DE112009000064T5

DE112009000064T5 - Photodisruptive Laserfragmentierung von Gewebe

Info

Publication number: DE112009000064T5
Application number: DE112009000064T
Authority: DE
Inventors: Ferenc Mission Viejo Raski
Original assignee: LenSx Lasers Inc
Current assignee: Alcon Lensx Inc
Priority date: 2008-01-09
Filing date: 2009-01-09
Publication date: 2010-11-04
Also published as: DK2926780T3; US20160331590A1; US20210322219A1; EP3363415A1; US11654054B2; ES2537205T3; TR201815101T4; JP2011509162A; EP2240108A2; EP3363415B1; US20090177189A1; EP2240108B1; US9427356B2; PT3363415T; ES2757628T3; EP2926780B1; PL3363415T3; DK3363415T3; WO2009089504A2; PT2926780T

Abstract

Ein Verfahren der Fragmentierung biologischen Gewebes mit einem photodisruptiven Laser, bestehend aus folgenden Schritten:
Auswählen eines Zielbereichs im Gewebe zur Fragmentierung
Ausrichten eines Strahls von Laserpulsen auf die ausgewählte Zielregion des Gewebes, sowie
Ausrichten des Laserstrahls zur Erzeugung von Zellenrändern in der ausgewählten Zielregion des Gewebes zur Bildung von Zellen in der ausgewählten Zielregion.

Description

Querverweis auf verwandte Anmeldung
Diese Ausführung beansprucht Nutzen aus sowie Priorität der am 9. Januar 2008 eingereichten vorläufigen Anmeldung „Photodisruptive laser fragmentation of tissue”, Serien-Nr. 61/020.115, die hiermit zur Gänze zum Bestandteil der Offenlegung dieser Anmeldung gemacht wird.
Hintergrund
Diese Anmeldung bezieht sich auf Laserchirurgiemethoden und -systeme für chirurgische Eingriffe an Augen.
Laserlicht kann zur Durchführung chirurgischer Eingriffe an verschiedenen Teilen des Auges zur Korrektur von Sehschwächen und für andere medizinische Behandlungen verwendet werden. Methoden für die Durchführung solcher Verfahren mit höherer Wirksamkeit zeitigen gegebenenfalls positive Auswirkungen.
Kurzbeschreibung
Es wird eine Methode disruptiver Laserchirurgie und des entsprechenden Systems beschrieben. Bei einigen Ausführungen besteht das Verfahren der Fragmentierung biologischen Gewebes mit einem photodisruptiven Laser aus dem Auswählen einer Zielregion im Gewebe für die Fragmentierung, dem Ausrichten eines Strahls von Laserpulsen auf die ausgewählte Zielregion im Gewebe sowie das Formen von Zellen in der Zielregion des Gewebes durch Ausrichtung des Laserstrahls zur Erzeugung von Zellenrändern.
In einigen Ausführungen handelt es sich bei dem Gewebe um Gewebe eines Auges.
In einigen Ausführungen handelt es sich bei dem Gewebe um eine Augenlinse.
In einigen Ausführungen umfasst das Verfahren ferner das Einführen einer Absaugnadel in die Zielregion und das Entfernen fragmentierten Gewebes aus der vom Laserstrahl bereits abgetasteten Zielregion mithilfe der Absaugnadel.
In einigen Ausführungen besteht das Formen der Zellen aus dem Formen von Zellen in einer ausreichend kleinen Größe, dass sie die Absaugnadeln passieren können.
In einigen Ausführungen besteht das Formen der Zellen aus dem Formen von in einem Array angeordneten Zellen.
In einigen Ausführungen ist das Array ein regelmäßiges Array.
In einigen Ausführungen ist das regelmäßige Array entweder ein einfaches kubisches Gitter oder ein flächenzentriertes Gitter, ein raumzentriertes Gitter, ein hexagonales Gitter, ein Bravais-Gitter oder ein Stapel zweidimensionaler Gitter.
In einigen Ausführungen ist das Array im Wesentlichen ein Zufalls-Array.
In einigen Ausführungen umfasst das Formen der Zellen die Fragmentierung des Zielgewebes zu Zellen von Kugeln oder Polyhedern.
In einigen Ausführungen umfasst das Formen der Zellen die Ablenkung des Laserstrahls zur Bildung mehrerer Zellen parallel in einer Schicht.
In einigen Ausführungen umfasst das Formen von Zellen die Ausrichtung des Laserstrahls zur sukzessiven Bildung einzelner Zellen.
In einigen Ausführungen umfasst das Formen von Zellen die Ablenkung des Laserstrahls zur Bildung eines Zell-Arrays, fortschreitend von einer hinteren in eine vordere Richtung, oder die Ablenkung des Laserstrahls zur Bildung eines Zell-Arrays fortschreitend von einer hinteren in eine vordere Richtung.
In einigen Ausführungen umfasst das Ausrichten des Laserstrahls zur Erzeugung von Zellenrändern das Erzeugen von Zellenrändern durch Schaffung von Bläschenschichten in der Zielregion des Gewebes.
In einigen Ausführungen bersteht das Erzeugen von Bläschenschichten aus dem Erzeugen von Bläschenschichten durch Anwendung eines Laserstrahls von im Wesentlichen konstanter Stärke oder von variierender Stärke.
In einigen Ausführungen umfasst das Ausrichten des Strahls eines Laserpulses die Anwendung eines Laserpulses mit mindestens einem der folgenden Laserparameter: einer Pulsdauer zwischen 0,01 Pikosekunden und 50 Pikosekunden, einer Wiederholungsrate zwischen 10 Kilohertz und 100 Megahertz, einer Pulsenergie zwischen 1 Mikrojoule und 25 Mikrojoule, und einer Puls-Zielauflösung zwischen 0,1 Mikrometer und 50 Mikrometer.
In einigen Ausführungen umfasst das Ausrichten des Strahls der Laserpulse die Anwendung der Laserpulse mit einem auf einer präoperativen Messung der strukturellen Eigenschaften der Zielregion des Gewebes oder auf einem altersabhängigen Algorithmus basierenden Laserparameter.
In einigen Ausführungen umfasst das Verfahren auch die Anwendung zusätzlicher Laserpulse an einer oder mehreren Stellen außerhalb der Zielregion des Gewebes zur Herstellung einer Öffnung für eine zusätzliche Prozedur.
In einigen Ausführungen umfasst das Verfahren das Festlegen eines chirurgischen Ziels und das Auswählen von Laserparametern und Verfahrensmerkmalen zur Erreichung des festgelegten chirurgischen Ziels.
In einigen Ausführungen besteht das chirurgische Ziel in der Optimierung eines oder mehrerer der Folgenden: der Geschwindigkeit des Fragmentierungsverfahrens, der Gesamtmenge der während der Fragmentierung in das Auge eingebrachten Energie, und der Gesamtanzahl der erzeugten Bläschen.
In einigen Ausführungen besteht das chirurgische Ziel in einem oder mehreren der Folgenden: der Maximierung der Geschwindigkeit des Fragmentierungsverfahrens, der Minimierung der während der Fragmentierung in das Auge eingebrachten Gesamtenergie, sowie der Minimierung der Gesamtanzahl der erzeugten Bläschen.
In einigen Ausführungen umfasst das Verfahren das Auswählen von Laserparametern und Verfahrensmerkmalen zur Erzielung einer der folgenden Gesamtzeiten für die Fragmentierung: weniger als 2 Minuten, weniger als 1 Minute oder weniger als 30 Sekunden.
