. 10, S. 956–63). Ein Ergebnis solcher Veränderungen ist die Entwicklung von Altersweitsichtigkeit und grauem Star, die mit dem Alter an Schwere und Häufigkeit zunehmen.
Der Bereich 107 der verringerten Transparenz oder des grauen Stars kann mittels Kataraktchirurgie entfernt werden. Ein herkömmliches Behandlungsverfahren ist es, einen Einschnitt in die Kapsel der trüben Linse (Kapsulotomie) vorzunehmen und das Innere chirurgisch zu entfernen, d. h. die Rinde und den Kern, während die Linsenkapsel intakt bleibt. Dies ist die so genannte extrakapsulare Chirurgie. Während die Rinde viskose Flüssigkeitsdynamik aufweist und somit durch Aspiration oder sogar einfaches Ansaugen entfernt werden kann, ist der Kern für diesen Ansatz zu hart und wird typischerweise als Ganzes entfernt. Schließlich wird oftmals eine „intraokulare” Kunststofflinse als Ersatz in die Kapsel eingesetzt. Dieses Behandlungsverfahren erfordert, einen relativ großen Einschnitt zu machen, manchmal bis zu 12 mm. Einschnitte dieser Größe zu machen, kann zu verschiedenen Problemen führen, wie im Folgenden beschrieben.
In einigen Verfahren wurde die Benutzung von Ultraschallwellen in die Kataraktchirurgie eingeführt. In dieser „Phakoemulgierungsprozedur” werden eine oder mehrere kleinere Einschnitte auf der Kapsel 105 gemacht und ein Ultraschallagitator oder eine „Phako-Sonde” wird in die Linse eingeführt. Das Betreiben des Agitators oder der Phako-Probe emulgiert den Kern, was das Entfernen des emulgierten Kerns via Aspiration durch einen Einschnitt kleiner als bei der vorherigen Technik ermöglicht.
Sogar die Phakoemulgierungstechnik setzt jedoch voraus, dass ein Einschnitt auf der Kapsel 105, manchmal bis zu 7 mm, gemacht wird. Die Prozedur kann in der Folge erhebliche ungewollte Modifikationen hinterlassen: Das behandelte Auge kann erheblichen Stigmatismus und einen residualen oder sekundären refraktiven oder anderen Fehler aufweisen. Letzteres erfordert oft eine refraktive oder andere Folgeoperation oder Gerät.
In neuesten Entwicklungen wurden beachtliche Anstrengungen auf die Entwicklung einer großen Anzahl von intraokkularen Linsen zur Einsetzung in die Kapsel 105 gerichtet. Die Beispiele beinhalten sogar bifokale Linsen. Es wurde jedoch nicht viel Fortschritt im Bereich der Verbesserung des Entfernungsprozesses bezüglich der Linse 100 oder des Kern 101 erzielt.
Implementierungen der vorliegenden Anmeldung beinhaltend photodisruptive Verfahren anstatt Phakoemulgierung, um eine harte Linsenregion 109 zu zerbrechen. Nachdem keine Phako-Sonde in die Linse 100 eingeführt wird, wird nur ein viel kleinerer Einschnitt nur für die nachfolgende Aspiration des zerbrochenen Kerns erforderlich. Dies reduziert die ungewollten sekundären Effekte und kann den Prozentsatz an Patienten, der sekundäre refraktive oder andere Operation benötigt, verringern.
Die harte Linsenregion 109 fällt oft mit dem Kern 101 zusammen. Es können jedoch zahlreiche Variationen auftreten. Zum Beispiel können die äußersten weichen Schichten des Kerns durch Aspiration oder sogar Saugen entfernbar sein und daher nicht photodisruptive Verfahren benötigen. In anderen Fällen kann nur der kataraktbetroffene Teil des Auges zur nachfolgenden Entfernung zerspaltet werden. In weiteren anderen Fällen kann es gewünscht sein, dass nur ein Teil des Kerns 101 zerspaltet wird, wenn der Kern nur geformt und nicht entfernt wird. Um dem breiteren Umfang der gedachten Variationen Ausdruck zu verleihen, werden alle diese Regionen gemeinsam als die harte Linsenregion 109 bezeichnet. Der Kern 101 ist nur eine Ausführungsform der harten Linsenregion 109.
In einigen Fällen kann diese harte Linsenregion 109 eine ellipsoidförmige Region von ungefähr 6–8 mm in äquatorialem Durchmesser und ungefähr 2–3,5 mm im axialen Durchmesser oder in der Ausdehnung belegen. Die Größe diese harte Linsenregion 109 kann unterschiedlich sein für unterschiedliche Patienten, für unterschiedliche Erkrankungen und für unterschiedliche Prozeduren.
In einem laser-induzierten Linsenfragmentierungsprozess ionisieren Laserpulse einen Teil der Moleküle in der Zielregion. Das kann zu einer Lawine von sekundären Ionisierungsprozessen über einer „Plasmaschwelle” führen. In vielen chirurgischen Prozeduren wird eine große Menge an Energie an die Zielregion in kurzen Stößen transferiert. Diese konzentrierten Energiepulse können die ionisierte Region vergasen, was zu einer Bildung an Kavitationsblasen führt. Diese Blasen können sich mit einem Durchmesser von wenigen Mikrometern bilden und sich mit Überschallgeschwindigkeit auf 50–100 Mikrometer ausdehnen. Während die Expansion der Blasen auf Unterschallgeschwindigkeit verlangsamt, können sie Schockwellen in das umgebende Gewebe induzieren, was sekundäre Disruption bewirkt.
Sowohl die Blasen selbst als auch die induzierten Stoßwellen realisieren ein Ziel des Behandlungsverfahrens: die Spaltung, Fragmentierung oder Emulgierung der als Ziel gesetzten harten Linsenregion 109 ohne einen Einschnitt an der Kapsel gemacht zu haben. Die gespaltene harte Linsenregion 109 kann dann durch einen sehr viel kleineren Einschnitt entfernt werden, eventuell ohne dass ein chirurgisches Gerät in die Linse selbst eingeführt wird.
Die Photodisruption verringert jedoch die Transparenz der betroffenen Region. Bemerkenswerterweise weist die Linse des Auges die größte Dichte an Proteinen von allen Geweben auf, dennoch ist sie transparent. Aus dem selben Grund ist jedoch die Transparenz der Linse besonders empfindlich auf strukturelle Änderungen, einschließlich des Vorhandenseins von Blasen und Schädigungen durch Schockwellen.
Wenn die Anwendung der Laserpulse damit beginnt, dass sie in der frontalen oder vorderen Region der Linse beginnen und dann der Fokus tiefer in Richtung der hinteren Region bewegt wird, so können die Kavitationsblasen und das begleitende Gewebe reduzierter Transparenz im optischen Pfad von nachfolgenden Laserpulsen sein, diese blockieren, dämpfen oder zerstreuen. Dies kann die Präzision und Kontrolle der Anwendung von den nachfolgenden Laserpulsen verringern, und auch den Energiepuls, der tatsächlich der tieferen hinteren Regionen der Linse zugeführt wird, reduzieren. Deshalb kann die Effizienz von laserbasierten augenchirurgischen Prozeduren durch Verfahren verbessert werden, in denen die Blasen, generiert durch die frühen Laserpulse, nicht den optischen Pfad der nachfolgenden Laserpulse blockieren.
Verschiedene andere Laserchirurgietechniken setzen oft die Benutzung von zusätzlichen Linsenfragmentierungstechniken zusätzlich zu der Photodisruption durch Laser voraus und stellen keinen effektiven Weg bereit, die oben genannte nachteilige Interferenz durch Blasen, produziert durch vorangegangene Laserpulse zu adressieren.
Basierend auf der Untersuchung der kennzeichnenden Eigenschaften der verschiedenen Linsenregionen und der Laserpulsparameter auf die Generierung und Ausbreitung von Kavitationsblasen können die Techniken, Vorrichtungen und Systeme, die in dieser Anmeldung beschrieben sind, benutzt werden, um die kristalline Linse durch Laserpulse mit reduzierte Interferenz durch Blasen induziert durch vorangegangene Laserpulse, effektiv fragmentiert werden. Nachfolgend kann die Entfernung eines Teils oder der ganzen kristallinen Linse durch Aspiration mit verringerter oder keiner Notwendigkeit von weiteren Linsenfragmentierungen oder Modifikationstechniken erreicht werden.
3 zeigt, dass die harte Linsenregion 109 mit verschiedenen Transport-, optischen und biomechanischen Eigenschaften signifikante Implikationen für die photodisruptive Fragmentierungstechniken aufweist. Eine signifikante Beschränkung der verschiedenen laserbasierten Linsenfragmentierungstechniken ist die schwer zu kontrollierende Ausbreitung von Gasblasen, die während der Photodisruption auftreten können und die die Effektivität der nachfolgenden Laserpulse, ihre beabsichtigte Funktion zu erfüllen, reduziert.
3A zeigt, dass ein Laserstrahl 110, der auf eine kleine Fokale oder Zielfläche fokussiert ist, eine kleine Gasblase 111 generieren kann.
3B zeigt, dass der Widerstand gegen das Ausbreiten dieser Kavitationsblase 111 von Schicht zu Schicht der Linse 100 variieren kann. Innerhalb des Kerns 101 kann die kleine Blase 111 einfach in eine größere Blase 112 expandieren. Das kann auch Schockwellen um die Blase herum generieren, wie bei 114 gezeigt. Des weiteren kann, wenn die expandierende Blase die Kern-Rinde-Grenze erreicht, wie die Blase 116 dies tut, das Gas extensiv in die weichere Rindenegion 103 expandieren. Jede dieser erweiterten gasförmigen Blasen kann nachfolgende Laserpulse, die auf die Fragmentierung der harten Linsenregion gerichtet sind, stören, absorbieren, zerstreuen oder sogar blockieren.
Zusätzlich können bereits existierende Kanäle in der harten Linsenregion vorhanden sein, die dem generierten Gas erlauben können, sich in die weicheren Linsenregionen zu bewegen und mit weiterer Pulszuführung zu interferieren. Solche Kanäle können sich entlang von Nahtlinien befinden, wo Linsenfasern zusammentreffen. Eine Vermeidung dieser und benachbarter Flächen kann auch angewandt werden, um die Gasausbreitung zu reduzieren. Zusätzlich können die Pulseigenschaften in diesen Flächen modifiziert werden, um Gasausbreitung weiter zu reduzieren. Solche Flächen können präoperativ identifiziert werden oder alternativ kann die intraoperative Identifizierung solcher Kanäle der Prozedur erlauben, geändert zu werden.
Verfahren, die zunächst versuchen, die weicheren peripheren Schichten zu entfernen, einschließlich der Rinde 103, und versuchen, den härten Kern 101 anschließend zu entfernen, sehen sich beachtlichen Nachteilen gegenübergestellt, da das initiale Entfernen der peripheren Schichten einen zerstörten, unklaren optischen Pfad hinterlassen können, der die nachfolgende Fragmentierung des härteren Kerns 101 durch Laser schwierig macht.
Bemerkenswerterweise kann es schwer sein, Laserdisruptionstechniken, die für andere Flächen des Auges, wie zum Beispiel die Hornhaut, entwickelt wurden, auf die Behandlung der Linse ohne substantielle Modifikationen anzuwenden. Ein Grund dafür ist, dass die Hornhaut eine hochgradig geschichtete Struktur ist, die die Ausbreitung und Bewegung von Blasen sehr effizient verhindert. Daher birgt die Ausbreitung von Blasen qualitativ weniger Herausforderung in der Hornhaut als in den weicheren Schichten der Linse, einschließlich des Kerns selbst.
Der Widerstand der verschiedenen Linsenregionen gegen die Ausbreitung der Gasblasen 111 hängt von zahlreichen individuellen Charakteristiken von jedem Patienten ab, einschließlich des Alters des Patienten. Die Ausbreitung von Gas kann auch durch die besonderen Laserparameter, die auf das Ziel angewendet werden, beeinflusst werden.
4 zeigt eine Implementierung eines photodisruptiven augenchirurgischen Prozesses 200, entwickelt mit den oben genannten Überlegungen.
5 zeigt eine Ausführungsform des Verfahrens von 4.
Bei Schritt 210 wird eine Grenze 252 der harten Linsenregion 109 bestimmt, indem ein mechanisches oder optisches Charakteristikum der Linse 100 gemessen wird. Ausführungsformen können diesen Schritt 210 beinhalten, da, wenn die Laserimpulse außerhalb der harten Linsenregion 109 angewandt werden, die erzeugten Blasen sich erheblich und auf schwer zu kontrollierende Art und Weise ausweiten können. Daher können einige Ausführungsformen zuerst eine Bestimmung der Grenze der harten Linsenregion 109 beinhalten, sodass die Laserimpulse innerhalb der harten Linsenregion 109 fokussiert werden können.
6 zeigt eine Ausführungsform von Schritt 210, basierend auf mechanischen Charakteristika der Blasen. Ein Strang von Sonden-Blasen 270 kann in der Linse 100 beispielsweise im Wesentlichen parallel zu einer Hauptachse des Auges, getrennt durch einen geeigneten Abstand, wie beispielsweise 10 bis 100 Mikrometer, erzeugt werden. Andere Blasenstränge können in anderen Bereichen der Linse erzeugt werden. Wie gezeigt können sich die Sonden-Blasen 270-1 innerhalb des harten Kerns 101 langsamer ausweiten, da der härtere Kern 501 höheren Widerstand gegen die Blasenausweitung der Sonden-Blasen zeigt als die weiche Rinde 103. Aus dem gleichen Grund kann die Rinde 503 einen geringeren Widerstand gegen die Ausweitung der Blasen ausüben und somit können sich die Sonden-Blasen 270-2 außerhalb des Kerns 101, in der Rinde 103 schneller ausweiten. Ein Teil der Grenze 252 zwischen dem Kern 101 und der Rinde 103 kann dann als die Linie oder der Bereich identifiziert werden, der sich langsam ausweitende Sonden-Blasen 270-1 von sich schnell ausweitenden Sonden-Blasen 270-2 trennt.
Die Ausweitung der Sonden-Blasen 270 und die Linie, die die sich langsam ausweitenden Sonden-Blasen 270-1 von den sich schnell ausweitenden Sonden-Blasen 270-2 trennt, können von einem optischen Beobachtungsverfahren beobachtet und verfolgt werden. Viele solche Verfahren sind bekannt, einschließlich aller Arten von Abbildungsverfahren. Ein Festlegen oder anderweitiges Aufzeichnen dieser Trennpunkte oder -linien kann verwendet werden, um die Grenze 252 zwischen den weicheren Linsenregionen und der harten Linsenregion 109 zu ermitteln. Diese Ausführungsform von Schritt 210 kann präoperativ erfolgen, d. h. vor dem chirurgischen Behandlungsverfahren durchgeführt werden, oder intraoperativ, d. h. als eine frühe Phase des chirurgischen Behandlungsverfahrens durchgeführt werden.
Zahlreiche andere Verfahren können für Schritt 210 ebenfalls angewandt werden. Beispielsweise können optische oder strukturelle Messungen vor dem chirurgischen Behandlungsverfahren an dem Patienten durchgeführt werden. Oder es kann irgendeine Datenbank verwendet werden, die einigen anderen messbaren Charakteristika des Auges in der Größe des Kerns entspricht, z. B. unter Verwendung eines vom Alter abhängenden Algorithmus. Bei einigen Fällen kann ebenfalls eine detaillierte Berechnung angewendet werden. Bei einigen Fällen können sogar Daten von Leichen verwendet werden. Es ist ebenfalls möglich, den vorstehenden Blasenstrang zu erzeugen, dann eine Ultraschallerschütterung anzuwenden und die induzierte Oszillation der Blasen zu beobachten, insbesondere ihre Frequenz. Aus diesen Beobachtungen kann ebenfalls die Härte des umgebenden Gewebes abgeleitet werden.
Bei einigen Fällen kann das Verfahren der optischen Kohärenztomographie (Optical Coherence Tomography, OCT) bei Schritt 210 verwendet werden. Neben anderen Aspekten, kann eine OCT die Lichtundurchlässigkeit des abgebildeten Gewebes messen. Aus dieser Messung kann die Größe der Blasen und die Härte des Bereichs erneut abgeleitet werden.
Zusätzlich kann die harte Linsenregion 109 basierend auf einigen anderen Erwägungen ausgewählt werden, z. B. wenn lediglich der Kataraktbereich entfernt werden soll, oder nur der Kern geformt werden soll. All diese Verfahren liegen innerhalb des Umfangs von Schritt 210 von 4 und sind in 5A veranschaulicht, wobei die gestrichelte Linie die Grenze 252 der harten Linsenregion angibt.
4 zeigt, dass Schritt 220 beinhalten kann, Selektieren eines Laserparameters zwischen einer Disruptionsschwelle und einer Ausbreitungsschwelle. Die Laserparameter der Laserpulse 110 können selektiert sein, über der Disruptionsschwelle zur Generierung der Photodisruption in der harten Linsenregion 109 zu sein. Die Laserparameter können selektiert sein, unter der Ausbreitungsschwelle zu sein, die unkontrolliertes Ausbreiten des Gases, erzeugt durch die Photodisruption, bewirkt.
