WO2010142311A1 - Einrichtung für die laserchirurgische ophthalmologie - Google Patents

Abstract

Eine Einrichtung für die laserchirurgische Ophthalmologie umfasst eine Quelle (28) für einen gepulsten Femtosekunden-Laserstrahl, ein den Laserstrahl aufweitendes Teleskop (32), einen dem Teleskop nachgeschalteten Scanner (36) zur Ablenkung des Laserstrahls in einer zum Strahlengang senkrechten Ebene sowie ein dem Scanner nachgeschaltetes F-Theta-Objektiv (44) zur Fokussierung des Laserstrahls. Eine Eintrittslinse (52) des Teleskops (32) ist erfindungsgemäß als steuerbare Linse variabler Brechkraft ausgebildet. Vorzugsweise ist die Eintrittslinse (52) von einer elektrisch steuerbaren Flüssiglinse oder Flüssigkristall-Linse gebildet.

Description

Einrichtung für die laserchirurgische Ophthalmologie

Die Erfindung betrifft eine Einrichtung für die laserchirurgische Ophthalmologie. Insbesondere betrifft die Erfindung eine laserchirurgische Einrichtung, die es gestattet, den Fokus eines von dieser Einrichtung bereitgestellten Laserstrahls in z-Richtung schnell zu verschieben, wobei die z-Richtung gemäß herkömmlicher Notation die Richtung des Strahlengangs (Strahlausbreitungsrichtung) meint. Als x-y-Richtung ist dann jede Richtung in einer zur z-Richtung orthogonalen Ebene zu verstehen. In dieser Ebene erfolgt herkömmlich die Auslenkung des Laserstrahls mittels eines Scanners zum Zwecke der Abtastung eines mittels des Laserstrahls zu bearbeitenden Bereichs des Auges.

Lasersysteme, die kurzpulsige Strahlung im Femtosekundenbereich abgeben, werden in der Augenchirurgie unter anderem zur Anbringung intrageweblicher Inzisionen in der Kornea, aber auch in der humanen Linse angewendet. Der dabei genutzte Effekt ist der optische Durchbruch, der zu einer sogenannten Photodisruption des bestrahlten Gewebes führt. Zur Erzeugung solcher Photodisruptionen ist eine vergleichsweise starke Fokussierung des Laserstrahls erforderlich, die durch eine entsprechend hohe Apertur der zur Fokussierung verwendeten Fokussieroptik erzielt wird. Die Fokussier- optik ist bei bekannten ophthalmologischen Fs-Lasersystemen üblicherweise von einem sogenannten F-Theta-Objektiv gebildet, das eine Planfeldabbildung gewährleistet und unerwünschte Verschiebungen des Strahlfokus in z-Richtung beim Scannen des Laserstrahls vermeidet.

In der Ophthalmologie haben Fs-Lasersysteme einen festen Platz beispielsweise bei LASIK-Anwendungen, wobei LASIK für Laser in situ Keratomileusis steht und eine korneale Behandlungstechnik zur Behebung von Fehlsichtigkeiten bezeichnet, bei der zunächst ein noch teilweise mit dem Korneagewebe zusammenhängendes Deckel- scheibchen (der sogenannte Flap) an der Korneaoberfläche herausgeschnitten wird, dieser Flap sodann zur Seite geklappt wird und anschließend das nach Wegklappen des Flaps freiliegende Stromagewebe nach Vorgabe eines patientenindividuell ermittelten Ablationsprofils mit kurzwelligem Laserlicht, beispielsweise einem bei 193 nm strahlenden Excimer-Laser, ablatiert wird. Das Fs-Lasersystem wird hierbei zur Anbringung des Flapschnitts eingesetzt.

Für die Erzeugung des Flapschnitts ist es bekannt, die Kornea des zu behandelnden Auges mittels einer aufgedrückten Applanationsplatte einzuebnen und den Strahlfo- kus innerhalb der Kornea in einer Ebene flächenhaft zu führen. Wegen der von dem F-Theta-Objektiv geleisteten Planfeldabbildung bedarf es hierbei keiner z- Verschiebung des Strahlfokus. Nur im Randbereich des Flaps kann eine Verschiebung der Fokusorte in z-Richtung notwendig sein, will man den Randschnitt des Flaps nach oben aus dem Stroma der Kornea herausführen.