In einigen Ausführungen besteht das Verfahren aus dem Auswählen von Laserparametern und Verfahrensmerkmalen zur Erzielung eines der folgenden Verhältnisse zwischen einer Zellengröße und einer Bläschengröße: größer als 10, größer als 100 oder größer als 1000.
In einigen Ausführungen umfasst ein Lasersystem zur Fragmentierung biologischen Gewebes einen gepulsten Laser zur Erzeugung eines aus Pulsen bestehenden Laserstrahls sowie aus einem Lasersteuerungsmodul zur Ausrichtung des Laserstrahls auf eine ausgewählte Zielregion des Gewebes und der Ausrichtung des Laserstrahls für die Erzeugung von Zellenrändern zur Bildung von Zellen in der Zielregion des Gewebes.
In einigen Ausführungen ist das Lasersteuerungsmodul für die Erzeugung von in einem regelmäßigen Array angeordneten Zellen konfiguriert.
In einigen Ausführungen ist das Lasersteuerungsmodul zur Erzeugung von Laserpulsen mit mindestens einem der folgenden Laserparameter ausgeführt: einer Pulsdauer zwischen 0,01 Pikosekunden und 50 Pikosekunden, einer Wiederholungsrate zwischen 10 kHz und 100 MHz, einer Pulsenergie zwischen 1 Mikrojoule und 25 Mikrojoule, sowie einer Puls-Zielauflösung zwischen 0,1 Mikrometer und 50 Mikrometer.
In einigen Ausführungen umfasst eine Methode zur Fragmentierung eines Gewebes in einem Auge mittels eines photodisruptiven Lasers das Auswählen einer Zielregion im Auge für die Fragmentierung und die Bildung eines Arrays von Zellen in der Zielregion durch Ausrichten eines Strahls von Laserpulsen zur Erzeugung von Zellenrändern in der Zielregion mit einer Zellengröße und mit Laserparametern des Laserstrahls dergestalt, dass die Fragmentierung des Gewebes eine chirurgische Eingriffsdauer von weniger als zwei Minuten erfordert, während eine volumetrische Gewebefragmentierung eine chirurgische Eingriffsdauer von über zwei Minuten erfordern würde.
In einigen Ausführungen sind die Laserparameter mindestens einer der folgenden: eine Pulsdauer zwischen 0,01 Pikosekunden und 50 Pikosekunden, eine Wiederholungsrate zwischen 10 kHz und 100 MHz, eine Pulsenergie zwischen 1 Mikrojoule und 25 Mikrojoule, sowie eine Puls-Zielauflösung zwischen 0,1 Mikrometer und 50 Mikrometer, wobei die Zellengröße zwischen 1 Mikrometer und 50 Mikrometer liegt.
Kurzbeschreibung der Zeichnungen
1a–c zeigen eine volumetrische Augendisruptionsprozedur
2 zeigt einen Absaugschritt.
3 zeigt ein System zur Augenchirurgie.
4a–b zeigen ein regelmäßiges Zell-Array.
5a–d zeigen eine schichtweise Formation eines Zell-Arrays.
6a–b zeigen eine Formation eines Zell-Arrays auf Einzelzellenbasis.
7a–c zeigen kugelförmige und vielflächige Zellstrukturen.
Detaillierte Beschreibung
Diese Anmeldung beschreibt Beispiele und Ausführungen von Verfahren und Systemen für die Laserchirurgie an der Augenlinse über durch Laserpulse ausgelöste Photodisruption. Bei verschiedenen chirurgischen Prozeduren zur Entfernung der Augenlinse kommen unterschiedliche Methoden zur Zerkleinerung der Linse in kleine Fragmente zum Einsatz, die durch kleine Einschnitte aus dem Auge entfernt werden können. Bei diesen Prozeduren können manuelle mechanische Instrumente, Ultraschall, erwärmte Flüssigkeiten oder Laser verwendet werden; sie neigen zu erheblichen Nachteilen wie der Notwendigkeit, zur Fragmentierung mit Sonden in das Auge eindringen zu müssen, und der diesen Methoden zur Fragmentierung der Linse eigenen eingeschränkten Präzision. Die photodisruptive Lesertechnologie kann Laserpulse zur optischen Fragmentierung der Linse ohne Einbringung einer Sonde in die Linse leiten und bietet damit das Potenzial zur Entfernung der Linse mit besserer Kontrolle und Wirksamkeit. Die Laser-induzierte Photodisruption findet in der Laser-Augenchirurgie verbreitet Anwendung. Insbesondere wurden häufig Nd:YAG-Laser als Laser-Quellen benutzt, vor allem bei Fragmentierung der Linse durch Laser-induzierte Photodisruption.
Beim Laser-induzierten Vorgang der Fragmentierung der Linse wirken Laserpulse auf das Gewebe der Linse dergestalt ein, dass sie Gas in Form von Kavitationsbläschen bilden und die Transparenz des Linsengewebes senken. Da die Laserpulse nacheinander auf die Linse gerichtet werden, können die von den anfänglichen Laserpulsen verursachten Kavitationsbläschen und die auf diese Weise verursachte verminderte Transparenz des Linsengewebes den optischen Pfad der nachfolgenden Laserpulse verschleiern und daher die Zuführung auf zusätzliche Zielpositionen in der Linse gerichteter nachfolgender Laserpulse durch Blockieren, Schwächen oder Zerstreuen der nachfolgenden Laserpulse stören. Dieser Effekt kann das tatsächliche optische Stärkeniveau der nachfolgenden Laserpulse vermindern und sich daher auf die Fragmentierung an den tieferen Stellen der Linse nachteilig auswirken. Einige bekannte Laser-induzierte Verfahren zur Fragmentierung der Linse bieten für dieses technische Problem keine wirksame Lösung an.
Auf der Basis der Auswirkungen ausgeprägter regionaler Eigenschaften der Linse und der Laserpuls-Parameter für die Verbreitung von durch die Photodisruption erzeugten Gases können die in dieser Anmeldung beschriebenen Verfahren, Vorrichtungen und Systeme wirksam für die Fragmentierung der Augenlinse zur Entfernung eines Teils oder der Gesamtheit der Linse durch Anwendung photodisruptiver Laserpulse mit geringeren durch Laser-induzierte Bläschen im Auge während des Photodisruptionsvorgangs verursachten Störungen eingesetzt werden. Die vorliegenden Verfahren und Vorrichtungen erlauben die Fragmentierung der gesamten Augenlinse oder von maßgeblichen Teilen derselben mithilfe eines photodisruptiven Lasers mit geringerer Störung durch während der Photodisruption erzeugtes Gas. Neben der geringeren Erzeugung von Gas ermöglicht die Methode die Anwendung erheblich geringerer Laser-Gesamtenergie zur Behandlung des Auges und reduziert mögliche unerwünschte Wirkungen, beispielsweise die durch Laser erzeugte Wärme, sowie die für die Prozedur erforderliche Gesamtzeit. Die Entfernung eines Teils oder der Gesamtheit der Augenlinse kann über eine Absaugung erfolgen, wobei für andere Ausführungsarten zur Fragmentierung oder Veränderung der Linse eine geringere oder überhaupt keine Notwendigkeit besteht.
