DE69409285T2

DE69409285T2 - System zur Laserbehandlung von Brechungsfehlern des Auges

Info

Publication number: DE69409285T2
Application number: DE69409285T
Authority: DE
Inventors: Herrmann J. Cupertino Ca 90514 Glockler; Charles R. Sunnyvale Ca 94087 Munnerlyn; John F. Belmont Ca 94002 Shimmick; William B. San Jose Ca 95124 Telfair
Original assignee: Visx Inc
Current assignee: AMO Manufacturing USA LLC
Priority date: 1993-05-07
Filing date: 1994-05-05
Publication date: 1998-12-17
Anticipated expiration: 2014-05-06
Also published as: DE69409285D1; JPH06327710A; US6755818B2; US6203539B1; US20020016586A1; BR9401668A; US20010000530A1; JP3618781B2; EP0628298B1; EP0628298A1; CO4230054A1

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG

Diese Erfindung bezieht sich auf augenmedizinische chirurgische Techniken, die einen Laser verwenden, um eine ablative Photozersetzung der äußeren Oberfläche der Hornhaut (Cornea) zu bewirken, um Sehfehler zu korrigieren.
Systeme und Verfahren auf der Grundlage eines ultravioletten Lasers zum Ermöglichen von Augenchirurgie auf der Oberfläche der Hornhaut sind bekannt, um Sehfehler durch eine Technik, die als ablative Photozersetzung bekannt ist, zu korrigieren. Bei derartigen Systemen und Verfahren werden die Strahlungsflußdichte und die Bestrahlungszeit der Aussetzung der Hornhaut mit der ultravioletten Laserstrahlung so gesteuert, daß sie ein Oberflächenformen der Hornhaut bewirkt, um eine gewünschte endgültige Oberflächenveränderung in der Hornhaut zu erreichen, alles, um einen optischen Fehler zu korrigieren. Derartige Systeme und Verfahren sind in den folgenden US-Patenten und Patentanmeldungen offenbart: US-Patent Nr. 4 665 913, herausgegeben am 19. Mai 1987 für "METHOD FOR OPHTALMOLOGICAL SURGERY"; US-Patent Nr. 4 669 466, herausgegeben am 02. Juni 1987 für "METHOD AND APPARATUS FOR ANALYSIS AND CORRECTION OF ABNORMAL REFRACTIVE ERRORS OF THE EYE; US-Patent Nr. 4 732 148, herausgegeben am 22. März 1988 für "METHOD FOR PERFORMING OPHTALMIC LASER SURGERY"; US-Patent Nr. 4 770 172, herausgegeben am 13. September 1988 für "METHOD OF LASER-SCULPTURE OF THE OPTICALLY USED PORTION OF THE CORNEA"; US-Patent Nr. 4 773 414, herausgegeben am 27. September 1988 für "METHOD OF LASER-SCULPTURE OF THE OPTICALLY USED PORTION OF THE CORNEA; US-Patent Nr. 5 108 388, herausgegeben am 28. April 1992 für "LASER SURGERY METHOD AND APPARATUS"; US-Patent Nr. 5 163 934, herausgegeben am 17. November 1992 für "PHOTOREFRAOTIVE KERATECTOMY"; und US-Patent Nr. 40 840 175, herausgegeben am 20. Juni 1989 für "METHOD FOR MODIFYING CORNEAL CURVATURE".
In dem oben genannten US-Patent Nr. 4 665 913 werden mehrere unterschiedliche Techniken beschrieben, die entwickelt wurden, um Korrekturen für bestimmte Arten von optischen Fehlern im Auge zu bewirken. Zum Beispiel wird ein Myopie-Zustand durch ein Laserformen der äußeren Hornhautoberfläche zum Verringern der Krümmung korrigiert. Zudem wird ein astigmatischer Zustand, der typischerweise durch eine zylindrische Krümmungskomponente in Abweichung von der ansonsten im allgemeinen sphärischen Krümmung der Hornhautoberfläche gekennzeichnet ist, durch Herbeiführen einer zylindrischen Abtragung (Ablation) um die Achse der zylindrischen Krümmung des Auges korrigiert. Ferner wird ein Hyperopie-Zustand durch Laserformen der Hornhautoberfläche zum Erhöhen der Krümmung korrigiert.
Bei einem typischen Laserchirurgieverfahren wird der Bereich der äußeren Hornhautoberfläche, der zum Herbeiführen der optischen Korrektur abgetragen werden soll, als die optische Zone bezeichnet. Abhängig von der Natur der gewünschten optischen Korrektur kann diese Zone auf dem Mittelpunkt der Pupille oder auf dem Apex der äußeren Hornhautoberfläche zentriert oder nicht zentriert sein.
Die Technik zum Erhöhen der Krümmung der Hornhautoberfläche für die Korrektur eines Hyperopie-Fehlers schließt ein selektives Variieren des Bereichs der Hornhaut ein, welcher der Strahlung des Laserstrahls ausgesetzt wird, um ein im wesentlichen sphärisches Oberflächenprofil erhöhter Krümmung zu erzeugen. Diese selektive Variation des bestrahlten Bereichs kann auf eine Vielzahl von Weisen erreicht werden. Zum Beispiel offenbart das oben genannte US-Patent Nr. 4 665 913 die Technik des Scannens Abtastens des abzutragenden Bereichs der Hornhautoberfläche mit einem Laserstrahl, der eine relativ kleine Querschnittsfläche (verglichen mit der abzutragenden optischen Zone) aufweist, und zwar derart, daß die Tiefe der Eindringung mit dem Abstand von dem beabsichtigten Mittelpunkt der Abtragung zunimmt. Dies wird dadurch erreicht, daß der Strahl mehrere Male über die tieferen Bereiche als über die flacheren Bereiche gescannt wird. Wie in dem US-Patent Nr. 5 163 934 aufgezeigt wird, neigen derartige Abtragungen dazu, rauher als Flächenabtragungen zu sein. Das Ergebnis ist ein neues, im wesentlichen sphärisches Profil für die äußere Hornhautoberfläche mit einer maximalen Schnittiefe an der äußersten Außengrenze der optischen Zone. Eine andere, in dem oben genannten US-Patent Nr. 4 732 148 offenbarte Technik verwendet eine drehbare Maske mit einer Vielzahl von elliptischen ringförmigen Aperturen bzw. Öffnungen, die stufenweise in den Laserstrahlweg zum Bewirken eines stufenweisen Formens des Laserstrahls eingesetzt werden, um das gewünschte Profil zu erhalten. In dem US-Patent Nr. 4 840 175 wird die Hornhaut mit Laserlicht durch eine einstellbare Blende und einen folgenden Führungsmechanismus bestrahlt, der eine sich drehende Öffnung variabler Größe, einen bewegbaren Spiegel oder ein sich bewegendes Faseroptikkabel umfaßt.
Eine der Hauptschwierigkeiten, auf die man bei der Anwendung von laserchirurgischen Techniken zum Herbeiführen von Hyperopie-Brechungsfehlerkorrekturen trifft, besteht in der Natur der Grenze zwischen der optischen Zone und dem unbehandelten Bereich. Da die äußere Oberfläche der Hornhaut während des Prozesses so geformt wird, daß sie eine erhöhte Krümmung aufweist, tritt die maximale Schnittiefe notwendigerweise an der Außengrenze der optischen Zone auf. Dieser im allgemeinen ringförmige Bereich zwischen dieser Außengrenze und dem benachbarten unbehandelten Außenoberflächenteil der Hornhaut zeigt nach Abschluß des Photoablationsverfahrens typischerweise steile Wände. Nach der Operation neigt das Auge dazu, diese steilen Wände durch eine stimuliertes Heilantwort zu beseitigen, die ein gleichzeitiges Epithelzellwachstum und ein stromales Wieder- Formgeben durch die Ablagerung von Kollagen einschließt, was in einem Glätten der Hornhaut durch Auffüllen von Gewebe in dem steilwandigen Bereich zur Folge hat. Diese natürliche Heilantwort wirkt dahingehend, die Diskontinuität zu beseitigen, was in einem Aufbau von Gewebe in dem steilwandigen Bereich und über den Außenteil der optischen Zone resultiert. Dieses natürliche Phänomen, das manchmal in der phototherapeutischen Keratektomie als die "Hyperopie-Verschiebung" bezeichnet wird, verursacht einen Mangel an Genauigkeit für ein gegebenes chirurgisches Behandlungsverfahren und eine verringerte Vorhersagbarkeit, was tendenziell den günstigen Auswirkungen des Brechungskorrekturverfahrens zuwiderläuft und dadurch die Attraktivität des Behandlungsverfahrens für den in Frage kommenden Patienten verringert.
In der Vergangenheit wurden Bemühungen dahingehend unternommen, eine Übergangszone so mit einem Laser zu formen, daß eine sanftere Steigung der Wände bewirkt wird, um die scharfe Diskontinuität zwischen dem Außenrand der optischen Zone und dem Rand des unbehandelten Bereichs zu beseitigen. Diese Bemühungen haben die Verwendung eines Strahldreh- oder Scanmechanismus umfaßt, der von einem Computer zum Bewirken einer programmierten Abtragung der Übergangszone betrieben wurde, um ein S-förmiges oder ein anderes Profil zu erzielen. Obwohl diese Bemühungen teilweise erfolgreich waren, leiden sie an dem Nachteil, daß sie typischerweise zusätzliche optische Elemente (wie z.B. einen drehbaren, außerhalb der Achse liegenden Spiegel oder ein Drehprisma mit geeigneten optischen Eigenschaften) erfordern, was die Komplexität der Optik des Zufuhrsystems, die man üblicherweise in augenmedizinischen chirurgischen Laserformungssystemen vorfindet, erhöht. Eine spezielle Technik, die in der veröffentlichten europäischen Patentanmeldung Nr. 0 296 982, erschienen am 28. Dezember 1988, offenbart ist, verwendet eine drehbare Maske mit einem oder mehreren profilierenden Aperturen, deren Form so gestaltet ist, daß beim Durchführen eines bestimmten Abtragungsverfahrens ein glatteres Profil in der Übergangszone herbeigeführt wird. Diese Druckschrift lehrt auch die Verwendung eines entlang der Strahlachse ausgerichteten Drehprismas in Verbindung mit einer verschiebbaren, eine Fokussierlinse tragende Plattform, um das Aperturbild sowohl entlang der äußeren Hornhautoberfläche zu verschieben als auch zu drehen. Wenngleich diese Technik als für manche Zwecke wirkungsvoll angesehen wurde, macht sie ein relativ kompliziertes optisches Zuführsystem erforderlich, um die erforderliche Profilierung herbeizuführen. Zusätzlich leidet die Verwendung von Spiegeln und Prismen in Zuführsystemoptiken bei laserchirurgischen Systemen an bestimmten Nachteilen. Insbesondere verringert die Hinzufügung von Prismen die totale Energietransmission des Systems. Ferner variiert das Reflexionsvermögen von bei bestimmten Systemen verwendeten dielektrischen Spiegeln, die mit dem Reflexionswinkel die der Hornhaut zugeführte Bestrahlung dynamisch ändern kann, während das Strahlbild über die Hornhaut verschoben wird.
Eine weitere Schwierigkeit, die bei der Anwendung von laserchirurgischen Techniken, zum Bewirken von Hyperopie-Brechungsfehlerkorrekturen auftritt, besteht in dem Erfordernis relativ großer Übergangszonen außerhalb der optischen Zone. Insbesondere kann die Außengrenze der Übergangszone bis zu 10 mm im Durchmesser sein, während die beabsichtigte optische Zone typischerweise in der Größenordnung von ungefähr 5 mm im Durchmesser ist. Falls die oben beschriebene Anordnung mit der sich drehenden Maske verwendet wird, um die Abtragung sowohl in der optischen Zone als auch in der Übergangszone zu bewirken, muß der Strahldurchmesser in der Größe dem größten Aperturaußendurchmesser (d.h. mindestens ungefähr 10 mm) angepaßt sein. Im allgemeinen gilt, daß, je größer der Strahldurchmesser ist, desto weniger gleichförmig die Energiedichte über den Strahl ist und desto weniger zuverlässig der Photoablationsprozess ist. Ferner erfordert eine erhöhte Strahlfläche einen Laserstrahl von wesentlich größerer Energie, was einen teueren Laser nötig macht. Auch verursacht die erhöhte Energie, die durch die optischen Komponenten fließt, einen schnelleren optischen Verschleiß, wodurch Wartungs- und Ersetzungskosten erhöht werden. Ein weiterer, einem Drehmaskensystem inhärenter Nachteil besteht darin, daß die resultierende Abtragung häufig eine zentrale Abtragungsoberfläche aufweist, die rauher als erwünscht ist, wenn eine Hyperopie-Korrektur durchgeführt wird.

ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG

Gemäß der vorliegenden Erfindung wird ein augenmedizinisches, chirurgisches System zum Durchführen einer selektiven Abtragung einer Hornhautoberfläche eines Auges, zum Erreichen einer gewünschten Form der Hornhaut bereitgestellt, wobei das System folgendes umfaßt: Mittel zum Lenken eines Laserstrahls entlang eines Wegs, variable Aperturmittel zum Profilieren des Strahls, um einen profilierten Strahl mit variabler Fläche zu erzeugen, und Mittel zum Scannen des profilierten Strahls über einen vorbestimmten Bereich der Hornhautoberfläche, wie zum Beispiel aus dem vorgenannten US-Patent Nr. 4 840 175 bekannt ist. Das erfindungsgemäße System ist dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel zum Scannen des profilierten Strahls arbeiten, während das Profil in einer vorbestimmten Weise variiert wird und die variablen Aperturmittel einen Schlitz variabler Breite umfassen.
Die Erfindung stellt ein System zum Durchführen einer ablativen Photozersetzung der Hornhautoberfläche bereit, das geeignet ist, relativ glatte Übergangszonen zusammen mit einem genauen Formen der äußeren oder einer anderen Hornhautoberfläche zu liefern, um symmetrische oder asymmetrische Brechungskorrekturen, die eine relativ große Flächenbedeckung erfordern, zu bewirken. Die Erfindung ist ferner geeignet, die Hornhautoberfläche, nach Abtragung einer Brechungskorrektur zu glätten und sie ist ferner wirkungsvoll in der Durchführung phototherapeutischer Keratektomien. Die Erfindung verwendet einen Laserstrahl kleinerer Strahlgröße als bekannte Vorrichtungen und kann leicht zu neuen augenmedizinischen chirurgischen Systemen konstruiert werden oder an existierende augenmedizinische chirurgische Systeme angepaßt werden.
Das System der Erfindung umfaßt einen Computer, der für folgendes programmiert ist: Lenken eines Laserstrahls zu einer variablen Apertur, Profilieren des Strahls mit der variablen Apertur, um einen profilierten Strahl variabler Fläche zu erzeugen, und Scannen des profilierten Strahls über einen vorbestimmten Bereich einer Hornhautoberfläche eines Auges, während das Profil auf eine vorbestimmte Weise variiert wird. Der Schritt des Profilierens kann folgende alternative Schritte umfassen: Beschneiden des Laserstrahls mit einem Schlitz variabler Breite oder einer Blende variablen Durchmessers oder beidem, und der Schritt des Scannens kann den Schritt des selektiven Variierens der Schlitzbreite, des Durchmessers der Blende oder beides umfassen. Während des Scannens kann eine Drehachse für den profilierten Strahl eingerichtet werden und der profilierte Strahl kann während des Scannens um einen vorgewählten Betrag radial von der Drehachse versetzt werden. Die Winkelposition des profilierten Strahls um die Drehachse kann ebenfalls während des Scannens auf eine vorbestimmte Weise variiert werden.
Unterschiedliche Korrekturverfahren können durch die Verwendung der Erfindung durchgeführt werden. Bei einem ersten Verfahren wird das Scannen durchgeführt, indem der Strahl über aufeinanderfolgende bogenförmige oder ringförmige Bänder in dem vorbestimmten Bereich der Hornhautoberfläche gescannt wird. Bei einem anderen Verfahren wird der profilierte Strahl über einen vorbestimmten Teil des Bereichs der Hornhautoberfläche gescannt, während alternierend die Größe der variablen Apertur vergrößert und verkleinert wird. Der vorbestimmte Teil des Bereichs kann eine zentrale Zone der Hornhautoberfläche oder einen äußeren Bereich der Hornhautoberfläche umfassen.
Dem Schritt des Scannens können folgende Schritte vorausgehen: Einrichten einer optischen Zone auf der äußeren Hornhautoberfläche, in der die gewünschte Brechungskorrektur herbeigeführt werden soll, wobei die optische Zone eine Außengrenze besitzt, und Einrichten einer Übergangszone zwischen der optischen Zone und der verbleibenden äußeren Hornhautoberfläche Nach dem Einrichten der optischen Zone und der Übergangszone wird der Scanschritt durchgeführt, indem der profilierte Strahl über die optische Zone und die Übergangszone gescannt wird. Die Übergangszone weist eine Innengrenze und eine Außengrenze auf, und der Schritt des Profilierens des Strahls kann durchgeführt werden, indem der Strahl mit einer Blende mit variablem Durchmesser und einem Schlitz variabler Breite mit Innen- und Außenkanten beschnitten wird, und der Schritt des Scannens wird durchgeführt, indem derjenige Teil des profilierten Strahls, der dem Schnitt der Blende und der Außenkante des Schlitzes, benachbart zur Außengrenze der Übergangszone entspricht, bewahrt wird. Während des Scannens kann die Schlitzbreite verengt werden, indem die Innenkante des Schlitzes zu der Außenkante hin verschoben wird.
Dem Schritt des Scannens können folgende Schritte vorausgehen: Erzeugen einer Behandlungstabelle, die eine Liste von Koordinatenreferenzen für den profilierten Strahl und die Anzahl von Laserpulsen bei jeder Koordinatenreferenz enthält, die erforderlich sind, um die erwünschte Brechungskorrektur zu bewirken, und Ordnen der Listen in der Behandlungstabelle, um ein Scanmuster für den profilierten Strahl einzurichten.
Der Computer kann alternativ für folgendes programmiert sein: Lenken eines Laserstrahls entlang eines Weges, Profilieren des Strahls mit einer variablen Apertur, um einen profilierten Strahl zu erzeugen, Einrichten einer Drehachse, Versetzen des profilierten Strahls aus der Drehachse und Variieren der Winkelposition des profilierten Strahls um die Drehachse, um zu veranlassen, daß der Strahl einen Weg um einen Drehpunkt beschreibt, der einem gewünschten Abtragungsmittelpunkt entspricht. Der Schritt des Profilierens des Strahls kann durchgeführt werden, indem der Laserstrahl mit einer variablen Apertur, wie zum Beispiel einem Schlitz variabler Durchmesserbreite oder einer Irisblende variablen Durchmesser oder beidern beschnitten wird, und indem die Aperturgröße auf eine vorbestimmte Weise während der Versetzung des profilierten Strahls auf eine mit der Schlitzbreite in Beziehung stehenden Weise variiert wird. In einer bevorzugten Ausgestaltung werden die Schritte des Versetzens des profilierten Strahls und des Vanierens der Winkelposition des profilierten Strahls mit einer Abbildungslinse durchgeführt, indem die Linse radial aus dem Weg versetzt und um den Drehpunkt gedreht wird.
