EP4027956A1 - Verfahren und vorrichtung zur generierung von steuerdaten für ein ophthalmologisches lasertherapiegerät - Google Patents

Verfahren und vorrichtung zur generierung von steuerdaten für ein ophthalmologisches lasertherapiegerät

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Publication number
EP4027956A1
EP4027956A1 EP20768032.3A EP20768032A EP4027956A1 EP 4027956 A1 EP4027956 A1 EP 4027956A1 EP 20768032 A EP20768032 A EP 20768032A EP 4027956 A1 EP4027956 A1 EP 4027956A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
focus
scan path
scan
control data
center
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
EP20768032.3A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Michael Bergt
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Carl Zeiss Meditec AG
Original Assignee
Carl Zeiss Meditec AG
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Carl Zeiss Meditec AG filed Critical Carl Zeiss Meditec AG
Publication of EP4027956A1 publication Critical patent/EP4027956A1/de
Pending legal-status Critical Current

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    • A61F9/00—Methods or devices for treatment of the eyes; Devices for putting in contact-lenses; Devices to correct squinting; Apparatus to guide the blind; Protective devices for the eyes, carried on the body or in the hand
    • A61F9/007—Methods or devices for eye surgery
    • A61F9/008—Methods or devices for eye surgery using laser
    • A61F9/00825—Methods or devices for eye surgery using laser for photodisruption
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
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    • A61F9/008—Methods or devices for eye surgery using laser
    • A61F2009/00861—Methods or devices for eye surgery using laser adapted for treatment at a particular location
    • A61F2009/0087—Lens
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61F2009/00861—Methods or devices for eye surgery using laser adapted for treatment at a particular location
    • A61F2009/00872—Cornea
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    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
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    • A61F9/008—Methods or devices for eye surgery using laser
    • A61F2009/00897—Scanning mechanisms or algorithms

Definitions

  • the present invention relates to a planning unit for the generation of control data for an ophthalmic laser therapy device, which has a laser device for providing a pulsed laser beam, a focusing device for focusing the pulsed laser beam in a focus, a scanning device for shifting the focus of the pulsed laser beam in a tissue of a patient's eye , in particular in a cornea and / or an eye lens, for severing the tissue in a scan pattern of focus spots of the focus of the pulsed laser beam along a scan path according to the control data, and a control unit for controlling the ophthalmic laser therapy device by means of the control data, the planning unit having an interface for transferring the control data to the control unit.
  • the invention further relates to a corresponding planning method for the generation of control data for an ophthalmic laser therapy device, which includes a laser device for providing a pulsed laser beam, a focusing device for focusing the pulsed laser beam in a focus, a scanning device for shifting the focus of the pulsed laser beam in a tissue
  • a laser device for providing a pulsed laser beam
  • a focusing device for focusing the pulsed laser beam in a focus
  • a scanning device for shifting the focus of the pulsed laser beam in a tissue
  • the patient's eye in particular in a cornea and / or an eye lens, for cutting through the tissue in a scan pattern of focus spots of the focus of the pulsed laser beam along a scan path according to the control data
  • a control unit for controlling the ophthalmic laser therapy device by means of the control data.
  • Laser surgical methods for severing or cutting tissue in a patient's eye are well known in eye surgery.
  • laser radiation for treating the eye is focused within the tissue - i.e. below the surface of the tissue - in such a way that optical breakthroughs are created in the tissue.
  • Various processes that are initiated by the laser radiation take place one after the other in the tissue. If the power density of the radiation exceeds a threshold value, an optical breakthrough occurs, which creates a plasma bubble in the material. This plasma bubble grows after the optical breakthrough has occurred due to expanding gases. If the optical breakthrough is not maintained, the gas generated in the plasma bubble is absorbed by the surrounding material and the bubble disappears again. However, this process takes much longer than the formation of the bubble itself.
  • optical breakthrough ie this term not only includes the actual optical breakthrough, but also the resulting effects in the material.
  • ametropia of the eye often stems from the fact that the Refractive properties of the cornea and lens do not result in optimal focusing on the retina.
  • Document DE 10334 110 therefore describes a method for generating a cut along a scan path of focus spots of the pulsed laser radiation, in which the scan path runs along contour lines and a predetermined limit value for a distance between adjacent contour lines must not be exceeded.
  • the object of the present invention is therefore to describe the device and method which enable the generation of a cut with a homogeneous density of focus spots of the pulsed laser radiation within the cut using simple and inexpensive components.
  • a first aspect of the invention relates to a planning unit for generating control data for an ophthalmic laser therapy device.
  • the ophthalmic laser therapy device comprises a laser device for providing a pulsed laser beam and a focusing device for focusing the pulsed laser beam in a focus.
  • the ophthalmic laser therapy device has a scanning device for shifting the focus of the pulsed laser beam in a tissue of a patient's eye, in particular in a cornea and / or an eye lens, for cutting through the tissue in a scan pattern of focus spots of the focus of the pulsed laser beam along a scan path according to the control data on.
  • the ophthalmological laser therapy device comprises a control unit for controlling the ophthalmological laser therapy device by means of the control data.
  • the planning unit has an interface for transferring the control data to the control unit.
  • the planning unit can be a computer that has a processor and a memory.
  • the planning unit is characterized in that it is designed to generate the control data for the scan pattern of focus spots of the focus in the tissue of the patient's eye, in particular in the cornea and / or the eye lens, along the scan path with which the ophthalmic laser therapy device is controlled can that the laser device provides a pulsed laser beam with a constant laser pulse frequency f P , the scan path rotates at a constant angular velocity around a scan path center, whereby a distance to the scan path center evaluated at the focus spots increases or decreases monotonically along the scan path, and the scan pattern of focus spots of the focus of the pulsed laser beam a given density is sufficient.
  • the tissue of the patient's eye in which cuts can be made when the ophthalmic laser therapy device is in operation is preferably the cornea (or also called the cornea) and / or the lens of the eye and the tissue that directly surrounds the cornea and the lens of the eye.
  • the lens of the eye also includes the capsular bag surrounding the lens.
  • the tissue can be, for example, the sclera - that is, the outer covering of the eyeball, also called the dermis - and / or the limbus - that is, the transition between the cornea and the sclera.
  • the tissue can be the vitreous (vitreous body) and / or the retina (retina).
  • the laser device that can be used in the ophthalmic laser therapy device is preferably a device that provides laser pulses with a pulse duration of femtoseconds or picoseconds, and whose focused laser beam is able to cut through the tissue of a patient's eye by means of optical breakthroughs due to non-linear absorption.
  • the laser device can comprise, for example, a femtosecond laser or a picosecond laser.
  • a femtosecond laser for example, has a wavelength in a range from 750 nm to 1100 nm.
  • the use of femtosecond lasers at other wavelengths is, however, basically also conceivable.
  • a wavelength from the range from 375 nm to 550 nm or from the range from 250 nm to 367 nm is also relatively easy to implement, which corresponds to a doubling or tripling of the frequency of the technically currently preferred femtosecond lasers.
  • Femtosecond laser from the wavelength range from 1020nm to 1060nm have been established for corneal applications for many years and are used here as an example.
  • the pulse duration of a femtosecond or picosecond laser which can be used here, can advantageously be selected from a pulse duration range of 50 fs to 5 ps.
  • the pulse energy of a femtosecond or picosecond laser that can be used here is advantageously in a pulse energy range of 20nJ to 2pJ.
  • a pulse energy of approx. 130 nJ is particularly preferred.
  • a laser device can provide laser pulses with a laser pulse frequency f P of up to 50 MHz.
  • the laser device can be designed to reduce the laser pulse frequency.
  • the planning unit is designed to select a laser pulse frequency f P from a series of possible laser pulse frequencies. The selection is made depending on further calculations for which the planning unit is designed and which are described below.
  • the laser pulse frequency is constant within the limits or tolerances given by the laser device. Deviations in the laser pulse frequency are less than ⁇ 20%, preferably less than ⁇ 5%, particularly preferably less than ⁇ 1%.
  • the focusing device is designed to focus the pulsed laser beam in the tissue of the patient's eye so that an optical breakthrough is achieved in the focus.
  • the focusing device is preferably designed in such a way that the optical properties of the patient's eye (such as, for example, radii of curvature of the optically effective interfaces - for example on the cornea or the lens of the eye - or the refractive indices of the irradiated tissue) are taken into account.
  • the focusing device can be designed to focus the pulsed laser beam in the tissue of the To generate the patient's eye, a contact lens being arranged in front of the patient's eye in the beam path.
  • the scanning device of the ophthalmic laser therapy device allows the focus of the pulsed laser beam to be shifted or scanned in the tissue of the patient's eye. Scanning of the pulsed laser beam should be possible without restriction in all three spatial directions x, y, z.
  • the scanning device should accordingly be designed to perform both lateral scans in the x and y directions and also z scans along the optical axis of the pulsed laser beam.
  • the scanning device can include a pair of scanning mirrors. These can be designed to deflect a laser beam in two non-parallel (preferably mutually perpendicular) directions.
  • the first scanning mirror allows, for example, a deflection of the laser beam in the x-direction, the second scanning mirror a deflection in the y-direction.
  • the scanning mirrors can be driven by galvanometers.
  • the scanning mirrors can be designed as resonant scanning mirrors.
  • the scanning device can comprise MEMS scanners (Micro-Electro-Mechanical-Systems).
  • the scanning device can also be designed in such a way that the beam deflection is parameterized via radius and azimuth angle and can have a radius-azimuth scanner.
  • Such a radius-azimuth scanner has a displacement unit which enables a radial displacement of the laser beam with respect to a scanner center, and a further displacement unit which enables an azimuthal displacement (rotation) with respect to the scanner center.
  • the radius-azimuth scanner can, for example, comprise optics for guiding the laser beam, which optics are attached to a rotating device, and the distance between the optics and the fulcrum of the device can be changed.
  • the scanners described above which enable the focus to be shifted in two spatial directions (eg lateral), are typically combined with a further scanner, which enables the focus to be shifted in a direction that is at an angle to the two spatial directions (preferably perpendicular).
  • This can be an axial z-scanner act that can move the focus parallel to the optical axis.
  • Scanning “in a tissue” also includes scanning directly on the surface of the tissue.
  • a focus can be generated and shifted in the tissue of the patient's eye. If the focus is shifted in the tissue with the aid of the scanning device and the laser device would continuously emit laser radiation, the focus of the laser radiation in the tissue defines a continuous, i.e. spatially uninterrupted, track. This imaginary track is also referred to as a scan path.
  • the scan path is therefore a (one-dimensional) line in a three-dimensional volume of the tissue of the patient's eye.
  • the center of the scan path can mark a starting point or an end point of the scan path.
  • the scan path center can, however, also be located outside the scan field;
  • the scan field is the entirety of the scan path and its (imaginary) connections to neighboring sections of the scan path: If, for example, a ring-shaped scan field (with a recess in the middle) is to be generated, the center of the scan path can be in the middle of the ring and is therefore located outside the scan field.
  • the center of the scan path can be located on the optical axis of the focusing device
  • the place at which the focus in the tissue of the patient's eye is currently on the scan path, at the time at which a laser pulse of the pulsed laser radiation is focused into the tissue, is called the focus spot or focus point.
  • the ophthalmic laser therapy device thus generates a large number of focus spots during operation, which are generated along the scan path in the tissue of the patient's eye. At each focus spot, in the tissue of the An optical breakthrough is achieved with the patient's eye.
  • the pulsed laser beam is not only effective in the focal point itself; rather, the laser pulse interacts with the tissue in a volume around the focal point. This volume is also called the effective focus area.
  • the totality of the effective focus areas creates a (local) cut at which the tissue is severed. Since a focus spot is not generated at every location on the scan path, the scan field can be larger than the section.
  • the distribution of the focus spots at which an optical breakthrough is to be generated is referred to as the scan pattern.
  • a cut is a partial volume in the tissue that results from the volumes of the effective focus areas and from an (imaginary) connection between adjacent effective focus areas.
  • the named partial volume has only a small extent at each location in one spatial direction - for example of the order of magnitude of the diameter of a focus effective area - and has a larger extent in the two spatial directions perpendicular thereto.
  • the scan field in the tissue can be larger than the cut to be generated, it can be advantageous if not all laser pulses that would be available according to the constant laser pulse frequency are actually used for a focus spot. This is particularly advantageous when the scanning device requires more time for a shift of the focus along the scanning path than there is between two laser pulses with the constant laser pulse frequency. In such a case, for example, a laser pulse cannot be provided; At that time, only an imaginary focus spot is created at the focal point of the scan path. Alternatively, the Provision of a pulsed laser beam for the time in which the focus scans along the scan path outside of the cut to be generated.
  • Rotating the scan path around the scan path center is understood to mean that a scan angle of the straight line connecting a starting point of the scan path to the scan path center increases steadily in relation to a line connecting a point of the scan path with the scan path center along the track of the scan path.
  • the angular velocity describes which scan angle is swept over by the scan path per time.
  • a constant angular velocity is present if it varies within the limits or tolerances given by the scanning device. Deviations in the angular velocity are less than ⁇ 20%, preferably less than ⁇ 5%, particularly preferably less than ⁇ 1%.
  • the inverse of the angular velocity is proportional to a rotation frequency f R. This describes the rate at which a scan angle of 360 ° is swept over.
  • the rotation frequency with which the scan path rotates around the center of the scan path is constant; the tolerance of the constancy results from the tolerance of the constant angular velocity.
  • the scanning device has a rotation frequency f R or a range of rotation frequencies at which the positions of the scanning path can be controlled with high accuracy.
  • this rotation frequency is close to its resonance frequency, for example.
  • the scanning path preferably rotates at a constant angular velocity which corresponds to a rotation frequency which ensures a high degree of accuracy of the positions of the scanning path.
  • the control data are generated in such a way that a distance from the center of the scan path that is evaluated at the focus spots increases or decreases monotonically along the scan path. In other words: If the distances between the focus spots and the center of the scan path are viewed in the order in which they arise (i.e.
  • the distances increase monotonically or the distances decrease monotonically. It is possible for focus spots that follow one another in time to have the same distance from the center of the scan path. It should be noted that the monotony is only required for the distance between the focus spots. The course of the scan path itself can deviate from the monotony.
  • the ophthalmological laser therapy device can be controlled in such a way that the scan pattern of focus spots of the focus of the pulsed laser radiation satisfies a predetermined density. Since a section is typically to be generated over a scan pattern of focus spots which corresponds to an area in the tissue of the patient's eye, the density can be defined, for example, as the number of focus spots per area. The density thus determines how many focus spots are to be generated in the scan pattern when the ophthalmic laser therapy device is in operation in order to generate the cut for severing the tissue. The density can be specified by the ophthalmic laser therapy device - for example in the planning unit.
  • the density can be determined by the user of the ophthalmic laser therapy device.
  • the density can be a fixed value, a limit value that must not be exceeded or fallen below, or a range of values. It is also possible that the density can be selected by the user from a selection list provided by the ophthalmic laser therapy device.
  • the interaction of a laser pulse with the tissue depends on Pulse parameters (such as pulse duration, wavelength or pulse energy) of the pulsed laser radiation. It is also dependent on the type of tissue in the patient's eye in which an optical breakthrough should be able to be produced.
  • the density can be specified in such a way that the effective focus areas are on average close to one another and thus enable a complete severing of the tissue.
  • the density can be specified in such a way that the effective focus areas are on average further apart, so that the effective focus areas do not overlap or butt against each other and so tissue bridges remain in the tissue within the cut surface between the effective focus areas.
  • a partial severing of the tissue is made possible. This creates a kind of predetermined breaking point at which the tissue is prepared in such a way that it can be completely severed in a targeted and controlled manner in one step of the surgical procedure.
  • Such a partial severing is advantageous, for example, when, during an intervention to correct ametropia, a lens-shaped partial volume of the cornea is to be removed from the cornea via a laterally opening incision - a so-called access incision.
  • the specified density of the focus spots is therefore typically related to a goal that is being pursued with the section to be generated.
  • the control data that are generated by the planning unit according to the invention and with which the ophthalmological laser therapy device can be controlled include at least the constant laser pulse frequency.
  • the constant angular velocity, the scan path center and the specified density are variables that are included in the generation of the control data for the spatial position (x, y, z) of the focus as a function of time. These variables can also be available for discharge to the control unit.
  • the planning unit according to the invention allows simple and inexpensive components for the ophthalmic laser therapy device to be added due to the constant laser pulse frequency and the constant angular velocity use.
  • the constant laser pulse frequency makes it possible to dispense with complex control of the laser device, which must ensure that the required pulses are available at the right time, with variable pulse intervals and with constant pulse energy (and pulse duration) during the generation of a scan pattern .
  • the constant angular speed with which the scan path rotates around the center of the scan path ensures that the same number of focus spots can be generated for each range of azimuth angles (with respect to the center of the scan path). In this way, a homogeneous density of the focus spots per azimuth angle range is ensured. Furthermore, the constant angular speed with which the scan path rotates around the scan path center and the monotony of the temporal course of the distances between the focus spots from the scan path center allow the use of a simple and inexpensive scanning device. Depending on the technology used, the scanners can be controlled with simple sine signals (x-y scanner) or a constant signal (azimuth scanner). Strong accelerations of the scanner are not necessary. No angular velocity tuning is required. The control for the scanning device can thus advantageously be simple and inexpensive and at the same time generate the focus spots with high precision at the desired locations in the tissue of the patient's eye.
  • the control unit which as a rule uses the control data generated by the planning unit, can access all controllable units of the ophthalmic laser therapy device, in particular the laser device, the focusing device and the scanning device. It can be constructed in one or more parts and communicate with the controllable units of the ophthalmic laser therapy device - and possibly with other devices of the ophthalmic laser therapy device as well as with devices connected to it - via wired or wireless communication paths. Furthermore, the Planning unit preferably has an interface via which control data can be supplied to the control unit in a wired or wireless manner.
  • a point or a straight line can also be assumed as the center of the scan path for a curved section.
  • the distances between the focus spots are determined from this point (or straight line) in three-dimensional space.
  • the density of the focus spots can be related to the cut surface or to a volume.
  • the advantages of the planning unit according to the invention remain for curved cuts. For the sake of simplification, the projection of the scan path into a plane is considered below or it is assumed that the scan path is located in a plane that is, for example, perpendicular to the optical axis.
  • the incision that is to be made in the tissue of the patient's eye does not have the same extent in all three spatial dimensions; often the extent of the cut is not identical even in the lateral dimensions (x and y).
  • the size (extent) of the effective focus area typically deviates in the axial direction (z) from that in the lateral direction.
  • the dimensions of the effective focus area in the x-direction and y-direction can differ from one another; The cause of this can be the polarization of the pulsed laser beam.
  • the asymmetry effects mentioned by way of example do not have to occur in the direction of those axes which are given via the optical axis (z-axis) and a plane perpendicular thereto (x-y plane).
  • the distance between the focus spots and the center of the scan path therefore takes into account an asymmetry effect.
  • asymmetry factors can be introduced in the regulation for calculating the distances between two points in space. Distances are advantageously calculated with the aid of a metric in x ', y', z 'coordinates, since here an asymmetry can be represented particularly easily.
  • the distance between two points and in x ', y', z 'coordinates, taking into account the asymmetry can be calculated using ⁇
  • Focus spot (which consists of about the unique, reversible transformation
  • the control data are generated in such a way that for each rotation of the scan path around the scan path center the absolute amount of a difference between the distances from the scan path center evaluated at the focus spots at the beginning of the rotation and at the end of the rotation with an increasing mean distance from Scan path center decreases.
  • a rotation of the scan path around the scan path center is to be understood as a section of the scan path in which an azimuth angle with respect to the scan path center of 360 ° is swept over.
  • the scan path can thus be composed of several rotations.
  • a distance from the center of the scan path can be assigned to it via the distance of a focus spot from the center of the scan path immediately before or after the start of the rotation.
  • the scan path at the end of a rotation (at an azimuth angle F + 360 °) can also be assigned a distance via the distance of a (different) focus spot from the center of the scan path immediately before or after the end of the rotation.
  • the amount of the difference in the distances from the center of the scan path at the beginning and at the end of a rotation corresponds to a radial width of a rotation.
  • the mean distance of a rotation from the center of the scan path is the mean value of the distances to the start and end of the rotation.
  • the end of a rotation corresponds to the beginning of a subsequent rotation. If one considers the mean intervals of a temporal series of rotations of the scan path around the scan path center, then these increase or decrease monotonically.
  • An azimuthal length can be assigned to a rotation via the mean distance (by multiplying by a factor of 2p). If the azimuthal length is multiplied by the radial width, this corresponds to an area that can be assigned to the rotation.
  • the inventive decrease in the radial widths of each rotation with increasing mean distance of the rotation leads to the density of the focus spots in the scan pattern being adapted over radial distances from the center of the scan path.
  • control data are generated in such a way that for each rotation of the scan path around the scan path center, the absolute amount of the difference between the distances from the scan path center evaluated at the focus spots at the start of the rotation and at the end of the rotation is proportional to the inverse mean distance of the rotation from the scan path center.
  • r a be the distance at the beginning of a rotation (evaluated on a focus spot that is located immediately before or after the start of the rotation on the scan path) and let r e be the distance to the end of a rotation (evaluated on another focus spot that is immediately before or after the end of the rotation on the scan path).
  • " Means the formation of an absolute amount.
  • all of the focus spots of the rotation lie in one plane (for example the x-y plane or the x'-y 'plane) or they have an offset in the z direction that is small compared to the z extension of the effective focus areas.
  • . This corresponds to red p . r m . Dr.
  • the area of a rotation is proportional to the product of the azimuthal length and the radial width a rotation.
  • the surface has the shape of a ring in the plane.
  • the areas which can be assigned to each rotation just remain constant. This ensures that a specified density of focus spots in the scan pattern is achieved for all distances from the center of the scan path. This enables a particularly precise severing of tissue over the entire incision.
  • control data are generated in such a way that the focus spots lie on a spiral around the center of the scan path.
  • a spiral is characterized by the fact that it rotates around a center and that the distance to the center along the track of the spiral increases or decreases strictly monotonically.
  • a spiral in three-dimensional space takes the form of a helix, the distance from the center of which changes in a strictly monotonous manner.
  • the scan path may deviate from a spiral between two successive focus spots as long as the scan path again corresponds to points of a spiral at the locations of the focus spots.
  • the control data are generated in such a way that the focus spots lie on a spiral around the center of the scan path and that the absolute value of the difference between the distances from the center of the scan path of two successive focus spots is proportional to an inverse mean distance between the successive focus spots and the center of the scan path.
  • Two successive focus spots that lie on a spiral around the center of the scan path are focus spots that are generated one after the other in time.
  • the focus spot following a focus spot can also be an imaginary focus spot if, for example, the imaginary focus spot lies outside the section to be generated.
  • r s, i be the distance from the center of the scan path for an i th focus spot and let r S, +1 be the distance for the i + 1 th focus spot which follows in time;
  • the index "s" indicates that there are distances on a spiral path.
  • " Means the formation of an absolute amount.
  • the center of the scan path is also in this plane and the area, which can be assigned to the / th focus spot is where t t and t i + 1 are the points in time, to which the / th or i + 1 th focus spot are generated.
  • the area assigned to the / th focus spot corresponds to. The area has the
  • Shape of a ring segment in the plane If the absolute value of the difference between the distances from the center of the scan path of two successive focus spots decreases proportionally to the inverse mean distance between the focus spots (Dr s, i ⁇ 1 / r s, im ), then according to the invention the areas that each Focus spot can be assigned, just remain constant. This ensures that a specified density of focus spots in the scan pattern is achieved for all distances from the center of the scan path. This enables a particularly precise severing of tissue over the entire incision.
  • the planning method according to the invention thus enables the generation of control data for a scan pattern of focus spots that lie on a spiral around the center of the scan path, the specified density being achieved for all distances from the center of the scan path.
  • control data are generated in such a way that the scan pattern of the focus spots of the focus of the pulsed laser beam satisfies a limit value for a distribution measure for evaluating the distribution of the focus spots.
  • a distribution measure assigns a value to the scan pattern which evaluates the distribution of the focus spots in the section generated by the scan pattern.
  • the distances between the focus spots are advantageously incorporated into this value. Even if a predetermined density of focus spots is implemented in a sub-area of the scan pattern (for example in an azimuth angle area or for radial ring segments), focus spots can nevertheless accumulate locally. This can lead to the fact that the tissue can be completely severed in regions with many focus spots, while tissue bridges remain in regions between clusters of focus spots, so that the tissue can only be partially severed there.
  • the distribution measure can be implemented, for example, in such a way that some of the focus spots (for example those that are at a large distance from the center of the scan path) or all of the focus spots are assigned a mean distance from adjacent focus spots.
  • the following procedure can be used, for example: A circle is placed in the cut surface around the focus spot. This circle is broken down into circle segments; Advantageously, all segments are of the same size and there are at least three segments. The radius of the circle must be large enough so that there is at least one focus spot in each segment of the circle (except for the focus spot in the center of the circle). The minimum distance between the focus spots in the circle segment and the focus spot in the center of the circle is determined for each segment.
  • a mean value of the minimum distances over the circle segments can then be calculated.
  • the maximum of the minimum distances can be formed over the circle segments or the difference between the maximum and the minimum of the minimum distances.
  • a focus spot can be assigned a measure of the distance to neighboring focus spots.
  • the division of the circle into circle segments ensures that it is recognized when neighboring focus spots are piling up in one direction, while there is a large distance to the next focus spot in other directions.
  • the determined dimensions can then be averaged so that a single value is assigned to a scan pattern as a distribution measure of the focus spots.
  • the mean value and standard deviation can be determined as a pair of values of the distribution measure.
  • the maximum and the minimum can also be determined as a distribution measure.
  • the distribution measure can be designed in such a way that the size (and shape) of the effective focus areas of the focus spots are taken into account.
  • the size of the corresponding effective focus area can be marked in the cutting plane for each focus spot of the scan pattern.
  • An area can be assigned to the totality of the effective focus areas of all focus spots of the scan pattern. Overlapping areas of two or more effective focus areas of different focus spots are only taken into account once (and not more than once) when assigning the area. This area of the totality of the effective focus areas of the focus spots of the scan pattern in the cutting plane can be set in relation to the area of the cut.
  • the proportion of remaining tissue bridges is 50% of the cut area.
  • This exemplary value as a distribution measure thus provides information about the type of severing that can be achieved with a given scan pattern.
