DE69533903T2

DE69533903T2 - Mit optischer Kohärenz-Tomographie gesteuerter chirurgischer Apparat

Info

Publication number: DE69533903T2
Application number: DE69533903T
Authority: DE
Inventors: Jay Fremont Wei; Dr. Thomas Hellmuth
Original assignee: Carl Zeiss Meditec AG
Current assignee: Carl Zeiss Meditec AG
Priority date: 1994-08-18
Filing date: 1995-06-24
Publication date: 2005-12-08
Anticipated expiration: 2015-06-25
Also published as: EP0697611B1; JPH0866421A; ES2233727T3; DE69528024D1; ES2180597T4; DE69528024T2; EP0697611B9; EP0697611A2; JP4126054B2; JP2006095318A; EP0697611A3; EP1231496A2; EP1231496A3; JP3789960B2; EP1231496B1; DE69533903D1; ES2180597T3; US6004314A

Description

Erfindungsgebiet
Die vorliegende Erfindung betrifft eine Laseroperationsvorrichtung, die eine OCT-(Optische Kohärenztomographie)-Einheit zum Steuern von Laserparametern wie etwa Belichtungszeit, Brennpunktgröße und Leistung enthält.
Allgemeiner Stand der Technik
Wie wohl bekannt ist, ist die Kataraktchirurgie ein ophthalmologischer Operationsvorgang zum Entfernen einer opaken intraokularen Linse aus einem Auge. Gemäß diesem Operationsvorgang muß nach dem Entfernen der intraokularen Linse eine künstliche intraokulare Linse implantiert werden, um das Sehvermögen des Patienten wiederherzustellen. Es ist wünschenswert, daß ein ophthalmologisches Operationsmikroskop, das während des Operationsvorgangs verwendet wird, während des Operationsvorgangs die Fähigkeit aufweist, automatisch auf die intraokulare Linsenkapsel zu fokussieren, wobei diese Fähigkeit besonders wichtig ist, nachdem ein Großteil der opaken intraokularen Linse entfernt worden ist. Nachdem ein Großteil der opaken intraokularen Linse entfernt worden ist, können kleine Mengen an Kataraktrest möglicherweise auf der optisch transparenten intraokularen Linsenkapsel zurückbleiben, und weil die intraokulare Linsenkapsel transparent ist, ist es schwer, einen derartigen Rest zu sehen. Bekannterweise ist es wichtig, einen derartigen Rest vollständig zu entfernen, da ein etwaiger, auf der intraokularen Linsenkapsel zurückbleibender Rest als ein Kern für einen neuen Katarakt dient. Die gegenwärtigen Vorrichtungen zum automatischen Fokussieren eines ophthalmologischen Operationsmikroskops, wie etwa eine Vorrichtung nach dem Stand der Technik, die aus dem am 22. Februar 1994 erteilten US-Patent Nr. 5,288,987 bekannt ist, basieren auf dem Detektieren und Messen der Intensität des von einem Objekt gestreuten Lichts. Solche Vorrichtungen für das automatische Fokussieren sind jedoch nachteilig, weil es schwierig ist, auf ein optisch transparentes Medium wie etwa die hintere intraokulare Linsenkapsel zu fokussieren, da die Reflexion von dort spiegelnd und schwach ist.
Angesichts des oben gesagten besteht ein Bedarf in der Technik für ein ophthalmologisches Operationsmikroskop zum Einsatz bei der Kataraktoperation, das automatisch auf die hintere intraokulare Linsenkapsel fokussieren kann.
Wie wohl bekannt ist, ist die Brechkraftchirurgie ein Operationsvorgang, dessen Hauptaufgabe die Korrektur einer Ametropie ist, indem in einer Hornhaut Einschnitte vorgenommen werden, um die Brechkraft der Hornhaut zu ändern. Die chirurgische Manipulation der Hornhautgestalt erfordert ein genaues und präzises Verfahren zum Messen der vorderen Hornhautkrümmung von der Spitze bis zum Limbus. Die Krümmung der Mitte der Hornhaut erfolgt gegenwärtig üblicherweise mit einem Keratometer, und für präzisere Messungen der Hornhauttopographie ist es üblich, Fotokeratoskopie oder Videokeratoskopie zu verwenden.
Die gegenwärtigen Hornhauttopographiemeßvorrichtungen sind meistens Videokeratoskope auf Plazido-Scheiben-Basis. Bei einer derartigen Vorrichtung wird eine Reihe konzentrischer Ringe so auf einem kegelförmigen Gehäuse konfiguriert, daß ein von der Hornhaut reflektiertes Bild im Raum so gut wie flach ist. Dann wird die Konfiguration der Ringe analysiert, um die Hornhauttopographie zu bestimmen. Eine Vorrichtung dieser Art nach dem Stand der Technik ist in einem Artikel mit dem Titel „New Equipment and Methods for Determining the Contoure of the Human Cornea" von M. G. Townsley, Contacto, 11 (4), 1967, S. 72–81, beschrieben. Solche Videokeratoskope weisen die folgenden Nachteile auf: (a) wegen des kleinen Radius der Hornhaut (~8 mm) kann auf der Hornhaut eine begrenzte Anzahl von Ringen aufgelöst werden (normalerweise ist die Kontur, die gemessen werden kann, auf einen Bereich zwischen 0,8 und 11 mm Durchmesser auf der Hornhaut beschränkt); (b) zwischen den Ringen kann man keine Informationen erhalten und (c) weil Ringe verwendet werden, ist eine Inline-Messung bei Verwendung in Verbindung mit einem ophthalmologischen Operationsmikroskop sehr schwierig. Ein Artikel mit dem Titel „Accuracy and Precision of Keratometry, Photokeratoscopy and Corneal Modeling on Calibrated Steel; Balls" von S. B. Hannush, S. L. Crawford, G. O. Waring III, M. C. Gemmill, M. J. Lynn und A. Nizam in Arch. Ophthalmol., Band 107, August 1989, S. 1235–1239 liefert einen Vergleich über diese Verfahren und Vorrichtungen nach dem Stand der Technik.
