WO2010070020A2 - Ophthalmologisches lasersystem und betriebsverfahren - Google Patents

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WO2010070020A2
WO2010070020A2 PCT/EP2009/067354 EP2009067354W WO2010070020A2 WO 2010070020 A2 WO2010070020 A2 WO 2010070020A2 EP 2009067354 W EP2009067354 W EP 2009067354W WO 2010070020 A2 WO2010070020 A2 WO 2010070020A2
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cornea
laser
irradiation
control data
control unit
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Gregor Stobrawa
Andreas Bartels
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Carl Zeiss Meditec AG
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    • A61F9/008—Methods or devices for eye surgery using laser
    • A61F2009/00897—Scanning mechanisms or algorithms

Definitions

  • the invention relates to an ophthalmic laser system with a laser whose radiation can be focused in an examination area via an illumination beam path which has a scanner unit, in particular with a fixing device (17) for an eye (3) arranged in the examination area.
  • the invention further relates to an operating method for an ophthalmic laser system.
  • cornea cornea
  • transplantation of pieces of cornea from a donor's eye into a recipient's eye is known to replace diseased or injured corneal tissue to maintain or restore vision. Both methods are summarized under the term keratoplastics and can be carried out with the aid of lasers.
  • lamellar keratoplasty a single disc from a donor cornea is transplanted into or onto a recipient cornea.
  • the human cornea consists of five different tissue layers. From anterior to posterior, these are: epithelium, Bowman's membrane, stroma, Descemet's membrane and endothelium.
  • epithelium Bowman's membrane
  • stroma Descemet's membrane
  • endothelium The stroma occupies the largest volume.
  • LASIK laser-assisted intrastromal keratomileusis
  • a flap of thickness typically about 80 ⁇ m or more is released from the cornea and unfolded, for example as disclosed in US 2006/0155265 A1 (Intralase Corp.).
  • Femto-LASIK also referred to as a laser microkeratome, produces a photodisruption at the focus, resulting in minimal blistering in the stromal tissue. "Spot") to focus point, so you can do any cuts (Perforations) in the cornea bring.
  • spot to focus point, so you can do any cuts (Perforations) in the cornea bring.
  • the removal of the required for a refractive correction stromal tissue is then conservatively by means of an excimer laser.
  • the flap is folded back after treatment. Unfortunately, two laser systems are required for this process.
  • WO 2008/064771 A1 (Carl Zeiss Meditec AG) describes a femtosecond laser system which can likewise prepare the flap, but is additionally capable of removing the stromal tissue removal required for a refractive correction by means of a multiple incision for the preparation of a lenticle to separate. This can be called femtosecond lenticule extraction. The lenticule can then be removed after opening the flap, for example with the help of tweezers. Then the flap is folded back. In this method, only one laser system is required, an excimer laser can be dispensed with. Such a laser system also allows for performing cuts in the transplantation of corneal tissue. The femtosecond laser system can be used both for cuts on the donor eye and for cuts in the recipient eye.
  • the shape of the cornea of the human eye is problematic.
  • the refractive power of the cornea depends on its shape.
  • the anterior surface of the cornea is, in a first approximation, a toric surface and is generally described by two radii of particular axial position which are perpendicular to one another.
  • the cornea thickens toward its periphery.
  • certain corneal thickness irregularities may occur in certain pathologies.
  • the shape of the cornea for planning a laser-assisted keratoplasty is specifically measured (pachymethe), for example, contactless by means of a Scheimpflug camera or an optical coherence tomography (OCT) system for the anterior segment
  • pachymethe for example, contactless by means of a Scheimpflug camera or an optical coherence tomography (OCT) system for the anterior segment
  • OCT optical coherence tomography
  • the graft may deviate from its intended shape, so that it can not be optimally inserted into the recipient's eye. This can lead to complications, such as graft detachment or glaucoma due to slipping of the graft.
  • OBL opaque bubble layer
  • the invention has for its object to improve an ophthalmic laser system and an associated operating method of the type mentioned so that a laser-assisted surgery in the context of a keratoplasty with higher accuracy is possible, creating better prospects for success and a lower treatment risk is to be achieved, and / or that an easier manual detachment of perforated tissue parts is made possible.
  • the object is achieved by an ophthalmic laser system which has the features specified in claim 1 or in claim 16, and by an operating method which has the features specified in claim 8 or in claim 19.
  • a detection beam path with a confocal aperture stop and a detector for receiving detection light from the focused part of the examination area is provided in an ophthalmic laser system.
  • a control unit for irradiating the cornea by means of the laser and detecting detection light by means of the detector scans the cornea three-dimensionally by irradiating it with an illumination laser power by the scanner unit at a plurality of points and simultaneously picking up detection light from these points , Based on the detection light, the control unit determines the position and / or shape of a posterior interface of the cornea. This information can then be output or immediately further processed and / or stored for later use.
  • the posterior interface is the transition from the endothelium, the posterior end of the cornea, to the aqueous humor of the eye. At this media boundary occur a refractive index jump and an increased reflection, which can be measured with a confocal detector with high accuracy. Measuring devices such as a Scheimpflug camera or an OCT system are not required.
  • the detection beam path can be part of a confocal laser scanning microscope (LSM), for example, which is provided in addition to the treatment laser.
  • LSM confocal laser scanning microscope
  • this can be advantageously used as a reference surface for keratoplastic sections.
  • a fixing device with a contact glass whose eye-side interface a The radius of curvature, which is different from the eye, takes into account the change in position resulting from the applanation, ie, the formation of the cornea and, in particular, its posterior interface during the measurement.
  • the actual shape of the cornea for a later laser surgery treatment with high accuracy is known. This applies in particular also to the shape in the applan clergy state, as far as a corresponding contact glass is used.
  • a thickness distribution of the cornea in the sense of a pachymetric mapping (“Pachy-Map”) can be determined and used in the treatment planning, in particular the anterior and posterior radii of the cornea can be determined, which are relevant for the determination of the refractive power ratios
  • these parameters could only be obtained outside of the actual keratoplasty operation, and the applanation could not be considered.
  • the invention not only allows for a more accurate determination of geometric parameters, but also allows for measurement during surgery or at least immediately This avoids inaccuracies caused by the removal and re-docking of the eye, and the possibility of high-precision reference to the posterior interface allows keratoplasty to be carried out with great accuracy better chances of success and a lower treatment risk.
  • the posterior interface can be represented analytically, for example, by adapting a model function, in particular with Zernike polynomials, by means of a compensation calculation at the measurement points. Since it is a curved surface, detection light must be taken from at least four points of the posterior interface. With a small number of interpolation points, further knowledge about the deformation of the cornea under applanation a priori is necessary for an analytical presentation. This requirement does not apply to a large number of support points.
  • the principle described in WO 2008/040436 A1 for measuring the eye-side interface of the contact lens can be used.
  • the measurement of the anterior interface may be made before or after the measurement of the posterior interface, preferably at least in close temporal relation thereto, in particular during or immediately before a keratoplasty operation.
  • the control unit may determine irradiation control data for a laser surgery treatment taking into account the determined location and / or shape of the posterior interface and the cornea by means of the laser at a surgical therapy laser power according to irradiate irradiation control data determined.
  • irradiation control data for a laser surgery treatment taking into account the determined location and / or shape of the posterior interface and the cornea by means of the laser at a surgical therapy laser power according to irradiate irradiation control data determined.
  • control unit is set up such that, on the basis of the determined position and / or shape of the posterior boundary surface, it can cut a lamella parallel to the posterior boundary surface, ie parallel to the endothelium.
  • the lamella can be excised exclusively from the endothelium. It is of course also possible to cut out a lamella from the endothelium and the stroma.
  • the radii of the rear interface are previously determined according to the invention. With the laser system according to the invention and the operating method, these parameters can be determined with high accuracy and in the quasi-absolute coordinate system of the laser.
  • a fixing device for a cornea and / or an eye is provided, wherein the control unit fixes the cornea or the eye by activating the fixing device before the beginning of the (first) detection passage. It can come when using a contact glass for applanation of the cornea.
  • the control unit releases the fixation after the end of the irradiation.
  • the fixation avoids a change in position or shape of the cornea between the detection / determination of the posterior interface and the treatment.
  • the movement of the cornea and / or the entire eye can be monitored contactlessly by optical means in order to determine a change in position of the cornea currently and to adapt the beam guidance accordingly. Even in such embodiments, however, first the posterior interface must be measured in order to achieve a high accuracy of a keratoplasty.
  • a measurement of the posterior radii in the sucked state intraoperatively immediately before the laser cut with the femtosecond laser raises the parameters required for the definition of the individual front and back surfaces of the cornea through the contact lens on the eye, especially in cases in which the eye is applanated. This makes it possible to cut a thin lamella in predetermined shape relatively (e.g., parallel) to the posterior surface of the cornea in a lamellar keratoplasty with high accuracy.
  • the invention is also suitable for measuring the thickness distribution of the cornea in other keratoplastic methods.