  • the ratio of the area of the totality of the focus effective areas of the focus spot of the scan pattern in the cutting plane to the sum of all sizes of the focus effective areas of the focus spot of the scan pattern in the cutting plane can also be formed as a distribution measure.
  • Such a distribution measure describes how much the effective focus areas overlap: If the ratio is 1, there is no overlap; if the ratio is 0.5, for example, there is a high proportion of overlaps; in such a case, the focus spots are very likely to be set too narrowly and a comparatively long time is required for the generation of the scan pattern.
  • a value (or values) for evaluating the distribution of the focus spots in the scan pattern can be determined by means of the exemplary distribution measures and the described variants thereof. It is particularly advantageous to take into account any asymmetry effects that may be present, for example when calculating distances between focus spots with a metric that includes the asymmetry, or when determining the size of the effective focus areas.
  • the limit value that the distribution measure should satisfy for evaluating the distribution of the focus spots can be a limit for each value that the distribution measure provides. For the sake of simplicity, only a single limit value is spoken of in the following; However, this is to be understood as meaning that the limit value can also be limits for various values that are provided by the distribution measure.
  • the limit value can act as a number (possibly including the associated units) or a range of values. It can be one be a one-sided limit value or a two-sided limit value.
  • the limit value can be stored in the planning unit or specified by a user of the ophthalmic laser therapy device.
  • the distribution of the focus spots in the scan pattern satisfies the limit value for the degree of distribution, then according to the invention it is ensured that, in addition to a predetermined density of focus spots, there is also a distribution with homogeneous distances between focus spots. In this way, local accumulations of focus spots can be avoided and a severing of the tissue with a high cut quality over the entire cut surface is further improved.
  • the laser device of the ophthalmological laser therapy device comprises a laser source for generating laser pulses with a laser repetition frequency f L and a pulse selection device which is set up to select the generated laser pulses according to the further control data according to a division ratio D and for the pulsed Provide laser beam.
  • a laser source is typically built in such a way that it can provide laser pulses with reproducible parameters (such as pulse energy, wavelength, spectral width, pulse duration, polarization) with a fixed laser repetition frequency f L.
  • a change in the laser repetition frequency is possible, but requires a great deal of technical effort.
  • the laser repetition frequency of the laser source ie the repetition rate of the laser pulses, is therefore advantageously permanently set with a value from a range from 10 kHz to 50 MHz; a laser pulse repetition frequency from a range from 200 kHz to 20 MHz is advantageous.
  • a pulse selection device is arranged downstream of the laser source in the beam path.
  • a pulse selection device can be implemented, for example, via an acousto-optical modulator (AOM) which, depending on an activation, can bring about a beam deflection of the laser radiation in order to direct laser pulses out of the beam path in the direction of the tissue of the patient's eye so that it cannot generate a focus spot.
  • AOM acousto-optical modulator
  • the pulse selection device can be part of the laser source, or it can be arranged directly downstream of the laser source in the beam path. However, further optical elements and / or the scanning device and / or the focusing device can also be located in the beam path between the laser source and the pulse selection device. However, an arrangement close to the laser source is preferred.
  • the division ratio D indicates which proportion of the laser pulses generated by the laser source is to be passed on in the direction of the patient's eye.
  • the division ratio corresponds to the number of transmitted laser pulses to the number of generated pulses.
  • the division ratio can be an integer; every D-th laser pulse is passed on, while all D-1 laser pulses in between are not passed on.
  • the division ratio can be a rational number; in this case, the desired division ratio is obtained on average after a series of transmitted laser pulses. If an irrational number is chosen for k, this is only approximated after many laser pulses.
  • the planning unit is designed to generate control data for at least two scan patterns with which the ophthalmic laser therapy device can be controlled.
  • the first laser pulse frequency can differ from the at least one further laser pulse frequency, the first scan path center from the at least one further scan path center and / or the first angular velocity from the at least one further angular velocity.
  • the cut to be produced in the tissue of the patient's eye can have a shape that is, for example, significantly larger in one direction than in another. In this case it may be that the cut can be generated more quickly via two (or more) scan patterns in which the scan patterns have scan path centers that deviate from one another.
  • the cut to be generated is a surface that is at a large distance from the center of the scan path, it can be advantageous to generate the cut using two scan patterns as well.
  • the first scan pattern can be a pattern in which focus spots are generated close to the center of the scan path.
  • Another pattern only generates focus spots at a greater distance from a scan path center (which can be identical to the first scan path center), a higher constant laser pulse frequency and / or a higher constant angular velocity being used for the further scan pattern.
  • a quick creation of a cut is advantageous in order to reduce the treatment time. On the one hand, this reduces the burden on the patient. On the other hand, it also reduces the risk that the patient's eye will move in relation to the ophthalmic laser device, and thus a faulty scan pattern and thus a faulty cut will be generated.
  • the planning unit is designed in such a way that the at least two scan patterns do not spatially at least partially overlap.
  • Overlapping two scan patterns ensures that a continuous cut can be created in the tissue via the two scan patterns.
  • the scan patterns should only overlap to the extent necessary for reliable generation of the section (taking into account the specified density of focus spots and advantageously taking into account the limit value for a distribution measure).
  • An overlapping of two scan patterns is as little as possible less than 50%, preferably less than 10%, particularly preferably less than 2%.
  • the ophthalmological laser therapy device has a planning unit for generating the control data.
  • the planning unit is designed in such a way that it generates the control data as described in one of the embodiments described above.
  • the ophthalmological laser therapy device further comprises a measuring device for generating data for a characterization of the patient's eye. This is in particular a measuring device from the following group: auto refractor, refractometer, keratometer, aberrometer, wavefront measuring device, optical coherence tomograph (OCT), Scheimpflug camera, ultrasound imaging system, microscope.
  • OCT optical coherence tomograph
  • the ophthalmic laser therapy device can of course also contain several measuring devices that can be used one after the other or at the same time to characterize the patient's eye.
  • the data generated by the measuring device can be used to determine the geometry and the position of the cut to be generated in the tissue of the patient's eye. It should be noted, however, that the planning unit described in the various embodiments can generate the control data regardless of whether the patient's eye is connected to the ophthalmic laser therapy device.
  • the data generated by the measuring device can be used to monitor the generation of the incision in the tissue when the ophthalmic laser therapy device is in operation.
  • a second aspect of the invention relates to a planning method for the generation of control data for an ophthalmological laser therapy device.
  • the ophthalmic laser therapy device comprises a laser device for providing a pulsed laser beam and a focusing device for focusing the pulsed laser beam in a focus.
  • the ophthalmic laser therapy device has a scanning device for shifting the focus of the pulsed laser beam in a tissue of a patient's eye, in particular in a cornea and / or an eye lens, for cutting through the tissue in a scan pattern of focus spots of the focus of the pulsed laser beam along a scan path according to the control data , and a control unit for controlling the ophthalmological laser therapy device by means of the control data.
  • the planning method according to the invention has the following steps:
  • the scan pattern follows a scan path that sweeps over the section to be generated from the inside out and has focus spots within the section to be generated.
  • a mean area in the section to be generated can be assigned to each focus spot. Assuming a circular surface, the diameter corresponds to an average distance between two focus spots that is to be achieved. Alternatively, a square area can be assumed.
  • a minimum distance to the center of the scan path can be assigned to the cut to be generated; this distance can be zero if the center of the scan path lies in the cut to be generated. If the distance is zero, a point can be selected as the starting point of the scan path which corresponds, for example, to a third or half of the desired mean distance; or the center of the scan path can be selected as the starting point of the scan path. A first focus spot can be generated at this starting point (with a distance r 0 from the center of the scan path).
  • the constant angular speed so that it is close to the maximum possible angular speed of the scanning device (for example 95% of the maximum speed), at which a scan path with high accuracy of the positions is still along the scan path is guaranteed.
  • the choice of the angular velocity results in a rotation frequency f R with which the scan path rotates around the center of the scan path. This in turn results in the time with which the scan path rotates once around the center of the scan path in a first (innermost) scan path section (first rotation).
  • Scan path center corresponds, for example, to a third or half of the desired mean distance
  • k focus spots can be selected within the time for a first rotation of the scan path, where k is between two and five.
  • K does not have to be an integer; rather, it can also be a rational or irrational number. If the starting point of the scan path is a point which is at a greater distance from the center of the scan path than the desired mean distance between two focus spots, more focus spots can be selected within the time for a first rotation of the scan path. The number can be chosen so that these focus spots finally have a distance that is, for example, less than ⁇ 50%, preferably less than ⁇ 10%, particularly preferably deviates by less than ⁇ 2% from the desired mean distance between the focus spots.
  • the control data for the scan path are then determined in such a way that, on the one hand, the monotony is maintained and, on the other hand, the specified density is satisfied:
  • the scan path is selected in such a way that it covers the entire section to be generated.
  • a scan path can be selected in such a way that the distance from the center of the scan path that is evaluated at the focus spots falls monotonically along the scan path.
  • the scan pattern follows a scan path that sweeps over the section to be generated from the outside inwards and has focus spots within the section to be generated.
  • a mean area in section can be assigned to each focus spot on the basis of the specified density of the focus spots.
  • a mean distance between two focus spots that is to be achieved.
  • a maximum distance to the center of the scan path can be assigned to the cut to be generated.
  • a place with maximum distance can be selected as the starting point of the scan path.
  • a first focus spot can be generated at this starting point (with a distance r max from the center of the scan path).
  • the constant angular speed so that it is close to the maximum possible angular speed of the scanning device (for example at 95% of the maximum speed) at which there is still a scan path with high accuracy of the positions is guaranteed along the scan path.
  • the choice of the angular velocity results in a rotation frequency f R with which the scan path rotates around the center of the scan path.
  • the generation of the scan pattern would then take longer than it would be necessary.
  • the number k can be selected to be a factor of 2, 10 or 50, 100, 200 (or more) smaller than the number that would be necessary for the focus spots on the first scan path section to already have the desired mean distance.
  • the factor can be selected as a function of the size of the difference between a maximum and a minimum distance between the required focus spots in the section to be generated.
  • k and / or f R can be adjusted again in order to satisfy the equation.
  • control data for the scan path are then determined as described for a scan path that is generated from the inside out.
  • control data are available for generating a scan pattern of focus spots, the scan pattern being able to be generated with the aid of an ophthalmic laser therapy device which can have simple and inexpensive components and which enables tissue to be severed according to a predetermined density of focus spots becomes. A homogeneous density of the focus spots per azimuth angle area is ensured.
  • the planning method described can be carried out without the patient's eye having to be connected to the ophthalmic laser therapy device. Rather, all steps of the planning process can take place long (e.g. hours or days) before a surgical intervention, so that the control data are already available before the patient's eye is optically coupled to the ophthalmic laser therapy device.
  • an asymmetry effect is taken into account when calculating the distance between the focus spots and the center of the scan path.
  • An asymmetry effect can be taken into account, for example, using asymmetrical metrics, as introduced above.
  • asymmetrical metrics as introduced above.
  • Such a metric is advantageously used, for example, to determine the number of focus spots on the first scan path section.
  • the further control data are determined in such a way that, for a rotation of the scan path around the scan path center, a difference between the distances from the scan path center evaluated at the focus spots at the beginning of the rotation and at an end of the rotation with an increasing mean distance from Scan path center decreases.
  • the further control data are determined in particular in such a way that the difference in the distances is proportional to the inverse mean distance of the rotation from the center of the scan path.
  • each rotation has the same number k of focus spots, it is advantageous if the radial width of a rotation (and thus the distance between two rotations) becomes smaller, the greater the mean distance of the rotation from the center of the scan path, since a larger mean distance is Rotation is associated with a greater azimuthal length. This compensates for the fact that the area that can be assigned to a rotation increases with the azimuthal length.
  • the area that can be assigned to a rotation is kept constant for each rotation if the difference between the distances evaluated at the focus spots at the beginning of the rotation and at the end of the rotation is proportional to the inverse mean distance of the rotation from the center of the scan path.
  • This property of the scan path describes its slope as a function of the rotation.
  • r j c at the focus spots for the scan path . ⁇ j + r 0 .
  • c is a constant of proportionality and r 0 is the distance of the first (innermost) focus spot from the center of the scan path.
  • the method specified here results in control data for the scan path which ensure that a specified density of focus spots in the scan pattern is achieved for all distances from the center of the scan path.
  • the further control data are determined in such a way that the focus spots lie on a spiral around the center of the scan path.
  • the further control data determined in such a way that for a difference in the distances from the center of the scan path of two successive focus spots is proportional to an inverse mean distance of the successive focus spots from the center of the scan path.
  • the difference between the distances from the center of the scan path of two successive focus spots is to be chosen proportional to an inverse mean distance of the successive focus spots from the center of the scan path.
  • r s, i are the distance of the i th focus spots from Scan path center
  • c s a proportionality constant
  • r s, 1 is the distance of the first focus spot from the scan path center.
  • the planning method also has the step that a limit value for a distribution measure for evaluating the distribution of the focus spots of the focus of the pulsed laser beam in the scan pattern is specified, and that the further control data are determined in such a way that the scan pattern of the focus spots a The limit value for the distribution measure is sufficient.
  • at least the method steps of selecting the laser pulse frequency and calculating the angular velocity are iterated until the scan pattern of the focus spots satisfies the limit value for the distribution measure. If a scan pattern does not meet the limit value for the distribution measure, the occurrence of local clusters of focus spots can typically be the cause.
  • Such accumulations can occur if the number k of focus spots per revolution of the scan path around the scan path center can be approximated via a fraction k »p / q and if q ⁇ N.
  • p and q are natural numbers greater than zero.
  • the scan pattern forms so-called spokes of focus spots.
  • spokes Such a formation of spokes is recognized by evaluating the distribution of the focus spots by means of a distribution measure. Since the formation of spokes in the scan pattern preferably occurs at greater distances between the focus spots and the center of the scan path, it can be advantageous to determine the degree of distribution for focus spots at large distances from the center of the scan path.
  • the approximation can take place via a continued fraction, where applies.
  • z l are positive integer coefficients. These are advantageously all less than or equal to 5; all coefficients are preferably less than or equal to 3.
  • the next approximation of IR with level I + 1 (or higher) is used.
  • Values for the laser pulse frequency and the speed of rotation are determined in such a way that the number k of focus spots per revolution results in accordance with the next approximation level.
  • a number k of focus spots per revolution calculated in this way has the property that, with an increasing approximation level of the chain fraction, repetitions of patterns of the focus spots do not form until a much higher number of revolutions, and thus spokes do not form until later.
  • the number k of focus spots per revolution can be calculated from a sum of a natural number M greater than zero and a rational number R F : k »M + R F.
  • R F is the ratio of two consecutive numbers in the Fibonacci sequence ( 1, 2, 5, 6, 13, 21, 34, 55,
  • R F converges to an irrational number. If a scan pattern results for a value R F that does not meet the limit value for the distribution measure, new values are determined for the laser pulse frequency and / or the angular velocity that correspond to a ratio R F of two consecutive, higher numbers of the Fibonacci sequence. Due to the properties of the Fibonacci sequence, it follows that for increasing, consecutive numbers of the Fibonacci sequence, repetitions of patterns of the focus spots only develop with a much higher number of revolutions and thus spokes only appear later.
  • the value for k is already selected in the first iteration in such a way that no further iterations are required.
  • a high approximation level of a continued fraction or a quotient of two consecutive, large Fibonacci numbers can be used.
  • the laser device comprises a laser source for generating laser pulses with a laser repetition frequency f L and a pulse selection device which is set up to select the laser pulses generated according to the control data according to a division ratio D and to provide them for the pulsed laser beam.
  • the division ratio D is determined in such a way that the constant laser pulse frequency f P results. The division ratio D is fed to the control unit of the ophthalmic laser therapy device.
  • control data are generated for at least two scan patterns, wherein the first laser pulse frequency can deviate from the at least one further laser pulse frequency, the first scan path center from at least one further scan path center and / or the first angular speed can differ from the at least one further angular speed.
  • the control data for the at least two scan patterns are generated, in particular, in such a way that the at least two scan patterns do not at least partially overlap spatially.
  • a computer program product includes a program code which, when executed on a computer, executes the planning method described above for generating control data for generating a scan pattern for an ophthalmic laser therapy device and / or which can be read on a planning unit described above for generating control data.
  • the program code can be read in particular by a processor of such a planning device, and preferably such a planning device for consecutive control of an ophthalmic laser therapy device with the generated control data.
  • the program code when it is executed by the planning device, generates control data for the Operate ophthalmic laser therapy device to sever the tissue of the patient's eye.
  • the computer program product described above is stored on a computer-readable medium according to the invention.
  • control data for the generation of a scan pattern along the scan path of focus spots in the tissue of the patient's eye, in particular in a cornea and / or an eye lens are generated for an ophthalmic laser therapy device using a planning method described above transferred to this.
  • the ophthalmic laser therapy device is operated with the aid of these control data in order to cut through tissue in a patient's eye.
  • FIG. 1 shows a diagram of an embodiment of an ophthalmic laser therapy device according to the invention
  • FIG. 3 shows a scan path, focus spots and section according to a first example
  • FIG. 4 shows a resulting scan pattern according to the first example from FIG. 3;
  • FIG. 5 shows a scan path, focus spots and section according to a second example
  • FIG. 6 shows a representation of the distances between the focus spots and the center of the scan path according to their temporal origin for the second example according to FIG. 5;
  • FIG. 7 shows a symmetrical (a) and asymmetrical (b) effective focus area around a focus spot 8 shows a scan path, focus spots and section according to a third example with asymmetrical focus effective areas;
  • 9 shows a representation of the distances between the focus spots and the center of the scan path according to their temporal origin for the first example according to FIG. 2; 10 shows an illustration for evaluating a scan pattern with a
  • FIG. 11 shows an illustration for evaluating a scan pattern with an alternative distribution measure
  • FIG. 16 shows a first and a section of a second scan pattern according to an eighth exemplary embodiment
  • FIG 17 shows details of a second and a third scan pattern according to an eighth exemplary embodiment.
  • FIG. 1 an embodiment of the ophthalmic laser therapy device 1 is shown schematically.
  • a laser device 10 which in this embodiment comprises a laser source 14 and a pulse selection device 16, emits the pulsed laser beam 12.
  • the laser beam 12 is from the scanning device 30 laterally and from the
  • the Scanning device 32 deflected axially.
  • the focusing device 20 bundles the pulsed laser beam 12 in a focus 60 in the cornea 92 of the patient's eye 90 (or in the eye lens or also in the limbus or the sclera).
  • the focus 60 for two positions in the cornea 92 for different settings of the lateral scanning device 30 and the axial scanning device 32 is shown as an example.
  • a possibly advantageous one Fixation of the patient's eye 90 by means of a patient interface with respect to the ophthalmic laser therapy device 1 is not shown.
  • the control of the laser device 10, the scanning devices 30, 32 and the focusing device 20 takes place fully automatically via signal data which are transmitted from the control unit 40 to the respective device 10, 20, 30, 32. This is indicated by arrows which each point from the control unit to the devices 10, 20, 30 and 32.
  • the control unit 40 ensures suitable synchronous operation of the laser source 10, the three-dimensional scanning device 30, 32 and the focusing device 20.
  • the signal data can be transmitted via signal data lines or wirelessly.
  • the signal data required during operation are determined in the control unit 40 on the basis of the control data.
  • the control unit 40 receives the control data beforehand from the planning unit P as a control data record via unspecified communication paths, such as control lines.
  • the control data can also be transmitted using memory chips (e.g.
  • USB or memory stick magnetic storage media (e.g. floppy disks), wirelessly by radio (e.g. WLAN, UMTS, Bluetooth) or wired (e.g. USB, Firewire, RS232, CAN bus, Ethernet, etc.) .) respectively.
  • radio e.g. WLAN, UMTS, Bluetooth
  • wired e.g. USB, Firewire, RS232, CAN bus, Ethernet, etc.
  • the planning device P spatially separated from the control unit 40 and to provide a corresponding data transmission channel. The transmission preferably takes place before the ophthalmological laser therapy device 1 is operated, i.e. before control signals are transmitted to the laser device 10, the scanning devices 30, 32 and to the focusing device 20.
  • the control data set is preferably transmitted to the control unit 40 of the ophthalmic laser therapy device 1 via an interface S of the planning device P and more preferably, operation of the ophthalmic laser therapy device 1 is blocked until a valid control data set is available at the control unit 40.
  • a valid control data record can be a control data record that is principally used with the control unit 40 of the ophthalmic laser therapy device 1 is suitable.
  • the validity can also be linked to the fact that further tests are passed. For this purpose, it can be checked, for example, whether information about the ophthalmological laser therapy device 1, z. B. a device serial number, or about the patient, e.g. a patient identification number, match with other information that was read out, for example, on the ophthalmic laser therapy device 1 or entered separately as soon as the patient is in the correct position for the operation of the ophthalmic laser therapy device 1.
  • the planning device P generates the control data or the control data set which is made available to the control unit 40 of the ophthalmic laser therapy device 1 for performing the operation.
  • the measuring device M included in this embodiment generates measurement data from the patient's eye 90 to be treated (indicated by a double arrow with a line of dots and dashes), which are transmitted to the planning device P via a measurement data line.
  • the data or measurement data generated by the measuring device M can be used to determine the geometry and the position of the incision to be generated in the tissue of the patient's eye 90.
  • the planning unit P can generate the control data regardless of whether the patient's eye 90 is connected to the ophthalmic laser therapy device 1.
  • the presence of the measuring device is optional.
  • the data generated by the measuring device M can be used to monitor the generation of the incision in the tissue when the ophthalmological laser therapy device 1 is in operation.
  • the data connection between the measuring device M and, for example, the control unit 40, which is advantageous for this purpose, is not shown in FIG. 1.
  • the elements of the ophthalmic laser therapy device 1 are specified, but only entered here insofar as they are necessary to understand the focus adjustment.
  • the coordinates identified below with x, y, z relate to the deflection of the position of the focus 60.
  • the assignment of the individual coordinates to the spatial directions is not essential always denotes the coordinate along the optical axis of the focusing device 20.
  • FIG. 2 shows a three-dimensional representation of a scan path 54 and of focus spots 62 on this scan path 54.
  • the scan path shown here rotates around a scan path center 56 which occupies a point in space.
  • the time course with which the scanning path 54 is traveled by the scanning device 30, 32 is shown by an arrow at the end of the scanning path 54.
  • the distance between the focus spots 62 increases strictly monotonically along the scan path 54.
  • the scan path 54 thus assumes the shape of a spiral.
  • the scan path 54 has coordinates which assume different values along the drawn z-axis.
  • the pattern generated by the focus spots 62 along the scan path, the scan pattern 50 thus generates a cut 70 which takes up a two-dimensional, curved surface in space.
  • the angle of rotation f relative to the x-axis is measured in the cylinder coordinate system shown.
  • FIG. 3 shows a scan path 54, focus spots 62, scan pattern 50 and a cut 70 according to a first example. What is shown here is a view along the optical axis (z-axis). In this example, all focus spots 62 are in one plane.
  • the scan path 54 rotates around the Scan path center 56.
  • a focus effective area 64 is shown here for each focus spot 62.
  • the volume (or the two-dimensional projection onto the xy plane) in which the focus spot 62 causes an interaction with the tissue is thus marked.
  • the entirety of the effective focus areas 64 generates a cut 70 at each focus spot 62 in the tissue of the patient's eye 90 due to the optical openings.
  • the edge of the cut 70 is shown as a dotted line.
  • the cut 70 has an irregular edge.
  • a cut 70 is generated during operation which is much larger in comparison to the size of an effective focus area 64.
  • Several thousand focus spots 62 are thus typically generated in the tissue. This results in a more regular edge of the cut 70.
  • FIG. 3 shows a section 70 which is smaller than the area covered by the scanning path 54.
  • the scan field 80 the edge of which is drawn in as a line of dots and lines, thus extends beyond the edge of the cut 70 at some points.
  • the figure shows imaginary focus spots 66. These are locations on the scan path 54 at which a focus spot could be generated (in accordance with the constant laser pulse frequency). However, these lie outside the cut 70 to be generated, so that in this case no laser pulse is provided for generating a focus spot.
  • This first example is a scan path 54 in the form of a spiral.
  • the number of focus spots 62 per rotation is k 3,304.
  • the edge of the resulting scan pattern 50 according to the first example from FIG. 3 is shown as a dashed line.
  • the extent of the scan pattern 50 is smaller than the section 70 (dotted line) that can be generated with the aid of the scan pattern 50.
  • the reason for this is that, due to the size of the effective focus areas 64, which extend beyond the scan pattern 50 at the edge and also contribute to the severing of tissue and thus to the cut 70.
  • the size of the scan pattern 50 be smaller than the scan field 80 (line of dots and lines), since - as shown in this example - a focus spot does not have to be generated at every possible location, but a scan field 80 can also have imaginary focus spots 66.
  • FIG. 5 shows a scan path 54, focus spots 62 and a section 70 according to a second example.
  • It is a scan path 54 in the form of (almost complete) circles with transition pieces between the circles.
  • the transition pieces each have the same angle with respect to the scan path center 56; alternatively, the transition pieces can also cover different angles or have the same lengths. Every almost complete circle together with a transition piece corresponds to a rotation in this example.
  • the scan path distance from the scan path center 56 changes monotonically, but not strictly monotonically.
  • the distances between the focus spots 62 on the scan path 54 remain constant within an (almost complete) circle. The distances only change between two circles.
  • a focus spot 56 is generated on a transition piece (not shown in the example), there is also a change in distance from the scan path center 56 of two successive focus spots 54. In the example shown, the distances increase monotonically (shown by the direction of the arrow at the end of the scan path 54). Due to the constant angular velocity and the constant laser pulse frequency f p , the number of focus spots 62 per revolution is also constant, so that in this way a homogeneous density of focus spots 62 per azimuth angle range is ensured.
  • the distances between the focus spots and the scan path center 56 are shown according to their temporal origin for the second example according to FIG. 5.
  • the time t is shown on the horizontal axis and the distance D between the focus spots 62 and the center of the scan path 56 is shown on the vertical axis.
  • Four focus spots 62 are generated on the first (innermost) almost complete circle of the scan path 54; these are shown as filled dots around the diagram.
  • the second or third (almost complete) circle three or four focus spots 62 are generated. Only one focus spot 62 is generated on each of the fourth and fifth circles.
  • two imaginary focus spots 66 are shown in the diagram.
  • the mean distances of a rotation are also marked with a c.