Die Augenlinse erfüllt im Auge mehrere optische Funktionen, insbesondere die Erhaltung eines transparenten optischen Pfades und die Fähigkeit zur dynamischen Schärfeeinstellung. Die Linse ist ein besonderes Gewebe des menschlichen Körpers, da sie während der Schwangerschaft, nach der Geburt und während des ganzen Lebens kontinuierlich an Größe zunimmt. Da von dem in der Äquatorialperipherie der Linse angeordneten Keimzentrum neue Linsenfaserzellen hinzugefügt werden, befinden sich die ältesten Linsenfasern im Zentrum der Linse. Dieser als Linsenkern bezeichneter Bereich wurde weiter in embryonale, fötale und adulte Zonen des Linsenkerns unterteilt. Da der Durchmesser der Linse zunimmt, tritt auch gelegentlich eine Verfestigung ein, sodass die Eigenschaften des Kerns zu denen der Rinde unterschiedlich sind (Freel et al., BMC Ophthalmology 2003, 3:1). Da darüber hinaus die Faserzellen der Linse in progressivem Umfang zytoplastische Elemente verlieren und die innere Zone der Linse weder mit Blut noch durch Lymphbahnen versorgt wird, wird die Erhaltung der optischen Klarheit und der anderen der Funktion der Linse dienenden Eigenschaften (beispielsweise der Flexibilität der Linse) zunehmend schwieriger. Von besonderem Stellenwert ist der zentrale Kern der Linse, der den innen liegenden Raum von etwa 6–8 mm im Äquatorialdurchmesser und etwa 2–3,5 mm im Axialdurchmesser einnimmt. Diese Region besitzt nachweislich eine geringere Permeabilität zu und von der stoffwechselaktiven Rinde und zum/vom äußeren Kern (Sweeney et al., Exp Eye res, 1998: 67, 587–95). Diese Beobachtung findet ihre Bestätigung im zunehmenden Verlust an Lichtdurchlässigkeit, der bei Patienten mit den häufigsten Kataraktarten in der gleichen Region festgestellt wird, wie auch in der mit dem Alter ansteigenden, vom peripheren zum zentralen Teil der Linse abnehmenden Starrheit der Linse (Heys et al., Molecular Vision, 2004: 10:956–63). Ein Ergebnis dieser Veränderungen ist die Entstehung von Presbyopie (Altersweitsichtigkeit) und von Katarakten (Linsentrübungen), die an Häufigkeit und Intensität mit steigendem Alter zunehmen.
Die obige Identifizierung eines zentralen Bereichs mit unterschiedlichen Transport-, optischen und biomechanischen Eigenschaften hat wesentliche Auswirkungen für die mithilfe der Photodisruption angewandten Fragmentierungsmethoden, da eine maßgebliche Beschränkung der verschiedenen Linsenfragmentierungsmethoden auf Laserbasis in der unkontrollierten Verbreitung etwaiger bei der Photodisruption auftretender Gasbläschen besteht, durch die die Wirksamkeit nachfolgender Laserpulse bei der Interaktion mit der Linse beeinträchtigt werden kann. Die Schichtstruktur des Linsenkörpers an verschiedenen Stellen weist eine unterschiedliche Beständigkeit gegen die Ausbreitung von Kavitationsgasbläschen auf. Daneben können die weicheren peripheren Schichten so weich sein, dass für ihre Absaugung oder Entfernung keine Photodisruption bzw. wesentliche Fragmentierung erforderlich ist. Diese weicheren und weniger resistenten peripheren Schichten lassen jedoch unter Umständen zu, dass sich das durch die Photodisruption erzeugte Gas verbreitet und die nachfolgenden, auf die Fragmentierung des harten zentralen Kerns ausgerichteten Laserpulse blockiert werden. Die genaue Bestimmung der Regionen einer Linse mit höherer oder geringerer Resistenz gegen die Verbreitung von Kavitationsgasbläschen hängt von den individuellen Merkmalen des einzelnen Patienten, insbesondere von seinem Alter ab. Auch durch die jeweiligen Laserparameter wie durch das auf die Zielregion angewandte Behandlungsmuster lässt sich die Ausbreitung des Gases beeinflussen.
Das Gewebe der Linse kann in einer im Wesentlichen einheitlichen Art und Weise behandelt werden. 1a–c sind Darstellungen eines Beispiels, bei dem ein photodisruptives Lasersystem betrieben wird, das Laserpulse innerhalb eines chirurgischen Bereichs, nämlich der Augenlinse, der zur Absaugung und Entfernung von Linsenmaterial behandelt werden soll, im Wesentlichen gleichförmig anordnet. Eine Methode zur Auffüllung des Rauminhalts mittels Laser besteht in der Ausrichtung der Laserpulse mit einem Scanner zur Bildung einer Schicht von Bläschen und im Auffüllen des gesamten Rauminhalts mit mehreren Schichten, wie in 1c dargestellt.
2 stellt dar, dass nach der Laserbehandlung eine Absaugvorrichtung zur Entfernung des zerkleinerten Linsenmaterials eingesetzt werden kann.
Bei solchen Prozeduren können die Merkmale des Laserpulses, beispielsweise seine Dauer, zwischen 0,01 Pikosekunden (ps) und 50 Pikosekunden schwanken. Die Laserpulsenergie sowie Schichten-, Linien- und Punktauflösung können optimiert werden, um bei der Zerkleinerung des Gewebes die höchste Wirksamkeit zu erreichen und gleichzeitig die Auswirkungen der Ausbreitung von Gas, die Einwirkungsdauer des Lasers und die für die Prozedur erforderliche Zeit zu minimieren.
Ein für die Eigenschaften des Laserpulses bestimmender Faktor besteht in der Notwendigkeit, die Auslösung einer unkontrollierten Ausbreitung von Gas zu vermeiden oder zu minimieren. Da Zustand und Eigenschaften der Linse je nach Patient variieren, können auch die für dieses Ergebnis erforderlichen Schwellwertparameter des Laserpulses schwanken. In einigen Ausführungen kann die Laserenergie pro Puls von 1 Mikrojoule (μJ) bis 25 μJ reichen, die räumliche Pulstrennung zwischen zwei räumlich unmittelbar benachbarten Initialpulsen kann zwischen 0,1 Mikrometer und 50 Mikrometer liegen. Die Dauer des Laserpulses kann zwischen 0,01 Pikosekunden und 50 Pikosekunden schwanken, die Laser-Wiederholungsrate zwischen 10 kHz und 100 MHz.
Die Parameter für die Laserpulse und das Abtastmuster lassen sich durch verschiedene Methoden bestimmen. Beispielsweise können sie auf der präoperativen Messung der optischen oder strukturellen Eigenschaften der Linse basieren. Die Laserenergie und Punktauflösung kann auch auf der Grundlage einer präoperativen Messung der optischen und strukturellen Eigenschaften der Linse und der Anwendung eines altersabhängigen Algorithmus ausgewählt werden. Der gepulste Laser wird so betrieben, dass er eine Folge von Laserpulsen auf eine Zielregion der Linse richtet, um die Zielregion der Linse zu fragmentieren. Die Laserpulse können auch auf eine oder mehrere außerhalb der Zielregion der Linse liegenden Regionen der Linse, beispielsweise auf periphere Orte bzw. auf die Linsenkapsel gerichtet werden, um dort eine Öffnung oder einen Einschnitt in der Linse zu erzeugen. Wenn die gewünschte Fragmentierung oder der gewünschte Einschnitt erreicht ist, können die Laserpulse eingestellt werden; die fragmentierte Zielregion der Linse und andere ausgewählte Teile der Linse werden dann aus dem Linsenkörper durch Absaugung entfernt.
