DE112009001166T5

DE112009001166T5 - Photodisruptive Laser-Behandlung der kristallinen Linse

Info

Publication number: DE112009001166T5
Application number: DE112009001166T
Authority: DE
Inventors: Ronald M. Irvine Kurtz; Peter Santa Ana GOLDSTEIN; Ferenc Mission Viejo Raksi
Original assignee: Alcon Lensx Inc
Current assignee: Alcon Lensx Inc
Priority date: 2008-12-23
Filing date: 2009-12-23
Publication date: 2011-04-14
Also published as: US20170087022A1; US9456925B2; US10603216B2; US20090171327A1; WO2010075571A2; JP2015013175A; JP5932918B2; WO2010075571A3; EP2367512A4; JP2012513258A; EP2367512A2

Abstract

Ein Verfahren zur Behandlung einer kristallinen Linse eines Auges mit einem Laser, wobei das Verfahren folgendes umfasst:
Auswählen einer chirurgischen Region der Linse;
Anwenden von Laserpulsen zur Bildung mindestens eines Einschnitts in der ausgewählten chirurgischen Region, wobei:
eine Ausrichtung eines Teils des Einschnitts eine aus einer Ausrichtung, die Fasern der Linse durchschneidet, und einer Ausrichtung ist, die zu einer Achse des Auges nicht quer verläuft; und
der Einschnitt eine Eigenschaft der Linse modifiziert.