  • the absolute amount of the difference between the distances from the scan path center 56 evaluated at the focus spots 62 at the beginning of the rotation and at an end of the rotation decreases with an increasing mean distance from the scan path center 56. What is achieved thereby is that the density of the focus spots 62 in the scan pattern 50 is adapted via radial distances from the center of the scan path 56.
  • FIG. 7a A three-dimensional representation of a symmetrical effective focus area 64 around a focus spot 62 is shown in FIG. 7a.
  • the extent of the effective focus area 64 is the same in all three spatial dimensions (x, y, and z).
  • a three-dimensional representation of an asymmetrical focus effective area 64 around a focus spot 62 is shown.
  • the extension of the effective focus area 64 has the shape of a triaxial or triaxial ellipsoid.
  • the surface axes of the ellipsoid are aligned in the direction of the coordinate axes x ', y' and z '.
  • the z'-axis coincides with the z-axis (optical axis of the focusing device).
  • the x 'and y' axes emerge from the x and y axes via a rotation about the z axis.
  • a focus effective area 64 can have such a shape if the focus has a different extent along the optical axis than in the directions perpendicular thereto (xy plane); typically the focus is longer in the z-direction.
  • an effective focus area can have such a shape if the focus in the focal plane (xy plane, perpendicular to the optical axis) is not rotationally symmetrical; this can occur, for example, when the light is polarized in the focus.
  • the effective focus area can have the shape of an ellipsoid of revolution.
  • FIG. 8 shows a scan path 54, focus spots 62 and a section 70 according to a third example.
  • An asymmetry effect is taken into account. What is shown here is a view along the optical axis (z-axis). In this example, all focus spots 62 are in one plane.
  • the scan path 54 rotates around a scan path center 56.
  • a focus effective area 64 is shown here for each focus spot 62.
  • the effective focus areas 64 plotted here have an asymmetrical size in the x-y plane.
  • the size (diameter) along the x-axis is 35% larger than along the y-axis.
  • the totality of the effective focus areas 64 generates a cut 70 at each focus spot 62 in the tissue of the patient's eye 90 due to the optical openings.
  • the edge of the cut is shown as a dotted line.
  • This third example is a scan path 54 in the form of an elliptical spiral.
  • the asymmetry effect is taken into account here in that the metric for determining the distances has an asymmetry factor a y 1:; are the z coordinates identical and can therefore be neglected.
  • the x 'and y' axes coincide with the x and y axes.
  • the focus spots 62 along the scan path 54 have a strictly monotonic distance from the center 56 of the scan path.
  • each rotation has k »3,618 focus spots. In this way, a homogeneous density of the focus spots 62 per azimuth angle area is ensured.
  • FIG. 8 likewise shows the projection of a three-dimensional scan path 54 which generates a section 70 which the Has the shape of a curved surface in three-dimensional space, corresponds along the z-axis.
  • the distances between the focus spots and the scan path center 56 are shown according to their temporal origin for the first example according to FIG. 3.
  • the time t is shown on the horizontal axis and the distance D between the focus spots 62 and the center of the scan path 56 is shown on the vertical axis.
  • the scan path 54 was traversed from the inside (small distances from the scan path center 56) to the outside (larger distances from the scan path center 56).
  • the distance between the focus spots 62 and the scan path center 56 increases strictly monotonically with the time t.
  • the scan path 54 has the shape of a spiral. The strict monotony also applies to three imaginary focus spots 66 which are entered in the diagram as unfilled points.
  • the mean distances between two consecutive focus spots 62 are additionally marked with a cross ⁇ .
  • the absolute value of the difference between the distances from the center of the scan path 56 of two successive focus spots 62 decreases proportionally to an inverse mean distance of the successive focus spots 62 from the center of the scan path 56.
  • the example thus shows a scan pattern 50 of focus spots 62 which lie on a spiral around the scan path center 56, in which the density of the focus spots 62 in the scan pattern 50 is the same over all radial distances from the scan path center 56. This thus enables a particularly homogeneous cut 70 to be produced in a patient's eye 90.
  • FIG. 10 shows a scheme for evaluating a scan pattern 50 with a distribution measure.
  • the evaluation serves to identify local blurring of focus spots 62.
  • the innermost focus spot 62 and ten further focus spots are drawn in from the first example according to FIG. 3.
  • a circle (dotted line) is drawn around the innermost focus spot 62 - the focus spot in the center of the circle.
  • the circle is divided into four equal segments I, II, III and IV.
  • the circle has a radius which is so large that at least one further focus spot 62 in each Circle segment is present.
  • the smallest distance of all focus spots 62 present in the circle segment to the focus spot in the center of the circle is now determined for each circle segment. These distances are shown as arrows with a line of dots and lines.
  • the difference between the maximum and the minimum of the four minimum distances from the four circle segments is now assigned as a measure to the focus spot in the center of the circle.
  • This measure describes how great the deviations in the distances from adjacent focus spots 62 are.
  • the measure for the distance between a focus spot 62 and its neighbors is formed for all focus spots 62 in the scan pattern 50.
  • a mean value and a standard deviation are then assigned to the distribution of these measures. This is the measure of distribution. If the mean value and / or the standard deviation exceed a limit value, local accumulations of focus spots 62 occur. In such a case, new control data are advantageously generated until the distribution measure satisfies the limit value.
  • asymmetry effects are to be taken into account, this effect is advantageously taken into account when calculating the distances.
  • a corresponding asymmetry factor is used in the metric, for example.
  • FIG. 11 shows a scheme for evaluating a scan pattern 50 with an alternative distribution measure.
  • each focus spot 62 of the scan pattern 50 according to the first example from FIG. 3 is assigned an area corresponding to the size of the effective focus area 64.
  • An area will be assigned to the entirety of the effective focus areas 64 of all focus spots 62 of the scan pattern 50.
  • overlapping areas of two or more effective focus areas 64 of different focus spots 62 are only taken into account once (and not multiple times) when assigning the area.
  • This area of the entirety of the focus effective areas 64 of the focus spots 62 of the scan pattern 50 in the cutting plane is set in relation to the area of the cut 70.
  • the alternative distribution measure has a value of 0.8, which means that the cut area is covered by 80% of focus effective areas becomes.
  • a scan pattern 50 for a fourth example is shown in FIG. Local accumulations of focus spots 62 occur here.
  • the figure shows a central section of 140mm by 140mm around the origin in the xy plane.
  • the size of the points shown corresponds to a diameter of approximately 2 mm and corresponds to the diameter of an effective focus area 64.
  • the first focus spot 62 is also set there.
  • the distance between two successive focus spots 62 decreases with the inverse mean distance from the center of the scan path 62.
  • the distance between two focus spots 62 corresponds to the diameter of a focus effective area 64 of 2 mm.
  • the numbers 1, 1, 2, 1, 1, 2 and 1 are used for the seven coefficients z 1 to z 7.
  • a pulse selection device is controlled in such a way that it only provides every 768th laser pulse for the pulsed laser beam 12.
  • a focus effective area 64 of p mm 2 can be assigned to a focus spot 62 if the radius is assumed to be 1 mm.
  • a scan pattern 50 is sought in which the focus spots 62 lie on a spiral around the scan path center 56 and in which the difference in the distances from the scan path center 56 of two successive focus spots 62 is proportional to an inverse mean distance of the successive focus spots 62 from the scan path center 54.
  • F i 2 applies.
  • F 1 0
  • the positions of the focus spots 62 in FIG. 12 are described with the aforementioned expressions for r s, 1 and F i.
  • FIG. 12 shows local alignments of focus spots 62 at greater distances from the center of the scan path. Spokes are formed.
  • the value of the alternative distribution measure in the detail shown in FIG. 12 is approximately 0.65, i.e. approximately 65% of the cut surface 70 are covered by effective focus areas 64. The value varies between approximately 0.8 for the inner area of the cut 70 shown and 0.53 for the edge area. Spoke formation is therefore advantageously recognized by evaluating the scan pattern 50 by using the distribution measure for focus spots 62 for large distances from the center of the scan path 56.
  • FIG. 13 shows a scan pattern 50 for a fifth example.
  • the section shown and the parameters for the laser pulse frequency correspond to the values from the fourth example.
  • nine coefficients z 1 to z 9 become the numbers 1, 1, 2, 1, 1, 2, 1, 1 and 2 used.
  • the resulting scan pattern 50 does not show any local accumulations of focus spots 62.
  • the value of the alternative distribution measure is approximately 0.84. At the edge of the section shown, the value of the alternative distribution measure is around 0.87.
  • FIGS. 12 and 13 show that the formation of spokes is recognized with the aid of the distribution measure and is eliminated by increasing the approximation levels according to the invention. In this way it can be ensured that a scan pattern 50 for severing tissue is made possible with a high cutting quality.
  • the irrational number IR approximated via a continued fraction should have the smallest possible coefficients. If larger coefficients are used (for example greater than 5), the irrational number can often be approximated by a rational number that corresponds to a fraction of numbers smaller than 500. Even then, spokes easily form in the scan pattern 50.
  • FIG. 14 shows a spiral scan pattern 50 for a sixth example. Local accumulation of focus spots 62 occurs here again.
  • the section shown as well as the size of the effective focus areas and the parameters for the laser repetition frequency correspond to the values from the fourth example (according to FIG. 12).
  • a pulse selection device is activated again in such a way that it only provides every 768th laser pulse for the pulsed laser beam 12.
  • the further calculation of the distances and azimuth angles of the focus spots 62 with respect to the scan path center 56 takes place as is described in the fourth example for FIG. 12.
  • 14 shows local accumulations of focus spots 62 at greater distances from the center of the scan path 56 (formation of spokes).
  • the value of the alternative distribution measure in the section shown in FIG. 14 is approximately 0.74. The value varies between approximately 0.85 for the inner area of the cut 70 shown and 0.64 for the edge area.
  • the value of the alternative distribution measure is approximately 0.86. At the edge of the section shown, the value of the alternative distribution measure is around 0.88.
  • a first scan pattern 50 (zone 1) is generated spirally up to a distance from the scan field center 56 of approximately 31 mm; the focus spots 62 are identified as black dots (the radius in this example does not correspond to the effective focus area 64).
  • Zone 2 follows radially, its Focus spots 62 are shown as black squares. Zone 2 extends up to a distance of approximately 227 mm from the center of the scan path 56, which corresponds to the center of the scan path of zone 1. Zone 2 is followed by a zone 3 with a third scan pattern 52. A transition area between zones 2 and 3 of 70 mm ⁇ 70 mm is shown in FIG. The focus spots 62 of the third scan pattern 52 are shown as black diamonds.
  • Table 1 shows the parameters of a total of 4 scan patterns that can generate a total of a section with a diameter of 6mm.
  • the successive Fibonacci numbers 21 and 34 were selected as the IR, for which there is no formation of spokes in the zones shown.
  • the scan path centers are identical for all four scan patterns.
  • the cut 70 in the eighth example will be generated in a time of about 13.5 seconds.
  • Scan path center 56 of less than 0.91mm is too small, which would lead to unnecessary stress on the eye. If one were to generate the entire cut 70 with the parameters of zone 1, a time of just under two hours are required. The subdivision of the cut 70 into several zones with different scan patterns thus makes it possible to minimize the treatment time, while at the same time a predetermined density of focus spots can be maintained.
  • the dependence of the radius of the scan path 54 on the index i of the focus spots shown above can also be described by a time dependence of the scan path radius for all radial zones:
  • f P corresponds to the frequency of the laser f L / D divided down depending on the radial zone and to denotes the point in time at which the scan path radius r 0 .
  • the scan path radius r (t) (apart from the radius r 0 ) does not depend linearly on the time t but on a root function of the time t.
  • the scan being terminated at the latest at the point in time at which the radicand becomes zero.
  • the scan path radius r (t) therefore also depends here, apart from a constant, on a root function of time.
  • the focus of the laser beam can be moved by means of a scan mirror or a rotary scanner (an objective is rotated around an axis of rotation) according to the above formulas as a function of time.
  • This solution according to the invention is characterized as follows:
  • a description of a device based on method features applies analogously to the corresponding method with regard to these features, while method features correspondingly represent functional features of the device described.

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Abstract

Die vorliegende Erfindung betrifft eine Planungseinheit (P) zur Generierung von Steuerdaten für ein ophthalmologisches Lasertherapiegerät (1), das eine Laservorrichtung (10) zur Bereitstellung eines gepulsten Laserstrahls (12), eine Fokussiervorrichtung (20), eine Scanvorrichtung (30, 32) zum Verschieben des Fokus (60) im Gewebe eines Patientenauges (90) zum Durchtrennen des Gewebes in einem Scanmuster (50) von Fokusspots (62) entlang einer Scanbahn (54) gemäß der Steuerdaten, und eine Steuereinheit (40) zur Steuerung des Lasertherapiegerätes (1) mittels der Steuerdaten umfasst, wobei die Planungseinheit (P) eine Schnittstelle (S) zum Abführen der Steuerdaten aufweist. Aufgabe der Erfindung ist es, Vorrichtung und Verfahren zu beschreiben, die die Erzeugung eines Schnittes mit homogener Dichte von Fokusspots (62) unter Verwendung von einfachen und preisgünstigen Komponenten zu ermöglichen.15 Die Aufgabe wird gelöst durch eine Planungseinheit (P), die ausgebildet ist, weitere Steuerdaten für das Scanmuster (50) zu generieren, mit denen das Lasertherapiegerät (1) so angesteuert werden kann, dass die Laservorrichtung (10) einen gepulsten Laserstrahl (12) mit konstanter Laserpulsfrequenz bereitstellt, die Scanbahn (54) mit konstanter Winkelgeschwindigkeit um ein Scanbahnzentrum (56) rotiert, wobei ein an den Fokusspots (62) ausgewerteter Abstand zum Scanbahnzentrum (56) entlang der Scanbahn (54) monoton steigt oder fällt, und das Scanmuster (50) einer vorgegebenen Dichte genügt.

Description

Verfahren und Vorrichtung zur Generierung von Steuerdaten für ein ophthalmologisches Lasertherapiegerät
Die vorliegende Erfindung betrifft eine Planungseinheit für die Generierung von Steuerdaten für ein ophthalmologisches Lasertherapiegerät, das eine Laservorrichtung zur Bereitstellung eines gepulsten Laserstrahls, eine Fokussiervorrichtung zum Fokussieren des gepulsten Laserstrahls in einem Fokus, eine Scanvorrichtung zum Verschieben des Fokus des gepulsten Laserstrahls in einem Gewebe eines Patientenauges, insbesondere in einer Kornea und/oder einer Augenlinse, zum Durchtrennen des Gewebes in einem Scanmuster von Fokusspots des Fokus des gepulsten Laserstrahls entlang einer Scanbahn gemäß der Steuerdaten, und eine Steuereinheit zur Steuerung des ophthalmologischen Lasertherapiegerätes mittels der Steuerdaten umfasst, wobei die Planungseinheit eine Schnittstelle zum Abführen der Steuerdaten an die Steuereinheit aufweist.
Die Erfindung betrifft weiterhin ein entsprechendes Planungsverfahren für die Generierung von Steuerdaten für ein ophthalmologisches Lasertherapiegerät, das eine Laservorrichtung zur Bereitstellung eines gepulsten Laserstrahls, eine Fokussiervorrichtung zum Fokussieren des gepulsten Laserstrahls in einem Fokus, eine Scanvorrichtung zum Verschieben des Fokus des gepulsten Laserstrahls in einem Gewebe eines Patientenauges, insbesondere in einer Kornea und/oder einer Augenlinse, zum Durchtrennen des Gewebes in einem Scanmuster von Fokusspots des Fokus des gepulsten Laserstrahls entlang einer Scanbahn gemäß der Steuerdaten, und eine Steuereinheit zur Steuerung des ophthalmologischen Lasertherapiegerätes mittels der Steuerdaten umfasst.
In der Augenchirurgie sind laserchirurgische Verfahren zum Durchtrennen oder Schneiden von Gewebe in einem Patientenauge hinreichend bekannt. Dabei wird Laserstrahlung zur Behandlung des Auges innerhalb des Gewebes - also unterhalb der Oberfläche des Gewebes - derart fokussiert, dass optische Durchbrüche im Gewebe entstehen. Im Gewebe laufen dabei zeitlich hintereinander verschiedene Prozesse ab, die durch die Laserstrahlung initiiert werden. Überschreitet die Leistungsdichte der Strahlung einen Schwellwert, so kommt es zu einem optischen Durchbruch, der im Material eine Plasmablase erzeugt. Diese Plasmablase wächst nach Entstehen des optischen Durchbruches durch sich ausdehnende Gase. Wird der optische Durchbruch nicht aufrechterhalten, so wird das in der Plasmablase erzeugte Gas vom umliegenden Material aufgenommen und die Blase verschwindet wieder. Dieser Vorgang dauert jedoch sehr viel länger als die Entstehung der Blase selbst. Wird ein Plasma an einer Materialgrenzfläche erzeugt, die auch innerhalb einer Materialstruktur liegen kann, so erfolgt ein Materialabtrag von der Grenzfläche. Man spricht in diesem Fall von Photoablation. Bei einer Plasmablase, die vorher verbundene Materialschichten trennt, ist üblicherweise von Photodisruption die Rede. Der Einfachheit halber werden die genannten Prozesse hier unter dem Begriff optischer Durchbruch zusammengefasst, d.h. dieser Begriff schließt nicht nur den eigentlichen optischen Durchbruch, sondern auch die daraus resultierenden Wirkungen im Material mit ein.
Um die hohe Genauigkeit, die für das laserchirurgischen Verfahrens erforderlich ist, sicherzustellen, ist es unumgänglich, eine hohe Lokalisierung der Wirkung der Laserstrahlung zu gewährleisten und eine Schädigung in benachbartem Gewebe möglichst zu vermeiden. Daher ist es im Stand der Technik üblich, die Laserstrahlung gepulst anzuwenden, so dass der zur Auslösung eines optischen Durchbruchs nötige Schwellwert für die Leistungsdichte nur in den einzelnen Pulsen überschritten wird. In US 5.984.916 wird gezeigt, dass der räumliche Bereich des optischen Durchbruchs (in diesem Fall der Wechselwirkung mit Gewebe) stark von der Pulsdauer abhängt. Eine hohe Fokussierung des Laserstrahls in Kombination mit sehr kurzen Pulsen erlaubt es somit, den optischen Durchbruch sehr lokal in einem Material zu erzeugen.
Der Einsatz von gepulster Laserstrahlung hat sich in der Ophthalmologie insbesondere zur laserchirurgischen Korrektur von Fehlsichtigkeit etabliert. Eine Fehlsichtigkeit des Auges rührt oftmals daher, dass die Brechungseigenschaften von Hornhaut und Linse keine optimale Fokussierung auf der Netzhaut bewirken.
In der bereits erwähnten Schrift US 5,984,916 sowie in US 6,110,166 sind Verfahren zur Schnitterzeugung mittels geeigneter Erzeugung optischer Durchbrüche beschrieben, die es erlauben, die Brechungseigenschaften der Hornhaut gezielt zu beeinflussen. Dabei wird eine Vielzahl von optischen Durchbrüchen so aneinandergesetzt, dass innerhalb der Hornhaut des Auges ein linsenförmiges Teilvolumen isoliert wird. Das vom übrigen Hornhautgewebe getrennte linsenförmige Teilvolumen wird anschließend über einen seitlich öffnenden Schnitt - einen sogenannten Zugangsschnitt - aus der Hornhaut entnommen. Die Gestalt des Teilvolumens ist dabei so gewählt, dass nach Entnahme die Form und damit die Brechungseigenschaften der Hornhaut so geändert sind, dass die erwünschte Fehlsichtigkeitskorrektur bewirkt ist. Da die Schnittflächen zur Isolation eines linsenförmigen Teilvolumens gekrümmt sind, wird eine dreidimensionale Verstellung des Fokus des Laserstrahls benötigt. Daher wird eine zweidimensionale Ablenkung der Laserstrahlung mit gleichzeitiger Fokusverstellung in einer dritten Raumrichtung kombiniert. Auf diese Weise wird ein Verschieben des Laserstrahls und damit von dessen Fokus im Gewebe in allen drei Raumrichtungen ermöglicht.
Für die Qualität eines Schnittes mittels eines laserchirurgischen Verfahrens im Gewebe eines Patientenauges ist nicht nur die oben beschriebene optimale Fokussierung der Fokusspots wichtig. Zusätzlich ist es entscheidend, dass eine homogene Dichte von Fokusspots innerhalb des Schnittes vorliegt. In der Schrift DE 10334 110 wird daher ein Verfahren zur Erzeugung eines Schnittes entlang einer Scanbahn von Fokusspots der gepulster Laserstrahlung beschrieben, bei dem die Scanbahn entlang von Höhenlinien verläuft und wobei ein vorbestimmter Grenzwert für einen Abstand zwischen benachbarten Höhenlinien nicht überschritten werden darf.
Weitere Scanmuster zur Erzeugung von Mikroporen in der Sklera sind in der Schrift WO 2018/183987 beschrieben, um eine Verjüngung des Augengewebes zu erzielen. Den genannten Schriften ist gemeinsam, dass ein Schnitt im Gewebe eines Patientenauges nur mit Hilfe einer aufwändigen und teuren Vorrichtung erzeugt werden kann, um eine gute Schnittqualität gewährleisten zu können.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es deshalb, Vorrichtung und Verfahren zu beschreiben, die die Erzeugung eines Schnittes mit homogener Dichte von Fokusspots der gepulsten Laserstrahlung innerhalb des Schnittes unter Verwendung von einfachen und preisgünstigen Komponenten zu ermöglichen.
Erfindungsgemäß wird die Aufgabe durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Bevorzugte Weiterbildungen und Ausgestaltungen sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche.
Ein erster Aspekt der Erfindung betrifft eine Planungseinheit für die Generierung von Steuerdaten für ein ophthalmologisches Lasertherapiegerät. Das ophthalmologische Lasertherapiegerät umfasst eine Laservorrichtung zur Bereitstellung eines gepulsten Laserstrahls und eine Fokussiervorrichtung zum Fokussieren des gepulsten Laserstrahls in einem Fokus. Ferner weist das ophthalmologische Lasertherapiegerät eine Scanvorrichtung zum Verschieben des Fokus des gepulsten Laserstrahls in einem Gewebe eines Patientenauges, insbesondere in einer Kornea und/oder einer Augenlinse, zum Durchtrennen des Gewebes in einem Scanmuster von Fokusspots des Fokus des gepulsten Laserstrahls entlang einer Scanbahn gemäß der Steuerdaten auf. Weiterhin umfasst das ophthalmologische Lasertherapiegerät eine Steuereinheit zur Steuerung des ophthalmologischen Lasertherapiegerätes mittels der Steuerdaten. Dabei weist die Planungseinheit eine Schnittstelle zum Abführen der Steuerdaten an die Steuereinheit auf. Bei der Planungseinheit kann es sich um einen Computer handeln, der einen Prozessor und einen Speicher aufweist.
Die Planungseinheit ist dadurch gekennzeichnet, dass sie dazu ausgebildet ist, die Steuerdaten für das Scanmuster von Fokusspots des Fokus im Gewebe des Patientenauges, insbesondere in der Kornea und/oder der Augenlinse, entlang der Scanbahn zu generieren, mit denen das ophthalmologische Lasertherapiegerät so angesteuert werden kann, dass die Laservorrichtung einen gepulsten Laserstrahl mit einer konstanten Laserpulsfrequenz fP bereitstellt, die Scanbahn mit einer konstanten Winkelgeschwindigkeit um ein Scanbahnzentrum rotiert, wobei ein an den Fokusspots ausgewerteter Abstand zum Scanbahnzentrum entlang der Scanbahn monoton steigt oder monoton fällt, und das Scanmuster von Fokusspots des Fokus des gepulsten Laserstrahls einer vorgegebenen Dichte genügt.
Bei dem Gewebe des Patientenauges, in dem im Betrieb des ophthalmologischen Lasertherapiegerätes Schnitte erzeugt werden können, handelt es sich bevorzugt um die Kornea (oder auch Hornhaut genannt) und/oder die Augenlinse sowie um das Gewebe, das die Kornea und die Augenlinse direkt umgibt. Die Augenlinse umfasst dabei auch den die Linse umgebenden Kapselsack. Zusätzlich kann es sich bei dem Gewebe beispielsweise um die Sklera - also die äußere Umhüllung des Augapfels, auch Lederhaut genannt - und/oder den Limbus - also den Übergang zwischen der Kornea und der Sklera - handeln. Weiterhin kann es sich bei dem Gewebe um den Vitreus (Glaskörper) und/oder die Netzhaut (Retina) handeln.
Bei der im ophthalmologischen Lasertherapiegerätes einsetzbaren Laservorrichtung handelt es sich bevorzugt um eine Vorrichtung, die Laserpulse mit einer Pulsdauer von Femtosekunden oder Pikosekunden bereitstellt, und deren fokussierter Laserstrahl imstande ist, das Gewebe eines Patientenauges mittels optischen Durchbruchs infolge nicht-linearer Absorption zu durchtrennen. Dazu kann die Laservorrichtung beispielsweise einen Femtosekunden-Laser oder einen Pikosekunden-Laser umfassen.
Ein Femtosekunden-Laser weist beispielsweise eine Wellenlänge in einem Bereich von 750nm bis 1100nm auf. Der Einsatz von Femtosekunden-Lasern bei anderen Wellenlängen ist jedoch grundsätzlich ebenfalls denkbar.
Technisch relativ leicht realisierbar ist beispielsweise auch eine Wellenlänge aus dem Bereich von 375nm bis 550nm bzw. aus dem Bereich von 250nm bis 367nm, was einer Verdoppelung bzw. einer Verdreifachung der Frequenz der technisch derzeit bevorzugten Femtosekunden-Laser entspricht. Femtosekunden-Laser aus dem Wellenlängenbereich von 1020nm bis 1060nm sind für korneale Applikationen seit vielen Jahren etabliert und werden hier beispielhaft eingesetzt.
Die Pulsdauer eines Femtosekunden- oder Pikosekunden-Lasers, der hier einsetzbar ist, ist vorteilhaft wählbar aus einem Pulsdauerbereich von 50fs bis 5ps. Insbesondere eine Pulsdauer aus einem Bereich von 100fs bis 1 ps, und ganz besonders aus einem Bereich von 250fs bis 600fs ist hier bevorzugt.
Die Pulsenergie eines hier einsetzbaren Femtosekunden- oder Pikosekunden- Lasers liegt vorteilhaft in einem Pulsenergiebereich von 20nJ bis 2pJ.
Besonders bevorzugt ist eine Pulsenergie von ca. 130nJ.