Eine weitere Hornhauttopographiemeßvorrichtung wurde jüngst von der Firma PAR Microsystems Co. entwickelt. Die Vorrichtung verwendet Rasterfotogrammetrie, um eine Hornhauttopographie zu messen. Bei dieser Vorrichtung wird ein Gittermuster auf die Hornhaut projiziert. Das Gittermuster wird dann unter einem versetzten Winkel betrachtet und abgebildet. Schließlich wird die Hornhauthöhe an jedem der diskreten Punkte in dem Gittermuster unter Verwendung des Bilds des projizierten Gittermusters berechnet, sowie auch Informationen bezüglich seiner Geometrie. Diese Vorrichtung ist in einem Artikel mit dem Titel „Intraoperative Raster Photogrammetry – The PAR Corneal Topography System" von M. W. Berlin, J. Cateract Refract Surg., Band 19, Anhang, 1993, S. 188–192, beschrieben. Hornhauttopographiemessungen leiden bei dieser Vorrichtung, weil nur eine begrenzte Anzahl von Punkten in dem Bild des projizierten Gittermusters durch die Bildoptik aufgelöst werden kann.
Da die hintere Hornhautoberfläche etwa –14% der Gesamtbrechleistung der Hornhaut beiträgt, liefert in einigen Fällen, wie weiter bekannt ist, eine vordere Hornhauttopographie alleine nicht ausreichend Informationen zur Verwendung bei einem Operationsvorgang für die Brechkraft. Aus diesem Grund ist es noch wichtiger, Hornhauttopographiemessungen mit einer Präzision zu erhalten, die die gegenwärtigen Hornhauttopographiemeßvorrichtungen nicht liefern können.
Angesichts des oben gesagten gibt es in der Technik einen Bedarf an einem ophthalmologischen Operationsmikroskop, das Inline-Hornhauttopographiemessungen zur Verwendung bei Operationsvorgängen für die Brechkraft durchführen kann.
Jüngst wurde eine neue ophthalmologische Meßvorrichtung, eine OCT-(Optische Kohärenztomographie)-Vorrichtung offenbart, die im Vergleich zu den oben beschriebenen ophthalmologischen Meßvorrichtungen des Stands der Technik Vorteile aufweist. Eine OCT-Vorrichtung verwendet eine Lichtquelle mit kurzer Kohärenzlänge für Entfernungsmessungen auf der Basis des Prinzips der Weißlichtinterferometrie. Jüngst wurde OCT für die Verwendung in mehreren ophthalmologischen Anwendungen vorgeschlagen. Solche Vorschläge wurden beispielsweise in einem Vorabdruck eines zur Veröffentlichung eingereichten Artikels angestellt, der den Titel trägt: „Micron-Resolution Imaging of the Anterior Eye in Vivo with Optical Coherence Tomography" von J. A. Izatt, M. R. Hee, E. A. Swanson, C. P. LIN, D. Huang, J. S. Schumann, C. A. Puliafity und J. G. Fujimoto, 1994, S. 1–24. Aus dem Vorabdruck ist eine OCT-Vorrichtung bekannt, die Faseroptiktechnologie und eine Superlumineszenz-Laserdiodenquelle verwendet, wobei die OCT-Vorrichtung mit einem Spaltleuchten-Biomikroskop zum Abbilden von intraokularen Strukturen mit einer räumlichen Auflösung von 10–20 μm gekoppelt ist.
Aus dem Vorabdruck ist die Verwendung einer OCT-Vorrichtung bekannt, um eine direkte Messung mit Mikrometerauflösung zu liefern von: (a) Okularprofilabmessungen, optische Streuung und Struktur in der Hornhaut; (b) dem vorderen Winkelgebiet; (c) der Iris und (d) der Augenlinse. Aus dem Vorabdruck ist weiterhin die Verwendung der OCT-Vorrichtung bekannt, um folgendes zu messen: (a) Vorderkammertiefe, definiert als eine Entfernung, entlang der Sehachse von der hinteren Hornhautoberfläche zu der Vorderkapsel der Linse; (b) Krümmungsradius der hinteren und vorderen Oberfläche der Hornhaut; (c) Brechkraft der Hornhaut und (d) Hornhautabmessungen wie etwa Dicke. Aus dem Vorabdruck ist noch weiter bekannt, daß die OCT-Vorrichtung, die eine preiswerte Diodenlaserquelle und eine faseroptische Implementierung verwendet, mit existierenden ophthalmologischen Instrumenten kompatibel ist. Der Vorabdruck macht schließlich die folgenden Vorschläge für potentielle klinische Anwendungen der OCT: (a) Liefern von Querschnittsbildern durch die ganze Vorderkammer zur Verwendung beim Aufklären von Pathologien der Hornhaut, des Vorderwinkelgebiets und der Iris und zur Verwendung beim Identifizieren und Überwachen von intraokularen Massen oder Tumoren; (b) Messen der Vorderkammertiefe, der Hornhautkrümmung und der Brechkraft der Hornhaut und (c) Liefern eines hochaufgelösten Bildes, das Schwankungen bei der Hornhautdicke und die Verteilung der Streuung bei Hornhautstroma für die quantitative Analyse von Hornhautpathologien zeigt.