Description

QUERVERWEIS AUF VERWANDTE ANMELDUNGEN
Diese PCT-Anmeldung beansprucht die Priorität der US-Patentanmeldung mit der Serien-Nr. 12/343,418, eingereicht am 23. Dezember 2008, mit dem Titel ”Photodisruptive Laser Treatment of the Crystalline Lens”, die eine Teilfortsetzung der US-Patentanmeldung mit der Serien-Nr. 12/205,842, eingereicht am 5. September 2008, mit dem Titel ”Photodisruptive Laser Treatment of the Crystalline Lens” ist, die die Priorität und den Vorteil der provisorischen US-Anmeldung mit der Serien-Nr. 60/970,454, eingereicht am 6. September 2007, mit dem Titel ”Photodisruptive Laser Treatment of the Crystalline Lens” beansprucht. Die gesamte Offenbarung der vorstehenden Anmeldungen ist durch Bezugnahme als Teil der Offenbarung dieser Anmeldung mit aufgenommen.
HINTERGRUND
Diese Anmeldung betrifft die Laser-Augenchirurgie der kristallinen Linse unter Verwendung der Photodisruption, die durch Laserpulse hervorgerufen wird.
Chirurgische Prozeduren zur Entfernung der kristallinen Linse verwenden verschiedene Techniken, um die Linse in kleine Fragmente aufzubrechen, die aus dem Auge über Einschnitte entfernt werden können. Einige dieser Prozeduren verwenden manuelle Instrumente, Ultraschall, erwärmte Flüssigkeiten oder Laser. Einer der signifikanten Nachteile dieser Verfahren besteht in der Notwendigkeit, tatsächlich in das Auge mit Sonden einzudringen, um die Fragmentierung zu bewerkstelligen. Dies erfordert typischerweise, dass große Einschnitte an der Linse vorgenommen werden, und schränkt die Präzision ein, die mit solchen Techniken der Linsenfragmentierung verbunden ist.
Die photodisruptive Lasertechnologie kann Laserpulse in die Linse abgeben, um die Linse ohne die Einführung einer Sonde optisch zu fragmentieren und ist somit potentiell eine weniger invasive Prozedur, die eine höhere Präzision und Steuerung bietet.
Die Laser-induzierte Photodisruption ist bereits in der Vergangenheit bei der Laser-Augenchirurgie verwendet worden. In der Zielregion ionisiert der Laser einen Teil der Moleküle, wobei schließlich Gase freigesetzt werden, die in einer Expansionsphase das Linsenmaterial in der Zielregion aufspalten und aufbrechen. Bei einigen Fällen wurden bereits Nd:YAG-Laser als Laserquellen eingesetzt.
Die Fragmentierung der Linse mittels Laser-induzierter Photodisruption ist ebenfalls vorgeschlagen worden. Zum Beispiel offenbarte L'Esperance in dem US-Patent mit der Nr. 4,538,608 ein Gerät für die Zerstörung von Linsengewebe, das ein Betrachtungssystem, einen Laser und ein Mittel zur optischen Abgabe und Abtastung des fokalen Punkts von Laserpulsen beinhaltete. Die Laserpulse wurden auf die anteriore Ebene der Linse fokussiert und wurden progressiv tiefer in die Linse bewegt, um die Zerstörung von Kataraktmaterial zu erzielen. In dem US-Patent mit der Nr. 5,246,435 schlug Bille eine alternative Vorgehensweise vor, bei der die Laserpulse zunächst in einer posterioren Region der Linse fokussiert wurden und dann der Fokus in einer Richtung von posterior nach anterior bewegt wurde. Bei diesem Verfahren erreichte der Laser die Zielregionen mit einer geringeren Verzerrung aus den bereits behandelten Regionen, womit eine größere Steuerung geboten wurde. Verschiedene technische Probleme bleiben jedoch ungelöst.
ZUSAMMENFASSUNG
Ein Gerät und Verfahren zur Behandlung einer harten Linsenregion eines Auges mit einem Laser werden bereitgestellt. Die Implementierungen eines Verfahrens zur Behandlung einer kristallinen Linse eines Auges mit einem Laser schließen folgendes ein: Auswählen einer chirurgischen Region der Linse, Anwenden von Laserpulsen zur Bildung mindestens eines Einschnitts in der ausgewählten chirurgischen Region, wobei eine Ausrichtung des Einschnitts eine aus einer Ausrichtung, die Fasern der Linse durchschneidet, und einer Ausrichtung ist, die zu einer Achse des Auges nicht quer verläuft, und der Einschnitt eine Eigenschaft der Linse modifiziert.
Bei einigen Implementierungen ist die nicht quer verlaufende Ausrichtung des Einschnitts eine Ausrichtung, die im Wesentlichen parallel zu der Achse des Auges liegt, oder eine Ausrichtung, die mit der Achse des Auges einen Winkel von weniger als 90 Grad ausbildet.
Bei einigen Implementierungen ist ein räumliches Ausmaß des Einschnitts entlang der Achse des Auges länger als das räumliche Ausmaß quer zu der Achse des Auges.
Bei einigen Implementierungen liegt das räumliche Ausmaß entlang der Achse des Auges in dem Bereich von 0,5 mm–12 mm und das räumliche Ausmaß quer zu der Achse des Auges liegt in dem Bereich von 1–500 μm. Bei einigen Implementierungen ist die Achse des Auges eine aus einer Sehachse, einer optischen Achse einer Sichtlinie und einer Pupillenachse.
Bei einigen Implementierungen schneidet der Einschnitt die Fasern etwa an der Schnittlinie des Einschnitts und der Fasern in Teile und die modifizierte Eigenschaft der Linse ist eine Schwächung einer biomechanischen Eigenschaft der Linse.
Bei einigen Implementierungen schneidet der Einschnitt die Fasern bei oder in der Nähe von Nahtstellen der Fasern.
Bei einigen Implementierungen vermeidet der Einschnitt das Schneiden von Nahtstellen in der Linse.
Bei einigen Implementierungen umfasst das Anwenden von Laserpulsen das Anwenden der Laserpulse zur Erzeugung von Gasbläschen, die den Einschnitt bilden, wobei eine Ausrichtung des Einschnitts mit einer bevorzugten Richtung der Expansion der erzeugten Gasbläschen ausgerichtet ist.
Bei einigen Implementierungen umfasst das Anwenden der Laserpulse das Bewegen des fokalen Punkts des angewendeten Laserstrahls entlang einer Richtung von posterior nach anterior in der Linse.
Bei einigen Implementierungen weist der Einschnitt eines aus folgendem auf: ein Ausmaß, das mindestens mit einem Ausmaß eines Kerns der Linse gleich ist, einen X-Y-Durchmesser von mehr als 2 mm und ein Z-Ausmaß von mehr als 0,5 mm, und einen X-Y-Durchmesser von mehr als 4 mm und ein Z-Ausmaß von mehr als 1 mm, wobei der X-Y-Durchmesser ein Maß für das räumliche Ausmaß des gesamten Einschnitts in der Richtung quer zu der Achse ist.
Bei einigen Implementierungen umfasst das Verfahren die Bildung von nicht mehr als einem Einschnitt und die Laserpulse werden in einer kontinuierlichen Art und Weise zur Bildung des Einschnitts ohne Neupositionierung des Lasers oder Unterbrechung der Anwendung des Lasers angewendet.
Bei einigen Implementierungen weist der Einschnitt eine Form auf, die mit der Achse des Auges ausgerichtet ist, wobei die Form mindestens eine aus folgendem ist: ein Zylinder, ein Satz von konzentrischen Zylindern, ein Satz von Zylindern, die von einer oder mehr als einer Verbindungslinie verbunden sind, eine gekrümmte Fläche, ein Konus, eine Spirale, eine geschichtete Spirale, wobei glatte Linien die Schichten der Spirale verbinden, und ein geneigter Zylinder.
Bei einigen Implementierungen weist der Einschnitt eine Form auf, die mit der Achse des Auges ausgerichtet ist, wobei die Form mindestens eine aus folgendem ist: eine Ebene, zwei oder mehr kreuzende Ebenen, eine Kombination aus Ebenen und verbindenden Bögen, und eine Kombination aus Ebenen und Zylindern.
Bei einigen Implementierungen umfasst das Anwenden der Laserpulse das Bilden von Einschnitten in einer schichtweisen Art und Weise.
Bei einigen Implementierungen umfasst das Bilden der Einschnitte in einer schichtweisen Art und Weise das Anwenden von Laserpulsen auf Zielpositionen in einer posterioren Schicht der Linse, wobei die Zielpositionen zu zwei Einschnitten oder zwei Segmenten des gleichen Einschnitts gehören, und das Anwenden von Laserpulsen auf Zielpositionen in einer Schicht, die anterior zu der posterioren Schicht liegt, wobei die Zielpositionen zu den gleichen zwei Einschnitten oder zu den gleichen zwei Segmenten des gleichen Einschnitts gehören.
Bei einigen Implementierungen umfasst das Anwenden der Laserpulse das Anwenden der Laserpulse zur Bildung eines ersten Rings mit einem ersten Radius in einer posterioren Schicht der Linse, das Anwenden der Laserpulse zur Bildung einer Verbindungslinie zwischen dem ersten und einem zweiten Ring in der posterioren Schicht, das Anwenden der Laserpulse zur Bildung des zweiten Rings mit einem zweiten Radius in der posterioren Schicht, und ein mehrmaliges Wiederholen der Bildung des ersten Rings, des zweiten Rings und der Verbindungslinie sequenziell in Schichten, die anterior zu der posterioren Schicht liegen, wobei die ersten Ringe in den sequenziellen Schichten einen ersten Zylinder bilden, die zweiten Ringe einen zweiten Zylinder bilden, wobei die Zylinder durch die Verbindungslinien verbunden sind.
Bei einigen Implementierungen sind die Verbindungslinien in sequenziellen Schichten eines aus folgendem: ausgerichtet zur Bildung von Verbindungsebenen, und nicht ausgerichtet, von Schicht zu Schicht.
Einige Implementierungen umfassen das Bilden einer posterioren Spirale in einer posterioren Schicht, das Bilden einer glatten Verbindungslinie, die in der Nähe eines Endes der Spirale in der posterioren Schicht beginnt, wobei die Verbindungslinie sich schwach krümmt und zu einer zentralen Region einer Schicht ansteigt, die anterior zu der posterioren Schicht liegt, und das Bilden einer anterioren Spirale, die an dem Ende der glatten Verbindungslinie beginnt, in der zentralen Region der anterioren Schicht.
Bei einigen Implementierungen sind die posteriore Spirale und die anteriore Spirale zur Bildung einer Spirale mit einem Ausmaß in der Z-Richtung im Wesentlichen ausgerichtet.
Bei einigen Implementierungen umfasst das Anwenden der Laserpulse das Auswählen von Laser-Parametern, die zur Erzeugung von Bläschen in der Linse ausreichen, jedoch zur Beschädigung einer Retina des Auges nicht ausreichen.
Bei einigen Implementierungen umfasst das Anwenden der Laserpulse das Anwenden der Laserpulse mit Laser-Parametern, die zur Fragmentierung der Linse nicht ausreichen, bis zu einem Grad, der zur Entfernung geeignet ist, falls der Einschnitt quer zu der Achse des Auges war.
Bei einigen Implementierungen umfassen die Laser-Parameter eine Laserpulsenergie in dem Bereich von 0,5 μJ bis 50 μJ, eine Dauer eines Laserpulses in dem Bereich von 0,005 ps bis 25 ps, eine Wiederholungsrate des Anwendens von Laserpulsen in dem Bereich von 1 kHz bis 10 MHz, und einen Trennungsabstand von Zielregionen von Laserpulsen in dem Bereich von 1 μm bis 100 μm.
Bei einigen Implementierungen umfasst das Anwenden der Laserpulse das Anwenden der Laserpulse mit variierender Energie, während der Einschnitt gebildet wird.
Bei einigen Implementierungen wird die Energie während mindestens eines aus folgendem variiert: einer Abtastung in Z-Richtung, und einer Abtastung in X-Y-Richtung.
Bei einigen Implementierungen wird die Energie relativ zu einer Messung einer optischen Eigenschaft eines Augengewebes variiert.
Einige Implementierungen umfassen das Bilden des Einschnitts auf einer schichtweisen Basis, wobei eine oder mehr als eine Schicht entlang einer gekrümmten fokalen Ebene eines Laserabgabesystems mindestens teilweise gebildet wird.
Bei einigen Implementierungen wird ein Abtaster in Z-Richtung bei einer langsameren Rate als ein Abtaster in X-Y-Richtung bei der Bildung einer Schicht aus einem oder mehr als einem Einschnitt eingestellt.
Einige Implementierungen umfassen ferner das Bilden einer Schutzschicht in einem posterioren Teil der Linse, die zum Blocken eines Großteils der Laserpulse positioniert ist, die zum Bilden des Einschnitts angewendet werden.
Bei einigen Implementierungen fragmentiert der Einschnitt mindestens einen Teil der Linse, wobei das Verfahren ferner das Entfernen des fragmentierten Teils der Linse umfasst.
Bei einigen Implementierungen umfasst das Anwenden der Laserpulse das Anwenden von Laserpulsen mit Laser-Parametern, die keine bleibende Beschädigung einer Retina des Auges verursachen, wobei die Laserpulse die Linse bis zu einem Grad fragmentieren, der zur Entfernung geeignet ist, und die Zeit für die Fragmentierung weniger als eine Minute beträgt.
Einige Implementierungen umfassen das Anwenden von Laserpulsen zur Bildung eines Einschnitts in einer Linse eines Auges, wobei die Laserpulse von einem Lasersystem angewendet werden, das zum Einsetzen der Laserpulse über einen gesamten Kern der Linse ohne Unterbrechung der Anwendung der Laserpulse konfiguriert ist.
Bei einigen Implementierungen schneidet der Einschnitt Fasern der Linse durch.
Bei einigen Implementierungen sind mindestens Segmente des Einschnitts zu einer Achse des Auges im Wesentlichen nicht quer.
Bei einigen Implementierungen ist der Einschnitt eines aus folgendem: ein Zylinder, ein Satz von konzentrischen Zylindern, ein Satz von konzentrischen Zylindern, die von Verbindungslinien verbunden sind, ein Konus, kreuzende Ebenen, kreuzende Ebenen, die von Bögen verbunden sind, eine Spirale, und eine geschichtete Spirale, wobei eine glatte Linie die Schichten der Spirale verbindet.
Einige Implementierungen umfassen ein Lasersystem zur Fragmentierung einer kristallinen Linse eines Auges, das folgendes umfasst: einen gepulsten Laser, der zur Erzeugung eines Laserstrahls aus Laserpulsen konfiguriert ist, und ein optisches Abgabesystem, wobei das optische Abgabesystem zur Anwendung der Laserstrahls konfiguriert ist, um einen Einschnitt in der Linse des Auges mit einem räumlichen Ausmaß entlang einer Achse des Auges von mehr als 2 mm, und einem räumlichen Durchmesser quer zu der Achse des Auges von mehr als 4 mm, ohne Unterbrechung der Anwendung des Lasers zu erzeugen.
Bei einigen Implementierungen ist das optische Abgabesystem zum Bewegen eines fokalen Punkts des Lasers in einer Richtung der Linse von posterior nach anterior konfiguriert.
Bei einigen Implementierungen ist das optische Abgabesystem zur Steuerung des Lasers konfiguriert, um einen Laserstrahl mit Laser-Parametern zu erzeugen, die zur Erzeugung einer Photodisruption in einer ausgewählten Linsenregion ausreichen, und zur Beschädigung einer Retina des Auges nicht ausreichen.
Bei einigen Implementierungen ist das optische Abgabesystem zur Steuerung des gepulsten Lasers konfiguriert, um Laserpulse mit den folgenden Laser-Parameter zu erzeugen: eine Energie in dem Bereich von etwa 0,5 μJ bis 50 μJ, eine Trennung von benachbarten Zielregionen in dem Bereich von etwa 1 μm bis 100 μm, eine Dauer in dem Bereich von etwa 0,005 ps bis 25 ps, und eine Wiederholungsrate in dem Bereich von 1 kHz bis 10 MHz.
KURZE BESCHREIBUNG DER FIGUREN
1 zeigt eine Übersicht eines Auges.
2 zeigt eine Struktur einer Linse eines Auges, die eine Region mit reduzierter Transparenz beinhaltet.
3A–B zeigen die Erzeugung und Ausbreitung von Bläschen bei einer photodisruptiven Behandlung einer Linse.
4 zeigt die Schritte einer photodisruptiven Behandlung einer Linse.
5A–C zeigen die Schritte einer photodisruptiven Prozedur.
5D–K zeigen verschiedene Konfigurationen von Einschnitten.
6 zeigt einen Schritt des Bestimmens einer Grenze der harten Linsenregion.
7 zeigt ein Beispiel eines über Bildgebung geführten chirurgischen Lasersystems, bei dem ein Bildgebungsmodul bereitgestellt ist, um eine Abbildung eines Ziels für die Lasersteuerung bereitzustellen.
8–16 zeigen Beispiele von über Bildgebung geführten chirurgischen Lasersystemen mit variierenden Graden der Integration eines chirurgischen Lasersystems und eines Bildgebungssystems.
17 zeigt ein Beispiel eines Verfahrens zur Durchführung eines chirurgischen Lasereingriffs unter Verwendung eines über Bildgebung geführten chirurgischen Lasersystems.
18 zeigt ein Beispiel einer Abbildung eines Auges von einem Bildgebungsmodul der optischen Kohärenztomographie (OCT, optical coherence tomography).
19A, 19B, 19C und 19D zeigen zwei Beispiele für Kalibrierungsproben, um ein mit Bildgebung gesteuertes chirurgisches Lasersystem zu kalibrieren.
20 zeigt ein Beispiel für die Anbringung eines Probenmaterials zur Kalibrierung an einer Patientenschnittstelle bei einem über Bildgebung geführten chirurgischen Lasersystem, um das System zu kalibrieren.
21 zeigt ein Beispiel für Referenzmarkierungen, die von einem chirurgischen Laserstrahl auf einer Glasoberfläche erzeugt werden.
22 zeigt ein Beispiel für den Kalibrierungsprozess und den chirurgischen Eingriff nach der Kalibrierung für ein mit Bildgebung gesteuertes chirurgisches Lasersystem.
23A und 23B zeigen zwei Betriebsarten eines beispielhaften über Bildgebung geführten chirurgischen Lasersystems, das Bilder von einem Nebenprodukt der Laserinduzierten Photodisruption und dem Zielgewebe erfasst, um die Laserausrichtung zu führen.
24 und 25 zeigen Beispiele für Arbeitsvorgänge der Laserausrichtung bei über Bildgebung geführten chirurgischen Lasersystemen.
26 zeigt ein beispielhaftes chirurgisches Lasersystem, das auf der Laserausrichtung unter Verwendung der Abbildung des Nebenproduktes der Photodisruption basiert.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG
Die 1 veranschaulicht die Gesamtstruktur des Auges. Das einfallende Licht breitet sich über den optischen Weg aus, der die Hornhaut, die vordere Kammer, die Pupille, die hintere Kammer, die Linse und den Glaskörper einschließt. Diese optischen Elemente lenken das Licht auf die Retina.
Die 2 veranschaulicht eine Linse 100 ausführlicher. Die Linse 100 wird manchmal aufgrund der α-, β- und γ-Kristallproteine, die in etwa 90% der Linse ausmachen, als kristalline Linse bezeichnet. Die kristalline Linse hat mehrere optische Funktionen in dem Auge, einschließlich ihrer dynamischen Fähigkeit zur Fokussierung. Die Linse ist ein einzigartiges Gewebe des menschlichen Körpers, da sie während der Schwangerschaft, nach der Geburt und während des gesamten Lebens weiter wächst. Die Linse wächst, indem neue Linsenfaserzellen erzeugt werden, die von dem Keimzentrum beginnen, das sich auf dem Äquatorumfang der Linse befindet. Die Linsenfasern sind lange, dünne und transparente Zellen, wobei die Durchmesser typischerweise zwischen 4–7 μm und die Längen von bis zu 12 mm betragen. Die ältesten Linsenfasern befinden sich zentral in der Linse, wobei sie den Kern bilden. Der Kern 101 kann weiter in embryonale, fötale und adulte Kernzonen unterteilt werden. Das neue Wachstum um den Kern 101 herum, das als Kortex 103 bezeichnet wird, entwickelt sich in konzentrischen ellipsenförmigen Schichten, Regionen oder Zonen. Da der Kern 101 und der Kortex 103 zu verschiedenen Stadien der menschlichen Entwicklung gebildet werden, unterscheiden sich ihre optischen Eigenschaften. Während die Linse mit der Zeit im Durchmesser zunimmt, kann sie auch eine Verdichtung erfahren, so dass die Eigenschaften des Kerns 101 und des umgebenden Kortex 103 sogar noch unterschiedlicher werden können (Freel et al., BMC Opthalmology, 2003, Bd. 3, S. 1).
Als eine Folge dieses komplexen Wachstumsprozesses beinhaltet eine typische Linse 100 einen härteren Kern 101 mit einem axialen Ausmaß von etwa 2 mm, der von einem weicheren Kortex 103 mit einer axialen Breite von 1–2 mm umgeben ist, der in einer sehr viel dünneren Kapselmembran 105 mit einer typischen Breite von etwa 20 μm enthalten ist. Diese Werte können sich von Person zu Person zu einem beträchtlichen Grad verändern.
Die Linsenfaserzellen unterliegen im Laufe der Zeit einem progressiven Verlust von zytoplasmatischen Elementen. Da keine Blutvenen oder Lymphbahnen die Linse erreichen, um ihre innere Zone zu versorgen, verschlechtern sich manchmal mit fortschreitendem Alter die optische Klarheit, Flexibilität und andere funktionale Eigenschaften der Linse.
Die 2 zeigt, dass unter einigen Umständen, einschließlich einer Aussetzung gegenüber ultravioletter Strahlung über eine lange Zeit, einer Aussetzung gegenüber Strahlung im Allgemeinen, einer Denaturierung von Linsenproteinen, sekundärer Auswirkungen von Erkrankungen wie z. B. Diabetes, Bluthochdruck und fortgeschrittenes Alter, eine Region des Kerns 101 zu einer Region mit verringerter Transparenz 107 werden kann. Die Region mit verringerter Transparenz 107 ist normalerweise eine zentral befindliche Region der Linse (Sweeney et al., Exp. Eye Res., 1998, Bd. 67, S. 587–95). Dieser progressive Verlust an Transparenz korreliert häufig mit der Entwicklung eines Katarakts des gewöhnlichsten Typs in der gleichen Region, sowie mit einer Erhöhung der Linsensteifigkeit. Dieser Prozess kann mit fortschreitendem Alter in einer graduellen Art und Weise von dem peripheren zu dem zentralen Teil der Linse erfolgen (Heys et al., Molecular Vision, 2004, Bd. 10, S. 956–63). Ein Ergebnis solcher Veränderungen ist die Entstehung von Altersweitsichtigkeit und eines Katarakts, die mit dem Alter an Schwere und Häufigkeit zunehmen.
Die Region mit verringerter Transparenz 107 kann mittels einer Kataraktchirurgie entfernt werden. Eine herkömmliche Prozedur besteht darin, einen Einschnitt in die Kapsel der trüben Linse (Kapsulotomie) vorzunehmen und das Innere, d. h. den Kortex und den Kern, chirurgisch zu entfernen, während die Linsenkapsel intakt gelassen wird. Dies ist die sogenannte extrakapsuläre Chirurgie. Während der Kortex eine viskose Fluiddynamik aufweist und somit durch Aspiration oder sogar durch einfaches Ansaugen entfernt werden kann, ist der Kern für diese Vorgehensweise zu hart und wird typischerweise als Ganzes entfernt. Schließlich wird häufig eine ”intraokulare” Linse aus Kunststoff als ein Ersatz in die Kapsel eingesetzt. Diese Prozedur macht es erforderlich, dass ein ziemlich großer Einschnitt, manchmal bis zu 12 mm, vorgenommen wird. Die Erzeugung von Einschnitten dieser Größe kann zu einer Vielzahl von Problemen führen, wie nachstehend beschrieben wird.
Bei einigen Verfahren wurde die Verwendung von Ultraschallwellen in die Kataraktchirurgie eingeführt. Bei dieser Prozedur der ”Phako-Emulgierung” wird ein oder mehr als ein kleinerer Einschnitt an der Kapsel 105 gemacht und ein Ultraschallagitator oder eine ”Phako-Sonde” wird in die Linse eingeführt. Das Betreiben des Agitators oder der Phako-Sonde emulgiert den Kern, was das Entfernen des emulgierten Kerns mittels Aspiration über einen Einschnitt gestattet, der kleiner als bei der vorherigen Technik ist.
Jedoch setzt sogar die Technik der Phako-Emulgierung voraus, dass ein Einschnitt an der Kapsel 105, manchmal bis zu 7 mm, vorgenommen wird. Die Prozedur kann in der Folge erhebliche ungewollte Modifikationen hinterlassen: Das behandelte Auge kann einen erheblichen Stigmatismus und einen verbleibenden oder sekundären refraktiven oder anderen Fehler aufweisen. Dieser letztere Fehler macht in der Folge häufig eine refraktive oder andere Operation oder Vorrichtung erforderlich.
Bei den neuesten Entwicklungen wurden beachtliche Anstrengungen auf die Entwicklung einer großen Vielzahl von intraokularen Linsen zum Einsetzen in die Kapsel 105 gerichtet. Die Beispiele beinhalten sogar bifokale Linsen. Es gab jedoch keinen großen Fortschritt auf dem Gebiet der Verbesserung des Entfernungsprozesses bezüglich der Linse 100 oder des Kerns 101.
Die Implementierungen der vorliegenden Anmeldung umfassen photodisruptive Verfahren an Stelle der Phako-Emulgierung, um eine harte Linsenregion 109 aufzubrechen. Da keine Phako-Sonde in die Linse 100 eingeführt wird, ist nur ein viel kleinerer Einschnitt für die anschließende Aspiration des aufgebrochenen Kerns erforderlich. Dies verringert die ungewollten sekundären Effekte und kann den Prozentsatz von Patienten verringern, der eine sekundäre refraktive oder eine andere Operation benötigt.
Die harte Linsenregion 109 fällt häufig mit dem Kern 101 zusammen. Es können jedoch zahlreiche Variationen auftreten. Zum Beispiel können die äußersten weichen Schichten des Kerns durch Aspiration oder sogar durch Ansaugen entfernbar sein und somit keine photodisruptiven Verfahren benötigen. Bei anderen Fällen kann nur der Katarakt-betroffene Teil des Auges zur anschließenden Entfernung aufgespaltet werden. Bei noch weiteren Fällen kann es erwünscht sein, dass nur ein Teil des Kerns 101 aufgespaltet wird, wenn der Kern nur geformt und nicht entfernt wird. Um den breiteren Umfang der vorgesehenen Variationen zum Ausdruck zu bringen, werden sämtliche dieser Regionen gemeinsam als die harte Linsenregion 109 bezeichnet. Der Kern 101 ist nur eine Ausführungsform der harten Linsenregion 109.
Bei einigen Fällen kann diese harte Linsenregion 109 eine ellipsenförmige Region von etwa 6–8 mm in de äquatorialen Durchmesser und etwa 2–3,5 mm in dem axialen Durchmesser oder Ausmaß einnehmen. Die Größe dieser harten Linsenregion 109 kann bei verschiedenen Patienten, bei verschiedenen Erkrankungen und bei verschiedenen Prozeduren unterschiedlich ausfallen.
Bei einem Laser-induzierten Prozess der Linsenfragmentierung ionisieren Laserpulse einen Teil der Moleküle in der Zielregion. Dies kann zu einer Lawine von sekundären Ionisierungsprozessen oberhalb eines ”Plasma-Grenzwertes” führen. Bei vielen chirurgischen Prozeduren wird eine große Menge an Energie auf die Zielregion in kurzen Stößen übertragen. Diese konzentrierten Energiepulse können die ionisierte Region in Gas verwandeln, was zu der Bildung von Kavitationsbläschen führt. Diese Bläschen können sich mit einem Durchmesser von wenigen Mikrometern bilden und sich mit Überschallgeschwindigkeiten auf 50–100 μm ausdehnen. Während sich die Expansion der Bläschen auf Unterschallgeschwindigkeiten verlangsamt, können sie Schockwellen in dem umgebenden Gewebe induzieren, was eine sekundäre Aufspaltung verursacht.
Sowohl die Bläschen selbst als auch die induzierten Stoßwellen führen zu einem Ziel der Prozedur: die Aufspaltung, Fragmentierung oder Emulgierung der als Ziel gesetzten harten Linsenregion 109, ohne dass ein Einschnitt an der Kapsel 105 gemacht wurde. Die aufgespaltete harte Linsenregion 109 kann dann über einen sehr viel kleineren Einschnitt entfernt werden, möglicherweise ohne dass eine chirurgische Vorrichtung in die Linse selbst eingeführt wird.
Die Photodisruption verringert jedoch die Transparenz der betroffenen Region. In bemerkenswerter Weise weist die Linse des Auges die größte Proteindichte von sämtlichen Geweben auf, wobei sie dennoch transparent ist. Aus dem gleichen Grund ist jedoch die Transparenz der Linse besonders empfindlich gegenüber strukturellen Änderungen, einschließlich des Vorhandenseins von Bläschen und einer Beschädigung durch Schockwellen.
Falls die Anwendung der Laserpulse damit beginnt, dass sie in der frontalen Oder anterioren Region der Linse fokussiert werden und dann der Fokus tiefer in Richtung auf die posteriore Region bewegt wird, können die Kavitationsbläschen und das begleitende Gewebe mit reduzierter Transparenz in dem optischen Weg der nachfolgenden Laserpulse sein, diese blockieren, abschwächen oder streuen. Dies kann die Präzision und Steuerung der Anwendung der nachfolgenden Laserpulse verringern, sowie den Energiepuls reduzieren, der tatsächlich den tieferen posterioren Regionen der Linse zugeführt wird. Daher kann die Effizienz von auf Laser basierenden augenchirurgischen Prozeduren durch Verfahren verbessert werden, bei denen die Bläschen, die durch die frühen Laserpulse erzeugt werden, den optischen Weg der nachfolgenden Laserpulse nicht blockieren.
Verschiedene Vorgehensweisen, einschließlich der Technik des US-Patents mit der Nr. 5,246,435 , stellen keine wirksame Möglichkeit bereit, die vorstehende nachteilige Interferenz durch Bläschen anzugehen, die durch vorangegangene Laserpulse erzeugt wurden. Somit machen frühere Verfahren häufig die Verwendung von zusätzlichen Techniken der Linsenfragmentierung zusätzlich zu der Photodisruption durch Laser erforderlich.
Bei Würdigung des vorstehenden technischen Problems und auf der Basis der Untersuchung der kennzeichnenden Eigenschaften der verschiedenen Linsenregionen und der Laserpuls-Parameter auf die Erzeugung und Ausbreitung von Kavitationsbläschen können die Techniken, Geräte und Systeme, die in dieser Anmeldung beschrieben sind, zur wirksamen Fragmentierung der kristallinen Linse durch Laserpulse mit einer reduzierten Interferenz durch Bläschen, die durch vorangegangene Laserpulse induziert wurden, verwendet werden. Anschließend kann die Entfernung eines Teils oder der Gesamtheit der kristallinen Linse mittels Aspiration mit verringerten Techniken der Linsenfragmentierung oder Modifikation oder ohne eine Notwendigkeit für weitere solche Techniken erreicht werden.
Die 3 zeigt, dass die harte Linsenregion 109 mit verschiedenen Transporteigenschaften, optischen und biomechanischen Eigenschaften signifikante Implikationen für die Techniken der photodisruptiven Fragmentierung aufweist Eine signifikante Einschränkung der verschiedenen auf Laser basierenden Techniken der Linsenfragmentierung besteht in der schwer zu kontrollierenden Ausbreitung von Gasbläschen, die während der Photodisruption auftreten können, die die Wirksamkeit der nachfolgenden Laserpulse, ihre vorgesehene Funktion zu erfüllen, verringern können.
Die 3A zeigt, dass ein Laserstrahl 110, der auf eine kleine fokale oder Zielfläche fokussiert ist, ein kleines Gasbläschen 111 erzeugen kann.
Die 3B zeigt, dass der Widerstand gegen die Ausbreitung dieses Kavitationsbläschens 111 von Schicht zu Schicht der Linse 100 variieren kann. Innerhalb des Kerns 101 kann das kleine Bläschen 111 einfach zu einem größeren Bläschen 112 expandieren. Es kann auch Schockwellen um das Bläschen herum erzeugen, wie bei 114 gezeigt ist. Falls das expandierende Bläschen die Kern-Kortex-Grenze erreicht, wie das Bläschen 116, kann dann darüber hinaus das Gas weitgehend in die weichere Kortexregion 103 expandieren. Jedes dieser ausgedehnten gasförmigen Bläschen kann nachfolgende Laserpulse, die auf die Fragmentierung der harten Linsenregion gerichtet sind, stören, absorbieren, streuen oder sogar blockieren.
Zusätzlich können zuvor existente Kanäle in der harten Linsenregion vorhanden sein, die es gestatten können, dass sich das erzeugte Gas in die weicheren Linsenregionen bewegt und mit der weiteren Pulszuführung interferiert. Solche Kanäle können sich entlang von Nahtstellen befinden, wo Linsenfasern zusammentreffen. Die Vermeidung von diesen und benachbarten Flächen kann ebenfalls dazu verwendet werden, die Gasausbreitung zu verringern. Zusätzlich können die Pulseigenschaften in diesen Flächen modifiziert werden, um die Gasausbreitung weiter zu verringern. Solche Flächen können präoperativ identifiziert werden oder alternativ kann die intraoperative Identifizierung solcher Kanäle es gestatten, dass die Prozedur geändert wird.
Verfahren, bei denen zunächst versucht wird, die weicheren peripheren Schichten zu entfernen, einschließlich des Kortex 103, und bei denen versucht wird, den härteren Kern 101 anschließend zu entfernen, sind mit beachtlichen Nachteilen konfrontiert, da das anfängliche Entfernen der peripheren Schichten einen zertrennten, unklaren optischen Weg hinterlassen kann, der die nachfolgende Fragmentierung des härteren Kerns 101 durch Laser erschwert.
Es sollte erwähnt werden, dass Techniken der Laserdisruption, die für andere Bereiche des Auges, wie z. B. die Hornhaut, entwickelt wurden, ohne eine wesentliche Modifikation nicht an der Linse angewendet werden können. Ein Grund dafür ist, dass die Hornhaut eine hochgradig geschichtete Struktur ist, die die Ausbreitung und Bewegung von Bläschen sehr wirksam verhindert. Daher birgt die Ausbreitung von Bläschen eine qualitativ geringere Herausforderung bei der Hornhaut als bei den weicheren Schichten der Linse, einschließlich des Kerns selbst.
Der Widerstand der verschiedenen Linsenregionen gegen die Ausbreitung der Gasbläschen 111 hängt von zahlreichen individuellen Charakteristika eines jeden Patienten, einschließlich des Alters des Patienten, ab. Die Ausbreitung von Gas kann auch durch die bestimmten Laser-Parameter, die auf das Ziel angewendet werden, beeinflusst werden.
Die 4 zeigt eine Implementierung eines photodisruptiven augenchirurgischen Prozesses 200, der aus den vorstehenden Überlegungen entwickelt wurde.
Die 5A–K zeigen verschiedene Ausführungsformen des Verfahrens der 4.
Bei Schritt 210 kann eine Grenze 252 der harten Linsenregion 109 bestimmt werden, indem eine mechanische oder optische Eigenschaft der Linse 100 gemessen wird. Die Implementierungen können diesen Schritt 210 einschließen, da, falls die Laserpulse außerhalb der harten Linsenregion 109 angewendet werden, die erzeugten Bläschen beachtlich und auf eine schwer zu kontrollierende Art und Weise expandieren können. Daher können einige Implementierungen zunächst eine Bestimmung der Grenze der harten Linsenregion 109 beinhalten, so dass die Laserpulse innerhalb der harten Linsenregion 109 fokussiert werden können.
Die 6 zeigt eine Implementierung von Schritt 210 auf der Basis von mechanischen Charakteristika der Bläschen. Ein Strang von Sonden-Bläschen 290 kann in der Linse 100 z. B. im Wesentlichen parallel zu einer Hauptachse des Auges erzeugt werden, der durch einen geeigneten Abstand getrennt ist, wie z. B. 10 bis 100 μm. Andere Bläschenstränge können in anderen Bereichen der Linse erzeugt werden. Wie es gezeigt ist, können die Sonden-Bläschen 290-1 in dem harten Kern 101 langsamer expandieren, da der härtere Kern 101 einen höheren Widerstand gegen die Expansion der Sonden-Bläschen zeigt. Aus dem gleichen Grund kann der Kortex 103 einen geringeren Widerstand gegen die Expansion der Bläschen aufbringen und somit können die Sonden-Bläschen 290-2 außerhalb des Kerns 101, in dem Kortex 103 schneller expandieren. Ein Teil der Grenze 252 zwischen dem Kern 101 und dem Kortex 103 kann dann als die Linie oder Region identifiziert werden, die langsam expandierende Sonden-Bläschen 290-1 von schnell expandierenden Sonden-Bläschen 290-2 trennt.
Die Expansion der Sonden-Bläschen 290 und die Linie, die die langsam expandierenden Sonden-Bläschen 290-1 von den schnell expandierenden Sonden-Bläschen 290-2 trennt, können durch ein optisches Beobachtungsverfahren beobachtet und verfolgt werden. Viele solche Verfahren sind bekannt, einschließlich aller Arten von bildgebenden Verfahren. Eine Aufnahme oder eine sonstige Aufzeichnung dieser Trennpunkte oder -linien kann verwendet werden, um die Grenze 252 zwischen den weicheren Linsenregionen und der harten Linsenregion 109 zu ermitteln. Diese Implementierung von Schritt 210 kann präoperativ, d. h. vor der chirurgischen Prozedur durchgeführt werden, oder intraoperativ erfolgen, d. h. als eine frühe Phase der chirurgischen Prozedur durchgeführt werden.
Zahlreiche andere Verfahren können für den Schritt 210 ebenfalls angewendet werden. Z. B. können optische oder strukturelle Messungen vor der chirurgischen Prozedur an dem Patienten durchgeführt werden. Oder irgendeine Datenbank kann verwendet werden, die mit einigen anderen messbaren Charakteristika des Auges in der Größe des Kerns korreliert, z. B. unter Verwendung eines altersabhängigen Algorithmus. Bei einigen Fällen kann eine detaillierte Berechnung ebenfalls angewendet werden. Bei einigen Fällen können sogar Daten von Leichen verwendet werden. Es ist auch möglich, den vorstehenden Bläschenstrang zu erzeugen und dann eine Ultraschallagitation anzuwenden und die induzierte Oszillation der Bläschen, insbesondere ihre Frequenz, zu beobachten. Aus diesen Beobachtungen kann die Härte des umgebenden Gewebes ebenfalls abgeleitet werden.
Bei einigen Fällen kann das Verfahren der optischen Kohärenztomographie (OCT, optical coherence tomography) bei Schritt 210 verwendet werden. Neben anderen Aspekten kann die OCT die Opazität des abgebildeten Gewebes messen. Aus dieser Messung können die Größe der Bläschen und die Härte der Region erneut abgeleitet werden.
Schließlich kann die harte Linsenregion 109 auf der Basis von einigen anderen Erwägungen ausgewählt werden, z. B. wenn nur die Kataraktregion entfernt werden soll, oder nur der Kern geformt werden soll. Sämtliche dieser Verfahren liegen in dem Umfang von Schritt 210 der 4 und sind in der 5A gezeigt, wobei die gestrichelte Linie die Grenze 252 der harten Linsenregion 109 angibt.
Die 4 zeigt, dass der Schritt 220 das Auswählen eines Laser-Parameters zwischen einem Disruptionsgrenzwert und einem Ausbreitungsgrenzwert beinhalten kann. Die Laser-Parameter der Laserpulse 110 können so ausgewählt werden, dass sie über dem Disruptionsgrenzwert liegen, um die Photodisruption in der harten Linsenregion 109 zu erzeugen. Die Laser-Parameter können so ausgewählt werden, dass sie unter dem Ausbreitungsgrenzwert liegen, der eine unkontrollierte Ausbreitung des Gases bewirkt, der durch die Photodisruption erzeugt wurde.
Diese Disruptions- und Ausbreitungsgrenzwerte können gezeigt werden, z. B. in dem Fall der räumlichen Trennung zwischen zwei benachbarten Zielpunkten der Laserpulse. Wenn die erzeugten Bläschen sich dichter als ein unterer Abstand des Ausbreitungsgrenzwerts befinden, dann können die Bläschen sich vereinigen, wobei ein größeres Bläschen gebildet wird. Diese größeren Bläschen expandieren wahrscheinlich schneller und in einer schwieriger zu kontrollierenden Art und Weise. Falls andererseits die Bläschen sich weiter als der obere Disruptionsgrenzwert befinden, dann können sie möglicherweise die beabsichtigte Photodisruption oder Fragmentierung des Zielgewebes nicht erreichen. Bei einigen Fällen kann der Bereich der Bläschentrennung zwischen diesen Grenzwerten zwischen 1 μm und 50 μm betragen.
Die Dauer der Laserpulse kann auch analoge Disruptions- und Ausbreitungsgrenzwerte besitzen. Bei einigen Implementierungen kann die Dauer in dem Bereich von 0,01 ps bis 50 ps variieren. Bei einigen Patienten wurden bestimmte Ergebnisse in dem Pulsdauerbereich von 100 fs bis 2 ps erzielt. Bei einigen Implementierungen kann die Laserenergie pro Puls zwischen den Grenzwerten von 1 μJ und 25 μJ variieren. Die Wiederholungsrate des Laserpulses kann zwischen den Grenzwerten von 10 kHz und 100 MHz variieren.
Die Energie, der Zielabstand, die Dauer und die Wiederholungsfrequenz der Laserpulse können auch auf der Basis einer präoperativen Messung von optischen oder strukturellen Eigenschaften der Linse ausgewählt werden. Alternativ können die Auswahl der Laserenergie und der Zielabstand auf einer präoperativen Messung der gesamten Linsenabmessungen und der Verwendung eines altersabhängigen Algorithmus, auf Berechnungen, Leichenmessungen oder Datenbanken basieren.
Die 4 zeigt, dass in Schritt 230 eine mechanische Eigenschaft eines posterioren Teils der harten Linsenregion in der Nähe der identifizierten Grenze 252 durch eine photodisruptive Prozedur modifiziert werden kann.
Die 5B zeigt eine Ausführungsform von Schritt 230, bei der ein Satz von Bläschen durch anfängliche Laserpulse 110-1 in einem posterioren Teil 254 der harten Linsenregion 109, in der Nähe der Grenze 252 erzeugt wird. Das Modifizieren der mechanischen Eigenschaft kann beinhalten, dass die erzeugten Bläschen das Gewebe des posterioren Teils 254 des Kerns 101 photodisruptieren, fragmentieren oder sogar emulgieren, und somit einige der mechanischen Eigenschaften modifizieren.
Die 4 zeigt, dass in Schritt 240 eine mechanische Eigenschaft eines Teils anterior zu dem bereits modifizierten posterioren Teil durch eine photodisruptive Prozedur modifiziert werden kann.
Die 5C zeigt eine Ausführungsform von Schritt 240, bei der ein zweiter Satz von Bläschen durch anschließende Laserpulse 110-2 in einer Region 256 erzeugt wird, die sich anterior zu der bereits modifizierten Region 254 befindet.
Bei Implementierungen des Verfahrens können die photodisruptiven Schritte 240 wiederholt angewendet werden, indem die Fokal- oder Zielregion des Laserstrahls 110 entlang einer Richtung von posterior zu der harten Linsenregion 109 bis anterior zu der harten Linsenregion 109 bewegt wird. Diese Sequenz der photodisruptiven Schritte 240 steuert und begrenzt die Ausbildung und die Ausbreitung von Bläschen in dem optischen Weg der anschließenden Laserpulse 110-2. Diese Implementierungen gestatten es den anschließenden Laserpulsen 110-2, ihre gesamte Energie an den Zielbereich im Wesentlichen abzugeben, gestatten eine bessere Steuerung der anschließenden Pulse sowie eine deutlichere Abbildung des chirurgischen Bereichs zugunsten der Person, die die Prozedur durchführt.
Auf die Schritte 210–240 kann die Entfernung der fragmentierten, aufgespalteten, emulgierten oder sonst wie modifizierten harten Linsenregion 109 folgen, falls es erforderlich oder gewünscht ist. Ein Verfahren zur Entfernung der fragmentierten, aufgespalteten oder sonst wie modifizierten Regionen besteht darin, eine oder mehrere kleine Öffnungen oder Einschnitte in der Linsenkapsel 105 zu erzeugen und dann eine Aspirationssonde einzuführen, um das fragmentierte Material zu entfernen. Bei anderen Implementierungen kann ein einfaches Absaugen das fragmentierte Material sowie das nicht fragmentierte viskose Material, wie z. B. den Kortex 103, extrahieren, ohne dass eine Sonde in die Kapsel eingeführt wird.
Wenn die Laserpulse auf die harte Linsenregion 109 in der Richtung von posterior nach anterior, zwischen den Disruptions- und den Ausbreitungsgrenzwerten, angewendet werden, können sie die Struktur der behandelten harten Linsenregion 109 optisch modifizieren, photodisruptieren oder fragmentieren, um das Entfernen von Linsenmaterial zu erleichtern, während die Ausbreitung von Gas und Bläschen im Verlauf der Platzierung dieser anfänglichen und anschließenden Laserpulse verringert wird. Die Charakteristika der harten Linsenregion 109 können jedoch von Patient zu Patient variieren, weshalb die Laser-Parameter des Disruptionsgrenzwertes und Ausbreitungsgrenzwertes möglicherweise von Patient zu Patient bestimmt werden müssen.
Bei einigen Implementierungen kann die Energie des Laserstrahls eingestellt werden, während der fokale Punkt in die Richtung von posterior nach anterior bewegt wird. Zum Erreichen der anterioren Schichten tritt der Laserstrahl durch weniger Material hindurch und somit kann ein Laserstrahl mit weniger Energie die gleiche Disruption in dem Zielgewebe erreichen. Dementsprechend kann die Anwendung eines Laserstrahls mit einer konstanten Energie eine zunehmende Menge an Gas erzeugen, während der Laser in die anteriore Richtung bewegt wird. Zur Vermeidung der Erzeugung und anschließenden Ausbreitung einer solchen überschüssigen Menge an Gas kann bei einigen Implementierungen die Laserenergie verringert werden, während der Laser in die Richtung von posterior nach anterior bewegt wird. Bei anderen Implementierungen kann die angewendete Laserenergie ebenfalls eingestellt werden, während der Laser eine Abtastung in der quer liegenden X-Y-Richtung durchführt, da die Menge an Material, durch die der Laser hindurchtritt, ebenfalls variiert, während die Abtastung in der quer liegenden X-Y-Richtung fortschreitet.
Bei einigen Implementierungen kann die Verringerungsrate der angewendeten Energie aus einer Bildgebungsprozedur berechnet werden, die z. B. auf eine optische Dichte oder eine Streuung des abgebildeten Zielgewebes empfindlich ist.
Zusätzliche Laserpulse können anschließend auf die anfängliche Laseranwendung an Zielpositionen in der Linse außerhalb der anfänglich behandelten Zone in der zentralen Region der Linse angewendet werden. Das Gas und die Bläschen, die durch diese anschließenden Laserpulse erzeugt werden, können entweder in die behandelte zentrale Region der Linse eindringen, ohne sich in der Linse unkontrolliert auszubreiten, oder können sich in das Linsengewebe außerhalb der anfänglich behandelten Zone ausbreiten. Als solches blockiert das Gas, das durch die Photodisruption in den peripheren Bereichen der Linse erzeugt wird, nicht die wirksame Behandlung der harten Linsenregion 109. Die Laser-behandelte harte Linsenregion und das periphere Linsenmaterial, das je nach Bedarf mit dem Laser behandelt oder nicht behandelt werden kann, können aus dem Auge mittels Aspiration entfernt werden, und zwar mit oder ohne einem zusätzlichen Aufbrechen von Linsengewebe unter Verwendung von mechanischen, Absaug-, Ultraschall-, Laser-, erwärmten flüssigen oder anderen Mitteln. Bei einer anderen Implementierung wird nur die behandelte Region mittels Aspiration entfernt, und zwar mit oder ohne einem zusätzlichen Aufbrechen von Linsengewebe unter Verwendung von mechanischen, Absaug-, Ultraschall-, Laser-, erwärmten flüssigen oder anderen Mitteln.
Die 5D–K zeigen andere Implementierungen des augenchirurgischen Verfahrens 200. Zur Bildung einer Grundlage für die Beschreibung dieser Verfahren folgt eine Anmerkung zur Terminologie. Im folgenden wird die Terminologie ”eine Achse des Auges” weitgehend verwendet. Es gibt verschiedene Möglichkeiten, eine Achse des Auges zu definieren. Die Achsen des Auges können z. B. gemäß Grand Y. L. Physiological Optics (Springer-Verlag, New York, 1980) wie folgt kategorisiert werden:
Optische Achse: Linie, die durch das optische Zentrum der Hornhaut und der Linse verläuft;
Sehachse: Linie, die von dem Punkt der Fixierung zu der Abbildung auf der Mitte der Retina verläuft, die als Fovea bezeichnet wird;
Sichtlinie: Linie, die von dem Objektpunkt durch die Mitte des Eingangs der Pupille verläuft; und
Pupillenachse: Linie, die senkrecht durch die Mitte der Hornhaut und der Mitte des Eingangs der Pupille verläuft.
In der Praxis befinden sich diese Achsen häufig relativ nahe beieinander. Ferner können auch Kompromissachsen definiert werden, z. B. eine Achse, die zwischen beliebigen zwei oder drei der vorstehenden Achsen liegt. Bei dem Rest dieser Offenbarung umfasst der Umfang des Begriffs ”die Achse des Auges” eine beliebige dieser Definitionen. Die Achse des Auges wird auch als die Z-Achse bezeichnet. Bei typischen Implementierungen kann der Laserstrahl auch entlang der Z-Achse ausgerichtet werden. Jedoch fallen auch andere Implementierungen, bei denen der Laserstrahl einen Winkel mit der Z-Achse einschließt, ebenfalls in den Umfang des beschriebenen Verfahrens. Die zwei Richtungen, die quer zu der Z-Achse verlaufen, werden manchmal als X- und Y-Achse bezeichnet, wobei die übliche Terminologie befolgt wird.
Allgemeine Aspekte dieser Implementierungen umfassen das Folgende.
Erstens ziehen diese Implementierungen einen Nutzen aus der Erkenntnis, dass eine primäre Quelle der biomechanischen Festigkeit der Linse auf seinen Fasern basiert. Wie vorstehend beschrieben wurde, stellen die Fasern ein längliches, verhärtetes, im Wesentlichen transparentes Gewebe innerhalb der Linse dar, die um das Zentrum des Auges herum in einer etwas unregelmäßigen Art und Weise wachsen und gewöhnlich von der äquatorialen Ebene aus beginnen. Die Länge der Fasern kann stark variieren. Bei einigen Fällen fällt die Länge in den Bereich von 1–10 mm. Jedoch können Faserlängen auch außerhalb dieses Bereichs auftreten. Die Fasern können bei Nahtstellen verbunden sein. In verschiedenen Zusammenhängen wurde die Faserstruktur der Linse bereits als eine geschichtete, als eine Zwiebelstruktur und als ein Garnknäuel beschrieben. Nahe der Achse des Auges sind die Faserschichten gewöhnlich in einer Art und Weise ausgerichtet, die nahezu senkrecht oder quer zu der Achse ist.
Die faserreiche zentrale Region bildet den Kern. Dementsprechend wird die biomechanische Festigkeit des Kerns zu einem beachtlichen Grad durch die Fasern und ihre Schichten bereitgestellt, die zu der Achse des Auges nahezu senkrecht/quer liegen.
Zweitens, wie nachstehend ausführlicher beschrieben wird, gibt es ein verbessertes Verständnis der Dynamik und Expansion der durch Laser erzeugten Kavitationsbläschen, die den Einschnitt ausmachen, was zeigt, dass sie relativ unterschiedlich parallel und quer zu den Faserschichten in der Linse expandieren. Die Implementierungen der chirurgischen Verfahren nutzen diese Unterschiede aus, um die Effizienz und Steuerung des chirurgischen Verfahrens zu verbessern.
Drittens profitieren diese Implementierungen auch von der Verfügbarkeit von neuen und verbesserten augenchirurgischen Lasersystemen, die zum Abtasten eines Großteils des chirurgischen Bereichs, bei einigen Fällen des gesamten Bereichs, ohne Neupositionierung in der Lage sind. Wie nachstehend beschrieben wird, kann dieses Merkmal wesentliche positive Aspekte bieten.
Angesichts der vorstehend beschriebenen drei Entwicklungen unterscheiden sich einige Implementierungen des augenchirurgischen Verfahrens von vorhandenen Verfahren mindestens bei den folgenden Aspekten:

(i) Die Einschnitte sind nicht quer: Nahe der Mitte des Auges können Einschnitte positioniert und in den Richtungen ausgerichtet werden, die zu der Achse des Auges nicht quer verlaufen. Dementsprechend kann das Ausmaß einer Einschnitte entlang der Z-Achse lang und in der X-Y-Ebene kleiner sein.

Bei einigen Ausführungsformen können die Einschnitte zu der Achse des Auges im Wesentlichen parallel sein. Beispiele umfassen Zylinder, deren Achse zu der Achse des Auges im Wesentlichen parallel ist. Bei einigen Fällen kann die Länge des Zylinders zwischen 0,5 mm bis 12 mm in der Z-Richtung betragen und das Ausmaß in der X-Y-Ebene, im Wesentlichen die Dicke des Einschnitts, kann sich in dem Bereich von 0,1–500 μm befinden.
Eine gemeinsame Eigenschaft von einigen dieser Ausführungsformen ist, dass die individuellen Einschnitte oder Merkmale ein längeres räumliches Ausmaß in der Z-Richtung oder achsenparallelen Richtung als in der X-Y-Richtung oder Querrichtung aufweisen. Bei dem Fall von z. B. zylinderförmigen Einschnitten (siehe nachstehend) ist die Länge des Zylinders entlang der Z-Achse länger als die Dicke seiner Wand in der X-Y-Richtung. Der Ausdruck ”Ausmaß in der X-Y-Richtung” wird dafür verwendet, um sich auf das Ausmaß des einzigen Einschnitts selbst, wie z. B. seine Dicke, und nicht auf eine Gesamtabmessung der geometrischen Form des Einschnitts, z. B. den Durchmesser eines Zylinders, zu beziehen. Bei einigen Ausführungsformen kann das räumliche Ausmaß der Einschnitte in der Z-Richtung sich in dem Bereich von 0,5–10 mm befinden, das Ausmaß in der X-Y-Richtung, d. h. die X-Y-Dicke, kann sich in dem Bereich von 1–500 μm befinden und der X-Y-Durchmesser des Einschnitts kann sich in dem Bereich von 2–10 mm befinden. Das räumliche Ausmaß der einzelnen Einschnitte kann abhängig von der Anzahl der parallelen Einschnitte und ihrer Trennung ausgewählt werden.
Andere Ausführungsformen können ebenfalls praktiziert werden, bei denen die Einschnitte einen gewissen Winkel mit der Achse des Auges einschließen, z. B. in Form eines Konus oder eines geneigten Zylinders oder irgendeiner anderen Form, die nicht quer zu der Achse des Auges verlaufen. Nicht quer verlaufende Einschnitte mit stückweise Querschnitten sind ebenfalls in dem Umfang dieser Implementierungen.

(ii) Die Einschnitte schneiden Fasern: Nahe der Achse des Auges, wegen der nicht quer verlaufenden Ausrichtung der Einschnitte, schneiden die Einschnitte durch einige der Fasern der Linse, da die Fasern und ihre Schichten gewöhnlich nahezu quer zu der Achse des Auges verlaufen. Bei den peripheren Bereichen der Linse neigen/biegen sich die Fasern und ihre Schichten von der Querrichtung weg. Dementsprechend können in diesen peripheren Regionen die Einschnitte selbst in einer Richtung ausgerichtet sein, die die nicht quer verlaufenden Fasern dennoch schneidet. Da die Fasern eine primäre Quelle der biomechanischen Festigkeit der Linse sind, verringert das Durchschneiden der Fasern die biomechanische Festigkeit der Linse in wirksamer Weise.
(iii) Die Ausrichtung des Einschnitts bietet eine überragende Gashandhabung: Die Auswirkung des Laserstrahls erzeugt winzige Bläschen in dem Zielgewebe. Experimente zeigen, dass diese Bläschen einer zweistufigen Expansion unterliegen. Während einer anfänglichen schnellen Expansion können die Bläschen mit Überschallgeschwindigkeiten expandieren und somit bei der Fragmentierung/Disruption des umgebenden Gewebes sehr leistungsfähig sein. Diese schnelle Expansion ist gewöhnlich anisotrop und erfolgt meistens in der Richtung des Laserstrahls, d. h. etwa der Z-Richtung. Die zweite Stufe der Expansion ist langsamer und tritt gewöhnlich in Richtung auf das weichere Gewebe, d. h. zwischen den Faserschichten, in der Querrichtung auf. Während dieser langsamen quer verlaufenden Expansion verbinden sich Bläschen häufig zu größeren Bläschen, die den optischen Weg von anschließenden Laserpulsen versperren können, was die Steuerung und Effizienz der Prozedur beträchtlich untergraben kann.

Bei vorhandenen Verfahren, die quer verlaufende Einschnitte erzeugen, hilft die schnelle, in Z-Richtung stattfindende Bläschenexpansion nicht dabei, den quer verlaufenden Einschnitt zu erzeugen, und folglich muss der Chirurg die Bläschen viel enger beieinander erzeugen.
Demgegenüber wird bei Implementierungen des vorliegenden Verfahrens, das Einschnitte in etwa der Z-Richtung erzeugt, die Anisotropie der schnellen Bläschenexpansion ausgenutzt, da sie es dem Chirurgen gestattet, weniger Bläschen mit einem größeren Abstand in der Z-Richtung zu erzeugen, da die Bläschen in der Z-Richtung schnell expandieren und das Gewebe zwischen benachbarten Bläschen in wirksamer Weise fragmentieren.
Eine solche Verringerung der notwendigen Anzahl von Bläschen oder die gleichwertige Verringerung der Laserenergie bei dem vorliegenden Verfahren ist ein entscheidender Unterschied, da der Großteil des Laserstrahls nach dem Verlassen der Linse zu der Retina gelangt. Die Retina, die ein lichtempfindliches Gewebe ist, kann eine wesentliche Beschädigung wegen der Auswirkung dieses Laserstrahls erleiden. Zum Erreichen einer schnellen und wesentlichen Fragmentierung des Linsegewebes wird die Energie des Lasers häufig so ausgewählt, dass sie sich nahe bei Werten befindet, die die Retina beschädigen können. Deshalb kann die Verringerung der notwendigen Anzahl von Bläschen oder der Energie pro Puls des Lasers bei dem vorliegenden Verfahren den Unterschied zwischen einer Beschädigung der Retina und ihrer Unversehrtheit bedeuten.
Außerdem bietet das vorliegende Verfahren auch Vorteile betreffend der zweiten, langsameren Bläschenexpansion. Während dieser Stufe expandieren die Bläschen in der Querrichtung. Wie vorstehend beschrieben wurde, können diese Bläschen, insbesondere wenn sie sich vereinen, den Zielbereich im Wesentlichen und in nachteiliger Weise verdecken, was die Effizienz und Steuerung der chirurgischen Prozedur verringert.
Bei dem vorliegenden Verfahren kann der Chirurg die Einschnitte in der Z-Richtung schichtweise erzeugen (siehe die 5F–F'–F''), wobei nur Linien von Bläschen in jeder Schicht erzeugt werden. Deshalb kann der Chirurg den Fokus des Lasers schneller bewegen als die quer verlaufende Expansion der zuvor erzeugten Bläschen erfolgt.
Demgegenüber erzeugen bestehende Verfahren quer verlaufende Einschnitte, d. h. der Chirurg muss Bläschen erzeugen, die gesamte Bereiche abdecken und wiederholt zu Regionen zurückkehren, die bereits zuvor durchlaufen wurden. Bei diesen Verfahren ist es für den Chirurgen schwierig oder nahezu unmöglich, den Laser schneller als die expandierenden Bläschen zu bewegen oder die Rückkehr zu zuvor behandelten Bereichen zu vermeiden. Tatsächlich wird der Chirurg regelmäßig dazu gezwungen, in dem Bereich zu arbeiten, der durch die expandierenden Bläschen verdeckt wird, was zu einer beachtlichen Verringerung der Genauigkeit und Kontrolle über dem chirurgischen Verfahren führt.

(iv) Die Einschnitte vermeiden Nahtstellen bei einigen Implementierungen: Wie vorstehend erwähnt wurde, laufen Fasern typischerweise bei Nahtstellen zusammen oder enden darin. Diese Nahtstellen bilden häufig ebene Strukturen, die parallel zu der Z-Achse liegen. Es ist beobachtet worden, dass bei einigen Fällen Bläschen besonders schnell entlang von Nahtstellen expandieren. Eine solche zu schnelle Expansion kann dazu führen, dass der optische Weg behindert oder verdeckt wird, selbst wenn Einschnitte in der Z-Richtung gebildet werden, womit möglicherweise die Steuerung und Genauigkeit verringert werden. Deshalb erzeugen einige Implementierungen des Verfahrens die Einschnitte von den Nahstellen entfernt.

Gleichzeitig können andere Implementierungen auf der Beobachtung basieren, dass die Nahtstellen einen strukturellen Rahmen für die Fasern bereitstellen und folglich das Durchschneiden der Nahstellen insbesondere bei der Verringerung der biomechanischen Stabilität der Linse wirksam sein kann. Dieser Nutzen muss gegenüber dem vorstehend erwähnten Nachteil von schnell expandierenden Bläschen entlang der Nahtstellen abgewogen werden. In Abhängigkeit von der vergleichenden Kosten-Nutzen-Analyse und den anderen Anforderungen an das Verfahren könnten einige Implementierungen die Vornahme von Einschnitten bei den oder nahe der Nahstellen vermeiden, während andere einige der Nahtstellen durchschneiden könnten.

(v) Die Vornahme weniger Einschnitte bringt weniger Energie auf das Auge auf: Da die Faser durchschneidenden Einschnitte bei der Verringerung der biomechanischen Festigkeit der Linse relativ wirksam sind, ist eine verringerte Anzahl von Einschnitten dazu in der Lage, das Ausmaß der Gewebefragmentierung zu erzielen, die für die Ziele der Augenchirurgie notwendig ist. Eine verringerte Anzahl der Einschnitte kann in einer kürzeren Zeit angewendet werden, wodurch weniger Energie auf das Auge aufgebracht wird. Folglich übertragen diese chirurgischen Verfahren eine verringerte Menge an Energie in das Auge, womit z. B. die mögliche Gefahr für lichtempfindliches Gewebe, wie z. B. die Retina, durch dieses Verfahren verringert wird.

Bei einigen Implementierungen kann ein augenchirurgisches Verfahren, bei dem quer verlaufende Einschnitte gemacht werden, 150–160 s erfordern, um die Fragmentierung der Linse bei dem Grad zu erzielen, der in nur 45–50 s mit den Verfahren erzielt wird, die im Wesentlichen achsenparallele Einschnitte machen.
Dieses Faktor von 3–4 bei der Verringerung der Operationszeit kann ziemlich vorteilhaft sein, da häufig chirurgische Patienten schwierig zu kontrollierende Augenbewegungen nach etwa 120 s entwickeln, was den Abbruch der chirurgischen Prozedur erforderlich macht. Die soeben beschriebene Verringerung der Operationszeit kann den Unterschied zwischen der erfolgreichen Beendigung der Operation und seinem Abbruch bedeuten.
Gleichwertig kann diese Zeitverringerung in die Verringerung der Energie, die von dem Laser übertragen wird, um einen Faktor von 3–4 bei den Faser durchschneidenden Verfahren während vergleichbarer Operationszeiten umgewandelt werden, wodurch das Potential für eine Beschädigung in der Retina im Wesentlichen verringert wird.

(vi) Es sind wenige und verlängerte Einschnitte: Das augenchirurgische Verfahren kann mit chirurgischen Instrumenten durchgeführt werden, die konfiguriert sind, um Einschnitte mit einem beispiellosen räumlichen Ausmaß zu erzeugen. Bei einigen Implementierungen des chirurgischen Instruments kann dieses Ausmaß 0,5–10 mm in der Z-Richtung, bei einigen Fällen 2–4 mm und 2–8 mm in der X-Y-Ebene betragen. Dieses große räumliche Ausmaß der Einschnitte verleiht dem chirurgischen Verfahren mehrere positive Merkmale, wie nachstehend beschrieben wird.
(vii) Verlängerte Einschnitte weisen weniger Regionen der Beschleunigung/Verlangsamung auf: Wenn ein einzelner Einschnitt vorgenommen wird, wird gewöhnlich am Anfang des Einschnitts die Bewegung des fokalen Punkts des Lasers von Null auf die reguläre Abtastgeschwindigkeit beschleunigt. Während der Laser beschleunigt wird, kann er Energie mit einer höheren Rate oder einer höheren Dichte dem Auge zuführen, was möglicherweise zu einer Beschädigung bei den lichtempfindlichen Geweben, wie z. B. der Retina, führt. Das gleiche gilt an dem Ende der Einschnitte, wenn der fokale Punkt des Lasers verlangsamt wird, was möglicherweise die Retina wiederum beschädigt. Daher verringern Verfahren, bei denen längere Einschnitte verwendet werden, die Anzahl von Regionen der Beschleunigung/Verlangsamung, wodurch sie verringern das Potential für eine Beschädigung an den lichtempfindlichen Geweben in diesen Regionen im Gegensatz zu Verfahren verringern, bei denen eine große Anzahl von winzigen Einschnitten verwendet wird.

Vorhandene chirurgische Systeme sind nicht in der Lage, dieses Problem zu vermeiden, da ihr Abtastungsbereich in der Z- und X-Y-Richtung beträchtlich kleiner ist als die gesamte chirurgische Region. Bei einigen vorhandenen Systemen kann der X-Y-Abtastungsbereich 1–2 mm betragen und der Z-Abtastungsbereich kann 0,5 mm betragen, der im Wesentlichen kleiner als die gesamte chirurgische Region der Linse ist, wie z. B. die Größe des Kerns. Typischerweise weist der Kern ein Z-Ausmaß von 2–4 mm und einen X-Y-Durchmesser von 6–10 mm auf. Diese Einschränkung der vorhandenen Systeme macht es erforderlich, dass der Chirurg eine große Anzahl von kleineren Einschnitten mit vielen Regionen der Beschleunigung/Verlangsamung vornimmt. Sobald der Laserabtaster seinen maximalen Bereich erreicht, wenn ein Einschnitt vorgenommen wird, muss der Chirurg die Abtastung mittels einer Verlangsamung stoppen, dann den Laserabtaster erneut positionieren, der auf einen neuen Startpunkt der Abtastung zeigt, und einen neuen Einschnitt mit einer Beschleunigungsregion beginnen. Somit beinhalten Verfahren, bei denen vorhandene chirurgische Lasersysteme verwendet werden, die Erzeugung einer Vielzahl von Regionen der Beschleunigung/Verlangsamung mit den begleitenden Problemen.
Demgegenüber können Implementierungen des vorliegenden Verfahrens von der Verfügbarkeit von verbesserten Lasersystemen profitieren, die einen beachtlich ausgedehnten X-Y-Abtastungsbereich von 2–10 mm und einen Z-Bereich von 0,5–10 mm aufweisen können. Deshalb können Implementierungen des vorliegenden Verfahrens die Vornahme von nur einigen Einschnitten beinhalten, womit nur wenige der problematischen Regionen der Beschleunigung/Verlangsamung erzeugt werden.
Insbesondere können einige chirurgische Lasersysteme zur Abtastung der gesamten chirurgischen Region in der Lage sein. Mit solchen Systemen kann die Linsenoperation die Vornahme nur eines, ununterbrochenen verlängerten Einschnitts beinhalten, was somit die niedrigste mögliche Anzahl von Regionen der Beschleunigung/Verlangsamung aufweist.
Es wird hier erwähnt, dass chirurgische Lasersysteme mit größeren X-Y-Abtastungsbereichen bereits zuvor beschrieben worden sind. Jedoch wurden diese Systeme für eine Operation an der Hornhaut verwendet. Dort gibt es entscheidende Unterschiede zwischen einer Linsenoperation und einer Hornhautoperation, da während der Linsenoperation das bildgebende Licht von dem Ziel und der angewendete Laser sich durch optisch aktive Regionen ausbreiten: die Hornhaut, die vordere Kammer und ein Teil der Linse selbst. Die Ausbreitung durch diese Regionen lenkt das Licht im wesentlichen ab, und zwar sowohl aufgrund des unterschiedlichen Brechungsindex als auch der variierenden Krümmung. Folglich sind beachtliche Korrekturen und Berechnungen von der chirurgischen Ausrüstung und seinem Bediener erforderlich, um den Laser auf seine vorgesehene Zielregion zu richten.
Ferner muss der Laserstrahl nicht nur auf das Ziel ausgerichtet, sondern auch darauf fokussiert werden. Ein konvergenter Strahl ist per Definition von seinem fokalen Punkt oder Ziel verlängert. Deshalb breiten sich vor dem Erreichen des Ziels unterschiedliche Abschnitte des konvergierenden Laserstrahls durch die Regionen des Auges mit unterschiedlichen optischen Eigenschaften und unterschiedlichen Krümmungen aus, was eine zweite Stufe von Herausforderungen aufwirft.
Demgegenüber ist die Hornhaut die äußerste optisch aktive Schicht des Auges. Daher werfen weder das Ausrichten noch das Fokussieren des Laserstrahls eine schwierige Herausforderung auf. Ferner können die Probleme, die aus der Krümmung der Hornhaut entstehen, minimiert werden, z. B. indem sie applaniert wird, d. h. die Hornhaut wird im Wesentlichen flach gemacht, indem verschiedene Kontaktlinsen und Vorrichtungen anwendet werden. Im Gegensatz dazu ist das Applanieren der Linse ziemlich schwierig und momentan ist kein Vorschlag verfügbar, wie das erzielt werden soll.
Aufgrund aller beschriebener schwieriger Herausforderungen sind hornhautchirurgische Lasersysteme qualitativ einfacher als linsenchirurgische Laser. Das wird von der Tatsache gut gestützt, dass obwohl hornhautchirurgische Systeme vor etwa 40 Jahren vorgeschlagen wurden, bis jetzt keines für die Linsenchirurgie erfolgreich angepasst wurde.

(viii) Verlängerte Einschnitte werfen weniger stringente Anforderungen für die Synchronisation auf: Chirurgische Laser haben gewöhnlich eine Strahlsteuerung, die zum Einschalten und Ausschalten des Laserstrahls konfiguriert ist oder den Laser über einen Klappermechanismus steuert. Diese Strahlsteuerung ist mit dem Strahlabtaster synchronisiert, da der Laser ausgeschaltet wird, wenn der Strahlabtaster seinen maximalen Bereich oder das Ende des Einschnitts erreicht, der von dem Chirurgen beabsichtigt ist. Diese Operationen erfordern eine Synchronisation zwischen dem Strahlabtaster, der Strahlsteuerung und den Handlungen des Chirurgen. Bei chirurgischen Verfahren, bei denen eine große Anzahl von kleinen Einschnitten eingesetzt wird, wirft diese Notwendigkeit für eine Synchronisation stringente Anforderungen für die Strahlsteuerung und den Strahlabtaster auf. Demgegenüber bringen chirurgische Verfahren, bei denen wenige und verlängerte Einschnitte eingesetzt werden, beträchtlich weniger stringente Synchronisationsanforderungen mit sich.
(ix) Verlängerte Einschnitte haben weniger Laser-Übergangsfrontseiten: Wenn der Laser eingeschaltet wird, um einen neuen Einschnitt zu beginnen, kann die anfängliche Frontseite des Lasers Übergänge aufweisen, die weniger gut kontrolliert werden. Diese Laserfrontseiten können eine weniger gut kontrollierte Menge an Energie tragen und können weniger gut auf die beabsichtigte Zielregion fokussiert werden. Chirurgische Verfahren, bei denen längere Einschnitte verwendet und folglich weniger Einschalt-/Ausschaltvorgänge eingesetzt werden, verringern die Anzahl solcher weniger gut kontrollierter Laserfrontseiten und -übergänge, was die Kontrolle über die Gewebefragmentierung erhöht.
(x) Verlängerte Einschnitte minimieren die Bewegung des Z-Abtasters: Die Geschwindigkeit und die Beschleunigung des Abtastungstnechanismus entlang der Z-Achse zu minimieren, ist besonders wichtig, da die Grenzen der Geschwindigkeit und Beschleunigung entlang der Z-Achse stringenter als entlang der X- und Y-Achse sind. Während das Abtasten in der quer verlaufenden X-Y-Richtung bei einigen Ausführungsformen durch das Drehen von kleinen und lichtabtastenden Spiegeln erzielt wird, beinhaltet das Abtasten in der Z-Achse gewöhnlich die Translation einer Linse oder einer Linsengruppe des Abgabesystems linear entlang der optischen Achse. Diese Linse oder Linsengruppe ist normalerweise schwerer als die Abtastspiegel und hat folglich eine höhere Trägheit. Deshalb kann das schnelle Bewegen dieser Linse oder Linsengruppe schwieriger als das Bewegen der X-Y-Abtastspiegel sein. Verlängerte Einschnitte bringen weniger aufwendige Anforderungen bei der Bewegung des Z-Abtasters mit sich.