Typischerweise kann eine Laservorrichtung Laserpulse mit einer Laserpulsfrequenz fP von bis zu 50MHz bereitstellen. Die Laservorrichtung kann jedoch dazu ausgebildet sein, die Laserpulsfrequenz zu verringern. Häufig stehen dabei jedoch nur diskrete Laserpulsfrequenzen zur Auswahl. Die Planungseinheit ist erfindungsgemäß dazu ausgebildet, eine Laserpulsfrequenz fP aus einer Serie von möglichen Laserpulsfrequenzen auszuwählen. Die Auswahl erfolgt dabei in Abhängigkeit von weiteren Berechnungen, zu denen die Planungseinheit ausgebildet ist und die nachfolgend beschrieben werden. Die Laserpulsfrequenz ist dabei konstant in den Grenzen oder Toleranzen, die durch die Laservorrichtung gegeben sind. Abweichungen der Laserpulsfrequenz sind dabei geringer als ±20%, bevorzugt geringer als ±5%, insbesondere bevorzugt geringer als ±1%.
Die Fokussiervorrichtung ist dazu ausgebildet, den gepulsten Laserstrahl im Gewebe des Patientenauges zu fokussieren, so dass im Fokus ein optischer Durchbruch erzielt wird. Die Fokussiervorrichtung ist bevorzugt so ausgebildet, dass die optischen Eigenschaften des Patientenauges (wie beispielsweise Krümmungsradien der optisch wirksamen Grenzflächen - beispielsweise an der Kornea oder der Augenlinse - oder die Brechungsindizes des durchstrahlten Gewebes) berücksichtigt werden. Weiterhin kann die Fokussiervorrichtung dazu ausgebildet sein, einen Fokus des gepulsten Laserstrahls im Gewebe des Patientenauges zu erzeugen, wobei im Strahlengang dem Patientenauge vorgelagert ein Kontaktglas angeordnet ist.
Die Scanvorrichtung des ophthalmologischen Lasertherapiegerätes erlaubt es, den Fokus des gepulsten Laserstrahls im Gewebe des Patientenauges zu verschieben bzw. zu scannen. Das Scannen des gepulsten Laserstrahls sollte dabei uneingeschränkt in allen drei Raumrichtungen x, y, z möglich sein. Die Scanvorrichtung sollte dementsprechend so ausgelegt sein, sowohl laterale Scans in x- und y-Richtung als auch z-Scans entlang der optischen Achse des gepulsten Laserstrahls zu vollführen.
Die Scanvorrichtung kann ein Paar von Scanspiegeln umfassen. Diese können dazu ausgebildet sein, einen Laserstrahl in zwei nicht-parallele (bevorzugt zueinander senkrechte) Richtungen abzulenken. Der erste Scanspiegel erlaubt beispielsweise eine Ablenkung des Laserstrahls in x-Richtung, der zweite Scanspiegel eine Ablenkung in y-Richtung. Die Scanspiegel können über Galvanometer angetrieben werden. Die Scanspiegel können als resonante Scanspiegel ausgestaltet sein. Die Scanvorrichtung kann MEMS-Scanner (Micro-Electro-Mechanical-Systems) umfassen. Weiterhin kann die Scanvorrichtung auch so ausgebildet sein, dass die Strahlablenkung über Radius und Azimut-Winkel parametrisiert ist und einen Radius-Azimut-Scanner aufweisen. Ein solcher Radius-Azimut-Scanner weist eine Verschiebeeinheit auf, die gegenüber einem Scannerzentrum eine radiale Verschiebung des Laserstrahls ermöglicht, und einen weitere Verschiebeeinheit, die gegenüber dem Scannerzentrum eine azimutale Verschiebung (Drehung) ermöglicht. Der Radius-Azimut-Scanner kann beispielsweise eine Optik zur Strahlführung des Laserstrahls umfassen, die auf einer rotierenden Vorrichtung befestigt ist, wobei der Abstand der Optik vom Drehpunkt der Vorrichtung verändert werden kann.
Die oben beschriebenen Scanner, die eine Verschiebung des Fokus in zwei Raumrichtungen (z.B. lateral) ermöglichen, werden typischerweise mit einem weiteren Scanner kombiniert, der eine Verschiebung des Fokus in eine Richtung ermöglicht, die einen Winkel aufweist zu den beiden Raumrichtungen (vorzugsweise senkrecht). Dabei kann es sich um einen axialen z-Scanner handeln, der den Fokus parallel zur optischen Achse verschieben kann. Das Scannen „in einem Gewebe“ umfasst auch das Scannen direkt auf der Oberfläche des Gewebes.
Mit Hilfe der Fokussiervorrichtung und der Scanvorrichtung lässt sich ein Fokus im Gewebe des Patientenauges erzeugen und verschieben. Wird der Fokus mit Hilfe der Scanvorrichtung im Gewebe verschoben und würde die Laservorrichtung kontinuierlich Laserstrahlung abgeben, so definiert der Fokus der Laserstrahlung im Gewebe eine kontinuierliche, d.h. räumlich nicht unterbrochene, Spur. Diese gedachte Spur wird auch als Scanbahn bezeichnet. Es handelt sich bei der Scanbahn also um eine (eindimensionale) Linie in einem dreidimensionalen Volumen des Gewebes des Patientenauges.
Mit den von der erfindungsgemäßen Planungseinheit generierten Steuerdaten kann das ophthalmologische Lasertherapiegerät so angesteuert werden, dass die Scanbahn mit einer konstanten Winkelgeschwindigkeit um ein Scanbahnzentrum = (x0,y0,z0) rotiert. Das Scanbahnzentrum kann einen Startpunkt oder einen Endpunkt der Scanbahn markieren. Das Scanbahnzentrum kann sich jedoch auch außerhalb des Scanfeldes befinden; dabei ist das Scanfeld die Gesamtheit der Scanbahn sowie deren (gedachten) Verbindungen von benachbarten Abschnitten der Scanbahn: Wenn beispielsweise ein ringförmiges Scanfeld (mit einer Aussparung in der Mitte) erzeugt werden soll, kann sich das Scanbahnzentrum in der Mitte des Ringes befinden und liegt somit außerhalb des Scanfeldes. Weiterhin kann sich das Scanbahnzentrum auf der optischen Achse der Fokussiervorrichtung befinden
Der Ort, an dem sich der Fokus im Gewebe des Patientenauges auf der Scanbahn gerade befindet, zu der Zeit, an dem ein Laserpuls der gepulsten Laserstrahlung ins Gewebe fokussiert wird, wird Fokusspot oder Fokuspunkt genannt. Das ophthalmologische Lasertherapiegerät erzeugt somit im Betrieb eine Vielzahl von Fokusspots, die entlang der Scanbahn im Gewebe des Patientenauges generiert werden. An jedem Fokusspot kann im Gewebe des Patientenauges ein optischer Durchbruch erzielt wird. Dabei entfaltet der gepulste Laserstrahl nicht nur im Fokuspunkt selbst seine Wirkung; vielmehr wechselwirkt der Laserpuls in einem Volumen um den Fokuspunkt mit dem Gewebe. Dieses Volumen wird auch Fokuswirkbereich genannt.
Die Gesamtheit der Fokuswirkbereiche erzeugt aufgrund der optischen Durchbrüche an jedem Fokuspunkt im Gewebe des Patientenauges einen (lokalen) Schnitt, an dem das Gewebe durchtrennt wird. Da nicht an jedem Ort der Scanbahn ein Fokusspot erzeugt wird, kann das Scanfeld eine größere Ausdehnung aufweisen als der Schnitt. Die Verteilung der Fokusspots, an denen ein optischer Durchbruch erzeugt werden soll, wird als Scanmuster bezeichnet.
Bei einem Schnitt handelt es sich um ein Teilvolumen im Gewebe, das sich aus den Volumina der Fokuswirkbereiche sowie aus einer (gedachten) Verbindung von benachbarten Fokuswirkbereichen ergibt. Typischerweise weist das genannte Teilvolumen an jedem Ort in einer Raumrichtung nur eine geringe Ausdehnung auf - etwa in der Größenordnung des Durchmessers eines Fokuswirkbereiches - und besitzt in den beiden dazu senkrechten Raumrichtungen eine größere Ausdehnung. Somit ergibt sich im Betrieb des ophthalmologischen Lasertherapiegerätes einen Schnitt als zweidimensionale Fläche im dreidimensionalen Volumen des Gewebes des Patientenauges. Die Fläche besitzt dabei eine Dicke, die etwa dem Durchmesser eines Fokuswirkbereiches entspricht.
Da das Scanfeld im Gewebe größer sein kann als der zu erzeugende Schnitt, kann es vorteilhaft sein, wenn nicht alle Laserpulse, die gemäß der konstanten Laserpulsfrequenz verfügbar wären, auch tatsächlich für einen Fokusspot genutzt werden. Dies ist insbesondere dann vorteilhaft, wenn die Scanvorrichtung für eine Verschiebung des Fokus entlang der Scanbahn mehr Zeit benötigt, als zwischen zwei Laserpulsen mit der konstanten Laserpulsfrequenz besteht. In einem solchen Fall kann ein Laserpuls beispielsweise nicht bereitgestellt werden; am Fokuspunkt der Scanbahn entsteht zu der Zeit lediglich ein gedachter Fokusspot. Alternativ kann die Bereitstellung eines gepulsten Laserstrahls für die Zeit ausgesetzt werden, in der der Fokus entlang der Scanbahn außerhalb des zu erzeugenden Schnittes scannt.
Unter einem Rotieren der Scanbahn um das Scanbahnzentrum ist zu verstehen, dass ein Scanwinkel der von der Verbindungsgerade aus einem Startpunkt der Scanbahn zum Scanbahnzentrum gegenüber einer Verbindungsgeraden eines Punktes der Scanbahn mit dem Scanbahnzentrum entlang der Spur der Scanbahn stetig zunimmt. Die Winkelgeschwindigkeit beschreibt, welcher Scanwinkel von der Scanbahn pro Zeit überstrichen wird. Eine konstante Winkelgeschwindigkeit liegt vor, wenn diese innerhalb der Grenzen oder Toleranzen variiert, die durch die Scanvorrichtung gegeben sind. Abweichungen der Winkelgeschwindigkeit sind dabei geringer als ±20%, bevorzugt geringer als ±5%, insbesondere bevorzugt geringer als ±1%.
Das Inverse der Winkelgeschwindigkeit ist proportionale zu einer Rotationsfrequenz fR. Diese beschreibt, mit welcher Rate ein Scanwinkel von 360° überstrichen wird. Die Rotationsfrequenz, mit der die Scanbahn um das Scanbahnzentrum rotiert, ist erfindungsgemäß konstant; die Toleranz der Konstanz ergibt sich dabei aus der Toleranz der konstanten Winkelgeschwindigkeit.
Aufgrund der konstanten Winkelgeschwindigkeit und der konstanten Laserpulsfrequenz lässt sich ein Azimut-Winkel für einen /- ten Fokusspot über die Beziehung Fi = 2 . p . (i - 1) . fR/fL + 1 angeben. Dabei ist F1 der Azimut- Winkel für den ersten Fokusspot.
In der Regel weist die Scanvorrichtung eine Rotationsfrequenz fR oder einen Bereich von Rotationsfrequenzen auf, bei der Positionen der Scanbahn mit hoher Genauigkeit angesteuert werden können. Für resonante Scanner liegt diese Rotationsfrequenz beispielsweise nahe ihrer Resonanzfrequenz. Die Scanbahn rotiert vorzugsweise mit einer konstanten Winkelgeschwindigkeit, die einer Rotationsfrequenz entspricht, die eine hohe Genauigkeit der Positionen der Scanbahn gewährleistet. Erfindungsgemäß werden die Steuerdaten derart generiert, dass ein an den Fokusspots ausgewerteter Abstand zum Scanbahnzentrum entlang der Scanbahn monoton steigt oder monoton fällt. Mit anderen Worten: Betrachtet man die Abstände der Fokusspots vom Scanbahnzentrum in der Reihenfolge ihrer Entstehung (also entlang der Scanbahn), so nehmen die Abstände monoton zu oder die Abstände nehmen monoton ab. Es ist möglich, dass zeitlich aufeinanderfolgender Fokusspots den gleichen Abstand vom Scanbahnzentrum aufweisen. Es sei angemerkt, dass die Monotonie lediglich für den Abstand der Fokusspots gefordert ist. Der Verlauf der Scanbahn selbst kann von der Monotonie abweichen.
Schließlich kann mit den von der erfindungsgemäßen Planungseinheit generierten, weiteren Steuerdaten das ophthalmologische Lasertherapiegerät so angesteuert werden, dass das Scanmuster von Fokusspots des Fokus der gepulsten Laserstrahlung einer vorgegebenen Dichte genügt. Da typischerweise ein Schnitt über ein Scanmuster von Fokusspots erzeugt werden soll, der einer Fläche im Gewebe des Patientenauges entspricht, kann die Dichte beispielsweise als Anzahl von Fokusspots pro Fläche definiert sein. Die Dichte bestimmt somit, wie viele Fokusspots im Scanmuster im Betrieb des ophthalmologischen Lasertherapiegerätes erzeugt werden sollen, um den Schnitt zum Durchtrennen des Gewebes zu erzeugen. Die Dichte kann vom ophthalmologischen Lasertherapiegerät vorgegeben sein - beispielsweise in der Planungseinheit. Die Dichte kann vom Benutzer des ophthalmologischen Lasertherapiegerätes festgelegt sein. Bei der Dichte kann es sich um einen festen Wert, um einen Grenzwert, der nicht überschritten oder unterschritten werden darf, oder um einen Wertebereich handeln. Es ist auch möglich, dass die Dichte vom Benutzer aus einer Auswahlliste, die vom ophthalmologischen Lasertherapiegerät bereitgestellt wird, auswählbar ist.
Die Dichte, der die Fokusspots des Scanmusters genügen, bedingt im Zusammenspiel mit der Größe der Fokuswirkbereiche, ob ein vollständiges oder teilweises Durchtrennen des Gewebes des Patientenauges ermöglicht wird. Die Wechselwirkung eines Laserpulses mit dem Gewebe ist abhängig von Pulsparametern (wie Pulsdauer, Wellenlänge oder Pulsenergie) der gepulsten Laserstrahlung. Weiterhin ist sie von der Art des Gewebes des Patientenauges, in denen ein optischer Durchbruch erzeugbar sein soll, abhängig. Die Dichte kann so vorgegeben sein, dass die Fokuswirkbereiche im Mittel eng beieinander liegen, und so ein vollständiges Durchtrennen des Gewebes ermöglichen. Alternativ kann die Dichte so vorgegeben sein, dass die Fokuswirkbereiche im Mittel weiter auseinander liegen, so dass die Fokuswirkbereiche nicht überlappen oder aneinanderstoßen und so zwischen den Fokuswirkbereichen Gewebebrücken im Gewebe innerhalb der Schnittfläche verbleiben. In diesem Fall wird ein teilweises Durchtrennen des Gewebes ermöglicht. Dies erzeugt eine Art Sollbruchstelle, an der das Gewebe so vorbereitet ist, dass es in einem Schritt des chirurgischen Eingriffs gezielt und kontrolliert vollständig durchtrennt werden kann. Ein solches teilweises Durchtrennen ist beispielsweise dann vorteilhaft, wenn bei einem Eingriff zur Fehlsichtigkeitskorrektur ein linsenförmiges Teilvolumen der Hornhaut über einen seitlich öffnenden Schnitt - einen sogenannten Zugangsschnitt - aus der Hornhaut entnommen werden soll.
Die vorgegebene Dichte der Fokusspots steht also typischerweise in Zusammenhang mit einem Ziel, das mit dem zu erzeugenden Schnitt verfolgt wird.
Die Steuerdaten, die von der erfindungsgemäßen Planungseinheit generiert werden und mit denen das ophthalmologische Lasertherapiegerät angesteuert werden kann, umfassen mindestens die konstante Laserpulsfrequenz. Bei der konstanten Winkelgeschwindigkeit, dem Scanbahnzentrum sowie die vorgegebenen Dichte handelt es sich um Größen, die in die Generierung der Steuerdaten für die räumliche Lage (x, y, z) des Fokus in Abhängigkeit der Zeit eingehen. Diese Größen können zusätzlich für ein Abführen an die Steuereinheit zu Verfügung stehen.
Die erfindungsgemäße Planungseinheit erlaubt es, aufgrund der konstanten Laserpulsfrequenz und die konstante Winkelgeschwindigkeit, einfache und preisgünstige Komponenten für das ophthalmologische Lasertherapiegerät zu verwenden. Dabei ermöglicht es die konstante Laserpulsfrequenz, auf eine komplexe Ansteuerung der Laservorrichtung zu verzichten, die sicherstellen muss, dass während der Erzeugung eines Scanmusters die benötigten Pulse jeweils zur richtigen Zeit, mit variablen zeitlichen Pulsabständen und mit konstanter Pulsenergie (und auch Pulsldauer) zu Verfügung stehen.
Die konstante Winkelgeschwindigkeit, mit der die Scanbahn um das Scanbahnzentrum rotiert, stellt sicher, dass für jeden Bereich von Azimut- Winkeln (gegenüber dem Scanbahnzentrum) die gleiche Anzahl von Fokusspots erzeugt werden können. Auf diese Weise wird eine homogene Dichte der Fokusspots pro Azimut-Winkel-Bereich sichergestellt. Weiterhin erlauben die konstante Winkelgeschwindigkeit, mit der die Scanbahn um das Scanbahnzentrum rotiert, und die Monotonie des zeitlichen Verlaufs der Abstände der Fokusspots vom Scanbahnzentrum die Verwendung einer einfachen und kostengünstigen Scanvorrichtung. Je nach verwendeter Technologie können die Scanner mit einfachen Sinus-Signalen (x-y-Scanner) oder einem konstanten Signal (Azimut-Scanner) angesteuert werden. Starke Beschleunigungen der Scanner sind nicht erforderlich. Es ist kein Durchstimmen der Winkelgeschwindigkeit erforderlich. Die Ansteuerung für die Scanvorrichtung kann somit vorteilhaft einfach und preisgünstig sein und dabei gleichzeitig die Fokusspots mit hoher Präzision an den gewünschten Orten im Gewebe des Patientenauges erzeugen.
Die Steuereinheit, die in der Regel die von der Planungseinheit generierten Steuerdaten nutzt, kann dabei auf alle steuerbaren Einheiten des ophthalmologischen Lasertherapiegeräts zugreifen, insbesondere auf die Laservorrichtung, die Fokussiervorrichtung und die Scanvorrichtung. Sie kann dabei einteilig oder mehrteilig aufgebaut sein, und mit den steuerbaren Einheiten des ophthalmologischen Lasertherapiegeräts - sowie ggf. mit weiteren Vorrichtungen des ophthalmologischen Lasertherapiegeräts wie auch mit diesem in Verbindung stehenden Einrichtungen - über drahtgebunden oder drahtlose Kommunikationswege kommunizieren. Ferner weist die Planungeinheit bevorzugt eine Schnittstelle auf, über die Steuerdaten der Steuereinheit drahtgebunden oder auch drahtlos zugeführt werden können.
Die für einen Schnitt in einer Ebene diskutierten Überlegungen gelten sowohl für einen Schnitt, der sich in einer Ebene befindet, als auch für einen gekrümmten Schnitt. Als Scanbahnzentrum kann für einen gekrümmten Schnitt ebenfalls ein Punkt oder eine Gerade angenommen werden. Abstände der Fokusspots werden zu diesem Punkt (oder Gerade) im dreidimensionalen Raum bestimmt. Die Dichte der Fokusspots kann auf die Schnittfläche bezogen werden oder auf ein Volumen. Die Vorteile der erfindungsgemäßen Planungseinheit bleiben auf für gekrümmt Schnitte bestehen. Zur Vereinfachung wird nachfolgend die Projektion der Scanbahn in eine Ebene betrachtet oder davon ausgegangen, dass sich die Scanbahn in einer Ebene befindet, die beispielsweise senkrecht zur optischen Achse steht.
Typischerweise weist der Schnitt, der im Gewebe des Patientenauges erzeugt werden soll, nicht in allen drei Raumdimensionen die gleiche Ausdehnung auf; häufig ist die Ausdehnung des Schnittes bereits in den lateralen Dimensionen (x und y) nicht identisch. Weiterhin weicht die Größe (Ausdehnung) des Fokuswirkbereiches typischerweise in axialer Richtung (z) von der in lateraler Richtung ab. Zusätzlich können die Ausdehnungen des Fokuswirkbereiches in x-Richtung und y-Richtung voneinander abweichen; Ursache dafür kann die Polarisation des gepulsten Laserstrahls sein. Die genannten beispielshaften Asymmetrie-Effekte müssen dabei nicht in Richtung derjenigen Achsen auftreten, die über die optische Achse (z-Achse) und eine dazu senkrechte Ebene (x-y-Ebene) gegeben sind. Vielmehr ist es möglich, dass die Asymmetrie in Richtungen auftritt, die gegenüber den Richtungen x, y und z gedreht ist. Sei deshalb x', y', z' ein Koordinatensystem, in dem die Asymmetrien in x'-Richtung, y'-Richtung und/oder z'-Richtung auftreten, und sei T eine eindeutige und umkehrbare Transformation, die die Koordinaten x', y', z' in x, y, z transformiert.
Um einem Asymmetrie-Effekt Rechnung zu tragen, ist es vorteilhaft, diesen bei der Bewertung von Abständen im Gewebe zu berücksichtigen, um beispielsweise asymmetrische Schnitte Zeit-effizient erzeugen zu können bzw. um die vorgegebenen Dichte der Fokusspots im Scanmuster sicherzustellen.
In einer vorteilhaften Ausgestaltung berücksichtigt daher der Abstand der Fokusspots zum Scanbahnzentrum einen Asymmetrie-Effekt.
Dazu können in der Vorschrift zur Berechnung der Abstände zweier Punkte im Raum Asymmetrie-Faktoren eingeführt werden. Vorteilhaft werden Abstände mit Hilfe einer Metrik in x', y', z' Koordinaten berechnet, da sich hier eine Asymmetrie besonders leicht darstellen lässt. Beträgt die Asymmetrie in y'- Richtung gegenüber der x'-Richtung beispielsweise einen Faktor ay (mit ay > 0) und beträgt die Asymmetrie in z'-Richtung gegenüber der x'-Richtung beispielsweise einen Faktor az (mit az > 0), so kann der Abstand zweier Punkte und in x', y', z' Koordinaten unter Berücksichtigung der Asymmetrie berechnet werden über · Für einen beliebigen
Fokusspot (der sich aus über die eindeutig, umkehrbaren Transformation
T ergibt) und ein Scanbahnzentrum (das sich aus ebenfalls über die eindeutig, umkehrbaren Transformation T ergibt) ergibt sie der Abstand unter
Berücksichtigung der Asymmetrie zu . Liegt die Scanbahn in einer
Ebene oder wird für das Scanbahnzentrum eine Gerade angenommen, so vereinfacht sich die Berechnung des Abstands vom Scanbahnzentrum, da lediglich zwei Koordinaten berücksichtigt werden müssen.
Durch die erfindungsgemäße Berücksichtigung von Asymmetrie-Effekten wird eine Durchtrennung von Gewebe mit einer vorgegebenen Dichte von Fokusspots im Scanmuster unter Verwendung von einfachen und preisgünstigen Komponenten des ophthalmologischen Lasertherapiegerätes auch für asymmetrische Fokuswirkbereiche oder asymmetrische Schnitte gewährleistet. Gemäß einer vorteilhaften Ausgestaltung der Planungseinheit werden die Steuerdaten derart generiert, dass für jede Rotation der Scanbahn um das Scanbahnzentrum der Absolutbetrag einer Differenz der an den Fokusspots zu einem Beginn der Rotation und zu einem Ende der Rotation ausgewerteten Abstände vom Scanbahnzentrum mit einem zunehmenden mittleren Abstand vom Scanbahnzentrum abnimmt.
Unter einer Rotation der Scanbahn um das Scanbahnzentrum ist dabei ein Abschnitt der Scanbahn zu verstehen, bei der ein Azimut-Winkel gegenüber dem Scanbahnzentrum von 360° überstrichen wird. Die Scanbahn kann sich somit aus mehreren Rotationen zusammensetzen.
Betrachtet man die Scanbahn zu Beginn der Rotation (bei einem Azimut- Winkel f), so lässt sich diesem ein Abstand vom Scanbahnzentrum zuordnen über den Abstand eines Fokusspots vom Scanbahnzentrum zeitlich unmittelbar vor oder nach dem Beginn der Rotation. Der Scanbahn zum Ende einer Rotation (bei einem Azimut-Winkel F + 360°) lässt sich ebenfalls ein Abstand zuordnen über den Abstand eines (anderen) Fokusspots vom Scanbahnzentrum zeitlich unmittelbar vor oder nach dem Ende der Rotation.
Der Betrag der Differenz der Abstände vom Scanbahnzentrum zu Beginn und zum Ende einer Rotation entspricht einer radialen Breite einer Rotation. Der mittlere Abstand einer Rotation vom Scanbahnzentrum ist der Mittelwert der Abstände zum Beginn und zum Ende der Rotation. Das Ende einer Rotation entspricht dem Anfang einer zeitlich darauffolgenden Rotation. Betrachtet man die mittleren Abstände einer zeitlichen Serie von Rotationen der Scanbahn um das Scanbahnzentrum, so nehmen diese monoton zu bzw. monoton ab.
Über den mittleren Abstand lässt sich einer Rotation eine azimutale Länge zuordnen (durch eine Multiplikation mit einem Faktor 2p). Multiplizierte man die azimutale Länge mit der radialen Breite so entspricht dies einer Fläche, die der Rotation zugeordnet werden kann.
Da (im Durchschnitt) jede Rotation dieselbe Anzahl von Fokusspots aufweist, ist es vorteilhaft, wenn die radiale Breite einer Rotation (und damit der Abstand zwischen zwei Rotationen) umso geringer wird, je größer der mittlere Abstand der Rotation vom Scanbahnzentrum wird, da ein größerer mittlerer Abstand einer Rotation mit einer größeren azimutalen Länge einhergeht. Auf diese Weise wird ausgeglichen, dass Fläche, die einer Rotation zugeordnet werden kann, mit der azimutalen Länge steigt.
Die erfindungsgemäße Abnahme der radialen Breiten jeder Rotation mit zunehmendem mittlerem Abstand der Rotation führt dazu, dass die Dichte der Fokusspots im Scanmuster über radiale Abstände vom Scanbahnzentrum angepasst ist.