Diese Disruptions- und Ausbreitungsschwellen können demonstriert werden, zum Beispiel im Falle der räumlichen Trennung zwischen zwei benachbarten Zielpunkten der Laserpulse. Wenn die generierten Blasen dichter beisammen sind, als eine untere Ausbreitungsschwelldistanz, dann können die Blasen sich vereinigen, eine größere Blase bildend. Diese größeren Blasen expandieren wahrscheinlich schneller und in einer schwerer zu kontrollierenden Art und Weise. Andererseits, wenn die Blasen weiter auseinander liegen als die obere Disruptionsschwelle, dann können sie möglicherweise nicht die beabsichtigte Photodisruption oder Fragmentierung des Zielgewebes erreichen. In einigen Fällen kann der Bereich der Trennung der Blasen zwischen diesen Schwellen zwischen 1 Mikrometer und 50 Mikrometer betragen.
Die Dauer der Laserpulse kann auch analoge Disruptions- und Ausbreitungsschwellen haben. In einigen Implementierungen kann die Dauer im Bereich von 0,01 Pikosekunden bis 50 Pikosekunden variieren. In manchen Patienten wurden besondere Ergebnisse erreicht im Pulsdauerbereich von 100 Femtosekunden bis 2 Pikosekunden. In einigen Implementierungen kann die Laserenergie pro Puls zwischen der Schwelle von 1 Mikrojoule und 25 Mikrojoule variieren. Die Laserpulswiederholungsrate kann zwischen den Schwellen von 10 kHz und 100 MHz variieren.
Die Energie, Zielabstand, Dauer und Wiederholungsfrequenz der Laserimpulse können auch basierend auf einer präoperativen Messung von optischen oder strukturellen Eigenschaften der Linse ausgewählt werden. Alternativ kann die Auswahl der Laserenergie und der Zielabstand auf einer präoperativen Messung der gesamten Linsendimensionen und der Verwendung eines vom Alter abhängenden Algorithmus, Berechnungen, Leichenmessungen oder Datenbanken basieren.
4 zeigt, dass in Schritt 230 eine mechanische Eigenschaft eines hinteren Teils der harten Linsenregion in der Nähe der identifizierten Grenze 252 durch eine photodisruptive Prozedur modifiziert werden kann.
5B zeigt eine Ausführungsform von Schritt 230, wo eine Menge von Blasen durch initiale Laserpulse 110-1 in einem hinteren Teil 254 der harten Linsenregion 109 in der Nähe der Grenze 252 generiert wird. Das Modifizieren der mechanischen Eigenschaft kann beinhalten, dass die generierten Blasen das Gewebe des hinteren Teils 254 des Kerns 101 photodisruptieren, fragmentieren oder sogar emulgieren, und daher einige dessen mechanischer Eigenschaften modifizieren.
4 zeigt, dass in Schritt 240 eine mechanische Eigenschaft eines Teils vor dem bereits modifizierten hinteren Teil durch eine photodisruptive Prozedur modifiziert werden kann.
5C zeigt eine Ausführungsform von Schritt 240, wo eine zweite Menge von Blasen durch nachfolgende Laserpulse 110-2 in einer Region 256 generiert werden, die vor der bereits modifizierten Region 254 ist.
Bei Ausführungsformen des Verfahrens können die photodisruptiven Schritte 240 wiederholt angewandt werden, indem der Brenn- oder Zielbereich des Laserstrahls 110 entlang einer Ausrichtung von hinter der harten Linsenregion 109 bis vor die harte Linsenregion 109 bewegt wird. Diese Abfolge der photodisruptiven Schritte 240 steuert und begrenzt den Aufbau und die Verbreitung von Blasen in dem optischen Weg der anschließenden Laserimpulse 110-2. Diese Ausführungsformen erlauben es den anschließenden Laserimpulsen 110-2 im Wesentlichen ihre gesamte Energie an den Zielbereich abzugeben, ermöglichen eine bessere Steuerung der anschließenden Impulse sowie eine klarere Abbildung des chirurgischen Bereichs zugunsten der Person, die das Behandlungsverfahren durchführt.
Die Schritte 210–240 kann, falls erforderlich oder gewünscht, die Entfernung der fragmentierten, gespaltenen, emulgierten oder sonst wie modifizierten harten Linsenregion 109 folgen. Ein Verfahren zur Entfernung der fragmentierten, gespaltenen oder sonst wie modifizierten Regionen ist, eine oder mehr schmale Öffnungen oder Einschnitte in die Linsenkapsel 105 zu machen und dann eine Aspirationssonde einzuführen, um das fragmentierte Material zu entfernen. Bei anderen Ausführungsformen kann ein einfaches Ansaugen das fragmentierte Material sowie das nicht fragmentierte viskose Material, wie beispielsweise die Rinde 103, extrahieren ohne eine Sonde in die Kapsel einzuführen.
Wenn Laserpulse auf die harte Linsenregion 109 in der Richtung von hinten nach vorne und zwischen der Disruptions- und der Ausbreitungsschwellen angewendet werden, dann können sie die Struktur der behandelten harten Linsenregion 109 optisch modifizieren, photodisruptieren oder fragmentieren, um das Entfernen von Linsenmaterial zu ermöglichen, während die Ausbreitung von Gas und Blasen während der Platzierung dieser initialen und nachfolgenden Laserpulse reduziert wird. Die Charakteristiken der harten Linsenregion 109 können von Patient zu Patient jedoch variieren, daher müssen die Disruptionsschwelle und Ausbreitungsschwelle Laserparameter möglicherweise von Patient zu Patient bestimmt werden.
Zusätzliche Laserpulse können nachfolgend zu der initialen Laseranwendung auf Zielpositionen in der Linse außerhalb der initial behandelten Zone in der zentralen Region der Linse angewendet werden. Das Gas und die Blasen, die durch diese nachfolgenden Laserpulse geschaffen werden, können entweder in die behandelte zentrale Region der Linse eindringen, ohne unkontrolliert sich in der Linse auszubreiten oder können in das Linsengewebe außerhalb der initial behandelten Zone sich ausbreiten. Als solches blockiert das Gas, das durch Photodisruption in den peripheren Flächen der Linse erzeugt wird, nicht die effektive Behandlung der harten Linsenregion 109. Die laserbehandelte harte Linsenregion und das periphere Linsenmaterial, das mit dem Laser behandelt werden kann oder auch nicht, in Abhängigkeit der Notwendigkeit, kann vom Auge durch Aspiration entfernt werden, mit oder ohne zusätzlichem Zerbrechen von Linsengewebe durch mechanische, Saug-, Ultraschall-, Laser, beheizte flüssige oder andere Mittel. In einer anderen Implementierung wird nur die behandelte Region durch Aspiration entfernt, mit oder ohne zusätzlichem Zerbrechen von Linsengewebe durch mechanische, Saug-, Ultraschall-, Laser, beheizte flüssige oder andere Mittel.
Verschiedene Laserchirurgiesysteme können genutzt werden, um die oben beschriebenen Techniken und Prozeduren zu implementieren. Die 7 bis 26 zeigen einige Beispiele von Laserchirurgiesystemen, die für die oben genannte photodisruptive Laserbehandlung genutzt werden können.
Ein wichtiger Aspekt von chirurgischen Laserbehandlungsverfahren sind exakte Steuerung und Zielen eines Laserstrahls, z. B. die Strahllage und Strahlfokussierung. Chirurgische Lasersysteme können dazu vorgesehen sein, Werkzeuge zum Steuern und Zielen eines Lasers zu beinhalten, um Laserimpulse exakt auf ein bestimmtes Ziel innerhalb des Gewebes auszurichten. Bei verschiedenen chirurgischen Lasersystemen mit Nanosekunden-Photodisruption, wie beispielsweise dem Nd:YAG-Lasersystemen, ist das erforderliche Niveau einer Zielgenauigkeit relativ gering. Dies liegt teilweise daran, dass die verwendete Laserenergie relativ hoch ist und somit der betroffene Gewebebereich ebenfalls relativ groß ist, wobei oftmals ein betroffener Bereich mit einem Ausmaß von hunderten von Mikrometern abgedeckt wird. Die Zeit zwischen Laserimpulsen bei solchen Systemen scheint lang zu sein und ein manuell gesteuertes Zielen ist durchführbar und ist weit verbreitet. Ein Beispiel solcher manueller Zielmechanismen ist ein Biomikroskop, um das Zielgewebe in Verbindung mit einer sekundären Laserquelle, die als ein Zielstrahl verwendet wird, zu visualisieren. Der Chirurg bewegt den Brennpunkt einer Laserfokussierungslinse üblicherweise mit einer Joystick-Steuerung, die mit ihrem Bild durch das Mikroskop parfokal (mit oder ohne Versatz) ist, manuell, sodass der chirurgische Strahl oder Zielstrahl sich im besten Brennpunkt des beabsichtigten Ziels befindet.
Solche Techniken, die zur Verwendung mit chirurgischen Lasersystemen niedriger Frequenz entwickelt sind, können mit Laser hoher Frequenz, die bei tausenden von Schüssen pro Sekunde und relativ geringer Energie pro Impuls arbeiten, schwierig anzuwenden sein. Bei chirurgischen Eingriffen mit Laser hoher Frequenz kann aufgrund der kleinen Auswirkungen eines jeden einzelnen Laserimpulses eine viel größere Genauigkeit erforderlich sein, und eine viel höhere Positionierungsgeschwindigkeit kann aufgrund des Bedarfs, tausende von Impulsen sehr schnell auf neue Behandlungsbereiche abzugeben, erforderlich sein.
Beispiele von gepulsten Laser hoher Frequenz für chirurgische Lasersysteme beinhalten gepulste Laser bei einer Impulsfrequenz von tausenden von Schüssen pro Sekunde oder mehr mit relativ niedriger Energie pro Impuls. Solche Laser verwenden eine relativ geringe Energie pro Impuls, um die Gewebewirkung zu lokalisieren, die durch laserinduzierte Photodisruption verursacht wird, z. B. der betroffene Gewebebereich durch Photodisruption in einer Größenordnung von Mikrometern oder einigen zehn Mikrometern. Diese lokalisierte Gewebewirkung kann die Genauigkeit der Laserchirurgie verbessern und kann bei bestimmten chirurgischen Behandlungsverfahren, z. B. Augenlaserchirurgie, wünschenswert sein. Bei einem Beispiel eines solchen chirurgischen Eingriffs kann die Platzierung von vielen hundert, tausend oder Millionen von zusammenhängenden, nahezu zusammenhängenden oder Impulsen, die in bekannten Abständen beabstandet sind, verwendet werden, um bestimmte gewünschte chirurgische Wirkungen, z. B. Gewebeeinschnitte, Trennungen oder Fragmentierung, zu erreichen.
Verschiedene chirurgische Behandlungsverfahren, die photodisruptive chirurgische Lasersysteme hoher Frequenz mit geringeren Laserimpulsdauern verwenden, können eine hohe Genauigkeit bei der Positionierung jedes Impulses in dem Zielgewebe, in dem der chirurgische Eingriff durchgeführt wird, sowohl in einer absoluten Position hinsichtlich eines Zielortes auf dem Zielgewebe und einer relativen Position hinsichtlich vorangehender Impulse erfordern. Beispielsweise kann es in einigen Fällen notwendig sein, dass Laserimpulse mit einer Genauigkeit von ein paar Mikrometern innerhalb der Zeit zwischen Impulsen nebeneinander abgegeben werden, was in einer Größenordnung von Mikrosekunden sein kann. Da die Zeit zwischen zwei sequentiellen Impulsen kurz ist und die Anforderung an Genauigkeit für die Impulsausrichtung hoch ist, ist ein manuelles Zielen, wie es bei gepulsten Lasersystemen niedriger Frequenz verwendet wird, nicht länger ausreichend oder durchführbar.
Eine Technik zur Vereinfachung und Steuerung der Anforderung einer exakten Hochgeschwindigkeitspositionierung zum Abgeben von Laserimpulsen in das Gewebe ist es, eine Applanationsplatte, hergestellt aus einem transparenten Material, z. B. einem Glas mit einer vordefinierten Kontaktfläche, an dem Gewebe anzubringen, sodass die Kontaktfläche der Applanationsplatte ein klares optisches Interface mit dem Gewebe bildet. Dieses klar definierte Interface kann ein Übertragen und Fokussieren von Laserlicht in das Gewebe erleichtern, um optische Aberrationen oder Variationen (z. B. aufgrund von spezifischen optischen Eigenschaften des Auges oder Veränderungen durch Austrocknen der Oberfläche), die an dem Luft-Gewebe-Übergang am kritischsten sind, der sich im Auge auf der vorderen Oberfläche der Hornhaut befindet, zu steuern oder zu verringern. Kontaktlinsen können für verschiedene Einsatzbereiche und Ziele im Auge und anderen Geweben, einschließlich derjenigen, die wegwerfbar oder wiederverwendbar sind, konzipiert werden. Das Kontaktglas oder die Applanationsplatte auf der Oberfläche des Zielgewebes kann als eine Bezugsplatte verwendet werden, in Bezug auf welche Laserimpulse durch die Einstellung von Fokussierelementen innerhalb des Laserabgabesystems fokussiert sind. Diese Verwendung eines Kontaktglases oder einer Applanationsplatte stellt eine bessere Steuerung der optischen Eigenschaften der Gewebeoberfläche bereit und erlaubt daher, dass Laserimpulse bei einer hohen Geschwindigkeit an einem gewünschten Ort (Interaktionspunkt) in dem Zielgewebe in Bezug auf die Applanationsbezugsplatte mit geringer optischer Verzerrung der Laserimpulse exakt platziert werden.
Eine Art, eine Applanationsplatte auf einem Auge auszuführen ist es, die Applanationsplatte zu verwenden, um einen Bezugspunkt für eine Abgabe der Laserimpulse in ein Zielgewebe in dem Auge bereitzustellen. Diese Verwendung der Applanationsplatte als ein Bezugspunkt kann basieren auf dem bekannten gewünschten Ort von einem Laserimpulsbrennpunkt in dem Ziel mit ausreichend Genauigkeit vor einer Abgabe der Laserimpulse, und darauf, dass die relativen Positionen der Bezugsplatte und des individuellen internen Gewebeziels während der Laserabgabe konstant bleiben müssen. Dieses Verfahren kann zusätzlich erfordern, dass das Fokussieren des Laserimpulses auf den gewünschten Ort zwischen den Augen oder in verschiedenen Bereichen innerhalb des gleichen Auges vorhersagbar und wiederholbar ist. Bei praxisnahen Systemen kann es schwierig sein, die Applanationsplatte als einen Bezugspunkt zu verwenden, um Laserimpulse innerhalb des Auges exakt zu lokalisieren, da die vorstehend genannten Gegebenheiten in praxisnahen Systemen nicht erfüllt werden können.
Beispielsweise wenn die Augenlinse das chirurgische Ziel ist, neigt der exakte Abstand von der Bezugsplatte auf der Oberfläche des Auges zu dem Ziel dazu, aufgrund der Gegenwart von faltbaren Strukturen, z. B. der Hornhaut selbst, der vorderen Augenkammer und der Iris, zu variieren. Ihre bedeutende Variabilität liegt nicht nur in dem Abstand zwischen der applanierten Hornhaut und der Linse zwischen den einzelnen Augen, sondern es kann auch Variation innerhalb des gleichen Auges geben, abhängig von der spezifischen chirurgischen und Applanationstechnik, die von dem Chirurgen verwendet wird. Zusätzlich kann es eine Bewegung des Linsengewebes, auf das gezielt wird, in Bezug auf die applanierte Oberfläche während der Abgabe der tausenden von Laserimpulsen geben, die für das Erreichen der chirurgischen Wirkung benötigt werden, was weiter die exakte Abgabe von Impulsen verkompliziert. Außerdem kann sich eine Struktur innerhalb des Auges aufgrund des Aufbaus von Nebenprodukten der Photodisruption, z. B. Kavitationsblasen, bewegen. Beispielsweise können Laserimpulse, die an die Augenlinse abgegeben werden, verursachen, dass die Linsenkapsel sich nach vorne wölbt, was eine Einstellung nötig macht, um auf dieses Gewebe für die nachfolgende Platzierung von Laserimpulsen zu zielen. Des Weiteren kann es schwierig sein, Computermodelle und -simulationen zu verwenden, um mit ausreichender Genauigkeit den tatsächlichen Ort von Zielgeweben vorherzusagen, nachdem die Applanationsplatte entfernt wurde, und um eine Platzierung von Laserimpulsen einzustellen, um die gewünschte Lokalisierung ohne Applanation zu erzielen, teilweise aufgrund der höchst variablen Natur von Applanationswirkungen, die abhängig sein können von Faktoren, die mit der einzelnen Hornhaut oder dem Auge verbunden sind, und der spezifischen chirurgischen und Applanationstechnik, die von einem Chirurgen verwendet wird.