  • a method is known, for example, from WO 2006/051364 A1 (20/10 Perfect Vision Optical Devices GmbH).
  • cuts are made in stromal tissue with a femtosecond laser to create a coherent cavity without ablation of tissue, particularly with a cylindrical shape.
  • the cornea relaxes and assumes a new shape with altered curvature. In this way, a defective vision should be reduced.
  • the safety of this method can be improved according to the invention by first determining the thickness distribution of the cornea and based on this safety distances from the be monitored adjacent membranes. This measurement can be carried out in particular intraoperatively without interim undocking of the eye.
  • a beam splitter for decoupling the detection beam path is arranged in the illumination beam path.
  • the illumination beam path and the detection beam path can be aligned with each other with high accuracy.
  • the same optical elements focusing optics, etc.
  • the radiation of the laser can be set to a surgical therapy laser power in addition to the illumination laser power are preferred.
  • the same laser can be used both for the illumination in determining the shape and / or position of the posterior interface of the cornea and in the subsequent treatment with high positioning accuracy.
  • the use of the same laser for measurement and treatment allows a high accuracy of the positioning of the treatment focus, since the measurement of the posterior interface in the quasi-absolute reference system of the treatment laser can be done.
  • the beam splitter is a polarization beam splitter which selectively decouples the detection light onto the detector such that it has a different polarization direction from the emitted illumination light.
  • a large part of the light striking the beam splitter from the examination area originates from reflections on the optical components of the beam path, for example the surfaces of the focusing optics, and therefore has the same direction of polarization as the illumination light.
  • the beam splitter directs only light of a different polarization direction as a detection light to the detector, such stray light is retained.
  • backscattered light in the cornea has a changed direction of polarization. The detection of the light backscattered in the cornea is thus possible with higher accuracy.
  • different polarization properties of the introduced diagnostic radiation are also advantageous for image generation within different regions of the cornea. These can be generated by one or more polarization-optical elements in the illumination beam path.
  • a polarization filter is arranged in the detection beam path between the beam splitter and the detector, which is rotationally fixed or rotatable with respect to its polarization direction.
  • a rotationally fixed polarizing filter corresponds in effect to the polarization beam splitter described above. Because of the polarization properties of the cornea, a selection of the polarization direction backscattered onto the confocal detector by a rotation of the polarization filter assigned to the detector is advantageous for the efficient diagnosis of specific areas of the cornea.
  • a complete detection of an overall image with high contrast is then achieved by a multiple scanning (engl., "Scanning") with different settings of the polarizing filter in a respective frame and corresponding superposition of the individual images to the overall image.
  • the determination of the position and / or shape of the posterior interface is also possible with a rotationally fixed polarization filter / polarization beam splitter or completely without polarization filtering, in particular by means of a single scanning pass A single scanning pass can be carried out in a short time.
  • An even greater signal strength can be achieved by arranging an optical phase retardation system in the illumination beam path between the focusing optics and the examination region in such a way that the incident illumination light receives a polarization direction corresponding to the decoupled detection light.
  • the stray light has the same direction of polarization as the radiation leaving the laser, while the modified in the phase retardation illumination light that reaches the cornea, receives a defined other polarization direction.
  • the light of this polarization direction as the detection light by means of the polarization beam splitter almost exclusively such light is detected, which was backscattered in the cornea.
  • Stray light which originates from reflections on optical components, is kept even more effectively by the detector.
  • To improve the image contrast can advantageously be provided with the laser coupled lock-in amplifier for the detector. This enables the detection of the detection light with high sensitivity, so that any treatment can be performed with high accuracy.
  • the radiation exposure can be reduced by distinguishing two consecutive sampling points in all three space coordinates.
  • representative data on the shape and / or position of the posterior interface of the cornea can be obtained in a short time.
  • several sequences of sampling points can be illuminated and detected at a constant z-coordinate in a plane curve.
  • a sequence of sampling points could be recorded at a constant x and y coordinate with variation of the z coordinate, for example, from the contact glass.
  • the z-directional curve must necessarily pierce the posterior interface. Once identified by a significant increase in detection light intensity, the z-scan may be terminated at these x / y coordinates and restarted at another x / y location.
  • Embodiments in which one or two mirrors of the scanner unit oscillate, in particular oscillate harmonically, are preferred.
  • a control of the scanner in the form of harmonic oscillations such as sine functions.
  • the result is, for example, a Lissajous figure that resembles an eight.
  • the xy-scan for example, a monotone or a strictly monotone variation of the focus distance, ie a z-scan, takes place. This results in a continuous space curve.
  • 1 frequency ratio it takes the form of a plurality of depth-shifted eighths.
  • a pulse frequency of the laser light is adjusted as a function of the movement speed of a focal point of the laser beam relative to the cornea or vice versa.
  • the radiation exposure of the cornea and of the eye as a whole can be reduced when locating the posterior interface.
  • a slow movement speed of the focus point which occurs, for example, in the reversal of motion oscillating scanner
  • a low pulse rate is used at a slow movement speed of the focus point.
  • a high pulse rate is used to achieve high spatial resolution.
  • the invention also includes advantageous embodiments in which a treatment passage is followed by a new detection passage with determination of the posterior boundary surface, followed by a further treatment passage.
  • a treatment passage is followed by a new detection passage with determination of the posterior boundary surface, followed by a further treatment passage.
  • the accuracy of the treatment can be increased, for example by iterative approach to an optimal treatment result.
  • Swelling may cause changes in the shape and / or position of the cornea and thus also its posterior interface during the first treatment. By re-measuring between two treatment runs, such and other changes can be taken into account.
  • a dark field value is subtracted from recorded detection light.
  • This can be a common dark field value for all sampling points or multiple, point-specific dark field values. This embodiment allows a higher accuracy of the reception of the light backscattered in the cornea.
  • the invention includes, in addition to the ophthalmic laser system and an operating method for such a computer program and a Control unit, which are set up to carry out an operating method according to the invention.
  • the step of irradiating and scanning the cornea along a scanning curve can be carried out several times, wherein the scanning curve is used in the scanning passages in each case in differently offset and / or differently rotated position. Since only a sectional image of the cornea results from a depth and side scan by the confocal detection system, as complete a three-dimensional analysis as possible, for example, by a repetition in one of steps of 1 °, 5 °, 10 °, ... 90 ° Centrally symmetric to the first scan passage rotated scanning curve.
  • the invention in addition to the ophthalmic laser system and an operating method for such a computer program and a control unit, which are adapted to carry out an operating method or keratoplasty method according to the invention.
  • it includes a general surgical procedure for performing a keratoplasty, whereby confocal detection determines a position and / or shape of the posterior interface of a cornea and, using the determined position and / or shape of the posterior interface, cuts an endothelial lamella parallel to the posterior interface becomes.
  • a light source for illuminating the eye, a detector for receiving detection light from the examination area and a control unit are arranged in an ophthalmic laser system.
  • the control unit determines radiation control data for laser surgery, activates the fixator, irradiates the cornea by the laser at a surgical therapy laser power in accordance with the determined radiation control data, illuminates the cornea by means of the light source and identifies a region of the cornea in which opaque bubbles are present Detection light received by the detector re-irradiates at least the identified area of the cornea by means of the laser at a surgical therapy laser power and deactivates the fixation device, wherein the fixation device between the first irradiation and the last renewed Irradiation permanently activated.
  • This aspect of the invention also includes a general method for performing keratoplasty on a cornea of an eye, wherein the eye is fixed by means of a fixing device, the cornea is irradiated by means of a laser at a surgical therapy laser power and the fixation is released after the end of the irradiation.
  • a region of the cornea is identified in which opaque bubbles are present. Then, also before the release of the fixation, at least the identified area of the cornea is re-irradiated by the laser at a surgical therapy laser power.
  • the re-irradiation can be carried out according to the determined irradiation control data or according to a subset thereof, in particular by the control unit. This is equivalent to an at least partial repetition of the planned laser cut, so that no new irradiation control data has to be determined.
  • the re-irradiation can be carried out in the shortest possible time, whereby the risk of a change in position of the eye is minimized. By continuous fixation the Waritese are reproducible with high accuracy.
  • one or more laser cuts may be carried out whose irradiation control data differ from the first cut (s).
  • the irradiation energy, the stain or Track pitch and the scanning direction are varied to achieve a better treatment result.
  • the operating method for an ophthalmic laser system whose laser is switchable between an illumination laser power and a therapy laser power and whose laser light can be variably focused three-dimensionally in a cornea, even without automatically performing the steps "lighting", “detection” "Identification of OBL” and “triggering of the trimming” are performed.
  • the following steps are provided:
  • Identifying a region of the cornea in which opaque bubbles are present based on images of the cornea, for example manually by a microscope or by means of a camera and an image display,
  • the fixing device remains permanently activated between the first irradiation and the last re-irradiation.
  • the identification is done, for example, visually by an operator, the triggering of the re-irradiation manually also by the operator.
  • the irradiation control data used when re-irradiating the cornea are stored in a treatment database.