Wie wohl bekannt ist, werden Laser bei der Augenchirurgie für verschiedene Anwendungen verwendet, von denen vielleicht die wichtigsten Lichtkoagulation der Retina und die Lichtablation der Hornhaut sind. Bei solchen Anwendungen interagiert die Laserstrahlung mit Okulargewebe und bewirkt strukturelle und topologische Änderungen des Gewebes. Solche Anwendungen bringen in der Regel die visuelle Überwachung solcher Gewebeänderungen auf einem Videomonitor mit Hilfe einer CCD-Mikrochip-Schnittstelle oder durch ein Binokular-Okular bei einem ophthalmologischen Operationsbiomikroskop mit sich. Das CCD-Bild nach dem Stand der Technik ist jedoch aus zwei einfachen Gründen beschränkt. Der erste Grund, weshalb das CCD-Bild des Stands der Technik beschränkt ist, liegt darin, daß das CCD-Bild nur ein Bild der Gewebeoberfläche liefert. Bei der Laserbehandlung von Maculalöchern beispielsweise besteht zwar eine Notwendigkeit, die Gewebekoagulation auf einen wohldefinierten Bereich zu begrenzen, um eine unnötige Beschädigung von Sehfunktionen zu vermeiden, doch muß auch die Gewebekoagulation in der Tiefe begrenzt werden, um das Bluten der stark durchströmten Coroidalschicht zu verhindern. Ein weiteres Beispiel für die Notwendigkeit, Gewebeänderungen in der Tiefe zu begrenzen, ist die Notwendigkeit, eine Beschädigung an der Endotheliumsschicht der Hornhaut während der Laserablation für fotorefraktive Chirurgie zu vermeiden. Der zweite Grund, weshalb das CCD-Bild des Stands der Technik begrenzt ist, besteht darin, daß es kein quantitatives Verfahren zum Steuern von Gewebeänderung auf der Basis der Laserleistung, Belichtung und Fleckgröße liefert.
Angesichts des oben gesagten besteht ein Bedarf an einer Vorrichtung zur Verwendung bei der Laserbehandlung zum Steuern des Ausmaßes der Gewebeänderung während der Laserbehandlung und zum Steuern der Gewebeänderung auf der Basis der Laserleistung, der Belichtung und der Fleckgröße.
Kurze Darstellung der Erfindung
Eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfaßt ein Laserzuführsystem, das mit einer OCT-Vorrichtung kombiniert ist, wobei das Ausmaß der Gewebeänderung während der Laserbehandlung überwacht und gesteuert wird, indem die Ausgabe der OCT-Vorrichtung analysiert wird, um das Laserzuführsystem zu steuern.
Kurze Beschreibung der Figuren
1 zeigt in bildlicher Form eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zum Überwachen und Steuern des Ausmaßes der Gewebeänderung während der Laserbehandlung, die eine OCT-(Optische Kohärenztomographie)-Vorrichtung umfaßt;
2 zeigt in bildlicher Form eine faseroptische Ausführungsform der in 1 gezeigten OCT-Vorrichtung.
Komponenten, die in den verschiedenen Figuren gleich sind, sind zum leichteren Verständnis mit den gleichen Zahlen bezeichnet worden.
Ausführliche Beschreibung
1 zeigt in bildlicher Form eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, die folgendes umfaßt: eine OCT-(Optische Kohärenztomographie)-Vorrichtung 200, einen Computer 670, einen Behandlungslaser 680, einen Ziellaser 681, eine Laserzuführoptik 690, eine Lasersteuereinheit 700, ein ophthalmologisches Operationsbiomikroskop 100 und einen Videomonitor 220 als Videoabbildungseinheit.
Das ophthalmologische Operationsmikroskop 100 umfaßt eine Objektivlinse mit einem großen freien Objektabstand (~200 mm) zum Fokussieren auf ein Patientenauge 1000 während eines Operationsvorgangs. Das ophthalmologische Operationsmikroskop 100 umfaßt weiterhin einen Wechsler für die optische Vergrößerung, der auf einen Zustand eingestellt ist, der sich für das Durchführen eines bestimmten Operationsvorgangs eignet (in der Regel ist eine Reihe von Gruppen von Linsen auf einer Trommel angeordnet, um unterschiedliche Vergrößerungen bereitzustellen, wie etwa beispielsweise 5×, 12×, 20× und so weiter). Auf dem Wechsler für die optische Vergrößerung auftreffende Strahlung wird kollimiert.
Das ophthalmologische Operationsmikroskop 100 umfaßt weiterhin: (a) Übertragungslinsen, die die kollimierte Strahlungsausgabe von einem Wechsler für optische Vergrößerung annehmen und ein Zwischenbild eines Objekts, beispielsweise des Auges 1000, bilden; und (b) interne Fokussierungslinsen, die zum Fokussieren auf das durch die Übertragungslinsen gebildete Zwischenbild des Objekts und zum Bereitstellen eines kollimierten Strahls verwendet werden (interne Fokussierungslinsen bewegen sich entlang eines Betrachtungswegs auf und ab, um eine Gelegenheit für die interne Brennpunktjustierung zu liefern).
Die Strahlung wird nach dem Durchtritt durch die internen Fokussierungslinsen kollimiert, und ein Strahlteiler koppelt einen Teil der kollimierten Strahlung in einen Lichtweg, damit man ein Videobild erhält. Das Videobild wird über eine Videolinse, eine CCD-Kamera und einen Videomonitor 220 erhalten. Der Durchschnittsfachmann versteht ohne weiteres, daß zwar die Verwendung einer einzelnen CCD-Kamera gezeigt ist, es aber innerhalb des Gedankens der vorliegenden Erfindung liegt, daß Ausführungsformen unter Verwendung von zwei Strahlteilern hergestellt werden können, das heißt einem ersten Strahlteiler und einem analog plazierten zweiten Strahlteiler, damit man eine stereoskopische Betrachtung durch zwei CCD-Kameras erhält.