Zusätzlich zu den physikalischen Wirkungen der Applanation, die die Lokalisierung von internen Gewebestrukturen disproportional beeinträchtigen, kann es bei einigen chirurgischen Behandlungsverfahren für ein Zielsystem wünschenswert sein, nichtlineare Charakteristika von Photodisruption vorauszusehen und zu berücksichtigen, die auftreten können, wenn Laser mit kurzer Impulsdauer verwendet werden. Photodisruption ist ein nichtlinearer optischer Vorgang in dem Gewebematerial und kann Komplikationen bei der Strahlausrichtung und dem Strahlzielen verursachen. Beispielsweise ist eine der nichtlinearen optischen Wirkungen in dem Gewebematerial, wenn Laserimpulse während der Photodisruption aufeinander treffen, dass der Brechungsindex des Gewebematerials, den die Laserimpulse erfahren, nicht länger eine Konstante ist, sondern mit der Intensität des Lichts variiert. Da die Intensität des Lichts in den Laserimpulsen entlang und über die Ausbreitungsrichtung des gepulsten Laserstrahls räumlich innerhalb des gepulsten Laserstrahls variiert, variiert der Brechungsindex des Gewebematerials ebenfalls räumlich. Eine Folge dieses nichtlinearen Brechungsindex ist ein Selbst-Fokussieren oder Selbst-Defokussieren in dem Gewebematerial, das den tatsächlichen Brennpunkt der Position verändert und die Position des Brennpunktes des gepulsten Laserstrahls innerhalb des Gewebes verlagert. Daher kann es eine exakte Ausrichtung des gepulsten Laserstrahls zu jeder Zielgewebe-Position in dem Zielgewebe ebenfalls erfordern, dass die nichtlinearen optischen Wirkungen des Gewebematerials auf den Laserstrahl berücksichtigt werden. Zusätzlich kann es notwendig sein, die Energie in jedem Impuls einzustellen, um die gleiche physikalische Wirkung in verschiedenen Bereichen des Ziels aufgrund von verschiedenen physikalischen Eigenschaften, z. B. Härte, oder aufgrund von optischen Erwägungen, z. B. Absorption oder Streuung von Laserimpulslicht, das zu einem bestimmten Bereich strahlt, abzugeben. In solchen Fällen können die Unterschiede bei nichtlinearen Fokussierwirkungen zwischen Impulsen mit unterschiedlichen Energiewerten ebenfalls die Laserausrichtung und das Laserzielen der chirurgischen Impulse beeinträchtigen.
Somit kann bei chirurgischen Behandlungsverfahren, bei denen auf nicht oberflächliche Strukturen abgezielt wird, die Verwendung einer oberflächlichen Applanationsplatte, basierend auf einem Bezugspunkt, bereitgestellt durch die Applanationsplatte, nicht ausreichend sein, um eine exakte Laserimpuls-Lokalisierung in internen Gewebezielen zu erreichen. Die Verwendung der Applanationsplatte als Bezug für das Lenken einer Laserabgabe kann Messungen der Dicke und Plattenposition der Applanationsplatte mit hoher Genauigkeit erfordern, da die Abweichung vom Nennwert direkt in einen Tiefenpräzisionsfehler übersetzt wird. Applanationslinsen hoher Präzision können kostspielig sein, besonders bei Applanationsplatten für den einmaligen Gebrauch zum Wegwerfen.
Die in diesem Dokument beschriebenen Techniken, Gerät und Systeme, können auf Weisen ausgeführt sein, die einen Zielmechanismus bereitstellen, um kurze Laserimpulse durch eine Applanationsplatte zu einem gewünschten Ort innerhalb des Auges mit Genauigkeit und bei einer hohen Geschwindigkeit abzugeben, ohne dass der bekannte gewünschte Ort des Laserimpulsbrennpunktes in dem Ziel mit ausreichender Genauigkeit notwendig ist, bevor die Laserimpulse abgegeben werden, und ohne dass die relativen Positionen der Bezugsplatte und des einzelnen internen Gewebeziels während der Laserabgabe konstant bleiben. Als solches können die vorliegenden Techniken, Gerät und Systeme für verschiedene chirurgische Behandlungsverfahren verwendet werden, bei denen physikalische Gegebenheiten des zu operierenden Zielgewebes dazu neigen zu variieren und schwierig zu steuern sind, und die Abmessung der Applanationslinse dazu neigt, von Linse zu Linse zu variieren. Die vorliegenden Techniken, Gerät und Systeme können ebenfalls für andere chirurgische Ziele verwendet werden, wo eine Verzerrung oder Bewegung des chirurgischen Ziels in Bezug zu der Oberfläche der Struktur vorliegt oder wo nichtlineare optische Wirkungen das exakte Zielen problematisch machen. Beispiele solcher chirurgischer Ziele, die nicht das Auge sind, beinhalten das Herz, tieferes Gewebe in der Haut und andere.
Die vorliegenden Techniken, Gerät und Systeme können auf Weisen ausgeführt sein, die die Vorteile aufrechterhalten, die durch eine Applanationsplatte bereitgestellt werden, einschließlich z. B. Steuerung der Oberflächenform und Hydratation, sowie Verringerungen bei optischer Verzerrung, während die exakte Lokalisierung von Photodisruption für interne Strukturen der applanierten Oberfläche gewährleistet wird. Dies kann durch die Verwendung eines integrierten Abbildungsgeräts erreicht werden, um das Zielgewebe in Bezug auf die Fokussieroptik des Abgabesystems zu lokalisieren. Die genaue Art von Abbildungsgerät und -verfahren kann variieren und kann von der spezifischen Natur des Ziels und dem erforderlichen Level an Genauigkeit abhängen.
Eine Applanationslinse kann mit einem weiteren Mechanismus ausgeführt werden, um das Auge zu fixieren, um eine translatorische und Drehbewegung des Auges zu verhindern. Beispiele solcher Fixierungsgeräte beinhalten die Verwendung eines Saugringes. Solch ein Fixierungsmechanismus kann ebenfalls zu einer ungewollten Verzerrung oder Bewegung des chirurgischen Ziels führen. Die vorliegenden Techniken, Gerät und Systeme können ausgeführt werden, um für chirurgische Lasersysteme hoher Frequenz, die eine Applanationsplatte und/oder Fixierungsmittel für nicht-oberflächliche chirurgische Ziele verwenden, einen Zielmechanismus bereitzustellen, um eine intraoperative Abbildung bereitzustellen, um eine solche Verzerrung oder Bewegung des chirurgischen Ziels zu überwachen.
Spezifische Beispiele von chirurgischen Lasertechniken, -gerät und -systemen sind nachstehend beschrieben, bei denen ein optisches Abbildungsmodul verwendet wird, um Abbildungen eines Zielgewebes zu erfassen, um Informationen zur Position des Zielgewebes zu erhalten, z. B. vor und während eines chirurgischen Behandlungsverfahrens. Solche erhaltenen Informationen zur Position können verwendet werden, um die Positionierung und Fokussierung des chirurgischen Laserstrahls in dem Zielgewebe zu steuern, um eine genaue Steuerung der Platzierung der chirurgischen Laserimpulse bei Lasersystemen hoher Frequenz bereitzustellen. Bei einer Ausführungsform können die Abbildungen, die durch das optische Abbildungsmodul erhalten werden, während eines chirurgischen Behandlungsverfahrens verwendet werden, um die Position und den Brennpunkt des chirurgischen Laserstrahls dynamisch zu steuern. Außerdem neigen abgegebene Laserimpulse niedriger Energie dazu, empfindlich gegenüber optischen Verzerrungen zu sein, wobei solch ein chirurgisches Lasersystem eine Applanationsplatte mit einem flachen oder gekrümmten Interface ausführen kann, die an dem Zielgewebe angebracht wird, um ein gesteuertes und stabiles optisches Interface zwischen dem Zielgewebe und dem chirurgischen Lasersystem bereitzustellen und um optische Aberrationen an der Gewebeoberfläche abzuschwächen und zu steuern.
Als ein Beispiel zeigt 7 ein chirurgisches Lasersystem basierend auf optischer Abbildung und Applanation. Dieses System beinhaltet einen gepulsten Laser 1010, um einen chirurgischen Laserstrahl 1012 von Laserimpulsen zu erzeugen, und ein Optikmodul 1020, um den chirurgischen Laserstrahl 1012 zu empfangen und um den fokussierten chirurgischen Laserstrahl 1022 auf ein Zielgewebe 1001, z. B. ein Auge, zu fokussieren und zu richten, um Photodisruption in dem Zielgewebe 1001 hervorzurufen. Eine Applanationsplatte kann bereitgestellt sein, um in Kontakt mit dem Zielgewebe 1001 zu stehen, um ein Interface zur Übertragung von Laserimpulsen an das Zielgewebe 1001 und Licht, das von dem Zielgewebe 1001 durch das Interface kommt, zu erzeugen. Vor allem ist ein optisches Abbildungsgerät 1030 bereitgestellt, um Licht 1050 einzufangen, das Zielgewebeabbildungen 1050 oder Abbildungsinformationen von dem Zielgewebe 1001 trägt, um eine Abbildung von dem Zielgewebe 1001 zu erzeugen. Das Abbildungssignal 1032 von dem Abbildungsgerät 1030 wird an ein System-Steuerungsmodul 1040 gesendet. Das System-Steuerungsmodul 1040 wird betrieben, um die erfassten Abbildungen von dem Abbildungsgerät 1030 zu verarbeiten und um das Optikmodul 1020 zu steuern, um die Position und den Brennpunkt des chirurgischen Laserstrahls 1022 auf das Zielgewebe 101 basierend auf Informationen von den erfassten Abbildungen einzustellen. Das Optikmodul 120 kann eine oder mehr Linsen beinhalten und kann weiter einen oder mehr Reflektoren beinhalten. Ein Steuerungs-Aktuator kann in dem Optikmodul 1020 beinhaltet sein, um die Fokussierung und die Strahlrichtung in Antwort auf ein Stahl-Steuerungssignal 1044 von dem System-Steuerungsmodul 1040 einzustellen. Das Steuerungsmodul 1040 kann ebenfalls den gepulsten Laser 1010 mittels eines Laser-Steuerungssignals 1042 steuern.
Das optische Abbildungsgerät 1030 kann ausgeführt sein, um einen optischen Abbildungsstrahl zu erzeugen, der von dem chirurgischen Laserstrahl 1022 getrennt ist, um das Zielgewebe 1001 abzutasten, und das zurückgesendete Licht des optischen Abbildungsstrahls wird von dem optischen Abbildungsgerät 1030 erfasst, um die Abbildungen des Zielgewebes 1001 zu erhalten. Ein Beispiel eines solchen optischen Abbildungsgeräts 1030 ist ein optisches Kohärenztomographie-(OCT)-Abbildungsmodul, das zwei Abbildungsstrahlen verwendet, einen Sondenstrahl, der durch die Applanationsplatte auf das Zielgewebe 1001 gerichtet ist, und einen anderen Bezugsstrahl in einem optischen Bezugsweg, um einander optisch zu stören, um Abbildungen von dem Zielgewebe 1001 zu erhalten. Bei anderen Ausführungsformen kann das optische Abbildungsgerät 1030 von dem Zielgewebe 1001 gestreutes oder reflektiertes Licht verwenden, um Abbildungen zu erfassen, ohne einen vorgesehenen optischen Abbildungsstrahl auf das Zielgewebe 1001 zu senden. Beispielsweise kann das Abbildungsgerät 1030 eine Sensormatrix von Sensorelementen sein, z. B. CCD- oder CMS-Sensoren. Beispielsweise können die Abbildungen des Nebenproduktes der Photodisruption, die durch den chirurgischen Laserstrahl 1022 erzeugt werden, durch das optische Abbildungsgerät 1030 zur Steuerung der Fokussierung und Positionierung des chirurgischen Laserstrahls 1022 erfasst werden. Wenn das optische Abbildungsgerät 1030 so ausgelegt ist, um eine Ausrichtung eines chirurgischen Laserstrahls unter Verwendung der Abbildung des Nebenproduktes der Photodisruption zu lenken, erfasst das optische Abbildungsgerät 1030 Abbildungen des Nebenproduktes der Photodisruption, z. B. die laserinduzierten Blasen oder Kavitäten. Das Abbildungsgerät 1030 kann ebenfalls ein Ultraschall-Abbildungsgerät sein, um Abbildungen zu erfassen, die auf akustischen Abbildungen basieren.
Das System-Steuerungsmodul 1040 verarbeitet Abbildungsdaten von dem Abbildungsgerät 1030, die Informationen zum Positionsversatz für das Nebenprodukt der Photodisruption von der Zielgewebe-Position in dem Zielgewebe 1001 beinhalten. Basierend auf den von der Abbildung erhaltenen Informationen wird das Strahl-Steuerungssignal 1044 erzeugt, um das Optikmodul 1020 zu steuern, welches den Laserstrahl 1022 einstellt. Eine digitale Verarbeitungseinheit kann in dem System-Steuerungsmodul 1040 eingeschlossen sein, um verschiedene Datenverarbeitungen für die Laserausrichtung auszuführen.
Die vorstehenden Techniken und Systeme können verwendet werden, um Laserimpulse hoher Frequenz auf Ziele unter der Oberfläche mit einer Genauigkeit abzugeben, die für eine durchgängige Impulsplatzierung notwendig ist, wie bei Schnitt- oder Volumendisruptions-Anwendungen notwendig. Dies kann mit oder ohne die Verwendung einer Bezugsquelle auf der Oberfläche des Ziels erreicht werden, und kann eine Bewegung des Ziels im Anschluss an eine Applanation oder während einer Platzierung von Laserimpulsen berücksichtigen.
Die Applanationsplatte ist in den vorliegenden Systemen bereitgestellt, um die Anforderung einer exakten Hochgeschwindigkeitspositionierung zur Abgabe von Laserimpulsen in das Gewebe zu erleichtern und zu steuern. Solch eine Applanationsplatte kann aus einem transparenten Material, z. B. einem Glas, mit einer vordefinierten Kontaktfläche zu dem Gewebe hergestellt sein, sodass die Kontaktfläche der Applanationsplatte ein klar definiertes optisches Interface zu dem Gewebe bildet. Dieses klar definierte Interface kann eine Übertragung und Fokussierung von Laserlicht in das Gewebe erleichtern, um optische Aberrationen oder Variationen (z. B. aufgrund von spezifischen optischen Eigenschaften des Auges oder Änderungen, die auftreten, wenn die Oberfläche austrocknet), die bei dem Luft-Gewebe-Übergang am kritischsten sind, der sich im Auge auf der vorderen Oberfläche der Hornhaut befindet, zu steuern oder zu verringern. Eine Anzahl von Kontaktlinsen, einschließlich derjenigen, die wegwerfbar oder wiederverwendbar sind, ist für verschiedene Einsatzbereiche und Ziele innerhalb des Auges und anderen Geweben entwickelt worden. Das Kontaktglas oder die Applanationsplatte auf der Oberfläche des Zielgewebes wird als Bezugsplatte verwendet, in Bezug auf welche Laserimpulse durch die Einstellung von Fokussierelementen innerhalb des bezogenen Laserabgabesystems fokussiert werden. Ein fester Bestandteil solch eines Ansatzes sind die zusätzlichen Vorteile durch das Kontaktglas oder die Applanationsplatte wie vorstehend beschrieben, einschließlich Steuerung der optischen Eigenschaften der Gewebeoberfläche. Demnach können Laserimpulse bei einer hohen Geschwindigkeit an einem gewünschten Ort (Interaktionspunkt) in dem Zielgewebe in Bezug auf die Applanationsbezugsplatte mit geringer optischer Verzerrung der Laserimpulse exakt platziert werden.
Das optische Abbildungsgerät 1030 in 7 erfasst Abbildungen des Zielgewebes 1001 über die Applanationsplatte. Das Steuerungsmodul 1040 verarbeitet die erfassten Abbildungen, um Positionsinformationen der erfassten Abbildungen zu entnehmen, und verwendet die entnommenen Positionsinformationen als einen Positionsbezug oder eine Orientierung, um die Position und den Brennpunkt des chirurgischen Laserstrahls 1022 zu steuern. Diese bildgesteuerte Laserchirurgie kann ohne Vertrauen auf die Applanationsplatte als Positionsbezug ausgeführt werden, da die Position der Applanationsplatte dazu neigt, sich wie vorstehend erörtert, aufgrund von verschiedenen Faktoren zu verändern. Dadurch kann es schwierig sein, die Applanationsplatte als Positionsbezug zu verwenden, um die Position und den Brennpunkt des chirurgischen Laserstrahls für eine exakte Abgabe von Laserimpulsen anzuordnen und zu steuern, obwohl die Applanationsplatte ein gewünschtes optisches Interface für den chirurgischen Laserstrahl zum Eintreten in das Zielgewebe und zum Erfassen von Abbildungen des Zielgewebes bereitstellt. Die bildgesteuerte Steuerung der Position und des Brennpunktes des chirurgischen Laserstrahls, basierend auf dem Abbildungsgerät 1030 und dem Steuerungsmodul 1040, ermöglicht, dass Abbildungen des Zielgewebes 1001, z. B. Abbildungen von Innenstrukturen eines Auges, als Positionsbezüge verwendet werden, ohne dass die Applanationsplatte als Positionsbezug verwendet wird.