In den folgenden Abschnitten sind die Methoden und Lasersysteme für die Anwendung von Laserpulsen auf Oberflächen und Ränder von Zellen von vorher festgelegter Größe, Form oder räumlicher Aufteilung beschrieben, die von der oben beschriebenen gleichmäßigen volumetrischen Verteilung der Laserpulse innerhalb des behandelten Rauminhalts abweichen. Nach einer solchen Laserbehandlung kann das Linsengewebe anschließend entlang der Oberfläche und der Ränder der Zellen auseinander brechen. Die Größe der Zellen oder Körner lässt sich so festlegen, dass sie für die problemlose Entfernung beispielsweise durch eine Absaugvorrichtung klein genug sind. Eine typische Absaugvorrichtung besteht aus einer an einer Saugpumpe befestigten Nadel. So hat beispielsweise eine Nadel der Eichgröße 23 einen Innendurchmesser von 0,34 mm. Zellen, die kleiner als der Innendurchmesser der Absaugnadel sind, können die Nadel passieren, ohne sie zu verstopfen.
3 stellt ein Laser-Chirurgiesystem für die Durchführung eines derartigen nicht gleichförmigen Laser-Verteilungsvorgangs dar. Ein Optikmodul 310 kann einen Laserstrahl auf eine Ziellinse 301 fokussieren und ausrichten. Das Optikmodul 310 kann aus einer oder mehreren Linsen bestehen und darüber hinaus einen oder mehrere Reflektoren umfassen. Das Optikmodul 310 kann einen Reglerantrieb zur Regelung der Fokussierung und Einstellung der Richtung des Strahls in Reaktion auf ein Strahlregelsignal umfassen. Ein Systemregelmodul 320 kann sowohl einen gepulsten Laser 302 über ein Laserregelsignal wie auch das Optikmodul 310 über das Signal zur Strahlsteuerung regeln. Eine Bildgebungsvorrichtung 330 kann reflektiertes Licht oder Streulicht oder aber reflektierten Schall oder Streuschall von der Ziellinse 301 zur Erfassung von Bilddaten über die Ziellinse 301 auffangen. Die erfassten Bilddaten können dann vom Laser-Systemregelmodul 320 zur Bestimmung der Platzierung der angewendeten Laserpulse verarbeitet werden. Zur Gewährleistung, dass der Laserstrahl ordnungsgemäß auf die einzelnen Zielpositionen ausgerichtet ist, kann dieser Regelungsvorgang in einem dynamischen Ausrichtungsvorgang während der chirurgischen Prozedur erfolgen. Die Bildgebungsvorrichtung 330 kann in verschiedenen Formen, beispielsweise in einem Gerät zur Optischen Kohärenztomografie (OCT), ausgeführt sein. In anderen Ausführungen kann auch eine Ultraschall-Bildgebungsvorrichtung verwendet werden.
Das Systemregelmodul 320 kann die Daten aus der Bildgebungsvorrichtung 330 verarbeiten, zu denen Angaben über den Positionsversatz bei den Produkten der Photodisruption in der Zielregion zählen. Auf der Grundlage der aus den Bilddaten gewonnenen Versatzdaten kann das Trägersignal für den Strahl zur Steuerung des Optikmoduls 310 generiert werden, das als Reaktion auf diese den Laserstrahl einstellen kann. Das Systemregelmodul 320 kann ein digitales Verarbeitungsgerät zur Ausführung verschiedener Datenverarbeitungsfunktionen für die Ausrichtung des Lasers und für die Laserchirurgie umfassen. Das digitale Verarbeitungsgerät kann programmiert werden, dass es die Laserparameter der anfänglichen Laserpulse und der zusätzlichen Laserpulse, die Abtastrichtung des Laserstrahls von der hinteren zur vorderen Richtung für die anfänglichen Laserpulse sowie die Laserbewegung der zusätzlichen Laserpulse regelt.
In einer Ausführung kann der gepulste Laser 302 ein gepulster Laser mit einer hohen Wiederholungsrate von mehreren tausend Schuss oder mehr pro Sekunde mit einer relativ niedrigen Energie pro Puls sein. Ein solcher Laser kann so betrieben werden, dass er zur Lokalisierung des durch die Laser-induzierte Photodisruption verursachten Gewebeeffekts relativ wenig Energie pro Puls aufwendet. Eine Form dieses Gewebeeffekts besteht in der Bildung von Kavitationsbläschen. In einigen Ausführungen kann der betroffene Gewebebereich eine Ausdehnung in der Größenordnung von Mikrometer oder Zehntel Mikrometer haben. Dieser lokale Gewebeeffekt kann die Präzision der Laserchirurgie verbessern und bei bestimmten ophthalmologischen Operationsverfahren erwünscht sein. In einem Beispiel eines solchen operativen Eingriffs kann die Platzierung vieler hunderttausend oder Millionen angrenzender oder beinahe angrenzender, lediglich durch Mikrometer oder Zehntel Mikrometer getrennter Pulse zur Erlangung eines bestimmten chirurgischen Effekts bei der Platzierung angewendet werden. Solche Prozeduren unter Einsatz von gepulsten Lasern mit einer hohen Wiederholungsrate erfordern gegebenenfalls bei der Positionierung jedes einzelnen Pulses in der Zielregion während des Eingriffs eine hohe Präzision, sowohl was ihre absolute Position im Verhältnis zu einem Zielort und ihre relative Position im Verhältnis zum vorhergehenden Puls betrifft. So müssen beispielsweise in einigen Fällen nachfolgende Laserpulse nebeneinander mit einer Genauigkeit von wenigen Mikrometer auftreffen, wenn sich die Zeit zwischen den Pulsen (die Wiederholungsrate) in der Größenordnung von Mikrosekunden bewegt.
4a–b zeigen die Ausführung eines ophthalmologischen chirurgischen Verfahrens, in dessen Verlauf Laserpunkte (oder Bläschen) erzeugt werden, die Körnchen bilden, wobei die Körnchen selber ein Array von Körnchen bilden. Wie in 4b dargestellt, können die Laserpunkte so generiert werden, dass sie ein regelmäßiges räumliches Muster von Körnchen bilden. Körnchen mit regelmäßigen Abständen nutzen Laserpulse gut, da sie zum Aufbrechen einer Zielregion nur eine beschränkte Menge an Laserenergie benötigen. Trotzdem können die Körnchen in anderen Ausführungen ein unregelmäßiges oder sogar zufallsgeneriertes Array bilden.
Die Zellen können nebeneinander gepackt werden. Durch die Schaffung der Seitenwand einer Zelle kann gleichzeitig auch die Seite der benachbarten Zelle geschaffen werden, wodurch der Vorgang effizient wird. Der Aufbau der einzelnen Zellen und die Zellmuster können auf der Grundlage der physikalischen Eigenschaften des zu behandelnden Gewebes ausgewählt werden. Die Hauptmasse der Linse besteht aus konzentrischen Schichten gestreckter Faserzellen. Die Teilung von parallel und senkrecht auf die Schichten und einzelnen Fasern stehendem Gewebe ist unterschiedlich. In einigen Ausführungen kann daher zur Bildung von senkrecht auf Schichten und Fasern stehenden Zellenrändern eine höhere Punktdichte und/oder Laserpulsenergie verwendet werden.
Während der Bildung eines bestimmten räumlichen Musters können in verschiedenen Ausführungen des vorliegenden chirurgischen Verfahrens unterschiedliche Abtastpfade benutzt werden. Ein regelmäßiges Muster kann in seiner Gesamtheit auf einmal oder Körnchen auf Körnchen aufgebaut werden. Welche Methode benutzt werden soll, hängt unter Umständen vom spezifischen Laserabtaster ab; auch lassen sich höhere Präzision und kürzere Prozedurzeiten nur durch Optimierung erzielen.