  • the treatment database can be maintained, for example, in the control unit or in an external control computer.
  • the stored irradiation control data can be used in later irradiation passes to optimize irradiation control data.
  • the invention according to its second aspect also includes, in addition to the ophthalmic laser system and an operating method thereof Computer program and a control unit, which are set up for carrying out an operating method or keratoplasty method according to the invention. These can advantageously be set up to provide an operating element for triggering a renewed irradiation of the cornea, wherein the provision takes place before a deactivation of a fixation device.
  • the first-time determination of irradiation control data may take place before or after activation of the fixation device for the eye, in particular upstream in preparation for the actual operation.
  • 1 is an ophthalmic laser system for analysis of the cornea
  • FIG. 3 shows an ophthalmic laser system for analyzing and processing the cornea
  • Fig. 5 is a space curve for the scanning of the cornea.
  • the laser system 1 shows an exemplary ophthalmic laser system 1 for identifying and locating the posterior boundary surface of a cornea 2 of an eye 3 with regard to shape and position of the interface.
  • the laser system 1 comprises a laser 4, a polarization beam splitter 5, a scanning optics 6, a scanner unit 7, a focusing optics 8 and an optical phase retardation system 9, which together form an illumination beam path B, and a deflection mirror 10, a confocal aperture stop 11 and a detector 12, which form a decoupled detection beam path D.
  • the laser system 1 comprises an amplifier 13 and a control unit 14. Between the laser system 1 and the eye 3, a fixing device 17 is arranged with a contact lens for the eye 3, behind which lies the examination area.
  • the contact glass can have on its side facing the eye 3 a spherical, a plane, an eye-like curved or another surface that is rotationally symmetrical around the optical axis.
  • a spherical curvature in which the cornea 2 is applanated in the fixed (eg aspirated) state.
  • the beam splitter 5 may be formed non-polarizing. Then the phase delay system 9 can be omitted.
  • the fixing device 17 may fix the eye 3 instead of the cornea 2, wherein no contact glass is used.
  • the cornea 2 can in this case, for example, be lapped with a liquid or an inert gas.
  • the movement of the cornea 2 can be tracked by optical means to track the laser beam for the detection and / or treatment of the movement.
  • the laser 4 is designed, for example, as a pulsed TiSa infrared laser with a pulse length between 100 fs and 1000 fs. It emits laser radiation at an eye-safe illumination laser power in the range of 100 mW.
  • the scanner unit 7 comprises, for example, a number of galvanometric mirrors for deflecting the laser radiation in the x- and y-direction via the cornea 2.
  • the focusing of the laser radiation in the z-direction along the optical axis succeeds, for example, by a movable lens or lens group within the scanning optics 6 or the focusing optics 8 or alternatively by a movable tube lens (not shown).
  • the optical phase delay system 9 is formed, for example, as ⁇ / 4-plate, which forms a termination of the laser system 1.
  • the detector 12 is designed, for example, as a photomultiplier (PMT) or as an avalanche photo diode (APD), since the light intensities to be recorded are low.
  • PMT photomultiplier
  • APD avalanche photo diode
  • the Amplifier 13 is designed as a lock-in amplifier and connected both to the detector 12 and to the laser 4.
  • the pulsed IR laser radiation emerges from the laser 4 and initially passes unchanged through the polarization beam splitter 5. It is then focused via the scanning optics 6, the scanner unit 7 and the focusing optics 8 as illuminating light to a scanning point P in the cornea 2.
  • This sampling point P can be moved by means of the scanner unit 7 and a movable lens or lens group within the scanning optics 6 or the focusing optics 8 in the x-, y- and z-direction in the cornea 2.
  • the optical phase retardation system 9 causes a defined change in the polarization direction of the incident illumination light.
  • the detection light falls through a deflecting mirror 10 through the confocal aperture 11 to the detector 12.
  • the deflecting mirror 10 may be omitted in an alternative embodiment (not shown) or replaced by other beam guidance units.
  • the confocal diaphragm 11 acts as a discriminator in the z-direction, so that only backscattered light from a small focus volume is detected with local resolution.
  • the control unit 14 can irradiate arbitrary sampling points P within the cornea 2 with illuminating light and the intensity via the intensity of the associated detection light determine the backscatter at these points P.
  • the optical causes
  • the optical phase delay system 9 can be dispensed with.
  • further polarizers may be arranged in the illumination and / or detection beam path in order to improve the signal quality.
  • the phase delay system can be realized in one embodiment as Depolahsator, so that varies over the beam cross section, the size of the phase delay.
  • the electronic amplifier is adapted for an optimized signal-to-noise ratio.
  • a particularly advantageous embodiment is the lock-in amplifier which is synchronized in time with the pulse generation or with the repetition frequency of the laser 2.
  • Other embodiments use, for example, so-called “boxcar” techniques or sampling techniques with summation or noise suppression.
  • the entire amplifier system of the detector signal to a non-linear characteristic.
  • a peak detector and / or a sample and hold may be used to achieve signal enhancement.
  • the detection beam path D can be arranged separately from the illumination beam path, being provided with its own objective.
  • a separate laser can be provided for illumination during one or more detection passes this case.
  • the laser 4 of the Treatment system 1, for example, without attenuator permanently operated with therapeutic laser power.
  • a suitable spatial distribution of points P is sampled confocally, regardless of the embodiment.
  • a plurality (in FIG. 2A for the sake of clarity only three) sequences of sampling points P may be scanned along a corresponding number of different paths R with constant x and y coordinates.
  • One of the paths R is expediently located on the optical axis of the laser system 1, the rest, for example, in equidistant angular steps on a concentric circle about the optical axis.
  • the eye 3 is shown in frontal view. Of the sample points P, only one of each path sequence is shown. In total, seven paths R are scanned along the z-direction.
  • the scan may begin along a single path R within the contact glass 17, the dimensions of which are known, or at its eye-side surface, and continue in equidistant z-steps to a distance of, for example, 1.5 mm from the contact glass. It is also conceivable to start the scanning at a distance of 100 microns to 300 microns from the eye-side surface of the contact glass 17 for acceleration. Also, the scan can not be performed to a fixed depth but, for example, only until the second significant increase in detection light intensity as a feature for the posterior interface 2.2. Suitably, there are four or six different paths R with a corresponding number of sample point sequences.
  • the shape and position of the posterior boundary surface 2.2 can be reconstructed, since the backscattering at the boundary surfaces (anterior, posterior) 2.1, 2.2 is strengthened in relation to the stroma and the inner layers.
  • a thickness distribution of the cornea 2 in the applanated state can be determined on the basis of these parameters.
  • the contact glass radius it is also possible to derive the posterior curvature radii of the cornea 2 in the applanated state from the shape and / or position of the posterior boundary surface 2.2.
  • the Irradiation pattern for the laser 4 to calculate a parallel to the posterior interface 2.2 endothelial lamella L are calculated.
  • the invention allows an endothelial keratoplasty with high accuracy. If only a few sample points have been determined, the accuracy can be improved by applying known mathematical models to calculate corneal applanation deformation.
  • the positioning accuracy of the positions of the measurements is relatively uncritical, since the thickness changes of the cornea in the area to be measured are usually smaller than 100 ⁇ m. A positioning accuracy (x-y) of +/- 100 ⁇ m is sufficient. The accuracy of the thickness measurement is more important. An accuracy of +/- 5 microns is appropriate.
  • FIG. 3 shows an exemplary ophthalmic laser system 1 for highly accurate performance of a keratoplasty. It largely corresponds to the laser system 1 according to FIG. 1, but is additionally equipped with an attenuator 15 which can be folded into the illuminating beam path B and a modulator 16, for example an acousto-optic modulator.
  • the attenuator 15 serves to switch between an illumination laser power and a therapy laser power.
  • the illumination laser power is achieved with the attenuator 15 folded into the illumination beam path B, the therapy laser power without the attenuator 15.
  • the optical components, in particular the optics 6 and 8 are optimized, corrected and coordinated with one another to achieve the best possible focus miniaturization. For example, their optical aberrations are highly minimized, so that only a small energy input is required for photodisruption.
  • the control unit 14 performs the operating method shown in Fig. 4, wherein for a pure determination of position and / or shape (without therapeutic treatment) of the posterior interface 2.2 of the cornea 2 only the solid-bordered steps S1, S2, S3 and S6 are performed , For a treatment, all steps are performed.
  • the same laser 4 is used both for the illumination during the confocal detection phase and for the processing the cornea 2 is used during the immediately subsequent treatment phase.
  • the patient's eye 3 is fixed, for example sucked by means of negative pressure to a contact glass device (step S1).
  • the patient's head may be fixed.
  • the patient's gaze can be kept as constant as possible by a suitable target. In this case, an adjustable compensation of the angle between the geometry and visual axis of the eye 3 is possible.
  • the illumination light is guided at illumination laser power with a variable pulse rate over the cornea 2 and detection light is recorded (step S2).
  • the pulse rate is set as a function of the speed of the scanning movement so that when slow scanning a lower pulse rate results than fast scanning.