Neben den physikalischen Wirkungen von Applanation, die die Lokalisierung von internen Gewebestrukturen bei einigen chirurgischen Behandlungsverfahren disproportional beeinträchtigen, kann es für ein Zielsystem wünschenswert sein, nichtlineare Charakteristika von Photodisruption vorauszusehen oder zu berücksichtigen, die auftreten können, wenn Laser mit kurzer Impulsdauer verwendet werden. Photodisruption kann Komplikationen bei Strahlausrichtung und Strahlzielen verursachen. Beispielsweise ist eine der nichtlinearen optischen Wirkungen in dem Gewebematerial bei der Interaktion mit Laserimpulsen während der Photodisruption, dass der Brechungsindex des Gewebematerials, den die Laserimpulse erfahren, nicht länger eine Konstante ist, sondern mit der Intensität des Lichts variiert. Da die Intensität des Lichts in den Laserimpulsen entlang und über die Ausbreitungsrichtung des gepulsten Laserstrahls räumlich innerhalb des gepulsten Laserstrahls variiert, variiert der Brechungsindex des Gewebematerials ebenfalls räumlich. Eine Folge dieses nichtlinearen Brechungsindex ist ein Selbst-Fokussieren oder Selbst-Defokussieren in dem Gewebematerial, das den tatsächlichen Brennpunkt der Position verändert und die Position des Brennpunktes des gepulsten Laserstrahls innerhalb des Gewebes verlagert. Daher kann es eine exakte Ausrichtung des gepulsten Laserstrahls zu jeder Zielgewebe-Position in dem Zielgewebe ebenfalls erfordern, dass die nichtlinearen optischen Wirkungen des Gewebematerials auf den Laserstrahl berücksichtigt werden. Die Energie der Laserimpulse kann eingestellt werden, um die gleiche physikalische Wirkung in unterschiedlichen Bereichen des Ziels aufgrund von verschiedenen physikalischen Charakteristika, z. B. Härte, oder aufgrund von optischen Erwägungen, z. B. Absorption oder Streuung von Laserimpulslicht, das zu einem bestimmten Bereich strahlt, abzugeben. In solchen Fällen können die Unterschiede bei nichtlinearen Fokussierungswirkungen zwischen Impulsen mit unterschiedlichen Energiewerten die Laserausrichtung und das Laserzielen der chirurgischen Impulse beeinträchtigen. In dieser Hinsicht können die direkten Abbildungen, die von dem Zielgewebe durch das Abbildungsgerät 1030 erhalten werden, verwendet werden, um die tatsächliche Position des chirurgischen Laserstrahls 1022 zu überwachen, der die kombinierten Wirkungen nichtlinearer optischer Wirkungen in dem Zielgewebe wiedergibt, und stellt Positionsbezüge zur Steuerung der Strahlposition und des Strahlbrennpunktes bereit.
Die Techniken, Gerät und Systeme, die hierin beschrieben sind, können in Kombination mit einer Applanationsplatte verwendet werden, um Steuerung der Oberflächenform und Hydratation bereitzustellen, um optische Verzerrung zu verringern, und um eine exakte Lokalisierung von Photodisruption von internen Strukturen durch die applanierte Oberfläche zu ermöglichen. Die hierin beschriebene bildgesteuerte Steuerung der Strahlposition und des Brennpunktes kann auf chirurgische Systeme und Behandlungsverfahren angewendet werden, die andere Mittel als Applanationsplatten zur Fixierung des Auges verwenden, einschließlich der Verwendung eines Saugringes, die zu einer Verzerrung oder Bewegung des chirurgischen Ziels führen kann.
Die folgenden Abschnitte beschreiben zunächst Beispiele von Techniken, Gerät und Systemen für automatisierte bildgesteuerte Laserchirurgie, basierend auf variierenden Integrationsgraden von Abbildungsfunktionen in dem Laser-Steuerungsteil der Systeme. Ein optisches Abbildungsmodul oder ein anders abbildendes Modul, z. B. ein OCT-Abbildungsmodul, kann verwendet werden, um ein Sondenlicht oder andere Art von Strahl auszurichten, um Abbildungen eines Zielgewebes zu erfassen, z. B. Strukturen innerhalb eines Auges. Ein chirurgischer Laserstrahl von Laserimpulsen, z. B. Femtosekunden- oder Pikosekunden-Laserimpulse, können durch Positionsinformationen in den erfassten Abbildungen gelenkt werden, um das Fokussieren und Positionieren des chirurgischen Laserstrahls während des chirurgischen Eingriffs zu steuern. Sowohl der chirurgische Laserstrahl als auch der Sondenlichtstrahl können während des chirurgischen Eingriffs nacheinander oder gleichzeitig auf das Zielgewebe gerichtet werden, sodass der chirurgische Laserstrahl basierend auf den erfassten Abbildungen gesteuert werden kann, um Präzision und Genauigkeit des chirurgischen Eingriffs sicherzustellen.
Solch eine bildgesteuerte Laserchirurgie kann verwendet werden, um genaues und exaktes Fokussieren und Positionieren des chirurgischen Laserstrahls während des chirurgischen Eingriffs bereitzustellen, da die Strahlsteuerung auf Abbildungen des Zielgewebes im Anschluss an Applanation oder Fixierung des Zielgewebes basiert, entweder kurz vor oder fast gleichzeitig mit einer Abgabe der chirurgischen Impulse. Besonders bestimmte Parameter des Zielgewebes, wie beispielsweise das vor einem chirurgischen Eingriff gemessene Auge, können während eines chirurgischen Eingriffs aufgrund verschiedener Faktoren wie beispielsweise Vorbereitung des Zielgewebes (z. B. Fixierung des Auges an einer Applanationslinse) und der Veränderung des Zielgewebes durch die chirurgischen Eingriffe variieren. Deshalb können gemessene Parameter des Zielgewebes vor solchen Faktoren und/oder dem chirurgischen Eingriff nicht länger die physikalischen Gegebenheiten des Zielgewebes während des chirurgischen Eingriffs widerspiegeln. Die vorliegende bildgesteuerte Laserchirurgie kann technische Probleme in Verbindung mit solchen Änderungen für eine Fokussierung und Positionierung des chirurgischen Laserstrahls vor und während des chirurgischen Eingriffs mindern.
Die vorliegende bildgesteuerte Laserchirurgie kann wirksam für genaue chirurgische Eingriffe innerhalb eines Zielgewebes genutzt werden. Beispielsweise wird bei der Durchführung von Laserchirurgie innerhalb des Auges Laserlicht innerhalb des Auges fokussiert, um eine optische Störung des Zielgewebes zu erzielen, und solche optischen Wechselwirkungen können die interne Struktur des Auges verändern. Beispielsweise kann die Augenlinse ihre Position, Form, Dicke und ihren Durchmesser während der Einstellung nicht nur zwischen vorheriger Messung und chirurgischem Eingriff, sondern auch während des chirurgischen Eingriffs verändern. Das Anbringen des Auges an dem chirurgischen Instrument durch mechanische Mittel kann die Form des Auges auf nicht klar definierte Art und Weise verändern, und weiter kann die Veränderung während des chirurgischen Eingriffs aufgrund von verschiedenen Faktoren variieren, z. B. Bewegung des Patienten. Mittel zum Anbringen beinhalten das Fixieren des Auges mit einem Saugring und Applanieren des Auges mit einer flachen oder gekrümmten Linse. Diese Änderungen belaufen sich auf einige Millimeter. Das mechanische Herstellen von Bezügen und Fixieren der Augenoberfläche, z. B. die vordere Oberfläche der Hornhaut oder Limbus, funktioniert schlecht, wenn innerhalb des Auges Präzisionslaser-Mikrochirurgie durchgeführt wird.
Die Nachbearbeitung oder nahezu gleichzeitige Abbildung bei der vorliegenden bildgesteuerten Laserchirurgie kann verwendet werden, um dreidimensionale Positionsbezüge zwischen den inneren Merkmalen des Auges und dem chirurgischen Instrument in einer Umgebung festzulegen, wo Änderungen vor und während eines chirurgischen Eingriffs auftreten. Die Informationen des Positionsbezuges, bereitgestellt durch das Abbilden vor Applanation und/oder Fixierung des Auges oder während des tatsächlichen chirurgischen Eingriffs, spiegeln die Wirkungen von Änderungen in dem Auge wider, und stellen somit eine genaue Richtlinie zur Fokussierung und Positionierung des chirurgischen Laserstrahls dar. Ein System, das auf der vorliegenden bildgesteuerten Laserchirurgie basiert, kann so konfiguriert sein, dass es einen einfachen Aufbau hat und kosteneffizient ist. Beispielsweise kann ein Teil der optischen Komponenten, die mit dem Lenken des chirurgischen Laserstrahls in Verbindung stehen, mit optischen Komponenten geteilt werden, um den Sondenlichtstrahl zur Abbildung des Zielgewebes zu lenken, um den Geräteaufbau und die optische Ausrichtung und Kalibrierung der Abbildungs- und chirurgischen Lichtstrahlen zu vereinfachen.
Die nachstehend beschriebenen bildgesteuerten chirurgischen Lasersysteme verwenden die OCT-Abbildung als ein Beispiel eines Abbildungsinstruments und andere nicht-OCT-Abbildungsgeräte können ebenfalls verwendet werden, um Abbildungen zur Steuerung der chirurgischen Laser während des chirurgischen Eingriffs zu erfassen. Wie nachstehend in den Beispielen veranschaulicht, kann eine Integration der Abbildungs- und chirurgischen Untersysteme bis zu verschiedenen Graden ausgeführt werden. In der einfachsten Form ohne Integrationshardware werden die Abbildungs- und chirurgischen Laser-Untersysteme getrennt und können über Schnittstellen miteinander kommunizieren. Solche Aufbauten können Flexibilität in den Aufbauten der beiden Untersysteme bereitstellen. Integration zwischen den beiden Untersystemen vergrößert durch einige Hardwarekomponenten, z. B. einem Patienteninterface, die Funktionalität weiter, indem eine bessere Registrierung von chirurgischem Gebiet an die Hardwarekomponenten ermöglicht wird, genauere Kalibrierung, und kann den Arbeitsablauf verbessern. Mit steigendem Grad an Integration zwischen den beiden Untersystemen kann solch ein System deutlich kostengünstiger und kompakt gestaltet werden, und eine Systemkalibrierung wird weiter vereinfacht und stabiler im Laufe der Zeit. Beispiele für bildgesteuerte Lasersysteme in 8–16 sind bei verschiedenen Graden von Integration integriert.
Eine Ausführungsform eines vorliegenden bildgesteuerten chirurgischen Lasersystems beinhaltet beispielsweise einen chirurgischen Laser, der einen chirurgischen Laserstrahl von chirurgischen Laserimpulsen erzeugt, der chirurgische Veränderungen in einem zu operierenden Zielgewebe hervorruft; eine Patienteninterfacehalterung, die in ein mit dem Zielgewebe in Kontakt stehendes Patienteninterface einrastet, um das Zielgewebe in Position zu halten; und ein Laserstrahl-Abgabemodul, das zwischen dem chirurgischen Laser und dem Patienteninterface angeordnet und so konfiguriert ist, um den chirurgischen Laserstrahl durch das Patienteninterface auf das Zielgewebe zu richten. Dieses Laserstrahl-Abgabemodul wird betrieben, um den chirurgischen Laserstrahl in dem Zielgewebe entlang eines vorbestimmten chirurgischen Musters abzutasten. Dieses System beinhaltet ebenfalls ein Laser-Steuerungsmodul, das den Betrieb des chirurgischen Lasers steuert und das Laserstrahl-Abgabemodul steuert, um das vorbestimmte chirurgische Muster zu erzeugen, und ein OCT-Modul, das in Bezug auf das Patienteninterface positioniert ist, um eine bekannte räumliche Verbindung mit Hinblick auf das Patienteninterface und das Zielgewebe, das an dem Patienteninterface befestigt ist, zu erhalten. Das OCT-Modul ist so konfiguriert, dass es einen optischen Sondenstrahl auf das Zielgewebe richtet und das zurückgesendete Sondenlicht des optischen Sondenstrahls von dem Zielgewebe empfängt, um OCT-Abbildungen von dem Zielgewebe zu erfassen, während der chirurgische Laserstrahl auf das Zielgewebe gerichtet wird, um einen chirurgischen Eingriff durchzuführen, sodass der optische Sondenstrahl und der chirurgische Laserstrahl gleichzeitig in dem Zielgewebe präsent sind. Das OCT-Modul steht in Kommunikation mit dem Laser-Steuerungsmodul, um Informationen der erfassten OCT-Abbildungen an das Laser-Steuerungsmodul zu senden.
Zusätzlich reagiert das Laser-Steuerungsmodul bei diesem besonderen System auf die Informationen der erfassten OCT-Abbildungen, um das Laserstrahl-Abgabemodul beim Fokussieren und Abtasten des chirurgischen Laserstrahls zu betreiben, und passt das Fokussieren und Abtasten des chirurgischen Laserstrahls in dem Zielgewebe basierend auf Informationen zur Positionierung in den erfassten OCT-Abbildungen an.
Bei einigen Ausführungsformen muss zum Registrieren des Ziels seitens des chirurgischen Instruments ein Erfassen einer vollständigen Abbildung eines Zielgewebes nicht notwendig sein, und es kann ausreichen, einen Teil des Zielgewebes, z. B. einige wenige Punkte aus dem Operationsbereich, wie z. B. natürliche oder künstliche Orientierungspunkte, zu erfassen. Beispielsweise hat ein Starrkörper sechs Freiheitsgrade im 3D-Raum, und sechs unabhängige Punkte würden ausreichen, um den Starrkörper zu definieren. Wenn die exakte Größe des chirurgischen Bereiches nicht bekannt ist, sind zusätzliche Punkte nötig, um den Positionsbezug bereitzustellen. In dieser Hinsicht können mehrere Punkte verwendet werden, um die Position und die Krümmung der vorderen und hinteren Oberfläche, die normalerweise unterschiedlich sind, und die Dicke und den Durchmesser der Augenlinse des menschlichen Auges zu bestimmen. Basierend auf diesen Daten kann ein aus zwei Hälften von Ellipsoidkörpern bestehender Körper mit gegebenen Parametern für praktische Zwecke einer Augenlinse annähernd entsprechen und sie veranschaulichen. Bei einer weiteren Ausführungsform können Informationen von der erfassten Abbildung mit Informationen von anderen Quellen, wie z. B. präoperativen Messungen der Linsendicke, die als Eingabe für die Steuereinheit verwendet werden, kombiniert werden.
8 zeigt ein Beispiel eines bildgesteuerten chirurgischen Lasersystems mit separatem chirurgischem Lasersystem 2100 und Abbildungssystem 2200. Das chirurgische Lasersystem 2100 beinhaltet eine Laser-Einheit 2130 mit einem chirurgischen Laser, der einen chirurgischen Laserstrahl 2160 von chirurgischen Laserimpulsen erzeugt. Ein Laserstrahl-Abgabemodul 2140 ist bereitgestellt, um den chirurgischen Laserstrahl 2160 von der Laser-Einheit 2130 durch ein Patienteninterface 2150 auf das Zielgewebe 1001 zu richten und ist eingerichtet, um den chirurgischen Laserstrahl 2160 in dem Zielgewebe 1001 ein vorbestimmtes chirurgisches Muster entlang abzutasten. Ein Laser-Steuerungsmodul 2120 ist bereitgestellt, um den Betrieb des chirurgischen Lasers in der Laser-Einheit 2130 über einen Kommunikationskanal 2121 zu steuern, und es steuert das Laserstrahl-Abgabemodul 2140 über einen Kommunikationskanal 2122, um das vorbestimmte chirurgische Muster zu erzeugen. Eine Patienteninterfacehalterung ist bereitgestellt, um das Patienteninterface 2150 mit dem Zielgewebe 1001 berührend zu koppeln, um das Zielgewebe 1001 in Position zu halten. Das Patienteninterface 2150 kann so ausgeführt sein, dass es eine Kontaktlinse oder Applanationslinse mit einer flachen oder gekrümmten Oberfläche beinhaltet, um sich an die vordere Oberfläche des Auges anpassend gekoppelt zu werden und das Auge in Position zu halten.
Das Abbildungssystem 2200 in 8 kann ein OCT-Modul sein, das, bezogen auf das Patienteninterface 2150 des chirurgischen Systems 2100, so positioniert ist, dass es einen bekannten räumlichen Bezug zu dem Patienteninterface 2150 und dem Zielgewebe 1001, das an dem Patienteninterface 2150 befestigt ist, aufweist. Dieses OCT-Modul 2200 kann so konfiguriert sein, dass es sein eigenes Patienteninterface 2240 zum Wechselwirken mit dem Zielgewebe 1001 aufweist. Das Abbildungssystem 2200 beinhaltet ein Abbildungs-Steuerungsmodul 2220 und ein Abbildungs-Untersystem 2230. Das Untersystem 2230 beinhaltet eine Lichtquelle zum Erzeugen von Abbildungsstrahl 2250 zum Abbilden des Ziels 1001 und ein Abbildungsstrahl-Abgabemodul, um den optischen Sondenstrahl oder Abbildungsstrahl 2250 auf das Zielgewebe 1001 zu richten und zurückgesendetes Sondenlicht 2260 des optischen Abbildungsstrahls 2250 von dem Zielgewebe 1001 zu empfangen, um OCT-Abbildungen von dem Zielgewebe 1001 zu erfassen. Sowohl der optische Abbildungsstrahl 2250 als auch der chirurgische Strahl 2160 können simultan auf das Zielgewebe 1001 gerichtet werden, um ein sequentielles oder simultanes Abbilden und eine chirurgische Operation zu ermöglichen.