Zur Fokusverschiebung in z-Richtung sind im Stand der Technik verschiedene Lösungen vorgeschlagen worden. WO 03/032803 A2 sieht vor, das Fokussierobjektiv als Ganzes in Richtung der z-Achse, d.h. längs des Strahlengangs, zu verschieben. Eine Abwandlung hiervon wäre es, das Fokussierobjektiv als Zoom-Objektiv auszuführen. Beide Methoden haben jedoch den Nachteil, dass die mechanische Verschiebung bzw. die Zoom-Einstellung des Fokussierobjektivs sehr präzise erfolgen muss, da sich diese in eine l:l-Verstellung des Fokusorts transformiert. Für eine gewünschte Fokusverschiebung um einige wenige μm zwischen aufeinander folgenden Pulsen des Laserstrahls ist deshalb eine entsprechend schnelle mechanische Verschiebung des Fokussierobjektivs bzw. einer Zoom-Linse des Objektivs um die gleiche Wegstrecke erforderlich. Herkömmliche mechanische Antriebe eignen sich hierfür nicht.

Eine alternative Lösung ist in DE 10 2005 013 949 Al gezeigt. Das dortige Lasersystem weist eine als Teleskop ausgebildete, zweilinsige Aufweitungsoptik (Beam Expander), einen nachgeschalteten Scanner sowie im Anschluss an den Scanner eine Fokussierlinse auf. Die als Sammellinse ausgeführte Eingangslinse der Aufweitungsoptik ist mittels eines Linearantriebs in Strahlrichtung, d.h. in z-Richtung, verschiebbar. Eine solche Verschiebung der Eingangslinse verändert die Divergenz des aus der Aufweitungsoptik austretenden Laserstrahls. Bei gleichbleibender Position der Fokussierlinse verlagert sich so der Fokusort in z-Richtung. Ein Vorteil dieser Lösung gegenüber einer z-Verschiebung der Fokussieroptik liegt in der besseren Reproduzierbarkeit und höheren Verschiebegenauigkeit, weil das optische Abbildungssystem den Verschiebeweg der Eingangslinse des Beam Expanders auf einen beispielsweise um den Faktor 10 kleineren Verschiebungsweg des Fokusorts heruntertransformiert. Allerdings setzt die erzielbare Verstellgeschwindigkeit der Eingangslinse der in die Fokusebene transformierten Verschiebegeschwindigkeit des Strahlfokus Grenzen. Für einen dreidimensionalen Schnitt, wie er beispielsweise für eine korneale Lentikelextraktion erforderlich ist, ist die Methode der Fokusverstellung gemäß DE 10 2005 013 949 Al zwar deutlich schneller als die in WO 03/032803 A2 gezeigte Methode, einfach deshalb, weil im Fall der Verstellung der Eingangslinse des Beam Expanders die zu bewegenden Massen wesentlich geringer sind als im Fall der Verstellung der gesamten Fokussieroptik oder auch nur einer einzelnen Fokussierlin- se. Gängige Fokussieroptiken können ohne weiteres mehrere Kilogramm wiegen, die dann noch erschütterungsfrei verfahren werden müssen. Die Eingangslinse des Beam Expanders hingegen kann eine vergleichsweise kleine Apertur besitzen und dementsprechend klein und leicht sein. Dennoch genügen herkömmliche Linearantriebe nicht den Anforderungen, will man in akzeptabel kurzer Zeit mit einem hinreichend hoch repetierenden Laser einen intrakornealen Lentikelschnitt oder eine andere dreidimensionale Inzision ausführen. Die für eine sichere, kippfreie Führung der Eingangslinse des Beam Expanders möglichen Verstellgeschwindigkeiten liegen bei herkömmlichen Linearantrieben beispielsweise zwischen etwa 1 und 3 mm/s, möglicherweise sind auch bis zu 5 mm/s mit vertretbarem Aufwand für die mechanische Führung der Eingangslinse machbar. Für einen Lentikelschnitt würden jedoch bei Verwendung eines im zwei- bis dreistelligen kHz-Bereich oder sogar noch höher repetierenden Fs-Lasers bei gleichem Prinzip der z-Fokusverstellung Verstellgeschwindigkeiten der Eingangslinse von mindestens 10 mm/s und darüber nötig sein, die mit marktgängig erhältlichen Linearantriebssystemen nicht erreichbar sind, zumindest nicht mit solchen Systemen, die die Anforderungen an die Einstellgenauigkeit erfüllen.