Um eine vorbestimmte Hyperopie-Brechungskorrektur zu bewirken, wird der Computer für folgendes programmiert: Lenken eines Laserstrahls entlang eines Weges, und selektives Bestrahlen der Hornhautoberfläche des Auges zum Abfragen der geeigneten Kontur, die zum Herbeiführen der Hyperopie-Brechungskorrektur erforderlich ist, durch Beschneiden des Strahls mit einem Schlitz variabler Breite, um einen profilierten Strahl mit einer Anfangsbreite zu erzeugen, Versetzen des aus dem Schlitz austretenden profilierten Strahls aus der Drehachse um einen anfänglichen Betrag, Drehen des Schlitzes um die Drehachse um einen vorbestimmten Winkelbetrag, Einstellen der Schlitzbreite, Versetzen und Drehen des aus dem Schlitz austretenden profilierten Strahls um vorgewählte Beträge, und Wiederholen der Schritte des Drehens des Schlitzes, Einstellens der Schlitzbreite und Versetzens und Drehens des profilierten Strahls, bis die Hyperopie-Korrektur abgeschlossen ist. Der Schritt des Versetzens des aus dem Schlitz austretenden profilierten Strahls wird vorzugsweise derart durchgeführt, daß der Randteil des austretenden profilierten Strahls, der einer ersten Schlitzkante zugeordnet ist, anfänglich auf die optische Zone in Nachbarschaft des Mittelpunkts auftrifft, und daß der Randteil des austretenden Strahls, der einer zweiten Schlitzkante zugeordnet ist, auf die gewünschte Übergangszone in Nachbarschaft des Außenrands auftrifft. Der Randteil des austretenden profilierten Strahls, der der ersten Schlitzkante zugeordnet ist, trifft auf die optische Zone bei fortlaufend zunehmenden Abständen von dem Mittelpunkt auf und der Randteil des austretenden profilierten Strahls, der der zweiten Schlitzkante zugeordnet ist, trifft auf die Übergangszone in Nachbarschaft des Außenrandes auf. Vorzugsweise wird der Schritt des Versetzens und Drehens des profilierten Strahls um vorgewählte Beträge mit einer Abbildungslinse durchgeführt, die zwischen dem Schlitz und dem Auge positioniert ist, indem zuerst die Linse aus einer Ausgangsposition versetzt und gedreht, der Laser gepulst und dann die Linse in eine folgende Winkelposition gedreht wird, die vorzugsweise die bestehende Position plus einen vorbestimmten Inkrementbetrag ist.
Im folgenden wird im einzelnen eine Ausführungsform der Erfindung beschrieben, welche ein augenmedizinisches chirurgisches System zum Durchführen einer selektiven Abtragung der Hornhautoberfläche eines Auges zum Herbeiführen einer gewünschte Brechungskorrektur umfaßt, wobei das System folgendes aufweist: Mittel zum Lenken eines Laserstrahls entlang eines Weges, variable Aperturmittel zum Profilieren des Strahls, um einen profilierten Strahl mit variabler Fläche zu erzeugen, und Mittel zum Scannen des profilierten Strahls über einen vorbestimmten Bereich der Hornhautoberfläche, während das Profil auf eine vorbestimmte Weise variiert wird. Die Profiliermittel mit variabler Apertur umfassen einen Schlitz variabler Breite und vorzugsweise Mittel zum selektiven Variieren der Schlitzbreite während des Scannens, und eine Blende mit variablem Durchmesser, vorzugsweise eine Irisblende, und Mittel zum selektiven Variieren des Durchmessers der Blende während des Scannens. Die Scanmittel umfassen vorzugsweise Mittel zum radialen Versetzen des profilierten Strahls um einen vorgewählten Betrag und Mittel zum Variieren der Winkelposition des profilierten Strahls auf eine vorbestimmte Weise. Die Scanmittel umfassen vorzugsweise eine Abbildungslinse, die in den Weg des profilierten Strahls positioniert ist, und Mittel zum Versetzen und Drehen der Linsenmittel. Für die bevorzugte Ausführungsform, bei der die Profiliermittel mit variabler Apertur Mittel zum Drehen des Schlitzes umfassen, sind die Mittel zum Versetzen und Drehen der Linsenmittel und die Mittel zum Drehen des Schlitzes funktionell gekoppelt.
Das System der Erfindung kann in vorhandene laserchirurgische Systeme eingefügt werden, die eine Irisapertur mit variablem Durchmesser und einen auf einer drehbaren Plattform befestigten Schlitz variabler Breite aufweisen, indem der für die vorhandene Abbildungslinse verwendete Befestigungsmechanismus so modifiziert wird, daß die Linse radial aus einer Drehachse versetzt wird, und mit der Schlitzplattform um die Drehachse gedreht werden kann. Die Erfindung ist in der Lage, eine groß flächigere Strahlbedeckung der Hornhautoberfläche mit einem Laser herkömmlicher Strahlgröße bereitzustellen, wodurch jegliche Notwendigkeit eines Lasers mit größerem Strahl beseitigt und eine großflächigere Bedeckung mit geringeren Energieanforderungen als bei vielen bekannten Einrichtungen bereitgestellt wird.
Für ein tieferes Verständnis des Wesens und der Vorteile der Erfindung wird auf die folgende detaillierte Beschreibung im Zusammenhang mit den begleitenden Zeichnungen verwiesen.

KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN

Fig. 1 ist ein Blockdiagramm eines augenmedizinischen chirurgischen Systems zur Aufnahme der Erfindung;
Fig. 2 ist eine schematische Ansicht, die einen bewegbaren Schlitz und eine Apertur mit variablem Durchmesser darstellt, die bei dem System der Fig. 1 verwendet werden;
Fig. 3 ist ein schematisches Diagramm, das das Prinzip der versetzten Linse (Offset-Linse) darstellt;
Fig. 4 ist ein schematisches Diagramm, das die Linsenversetzung in Blickrichtung längs der Drehachse darstellt;
Fig. 5 ist eine schematische Ansicht, die die Abtragungsgeometrie für die Apertur der Fig. 2 zeigt;
Fig.6 ist eine schematische Ansicht der Zuführsystemoptik;
Fig. 7 ist eine Draufsicht der Bildversetzungsssteuereinheit der Erfindung, mit entferntem oberen ringförmigen Teil; und
Fig. 8 ist eine Seitenschnittansicht entlang der Linien 8-8 der Fig. 7.

BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN

Unter Bezugnahme auf die Zeichnungen stellt Fig. 1 ein Blockdiagramm eines augenmedizinischen chirurgischen Systems zur Aufnahme der Erfindung dar. Wie man in dieser Figur erkennt, ist eine Personalcomputer(PC)-Workstation 10 mit einem Einpltinencomputer 21 einer laserchirurgischen Einheit 20 mittels einer ersten Busverbindung 11 gekoppelt. Die PC-Workstation 10 und die Unterkomponenten der laserchirurgischen Einheit 20 sind bekannte Baugruppen und umfassen vorzugsweise die Elemente des VISX TWENTY/TWENTY EXCIMER LASER SYSTEMS, das von Visx, Incorporated, Santa Clara, Kalifornien, erhältlich ist. Das laserchirurgische System 20 umfaßt so eine Vielzahl von Sensoren, die allgemein mit dem Bezugszeichen 22 bezeichnet sind, welche Rückführungssignale von den bewegbaren mechanischen und optischen Komponenten in dem laseroptischen System erzeugen, wie zum Beispiel die von einem Irismotor 23, einer Bilddreheinrichtung 24, einem Astigmatismusmotor 25 und einem Astigmatismuswinkelmotor 26 angetriebenen Elemente. Die Rückführungssignale von den Sensoren 22 werden über geeignete Signalleiter dem Einplatinencomputer 21 geliefert, der vorzugsweise ein STD-Buskompatibler Einplatinencomputer ist, welcher einen Mikroprozessor vom Typ 8031 verwendet. Der Einplatinencomputer 21 steuert die Funktion der allgemein mit den Bezugszeichen 27 bezeichneten Motortreiber zum Ansteuern der Elemente 23 bis 26. Zusätzlich steuert der Einplatinencomputer 21 die Funktion des Excimer-Lasers 28, vorzugsweise eines Argon-Fluor-Laser mit einer Wellenlängenausgabe von 193 nm, der dazu eingerichtet ist, einen durch Rückführung stabilisierten Fluß von 160 mJ/cm² an der Hornhaut eines Auges 30 eines Patienten zu liefern, und zwar über die Zuführsystemoptik, die im allgemeinen mit dem Bezugszeichen 29 bezeichnet ist und in Fig. 6 gezeigt ist. Weitere zusätzliche Komponenten des laserchirurgischen Systems 20, die für ein Verständnis der Erfindung nicht notwendig sind, wie zum Beispiel ein hochauflösendes Mikroskop, einen Videomonitor für das Mikroskop, ein Haltesystem für das Auge eines Patienten und eine Absaugeinrichtung bzw. ein Filter für Ausfluß aus der Ablation sowie das Gaszuführsystem, wurden weggelassen, um zu große Ausführlichkeit zu vermeiden. Auf eine ähnliche Weise wurden die Tastatur, die Anzeige, und herkömmliche PC- Untersystemkomponenten (z.B. Laufwerke für flexible Disketten und Festplatten, Speicherplatinen und dergleichen) in der Darstellung der PC-Workstation 10 weggelassen.
Der Irismotor 23 wird zum Steuern des Durchmessers der mit einem variablen Durchmesser ausgestatteten Iris verwendet, die schematisch in Fig. 2 dargestellt ist. Der Astigmatismusmotor 25 wird zum Steuern des Trennungsabstandes zwischen einem Paar von Zylinderlamellen 35, 36 verwendet, die auf einer Plattform 38 für eine bidirektionale Translationsbewegung in der Richtung der Pfeile 40, 41 angebracht sind. Die Plattform 38 ist drehbar auf einer zweiten (nicht dargestellten) Plattform angebracht und wird für die Drehung auf herkömmliche Weise durch einen Astigmatismuswinkelmotor 26 angetrieben, um eine Ausrichtung der Schlitzachse (in einer vertikalen Orientierung dargestellt in Fig. 2) mit den geeigneten Koordinatenachsen des Patientenauges zu ermöglichen. Die Iris 32 wird auf bekannt Weise von dem Irismotor 23 angetrieben, um den Durchmesser der Irisöffnung von einer vollständig geöffneten Position (der in Fig. 2 dargestellten Position) in eine vollständig geschlossene Position, in der die Apertur auf einem minimalen Durchmesser von 0,8 mm geschlossen ist, zu verändern. Es sei bemerkt, daß die Iris 32 mit variablem Durchmesser und die Zylinderlamellen 35, 36 bezüglich des Ausgangs des Lasers 28 so positioniert sind, daß sie den Strahl vor der Bestrahlung der Hornhautoberfläche des Patientenauges 30 beschneiden. Zum Zwecke dieser Anmeldung kann angenommen werden, daß die Iris 32 und die Zylinderlamellen 35, 36 Teil der in Fig. 1 gezeigten Untereinheit 29 der Zuführsystemoptik sind.
Das System der Fig. 1 und 2 wird erfindungsgemäß zum Durchführen von Hyperopie- und anderer Fehlerkorrekturen der äußeren Oberfläche der Hornhaut verwendet, zum Herbeiführen einer glatten Übergangszone zwischen dem Außenrand der optischen Zone und der unbehandelten Oberfläche der Hornhaut, und zum Herbeiführen einer Oberflächenglättung, wenn dies gewünscht wird. Unter Bezugnahme auf Fig. 3 ist eine Abbildungslinse 51 lateral aus einer Achse 52 um einen variablen Betrag versetzt, in einer im folgenden näher ausgeführten Weise. Die Linse 51 umfaßt vorzugsweise die vorhandene Abbildungslinse, die sich in der Zuführsystemoptik 29 des Systems der Fig. 1 findet, die im folgenden genauer beschrieben wird. Die Achse 52 ist diejenige Achse, die dem Drehpunkt der Linse 51 entspricht. Ein Versetzen der Linse 51 durch eine Translation der Linse in radialer Richtung aus der Achse 52, die der Laserstrahlachse entsprechen kann oder nicht, versetzt das Bild 54 der Apertur 53 in einer hierzu in Beziehung stehenden Weise. Wenn auch die Drehlinse 51 um die Achse 52 auf exzentrische Weise gedreht wird, wie in Fig. 4 dargestellt, kann das versetzte Bild 54 der Apertur 53 um die Achse 52 entlang einem vorgewählten Weg gescannt werden, der bei dem im folgenden beschriebenen Hyperopie-Korrekturverfahren ein ringförmiger Weg um die Achse 52 ist. Abhängig von der Weise, in der die Schlitzbreite und der Irisdurchmesser in Kombination mit der Aus-der-Achse-Translationsbewegung der Linse 51 und der exzentrischen Drehung der Linse 51 um die Achse 52 gesteuert werden, können unterschiedliche Arten von Korrekturen mit großflächigen Abtragungen bewirkt werden, und zwar einschließlich Hyperopiefehlerkorrekturen, Hyperopieastigmatismuskorrekturen und anderer Sehfehlerkorrekturen, zusammen mit einem gleichzeitigen oder nachfolgenden Konturieren zur Bildung einer glatten Übergangszone.
Fig. 5 stellt die Aperturpositionierung relativ zu dem beabsichtigten Abtragungsmittelpunkt dar, wenn die Iris 32 mit variablem Durchmesser und die Zylinderlamellen 35, 36 der Fig. 2 zum Durchführen einer Brechungsfehlerkorrektur verwendet werden. In dieser Figur stellt R&sub2; die halbe Breite des Schlitzes zwischen den Lamellen 35, 36 dar, R&sub1; ist der Radius der Iris 32, r ist der Radius eines von der Apertur bedeckten Kreises, s ist die radiale Versetzung (Offset) des Mittelpunkts des Bildes der Schlitzapertur relativ zu dem Drehpunkt 52, und θ ist der halbe Winkel, für den der Kreis mit Radius r von der Apertur bedeckt wird. Die beabsichtigte optische Zone ist der zentrale Bereich, der vom Kreis 61 begrenzt wird, und die beabsichtigte Übergangszone ist der ringförmige Bereich, der von den Kreisen 61 und 62 begrenzt wird.
Die Weise, auf die die Schlitzbreite und der Durchmesser von dem Computer variiert werden, hängt von der gewünschten Art von Sehkorrektur ab. Für eine dioptrische Hyperopiekorrektur eines gegebenen festen Wertes wird das Durchlaufen einer Sequenz der Apertur auf eine solche Weise durchgeführt, daß die Hyperopie- Linsengleichungen erfüllt werden, die in "Photorefractive Keratectomy: A technique for laser refractive surgery" von Munnerlyn et al., J. Cataract Refract. Surg., Band 18, Seiten 46-52 (Januar 1988) beschrieben sind.
Ein fester Wert der dioptrischen Korrektur wird verwendet, um das Schnittprofil c(r) zu erzeugen. Das Schnittprofil ist durch folgende Gleichung gegeben:
wobei ni die Anzahl von Laserpulsen für die ite Apertur in einer Sequenz von Aperturgrößen und Radialpositionen ist, und wobei d die Menge von Material ist, die mit jedem Laserpuls entfemt wird oder ein Skalierfaktor, der auch ein Heilen der Hornhaut berücksichtigt. Die Sequenz von Aperturgrößen wird durch eine Steuerung der Breite des Schlitzes und des Durchmessers der Iris 32 im Verlauf des chirurgischen Verfahrens erzeugt. Die Sequenz von Aperturgrößen kann auch darauf zugeschnitten werden, Variationen in dem Profil des Laserstrahls Rechnung zu tragen.