Die Aspekte (vi) bis (x) heben heraus, dass augenchirurgische Systeme, die zum Abtasten mit dem Laserstrahl in einem ausgedehnteren Bereich in der Lage sind und folglich zur Vornahme längerer Einschnitte ohne eine Neupositionierung in der Lage sind, wesentliche positive Aspekte gegenüber Systemen bieten, die nur zu kürzeren Einschnitten in der Lage sind.
Insbesondere Laserabtaster, die mit dem Laserstrahl über die gesamte chirurgische Region ohne eine Unterbrechung oder Neupositionierung abtasten können, können die meisten der Mängel der bisherigen Systeme vermeiden, die eine solche Neupositionierung erfordern, wie in den Punkten (vi)–(x) beschrieben wurde.
Bei einigen Implementierungen können die Laserpulse mit Laser-Parametern angewendet werden, die dafür ausreichen, Bläschen in der Linse zu erzeugen, aber dafür nicht ausreichen, einen Schaden an einer Retina des Auges zu verursachen.
Wegen der erhöhten Effizienz der Einschnitte bei dem vorstehend beschriebenen chirurgischen Verfahren zum Schwächen der biomechanischen Eigenschaften der Linse können bei einigen Implementierungen die Laserpulse mit Laser-Parametern angewendet werden, die nicht ausreichend gewesen waren, die Linse bis zu einem Grad zu fragmentieren, der für die Entfernung geeignet ist, wenn die Pulse zur Bildung eines Einschnitts quer zu der Achse des Auges verwendet worden wären.
Die Laser-Parameter bei verschiedenen Implementierungen können in diesen Bereich der ”nicht ausreichenden Fragmentierung” fallen, wenn eine Laserpulsenergie in dem Bereich von 0,5 μJ bis 50 μJ liegt, eine Dauer eines Laserpulses in dem Bereich von 0,005 ps bis 25 ps liegt, eine Wiederholungsrate des Anwendens von Laserpulsen in dem Bereich von 1 kHz bis 10 MHz liegt und ein Trennabstand von Zielregionen der Laserpulse in dem Bereich von 1 μm bis 100 μm liegt.
Aus allen vorstehend genannten Gründen schwachen mit Laser gebildete Einschnitte, die zur Sehachse überwiegend nicht quer verlaufen und folglich Schichten von Linsefasern durchschneiden, die biomechanische Festigkeit der Linse qualitativ effizienter als Einschnitte, die zur Achse quer verlaufen und folglich nur wenige oder überhaupt keine Fasern durchschneiden. Deshalb erfordern Implementierungen dieses Verfahrens beträchtlich weniger Leistung, eine kürzere Anwendungszeit oder eine geringere Wiederholungsrate für die chirurgischen Laserpulse. Wegen dieser Effizienz dieser Implementierungen können die Behandlungszeiten für die Fragmentierung der Linse um einen Faktor von 3–4 oder mehr verringert werden. Ferner profitieren Implementierungen in einer Vielzahl von Möglichkeiten von neuen und verbesserten chirurgischen Systemen, die das Abtasten der gesamten chirurgischen Region ohne Unterbrechung oder Neupositionierung gestatten.
Die 5D–K zeigen verschiedene Implementierungen des chirurgischen Verfahrens. Das chirurgische Verfahren kann damit beginnen, dass der Chirurg eine chirurgische Region des Auges auswählt, die behandelt werden soll. Als nächstes kann der Chirurg das Verfahren gestalten, indem er die Stelle der nicht quer verlaufenden Einschnitte auswählt, die vorgenommen werden sollen. Dann kann der Chirurg die nicht quer verlaufenden Einschnitte in der chirurgischen Region durch die schnelle und wiederholte Anwendung von Laserpulsen bilden. Während der Anwendung der Laserpulse kann der Fokus der Laserpulse in einer Richtung von posterior nach anterior bewegt werden, so dass die zuvor gebildeten Bläschen die Zielregion nicht verdecken, in der die anschließenden Laserpulse angewendet werden sollen.
Die 5D–K zeigen verschiedene Einschnitte in der Linse 100, die durch verschiedene Implementierungen des chirurgischen Verfahrens erzeugt wurden.
Die 5D–D' zeigen überwiegend quere Einschnitte, die durch eine große Anzahl von Bläschen gebildet wurden, die in quer verlaufenden Schichten erzeugt wurde. Diese Einschnitte werden auch als quer verlaufende Einschnitte bezeichnet. Die 5D zeigt die Schichten der Bläschen, die die quer verlaufenden Schichten 260-1 bilden, von der Seite, wobei die X-Z-Ebene der Linse hervorgehoben ist. Die 5D' zeigt das gleiche von der Oberseite, wobei die X-Y-Ebene hervorgehoben ist.
Die 5E–E' zeigen einen überwiegend achsenparallelen oder Z-gerichteten zylinderförmigen Einschnitt. Die 5E zeigt die Bläschen, die konzentrische achsenparallele Zylinder 262-1 bilden, von der Seite, wobei die X-Z-Ebene der Linse hervorgehoben ist. Die Bläschen sind nur auf dem äußersten Zylinder zwecks Übersichtlichkeit gezeigt. Die 5E' zeigt das gleiche von der Oberseite, wobei die X-Y-Ebene hervorgehoben ist. Während bei typischen Implementierungen die Bläschen dicht gepackt sind, zeigen die Figuren die Bläschen nur spärlich und an ausgewählten Zylindern, um ein Durcheinander zu vermeiden. Wie vorstehend beschrieben wurde, können analoge Implementierungen jede verwandte geometrische Form verwenden, die zu der optischen Achse nicht quer verläuft, die Einschnitte in Form eines Konus, eines geneigten Zylinders, einer auswölbenden oder gekrümmten Gestalt einschließt. Diese Einschnitte schneiden gewöhnlich durch die Fasern der Linse.
Die 5F–F'–F'' zeigen Schritte des Erzeugens von verschiedenen zylinderförmigen Einschnitten. Diese spezielle Implementierung beinhaltet drei Zylinder, aber andere können eine beliebige Anzahl von Zylindern mit einbeziehen, die zur Erzielung des chirurgisches Ziels in der Lage sind, z. B. der Photodisruption der Linse.
Bei einigen Implementierungen werden die Zylinder schichtweise gleichzeitig, d. h. parallel gebildet. Diese Implementierungen stehen weniger einem Problem gegenüber, das die anschließende Laserpositionierung betrifft, die durch die Expansion der früher gebildeten Bläschen behindert wird.
Am Anfang kann der Chirurg die posteriore größte Tiefe der Einschnitte entscheiden. Ein führendes Prinzip kann in der Sicherstellung davon bestehen, dass der Einschnitt sicher innerhalb der Linse liegt und folglich die Kapsel nicht versehentlich durch das Verfahren durchstochen wird, was zu unerwünschten Konsequenzen führt.
Dann kann der Chirurg Laserpulse anwenden, um einen Ring von Bläschen mit einem Durchmesser von z. B. des äußersten Zylinders 262-1 zu bilden, um den am weitesten posterior liegenden Ring des Zylinders 262-1 zu bilden. Wenn der fokale Punkt des Lasers entlang des gesamten Rings bewegt wird und wieder an dem Startpunkt SP ankommt, kann der Chirurg den Fokus des Lasers entlang der Verbindungslinie 263-1 in Richtung auf das Zentrum bewegen, bis er den nächsten Zylinder 262-2 erreicht. Der Fokus des Lasers wird dann wieder bewegt, um den am weitesten posterior liegenden Ring des Zylinders 262-2 zu bilden. Schließlich, wieder unter Verwendung der Verbindungslinie 263-1, wird der am weitesten posterior liegende Ring des innersten Zylinders 262-3 auf die gleiche Art und Weise gebildet.
Ein Aspekt dieses Verfahrens besteht darin, dass alle diese Schritte unter kontinuierlicher Anwendung des Lasers durchgeführt wurden, wobei in Wirklichkeit ein Einschnitt erzeugt wurde. Deshalb wird der Chirurg zu keinem Zeitpunkt dazu verursacht, den Laserstrahl abzuschalten, womit die bei den Punkten (vi)–(x) vorstehend beschriebenen Probleme vermieden werden. Bei anderen Implementierungen wird mehr als ein Einschnitt gemacht, aber noch immer nur einige von ihnen und nicht eine große Anzahl von winzigen Einschnitten.
Als Nächstes kann der Chirurg den Fokus des Lasers in einer Richtung von posterior nach anterior bewegen und mit der Bildung der zweiten Schicht von Ringen der drei Zylinder 262-1, ... 262-3 beginnen. Somit können schichtweise die drei Zylinder 262-1, ... 262-3 im Wesentlichen gleichzeitig gebildet werden.
Bei der Implementierung der 5F sind die Verbindungslinien 263 in verschiedenen Ringschichten ausgerichtet.
Die 5F'–5F'' zeigen eine andere Implementierung, bei der die Verbindungslinien nicht in verschiedenen Schichten ausgerichtet sind. In sichtbarer Weise können die Verbindungslinien 263-1, ... 263-3 in den Ringschichten 1, 2, 3 relativ zueinander gedreht werden. Zwecks Deutlichkeit sind die Verbindungslinien in den unteren Schichten mit punktierten Linien gezeigt.
Diese Implementierungen vereinfachen das Abtastungsmuster der Pulse und vermeiden die Notwendigkeit für spezielle Maßnahmen, den Laser beim Bewegen von einem Einschnitt zu einem anderen zu blockieren oder abzuschalten. Bei solchen Fällen kann die Wirksamkeit der Fragmentierung durch die Einschnitte durch die Abwechslung der Position und/oder der Ausrichtung der Verbindungssegmente weiter erhöht werden.
Die 5G–G' zeigen eine Kreuzebene-Ausführungsform. Die 5G zeigt eine der beiden Kreuzebenen 265-1 von der Seite, wobei die X-Z-Ebene der Linse hervorgehoben ist. Die zentrale Säule der Bläschen, die mit fetten Linien gezeigt ist, zeigt die andere der beiden Kreuzebenen 265-2 und zeigt aus der X-Z-Ebene heraus.
Die 5G' zeigt die gleichen zwei Kreuzebenen 265-1 und 265-2 von der Oberseite, wobei die X-Y-Ebene hervorgehoben ist.
In der Praxis können diese zwei Kreuzebenen wiederum durch eine schichtweise Vorgehensweise gebildet werden, d. h. Bilden der am weitesten posterior liegenden Reihe von Bläschen der Kreuzebene 265-1, dann Bewegen des fokalen Punkts des Lasers entlang eines Bogens zu dem Startpunkt der am weitesten posterior liegenden Reihe der anderen Kreuzebene 265-2 und Bilden dieser Reihe. Während die Kreuzebenen schichtweise gebildet werden, können die Bögen einen Zylinder um die Kreuzebenen herum bilden. In diesem Sinne erzeugt diese Implementierung eine integrierte Struktur aus Kreuzebene/Zylinder.
Ein große Anzahl von Variationen und Kombinationen der vorstehenden Implementierungen ist möglich.
Die 5H zeigt, dass z. B. an Stelle der beiden Kreuzebenen 3, 4, 6, usw. die Kreuzebenen 265-i erzeugt werden können, indem ”Scheiben” oder ”Keile” der zylinderförmigen chirurgischen Region gebildet werden.
Die 5I zeigt einen spiralförmigen Einschnitt 267, bei dem keine großwinklige Neuausrichtung bei der Bildung des Einschnitts beteiligt ist.
Die 5I' zeigt einen mehrschichtigen spiralförmigen Einschnitt. Bei dieser Implementierung, wenn ein spiralförmiger Einschnitt 267-1 in einer ersten posterioren Schicht vollendet wurde, kann der Chirurg den fokalen Punkt des chirurgischen Lasers zu dem zentralen Startpunkt der Spirale in einer zweiten, anterioren Schicht, einer glatten und leicht ansteigenden Verbindungslinie 268 folgend, bewegen und dann mit der Erzeugung der Spirale 267-2 in dieser zweiten anterioren Schicht beginnen. Diese glatte Verbindungslinie 268, die durch die vollen Punkte angezeigt ist, kann ein angenäherter Halbkreis oder eine beliebige aus einer großen Anzahl von ähnlich glatten Kurven sein. Solche glatten Verbindungslinien verringern die Beschleunigung des fokalen Punkts und sorgen für eine gleichmäßigere Anwendung der Laserenergie in das Zielgewebe.
Die 5J–J' zeigen, dass die Tokale Ebene 271 gewöhnlich bei optischen Systemen gekrümmt ist, es sei denn, dass (irgendein geeigneter Teil der) die Optik 273 des Laserabgabesystems hinsichtlich der Feldkrümmung korrigiert wird. Bei den meisten nicht korrigierten optischen Systemen ist die Krümmung positiv, d. h. die fokale Länge ist für axiale Strahlen 275-1 länger und für Strahlen außerhalb der Achse 275-2 kürzer, wie in der 5J gezeigt ist.
Wenn der beabsichtigte Einschnitt eine gerade quer verlaufende Linie oder ein verlängerter quer verlaufender ebener Schnitt ist, kann der Servomotor, der den Z-Abtaster antreibt (der ”Z-Servo”), kontinuierlich eingestellt werden, um den verzerrenden Effekt der Feldkrümmung zu kompensieren. Da jedoch wegen der höheren Trägheit, die mit der Z-Abtastung verbunden ist, die quer verlaufende X-Y-Abtastgeschwindigkeit viel höher als die Z-Abtastgeschwindigkeit sein kann, könnte das Z-Servo nicht in der Lage sein, den Fokus des Laserstrahls in der Z-Richtung bei der hohen Geschwindigkeit des X-Y-Abtasters einzustellen.
Die 5J' zeigt eine Implementierung, die eine Einstellung des Z-Abtasters bei der quer verlaufenden Geschwindigkeit der X-Y-Abtastung nicht erfordert. Bei dieser Implementierung wird ein Einschnitt 276 gebildet, der der Krümmung der fokalen Ebene 271 der Laserabgabeoptik 273 folgt. Der Einschnitt 276 kann ein beliebiger der vorstehend beschriebenen nicht quer verlaufenden Linien, nicht quer verlaufenden ebenen Schnitte, Schichten von Spiralen, verschachtelten Zylinder oder gekreuzten Ebenen sein. Wenn beliebige dieser Implementierungen auf einer schichtweisen Basis gebildet werden, können die Einschnitte in mehreren oder sämtlichen Schichten der Krümmung der fokalen Ebene 271 folgen, womit die Notwendigkeit verringert oder beseitigt wird, das Z-Servo bei der Geschwindigkeit des X-Y-Abtasters zu bewegen. Deshalb können diese Implementierungen bei der schnellen quer verlaufenden X-Y-Abtastgeschwindigkeit an Stelle der langsameren Z-Abtastgeschwindigkeit betrieben werden.
Bei noch anderen verschiedenen Ausführungsformen können die Einschnitte eine große Vielfalt von Gestalten annehmen, die gerade Ebenen, gekrümmte Ebenen, Kegel, geneigte Zylinder, eine beliebige Art von Gestalten, die nicht quer zu der Z-Achse liegen, Einschnitt, die Abschnitte aufweisen, die zu der Z-Achse quer verlaufen, verschiedene kreuzende Muster und eine beliebige Kombination dieser Muster umfassen. Solche Gestalten können verbunden werden, indem Ebenen miteinander verbunden werden, die das Linsegewebe weiter fragmentieren, während möglicherweise auch die Abgabe der Laserpulse erleichtert wird, indem die Notwendigkeit verringert wird, den Laser mit Klappen zu versehen oder große Bewegungen mit dem Abtastungssystem zu machen.
Nach dem Durchschneiden der Fasern mit den Laser-gebildeten Einschnitten, können die durchgeschnittenen Fasern mit einer Vielzahl von Techniken entfernt werden, die Hydrodissektion, manuelle Fragmentierung, die Anwendung von Ultraschall, Aspiration oder eine Kombination von diesen oder anderen Verfahren umfassen.
Die 5K zeigt eine noch weitere zusammengesetzte Implementierung. Bei dieser Implementierung kann eine Abschirmschicht 280 in der am weitesten posterior liegenden Region der Linse bis zu einem wesentlichen Grad implementiert werden, der zu der Achse des Auges quer ist. Eine der Funktionen dieser Schutzschicht 280 besteht darin, die Retina vor den negativen Wirkungen der Laserbestrahlung zu schützen, die für die Bildung der Einschnitte 262-i verwendet wird.
Die 7–26 zeigen Ausführungsformen eines Laserchirurgiesystems in Verbindung mit der vorstehenden photodisruptiven Laserbehandlung.
Ein wichtiger Aspekt von chirurgischen Laserprozeduren sind exakte Steuerung und Ausrichtung eines Laserstrahls, z. B. die Strahlposition und Strahlfokussierung. Chirurgische Lasersysteme können dazu vorgesehen sein, Werkzeuge zum Steuern und Ausrichten eines Lasers zu beinhalten, um Laserpulse exakt auf ein bestimmtes Ziel innerhalb des Gewebes auszurichten. Bei verschiedenen chirurgischen Lasersystemen mit Photodisruption im Nanosekundenbereich, wie z. B. die Nd:YAG-Lasersysteme, 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 häufig, ein betroffener Bereich mit einer Abmessung in dem Bereich von Hunderten von Mikrometern abgedeckt wird. Die Zeit zwischen Laserpulsen bei solchen Systemen neigt dazu, lang zu sein, und eine manuell gesteuerte Ausrichtung ist durchführbar und wird weit verbreitet verwendet. Ein Beispiel für solche manuellen Zielmechanismen ist ein Biomikroskop, um das Zielgewebe in Verbindung mit einer sekundären Laserquelle zu visualisieren, die als ein Zielstrahl verwendet wird. Der Chirurg bewegt den Fokus einer Laserfokussierungslinse mit der Hand, üblicherweise mit einer Joystick-Steuerung, die mit ihrem Bild durch das Mikroskop parfokal (mit oder ohne Versatz) ist, sodass der chirurgische Strahl oder Zielstrahl sich in dem besten Fokus des beabsichtigten Ziels befindet.
Solche Techniken, die zur Verwendung mit chirurgischen Lasersystemen mit niedriger Wiederholungsrate entwickelt wurden, können mit Lasern mit hoher Wiederholungsrate, die bei Tausenden von Schüssen pro Sekunde und relativ geringer Energie pro Puls arbeiten, schwierig anzuwenden sein. Bei chirurgischen Eingriffen mit Laser mit hoher Wiederholungsrate kann aufgrund der kleinen Auswirkungen eines jeden einzelnen Laserpulses eine viel größere Genauigkeit erforderlich sein und eine viel höhere Geschwindigkeit der Positionierung kann aufgrund des Bedarfs erforderlich sein, Tausende von Pulsen sehr schnell auf neue Behandlungsbereiche abzugeben.
Beispiele für gepulste Laser mit hoher Wiederholungsrate für chirurgische Lasersysteme beinhalten gepulste Laser bei einer Puls-Wiederholungsrate von Tausenden von Schüssen pro Sekunde oder mehr mit relativ niedriger Energie pro Puls. Solche Laser verwenden eine relativ geringe Energie pro Puls, um die Gewebewirkung zu lokalisieren, die durch Laser-induzierte Photodisruption verursacht wird, z. B. der betroffene Gewebebereich durch Photodisruption in der Größenordnung von Mikrometern oder einigen zehn Mikrometern. Diese lokalisierte Gewebewirkung kann die Genauigkeit der Laserchirurgie verbessern und kann bei bestimmten chirurgischen Prozeduren, wie z. B. Augenlaserchirurgie, wünschenswert sein. Bei einem Beispiel eines solchen chirurgischen Eingriffs kann die Platzierung von vielen Hunderten, Tausenden oder Millionen von zusammenhängenden, nahezu zusammenhängenden oder Pulsen, die durch bekannte Abständen getrennt werden, verwendet werden, um bestimmte gewünschte chirurgische Wirkungen zu erreichen, wie z. B. Gewebeeinschnitte, Trennungen oder eine Fragmentierung.
Verschiedene chirurgische Prozeduren, die photodisruptive chirurgische Lasersysteme mit hoher Wiederholungsrate mit kürzeren Laserpulsdauern verwenden, können eine hohe Genauigkeit bei der Positionierung jedes Pulses in dem Zielgewebe, in dem der chirurgische Eingriff durchgeführt wird, sowohl in einer absoluten Position hinsichtlich eines Zielortes auf dem Zielgewebe als auch einer relativen Position hinsichtlich vorangehender Pulse erfordern. Beispielsweise kann es bei einigen Fällen notwendig sein, dass Laserpulse mit einer Genauigkeit von ein paar Mikrometern in der Zeit zwischen Pulsen nebeneinander abgegeben werden, was in der Größenordnung von Mikrosekunden liegen kann. Da die Zeit zwischen zwei sequenziellen Pulsen kurz ist und die Anforderung an die Genauigkeit für die Pulsausrichtung hoch ist, kann ein manuelles Ausrichten, wie es bei gepulsten Lasersystemen mit niedriger Wiederholungsrate verwendet wird, nicht mehr ausreichend oder durchführbar sein.
Eine Technik zur Vereinfachung und Steuerung der Anforderung einer exakten Positionierung mit Hochgeschwindigkeit für die Abgabe von Laserpulsen in das Gewebe besteht darin, eine Applanationsplatte, die aus einem transparenten Material hergestellt ist, wie z. B. einem Glas mit einer vorbestimmten Kontaktfläche, an dem Gewebe anzubringen, so dass die Kontaktfläche der Applanationsplatte eine gut definierte optische Schnittstelle mit dem Gewebe bildet. Diese gut definierte Schnittstelle kann eine Übertragung und Fokussierung von Laserlicht in das Gewebe erleichtern, um optische Fehler oder Schwankungen (wie z. B. aufgrund von spezifischen optischen Eigenschaften des Auges oder Veränderungen, die bei Austrocknen der Oberfläche auftreten) zu steuern oder zu verringern, die an der Luft-Gewebe-Grenze am kritischsten sind, die sich in dem Auge an der anterioren Oberfläche der Hornhaut befindet. Kontaktlinsen können für verschiedene Anwendungen und Ziele in dem Auge und anderen Geweben ausgestaltet werden, die solche einschließen, die wegwerfbar oder wiederverwendbar sind. Das Kontaktglas oder die Applanationsplatte an der Oberfläche des Zielgewebes kann als eine Referenzplatte verwendet werden, in Bezug auf die Laserpulse durch die Einstellung von Fokussierelementen innerhalb des Laserabgabesystems fokussiert werden. Diese Verwendung eines Kontaktglases oder einer Applanationsplatte stellt eine bessere Steuerung der optischen Eigenschaften der Gewebeoberfläche bereit und gestattet somit, dass Laserpulse bei einer hohen Geschwindigkeit an einer gewünschten Stelle (Interaktionspunkt) in dem Zielgewebe relativ zu der Referenzplatte der Applanation mit einer geringen optischen Verzerrung der Laserpulse exakt platziert werden.
Eine Möglichkeit für die Implementierung einer Applanationsplatte auf einem Auge besteht darin, die Applanationsplatte zu verwenden, um eine Positionsreferenz für eine Abgabe der Laserpulse in ein Zielgewebe in dem Auge bereitzustellen. Diese Verwendung der Applanationsplatte als eine Positionsreferenz kann an der bekannten gewünschten Stelle von einem Laserpulsfokus in dem Ziel mit einer ausreichenden Genauigkeit vor einer Abgabe der Laserpulse und darauf basieren, dass die relativen Positionen der Referenzplatte und des individuellen internen Gewebeziels während der Laserabgabe konstant bleiben müssen. Dieses Verfahren kann zusätzlich erfordern, dass das Fokussieren des Laserpulses auf die gewünschte Stelle zwischen Augen oder in verschiedenen Regionen innerhalb des gleichen Auges vorhersagbar und wiederholbar ist. Bei praktischen Systemen kann es schwierig sein, die Applanationsplatte als eine Positionsreferenz zu verwenden, um Laserpulse intraokular exakt zu lokalisieren, da die vorstehenden Bedingungen in praktischen Systemen möglicherweise nicht erfüllt werden können.
Wenn z. B. die kristalline Linse das chirurgische Ziel ist, neigt der exakte Abstand von der Referenzplatte an der Oberfläche des Auges zu dem Ziel aufgrund des Vorhandenseins von kollabierbaren Strukturen, wie z. B. der Hornhaut selbst, der vorderen Augenkammer und der Iris, zur Veränderung. Die beachtliche Variabilität liegt nicht nur in dem Abstand zwischen der applanierten Hornhaut und der Linse zwischen einzelnen Augen, sondern auch in einer Variation innerhalb des gleichen Auges in Abhängigkeit von der spezifischen chirurgischen Technik und Technik der Applanation, die von dem Chirurgen verwendet wird. Zusätzlich kann eine Bewegung des angezielten Linsengewebes relativ zu der applanierten Oberfläche während der Abgabe der Tausende von Laserpulsen eintreten, die zur Erzielung der chirurgischen Wirkung benötigt werden, was die exakte Abgabe von Pulsen weiter kompliziert. Außerdem kann sich eine Struktur innerhalb des Auges aufgrund des Aufbaus von Nebenprodukten der Photodisruption, wie z. B. Kavitationsbläschen, bewegen. Z. B. können Laserpulse, die an die kristalline Linse abgegeben werden, dazu führen, dass die Linsenkapsel sich nach vorne wölbt, was für die anschließende Platzierung von Laserpulsen eine Einstellung erforderlich macht, um auf dieses Gewebe zu zielen. Des Weiteren kann es schwierig sein, Computermodelle und -simulationen zu verwenden, um mit einer ausreichenden Genauigkeit die tatsächliche Stelle von Zielgeweben vorherzusagen, nachdem die Applanationsplatte entfernt wurde, und um eine Platzierung von Laserpulsen einzustellen, damit die gewünschte Lokalisierung ohne Applanation erziel wird, und zwar teilweise aufgrund der stark variablen Natur von Effekten der Applanation, die von Faktoren abhängig sein können, wie insbesondere der individuellen Hornhaut oder dem Auge und der spezifischen chirurgischen Technik und Technik der Applanation, die von einem Chirurgen verwendet wird.
Zusätzlich zu den physikalischen Effekten der Applanation, die die Lokalisierung von internen Gewebestrukturen disproportional beeinträchtigen, kann es bei einigen chirurgischen Prozessen für ein Zielsystem wünschenswert sein, nichtlineare Charakteristika der Photodisruption vorauszusehen und zu berücksichtigen, die bei der Verwendung von Laser mit einer kurzen Pulsdauer auftreten können. Die Photodisruption ist ein nichtlinearer optischer Prozess in dem Gewebematerial und kann bei der Strahleinstellung und der Strahlausrichtung zu Komplikationen führen. Z. B. ist einer der nichtlinearen optischen Effekte in dem Gewebematerial, wenn es mit Laserpulsen während der Photodisruption in Wechselwirkung tritt, dass der Brechungsindex des Gewebematerials, der sich auf die Laserpulse auswirkt, nicht mehr eine Konstante ist, sondern mit der Intensität des Lichtes variiert. Da die Intensität des Lichtes in den Laserpulsen 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 eine Selbstfokussierung oder Selbstdefokussierung in dem Gewebematerial, was den tatsächlichen Fokus der Position verändert und die Position des Fokus des gepulsten Laserstrahls innerhalb des Gewebes verschiebt. Daher kann es eine exakte Ausrichtung des gepulsten Laserstrahls auf jede Position des Zielgewebes in dem Zielgewebe ebenfalls erfordern, dass die nichtlinearen optischen Effekte des Gewebematerials auf den Laserstrahl berücksichtigt werden. Zusätzlich kann es notwendig sein, die Energie bei jedem Puls einzustellen, um die gleiche physikalische Wirkung in verschiedene Regionen des Ziels abzugeben, und zwar aufgrund von verschiedenen physikalischen Eigenschaften, wie z. B. Härte, oder aufgrund von optischen Erwägungen, wie z. B. Absorption oder Streuung des Laserpulslichtes, das sich zu einer bestimmten Region bewegt. Bei solchen Fällen können die Unterschiede bei nichtlinearen Fokussierungseffekten zwischen Pulsen mit unterschiedlichen Energiewerten ebenfalls die Lasereinstellung und die Laserausrichtung der chirurgischen Pulse beeinträchtigen.
Somit kann bei chirurgischen Prozeduren, bei denen nicht oberflächliche Strukturen angezielt werden, die Verwendung einer oberflächlichen Applanationsplatte auf der Basis einer Positionsreferenz, die von der Applanationsplatte bereitgestellt wird, möglicherweise nicht ausreichend sein, um eine exakte Lokalisierung der Laserpulse bei internen Gewebezielen zu erreichen. Die Verwendung der Applanationsplatte als Referenz für die Führung einer Laserabgabe kann Messungen der Dicke und der Plattenposition der Applanationsplatte mit einer hohen Genauigkeit erfordern, da die Abweichung von einem Nennwert direkt in einen Fehler der Tiefenpräzision übertragen wird. Applanationslinsen mit hoher Präzision können kostspielig sein, insbesondere bei wegwerfbaren Applanationsplatten für den einmaligen Gebrauch.