Aufgabe der Erfindung ist es, eine Lasereinrichtung zu schaffen, die sich besser für eine dreidimensionale Schnittführung in der Ophthalmologie eignet. Zur Lösung dieser Aufgabe ist erfindungsgemäß eine Einrichtung für die laserchirurgische Ophthalmologie vorgesehen, mit einer Quelle für einen gepulsten Femtosekunden- Laserstrahl, einem den Laserstrahl aufweitenden Teleskop mit einer als steuerbare Linse variabler Brechkraft ausgebildeten Eingangslinse, einem dem Teleskop nachgeschalteten Scanner zur Ablenkung des Laserstrahls in einer zum Strahlengang senkrechten Ebene (x-y-Ebene), einem dem Scanner nachgeschalteten, mindestens einlinsigen Fokussierobjektiv, insbesondere F-Theta-Objektiv, zur Fokussierung des Laserstrahls und einer programmgesteuerten elektronischen Steueranordnung, welche dazu eingerichtet ist, zur Erzielung eines vorgegebenen Schnittprofils, welches Verschiebungen des Strahlfokus in Richtung des Strahlengangs (z-Richtung) erfordert, diese Verschiebungen allein durch Steuerung der Linse variabler Brechkraft ohne Veränderung der Fokussiereinstellung des Fokussierobjektivs zu bewirken.

Die Linse variabler Brechkraft ist vorzugsweise elektrisch einstellbar und kann beispielsweise eine nach dem Prinzip des Elektrowetting (gelegentlich auch als E- lektrokapillarität bezeichnet) arbeitende Flüssiglinse oder alternativ eine Flüssigkristall-Linse sein. Flüssiglinsen sind als solche bekannt und beruhen auf dem Lippmann-Effekt; siehe diesbezüglich beispielsweise den Artikel von W. Mönch, W.F. Krogmann, H. Zappe: „Variable Brennweite durch flüssige Mikrolinsen", Photonik 4/2005, Seiten 44-46. Durch Anlegen einer elektrischen Spannung an eine Elektrodenanordnung der Flüssiglinse verändert sich die Oberflächenspannung und dadurch die Krümmung einer Flüssigkeitsgrenzfläche. Die Krümmungsänderung bewirkt ihrerseits eine Brennweitenänderung der Flüssiglinse. Insbesondere ermöglichen Flüssiglinsen durch Variation der angelegten elektrischen Spannung eine Brechkraftänderung von 10 dpt oder mehr innerhalb von wenigen Millisekunden.

Flüssigkristall-Linsen sind ebenfalls als solche bekannt und beruhen auf der Umorientierung oder/und örtlichen Verlagerung von Flüssigkristallen in einer aus den Flüssigkristallen und beispielsweise Monomeren gebildeten Flüssigkristallschicht unter der Anwesenheit eines elektrischen Felds. Die Umorientierung bzw. Verlagerung der Flüssigkristalle bewirkt eine Änderung des Brechungsindex der Flüssigkristallschicht und hierdurch eine Brechkraftänderung der Linse.

Die elektrische Steuerbarkeit der Linse variabler Brechkraft ermöglicht eine deutlich schnellere Fokusverschiebung in z-Richtung als eine lineare Verstellung der ganzen Linse und kommt ohne mechanische Verstellvorrichtung aus. Dadurch werden hohe Verstellgeschwindigkeiten ermöglicht, wobei wegen der Vermeidung mechanischer Antriebsmittel und mechanisch bewegter Teile keine Reibungskräfte auftreten (abgesehen von innerer Reibung der Flüssigkeit bzw. der Flüssigkristalle). Dies sorgt für eine hohe Zuverlässigkeit, eine lange Lebensdauer und eine hohe Robustheit (kein mechanischer Verschleiß).