Abschließend fokussieren Tubuslinsen durch die Strahlteiler hindurchgetretene kollimierte Strahlung auf eine Objektebene von Okularen. Diese Okulare liefern dann eine kollimierte Ausgabe, die von den Augen eines Betrachters fokussiert wird. Der oben beschriebene Betrachtungsweg ist binokular, weshalb man eine stereoskopische Betrachtung erreichen kann.
Die Ausgabe von dem Behandlungslaser 680 läuft durch einen dichroitischen Strahlteiler 709 und wird von dem Linsensystem 705 in einen Lichtleiter 710 fokussiert, und die Ausgabe von einem Ziellaser 681 wird von dem dichroitischen Strahlteiler 709 reflektiert und von dem Linsensystem 705 in den Lichtleiter 710 fokussiert. Ausführungsformen des Behandlungslasers 680 beispielsweise zur Verwendung bei Lichtkoagulation und Lichtablation sind in der Technik wohlbekannt, und auch Ausführungsformen des Ziellasers 681 sind in der Technik wohlbekannt. Beispielsweise ist ein wohlbekannter Laser, der zum Verkörpern des Ziellasers 681 verwendet wird, ein HeNe-Laser.
Die Ausgabe des Lichtleiters 710 wird durch die Kollimationslinse 715 in einen im wesentlichen parallelen Laserstrahl umgewandelt, der als Eingabe an ein parfokales System 717 angelegt wird. Wie in 1 gezeigt, besteht das parfokale System 717 aus einer Sammellinse 720, einer Streulinse 730 und einer Sammellinse 740. Die Linse 720 und 730 können entlang der Achse der Laserzuführoptik 690 bewegt werden. Vorrichtungen zum Bewegen der Linsen 720 und 730 entlang der Achse der Laserzuführoptik 690 sind in der Technik wohlbekannt und werden der Übersichtlichkeit halber und zum leichteren Verständnis der vorliegenden Erfindung nicht gezeigt. Die Richtung der Achse der Laserzuführoptik 690 ist durch Pfeil 719 gezeigt und wird unten als die z-Achse bezeichnet. Wie in der Technik wohlbekannt ist, ist die Ausgabe des parfokalen Systems 717 ein im wesentlichen paralleler Strahl mit einem veränderlichen Strahldurchmesser, wobei die Größe des Strahldurchmessers durch die Positionen der Linsen 720 und 730 entlang der z-Achse, das heißt der Achse der Laserzuführoptik 690, bestimmt wird.
Wie in 1 gezeigt, durchläuft die Ausgabe des parfokalen Systems 717 den Strahlvereiniger 745 und wird als Eingabe an eine Feinmanipulatorlinse 750 angelegt. Die Ausgabe der Feinmanipulatorlinse 750 wird von einem Strahllenker 755 auf einen Laserfokus 760 auf dem Auge 1000 gelenkt. 1 zeigt den auf die Hornhaut des Auges 1000 fokussierten Laserstrahl. Es ist jedoch dem Durchschnittsfachmann klar, daß der Laserstrahl mit der gleichen Konfiguration auch auf die Retina fokussiert werden kann, indem beispielsweise eine Kontaktlinse verwendet wird, die gegen die Hornhaut des Auges des Patienten gedrückt wird. Die Aufgabe der Kontaktlinse besteht darin, die Brechkraft der Hornhaut zu neutralisieren. In diesem Fall wird der freie Abstand zwischen dem Auge und der Vorrichtung so justiert, daß der Laserstrahl auf die Retina fokussiert wird.
Der Strahlvereiniger 745 vereinigt die Laserstrahlungsausgabe vom parfokalen System 717 mit Strahlung vom OCT-Strahl 725, der von der OCT-Vorrichtung 200 ausgegeben wird. Bei einer bevorzugten Ausführungsform ist der Strahlvereiniger 745 ein Strahlteiler, der Laserstrahlung bei Wellenlängen der Ausgabe vom Behandlungslaser 680 und vom Ziellaser 681 überträgt und Strahlung bei Wellenlängen des OCT-Strahls 725 reflektiert. Bei der bevorzugten Ausführungsform ist der Strahllenker 755 ein Spiegel oder ein reflektierendes Prisma, der bzw. das zwischen den beiden Beobachtungswegen des ophthalmologischen Operationsbiomikroskops 100 angeordnet ist. Die Feinmanipulatorlinse 750 kann in einer senkrecht zur z-Achse verlaufenden Ebene bewegt werden, wobei die Ebene unten als die x-y-Ebene bezeichnet wird. Vorrichtungen zum Bewegen einer Feinmanipulatorlinse in der x-y-Ebene sind in der Technik wohlbekannt und werden aus Gründen der Übersichtlichkeit und zum besseren Verständnis der vorliegenden Erfindung nicht gezeigt.