In einer bestimmten Ausführung können die Körnchen oder Zellen die Form eines Würfels aufweisen. Analog zu den Strukturen von Kristallzellen kann dieses Zellmuster als kubisch-primitiver Kristall beschrieben werden. Schichten dieser Würfel lassen sich gleichzeitig formen, gefolgt von einer Wiederholung des Vorgangs in nachfolgenden Schichten.
5a–d stellen dar, dass in einigen Ausführungen zunächst eine Schicht von Bläschen generiert werden kann, wobei die Laserpulse die unterste Schicht des kubisch-primitiven Kristalls formen, wie in 5a dargestellt. In einigen Ausführungen kann diese unterste Schicht im Wesentlichen quer zu einer optischen Achse der Linse im Auge oder senkrecht auf diese verlaufen. Bekanntlich kann eine optische Achse auf mehrere unterschiedliche Arten definiert werden, wobei die Ergebnisse dann etwas unterschiedlich sind. Nachfolgend wird der Begriff „optische Achse” zur Bezeichnung einer Achse verwendet, die durch eine dieser Prozeduren definiert ist, oder sogar zur Bezeichnung einer Kompromissachse, die als eine zwischen die unterschiedlich definierten Achsen fallende Richtung definiert wird.
5b stellt dar, dass anschließend an die Bildung der Bodenschicht ein regelmäßiges Array von Zellenwänden generiert werden kann. Diese Wände können im Wesentlichen parallel zu einer mit einer vorher festgelegten Zellenhöhe gebildeten optischen Achse liegen.
5b und 5c zeigen, dass der Scanner zunächst in einer Richtung (5b) und anschließend in einer dazu rechtwinkeligen Richtung (5c) rastern oder abtasten kann.
5d zeigt, dass eine Schicht aus Zellen abgeschlossen werden kann, indem eine Bläschenschicht als Oberseite der Zellen platziert wird. Diese „oberste” Bläschenschicht kann dann die untere Bläschenschicht für die nächste Zellschicht bilden. Durch Wiederholung der Schritte 5a–d kann der Rauminhalt des Ziels mit einem regelmäßigen Array von Körnern/Zellen aufgefüllt werden.
In einigen Ausführungen kann eine glatte Randschicht zur Gänze oder zum Teil um das regelmäßige Array von Zellen in der chirurgischen Zielregion gebildet werden. Diese Randschicht kann eine glatte Oberfläche ohne die Zerklüftung der Kanten des Zell-Arrays aufweisen.
In anderen Ausführungen können Array bzw. Struktur der kristallinen Zellen anderweitig ausgerichtet sein, wobei die unterste Schicht mit der optischen Achse des Auges einen Winkel bildet. In weiteren Ausführungen können die Schichten selber etwas gebogen sein, um der natürlichen Biegung des Zielbereichs der Linse selber oder der natürlichen Biegung der Brennebene Rechnung zu tragen. Diese Strukturen sind unter Umständen nicht ganz regelmäßig. Sie können Deformationen oder Gitterdefekte enthalten. Diese Defekte können absichtlich gebildet werden oder während der Schaffung des Zell-Arrays entstehen.
6a–b stellen eine Ausführungsalternative dar, in der vollständige Zellen einer Schicht individuell eine nach der anderen durch Steuerung des Abtasters gebildet werden können, der zunächst alle Wände einer einzelnen Zelle bildet und die Bildung der nächsten Zelle erst beginnt, wenn die vorhergehende Zelle abgeschlossen ist.
6a zeigt, dass zum Aufbau einer Schicht von Zellen zunächst eine Reihe von Zellen gebildet werden kann.
6b stellt dar, dass nachfolgende Schichten auf bereits gebildete Schichten aufgebaut werden können, um den Rauminhalt eines chirurgischen Ziels zu füllen.
Die Ausführungen, welche die einzelnen Zellen bilden, weisen gegebenenfalls folgende Merkmale auf.
Zunächst zeigen 7a–c, dass die Form der Zellen zu den einfachsten Formen wie Würfel unterschiedlich sein kann. So kann beispielsweise das Zell-Array eine sechseckige Basis besitzen und ein einfach-hexagonales Gitter bilden. Oder ein Ziel-Rauminhalt kann in Zellen verschiedener Arten wie Kugeln (7a), getrennt durch kleine Leerraumbereiche, aufgeteilt sein. Zellen in Kugelform können das Auftreten von Verstopfungen in der Absaugnadel minimieren. Das von kugelförmigen Zellen geformte Gitter kann zur Optimierung des Verhältnisses des Volumens der Kugeln mit dem Volumen der Leerraumbereiche verwendet werden. Diese Gitterarten sind als dicht gepackte Kristallstrukturen bekannt. Kubisch-flächenzentriertes Gitter und hexagonal dichteste Kugelpackung sind zwei solche Strukturen.
In einigen Ausführungen können die Zellen Formen, beispielsweise vielflächige Formen besitzen, die sich der Kugelform annähern. In diesen Ausführungen können vielflächige Zellen dem Kugelgitter analoge dicht gepackte Strukturen bilden.
7b stellt ein Kegelstumpf-Rhombendodekaeder dar; es ist ein Beispiel eines sich der Kugelform annähernden Vielecks.
7c zeigt, dass Kegelstumpf-Rhombendodekaeder zur Bildung einer Schicht dicht gepackt werden und den Ziel-Rauminhalt mit einem Schichtstapel füllen können. Beim Durchgang durch die Absaugnadel können diese Vielecke leichter als Würfel rollen, die Wahrscheinlichkeit der Verstopfung ist daher geringer.
Zweitens kann das Muster des Laser-Abtasters für den schnelleren Abschluss des Gesamtmusters optimiert werden. Die Schaffung einzelner Zellen mit Größen in der Größenordnung von 100 bis 200 Mikrometer erfordert geringe Scanner-Absetzungen und kann mit höheren Abtastgeschwindigkeiten vorgenommen werden. Großskalige Bewegungen des Scanners sind gegebenenfalls langsamer. Der Aufbau des Scanners kann wirksam optimiert werden, um die kürzeste Gesamtprozedurzeit zu erzielen. Die Anwendung einer Kombination aus zwei unterschiedlichen Scanner-Typen, einem schnellen Scanner mit geringer Ablenkung und einem langsamen Scanner mit höherer Ablenkung, kann zur weiteren Optimierung der Leistung des Systems beitragen. Die individuelle Erstellung von Zellen entspricht auch den modularen Software-Designverfahren. Aus den Bausteinen lässt sich ein vollständiges volumetrisches Muster erstellen, Zellen, Reihen und Schichten von Zellen und schließlich das vollständige Muster. Ein analoger Ansatz kann sich auch für die Erstellung von Software-Code für die Scanner-Treiber als wirksam erweisen.
Die oben beschriebenen Muster und andere Muster können durch das Vorgehen von der hinteren zur vorderen Seite der Linse oder von der vorderen zur hinteren Seite erstellt werden. Ersteres kann vorteilhaft sein, um die Blockierung des Laserstrahls durch vorher im Zielgewebe gebildete Bläschen zu vermeiden. Letzteres ist gegebenenfalls vorzuziehen, wenn in der Linse eine Trübung vorhanden ist und das Eindringen des Laserlichts durch die Trübung bereits beeinträchtigt ist. In diesem Fall kann die Fragmentierung des vorderen Teils der Linse erforderlich werden, gefolgt von der Absaugung des behandelten Teils sowie sukzessiver Laserbehandlung und Absaugung der tiefer liegenden Bereiche der Linse, bis der gesamte Rauminhalt fragmentiert ist.
