WO2020058064A1 - Erzeugung von schnitten im inneren des auges - Google Patents

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WO2020058064A1
WO2020058064A1 PCT/EP2019/074242 EP2019074242W WO2020058064A1 WO 2020058064 A1 WO2020058064 A1 WO 2020058064A1 EP 2019074242 W EP2019074242 W EP 2019074242W WO 2020058064 A1 WO2020058064 A1 WO 2020058064A1
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Mark Bischoff
Gregor Stobrawa
Dieter Grebner
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Carl Zeiss Meditec AG
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Definitions

  • the invention relates to a device for producing cuts in the interior of an eye, which has a laser beam source which is designed to emit pulsed laser radiation with a wavelength penetrating into the cornea of the eye, a beam shaping device which has a beam optics which emits the pulsed laser radiation bundles into the inside of the eye into a focus, and a beam deflection device that shifts a focus of the radiation, wherein a control device is provided which is designed to control the laser beam source and the beam shaping device in order to generate at least one cut surface in the inside of the eye.
  • the invention further relates to a method for producing
  • Cuts in the interior of an eye with at least one cut surface being defined in the interior of the eye, and the cut surface being generated by the emission of pulsed laser radiation, with pulsed laser radiation
  • the shape of the front surface of the cornea is important for the imaging properties of the eye. It has therefore been known for a long time to change the cornea for ametropia correction, with the aim of modifying the front surface of the cornea and thus its refractive properties and thus compensating for ametropia.
  • Surgical methods have been developed in the prior art for this purpose which loosen a lamella on the cornea, fold it down and then remove material from the interior of the cornea thus exposed. Then the lamella is folded back and the cornea has due to the
  • Laser keratome from Ziemer Ophthalmie Systems AG, Port, Switzerland. With regard to its beam deflection, it is designed to generate the slat to be folded down.
  • the first laser keratome was developed by Intralase Inc.,
  • Surgical correction of refractive errors has been further developed to procedures that isolate and extract material in the cornea.
  • the material usually has the shape of a lenticle, which is why these processes are referred to here as lenticule-extracting processes or devices.
  • lenticule-extracting processes or devices For the sake of clarity, the volume to be isolated and extracted is also labeled "lenticule", even if in certain
  • the devices and methods mentioned at the beginning relate to the principle of lenticule extraction.
  • the lenticule-extracting devices and methods have the advantage that the anterior surface of the cornea is injured in a much smaller area. An almost completely circular incision on the anterior surface of the cornea is no longer required, as is necessary to loosen a lamella exposing the interior of the cornea. Rather, a small incision at the edge is sufficient, which leads to the isolated volume and through which the isolated volume can be removed, if necessary after the isolated material has been comminuted.
  • the principle of lenticular extraction requires that the cut surfaces isolating the lenticle inside the cornea be produced with high precision. In order to correct an ametropia, at least one of the boundaries of the lenticule should be used to minimize tissue consumption Cut surfaces at a non-constant distance from the front surface of the
  • WO 2008/055697 gives calculation rules, such as the interfaces of the lenticle, i. H. the cutting surfaces can be selected. From this document it is known in particular to divide the cut surfaces delimiting the lenticle into an anterior flap surface which is at a constant distance from the front surface of the cornea and into a posterior lenticle surface which is not at a constant distance from the front surface of the cornea. The distance between the surfaces and thus their shape influences the curvature of the cornea after the correction.
  • WO 2008/055705 and WO 2008/055706 deal with the problem of image field curvature when using a non-planar contact glass and the generation of control data for the surgical method.
  • the cut surface is usually generated by pulsed laser radiation.
  • the target points of the laser radiation are arranged along a trajectory that lies in the cut area and ultimately specifies the cut area.
  • WO 2008/055698 describes the arrangement of the target points along the trajectory, it being provided not to also specify a target point for each laser radiation pulse emitted into the cornea.
  • WO 2008/131878 is devoted to the question of how, after an abortion or completion of a laser surgical intervention, a further treatment can take place, which takes into account the existing incisions in the cornea.
  • WO 2007/022993 describes a contact glass which can be attached to the cornea or sclera of the eye with a suppressive device. This serves to ensure a fixed coordinate relationship between the treatment laser and the eye and thereby prevent the eye from moving what it is
  • a force sensor is often provided, which prevents the contact glass from damaging the eye when the patient is moving (for example WO 2005/048895).
  • the cut surface generated by adjusting the focus position (focus) of the pulsed laser radiation along a path is
  • Positioning accuracy of the focus inside the eye is important.
  • Vacuum fixation of the patient's eye (“suction loss”) was highlighted, since there is a risk that the eye will move relative to the optical axis of the treatment facility and thus the intended cut
  • WO 2016/148 754 therefore proposes to monitor the suppression of the fixation with a second additional pressure sensor.
  • the object of the invention is to improve the monitoring of laser treatment on the eye.
  • This object is achieved according to the invention by a device for generating cuts in the interior of an eye, which has
  • a laser beam source which is designed to pulsed laser radiation in the Deliver femtosecond range
  • a beam optics which has an image field and bundles the pulsed laser radiation into the inside of the eye in a focus that is within the
  • control device which is designed to control the laser beam source and the beam shaping device in order to produce at least one cut in the interior of the eye by specifying the path
  • an image recording device which is designed to record at least a part of the image field
  • an image evaluation device which is designed to evaluate recordings of the image recording device and to generate signals for the control device and / or the operator.
  • At least one cut surface is defined in the interior of the eye
  • a beam optics is used, which has an image field and bundles the pulsed laser radiation inside the eye into a focus that lies within the image field
  • an image recording device is used to record at least a part of the image field
  • Image recording device evaluates and signals for the control device and / or the operator.
  • the laser beam source emits pulsed laser radiation with a pulse frequency of 1.2 MHz to 10 MHz.
  • the pulse energy is between 1 nJ and 200 nJ.
  • the beam shaping device preferably makes the focus like this
  • a particularly preferred wavelength is in the range of 1030-1060 nm.
  • the laser parameters mentioned are preferably selected such that not only does a material change take place, but that this is also optically detectable at least immediately after processing. It is particularly preferred to choose the parameters so that the interaction of the
  • Laser radiation with the tissue causes blistering, making a blister structure observable.
  • the image evaluation device preferably evaluates the images of the
  • Image recording device by image recognition or image measurement.
  • Target images for example of the planned treatment process, can be used as a basis.
  • optically detectable results of the cutting generation can be recognized or measured in order to detect any deviations from the target sequence.
  • the solution to the problem according to the invention therefore consists in mechanical support for the operator in monitoring the course of the treatment.
  • the level of support can go as far as fully automated monitoring of the course of treatment. In the best case, all that remains for the operator is the automated task
  • the invention offers the following options:
  • the image evaluation device requires special functions for this. These are functions for digital image processing that serve to make an assessment of the correctness of the treatment. Treatment is said to be correct if the cuts produced are made where they are to be made according to the planning made by the operator with machine support.
  • image processing algorithms e.g. edge filters, flow transformation,
  • Difference images, image correlation, segmentation, calculation of the optical flow, etc. are assessed by comparing measured image actual parameters with predefined image target parameters.
  • the image acquisition system is with a
  • Video acquisition system connected that the observation of the
  • the video capture system e.g. a digital one
  • Video recorder the visualization of the treatment process with the same, increased or reduced speed of the image reproduction compared to the previous image acquisition.
  • Lenticule removal respond to the observed course of laser therapy.
  • areas with a missing blister structure can be identified that preclude subsequent lenticular separation, thereby avoiding damage to the patient.
  • the operator can be informed about areas with a different blister structure, which make it difficult to separate tissue areas. He can then adjust his manual
  • Video image in a common laser therapy system The information obtained during laser therapy on the success of the ablation at various times (time stamp) can be used by the doctor during the
  • prior knowledge of the expected shape of the pattern generated by the interaction of the laser with the tissue, in particular a bubble pattern is used for the automatic analysis in order to mechanically and thus rapidly detect and evaluate the expected pattern.
  • the image is searched for the expected round or elliptical shape of the bubble pattern and the center of the structure is measured. If the center of the structure shifts at any time during processing, the eye can slip on
  • the learning pattern can also be duplicated, so that identical preconditioned systems can be created.
  • the time to reach a critical error level is automatically estimated, for example by simple extrapolation, and with regard to the machining time still to be expected or the time for processing a critical part of the machining rated. For example, if a shift of 5 pm is detected 20 ms before the end of the cut of a lenticular area and a shift of 10 pm before the end of this section, then there is no interruption of treatment at first, but the critical cut of the lenticular area is still completed (forecast evaluation). Only then will the
  • Treatment is stopped and the operator is prompted by the therapy device to actively decide on the way to continue.
  • Processing are decision criteria (e.g. in the form of parameter vectors) and limit values for permitted deviations (e.g. in the form of
  • Limit value vectors and stored in the device by the pet controller or the operator. The comparison of parameter vectors or predicted parameter vectors with limit value vectors then enables a quick machine decision. Calculating a forecast
  • the parameter vector is calculated based on the measurement of its rate of change for the known point in time at which the lenticular section ended. By comparing the parameter vector predicted in this way with the limit value vector, the assessment is then made as to whether the expected deviation can be accepted or an immediate treatment discontinuation must take place. In the example described, assuming a uniform movement,
  • Limit value vector here is 20pm, no automatic treatment termination would therefore be triggered after evaluation.
  • the therapy device can then automatically (preferably on the basis of a measured
  • Parameter vector also one from the original treatment plan
  • a cut of an edge surface of the lenticle could be carried out with a somewhat smaller diameter and a greater depth (axial extension) than originally intended, in order in this way to achieve a seamless connection to the cut of the lenticle surface.