Wie in 1 gezeigt, wird der OCT-Strahl 725 von der Faser 250 der OCT-Vorrichtung 200 ausgegeben und von der Linse 870 kollimiert. Die kollimierte Ausgabe der Linse 870 trifft auf scannende Spiegel 850 und 860 auf, die orthogonal befestigte, über ein Galvanometer angetriebene scannende Spiegel sind. Die scannenden Spiegel 850 und 860 sind an einem nicht gezeigten Paar von Motoren befestigt, die unter der Steuerung durch einen Computer 670 auf eine Weise betrieben werden, die dem Durchschnittsfachmann wohlbekannt ist, um das Scannen des OCT-Strahls 725 in Querrichtung zu erhalten. Der aus den scannenden Spiegeln 850 und 860 austretende OCT-Strahl 825 wird zum Strahlvereiniger 745 gelenkt. Gemäß der vorliegenden Erfindung sind die scannenden Spiegel 850 und 860 im wesentlichen in der hinteren Brennebene der Feinmanipulatorlinse 750 angeordnet.
Die scannenden Spiegel 850 und 860 werden mit einer Spannungsfunktion mit Sägezahnprofil auf eine dem Durchschnittfachmann wohlbekannte Weise angetrieben. Wenn Phase und Frequenz der jeweiligen Treiberspannungen gleich sind, dann ist das resultierende Scanmuster ein linearer Scan.
2 zeigt in bildlicher Form eine faseroptische Ausführungsform der OCT-Vorrichtung 200. Wie in 2 gezeigt, umfaßt die OCT-Vorrichtung 200 eine Dauerstrich-Strahlungsquelle 220, beispielsweise eine Superlumineszenz-Laserdiode mit einer im wesentlichen bei 850 nm zentrierten Ausgabe. Die Ausgabe von der Quelle 220 wird in die optische Faser 230 gekoppelt und durch einen 50/50-Koppler 240 in zwei Strahlen getrennt. Die Ausgabe des 50/50-Kopplers 240 wird in optische Fasern 250 bzw. 270 gekoppelt. Die Ausgabe der Faser 270 wird von der Linse 280 auf den Referenzspiegel 290 abgebildet, und die Ausgabe der Faser 250 wird zu dem in Querrichtung scannenden Mechanismus 260 gelenkt. Die Ausgabe des in Querrichtung scannenden Mechanismus 260 wird so gelenkt, daß sie auf eine unten näher zu beschreibende Weise auf ein Objekt auftrifft. Dann wird die von dem Objekt reflektierte Strahlung zurück in die Faser 250 gekoppelt und durch den 50/50-Koppler 240 mit vom Referenzspiegel 290 reflektierter Strahlung überlagert und zurück in die Faser 270 gekoppelt. Die überlagerte Strahlungsausgabe des 50/50-Kopplers 240 wird in die Faser 265 gekoppelt. Wie bekannt ist, kommt es zu einer Interferenz zwischen von dem Objekt reflektierter Strahlung und von dem Referenzspiegel 290 reflektierter Strahlung, wenn die Lichtwegdifferenz kleiner ist als die Kohärenzlänge der Strahlungsquelle 220. Der Referenzspiegel 290 wird mit Mitteln, die dem Durchschnittsfachmann bekannt sind, (nicht gezeigt) mit einer im wesentlichen konstanten Geschwindigkeit bewegt und dadurch wird die Interferenz als eine periodische Veränderung eines von einem Fotodetektor 275 erhaltenen Detektorsignals detektiert, wobei die periodische Veränderung eine Frequenz gleich einer Doppler-Verschiebungsfrequenz ist, die durch das Bewegen des Referenzspiegels 290 mit der konstanten Geschwindigkeit eingeführt wird. Die Ausgabe des Fotodetektors 275 wird durch einen Demodulator 285 demoduliert, die demodulierte Ausgabe des Demodulators 285 wird von einem Analog-Digital-Umsetzer 295 (A/D 295) in ein digitales Signal umgewandelt und die Ausgabe von dem A/D 295 wird zur Analyse als Eingabe an den Computer 670 angelegt. Das Interferenzsignal verschwindet, sobald die Lichtwegdifferenz zwischen von dem Objekt reflektierter Strahlung und von dem Referenzspiegel 290 reflektierter Strahlung größer wird als die Kohärenzlänge der Quelle 220.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform weist der OCT-Strahl eine bei etwa 850 nm zentrierte Wellenlänge auf.
Unter Bezugnahme auf 1 weist bei einer bevorzugten Ausführungsform der OCT-Strahl eine bei etwa 850 nm eingegebene Wellenlänge auf, der lineare Scan (der durch die scannenden Spiegel 850 und 860 erzeugt wird) vereinigt sich mit einem OCT-Scan in einer Längsrichtung in das Auge 1000 (durch eine Bewegung des in 2 gezeigten Referenzspiegels 290 erzeugt), damit man einen OCT-Scan in einer Ebene erhält. Die Amplituden jedes Sägezahnprofils können individuell auf eine dem Durchschnittsfachmann wohlbekannte Weise justiert werden, um die Orientierung des linearen Scans und somit die Orientierung der Ebene des OCT-Scans zu ändern. Die Orientierung des linearen Scans und somit die Orientierung der Ebene werden durch das Verhältnis der Amplituden jedes Sägezahnprofils bestimmt. Somit kann gemäß der vorliegenden Erfindung die Ebene des OCT-Scans durch Variieren des Verhältnisses der Amplituden gedreht werden (die z-Achse ist die Rotationsachse).
Bei der in 1 gezeigten Vorrichtung liegen die Hauptstrahlen des OCT-Strahls 825 in der gleichen Ebene wie der aus dem Laserzuführsystem 690 austretende Laserstrahl. Somit wird der OCT-Strahl 825 in der gleichen Brennebene wie die Strahlen vom Behandlungslaser 680 und dem Ziellaser 681 fokussiert. Außerdem bewegt sich der OCT-Strahl 825, wenn die Feinmanipulatorlinse 750 in der x-y-Richtung bewegt wird. Dadurch scannt der OCT-Strahl 825 immer quer über den Laserbrennpunkt 760 in der Objektebene und scannt quer über den Laserbrennpunkt 760, und zwar symmetrisch, das heißt, die Länge der Teile des Querscans auf beiden Seiten des Laserbrennpunkts 760 sind gleich lang.