Wie in 8 veranschaulicht, sind Kommunikationsschnittstellen 2110 und 2210 sowohl in dem chirurgischen Lasersystem 2100 als auch in dem Abbildungssystem 2200 bereitgestellt, um die Kommunikation zwischen der Lasersteuerung durch das Laser-Steuerungsmodul 2120 und die Abbildung durch das Abbildungssystem 2200 zu erleichtern, sodass das OCT-Modul 2200 Informationen von den erfassten OCT-Abbildungen an das Laser-Steuerungsmodul 2120 senden kann. Das Laser-Steuerungsmodul 2120 in diesem System reagiert auf die Informationen der erfassten OCT-Abbildungen, um das Laserstrahl-Abgabemodul 2140 beim Fokussieren und Abtasten des chirurgischen Laserstrahls 2160 zu betreiben, und stellt das Fokussieren und Abtasten des chirurgischen Laserstrahls 2160 in dem Zielgewebe 1001 auf Grundlage von Positionsinformationen in den erfassten OCT-Abbildungen dynamisch ein. Die Integration des chirurgischen Lasersystems 2100 mit dem Abbildungssystem 2200 erfolgt hauptsächlich durch Kommunikation zwischen den Kommunikationsschnittstellen 2110 und 2210 auf der Software-Ebene.
In dieses und andere Beispiele können auch verschiedene Untersysteme oder -geräte integriert werden. Beispielsweise können bestimmte diagnostische Instrumente, wie z. B. Wellenfront-Aberrometer, Hornhauttopographie-Meßgeräte, in dem System bereitgestellt werden, oder präoperative Informationen von diesen Geräten können verwendet werden, um ein intraoperatives Abbilden zu ergänzen.
9 zeigt ein Beispiel eines bildgesteuerten chirurgischen Lasersystems mit zusätzlichen Integrationsmerkmalen. Das Abbildungs- und das chirurgische System weisen ein gemeinsames Patienteninterface 3300 auf, das das Zielgewebe 1001 (z. B. das Auge) immobilisiert, ohne zwei separate Patienteninterfaces wie in 8 aufzuweisen. Der chirurgische Strahl 3210 und der Abbildungsstrahl 3220 werden an dem Patienteninterface 3300 kombiniert und durch das gemeinsame Patienteninterface 3300 auf das Ziel 1001 gerichtet. Außerdem ist ein gemeinsames Steuerungsmodul 3100 bereitgestellt, um sowohl das Abbildungs-Untersystem 2230 als auch den chirurgischen Teil (die Laser-Einheit 2130 und das Strahl-Abgabesystem 2140) zu steuern. Diese erhöhte Integration des Abbildungsteils mit dem chirurgischen Teil ermöglicht präzise Kalibrierung der beiden Untersysteme und die Stabilität der Position des Patienten und des chirurgischen Volumens. Ein gemeinsames Gehäuse 3400 ist bereitgestellt, um sowohl das chirurgische als auch das Abbildungs-Untersystem zu umschließen. Wenn die beiden Systeme nicht in ein gemeinsames Gehäuse integriert sind, kann das gemeinsame Patienteninterface 3300 entweder Teil des Abbildungs- oder des chirurgischen Untersystems sein.
10 zeigt ein Beispiel eines bildgesteuerten chirurgischen Lasersystems, wobei das chirurgische Lasersystem und das Abbildungssystem ein gemeinsames Strahl-Abgabemodul 4100 und ein gemeinsames Patienteninterface 4200 aufweisen. Diese Integration vereinfacht die Systemstruktur und den System-Steuerungsbetrieb weiter.
Bei einer Ausführungsform kann das Abbildungssystem in den vorstehenden und anderen Beispielen ein optisches Computertomographie-(OCT)-System sein, und das chirurgische Lasersystem ist ein augenchirurgisches System auf Basis eines Femtosekunden- oder Pikosekundenlasers. Bei der OCT wird Licht von einer niederkohärenten Breitbandlichtquelle, wie z. B. einer Superlumineszenzdiode, in einen separaten Bezugs- und Signalstrahl geteilt. Der Signalstrahl ist der abbildende Strahl, der an das chirurgische Ziel gesendet wird, und das zurückgesendete Licht des Abbildungsstrahls wird gesammelt und mit dem Bezugsstrahl unter Bildung eines Interferometers kohärent rekombiniert. Ein Abtasten des Signalstrahls im rechten Winkel zu der optischen Achse des optischen Systems oder der Ausbreitungsrichtung des Lichtes stellt eine räumliche Auflösung in der x-y-Richtung bereit, während die Tiefenauflösung durch Gewinnen von Unterschieden zwischen den Weglängen des Bezugsarms und des zurückgesendeten Signalstrahls in dem Signalarm des Interferometers erhalten wird. Während der x-y-Abtaster von unterschiedlichen OCT-Ausführungsformen im Wesentlichen der gleiche ist, kann das Vergleichen der Weglängen und das Erhalten von z-Abtast-Informationen auf unterschiedliche Weisen erfolgen. Bei einer Ausführungsform, die als Time-Domain-OCT bekannt ist, wird beispielsweise der Bezugsarm kontinuierlich variiert, um seine Weglänge zu ändern, während ein Fotodetektor Interferenzmodulation in der Intensität des rekombinierten Strahls nachweist. Bei einer anderen Ausführungsform ist der Bezugsarm im Wesentlichen statisch, und das Spektrum des kombinierten Lichtes wird auf Interferenz hin analysiert. Die Fourier-Transformation des Spektrums des kombinierten Strahles stellt räumliche Informationen über die Streuung vom Inneren der Probe bereit. Dieses Verfahren ist als das Spectral-Domain- oder Fourier-OCT-Verfahren bekannt. Bei einer anderen Ausführungsform, die als eine Frequency-Swept-OCT bekannt ist (S. R. Chinn et. al., Opt. Lett. 22, 1997), wird eine schmalbandige Lichtquelle verwendet, wobei ihre Frequenz rasch einen Spektralbereich abtastet. Interferenz zwischen dem Bezugs- und Signalarm wird durch einen schnellen Detektor und einen dynamischen Signalanalysator nachgewiesen. Ein External-Cavity-Tuned-Diode-Laser oder Frequency-Tuned- oder Frequency-Domain-Mode-Locked-(FDML)-Laser, der für diesen Zweck entwickelt wurde (R. Huber et. al., Opt. Express, 13, 2005) (S. H. Vun, IEEE J. of Sel. Q. El. 3(4) S. 1087–1096, 1997) kann in diesen Beispielen als eine Lichtquelle verwendet werden. Ein Femtosekundenlaser, der als eine Lichtquelle in einem OCT-System verwendet wird, kann ausreichende Bandbreite aufweisen und für zusätzlichen Nutzen eines erhöhten Signal-Rausch-Verhältnisses sorgen.
Das OCT-Abbildungsgerät in den Systemen in diesem Dokument kann verwendet werden, um verschiedene Abbildungsfunktionen zu erfüllen. Beispielsweise kann die OCT verwendet werden, um komplexe Konjugate zu unterdrücken, die aus der optischen Konfiguration des Systems oder der Gegenwart der Applanationsplatte resultieren, um OCT-Abbildungen von ausgewählten Orten innerhalb des Zielgewebes zu erfassen, um dreidimensionale Positionsinformationen zum Steuern des Fokussierens und Abtastens des chirurgischen Laserstrahls innerhalb des Zielgewebes bereitzustellen oder um OCT-Abbildungen von ausgewählten Orten an der Oberfläche des Zielgewebes oder an der Applanationsplatte zu erfassen, um eine Positionsregistrierung zum Steuern von Änderungen bei der Orientierung bereitzustellen, die mit Positionsänderungen des Ziels auftreten, wie z. B. von aufrecht bis Rückenlage. Die OCT kann durch ein Positionsregistrierungsverfahren kalibriert werden, das auf einer Platzierung von Markierungen oder Markern in einer Positionsorientierung des Ziels basiert, die dann von dem OCT-Modul nachgewiesen werden können, wenn sich das Ziel in einer anderen Positionsorientierung befindet. Bei anderen Ausführungsformen kann das OCT-Abbildungssystem verwendet werden, um einen Sonden-Lichtstrahl zu erzeugen, der polarisiert wird, um die Informationen über die innere Struktur des Auges optisch zu erfassen. Der Laserstrahl und der Sonden-Lichtstrahl können in unterschiedlichen Polarisierungen polarisiert werden. Die OCT kann einen Polarisations-Steuerungsmechanismus beinhalten, der das Sondenlicht, das für die optische Tomographie verwendet wird, so steuert, dass es in eine Polarisation polarisiert wird, wenn es sich auf das Auge zubewegt, und in eine andere Polarisation polarisiert wird, wenn es sich vom Auge wegbewegt. Der Polarisations-Steuerungsmechanismus kann z. B. eine Wellenplatte oder einen Faraday-Rotator beinhalten.
Das System in 10 ist als eine Spektral-OCT-Konfiguration gezeigt und kann so konfiguriert sein, dass das chirurgische System und das Abbildungssystem den Fokussieroptikteil und das Strahl-Abgabemodul gemeinsam benutzen. Die Hauptanforderungen an das optische System betreffen die Betriebswellenlänge, Abbildungsqualität, Auflösung, Verzerrung usw. Das chirurgische Lasersystem kann ein Femtosekunden-Lasersystem mit einem System hoher numerischer Apertur sein, das zur Erzielung beugungsbegrenzter Brennfleckgrößen ausgelegt ist, z. B. ungefähr 2 bis 3 Mikrometer. Verschiedene augenchirurgische Femtosekundenlaser können bei verschiedenen Wellenlängen, wie z. B. Wellenlängen von ungefähr 1,05 Mikrometer, betrieben werden. Die Betriebswellenlänge des Abbildungsgeräts kann so gewählt werden, dass sie der Laser-Wellenlänge nahe kommt, so dass das optische System für beide Wellenlängen chromatisch ausgeglichen wird. Ein derartiges System kann einen dritten optischen Kanal, einen visuellen Beobachtungskanal, wie z. B. ein chirurgisches Mikroskop, beinhalten, um ein zusätzliches Abbildungsgerät zum Erfassen von Abbildungen des Zielgewebes bereitzustellen. Wenn der optische Weg für diesen dritten optischen Kanal das optische System mit dem chirurgischen Laserstrahl und dem Licht des OCT-Abbildungsgerätes gemein hat, kann das gemeinsam benutzte optische System mit einem chromatischen Ausgleich im sichtbaren Spektralband für den dritten optischen Kanal und in den Spektralbändern für den chirurgischen Laserstrahl und den OCT-Abbildungsstrahl konfiguriert werden.
11 zeigt ein besonderes Beispiel für den Aufbau in 11, wobei der Abtaster 5100 zum Abtasten des chirurgischen Laserstrahls und der Strahlkonditionierer 5200 zum Konditionieren (Kollimieren und Fokussieren) des chirurgischen Laserstrahls von dem optischen System in dem OCT-Abbildungsmodul 5300 zum Steuern des Abbildungsstrahls für die OCT getrennt sind. Das chirurgische und das Abbildungssystem haben ein Objektivlinsenmodul 5600 und das Patienteninterface 3300 gemein. Die Objektivlinse 5600 richtet und fokussiert sowohl den chirurgischen Laserstrahl als auch den Abbildungsstrahl auf das Patienteninterface 3300, und ihr Fokussieren wird von dem Steuerungsmodul 3100 gesteuert. Zwei Strahlteiler 5410 und 5420 sind bereitgestellt, um den chirurgischen und den Abbildungsstrahl zu richten. Der Strahlteiler 5420 wird ebenfalls verwendet, um den zurückgesendeten Abbildungsstrahl in das OCT-Abbildungsmodul 5300 zu richten. Zwei Strahlteiler 5410 und 5420 richten ebenfalls Licht von dem Ziel 1001 zu einer visuellen Beobachtungsoptikeinheit 5500, um eine direkte Ansicht oder Abbildung des Ziels 1001 bereitzustellen. Die Einheit 5500 kann ein Linsen-Abbildungssystem für den Chirurgen sein, um das Ziel 1001 zu betrachten, oder eine Kamera, um die Abbildung oder das Video des Ziels 1001 zu erfassen. Verschiedene Strahlteiler können verwendet werden, wie z. B. dichromatische und Polarisations-Strahlteiler, ein optisches Gitter, ein holographischer Strahlteiler oder Kombinationen davon.
Bei einigen Ausführungsformen können die optischen Komponenten zweckmäßig mit Antireflexionsbeschichtung für sowohl die chirurgische als auch die OCT-Wellenlänge beschichtet sein, um Blendlicht von mehreren Oberflächen des optischen Strahlenweges zu verringern. Anderenfalls würden Reflexionen den Durchsatz des Systems verringern und das Signal-Rausch-Verhältnis durch Vermehren von Hintergrundlicht in der OCT-Abbildungseinheit verringern. Eine Weise, Blendlicht bei der OCT zu verringern, ist es, die Polarisation des von der Probe zurückkommenden Lichts durch eine Wellenplatte oder einen Faraday-Isolator, die bzw. der nahe bei dem Zielgewebe angeordnet wird, zu drehen und einen Polarisator vor dem OCT-Detektor zu orientieren, um vorzugsweise Licht nachzuweisen, das von der Probe zurückkommt, und Licht zu unterdrücken, das von den optischen Komponenten gestreut wird.
Bei einem chirurgischen Lasersystem kann jedes von dem chirurgischen Laser- und dem OCT-System einen Strahl-Abtaster zur Abdeckung des selben Operationsbereiches in dem Zielgewebe aufweisen. Folglich können der Strahl-Abtastvorgang für den chirurgischen Laserstrahl und der Strahl-Abtastvorgang für den Abbildungsstrahl integriert sein, um Abtastgeräte gemeinsam zu benutzen.
12 zeigt ein Beispiel für ein derartiges System im Detail. Bei dieser Ausführungsform benutzen beide Untersysteme den x-y-Abtaster 6410 und den z-Abtaster 6420 gemeinsam. Eine gemeinsame Steuerung 6100 ist bereitgestellt, um die Arbeitsvorgänge des Systems für sowohl chirurgische als auch abbildende Arbeitsvorgänge zu steuern. Das OCT-Untersystem beinhaltet eine OCT-Lichtquelle 6200, die das Abbildungslicht erzeugt, das durch einen Strahlteiler 6210 in einen Abbildungsstrahl und einen Bezugsstrahl geteilt wird. Der Abbildungsstrahl wird am Strahlteiler 6310 mit dem chirurgischen Strahl kombiniert, um sich längs eines gemeinsamen optischen Weges, der zu dem Ziel 1001 führt, auszubreiten. Die Abtaster 6410 und 6420 und die Strahlkonditioniereinheit 6430 befinden sich dem Strahlteiler 6310 nachgeschaltet. Ein Strahlteiler 6440 wird verwendet, um den Abbildungsstrahl und den chirurgischen Strahl auf die Objektivlinse 5600 und das Patienteninterface 3300 zu richten.
Bei dem OCT-Untersystem wird der Bezugsstrahl durch den Strahlteiler 6210 zu einem optischen Verzögerungsgerät 6220 übertragen und von einem Rücksendespiegel 6230 reflektiert. Der zurückgesendete Abbildungsstrahl von dem Ziel 1001 wird auf den Strahlteiler 6310 zurückgerichtet, der zumindest einen Teil des zurückgesendeten Abbildungsstrahls an den Strahlteiler 6210 reflektiert, wo sich der reflektierte Bezugsstrahl und der zurückgesendete Abbildungsstrahl überlappen und sich gegenseitig überlagern. Ein Spektrometer-Detektor 6240 wird verwendet, um die Interferenz nachzuweisen und um OCT-Abbildungen des Ziels 1001 zu erzeugen. Die OCT-Abbildungsinformationen werden an das Steuerungssystem 6100 zum Steuern der chirurgischen Laser-Einheit 2130, der Abtaster 6410 und 6420 und der Objektivlinse 5600 gesendet, um den chirurgischen Laserstrahl zu steuern. Bei einer Ausführungsform kann das optische Verzögerungsgerät 6220 variiert werden, um die optische Verzögerung zu ändern, um verschiedene Tiefen in dem Zielgewebe 1001 nachzuweisen.
Wenn es sich bei dem OCT-System um ein Time-Domain-System handelt, verwenden die beiden Untersysteme zwei verschiedene z-Abtaster, weil die beiden Abtaster auf unterschiedliche Weise arbeiten. Bei diesem Beispiel wird der z-Abtaster des chirurgischen Systems so betrieben, dass er die Abweichung des chirurgischen Strahls in der Strahlkonditioniereinheit ändert, ohne die Weglängen des Strahls in dem chirurgischen Strahlenweg zu ändern. Andererseits tastet die Time-Domain-OCT die z-Richtung ab, indem der Strahlenweg durch eine variable Verzögerung oder durch Bewegen der Position des Bezugsstrahl-Rücksendespiegels physikalisch verändert wird. Nach der Kalibrierung können die beiden z-Abtaster durch das Laser-Steuerungsmodul synchronisiert werden. Das Verhältnis zwischen den beiden Bewegungen kann zu einer linearen oder polynomischen Abhängigkeit vereinfacht werden, die von dem Steuerungsmodul gehandhabt werden kann, oder alternativ können Kalibrierungspunkte eine Nachschlagetabelle definieren, um eine korrekte Skalierung bereitzustellen. Spectral-/Fourier-Domain- und Frequency-Swept-Source-OCT-Geräte weisen keinen z-Abtaster auf; die Länge des Bezugsarmes ist statisch. Außer dass sie Kosten verringert, wird die Kreuzkalibrierung der beiden Systeme verhältnismäßig unkompliziert sein. Es besteht keine Notwendigkeit, Unterschiede auszugleichen, die durch Abbildungsverzerrungen in dem optischen Fokussiersystem oder durch die Unterschiede der Abtaster der beiden Systeme entstehen, da sie gemeinsam benutzt werden.