Gemäß einer besonders vorteilhaften Ausgestaltung der Planungseinheit werden die Steuerdaten derart generiert, dass für jede Rotation der Scanbahn um das Scanbahnzentrum der Absolutbetrag der Differenz der an den Fokusspots zum Beginn der Rotation und zum Ende der Rotation ausgewerteten Abstände vom Scanbahnzentrum proportional zum inversen mittleren Abstand der Rotation vom Scanbahnzentrum ist.
Sei ra der Abstand zu Beginn einer Rotation (ausgewertet an einem Fokusspot, der sich zeitlich unmittelbar vor oder nach dem Beginn der Rotation auf der Scanbahn befindet) und sei re der Abstand zum Ende einer Rotation (ausgewertet an einem anderen Fokusspot, der sich zeitlich unmittelbar vor oder nach dem Ende der Rotation auf der Scanbahn befindet). Der mittlere Abstand der Rotation entspricht damit rm = (ra + re)/2. Der Absolutbetrag der Differenz der Abstände beträgt Dr = |ra - re |, wobei „|.|“ die Bildung eines Absolutbetrags bedeutet.
Typischerweise liegen alle Fokusspots der Rotation in einer Ebene (z.B. derx- y-Ebene oder der x'-y'-Ebene) oder sie weisen in z-Richtung einen Versatz auf, der gering ist gegenüber der z-Ausdehnung der Fokuswirkbereiche. Dann befindet sich das Scanbahnzentrum ebenfalls in dieser Ebene und die Fläche, die sich der Rotation zuordnen lässt, beträgt Rot = p . |ra 2 - re 2 |. Dies entspricht Rot = p . rm . Dr. Mit anderen Worten ist die Fläche einer Rotation proportional zum Produkt aus der azimutalen Länge und der radialen Breite einer Rotation. Die Fläche hat die Form eines Rings in der Ebene. Nimmt der Absolutbetrag der Differenz der an den Fokusspots zum Beginn der Rotation und zum Ende der Rotation ausgewerteten Abstände vom Scanbahnzentrum proportional zum inversen mittleren Abstand der Rotation vom Scanbahnzentrum ab (Dr~ 1 /rm), so wird erfindungsgemäß erreicht, dass die Flächen, die jeder Rotation zugeordnet werden können, gerade konstant bleiben. Auf diese Weise wird sichergestellt, dass eine vorgegebene Dichte von Fokusspots im Scanmuster für alle Abstände vom Scanbahnzentrum erzielt wird. Dies ermöglicht ein besonders präzises Durchtrennen von Gewebe über den gesamten Schnitt.
Die Betrachtungen behalten ihre Gültigkeit (und ziehen daraus resultierend ihren besonderen vorteilhaften Nutzen) bei einer Berücksichtigung von Asymmetrie-Effekten.
Gemäß einer besonders vorteilhaften Ausgestaltung der Planungseinheit werden die Steuerdaten derart generiert, dass die Fokusspots auf einer Spirale um das Scanbahnzentrum liegen.
Eine Spirale zeichnet sich dadurch aus, dass sie um ein Zentrum rotiert und dass der Abstand zum Zentrum entlang der Spur der Spirale streng monoton steigt bzw. streng monoton fällt. Eine Spirale im dreidimensionalen Raum nimmt die Form einer Wendel an, deren Abstand vom Zentrum sich streng monoton ändert.
Zwischen zwei aufeinanderfolgenden Fokusspots darf die Scanbahn von einer Spirale abweichen, solange die Scanbahn an den Orten der Fokusspots wieder Punkten einer Spirale entspricht.
Mittels der hier vorgestellten Ausgestaltung ist es möglich, die Ansteuerung der Scanvorrichtung weiter zu vereinfachen, da aufgrund der strengen Monotonie der Abstände vom Scanbahnzentrum Beschleunigungen der Scanner weiter reduziert werden. Auf diese Weise können Fokusspots mit hoher Präzision aber vergleichsweise geringen Anforderungen an die Scanvorrichtung realisiert werden. Gemäß einer weiteren besonders vorteilhaften Ausgestaltung der Planungseinheit werden die Steuerdaten derart generiert, dass die Fokusspots auf einer Spirale um das Scanbahnzentrum liegen und dass der Absolutbetrag der Differenz der Abstände vom Scanbahnzentrum zweier aufeinanderfolgender Fokusspots proportional zu einem inversen mittleren Abstand der aufeinanderfolgenden Fokusspots vom Scanbahnzentrum ist.
Bei zwei aufeinanderfolgende Fokusspots, die auf einer Spirale um das Scanbahnzentrum liegen, handelt es sich um Fokusspots, die zeitlich aufeinanderfolgend erzeugt werden. Bei dem auf einen Fokusspot darauffolgenden Fokusspot kann es sich auch um einen gedachten Fokusspot handeln, wenn beispielsweise der gedachte Fokusspot außerhalb des zu erzeugenden Schnittes liegt.
Sei rs,i der Abstand vom Scanbahnzentrum für einen i- ten Fokusspot und sei rS , +1 der Abstand für den zeitlich darauffolgenden i+1- ten Fokusspot; dabei bezeichnet der Index „s“, dass es sich um Abstände auf einer spiralförmigen Bahn handelt. Der mittlere Abstand der aufeinanderfolgenden Fokusspots entspricht rs,im = (rs,i + rs,i+1)/2. Der Absolutbetrag der Differenz der Abstände beträgt Drs,i = |rs,i - rs,i+1|, wobei „|.|“ die Bildung eines Absolutbetrags bedeutet.
Liegen die aufeinanderfolgenden Fokusspots in einer Ebene (z.B. derx-y- Ebene oder der x'-y'-Ebene) oder weisen sie lediglich einen geringen Versatz in z-Richtung auf, so befindet sich das Scanbahnzentrum ebenfalls in dieser Ebene und die Fläche, die sich dem /-ten Fokusspots zuordnen lässt, beträgt Dabei sind tt bzw. ti+1 die Zeitpunkte, zu denen der /- te bzw. i+1- ten Fokusspot erzeugt werden. Die dem /-ten Fokusspot zugeordnete Fläche entspricht . Die Fläche hat die
Form eines Ringsegments in der Ebene. Nimmt der Absolutbetrag der Differenz der Abstände vom Scanbahnzentrum zweier aufeinanderfolgender Fokusspots proportional zum inversen mittleren Abstand der Fokusspots ab (Drs,i~ 1/rs,im), so wird erfindungsgemäß erreicht, dass die Flächen, die einem jeden Fokusspot zugeordnet werden können, gerade konstant bleiben. Auf diese Weise wird sichergestellt, dass eine vorgegebene Dichte von Fokusspots im Scanmuster für alle Abstände vom Scanbahnzentrum erzielt wird. Dies ermöglicht ein besonders präzises Durchtrennen von Gewebe über den gesamten Schnitt.
Die Betrachtungen behalten ihre Gültigkeit (und ziehen daraus resultierend ihren besonderen vorteilhaften Nutzen) bei einer Berücksichtigung von Asymmetrie-Effekten.
Das erfindungsgemäße Planungsverfahren ermöglicht somit das Generieren von Steuerdaten für ein Scanmuster von Fokusspots, die auf einer Spirale um das Scanbahnzentrum liegen, wobei die vorgegebene Dichte für alle Abstände vom Scanbahnzentrum erzielt wird.
Gemäß einer vorteilhaften Ausgestaltung der Planungseinheit werden die Steuerdaten derart generiert, dass das Scanmuster der Fokusspots des Fokus des gepulsten Laserstrahls einem Grenzwert für ein Verteilungsmaß zur Bewertung der Verteilung der Fokusspots genügt.
Ein Verteilungsmaß ordnet dem Scanmuster einen Wert zu, der die Verteilung der Fokusspots im durch das Scanmuster erzeugten Schnitt bewertet. In diesen Wert fließt vorteilhaft ein, welche Abstände die Fokusspots zueinander aufweisen. Auch wenn in einem Teilbereich des Scanmusters (beispielsweise in einem Azimut-Winkel-Bereich oder für radiale Ringsegmente) eine vorgegebene Dichte von Fokusspots realisiert ist, so können sich trotzdem Fokusspots lokal häufen. Dies kann dazu führen, dass in Regionen mit vielen Fokusspots das Gewebe vollständig durchtrennt werden kann, während in Regionen zwischen Häufungen von Fokusspots Gewebebrücken stehen bleiben, so dass dort das Gewebe nur teilweise durchtrennt werden kann.
Das Verteilungsmaß kann beispielsweise derart ausgeführt sein, dass einem Teil der Fokusspots (beispielsweise solche die einen großen Abstand zum Scanbahnzentrum aufweisen) oder allen Fokusspots ein mittlerer Abstand zu benachbarten Fokusspots zugewiesen wird. Um den mittleren Abstand von einem Fokusspot zu seinen Nachbarn zu bestimmen, kann beispielsweise wie folgt vorgegangen werden: Es wird ein Kreis in der Schnittfläche um den Fokusspot gelegt. Dieser Kreis wird in Kreissegmente zerlegt; vorteilhaft sind alle Segmente gleich groß und es handelt sich um mindestens drei Segmente. Der Radius des Kreises muss so groß gewählt sein, dass mindestens ein Fokusspot in jedem Kreissegment vorhanden ist (außer dem Fokusspot im Kreismittelpunkt). Für jedes Segment wird der minimale Abstand der Fokusspots im Kreissegment zum Fokusspot im Kreismittelpunkt bestimmt. Anschließend kann ein Mittelwert der minimalen Abstände über die Kreissegmente gebildet werden. Alternativ kann das Maximum der minimalen Abstände über die Kreissegmente oder die Differenz zwischen dem Maximum und dem Minimum der minimalen Abstände gebildet werden. So lässt sich einem Fokusspot ein Maß für den Abstand zu benachbarten Fokusspots zuordnen. Dabei wird über die Unterteilung des Kreises in Kreissegmente sichergestellt, dass erkannt wird, wenn sich benachbarte Fokusspots in einer Richtung häufen, während in andere Richtungen ein großer Abstand zum nächsten Fokusspot besteht. Die ermittelten Maße können anschließend gemittelt werden, so dass einem Scanmuster ein einzelner Wert als Verteilungsmaß der Fokusspots zugeordnet wird. Alternativ können beispielsweise Mittelwert und Standardabweichung als Wertepaar des Verteilungsmaßes bestimmt werden. Alternativ oder zusätzlich können auch das Maximum und das Minimum als Verteilungsmaßes bestimmt werden.
Alternativ kann das Verteilungsmaß derart ausgeführt sein, dass Größe (und Form) der Fokuswirkbereiche der Fokusspots berücksichtigt werden. Dazu kann beispielsweise zu jedem Fokusspot des Scanmusters die Größe des entsprechenden Fokuswirkbereiches in der Schnittebene markiert werden. Der Gesamtheit der Fokuswirkbereiche aller Fokusspots des Scanmusters kann eine Fläche zugeordnet werden. Dabei werden Überlappungsbereiche von zwei oder mehr Fokuswirkbereichen verschiedener Fokusspots nur einfach (und nicht mehrfach) bei der Zuordnung der Fläche berücksichtigt. Diese Fläche der Gesamtheit der Fokuswirkbereiche der Fokusspots des Scanmusters in der Schnittebene kann in Relation gesetzt werden zur Fläche des Schnittes. Wird beispielsweise ein Wert von 1 für die Relation erzielt, so wird ein vollständiges Durchtrennen des Gewebes ermöglicht, ohne dass Gewebebrücken Zurückbleiben. Wird für die Relation beispielsweise ein Wert von 0.5 erzielt, so beträgt der Anteil von verbleibenden Gewebebrücken 50% der Schnittfläche. Dieser beispielhafte Wert als Verteilungsmaß gibt somit eine Auskunft über die Art der Durchtrennung, die durch ein gegebenes Scanmuster erzielt werden kann. Zusätzlich (oder alternativ) kann als Verteilungsmaß auch das Verhältnis aus der Fläche der Gesamtheit der Fokuswirkbereiche des Fokusspots des Scanmusters in der Schnittebene zu der Summe aller Größen der Fokuswirkbereiche des Fokusspots des Scanmusters in der Schnittebene gebildet werden. Über ein solches Verteilungsmaß wird beschrieben, wie stark sich die Fokuswirkbereiche überlappen: Ist das Verhältnis 1, so liegt keine Überlappung vor; ist das Verhältnis beispielsweise 0.5, so liegt ein hoher Anteil von Überlappungen vor; in einem solchen Fall sind die Fokusspots mit großer Wahrscheinlichkeit zu eng gesetzt und es wird eine vergleichsweise lange Zeit für die Erzeugung des Scanmusters benötigt.
Mittels der beispielhaften Verteilungsmaße sowie der beschriebenen Varianten davon lässt sich ein Werte (oder Werte) zur Bewertung der Verteilung der Fokusspots im Scanmuster bestimmen. Dabei ist es besonders vorteilhaft, eventuell vorhandene Asymmetrie-Effekte zu berücksichtigen, beispielsweise bei der Berechnung von Abständen zwischen Fokusspots mit einer Metrik, die die Asymmetrie einbezieht, oder bei der Bestimmung der Größe der Fokuswirkbereiche.
Bei dem Grenzwert, dem das Verteilungsmaß zur Bewertung der Verteilung der Fokusspots genügen soll, kann es sich um eine Grenze für jeden Wert handeln, den das Verteilungsmaß bereitstellt. Der Einfachheit halber wird im Folgenden nur von einem einzigen Grenzwert gesprochen; darunter ist jedoch zu verstehen, dass es sich bei dem Grenzwert auch um Grenzen für verschiedene Werte handeln kann, die vom Verteilungsmaß bereitgestellt werden.
Der Grenzwert kann als eine Zahl (gegebenenfalls inclusive der dazugehörigen Einheiten) oder um einen Wertebereich handeln. Es kann sich um einen einseitigen Grenzwert oder um einen zweiseitigen Grenzwert handeln. Der Grenzwert kann in der Planungseinheit hinterlegt sein oder von einem Benutzer des ophthalmologischen Lasertherapiegerätes vorgegeben werden.
Genügt die Verteilung der Fokusspots im Scanmuster dem Grenzwert für das Verteilungsmaß, so wird erfindungsgemäß sichergestellt, dass zusätzlich zu einer vorgegebenen Dichte von Fokusspots auch eine Verteilung mit homogenen Abständen zwischen Fokusspots vorliegt. Auf diese Weise können lokale Häufungen von Fokusspots vermieden werden und ein Durchtrennen des Gewebes mit einer hohen Schnittqualität über die gesamte Schnittfläche wird weiter verbessert.
In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung der Planungseinheit umfasst die Laservorrichtung des ophthalmologischen Lasertherapiegerätes eine Laserquelle zur Erzeugung von Laserpulsen mit einer Laserrepetitionsfrequenz fL und einen Pulsselektionseinrichtung, die dazu eingerichtet ist, gemäß der weiteren Steuerdaten nach einem Teilungsverhältnis D die erzeugten Laserpulse zu selektieren und für den gepulsten Laserstrahl bereitzustellen. Dabei ist die Planungseinheit dazu ausgebildet, das Teilungsverhältnis D so zu bestimmen, dass sich die konstante Laserpulsfrequenz fP ergibt. Es ergibt sich fP = fL/D.
Typischerweise ist eine Laserquelle so gebaut, dass sie Laserpulse mit reproduzierbaren Parametern (wie Pulsenergie, Wellenlänge, spektraler Breite, Pulsdauer, Polarisation) mit einer festen Laserrepetitionsfrequenz fL bereitstellen kann. Eine Änderung der Laserrepetitionsfrequenz ist zwar möglich, erfordert jedoch einen hohen technischen Aufwand. Dabei besteht das Risiko, dass die Parameter der Laserpulse nicht stabil sind, was sich negativ auf die Qualität auf einen zu erzeugenden Schnitt in einem Gewebe eines Patientenauges auswirkt. Die Laserrepetitionsfrequenz der Laserquelle, also die Wiederholungsrate der Laserpulse, wird daher vorteilhaft fest eingestellt mit einem Wert aus einem Bereich von 10kHz bis 50MHz, vorteilhaft ist eine Laserpulsrepetitionsfrequenz aus einem Bereich von 200kHz bis 20MHz. Der Laserquelle im Strahlengang nachgeordnet wird eine Pulsselektionseinrichtung angeordnet. Eine solche Pulsselektionseinrichtung kann beispielsweise über einen akustooptischen Modulator (AOM) realisiert sein, der in Abhängigkeit einer Ansteuerung eine Strahlablenkung der Laserstrahlung herbeiführen kann, um Laserpulse aus dem Strahlengang in Richtung des Gewebes des Patientenauges heraus zu lenken, so dass dieser keinen Fokusspot erzeugen kann.
Die Pulsselektionseinrichtung kann Teil der Laserquelle sein, oder sie kann der Laserquelle im Strahlengang unmittelbar nachgeordnet sein. Im Strahlengang können sich aber auch zwischen der Laserquelle und der Pulsselektionseinrichtung weitere optische Elemente und/oder die Scanvorrichtung und/oder die Fokussiervorrichtung befinden. Eine Anordnung nahe an der Laserquelle wird jedoch bevorzugt.
Das Teilungsverhältnis D gibt an, welcher Anteil der von der Laserquelle erzeugten Laserpulse in Richtung Patientenauge weitergeleitet werden soll. Mit anderen Worten entspricht das Teilungsverhältnis der Anzahl der weitergeleiteten Laserpulse zu der Anzahl erzeugter Pulse. Bei dem Teilungsverhältnis kann es sich um eine ganze Zahl handeln; dabei wird jeder D- te Laserpuls weitergeleitet, während alle D - 1 Laserpulse dazwischen nicht weitergeleitet werden. Alternativ kann es sich bei dem Teilungsverhältnis um eine rationale Zahl handeln; in dem Fall ergibt sich nach einer Serie von weitergeleiteten Laserpulsen im Mittel das gewünschte Teilungsverhältnis. Wird für k eine irrationale Zahl gewählt, so wird diese erst nach vielen Laserpulsen angenähert.
Mit der hier vorgestellten vorteilhaften Ausgestaltung ist es möglich, die Komplexität und die Kosten für das ophthalmologische Lasertherapiegerät weiter zu verringern, da der erhebliche technische Aufwand für eine Laserquelle, die variable Laserpulsfrequenzen bereitstellen kann, vermieden werden kann. Gemäß einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung ist die Planungseinheit dazu ausgebildet ist, Steuerdaten für mindestens zwei Scanmusterzu generieren, mit denen das ophthalmologische Lasertherapiegerät angesteuert werden kann. Dabei können die erste Laserpulsfrequenz von der mindestens einen weiteren Laserpulsfrequenz, das erste Scanbahnzentrum vom mindestens einen weiteren Scanbahnzentrum und/oder die erste Winkelgeschwindigkeit von der mindestens einen weiteren Winkelgeschwindigkeit abweichen.
Der im Gewebe des Patientenauges zu erzeugende Schnitt kann eine Form aufweisen, die beispielsweise in einer Richtung deutlich größer ist als in einer anderen. In diesem Fall kann es sein, dass der Schnitt schneller über zwei (oder mehr) Scanmuster erzeugt werden kann, bei denen die Scanmuster Scanbahnzentren aufweisen, die voneinander abweichen.
Handelt es sich bei dem zu erzeugenden Schnitt um eine Fläche, die einen großen Abstand zum Scanbahnzentrum aufweist, so kann es vorteilhaft sein, den Schnitt ebenfalls über zwei Scanmuster zu erzeugen. In diesem Fall kann es sich beispielsweise beim ersten Scanmuster um ein Muster handeln, bei dem Fokusspots nahe am Scanbahnzentrum erzeugt werden. Ein weiteres Muster erzeugt lediglich Fokusspots in einem größeren Abstand von einem Scanbahnzentrum (das identisch zum ersten Scanbahnzentrum sein kann), wobei für das weitere Scanmuster eine höhere konstante Laserpulsfrequenz und/oder eine höhere konstante Winkelgeschwindigkeit verwendet werden.
Auch dies kann dazu führen, dass der zu erzeugende Schnitt insgesamt schneller erzeugt wird.
Eine schnelle Erzeugung eines Schnittes ist vorteilhaft, um die Behandlungszeit zu verringern. Dadurch wird zum einen die Belastung des Patienten geringer. Zum anderen verringert sich auch das Risiko, dass sich das Patientenauge gegenüber der ophthalmologischen Laservorrichtung bewegt, und somit ein fehlerhaftes Scanmuster und somit ein fehlerhafter Schnitt erzeugt wird. In einer besonders vorteilhaften Weiterbildung der Ausgestaltung ist die Planungseinheit so ausgebildet, dass sich die mindestens zwei Scanmuster räumlich mindestens teilweise nicht überlappen.
Zwei Scanmuster überlappen sich, wenn sich Fokuswirkbereiche eines Scanmusters mit Fokuswirkbereichen eines anderen Scanmusters überlappen.
Ein Überlappen zweier Scanmuster stellt sicher, dass über die beiden Scanmuster ein durchgehender Schnitt im Gewebe erzeugt werden kann.
Um die Zeit für die Erzeugung des Schnittes weiter zu verringern, sollten sich die Scanmuster nur so weit überlappen, wie es für eine sichere Erzeugung des Schnittes (unter Berücksichtigung der vorgegebenen Dichte von Fokusspots und vorteilhafterweise unter Berücksichtigung des Grenzwertes für ein Verteilungsmaß) erforderlich ist. Ein Überlappen zweier Scanmuster ist möglichst geringer als 50%, bevorzugt geringer als 10%, insbesondere bevorzugt geringer als 2%.
Ein erfindungsgemäßes ophthalmologisches Lasertherapiegerät zur Erzeugung eines Scanmusters umfasst eine Laservorrichtung zur Bereitstellung eines gepulsten Laserstrahls und eine Fokussiervorrichtung zum Fokussieren des gepulsten Laserstrahls in einem Fokus. Weiterhin weist das ophthalmologische Lasertherapiegerät eine Scanvorrichtung zum Verschieben des Fokus des gepulsten Laserstrahls in einem Gewebe eines Patientenauges, insbesondere in einer Kornea und/oder einer Augenlinse, zum Durchtrennen des Gewebes im Scanmuster von Fokusspots des Fokus des gepulsten Laserstrahls entlang einer Scanbahn, die durch Steuerdaten bestimmt wird, auf. Darüber hinaus umfasst das ophthalmologische Lasertherapiegerät eine Steuereinheit zur Steuerung des ophthalmologischen Lasertherapiegerätes mittels der Steuerdaten. Zusätzlich weist das ophthalmologische Lasertherapiegerät eine Planungseinheit zur Generierung der Steuerdaten auf. Die Planungseinheit ist dabei so ausgebildet, dass die die Steuerdaten derart generiert, wie es in einer der oben beschriebenen Ausführungsformen beschrieben ist. Gemäß einer vorteilhaften Ausgestaltung umfasst das ophthalmologischen Lasertherapiegerät des Weiteren eine Messeinrichtung zur Erzeugung von Daten einer Charakterisierung des Patientenauges. Dabei handelt es sich insbesondere um eine Messeinrichtung aus der folgenden Gruppe: Autorefraktor, Refraktometer, Keratometer, Aberrometer, Wellenfrontvermessungseinrichtung, optischer Kohärenztomograph (OCT), Scheimpflugkamera, Ultraschall-Bildgebungssystem, Mikroskop.
Das ophthalmologische Lasertherapiegerät kann selbstverständlich auch mehrere Messeinrichtungen enthalten, die nacheinander oder gleichzeitig zur Charakterisierung des Patientenauges eingesetzt werden können.
Die von der Messeinrichtung erzeugten Daten können dazu verwendet werden, die Geometrie und die Lage des im Gewebe des Patientenauges zu erzeugenden Schnittes zu bestimmen. Dabei sei jedoch darauf hingewiesen, dass die in den verschiedenen Ausführungsformen beschriebene Planungseinheit die Steuerdaten unabhängig davon erzeugen kann, ob das Patientenauge mit dem ophthalmologischen Lasertherapiegerät verbunden ist.
Weiterhin können die von der Messeinrichtung erzeugten Daten dazu verwendet werden, im Betrieb des ophthalmologischen Lasertherapiegerätes die Erzeugung des Schnittes im Gewebe zu überwachen.
Ein zweiter Aspekt der Erfindung betrifft ein Planungsverfahren für die Generierung von Steuerdaten für ein ophthalmologisches Lasertherapiegerät. Dabei umfasst das ophthalmologische Lasertherapiegerät eine Laservorrichtung zur Bereitstellung eines gepulsten Laserstrahls und eine Fokussiervorrichtung zum Fokussieren des gepulsten Laserstrahls in einem Fokus. Weiterhin weist das ophthalmologische Lasertherapiegerät eine Scanvorrichtung zum Verschieben des Fokus des gepulsten Laserstrahls in einem Gewebe eines Patientenauges, insbesondere in einer Kornea und/oder einer Augenlinse, zum Durchtrennen des Gewebes in einem Scanmuster von Fokusspots des Fokus des gepulsten Laserstrahls entlang einer Scanbahn gemäß der Steuerdaten, und eine Steuereinheit zur Steuerung des ophthalmologischen Lasertherapiegerätes mittels der Steuerdaten auf. Das erfindungsgemäße Planungsverfahren weist folgende Schritte auf:
- Vorgabe eine Dichte von Fokusspots des Fokus des gepulsten Laserstrahls im Scanmuster,
- Auswahl einer konstanten Laserpulsfrequenz fP des gepulsten Laserstrahls,
- Zuweisung eines Scanbahnzentrums,
- Berechnung einer konstanten Winkelgeschwindigkeit mit der die Scanbahn um das Scanbahnzentrum rotiert, wobei aus der Laserpulsfrequenz, dem Scanbahnzentrum und der Winkelgeschwindigkeit weitere Steuerdaten derart ermittelt werden, dass das ophthalmologische Lasertherapiegerät so steuerbar ist, dass das Scanmuster im Gewebe des Patientenauges mit der vorgegebenen Dichte der Fokusspots erzeugt werden kann, und dass ein an den Fokusspots ausgewerteter Abstand zum Scanbahnzentrum entlang der Scanbahn monoton steigt oder monoton fällt, und
- Zuführung dieser Steuerdaten zu der Steuereinheit des ophthalmologischen Lasertherapiegerätes.