Strahlung vom OCT-Strahl 725 wird vom Auge 1000 zurückgestreut und zurück in die OCT-Vorrichtung 200 gekoppelt. Wie oben bezüglich 2 beschrieben, wird von der OCT-Vorrichtung 200 ein OCT-Signal erzeugt.
Dieses Signal wird zur Analyse zum Computer 670 geschickt. Weiterhin wird Strahlung vom Ziellaser 681 vom Auge 1000 durch den Strahllenker 755 und in das ophthalmologische Operationsbiomikroskop 100 reflektiert. Der Videomonitor 220 liefert schließlich ein Bild, mit dem der Laserbrennpunkt 760 positioniert wird, indem die Position der Feinmanipulatorlinse 750 geändert wird. Das ophthalmologische Operationsmikroskop 100 liefert ein Bild des Auges 1000 zur Betrachtung in Verbindung mit der Position des Laserbrennpunkts 760 auf dem Videomonitor 220.
Im Folgenden wird die vom Computer 670 durchgeführte Analyse zum Steuern des Betriebs des Behandlungslasers 680 beschrieben. Die Amplitude der zurückgestreuten Strahlung vom OCT-Strahl 825 ist für laserbehandeltes Gewebe und für unbehandeltes umgebendes Gewebe verschieden. Tatsächlich zeigen Untersuchungen, daß die Amplitude einer derartigen zurückgestreuten Strahlung für laserbehandeltes Gewebe höher ist als für sein unbehandeltes umgebendes Gewebe, und diese Tatsache wird zum Identifizieren des laserbehandelten Gewebes verwendet. Das Reflexionsvermögen von laserbehandeltem Gewebe und unbehandeltem Gewebe wird empirisch als eine Funktion beispielsweise der Laserleistung und Belichtungszeit bestimmt. Diese Daten werden dazu verwendet, Referenzschwellwertpegel zu entwickeln, die bei der Analyse eingesetzt werden. Beispielsweise wird davon ausgegangen, daß eine Amplitude mit einem Wert über dem Referenzschwellwert von laserbehandeltem Gewebe erhalten worden ist und eine Amplitude mit einem Wert unter dem Referenzschwellwert von unbehandeltem Gewebe erhalten worden ist. Wie der Durchschnittsfachmann versteht, müssen beim Bestimmen der Referenzschwellwertpegel die Effekte von Rauschen und kleinen Bewegungen des Auges berücksichtigt werden. Diese Referenzschwellwerte werden im Computer 670 gespeichert. Wie man ohne weiteres erkennen kann, können die Referenzschwellwertpegel eine Funktion der betreffenden Gewebeart und/oder der Laserleistung und/oder Belichtungszeit sein. Zum Verständnis der vorliegenden Erfindung jedoch wird angenommen, daß ein einziger Referenzschwellwertpegel vorliegt. Anhand der folgenden Erläuterung sollte dem Durchschnittsfachmann klar werden, wie Ausführungsformen hergestellt werden können, um komplexere Änderungen des Referenzschwellwertpegels zu berücksichtigen.
Gemäß der vorliegenden Erfindung aktiviert der Computer 670 die OCT-Vorrichtung 200 und die scannenden Spiegel 850 und 860, damit man einen OCT-Scan eines Teils des Auges 1000 erhält. Wie oben beschrieben wurde, erzeugen die scannenden Spiegel 850 und 860 einen linearen OCT-Scan in Querrichtung, und an vorbestimmten Punkten im linearen OCT-Scan in Querrichtung wird von allen streuenden Stellen im Weg der OCT-Strahlung 825 entlang einer Längsrichtung ins Auge 1000 reflektierte OCT-Strahlung mit Strahlung von einem Referenzweg verglichen, dessen optische Länge periodisch variiert und präzise bekannt ist (siehe die obige Beschreibung von OCT in Verbindung mit 2). Wie oben beschrieben wurde, wird ein OCT-Ausgangssignal nur dann erzeugt, wenn die optische Länge des Wegs der von einem Merkmal des Auges 1000 reflektierten OCT-Strahlung mit einer Genauigkeit innerhalb der zeitlichen Kohärenzlänge der OCT-Strahlung gleich der optischen Länge des Referenzwegs ist. Gemäß der vorliegenden Erfindung werden Amplitudeninformationen für reflektierte OCT-Strahlung als Funktion der Tiefe entlang einer Längsrichtung in das Auge 1000 an jedem der vorbestimmten Punkte bei dem linearen Scan in Querrichtung erhalten. Nach dem OCT-Scan hat der Computer 670 somit Daten gesammelt, die Amplitudeninformationen über eine Ebene (unten als eine Querebene bezeichnet) umfassen, wobei die Querebene symmetrisch zum Laserbrennpunkt 760 und entlang der Längsrichtung ins Auge 1000 verläuft. Die Daten werden vom Computer 670 analysiert, um den Bereich des laserbehandelten Gewebes innerhalb der Querebene zu bestimmen. Der Bereich wird mit Informationen hinsichtlich eines erwünschten klinischen Effekts in einem vorbestimmten Behandlungsverfahren verglichen, wobei die Informationen beispielsweise durch einen Arzt in den Computer 670 eingegeben worden sind. Der Computer 670 bestimmt dann, ob eine weitere Belichtung gerechtfertigt ist, um den erwünschten klinischen Effekt zu erzielen, oder ob der erwünschte Effekt bereits erzielt worden ist. Weiterhin interagiert der Computer 670 mit Hilfe einer Lasersteuereinheit 700 mit dem Behandlungslaser 680, um den Behandlungslaser 680 abzuschalten oder die Belichtungszeit zu ändern. Zudem kann der Computer 670 die Notwendigkeit zur Änderung der Fleckgröße anzeigen und für eine Positionierung der Linsen 720 und 730 sorgen, um eine gewünschte Fleckgröße zu erzielen, und zwar auf einem Display, das Teil des Computers 670 ist, so daß ein Bediener die Linsen 720 und 730 entsprechend positionieren kann. Alternativ können die Linsen 720 und 730 an nicht gezeigten Motoren befestigt sein, beispielsweise Schrittmotoren, und der Computer 670 kann bewirken, daß die Linsen 720 und 730 zur Bereitstellung der gewünschten Fleckgröße durch direkte Interaktion mit den Motoren auf eine dem Durchschnittsfachmann wohlbekannte Weise bewegt werden. Eine weitere Ausführungsform der Analyse wird ausgeführt, indem der Referenzschwellwertpegel auf einen vorbestimmten Bruchteil der größten Amplitude innerhalb des OCT-Bilds gesetzt wird. Der vorbestimmte Bruchteil wird empirisch bestimmt. Diese Ausführungsform der Analyse ist gegenüber einer Veränderung der rückgestreuten Intensität aufgrund von Veränderungen der Transmission der verschiedenen Abschnitte des Auges von Patient zu Patient weniger empfindlich.