Bei praktischen Ausführungsformen der chirurgischen Systeme ist die fokussierende Objektivlinse 5600 verschiebbar oder beweglich auf einer Basis installiert und das Gewicht der Objektivlinse ist ausbalanciert, um den Druck auf das Auge des Patienten zu begrenzen. Das Patienteninterface 3300 kann eine Applanationslinse beinhalten, die an einer Patienteninterfacehalterung angebracht ist. Die Patienteninterfacehalterung ist an einer Befestigungseinheit angebracht, die die fokussierende Objektivlinse hält. Diese Befestigungseinheit ist gestaltet, um im Falle unvermeidbarer Bewegung des Patienten eine stabile Verbindung zwischen dem Patienteninterface und dem System sicherzustellen, und ermöglicht ein behutsameres Andocken des Patienteninterface an das Auge. Verschiedene Ausführungsformen der fokussierenden Objektivlinse können verwendet werden. Dieses Vorhandensein einer einstellbaren fokussierenden Objektivlinse kann die optische Weglänge des optischen Sondenlichtes als Teil des optischen Interferometers für das OCT-Untersystem ändern. Bewegung der Objektivlinse 5600 und des Patienteninterface 3300 kann die Weglängenunterschiede zwischen dem Bezugsstrahl und dem Abbildungssignalstrahl der OCT in einer unkontrollierten Weise ändern, und dies kann die OCT-Tiefeninformationen verschlechtern, die von der OCT nachgewiesen werden. Dies würde nicht nur bei Time-Domain-, sondern auch bei Spectral-/Fourier-Domain- und Frequency-Swept-OCT-Systemen erfolgen.
13 und 14 zeigen beispielhafte bildgesteuerte chirurgische Lasersysteme, die das technische Problem angehen, das mit der einstellbaren fokussierenden Objektivlinse verbunden ist.
Das System in 13 stellt ein Positionserfassungsgerät 7110 bereit, das mit der beweglichen fokussierenden Objektivlinse 7100 gekoppelt ist, um die Position der Objektivlinse 7100 an einer verschiebbaren Halterung zu messen, und die gemessene Position an ein Steuerungsmodul 7200 in dem OCT-System übermittelt. Das Steuerungssystem 6100 kann die Position der Objektivlinse 7100 steuern und diese bewegen, um die optische Weglänge einzustellen, die der Abbildungssignalstrahl für den OCT-Betrieb durchläuft, und die Position der Linse 7100 wird von dem Positionsmelder 7110 gemessen und überwacht und direkt der OCT-Steuerung 7200 zugeführt. Das Steuerungsmodul 7200 in dem OCT-System wendet einen Algorithmus an, wenn es beim Verarbeiten der OCT-Daten eine 3D-Abbildung zusammensetzt, um Unterschiede zwischen dem Bezugsarm und dem Signalarm des Interferometers innerhalb der OCT auszugleichen, die durch die Bewegung der fokussierenden Objektivlinse 7100 in Bezug auf das Patienteninterface 3300 hervorgerufen werden. Der richtige Betrag der Positionsänderung der Linse 7100, der von dem OCT-Steuerungsmodul 7200 berechnet wird, wird an die Steuerung 6100 gesendet, welche die Linse 7100 steuert, um ihre Position zu ändern.
14 zeigt ein weiteres beispielhaftes System, wobei der Rücksendespiegel 6230 in dem Bezugsarm des Interferometers des OCT-Systems oder zumindest ein Teil in einer Verzögerungsanordnung der optischen Weglänge des OCT-Systems starr an der beweglichen fokussierenden Objektivlinse 7100 befestigt ist, sodass der Signalarm und der Bezugsarm den selben Betrag der Längenänderung des optischen Weges erfahren, wenn sich die Objektivlinse 7100 bewegt. Daher wird die Bewegung der Objektivlinse 7100 auf dem Schlitten ohne zusätzliche Notwendigkeit eines rechnerischen Ausgleichs automatisch hinsichtlich Weglängenunterschieden in dem OCT-System ausgeglichen.
Bei den vorstehenden Beispielen bildgesteuerter chirurgischer Lasersysteme werden bei dem chirurgischen Lasersystem und dem OCT-System unterschiedliche Lichtquellen verwendet. Bei einer noch vollständigeren Integration des chirurgischen Lasersystems mit dem OCT-System kann ein chirurgischer Femtosekundenlaser als eine Lichtquelle für den chirurgischen Laserstrahl ebenfalls als die Lichtquelle für das OCT-System verwendet werden.
15 zeigt ein Beispiel, wobei ein Femtosekundenimpulslaser in einem Lichtmodul 9100 verwendet wird, um sowohl den chirurgischen Laserstrahl für chirurgische Operationen als auch den Sondenlichtstrahl für die OCT-Abbildung zu erzeugen. Ein Strahlteiler 9300 ist bereitgestellt, um den Laserstrahl in einen ersten Strahl sowohl als den chirurgischen Laserstrahl als auch den Signalstrahl für die OCT und einen zweiten Strahl als den Bezugsstrahl für die OCT zu teilen. Der erste Strahl wird durch einen x-y-Abtaster 6410, der den Strahl in der x- und y-Richtung rechtwinklig zu der Ausbreitungsrichtung des ersten Strahls abtastet, und durch einen zweiten Abtaster (z-Abtaster) 6420 gerichtet, der die Abweichung des Strahls ändert, um das Fokussieren des ersten Strahls an dem Zielgewebe 1001 einzustellen. Dieser erste Strahl führt die chirurgischen Operationen an dem Zielgewebe 1001 durch, und ein Teil dieses ersten Strahls wird zu dem Patienteninterface zurückgestreut und von der Objektivlinse als der Signalstrahl für den Signalarm des optischen Interferometers des OCT-Systems gesammelt. Dieses zurückgesendete Licht wird mit dem zweiten Strahl kombiniert, der durch einen Rücksendespiegel 6230 in dem Bezugsarm reflektiert und durch ein einstellbares optisches Verzögerungselement 6220 für eine Time-Domain-OCT verzögert wird, um den Wegunterschied zwischen dem Signal- und dem Bezugsstrahl beim Abbilden verschiedener Tiefen des Zielgewebes 1001 zu steuern. Das Steuerungssystem 9200 steuert die Arbeitsvorgänge des Systems.
Die Ausübung der Chirurgie an der Hornhaut hat gezeigt, dass eine Impulsdauer von mehreren hundert Femtosekunden ausreichend sein kann, um eine gute chirurgische Leistung zu erzielen, während für eine OCT mit einer ausreichenden Tiefenauflösung eine breitere spektrale Bandbreite, die durch kürzere Impulse erzeugt wird, z. B. kürzer als mehrere zehn Femtosekunden, erforderlich ist. In diesem Zusammenhang bestimmt der Aufbau des OCT-Gerätes die Dauer der Impulse von dem chirurgischen Femtosekundenlaser.
16 zeigt ein weiteres bildgesteuertes System, bei dem ein einzelner gepulster Laser 9100 verwendet wird, um das chirurgische Licht und das Abbildungslicht zu erzeugen. Ein nichtlineares spektrales Verbreiterungsmedium 9400 ist im Ausgang des optischen Weges des gepulsten Femtosekundenlasers angeordnet, um ein optisches nichtlineares Verfahren anzuwenden, wie z. B. Weißlichterzeugung oder spektrale Verbreiterung, um die spektrale Bandbreite der Impulse von einer Laserquelle mit verhältnismäßig längeren Impulsen zu vergrößern, wobei in der Chirurgie gewöhnlich mehrere hundert Femtosekunden angewendet werden. Die Medien 9400 können beispielsweise aus einem faseroptischen Material sein. Die Anforderungen an die Lichtintensität der beiden Systeme sind unterschiedlich, und ein Mechanismus zum Einstellen von Strahlintensitäten kann installiert werden, um solchen Anforderungen in den beiden Systemen gerecht zu werden. Beispielsweise können Strahlkippspiegel, Strahlverschlüsse oder abschwächer in den optischen Wegen der beiden Systeme bereitgestellt werden, um die Gegenwart und Intensität des Strahles in geeigneter Weise zu steuern, wenn eine OCT-Abbildung aufgenommen oder ein chirurgischer Eingriff durchgeführt wird, um den Patienten und empfindliche Instrumente vor übermäßiger Lichtintensität zu schützen.
In Betrieb können die vorstehenden Beispiele in 8 bis 16 verwendet werden, um eine bildgesteuerte Laserchirurgie durchzuführen. 17 zeigt ein Beispiel für ein Verfahren zum Durchführen von Laserchirurgie unter Verwendung eines bildgesteuerten chirurgischen Lasersystems. Bei diesem Verfahren wird ein Patienteninterface in dem System verwendet, um in ein Zielgewebe, das einem chirurgischen Eingriff unterzogen wird, einzurasten und es in Position zu halten, und gleichzeitig wird ein chirurgischer Laserstrahl von Laserimpulsen von einem Laser in dem System und ein optischer Sondenstrahl von dem OCT-Modul in dem System auf das Patienteninterface in das Zielgewebe gerichtet. Der chirurgische Laserstrahl wird gesteuert, um einen chirurgischen Lasereingriff in dem Zielgewebe durchzuführen, und das OCT-Modul wird betrieben, um von dem Licht des optischen Sondenstrahls, der von dem Zielgewebe zurückkommt, OCT-Abbildungen vom Inneren des Zielgewebes zu erhalten. Die Positionsinformationen in den erhaltenen OCT-Abbildungen werden beim Fokussieren und Abtasten des chirurgischen Laserstrahls verwendet, um das Fokussieren und Abtasten des chirurgischen Laserstrahls in dem Zielgewebe vor oder während des chirurgischen Eingriffs zu korrigieren.
18 zeigt ein Beispiel einer OCT-Abbildung von einem Auge. Die Kontaktoberfläche der Applanationslinse in dem Patienteninterface kann so konfiguriert werden, dass sie eine Krümmung aufweist, die Verformungen oder Falten in der Hornhaut minimiert, die durch den Druck bedingt werden, der während der Applanation auf das Auge ausgeübt wird. Nachdem das Auge an dem Patienteninterface erfolgreich applaniert wurde, kann eine OCT-Abbildung erhalten werden. Wie in 18 veranschaulicht, sind die Krümmung der Linse und der Hornhaut sowie die Abstände zwischen der Linse und der Hornhaut in der OCT-Abbildung erkennbar. Feinere Merkmale, wie z. B. der Epithel-Hornhaut-Übergang, sind nachweisbar. Jedes dieser erkennbaren Merkmale kann als ein innerer Bezug der Laserkoordinaten am Auge verwendet werden. Die Koordinaten der Hornhaut und der Linse können unter Verwendung bekannter Computervision-Algorithmen, wie z. B. Kanten- oder Blob-Detektion, digitalisiert werden. Wenn die Koordinaten der Linse festgestellt sind, können sie verwendet werden, um das Fokussieren und Positionieren des chirurgischen Laserstrahls für den chirurgischen Eingriff zu steuern.
Alternativ kann ein Kalibrierungsprobenmaterial verwendet werden, um eine 3D-Anordnung von Bezugsmarken an Stellen mit bekannten Positionskoordinaten zu bilden. Die OCT-Abbildung des Kalibrierungsprobenmaterials kann erhalten werden, um eine Zuordnungsbeziehung zwischen den bekannten Positionskoordinaten der Bezugsmarken und den OCT-Abbildungen der Bezugsmarken in der erhaltenen OCT-Abbildung herzustellen. Diese Zuordnungsbeziehung wird in Form von digitalen Kalibrierungsdaten gespeichert und beim Steuern des Fokussierens und Abtastens des chirurgischen Laserstrahls während des chirurgischen Eingriffs in dem Zielgewebe auf Grundlage der OCT-Abbildungen des Zielgewebes, die während des chirurgischen Eingriffs erhalten werden, angewandt. Das OCT- Abbildungssystem wird hier als ein Beispiel verwendet, und diese Kalibrierung kann auf Abbildungen angewandt werden, die mittels anderer Abbildungstechniken erhalten werden.
Bei einem hier beschriebenen bildgesteuerten chirurgischen Lasersystem kann der chirurgische Laser verhältnismäßig große Spitzenleistungen erzeugen, die ausreichend sind, um unter Fokussierung mit hoher numerischer Apertur starke Feld-/Multiphotonen-Ionisierung innerhalb des Auges (d. h. innerhalb der Hornhaut und der Linse) zu bewirken. Unter diesen Bedingungen erzeugt ein Impuls von dem chirurgischen Laser ein Plasma innerhalb des Fokalvolumens. Kühlen des Plasmas führt zu einer gut definierten Schädigungszone oder „Blase”, die als ein Bezugspunkt verwendet werden kann. Die folgenden Abschnitte beschreiben ein Kalibrierungsverfahren zum Kalibrieren des chirurgischen Lasers gegen ein OCT-basiertes Abbildungssystem unter Verwendung der Schädigungszonen, die von dem chirurgischen Laser erzeugt werden.
Bevor ein chirurgischer Eingriff durchgeführt werden kann, wird der OCT gegen den chirurgischen Laser kalibriert, um eine relative Positionsbeziehung herzustellen, sodass der chirurgische Laser an dem Zielgewebe in Bezug auf die Position, die mit Abbildungen in der OCT-Abbildung des Zielgewebes in Zusammenhang stehen, die durch den OCT erhalten werden, in Position gesteuert werden kann. Bei einer Weise zum Durchführen dieser Kalibrierung wird ein vorkalibriertes Ziel oder „Phantom” verwendet, das sowohl durch den Laser beschädigt als auch mit dem OCT abgebildet werden kann. Das Phantom kann aus verschiedenen Materialien gefertigt sein, wie z. B. einem Glas oder Hartkunststoff (z. B. PMMA), sodass das Material dauerhaft optischen Schaden aufzeichnen kann, der durch den chirurgischen Laser erzeugt wird. Das Phantom kann auch so gewählt werden, dass es optische oder andere Eigenschaften (wie z. B. Wassergehalt) aufweist, die dem chirurgischen Ziel ähnlich sind.
Das Phantom kann z. B. ein zylindrisches Material mit einem Durchmesser von mindestens 10 mm (oder dem der Tastweite des Abgabesystems) sein und eine zylindrische Länge von mindestens 10 mm aufweisen, die über den gesamten Abstand des Epithels zu der Augenlinse des Auges reicht oder so lange wie die Tasttiefe des chirurgischen Systems ist. Die Oberseite des Phantoms kann gekrümmt sein, um nahtlos mit dem Patienteninterface zusammenzupassen oder das Phantommaterial kann komprimierbar sein, um eine vollständige Applanation zu ermöglichen. Das Phantom kann ein dreidimensionales Koordinatennetz aufweisen, sodass sowohl die Laserposition (in x und y) als auch der Brennpunkt (z) sowie die OCT-Abbildung gegen das Phantom referenziert werden können.
19A–19D veranschaulichen zwei beispielhafte Anordnungen für das Phantom. 19A veranschaulicht ein Phantom, das in dünne Scheiben aufgeteilt ist. 19B zeigt eine einzelne Scheibe, die gemustert ist, um ein Koordinatennetz von Bezugsmarken als einen Bezug zum Bestimmen der Laserposition über das Phantom (d. h. die x- und y-Koordinaten) aufzuweisen. Die z-Koordinate (Tiefe) kann bestimmt werden, indem eine einzelne Scheibe von dem Stapel entfernt wird und indem sie unter einem konfokalen Mikroskop abgebildet wird.
19C veranschaulicht ein Phantom, das in zwei Hälften geteilt werden kann. Ähnlich dem aufgeteilten Phantom in 19A ist dieses Phantom so aufgebaut, dass es ein Koordinatennetz von Bezugsmarken als einen Bezug zum Bestimmen der Laserposition in den x- und y-Koordinaten enthält. Tiefeninformationen können entnommen werden, indem das Phantom in die beiden Hälften geteilt wird und indem der Abstand zwischen den Schädigungszonen gemessen wird. Die kombinierten Informationen können die Parameter für einen bildgesteuerten chirurgischen Eingriff bereitstellen.
20 zeigt einen Teil eines chirurgischen Systems des bildgesteuerten chirurgischen Lasersystems. Dieses System beinhaltet Kippspiegel, die mittels Aktuatoren, wie beispielsweise Galvanometer oder Schwingspulen, betrieben werden können, ein Objektiv und ein Einweg-Patienteninterface. Der chirurgische Laserstrahl wird von den Kippspiegeln durch das Objektiv reflektiert. Das Objektiv fokussiert den Strahl direkt hinter dem Patienteninterface. Ein Abtasten in den x- und y-Koordinaten wird durchgeführt, indem der Winkel des Strahls bezüglich des Objektivs verändert wird. Ein Abtasten in der z-Ebene wird ausgeführt, indem die Abweichung des einfallenden Strahls unter Verwendung eines Systems von Linsen vor den Kippspiegeln verändert wird.