  • variations of the standard process and their dependence on deviations are defined and saved in the device by the manufacturer or the operator.
  • the bubble pattern is not detected, but the edge of the contact glass is monitored for the absorption of connective tissue.
  • all of the above-mentioned developments of the invention can also be used.
  • a mechanical decision can be made on the basis of measured values from a suitable detector.
  • a suitable detector for this purpose, at least one sensor for signal detection, a signal processing module for generating measured values and a
  • Evaluation module needed to evaluate the regularity of the measured values.
  • the measured values can be, for example, force measured values, the evaluation of which serves to make a decision about the correctness of the treatment. Treatment is said to be correct if the measured values lie in a measured value interval which is predetermined or calculated from initial values.
  • the principle of forecast evaluation described above can also be used in this case.
  • the effect of the invention with regard to solving the problem lies in the faster reaction of the automatic monitoring system compared to the manual monitoring by the operator only.
  • the accuracy of the detection of a deviation also plays a role in the speed of the reaction. Suction loess often begins with a slow sliding of the eye on the contact glass / patient interface. The detection of even small errors makes it possible to react quickly on the one hand, but on the other hand to have enough time to estimate the temporal development and evaluation of the process (forecast evaluation). It is therefore provided that the accuracy of the error detection by the Image processing is better than 50 mhh, preferably it is less than 20 miti, in the best case only 5 miti. Relative to an observation field of at least 1 1 mm, this results in a preferred number of pixels for the image recording device of greater than or equal to 2200x2200, particularly preferably greater than or equal to 4000x4000.
  • Fig. 1 is a schematic representation of an apparatus for performing
  • Fig. 2 is a simplified sectional view through the cornea
  • Fig. 4 shows a first example of the evaluation of a recording of the
  • Fig. 5 shows a second example of the evaluation of a recording of the
  • the device 1 shows, by way of example and schematically, a device 1 for carrying out a lenticle-extracting ametropia correction.
  • the device 1 has a laser 2 which provides pulsed laser radiation, in the embodiment described the laser 2 emits a pulsed raw beam 3 which has a wavelength which penetrates into the tissue of the cornea, so that processing using nonlinear effects can take place there .
  • the raw beam 3 is shaped by a pulse shaper 4 with regard to the pulse duration, with predistortion known from the prior art being able to take place, which ensures that after passing through the further optical path of the beam path in the material, ie in the cornea of the eye, the desired pulse length of, for example, ⁇ 1 ps is present.
  • the pulse shaper 4 and the laser 2 together form a laser beam source 5, which emits a pulsed laser beam 6 of the desired pulse length.
  • the pulsed laser beam 6 continues to fall through a scanner 7, which preferably causes a two-dimensional deflection transverse to the direction of propagation of the laser radiation.
  • the laser beam 6 scanned in this way is focused into the cornea by an objective 8.
  • the scanner 7 forms, together with the objective 8, a beam shaping device 9, which ensures that the pulsed laser radiation 6 is focused at adjustable locations in a cornea of an eye, the focus diameter there being less than 3 pm.
  • the laser beam source 5 can optionally comprise a so-called pulse picker, which can be part of the pulse shaper 4, for example.
  • This pulse picker changes the raw beam 3 with regard to the frequency of the laser radiation pulses, which have a processing effect in the cornea. That's the way it is
  • the laser 2 it is possible to design the laser 2 so that it is one
  • the pulse picker then reduces the frequency of the effective laser radiation pulses by rendering individual laser radiation pulses harmless with regard to their processing effect. This can
  • the pulse frequency of the pulsed laser beam 6 is between 1.2 MHz and 10 MHz, the frequency being related to those pulses which have a processing effect, i. H. Pulses that have not been rendered harmless by a pulse picker that may be present.
  • the energy of these pulses of the pulsed laser beam 6 is between 1 nJ and 200 nJ, preferably between 10 nJ and 100 nJ, particularly preferably between 20 nJ and 80 nJ.
  • the wavelength of the laser beam 6 is in a range from 1030 nm to 1060 nm or another spectral range that can penetrate the cornea, for which the cornea therefore preferably has a transmittance of at least 0.8.
  • the device 1 further comprises a contact glass 10, which serves to fix the eye 11 and also to give a front surface of the cornea 12 of the eye 11 a desired and known shape.
  • a contact glass 10 which serves to fix the eye 11 and also to give a front surface of the cornea 12 of the eye 11 a desired and known shape.
  • the contact glass 10 is sucked onto the cornea 12 of the eye 11 by means of a negative pressure, which is provided by a negative pressure generating device 21 which is connected to the contact glass 10 via a negative pressure line 22.
  • the contact glass 10 can, for example, as in WO
  • the objective 8 bundles the laser radiation 6 into a focus 13 which lies within the cornea 12.
  • the focus 13 preferably has a maximum
  • Diameter of 3 miti particularly preferably of a maximum of 2 pm.
  • FIG. 1 shows in dashed lines that, depending on the effect of the scanner 7, the focus 13 is at different locations in the cornea 12 of the eye 11.
  • the scanner 7 causes a deflection transverse to
  • the focus position is adjusted along the main direction of incidence by suitable control of the objective 8, which is designed to be suitable for z-adjustment.
  • a beam splitter 23 is arranged, which serves to transmit the laser radiation 6 and to image an image of the cornea 12 on a camera 24 (possibly via optics not shown here).
  • the camera 24 is connected to an image evaluation device 25, which in turn is connected to the control device 14.
  • the camera 24 can also be outside the beam path of the laser 2
  • the laser beam source 5 in the construction of FIG. 1, implemented by laser 2 and pulse shaper 4
  • the beam shaping device 9 in the construction of FIG. 1, implemented by scanner 7 and lens 8) are connected to a control unit 14 via control lines (not shown) that controls these elements appropriately.
  • the control device 14 generates a cut surface in the cornea through the control.
  • the corresponding relationships are shown in a sectional view in FIG. 2, which schematically shows the skin 12.
  • a lenticle 15 in the cornea 12 is isolated.
  • the lenticle 15 is delimited anteriorly by a flap surface 16 and posteriorly by a lenticle surface 17.
  • the flap surface 16 is at a constant distance from the front surface 18 of the cornea 12. The flap surface 16 is therefore not curved relative to the front surface 18.
  • the lenticle surface 17 sets a clinically relevant change in the curvature of the front surface 18 of the cornea 12 even with a small tissue volume when the lenticle 15 is removed.
  • This removal takes place by means of a lateral section, not shown in FIG. 2, which leads, for example, at the edge of the lenticle 15 from the flap surface 16 to the front surface 18 and allows the isolated lenticle 15 to be extracted, if necessary after prior shredding of the material of the Lenticle 15.
  • flap surface 16 and lenticle surface 17 are symmetrical to the optical axis OA. This occurs automatically for the flap surface 16 if it is at a constant distance from the
  • Front surface 18 has.
  • the boundary surfaces of the lenticle 15 can of course also comprise further surfaces in addition to the flap surface 16 and the lenticle surface 17.
  • an additional edge surface can be provided, which connects the flap surface 16 to the lenticule surface 17, which then has a more curved course than the flap surface 16 and the front surface 18.
  • the cut surfaces for isolating the lenticule 15 are produced by moving the focus 13 along a path that lies in the corresponding surface. This is shown by way of example in FIG. 3 on the basis of the lenticular surface 17, which is elliptical here for reasons of clarity. This is to show that the device 1 can not only correct a spherical visual defect, but also an astigmatism. When higher aberrations are corrected, the lenticle 15 is no longer rotationally symmetrical to the optical axis OA in every case.
  • Fig. 3 shows a unfolding of the lenticular surface 17 in the
  • FIG. 3 Plane of the drawing.
  • a path 19 is shown in broken lines in FIG. 3.
  • the position of the focus 13 is adjusted along this path.
  • this not only requires an adjustment transverse to the optical axis OA, but also an adjustment of the focus position along the optical axis OA.
  • This cannot be seen in FIG. 3 because this figure shows the lenticule surface 17 unfolding into the plane of the drawing, which is why the path 19 in the illustration in FIG. 3 lies in one plane. If one looks at the section through the lenticle 15 in FIG. 2, it becomes clear that as the distance from the optical axis OA increases, the z position of the focus is also shifted away from the front surface 18.
  • Target points 20 are entered along the spiral path 19 of FIG. 3, which essentially describes contour lines. They each designate a point to which a laser pulse of the pulsed laser radiation 6 is emitted. By lining up the target points 20 along the path 19 and by a suitable choice of the path 19, the lenticule surface 17 is taken as a whole
  • Cut surface formed The distances between the target points 20 are selected such that as far as possible no material bridges remain, that is to say the lenticule surface 17 is generated over the whole area as a cut surface.
  • Arrange target points 20 as equidistant as possible are the pulse frequency and the Adjust speed of displacement of the steel forming device 9 to each other. Since a laser 2 can generally only be adjusted with great effort at a high pulse frequency, it is advantageous to first use the laser 2 to provide a raw beam 3 that has a pulse frequency that is greater than or equal to the maximum pulse frequency that is required for the laser beam 6 it is asked for. It can be easier to implement such a laser 2 and combine it with a pulse picker than to build a laser that is directly adjustable in terms of its pulse frequency. In this way, the pulse frequency can be adjusted to the shifting speed and the duration of the cutting surface generation is minimized by reducing the number of processing points. This can also change the target image of the pattern of the target points 20 or the target image of the effects caused by them in the material (bubble pattern), which the
  • Image evaluation device 25 can compare with the current image of the camera 24.
  • the control device 14 in FIG. 1 contains the system for storing the video images registered with the camera 24 and the image evaluation device 25.
  • the control device 14 also includes the system for playing back the video sequences at a reduced speed (digital video recorder with slow-motion function).