Die Techniken, Geräte und Systeme, die in diesem Dokument beschrieben werden, können auf eine Art und Weise implementiert werden, die einen Zielmechanismus bereitstellen, um kurze Laserpulse durch eine Applanationsplatte an eine gewünschte Stelle innerhalb des Auges mit einer Genauigkeit und bei einer hohen Geschwindigkeit abzugeben, und zwar ohne dass die bekannte gewünschte Stelle des Laserpulsfokus in dem Ziel mit einer ausreichenden Genauigkeit notwendig ist, bevor die Laserpulse abgegeben werden, und ohne dass die relativen Positionen der Referenzplatte und des einzelnen internen Gewebeziels während der Laserabgabe konstant bleiben. Als solches können die vorliegenden Techniken, Geräte und Systeme für verschiedene chirurgische Prozeduren verwendet werden, bei denen physikalische Bedingungen des zu operierenden Zielgewebes zur Variation neigen und schwierig zu steuern sind, und die Abmessung der Applanationslinse dazu neigt, von Linse zu Linse zu variieren. Die vorliegenden Techniken, Geräte und Systeme können auch für andere chirurgische Ziele verwendet werden, bei denen eine Verzerrung oder Bewegung des chirurgischen Ziels in Bezug zu der Oberfläche der Struktur vorhanden ist oder bei denen nichtlineare optische Effekte ein exaktes Ausrichten problematisch gestalten. Beispiele für solche chirurgischen Ziele, die nicht das Auge sind, beinhalten das Herz, tieferes Gewebe in der Haut und andere.
Die vorliegenden Techniken, Geräte und Systeme können auf eine Art und Weise implementiert werden, die die Vorteile beibehalten, die von einer Applanationsplatte bereitgestellt werden, einschließlich z. B. der Steuerung der Oberflächenform und Hydratisierung, sowie der Verringerungen bei der optischen Verzerrung, während für die exakte Lokalisierung der Photodisruption für interne Strukturen der applanierten Oberfläche gesorgt wird. Dies kann durch die Verwendung eines integrierten Bildgebungsgeräts bewerkstelligt werden, um das Zielgewebe in Bezug auf die Fokussieroptik des Abgabesystems zu lokalisieren. Die genaue Art des Bildgebungsgeräts und der Verfahren kann variieren und kann von der spezifischen Natur des Ziels und dem erforderlichen Grad der Genauigkeit abhängen.
Eine Applanationslinse kann mit einem weiteren Mechanismus implementiert werden, um das Auge zu fixieren, damit eine Translations- und Drehbewegung des Auges verhindert wird. Beispiele für solche Fixierungsgeräte beinhalten die Verwendung eines Saugringes. Ein solcher Fixierungsmechanismus kann ebenfalls zu einer ungewollten Verzerrung oder Bewegung des chirurgischen Ziels führen. Die vorliegenden Techniken, Geräte und Systeme können implementiert werden, um für chirurgische Lasersysteme mit hoher Wiederholungsrate zu sorgen, die eine Applanationsplatte und/oder ein Fixierungsmittel für nicht-oberflächliche chirurgische Ziele, einen Zielmechanismus verwenden, um eine intraoperative Bildgebung bereitzustellen, damit eine solche Verzerrung oder Bewegung des chirurgischen Ziels überwacht wird.
Spezifische Beispiele für chirurgische Lasertechniken, -geräte und -systeme sind nachstehend beschrieben, bei denen ein optisches Bildgebungsmodul verwendet wird, um Abbildungen eines Zielgewebes zu erfassen, damit Informationen zur Position des Zielgewebes, z. B. vor und während einer chirurgischen Prozedur, erhalten werden. Solche erhaltenen Informationen zur Position können dazu verwendet werden, um die Positionierung und Fokussierung des chirurgischen Laserstrahls in dem Zielgewebe zu steuern, damit eine genaue Steuerung der Platzierung der chirurgischen Laserpulse bei Lasersystemen mit hoher Wiederholungsrate bereitgestellt wird. Bei einer Implementierung können die Abbildungen, die durch das optische Bildgebungsmodul erhalten werden, während einer chirurgischen Prozedur dazu verwendet werden, die Position und den Fokus des chirurgischen Laserstrahls dynamisch zu steuern. Außerdem neigen Laserpulse mit geringerer Energie und kurze Laserpulse dazu, gegenüber optischen Verzerrungen empfindlich zu sein, wobei ein solches chirurgisches Lasersystem eine Applanationsplatte mit einer flachen oder gekrümmten Schnittstelle implementieren kann, die an dem Zielgewebe angebracht wird, um eine kontrollierte und stabile optische Schnittstelle zwischen dem Zielgewebe und dem chirurgischen Lasersystem bereitzustellen und um optische Fehler an der Gewebeoberfläche abzuschwächen und zu kontrollieren.
Als ein Beispiel zeigt die 7 ein chirurgisches Lasersystem auf der Basis einer optischen Bildgebung und Applanation. Dieses System beinhaltet einen gepulsten Laser 1010, um einen chirurgischen Laserstrahl 1012 von Laserpulsen zu erzeugen, und ein Optikmodul 1020, um den chirurgischen Laserstrahl 1012 zu empfangen und den fokussierten chirurgischen Laserstrahl 1022 auf ein Zielgewebe 1001, wie z. B. ein Auge, zu fokussieren und zu lenken, damit eine Photodisruption in dem Zielgewebe 1001 hervorgerufen wird Eine Applanationsplatte kann bereitgestellt sein, um mit dem Zielgewebe 1001 in Kontakt zu stehen, damit eine Schnittstelle für die Übertragung von Laserpulsen auf das Zielgewebe 1001 und von Licht, das von dem Zielgewebe 1001 durch die Schnittstelle kommt, erzeugt wird. Vor allem wird ein optisches Bildgebungsgerät 1030 bereitgestellt, um das Licht 1050 einzufangen, das Abbildungen des Zielgewebes 1050 oder Bildgebungsinformation von dem Zielgewebe 1001 trägt, um eine Abbildung des Zielgewebes 1001 zu erzeugen. Das Bildgebungssignal 1032 von dem Bildgebungsgerät 1030 wird an ein System-Steuerungsmodul 1040 gesendet. Das System-Steuerungsmodul 1040 wird derart betrieben, um die erfassten Abbildungen von dem Bildgebungsgerät 1030 zu verarbeiten und das Optikmodul 1020 zu steuern, damit die Position und der Fokus des chirurgischen Laserstrahls 1022 auf das Zielgewebe 101 auf der Basis von Information aus den erfassten Abbildungen eingestellt wird. Das Optikmodul 120 kann eine oder mehr als eine Linse einschließen und kann ferner einen oder mehr als einen Reflektor einschließen. Ein Steuerungsaktuator kann in dem Optikmodul 1020 enthalten sein, um die Fokussierung und die Richtung des Strahls als Antwort auf ein Stahlsteuerungssignal 1044 von dem Systemsteuerungsmodul 1040 einzustellen. Das Steuerungsmodul 1040 kann den gepulsten Laser 1010 über ein Lasersteuerungssignal 1042 ebenfalls steuern.
Das optische Bildgebungsgerät 1030 kann implementiert werden, um einen optischen Bildgebungsstrahl zu erzeugen, der von dem chirurgischen Laserstrahl 1022 getrennt ist, um das Zielgewebe 1001 abzutasten, und das zurückgesendete Licht des optischen Bildgebungsstrahls wird von dem optischen Bildgebungsgerät 1030 erfasst, um die Abbildungen des Zielgewebes 1001 zu erhalten. Ein Beispiel für ein solches optisches Bildgebungsgerät 1030 ist ein Bildgebungsmodul für die optische Kohärenztomographie (OCT, optical coherence tomography), das zwei Bildgebungsstrahlen verwendet, und zwar einen Sondenstrahl, der durch die Applanationsplatte auf das Zielgewebe 1001 gelenkt wird, und einen anderen Referenzstrahl in einem optischen Referenzweg, um miteinander optisch zu interferieren, damit Abbildungen des Zielgewebes 1001 erhalten werden. Bei anderen Implementierungen kann das optische Bildgebungsgerät 1030 von dem Zielgewebe 1001 ein gestreutes oder reflektiertes Licht verwenden, um Abbildungen zu erfassen, und zwar ohne einen vorgesehenen optischen Bildgebungsstrahl auf das Zielgewebe 1001 zu senden. Z. B. kann das Bildgebungsgerät 1030 ein Sensorarray aus Sensorelementen sein, wie z. B. CCD- oder CMS-Sensoren. Z. B. können die Abbildungen des Nebenproduktes der Photodisruption, die durch den chirurgischen Laserstrahl 1022 erzeugt werden, durch das optische Bildgebungsgerät 1030 zur Steuerung der Fokussierung und zur Positionierung des chirurgischen Laserstrahls 1022 erfasst werden. Wenn das optische Bildgebungsgerät 1030 ausgestaltet ist, um eine Ausrichtung eines chirurgischen Laserstrahls unter Verwendung der Abbildung des Nebenproduktes der Photodisruption zu führen, erfasst das optische Bildgebungsgerät 1030 Abbildungen des Nebenproduktes der Photodisruption, wie z. B. die Laser-induzierten Bläschen oder Kavitäten. Das Bildgebungsgerät 1030 kann auch ein Bildgebungsgerät mit Ultraschall sein, um Abbildungen auf der Basis von akustischen Abbildungen zu erfassen.
Das Systemsteuerungsmodul 1040 verarbeitet die Bildgebungsdaten von dem Bildgebungsgerät 1030, das Information zum Positionsversatz für das Nebenprodukt der Photodisruption von der Zielgewebeposition in dem Zielgewebe 1001 beinhaltet. Auf der Basis der von der Abbildung erhaltenen Information wird das Strahlsteuerungssignal 1044 erzeugt, um das Optikmodul 1020 zu steuern, das den Laserstrahl 1022 einstellt. Eine digitale Verarbeitungseinheit kann in dem Systemsteuerungsmodul 1040 eingeschlossen sein, um eine unterschiedliche Datenverarbeitung für die Laserausrichtung auszuführen.
Die vorstehenden Techniken und Systeme können verwendet werden, um Laserpulse mit hoher Wiederholungsrate auf Ziele unter der Oberfläche mit einer Genauigkeit abzugeben, die für eine durchgängige Pulsplatzierung notwendig ist, wie es bei Anwendungen zum Schneiden oder zur Volumendisruption erforderlich ist. Dies kann mit oder ohne die Verwendung einer Referenzquelle an der Oberfläche des Ziels bewerkstelligt werden und kann eine Bewegung des Ziels im Anschluss an eine Applanation oder während einer Platzierung von Laserpulsen berücksichtigen.
Die Applanationsplatte wird bei den vorliegenden Systemen dafür bereitgestellt, um die Anforderung an eine exakte Positionierung mit Hochgeschwindigkeit zur Abgabe von Laserpulsen in das Gewebe zu erleichtern und zu steuern. Eine solche Applanationsplatte kann aus einem transparenten Material, wie z. B. einem Glas, mit einer vorbestimmten Kontaktfläche für das Gewebe hergestellt sein, so dass die Kontaktfläche der Applanationsplatte eine gut definierte optische Schnittstelle mit dem Gewebe bildet. Diese gut definierte Schnittstelle kann eine Übertragung und Fokussierung von Laserlicht in das Gewebe erleichtern, um optische Fehler oder Schwankungen (wie z. B. aufgrund von spezifischen optischen Eigenschaften des Auges oder der Änderungen, die auftreten, wenn die Oberfläche austrocknet) zu steuern oder zu verringern, die an der Luft-Gewebe-Grenze am kritischsten sind, dis sich in dem Auge an der anterioren Oberfläche der Hornhaut befindet. Eine Anzahl von Kontaktlinsen, einschließlich solcher, die wegwerfbar oder wiederverwendbar sind, wurde bereits für verschiedene Anwendungen und Ziele innerhalb des Auges und anderen Geweben entwickelt. Das Kontaktglas oder die Applanationsplatte an der Oberfläche des Zielgewebes wird als eine Referenzplatte verwendet, in Bezug auf die Laserpulse durch die Einstellung von Fokussierelementen innerhalb des Laserabgabesystems relativ fokussiert werden. Einen festen Bestandteil bei einer solchen Vorgehensweise stellen die zusätzlichen Vorteile dar, die durch das Kontaktglas oder die Applanationsplatte geliefert werden, wie vorstehend beschrieben wurde, die die Steuerung der optischen Eigenschaften der Gewebeoberfläche einschließen. Dementsprechend können die Laserpulse bei einer hohen Geschwindigkeit an einer gewünschten Stelle (Interaktionspunkt) in dem Zielgewebe in Bezug auf die Referenzplatte für die Applanation mit einer geringen optischen Verzerrung der Laserpulse exakt platziert werden.
Das optische Bildgebungsgerät 1030 in der 7 erfasst Abbildungen des Zielgewebes 1001 mittels der Applanationsplatte. Das Steuerungsmodul 1040 verarbeitet die erfassten Abbildungen, um eine Positionsinformation aus den erfassten Abbildungen zu entnehmen, und verwendet die entnommene Positionsinformation als eine Positionsreferenz oder eine Führung, um die Position und den Fokus des chirurgischen Laserstrahls 1022 zu steuern. Diese über Bildgebung gesteuerte Laserchirurgie kann ohne Vertrauen auf die Applanationsplatte als eine Positionsreferenz implementiert werden, da die Position der Applanationsplatte dazu neigt, sich wie vorstehend erläutert, aufgrund von verschiedenen Faktoren zu verändern. Dadurch kann es schwierig sein, die Applanationsplatte als eine Positionsreferenz zu verwenden, um die Position und den fokalen Punkt des chirurgischen Laserstrahls für eine exakte Abgabe von Laserpulsen einzustellen und zu steuern, obwohl die Applanationsplatte eine gewünschte optische Schnittstelle für den chirurgischen Laserstrahl für den Eintritt in das Zielgewebe und die Erfassung von Abbildungen des Zielgewebes bereitstellt. Die über Bildgebung geführte Steuerung der Position und des fokalen Punkts des chirurgischen Laserstrahls auf der Basis des Bildgebungsgeräts 1030 und des Steuerungsmoduls 1040 gestattet es, dass Abbildungen des Zielgewebes 1001, z. B. Abbildungen von inneren Strukturen eines Auges, als Positionsreferenzen verwendet werden, und zwar ohne dass die Applanationsplatte für die Bereitstellung einer Positionsreferenz verwendet wird.
Zusätzlich zu den physikalischen Effekten der Applanation, die die Lokalisierung von internen Gewebestrukturen disproportional beeinträchtigen, kann es bei einigen chirurgischen Prozessen für ein Zielsystem wünschenswert sein, nichtlineare Charakteristika der Photodisruption vorauszusehen und zu berücksichtigen, die bei der Verwendung von Laser mit einer kurzen Pulsdauer auftreten können. Die Photodisruption kann bei der Strahleinstellung und der Strahlausrichtung zu Komplikationen führen. Z. B. ist einer der nichtlinearen optischen Effekte in dem Gewebematerial, wenn es mit Laserpulsen während der Photodisruption in Wechselwirkung tritt, dass der Brechungsindex des Gewebematerials, der sich auf die Laserpulse auswirkt, nicht mehr eine Konstante ist, sondern mit der Intensität des Lichtes variiert. Da die Intensität des Lichtes in den Laserpulsen 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 eine Selbstfokussierung oder Selbstdefokussierung in dem Gewebematerial, was den tatsächlichen Fokus der Position verändert und die Position des Fokus des gepulsten Laserstrahls innerhalb des Gewebes verschiebt. Daher kann es eine exakte Ausrichtung des gepulsten Laserstrahls auf jede Position des Zielgewebes in dem Zielgewebe ebenfalls erfordern, dass die nichtlinearen optischen Effekte des Gewebematerials auf den Laserstrahl berücksichtigt werden. Die Energie der Laserpulse kann eingestellt werden, um die gleiche physikalische Wirkung in verschiedene Regionen des Ziels abzugeben, und zwar aufgrund von verschiedenen physikalischen Eigenschaften, wie z. B. Härte, oder aufgrund von optischen Erwägungen, wie z. B. Absorption oder Streuung des Laserpulslichtes, das sich zu einer bestimmten Region bewegt. Bei solchen Fällen können die Unterschiede bei nichtlinearen Fokussierungseffekten zwischen Pulsen mit unterschiedlichen Energiewerten ebenfalls die Lasereinstellung und die Laserausrichtung der chirurgischen Pulse beeinträchtigen. In dieser Hinsicht können die direkten Abbildungen, die von dem Zielgewebe durch das Bildgebungsgerät 1030 erhalten werden, verwendet werden, um die tatsächliche Position des chirurgischen Laserstrahls 1022 zu überwachen, der die kombinierten Effekte von nichtlinearen optischen Effekten in dem Zielgewebe wiedergibt, und Positionsreferenzen für die Steuerung der Strahlposition und des Strahlfokus bereitzustellen.
Die Techniken, Geräte und Systeme, die hierin beschrieben werden, können in Kombination mit einer Applanationsplatte verwendet werden, um eine Steuerung der Oberflächenform und Hydratisierung bereitzustellen, damit die optische Verzerrung verringert wird, und um eine exakte Lokalisierung der Photodisruption für interne Strukturen durch die applanierte Oberfläche bereitzustellen. Die hierin beschriebene über Bildgebung geführte Steuerung der Strahlposition und des Fokus kann auf chirurgische Systeme und Prozeduren angewendet werden, die andere Mittel als Applanationsplatten zur Fixierung des Auges verwenden, einschließlich der Verwendung eines Saugringes, was zu einer Verzerrung oder Bewegung des chirurgischen Ziels führen kann.
Die folgenden Abschnitte beschreiben zunächst Beispiele für Techniken, Geräte und Systeme für eine automatisierte über Bildgebung geführte Laserchirurgie auf der Basis von variierenden Integrationsgraden der Bildgebungsfunktionen in dem Lasersteuerungsteil der Systeme. Ein optisches Bildgebungsmodul oder ein anders abbildendes Modul, wie z. B. ein OCT-Bildgebungsmodul, kann verwendet werden, um ein Sondenlicht oder einen anderen Art von Strahl zu lenken, um Abbildungen eines Zielgewebes zu erfassen, wie z. B. Strukturen innerhalb eines Auges. Ein chirurgischer Laserstrahl aus Laserpulsen, wie z. B. Laserpulse im Bereich von Femtosekunden oder Pikosekunden, kann durch Positionsinformation in den erfassten Abbildungen geführt werden, um die Fokussierung und Positionierung des chirurgischen Laserstrahls während des chirurgischen Eingriffs zu steuern. Sowohl der chirurgische Laserstrahl als auch der Sondenlichtstrahl können während des chirurgischen Eingriffs der Reihe nach oder gleichzeitig auf das Zielgewebe gerichtet werden, so dass der chirurgische Laserstrahl auf der Basis der erfassten Abbildungen gesteuert werden kann, um die Präzision und Genauigkeit des chirurgischen Eingriffs sicherzustellen.
Eine solche über Bildgebung geführte Laserchirurgie kann verwendet werden, um für eine genaue und exakte Fokussierung und Positionierung des chirurgischen Laserstrahls während des chirurgischen Eingriffs zu sorgen, da die Strahlsteuerung auf Abbildungen des Zielgewebes im Anschluss an die Applanation oder Fixierung des Zielgewebes basiert, und zwar entweder kurz vor oder nahezu gleichzeitig mit der Abgabe der chirurgischen Pulse. Vor allem können bestimmte Parameter des Zielgewebes, wie z. B. das vor einem chirurgischen Eingriff vermessene Auge, während des chirurgischen Eingriffs aufgrund von verschiedenen Faktoren variieren, wie z. B. der Vorbereitung des Zielgewebes (z. B. Fixierung des Auges an einer Applanationslinse) und der Veränderung des Zielgewebes durch die chirurgischen Eingriffe. Deshalb können vermessene Parameter des Zielgewebes vor solchen Faktoren und/oder dem chirurgischen Eingriff nicht mehr die physikalischen Bedingungen des Zielgewebes während des chirurgischen Eingriffs wiedergeben. Die vorliegende über Bildgebung geführte Laserchirurgie kann technische Probleme in Verbindung mit solchen Änderungen bei der Fokussierung und Positionierung des chirurgischen Laserstrahls vor und während des chirurgischen Eingriffs mindern.
Die vorliegende über Bildgebung geführte Laserchirurgie kann für genaue chirurgische Eingriffe innerhalb eines Zielgewebes wirksam eingesetzt werden. Z. B. wird bei der Durchführung einer Laserchirurgie innerhalb des Auges das Laserlicht in dem Auge fokussiert, um eine optische Aufspaltung des angezielten Gewebes zu erzielen, und derartige optische Wechselwirkungen können die interne Struktur des Auges verändern. Z. B. kann die kristalline Linse ihre Position, Form, Dicke und ihren Durchmesser während der Einstellung nicht nur zwischen einer vorherigen Messung und eines chirurgischen Eingriffs, sondern auch während des chirurgischen Eingriffs verändern. Die Befestigung des Auges an dem chirurgischen Instrument durch mechanische Mittel kann die Form des Auges auf eine nicht gut definierte Art und Weise verändern und des weiteren kann die Veränderung während des chirurgischen Eingriffs aufgrund von verschiedenen Faktoren variieren, z. B. Bewegung des Patienten. Mittel zur Befestigung beinhalten das Fixieren des Auges mit einem Saugring und das Applanieren des Auges mit einer flachen oder gekrümmten Linse. Diese Änderungen belaufen sich auf bis zu einigen Millimeter. Die mechanische Herstellung von Referenzen und die Fixierung der Augenoberfläche, wie z. B. der anterioren Oberfläche der Hornhaut oder des Limbus, funktioniert nicht gut, wenn eine Mikrochirurgie mit Präzisionslasern innerhalb des Auges durchgeführt wird.
Die Nachbearbeitung oder nahezu gleichzeitige Bildgebung bei der vorliegenden über Bildgebung geführten Laserchirurgie kann verwendet werden, um dreidimensionale Positionsreferenzen zwischen den inneren Merkmalen des Auges und dem chirurgischen Instrument in einer Umgebung festzulegen, in der Änderungen vor und während eines chirurgischen Eingriffs auftreten. Die Information der Positionsreferenz, die durch die Abbildung vor der Applanation und/oder Fixierung des Auges oder während des tatsächlichen chirurgischen Eingriffs bereitgestellt wird, gibt die Effekte von Änderungen in dem Auge wieder und stellt somit eine genaue Führung zur Fokussierung und Positionierung des chirurgischen Laserstrahls bereit. Ein System, das auf der vorliegenden über Bildgebung geführten Laserchirurgie basiert, kann mit einer einfachen Struktur und kosteneffizient konfiguriert sein. Z. B. kann ein Teil der optischen Komponenten, die mit der Führung des chirurgischen Laserstrahls in Verbindung stehen, mit optischen Komponenten zur Führung des Sondenlichtstrahls zur Abbildung des Zielgewebes gemeinsam verwendet werden, um die Gerätestruktur und die optische Ausrichtung und Kalibrierung der Bildgebungs- und chirurgischen Lichtstrahlen zu vereinfachen.
Die nachstehend beschriebenen über Bildgebung geführten chirurgischen Lasersysteme verwenden die OCT-Bildgebung als ein Beispiel für ein Bildgebungsinstrument und andere nicht-OCT-Bildgebungsgeräte können ebenfalls verwendet werden, um Abbildungen zur Steuerung der chirurgischen Laser während des chirurgischen Eingriffs zu erfassen. Wie in den Beispielen nachstehend veranschaulicht wird, kann eine Integration der Bildgebungs- und chirurgischen Teilsysteme bis zu verschiedenen Graden implementiert werden. In der einfachsten Form ohne Integrationshardware sind die Bildgebungs- und chirurgischen Laserteilsysteme getrennt und können über Schnittstellen miteinander kommunizieren. Solche Ausgestaltungen können eine Flexibilität bei den Ausgestaltungen der beiden Teilsysteme bereitstellen. Eine Integration zwischen den beiden Teilsystemen vergrößert durch einige Hardwarekomponenten, wie z. B. eine Patientenschnittstelle, die Funktionalität weiter, indem eine bessere Registrierung des chirurgischen Bereichs für die Hardwarekomponenten, eine genauere Kalibrierung geboten wird und kann den Arbeitsablauf verbessern. Mit einem steigenden Grad der Integration zwischen den beiden Teilsystemen kann ein solches System zunehmend kosteneffizient und kompakt hergestellt werden und eine Systemkalibrierung wird weiter vereinfacht und im Laufe der Zeit stabiler. Beispiele für über Bildgebung geführte Lasersysteme in den 8–16 sind bei verschiedenen Graden der Integration integriert.
Eine Implementierung eines vorliegenden über Bildgebung geführten chirurgischen Lasersystems beinhaltet z. B. einen chirurgischen Laser, der einen chirurgischen Laserstrahl aus chirurgischen Laserpulsen erzeugt, die chirurgische Veränderungen in einem zu operierenden Zielgewebe hervorrufen; eine Halterung für die Patientenschnittstelle, die in eine mit dem Zielgewebe in Kontakt stehende Patientenschnittstelle eingreift, um das Zielgewebe in Position zu halten; und ein Laserstrahl-Abgabemodul, das zwischen dem chirurgischen Laser und der Patientenschnittstelle positioniert und derart konfiguriert ist, um den chirurgischen Laserstrahl durch die Patientenschnittstelle auf das Zielgewebe zu lenken. Dieses Laserstrahl-Abgabemodul ist operabel, um mit dem chirurgischen Laserstrahl in dem Zielgewebe entlang eines vorbestimmten chirurgischen Musters abzutasten. Dieses System beinhaltet ferner ein Lasersteuerungsmodul, das den Betrieb des chirurgischen Lasers steuert und das Laserstrahlabgabemodul, um das vorbestimmte chirurgische Muster zu erzeugen, und ein OCT-Modul steuert, das in Bezug auf die Patientenschnittstelle positioniert ist, um ein bekanntes räumliches Verhältnis im Hinblick auf die Patientenschnittstelle und das Zielgewebe, das an der Patientenschnittstelle befestigt ist, zu erhalten. Das OCT-Modul ist derart konfiguriert, dass es einen optischen Sondenstrahl auf das Zielgewebe lenkt und das zurückgesendete Sondenlicht des optischen Sondenstrahls von dem Zielgewebe empfängt, um OCT-Abbildungen des Zielgewebes zu erfassen, während der chirurgische Laserstrahl auf das Zielgewebe gelenkt wird, um einen chirurgischen Eingriff durchzuführen, so dass der optische Sondenstrahl und der chirurgische Laserstrahl gleichzeitig in dem Zielgewebe vorhanden sind. Das OCT-Modul steht mit dem Lasersteuerungsmodul in Verbindung, um die Information der erfassten OCT-Abbildungen an das Lasersteuerungsmodul zu senden.
Zusätzlich reagiert das Lasersteuerungsmodul bei diesem bestimmten System auf die Information der erfassten OCT-Abbildungen, um das Laserstrahlabgabemodul bei der Fokussierung und Abtastung des chirurgischen Laserstrahls zu betreiben, und stellt die Fokussierung und Abtastung des chirurgischen Laserstrahls in dem Zielgewebe auf der Basis der Information zur Positionierung in den erfassten OCT-Abbildungen ein.
Bei einigen Implementierungen muss zur Registrierung des Ziels mit dem chirurgischen Instrument eine Erfassung einer vollständigen Abbildung eines Zielgewebes nicht notwendig sein, und es kann ausreichen, einen Teil des Zielgewebes, z. B. einige wenige Punkte aus der chirurgischen Region, wie z. B. natürliche oder künstliche Ausrichtungspunkte, zu erfassen. Z. B. besitzt ein starrer Körper sechs Freiheitsgrade in einem 3D-Raum und sechs unabhängige Punkte wären ausreichend, um den starren Körper zu definieren. Wenn die exakte Größe der chirurgischen Region nicht bekannt ist, sind zusätzliche Punkte erforderlich, um die Positionsreferenz bereitzustellen In dieser Hinsicht können mehrere Punkte verwendet werden, um die Position und die Krümmung der anterioren und posterioren Oberfläche, die sich normalerweise unterscheiden, und die Dicke und den Durchmesser der kristallinen Linse des menschlichen Auges zu bestimmen. Auf der Basis dieser Daten kann ein Körper, der aus zwei Hälften eines ellipsenförmigen Körpers hergestellt ist, mit gegebenen Parameter für praktische Zwecke einer kristallinen Linse angenähert werden und sie sichtbar machen. Bei einer weiteren Implementierung kann die Informationen von der erfassten Abbildung mit einer Information aus anderen Quellen kombiniert werden, wie z. B. präoperativen Messungen der Linsendicke, die als eine Eingabe für die Steuerung verwendet werden.