Zu den zusätzlichen Funktionsmerkmalen von Ausführungen, die das Zielgewebe in eine körnige oder zellenartige Form fragmentieren, zählen die nachfolgenden.

1) Reduzierung der Anzahl der im Auge gebildeten Gasbläschen und damit die Reduzierung der induzierten Lichtundurchlässigkeit des Gewebes. Da in einer körnigen/zellenförmigen Prozedur ein ähnlicher Grad an Gewebedisruption mit einer erheblich geringeren Anzahl an Bläschen zu erzielen ist, kann die Wirksamkeit der Laserbehandlung durch diesen Aspekt in erheblichem Maß gesteigert werden.
2) Reduzierung der Anzahl der auf das Gewebe abgegebenen Pulse, wodurch sich die Geschwindigkeit der Prozedur erhöht. Bei Augenoperationen ist Zeit ein äußerst knappes Gut, da bei Patienten gelegentlich nach etwa zwei Minuten zunehmend schwer beherrschbare Augenbewegungen eintreten. Dadurch kann der Abbruch der chirurgischen Prozedur erforderlich werden. Wenn daher ein neues Funktionsmerkmal in einer chirurgischen Prozedur in der Lage ist, die für den Eingriff benötigte Zeit von über zwei Minuten auf unter zwei Minuten zu senken, kann dieses Funktionsmerkmal die Nützlichkeit des chirurgischen Verfahrens qualitativ steigern.
3) Reduzierung der am Gewebe angewandten erforderlichen Gesamtenergie; dies reduziert wiederum potenzielle unerwünschte Nebeneffekte in Verbindung mit der Einwirkung von Laserlicht auf das Auge. In den meisten Prozeduren passiert ein erheblicher Anteil des Laserlichts die Eingriffsregion und setzt seinen Weg zur Netzhaut fort. Da die Retina selbst ein sehr lichtempfindliches Gewebe ist, kann dieses übertragene Laserlicht die Retina in einem unerwünschten oder unannehmbaren Ausmaß schädigen. Eine Reduzierung des übertragenen Laserlichts kann daher ein vorteilhaftes Funktionsmerkmal sein.

Zur quantitativen Beurteilung der unterschiedlichen Ausführungen wird für die Menge an Laserenergie, die zur Behandlung eines bestimmten Rauminhalts erforderlich ist, sowie für die Anzahl der für volumetrische und zellulare Fragmentierungsprozeduren erforderliche Anzahl von Laserpulsen ein Vergleich angestellt.
Tabelle 1
Tabelle 1 stellt einige Vergleichsergebnisse vor, in denen der Aufbruch von Gewebe bei Durchführung eines volumetrischen Verfahrens und bei Bildung eines kubisch-primitiven Zellgitters einander gegenübergestellt werden. Typischerweise verhält sich das Volumen eines einzelnen Gasbläschens zur Energie des das Bläschen erzeugenden Femtosekunden-Laserpulses annähernd proportional. Dieses Verhältnis gilt für Energiemengen, die nicht zu nahe am Schwellenwert für die Erzeugung von Plasma liegen. Darüber hinaus sind die einzelnen Pulse so ausgerichtet, dass die Gasbläschen einander berühren. In der volumetrischen Methode bedeutet dies, dass die Punkt-, Linien- und Schichtauflösungen miteinander in etwa gleich sind, da sie alle vom Durchmesser der Gasbläschen bestimmt werden. In der zellulären Ausführung bedeutet dies, dass die Zellenränder von einander berührenden Kugeln gebildet werden. Es wird darauf hingewiesen, dass in der Praxis sowohl bei der volumetrischen Methode als auch bei der Zell-Array-Methode eine bestimmte Überlappung erforderlich sein kann.
Tabelle 1 führt die Vergleichsergebnisse auf, wobei eine Punktauflösung von 2 Mikrometer bis 20 Mikrometer und eine Zellengröße von 50 Mikrometer bis 300 Mikrometer zum Ansatz kommt. Die Dauer der Prozedur ist durch die Anzahl der für ein gegebenes Gesamtvolumen erforderlichen Pulse und durch die benötigte Gesamtenergie gekennzeichnet.
In einigen Ausführungen der volumetrischen Fragmentierung kann die zur Fragmentierung des Gewebes in der Zielregion von der Größe der Bläschen in etwa unabhängig sein. Diese Energie liegt in der Größenordnung von 1 Joule pro Kubikmillimeter Zielvolumen. Dieses Verhältnis stimmt am genauesten in jenem Energiebereich, in welchem das Volumen eines einzelnen Bläschens zur Energie des Laserpulses proportional ist.
Bei Ausführungen, die ein Zellgitter bilden, hängen die Dauer und die entsprechende Energie sowohl von der Größe der einzelnen Bläschen wie auch von der Größe der Zelle ab. Die Geschwindigkeit steigt mit zunehmenden Zellengrößen und abnehmenden Bläschengrößen. Dies ergibt sich aus der Veränderung des Verhältnisses von Rauminhalt zu Oberfläche der Zellen als Funktion ihrer Größe. Dieser Vergleich basiert auf der Verwendung einer Nadel der Eichgröße 23, die einen Innendurchmesser von 340 Mikrometer aufweist. Der größte Würfel, der in einem Röhrchen in der ungünstigsten Ausrichtung mit seinem Körper diagonal senkrecht zur Länge des Röhrchens eindringen kann, misst etwa 196 Mikrometer. In der tatsächlichen Ausführung können kleinere Korngrößen, beispielsweise 150 Mikrometer, zur Anwendung kommen.
Wie in Tabelle 1 dargestellt, können auf der Formung von Zellgittern basierende Methoden je nach Abwandlung der Größe der Bläschen eine Steigerung der Geschwindigkeit um einen Faktor von 2,9 bis 25,3 aufweisen. Bei einer typischen Bläschengröße von 10 Mikrometer kann sich die Geschwindigkeit und den Faktor von etwa 5,4 steigern. Das Geschwindigkeitsverhältnis steigt mit abnehmender Bläschengröße. Die Verkürzung der Prozedurdauer weist bei einer Bläschengröße von 5 Mikrometer etwa den Faktor 10 auf, bei Bläschengröße 2 Mikrometer den Faktor 25. Dies sind sehr wesentliche Verbesserungen gegenüber der volumetrischen Methode.
Wie oben erwähnt, verhält sich die erforderliche Laser-Gesamtenergie proportional zum Gesamtvolumen des erzeugten Gases, welches sich bei Bläschen einer festen Größe proportional zur Anzahl der Bläschen verhält. Daher verhält sich die Prozedurdauer von Verfahren, bei denen die gleiche durchschnittliche Laserenergie zum Einsatz kommt und Bläschen ähnlicher Größe erzeugt werden, etwa proportional zur Anzahl der erzeugten Bläschen. Daher verhält sich die Geschwindigkeitsverbesserung bei den Zellgittermethoden im Vergleich zu den volumetrischen Methoden proportional zum Verhältnis R der Gesamtzahl von Pulsen, wie in Tabelle 1 nachgewiesen. Ausführungen mit einer anderen Bläschengröße erfordern im Allgemeinen eine andere Einstellung der Durchschnittsleistung des Lasers, der Wiederholungsrate und der Geschwindigkeit des Scanners. Trotzdem gilt für Ausführungen bei allen Bläschengrößen, dass die granuläre/zellulare Fragmentierung im Vergleich zur volumetrischen Fragmentierung bei derselben Bläschengröße die erforderliche Gesamtenergie und die erforderliche Zeit senkt. Daher gilt:
Auch gilt:
Liegt die Zellengröße wesentlich über der Bläschengröße, dann kann sich R etwa proportional zum Verhältnis Volumen/Oberfläche der Zelle verhalten. Da sich das Volumen des erzeugten Gases etwa proportional zu dem Produkt aus der Fläche der Zellenränder und der Bläschengröße verhält, ist R in etwa proportional zum Verhältnis von Zellengröße zu Bläschengröße.