  • relevant features such as blistering and bubble breakdown as well as features relating to the course of suction loss incidents are identified with a observable for the doctor
  • Control device 14 plays back selected images adapted to the respective treatment situation using time stamps.
  • control device enables the user to jump to video images at relevant times in the previously registered laser therapy and to display this information in the doctor's observation field
  • FIG. 4 shows the invention using the example of loosening or reducing the vacuum fixation of the patient's eye (“suction loss”) by sucking in Connective tissue (lower edge of the picture) explained in more detail.
  • suction loss the vacuum fixation of the patient's eye
  • Connective tissue lower edge of the picture
  • Cornea takes place on a path 19 running from the outside inwards.
  • the image evaluation device 25 determines the outer edge 26 of the cut or the sectional image and its center 27
  • the center point 29 of the inner edge 28 relative to the center point 27 (target image parameter) of the outer edge 26 of the cut indicates that the eye 11 has moved under the contact lens 10 and that the fixation of the eye is no longer stable.
  • a control device 14 Via the control device 14, a
  • the termination decision is then made exclusively or in addition on the basis of the forecast.
  • the boundary 30 of the contact glass 10 would be another
  • the processing state of the cut can be inferred from the diameter of the inner edge 28 and, in the case of a largely completed cut, the image evaluation device can also make the continuation of the cut as a decision which is preferable to being canceled.
  • FIG. 5 shows an example of an alternative evaluation method for the image of the camera.
  • the image of the edge 30 of the contact glass 10 is evaluated here.
  • the suction of connective tissue in area 31 is automatically detected and evaluated.
  • the parameter vector would then be, for example
  • the parameter vector is a predetermined one
  • Limit value (limit vector) is exceeded, a signal is given to the control device 14. This can then terminate the treatment or give the operator a signal or a recommendation for action.
  • the Change a forecast for the future development of the
  • Interference process sucing in conjunctiva
  • the evaluation takes place not only on the basis of the current extent of the disturbance but also taking into account the prognosis of its chronological course (multidimensional parameter vector) in relation to the time required until the end of the

Landscapes

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Abstract

Die Erfindung bezieht sich auf eine Vorrichtung zur Erzeugung von Schnitten im Inneren eines Auges.Dabei enthält die Vorrichtung eine Bildaufnahmeeinrichtung, die ausgebildet ist, mindestens einen Teil des Bildfeldes aufzunehmen,undeine Bildauswerteeinrichtung, die ausgebildet ist, Aufnahmen der Bildaufnahmeeinrichtung auszuwerten und Signale für die Steuereinrichtung und/oder den Bediener zu erzeugen. Die Erfindung bezieht sich weiterhin auf ein Verfahren zur Erzeugung von Schnitten im Inneren eines Auges, wobei eine Bildaufnahmeeinrichtung zur Aufnahme mindestens eines Teils des Bildfeldes verwendet wird,und eine Bildauswerteeinrichtung die Aufnahmen der Bildaufnahmeeinrichtung auswertet und Signale für die Steuereinrichtung und/oder den Bediener erzeugt.

Description

Erzeugung von Schnitten im Inneren des Auges
Die Erfindung bezieht sich auf eine Vorrichtung zur Erzeugung von Schnitten im Inneren eines Auges, die aufweist eine Laserstrahlquelle, die ausgebildet ist, gepulste Laserstrahlung abzugeben mit einer in die Hornhaut des Auges eindringenden Wellenlänge, einer Strahlformungseinrichtung, die aufweist eine Strahloptik, welche die gepulste Laserstrahlung in das Innere des Auges in einen Fokus bündelt, und einer Strahlablenkeinrichtung, die einen Fokus der Strahlung verschiebt, wobei eine Steuereinrichtung vorgesehen ist, die ausgebildet ist, die Laserstrahlquelle und die Strahlformungseinrichtung anzusteuern, um im Inneren des Auges mindestens eine Schnittfläche zu erzeugen.
Die Erfindung bezieht sich weiter auf ein Verfahren zur Erzeugung von
Schnitten im Inneren eines Auges, wobei im Inneren des Auges mindestens eine Schnittfläche festgelegt wird, und die Schnittfläche durch die Abgabe gepulster Laserstrahlung erzeugt wird, wobei gepulste Laserstrahlung
verwendet wird, die eine in die Hornhaut eindringende Wellenlänge hat und ein Fokus der Laserstrahlung im Inneren des Auges verschoben wird.
Für die Abbildungseigenschaften des Auges ist die Form der Vorderfläche der Augenhornhaut von Bedeutung. Es ist deshalb seit langem bekannt, für eine Fehlsichtigkeitskorrektur die Augenhornhaut zu verändern, mit dem Ziel die Vorderfläche der Augenhornhaut und damit deren Brechungseigenschaften zu modifizieren und so eine Fehlsichtigkeit auszugleichen. Im Stand der Technik wurden dazu Operationsverfahren entwickelt, welche an der Augenhornhaut eine Lamelle lösen, diese abklappen und dann aus dem derart freigelegten Inneren der Augenhornhaut Material abtragen. Anschließend wird die Lamelle wieder zurückgeklappt und die Augenhornhaut hat aufgrund des
Materialabtrages eine anders geformte Vorderfläche. Dieses Korrekturprinzip ist im Stand der Technik u. a. mit der Bezeichnung LASIK abgekürzt. Derartige Verfahren seien nachfolgend als lamellenlösende Fehlsichtigkeitskorrektur bezeichnet. Das Lösen der Lamelle erfolgte in frühen Ausführungsformen mittels eines mechanischen Keratoms. Die Augenhornhaut wird durch ein ebenes Kontaktglas flachgedrückt und mittels des mechanischen Keratoms ein die Lamelle erzeugender Schnitt ausgeführt. In einer Weiterbildung werden mittlerweile sogenannte Laserkeratome verwendet. Hierzu ist u. a. ein
Laserkeratom der Ziemer Ophthalmie Systems AG, Port, Schweiz, bekannt. Es ist hinsichtlich seiner Strahlablenkung zur Erzeugung der abzuklappenden Lamelle ausgebildet. Das erste Laserkeratom wurde von der Intralase Inc.,
USA, entwickelt, die mittlerweile der Abbott Laboratories, Illinois, USA, gehört. Beide Laserkeratome arbeiten mit gepulster Laserstrahlung, wobei sich
Repetitionsraten und Pulsenergien unterscheiden.
Die chirurgische Fehlsichtigkeitskorrektur wurde weiterentwickelt zu Verfahren, die in der Hornhaut Material isolieren und extrahieren. Das Material hat üblicherweise die Form eines Lentikels, weshalb diese Verfahren hier lentikelextrahierende Verfahren bzw. Vorrichtungen genannt werden. Auch wird das zu isolierende und extrahierende Volumen der Anschaulichkeit halber mit der Bezeichnung„Lentikel“ versehen, auch wenn in bestimmten
Anwendungsfällen ein nicht lentikelförmiges Volumen zu isolieren und extrahieren ist.
Die eingangs genannten Vorrichtungen und Verfahren beziehen sich auf das Prinzip der Lentikelextraktion. Die lentikelextrahierenden Vorrichtungen und Verfahren haben den Vorteil, dass die Vorderfläche der Hornhaut in einem sehr viel kleineren Bereich verletzt wird. Man benötigt nicht mehr einen nahezu vollständig ringförmigen Einschnitt an der Hornhautvorderfläche, wie er zürn Lösen einer das Hornhautinnere freilegenden Lamelle erforderlich ist. Es genügt vielmehr ein kleiner Einschnitt am Rand, der zum isolierten Volumen führt und durch den das isolierte Volumen entnommen werden kann, gegebenenfalls nach vorheriger Zerkleinerung des isolierten Materials. Das Prinzip der Lentikelextraktion erfordert es jedoch, die das Lentikel isolierenden Schnittflächen im Inneren der Hornhaut hochpräzise zu erzeugen. Um eine Fehlsichtigkeitskorrektur zu bewirken, sollte für einen möglichst geringen Gewebeverbrauch weiter mindestens eine der das Lentikel begrenzenden Schnittflächen in einem nicht konstanten Abstand zur Vorderfläche der
Hornhaut liegen. Auch hier besteht ein Unterschied zum Ansatz, der eine Hornhautlamelle löst und abklappt, da dort die einzige und lamellenerzeugende Schnittfläche problemlos in konstantem Abstand zur Vorderfläche der Hornhaut liegen kann, also parallel zur Vorderfläche der Hornhaut. Wenn beim lamellenerzeugenden Schnitt die Vorderfläche der Hornhaut mit einem planen Kontaktglas flachgedrückt wird, muss man lediglich eine Schnittfläche erzeugen, die bis auf Randabschnitte parallel zur Fläche des Kontaktglases liegt und ihrerseits auch eben ist.
Die lentikelextrahierende Fehlsichtigkeitskorrektur ist grundlegend in der WO 2004/105660 und der WO 2004/105661 beschrieben. Im Stand der Technik sind darüber hinaus Weiterbildungen bekannt. So offenbart die WO
2005/011547 die Verwendung von Höhenlinien als Fokus-Bahnkurven zur schnellen Lentikelisolation, die WO 2008/055697 gibt Berechnungsvorschriften, wie die Grenzflächen des Lentikels, d. h. die erzeugenden Schnittflächen gewählt werden können. Aus dieser Schrift ist es insbesondere bekannt, die das Lentikel begrenzenden Schnittflächen in eine anteriore Flap-Fläche, welche in konstantem Abstand zur Vorderfläche der Augenhornhaut liegt, und in eine posteriore Lentikelfläche aufzuteilen, welche in keinem konstanten Abstand zur Vorderfläche er Hornhaut liegt. Der Abstand der Flächen zueinander und damit ihre Form beeinflusst die Krümmung der Hornhaut nach der Korrektur.