Die durch die Erfindung ermöglichte schnelle Fokusverschiebung in z-Richtung macht sie besonders attraktiv für eine Anwendung bei solchen ophthalmologischen Anwendungen, die mit hochrepetierender fokussierter Fs-Laserstrahlung arbeiten und für kurze Behandlungszeiten eine schnelle dreidimensionale Schnittführung anstreben. Eine mögliche Anwendung, die von dieser schnellen dreidimensionalen Schnittführung profitieren kann, ist die korneale Lentikelextraktion, bei der zur Refraktionskorrektur der Kornea ein angenähert linsenförmiges Volumenelement aus dem Stroma der Kornea herausgeschnitten wird. Hierfür ist eine präzise und schnelle dreidimensionale Positionierung der Foki der Fs-Laserpulse wichtig. In x-y-Richtung ist dies durch einen entsprechend schnellen Betrieb des Scanners kein Problem. Beispielsweise sind herkömmliche Spiegelscanner, die nach dem Galvanometerprinzip arbeiten, ohne weiteres in der Lage, die erforderlichen Ablenkungen auch bei Pulsrepetitionsraten im MHz-Bereich zu gewährleisten. In z-Richtung ist durch die Verwendung einer brechkraftvariablen Eingangslinse des Teleskops ohne weiteres ein Hub des Strahlfokus im hohen zweistelligen bis hin in den dreistelligen μm-Bereich innerhalb von einigen Millisekunden oder zumindest einigen wenigen 10 Millisekunden möglich. Dies erlaubt es beispielsweise für eine korneale Lentikelextraktion den vollständigen Lentikelschnitt in wenigen Minuten (z.B. 2 bis 4 Minuten) auszuführen, was die Unannehmlichkeiten, die der Patient bei einer solchen Operation erfährt, auf angenehm kurze Zeitdauern beschränkt. Zudem eröffnet die Erfindung den Weg zu Refraktionskorrekturen des Auges ohne den bisher üblichen Einsatz eines Excimerla- sers, denn die hohe Präzision und Reproduzierbarkeit der z-Positionierung des Strahlfokus macht eine genau auf die zu behebende Fehlsichtigkeit abgestimmte Schnittführung bei der Lentikelextraktion möglich.

EP 1 837 696 Al beschreibt bereits ein optisches Abbildungssystem mit mindestens einer Fokussierungslinse, mindestens zwei Linsen in einem Teleskop und einer im Strahlengang hinter dem Teleskop und vor der Fokussierungslinse angeordneten Abtasteinheit zur Strahlabtastung in einer x-y-Ebene, wobei mindestens eine der Teleskoplinsen eine elektrisch einstellbare Flüssigkeitslinse ist und wobei die Flüssigkeitslinse die Bildfeldwölbung der Fokussierungslinse kompensiert. Bei der Erfindung hat die brechkraftvariable Linse dagegen die Aufgabe, die durch ein gegebenes Schnittprofil, das im Auge erzeugt werden soll, vorgegebenen z-Verschiebungen des Strahlfokus zu realisieren.

Die brechkraftvariable Linse kann bei der Erfindung eine Sammellinse sein; alternativ kann sie eine Zerstreuungslinse sein.

Bevorzugt sind die brechkraftvariable Linse und ihr zugeordnete Stellmittel (einschließlich eines Spannungstreibers) dazu eingerichtet, eine Verschiebung des Strahlfokus in Richtung des Strahlengangs um 100 μm in weniger als 30 ms, besser in weniger als 24 ms, noch besser in weniger als 18 ms zu bewirken.