Granuläre Fragmentierung mit Bläschen der kleinsten Größe erzeugt im Zielgewebe die geringste Gasmengen und erfordert die geringste Laser-Gesamtenergie. In einigen Ausführungen kann es für die zu verwendende Mindestbläschengröße in der Praxis eine Untergrenze geben. In einigen Ausführungen sind die Bläschen dicht gepackt; die entsprechende Punkt- und Linienauflösung ist bei der Erzeugung der Oberfläche eines Zellenrands dann beinahe gleich der Bläschengröße. Obwohl die Auswahl von Laserparametern, Durchschnittsstärke, Pulsenergie und Wiederholungsrate einen so breiten Bereich umfasst, dass die gewünschte Bläschengröße sowie Punkt- und Linienauflösung erzielt werden können, können Geschwindigkeit und Beschleunigung des Scansystems bei der Erzeugung eines bestimmten Musters beschränkt sein. Um die Beschleunigung des Scanners an Wendepunkten unter Kontrolle zu halten, kann in einigen Ausführungen die lineare Progressionsgeschwindigkeit der Bläschenplatzierung kleiner als ein limitierender Wert v_lim gehalten werden.
Bei einem gegebenen granulären Muster sind die Gesamtfläche der Zellenränder, A und wie in Tabelle 1 gezeigt, die Gesamtanzahl von Pulsen N pro Gesamtvolumen bei einer vorgegebenen Bläschengröße gegeben. Für eine dicht gepackte Fläche gilt beispielsweise A = N·Bläschengröße².
Der gesamte lineare Pfad der Bläschenplatzierung s kann N·Bläschengröße entsprechen, was auch der Progressionsgeschwindigkeit der Bläschenplatzierung, multipliziert mit der Gesamtprozedurdauer s = v·T entspricht. Daher kann in einigen Ansätzen das Produkt aus v·T·Bläschengröße annähernd konstant bleiben.
Um die erzeugte Gesamtmenge an Gas und die für ein granuläres Muster aufgewendete Laser-Gesamtenergie zu minimieren, wird in einigen Ansätzen die Bläschengröße durch Auswahl des jeweils höchsten annehmbaren Werts der linearen Progressionsgeschwindigkeit und der Prozedurdauer v_lim und T_max minimiert. Hier ist T_max die in einem klinischen Umfeld maximal tolerierbare Prozedurdauer; weniger als 1 Minute ist annehmbar, weniger als 30 Sekunden ist wünschenswert; dies wird vor allem von der Fähigkeit des Patienten, während der Prozedur stillzuhalten, diktiert.
Andererseits können zur Minimierung der Prozedurdauer die höchste Lineargeschwindigkeit v_lim und die größte annehmbare Bläschengröße ausgewählt werden. Die größte annehmbare Bläschengröße wird von der Menge des erzeugten Gases, der aufgewendeten Pulsenergie und der erforderlichen Präzision des Eingriffs bestimmt.
In einigen Ausführungen des chirurgischen Systems wird zur Erzeugung von Kavitationsbläschen die Geschwindigkeit des Scanners maximiert und die Schwelle für die Laserenergie gesenkt, um die Bläschengröße zu minimieren. Zur Optimierung der Parameter für bestimmte chirurgische Ergebnisse hat der Chirurg innerhalb der Einschränkungen des chirurgischen Systems die Auswahl bestimmter Parameter. In die Überlegungen zu dieser Entscheidung können die Größe des vom Eingriff betroffenen Bereichs, die Parameter des Gewebes, das Alter des Patienten und andere Faktoren einfließen.
Diese Beschreibung enthält zwar zahlreiche spezifische Angaben, diese dürfen jedoch nicht als Einschränkungen des Umfangs der Erfindung oder der möglichen Ansprüche sondern vielmehr als Beschreibungen von Merkmalen, die kennzeichnend für bestimmte Ausführungsbeispiele der Erfindung sind, ausgelegt werden. Bestimmte in dieser Spezifikation im Kontext separater Ausführungsbeispiele beschriebene Merkmale können auch in Kombination in einem einzigen Ausführungsbeispiel umgesetzt werden. Umgekehrt können verschiedene im Kontext eines einzelnen Ausführungsbeispiels beschriebene Merkmale separat oder in geeigneter Subkombination in mehreren Ausführungsbeispielen umgesetzt werden. Zwar werden Merkmale oben gegebenenfalls als in bestimmten Kombinationen zusammenwirkend beschrieben und wird unter Umständen sogar ein dahingehender Erstanspruch darauf erhoben, trotzdem können darüber hinaus in einigen Fällen eine oder mehrere Merkmale einer beanspruchten Kombination aus einer Kombination herausgetrennt und die den Gegenstand eines Anspruchs bildende Kombination einer Unterkombination oder Abwandlung einer solchen zugewiesen werden.
Zusammenfassung
Ein Verfahren disruptiver Laserchirurgie beinhaltet Auswählen einer Zielregion im Gewebe für die Fragmentierung, Ausrichten eines Strahls von Laserpulsen auf die ausgewählte Zielregion im Gewebe, und Formen von Zellen in der Zielregion des Gewebes durch Ausrichten des Laserstrahls zur Erzeugung von Zellrändern. Die Zellen können in regelmäßigen oder unregelmäßigen Arrays angeordnet sein. Die Zellen können parallel oder sukzessiv gebildet werden, mit Zellgrößen und Laserparametern, die die Zeit der Augenchirurgie beträchtlich reduzieren.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Nicht-Patentliteratur

- Freel et al., BMC Ophthalmology 2003, 3:1 [0042]
- Sweeney et al., Exp Eye res, 1998: 67, 587–95 [0042]
- Heys et al., Molecular Vision, 2004: 10:956–63 [0042]

Claims

Ein Verfahren der Fragmentierung biologischen Gewebes mit einem photodisruptiven Laser, bestehend aus folgenden Schritten: Auswählen eines Zielbereichs im Gewebe zur Fragmentierung Ausrichten eines Strahls von Laserpulsen auf die ausgewählte Zielregion des Gewebes, sowie Ausrichten des Laserstrahls zur Erzeugung von Zellenrändern in der ausgewählten Zielregion des Gewebes zur Bildung von Zellen in der ausgewählten Zielregion.
Das Verfahren von Anspruch 1, bei welchem das Gewebe ein Gewebe des Auges ist.
Das Verfahren von Anspruch 2, bei welchem das Gewebe die Linse des Auges ist.
Das Verfahren von Anspruch 1, bestehend aus: dem Einführen einer Absaugnadel in die ausgewählte Zielregion, sowie dem Entfernen des fragmentierten Gewebes aus der vom Laserstrahl bereits abgetasteten ausgewählten Zielregion durch Verwenden einer Absaugnadel.
Das Verfahren von Anspruch 4, die Bildung der Zellen, bestehend aus: dem Formen von Zellen in ausreichend kleiner Größe, dass sie die Absaugnadel passieren können.