Die WO 2008/055705 und WO 2008/055706 befassen sich mit der Problematik der Bildfeldkrümmung bei der Verwendung eines nicht planaren Kontaktglases und der Erzeugung von Steuerdaten für das chirurgische Verfahren.
Die Schnittfläche wird üblicherweise durch gepulste Laserstrahlung erzeugt. Dabei werden die Zielpunkte der Laserstrahlung entlang einer Bahnkurve angeordnet, die in der Schnittfläche liegt und letztlich die Schnittfläche vorgibt. Die WO 2008/055698 schildert die Anordnung der Zielpunkte entlang der Bahnkurve, wobei es vorgesehen ist, nicht für jeden in die Augenhornhaut abgegebenen Laserstrahlungspuls auch einen Zielpunkt vorzugeben. Die WO 2008/131878 widmet sich der Frage, wie nach einem Abbruch bzw. Abschluss eines laserchirurgischen Eingriffs, eine weitere Behandlung erfolgen kann, welche die bereits vorhandene Schnitte in der Hornhaut berücksichtigt.
Die WO 2007/022993 beschreibt ein Kontaktglas, welches mit Unterdrück an der Hornhaut bzw. Sklera des Auges befestigt werden kann. Dieses dient dazu, eine feste Koordinatenbeziehung zwischen dem Behandlungslaser und dem Auge zu sichern und dabei zu verhindern, dass sich das Auge bewegt, was diese
Zuordnung wieder aufheben würde. Zur Sicherheit für den Patienten ist häufig ein Kraftsensor vorgesehen, welcher verhindert, dass das Kontaktglas bei Bewegungen des Patienten das Auge schädigt (bspw. WO 2005/048895).
Für das lentikelextrahierende Verfahren ist im Stand der Technik das
Femtosekunden-Laserkeratom VisuMax® der Carl Zeiss Meditec AG bekannt.
Es verwendet einen Femtosekunden-Faserlaser, welcher im infraroten
Spektralbereich emittiert und mit einer Pulswiederholrate von 500 kHz
Laserpulse abgibt, die in die Augenhornhaut fokussiert werden.
Weiterhin ist bekannt mit einem fs-Laser im Inneren des Auges, bspw. der Linse, des Glaskörpers oder der Retina, Schnitte zu erzeugen (z.B. DE 199 40 712), was z.B. bei der sogenannten fs-Kataraktbehandlung ausgenutzt wird.
Bei bekannten Systemen zur Erzeugung von Schnitten im Auge ist es üblich, dass der Bediener (Arzt) den Fortschritt des Eingriff visuell überwacht, entweder mit einem Operationsmikroskop zur Mitbeobachtung oder über eine Einrichtung aus Kamera und Bildschirm (beides beschrieben in DE 10 2005 013 949).
Sowohl für die Qualität einer Fehlsichtigkeitskorrektur als auch für die
Akzeptanz bei Patienten ist die Zeit, welche die Schnittflächenerzeugung dauert, von hoher Bedeutung. Mit der Dauer des Eingriffs steigt das Risiko von störenden Augenbewegungen, welche die Genauigkeit der
Schnittflächenerzeugung herabsetzen oder sogar dazu führen können, dass gar keine zusammenhängende Schnittfläche mehr erzeugt werden kann und das Verfahren abgebrochen werden muss. Auch ist ein länger dauernder Eingriff eine unerwünschte Belastung für den Patienten. Für die Güte des Resultates einer lentikelextrahierenden Sehkorrektur ist hingegen die exakte Positionierung der Schnittflächen in der Augenhornhaut von hoher Bedeutung. Da die
Schnittfläche durch die Verstellung der Fokuslage (Fokus) der gepulsten Laserstrahlung entlang einer Bahn erzeugt wird, ist letztlich die
Positioniergenauigkeit des Fokus in Inneren des Auges wichtig.
Aus der DE 10 2013 204 496 der Anmelderin ist daher ein System bekannt, dass eine schnelle Schnittflächenerzeugung bei gleichzeitig hoher Präzision erreicht.
Damit wird es möglich, eine beispielsweise bisher in 30 s durchgeführte Lasertherapie in wenigen Sekunden (etwa 5 s) durchzuführen. Dadurch erhöht sich die Anforderung an die Beobachtungsgabe und die
Reaktionsgeschwindigkeit des Bedieners erheblich. Damit kann es gegenüber dem heutigen Therapiestandard zu einer Vergrößerung bestimmter
Therapierisiken für den Patienten kommen.
Als Unterstützungslösungen für den Bediener sind bekannt:
• die Aufzeichnung des Videosignals der Kamera während der Lasertherapie (Video-Log),
• die Aufzeichnung von Steuersignalen über den Fortschritt der Lasertherapie (z.B. Scanner-Log, Energie-Log),
• die automatisierte Regelung der Anpresskraft zwischen Patientenauge und Kontaktglas auf der Grundlage des Messwertes der Anpresskraft,
• automatisierter Arbeitsablauf zur Fortsetzung bzw. Wiederaufnahme einer Lasertherapie,
• Erzeugung eines automatisch generierten Dokuments (Treatment-Report), welches wesentliche Behandlungsparameter und den erreichten
Behandlungsfortschritt für den Bediener zusammenfasst.
Es ist die Stand der Technik, dass der Bediener die Aufgabe hat, die
Behandlung zu initiieren und den Behandlungsverlauf zu verfolgen und ggf. einen Abbruch der Behandlung einzuleiten, wenn er dies für richtig hält. Er beurteilt zu diesem Zweck eine Vielzahl von Informationen, die er hauptsächlich aus der visuellen Beobachtung des Behandlungsverlaufs im Okular des
Mitbeobachtungsmikroskops oder per Bildschirmanzeige erhält. Wenn es beispielsweise zu einem Lösen der Vakuumfixation des Patientenauges vom Kontaktglas (bzw. dem Patienten-Interface) kommt („Suction Löss“), stoppt der Bediener die Lasertherapie, indem er bspw. einen Fußschalter betätigt. Die Wirksamkeit dieser manuellen Überwachungsfunktion ist von erheblicher Bedeutung für die Patientensicherheit.
Bei einem schnelleren Ablauf der Lasertherapie verringert sich zwar einerseits die Häufigkeit von Störungen durch ungünstige Ereignisse (z.B.
Patientenaktivität, Augenbewegung). Gleichzeitig erhöht sich jedoch die
Auswirkung auf den Patienten im Fall einer Störung, weil in der Zeit zwischen dem Eintreten der Störung bis zum Einleiten einer wirksamen
Gegenmaßnahme (Reaktionszeit) durch den Bediener eine größere und häufig ungünstige Bearbeitungswirkung erzielt wird. Damit besteht das Risiko einer erheblichen Gefährdung oder tatsächlichen Schädigung des Patienten im Fall einer Störung des Behandlungsverlaufs.
Als besonders kritisch hat sich dabei das Lösen oder Verringern der
Vakuumfixation des Patientenauges („Suction loss“) herausgestellt, da dadurch die Gefahr besteht, dass das Auge sich gegenüber der optischen Achse der Behandlungseinrichtung bewegt und damit der beabsichtigte Schnitt
unterbrochen und/oder an falscher Stelle fortgeführt/ausgeführt wird. In der WO 2016/148 754 wird daher vorgeschlagen, den Unterdrück der Fixation mit einem zweiten zusätzlichen Drucksensor zu überwachen.
Aufgabe der Erfindung ist die Verbesserung der Überwachung einer Laserbehandlung am Auge.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch eine Vorrichtung zur Erzeugung von Schnitten im Inneren eines Auges, die aufweist
- eine Laserstrahlquelle die ausgebildet ist, gepulste Laserstrahlung im Femtosekundenbereich abzugeben,
- eine Strahloptik, welche ein Bildfeld hat und die gepulste Laserstrahlung in das Innere des Auges in einen Fokus bündelt, der innerhalb des
Bildfeldes liegt,
- eine Strahlablenkeinrichtung, die den Fokus innerhalb des Bildfeldes verschiebt,
- eine Steuereinrichtung, die ausgebildet ist, die Laserstrahlquelle und die Strahlformungseinrichtung anzusteuern, um im Inneren des Auges durch die Vorgabe der Bahn mindestens einen Schnitt zu erzeugen,
- eine Bildaufnahmeeinrichtung, die ausgebildet ist, mindestens einen Teil des Bildfeldes aufzunehmen,
- eine Bildauswerteeinrichtung, die ausgebildet ist, Aufnahmen der Bildaufnahmeeinrichtung auszuwerten und Signale für die Steuereinrichtung und/oder den Bediener zu erzeugen.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch ein Verfahren zur Erzeugung von Schnitten im Inneren eines Auges, wobei
- mindestens eine Schnittfläche im Inneren des Auges festgelegt wird,
- eine Bahn festgelegt wird, die in der Schnittfläche liegt,
- in das Innere des Auges gepulste Laserstrahlung im
Femtosekundenbereich mit einer in die Hornhaut eindringenden
Wellenlänge abgegeben wird,
- eine Strahloptik verwendet wird, welche ein Bildfeld hat und die gepulste Laserstrahlung im Inneren des Auges in einen Fokus bündelt, der innerhalb des Bildfeldes liegt
- der Fokus im Inneren des Auges und innerhalb des Bildfeldes
verschoben wird
- eine Bildaufnahmeeinrichtung zur Aufnahme mindestens eines Teils des Bildfeldes verwendet wird,
- eine Bildauswerteeinrichtung die Aufnahmen der
Bildaufnahmeeinrichtung auswertet und Signale für die Steuereinrichtung und/oder den Bediener erzeugt.
Dabei ist es von besonderem Vorteil wenn die Laserstrahlquelle gepulste Laserstrahlung mit einer Pulsfrequenz von 1 ,2 MHz bis 10 MHz abgibt.