Nach einem weiteren Erfindungsaspekt ist ein Verfahren zur laserchirurgischen Augenbehandlung vorgesehen, welches die Schritte umfasst:

- Bereitstellen eines auf ein Auge eines Patienten gerichteten gepulsten Femto- sekunden-Laserstrahls,

- Scannen des Laserstrahls mittels eines Scanners nach Maßgabe eines in dem Auge zu realisierenden Schnittprofils, welches Verschiebungen des Strahlfokus (50) in Richtung des Strahlengangs erfordert, - Steuern einer elektrisch steuerbaren Linse variabler Brechkraft zur Erzielung der Verschiebungen des Strahlfokus ohne Veränderung der Fokussiereinstel- lung von den Laserstrahl fokussierenden Fokussiermitteln. Das Schnittprofil kann beispielsweise einen kornealen Lentikelschnitt repräsentieren.

Die Erfindung wird im Folgenden anhand der beigefügten Zeichnungen weiter erläutert. Es stellen dar:

Fig. 1 schematisch im Schnitt einen die Kornea umfassenden Teil des humanen Auges mit einem angedeuteten kornealen Lentikelschnitt und

Fig. 2 schematisch ein Beispiel einer erfindungsgemäßen Einrichtung für die laserchirurgische Ophthalmologie.

Es wird zunächst auf Fig. 1 verwiesen. Dort ist in einer Schnittdarstellung die mit 10 bezeichnete Kornea eines humanen Auges gezeigt. Die optische Achse (Sehachse) des Auges ist strichpunktiert eingezeichnet und mit 12 bezeichnet. Die Kornea 10 weist eine anteriore Oberfläche 14 sowie eine posteriore Oberfläche 16 auf. Ihre Dicke d liegt beim typischen menschlichen Auge im Bereich um 500 μm, wobei von Mensch zu Mensch selbstverständlich Abweichungen nach oben oder unten möglich sind. Die Sclera und der Limbus des Auges sind in Fig. 1 bei 18 angedeutet, der Limbusrand ist mit 20 bezeichnet.

Gestrichelt eingezeichnet ist in Fig. 1 ferner ein durch Behandlung mit fokussierter Fs-Laserstrahlung herauszuschneidendes intrakomeales, genauer intrastromales Lentikel 22, das anschließend durch eine in die Kornea 10 einzubringende Öffnung herausoperiert wird. Diese Öffnung kann ebenfalls mittels eines Laserschnitts erzeugt werden. Die Femtosekunden-Lentikelextraktion gestattet eine Korrektur von Fehlsichtigkeiten, wie beispielsweise Myopie und myopem Astigmatismus. Üblicherweise wird das Lentikel 22 durch einen im wesentlichen ebenen rückseitigen Schnitt 24 und einen gekrümmten vorderseitigen Schnitt 26 erzeugt. Es versteht sich, dass eine ebene Rückseite des Lentikels keineswegs zwingend ist. Grundsätzlich ist die Schnittführung sowohl für die Ober- als auch für die Unterseite des Lentikels frei wählbar. Der Lentikeldurchmesser - in Fig. 1 mit a bezeichnet - liegt beispielsweise im Bereich zwischen etwa 4 und 10 mm, während die mit b bezeichnete maximale Lentikeldicke beispielsweise etwa 50-150 μm beträgt. Beispielsweise sind bei Werten a= 6-8 mm und b = 80-100 μm Fehlsichtigkeiten von etwa -5 dpt bis -6 dpt korrigierbar. Es versteht sich, dass sowohl der Lentikeldurchmesser als auch die Lentikeldicke je nach Stärke der zu korrigierenden Fehlsichtigkeit variieren können. Häufig wird die Lenti- keldicke einige mehrere 10 μm betragen, was in Verbindung mit einer näherungsweise ebenen Lentikelunterseite (definiert durch den rückwärtigen Lentikelschnitt 24) bedeutet, dass bei einem Linienscan eines Laserstrahls über den Lentikelgipfel hinweg (also dort, wo das Lentikel 22 die größte Dicke hat) der Strahlfokus des Laserstrahls einen der Lentikeldicke entsprechenden Hub in Strahlausbreitungsrichtung ausführen muss.