Das Verfahren von Anspruch 1, das Formen der Zellen, bestehend aus: dem Formen von in einem Array angeordneten Zellen.
Das Verfahren von Anspruch 6, in welchem das Array ein regelmäßiges Array ist.
Das Verfahren von Anspruch 7, in welchem das regelmäßige Array entweder ein einfaches kubisches Gitter oder ein flächenzentriertes Gitter, ein raumzentriertes Gitter, ein hexagonales Gitter, ein Bravais-Gitter oder ein Stapel zweidimensionaler Gitter ist.
Das Verfahren von Anspruch 8, in welchem das Array im Wesentlichen ein Zufalls-Array ist.
Das Verfahren von Anspruch 1, die Bildung der Zellen, bestehend aus: Fragmentieren des Zielgewebes in Zellen von Kugeln oder Polyhedern.
Das Verfahren von Anspruch 1, das Formen der Zellen, bestehend aus: Ablenken des Laserstrahls zur Bildung mehrerer Zellen parallel in einer Schicht.
Das Verfahren von Anspruch 1, das Formen der Zellen, bestehend aus: Ausrichten des Laserstrahls zur sukzessiven Formung einzelner Zellen.
Das Verfahren von Anspruch 1, das Formen der Zellen, bestehend aus mindestens einem der Folgenden: Ablenken des Laserstrahls zur Bildung eines Arrays von Zellen fortschreitend vom hinteren zum vorderen Bereich, sowie Ablenken des Laserstrahls zur Bildung eines Arrays von Zellen fortschreitend in einer Richtung von hinten nach vorne.
Das Verfahren von Anspruch 1, das Ausrichten des Laserstrahls zur Erzeugung von Zellenrändern, bestehend aus: dem Erzeugen von Zellenrändern durch Schaffung von Bläschenschichten in der ausgewählten Zielregion des Gewebes.
Das Verfahren von Anspruch 14, das Bilden von Bläschen, bestehend aus mindestens einem der Folgenden: dem Erzeugen von Bläschenschichten durch Anwendung eines Laserstrahls von einer im Wesentlichen konstanten Stärke, sowie dem Erzeugen von Bläschenschichten durch Anwendung eines Laserstrahls von variierender Stärke.
Das Verfahren von Anspruch 1, in welchem das Ausrichten des Strahls der Laserpulse aus der Anwendung der Laserpulse mit mindestens einem der folgenden Laserparameter besteht: einer Pulsdauer zwischen 0,01 Pikosekunden und 50 Pikosekunden, einer Wiederholungsrate zwischen 10 Kilohertz und 100 Megahertz, einer Pulsenergie zwischen 1 Mikrojoule und 25 Mikrojoule, sowie einer Puls-Zielauflösung zwischen 0,1 Mikrometer und 50 Mikrometer.
Das Verfahren von Anspruch 1, in welchem das Ausrichten des Strahls der Laserpulse aus der Anwendung der Laserpulse mit einem der mindestens auf einem der folgenden Parameter basierenden folgenden Laserparameter besteht: einer präoperativen Messung der strukturellen Eigenschaften der ausgewählten Zielregion des Gewebes, sowie einem altersabhängigen Algorithmus.
Das Verfahren von Anspruch 1, bestehend aus: der Anwendung zusätzlicher Laserpulse an einer oder mehreren Stellen außerhalb des ausgewählten Zielbereichs des Gewebes zur Schaffung einer Öffnung für eine zusätzliche Prozedur.
Das Verfahren von Anspruch 1, bestehend aus: Festlegen des chirurgischen Ziels, sowie Auswählen von Laserparametern und Verfahrensmerkmalen zur Erreichung des festgelegten chirurgischen Ziels.
Das Verfahren von Anspruch 19, wobei das chirurgische Ziel in der Optimierung eines oder mehrere der folgenden Parameter besteht: einer Geschwindigkeit des Fragmentierungsverfahrens, einer während der Fragmentierung am Auge aufgewandten Gesamtenergiemenge, sowie einer Gesamtanzahl erzeugter Bläschen.
Das Verfahren von Anspruch 19, wobei das chirurgische Ziel in einem oder mehreren der folgenden Parameter besteht: Maximieren der Geschwindigkeit des Fragmentierungsverfahrens, Minimierung der während der Fragmentierung am Auge aufgewandten Gesamtenergiemenge, sowie Minimierung der Gesamtanzahl der generierten Bläschen.
Das Verfahren von Anspruch 19, bestehend aus: Auswählen von Laserparametern und Verfahrensmerkmalen zur Erzielung einer der folgenden Gesamtzeiten für die Fragmentierung: weniger als 2 Minuten, weniger als 1 Minute, sowie weniger als 30 Sekunden.
Das Verfahren von Anspruch 19, bestehend aus: Auswählen von Laserparametern und Verfahrensmerkmalen zur Erzielung eines der folgenden Verhältnisse zwischen einer Zellengröße und einer Bläschengröße: größer als 10, größer als 100, sowie größer als 1000.
Ein Lasersystem für das Fragmentieren von biologischem Gewebe, bestehend aus: einem gepulsten Laser zur Erzeugung eines Laserstrahls von Pulsen, sowie einem Lasersteuerungsmodul zum Ausrichten des Laserstrahls auf die ausgewählte Zielregion des Gewebes, sowie zum Ausrichten des Laserstrahls für die Erzeugung von Zellenrändern zur Bildung von Zellen in der ausgewählten Zielregion des Gewebes.
Das Lasersystem von Anspruch 24, in dem das Lasersteuerungsmodul für die Bildung von Zellen in einem regelmäßigen Array konfiguriert ist.
Das Lasersystem von Anspruch 24, in dem das Lasersteuerungsmodul für die Erzeugung von Laserpulsen mit mindestens einem der folgenden Laserparameter ausgelegt ist: einer Pulsdauer zwischen 0,01 und 50 Pikosekunden, einer Wiederholungsrate zwischen 10 kHz und 100 MHz, sowie einer Pulsenergie zwischen 1 Mikrojoule und 25 Mikrojoule, sowie einer Pulszielauflösung zwischen 0,1 Mikrometer und 50 Mikrometer.
Eine Methode der Fragmentierung eines Gewebes im Auge mit einem photodisruptiven Laser, bestehend aus folgenden Schritten: Auswählen eines Zielbereichs im Auge zur Fragmentierung, sowie Bilden eines Arrays von Zellen in der Zielregion durch Ausrichten eines Strahls von Laserpulsen zur Erzeugung von Zellenrändern in der Zielregion, wobei Zellengröße und Laserparameter des Laserstrahls so ausgelegt sind, dass für die Fragmentierung des Gewebes eine chirurgische Eingriffszeit von weniger als zwei Minuten erforderlich ist, während eine volumetrische Gewebefragmentierung derselben Zielregion mit denselben Laserparametern eine chirurgische Eingriffszeit von mehr als zwei Minuten erforderlich machen würde.
Das Verfahren von Anspruch 27, in dem die Laserparameter mindestens einem der Folgenden entsprechen: einer Pulsdauer zwischen 0,01 und 50 Pikosekunden, einer Wiederholungsrate zwischen 10 kHz und 100 MHz, sowie einer Pulsenergie zwischen 1 Mikrojoule und 25 Mikrojoule, sowie einer Pulszielauflösung zwischen 0,1 Mikrometer und 50 Mikrometer, wobei die Zellengröße zwischen 1 Mikrometer und 50 Mikrometer liegt.