Weiterhin von Vorteil ist, wenn die Pulsenergie zwischen 1 nJ bis 200 nJ liegt.
Vorzugsweise wird durch die Strahlformungseinrichtung der Fokus so
gebündelt, dass er innerhalb des Bildfeldes liegt und einen maximalen
Durchmesser unter 3 pm hat.
Eine besonders bevorzugte Wellenlänge liegt im Bereich von 1030-1060 nm.
Die genannten Laser- Parameter werden bevorzugt so gewählt, dass nicht nur eine Materialveränderung erfolgt, sondern dass diese auch zumindest unmittelbar nach der Bearbeitung optisch detektierbar ist. Besonders bevorzugt ist es dabei, die Parameter so zu wählen, dass die Wechselwirkung der
Laserstrahlung mit dem Gewebe eine Blasenbildung bewirkt, wodurch eine Blasenstruktur beobachtbar wird.
Vorzugsweise wertet die Bildauswerteeinrichtung die Bilder der
Bildaufnahmeeinrichtung durch Bilderkennung oder Bildmessung aus. Dabei können Sollbilder bspw. des geplantem Behandlungsablaufs zu Grunde gelegt werden. Alternativ oder parallel können optisch detektierbare Ergebnisse der Schnitterzeugung erkannt bzw. gemessen werden, um ggf. Abweichungen vom Sollablauf zu erkennen.
Die erfindungsgemäße Lösung des Problems besteht also in einer maschinellen Unterstützung des Bedieners bei der Überwachung des Behandlungsverlaufs. Der Grad der Unterstützung kann dabei bis zur vollständig automatisierten Überwachung des Behandlungsverlaufs gehen. Für den Bediener verbleibt dann im besten Falle nur die Aufgabe, den automatisierten
Behandlungsverlaufs zu starten und zu überwachen.
Die Erfindung bietet dabei die folgenden Möglichkeiten:
. automatische Bilderkennungsfunktion im Video (maschinelle Überwachung durch Bildverarbeitung) hinsichtlich Regularität der Behandlung und
automatische Unterbrechung der Behandlung im Fall einer erkannten
Störung, . automatische Messfunktion (maschinelle Überwachung durch Signalüberwachung) hinsichtlich Regularität der Behandlung und
automatische Unterbrechung der Behandlung im Fall einer erkannten
Störung,
. Möglichkeit des Bedieners, eine automatisch unterbrochene Behandlung fortzusetzen, also die automatische Überwachungsfunktion bewusst außer Kraft zu setzen, ihre Empfehlungen zu ignorieren oder ihre Maßnahmen zu korrigieren bzw. zu überschreiben.
Dazu benötigt die Bildauswerteeinrichtung spezielle Funktionen. Hierbei handelt es sich um Funktionen zur digitalen Bildverarbeitung, die dazu dienen, eine Bewertung der Korrektheit der Behandlung zu treffen. Als Korrekt wird eine Behandlung dann bezeichnet, wenn die erzeugten Schnitte dort entstehen, wo sie gemäß der durch den Bediener mit maschineller Unterstützung erfolgten Planung entstehen sollen. Fl ierfür verwendet die Bildauswerteeinrichtung Bildverarbeitungsalgorithmen (z.B. Kantenfilter, Flough-Transformation,
Glättungsfilter, Kontrastverstärkung, Flelligkeitsänderung, Fourier-Filter,
Differenzbilder, Bildkorrelation, Segmentierung, Berechnung des optischen Flusses u.s.w.). Die Bewertung der Korrektheit erfolgt im einfachsten Fall durch den Vergleich von gemessenen Bild-lst-parametern mit vordefinierten Bild-Soll- Parametern.
In einer bevorzugten Variante ist das Bilderfassungssystem mit einem
Videoerfassungssystem verbunden, dass die Beobachtung des
Behandlungsverlaufs nach Abschluss der Lasertherapie jedoch noch vor der Lentikelentnahme erlaubt.
Dabei ermöglicht das Videoerfassungssystem (bspw. ein Digitaler
Videorecorder) die Visualisierung des Behandlungsprozesses bei gleicher, erhöhter, oder reduzierter Geschwindigkeit der Bildwiedergabe im Vergleich zur vorherigen Bildaufnahme. Durch die Reduzierung der Geschwindigkeit der Bildwiedergabe wird der Verlauf der Lasertherapie für den Bediener (Arzt) wieder leichter beobachtbar und er kann im nachfolgenden Schritt der
Lentikelentnahme auf den beobachteten Verlauf der Lasertherapie reagieren.
Es können dabei die beschriebenen Techniken zur Bildverarbeitung zum
Einsatz kommen und weitere Arbeitsschritte zur Lentikelentnahme abgeleitet werden.
So können zum Beispiel Bereiche mit fehlender Blasenstruktur erkannt werden, die eine nachfolgenden Lentikelseparation ausschließen, wodurch ein Schaden für den Patienten vermieden wird.
In einem anderen Fall kann der Bediener über Bereiche mit abweichender Blasenstruktur informiert werden, die schlechter trennbare Gewebebereiche erwarten lassen. Er kann dann durch die Anpassung seiner manuellen
Chirurgietechnik darauf reagieren, wodurch der Behandlungserfolg erhöht wird. Dies kann wiederum durch Bildauswerteverfahren oder
Mustervergleichsverfahren unterstützt werden.
Ebenso kann durch Beobachtung des aufgezeichneten Behandlungsvideos mit reduzierter Geschwindigkeit im Fall eines Suction Löss dessen zeitlicher Ablauf wiederholt beobachtet werden. Der zeitbereich der fehlerfreien Lasertherapie bis zum Zeitpunkt des Suction Löss kann identifiziert werden.
Das Vorhandensein von Blasen im Videobild der Cornea gilt als Nachweis der erfolgreichen Laser-Gewebe-Wechselwirkung (Laserschnitt auf Basis der Photodisruption). Dabei hängt die Bildung und das Verschwinden des
Blasenmusters und somit die Beobachtbarkeitsdauer dieser Blasen während der Lasertherapie von den angewendeten Parametern wie Laserenergie, Pulsdauer und Fokussierung ab
So können kurzeitig existente Blasen nur schwer durch den Bediener erkannt werden. Dagegen können bei einer Aufnahme mit hoher Geschwindigkeit und nachfolgender Beobachtung mit reduzierter Geschwindigkeit (Zeitlupeneffekt) auch diese Blasen für den Bediener beobachtbar werden und er kann so Informationen über das Vorhandensein eines Lasertherapieschnitts gewinnen.
Eine besonders geeignete Ausführungsform ist die Bereitstellung des
Videobildes in einem gemeinsamen Lasertherapiesystem. So können die während der Lasertherapie gewonnenen Informationen zum Ablationserfolg zu verschiedenen Zeitpunkten (Zeitstempel) durch den Arzt während des
Arbeitsschritts der Lentikelentnahme abgefragt werden, die für den jeweiligen Arbeitsschritt relevant sind.
Auch ein Einblenden dieser Informationen in das Beobachtungsfeld des Bedieners während der Lentikelentnahme ist vorteilhaft.
In einer bevorzugten Variante der Erfindung wird zur automatischen Analyse Vorwissen über die zu erwartende Gestalt des durch die Wechselwirkung des Lasers mit dem Gewebe erzeugten Muster, insbesondere eines Blasenmuster verwendet, um das zu erwartende Muster maschinell und somit schnell zu detektieren und zu bewerten. Beispielsweise wird nach der erwarteten runden oder elliptischen Form des Blasenmusters im Bild gesucht und das Zentrum der Struktur gemessen. Verschiebt sich das Zentrum der Struktur zu irgendeinem Zeitpunkt der Bearbeitung, so kann auf ein Verrutschen des Auges am
Kontaktglas geschlossen werden und die Behandlung kann dann automatisch unterbrochen werden, indem die Bildauswerteeinrichtung ein entsprechendes Signal an die Steuereinrichtung gibt.
In einer Weiterführung der Erfindung werden nicht bekannte Regeln
angewendet, sondern die Regeln werden durch induktive Methoden überhaupt erst maschinell gefunden. Dazu wird eine große Anzahl von regulären und irregulären Behandlungen entsprechend klassifiziert und in einer überwachten Lernphase von der Bildauswerteeinrichtung analysiert oder ihr von außen ein entsprechendes Lernmuster zugeführt. Anschließend wird die so ermittelte implizit vorhandene Regel oder Gesetzmäßigkeit zur automatischen
Klassifizierung neuer Bilder verwendet. Das Lernmuster kann auch vervielfältigt werden, und so können identisch vorkonditionierte Systeme erzeugt werden.