Die 8 zeigt ein Beispiel eines über Bildgebung geführten chirurgischen Lasersystems mit einem separaten chirurgischen Lasersystem 2100 und einem Bildgebungssystem 2200. Das chirurgische Lasersystem 2100 beinhaltet eine Lasereinheit 2130 mit einem chirurgischen Laser, die einen chirurgischen Laserstrahl 2160 aus chirurgischen Laserpulsen erzeugt. Ein Laserstrahlabgabemodul 2140 ist bereitgestellt, um den chirurgischen Laserstrahl 2160 von der Lasereinheit 2130 durch eine Patientenschnittstelle 2150 zu dem Zielgewebe 1001 zu lenken und ist operabel, um mit dem chirurgischen Laserstrahl 2160 in dem Zielgewebe 1001 entlang eines vorbestimmten chirurgischen Musters abzutasten. Ein Lasersteuerungsmodul 2120 ist bereitgestellt, um den Betrieb des chirurgischen Lasers in der Lasereinheit 2130 über einen Kommunikationskanal 2121 zu steuern, und steuert das Laserstrahlabgabemodul 2140 über einen Kommunikationskanal 2122, um das vorbestimmte chirurgische Muster zu erzeugen. Eine Halterung für die Patientenschnittstelle ist bereitgestellt, um die Patientenschnittstelle 2150 mit dem Zielgewebe 1001 in einem eingreifenden Kontakt zu halten, um das Zielgewebe 1001 in Position zu halten. Die Patientenschnittstelle 2150 kann derart implementiert sein, dass sie eine Kontaktlinse oder Applanationslinse mit einer flachen oder gekrümmten Oberfläche einschließt, um mit der anterioren Oberfläche des Auges passend gekoppelt zu werden und das Auge in Position zu halten.
Das Bildgebungssystem 2200 in der 8 kann ein OCT-Modul sein, das relativ zu der Patientenschnittstelle 2150 des chirurgischen Systems 2100 derart positioniert ist, dass es ein bekanntes räumliches Verhältnis hinsichtlich der Patientenschnittstelle 2150 und des Zielgewebes 1001 aufweist, das an der Patientenschnittstelle 2150 befestigt ist. Dieses OCT-Modul 2200 kann derart konfiguriert sein, dass es seine eigene Patientenschnittstelle 2240 für die Interaktion mit dem Zielgewebe 1001 aufweist. Das Bildgebungssystem 2200 beinhaltet ein Bildgebungssteuerungsmodul 2220 und ein Bildgebungsteilsystem 2230. Das Teilsystem 2230 beinhaltet eine Lichtquelle zur Erzeugung des Bildgebungsstrahls 2250 für die Abbildung des Ziels 1001 und ein Bildgebungsstrahlabgabemodul, um den optischen Sondenstrahl oder Bildgebungsstrahl 2250 zu dem Zielgewebe 1001 zu lenken und das zurückgesendete Sondenlicht 2260 des optischen Bildgebungsstrahls 2250 von dem Zielgewebe 1001 zu empfangen, um OCT-Abbildungen von dem Zielgewebe 1001 zu erfassen. Sowohl der optische Bildgebungsstrahl 2250 als auch der chirurgische Strahl 2160 können gleichzeitig zu dem Zielgewebe 1001 gelenkt werden, um eine sequenzielle oder gleichzeitige Bildgebung und chirurgische Operation zu gestatten.
Wie es in der 8 gezeigt ist, sind die Kommunikationsschnittstellen 2110 und 2210 sowohl in dem chirurgischen Lasersystem 2100 als auch in dem Bildgebungssystem 2200 bereitgestellt, um die Kommunikation zwischen der Lasersteuerung durch das Lasersteuerungsmodul 2120 und die Bildgebung durch das Bildgebungssystem 2200 zu erleichtern, so dass das OCT-Modul 2200 die Information von den erfassten OCT-Abbildungen an das Lasersteuerungsmodul 2120 senden kann. Das Lasersteuerungsmodul 2120 bei diesem System reagiert auf die Information der erfassten OCT-Abbildungen, um das Laserstrahlabgabemodul 2140 bei der Fokussierung und Abtastung des chirurgischen Laserstrahls 2160 zu betreiben, und stellt die Fokussierung und Abtastung des chirurgischen Laserstrahls 2160 in dem Zielgewebe 1001 auf der Basis von Positionsinformation in den erfassten OCT-Abbildungen dynamisch ein. Die Integration zwischen dem chirurgischen Lasersystem 2100 und dem Bildgebungssystem 2200 erfolgt hauptsächlich durch die Kommunikation zwischen den Kommunikationsschnittstellen 2110 und 2210 auf der Softwarestufe.
Bei diesem und anderen Beispiele können verschiedene Teilsysteme oder Teilgeräte ebenfalls integriert werden. Z. B. können bestimmte diagnostische Instrumente, wie z. B. Wellenfront-Aberrometer, Messgeräte für Hornhauttopographie, in dem System bereitgestellt werden, oder eine präoperative Information von diesen Geräten kann verwendet werden, um eine intraoperative Bildgebung zu ergänzen.
Die 9 zeigt ein Beispiel eines über Bildgebung geführten chirurgischen Lasersystems mit zusätzlichen Integrationsmerkmalen. Das Bildgebungs und das chirurgische System weist eine gemeinsame Patientenschnittstelle 3300 auf, die das Zielgewebe 1001 (z. B. das Auge) immobilisiert, ohne dass zwei separate Patientenschnittstellen wie in der 8 vorhanden sind. Der chirurgische Strahl 3210 und der Bildgebungsstrahl 3220 werden an der Patientenschnittstelle 3330 kombiniert und durch die gemeinsame Patientenschnittstelle 3300 zu dem Ziel 1001 gelenkt. Außerdem ist ein gemeinsames Steuerungsmodul 3100 bereitgestellt, um sowohl das Bildgebungsteilsystem 2230 als auch den chirurgischen Teil (die Lasereinheit 2130 und das Strahlabgabesystem 2140) zu steuern. Diese erhöhte Integration zwischen Bildgebungsteil und dem chirurgischen Teil ermöglicht eine präzise Kalibrierung der beiden Teilsysteme und die Stabilität der Position des Patienten und des chirurgischen Volumens. Ein gemeinsames Gehäuse 3400 ist bereitgestellt, um sowohl das chirurgische als auch das Bildgebungsteilsystem zu umschließen. Wenn die beiden Systeme nicht in ein gemeinsames Gehäuse integriert werden, kann die gemeinsame Patientenschnittstelle 3300 entweder Teil des Bildgebungs- oder des chirurgischen Teilsystems sein.
Die 10 zeigt ein Beispiel eines über Bildgebung geführten chirurgischen Lasersystems, wobei das chirurgische Lasersystem und das Bildgebungssystem ein gemeinsames Strahlabgabemodul 4100 und eine gemeinsame Patientenschnittstelle 4200 miteinander teilen. Diese Integration vereinfacht die Systemstruktur und den Steuerungsvorgang des Systems weiter.
Bei einer Implementierung kann das Bildgebungssystem bei den vorstehenden und anderen Beispielen ein System mit optischer Computertomographie (OCT) sein, und das chirurgische Lasersystem ist ein augenchirurgisches System auf der Basis eines Femtosekunden oder Pikosekunden-Lasers. Bei der OCT wird Licht von einer niederkohärenten Breitbandlichtquelle, wie z. B. einer Superlumineszenzdiode, in einen separaten Referenz- und Signalstrahl aufgeteilt. Der Signalstrahl ist der Bildgebungsstrahl, der zu dem chirurgischen Ziel gesendet wird, und das zurückgesendete Licht des Bildgebungsstrahls wird gesammelt und mit dem Referenzstrahl unter Bildung eines Interferometers kohärent rekombiniert. Ein Abtasten des Signalstrahls senkrecht 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 Extraktion der Unterschiede zwischen den Weglängen des Referenzarms und des zurückgesendeten Signalstrahls in dem Signalarm des Interferometers erhalten wird. Während der x-y-Abtaster aus unterschiedlichen OCT-Implementierungen im Wesentlichen der gleiche ist, kann das Vergleichen der Weglängen und das Beziehen von z-Abtastinformation auf eine unterschiedliche Art und Weise erfolgen. Bei einer Implementierung, die als Time Domain OCT bekannt ist, wird z. B. der Referenzarm kontinuierlich variiert, um seine Weglänge zu ändern, während ein Fotodetektor eine Interferenzmodulation bei der Intensität des neukombinierten Strahls erfasst. Bei einer anderen Implementierung ist der Referenzarm im Wesentlichen statisch und das Spektrum des kombinierten Lichtes wird auf eine Interferenz analysiert. Die Fourier-Transformation des Spektrums des kombinierten Strahls stellt eine räumliche Information über die Streuung aus dem Inneren der Probe bereit. Dieses Verfahren ist als das Verfahren der Spectral Domain oder Fourier OCT bekannt. Bei einer anderen Implementierung, die als Frequency Swept OCT (S. R. Chinn et. al., Opt. Lett. 22, 1997) bekannt ist, wird eine Schmalbandlichtquelle verwendet, wobei ihre Frequenz rasch einen Spektralbereich durchläuft. Eine Interferenz zwischen dem Referenz- und dem Signalarm wird durch einen schnellen Detektor und einen dynamischen Signalanalysator erfasst. Ein External Cavity Tuned Diode Laser oder Frequency Tuned oder Frequency Domain Mode Locked (FDML) Laser, der zu diesem Zweck entwickelt wurde (R. Huber et. al., Opt. Express, 13, 2005) (S. H. Yun, IEEE J. of Sel. Q. El. 3(4) S. 1087–1096, 1997) kann bei diesen Beispielen als eine Lichtquelle verwendet werden. Ein Femtosekunden-Laser, der als eine Lichtquelle bei einem OCT-System verwendet wird, kann eine ausreichende Bandbreite aufweisen und für einen zusätzlichen Nutzen bei erhöhten Signal-Rausch-Verhältnissen sorgen.
Das OCT-Bildgebungsgerät bei den Systemen in diesem Dokument kann verwendet werden, um verschiedene Bildgebungsfunktionen zu erfüllen. Z. B. kann die OCT verwendet werden, um komplexe Konjugate zu unterdrücken, die aus der optischen Konfiguration des Systems oder dem Vorhandensein der Applanationsplatte resultieren, um OCT-Abbildungen von ausgewählten Stellen innerhalb des Zielgewebes zu erfassen, um eine dreidimensionale Positionsinformation zum Steuern der Fokussierung und Abtastung des chirurgischen Laserstrahls innerhalb des Zielgewebes bereitzustellen, oder um OCT-Abbildungen von ausgewählten Stellen an der Oberfläche des Zielgewebes oder an der Applanationsplatte zu erfassen, um eine Positionsregistrierung zum Steuern von Änderungen bei der Ausrichtung bereitzustellen, die mit Positionsänderungen des Ziels auftreten, wie z. B. von der aufrechten Lage in die Rückenlage. Die OCT kann durch einen Prozess der Positionsregistrierung kalibriert werden, der auf einer Platzierung von Markierungen oder Markern in einer Positionsausrichtung des Ziels basiert, die dann von dem OCT-Modul erfasst werden können, wenn sich das Ziel in einer anderen Positionsausrichtung befindet. Bei anderen Implementierungen kann das OCT-Bildgebungssystem verwendet werden, um einen Sondenlichtstrahl zu erzeugen, der polarisiert ist, um die Information über die innere Struktur des Auges optisch zu erfassen. Der Laserstrahl und der Sondenlichtstrahl können bei unterschiedlichen Polarisationen polarisiert sein. Die OCT kann einen Steuerungsmechanismus der Polarisation beinhalten, der das Sondenlicht, das für die optische Tomographie verwendet wird, derart steuert, dass es bei einer Polarisation polarisiert wird, wenn es sich in Richtung auf das Auge bewegt, und es bei einer anderen Polarisation polarisiert wird, wenn es sich von dem Auge wegbewegt. Der Steuerungsmechanismus der Polarisation kann z. B. eine Wellenplatte oder einen Faraday-Rotator beinhalten.
Das System in der 10 ist als eine Spectral OCT Konfiguration gezeigt und kann derart konfiguriert sein, dass das chirurgische System und das Bildgebungssystem den Fokussierungsoptikteil des Strahlabgabemoduls gemeinsam verwenden. Die Hauptanforderungen an die Optik betreffen die Betriebswellenlänge, Bildgebungsqualität, Auflösung, Verzerrung usw. Das chirurgische Lasersystem kann ein Femtosekunden-Lasersystem mit einem System hoher numerischer Apertur sein, das zur Erzielung von beugungsbegrenzten Fokuspunktgrößen, z. B. etwa 2 bis 3 μm, ausgelegt ist. Verschiedene augenchirurgische Femtosekunden-Laser können bei verschiedenen Wellenlängen, wie z. B. Wellenlängen von etwa 1,05 μm, betrieben werden. Die Betriebswellenlänge des Bildgebungsgeräts kann derart gewählt werden, dass sie der Laserwellenlänge nahe kommt, so dass die Optik für beide Wellenlängen chromatisch kompensiert wird. Ein derartiges System kann einen dritten optischen Kanal, einen visuellen Beobachtungskanal, wie z. B. ein chirurgisches Mikroskop, einschließen, um ein zusätzliches Bildgebungsgerät zur Erfassung von Abbildungen des Zielgewebes bereitzustellen. Wenn der optische Weg für diesen dritten optischen Kanal die Optik mit dem chirurgischen Laserstrahl und dem Licht des OCT-Bildgebungsgeräts gemeinsam verwendet, kann die gemeinsam verwendete Optik mit einer chromatischen Kompensation bei der sichtbaren Spektralbande für den dritten optischen Kanal und bei den Spektralbanden für den chirurgischen Laserstrahl und den OCT-Bildgebungsstrahl konfiguriert werden.
Die 11 zeigt ein besonderes Beispiel für die Ausgestaltung in der 9, wobei der Abtaster 5100 zum Abtasten des chirurgischen Laserstrahls und der Strahlkonditionierer 5200 zum Konditionieren (Kollimieren und Fokussieren) des chirurgischen Laserstrahls von der Optik in dem OCT-Bildgebungsmodul 5300 zum Steuern des Bildgebungsstrahls für die OCT getrennt sind. Das chirurgische und das Bildgebungssystem verwenden gemeinsam ein Objektivlinsenmodul 5600 und die Patientenschnittstelle 3300. Die Objektivlinse 5600 lenkt und fokussiert sowohl den chirurgischen Laserstrahl als auch den Bildgebungsstrahl auf die Patientenschnittstelle 3300 und die Fokussierung wird von dem Steuerungsmodul 3100 gesteuert. Zwei Strahlteiler 5410 und 5420 sind bereitgestellt, um den chirurgischen und den Bildgebungsstrahl zu lenken. Der Strahlteiler 5420 wird ferner verwendet, um den zurückgesendeten Bildgebungsstrahl in das OCT-Bildgebungsmodul 5300 zu lenken. Die beiden Strahlteiler 5410 und 5420 lenken ferner das Licht von dem Ziel 1001 zu einem visuellen Beobachtungsoptikeinheit 5500, um eine direkte Ansicht oder Abbildung des Ziels 1001 bereitzustellen. Die Einheit 5500 kann ein Linsenbildgebungssystem für den Chirurgen, um das Ziel 1001 zu betrachten, oder eine Kamera sein, um die Abbildung oder das Video des Ziels 1001 zu erfassen. Verschiedene Strahlteiler können verwendet werden, wie z. B. dichromatische und Polarisationsstrahlteiler, ein optisches Gitter, ein holographischer Strahlteiler oder eine Kombination davon.
Bei einigen Implementierungen können die optischen Komponenten zweckmäßig mit einer 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 die Erhöhung von Hintergrundlicht in der OCT-Bildgebungseinheit verringern. Eine Möglichkeit zur Verringerung von Blendlicht bei der OCT besteht darin, die Polarisation des von der Probe zurückkommenden Lichts durch eine Wellenplatte oder einen Faraday-Isolator, die/der nahe bei dem Zielgewebe angeordnet wird, zu drehen und einen Polarisator vor dem OCT-Detektor zu orientieren, um vorzugsweise das Licht zu erfassen, das von der Probe zurückkommt, und Licht zu unterdrücken, das von den optischen Komponenten gestreut wird.
Bei einem chirurgischen Lasersystem kann jeweils das chirurgische Laser- oder das OCT-System einen Strahlabtaster zur Abdeckung der gleichen chirurgischen Region in dem Zielgewebe aufweisen. Folglich können die Strahlabtastung für den chirurgischen Laserstrahl und die Strahlabtastung für den Bildgebungsstrahl integriert sein, um Abtastgeräte gemeinsam zu verwenden.
Die 12 zeigt ein Beispiel für ein derartiges System im Detail. Bei dieser Implementierung verwenden beide Teilsysteme 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-Teilsystem beinhaltet eine OCT-Lichtquelle 6200, die das Bildgebungslicht erzeugt, das durch einen Strahlteiler 6210 in einen Bildgebungsstrahl und einen Referenzstrahl geteilt wird. Der Bildgebungsstrahl wird an dem 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 zu dem Strahlteiler 6310 nachgeschaltet. Ein Strahlteiler 6440 wird verwendet, um den Bildgebungsstrahl und den chirurgischen Strahl auf die Objektivlinse 5600 und die Patientenschnittstelle 3300 zu lenken.
Bei dem OCT-Teilsystem wird der Referenzstrahl durch den Strahlteiler 6210 zu einem optischen Verzögerungsgerät 6220 übertragen und von einem Rücksendespiegel 6230 reflektiert. Der zurückgesendete Bildgebungsstrahl von dem Ziel 1001 wird auf den Strahlteiler 6310 zurückgelenkt, der zumindest einen Teil des zurückgesendeten Bildgebungsstrahls zu dem Strahlteiler 6210 reflektiert, wo sich der reflektierte Referenzstrahl und der zurückgesendete Bildgebungsstrahl überlappen und miteinander interferieren. Ein Spektrometerdetektor 6240 wird verwendet, um die Interferenz zu erfassen und OCT-Abbildungen des Ziels 1001 zu erzeugen. Die OCT-Bildinformation wird an das Steuerungssystem 6100 zum Steuern der chirurgischen Lasereinheit 2130, die Abtaster 6410 und 6420 und die Objektivlinse 5600, um den chirurgischen Laserstrahl zu steuern, gesendet. Bei einer Implementierung kann das optische Verzögerungsgerät 6220 variiert werden, um die optische Verzögerung zu ändern, damit verschiedene Tiefen in dem Zielgewebe 1001 erfasst werden.
Falls es sich bei dem OCT-System um ein Time Domain System handelt, verwenden die beiden Teilsysteme zwei verschiedene z-Abtaster, da die beiden Abtaster in einer unterschiedlichen Art und Weise arbeiten. Bei diesem Beispiel wird der z-Abtaster des chirurgischen Systems derart 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 Referenzstrahlrücksendespiegels physikalisch verändert wird. Nach der Kalibrierung können die beiden z-Abtaster durch das Lasersteuerungsmodul 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 Kalibrierungspunkte können alternativ eine Nachschlagetabelle definieren, um eine korrekte Skalierung bereitzustellen. Geräte für Spectral/Fourier Domain und Frequency Swept Source OCT weisen keinen z-Abtaster auf, wobei die Länge des Referenzarmes statisch ist. Abgesehen davon, dass sie Kosten verringert, ist die Kreuzkalibrierung der beiden Systeme verhältnismäßig unkompliziert. Es besteht keine Notwendigkeit dafür, Unterschiede zu kompensieren, die durch Bildverzerrungen bei der Fokussieroptik oder durch die Unterschiede der Abtaster der beiden Systeme entstehen, da sie gemeinsam verwendet werden.
Bei praktischen Implementierungen der chirurgischen Systeme ist die fokussierende Objektivlinse 5600 verschiebbar oder beweglich auf einer Basis befestigt und das Gewicht der Objektivlinse ist ausbalanciert, um den Druck auf das Auge des Patienten zu begrenzen. Die Patientenschnittstelle 3300 kann eine Applanationslinse einschließen, die an einer Halterung für die Patientenschnittstelle angebracht ist. Die Halterung für die Patientenschnittstelle ist an einer Befestigungseinheit angebracht, die die fokussierende Objektivlinse hält. Diese Befestigungseinheit ist ausgestaltet, um im Falle einer unvermeidbaren Bewegung des Patienten eine stabile Verbindung zwischen der Patientenschnittstelle und dem System sicherzustellen, und ermöglicht eine behutsamere Verbindung der Patientenschnittstelle mit dem Auge. Verschiedene Implementierungen für die fokussierende Objektivlinse können verwendet werden und ein Beispiel ist in dem an Hsueh erteilte US-Patent 5,336,215 beschrieben. Dieses Vorhandensein einer einstellbaren fokussierenden Objektivlinse kann die optische Weglänge des optischen Sondenlichtes als Teil des optischen Interferometers für das OCT-Teilsystem ändern. Die Bewegung der Objektivlinse 5600 und der Patientenschnittstelle 3300 kann die Weglängenunterschiede zwischen dem Referenzstrahl und dem Bildgebungssignalstrahl der OCT in einer unkontrollierten Art und Weise ändern und dies kann die OCT-Tiefeninformation verschlechtern, die von der OCT erfasst wird. Dies würde nicht nur bei Time Domain Systemen, sondern auch bei Systemen mit Spectral/Fourier Domain und Frequency Swept OCT erfolgen.
Die 13 und 14 zeigen beispielhafte über Bildgebung geführte chirurgische Lasersysteme, die das technische Problem angehen, das mit der einstellbaren fokussierenden Objektivlinse verbunden ist.
Das System in der 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 von dem Bildgebungssignalstrahl für den OCT-Betrieb durchlaufen wird, und die Position der Linse 7100 wird von dem Positionsmelder 7110 gemessen und überwacht und direkt in die OCT-Steuerung 7200 eingespeist. Das Steuerungsmodul 7200 in dem OCT-System wendet einen Algorithmus an, wenn bei der Verarbeitung der OCT-Daten eine 3D-Abbildung zusammensetzt wird, um Unterschiede zwischen dem Referenzarm und dem Signalarm des Interferometers innerhalb der OCT zu kompensieren, die durch die Bewegung der fokussierenden Objektivlinse 7100 relativ zu der Patientenschnittstelle 3300 hervorgerufen werden. Das zweckmäßige Ausmaß der Positionsänderung der Linse 7100, das von dem OCT-Steuerungsmodul 7200 berechnet wird, wird an die Steuerung 6100 gesendet, die die Linse 7100 steuert, um die Position zu ändern.
Die 14 zeigt ein weiteres beispielhaftes System, bei dem der Rücksendespiegel 6230 in dem Referenzarm 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, so dass der Signalarm und der Referenzarm das gleiche Ausmaß der Längenänderung des optischen Weges erfahren, wenn sich die Objektivlinse 7100 bewegt. Daher wird die Bewegung der Objektivlinse 7100 auf dem Schlitten automatisch ohne eine zusätzliche Notwendigkeit für einen rechnerischen Ausgleich in Bezug auf Weglängenunterschiede in dem OCT-System kompensiert.
Bei den vorstehenden Beispielen für über Bildgebung geführte chirurgische 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 Femtosekunden-Laser als eine Lichtquelle für den chirurgischen Laserstrahl auch als die Lichtquelle für das OCT-System verwendet werden.
Die 15 zeigt ein Beispiel, bei dem ein Femtosekunden-Pulslaser in einem Lichtmodul 9100 verwendet wird, um sowohl den chirurgischen Laserstrahl für chirurgische Operationen als auch den Sondenlichtstrahl für die OCT-Bildgebung zu erzeugen. Ein Strahlteiler 9300 ist bereitgestellt, um den Laserstrahl in einen ersten Strahl als den chirurgischen Laserstrahl sowie den Signalstrahl für die OCT und einen zweiten Strahl als den Referenzstrahl für die OCT zu teilen. Der erste Strahl wird durch einen x-y-Abtaster 6410, der den Strahl in der x- und y-Richtung senkrecht zu der Ausbreitungsrichtung des ersten Strahls abtastet, und durch einen zweiten Abtaster (z-Abtaster) 6420 gelenkt, der die Abweichung des Strahls ändert, um die Fokussierung 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 der Patientenschnittstelle 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 Referenzarm reflektiert und durch ein einstellbares optisches Verzögerungsgerät 6220 für eine Time Domain OCT verzögert wird, um den Wegunterschied zwischen dem Signal- und dem Referenzstrahl bei der Abbildung verschiedener Tiefen des Zielgewebes 1001 zu steuern. Das Steuerungssystem 9200 steuert die Arbeitsvorgänge des Systems.
Die chirurgische Praxis an der Hornhaut hat gezeigt, dass eine Pulsdauer 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 erforderlich ist, die durch kürzere Pulse erzeugt wird, z. B. weniger als mehrere Zehnfache von Femtosekunden. In diesem Zusammenhang bestimmt die Ausgestaltung des OCT-Geräts die Dauer der Pulse aus dem chirurgischen Femtosekunden-Laser.
Die 16 zeigt ein weiteres über Bildgebung geführtes System, bei dem ein einzelner gepulster Laser 9100 verwendet wird, um das chirurgische Licht und das Bildgebungslicht zu erzeugen. Ein nichtlineares spektrales Verbreiterungsmedium 9400 ist im Ausgang des optischen Weges des gepulsten Femtosekunden-Lasers angeordnet, um einen optischen nichtlinearen Prozess zu verwenden, wie z. B. die Erzeugung von Weißlicht oder spektrale Verbreiterung, um die spektrale Bandbreite der Pulse aus einer Laserquelle mit verhältnismäßig längeren Pulsen zu vergrößern, wobei in der Chirurgie gewöhnlich mehrere Hundert Femtosekunden angewendet werden. Die Medien 9400 können z. B. aus einem faseroptischen Material bestehen. Die Anforderungen an die Lichtintensität der beiden Systeme sind unterschiedlich und ein Mechanismus zur Einstellung von Strahlintensitäten kann implementiert werden, um solchen Anforderungen in den beiden Systemen gerecht zu werden. Z. B. können Strahllenkspiegel, Strahlenklappen oder -abschwächer in den optischen Wegen der beiden Systeme bereitgestellt werden, um das Vorhandensein und die 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 gegenüber einer übermäßigen Lichtintensität zu schützen.
Im Betrieb können die vorstehenden Beispiele in den 8/16 verwendet werden, um eine über Bildgebung geführte Laserchirurgie durchzuführen. Die 17 zeigt ein Beispiel für ein Verfahren zum Durchführen einer Laserchirurgie unter Verwendung eines über Bildgebung geführten chirurgischen Lasersystems. Bei diesem Verfahren wird eine Patientenschnittstelle in dem System verwendet, um in ein Zielgewebe, das einem chirurgischen Eingriff unterzogen wird, einzugreifen und es in Position zu halten, und gleichzeitig wird ein chirurgischer Laserstrahl aus Laserpulsen von einem Laser in dem System und ein optischer Sondenstrahl aus dem OCT-Modul in dem System auf die Patientenschnittstelle in das Zielgewebe gelenkt. 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 von dem Inneren des Zielgewebes zu erhalten. Die Positionsinformation in den erhaltenen OCT-Abbildungen wird bei der Fokussierung und Abtastung des chirurgischen Laserstrahls dazu verwendet, um die Fokussierung und Abtastung des chirurgischen Laserstrahls in dem Zielgewebe vor oder während des chirurgischen Eingriffs einzustellen.
Die 18 zeigt ein Beispiel einer OCT-Abbildung von einem Auge. Die Kontaktoberfläche der Applanationslinse in der Patientenschnittstelle kann derart konfiguriert sein, 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 der Patientenschnittstelle erfolgreich applaniert wurde, kann eine OCT-Abbildung erhalten werden. Wie es in der 18 gezeigt ist, 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. die Epithel-Hornhaut-Grenze, können erfasst werden. Jedes dieser erkennbaren Merkmale kann als eine interne Referenz der Laserkoordinaten bei dem Auge verwendet werden. Die Koordinaten der Hornhaut und der Linse können unter Verwendung von wohl bekannten Computersichtalgorithmen, wie z. B. Kanten- oder Blobdetektion, digitalisiert werden. Sobald die Koordinaten der Linse erfasst wurden, können sie dazu verwendet werden, um die Fokussierung und Positionierung des chirurgischen Laserstrahls für den chirurgischen Eingriff zu steuern.