Nachfolgend wird der Fall beschrieben, dass der an den Fokusspots ausgewertete Abstand zum Scanbahnzentrum entlang der Scanbahn monoton steigt. Das Scanmuster folgt einer Scanbahn, die den zu erzeugenden Schnitt von innen nach außen überstreicht und innerhalb des zu erzeugenden Schnittes Fokusspots aufweist.
Anhand der vorgegebenen Dichte der Fokusspots lässt sich einem jeden Fokusspot eine mittlere Fläche im zu erzeugenden Schnitt zuordnen. Nimmt man eine kreisrunde Fläche an, so entspricht der Durchmesser einem mittleren Abstand zwischen zwei Fokusspots, der zu erzielen ist. Alternativ kann eine quadratische Fläche angenommen werden.
Dem zu erzeugenden Schnitt kann ein minimaler Abstand zum Scanbahnzentrum zugewiesen werden; dieser Abstand kann Null sein, wenn das Scanbahnzentrum im zu erzeugenden Schnitt liegt. Ist der Abstand Null, so kann als Startpunkt der Scanbahn ein Punkt gewählt werden, der beispielsweise einem Drittel oder der Hälfte des angestrebten mittleren Abstands entspricht; oder es kann das Scanbahnzentrum als Startpunkt der Scanbahn gewählt werden. An diesem Startpunkt kann ein erster Fokusspot erzeugt werden (mit einem Abstand r0 zum Scanbahnzentrum). Um ein Scanmuster möglichst schnell zu erzeugen, ist es vorteilhaft, die konstante Winkelgeschwindigkeit so zu wählen, dass sie nahe an der maximal möglichen Winkelgeschwindigkeit der Scanvorrichtung liegt (beispielsweise bei 95% der Maximalgeschwindigkeit), bei der noch eine Scanbahn mit hoher Genauigkeit der Positionen entlang der Scanbahn gewährleistet ist. Aus der Wahl der Winkelgeschwindigkeit ergibt sich einen Rotationsfrequenz fR, mit der die Scanbahn um das Scanbahnzentrum rotiert. Daraus wiederum ergibt sich die Zeit, mit der die Scanbahn in einem ersten (innersten) Scanbahnabschnitt einmal um das Scanbahnzentrum rotiert (erste Rotation). Nimmt man einen konstanten Abstand dieser Rotation vom Scanbahnzentrum an, so lässt sich ausrechnen, wie viele Fokusspots entlang dieser ersten Rotation erzeugt werden müssen, damit diese einen Abstand haben, der beispielsweise einem angestrebten mittleren Abstand entspricht, der anhand der vorgegebenen Dichte der Fokusspots erzielt werden soll. Handelt es sich bei dem Startpunkt der Scanbahn um einen Punkt, dessen Abstand vom
Scanbahnzentrumbeispielsweise einem Drittel oder der Hälfte des angestrebten mittleren Abstands entspricht, so können k Fokusspots innerhalb der Zeit für ein erstes Rotieren der Scanbahn gewählt werden, wobei k zwischen zwei und fünf ist. Es muss sich bei k nicht um eine ganze Zahl handeln; vielmehr kann es sich auch um eine rationale oder irrationale Zahl handeln. Handelt es sich bei dem Startpunkt der Scanbahn um einen Punkt, der einen größeren Abstand vom Scanbahnzentrum aufweist als der angestrebte mittlere Abstand zweier Fokusspots, so können entsprechend mehr Fokusspots innerhalb der Zeit für ein erstes Rotieren der Scanbahn gewählt werden. Die Anzahl kann so gewählt werden, dass diese Fokusspots schließlich einen Abstand haben, die beispielsweise um weniger als ±50%, bevorzugt weniger als ±10%, insbesondere bevorzugt weniger als ±2% von dem angestrebten mittleren Abstand der Fokusspots abweicht.
Über die Winkelgeschwindigkeit und die Anzahl der gewünschten Fokusspots auf der ersten Rotation ergibt sich, welche Laserpulsfrequenz fP ausgewählt werden kann: fP = fR · k. Da die Laserpulsfrequenzen typischerweise nicht aus kontinuierlichen Werten, sondern aus diskreten Werten gewählt werden können, kann es sein, dass die gewünschte Anzahl k von Fokusspots für den ersten Scanbahnabschnitt nicht genau getroffen werden kann, sondern geringfügig angepasst wird. Alternativ kann der Wert der konstanten Winkelgeschwindigkeit noch einmal angepasst werden, so dass sich die gewünschte Anzahl k von Fokusspots ergibt.
Nachfolgend werden die Steuerdaten für die Scanbahn so ermittelt, dass zum einen die Monotonie eingehalten wird und zum zweiten der vorgegebenen Dichte genügt wird: Über die vorgegebene Dichte ergibt sich, wie viele Fokusspots K insgesamt im Schnitt im Gewebe zu erzeugen sind. Daraus wiederum ergibt sich, wie häufig die Scanbahn um das Scanbahnzentrum rotiert (N), da die Anzahl k der Fokusspots pro Umdrehung festgelegt ist (K = N . k). Entsprechend der Monotonie der an den Fokusspots ausgewerteten Abstände vom Scanbahnzentrum wird die Scanbahn so gewählt, dass sie den gesamten zu erzeugenden Schnitt überdeckt.
Alternativ kann eine Scanbahn so gewählt werden, dass der an den Fokusspots ausgewertete Abstand zum Scanbahnzentrum entlang der Scanbahn monoton fällt. Das Scanmuster folgt einer Scanbahn, die den zu erzeugenden Schnitt von außen nach innen überstreicht und innerhalb des zu erzeugenden Schnittes Fokusspots aufweist.
Auch hier lässt sich anhand der vorgegebenen Dichte der Fokusspots einem jeden Fokusspot eine mittlere Fläche im Schnitt zuordnen. Es ergibt sich wieder ein mittlerer Abstand zwischen zwei Fokusspots, der zu erzielen ist.
Dem zu erzeugenden Schnitt kann ein maximaler Abstand zum Scanbahnzentrum zugewiesen werden. Ein Ort mit maximalem Abstand kann als Startpunkt der Scanbahn gewählt werden. An diesem Startpunkt kann ein erster Fokusspot erzeugt werden (mit einem Abstand rmax zum Scanbahnzentrum). Um ein Scanmuster möglichst schnell zu erzeugen, ist es wieder vorteilhaft, die konstante Winkelgeschwindigkeit so zu wählen, dass sie nahe an der maximal möglichen Winkelgeschwindigkeit der Scanvorrichtung liegt (beispielsweise bei 95% der Maximalgeschwindigkeit), bei der noch eine Scanbahn mit hoher Genauigkeit der Positionen entlang der Scanbahn gewährleistet ist. Aus der Wahl der Winkelgeschwindigkeit ergibt sich einen Rotationsfrequenz fR, mit der die Scanbahn um das Scanbahnzentrum rotiert. Daraus ergibt sich die Zeit, mit der die Scanbahn in einem ersten (äußersten) Scanbahnabschnitt einmal um das Scanbahnzentrum rotiert. Nimmt man einen konstanten Abstand dieser Rotation vom Scanbahnzentrum an, so lässt sich eine Zahl ausrechnen, wie viele Fokusspots entlang dieser äußersten Rotation erzeugt werden müssten, damit diese einen Abstand haben, der beispielsweise einem angestrebten mittleren Abstand entspricht, der anhand der vorgegebenen Dichte der Fokusspots erzielt werden soll. Vorteilhaft wird Anzahl k von Fokusspots für den ersten Scanbahnabschnitt kleiner gewählt als diese Zahl, die dazu benötigt wird, dass auf dem ersten Scanbahnabschnitt die Fokusspots bereits den angestrebten mittleren Abstand aufweisen. Grund dafür ist, dass für Abschnitte der Scanbahn, die einen geringeren Abstand zum Scanbahnzentrum aufweisen, die Abstände von aufeinanderfolgenden Fokusspots geringer werden als der angestrebte mittlere Abstand. Die Erzeugung des Scanmusters würde dann länger dauern, als es notwendig wäre. Die Anzahl k kann um einen Faktor 2, 10 oder 50, 100, 200 (oder mehr) kleiner gewählt werden als die Zahl, die nötig wäre, dass auf dem ersten Scanbahnabschnitt die Fokusspots bereits den angestrebten mittleren Abstand aufweisen. Der Faktor kann in Abhängigkeit davon gewählt werden, wie groß die Differenz eines maximalen und eines minimalen Abstands von benötigten Fokusspots im zu erzeugenden Schnitt ist.
Über die Winkelgeschwindigkeit und die Anzahl k der gewünschten Fokusspots auf dem ersten Scanbahnabschnitt ergibt sich wieder, welche Laserpulsfrequenz fP ausgewählt werden kann: fp = fR · k. Auch hier können k und/oder fR noch einmal angepasst werden, um der Gleichung zu genügen.
Die Steuerdaten für die Scanbahn werden anschließend so ermittelt, wie es für eine Scanbahn, die von innen nach außen erzeugt wird, beschrieben ist.
Mit Hilfe der beschriebenen Verfahrensschritte stehen Steuerdaten für eine Erzeugung eines Scanmusters von Fokusspots zu Verfügung, wobei das Scanmuster mit Hilfe eines ophthalmologischen Lasertherapiegerätes erzeugt werden kann, das einfache und preisgünstige Komponenten aufweisen kann, und wobei ein Durchtrennen von Gewebe entsprechend einer vorgegebenen Dichte von Fokusspots ermöglicht wird. Dabei wird eine homogene Dichte der Fokusspots pro Azimut-Winkel-Bereich sichergestellt.
Es sei angemerkt, dass das beschriebene Planungsverfahren durchgeführt werden kann, ohne dass das Patientenauge mit dem ophthalmologischen Lasertherapiegerät verbunden sein muss. Vielmehr können alle Schritte des Planungsverfahrens lange (z.B. Stunden oder Tage) vor einem chirurgischen Eingriff erfolgen, so dass die Steuerdaten bereits zu Verfügung stehen, bevor das Patientenauge an das ophthalmologische Lasertherapiegerät optisch angekoppelt wird.
In einem vorteilhaften Planungsverfahren wird ein Asymmetrie-Effekt bei der Berechnung des Abstands der Fokusspots zum Scanbahnzentrum berücksichtigt.
Ein Asymmetrie-Effekt kann beispielsweise über asymmetrischen Metriken, wie sie oben eingeführt wurden, berücksichtigt werden. Vorteilhaft wird beispielsweise eine solche Metrik verwendet, um die Anzahl von Fokusspots auf dem ersten Scanbahnabschnitt zu bestimmen.
Gemäß einem vorteilhaften Planungsverfahren werden die weiteren Steuerdaten derart ermittelt, dass für eine Rotation der Scanbahn um das Scanbahnzentrum eine Differenz der an den Fokusspots zu einem Beginn der Rotation und zu einem Ende der Rotation ausgewerteten Abstände vom Scanbahnzentrum mit einem zunehmenden mittleren Abstand vom Scanbahnzentrum abnimmt. Die weiteren Steuerdaten werden insbesondere derart ermittelt, dass die Differenz der Abstände proportional zum inversen mittleren Abstand der Rotation vom Scanbahnzentrum ist.
Da jede Rotation dieselbe Anzahl k von Fokusspots aufweist, ist es vorteilhaft, wenn die radiale Breite einer Rotation (und damit der Abstand zwischen zwei Rotationen) umso geringer wird, je größer der mittlere Abstand der Rotation vom Scanbahnzentrum wird, da ein größerer mittlerer Abstand einer Rotation mit eine größeren azimutalen Länge einhergeht. Auf diese Weise wird ausgeglichen, dass Fläche, die einer Rotation zugeordnet werden kann, mit der azimutalen Länge steigt.
Die Fläche, die einer Rotation zugeordnet werden kann, wird für jede Rotation konstant gehalten, wenn die Differenz der an den Fokusspots zu einem Beginn der Rotation und zu einem Ende der Rotation ausgewerteten Abstände proportional zum inversen mittleren Abstand der Rotation vom Scanbahnzentrum ist. Diese Eigenschaft der Scanbahn beschreibt ihre Steigung in Abhängigkeit der Rotation. Daraus ergibt sich an den Fokusspots für die Scanbahn rj = c . Öj + r0. Dabei sind rj der Abstand der j-ten Rotation vom Scanbahnzentrum mit j = 0,1 ,...,N. Außerdem ist c eine Proportionalitätskonstante und r0 ist der Abstand des ersten (innersten) Fokusspots vom Scanbahnzentrum. Da nach N Rotationen der gesamte Schnitt überdeckt ist, entspricht rN dem Abstand der letzten Rotation bzw. dem am weitesten entfernten Fokusspot vom Scanbahnzentrum. Daraus ergibt sich c = ÖrN - r0 ÖN. Damit wiederum ergeben sich für die Rotation der Scanbahn die Abstände .
Mit dem hier vorgegebenen Verfahren ergeben sich Steuerdaten für die Scanbahn, die sicherstellen, dass eine vorgegebene Dichte von Fokusspots im Scanmuster für alle Abstände vom Scanbahnzentrum erzielt wird.
In einem besonders vorteilhaften Planungsverfahren werden die weiteren Steuerdaten derart ermittelt, dass die Fokusspots auf einer Spirale um das Scanbahnzentrum liegen. Insbesondere werden die weiteren Steuerdaten derart ermittelt, dass für eine Differenz der Abstände vom Scanbahnzentrum zweier aufeinanderfolgender Fokusspots proportional zu einem inversen mittleren Abstand der aufeinanderfolgenden Fokusspots vom Scanbahnzentrum ist.
Durch die Spiralbahn können Fokusspots mit hoher Präzision aber vergleichsweise geringen Anforderungen an die Scanvorrichtung realisiert werden, da Beschleunigungen der Scanner weiter reduziert werden können.
Um die Fläche, die einem Fokusspot auf einer spiralförmigen Anordnung der Fokusspots zugeordnet werden kann, für alle Fokusspots konstant zu halten, ist die Differenz der Abstände vom Scanbahnzentrum zweier aufeinanderfolgender Fokusspots proportional zu einem inversen mittleren Abstand der aufeinanderfolgenden Fokusspots vom Scanbahnzentrum zu wählen. Diese Eigenschaft der Scanbahn beschreibt ihre Steigung für jeden Fokusspot i, mit i = 1,2, ..., K. Daraus ergibt sich an den Fokusspots für die Scanbahn rs,i == . Dabei sind rs,i der Abstand der i- ten Fokusspots vom Scanbahnzentrum, cs ein Proportionalitätskonstante und rs,1 ist der Abstand des ersten Fokusspots vom Scanbahnzentrum. Der Index „s“ zeigt an, dass die Fokusspots spiralförmig um das Scanbahnzentrum erzeugt werden können. Da nach K Fokusspots der gesamte Schnitt überdeckt ist, entspricht rs,K dem Abstand des letzten Fokusspots bzw. dem am weitesten entfernten Fokusspot vom Scanbahnzentrum. Daraus ergibt sich cs == ( rs,K 2 - rs,1 2)/(K - 1). Damit ergeben sich für die Fokusspots entlang der Scanbahn die Abstände rs,1 == .
Gemäß einem besonders vorteilhaften Verfahren weist das Planungsverfahren weiterhin den Schritt auf, dass ein Grenzwert für ein Verteilungsmaß zur Bewertung der Verteilung der Fokusspots des Fokus des gepulsten Laserstrahls im Scanmuster vorgegeben wird, und dass die weiteren Steuerdaten derart ermittelt werden, dass das Scanmuster der Fokusspots einem Grenzwert für das Verteilungsmaß genügt. Gemäß einem weiteren besonders vorteilhaften Planungsverfahren werden mindestens die Verfahrensschritte der Auswahl der Laserpulsfrequenz und der Berechnung der Winkelgeschwindigkeit solange iteriert, bis das Scanmuster der Fokusspots dem Grenzwert für das Verteilungsmaß genügt. Genügt ein Scanmuster nicht dem Grenzwert für das Verteilungsmaß, so kann typischerweise das Auftreten von lokalen Häufungen von Fokusspots die Ursache sein. Solche Häufungen können dann auftreten, wenn die Anzahl k der Fokusspots pro Umdrehung der Scanbahn um das Scanbahnzentrum sich über einen Bruch approximieren lässt k » p/q und wenn q << N ist. Dabei sind p und q natürliche Zahlen größer als Null. Das hat zur Folge, dass sich schon nach wenigen Umdrehungen (im Vergleich zur Gesamtzahl der Rotationen N) das Muster der Fokusspots wiederholt. Das Scanmuster bildet sogenannte Speichen von Fokusspots aus. Eine solche Speichenbildung wird über die Bewertung der Verteilung der Fokusspots mittels Verteilungsmaß erkannt. Da eine Speichenbildung im Scanmuster bevorzugt bei größeren Abständen der Fokusspots vom Scanbahnzentrum auftreten, kann es vorteilhaft sein, das Verteilungsmaß für Fokusspots bei großen Abständen vom Scanbahnzentrum zu bestimmt.
Bei einer Iteration der Bestimmung von Laserpulsfrequenz und Winkelgeschwindigkeit kann folgendermaßen vorgegangen werden: Die Laserpulsfrequenz fP und die Winkelgeschwindigkeit (proportional zu fR), werden so gewählt, dass sich die Anzahl der Pulse k pro Umdrehung k = fP/fR als Approximation der Summe aus einer natürlichen Zahl M größer als Null und einer irrationalen Zahl IR ergibt: k » M + IR. Die Approximation kann dabei über einen Kettenbruch erfolgen, wobei gilt. Dabei sind zl positiv ganzzahlige Koeffizienten. Diese sind vorteilhaft alle kleiner oder gleich 5; vorzugsweise sind alle Koeffizienten kleiner oder gleich 3. Treten für eine Approximation von IR der Stufe / noch Speichen auf, so wird die nächste Approximation von IR mit der Stufe I+1 (oder größer) verwendet. Werte für die Laserpulsfrequenz und die Rotationsgeschwindigkeit werden so ermittelt, dass sich die Anzahl k der Fokusspots pro Umdrehung entsprechend der nächsten Approximationsstufe ergibt. Eine derart berechnete Anzahl k von Fokusspots pro Umdrehung hat die Eigenschaft, dass sich mit zunehmender Approximationsstufe des Kettenbruchs erst bei einer sehr viel höheren Anzahl von Umdrehungen Wiederholungen von Mustern der Fokusspots ausbilden und somit eine Speichenbildung erst später auftritt.
Alternativ kann die Anzahl k der Fokusspots pro Umdrehung über eine Summe aus einer natürlichen Zahl M größer als Null und einer rationalen Zahl RF gebildet werden: k » M + RF. Dabei ist RF das Verhältnis zweier aufeinanderfolgender Zahlen der Fibonacci-Folge (1, 2, 5, 6, 13, 21, 34, 55,
89, ...); RF konvergiert gegen eine irrationale Zahl. Ergibt sich für einen Wert RF ein Scanmuster, das dem Grenzwert für das Verteilungsmaß nicht genügt, so werden neue Werte für die Laserpulsfrequenz und/oder die Winkelgeschwindigkeit bestimmt, die einer Verhältnis RF zweier aufeinanderfolgender, höherer Zahlen der Fibonacci-Folge entsprechen. Aufgrund der Eigenschaften der Fibonacci-Folge ergibt sich, dass für größer werdende, aufeinanderfolgende Zahlen der Fibonacci-Folge erst bei einer sehr viel höheren Anzahl von Umdrehungen Wiederholungen von Mustern der Fokusspots ausbilden und somit erst später eine Speichenbildung auftritt.
Im Idealfall ist der Wert für k bereits in der ersten Iteration so gewählt, dass keine weiteren Iterationen erforderlich sind. Dazu kann beispielsweise eine hohe Approximations-Stufe eines Kettenbruchs oder ein Quotient zwei aufeinanderfolgender, großer Fibonacci-Zahlen verwendet werden.
Mit Hilfe der beschriebenen Iteration ist es also möglich, Steuerdaten für ein Scanmuster von Fokusspots zu erzeugen, wobei die Verteilung der Fokusspots im gesamten Scanmuster einem vorgegebenen Grenzwert für ein Verteilungsmaß genügt. In einem weiteren vorteilhaften Planungsverfahren umfasst die Laservorrichtung eine Laserquelle zur Erzeugung von Laserpulsen mit einer Laserrepetitionsfrequenz fL und einen Pulsselektionseinrichtung, die dazu eingerichtet ist, gemäß der Steuerdaten nach einem Teilungsverhältnis D die erzeugten Laserpulse zu selektieren und für den gepulsten Laserstrahl bereitzustellen. Dabei wird in einem Verfahrensschritt das Teilungsverhältnis D so bestimmt wird, dass sich die konstante Laserpulsfrequenz fP ergibt. Das Teilungsverhältnis D wird der Steuereinheit des ophthalmologischen Lasertherapiegerätes zugeführt.
Vorteilhaft wird dabei das Teilungsverhältnis insbesondere so gewählt, dass es einen ganzzahligen Wert annimmt und/oder dass sich für die Anzahl k von Fokusspots mit k = fP/fR = fL/(D . fR) ein Wert ergibt, der eine Speichenbildung vermeidet.
Gemäß einem weiteren vorteilhaften Planungsverfahren werden für mindestens zwei Scanmuster Steuerdaten generiert, wobei die erste Laserpulsfrequenz von der mindestens einen weiteren Laserpulsfrequenz, das erste Scanbahnzentrum vom mindestens einen weiteren Scanbahnzentrum und/oder die erste Winkelgeschwindigkeit von der mindestens einen weiteren Winkelgeschwindigkeit abweichen kann. Dabei werden die Steuerdaten für die mindestens zwei Scanmuster insbesondere so generiert, dass sich die mindestens zwei Scanmuster räumlich mindestens teilweise nicht überlappen.
Ein Com puterprogramm produkt umfasst einen Programm Code, der bei seiner Ausführung auf einem Computer das oben beschriebene Planungsverfahren für die Generierung von Steuerdaten zur Erzeugung eines Scanmusters für ein ophthalmologisches Lasertherapiegerät ausführt und/oder der auf einer oben beschriebenen Planungseinheit zur Generierung von Steuerdaten lesbar ist. Dabei ist der Programm Code insbesondere von einem Prozessor einer solchen Planungseinrichtung, und vorzugsweise einer solchen Planungseinrichtung zum konsekutiven Steuern eines ophthalmologischen Lasertherapiegeräts mit den generierten Steuerdaten, lesbar. Weiterhin generiert der Programm Code, wenn er von der Planungseinrichtung ausgeführt wird, Steuerdaten, um das ophthalmologische Lasertherapiegerät zum Durchtrennen des Gewebes des Patientenauges zu betreiben.
Auf einem erfindungsgemäßen computerlesbaren Medium ist das oben beschriebene Computerprogrammprodukt gespeichert.
In einem erfindungsgemäßen Verfahren zum Schneiden eines Gewebes in einem Patientenauge, werden mit einem oben beschriebenen Planungsverfahren Steuerdaten für die Erzeugung eines Scanmusters entlang der Scanbahn von Fokusspots im Gewebe des Patientenauges, insbesondere in einer Kornea und/oder einer Augenlinse, für ein ophthalmologisches Lasertherapiegerät generiert und an dieses überführt. In dem Verfahren wird das ophthalmologische Lasertherapiegerät mit Hilfe dieser Steuerdaten betrieben, um Gewebe eines Patientenauges zu durchtrennen.
Es versteht sich, dass die vorstehend genannten und die nachstehend noch zu erläuternden Merkmale nicht nur in den angegebenen Kombinationen, sondern auch in anderen Kombinationen oder in Alleinstellung einsetzbar sind, ohne den Rahmen der vorliegenden Erfindung zu verlassen.
Nachfolgend wird die Erfindung beispielsweise anhand der beigefügten Zeichnungen, die auch erfindungswesentliche Merkmale offenbaren, näher erläutert. Es zeigen:
- Fig. 1 ein Schema einer Ausführungsform eines erfindungsgemäßen ophthalmologischen Lasertherapiegerätes;
- Fig. 2 eine dreidimensionale Darstellung einer Scanbahn und Fokusspots;
- Fig. 3 eine Scanbahn, Fokusspots und Schnitt gemäß einem ersten Beispiel;
- Fig. 4 ein resultierendes Scanmuster gemäß dem ersten Beispiel aus Fig. 3;
- Fig. 5 eine Scanbahn, Fokusspots und Schnitt gemäß einem zweiten Beispiel;
- Fig. 6 eine Darstellung der Abstände der Fokusspots zum Scanbahnzentrum gemäß ihrer zeitlichen Entstehung für das zweite Beispiel nach Fig. 5;
- Fig. 7 einen symmetrischer (a) und asymmetrischer (b) Fokuswirkbereich um einen Fokusspot - Fig. 8 eine Scanbahn, Fokusspots und Schnitt gemäß einem dritten Beispiel mit asymmetrischen Fokuswirkbereichen;
- Fig. 9 eine Darstellung der Abstände der Fokusspots zum Scanbahnzentrum gemäß ihrer zeitlichen Entstehung für das erste Beispiel nach Fig. 2; - Fig. 10 eine Darstellung zur Bewertung eines Scanmusters mit einem
Verteilungsmaß;
- Fig. 11 eine Darstellung zur Bewertung eines Scanmusters mit einem alternativen Verteilungsmaß;
- Fig. 12 ein Scanmuster für ein viertes Beispiel mit lokaler Fläufung von Fokusspots;
- Fig. 13 ein Scanmuster für ein fünftes Beispiel ohne lokale Häufung von Fokusspots;
- Fig. 14 ein Scanmuster für ein sechstes Beispiel mit lokaler Häufung von Fokusspots; - Fig. 15 ein Scanmuster für ein siebtes Beispiel ohne lokale Häufung von
Fokusspots;
- Fig. 16 ein erstes und einen Ausschnitt eines zweiten Scanmusters gemäß einem achten Ausführungsbeispiel;
- Fig. 17 Ausschnitte eines zweiten und eines dritten Scanmusters gemäß einem achten Ausführungsbeispiel.