In einer anderen Weiterführung der Erfindung wird bei automatischer Detektion einer Abweichung die Zeit bis zum Erreichen eines kritischen Fehlerausmaßes automatisch geschätzt, beispielsweise durch einfache Extrapolation, und im Hinblick auf die noch zu erwartende maschinelle Bearbeitungszeit bzw. Zeit für die Abarbeitung eines kritischen Teils der maschinellen Bearbeitung bewertet. Wenn beispielsweise 20 ms vor Abschluss des Schnitts einer Lentikelfläche eine Verschiebung von 5 pm detektiert wird und 10 ms vor Abschluss des dieses Schnitts eine Verschiebung von 10 pm, dann erfolgt zunächst keine Behandlungsunterbrechung, sondern der kritische Schnitt der Lentikelfläche wird noch abgeschlossen (Prognosebewertung). Erst danach wird die
Behandlung angehalten und der Bediener vom Therapiegerät aufgefordert, aktiv über die Art und Weise der Fortsetzung zu entscheiden. Für die
Entscheidung über Fortsetzung oder Unterbrechung der maschinellen
Bearbeitung sind Entscheidungskriterien (z.B. in Form von Parametervektoren) und Grenzwerte für erlaubte Abweichungen (z.B. in Form von
Grenzwertvektoren) festgelegt und durch den Fiersteller oder den Bediener im Gerät gespeichert. Der Vergleich von Parametervektoren oder prognostizierten Parametervektoren mit Grenzwertvektoren ermöglichst dann eine schnelle maschinelle Entscheidung. Die Berechnung eines prognostizierten
Parametervektors kann aufwandgering durch die Lösung der
Bewegungsgleichung für den Parametervektor für den Zeitpunkt erfolgen, zu welchem der kritische Verfahrensschritt abgeschlossen sein wird. Am
beschriebenen Beispiel des Lentikelschnitts erfolgt also eine Berechnung des Parametervektors, anhand der Messung seiner Änderungsgeschwindigkeit, für den bekannten Zeitpunkt des Endes des Lentikelschnitts. Durch den Vergleich des so prognostizierten Parametervektors mit dem Grenzwertvektor erfolgt anschließend die Bewertung, ob die erwartete Abweichung akzeptiert werden kann oder ein sofortiger Behandlungsabbruch erfolgen muss. Im beschriebenen Beispiel wird unter der Annahme einer gleichförmigen Bewegung ein
Parametervektor von 15pm berechnet. Nimmt man an, dass der
Grenzwertvektor hier 20pm beträgt, würde nach Bewertung folglich kein automatischer Behandlungsabbruch ausgelöst.
Das Therapiegerät kann in einer weiteren Ausgestaltung der Erfindung automatisch dann (vorzugsweise auf der Grundlage eines gemessenen
Parametervektors) auch einen vom ursprünglichen Behandlungsplan
(Standardablauf) abweichenden Behandlungsplan empfehlen. Im
beschriebenen Fall könnte beispielsweise ein Schnitt einer Randfläche des Lentikels mit einem etwas geringeren Durchmesser und einer größeren Tiefe (axiale Erstreckung) als ursprünglich vorgesehen ausgeführt werden, um auf diese Weise einen lückenlosen Anschluss an den Schnitt der Lentikelfläche zu erzielen. Hierfür sind Variationen des Standardablaufs und ihre Abhängigkeit von Abweichungen festgelegt und durch den Hersteller oder den Bediener im Gerät gespeichert.
In einer weiteren Variante der Erfindung wird nicht das Blasenmuster detektiert, sondern der Kontaktglasrand hinsichtlich des Einsaugens von Bindegewebe überwacht. Im Fall der Detektion eines solchen Vorgangs sind alle oben genannten Weiterführungen der Erfindung ebenfalls anwendbar. Die
Überwachung ist nicht auf die genannten Merkmale
(Blasenmuster/Kontaktglasrand) beschränkt sondern kann auch andere optisch detektierbare Merkmale berücksichtigen, die auch andere anatomische
Strukturen des Auges betrachten können (Vorderkammer, Linse, Iris,
Glaskörper, Netzhaut).
In einer anderen Weiterbildung der Erfindung kann zusätzlich oder alternativ zur automatischen optischen Erkennung von Abweichungen im Behandlungsablauf eine maschinelle Entscheidung auf Basis von Messwerten eines geeigneten Detektors erfolgen. Hierfür werden mindestens ein Sensor zur Signalerfassung, ein Signalverarbeitungsmodul zur Erzeugung von Messwerten und ein
Bewertungsmodul zur Bewertung der Regularität der Messwerte benötigt. Bei den Messwerten kann es sich beispielsweise um Kraftmesswerte handeln, deren Bewertung dazu dient, eine Entscheidung über die Korrektheit der Behandlung zu treffen. Als Korrekt wird eine Behandlung dann bezeichnet, wenn die Messwerte in einem Messwertintervall liegen, welches vorbestimmt oder aus Anfangswerten berechnet ist. Das oben beschriebene Prinzip der Prognosebewertung kann in diesem Fall ebenfalls Anwendung finden.
Die Wirkung der Erfindung im Hinblick auf die Lösung des Problems liegt in der schnelleren Reaktion des automatischen Überwachungssystems gegenüber der ausschließlich manuellen Überwachung durch den Bediener. Um gegenüber der menschlichen Reaktionszeit von mindestens 200 ms bis 500 ms eine signifikante Verbesserung zu erzielen, ist eine maschinelle Reaktionszeit von weniger als 200 ms, vorzugsweise weniger als 100 ms vorteilhaft.
Auch die Genauigkeit der Erkennung einer Abweichung spielt für die Schnelligkeit der Reaktion eine Rolle. Oft beginnt ein Suction Löss mit einem langsamen Abrutschen des Auges am Kontaktglas/Patienteninterface. Die Erkennung auch kleiner Fehler ermöglicht es hier, einerseits schnell zu reagieren, andererseits aber auch ausreichend Zeit zur Abschätzung der zeitlichen Entwicklung und Bewertung des Vorgangs zu haben (Prognosebewertung). Es ist daher vorgesehen, dass die Genauigkeit der Fehlererkennung durch die Bildverarbeitung besser als 50 mhh ist, vorzugsweise beträgt sie weniger als 20 miti, im besten Fall nur 5 miti. Bezogen auf ein Beobachtungsfeld von mindestens 1 1 mm Ausdehnung folgt damit eine bevorzugte Pixelzahl für die Bildaufnahmeeinrichtung von größer gleich 2200x2200, besonders bevorzugt größer gleich 4000x4000.
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, noch näher erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 eine Schemadarstellung einer Vorrichtung für die Durchführung von
Schnitten im Inneren des Auges, hier der Flornhaut
Fig. 2 eine vereinfachte Schnittdarstellung durch die Augenhornhaut zur
Veranschaulichung einer Schnittführung
Fig. 3 eine Projektion der Schnittfläche wie die Bildaufnahmeeinrichtung die Schnittflächenerzeugung aufnimmt
Fig. 4 ein erstes Beispiel für die Auswertung einer Aufnahme der
Schnittflächenerzeugung
Fig. 5 ein zweites Beispiel für die Auswertung einer Aufnahme der
Schnittflächenerzeugung
Fig. 1 zeigt beispielhaft und schematisch eine Vorrichtung 1 zum Ausführen einer lentikelextrahierenden Fehlsichtigkeitskorrektur. Die Vorrichtung 1 weist einen Laser 2 auf, der gepulste Laserstrahlung bereitstellt, wobei in der geschilderten Ausführungsform der Laser 2 einen gepulsten Rohstrahl 3 abgibt, der eine Wellenlänge hat, welche in das Gewebe der Augenhornhaut eindringt, sodass dort eine Bearbeitung mittels nichtlinearer Effekte erfolgen kann. Der Rohstrahl 3 wird von einem Pulsformer 4 hinsichtlich der Pulsdauer geformt, wobei eine aus dem Stand der Technik bekannte Vorverzerrung erfolgen kann, die dafür sorgt, dass nach Durchlauf durch den weiteren optischen Weg des Strahlengangs im Material, d. h. in der Hornhaut des Auges die gewünschte Pulslänge von beispielsweise < 1 ps vorliegt. Der Pulsformer 4 und der Laser 2 bilden zusammen eine Laserstrahlquelle 5, welche einen gepulsten Laserstrahl 6 der gewünschten Pulslänge abgibt.
Der gepulste Laserstrahl 6 fällt weiter durch einen Scanner 7, welcher bevorzugt eine zweidimensionale Ablenkung quer zur Ausbreitungsrichtung der Laserstrahlung bewirkt. Der derart gescannte Laserstrahl 6 wird von einem Objektiv 8 in die Augenhornhaut fokussiert. Der Scanner 7 bildet zusammen mit dem Objektiv 8 eine Strahlformungseinrichtung 9, die dafür sorgt, dass die gepulste Laserstrahlung 6 an einstellbare Orte in eine Hornhaut eines Auges fokussiert wird, wobei der Fokusdurchmesser dort weniger als 3 pm beträgt.
Die Laserstrahlquelle 5 kann optional einen sogenannten Pulspicker umfassen, der beispielsweise Bestandteil des Pulsformers 4 sein kann. Dieser Pulspicker verändert den Rohstrahl 3 hinsichtlich der Frequenz der Laserstrahlungspulse, die in der Augenhornhaut einen Bearbeitungseffekt haben. So ist es
beispielsweise möglich, den Laser 2 so zu auszubilden, dass er einen
Rohstrahl 3 mit einer Pulsfrequenz bereitstellt, die deutlich höher ist, als diejenige Pulsfrequenz, die für die bearbeitungswirksamen Laserpulse des Laserstrahls 6 gewünscht ist. Der Pulspicker reduziert dann die Frequenz der wirksamen Laserstrahlungspulse, indem er einzelne Laserstrahlungspulse hinsichtlich ihrer Bearbeitungswirkung unschädlich macht. Dies kann
beispielsweise dadurch erfolgen, dass der Pulspicker die Pulslänge vergrößert. Die Bedeutung des Pulspickers, der im Stand der Technik bekannt ist, wird später noch anhand der Fig. 3 erläutert werden.
In der in Fig. 1 gezeigten Ausführungsform beträgt die Pulsfrequenz des gepulsten Laserstrahls 6 zwischen 1 ,2 MHz und 10 MHz, wobei die Frequenz auf diejenigen Pulse bezogen sind, die einen Bearbeitungseffekt haben, d. h. Pulse, die nicht von einem gegebenenfalls vorhandenen Pulspicker unschädlich gemacht wurden.