  • Individual points P of the scanning curve are assigned to the backscattered detection light in sections or points. For a continuous scan curve, successive scan points differ in all spatial coordinates.
  • respective dark field values will advantageously be subtracted, which are determined in a separate calibration pass.
  • the posterior boundary surface 2.2 is identified and its shape and position reconstructed (step S3) in order to determine a thickness distribution of the cornea 2.
  • sampling points whose intensity exceeds a predetermined or predetermined by the operator intensity threshold determined as a support points of the interface 2.2.
  • a model of the interface 2.2 is adapted to the three-dimensional coordinates of the determined support points in order to make all coordinates of the posterior interface 2.2 available as the basis for the surgical treatment.
  • This information is used to adapt the leading sections, for example previously given by the surgeon, to the actual, individual state of the cornea 2 before the irradiation control data are determined (step S4).
  • the irradiation control data include, for example, drive signals for the axes the scanner unit 7 or for the internal z-focusing and for the laser beam source 4 and the power modulator 16.
  • the surgical treatment for therapy laser power is performed based on the irradiation control data (step S5).
  • one or more sequences of photodisruptions are generated by the laser radiation at a pulse frequency of 100 kHz to 10 MHz and a pulse length of less than 1 ps, in particular from 100 fs to 800 fs.
  • the fixation of the eye 3 is released (step S6).
  • the system 1 Due to the identical beam path for analysis and treatment, the system 1 is self-calibrating. Since the irradiation control data are determined on the basis of the information obtained with the identical beam path on the shape and / or position of the posterior interface 2.2, the treatment is always possible with high accuracy.
  • FIG. 5 shows an exemplary sampling curve in the form of spatially offset eights, which can be realized as a Lissajous figure by means of the scanner unit 6.
  • exemplary forms of scanning may be (not shown): two crossed rectangles in space; two cylinder surfaces; a cylindrical body with a cross section in the shape of an eight or four; several scans along one-dimensional lines. It is also possible to scan the volume of a cylinder or a cube. The volumes or surfaces can be scanned continuously or even only partially, that is, with spaces between the individual sampling points. This allows longer distances between individual lines.
  • the invention according to its first aspect can serve, for example, in all types of laser-assisted corneal surgery, for example LASIK, to determine the actual (residual) thickness distribution of the cornea 2, for example in the treatment state before or during an operation, in particular in the applanated state. This thickness distribution can in particular be used to define and monitor safety distances from the interfaces 2.1, 2.2.
  • the invention can also be realized according to its second aspect.
  • the control unit 14 can switch on the laser 4 with the light beam B folded down attenuator 15 for illuminating the cornea 2 after the first irradiation passage described above before releasing the fixation and record a two-dimensional image of the cornea 2 by means of the detector 12.
  • the OBL fields are distinguished from the environment by a detection signal which has changed in intensity and can easily be localized, for example, by a gray scale discriminator.
  • control unit 14 can already record the two-dimensional image during the first irradiation passage, wherein the illumination is used by the treatment light with surgical therapy laser power for image acquisition.
  • the attenuator 15 is then not needed.
  • This embodiment has the advantage that no additional time is required for image acquisition.
  • the detection may be by means of a 2D camera or by means of optical coherence tomography (OCT).
  • the control unit 14 will disregard it. If a significant OBL field is detected by the control unit 14, there is the possibility of a second complete laser cut, ie a renewed irradiation using all previously used irradiation control data. Alternatively, the renewed laser cut is repeated only in the area (s) affected by OBL, ie it is a partial second laser cut.
  • the second laser cut can either be done fully automatically after the first laser cut or the user can be asked to confirm this second laser cut. This confirmation can be done in combination with the visualization of the automatically detected OBL fields and associated planned laser cut zones on an image display.
  • 6 shows an example flow in the form of a flowchart.
  • FIG. 7 shows an image display 18 with the image of a cornea 2 irradiated for the first time with a region Q with OBL. Also indicated is an exemplary region X for an automatically proposed re-cut.
  • the user can, for example, between "partial” (partial laser cut of the OBL area), "completely” (complete second laser cut in the case of poor automatic recognition) and "push buttons" executed in software. no regrooving "(the instrument does not perform a second laser cut and continues to proceed normally, typically releasing the fixation of the eye 3).
  • the second laser cut After manually selecting the second laser cut (re-cutting), it may differ in its parameters from the first one.
  • the energy, the spot and track spacing and the scanning direction can be varied in order to achieve a better treatment result.
  • the user can manually mark those areas by means of a suitable input option (pointer, touch on the camera image of the observation device) in which the laser cut is automatically repeated subsequently.
  • a suitable input option pointer, touch on the camera image of the observation device

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Abstract

1. Ophthalmologisches Lasersystem und Betriebsverfahren 2.1. Bisher wird die Cornea für eine lasergestützte Keratoplastik (refraktive Korrektur, Transplantation) eigens vermessen (Pachymetrie). Während der eigentlichen Operation wird jedoch die Hornhaut durch Aufsetzen eines Kontaktglases und Ansaugen des Auges fixiert, wodurch die Form der Cornea in der Regel verändert wird (Applanation). Dadurch kann das Transplantat von seiner geplanten Form abweichen, so dass es nicht optimal in das Empfängerauge eingesetzt werden kann. Mit der Erfindung sollen lasergestützte operative Eingriffe mit höherer Genauigkeit ermöglicht werden. 2.2. Mit einem ophthalmologischen Lasersystem wird die Cornea (2) bestrahlt und Detektionslicht konfokal aufgenommen, wobei die Cornea (2) dreidimensional abgetastet wird, indem sie bei einer Beleuchtungs-Laserleistung mittels einer Scannereinheit längs mehrerer Richtungen (R) an mehreren Punkten (P) bestrahlt wird. Anhand des simultan aufgenommenen Detektionslichtes werden Lage und/oder Form einer posterioren Grenzfläche (Endothel) (2.2) der Cornea (2) ermittelt. Dadurch kann eine Lamelle (L) parallel zur posterioren Grenzfläche (2.2) geschnitten werden. 2.3. Lamelläre Keratoplastik.

Description

Ophthalmoloqisches Lasersystem und Betriebsverfahren
Die Erfindung betrifft ein Ophthalmologisches Lasersystem mit einem Laser, dessen Strahlung über einen Beleuchtungsstrahlengang, der eine Scannereinheit aufweist, in einem Untersuchungsbereich fokussierbar ist, insbesondere mit einer Fixiervorrichtung (17) für ein in dem Untersuchungsbereich angeordnetes Auge (3). Die Erfindung betrifft darüber hinaus ein Betriebsverfahren für ein ophthalmologisches Lasersystem.
In der Ophthalmologie ist es bekannt, die Hornhaut (Cornea) des menschlichen Auges, die etwa 500 μm dick ist, bei einer Fehlsichtigkeit durch Abtragen (Ablation) von Gewebe zu formen und damit Myopie, Hyperopie und Astigmatismus zu korrigieren. Dies wird als refraktive Chirurgie bezeichnet. Daneben ist die Transplantation von Hornhautstücken von einem Spenderauge in ein Empfängerauge bekannt, um erkranktes oder verletztes Hornhautgewebe zu ersetzen und damit die Sehkraft zu erhalten oder wiederherzustellen. Beide Verfahren werden unter dem Begriff Keratoplastik zusammengefasst und können mit Hilfe von Lasern durchgeführt werden. Bei der sogenannten lamellären Keratoplastik wird eine einzelne Scheibe aus einer Spenderhornhaut in oder auf eine Empfängerhornhaut transplantiert.
Anatomisch besteht die menschliche Cornea aus fünf verschiedenen Gewebeschichten. Von anterior nach posterior sind dies: Epithel, Bowman-Membran, Stroma, Descemet-Membran und Endothel. Das Stroma nimmt dabei das größte Volumen ein.
Bei der lasergestützten intrastromalen Keratomileusis (LASIK) wird ein Lappen (engl, „flap") einer Dicke von typischerweise etwa 80 μm oder mehr von der Hornhaut gelöst und aufgeklappt. Es ist beispielsweise aus US 2006/0155265 A1 (Intralase Corp.) bekannt, den Flap mittels eines Femtosekunden-Lasersystems zu schneiden (Femto-LASIK). Derartige Geräte werden auch als Lasermikrokeratom bezeichnet. Dabei wird im Fokus eine Photodisruption erzeugt, welche zu einer minimalen Blasenbildung im stromalen Gewebe führt. Setzt man mittels eines Scannersystems Fokuspunkt (engl, „spot") an Fokuspunkt, so kann man beliebige Schnitte (Perforationen) in die Cornea einbringen. Die Abtragung des für eine refraktive Korrektur erforderlichen stromalen Gewebes erfolgt dann konservativ mittels eines Excimerlasers. Der Flap wird nach der Behandlung zurückgeklappt. Unvorteilhafterweise sind für dieses Verfahren zwei Lasersysteme erforderlich.