Für das in Fig. 5 gezeigte Beispiel werden die Werte von s und R&sub2; variiert, um den korrekten Wert der radialen Versetzung (s) und der Schlitzbreite (2 x R&sub2;) zu erzeugen, so daß die Innenkante der Lamelle 35 in Schritten von nahe der Mitte der Abtragung (beginnend bei ungefähr 0,6 mm von dem Mittelpunkt) zum Rand der korrigierten optischen Zone bei ungefähr 2,5 mm bewegt wird. R&sub1; (der Irisradius) ist bei einem vorgegebenen Wert fixiert (3 mm in einem spezifischen Verfahren), und s und R&sub2; werden gewählt, um den Rand der Abtragung bei dem Außenrand der beabsichtigten Übergangszone mit einem Radius von ungefähr 5 mm zu verankern. Die Anzahl von Pulsen für jede folgende Position der Innenkante wird so berechnet, daß sich die gewünschte Tiefe aus der Hyperopie-Linsengleichung ergibt. Für ein Verfahren, das die geringste Anzahl von Pulsen erfordert, wird die Behandlung beendet, sobald die Innenkante der Apertur die Grenze der korrigierten optischen Zone erreicht. Anfänglich wird die Schlitzbreite auf einen maximalen Wert eingestellt, und die Abbildungslinse 51 ist seitlich der Drehachse 52 so positioniert, daß die innere Schlitzkante in dem minimalen Abstand vom Mittelpunkt der optischen Zone positioniert ist und die Schnitte der Irisblende 32 und der äußeren Schlitzkante über dem Außenrand der beabsichtigten Übergangszone positioniert sind.
Das Bild der Apertur kann nun über die äußere Oberfläche der Hornhaut gescannt werden. Während mehrere unterschiedliche Scansequenzen möglich sind, wurde die folgende Sequenz tatsächlich mit wirkungsvollen Ergebnissen implementiert. Die Radialposition entlang der optischen Zone wird in eine Serie von diskreten, äquidistanten (typischerweise 1 mm beabstandeten) Knoten aufgespalten. Die Anzahl von Pulsen, die zum Abtragen von Gewebe auf eine Schnittiefe c(r) bei einem Knoten in Nachbarschaftder Kante des inneren Schlitzes erforderlich ist, wird durch Verwendung von
berechnet, wobei n die Anzahl von Pulsen ist, wobei δc(r) die Differenz zwischen der tatsächlichen Abtragungstiefe aus vorausgegangen Pulsen und der gewünschten Abtragungstiefe bei dem Knoten, θi(rn) die halbe Winkelbedeckung der Apertur bei rn ist wie oben definiert. Das radiale Abtragungsprofil aus vorausgegangenen Pulsen wird berechnet, indem die Abtragungstiefe aus vorausgegangenen Positionen und Pulsen bei jedem Knoten wie durch die Gleichung I beschrieben, summiert werden. Für die anfängliche Position gilt, δc(r) = c(r). Die Anzahl von Pulsen, die für jeden nachfolgenden Knoten erforderlich ist, wird für jeden Knoten in Nachbarschaft mit der inneren Zylinderlamelle berechnet, wenn sich die Lamelle zum Rand der optischen Zone bewegt.
Nachdem die korrekte Anzahl von Pulsen bei jedem Knoten bestimmt wurde, muß die Behandlung rotationsmäßig geglättet werden, um sicherzustellen, daß sie korrekt und frei von Aberrationen ist. Ein solches Glätten wird durch Drehen der Behandlung in Fig. 5 um die Achse 52 erreicht. Typischerweise beträgt diese Drehung ungefähr 127º zwischen Pulsen. Jedoch können die Schrittmotoren Hunderte von Sekunden benötigen, um die optomechanischen Teile in Position zu bringen, und die Behandlung wird beschleunigt, indem die Behandlungstabelle auf der Workstation nach dem Winkel geordnet wird. Falls jedoch die Behandlung unterbrochen werden müßte, würde das Ordnen der Tabelle allein nach dem Winkel bewirken, daß der Patient mit einem tortenstückförmigen Teil optisch korrekter Hornhaut zurückgelassen wird (pie in the eye - Tortenstück im Auge). Dies kann vermieden werden, indem die Behandlungstabelle in ringförmige Bänder von jeweils 5 bis 10 Knoten aufgespalten wird. Die Behandlungstabelle wird dann nach dem Winkel innerhalb jedes Bandes geordnet. Sollte es zu einer Unterbrechung beim Laserfeuern kommen, wird der Patient mit einer im wesentlichen radialsymmetrischen, teilweise vollständigen Formung zurückgelassen. Eine derartige Abtragung ist viel leichter für eine Fertigstellung des chirurgischen Eingriffs wiederauszurichten.
Die Behandlungsbänder können weiter in halbringförmige Bereiche unterteilt werden. Dies kann vorteilhaft sein, wenn die Apertur nicht um volle 360º gedreht werden kann, und die exzentrische Linsenbewegung minimiert werden sollte. In einem derartigen Fall wird die erste Hälfte eines Behandlungsbandes abgetragen, die Apertur in einer ähnlichen Winkelposition belassen, die Abbildungslinse 51 um 180º gedreht und die andere Hälfte des Bandes mit nachfolgenden Pulsen abgetragen. Bei Abschluß der zweiten Hälfte des Bandes wird die Apertur in nahezu derselben Drehposition belassen, in der sie für den Start der ersten Hälfte des Bandes war; sie ist folglich für den Start des zweiten Bandes gut positioniert. Eine derartige Bewegung wird den Drehbereich der Apertur unter 180º halten, was insbesondere bei Systemen vorteilhaft ist, die nachgerüstet werden und nur für die Behandlung von Astigmatismus konstruiert worden sind.
Um den chirurgischen Eingriff weiter zu beschleunigen, können die Zylinderlamellen während jeden Bandes bei konstanter Breite belassen werden, indem die Zylinderlamellen so geschlossen werden, daß der äußerste Knoten des Bandes, der Schnitt der Irisblende und der äußersten Zylinderlamelle mit dem Außenrand der Abtragung zusammenfällt. Die Schritte des Drehens der Behandlung und deren Ordnens innerhalb von Bändern können sämtlich vor der Behandlung des Patienten auf der Workstation durchgeführt werden. Der Laser 28 ist gepulst und die Plattform 38 und die Linse 51 werden in eine nachfolgende Winkelposition gedreht, die von der vorhergehenden Position um einen Winkelbetrag versetzt ist, der durch eine im folgenden beschriebene Behandlungstabelle bestimmt wird. Zusätzlich kann zu diesem Zeitpunkt jegliche erforderliche radiale Neupositionierung der Linse 51 durchgeführt werden. Der Laser wird erneut gepulst, die Plattform 38 und die Linse 51 werden erneut gedreht, der Laser wird erneut gepulst, usw. Dieses Verfahren wird fortgesetzt, bis die gesamten 360º in gestuften Schritten abgedeckt worden sind. Als nächstes wird die Schlitzbreite durch Verengen der Breite um einen vorbestimmten Betrag verstellt, und die Linse 51 wird so verstellt, daß die innere Schlitzkante bei der geeigneten Radialposition plaziert ist. Danach wird eine weitere Serie von Drehungen der Plattform 38 und der Linse 51 durchgeführt, wonach die Schlitzbreite und die radiale Versetzungsposition der Linse 51 verstellt werden, bis die Innenkante des Schlitzes die Grenze 61 der optischen Zone erreicht hat und die letzte Serie von Winkelpositionen durchgeführt worden ist.
Das oben geschilderte Scanverfahren kann verbessert werden, indem die Abbildungslinse 51 um 180º zwischen Laserpulsen gedreht wird, gefolgt von einer stufigen Verschiebung um einen vorbestimmten Winkelbetrag. Alternativ kann die Linse 51 einfach eine Translation diametral über die Drehachse erfahren. Diese Versetzung um einen großen Winkel stellt sicher, daß diametral gegenüberliegende Teile der äußeren Hornhautoberfläche sukzessive dem profilierten Laserstrahl ausgesetzt werden, ohne Überlappen zwischen Pulsen, was die Erwärmung des Gewebes minimiert.
Fig. 6 ist eine schematische Ansicht der Zuführsystemoptik in der bevorzugten Ausführungsform Wie man in dieser Figur erkennen kann, wird der Strahl von dem Laser 28 von einem ersten Spiegel 71 und einem zweiten Spiegel 72 reflektiert; der Strahl tritt in einen räumlichen Integrator 73 ein, in dem er im Querschnitt modifiziert wird. Der modifizierte, aus dem räumlichen Integrator 73 austretende Strahl wird von Spiegeln 74 und 75 reflektiert und läuft durch ein Dove-Prisma 76 zu dem Iris/Schlitz-Mechanismus 78, der den Schlitz variabler Breite und die Iris variablen Durchmessers, die oben beschrieben wurden, enthält. Der profilierte, aus der Einheit 78 austretende Strahl wird von einem Spiegel 79 reflektiert und tritt in die Bildversetzungssteuereinheit 80 ein, welche die Abbildungslinse 51 enthält. Das versetzte profilierte Bild, das aus der Einheit 80 austritt, wird von einem Spiegel 82 auf das Patientenauge reflektiert. Um Fluktuationen in der Strahlenergie über die Strahlfläche zu glätten, ist das Dove-Prisma 76 drehbar angebracht; es wird typischerweise während der Strahlerzeugung entweder kontinuierlich oder zwischen Pulsen gedreht.
Die Fig. 7 und 8 stellen die Bildversetzungsssteuereinheit 80 dar. Wie man in diesen Figuren erkennen kann, ist die Abbildungslinse 51 in einer Haltevorrichtung 81 enthalten, die für eine Schwenkbewegung um einen ersten Schwenkpfosten 83 angeordnet ist. Der Pfosten 83 wird von einem ersten Befestigungsglied 84 getragen, das seinerseits mit Hilfe von Lagern 85 (oder anderen geeigneten Befestigungsmechanismen) für eine Drehung um die Längsachse des Gliedes 84 angeordnet ist. Die Lager 85 sind in den inneren Ausnehmungen eines Befestigungsgehäuses 87 angeordnet. Ein erster Antriebsmotor 89 ist auf einem Flanschteil 90 des Gehäuses 87 angeordnet und weist eine Ausgangswelle 91 zum Antreiben eines ersten Antriebsriemen 92 auf, der mit dem unteren Teil des Glieds 84 gekoppelt ist. Ein zweiter Schwenkpfosten 93 ist in einer zweiten Schwenköffnung 94 aufgenommen, die in der Befestigungseinrichtung 81 ausgebildet ist. Der zweite Pfosten 93 ist an einem ringförmigen oberen Teil 95 eines zweiten drehbaren Gliedes 96 befestigt. Ein zweiter Antriebsmotor 97 ist auf einem zweiten Flanschteil 98 des Befestigungsgehäuses 87 angeordnet und weist eine Ausgangswelle 99 zum Antreiben eines zweiten Antriebsriemen 101 auf. Der zweite Antriebsriemen 101 steht in einem Antriebseingriff mit dem unteren Bundteil 103 des Gliedes 96.