Laserbehandeltes Gewebe wird identifiziert und der Laserbehandlungsprozeß wird gemäß der vorliegenden Erfindung wie folgt gesteuert. Daten von einer Querebene werden während Impulsen des Behandlungslasers 680 erhalten, und die Daten werden im Computer 670 gespeichert. Eine typische Querebene enthält einen Bereich von etwa 2 mm mal 1 m, und ein typischer Datensatz für die typische Querebene enthält Daten aus einem Gitter von etwa 30 mal 100 Werten. Die Länge eines bei der Behandlung verwendeten typischen Laserimpulses beträgt etwa 100 ms-Laserimpuls. Dies bedeutet, daß Daten von jeder Querebene (die aus 3000 Werten bestehen) in 10 ms verarbeitet werden müssen. Bei der bevorzugten Ausführungsform wird beim Analysieren der Amplitudendaten für eine Querebene, wenn die Amplitude an einer Stelle im Gitter über dem Referenzschwellwertpegel ist, angenommen, daß die Gitterstelle laserbehandeltem Gewebe entspricht. Während die Daten für jede Stelle im Gitter analysiert werden, erfolgt in einer Matrix ein Eintrag, entsprechend der Stelle im Gitter, des laserbehandelten Gewebes, und ein Zähler wird für jede Stelle um einen Schritt erhöht, bei der laserbehandeltes Gewebe detektiert wird. Der Zähler zählt die Anzahl der Gitterstellen in der Querebene, wo die Effekte der Laserbehandlungen meßbar sind. Der Prozeß wird abgeschlossen, nachdem ein vollständiger OCT-Datensatz für die Querebene, der 30 mal 100 Datenwerte umfaßt, erfaßt worden ist. Der Zählerendwert liefert ein Maß für den laserbehandelten Bereich der Querebene. Bei einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung werden die Daten für das Gitter derart auf dem Display abgebildet, daß Gitterstellen identifiziert werden, bei denen bestimmt worden ist, daß sie die Effekte der Laserbehandlung zeigen. Beispielsweise können die Werte, die den Referenzschwellwert übersteigen, in einer anderen Farbe als umgebendes Gewebe angezeigt werden. Dadurch erhält man ein visuelles Bild der Effekte der Laserbehandlung über die Querebene für den Bediener.
Bei der oben beschriebenen Ausführungsform ist es vorteilhaft, die Daten aus einer Querebene zu analysieren, um Bearbeitungszeit einzusparen. Diese Vorteile tritt dann auf, wenn ein symmetrischer Laserstrahl verwendet wird, so daß der Effekt der Laserbehandlung zu einer Linie entlang der Längsrichtung ins Auge 1000 symmetrisch ist. Die vorliegende Erfindung enthält jedoch Ausführungsformen, die laserbehandeltes Gewebe über ein Volumen hinweg detektieren. Gemäß der vorliegenden Erfindung werden Daten für ein Volumen des Auges 1000 erhalten, indem die Richtung des linearen OCT-Scans in Querebene auf die oben beschriebene Weise um einen bestimmten Betrag gedreht wird, das heißt, durch Variieren des Verhältnisses der Amplituden der Sägezahnspannungen, die angelegt werden, um die scannenden Spiegel 850 und 860 anzusteuern. Dann werden Daten für die Ebene in der gedrehten Position gesammelt, die Ebene wird wieder gedreht, und so weiter, bis Daten für das Volumen gesammelt sind. Die Daten werden auf die oben beschriebene Weise analysiert, damit man eine Matrix erhält, die laserbehandeltes Gewebe identifiziert. Außerdem werden Zähler für alle Querebenen summiert, damit man ein Maß für das laserbehandelte Volumen erhält. Bei der weiteren Ausführungsform wird das Volumen derart auf dem Display abgebildet, daß Stellen, von denen bestimmt wurde, daß sie die Effekte der Laserbehandlung zeigen, identifiziert werden. Beispielsweise können die Werte, die den Referenzschwellwert übersteigen, in einer anderen Farbe als das umgebende Gewebe dargestellt werden. Dadurch erhält man ein visuelles Bild der Effekte der Laserbehandlung über das Volumen hinweg.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird der gemessene Bereich einer Querebene von laserbehandeltem Gewebe zum Steuern eines oder mehrerer der folgenden Parameter verwendet: (a) für den Behandlungslaser 680: Belichtungszeit und Leistung, und (b) für die Linsen 720 und 730; die Fleckgröße des Behandlungslasers 680. Wie oben beschrieben wird der gemessene Bereich der Querebene von laserbehandeltem Gewebe während einer Laserbelichtung mehrmals gemessen, und die gemessenen Bereiche werden für jede dieser Messungen mit empirisch bestimmten Referenzwerten verglichen. Bei einer bevorzugten Ausführungsform werden die Referenzwerte so gewählt, daß der Bereich des laserbehandelten