In WO 2008/064771 A1 (Carl Zeiss Meditec AG) wird ein Femtosekunden- Lasersystem beschrieben, welches ebenfalls den Flap präparieren kann, aber zusätzlich in der Lage ist, den für eine refraktive Korrektur erforderlichen Abtrag stromalen Gewebes durch eine mehrfache Schnittführung zur Präparation eines Lentikels zu separieren. Dies kann als Femtosekunden-Lentikel-Extraktion bezeichnet werden. Das Lentikel kann dann nach dem Öffnen des Flaps entnommen werden, beispielsweise mit Hilfe einer Pinzette. Anschließend wird der Flap wieder zurückgeklappt. Bei diesem Verfahren ist nur ein Lasersystem erforderlich, auf einen Excimerlaser kann verzichtet werden. Ein solches Lasersystem erlaubt auch die Durchführung von Schnitten bei der Transplantation von Hornhautgewebe. Das Femtosekunden-Lasersystem kann dabei sowohl für Schnitte am Spenderauge als auch für Schnitte im Empfängerauge verwendet werden.
Bei einer Keratoplastik (refraktive Korrektur, Transplantation) ist die Form der Cornea des menschlichen Auges problematisch. Beispielsweise hängt die Brechkraft der Cornea von deren Form ab. Die anteriore Hornhautoberfläche ist in erster Näherung eine torische Fläche und wird allgemein durch zwei senkrecht aufeinanderstehende Radien bestimmter Achslage beschrieben. Außerdem wird die Hornhaut zu ihrer Peripherie hin dicker. Daneben können bei bestimmten Pathologien weitere Unregelmäßigkeiten der Hornhautdicke auftreten.
Im Stand der Technik wird die Form der Cornea zur Planung einer lasergestützten Keratoplastik eigens vermessen (Pachymethe), beispielsweise kontaktlos mittels einer Scheimpflug-Kamera oder eines optischen Kohärenztomographiesystems (engl, „optical coherence tomography"; OCT) für den Augenvorderabschnitt. Auch die berührende Vermessung mittels Ultraschall ist bekannt. Während der eigentlichen Operation wird jedoch die Hornhaut durch Aufsetzen eines Kontaktglases und Ansaugen des Auges am Femtosekunden-Laser gehalten, wodurch die Form der Cornea in der Regel verändert wird (Applanation). Die außerhalb der eigentlichen Operation gewonnenen Parameter der Form der Hornhaut sind unter anderem deswegen nur noch bedingt aussagefähig. Dadurch ist die Genauigkeit der Laserbehandlung, soweit sie sich auf die gemessene Form stützt, beschränkt. In der Folge kann das Transplantat von seiner geplanten Form abweichen, so dass es nicht optimal in das Empfängerauge eingesetzt werden kann. Dies kann zu Komplikationen führen, beispielsweise zur Ablösung des Transplantats oder zu einem Glaukom durch Verrutschen des Transplantats.
Unabhängig von der Form der Hornhaut besteht das Problem, dass es bei der Durchtrennung (Perforation) von cornealem Gewebe mittels Femtosekunden- Laserstrahlung bei lamellären Schnittführungen in einigen Fällen zum Auftreten von lichtundurchlässigen Blasen (engl, „opaque bubble layer", OBL) kommen kann. Es handelt sich dabei um ein Gebiet in der unmittelbaren Umgebung des eigentlichen Laserschnitts, in dem die Ausbildung der laserinduzierten Mikrogasblasen nicht nur in der Ebene der Schnittführung erfolgt. Je nach Lage und Ausprägung eines OBL- Feldes ist die Perforation des Gewebes in diesem Bereich nicht optimal. Die Folge ist eine im Vergleich zu dem umliegenden Areal erschwerte manuelle Ablösung der zu separierenden Gewebeteile voneinander, was zu Gewebestress und/oder zu einer verlängerten Operationsdauer führt. Im Stand der Technik wird daher versucht, die Entstehung von OBL zu vermeiden. Dies gelingt beispielsweise durch Optimierung von Behandlungsparametern wie Pulsenergie und Fleckabstand (engl, „spot distance") beziehungsweise Spurabstand (engl, „track distance"). Auch die Modifikation der Schnittgeometrie hin zu tieferen Schnitten, beispielsweise größerer Flapdicke, oder die Erzeugung eines tiefliegenden Gas-Reservoirs (engl, „pocket"), beispielsweise in 250 μm Tiefe, können zur Verringerung der Häufigkeit von OBL beitragen. Es hat sich jedoch gezeigt, dass selbst unter diesen Bedingungen an einigen Augen OBL auftritt. Modifikationen der Schnittgeometrie und Gas-Reservoirs sind zudem im Hinblick auf die Erhaltung von möglichst viel stromaler Restdicke von Nachteil.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein ophthalmologisches Lasersystem und ein zugehöriges Betriebsverfahren der eingangs genannten Art so zu verbessern, dass ein lasergestützter operativer Eingriff im Rahmen einer Keratoplastik mit höherer Genauigkeit ermöglicht wird, wodurch bessere Erfolgsaussichten und ein geringeres Behandlungsrisiko erzielt werden sollen, und/oder, dass eine leichtere manuelle Ablösung von perforierten Gewebeteilen ermöglicht wird.
Die Aufgabe wird gelöst durch ein ophthalmologisches Lasersystem, welches die in Anspruch 1 beziehungsweise in Anspruch 16 angegebenen Merkmale aufweist, und durch ein Betriebsverfahren, welches die in Anspruch 8 beziehungsweise in Anspruch 19 angegebenen Merkmale aufweist.
Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen angegeben.
Gemäß einem ersten Aspekt der Erfindung ist in einem ophthalmologischen Lasersystem ein Detektionsstrahlengang mit einer konfokalen Aperturblende und einem Detektor zur Aufnahme von Detektionslicht aus dem fokussierten Teil des Untersuchungsbereichs vorgesehen. Darüber hinaus ist eine Steuereinheit zum Bestrahlen der Cornea mittels des Lasers und Aufnehmen von Detektionslicht mittels des Detektors vorgesehen, wobei sie die Cornea dreidimensional abtastet, indem sie sie bei einer Beleuchtungs-Laserleistung mittels der Scannereinheit an mehreren Punkten bestrahlt und simultan von diesen Punkten Detektionslicht aufnimmt. Anhand des Detektionslichtes ermittelt die Steuereinheit Lage und/oder Form einer posterioren Grenzfläche der Cornea. Diese Information kann anschließend ausgegeben oder unmittelbar weiterverarbeitet und/oder für eine spätere Nutzung gespeichert werden.
Die posteriore Grenzfläche ist der Übergang vom Endothel, dem posterioren Abschluss der Cornea, zum Kammerwasser des Auges. An dieser Mediengrenze treten ein Brechzahlsprung und eine erhöhte Reflexion auf, die mit einem konfokalen Detektor mit hoher Genauigkeit gemessen werden können. Messgeräte wie eine Scheimpflug-Kamera oder ein OCT-System sind dafür nicht erforderlich. Der Detektionsstrahlengang kann beispielsweise Teil eines konfokalen Laser-Scanning- Mikroskops (LSM) sein, das zusätzlich zu dem Behandlungslaser vorgesehen ist.
Durch die Vermessung der posterioren Grenzfläche kann diese vorteilhafterweise als Bezugsfläche für keratoplastische Schnitte genutzt werden. Insbesondere bei einer Fixiervorrichtung mit einem Kontaktglas, dessen augenseitige Grenzfläche einen Krümmungsradius aufweist, der vom Auge verschieden ist, wird die aus der Applanation resultierende LageänderungA/erformung der Cornea und insbesondere ihrer posterioren Grenzfläche bei der Vermessung berücksichtigt.
Durch die Kenntnis von Form und/oder Lage der posterioren Grenzfläche einerseits und als bekannt vorauszusetzenden oder zu messenden Informationen über die Form und/Lage der anterioren Grenzfläche ist die tatsächliche Form der Cornea für eine spätere laserchirurgischen Behandlung mit hoher Genauigkeit bekannt. Dies gilt insbesondere auch für die Form im applanierten Zustand, soweit ein entsprechendes Kontaktglas verwendet wird. Auf diese Weise kann eine Dickenverteilung der Cornea im Sinne einer pachymetrischen Kartierung („Pachy-Map") ermittelt und bei der Bestrahlungsplanung verwendet werden. Insbesondere können die anterioren und posterioren Radien der Cornea ermittelt werden, die für die Bestimmung der Brechkraftverhältnisse relevant sind. Mit den herkömmlichen Verfahren konnten diese Parameter nur außerhalb der eigentlichen keratoplastischen Operation erhoben werden. Eine eventuelle Applanation konnte nicht berücksichtigt werden. Die Erfindung erlaubt hingegen nicht nur die für eine Operation genauere Ermittlung der geometrischen Parameter, sondern erlaubt auch die Messung während einer Operation oder zumindest unmittelbar davor im Behandlungszustand des Patienten. Dadurch werden Ungenauigkeiten, die sich durch Ab- und erneutes Andocken des Auges ergeben, vermieden. Durch den nun möglichen, hochgenauen Bezug zur posterioren Grenzfläche kann eine Keratoplastik mit hoher Genauigkeit erfolgen, was bessere Erfolgsaussichten und ein geringeres Behandlungsrisiko ermöglicht.