Im Betrieb, wenn das Glied 84 von dem Motor 89 und dem Riemen 92 angetrieben wird, schwenkt das Linsengehäuse 81 um den Pfosten 93. In ähnlicher Weise wird, wenn das äußere Glied 96 von dem Motor 97 und dem Riemen 101 angetrieben wird, das Gehäuse 81 um den Pfosten 83 geschwenkt. Diese letztere Bewegung ist in Fig. 7 angedeutet, in der zwei unterschiedliche Positionen des Gehäuses 81 dargestellt sind: Eine mit durchgezogenen Linien und die andere mit unterbrochenen Linien. Durch gleichzeitigen Betrieb der Motoren 89, 97 kann eine zusammengesetzte Bewegung des Gehäuses 81 in einer Ebene um beide Schwenkpfosten 83, 93 bewirkt werden, so daß der Linse 51 sowohl eine translatorische Bewegung als auch eine Drehbewegung aufgeprägt werden kann. Die Motoren 89 und 97 werden von dem Einplatinencomputer 21 angesteuert, der seinerseits von der PC-Workstation 10 angesteuert wird. Durch geeignetes Programmieren der Workstation 10 kann der Abbildungslinse 51 die gewünschte Bewegung aufgeprägt werden, um das Aperturbild über den gewünschten Abtragungsbereich der Hornhautoberfläche zu scannen.
Die Verwendung der Erfindung bietet den Vorteil einer relativ großflächigen Bedeckung ohne einen Laserstrahl mit einer ungefähr der Behandlungsfläche entsprechenden Größe zu erfordern. Folglich kann die Übergangszone für Hyperopie-Fehlerkorrekturen vollständig unter Verwendung eines gesteuerten Laserstrahls gebildet werden, der eine wesentlich kleinere Strahlfläche als die bei Systemen des Standes der Technik erforderlichen aufweist. Dies ist in hohem Maße vorteilhaft, da es wesentlich weniger Energie erfordert, als bei einem, einen größeren Strahl erzeugenden Laser, und es vermeidet einen vorzeitigen Ausfall optischer Komponenten, die einem Verschleiß aufgrund der hohen Energiepegel ausgesetzt sind. Die Größe des Laserstrahls sollte groß genug sein, um die größte variable Apertur zu bedecken, die zum Durchführen der gewünschten Abtragung erforderlich ist. Die maximale variable Apertur, die mit der Schlitz-/Iris- Apertur erreichbar ist, besitzt eine größte Abmessung von ungefähr einer Hälfte der größten Behandlungsfläche. Für die meisten menschlichen Augen ist diese größte Behandlungsfläche ungefähr 10 mm. Folglich wird ein Laser mit einem Strahldurchmesser von ungefähr 5 mm gleichmäßige Abtragungen gemäß der Erfindung leisten. In der bevorzugten Ausführungsform weist der Laser einen Strahl mit einer maximalen Breite von 6 mm auf. Ferner kann die Erfindung in bestehende laserchirurgische Systemen implementiert werden, indem lediglich die Zuführsystemoptik so modifiziert wird, um ein Versetzen der Abbildungslinse 51 aus der Strahlachse um gewählte Beträge und ein Drehen mit der Schlitz-/Irisanordnung mit variabler Breite bzw. variablem Durchmesser zu ermöglichen. Die Konstruktion und der Aufbau derartiger Modifikationen sind dem Durchschnittsfachmann auf dem Gebiet der optomechanischen Konstruktion unmittelbar gegenwärtig. Ferner können andere Arten von Korrekturen als Hyperopie-Korrekturen durch geeignetes Programmieren des Computers 21 zum Einstellen der Schlitzbreite und des Aperturradius durchgeführt werden.
Die Erfindung bringt eine große Flexibilität im Durchführen von unterschiedlichen Arten von Korrekturen aufgrund der Tatsache, daß das System zur Anpassung an Patienten mit unterschiedlich bemessenen physikalischen Augenparametern und Brechungskorrekturanforderungen programmiert werden kann. Die Schlitz/Irisanordnung mit variabler Breite bzw. variablem Durchmesser ist besonders anpaßbar für die Verwendung bei der Behandlung von Hyperopie, Hyperopie-Astigmatismus und irreguläre Brechungsaberrationen. Zur gleichzeitigen Behandlung von Hyperopie und Hyperopie-Astigmatismus wird die Abtragungsgeometrie als eine Funktion der radialen Versetzung und der Winkelposition des Aperturbildes bezüglich des Drehpunkts gelöst. Ferner wird bei allen Verfahren, die ein Glätten der Übergangszone an der Peripherie der Abtragungszone erfordern, der Durchmesser der Iris über einen vorbestimmten Bereich zusammen mit der Variation der Schlitzbreite variiert. Für Brechungsaberrationen kann eine Vorrichtung, wie ein räumlich aufgelöstes Refraktometer oder ein Topographieapparat oder beides zum Aufzeichnen der irregulären Oberflächenkontur auf der Hornhaut verwendet werden, um die erforderlichen exakten Oberflächenkorrekturen zu bestimmen. Danach kann die Schlitzbreite und der Irisdurchmesser derart programmiert werden, daß das Formen der Hornhaut die erwünschte sphärische Oberflächengeometrie herbeiführen wird.
Zusätzlich zu den Hyperopie-Korrekturen kann die Erfindung für andere Sehfehlerkorrekturen, die sowohl regulär als auch irregulär sein können, zur phototherapeutischen Keratektomie (die typischerweise zum Abtragen von Narbengewebe verwendet wird), und für glättende Abtragungen verwendet werden. Zum Beispiel wird, um torusförmige Abtragungen unter Verwendung der Erfindung zu erzeugen, eine kreisförmige Apertur variablen Durchmessers in einem elliptischen oder anderen Muster unterschiedlicher Größen gescannt, um eine glatte torusförmige Abtragung zu schaffen. Eine derartige Abtragung kann eine Übergangszone am Rand der optischen Zone enthalten. Durch Anwendung der Erfindung ist eine viel größere Abtragungszone als bei herkömmlichen, variable Aperturen verwendeten Geräte verfügbar. Als Beispiel für Patienten mit gleicher Sphäre und Zylinder (zusammengesetzter Myopie-Astigmatismus) wird ein Laser mit einem maximalen Behandlungsdurchmesser von 6 Millimetern eine torusförmige Abtragung mit einem maximalen Wert der kleinen Achse von 4,25 mm erzeugen. Eine analoge Abtragung, die mit der exzentrischen Rotationstechnik der Erfindung und einer Iris variablen Durchmessers unter Verwendung des selben Laserstrahls durchgeführt wird, kann eine torusförmige Abtragung mit großer und kleiner Achse von 8,5 mm bzw. 6,0 mm erzeugen. Wie für einen Fachmann gegenwärtig ist, bringt dies eine viel bessere Bedekkung der Patientenpupille. Zudem ist es wahrscheinlicher, daß die größere Abtragung eine größere refraktive Stabilität als die kleinere Abtragung liefert.
Um zylindrische Abtragungen unter Verwendung der Erfindung durchzuführen, wird die Irisblende auf einen maximalen Wert gesetzt, und die exzentrische Linse wird zum Scannen eines Abgetragungszylinders in einer periodischen Bewegung entlang der Zylinderachse verwendet, um längere zylindrische Abtragungen zu erzeugen. Dies beseitigt die Notwendigkeit, die Irisblende zu schließen, während der Laser gepulst wird. Benachbartes Material kann ebenfalls an den Enden des Zylinders abgetragen werden, um die Übergangszone weiter von der optischen Zone auszudehnen.
Für Anwendungen der phototherapeutischen Keratektomie kann eine zentral über der Hornhaut auftretende Narbe mit dem Excimer- Laser abgetragen werden, indem eine große Fläche mit einer Übergangszone am Rand abgetragen wird. Wie in dem Fall von Astigmatismus und Hyperopie ist es wünschenswert, die Übergangszone soweit wie möglich von dem optisch verwendeten Teil der Hornhaut zu positionieren. Dies vermeidet möglicherweise unerwünschte Nebeneffekte der Narbenentfernung, wie eine Hyperopie-Verschiebung, bei der Veränderungen in der Krümmung der Hornhaut einen Hyperopie-Zustand schaffen. In der Vergangenheit wurde eine kreisförmige Apertur typischerweise auf ungefähr 6 mm Durchmesser abgebildet und dann geöffnet oder etwas geschlossen, während der Laser eine vorbestimmte Anzahl von Pulsen feuert, um eine Ubergangszone herbeizuführen, und die zentrale Narbe abzutragen. Mit der exzentrischen Technik ist es möglich, die Übergangszone weiter nach außen zu verschieben, indem das Bild der Apertur zwischen den Pulsen geringfügig versetzt wird. Zudem kann bei weiter geschlossener Apertur in einem Drehmuster über die Übergangszone gescannt werden, während der Laser pulst um weiter eine Übergangszone abzutragen, die viel breiter ist als andernfalls abzutragen möglich wäre.