Bei diesem Beispiel kann der konische Abschnitt des Einweg-Patienten-interface entweder durch Luft beabstandet oder fest sein und der mit dem Patienten in Kontakt kommende Abschnitt beinhaltet eine gekrümmte Kontaktlinse. Die gekrümmte Kontaktlinse kann aus Quarzglas oder einem anderen Material gefertigt sein, das gegenüber einer Bildung von Farbzentren resistent ist, wenn es mit ionisierender Strahlung bestrahlt wird. Der Krümmungsradius liegt an der oberen Grenze dessen, was mit dem Auge kompatibel ist, z. B. ungefähr 10 mm.
Der erste Schritt bei dem Kalibrierungsverfahren ist das Andocken des Patienteninterface an das Phantom. Die Krümmung des Phantoms stimmt mit der Krümmung des Patienteninterface überein. Nach dem Andocken beinhaltet der nächste Schritt bei dem Verfahren, dass eine optische Schädigung innerhalb des Phantoms erzeugt wird, um die Bezugsmarken herzustellen.
21 zeigt Beispiele tatsächlicher Schädigungszonen, die durch einen Femtosekundenlaser in Glas hergestellt wurden. Der Abstand zwischen den Schädigungszonen beträgt durchschnittlich 8 μm (die Impulsenergie beträgt 2,2 μJ mit einer Dauer von 580 fs bei voller Breite bei halbem Maximum). Die in 21 dargestellte optische Schädigung zeigt, dass die von dem Femtosekundenlaser erzeugten Schädigungszonen eindeutig definiert und getrennt sind. Bei dem gezeigten Beispiel weisen die Schädigungszonen einen Durchmesser von ungefähr 2,5 μm auf. Optische Schädigungszonen, ähnlich der in 20 gezeigten, werden in dem Phantom in verschiedenen Tiefen erzeugt, um eine 3-D Anordnung der Bezugsmarken zu bilden. Diese Schädigungszonen werden gegen das kalibrierte Phantom entweder durch Entnehmen der geeigneten Scheiben und Abbilden unter einem konfokalen Mikroskop (19A) oder durch Teilen des Phantoms in zwei Hälften und Messen der Tiefe unter Verwendung eines Mikrometers (19C) referenziert. Die x- und y-Koordinaten können aus dem vorkalibrierten Koordinatennetz erstellt werden.
Nach dem Schädigen des Phantoms mit dem chirurgischen Laser, wird an dem Phantom eine OCT durchgeführt. Das OCT-Abbildungssystem stellt eine 3D-Wiedergabe des Phantoms bereit, wobei eine Beziehung zwischen dem OCT-Koordinatensystem und dem Phantom erstellt wird. Die Schädigungszonen sind mit dem Abbildungssystem nachweisbar. Die OCT und der Laser können unter Verwendung des internen Standards des Phantoms kreuzkalibriert sein. Nachdem die OCT und der Laser gegeneinander referenziert wurden, kann das Phantom verworfen werden.
Vor dem chirurgischen Eingriff kann die Kalibrierung bestätigt werden. Dieser Bestätigungsschritt beinhaltet, dass eine optische Schädigung an verschiedenen Positionen innerhalb eines zweiten Phantoms erzeugt wird. Die optische Schädigung sollte stark genug sein, damit die vielen Schädigungszonen, die ein ringförmiges Muster erzeugen, durch die OCT abgebildet werden können. Nachdem das Muster erzeugt ist, wird das zweite Phantom mit der OCT abgebildet. Ein Vergleich der OCT-Abbildung mit den Laserkoordinaten stellt die Endkontrolle der Systemkalibrierung vor dem chirurgischen Eingriff bereit.
Sobald die Koordinaten in den Laser eingegeben sind, kann ein chirurgischer Lasereingriff innerhalb des Auges durchgeführt werden. Dies beinhaltet eine Photo-Emulgierung der Linse unter Verwendung des Lasers sowie anderer Laserbehandlungen des Auges. Der chirurgische Eingriff kann jederzeit gestoppt werden und das vordere Segment des Auges (17) kann erneut abgebildet werden, um den Fortschritt des chirurgischen Eingriffs zu überwachen; außerdem stellt ein Abbilden der Intraokularlinse (intraocular lens, IOL) (mit Licht oder ohne Applanation), nachdem diese eingesetzt wurde, Informationen bezüglich der Position der IOL in dem Auge bereit. Diese Informationen können von dem Arzt verwendet werden, um die Position der IOL zu verfeinern.
22 zeigt ein Beispiel des Kalibrierungsprozesses und des chirurgischen Eingriffs nach der Kalibrierung. Dieses Beispiel veranschaulicht ein Verfahren zur Durchführung eines chirurgischen Lasereingriffs unter Verwendung eines bildgesteuerten chirurgischen Lasersystems. Dies kann beinhalten, dass ein Patienteninterface in dem System verwendet wird, das eingerastet ist, um ein Zielgewebe während des chirurgischen Eingriffs in Position zu halten, um ein Kalibrierungsprobenmaterial während eines Kalibrierungsprozesses vor dem Durchführen eines chirurgischen Eingriffs zu halten; um einen chirurgischen Laserstrahl von Laserimpulsen von einem Laser in dem System auf das Patienteninterface in das Kalibrierungsprobenmaterial zu richten, um Bezugsmarken an ausgewählten dreidimensionalen Bezugsorten zu brennen; um einen optischen Sondenstrahl von einem optischen Kohärenztomographie-(OCT)-Modul in dem System auf das Patienteninterface in das Kalibrierungsprobenmaterial zu richten, um OCT-Abbildungen der gebrannten Bezugsmarken zu erfassen; und um eine Beziehung zwischen Positionierungskoordinaten des OCT-Moduls und den gebrannten Bezugsmarken zu erstellen. Nach dem Erstellen der Beziehung wird ein Patienteninterface in dem System verwendet, um in ein Zielgewebe einzurasten und es während eines chirurgischen Eingriffs in Position zu halten. Der chirurgische Laserstrahl von Laserimpulsen und der optische Sondenstrahl werden auf das Patienteninterface in das Zielgewebe gerichtet. Der chirurgische Laserstrahl wird gesteuert, um einen chirurgischen Lasereingriff in dem Zielgewebe durchzuführen. Das OCT-Modul wird betrieben, um OCT-Abbildungen innerhalb des Zielgewebes von Licht des optischen Sondenstrahls zu erhalten, das von dem Zielgewebe zurückkehrt, und die Positionsinformationen in den erhaltenen OCT-Abbildungen und die erstellte Beziehung werden beim Fokussieren und Abtasten des chirurgischen Laserstrahls angewandt, um das Fokussieren und Abtasten des chirurgischen Laserstrahls in dem Zielgewebe während eines chirurgischen Eingriffs einzustellen. Obwohl solche Kalibrierungen unmittelbar vor einem chirurgischen Lasereingriff durchgeführt werden können, können sie ebenfalls zu verschiedenen Intervallen vor einem Behandlungsverfahren unter Verwendung von Kalibrierungsbestätigungen durchgeführt werden, die einen Mangel an Derivation oder Veränderung bei der Kalibrierung während solcher Intervalle aufwies.
Die folgenden Beispiele beschreiben bildgesteuerte chirurgische Lasertechniken und -systeme, die Abbildungen von Nebenprodukten einer laserinduzierten Photodisruption zur Ausrichtung des chirurgischen Laserstrahls verwenden.
23A und 23B veranschaulichen eine weitere Ausführungsform der vorliegenden Technik, bei der tatsächliche Nebenprodukte der Photodisruption in dem Zielgewebe verwendet werden, um eine weitere Laserplatzierung zu lenken. Ein gepulster Laser 1710, wie beispielsweise ein Femtosekunden- oder Pikosekundenlaser, wird verwendet, um einen Laserstrahl 1712 mit Laserimpulsen zu erzeugen, um eine Photodisruption in einem Zielgewebe 1001 hervorzurufen. Das Zielgewebe 1001 kann ein Teil eines Körperteils 1700 eines Individuums sein, z. B. ein Teil der Linse eines Auges. Der Laserstrahl 1712 wird von einem Optikmodul für den Laser 1710 auf eine Zielgewebe-Position in dem Zielgewebe 1001 fokussiert und gerichtet, um eine bestimmte chirurgische Wirkung zu erzielen. Die Zielfläche ist optisch an das Laseroptikmodul durch eine Applanationsplatte 1730 gekoppelt, die die Wellenlänge des Lasers sowie Abbildungswellenlängen von dem Zielgewebe überträgt. Die Applanationsplatte 1730 kann eine Applanationslinse sein. Ein Abbildungsgerät 1720 wird bereitgestellt, um reflektiertes oder gestreutes Licht oder Schall von dem Zielgewebe 1001 zu sammeln, um Abbildungen des Zielgewebes 1001 zu erfassen, entweder bevor oder nachdem (oder beides) die Applanationsplatte angewandt wird. Die erfassten Abbildungsdaten werden dann durch das Lasersystem-Steuerungsmodul verarbeitet, um die gewünschte Zielgewebe-Position zu bestimmen. Das Lasersystem-Steuerungsmodul bewegt oder stellt optische oder Laserelemente basierend auf optischen Standardmodellen ein, um sicherzustellen, dass die Mitte des Nebenprodukts 1702 der Photodisruption und die Zielgewebe-Position überlappen. Dies kann ein dynamischer Ausrichtungsprozess sein, bei dem die Abbildungen des Nebenprodukts 1702 der Photodisruption und des Zielgewebes 1001 kontinuierlich während des chirurgischen Prozesses überwacht werden, um sicherzustellen, dass der Laserstrahl bei jeder Zielgewebe-Position richtig positioniert ist.
Bei einer Ausführungsform kann das Lasersystem in zwei Modi betrieben werden: zuerst in einem diagnostischen Modus, bei dem der Laserstrahl 1712 anfangs unter Verwendung von Ausrichtungs-Laserimpulsen ausgerichtet wird, um ein Nebenprodukt 1702 der Photodisruption zur Ausrichtung zu erzeugen, und dann in einem chirurgischen Modus, bei dem chirurgische Laserimpulse erzeugt werden, um den tatsächlichen chirurgischen Eingriff durchzuführen. Bei beiden Modi werden die Abbildungen des Nebenproduktes 1702 der Disruption und des Zielgewebes 1001 überwacht, um die Strahlausrichtung zu steuern. 23A zeigt den diagnostischen Modus, bei dem die Ausrichtungs-Laserimpulse in dem Laserstrahl 1712 bei einem anderen Energieniveau festgelegt werden können als das Energieniveau der chirurgischen Laserimpulse. Beispielsweise können die Ausrichtungs-Laserimpulse weniger energetisch sein als die chirurgischen Laserimpulse, aber ausreichend, um eine maßgebliche Photodisruption in dem Gewebe hervorzurufen, um das Nebenprodukt 1702 der Photodisruption in dem Abbildungsgerät 1720 zu erfassen. Die Auflösung dieses groben Zielens kann nicht ausreichen, um die gewünschte chirurgische Wirkung bereitzustellen. Basierend auf den erfassten Abbildungen, kann der Laserstrahl 1712 richtig ausgerichtet werden. Nach dieser anfänglichen Ausrichtung kann der Laser 1710 gesteuert werden, um die chirurgischen Laserimpulse bei einem höheren Energieniveau zu erzeugen, um den chirurgischen Eingriff durchzuführen. Da die chirurgischen Laserimpulse ein anderes Energieniveau haben als die Ausrichtungs-Laserimpulse, können die nichtlinearen Wirkungen in dem Gewebematerial bei der Photodisruption dazu führen, dass der Laserstrahl 1712 während des diagnostischen Modus auf eine andere Position als die Strahlposition fokussiert wird. Daher ist die während des diagnostischen Modus erzielte Ausrichtung eine grobe Ausrichtung und eine zusätzliche Ausrichtung kann weiter durchgeführt werden, um jeden chirurgischen Laserimpuls während des chirurgischen Modus exakt zu positionieren, wenn die chirurgischen Laserimpulse den tatsächlichen chirurgischen Eingriff durchführen. Bezugnehmend auf 23A, erfasst das Abbildungsgerät 1720 die Abbildungen von dem Zielgewebe 1001 während des chirurgischen Modus und das Lasersteuerungsmodul stellt den Laserstrahl 1712 ein, um die Brennpunktposition 1714 des Laserstrahls 1712 auf der gewünschten Zielgewebe-Position in dem Zielgewebe 1001 zu platzieren. Dieser Prozess wird für jede Zielgewebe-Position durchgeführt.
24 zeigt eine Ausführungsform der Laserausrichtung, bei der der Laserstrahl zuerst ungefähr auf das Zielgewebe zielt und dann die Abbildung des Nebenproduktes der Photodisruption erfasst und verwendet wird, um den Laserstrahl auszurichten. Die Abbildung des Zielgewebes des Körperteils als das Zielgewebe und die Abbildung eines Bezugs auf dem Körperteil werden überwacht, um den gepulsten Laserstrahl auf das Zielgewebe zu richten. Die Abbildungen des Nebenproduktes der Photodisruption und des Zielgewebes werden verwendet, um den gepulsten Laserstrahl einzustellen, sodass der Ort des Nebenproduktes der Photodisruption und das Zielgewebe überlappen.
25 zeigt eine Ausführungsform des Verfahrens zur Laserausrichtung basierend auf dem Abbilden eines Nebenproduktes der Photodisruption in dem Zielgewebe bei einem chirurgischen Lasereingriff. Bei diesem Verfahren wird ein gepulster Laserstrahl auf einen Zielgewebe-Ort innerhalb des Zielgewebes gerichtet, um eine Abfolge anfänglicher Ausrichtungs-Laserimpulse an den Zielgewebe-Ort abzugeben. Die Abbildungen des Zielgewebe-Ortes und eines durch die anfänglichen Ausrichtungs-Laserimpulse hervorgerufenen Nebenproduktes der Photodisruption werden überwacht, um einen Ort des Nebenproduktes der Photodisruption bezüglich des Zielgewebe-Ortes zu erhalten. Der Ort des Nebenproduktes der Photodisruption, das durch chirurgische Laserimpulse bei einem chirurgischen Impulsenergieniveau, die sich von den anfänglichen Ausrichtungs-Laserimpulsen unterscheiden, hervorgerufen wurde, wird bestimmt, wenn der gepulste Laserstrahl der chirurgischen Laserimpulse auf dem Zielgewebe-Ort platziert wird. Der gepulste Laserstrahl wird gesteuert, um chirurgische Laserimpulse bei dem chirurgischen Impulsenergieniveau zu tragen. Die Position des gepulsten Laserstrahls wird bei dem chirurgischen Impulsenergieniveau eingestellt, um den Ort des Nebenproduktes der Photodisruption an dem bestimmten Ort zu platzieren. Während Abbildungen des Zielgewebes und des Nebenproduktes der Photodisruption überwacht werden, wird die Position des gepulsten Laserstrahls bei dem chirurgischen Impulsenergieniveau eingestellt, um den Ort eines Nebenproduktes der Photodisruption an einem entsprechenden bestimmten Ort zu platzieren, wenn der gepulste Laserstrahl auf einen neuen Zielgewebe-Ort innerhalb des Zielgewebes bewegt wird.
26 zeigt ein beispielhaftes chirurgisches Lasersystem, das auf der Laserausrichtung unter Verwendung der Abbildung des Nebenproduktes der Photodisruption basiert. Ein Optikmodul 2010 wird bereitgestellt, um den Laserstrahl auf das Zielgewebe 1700 zu fokussieren und zu richten. Das Optikmodul 2010 kann eine oder mehr Linsen beinhalten und kann weiter einen oder mehr Reflektoren beinhalten. Ein Steuerungs-Aktuator ist in dem Optikmodul 2010 eingeschlossen, um das Fokussieren und die Strahlrichtung in Antwort auf ein Strahl-Steuerungssignal einzustellen. Ein System-Steuerungsmodul 2020 wird bereitgestellt, um sowohl den gepulsten Laser 1010 über ein Laser-Steuerungssignal als auch das Optikmodul 2010 über das Strahl-Steuerungssignal zu steuern. Das System-Steuerungsmodul 2020 verarbeitet Abbildungsdaten von dem Abbildungsgerät 2030, die die Positions-Versatzinformationen für das Nebenprodukt 1702 der Photodisruption von der Zielgewebe-Position in dem Zielgewebe 1700 beinhaltet. Basierend auf den von der Abbildung erhaltenen Informationen, wird das Strahl-Steuerungssignal erzeugt, um das Optikmodul 2010 zu steuern, das den Laserstrahl einstellt. Eine digitale Verarbeitungseinheit ist in dem System-Steuerungsmodul 2020 enthalten, um verschiedene Datenverarbeitungen zur Laserausrichtung durchzuführen.