Die posteriore Grenzfläche kann beispielsweise durch Anpassung einer Modellfunktion, insbesondere mit Zernike-Polynomen, mittels einer Ausgleichsrechnung an die Messpunkte analytisch dargestellt werden. Da es sich um eine gekrümmte Fläche handelt, muss Detektionslicht von mindestens vier Punkten der posterioren Grenzfläche aufgenommen werden. Bei einer geringen Zahl von Stützstellen sind für eine analytische Darstellung weitere Kenntnisse über die Verformung der Hornhaut unter Applanation a priori notwendig. Dieses Erfordernis entfällt bei einer großen Anzahl von Stützstellen. Um die Lage und/oder Form der anterioren Grenzfläche zu ermitteln, kann beispielsweise das in WO 2008/040436 A1 beschriebene Prinzip zur Vermessung der augenseitigen Grenzfläche des Kontaktglases verwendet werden. Die Vermessung der anterioren Grenzfläche kann vor oder nach der Vermessung der posterioren Grenzfläche erfolgen, vorzugsweise jedenfalls in einem engen zeitlichen Zusammenhang mit dieser, insbesondere während oder unmittelbar vor einer keratoplastischen Operation.
Vorteilhafterweise kann die Steuereinheit nach dem Ermitteln von Form und/oder Lage der posterioren Grenzfläche der Cornea Bestrahlungssteuerdaten für eine laserchirurgische Behandlung unter Berücksichtigung der ermittelten Lage und/oder Form der posterioren Grenzfläche ermitteln und die Cornea mittels des Lasers bei einer chirurgischen Therapie-Laserleistung gemäß den ermittelten Bestrahlungssteuerdaten bestrahlen. Dadurch ist eine Keratoplastik mit hoher Genauigkeit möglich, da die tatsächliche, aktuelle Lage der posterioren Grenzfläche die hochgenaue Platzierung von Schnitten relativ zu dieser Grenzfläche ermöglicht. Da die Vermessung der posterioren Grenzfläche im Behandlungszustand des Patienten durchführen lässt, ist die Wahrscheinlichkeit für eine wesentliche Änderung von Lage und/oder Form niedrig.
In einer besonders bevorzugten Ausführungsform ist die Steuereinheit derart eingerichtet, dass sie anhand der ermittelten Lage und/oder Form der posterioren Grenzfläche eine Lamelle parallel zur posterioren Grenzfläche, also parallel zum Endothel schneiden kann. Die Lamelle kann insbesondere ausschließlich aus dem Endothel herausgeschnitten werden. Es ist selbstverständlich auch möglich, eine Lamelle aus dem Endothel und dem Stroma herauszuschneiden. Zum Schneiden einer anterioren oder posterioren Lamelle, die parallel zu der rückseitigen Hornhautoberfläche sein soll, werden zuvor erfindungsgemäß die Radien der rückseitigen Grenzfläche bestimmt. Mit dem erfindungsgemäßen Lasersystem und dem Betriebsverfahren können diese Parameter mit hoher Genauigkeit und im quasiabsoluten Koordinatensystem des Lasers ermittelt werden. Die Erfindung ermöglicht also insbesondere die endotheliale Keratoplastik mit hoher Genauigkeit bei geringem Aufwand. Zweckmäßigerweise ist eine Fixiervorrichtung für eine Cornea und/oder für ein Auge vorgesehen, wobei die Steuereinheit die Cornea beziehungsweise das Auge durch Aktivieren der Fixiervorrichtung vor Beginn des (ersten) Detektionsdurchgangs fixiert. Dabei kann es bei Verwendung eines Kontaktglases zur Applanation der Cornea kommen. Die Steuereinheit löst die Fixierung nach dem Ende der Bestrahlung. Durch die Fixierung wird eine Lage- oder Formänderung der Cornea zwischen der Detektion/Ermittlung der posterioren Grenzfläche und der Behandlung vermieden. In zukünftigen Ausführungsformen ohne Fixierung des Auges oder zumindest der Cornea kann die Bewegung der Cornea und/oder des gesamten Auges kontaktlos mit optischen Mitteln verfolgt werden, um eine Lageänderung der Cornea aktuell zu ermitteln und die Strahlführung entsprechend anzupassen. Auch in solchen Ausführungsformen muss jedoch zunächst die posteriore Grenzfläche vermessen werden, um eine hohe Genauigkeit einer Keratoplastik zu erreichen.
Eine Messung der posterioren Radien im angesaugten Zustand intraoperativ direkt vor dem Laserschnitt mit dem Femtosekunden-Laser erhebt die erforderlichen Parameter zur Definition der individuellen Vorder- und Rückfläche der Cornea durch das Kontaktglas am Auge, insbesondere auch in Fällen, in denen das Auge applaniert ist. Das ermöglicht das Schneiden einer dünnen Lamelle in vorgegebener Form relativ (z.B. parallel) zur posterioren Oberfläche der Hornhaut im Rahmen einer lamellären Keratoplastik mit hoher Genauigkeit.
Die Erfindung ist auch zur Vermessung der Dickenverteilung der Cornea in anderen keratoplastischen Verfahren geeignet. Ein solches Verfahren ist beispielsweise aus WO 2006/051364 A1 (20/10 Perfect Vision Optische Geräte GmbH) bekannt. In diesem Verfahren werden mit einem Femtosekunden-Laser Schnitte in stromalem Gewebe vorgenommen, um ohne Ablation von Gewebe einen zusammenhängenden Hohlraum zu schaffen, insbesondere mit zylindrischer Form. Beim Zusammenbrechen des Hohlraums durch den intraokularen Druck entspannt sich die Cornea und nimmt eine neue Form mit veränderter Krümmung an. Auf diese Weise soll eine Fehlsichtigkeit verringert werden. Die Sicherheit dieses Verfahrens kann erfindungsgemäß verbessert werden, indem zunächst die Dickenverteilung der Hornhaut bestimmt wird und darauf basierend Sicherheitsabstände von den angrenzenden Membranen überwacht werden. Diese Vermessung kann insbesondere intraoperativ ohne zwischenzeitliches Abdocken des Auges erfolgen.
Vorteilhafterweise ist in dem Beleuchtungsstrahlengang ein Strahlteiler zur Auskopplung des Detektionsstrahlengangs angeordnet ist. Auf diese Weise können der Beleuchtungsstrahlengang und der Detektionsstrahlengang mit hoher Genauigkeit aufeinander ausgerichtet sein. Dieselben optischen Elemente (Fokussieroptik usw.) können dadurch doppelt genutzt werden. Bevorzugt sind dabei Ausführungsformen, in denen die Strahlung des Lasers neben der Beleuchtungs- Laserleistung auf eine chirurgische Therapie-Laserleistung einstellbar ist. Dadurch ist derselbe Laser sowohl für die Beleuchtung bei der Ermittlung von Form und/oder Lage der posterioren Grenzfläche der Cornea als auch bei der anschließenden Behandlung mit hoher Positioniergenauigkeit verwendbar. Die Verwendung desselben Lasers zur Vermessung und Behandlung ermöglicht dabei eine hohe Genauigkeit der Positionierung des Behandlungsfokus, da die Vermessung der posterioren Grenzfläche im quasi-absoluten Bezugssystem des Behandlungslasers erfolgen kann.
In einer vorteilhaften Ausgestaltung ist der Strahlteiler ein Polarisationsstrahlteiler, der das Detektionslicht selektiv so auf den Detektor auskoppelt, dass es eine von dem emittierten Beleuchtungslicht verschiedene Polarisationsrichtung aufweist. Ein großer Teil des vom Untersuchungsbereich auf den Strahlteiler treffenden Lichts stammt aus Reflexionen an den optischen Komponenten des Strahlengangs, beispielsweise den Oberflächen der Fokussieroptik, und weist daher dieselbe Polarisationsrichtung auf wie das Beleuchtungslicht. Indem der Strahlteiler nur Licht einer davon verschiedenen Polarisationsrichtung als Detektionslicht zum Detektor leitet, wird solches Störlicht zurückgehalten. In der Cornea rückgestreutes Licht hingegen weist eine veränderte Polarisationsrichtung auf. Die Detektion des in der Cornea rückgestreuten Lichts ist dadurch mit höherer Genauigkeit möglich.
Aufgrund der Polarisationseigenschaften der Cornea sind darüber hinaus zur Bildgeneration innerhalb unterschiedlicher Gebiete der Cornea unterschiedliche Polarisationseigenschaften der eingebrachten Diagnosestrahlung vorteilhaft. Diese können durch ein oder mehrere polarisationsoptische Elemente im Beleuchtungsstrahlengang erzeugt werden.