In Fig. 1 ist eine Ausführungsform des ophthalmologischen Lasertherapiegerätes 1 schematisch dargestellt. Eine Laservorrichtung 10, die in dieser Ausführungsform eine Laserquelle 14 und eine Pulsselektionseinrichtung 16 umfasst, gibt den gepulsten Laserstrahl 12 ab. Der Laserstrahl 12 wird von der Scanvorrichtung 30 lateral und von der der
Scanvorrichtung 32 axial abgelenkt. Die Fokussiervorrichtung 20 bündelt den gepulsten Laserstrahl 12 in einem Fokus 60 in der Kornea 92 des Patientenauges 90 (bzw. in der Augenlinse oder auch im Limbus oder der Sklera). In Fig. 1 ist der Fokus 60 für zwei Positionen in der Kornea 92 für verschiedenen Einstellungen der lateralen Scanvorrichtung 30 und er axialen Scanvorrichtung 32 beispielhaft eingezeichnet. Eine gegebenenfalls vorteilhafte Fixierung des Patientenauges 90 mittels eines Patienteninterfaces gegenüber dem ophthalmologischen Lasertherapiegerät 1 ist nicht dargestellt.
Im Betrieb erfolgt die Steuerung der Laservorrichtung 10, der Scanvorrichtungen 30, 32 und der Fokussiervorrichtung 20 vollautomatisch über Signaldaten, die von der Steuereinheit 40 an die jeweiligen Vorrichtung 10, 20, 30, 32 übertragen werden. Dies ist durch Pfeile angedeutet, die jeweils von der Steuereinheit an die Vorrichtungen 10, 20, 30 und 32 weisen. Die Steuereinheit 40 sorgt für einen geeignet synchronen Betrieb der Laserquelle 10, der dreidimensionalen Scanvorrichtung 30, 32 sowie der Fokussiervorrichtung 20. Die Übertragung der Signaldaten kann über Signaldatenleitungen oder drahtlos erfolgen. Die im Betrieb erforderlichen Signaldaten werden in der Steuereinheit 40 auf Basis der Steuerdaten ermittelt. Die Steuerdaten empfängt die Steuereinheit 40 zuvor von der Planungseinheit P als Steuerdatensatz über nicht näher bezeichnete Kommunikationswege, wie beispielsweise Steuerleitungen. Die Übertragung der Steuerdaten kann auch mittels Speicherchips (z.B. per USB oder memory stick), Magnetspeichern (z.B. Disketten), drahtlos per Funk (z.B. WLAN, UMTS, Bluetooth) oder drahtgebunden (z.B. USB, Firewire, RS232, CAN-Bus, Ethernet etc.) erfolgen. Alternativ zu einer direkten Kommunikation ist es auch möglich, die Planungseinrichtung P räumlich getrennt von der Steuereinheit 40 anzuordnen und einen entsprechenden Datenübertragungskanal vorzusehen. Die Übertragung findet vorzugsweise vor dem Betrieb des ophthalmologischen Lasertherapiegerätes 1 statt, d.h. bevor Steuersignale an die Laservorrichtung 10, die Scanvorrichtungen 30, 32 und an die Fokussiervorrichtung 20 übertragen werden.
Vorzugsweise wird der Steuerdatensatz zur Steuereinheit 40 des ophthalmologischen Lasertherapiegeräts 1 über eine Schnittstelle S der Planungseinrichtung P übertragen und weiter vorzugsweise ist ein Betrieb des ophthalmologischen Lasertherapiegerätes 1 gesperrt, bis an der Steuereinheit 40 ein gültiger Steuerdatensatz vorliegt. Ein gültiger Steuerdatensatz kann ein Steuerdatensatz sein, der prinzipiell zur Verwendung mit der Steuereinheit 40 des ophthalmologischen Lasertherapiegeräts 1 geeignet ist. Zusätzlich kann die Gültigkeit aber auch daran geknüpft werden, dass weitere Prüfungen bestanden werden. Dazu kann beispielsweise geprüft werden, ob im Steuerdatensatz zusätzlich niedergelegte Angaben über das ophthalmologische Lasertherapiegerät 1 , z. B. eine Geräteseriennummer, oder über den Patienten, z.B. eine Patientenidentifikationsnummer, mit anderen Angaben übereinstimmen, die beispielsweise am ophthalmologischen Lasertherapiegerät 1 ausgelesen oder separat eingegeben wurden, sobald der Patient in der korrekten Stellung für den Betrieb des ophthalmologischen Lasertherapiegerätes 1 ist.
Die Planungseinrichtung P erzeugt die Steuerdaten bzw. den Steuerdatensatz, der der Steuereinheit 40 des ophthalmologischen Lasertherapiegerätes 1 zur Ausführung der Operation zur Verfügung gestellt wird. Die in dieser Ausführungsform beinhaltete Messeinrichtung M erzeugt Messdaten vom zu behandelnden Auge 90 des Patienten (angedeutet durch einen Doppelpfeil mit einer Linie aus Punkten und Strichen), die über eine Messdatenleitung an die Planungseinrichtung P übermittelt werden. Die von der Messeinrichtung M erzeugten Daten oder Messdaten können dazu verwendet werden, die Geometrie und die Lage des im Gewebe des Patientenauges 90 zu erzeugenden Schnittes zu bestimmen. Dabei sei jedoch noch einmal darauf hingewiesen, dass die Planungseinheit P die Steuerdaten unabhängig davon erzeugen kann, ob das Patientenauge 90 mit dem ophthalmologischen Lasertherapiegerät 1 verbunden ist. Das Vorhandensein der Messeinrichtung ist optional.
Weiterhin können die von der Messeinrichtung M erzeugten Daten dazu verwendet werden, im Betrieb des ophthalmologischen Lasertherapiegerätes 1 die Erzeugung des Schnittes im Gewebe zu überwachen. Die dazu vorteilhafte Datenverbindung zwischen der Messeinrichtung M und beispielsweise der Steuereinheit 40 ist in Fig. 1 nicht dargestellt. In der Ausführungsform nach Fig. 1 sind die Elemente des ophthalmologischen Lasertherapiegeräts 1 zwar präzisiert, aber auch hier nur insoweit eingetragen, als sie zum Verständnis der Fokusverstellung erforderlich sind.
Die nachfolgend mit x, y, z bezeichneten Koordinaten beziehen sich also auf die Ablenkung der Lage des Fokus 60. Für das Funktionsprinzip des ophthalmologischen Lasertherapiegeräts 1 ist die Zuordnung der einzelnen Koordinaten zu den Raumrichtungen nicht wesentlich, der einfacheren Beschreibung halber ist jedoch nachfolgend mit z immer die Koordinate entlang der optischen Achse der Fokussiervorrichtung 20 bezeichnet.
In Fig. 2 zeigt eine dreidimensionale Darstellung einer Scanbahn 54 und von Fokusspots 62 auf dieser Scanbahn 54. Die hier dargestellte Scanbahn rotiert um eine Scanbahnzentrum 56, das einen Punkt im Raum einnimmt. Der zeitliche Verlauf, mit der die Scanbahn 54 von der Scanvorrichtung 30, 32 abgefahren wird, ist durch einen Pfeil am Ende der Scanbahn 54 dargestellt. Im dargestellten Beispiel nimmt der Abstand der Fokusspots 62 entlang der Scanbahn 54 streng monoton zu. Die Scanbahn 54 nimmt also die Form einer Spirale an.
Die Scanbahn 54 weist Koordinaten auf, die sich entlang der eingezeichneten z-Achse unterschiedliche Werte annehmen. Das durch die Fokusspots 62 entlang der Scanbahn erzeugte Muster, das Scanmuster 50, erzeugt somit einen Schnitt 70, der einer zweidimensionale, gekrümmte Fläche im Raum einnimmt. In einem solchen Fall kann es vorteilhaft sein, die Scanbahn 54 nicht über kartesische Koordinaten (in x, y und z), sondern in Zylinderkoordinaten mit einem Radius r, einem Drehwinkel f und einer Höhe h zu beschreiben. In dem eingezeichneten Zylinderkoordinatensystem wird der Drehwinkel f gegenüber der x-Achse gemessen.
In Fig. 3 ist sind eine Scanbahn 54, Fokusspots 62, Scanmuster 50 und ein Schnitt 70 gemäß einem ersten Beispiel dargestellt. Gezeigt ist hier eine Sicht entlang der optischen Achse (z-Achse). In diesem Beispiel befinden sich alle Fokusspots 62 in einer Ebene. Die Scanbahn 54 rotiert um das Scanbahnzentrum 56. Zu jedem Fokusspot 62 ist hier ein Fokuswirkbereich 64 eingezeichnet. Damit ist das Volumen (bzw. die zweidimensionale Projektion auf die x-y-Ebene) markiert, in dem der Fokusspot 62 eine Wechselwirkung mit dem Gewebe hervorruft. Die Gesamtheit der Fokuswirkbereiche 64 erzeugt aufgrund der optischen Durchbrüche an jedem Fokusspot 62 im Gewebe des Patientenauges 90 einen Schnitt 70. Der Rand des Schnittes 70 ist als gepunktete Linie eingezeichnet.
Im hier gezeigten Beispiel weist der Schnitt 70 einen unregelmäßigen Rand auf. In der Regel wird im Betrieb ein Schnitt 70 erzeugt, der im Vergleich zur Größe eines Fokuswirkbereiches 64 viel größer ist. Es werden also typischerweise mehrere tausend Fokusspots 62 im Gewebe erzeugt. Dadurch ergibt sich ein regelmäßigerer Rand des Schnittes 70.
Weiterhin zeigt Fig. 3 einen Schnitt 70, der kleiner ist als die von der Scanbahn 54 überdeckte Fläche. Somit reicht das Scanfeld 80, dessen Rand als Linie von Punkten und Strichen eingezeichnet ist, an einigen Stellen über den Rand des Schnittes 70 hinaus. Die Abbildung zeigt dabei gedachte Fokusspots 66. Dabei handelt es sich um Orte auf der Scanbahn 54, an denen ein Fokusspot erzeugt werden könnte (gemäß der konstanten Laserpulsfrequenz). Diese liegen jedoch außerhalb des zu erzeugenden Schnittes70, so dass in diesem Fall kein Laserpuls zur Erzeugung eines Fokusspots bereitgestellt wird.
In diesem ersten Beispiel handelt es sich um eine Scanbahn 54 in Form einer Spirale. Die Anzahl der Fokusspots 62 pro Rotation beträgt k 3.304.
In Fig. 4 ist der Rand des resultierenden Scanmusters 50 gemäß dem ersten Beispiel aus Fig. 3 als gestrichelte Linie dargestellt. Die Ausdehnung des Scanmusters 50 ist kleiner ist als der Schnitt 70 (gepunktete Linie), der mit Hilfe des Scanmusters 50 erzeugt werden kann. Ursache dafür ist, dass durch die Größe der Fokuswirkbereiche 64, die am Rand des Scanmusters 50 über dieses hinausreichen und ebenfalls zum Durchtrennen von Gewebe und somit zum Schnitt 70 beitragen. Weiterhin kann die Größe des Scanmusters 50 kleiner sein als das Scanfeld 80 (Linie aus Punkten und Strichen), da - wie in diesem Beispiel gezeigt - nicht an jedem möglichen Ort ein Fokusspot erzeugt werden muss, sondern eine Scanfeld 80 auch gedachte Fokusspots 66 aufweisen kann.
In Fig. 5 sind eine Scanbahn 54, Fokusspots 62 und ein Schnitt 70 gemäß einem zweiten Beispiel dargestellt. Es handelt sich um eine Scanbahn 54 in Form von (fast vollständigen) Kreisen mit Übergangsstücken zwischen den Kreisen. Im gezeigten Beispiel weisen die Übergangsstücke jeweils den gleichen Winkel gegenüber dem Scanbahnzentrum 56 auf; alternativ können die Übergangsstücke auch unterschiedliche Winkel überstreichen oder gleiche Längen aufweisen. Jeder fast vollständige Kreis zusammen mit einem Übergangsstück entspricht in diesem Beispiel einer Rotation. Der Scanbahnabstand vom Scanbahnzentrum 56 ändert sich monoton, aber nicht streng monoton. Innerhalb eines (fast vollständigen) Kreises bleiben die Abstände der Fokusspots 62 auf der Scanbahn 54 konstant. Die Abstände ändern sich lediglich zwischen zwei Kreisen. Wird ein Fokusspot 56 auf einem Übergangsstück erzeugt (im Beispiel nicht gezeigt), ergibt sich ebenfalls eine Abstandsänderung vom Scanbahnzentrum 56 zweier aufeinanderfolgender Fokusspots 54. Im gezeigten Beispiel nehmen die Abstände monoton zu (dargestellt durch die Pfeilrichtung am Ende der Scanbahn 54). Aufgrund der konstanten Winkelgeschwindigkeit und der konstanten Laserpulsfrequenz fP ist die Anzahl der Fokusspots 62 pro Umdrehung ebenfalls konstant, so dass auf diese Weise eine homogene Dichte der Fokusspots 62 pro Azimut-Winkel- Bereich sichergestellt wird.
In Fig. 6 sind die Abstände der Fokusspots zum Scanbahnzentrum 56 gemäß ihrer zeitlichen Entstehung für das zweite Beispiel nach Fig. 5 dargestellt. Dabei ist auf der horizontalen Achse die Zeit t und auf der vertikalen Achse der Abstand D der Fokusspots 62 zum Scanbahnzentrum 56 dargestellt. Auf dem ersten (innersten) fast vollständigen Kreis der Scanbahn 54 werden vier Fokusspots 62 erzeugt; diese sind als ausgefüllt Punkte um Diagramm eingezeichnet. Anschließend werden auf dem zweiten bzw. dritten (fast vollständigen) Kreis drei bzw. vier Fokusspots 62 erzeugt. Auf dem vierten und fünften Kreis wird jeweils nur ein Fokusspot 62 erzeugt. Zusätzlich sind im Diagramm jeweils zwei gedachte Fokusspots 66 (als nicht-ausgefüllt Punkte) eingezeichnet. Auf der vertikalen Achse sind zusätzlich mit einem c die mittleren Abstände einer Rotation markiert. Gemäß diesem vorteilhaften Beispiel nimmt der Absolutbetrag der Differenz der an den Fokusspots 62 zu einem Beginn der Rotation und zu einem Ende der Rotation ausgewerteten Abstände vom Scanbahnzentrum 56 mit zunehmendem mittleren Abstand vom Scanbahnzentrum 56 ab. Dadurch wird erreicht, dass die Dichte der Fokusspots 62 im Scanmuster 50 über radiale Abstände vom Scanbahnzentrum 56 angepasst ist.
In Fig. 7a ist eine dreidimensionale Darstellung eines symmetrischen Fokuswirkbereiches 64 um einen Fokusspot 62 dargestellt. Die Ausdehnung des Fokuswirkbereiches 64 ist dabei in allen drei Raumdimensionen (x, y, und z) gleich.
In Fig. 7b hingegen ist eine dreidimensionale Darstellung eines asymmetrischen Fokuswirkbereiches 64 um einen Fokusspot 62 dargestellt. Die Ausdehnung des Fokuswirkbereiches 64 weist die Form eines triaxialen oder dreiachsigen Ellipsoids auf. Die Flalbachsen des Ellipsoids sind in Richtung der Koordinaten- Achsen x', y' und z' ausgerichtet. Im gezeigten Beispiel fällt die z'-Achse mit der z-Achse (optische Achse der Fokussiervorrichtung) zusammen. Die x'- und y'- Achsen gehen über eine Drehung um die z-Achse aus den x- und y-Achsen hervor. Im gezeigten Beispiel weisen alle drei Flalbachsen des Ellipsoids unterschiedliche Längen auf. Ein Fokuswirkbereich 64 kann eine solche Form aufweisen, wenn der Fokus entlang der optischen Achse eine andere Ausdehnung besitzt als in den dazu senkrechten Richtungen (x-y-Ebene); typischerweise ist der Fokus in z-Richtung länger. Zusätzlich kann ein Fokuswirkbereich eine solche Form aufweisen, wenn der Fokus in der Fokusebene (x-y-Ebene, senkrecht zur optischen Achse) nicht rotationssymmetrisch ist; dies kann beispielsweise auftreten, wenn das Licht im Fokus polarisiert ist. Für den Fall eines rotationssymmetrischen Fokus in der Fokusebene kann der Fokuswirkbereich die Form eines Rotationsellipsoids aufweisen.
In Fig. 8 sind eine Scanbahn 54, Fokusspots 62 und ein Schnitt 70 gemäß einem dritten Beispiel dargestellt. Dabei ist ein Asymmetrie-Effekt berücksichtigt. Gezeigt ist hier eine Sicht entlang der optischen Achse (z- Achse). In diesem Beispiel befinden sich alle Fokusspots 62 in einer Ebene. Die Scanbahn 54 rotiert um ein Scanbahnzentrum 56. Zu jedem Fokusspot 62 ist hier ein Fokuswirkbereich 64 eingezeichnet. Die hier aufgetragenen Fokuswirkbereiche 64 besitzen eine asymmetrische Größe in der x-y-Ebene. Dabei ist die Größe (Durchmesser) entlang der x-Achse um 35% größer als entlang der y-Achse. Die Gesamtheit der Fokuswirkbereiche 64 erzeugt aufgrund der optischen Durchbrüche an jedem Fokusspot 62 im Gewebe des Patientenauges 90 einen Schnitt 70. Der Rand des Schnitts ist als gepunktete Linie eingezeichnet.
In diesem dritten Beispiel handelt es sich um eine Scanbahn 54 in Form einer elliptischen Spirale. Der Asymmetrie-Effekt wird hier berücksichtigt, in dem die Metrik zu Bestimmung der Abstände einen Asymmetrie-Faktor ay 1 aufweist: ; die z-Koordinaten sind identisch und können daher vernachlässigt werden. Die x'- und y'-Achsen fallen mit den x- und y-Achsen zusammen. Das Scanbahnzentrum liegt im Koordinaten-Ursprung bei = (0,0). Der Abstand des /- ten Fokusspots 62 zum Scanbahnzentrum 56 ergibt sich somit zu mit ay = 1.35. Entsprechend dieser Metrik weisen die Fokusspots 62 entlang der Scanbahn 54 einen streng monotonen der Abstände zum Scanbahnzentrum 56 auf. In diesem dritten Beispiel weist jede Rotation k»3.618 Fokusspots auf. Auf diese Weise wird eine homogene Dichte der Fokusspots 62 pro Azimut-Winkel- Bereich sichergestellt.
Es sei auch für diese Beispiel angemerkt, dass Fig. 8 ebenfalls der Projektion einer dreidimensionalen Scanbahn 54, die einen Schnitt 70 erzeugt, der die Form einer gekrümmten Fläche im dreidimensionalen Raum aufweist, entlang der z-Achse entspricht.
In Fig. 9 sind die Abstände der Fokusspots zum Scanbahnzentrum 56 gemäß ihrer zeitlichen Entstehung für das erste Beispiel nach Fig. 3 dargestellt. Dabei ist auf der horizontalen Achse die Zeit t und auf der vertikalen Achse der Abstand D der Fokusspots 62 zum Scanbahnzentrum 56 dargestellt. Die Scanbahn 54 wurde dabei von innen (kleine Abstände vom Scanbahnzentrum 56) nach außen (größere Abstände vom Scanbahnzentrum 56) abgefahren. Der Abstand der Fokusspots 62 vom Scanbahnzentrum 56 nimmt mit der Zeit t streng monoton zu. Die Scanbahn 54 weißt die Form einer Spirale auf. Die strenge Monotonie gilt auch für drei gedachte Fokusspots 66, die im Diagramm als nicht-ausgefüllt Punkte eingetragen sind. Auf der vertikalen Achse sind zusätzlich mit einem Kreuzen ´ die mittleren Abstände zweier zeitlich aufeinanderfolgender Fokusspots 62 markiert. Gemäß diesem vorteilhaften Beispiel nimmt der Absolutbetrag der Differenz der Abstände vom Scanbahnzentrum 56 zweier aufeinanderfolgender Fokusspots 62 proportional zu einem inversen mittleren Abstand der aufeinanderfolgenden Fokusspots 62 vom Scanbahnzentrum 56 ab. Das Beispiel zeigt somit ein Scanmuster 50 von Fokusspots 62, die auf einer Spirale um das Scanbahnzentrum 56 liegen, bei dem die Dichte der Fokusspots 62 im Scanmuster 50 über alle radialen Abstände vom Scanbahnzentrum 56 gleich ist. Dies ermöglicht somit die Erzeugung eines besonders homogenen Schnittes 70 in einem Patientenauge 90.
In Fig. 10 ist ein Schema dargestellt zur Bewertung eines Scanmusters 50 mit einem Verteilungsmaß. Die Bewertung dient dazu, lokale Fläufungen von Fokusspots 62 zu erkennen. Dazu sind aus dem ersten Beispiel nach Fig. 3 der innerste Fokusspot 62 sowie zehn weiter Fokusspots eingezeichnet. Zusätzlich ist ein Kreis (gepunktete Linie) um den innersten Fokusspot 62 - dem Fokusspot im Kreismittelpunkt - eingezeichnet. Der Kreis ist dabei in vier gleich große Kreissegmente I, II, III und IV unterteilt. Der Kreis weist einen Radius auf, der so groß ist, dass mindestens ein weiterer Fokusspot 62 in jedem Kreissegment vorhanden ist. Für jedes Kreissegment wird nun der geringste Abstand aller im Kreissegment vorhandener Fokusspots 62 zum Fokusspot im Kreismittelpunkt bestimmt. Diese Abstände sind jeweils als Pfeile mit einer Linie aus Punkten und Strichen eingezeichnet. Dem Fokusspot im Kreismittelpunkt wird nun die Differenz aus dem Maximum und dem Minimum der vier minimalen Abstände aus den vier Kreissegmenten als Maß zugeordnet. Diese Maß beschreibt, wie stark die Abweichungen der Abstände zu benachbarten Fokusspots 62 sind. Das Maß für den Abstand eines Fokusspots 62 zu seinen Nachbarn wird für alle Fokusspots 62 im Scanmuster 50 gebildet. Der Verteilung dieser Maße wir anschließend ein Mittelwert sowie eine Standardabweichung zugeordnet. Dies ist das Verteilungsmaß. Überschreiten der Mittelwert und/oder die Standardabweichung einen Grenzwert, so treten lokale Häufungen von Fokusspots 62 auf. In einem solchen Fall werden vorteilhaft neue Steuerdaten generiert, bis das Verteilungsmaß dem Grenzwert genügt.
Möchte man Asymmetrie-Effekte berücksichtigen, so wird bei der Berechnung der Abstände vorteilhaft dieser Effekt berücksichtigt. Dazu wird beispielsweise ein entsprechender Asymmetrie-Faktor in der Metrik verwendet.
In Fig. 11 ist ein Schema dargestellt für die Bewertung eines Scanmusters 50 mit einem alternativen Verteilungsmaß. Hier ist jedem Fokusspot 62 des Scanmusters 50 nach dem ersten Beispiel aus Fig. 3 eine Fläche gemäß der Größe des Fokuswirkbereiches 64 zugeordnet. Der Gesamtheit der Fokuswirkbereiche 64 aller Fokusspots 62 des Scanmusters 50 wird eine Fläche zugeordnet werden. Dabei werden Überlappungsbereiche von zwei oder mehr Fokuswirkbereichen 64 verschiedener Fokusspots 62 nur einfach (und nicht mehrfach) bei der Zuordnung der Fläche berücksichtigt. Diese Fläche der Gesamtheit der Fokuswirkbereiche 64 der Fokusspots 62 des Scanmusters 50 in der Schnittebene wird in Relation gesetzt zur Fläche des Schnittes 70. Im gezeigten Beispiel hat das alternative Verteilungsmaß einen Wert von 0.8, das bedeutet, dass die Schnittfläche zu 80% von Fokuswirkbereichen überdeckt wird. In Fig. 12 ist ein Scanmuster 50 für ein viertes Beispiel gezeigt. Hier treten lokale Häufung von Fokusspots 62 auf. Die Figur zeigt einen zentralen Ausschnitt von 140mm mal 140mm um den Ursprung in der x-y-Ebene. Die Größe der dargestellten Punkte entspricht einem Durchmesser etwa 2mm und entspricht dem Durchmesser eines Fokuswirkbereiches 64. Grundlage des Scanmusters ist ein Laserquelle 14, die Laserpulse mit einer Laserrepetitionsfrequenz fL = 1 MHz erzeugt. Die Scanbahn 54 läuft spiralförmig um das Scanbahnzentrum 54, das sich im Koordinaten-Ursprung bei = (0,0) befindet. Dort wird auch der erste Fokusspot 62 gesetzt. Der Abstand zwischen zwei aufeinanderfolgende Fokusspots 62 nimmt mit dem inversen mittleren Abstand vom Scanbahnzentrum 62 ab. Der Abstand zwischen zwei Fokusspots 62 entspricht dem Durchmesser eines Fokuswirkbereiches 64 von 2mm. Um im zentralen Bereich des Scanmusters 50 nicht zu viele Fokusspots 62 zu setzen, wurde ein Wert von k » 3.7209 Fokusspots pro Umdrehung gewählt. Dieser Wert entspricht einer Summe aus einer ganzen Zahl M=3 und der Approximation einer irrationalen Zahl IR, die über einen Kettenbruch beschrieben wird. Dabei werden für die sieben Koeffizienten z1 bis z7 die Zahlen 1 , 1, 2, 1 , 1, 2 und 1 verwendet.
Eine Pulsselektionseinrichtung wird so angesteuert, dass sie lediglich jeden 768-ten Laserpuls für den gepulsten Laserstrahl 12 bereitstellt. Das Teilungsverhältnis ist D=768. Es ergibt sich somit eine Laserpulsfrequenz von fP = fL/D » 1.3 kHz. Aus fP = fR - k ergibt sich eine konstante Rotationsfrequenz von fR = 349.936 Hz.
Einem Fokusspot 62 kann ein Fokuswirkbereich 64 von p mm2 zugeordnet werden, wenn der Radius mit 1 mm angenommen wird. Um einen Schnitt 70 in Form einer Kreisfläche mit einem Radius von 100mm mit Fokusspots 62 zu erzeugen, wobei die Anzahl K Fokusspots so gewählt ist, dass Summe alle Flächen der Fokuswirkbereiche 64 gerade der Schnittfläche ergibt, so sind K=1000 Fokusspots erforderlich. Damit ergibt sich für den Abstand des /- ten Fokusspots 62 ( i=1 , 2, ... K) rS,i = ( rS,K rs,i) + rs,1. Mit rs,1 = 0 mm und rs,K = 100mm vereinfacht sich dies zu rs,i = 100mm . Dabei wird ein Scanmuster 50 angestrebt, bei dem die Fokusspots 62 auf einer Spirale um das Scanbahnzentrum 56 liegen und bei dem für die Differenz der Abstände vom Scanbahnzentrum 56 zweier aufeinanderfolgender Fokusspots 62 proportional zu einem inversen mittleren Abstand der aufeinanderfolgenden Fokusspots 62 vom Scanbahnzentrum 54 ist. Für den Azimut-Winkel des /- ten Fokusspot 62 gilt Fi = 2 . p . (i - 1) . fR/fL + F1. Mit F1 = 0 ergibt sich diesem vierten Beispiel Fi = 2 . p . (i - 1)/k. Mit den genannten Ausdrücken für rs,1 und Fi sind die Positionen der Fokusspots 62 in Fig. 12 beschrieben. Die angegebenen Formeln für Abstand und Azimut-Winkel gegenüber dem Scanbahnzentrum 56 gilt für eine Scanbahn 54, bei der die erzeugten Fokusspots 62 einen streng monoton wachsenden Abstand vom Scanbahnzentrum 56 aufweisen. Soll eine Scanbahn 54 von außen nach innen erzeugt werden, so muss / durch K-i+1 ersetzt werden.