Die Energie dieser Pulse des gepulsten Laserstrahls 6 liegt zwischen 1 nJ und 200 nJ, bevorzugt zwischen 10 nJ und 100 nJ, besonders bevorzugt zwischen 20 nJ und 80 nJ. Die Wellenlänge des Laserstrahls 6 liegt in einem Bereich von 1030 nm bis 1060 nm oder einem anderen Spektralbereich, der in die Hornhaut eindringen kann, für den die Hornhaut also vorzugsweise einen Transmissionsgrad von mindestens 0,8 hat.
Die Vorrichtung 1 umfasst weiter ein Kontaktglas 10, das zur Fixierung des Auges 11 dient und auch dazu, um einer Vorderfläche der Hornhaut 12 des Auges 11 eine gewünschte und bekannte Form zu verleihen. Die
entsprechende Kontaktfläche des Kontaktglases 10 hat dazu einen
Krümmungsradius von 50 mm oder kleiner, besonderes bevorzugt 20 mm oder kleiner. Das Kontaktglas 10 wird mittels Unterdrück an der Hornhaut 12 des Auges 11 angesaugt, welcher von einer Unterdruckerzeugungseinrichtung 21 bereitgestellt wird welche über eine Unterdruckleitung 22 mit dem Kontaktglas 10 verbunden ist. Dabei kann das Kontaktglas 10 bspw. wie in der WO
2007/022993 dargestellt ausgeführt sein.
Das Objektiv 8 bündelt die Laserstrahlung 6 in einen Fokus 13, der innerhalb der Hornhaut 12 liegt. Der Fokus 13 hat vorzugsweise einen maximalen
Durchmesser von 3 miti, besonders bevorzugt von maximal 2 pm.
Fig. 1 zeigt gestrichelt, dass je nach Wirkung des Scanners 7 der Fokus 13 an verschiedenen Stellen in der Hornhaut 12 des Auges 11 liegt. Der Scanner 7 bewirkt in der Bauweise der Fig. 1 eine Ablenkung quer zur
Haupteinfallsrichtung der Laserstrahlung 6. Eine Verstellung der Fokusposition längs der Haupteinfallsrichtung erfolgt durch geeignete Ansteuerung des Objektivs 8, das für eine z-Verstellung geeignet ausgebildet ist.
An geeigneter Stelle (hier zwischen Scanner 7 und Objektiv 8) ist ein Strahlteiler 23 angeordnet, welcher dazu dient, die Laserstrahlung 6 durchzulassen und ein Bild der Hornhaut 12 auf eine Kamera 24 (ggf. über eine hier nicht dargestellte Optik) abzubilden. Die Kamera 24 ist mit einer Bildauswerteeinrichtung 25 verbunden, die wiederum mit der Steuereinrichtung 14 verbunden ist. Alternativ kann die Kamera 24 auch außerhalb des Strahlengangs des Lasers 2
angeordnet sein, wichtig ist, dass sie ein Bild des Auges bzw. der Hornhaut in einem geeigneten Spektralbereich aufnehmen kann. Dazu ist sie bevorzugt im nahen Infrarot empfindlich, kann aber auch so eingerichtet sein, dass die im visuellen Spektralbereich empfindlich ist. Die Laserstrahlquelle 5 (in der Bauweise der Fig. 1 realisiert durch Laser 2 und Pulsformer 4) sowie die Strahlformungseinrichtung 9 (in der Bauweise der Fig. 1 realisiert durch Scanner 7 und Objektiv 8) sind über nicht weiter bezeichnete Steuerleitungen mit einem Steuergerät 14 verbunden, das diese Elemente geeignet ansteuert. Das Steuergerät 14 erzeugt durch die Ansteuerung eine Schnittfläche in der Augenhornhaut. Die entsprechenden Verhältnisse sind in einer Schnittdarstellung in Fig. 2 dargestellt, welche schematisch die Flornhaut 12 zeigt.
Durch die Verstellung des Fokus 13 der gepulsten Laserstrahlung 6 wird ein Lentikel 15 in der Hornhaut 12 isoliert. Das Lentikel 15 ist anterior durch eine Flap-Fläche 16 und posterior durch eine Lentikel-Fläche 17 begrenzt. Um die Grenzflächen des Lentikels 15 möglichst einfach halten zu können, befindet sich die Flap-Fläche 16 in konstantem Abstand zur Vorderfläche 18 der Hornhaut 12. Die Flap-Fläche 16 ist somit nicht gegenüber der Vorderfläche 18 gekrümmt.
Dies ist bei der Lentikel-Fläche 17 anders, die gegenüber der Vorderfläche 18 gekrümmt ist. Ohne eine solche Krümmung würde die Entnahme des Lentikels 15 die Krümmung der Vorderfläche 18 der Hornhaut 12 nicht ausreichend ändern. Die gegenüber der Vorderfläche 18 gekrümmte Lentikel-Fläche 17 stellt hingegen auch schon bei geringem Gewebevolumen eine klinisch relevante Änderung der Krümmung der Vorderfläche 18 der Hornhaut 12 ein, wenn das Lentikel 15 entnommen wird. Diese Entnahme geschieht durch einen in der Fig. 2 nicht dargestellten seitlichen Schnitt, der beispielsweise am Rand des Lentikels 15 von der Flap-Fläche 16 zur Vorderfläche 18 führt und es erlaubt, das isolierte Lentikel 15 zu extrahieren, gegebenenfalls nach vorheriger Zerkleinerung des Materials des Lentikels 15. In der Darstellung der Fig. 2 sind Flap-Fläche 16 und Lentikel-Fläche 17 symmetrisch zur optischen Achse OA. Dies stellt sich für die Flap-Fläche 16 automatisch ein, wenn sie konstanten Abstand zur
Vorderfläche 18 hat.
Die Grenzflächen des Lentikels 15 können außer der Flap-Fläche 16 und der Lentikel-Fläche 17 natürlich noch weitere Flächen umfassen. Beispielsweise kann bei einem Lentikel 15, das auf der optischen Achse OA dünner ist, als in achsenfernen Bereichen, eine zusätzliche Randfläche vorgesehen sein, welche die Flap-Fläche 16 mit der Lentikel-Fläche 17 verbindet, die dann einen stärker gekrümmten Verlauf aufweist, als die Flap-Fläche 16 und die Vorderfläche 18.
Die Schnittflächen zum Isolieren des Lentikels 15 werden dadurch erzeugt, dass der Fokus 13 entlang einer Bahn verschoben wird, die in der entsprechenden Fläche liegt. Dies ist exemplarisch in Fig. 3 anhand der Lentikel-Fläche 17 gezeigt, die aus Anschaulichkeitsgründen hier elliptisch ist. Dies soll zeigen, dass mit der Vorrichtung 1 nicht nur ein sphärischer Sehfehler, sondern auch ein Astigmatismus korrigiert werden kann. Bei der Korrektur höherer Aberrationen ist das Lentikel 15 nicht mehr in jedem Fall rotationssymmetrisch zur optischen Achse OA. Fig. 3 zeigt eine Auffaltung der Lentikel-Fläche 17 in die
Zeichnungsebene. Gestrichelt ist in Fig. 3 eine Bahn 19 eingetragen. Entlang dieser Bahn wird die Position des Fokus 13 verstellt. Dabei ist natürlich in der Regel nicht nur eine Verstellung quer zur optischen Achse OA nötig, sondern auch eine Verstellung der Fokusposition längs der optischen Achse OA. Dies ist in Fig. 3 deshalb nicht zu erkennen, weil diese Figur eine Auffaltung der Lentikel- Fläche 17 in die Zeichnungsebene zeigt, weshalb die Bahn 19 in der Darstellung der Fig. 3 in einer Ebene liegt. Betrachtet man den Schnitt durch das Lentikel 15 in Fig. 2, wird deutlich, dass mit zunehmendem Abstand von der optischen Achse OA auch die z-Position des Fokus von der Vorderfläche 18 weg verschoben wird.
Entlang der im Wesentlichen Höhenlinien beschreibenden spiralförmigen Bahn 19 der Fig. 3 sind Zielpunkte 20 eingetragen. Sie bezeichnen jeweils einen Punkt, auf den ein Laserpuls der gepulsten Laserstrahlung 6 abgegeben wird. Durch Aneinanderreihung der Zielpunkte 20 entlang der Bahn 19 und durch geeignete Wahl der Bahn 19 wird insgesamt die Lentikel-Fläche 17 als
Schnittfläche ausgebildet. Die Abstände der Zielpunkte 20 sind dabei so gewählt, dass möglichst keine Materialbrücken verbleiben, die Lentikel-Fläche 17 also vollflächig als Schnittfläche generiert ist.
Anhand Fig. 3 ist leicht zu verstehen, warum es vorteilhaft ist, die Pulsfrequenz des gepulsten Laserstrahls 6 veränderbar zu machen. Möchte man die
Zielpunkte 20 möglichst äquidistant anordnen, sind die Pulsfrequenz und die Verschiebgeschwindigkeit der Stahlformungseinrichtung 9 aufeinander anzupassen. Da ein Laser 2 bei hoher Pulsfrequenz in der Regel nur unter großem Aufwand verstellbar ist, ist es von Vorteil, mit dem Laser 2 zuerst einen Rohstrahl 3 bereitzustellen, der eine Pulsfrequenz hat, welche größer gleich der maximalen Pulsfrequenz ist, die für den Laserstrahl 6 gewünscht wird. Es kann einfacher sein, einen solchen Laser 2 zu realisieren und mit einem Pulspicker zu kombinieren, als einen Laser aufzubauen, der hinsichtlich seiner Pulsfrequenz direkt verstellbar ist. So kann die Pulsfrequenz an die Verschiebegeschwindigkeit angepasst werden und man minimiert die Dauer der Schnittflächenerzeugung durch Verringerung der Anzahl der Bearbeitungspunkte. Damit kann sich auch das Sollbild des Musters der Zielpunkte 20 bzw. das Sollbild der durch sie im Material bewirkten Effekte (Blasenmuster) ändern, welches die
Bildauswerteeinrichtung 25 mit dem aktuellen Bild der Kamera 24 vergleichen kann.