Die Erfindung kann auch zur Behandlung eines irregulären Astigmatismus verwendet werden, um ein geeignetes Konturformen zum Herbeiführen einer Korrektur von Sehfehlern bereitzustellen, die nicht vollständig mit Augengläsern (die nur Sphäre und Zylinder korrigieren) korrigiert werden können. Da die gemäß der Erfindung abgetragene Geometrie nicht auf einfache sphärische und zylindrische Geometrien beschränkt ist, kann ein irregulärer Astigmatismus auf besonders effektive Weise behandelt werden. Zum Beispiel kann ein Patient eine Hornhautgeometrie besitzen, die von sphärischer in konische statt zylindrische Geometrie abweicht. In einem derartigen Fall werden die Zylinderlamellen ähnlich der Behandlung von Astigmatismus ausgerichtet. Jedoch wird die kombinierte Bewegung der exzentrischen Linse und der Zylinderlamellen derart sein, daß ein Ende des Bildes des Zylinderlamellenpaars auf der Hornhaut konstant sein wird, während das andere Ende während der Abtragung entlang eines Bogens transversal zu der Zylinderachse variabel versetzt wird. Diese Technik kann auf die Verwendung von elliptischen Abtragungen erweitert werden, woraus Abtragungen resultieren, die als verzerrte Ovale, und nicht als Ellipsen erscheinen.
Schließlich kann die Erfindung zum Glätten von Abtragungen verwendet werden, indem der Drehpunkt des profilierten Strahls in einem zufälligen oder pseudozufälligen Muster versetzt wird, so daß Strahldefekte über eine viel größere Fläche gemittelt werden. Zum Beispiel kann eine Myopie-Abtragung geglättet werden, indem die Irisblende beim Schließen der Irisblende in einem kreisförmigen Muster gescannt wird. Dies kann eine Übergangszone mit einer sanften Steigerung von dem unbehandelten Bereich zur optischen Zone erzeugen. Sowohl die radiale Versetzung der exzentrischen Linse als auch die Größe der Irisblende werden während der Behandlung variiert, um eine Serie von überlappenden kreisförmigen Abtragungen variierenden Durchmessers und varuerender Versetzung bezüglich des beabsichtigten Abtragungsmittelpunkt zu erzeugen.
Für jedes der oben genannten, speziellen Korrekturverfahren wird normalerweise eine Behandlungstabelle konstruiert, die den Wert aller diskreten Radial- und Winkelpositionen der optomechanischen Elemente, die zum Scannen des Bildes über den relevanten Teil der äußeren Hornhautoberfläche verwendet werden, sowie die Anzahl der Laserpulse pro Position enthält. Eine typische Behandlungstabelle enthält größenordnungsmäßig ungefähr 500 unterschiedliche Einträge. Ein Beispiel für eine Behandlungstabelle für eine Hyperopie von 1 Dioptrie ist im Anhang 1 gezeigt. Wie oben bemerkt wurde, wird das Abtragungsmuster zwischen zwei aufeinanderfolgenden Pulsen vorzugsweise deutlich neu positioniert, um Gewebeerwärmung zu minimieren. Jedoch benötigen elektromechanische Elemente, wie zum Beispiel der Irismotor 23, der Astigmatismusmotor 25, der Astigmatismuswinkelmotor 26 und die in der Bildversetzungseinheit 80 enthaltenen Elemente sämtlich endliche Mindestzeiten zum Neupositionieren des Bildes. Zudem kann eine plötzliche Bewegung eines mechanischen Elements von einer extremen Position in die andere einen übermäßigen und vorzeitigen mechanischen Verschleiß der Elemente zur Folge haben, was häufige Reparatur oder Ersatz erforderlich macht. Um ein gegebenes Abtragungsverfahren so zu optimieren, daß die Behandlung innerhalb einem mit mechanischen Ansprechzeiten verträglichen, minimalen Zeitraum ausgeführt werden kann, wird die Behandlungstabelle von der Computer- Workstation 10 geordnet, um die Bewegung der mechanischen Teile zu optimieren. Das Ordnungsverfahren wird auf der Grundlage sowohl der Winkelposition als auch der Radialposition durchgeführt, und es wird ein Ansatz des besten Fits zur Bestimmung der Sequenzen der Winkel- und Radialschritte verwendet. Zudem wird die Behandlungstabelle auch in radiale Bänder geordnet und die erforderlichen Winkelpositionen innerhalb jedes Bandes werden aufgestellt. Die optomechanischen Elemente werden dann entsprechend der geordneten Behandlungstabelle angesteuert, um das Verfahren, jeweils bandweise, durchzuführen. Zum Beispiel kann das erste für die Abtragung ausgewählte Band das äußerste ringförmige Band sein, gefolgt von dem nächstinneren Band, bis das mittige Band fertiggestellt ist. Durch Aufspalten der Gesamtbehandlung in Bänder kann die Bewegung der mechanischen Elemente innerhalb jedes bestimmten Bandes optimiert werden. Ebenfalls wird im Fall einer Unterbrechung der Behandlung vor Fertigstellung der Patient mit einem teilweise fertigen Abtragungsmuster belassen, das bei der Fortsetzung des Verfahrens leichter ausgerichtet werden kann, oder das optisch günstig ist, falls das Verfahren nicht fortgesetzt werden kann.
Die Behandlungstabelle für ein gegebenes Verfahren kann besondere Merkmale beinhalten, die zur Verbesserung der Effizienz des Verfahrens ausgebildet sind. Zum Beispiel kann es für bestimmte Verfahren (z.B. eine Hyperopie-Korrektur) günstig sein, eine kleine, auf der optischen Zone zentrierte Zone unbehandelt zu lassen. Dies kann durch Beschränken der Bewegung der inneren Zylinderlamelle geschehen, so daß ein Verschluß in der interessierenden kleinen Zone garantiert ist. Ferner kann eine Kompensation für variable oder differentielle Heilraten und für eine differentielle Abtragungstiefe aufgrund von Gewebehydratation in die Behandlungstabelle gewichtet werden. Auch können Standardtabellen für ein spezielles Verfahren - zum Beispiel Myopie-Korrektur - zu verschiedenen Dioptriekorrekturwerten konstruiert werden, und diese Standardtabellen können geordnet und kombiniert werden, so daß zum Herbeiführen einer gegebenen Dioptriekorrektur mehrfache Wiederholungen einer oder mehrerer Standardtabellen durchgeführt werden. Zum Beispiel können Standardtabellen für eine Myopie-Korrektur für Werte von 1/4, 1/2 und 1 Dioptrie erzeugt werden. Unter Verwendung dieser Tabellen würde eine 3,75-Dioptrie-Korrektur so ablaufen, daß die Standard-1-Dioptrie-Korrektur dreimal durchgeführt würde, gefolgt von der 1/2-Dioptrie-Korrektur und der 1/4-Dioptrie-Korrektur.
Während die Erfindung vorstehend unter spezieller Bezugnahme auf die Abtragung der äußeren Hornhautoberfläche beschrieben wurde, können andere Teile der Hornhaut ebenfalls unter Verwendung der Erfindung behandelt werden. Zum Beispiel kann das Epithel mechanisch durch Schaben entfernt werden, wie es typischerweise bei der photorefraktiven Keratektomie gemacht wird und die freigelegte Oberfläche kann abgetragen werden. Ferner kann die Erfindung auch für eine Laser-Keratomieleusis von Homhautlamellen verwendet werden, die von der Hornhaut entfernt wurden. Dieses Verfahren ist in dem US-Patent Nr. 4 903 695, herausgegeben am 27. Februar 1990 für "Method and Appartus For Performing A Keratomileusis Or The Like Operation" beschrieben. Bei der Anwendung der Erfindung auf dieses Verfahren wird ein Lappen Homhautgewebes physisch von der Hornhaut entfemt, wobei die Größe des entfernten Teils typischerweise in den Bereich von ungefähr 8 bis 10 mm Breite und verschiedener Dicke bis zu 400 Mikrometer liegt. Dieser Gewebelappen wird typischerweise unter Verwendung eines Mikrokeratoms entfernt. Als nächstes wird der Lappen in einer geeigneten Befestigungseinrichtung - typischerweise ein Element mit einer konkaven Oberfläche - mit der äußeren Oberfläche nach unten plaziert. Danach wird die erforderliche Abtragung auf der umgedrehten freigelegten Oberfläche der Lamelle durchgeführt, wonach die abgetragene Lamelle wieder auf der Hornhaut positioniert und durch Vernähen wieder befestigt wird. Alternativ kann nach der Entfernung des Lappens von der Hornhaut das freigelegte stromale Gewebe des Auges gemäß der Erfindung abgetragen werden, wonach die Lamelle wieder über dem frisch abgetragenen stromalen Gewebe befestigt wird.
Während das Vorstehende eine vollständige und gesamte Offenbarung der bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung gibt, können verschiedene Modifikationen, abgewandelte Konstruktionen und Äquivalente verwendet werden, wenn dies gewünscht wird. Während die Erfindung unter besonderer Bezugnahme auf das System der Fig. 1 und 2 beschrieben wurde, können zum Beispiel andere Systeme verwendet werden, falls dies gewünscht wird. Ferner können Laser anderen geeigneter Wellenlängen als Laser 28 verwendet werden, falls dies erwünscht und wirksam ist. Auch können. zum Realisieren der Erfindung Laserstrahlsysteme verwendet werden, die nach dem Prinzip der thermischen Abtragung funktionieren, wie Laser mit im infraroten Teil des elektromagnetischen Spektrums liegenden Wellenlängen. Zudem können, während in der bevorzugten Ausführungsform die Radial- und Winkelpositionierung des profilierten Strahls mit der Abbildungslinse 51 erreicht wird, andere optische Scanelemente wie Drehspiegel und Prismen verwendet werden, falls dies gewünscht wird. Die obige Beschreibung und die Darstellungen sollen daher nicht als beschränkend für die Erfindung, die durch die angefügten Patentansprüche definiert wird, beschränkend angesehen werden. ANHANG I