Fig. 12 zeigt lokale Fläufungen von Fokusspots 62 bei größeren Abständen vom Scanbahnzentrum 56. Es findet Speichenbildung statt. Der Wert des alternativen Verteilungsmaßes in dem in Fig. 12 gezeigten Ausschnitt beträgt etwa 0.65, d.h. etwa 65% der Schnittfläche 70 werden von Fokuswirkbereichen 64 bedeckt. Dabei variiert der Wert zwischen etwa 0.8 für den inneren Bereich des gezeigten Schnittes 70 und 0.53 für den Randbereich. Eine Speichenbildung wird also vorteilhaft durch eine Bewertung des Scanmusters 50 durch eine Anwendung des Verteilungsmaßes für Fokusspots 62 für große Abstände vom Scanbahnzentrum 56 erkannt.
Wird als Verteilungsmaß das beschriebene alternative Verteilungsmaß angenommen, das in einem Randbereich des Scanmusters 50 ausgewertet wird, und wird ein Grenzwert von 0.8 angenommen, so genügt das gezeigte Scanmuster 50 nicht dem Grenzwert. Daher werden erfindungsgemäß weitere Approximationsstufen des Kettenbruchs verwendet: In Fig. 13 ist ein Scanmuster 50 für ein fünftes Beispiel gezeigt. Der gezeigte Ausschnitt sowie die Parameter für die Laserpulsfrequenz entsprechen den Werten aus dem vierten Beispiel. Für den Kettenbruch zur Approximation der irrationalen Zahl IR werden hier jedoch neun Koeffizienten z1 bis z9 die Zahlen 1 , 1 , 2, 1 , 1 , 2, 1 , 1 und 2 verwendet. Es ergibt sich eine konstante Rotationsfrequenz von fR = 350.188 Hz. Das resultierende Scanmuster 50 zeugt keine lokalen Häufungen von Fokusspots 62. Der Wert des alternativen Verteilungsmaßes beträgt etwa 0.84. Am Rand des gezeigten Ausschnittes beträgt der Wert des alternativen Verteilungsmaßes etwa 0.87. Fig. 12 und 13 zeigen, dass mit Hilfe des Verteilungsmaßes eine Speichenbildung erkannt wird und durch die erfindungsgemäße Erhöhung der Approximationsstufen behoben wird. Auf diese Weise lässt sich sicherstellen, dass ein Scanmuster 50 zum Durchtrennen von Gewebe mit einer hohen Schnittqualität ermöglicht wird.
Es sei an dieser Stelle noch einmal darauf hingewiesen, dass die über einen Kettenbruch approximierte irrationale Zahl IR möglichst kleine Koeffizienten aufweisen sollte. Werden größere Koeffizienten verwendet (beispielsweise größer 5), so lässt sich die irrationale Zahl häufig durch eine rationale Zahl approximieren, die einem Bruch von Zahlen kleiner als 500 entspricht. Auch dann kommt es leicht zu einer Speichenbildung im Scanmuster 50.
In Fig. 14 ist ein spiralförmiges Scanmuster 50 für ein sechstes Beispiel gezeigt. Hier treten wieder lokale Häufung von Fokusspots 62 auf. Der gezeigte Ausschnitt sowie die Größe der Fokuswirkbereiche und die Parameter für die Laserrepetitionsfrequenz entsprechen den Werten aus dem vierten Beispiel (nach Fig. 12). Es wurde ein Wert von k » M + RF » 3.6182 Fokusspots pro Umdrehung gewählt. Dieser Wert entspricht einer Summe aus einer ganzen Zahl M=3 und der Approximation einer irrationalen Zahl RF, die das Verhältnis der beiden aufeinanderfolgender Zahlen der Fibonacci-Folge 34 und 55 ist.
Eine Pulsselektionseinrichtung wird wieder so angesteuert, dass sie lediglich jeden 768-ten Laserpuls für den gepulsten Laserstrahl 12 bereitstellt. Es ergibt sich eine konstante Rotationsfrequenz von fR = 349.851 Hz.
Die weitere Berechnung der Abstände und Azimut-Winkel der Fokusspots 62 gegenüber dem Scanbahnzentrum 56 erfolgt wie im vierten Beispiel zu Fig. 12 beschrieben ist. Fig. 14 zeigt lokale Häufungen von Fokusspots 62 bei größeren Abständen vom Scanbahnzentrum 56 (Speichenbildung). Der Wert des alternativen Verteilungsmaßes in dem in Fig. 14 gezeigten Ausschnitts beträgt etwa 0.74. Dabei variiert der Wert zwischen etwa 0.85 für den inneren Bereich des gezeigten Schnittes 70 und 0.64 für den Randbereich.
Wird als Verteilungsmaß das beschriebene alternative Verteilungsmaß angenommen, das in einem Randbereich des Scanmusters 50 ausgewertet wird, und wird ein Grenzwert von 0.8 angenommen, so genügt das gezeigte Scanmuster 50 nicht dem Grenzwert. Daher werden erfindungsgemäß größere, aufeinanderfolgende Zahlen der Fibonacci-Folge verwendet: In Fig. 15 ist ein Scanmuster 50 für ein siebtes Beispiel gezeigt. Für den Quotienten RF zweier aufeinanderfolgender Zahlen der Fibonacci-Folge werden hier 55 und 89 verwendet. Es ergeben sich k » M + RF » 3.6180 Fokusspots pro Umdrehung und eine konstante Rotationsfrequenz von fR = 349.870 Hz. Das resultierende Scanmuster 50 zeugt keine lokalen Häufungen von Fokusspots 62. Der Wert des alternativen Verteilungsmaßes beträgt etwa 0.86. Am Rand des gezeigten Ausschnittes beträgt der Wert des alternativen Verteilungsmaßes etwa 0.88.
Fig. 14 und 15 zeigen, dass mit Hilfe des Verteilungsmaßes eine Speichenbildung erkannt wird und durch die erfindungsgemäße Erhöhung der Approximationsstufen behoben wird.
Typischerweise ist es erforderlich im Auge 90 eines Patienten einen Schnitt 70 mit einem Durchmesser von etwa 6mm zu erzeugen. Ein solcher Schnitt 70 kann beispielsweise über mehrere Scanmuster erzeugt werden. Dies wird in Fig. 16 und 17 für ein achtes Beispiel gezeigt. Dabei zeigt Fig. 16 einen zentralen Ausschnitt von 70mm x 70mm in der x-y-Ebene für eine Laservorrichtung mit einer Laserrepetitionsfrequenz fL = 1 MHz und einem gewünschten Spotabstand von 2mm. Ein erstes Scanmuster 50 (Zone 1) wird spiralförmig bis zu einem Abstand vom Scanfeldzentrum 56 von etwa 31 mm erzeugt; die Fokusspots 62 sind als schwarze Punkte gekennzeichnet (der Radius entspricht in diesem Beispiel nicht dem Fokuswirkbereich 64). Es schließt sich radial ein zweites Scanmuster 51 (Zone 2) an, dessen Fokusspots 62 als schwarze Quadrate eingezeichnet sind. Zone 2 reicht bis zu einem Abstand von etwa 227mm vom Scanbahnzentrum 56, das mit dem Scanbahnzentrum von Zone 1 übereinstimmt. An Zone 2 schließt sich eine Zone 3 mit einem dritten Scanmuster 52 an. Ein Übergangsbereich zwischen den Zonen 2 und 3 von 70mm x 70mm ist in Fig. 17 dargestellt. Die Fokusspots 62 des dritten Scanmusters 52 sind als schwarze Rauten eingezeichnet.
In Tabelle 1 sind die Parameter von insgesamt 4 Scanmuster zusammengestellt, die insgesamt einen Schnitt mit einem Durchmesser von 6mm erzeugen können. Als IR wurde die aufeinanderfolgenden Fibonacci- Zahlen 21 und 34 gewählt, für die in den dargestellten Zonen keine Speichenbildung auftritt. Die Scanbahnzentren sind für alle vier Scanmuster identisch.
Tabelle 1. Parameter für ein achtes Ausführungsbeispiel, das vier Scanmuster aufweist.
Der Schnitt 70 im achten Beispiel wird in einer Zeit von etwa 13.5 Sekunden erzeugt werden.
Würde man mit den Parametern von Zone 4 den gesamten Schnitt erzeugen, so würde dies zwar in geringerer Zeit erfolgen, dafür wäre jedoch der Abstand zwischen aufeinanderfolgenden Fokusspots 62 für Abstände vom
Scanbahnzentrum 56 von weniger als 0.91mm zu gering, was zu einer unnötigen Belastung des Auges führen würde. Würde man mit den Parametern von Zone 1 den gesamten Schnitt 70 erzeugen, so wäre dafür eine Zeit von knapp zwei Stunden erforderlich. Die Unterteilung des Schnittes 70 in mehrere Zonen mit unterschiedlichen Scanmustern ermöglicht es also, die Behandlungszeit zu minimieren, wobei gleichzeitig eine vorgegebene Dichte von Fokusspots eingehalten werden kann. In einer alternativen Ausführung der Erfindung lässt sich für alle radialen Zonen die oben dargestellte Abhängigkeit des Radius der Scanbahn 54 vom Index i der Fokusspots auch durch eine zeitliche Abhängigkeit des Scanbahn-Radius beschreiben:
Für den Fall des Scannens der Zone mit zunehmendem Scanradius r(t) ergibt sich: wobei = fP der je nach radialer Zone heruntergeteilten Frequenz des Laser fL /D entspricht und to den Zeitpunkt bezeichnet, zu dem der Scan-Bahn-Radius r0 beträgt. Damit hängt der Scan-Bahn-Radius r(t) (abgesehen von dem Radius r0) nicht linear von der Zeit t sondern von einer Wurzelfunktion der Zeit t ab.
Für den Fall des Scannen der Zone mit abnehmendem Scanradius r(t) ergibt sich: wobei spätestens zu dem Zeitpunkt, bei dem der Radikand Null wird, der Scan beendet wird. Der Scan-Bahn-Radius r(t) hängt damit auch hier, abgesehen von einer Konstanten, von einer Wurzelfunktion der Zeit ab.
Um diese Scan-Bahn zu realisieren kann der Fokus des Laserstahles mittels Scan-Spiegel oder mittels eines Rotationsscanner (ein Objektiv wird um eine Drehachse rotiert) entsprechend der obigen Formeln in Abhängigkeit von der Zeit bewegt werden. Diese erfindungsgemäße Lösung ist dabei wie folgt charakterisiert:
1. Verfahren zur Generierung eines Schnittmusters für eine Laserbehandlung am Auge, bei der die Scan-Bahn der Fokuspunkte eines optischen Systems mit konstanter Winkelgeschwindigkeit und einem Radius, der von einer Wurzelfunktion der Zeit abhängt, durchlaufen wird.
2. Verfahren nach Punkt 1 , bei dem während des Durchlaufens der Scan- Bahn zeitlich-äquidistante Laserpulse gesetzt werden.
Die vorstehend genannten und in verschiedenen Ausführungsbeispielen beschriebenen Merkmale der Erfindung sind dabei nicht nur in den angegebenen beispielhaften Kombinationen, sondern auch in anderen Kombinationen oder allein einsetzbar, ohne den Rahmen der vorliegenden Erfindung zu verlassen.
Eine auf Verfahrensmerkmale bezogene Beschreibung einer Vorrichtung gilt bezüglich dieser Merkmale analog für das entsprechende Verfahren, während Verfahrensmerkmale entsprechend funktionelle Merkmale der beschriebenen Vorrichtung darstellen.

Claims

Patentansprüche
1. Planungseinheit (P) für die Generierung von Steuerdaten für ein ophthalmologisches Lasertherapiegerät (1), das
- eine Laservorrichtung (10) zur Bereitstellung eines gepulsten Laserstrahls (12),
- eine Fokussiervorrichtung (20) zum Fokussieren des gepulsten Laserstrahls (12) in einem Fokus (60),
- eine Scanvorrichtung (30, 32) zum Verschieben des Fokus (60) des gepulsten Laserstrahls (12) in einem Gewebe eines Patientenauges (90), insbesondere in einer Kornea (92) und/oder einer Augenlinse, zum Durchtrennen des Gewebes in einem Scanmuster (50) von Fokusspots (62) des Fokus (60) des gepulsten Laserstrahls (12) entlang einer Scanbahn (54) gemäß der Steuerdaten, und
- eine Steuereinheit (40) zur Steuerung des ophthalmologischen Lasertherapiegerätes (1) mittels der Steuerdaten umfasst, wobei die Planungseinheit (P) eine Schnittstelle (S) zum Abführen der Steuerdaten an die Steuereinheit (40) aufweist, dadurch gekennzeichnet, dass die Planungseinheit (P) dazu ausgebildet ist, weitere Steuerdaten für das Scanmuster (50) von Fokusspots (62) des Fokus (60) im Gewebe des Patientenauges (90), insbesondere in der Kornea (92) und/oder der Augenlinse, entlang der Scanbahn (54) zu generieren, mit denen das ophthalmologische Lasertherapiegerät (1) so angesteuert werden kann, dass
- die Laservorrichtung (10) einen gepulsten Laserstrahl (12) mit einer konstanten Laserpulsfrequenz fP bereitstellt,
- die Scanbahn (54) mit einer konstanten Winkelgeschwindigkeit um ein Scanbahnzentrum (56) rotiert, wobei ein an den Fokusspots (62) ausgewerteter Abstand zum Scanbahnzentrum (56) entlang der Scanbahn (54) monoton steigt oder monoton fällt, und das Scanmuster (50) von Fokusspots (62) des Fokus (60) des gepulsten Laserstrahls (12) einer vorgegebenen Dichte genügt.
2. Planungseinheit (P) nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass der Abstand der Fokusspots (62) zum Scanbahnzentrum (56) einen
Asymmetrie-Effekt berücksichtigt.
3. Planungseinheit (P) nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass für jede Rotation der Scanbahn (54) um das Scanbahnzentrum (56) der Absolutbetrag einer Differenz der an den Fokusspots (62) zu einem Beginn der Rotation und zu einem Ende der Rotation ausgewerteten Abstände vom Scanbahnzentrum (56) mit einem zunehmenden mittleren Abstand vom Scanbahnzentrum (56) abnimmt.
4. Planungseinheit (P) nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass für jede Rotation der Scanbahn (54) um das Scanbahnzentrum (56) der Absolutbetrag der Differenz der an den Fokusspots (62) zum Beginn der Rotation und zum Ende der Rotation ausgewerteten Abstände vom Scanbahnzentrum (56) proportional zum inversen mittleren Abstand der Rotation vom Scanbahnzentrum (56) ist.
5. Planungseinheit (P) nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Fokusspots (62) auf einer Spirale um das Scanbahnzentrum (56) liegen.
6. Planungseinheit (P) nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass der Absolutbetrag der Differenz der Abstände vom Scanbahnzentrum (56) zweier aufeinanderfolgender Fokusspots (62) proportional zu einem inversen mittleren Abstand der aufeinanderfolgenden Fokusspots (62) vom Scanbahnzentrum (56) ist.
7. Planungseinheit (P) nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Scanmuster (50) der Fokusspots (62) des Fokus (60) des gepulsten Laserstrahls (12) einem Grenzwert für ein Verteilungsmaß zur Bewertung der Verteilung der Fokusspots (62) genügt.
8. Planungseinheit (P) nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Laservorrichtung (10)
- eine Laserquelle (14) zur Erzeugung von Laserpulsen mit einer Laserrepetitionsfrequenz fL und
- einen Pulsselektionseinrichtung (16), die dazu eingerichtet ist, gemäß der weiteren Steuerdaten nach einem Teilungsverhältnis D die erzeugten Laserpulse zu selektieren und für den gepulsten Laserstrahl (12) bereitzustellen, umfasst, wobei die Planungseinheit (P) dazu ausgebildet ist, das Teilungsverhältnis D so zu bestimmen, dass sich die konstante Laserpulsfrequenz fP ergibt.
9. Planungseinheit (P) nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Planungseinheit (P) dazu ausgebildet ist, Steuerdaten für mindestens zwei Scanmuster (50, 51) zu generieren, mit denen das ophthalmologische Lasertherapiegerät (1) angesteuert werden kann, wobei die erste Laserpulsfrequenz von der mindestens einen weiteren Laserpulsfrequenz, das erste Scanbahnzentrum (56) vom mindestens einen weiteren Scanbahnzentrum und/oder die erste Winkelgeschwindigkeit von der mindestens einen weiteren Winkelgeschwindigkeit abweichen kann.
10. Planungseinheit (P) nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass sich die mindestens zwei Scanmuster (50, 51) räumlich mindestens teilweise nicht überlappen.
11. Ophthalmologisches Lasertherapiegerät (1 ) zur Erzeugung eines Scanmusters (50), umfassend:
- eine Laservorrichtung (10) zur Bereitstellung eines gepulsten Laserstrahls (12), eine Fokussiervorrichtung (20) zum Fokussieren des gepulsten Laserstrahls (12) in einem Fokus (60), sowie eine Scanvorrichtung (30, 32) zum Verschieben des Fokus (60) des gepulsten Laserstrahls (12) in einem Gewebe eines Patientenauges (90), insbesondere in einer Kornea (92) und/oder einer Augenlinse, zum Durchtrennen des Gewebes im Scanmuster (50) von Fokusspots (62) des Fokus (60) des gepulsten Laserstrahls (12) entlang einer Scanbahn (54), die durch Steuerdaten bestimmt wird,
- eine Steuereinheit (40) zur Steuerung des ophthalmologischen Lasertherapiegerätes (1) mittels der Steuerdaten, sowie
- eine Planungseinheit (P) zur Generierung der Steuerdaten gemäß einem der Ansprüche 1 bis 10.
12. Ophthalmologisches Lasertherapiegerät (1) nach Anspruch 12, das des Weiteren eine Messeinrichtung (M) zur Erzeugung von Daten einer Charakterisierung des Patientenauges (90) umfasst, insbesondere eine Messeinrichtung (M) aus der folgenden Gruppe: Autorefraktor, Refraktometer, Keratometer, Aberrom eter,
Wellenfrontvermessungseinrichtung, optischer Kohärenztomograph (OCT), Scheimpflugkamera, Ultraschall-Bildgebungssystem, Mikroskop.
13. Planungsverfahren für die Generierung von Steuerdaten für ein ophthalmologisches Lasertherapiegerät (1), das
- eine Laservorrichtung (10) zur Bereitstellung eines gepulsten Laserstrahls (12), - eine Fokussiervorrichtung (20) zum Fokussieren des gepulsten Laserstrahls (12) in einem Fokus (60),
- eine Scanvorrichtung (30, 32) zum Verschieben des Fokus (60) des gepulsten Laserstrahls (12) in einem Gewebe eines Patientenauges (90), insbesondere in einer Kornea (92) und/oder einer Augenlinse, zum Durchtrennen des Gewebes in einem Scanmuster (50) von Fokusspots (62) des Fokus (60) des gepulsten Laserstrahls (12) entlang einer Scanbahn gemäß der Steuerdaten, und
- eine Steuereinheit (40) zur Steuerung des ophthalmologischen Lasertherapiegerätes (1) mittels der Steuerdaten umfasst, dadurch gekennzeichnet, dass das Planungsverfahren folgende Schritte aufweist:
- Vorgabe eine Dichte von Fokusspots (62) des Fokus (60) des gepulsten Laserstrahls (12) im Scanmuster (50),
- Auswahl einer konstanten Laserpulsfrequenz fP des gepulsten Laserstrahls (12),
- Zuweisung eines Scanbahnzentrums (56),
- Berechnung einer konstanten Winkelgeschwindigkeit mit der die Scanbahn (54) um das Scanbahnzentrum (56) rotiert, wobei aus der Laserpulsfrequenz, dem Scanbahnzentrum (56) und der Winkelgeschwindigkeit weitere Steuerdaten derart ermittelt werden, dass das ophthalmologische Lasertherapiegerät (1) so steuerbar ist, dass das Scanmuster (50) im Gewebe des Patientenauges (90) mit der vorgegebenen Dichte der Fokusspots (62) erzeugt werden kann, und dass ein an den Fokusspots (62) ausgewerteter Abstand zum Scanbahnzentrum (56) entlang der Scanbahn (54) monoton steigt oder monoton fällt, und
- Zuführung dieser Steuerdaten zu der Steuereinheit (40) des ophthalmologischen Lasertherapiegerätes (1).
14. Planungsverfahren nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, dass ein Asymmetrie-Effekt bei der Berechnung des Abstands der Fokusspots (62) zum Scanbahnzentrum (56) berücksichtigt wird.
15. Planungsverfahren nach Anspruch 13 oder 14, dadurch gekennzeichnet, dass die weiteren Steuerdaten derart ermittelt werden, dass für eine Rotation der Scanbahn (54) um das Scanbahnzentrum (56) eine Differenz der an den Fokusspots (62) zu einem Beginn der Rotation und zu einem Ende der Rotation ausgewerteten Abstände vom Scanbahnzentrum (56) mit einem zunehmenden mittleren Abstand vom Scanbahnzentrum (56) abnimmt, insbesondere dass die Differenz der Abstände proportional zum inversen mittleren Abstand der Rotation vom Scanbahnzentrum (56) ist.
16. Planungsverfahren nach einem der Ansprüche 13 bis 15, dadurch gekennzeichnet, dass die weiteren Steuerdaten derart ermittelt werden, die Fokusspots (62) auf einer Spirale um das Scanbahnzentrum (56) liegen und dass insbesondere für eine Differenz der Abstände vom Scanbahnzentrum (56) zweier aufeinanderfolgender Fokusspots (62) proportional zu einem inversen mittleren Abstand der aufeinanderfolgenden Fokusspots (62) vom Scanbahnzentrum (56) ist.
17. Planungsverfahren nach einem der Ansprüche 13 bis 16, dadurch gekennzeichnet, dass
- das Planungsverfahren den Schritt aufweist, dass ein Grenzwert für ein Verteilungsmaß zur Bewertung der Verteilung der Fokusspots (62) des Fokus (60) des gepulsten Laserstrahls (12) im Scanmuster (50) vorgegeben wird, und dass
- die weiteren Steuerdaten derart ermittelt werden, dass das Scanmuster (50) der Fokusspots (62) dem Grenzwert für das Verteilungsmaß genügt.
18. Planungsverfahren nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, dass mindestens die Verfahrensschritte der Auswahl der Laserpulsfrequenz und der Berechnung der Winkelgeschwindigkeit solange iteriert werden, bis das Scanmuster (50) der Fokusspots (62) dem Grenzwert für das Verteilungsmaß genügt.
19. Planungsverfahren nach einem der Ansprüche 13 bis 18, dadurch gekennzeichnet, dass die Laservorrichtung (10)
- eine Laserquelle (14) zur Erzeugung von Laserpulsen mit einer Laserrepetitionsfrequenz fL und
- einen Pulsselektionseinrichtung (16), die dazu eingerichtet ist, gemäß der Steuerdaten nach einem Teilungsverhältnis D die erzeugten Laserpulse zu selektieren und für den gepulsten Laserstrahl (12) bereitzustellen, umfasst, wobei das Teilungsverhältnis D so bestimmt wird, dass sich die konstante Laserpulsfrequenz fP ergibt, und das Teilungsverhältnis D der Steuereinheit (40) des ophthalmologischen Lasertherapiegerätes (1) zugeführt wird.
20. Planungsverfahren nach einem der Ansprüche 13 bis 19, dadurch gekennzeichnet, dass für mindestens zwei Scanmuster (50, 51) Steuerdaten generiert werden, wobei die erste Laserpulsfrequenz von der mindestens einen weiteren Laserpulsfrequenz, das erste Scanbahnzentrum (56) vom mindestens einen weiteren Scanbahnzentrum und/oder die erste Winkelgeschwindigkeit von der mindestens einen weiteren Winkelgeschwindigkeit abweichen kann und wobei sich insbesondere die mindestens zwei Scanmuster (50, 51) räumlich mindestens teilweise nicht überlappen.
21. Computerprogrammprodukt mit Programm Code, der bei seiner Ausführung auf einem Computer das Planungsverfahren für die Generierung von Steuerdaten zur Erzeugung eines Scanmusters (50) für ein ophthalmologisches Lasertherapiegerät (1) nach einem der Ansprüche 13 bis 20 ausführt und/oder der auf einer Planungseinheit (P) zur Generierung von Steuerdaten nach einem der Ansprüche 1 bis 10, insbesondere von einem Prozessor einer solchen Planungseinrichtung, und vorzugsweise einer solchen Planungseinrichtung zum konsekutiven Steuern eines ophthalmologischen Lasertherapiegeräts (1) mit den generierten Steuerdaten, lesbar ist, und der, wenn er von der Planungseinrichtung ausgeführt wird, Steuerdaten generiert, um das ophthalmologische Lasertherapiegerät (1) zum Durchtrennen des
Gewebes des Patientenauges (90) zu betreiben.
22. Computerlesbares Medium, auf dem das Computerprogrammprodukt nach Anspruch 21 gespeichert ist.
23. Verfahren zum Schneiden eines Gewebes in einem Patientenauge, in dem mit einem Planungsverfahren nach einem der Ansprüche 13 bis 20 Steuerdaten für die Erzeugung eines Scanmusters (50) entlang der Scanbahn (54) von Fokusspots (62) im Gewebe des Patientenauges (90), insbesondere in einer Kornea (92) und/oder einer Augenlinse, für ein ophthalmologisches Lasertherapiegerät (1) generiert und an dieses überführt werden, und in dem das ophthalmologische Lasertherapiegerät (1) mit Hilfe dieser Steuerdaten betrieben wird, um Gewebe eines Patientenauges (90) zu durchtrennen.
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