Es wird nun zusätzlich auf Fig. 2 verwiesen. Die dort gezeigte Lasereinrichtung um- fasst eine beispielsweise von einem Faserlaser gebildete Femtosekunden-Laserquelle 28, die gepulste Laserstrahlung 30 mit Pulsdauern im Femtosekundenbereich und einer Pulswiederholrate erzeugt, die vorzugsweise im hohen zweistelligen bis hin in den dreistelligen kHz-Bereich oder sogar im MHz-Bereich liegt. Der erzeugte Laserstrahl 30 wird von einer mehrlinsigen Aufweitungsoptik 32 aufgeweitet. Der aufgeweitete Laserstrahl 34 gelangt anschließend zu einem Scanner (Abtaster) 36, welcher die Aufgabe hat, den Laserstrahl 34 in einer zu Strahlausbreitungsrichtung (z- Richtung; vgl. das in Fig. 2 ebenfalls eingezeichnete Koordinatensystem) orthogonalen x-y-Ebene abzulenken und hierdurch den zu behandelnden Bereich des Auges mit dem Laserstrahl zu überstreichen Der Scanner 36 funktioniert im gezeigten Beispielfall nach dem Galvanometerprinzip und ist von zwei durch eine Steuereinheit 38 steuerbaren, kippbaren Ablenkspiegeln 40, 42 gebildet. Es versteht sich, dass nach anderen Prinzipien arbeitende Scanner (z.B. Abtastung mittels eines geeignet steuerbaren Kristalls) gleichermaßen möglich sind.

Dem Scanner 36 nachgeschaltet ist ein F-Theta-Fokussierobjektiv 44 mit Linsen 46, 48, die den Laserstrahl auf einen Fokusort 50 fokussieren. Die Ausführung des Fo- kussierobjektivs 44 als F-Theta-Objektiv bewirkt eine Planfeldabbildung, bei der unabhängig vom Ablenkwinkel des Laserstrahls der Fokusort 50 stets in einer zur z- Richtung orthogonalen Planebene liegt. Es versteht sich, dass die in Fig. 2 gezeigte zweilinsige Ausführung des Fokussierobjektivs 44 nur beispielhaft ist. Das Objektiv 44 kann mit beliebigen anderen Linsenzahlen ausgeführt sein.

Die Strahlaufweitungsoptik 32 ist im gezeigten Beispielfall von einem Galilei-Teleskop mit einer Eingangslinse 52 negativer Brechkraft (Konkavlinse) und einer Austrittslinse 54 positiver Brechkraft (Sammellinse) gebildet. Alternativ ist auch eine Keppler- Ausführung des Teleskops mit zwei Konvexlinsen möglich. Die Eintrittslinse 52 ist als Linse variabler Brechkraft ausgeführt, deren Brechkraft mittels einer angelegten elektrischen Treiberspannung ±U veränderbar ist. Der erzielbare Brechkrafthub der Linse 52 liegt vorzugsweise deutlich über 10 dpt. Die Brechkraftänderung der Eintrittslinse 52 bewirkt eine Änderung der Divergenz des auf die Austrittslinse 54 fallenden Laserstrahls und damit eine z-Verlagerung des Strahlfokus 50. Die Eintrittslinse 52 ist als Flüssiglinse oder als Flüssigkristall-Linse ausgeführt und besitzt eine in Fig. 2 nur schematisch angedeutete Elektrodenanordnung 56, an welche die Treiberspannung angelegt wird. Gestrichelt eingezeichnete Linien verdeutlichen Steuerverbindungen zwischen der Steuereinheit 38 und den Ablenkspiegeln 40, 42 sowie einem Spannungstreiber 58 für die Treiberspannung ±U.