Das Abbildungsgerät 2030 kann in verschiedenen Formen ausgeführt sein, einschließlich einem optischen Kohärenztomographie-(OCT)-Gerät. Zusätzlich kann ebenfalls ein Ultraschall-Abbildungsgerät verwendet werden. Die Position des Laserbrennpunktes wird derart bewegt, dass er grob an dem Ziel bei der Auflösung des Abbildungsgerätes angeordnet ist. Der Fehler bei der Referenzierung des Laserbrennpunktes auf das Ziel und mögliche nichtlineare optische Wirkungen, wie beispielsweise Selbstfokussierung, die es schwer machen, den Ort des Laserbrennpunktes und anschließende Photodisruptions-Ereignisse genau vorherzusagen. Verschiedene Kalibrierungsverfahren, einschließlich der Verwendung eines Modellsystems oder -softwareprogramms, um ein Fokussieren des Lasers innerhalb eines Materials vorherzusagen, können verwendet werden, um ein grobes Zielen des Lasers innerhalb des abgebildeten Gewebes zu erhalten. Das Abbilden des Ziels kann sowohl vor als auch nach der Photodisruption durchgeführt werden. Die Position der Nebenprodukte der Photodisruption bezüglich des Ziels wird verwendet, um den Brennpunkt des Lasers zu verlagern, um den Laserbrennpunkt und den Photodisruptionsprozess an dem oder bezüglich des Ziels besser anzuordnen. Somit wird das tatsächliche Photodisruptions-Ereignis verwendet, um ein exaktes Zielen zur Platzierung nachfolgender chirurgischer Impulse bereitzustellen.
Eine Photodisruption zum Zielen während des diagnostischen Modus kann bei einem Energieniveau durchgeführt werden, das geringer, höher oder genauso wie dasjenige ist, das für das spätere chirurgische Verfahren im chirurgischen Modus des Systems erforderlich ist. Eine Kalibrierung kann verwendet werden, um die Lokalisierung des photodisruptiven Ereignisses, das im diagnostischen Modus bei einer anderen Energie durchgeführt wird, mit der vorhergesagten Lokalisierung bei der chirurgischen Energie in Beziehung zu setzen, da das optische Impulsenergieniveau den genauen Ort des photodisruptiven Ereignisses beeinflussen kann. Sobald diese anfängliche Lokalisierung und Ausrichtung durchgeführt ist, kann ein Volumen oder Muster von Laserimpulsen (oder ein einzelner Impuls) bezüglich dieser Positionierung abgegeben werden. Zusätzliche Probe-Abbildungen können im Verlauf des Abgebens der zusätzlichen Laserimpulse gemacht werden, um eine richtige Lokalisierung des Lasers sicherzustellen (die Probe-Abbildungen können mit Verwendung von Impulsen geringerer, höherer oder der gleichen Energie erhalten werden). Bei einer Ausführungsform wird ein Ultraschallgerät verwendet, um die Kavitationsblase oder Schockwelle oder ein anderes Nebenprodukt der Photodisruption nachzuweisen. Die Lokalisierung davon kann dann mit einem Abbilden des Ziels, das über Ultraschall oder auf eine andere Art und Weise erhalten wurde, in Beziehung gesetzt werden. Bei einer weiteren Ausführungsform ist das Abbildungsgerät einfach ein Biomikroskop oder eine andere optische Sichtbarmachung des Photodisruptions-Ereignisses durch den Bediener, wie beispielsweise optische Kohärenztomographie. Mit der anfänglichen Beobachtung wird der Laserbrennpunkt zu der gewünschten Zielposition bewegt und danach wird ein Muster oder Volumen von Impulsen bezüglich dieser anfänglichen Position abgegeben.
Als spezielles Beispiel kann ein Lasersystem zur exakten Tiefen-Photodisruption Mittel beinhalten, um Laserimpulse zu erzeugen, die in der Lage sind, eine Photodisruption bei Frequenzen von 100–1000 Millionen Impulsen pro Sekunde zu erzeugen, Mittel, um Laserimpulse unter Verwendung einer Abbildung des Ziels und einer Kalibrierung des Laserbrennpunktes auf diese Abbildung ohne eine chirurgische Wirkung zu erzeugen, grob auf ein Ziel unterhalb einer Oberfläche zu fokussieren, Mittel, um unterhalb einer Oberfläche nachzuweisen oder sichtbar zu machen, um eine Abbildung oder Sichtbarmachung eines Ziels bereitzustellen, wobei der benachbarte Platz oder das Material um das Ziel und die Nebenprodukte von zumindest einem photodisruptiven Ereignis grob in der Nähe des Ziels angeordnet sind, Mittel, um die Position der Nebenprodukte einer Photodisruption zumindest einmal mit denjenigen des Ziels unter der Oberfläche in Beziehung zu setzen und den Brennpunkt des Laserimpulses zu bewegen, um die Nebenprodukte einer Photodisruption an dem Ziel unter der Oberfläche oder an einer entsprechenden Position bezüglich des Ziels zu positionieren, Mittel, um einen anschließenden Zug von zumindest einem zusätzlichen Laserimpuls in Muster bezüglich der Position abzugeben, die durch die vorstehende genaue Zuordnung der Nebenprodukte einer Photodisruption mit denjenigen des Ziels unter der Oberfläche angegeben ist, und Mittel, um die photodisruptiven Ereignisse während der Platzierung des anschließenden Zuges von Impulsen weiter zu überwachen, um die Position der anschließenden Laserimpulse bezüglich des gleichen oder verbesserten abzubildenden Ziels feineinzustellen.
Die vorstehenden Techniken und Systeme können verwendet werden, um Laserimpulse hoher Frequenz auf Ziele unter der Oberfläche mit einer Genauigkeit abzugeben, die für eine durchgängige Impulsplatzierung erforderlich sind, wie bei Schnitt- oder Volumendisruptions-Anwendungen notwendig. Dies kann mit oder ohne die Verwendung einer Bezugsquelle auf der Oberfläche des Ziels erreicht werden und kann eine Bewegung des Ziels im Anschluss an eine Applanation oder während einer Platzierung von Laserimpulsen berücksichtigen.
Obwohl diese Beschreibung verschiedene Ausführungsformen beschrieben hat, sollten diese nicht als Einschränkungen des Umfangs einer Erfindung oder dessen, was beansprucht wird, sondern eher als Beschreibungen von Merkmalen, die den bestimmten erfindungsgemäßen Ausführungsformen spezifisch sind, gedeutet werden. Bestimmte Merkmale, die in dieser Beschreibung im Zusammenhang mit getrennten Ausführungsformen beschrieben sind, können ebenfalls in Kombination mit einer einzelnen Ausführungsform ausgeführt sein. Umgekehrt können verschiedene Merkmale, die im Zusammenhang mit einer einzelnen Ausführungsform beschrieben sind, ebenfalls bei mehreren Ausführungsformen getrennt oder in jeder geeigneten Unterkombination ausgeführt sein. Außerdem können, obwohl Merkmale vorstehend als in bestimmten Kombinationen wirkend beschrieben und sogar zunächst als solche beansprucht sein können, ein oder mehr Merkmale von einer beanspruchten Kombination in einigen Fällen von der Kombination entnommen werden und die beanspruchte Kombination kann auf eine Unterkombination oder eine Variation einer Unterkombination ausgerichtet werden.
Eine Anzahl von Ausführungsformen von chirurgischen Lasertechniken, -gerät und -systemen wird offenbart. Es können jedoch Variationen und Verbesserungen der beschriebenen Ausführungsformen und weitere Ausführungsformen basierend auf dem, was beschrieben und veranschaulicht ist, gemacht werden.
Zusammenfassung
Techniken, Vorrichtungen und Systeme zur Bereitstellung photodisruptiver Behandlung der kristallinen Linse eines Auges werden beschrieben. Zum Beispiel ein Verfahren zur Behandlung einer Linsenregion eines Auges mit einem Laser, die beinhaltet Identifizieren einer Grenze der harten Linsenregion, Auswählen eines Laser-Parameters, um eine photodisruptive Prozedur in der harten Linsenregion zu ermöglichen und, um ein Ausbreiten von Blasen in der harten Linsenregion zu steuern, Modifizieren einer mechanischen Eigenschaft eines hinteren Teils der harten Linsenregion in einer Nähe der identifizierten Grenze durch die photodisruptive Prozedur, und Modifizieren einer mechanischen Eigenschaft eines Teils vor dem modifizierten hinteren Teil der harten Linsenregion durch die photodisruptive Prozedur.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Claims

Verfahren zur Behandlung einer Linsenregion von einem Auge mit einem Laser, umfassend: Identifizieren einer Grenze der harten Linsenregion; Auswählen eines Laser-Parameters, um eine photodisruptive Prozedur in der harten Linsenregion zu ermöglichen und um eine Ausbreitung von Blasen in der harten Linsenregion zu steuern; Modifizieren einer mechanischen Eigenschaft eines hinteren Teils der harten Linsenregion in einer Nähe der identifizierten Grenze durch die photodisruptive Prozedur; und Modifizieren einer mechanischen Eigenschaft eines Teils vor dem modifizierten hinteren Teil der harten Linsenregion durch die photodisruptive Prozedur.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Identifizieren der Grenze der harten Linsenregion umfasst: Erzeugen beabstandeter Sonden-Blasen innerhalb der Linse; Beobachten einer Eigenschaft der erzeugten Sonden-Blasen; und Identifizieren eines Teils der Grenze in Verbindung mit der beobachteten Eigenschaft der Sonden-Blasen.
Verfahren nach Anspruch 2, wobei: das Beobachten einer Eigenschaft der erzeugten Blasen umfasst: Identifizieren einer oder mehrerer Sonden-Blasen, die eine erste Wachstumsrate zeigen; und Identifizieren einer oder mehrerer Sonden-Blasen, die eine zweite Wachstumsrate zeigen, die sich von der ersten Wachstumsrate unterscheidet; und das Identifizieren des Teils der Grenze umfasst: Identifizieren einer Grenze zwischen den Sonden-Blasen, die die erste Wachstumsrate zeigen, und den Sonden-Blasen, die die zweite Wachstumsrate zeigen.
Verfahren nach Anspruch 2, wobei: das Beobachten einer Eigenschaft der erzeugten Blasen umfasst: Anwenden von Ultraschall auf die Linse; Identifizieren einer oder mehrerer Sonden-Blasen, die eine erste Reaktion auf den Ultraschall zeigen; und Identifizieren einer oder mehrerer Sonden-Blasen, die eine zweite Reaktion zeigen, die sich von der ersten Reaktion unterscheidet; und das Identifizieren des Teils der Grenze umfasst: Identifizieren einer Grenze zwischen den Sonden-Blasen, die die erste Reaktion zeigen, und den Sonden-Blasen, die die zweite Reaktion zeigen.
Verfahren nach Anspruch 2, wobei das Identifizieren der Grenze mindestens eines der Folgenden umfasst: Beobachten der Sonden-Blasen mit einem optischen Abbildungsverfahren; und Beobachten der Sonden-Blasen mit einer optischen Kohärenztomographie.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Identifizieren der Grenze umfasst: die Verwendung von mindestens einer von einer präoperativen und einer intraoperativen Identifizierung der Grenze.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Identifizieren der Grenze umfasst: Identifizieren der Grenze der harten Linsenregion in einer Gruppe von Augen; Korrelieren der Grenze von der harten Linsenregion der Augen mit einer messbaren Charakteristik der Augen; und Ermitteln einer Grenzen-Datenbank, die die Korrelation zwischen der Grenze der harten Linsenregion und der anderen messbaren Charakteristik aufzeichnet.
Verfahren nach Anspruch 7, wobei das Identifizieren der Grenze umfasst: Bestimmen der messbaren Charakteristik von einem Auge eines Patienten; und Identifizieren der Grenze durch Benutzen der Grenzen-Datenbank.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Identifizieren der Grenze umfasst mindestens eines von: Durchführen einer Berechnung basierend auf einer messbaren Charakteristik eines Auges eines Patienten; und Durchführen einer altersbasierten Bestimmung der Grenze.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Auswählen des Laser-Parameters umfasst: Auswählen eines Laser-Parameters zwischen einer Disruptionsschwelle und einer Ausbreitungsschwelle.
Verfahren nach Anspruch 10, wobei das Auswählen des Laser-Parameters umfasst: Auswählen einer Laserpulsenergie im Bereich von 1 MikroJ bis 25 MikroJ; Auswählen einer Dauer von einem Laserpuls im Bereich von 0,01 Pikosekunden bis 50 Pikosekunden; Auswählen einer Frequenz der Anwendung von Laserpulsen im Bereich von 10 kHz bis 100 MHz; und Auswählen einer Trennungsdistanz von Zielregionen von Laserpulsen im Bereich von 1 Mikrometer bis 50 Mikrometer.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Modifizieren der mechanischen Eigenschaft von einem Teil der harten Linsenregion beinhaltet mindestens eines von: Disruptieren, Fragmentieren und Emulgieren eines Gewebes in der harten Linsenregion.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Identifizieren einer Grenze von der harten Linsenregion umfasst: Identifizieren einer harten Linsenregion mit einem äquatorialen Durchmesser im Bereich von 6 bis 8 mm und einem axialen Durchmesser von 2 bis 3,5 mm.
Verfahren nach Anspruch 1, weiter umfassend: Schaffen eines Einschnittes auf einer Kapsel der Linse; Entfernen eines Teils der harten Linsenregion mit der modifizierten mechanischen Eigenschaft von der Linse durch den Einschnitt mit mindestens einem von: Anwendung von Aspiration durch den Einschnitt; und Anwenden von Saugen durch den Einschnitt.
Verfahren zur Fragmentierung einer kristallinen Linse eines Auges mit einem photodisruptiven Laser, umfassend: Auswählen einer zentralen Region der Linse zur Photodisruption; Auswählen einer Lasercharakteristik, um Photodisruption und Steuerung einer Expansion von Gas in der ausgewählten zentralen Region zu erreichen; und Lenken von Laserpulsen mit der ausgewählten Lasercharakteristik auf eine Zielfläche, sich bewegend in einer Richtung von hinten nach vorne in der ausgewählten zentralen Region der Linse.
Verfahren nach Anspruch 15, wobei das Auswählen der ausgewählten zentralen Region basiert auf mindestens einem von: einer präoperativen Messung einer optischen oder strukturellen Eigenschaft der behandelten zentralen Region der Linse; und einer präoperativen Messung der gesamten Linsenabmessungen und der Benutzung eines altersabhängigen Algorithmus.
Verfahren nach Anspruch 15, wobei das Auswählen der Lasercharakteristik umfasst: Auswählen mindestens eines von einer Energie, einer Frequenz, einer Pulsdauer und einer räumlichen Trennung von zwei benachbarten Zielflächen der Laserpulse; basierend auf mindestens einem von: einer präoperativen Messung von optischen Linseneigenschaften, strukturellen Eigenschaften, gesamten Linsenabmessungen und der Benutzung eines altersabhängigen Algorithmus.
Verfahren nach Anspruch 15, wobei das Auswählen der zentralen Region umfasst: Generieren einer Menge von Blasen in der Linse; Beobachten einer optischen oder mechanischen Charakteristik der generierten Blasen; Identifizieren einer Menge von zentralen Blasen mit einer Charakteristik, die eine erste Härte eines umgebenden Gewebes anzeigt, und einer Menge von nicht zentralen Blasen mit einer Charakteristik, die eine zweite Härte von einem umgebenden Gewebe anzeigt, wobei die erste Härte größer als die zweite Härte ist; und Identifizieren der zentralen Region basierend auf einer Stelle der Menge der zentralen Blasen.
Lasersystem zur Fragmentierung der kristallinen Linse eines Auges, umfassend: einen gepulsten Laser, konfiguriert, um einen Laserstrahl von Laserpulsen zu generieren; und einen Lasercontroller, wobei der Lasercontroller: konfiguriert ist, um den Laserstrahl auf eine Sequenz von Zielflächen, ausgerichtet in einer Richtung von hinten nach vorne in einer ausgewählten harten Linsenregion eines Auges zur Photodisruption, zu lenken; und konfiguriert ist, um den gepulsten Laser zu steuern, um einen Laserstrahl mit Laser-Parametern zu generieren, die ausreichen, um: Photodisruption in der ausgewählten harten Linsenregion zu schaffen; und Gasblasen mit einer vorbestimmten Expansionseigenschaft in der harten Linsenregion zu generieren.
Lasersystem nach Anspruch 19, wobei der Laser-Controller konfiguriert ist, um den gepulsten Laser zu steuern, um Laserimpulse zu erzeugen, mit: einer Energie zwischen ungefähr 1 MikroJ und 25 MikroJ; einem Abstand benachbarter Zielbereiche zwischen ungefähr 1 Mikrometer und 50 Mikrometern; einer Dauer zwischen ungefähr 0,01 Pikosekunden und 50 Pikosekunden; und einer Frequenz zwischen 10 kHz und 100 MHz.
Lasersystem nach Anspruch 19, weiter umfassend: ein optisches System, das konfiguriert ist, um eine Eigenschaft von Sonden-Blasen, die in der Linse erzeugt wurden, zu beobachten; und einen Prozessor, der konfiguriert ist, geeignet zu sein, um eine harte Linsenregion innerhalb des Auges unter Verwendung der beobachteten Eigenschaft der Sonden-Blasen zu identifizieren.