Die Steuereinrichtung 14 in Fig.1 enthält das System zur Speicherung der mit der Kamera 24 und dem Bildauswerteeinrichtung 25 registrierten Videobilder. Dabei beinhaltet die Steuereinrichtung 14 auch das System zur Wiedergabe der Videosequenzen mit reduzierter Geschwindigkeit (Digitaler Videorekorder mit Zeitlupenfunktion). In Verbindung mit der Bildauswerteeinrichtung 25 werden relevante Merkmale wie Blasenbildung und Blasenabbau sowie Merkmale zum Verlauf von Suction-Loss Vorfällen mit einer für den Arzt beobachtbaren
Videogeschwindigkeit wiedergegeben.
Bei Einbindung in den gesamten Behandlungsablauf erlaubt die
Steuereinrichtung 14 die Wiedergabe ausgewählter Bilder angepasst an die jeweilige Behandlungssituation unter Nutzung von Zeitstempeln.
Dadurch ermöglicht die Steuereinrichtung das gezielte Springen zu Videobildern zu relevanten Zeitpunkten der vorher registrierten Lasertherapie sowie das Einblenden dieser Informationen in das Beobachtungsfeld des Arztes
insbesondere während der nachfolgenden Lentikelentnahme.
Mittels Fig. 4 wird die Erfindung am Beispiel eines Lösens oder Verringerns der Vakuumfixation des Patientenauges („Suction loss“) durch Einsaugung von Bindegewebe (unterer Bildrand) näher erläutert. Dargestellt ist das Auge 11 mit dem Kontaktglas 10 wie es die Kamera 24 aufnimmt. Der Schnitt in der
Hornhaut erfolgt auf einer von außen nach innen verlaufenden Bahn 19. Mittels Bildverarbeitung bestimmt die Bildauswerteeinrichtung 25 den äußeren Rand 26 des Schnitts bzw. des Schnittbildes und dessen Mittelpunkt 27. Während der Behandlung wird laufend der innere Rand 28 des Schnitts und dessen
Mittelpunkt 29 (Bild-Ist-Parameter) bestimmt. Eine Verschiebung des
Mittelpunktes 29 des inneren Randes 28 gegenüber dem Mittelpunkt 27 (Bild- Soll-Parameter) des äußeren Randes 26 des Schnittes zeigt an, dass sich das Auge 11 unter dem Kontaktglas 10 bewegt hat und damit die Fixierung des Auges nicht mehr stabil ist. Über die Steuereinrichtung 14 kann ein
entsprechendes Signal an den Bediener gegeben oder auch die Behandlung automatisch abgebrochen werden wenn die laterale Verschiebung
(Parametervektor) des Patientenauges eine vordefinierte kritische Fehlergrenze (Grenzwertvektor) überschritten hat. Erfindungsgemäß kann diese Information um eine Prognose des Parametervektors erweitert werden und die
Abbruchentscheidung erfolgt dann ausschließlich oder zusätzlich auf Basis der Prognose. Die Berandung 30 des Kontaktglases 10 wäre als weitere
Information ebenfalls verfügbar. Aus dem Durchmesser des inneren Randes 28 kann auf den Abarbeitungsstand des Schnitts geschlossen werden und bei weitgehend abgeschlossenen Schnitt auch von der Bildauswerteeinrichtung die Weiterführung des Schnitts als einem Abbruch vorzuziehende Entscheidung getroffen werden.
Fig, 5 zeigt exemplarisch eine alternative Auswertemethode für das Bild der Kamera. Hier wird das Bild des Berandung 30 des Kontaktglases 10 bewertet. Die Einsaugung von Bindegewebe im Bereich 31 wird hierbei automatisch detektiert und bewertet. Parametervektor wäre dann beispielsweise die
Bogenlänge des von Bindegewebeeinsaugung betroffenen Randes.
Beispielsweise wird, wenn der Parametervektor einen vorbestimmten
Grenzwert (Grenzvektor) überschreitet, ein Signal an die Steuereinrichtung 14 gegeben. Diese kann dann die Behandlung abbrechen oder ein Signal bzw. eine Handlungsempfehlung an den Bediener geben. Auch bei dem in Fig. 5 gezeigten Beispiel kann durch Erfassung des zeitlichen Verlaufs der Veränderung eine Prognose für die weitere zeitliche Entwicklung des
Störprozesses (Einsaugen von Bindehaut) abgeleitet werden. Die Bewertung erfolgt dann nicht nur auf Basis des aktuellen Ausmaßes der Störung sondern unter Einbeziehung der Prognose ihres zeitlichen Verlaufs (mehrdimensionaler Parametervektor) in Relation zum Zeitbedarf bis zum Abschluss der
Behandlung bzw. des laufenden Behandlungsschritts.
Während die Erfindung im Detail in den Zeichnungen und der vorstehenden Beschreibung dargestellt wurde, sind die Darstellung und Beschreibung als veranschaulichend oder beispielhaft und nicht einschränkend anzusehen. Es versteht sich, dass Änderungen und Modifikationen durch den Fachmann innerhalb des Umfangs der folgenden Ansprüche vorgenommen werden können. Insbesondere umfasst die vorliegende Erfindung weitere
Ausführungsformen mit einer beliebigen Kombination von Merkmalen unterschiedlicher oben und unten beschriebenen Ausführungsformen.

Claims

Patentansprüche
1. Vorrichtung zum Erzeugen von Schnitten im Inneren eines Auges, die
aufweist:
eine Laserstrahlquelle, die ausgebildet ist, gepulste Laserstrahlung (6) abzugeben mit
eine Strahloptik, welche ein Bildfeld hat und die gepulste Laserstrahlung in das Innere eines Auges in einen Fokus bündelt, der innerhalb des Bildfeldes liegt
eine Strahlablenkeinrichtung, die den Fokus innerhalb des Bildfeldes verschiebt,
eine Steuereinrichtung, die ausgebildet ist, die Laserstrahlquelle und die Strahlformungseinrichtung (9) anzusteuern, um im Inneren des Auges durch die Vorgabe einer Bahn mindestens einen Schnitt zu erzeugen, eine Bildaufnahmeeinrichtung, die ausgebildet ist, mindestens einen Teil des Bildfeldes aufzunehmen
eine Bildauswerteeinrichtung, die ausgebildet ist, Aufnahmen der Bildaufnahmeeinrichtung auszuwerten und Signale für die
Steuereinrichtung und/oder den Bediener zu erzeugen.
2. Vorrichtung nach Anspruch 1 , wobei die Laserstrahlquelle ausgebildet ist, gepulste Laserstrahlung mit einer Pulsfrequenz von 1 ,2 MHz bis 10 MHz abzugeben.
3. Vorrichtung nach Anspruch 1 , wobei die Laserstrahlquelle ausgebildet ist, die gepulste Laserstrahlung mit einer Pulsenergie von 1 nJ bis 100 nJ abzugeben.
4. Vorrichtung nach Anspruch 1 , wobei der Fokus einen maximalen
Durchmesser unter 3 pm hat.
5. Vorrichtung nach einem der obigen Ansprüche, wobei die Laserstrahlquelle ausgebildet ist, die gepulste Laserstrahlung mit einer
Wellenlänge von 1030 nm bis 1060 nm abzugeben.
6. Vorrichtung nach Anspruch 1 , wobei die Laserstrahlquelle ausgebildet ist, die gepulste Laserstrahlung mit einer Pluslänge unter 1 ps abzugeben.
7. Vorrichtung nach Anspruch 1 , wobei die Bildauswerteeinrichtung
mindestens einen Parametervektor bestimmt und mit einem Grenzwertvektor vergleicht.
8. Vorrichtung nach Anspruch 7, wobei die Bildauswerteeinrichtung
mindestens eine Prognose für einen Parametervektor bestimmt und mit einem Grenzwertvektor vergleicht.
9. Verfahren zum Erzeugen von Schnitten im Inneren eines Auges, wobei
- im Inneren des Auges mindestens eine Schnittfläche festgelegt wird,
- eine Bahn festgelegt wird, die in der Schnittfläche liegt,
- in das Innere des Auges gepulste Laserstrahlung im Femtosekundenbereich mit einer in die Hornhaut eindringenden Wellenlänge abgegeben wird,
- eine Strahloptik verwendet wird, welche ein Bildfeld hat und die gepulste Laserstrahlung im Inneren des Auges in einen Fokus bündelt, der innerhalb des Bildfeldes liegt
- der Fokus im Inneren des Auges und innerhalb des Bildfeldes verschoben wird,
eine Bildaufnahmeeinrichtung zur Aufnahme mindestens eines Teils des Bildfeldes verwendet wird,
eine Bildauswerteeinrichtung die Bilder der Bildaufnahmeeinrichtung auswertet und Signale für die Steuereinrichtung und/oder den Bediener erzeugt.
10. Verfahren nach Anspruch 9, wobei die Bildauswerteeinrichtung die Bilder der Bildaufnahmeeinrichtung durch Bilderkennung oder Bildmessung auswertet.
1 1. Verfahren nach Anspruch 9, wobei die Bildauswerteeinrichtung eine Bewegung des Auges erkennen kann.
12. Vorrichtung nach Anspruch 9, wobei die Bildauswerteeinrichtung mindestens einen Parametervektor bestimmt und mit einem Grenzwertvektor vergleicht und vorzugsweise mindestens eine Prognose für einen
Parametervektor bestimmt und mit einem Grenzwertvektor vergleicht.
13. Com puterprogramm produkt, welches Programminstruktionen enthält, welche wenn sie auf einem oder mehreren Computern ausgeführt werden, das Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 12 realisieren.
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