Die Steuereinheit 38 steuert den Spannungstreiber 58 und damit die Elektrodenspannung an der Eintrittslinse 52 nach Maßgabe des im Auge zu realisierenden Schnittprofils. Ein entsprechendes Steuerprogramm für die Steuereinheit 38 ist in einem nicht näher dargestellten Speicher abgelegt. Bei Flüssiglinsen, die auf dem Prinzip des Elektrowetting basieren, hängt die Brechkraft der Linse quadratisch von der angelegten Spannung ab. Die Steuerung der Brennweite der Eintrittslinse 52 kann deshalb im Fall der Ausführung dieser Linse als Flüssiglinse mit vergleichsweise geringen Spannungshüben erfolgen. Beispielsweise kann mit einem Spannungshub von ca. 10V bei geeigneter Dimensionierung der Eintrittslinse 52 ohne weiteres ein Brechzahlhub von etwa 10 dpt erreicht werden (abhängig von der Apertur und Ausgestaltung der elektrostriktiven Linse 52). Dabei können die Reaktionszeiten der Flüssiglinse bei entsprechender Gestaltung im Bereich von einigen 10 ms bis hin zu wenigen ms liegen.

Der Fokus des F-Theta-Objektivs 44 kann somit in Zeiten verstellt werden, die für einen effektiven schnellen Lentikelschnitt mit einem Fs-Lasersystem nötig sind. Beispielsweise kann ein vollständiger Linienscan mit einem z-Hub des Strahlfokus von etwa 100 μm ohne weiteres in einem Zeitraum zwischen etwa 10 ms und 40 ms ausgeführt werden. Mit dem erfindungsgemäßen Einsatz elektrisch steuerbarer brechkraftvariabler Linsen in der Strahlaufweitungsoptik 32 werden somit Fokushubfrequenzen erreicht, wie sie für eine sinnvolle Anwendung bei der Femtosekunden- Lentikelextraktion benötigt werden.

Marktgängig erhältliche Flüssiglinsen, die nach dem Prinzip des Elektrowetting arbeiten, enthalten Flüssigkeiten, die im Bereich von cirka 300 nm bis 1300 nm gut transparent sind. Es kann also für die Lentikelextraktion (und auch für andere kor- neale Schnitte) sowohl die im niederen infraroten Bereich liegende Grundwellenlänge einer typischen Fs-Laserquelle als auch eine im UV-Bereich liegende Harmonische, beispielsweise die dritte Harmonische dieser Grundwellenlänge verwendet werden. Die UV-Wellenlänge ist für die Refraktionskorrektur mittels Femtosekunden- Lentikelextraktion besonders geeignet, da mit einer Wellenlänge um beispielsweise etwa 340 nm die erforderlichen Genauigkeiten der Strahlfokussierung am ehesten erreichbar sind. Beispielsweise wird ein Fokusdurchmesser von nicht mehr als 1 μm angestrebt. Solch kleine Fokusdurchmesser sind mit einer NIR-Wellenlänge nur schwer erreichbar.

Die Ausführung der Eintrittslinse 52 der Strahlaufweitungsoptik 32 als brechkraftvari- able Linse hat den weiteren Vorteil, dass eine Linse mit relativ kleiner Apertur verwendet werden kann, zum Beispiel mit einem Linsendurchmesser zwischen etwa 2 mm und 6 mm. Dadurch kann die Treiberspannung klein gehalten werden und es lassen sich schnellere Schaltfrequenzen erreichen.

Drittens ist der Einfluss etwaiger Wellenfrontfehler der Eintrittslinse 52 auf die erzielbare Fokusqualität ausreichend klein. Marktgängig erhältliche Flüssiglinsen weisen beispielsweise nur eine Wellenfrontqualität von A/4 auf, was bei Einsatz als Zoom- Linse in dem Fokussierobjektiv 44 nicht für die Erzielung eines beugungsbegrenzten Fokus ausreichend wäre.