Alternativ kann ein Probenmaterial für die Kalibrierung verwendet werden, um ein 3D-Array aus Referenzmarkierungen an Stellen mit bekannten Positionskoordinaten zu bilden. Die OCT-Abbildung des Probenmaterials für die Kalibrierung kann erhalten werden, um eine Zuordnungsbeziehung zwischen den bekannten Positionskoordinaten der Referenzmarkierungen und den OCT-Abbildungen der Referenzmarkierungen in der erhaltenen OCT Abbildung herzustellen. Diese Zuordnungsbeziehung wird als digitale Kalibrierungsdaten gespeichert und beim Steuern der Fokussierung und Abtastung des chirurgischen Laserstrahls während des chirurgischen Eingriffs in dem Zielgewebe auf der Basis der OCT-Abbildungen des Zielgewebes angewendet, die während des chirurgischen Eingriffs erhalten werden. Das OCT-Bildgebungssystem wird hier als ein Beispiel verwendet und diese Kalibrierung kann bei Abbildungen angewendet werden, die mittels anderer Bildgebungstechniken erhalten werden.
Bei einem hier beschriebenen über Bildgebung geführten chirurgischen Lasersystem kann der chirurgische Laser relativ große Spitzenleistungen erzeugen, die ausreichend sind, um unter Fokussierung mit hoher numerischer Apertur eine starke Feld-/Multiphotonen-Ionisierung in dem Auge (d. h. in der Hornhaut und der Linse) zu bewirken. Unter diesen Bedingungen erzeugt ein Puls aus dem chirurgischen Laser ein Plasma innerhalb des Fokalvolumens. Das Kühlen des Plasmas führt zu einer gut definierten Beschädigungszone oder einem ”Bläschen”, die/das als ein Referenzpunkt verwendet werden kann. Die folgenden Abschnitte beschreiben eine Kalibrierungsprozedur für die Kalibrierung des chirurgischen Lasers gegen ein auf OCT basierendes Bildgebungssystem unter Verwendung der Beschädigungszonen, die von dem chirurgischen Laser erzeugt werden.
Bevor ein chirurgischer Eingriff durchgeführt werden kann, wird die OCT gegen den chirurgischen Laser kalibriert, um eine relative Positionsbeziehung herzustellen, so dass der chirurgische Laser an dem Zielgewebe in Bezug auf die Position, die mit Abbildungen in der OCT-Abbildung des Zielgewebes in Verbindung stehen, die durch die OCT erhalten werden, in Position gesteuert werden kann. Bei einer Möglichkeit zur Durchführung dieser Kalibrierung wird ein vorkalibriertes Ziel oder ”Phantom” verwendet, das sowohl durch den Laser beschädigt als auch mit der OCT abgebildet werden kann. Das Phantom kann aus verschiedenen Materialien hergestellt sein, wie z. B. einem Glas oder einem harten Kunststoff (z. B. PMMA), so dass das Material permanent einen optischen Schaden aufzeichnen kann, der durch den chirurgischen Laser erzeugt wird. Das Phantom kann auch derart ausgewählt werden, dass es optische oder andere Eigenschaften (wie z. B. einen 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 Abtastweite des Abgabesystems) sein und eine zylindrische Länge von mindestens 10 mm aufweisen, die über den Abstand des Epithels zu der kristallinen Linse des Auges reicht oder so lang wie die Abtasttiefe des chirurgischen Systems ist. Die Oberseite des Phantoms kann gekrümmt sein, um nahtlos auf die Patientenschnittstelle zu passen, oder das Phantommaterial kann komprimierbar sein, um eine vollständige Applanation zu ermöglichen. Das Phantom kann ein dreidimensionales Koordinatennetz aufweisen, so dass sowohl die Laserposition (in x und y) als auch der fokale Punkt (z) sowie die OCT-Abbildung gegen das Phantom abgeglichen werden können.
Die 19A–19D zeigen zwei beispielhafte Konfigurationen für das Phantom. Die 19A zeigt ein Phantom, das in dünne Scheiben aufgeteilt ist. Die 19B zeigt eine einzelne Scheibe, die mit einem Muster versehen ist, um ein Koordinatennetz von Referenzmarkierungen als eine Referenz zur Bestimmung der Laserposition über das Phantom aufzuweisen (d. h. die x- und y-Koordinaten). Die z-Koordinate (Tiefe) kann bestimmt werden, indem eine einzelne Scheibe aus dem Stapel entfernt und unter einem konfokalen Mikroskop abgebildet wird.
Die 19C zeigt ein Phantom, das in zwei Hälften geteilt werden kann. Ähnlich zu dem aufgeteilten Phantom in der 19A ist dieses Phantom derart aufgebaut, dass es ein Koordinatennetz von Referenzmarkierungen als eine Referenz zur Bestimmung der Laserposition in den x- und y-Koordinaten enthält. Die Tiefeninformation kann entnommen werden, indem das Phantom in die beiden Hälften geteilt und der Abstand zwischen den Beschädigungszonen gemessen wird. Die kombinierte Information kann die Parameter für einen über Bildgebung geführten chirurgischen Eingriff bereitstellen.
Die 20 zeigt einen Teil eines chirurgischen Systems des über Bildgebung geführten chirurgischen Lasersystems. Dieses System beinhaltet Lenkspiegel, die durch Aktuatoren, wie z. B. Galvanometer oder Schwingspulen, betrieben werden können, eine Objektivlinse und eine wegwerfbare Patientenschnittstelle. Der chirurgische Laserstrahl wird von den Lenkspiegeln durch die Objektivlinse reflektiert. Dis Objektivlinse fokussiert den Strahl direkt hinter der Patientenschnittstelle. Eine Abtastung in den x- und y-Koordinaten wird durchgeführt, indem der Winkel des Strahls relativ zu der Objektivlinse verändert wird. Eine Abtastung in der z-Ebene wird bewerkstelligt, indem die Abweichung des einfallenden Strahls unter Verwendung eines Systems von Linsen vor den Lenkspiegeln verändert wird.
Bei diesem Beispiel kann der konische Abschnitt der wegwerfbaren Patientenschnittstelle 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 hergestellt sein, das gegenüber einer Bildung von Farbzentren resistent ist, wenn es mit einer ionisierenden Strahlung bestrahlt wird. Der Krümmungsradius liegt an der oberen Grenze von dem, was mit dem Auge kompatibel ist, z. B. etwa 10 mm.
Der erste Schritt bei der Kalibrierungsprozedur ist die Verbindung der Patientenschnittstelle mit dem Phantom. Die Krümmung des Phantoms stimmt mit der Krümmung der Patientenschnittstelle überein. Nach der Verbindung beinhaltet der nächste Schritt bei der Prozedur die Erzeugung einer optischen Beschädigung in dem Phantom, um die Referenzmarkierungen herzustellen.
Die 21 zeigt Beispiele für tatsächliche Beschädigungszonen, die durch einen Femtosekunden-Laser in Glas hergestellt wurden. Der Abstand zwischen den Beschädigungszonen beträgt durchschnittlich 8 μm (die Pulsenergie beträgt 2,2 μJ mit einer Dauer von 580 fs bei voller Breite bei halbem Maximum). Die in der 21 dargestellte optische Beschädigung zeigt, dass die von dem Femtosekunden-Laser erzeugten Beschädigungszonen gut definiert und getrennt sind. Bei dem gezeigten Beispiel weisen die Beschädigungszonen einen Durchmesser von etwa 2,5 μm auf. Optische Beschädigungszonen, die den in der 20 gezeigten ähneln, werden in dem Phantom bei verschiedenen Tiefen erzeugt, um einen 3D-Array der Referenzmarkierungen zu bilden. Diese Beschädigungszonen werden gegen das kalibrierte Phantom entweder durch Entnahme 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) abgeglichen. Die x- und y-Koordinaten können aus dem vorkalibrierten Koordinatennetz erstellt werden.
Nach der Beschädigung des Phantoms mit dem chirurgischen Laser wird an dem Phantom eine OCT durchgeführt. Das OCT-Bildgebungssystem stellt ein 3D-Rendering des Phantoms bereit, wobei eine Beziehung zwischen dem OCT-Koordinatensystem und dem Phantom hergestellt wird. Die Beschädigungszonen können mit dem Bildgebungssystem erfasst werden. Die OCT und der Laser können unter Verwendung des internen Standards des Phantoms kreuzkalibriert werden. Nachdem die OCT und der Laser gegeneinander abgeglichen wurden, kann das Phantom verworfen werden.
Vor dem chirurgischen Eingriff kann die Kalibrierung verifiziert werden. Dieser Verifizierungsschritt beinhaltet die Erzeugung einer optischen Beschädigung an verschiedenen Positionen innerhalb eines zweiten Phantoms. Die optische Beschädigung sollte stark genug sein, so dass die vielen Beschädigungszonen, die ein ringförmiges Muster erzeugen, durch die OCT abgebildet werden können. Nachdem das Muster erzeugt wurde, wird das zweite Phantom mit der OCT abgebildet. Ein Vergleich der OCT-Abbildung mit den Laserkoordinaten liefert die Endkontrolle der Systemkalibrierung vor dem chirurgischen Eingriff.
Sobald die Koordinaten in den Laser eingegeben wurden, kann ein chirurgischer Lasereingriff in dem Auge durchgeführt werden. Dies beinhaltet eine Photo-Emulgierung der Linse unter Verwendung des Lasers sowie andere Laserbehandlungen an dem Auge. Der chirurgische Eingriff kann jederzeit gestoppt werden und das anteriore Segment des Auges (17) kann erneut abgebildet werden, um den Fortschritt des chirurgischen Eingriffs zu überwachen; außerdem stellt nach dem Einsetzen der IOL die Abbildung der IOL (mit einer leichten Applanation oder ohne Applanation) die Information bezüglich der Position der IOL in dem Auge bereit. Diese Information kann von dem Arzt verwendet werden, um die Position der IOL zu verfeinern.
Die 22 zeigt ein Beispiel des Kalibrierungsprozesses und des chirurgischen Eingriffs nach der Kalibrierung. Dieses Beispiel zeigt ein Verfahren zur Durchführung eines chirurgischen Lasereingriffs unter Verwendung eines über Bildgebung geführten chirurgischen Lasersystems, das die Verwendung einer Patientenschnittstelle in dem System einschließen kann, das eingerastet wird, um ein Zielgewebe während des chirurgischen Eingriffs in Position zu halten, um ein Probenmaterial für die Kalibrierung während eines Kalibrierungsprozesses vor der Durchführung eines chirurgischen Eingriffs zu halten; um einen chirurgischen Laserstrahl aus Laserpulsen von einem Laser in dem System auf die Patientenschnittstelle in das Probenmaterial für die Kalibrierung zu lenken, um Referenzmarkierungen an ausgewählten dreidimensionalen Referenzstellen zu brennen; um einen optischen Sondenstrahl von einem Modul für die optische Kohärenztomographie (OCT) in dem System auf die Patientenschnittstelle in das Probenmaterial für die Kalibrierung zu lenken, um OCT-Abbildungen der gebrannten Referenzmarkierungen zu erfassen; und um ein Verhältnis zwischen Positionierungskoordinaten des OCT-Moduls und den gebrannten Referenzmarkierungen zu erstellen. Nach der Erstellung des Verhältnisses wird eine Patientenschnittstelle in dem System dazu verwendet, um in ein Zielgewebe einzurasten und es während eines chirurgischen Eingriffs in Position zu halten. Der chirurgische Laserstrahl aus Laserpulsen und der optische Sondenstrahl werden auf die Patientenschnittstelle in das Zielgewebe gelenkt. Der chirurgische Laserstrahl wird gesteuert, um einen chirurgischen Lasereingriff in dem Zielgewebe durchzuführen. Das OCT-Modul wird betrieben, um OCT-Abbildungen in dem Zielgewebe von Licht des optischen Sondenstrahls zu erhalten, das von dem Zielgewebe zurückkehrt, und die Positionsinformation in den erhaltenen OCT-Abbildungen und das erstellte Verhältnis werden bei der Fokussierung und Abtastung des chirurgischen Laserstrahls angewendet, um die Fokussierung und Abtastung des chirurgischem Laserstrahls in dem Zielgewebe während eines chirurgischen Eingriffs einzustellen Während solche Kalibrierungen unmittelbar vor einem chirurgischen Lasereingriff durchgeführt werden können, können sie auch bei verschiedenen Intervallen vor einer Prozedur durchgeführt werden, wobei Kalibrierungsbestätigungen verwendet werden, die eine fehlende Abweichung oder Veränderung bei der Kalibrierung während solcher Intervalle aufgewiesen haben.
Die folgenden Beispiele beschreiben über Bildgebung geführte chirurgische Lasertechniken und -systeme, die Abbildungen von Nebenprodukten einer Laserinduzierten Photodisruption für die Ausrichtung des chirurgischen Laserstrahls verwenden.
Die 23A und 23B zeigen eine weitere Implementierung der vorliegenden Technik, bei der tatsächliche Nebenprodukte der Photodisruption in dem Zielgewebe verwendet werden, um eine weitere Laserplatzierung zu führen. Ein gepulster Laser 1710, wie z. B. ein Femtosekunden- oder Pikosekunden-Laser, wird verwendet, um einen Laserstrahl 1712 mit Laserpulsen zu erzeugen, um eine Photodisruption in einem Zielgewebe 1001 zu bewirken. 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 Zielgewebeposition in dem Zielgewebe 1001 fokussiert und gelenkt, um eine bestimmte chirurgische Wirkung zu erzielen. Die Zielfläche ist optisch mit dem Laseroptikmodul durch eine Applanationsplatte 1730 gekoppelt, die die Wellenlänge des Lasers sowie Bildgebungswellenlängen von dem Zielgewebe überträgt. Die Applanationsplatte 1730 kann eine Applanationslinse sein. Ein Bildgebungsgerät 1720 wird bereitgestellt, um reflektiertes oder gestreutes Licht oder Schall von dem Zielgewebe 1001 zu sammeln, um Abbildungen des Zielgewebes 1001 zu erfassen, und zwar entweder bevor oder nachdem (oder beides) die Applanationsplatte angewendet wird/wurde. Die erfassten Bildgebungsdaten werden dann durch das Lasersystemsteuerungsmodul verarbeitet, um die gewünschte Zielgewebeposition zu bestimmen. Das Lasersystemsteuerungsmodul bewegt oder stellt die optischen oder Laserelemente auf der Basis von standardmäßigen optischen Modellen ein, um sicherzustellen, dass das Zentrum des Nebenprodukts 1702 der Photodisruption mit der Zielgewebeposition überlappt. 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 Zielgewebeposition richtig positioniert ist.
Bei einer Implementierung kann das Lasersystem in zwei Modi betrieben werden: zuerst in einem diagnostischen Modus, bei dem der Laserstrahl 1712 anfangs unter Verwendung von Ausrichtungslaserpulsen ausgerichtet wird, um ein Nebenprodukt 1702 der Photodisruption für die Ausrichtung zu erzeugen, und dann in einem chirurgischen Modus, bei dem chirurgische Laserpulse 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. Die 17A zeigt den diagnostischen Modus, bei dem die Ausrichtungslaserpulse in dem Laserstrahl 1712 bei einem anderen Energieniveau festgesetzt werden können als das Energieniveau der chirurgischen Laserpulse. Z. B. können die Ausrichtungslaserpulse eine geringere Energie als die chirurgischen Laserpulse aufweisen, aber eine ausreichende, um eine signifikante Photodisruption in dem Gewebe hervorzurufen, um das Nebenprodukt 1702 der Photodisruption an dem Bildgebungsgerät 1720 zu erfassen. Die Auflösung dieses groben Zielens kann möglicherweise nicht ausreichen, um die gewünschte chirurgische Wirkung zu liefern. Auf der Basis der erfassten Abbildungen kann der Laserstrahl 1712 richtig ausgerichtet werden. Nach dieser anfänglichen Ausrichtung kann der Laser 1710 gesteuert werden, um die chirurgischen Laserpulse bei einem höheren Energieniveau zu erzeugen, damit der chirurgische Eingriff durchgeführt wird. Da die chirurgischen Laserpulse ein anderes Energieniveau besitzen als die Ausrichtungslaserpulse, können die nichtlinearen Effekte 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 ferner durchgeführt werden, um jeden chirurgischen Laserpuls während des chirurgischen Modus exakt zu positionieren, wenn die chirurgischen Laserpulse den tatsächlichen chirurgischen Eingriff durchführen. Bezug nehmend auf die 23A, erfasst das Bildgebungsgerät 1720 die Abbildungen von dem Zielgewebe 1001 während des chirurgischen Modus und das Lasersteuerungsmodul stellt den Laserstrahl 1712 ein, um die Fokusposition 1714 des Laserstrahls 1712 auf die gewünschte Zielgewebeposition in dem Zielgewebe 1001 zu platzieren. Dieser Prozess wird für jede Zielgewebeposition durchgeführt.
Die 24 zeigt eine Implementierung der Laserausrichtung, bei der der Laserstrahl zuerst ungefähr auf das Zielgewebe gerichtet 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 einer Referenz 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 derart einzustellen, dass die Stelle des Nebenproduktes der Photodisruption mit dem Zielgewebe überlappt.
Die 25 zeigt eine Implementierung des Verfahrens zur Laserausrichtung auf der Basis der Abbildung eines Nebenproduktes der Photodisruption in dem Zielgewebe bei einem chirurgischen Lasereingriff. Bei diesem Verfahren wird ein gepulster Laserstrahl auf eine Zielgewebestelle innerhalb des Zielgewebes gerichtet, um eine Sequenz von anfänglichen Ausrichtungslaserpulsen an die Zielgewebestelle abzugeben. Die Abbildungen der Zielgewebestelle und eines durch die anfänglichen Ausrichtungslaserpulse hervorgerufenen Nebenproduktes der Photodisruption werden überwacht, um eine Stelle des Nebenproduktes der Photodisruption relativ zu der Zielgewebestelle zu erhalten. Die Stelle des Nebenproduktes der Photodisruption, die durch chirurgische Laserpulse bei einem chirurgischen Pulsenergieniveau, die sich von den anfänglichen Ausrichtungslaserpulsen unterscheiden, hervorgerufen wurde, wird bestimmt, wenn der gepulste Laserstrahl der chirurgischen Laserpulse auf die Zielgewebestelle platziert wird. Der gepulste Laserstrahl wird gesteuert, um chirurgische Laserpulse bei dem chirurgischen Pulsenergieniveau zu tragen. Die Position des gepulsten Laserstrahls wird bei dem chirurgischen Pulsenergieniveau eingestellt, um die Stelle des Nebenproduktes der Photodisruption an der bestimmten Stelle zu platzieren. Während die Abbildungen des Zielgewebes und des Nebenproduktes der Photodisruption überwacht werden, wird die Position des gepulsten Laserstrahls bei dem chirurgischen Pulsenergieniveau eingestellt, um die Stelle eines Nebenproduktes der Photodisruption an einer entsprechenden bestimmten Stelle zu platzieren, wenn der gepulste Laserstrahl zu einer neuen Zielgewebestelle innerhalb des Zielgewebes bewegt wird.
Die 26 zeigt ein beispielhaftes chirurgisches Lasersystem, das auf der Laserausrichtung unter Verwendung der Abbildung des Nebenproduktes der Photodisruption basiert. Ein Optikmodul 2010 ist bereitgestellt, um den Laserstrahl auf das Zielgewebe 1700 zu fokussieren und zu lenken. Das Optikmodul 2010 kann eine oder mehr als eine Linse beinhalten und kann ferner einen oder mehr als einen Reflektor beinhalten. Ein Steuerungsaktuator ist in dem Optikmodul 2010 eingeschlossen, um die Fokussierung und die Strahlrichtung als Antwort auf ein Strahlsteuerungssignal einzustellen. Ein Systemsteuerungsmodul 2020 ist bereitgestellt, um sowohl den gepulsten Laser 1010 über ein Lasersteuerungssignal als auch das Optikmodul 2010 über das Strahlsteuerungssignal zu steuern. Das Systemsteuerungsmodul 2020 verarbeitet die Bildgebungsdaten aus dem Bildgebungsgerät 2030, die die Information über den Positionsversatz für das Nebenprodukt 1702 der Photodisruption von der Zielgewebeposition in dem Zielgewebe 1700 beinhaltet. Auf der Basis der von der Abbildung erhaltenen Information, wird das Strahlsteuerungssignal erzeugt, um das Optikmodul 2010 zu steuern, das den Laserstrahl einstellt. Eine digitale Verarbeitungseinheit ist in dem Systemsteuerungsmodul 2020 eingeschlossen, um eine verschiedene Datenverarbeitung für die Laserausrichtung durchzuführen.
Das Bildgebungsgerät 2030 kann in verschiedenen Formen implementiert sein, einschließlich eines Geräts für die optische Kohärenztomographie (OCT). Zusätzlich kann auch ein Bildgebungsgerät mit Ultraschall verwendet werden. Die Position des Laserfokus wird derart bewegt, dass sie grob an dem Ziel bei der Auflösung des Bildgebungsgerätes angeordnet ist. Der Fehler bei der Referenzierung des Laserfokus auf das Ziel und mögliche nichtlineare optische Effekte, wie z. B. Selbstfokussierung, die es erschweren, die Stelle des Laserfokus und anschließende Ereignisse der Photodisruption genau vorherzusagen. Verschiedene Kalibrierungsverfahren, einschließlich der Verwendung eines Modellsystems oder Softwareprogramms, um eine Fokussierung des Lasers in einem Material vorherzusagen, können dazu verwendet werden, um eine grobe Ausrichtung des Lasers innerhalb des abgebildeten Gewebes zu erhalten. Die Abbildung des Ziels kann sowohl vor als auch nach der Photodisruption durchgeführt werden. Die Position der Nebenprodukte der Photodisruption relativ zu dem Ziel wird dazu verwendet, um den fokalen Punkt des Lasers zu verschieben, um den Laserfokus und den Prozess der Photodisruption bei oder relativ zu dem Ziel besser zu lokalisieren. Somit wird das tatsächliche Ereignis der Photodisruption dazu verwendet, um eine exakte Ausrichtung für die Platzierung von anschließenden chirurgischen Pulsen 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 in dem chirurgischen Modus des Systems erforderlich ist. Eine Kalibrierung kann verwendet werden, um die Lokalisierung des photodisruptiven Ereignisses, das in dem diagnostischen Modus bei einer anderen Energie durchgeführt wird, mit der vorhergesagten Lokalisierung bei der chirurgischen Energie zu korrelieren, da das optische Pulsenergieniveau die genaue Stelle des photodisruptiven Ereignisses beeinflussen kann. Sobald diese anfängliche Lokalisierung und Ausrichtung durchgeführt wurde, kann ein Volumen oder Muster von Laserpulsen (oder ein einzelner Puls) relativ zu dieser Positionierung abgegeben werden. Zusätzliche Probeabbildungen können im Verlauf der Abgabe der zusätzlichen Laserpulse erstellt werden, um eine richtige Lokalisierung des Lasers sicherzustellen (die Probeabbildungen können unter Verwendung von Pulsen geringerer, höherer oder der gleichen Energie erhalten werden). Bei einer Implementierung wird ein Ultraschallgerät verwendet, um das Kavitationsbläschen oder die Schockwelle oder ein anderes Nebenprodukt der Photodisruption zu erfassen. Die Lokalisierung davon kann dann mit einer Abbildung des Ziels, die mittels Ultraschall oder auf eine andere Art und Weise erhalten wurde, korreliert werden. Bei einer weiteren Ausführungsform ist das Bildgebungsgerät einfach ein Biomikroskop oder eine andere optische Sichtbarmachung des Ereignisses der Photodisruption durch den Bediener, wie z. B. die optische Kohärenztomographie. Mit der anfänglichen Beobachtung wird der Laserfokus zu der gewünschten Zielposition bewegt, worauf ein Muster oder Volumen von Pulsen relativ zu dieser anfänglichen Position abgegeben wird.
Als ein spezifisches Beispiel kann ein Lasersystem zur exakten Photodisruption im Untergrund ein Mittel beinhalten, um Laserpulse zu erzeugen, die in der Lage sind, eine Photodisruption bei Wiederholungsraten von 100–1000 Millionen Pulsen pro Sekunde zu erzeugen, Mittel, um Laserpulse unter Verwendung einer Abbildung des Ziels und einer Kalibrierung des Laserfokus auf diese Abbildung, ohne eine chirurgische Wirkung zu erzeugen, grob auf ein Ziel unterhalb einer Oberfläche zu fokussieren, Mittel zur Erfassung oder Sichtbarmachung unterhalb einer Oberfläche, um eine Abbildung oder Sichtbarmachung eines Ziels bereitzustellen, wobei der benachbarte Raum oder das Material um das Ziel herum und die Nebenprodukte von mindestens einem photodisruptiven Ereignis grob in der Nähe des Ziels lokalisiert sind, Mittel, um die Position der Nebenprodukte einer Photodisruption mindestens einmal mit denjenigen des Ziels unter der Oberfläche zu korrelieren und den Fokus des Laserpulses zu bewegen, um die Nebenprodukte einer Photodisruption an dem Ziel unter der Oberfläche oder an einer entsprechenden Position relativ zu dem Ziel zu positionieren, Mittel, um einen anschließenden Satz von mindestens einem zusätzlichen Laserpuls in einem Muster relativ zu der Position abzugeben, die durch die vorstehende Feinkorrelation der Nebenprodukte einer Photodisruption mit denjenigen des Ziels unter der Oberfläche angegeben ist, und Mittel, um die photodisruptiven Ereignisse während der Platzierung des anschließenden Satzes von Pulsen kontinuierlich zu überwachen, um die Position der anschließenden Laserpulse relativ zu dem gleichen oder verbesserten Ziels, das abgebildet wird, fein einzustellen.
Die vorstehenden Techniken und Systeme können verwendet werden, um Laserpulse mit hoher Wiederholungsrate auf Ziele unter der Oberfläche mit einer Genauigkeit abzugeben, die für eine durchgängige Pulsplatzierung erforderlich ist, wie sie bei Anwendungen des Schneidens oder der Volumendisruption notwendig ist. Dies kann mit oder ohne die Verwendung einer Referenzquelle an der Oberfläche des Ziels bewerkstelligt werden und kann eine Bewegung des Ziels im Anschluss an eine Applanation oder während einer Platzierung von Laserpulsen berücksichtigen.
Obwohl in dieser Spezifikation verschiedene Ausführungsformen und Implementierungen beschrieben wurden, sollten diese nicht als Einschränkungen auf den Umfang einer Erfindung oder dessen, was beansprucht wird, ausgelegt werden, sondern an Stelle davon als Beschreibungen von Merkmalen, die für bestimmte Ausführungsformen der Erfindung spezifisch sind. Bestimmte Merkmale, die in dieser Spezifikation in dem Kontext von getrennten Ausführungsformen beschrieben sind, können auch in Kombination in einer einzelnen Ausführungsform implementiert werden. Umgekehrt können verschiedene Merkmale, die in dem Kontext von einer einzelnen Ausführungsform beschrieben sind, auch in mehrere Ausführungsformen getrennt oder in einer beliebigen geeigneten Teilkombination implementiert werden. Obwohl Merkmale vorstehend derart beschrieben sein können, dass sie bei bestimmten Kombinationen wirken, und sogar zunächst als solche beansprucht sein können, kann außerdem ein oder mehr als ein Merkmal aus einer beanspruchten Kombination bei einigen Fällen aus der Kombination entnommen werden und die beanspruchte Kombination kann auf eine Teilkombination oder eine Variation einer Teilkombination gerichtet werden. Ferner können Verbesserungen, Kombinationen, Weiterführungen und Variationen auf der Basis dessen, was offenbart und veranschaulicht wurde, vorgenommen werden.
ZUSAMMENFASSUNG
Ein Gerät und Verfahren zur Behandlung einer harten Linsenregion eines Auges mit einem Laser, wobei ein Verfahren folgendes einschließt: 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 Bläschen in der harten Linsenregion zu steuern, Modifizieren einer mechanischen Eigenschaft eines posterioren Teils der harten Linsenregion in einer Nähe der identifizierten Grenze durch die photodisruptive Prozedur, und Modifizieren einer mechanischen Eigenschaft eines Teils anterior zu dem modifizierten posterioren Teil der harten Linsenregion durch die photodisruptive Prozedur. Die Laser-Bläschen können zur Bildung von Einschnitten angewendet werden, die zu einer Achse des Auges nicht quer verlaufen und die Linsenfasern durchschneiden.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