Claims

1. Augenmedizinisches chirurgisches System zum Durchführen einer selektiven Abtragung einer Hornhautoberfläche eines Auges, um eine gewünschte Form der Hornhaut zu erreichen, wobei das System folgendes umfaßt:

Mittel (29) zum Lenken eines Laserstrahls entlang eines Wegs,

variable Aperturmittel (78) zum Profilieren des Strahls, um einen profilierten Strahl mit variabler Fläche zu erzeugen, und

Mittel (80) zum Scannen des profilierten Strahls über einen vorbestimmten Bereich der Hornhautoberfläche, dadurch gekennzeichnet, daß

die Mittel (80) zum Scannen des profilierten Strahls arbeiten, während das Profil in einer vorbestimmten Weise variiert wird, und die variablen Aperturmittel (78) einen Schlitz (35, 36) variabler Breite umfassen.

2. System nach Anspruch 1, bei welchem die variablen Aperturmittel (80) Mittel zum selektiven Variieren der Schlitzbreite während des Scannens umfassen.

3. System nach Anspruch 1 oder 2, bei welchem die variablen Aperturmittel (78) eine Blende (32) mit variablem Durchmesser umfassen.

4. System nach Anspruch 3, bei welchem die variablen Aperturmittel (78) Mittel (23) zum selektiven Variieren des Durchmessers der Blende (32) während des Scannens umfassen.

5. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem die Scanmittel (80) Mittel zum radialen Versetzen des profilierten Strahls um einen vorgewählten Betrag umfassen.

6. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem die Scanmittel (80) Mittel zum Variieren der Winkelposition des profilierten Strahls in einer vorbestimmten Weise umfassen.

7. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem die Scanmittel (80) eine Abbildungslinse (51) umfassen, die in dem Weg des profilierten Strahls positioniert ist, und Mittel (89, 97) zum Versetzen und Drehen der Linsenmittel.

8. System nach Anspruch 7, bei welchem die variablen Aperturmittel (78) Mittel (26) zum Drehen des Schlitzes des variabel breiten Schlitzes (35, 36) umfassen, und bei welchem die Mittel (89, 97) zum Versetzen und Drehen der Linsenmittel (51) mit den Mitteln (26) zum Drehen des Schlitzes (35, 36) funktionell gekoppelt sind.

9. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, umfassend einen Computer (10, 21) , der zum Durchführen einer selektiven Abtragung einer Hornhautoberfläche eines Auges programmiert ist, um eine gewünschte Form der Hornhaut durch folgendes zu erreichen:

(a) Lenken eines Laserstrahls zu den variablen Aperturmitteln (78),

(b) Profilieren des Laserstrahls mit den variablen Aperturmitteln (78), um einen profilierten Strahl mit variabler Fläche zu erzeugen, und

(c) Scannen des profilierten Strahls über einen vorbestimmten Bereich der Hornhautoberfläche, während das Profil in einer vorbestimmten Weise variiert wird.

10. System nach einem der Ansprüche 1 bis 8, umfassend einen Computer (10, 21), der zum Durchführen einer selektiven Abtragung einer Hornhautoberfläche eines Auges programmiert ist, um eine gewünschte Form der Hornhaut durch folgendes zu erreichen:

(a) Lenken eines Laserstrahls entlang des Wegs,

(b) Profilieren des Strahls mit den variablen Aperturmitteln (78), um einen profilierten Strahl zu erzeugen,

(c) Einrichten eines Drehpunktes für den profilierten Strahl,

(d) Versetzen des profilierten Strahls von dem Drehpunkt, und

(e) Variieren der Winkelposition des profilierten Strahls, um den Strahl zu veranlassen, einen Weg in Bezug auf den Drehpunkt zu beschreiben.

11. System nach einem der Ansprüche 1 bis 8, umfassend einen Computer (10, 21), der zum Durchführen einer selektiven Abtragung einer Hornhautoberfläche eines Auges programmiert ist, um eine vorbestimmte Hyperopie-Brechungskorrektur durch folgendes zu erreichen:

(a) Lenken eines Laserstrahls entlang des Wegs,

(b) selektives Bestrahlen der Hornhautoberfläche des Auges, um die Hyperopie-Brechungskorrektur durch folgendes zu erzeugen:

(i) Beschneiden des Strahls mit dem Schlitz (35, 36) variabler Breite, um einen profilierten Strahl mit einer Anfangsbreite zu erzeugen,

(ii) Einrichten eines Drehpunktes für den profilier ten Strahl,

(iii) Versetzen des profilierten Strahls, der aus dem Schlitz (35, 36) austritt, um einen Anfangsbetrag von dem Drehpunkt,

(iv) Drehen des Schlitzes (35, 36) und des profilierten Strahls um einen vorbestimmten Winkelbetrag in Bezug zu dem Drehpunkt,

(v) Einstellen der Schlitzbreite,

(vi) Versetzen des profilierten Strahls, der aus dem Schlitz (35, 36) austritt, um einen vorgewählten Betrag, und

(vii) Wiederholen der Schritte (iv) - (vi), bis die gewünschte Hyperopie-Korrektur vollendet ist.

12. System nach einem der Ansprüche 1 bis 8, umfassend einen Computer (10, 21), der zum Durchführen einer selektiven Abtragung einer Hornhautoberfläche eines Auges programmiert ist, um eine vorbestimmte Myopie-Brechungskorrektur durch folgende Schritte zu erreichen:

(a) Lenken eines Laserstrahls zu den variablen Aperturmitteln (78),

(b) Profilieren des Strahls mit den variablen Aperturmitteln (78), um einen profilierten Strahl mit variabler Fläche zu erzeugen, und

(c) Scannen des profilierten Strahls über einen vorbestimmten Bereich einer Hornhautoberfläche, während die Größe der Apertur in einer vorbestimmten Weise variiert wird, um die Myopie-Brechungskorrektur zu erzeugen.