Die im Rahmen der Erfindung verwendete Linse variabler Brechkraft sollte durchlässig zumindest für Fs-Laserpulse im NIR-Wellenlängenbereich sein, vorzugsweise zumindest zwischen etwa 1000 nm und 1100 nm. Insgesamt ist es erwünscht, eine z-Verschiebung des Strahlfokus von mindestens 300 μm, vorzugsweise mindestens 350 μm und noch bevorzugter mindestens 400 μm allein durch Steuerung der Linse variabler Brechkraft zu ermöglichen, ohne dass hierzu zusätzlich eine Justierung der Fokussieroptik erforderlich wäre. Ein solcher maximaler Fokushub sollte vorzugsweise mit einem Dioptrienhub der Linse variabler Brechkraft von mindestens 7,5 dpt, besser mindestens 8 dpt und noch besser mindestens 8,5 dpt erzielbar sein. Das optische Abbildungssystem, das den erzeugten Laserstrahl auf den Strahlfokus abbildet (d.h. Teleskop bzw. Aufweitungsoptik, Fokussierobjektiv und etwaige dazwischen angeordnete optische Elemente), sollte ein dementsprechendes Übersetzungsverhältnis gewährleisten. Die Einstellgenauigkeit der Linse variabler Brechkraft sollte in dem Arbeitshubbereich (der beispielsweise etwa 9 dpt oder etwa 10 dpt betragen kann) vorzugsweise mindestens 3%, besser mindestens 2% und beispielsweise näherungsweise 1% betragen. Eine Auslegung, bei der ein Spannungshub von etwa 1 V einer an die Linse variabler Brechkraft angelegten Steuerspannung näherungsweise einen Dioptrienhub von etwa 1 dpt bewirkt und gleichzeitig ein Dioptrienhub von etwa 0,1 dpt eine z- Verschiebung von etwa 3-4 μm bewirkt, ist mit marktgängig erhältlichen Komponenten jederzeit erreichbar.

Claims

Patentansprüche

1. Einrichtung für die laserchirurgische Ophthalmologie, mit einer Quelle (28) für einen gepulsten Femtosekunden-Laserstrahl, einem den Laserstrahl aufweitenden Teleskop (32) mit einer als steuerbare Linse variabler Brechkraft ausgebildeten Eingangslinse (52), einem dem Teleskop nachgeschalteten Scanner (36) zur Ablenkung des Laserstrahls in einer zum Strahlengang senkrechten Ebene, einem dem Scanner nachgeschalteten Fokussierobjektiv (44) zur Fokussiemng des Laserstrahls und einer programmgesteuerten elektronischen Steueranordnung (38), welche dazu eingerichtet ist, zur Erzielung eines vorgegebenen Schnittprofi Is, welches Verschiebungen des Strahlfokus (50) in Richtung des Strahlengangs erfordert, diese Verschiebungen allein durch Steuerung der Linse variabler Brechkraft ohne Veränderung der Fokus- siereinstellung des Fokussierobjektivs zu bewirken.

2. Einrichtung nach Anspruch 1, wobei die Linse (52) variabler Brechkraft eine Sammellinse ist.

3. Einrichtung nach Anspruch 1, wobei die Linse (52) variabler Brechkraft eine Zerstreuungslinse ist.

4. Einrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Linse (52) variabler Brechkraft elektrisch einstellbar ist.

5. Einrichtung nach Anspruch 4, wobei die Linse (52) variabler Brechkraft eine nach dem Prinzip der Elektrokapillarität arbeitende Flüssiglinse ist.

6. Einrichtung nach Anspruch 4, wobei die Linse (52) variabler Brechkraft eine Flüssigkristall-Linse ist.

7. Einrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Linse (52) variabler Brechkraft und ihr zugeordnete Stellmittel (58) dazu eingerichtet sind, eine Verschiebung des Strahlfokus (50) in Richtung des Strahlengangs um 100 μm in weniger als 30 ms, besser in weniger als 24 ms, noch besser in weniger als 18 ms zu bewirken.

8. Verfahren zur laserchirurgischen Augenbehandlung, umfassend die Schritte: - Bereitstellen eines auf ein Auge eines Patienten gerichteten gepulsten Femtosekun- den-Laserstrahls,

- Scannen des Laserstrahls mittels eines Scanners nach Maßgabe eines in dem Auge zu realisierenden Schnittprofils, welches Verschiebungen des Strahlfokus (50) in Richtung des Strahlengangs erfordert,

- Steuern einer elektrisch steuerbaren Linse variabler Brechkraft zur Erzielung der Verschiebungen des Strahlfokus ohne Veränderung der Fokussiereinstellung von den Laserstrahl fokussierenden Fokussiermitteln.

9. Verfahren nach Anspruch 8, wobei das Schnittprofil einen kornealen Lentikelschnitt repräsentiert.