US 4538608 [0006]
US 5246435 [0006, 0079]
US 5336215 [0215]

Zitierte Nicht-Patentliteratur

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Sweeney et al., Exp. Eye Res., 1998, Bd. 67, S. 587–95 [0067]
Heys et al., Molecular Vision, 2004, Bd. 10, S. 956–63 [0067]
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S. H. Yun, IEEE J. of Sel. Q. El. 3(4) S. 1087–1096, 1997 [0206]

Claims

Ein Verfahren zur Behandlung einer kristallinen Linse eines Auges mit einem Laser, wobei das Verfahren folgendes umfasst: Auswählen einer chirurgischen Region der Linse; Anwenden von Laserpulsen zur Bildung mindestens eines Einschnitts in der ausgewählten chirurgischen Region, wobei: eine Ausrichtung eines Teils des Einschnitts eine aus einer Ausrichtung, die Fasern der Linse durchschneidet, und einer Ausrichtung ist, die zu einer Achse des Auges nicht quer verläuft; und der Einschnitt eine Eigenschaft der Linse modifiziert.
Das Verfahren nach Anspruch 1, wobei die nicht quer verlaufende Ausrichtung des Einschnitts eine aus folgendem ist: eine Ausrichtung, die im Wesentlichen parallel zu der Achse des Auges liegt; und eine Ausrichtung, die mit der Achse des Auges einen Winkel von weniger als 90 Grad ausbildet.
Das Verfahren nach Anspruch 1, wobei: ein räumliches Ausmaß des Einschnitts entlang der Achse des Auges länger als das räumliche Ausmaß quer zu der Achse des Auges ist.
Das Verfahren nach Anspruch 3, wobei: das räumliche Ausmaß des Einschnitts entlang der Achse des Auges in dem Bereich von 0,5 mm–12 mm liegt; und das räumliche Ausmaß des Einschnitts quer zu der Achse des Auges in dem Bereich von 1–500 μm liegt.
Das Verfahren nach Anspruch 1, wobei: die Achse des Auges eine aus einer Sehachse, einer optischen Achse einer Sichtlinie und einer Pupillenachse ist.
Das Verfahren nach Anspruch 1, wobei: der Einschnitt die Fasern etwa an der Schnittlinie des Einschnitts und der Fasern in Teile schneidet; und die modifizierte Eigenschaft der Linse eine Schwächung einer biomechanischen Eigenschaft der Linse ist.
Das Verfahren nach Anspruch 1, wobei: der Einschnitt die Fasern bei oder in der Nähe von Nahtstellen der Fasern schneidet.
Das Verfahren nach Anspruch 1, wobei: der Einschnitt das Schneiden von Nahtstellen in der Linse vermeidet.
Das Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Anwenden von Laserpulsen folgendes umfasst: Anwenden der Laserpulse zur Erzeugung von Gasbläschen, die den Einschnitt bilden, wobei eine Ausrichtung des Einschnitts mit einer bevorzugten Richtung der Expansion der erzeugten Gasbläschen ausgerichtet ist.
Das Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Anwenden der Laserpulse folgendes umfasst: Bewegen des fokalen Punkts des angewendeten Laserstrahls entlang einer Richtung von posterior nach anterior in der Linse.
Das Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Einschnitt eines aus folgendem aufweist: ein Ausmaß, das mindestens mit einem Ausmaß eines Kerns der Linse gleich ist; einen X-Y-Durchmesser von mehr als 2 mm und ein Z-Ausmaß von mehr als 0,5 mm; und einen X-Y-Durchmesser von mehr als 4 mm und ein Z-Ausmaß von mehr als 1 mm, wobei der X-Y-Durchmesser ein Maß für das räumliche Ausmaß des gesamten Einschnitts in der Richtung quer zu der Achse ist.
Das Verfahren nach Anspruch 1, wobei: das Verfahren die Bildung von nicht mehr als einem Einschnitt umfasst; und die Laserpulse in einer kontinuierlichen Art und Weise zur Bildung des Einschnitts ohne Neupositionierung des Lasers oder Unterbrechung der Anwendung des Lasers angewendet werden.
Das Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Einschnitt eine Form aufweist, die mit der Achse des Auges ausgerichtet ist, wobei die Form mindestens eine aus folgendem ist: ein Zylinder, ein Satz von konzentrischen Zylindern, ein Satz von Zylindern, die von einer oder mehr als einer Verbindungslinie verbunden sind, eine gekrümmte Fläche, ein Konus, eine Spirale, eine geschichtete Spirale, wobei glatte Linien die Schichten der Spirale verbinden, und ein geneigter Zylinder.
Das Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Einschnitt eine Form aufweist, die mit der Achse des Auges ausgerichtet ist, wobei die Form mindestens eine aus folgendem ist: eine Ebene, zwei oder mehr kreuzende Ebenen, eine Kombination aus Ebenen und verbindenden Bögen, und eine Kombination aus Ebenen und Zylindern.
Das Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Anwenden der Laserpulse folgendes umfasst: Bilden von Einschnitten in einer schichtweisen Art und Weise.
Das Verfahren nach Anspruch 15, wobei das Bilden der Einschnitte in einer schichtweisen Art und Weise folgendes umfasst: Anwenden von Laserpulsen auf Zielpositionen in einer posterioren Schicht der Linse, wobei die Zielpositionen zu zwei Einschnitten oder zwei Segmenten des gleichen Einschnitts gehören; und Anwenden von Laserpulsen auf Zielpositionen in einer Schicht, die anterior zu der posterioren Schicht liegt, wobei die Zielpositionen zu den gleichen zwei Einschnitten oder zu den gleichen zwei Segmenten des gleichen Einschnitts gehören.
Das Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Anwenden der Laserpulse folgendes umfasst: Anwenden der Laserpulse zur Bildung eines ersten Rings mit einem ersten Radius in einer posterioren Schicht der Linse; Anwenden der Laserpulse zur Bildung einer Verbindungslinie zwischen dem ersten und einem zweiten Ring in der posterioren Schicht; Anwenden der Laserpulse zur Bildung des zweiten Rings mit einem zweiten Radius in der posterioren Schicht; und mehrmaliges Wiederholen der Bildung des ersten Rings, des zweiten Rings und der Verbindungslinie sequenziell in Schichten, die anterior zu der posterioren Schicht liegen, wobei die ersten Ringe in den sequenziellen Schichten einen ersten Zylinder bilden, die zweiten Ringe einen zweiten Zylinder bilden, wobei die Zylinder durch die Verbindungslinien verbunden sind.
Das Verfahren nach Anspruch 17, wobei: die Verbindungslinien in sequenziellen Schichten eines aus folgendem sind: ausgerichtet zur Bildung von Verbindungsebenen; und nicht ausgerichtet, von Schicht zu Schicht.
Das Verfahren nach Anspruch 1, das folgendes umfasst: Bilden einer posterioren Spirale in einer posterioren Schicht; Bilden einer glatten Verbindungslinie, die in der Nähe eines Endes der posterioren Spirale in der posterioren Schicht beginnt, wobei die Verbindungslinie sich schwach krümmt und zu einer zentralen Region einer Schicht ansteigt, die anterior zu der posterioren Schicht liegt; und Bilden einer anterioren Spirale, die an dem Ende der glatten Verbindungslinie beginnt, in der zentralen Region der anterioren Schicht.
Das Verfahren nach Anspruch 19, wobei die posteriore Spirale und die anteriore Spirale zur Bildung einer Spirale mit einem Ausmaß in der Z-Richtung im Wesentlichen ausgerichtet sind.
Das Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Anwenden der Laserpulse folgendes umfasst: Auswählen von Laser-Parametern, die zur Erzeugung von Bläschen in der Linse ausreichen, jedoch zur Beschädigung einer Retina des Auges nicht ausreichen.
Das Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Anwenden der Laserpulse folgendes umfasst: Anwenden der Laserpulse mit Laser-Parametern, die zur Fragmentierung der Linse nicht ausreichen, bis zu einem Grad, der zur Entfernung geeignet ist, falls der Einschnitt quer zu der Achse des Auges war.
Das Verfahren nach Anspruch 22, wobei die Laser-Parameter folgendes umfassen: eine Laserpulsenergie in dem Bereich von 0,5 μJ bis 50 μJ; eine Dauer eines Laserpulses in dem Bereich von 0,005 ps bis 25 ps; eine Wiederholungsrate des Anwendens von Laserpulsen in dem Bereich von 1 kHz bis 10 MHz; und einen Trennungsabstand von Zielregionen von Laserpulsen in dem Bereich von 1 μm bis 100 μm.
Das Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Anwenden der Laserpulse folgendes umfasst: Anwenden der Laserpulse mit variierender Energie, während der Einschnitt gebildet wird.
Das Verfahren nach Anspruch 24, wobei die Energie während mindestens eines aus folgendem variiert wird: einer Abtastung in Z-Richtung; und einer Abtastung in X-Y-Richtung.
Das Verfahren nach Anspruch 24, wobei die Energie relativ zu einer Messung einer optischen Eigenschaft eines Augengewebes variiert wird.
Das Verfahren nach Anspruch 1, das folgendes umfasst: Bilden des Einschnitts auf einer schichtweisen Basis, wobei eine oder mehr als eine Schicht entlang einer gekrümmten fokalen Ebene eines Laserabgabesystems mindestens teilweise gebildet wird.
Das Verfahren nach Anspruch 1, das folgendes umfasst: ein Abtaster in Z-Richtung wird bei einer langsameren Rate als ein Abtaster in X-Y-Richtung bei der Bildung einer Schicht aus einem oder mehr als einem Einschnitt eingestellt.
Das Verfahren nach Anspruch 1, das ferner folgendes umfasst: Bilden einer Schutzschicht in einem posterioren Teil der Linse, die zum Blocken eines Großteils der Laserpulse positioniert ist, die zum Bilden des Einschnitts angewendet werden.
Das Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Einschnitt mindestens einen Teil der Linse fragmentiert, wobei das Verfahren ferner folgendes umfasst: Entfernen des fragmentierten Teils der Linse.
Das Verfahren nach Anspruch 30, wobei das Anwenden der Laserpulse folgendes umfasst: Anwenden von Laserpulsen mit Laser-Parametern, die keine bleibende Beschädigung einer Retina des Auges verursachen, wobei die Laserpulse die Linse bis zu einem Grad fragmentieren, der zur Entfernung geeignet ist; und die Zeit für die Fragmentierung weniger als eine Minute beträgt.
Ein augenchirurgisches Verfahren, wobei das Verfahren folgendes umfasst: Anwenden von Laserpulsen zur Bildung eines Einschnitts in einer Linse eines Auges, wobei die Laserpulse von einem Lasersystem angewendet werden, das zum Einsetzen der Laserpulse über einen gesamten Kern der Linse ohne Unterbrechung der Anwendung der Laserpulse konfiguriert ist.
Das Verfahren nach Anspruch 32, wobei: der Einschnitt Fasern der Linse durchschneidet.
Das Verfahren nach Anspruch 32, wobei: mindestens Segmente des Einschnitts zu einer Achse des Auges im Wesentlichen nicht quer sind.
Das Verfahren nach Anspruch 32, wobei der Einschnitt eines aus folgendem ist: ein Zylinder, ein Satz von konzentrischen Zylindern, ein Satz von konzentrischen Zylindern, die von Verbindungslinien verbunden sind, ein Konus, kreuzende Ebenen, kreuzende Ebenen, die von Bögen verbunden sind, eine Spirale, und eine geschichtete Spirale, wobei eine glatte Linie die Schichten der Spirale verbindet.
Ein Lasersystem zur Fragmentierung einer kristallinen Linse eines Auges, das folgendes umfasst: einen gepulsten Laser, der zur Erzeugung eines Laserstrahls aus Laserpulsen konfiguriert ist; und ein optisches Abgabesystem, wobei das optische Abgabesystem zur Anwendung der Laserstrahls konfiguriert ist, um einen Einschnitt in der Linse des Auges mit einem räumlichen Ausmaß entlang einer Achse des Auges von mehr als 2 mm; und einem räumlichen Durchmesser quer zu der Achse des Auges von mehr als 4 mm, ohne Unterbrechung der Anwendung des Lasers zu erzeugen.
Das Lasersystem nach Anspruch 36, wobei das optische Abgabesystem zum Bewegen eines fokalen Punkts des Lasers in einer Richtung der Linse von posterior nach anterior konfiguriert ist.
Das Lasersystem nach Anspruch 36, wobei das optische Abgabesystem zur Steuerung des Lasers konfiguriert ist, um einen Laserstrahl mit den folgenden Laser-Parametern zu erzeugen: zur Erzeugung einer Photodisruption in einer ausgewählten Linsenregion ausreichend; und zur Beschädigung einer Retina des Auges nicht ausreichend.
Das Lasersystem nach Anspruch 38, wobei das optische Abgabesystem zur Steuerung des gepulsten Lasers konfiguriert ist, um Laserpulse mit den folgenden Laser-Parametern zu erzeugen: eine Energie in dem Bereich von etwa 0,5 μJ bis 50 μJ; eine Trennung von benachbarten Zielregionen in dem Bereich von etwa 1 μm bis 100 μm; eine Dauer in dem Bereich von etwa 0,005 ps bis 25 ps; und eine Wiederholungsrate in dem Bereich von 1 kHz bis 10 MHz.