Gewebes in einer Querebene klein genug ist, so daß Beschädigung an benachbartem Gewebe vermieden wird, und gemäß der vorliegenden Erfindung wird der Laser automatisch abgeschaltet, bevor dieser Grenzwert erreicht ist. Wie leicht zu verstehen ist, kann es sich herausstellen, daß die Belichtungszeit und die Leistung für den Behandlungslaser 680 und die Fleckgröße des Strahls von der Differenz zwischen einer gemessenen Amplitude und einem Referenzschwellwertpegel abhängen. In solchen Fällen können empirische Untersuchungen dazu verwendet werden, die Werte dieser Parameter zu steuern, und zwar in Abhängigkeit nicht nur davon, ob eine Amplitude über einen Referenzschwellwert ansteigt oder darunter abfällt, sondern auch von dem Wert der Differenz zwischen der Amplitude und dem Referenzschwellwert. Angesichts des oben gesagten sollte klar sein, wie Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung hergestellt werden, die solche Effekte berücksichtigen.
Bei weiteren Ausführungsformen wird ein gemessenes Volumen laserbehandelten Gewebes dazu verwendet, einen oder mehrere der folgenden Parameter zu steuern: (a) für den Behandlungslaser 670; Belichtungszeit und Leistung und (b) für die Linsen 720 und 730; die Fleckgröße des Behandlungslasers 670. Gemäß der vorliegenden Erfindung wird das gemessene Volumen des laserbehandelten Gewebes während ein oder mehrmals gemessen und die gemessenen Volumen werden mit empirisch bestimmten Referenzwerten für jede dieser Messungen verglichen. Es ist zu verstehen, daß die Detektion von Bereichen und/oder Volumen von laserbehandeltem Gewebe nicht auf die Detektion während des Anlegens eines Laserimpulses begrenzt sind und daß eine derartige Detektion nach dem Anlegen des Laserimpulses stattfinden kann.
Der Fachmann erkennt, daß die vorausgegangene Beschreibung nur zum Zweck der Darstellung und Beschreibung vorgelegt worden ist. Sie soll als solche nicht erschöpfend sein oder die Erfindung auf die offenbarte präzise Form begrenzen.

Claims

Ophthalmologische Operationsvorrichtung, die folgendes umfaßt: einen Laser zum Erzeugen von Laserstrahlung; ein Laserzuführmittel zum Anwenden der Laserstrahlung auf ein Objekt; eine OCT-(optische Kohärenztomographie)-Vorrichtung (200); Scanningmittel (850, 860) zum Scannen des Objekts mit optischer Ausgabe von der OCT-Vorrichtung (200); Analysemittel (670) zum Analysieren von von der OCT-Vorrichtung ausgegebenen Detektionssignalen, um Abschnitte des Objekts zu bestimmen, die durch die Anwendung der Laserstrahlung beeinflußt worden sind; und Mittel (700), um als Antwort auf die Ausgabe von dem Analysemittel (670) mit einem oder mehreren der folgenden zu interagieren: (a) der Laser (680) und (b) das Zuführmittel (720, 730), um eines oder mehrere der folgenden zu beeinflussen: (a) eine Belichtungszeit, (b) eine Leistung und (c) eine Fleckgröße der Laserstrahlung.
Ophthalmologische Operationsvorrichtung nach Anspruch 1, wobei das Analysemittel Mittel umfaßt zum Vergleichen der von der OCT-Vorrichtung ausgegebenen Detektionssignale mit Referenzschwellwertpegeln.
Ophthalmologische Operationsvorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, wobei das Analysemittel weiterhin Mittel zum Bestimmen der Abschnitte als eines oder mehrere der folgenden umfaßt: (a) Flächeninhalte von Querebenen des Objekts und (b) Volumen des Objekts.
Ophthalmologische Operationsvorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das Scanningmittel Mittel zum Scannen der optischen Ausgabe der OCT-Vorrichtung über einen Brennpunkt der Laserstrahlung umfaßt.
Ophthalmologische Operationsvorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das Mittel zum Scannen über den Brennpunkt Mittel zum symmetrischen Scannen über den Laserbrennpunkt umfaßt.
Ophthalmologische Operationsvorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das Analysemittel Mittel zum Zählen der Anzahl der Fälle, bei denen die Detektionssignale Schwellwertpegel für einen oder mehrere Flächeninhalte der Querebenen des Objekts übersteigen, und Vergleichen der Anzahl für den einen oder die mehreren Flächeninhalte mit gespeicherten Behandlungsdaten umfaßt.
Ophthalmologische Operationsvorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Abschnitte des Objekts, die beeinflußt worden sind, als die Abschnitte bestimmt werden, bei denen die Detektionssignale die Referenzschwellwerte übersteigen.