Vorteilhafterweise ist im Detektionsstrahlengang zwischen dem Strahlteiler und dem Detektor ein Polarisationsfilter angeordnet, der hinsichtlich seiner Polarisationsrichtung drehfest oder drehbar ist. Ein drehfester Polarisationsfilter entspricht in der Wirkung dem oben beschriebenen Polarisationsstrahlteiler. Wegen der Polarisationseigenschaften der Cornea ist zur effizienten Diagnose spezieller Gebiete der Cornea eine Selektion der auf den konfokalen Detektor rückgestreuten Polarisationsrichtung durch eine Verdrehung des dem Detektor zugeordneten Polarisationsfilters vorteilhaft. Eine vollständige Detektion eines Gesamtbildes mit hohem Kontrast gelingt dann durch eine mehrfache Abtastung (engl, „scanning") bei unterschiedlichen Einstellungen des Polarisationsfilters in ein jeweiliges Einzelbild und entsprechender Überlagerung der Einzelbilder zum Gesamtbild. Anstelle eines separaten Polarisationsfilters kann auch ein Polarisationsstrahlteiler drehbar ausgeführt sein, um Streulicht unterschiedlicher Polarisationsrichtungen selektiv zu detektieren. Die Ermittlung von Lage und/oder Form der posterioren Grenzfläche ist jedoch auch mit drehfestem Polarisationsfilter/Polarisationsstrahlteiler oder völlig ohne Polarisationsfilterung möglich, insbesondere mittels eines einzelnen Abtastdurchgangs. Ein einzelner Abtastdurchgang kann in kurzer Zeit durchgeführt werden.
Ein noch größere Signalstärke kann erzielt werden, indem im Beleuchtungsstrahlengang zwischen der Fokussieroptik und dem Untersuchungsbereich ein optisches Phasenverzögerungssystem so angeordnet ist, dass das hindurchfallende Beleuchtungslicht eine mit dem ausgekoppelten Detektionslicht korrespondierende Polarisationsrichtung erhält. Auf diese Weise hat das Störlicht dieselbe Polarisationsrichtung wie die den Laser verlassende Strahlung, während das im Phasenverzögerungssystem modifizierte Beleuchtungslicht, das die Cornea erreicht, eine definierte andere Polarisationsrichtung erhält. Durch die Selektion des Lichts dieser Polarisationsrichtung als Detektionslicht mittels des Polarisationsstrahlteilers wird nahezu ausschließlich solches Licht detektiert, das in der Cornea rückgestreut wurde. Störlicht, das aus Reflexionen an optischen Komponenten stammt, wird noch effektiver vom Detektor ferngehalten. Zur Verbesserung des Bildkontrastes kann vorteilhaftweise ein mit dem Laser gekoppelter Lock-In-Verstärker für den Detektor vorgesehen werden. Dies ermöglicht die Aufnahme des Detektionslichtes mit hoher Empfindlichkeit, so dass eine eventuelle Behandlung mit hoher Genauigkeit durchgeführt werden kann.
Beim dreidimensionalen Abtasten der Cornea kann die Strahlenbelastung reduziert werden, indem sich zwei aufeinanderfolgende Abtastpunkte in allen drei Raumkoordinaten unterscheiden. Durch diese Art der Abtastung können repräsentative Daten über Form und/oder Lage der posterioren Grenzfläche der Cornea in kurzer Zeit gewonnen werden. Alternativ besteht die Möglichkeit, beim Abtasten für jeweils eine von mehreren Folgen von Abtastpunkten eine oder zwei Raumkoordinaten konstant zu halten und nur die zwei beziehungsweise die eine übrige Raumkoordinate zu variieren. So können mehrere Folgen von Abtastpunkten bei jeweils konstanter z-Koordinate in einer ebenen Kurve beleuchtet und detektiert werden. Alternativ könnte jeweils eine Folge von Abtastpunkten bei konstanter x- und y-Koordinate unter Variation der z-Koordinate, beispielsweise vom Kontaktglas an, aufgenommen werden. Bei der letztgenannten Vorgehensweise muss die in z- Richtung verlaufende Kurve zwangsläufig die posteriore Grenzfläche durchstoßen. Sobald dies anhand eines signifikanten Anstiegs der Detektionslichtintensität identifiziert wird, kann die z-Abtastung an diesen x/y-Koordinaten beendet und an einem anderen x/y-Ort erneut begonnen werden.
Bevorzugt sind Ausgestaltungen, in denen beim Abtasten einer oder zwei Spiegel der Scannereinheit schwingen, insbesondere harmonisch schwingen. Technisch besonders vorteilhaft ist eine Ansteuerung der Scanner in Form von harmonischen Schwingungen wie Sinus-Funktionen. Bei einer Ansteuerung der x-y-Scanner in der Form, dass der eine Scanner mit genau der doppelten Frequenz des anderen angesteuert wird, ergibt sich beispielweise eine Lissajous-Figur, die einer Acht ähnelt. Zeitgleich zur x-y-Abtastung erfolgt beispielsweise ein monotone oder eine streng monotone Variation der Fokusentfernung, also eine z-Abtastung. Dadurch ergibt sich eine kontinuierliche Raumkurve. Im Fall des obigen Frequenzverhältnisses von 2:1 weist sie die Form mehrerer, in der Tiefe versetzter Achten auf. Diese spezielle Form und allgemein alle Frequenzverhältnisse von 2N:1 (N=1 ,2,3,...) haben den Vorteil, dass zum Ermitteln von Stützstellen für die posteriore Grenzfläche zwei Hauptschnitte und die optischen Achse zur Verfügung stehen, was eine hohe Genauigkeit der Bestimmung von Form und/oder Lage der posterioren Grenzfläche ermöglicht.
Vorzugsweise wird eine Pulsfrequenz des Laserlichts in Abhängigkeit der Bewegungsgeschwindigkeit eines Fokuspunkts des Laserstrahls relativ zur Cornea eingestellt oder umgekehrt. Dadurch kann bei der Ortung der posterioren Grenzfläche die Strahlenbelastung der Cornea und des Auges insgesamt verringert werden. Beispielsweise wird bei einer langsamen Bewegungsgeschwindigkeit des Fokuspunkts, die beispielsweise bei der Bewegungsumkehr schwingender Scanner auftritt, eine niedrige Pulsfrequenz verwendet. Bei einer hohen Bewegungsgeschwindigkeit wird eine hohe Pulsfrequenz verwendet, um eine hohe räumliche Auflösung zu erzielen.
Die Erfindung umfasst auch vorteilhafte Ausführungsformen, in denen auf einen Behandlungsdurchgang ein erneuter Detektionsdurchgang mit Ermittlung der posterioren Grenzfläche folgt, worauf sich ein weiterer Behandlungsdurchgang anschließt. Auf diese Weise kann die Genauigkeit der Behandlung erhöht werden, beispielsweise durch iterative Annäherung an ein optimales Behandlungsergebnis. Bereits während der ersten Behandlung kann es durch Schwellungen zu Form- und/oder Lageveränderungen der Cornea und damit auch ihrer posterioren Grenzfläche kommen. Durch erneute Vermessung zwischen zwei Behandlungsdurchgängen können solche und andere Veränderungen berücksichtigt werden.
Zweckmäßigerweise wird von aufgenommenem Detektionslicht einen Dunkelfeld wert abgezogen. Es kann sich dabei um einen gemeinsamen Dunkelfeldwert für alle Abtastpunkte oder um mehrere, punktspezifische Dunkelfeldwerte handeln. Diese Ausgestaltung ermöglicht eine höhere Genauigkeit der Aufnahme des in der Cornea rückgestreuten Lichts.
Die Erfindung umfasst neben dem ophthalmologischen Lasersystem und einem Betriebsverfahren für ein solches auch ein Computerprogramm sowie eine Steuereinheit, die zur Durchführung eines erfindungsgemäßen Betriebsverfahrens eingerichtet sind.
Vorteilhafterweise kann der Schritt des Bestrahlens und Abtastens der Cornea entlang einer Abtastkurve mehrfach durchgeführt werden, wobei die Abtastkurve in den Abtastdurchgängen jeweils in unterschiedlich versetzter und/oder unterschiedlich rotierter Lage verwendet wird. Da sich bei einer Tiefen- und Seiten-Abtastung durch das konfokale Detektionssystem nur ein Schnittbild der Cornea ergibt, gelingt eine möglichst vollständige dreidimensionale Analyse beispielsweise durch eine Wiederholung mit einer in Schritten von 1 °,5°, 10°, ... 90° zentralsymmetrisch zum ersten Abtastdurchgang rotierten Abtastkurve.
Die Erfindung gemäß ihrem ersten Aspekt umfasst neben dem ophthalmologischen Lasersystem und einem Betriebsverfahren für ein solches auch ein Computerprogramm sowie eine Steuereinheit, die zur Durchführung eines erfindungsgemäßen Betriebsverfahrens oder Keratoplastikverfahrens eingerichtet sind. Darüber hinaus umfasst sie ein allgemeines chirurgisches Verfahren zum Durchführen einer Keratoplastik, wobei durch konfokale Detektion eine Lage und/oder Form der posterioren Grenzfläche einer Cornea ermittelt werden und anhand der ermittelten Lage und/oder Form der posterioren Grenzfläche eine endothelialen Lamelle parallel zur posterioren Grenzfläche geschnitten wird.
Gemäß einem zweiten Aspekt der Erfindung ist in einem ophthalmologischen Lasersystem eine Lichtquelle zur Beleuchtung des Auges, ein Detektor zur Aufnahme von Detektionslicht aus dem Untersuchungsbereich und eine Steuereinheit angeordnet. Die Steuereinheit ermittelt Bestrahlungssteuerdaten für eine laserchirurgische Behandlung, aktiviert die Fixiervorrichtung, bestrahlt die Cornea mittels des Lasers bei einer chirurgischen Therapie-Laserleistung gemäß den ermittelten Bestrahlungssteuerdaten, beleuchtet die Cornea mittels der Lichtquelle und identifiziert einen Bereich der Cornea, in dem opake Blasen vorliegen, anhand von mittels des Detektors aufgenommenem Detektionslicht, bestrahlt zumindest den identifizierten Bereich der Cornea mittels des Lasers bei einer chirurgischen Therapie-Laserleistung erneut und desaktiviert die Fixiervorrichtung, wobei sie die Fixiervorrichtung zwischen der ersten Bestrahlung und der letzten erneuten Bestrahlung permanent aktiviert lässt. Zweckmäßigerweise kann vor der erneuten Bestrahlung ein Einverständnis eines Bedieners abgefragt werden. Dieser Aspekt der Erfindung umfasst auch ein allgemeines Verfahren zum Durchführen einer Keratoplastik an einer Cornea eines Auges, wobei das Auge mittels einer Fixiervorrichtung fixiert, die Cornea mittels eines Lasers bei einer chirurgischen Therapie-Laserleistung bestrahlt und die Fixierung nach Ende der Bestrahlung gelöst wird. Nach dem Bestrahlen der Cornea und vor dem Lösen der Fixierung wird erfindungsgemäß ein Bereich der Cornea identifiziert, in dem opake Blasen vorliegen. Dann wird, ebenfalls vor dem Lösen der Fixierung, zumindest der identifizierte Bereich der Cornea mittels des Lasers bei einer chirurgischen Therapie- Laserleistung erneut bestrahlt.
Durch die Erkennung von OBL, insbesondere automatisiert durch eine Steuereinheit, und erneute Bestrahlung zumindest in dem von OBL betroffenen Bereich wird eine wesentlich leichtere und damit bessere manuelle Ablösbarkeit der Gewebeteile in dem betroffenen Bereich erreicht. Durch die ununterbrochene Fixierung des Patientenauges kann die erneute Bestrahlung mit hoher Positionierungsgenauigkeit erfolgen, insbesondere relativ zu den Positionen in den bereits ermittelten Bestrahlungssteuerdaten. Die erneute Bestrahlung bei kontinuierlicher Fixierung kann als intraoperatives „Nachschneiden" bezeichnet werden.
Vorteilhafterweise kann das erneute Bestrahlen gemäß den ermittelten Bestrahlungssteuerdaten oder gemäß einer Teilmenge davon durchgeführt werden, insbesondere durch die Steuereinheit. Dies kommt einer zumindest teilweisen Wiederholung des geplanten Laserschnitts gleich, so dass keine neuen Bestrahlungssteuerdaten ermittelt werden müssen. Die erneute Bestrahlung kann so in kürzestmöglicher Zeit durchgeführt werden, wodurch die Gefahr einer Lageänderung des Auges minimiert wird. Durch ununterbrochene Fixierung sind die Erstschnitte mit hoher Genauigkeit reproduzierbar.
Alternativ zur zumindest teilweise identischen Wiederholung eines Erstschnittes können ein oder mehrere Laserschnitte durchgeführt werden, deren Bestrahlungssteuerdaten sich von dem/den Erstschnitt(en) unterscheiden. Insbesondere können die Bestrahlungsenergie, der Fleck- beziehungsweise Spurabstand sowie die Abtastrichtung variiert werden um ein besseres Behandlungsergebnis zu erzielen.
Gemäß der Erfindung kann das Betriebsverfahren für ein ophthalmologisches Lasersystem, dessen Laser zwischen einer Beleuchtungs-Laserleistung und einer Therapie-Laserleistung umschaltbar ist und dessen Laserlicht dreidimensional variabel in einer Cornea fokussierbar ist, auch ohne automatische Durchführung der Schritte „Beleuchtung", „Detektion", „Identifikation von OBL" und „Auslösen des Nachschneidens" durchgeführt werden. Dazu sind folgende Schritte vorgesehen:
- Ermitteln von Bestrahlungssteuerdaten für eine laserchirurgische Behandlung,
- Aktivieren der Fixiervorrichtung,
- Bestrahlen der Cornea mittels des Lasers bei einer chirurgischen Therapie- Laserleistung gemäß den ermittelten Bestrahlungssteuerdaten,
- Identifizieren eines Bereichs der Cornea, in dem opake Blasen vorliegen, anhand von Bildern der Cornea, beispielsweise manuell durch ein Mikroskop oder mittels einer Kamera und einer Bildanzeige,
- erneutes Bestrahlen zumindest des identifizierten Bereichs der Cornea mittels des Lasers bei einer chirurgischen Therapie-Laserleistung, und
- Desaktivieren der Fixiervorrichtung, wobei die Fixiervorrichtung zwischen der ersten Bestrahlung und der letzten erneuten Bestrahlung permanent aktiviert bleibt. Die Identifikation erfolgt beispielsweise visuell durch einen Bediener, die Auslösung der erneuten Bestrahlung manuell ebenfalls durch den Bediener.
Vorzugsweise werden die beim erneuten Bestrahlen der Cornea verwendeten Bestrahlungssteuerdaten in einer Behandlungsdatenbank gespeichert. Die Behandlungsdatenbank kann beispielsweise in der Steuereinheit oder in einem externen Steuerrechner geführt werden. Vorteilhafterweise können die gespeicherten Bestrahlungssteuerdaten in späteren Bestrahlungsdurchgängen zur Optimierung von Bestrahlungssteuerdaten verwendet werden.
Die Erfindung gemäß ihrem zweiten Aspekt umfasst neben dem ophthalmologischen Lasersystem und einem Betriebsverfahren für ein solches auch ein Computerprogramm sowie eine Steuereinheit, die zur Durchführung eines erfindungsgemäßen Betriebsverfahrens oder Keratoplastikverfahrens eingerichtet sind. Diese können vorteilhafterweise zur Bereitstellung eines Bedienelements zum Auslösen einer erneuten Bestrahlung der Cornea eingerichtet sein, wobei die Bereitstellung vor einem Desaktivieren einer Fixierungsvorrichtung erfolgt.
In allen Aspekten der Erfindung kann die erstmalige Ermittlung von Bestrahlungssteuerdaten vor oder nach einem Aktivieren der Fixiervorrichtung für das Auge erfolgen, insbesondere zeitlich vorgelagert in Vorbereitung der eigentlichen Operation.
Nachfolgend wird die Erfindung anhand von Ausführungsbeispielen näher erläutert.
In den Zeichnungen zeigen:
Fig. 1 ein ophthalmologisches Lasersystem zur Analyse der Cornea,
Fig. 2 die Vermessung der Cornea bis zur posterioren Grenzfläche,
Fig. 3 ein ophthalmologisches Lasersystem zur Analyse und Bearbeitung der Cornea,
Fig. 4 ein Ablaufdiagramm eines Betriebsverfahrens und
Fig. 5 eine Raumkurve für die Abtastung der Cornea.
In allen Zeichnungen tragen übereinstimmende Teile gleiche Bezugszeichen.
Fig. 1 zeigt ein beispielhaftes ophthalmologisches Lasersystem 1 zur Identifikation und Ortung der posterioren Grenzfläche einer Cornea 2 eines Auges 3 hinsichtlich Form und Lage der Grenzfläche. Das Lasersystem 1 umfasst einen Laser 4, einen Polarisationsstrahlteiler 5, eine Scanoptik 6, eine Scannereinheit 7, eine Fokussieroptik 8 und ein optisches Phasenverzögerungssystem 9, die zusammen einen Beleuchtungsstrahlengang B bilden, sowie einen Umlenkspiegel 10, eine konfokale Aperturblende 11 und einen Detektor 12, die einen ausgekoppelten Detektionsstrahlengang D bilden. Daneben umfasst das Lasersystem 1 einen Verstärker 13 und eine Steuereinheit 14. Zwischen dem Lasersystem 1 und dem Auge 3 ist eine Fixiervorrichtung 17 mit einem Kontaktglas für das Auge 3 angeordnet, hinter dem der Untersuchungsbereich liegt. Das Kontaktglas kann an seiner dem Auge 3 zugewandten Seite eine sphärische, eine plane, eine augengleich gekrümmte oder eine andere um die optische Achse rotationssymmetrische Oberfläche aufweisen. Beispielsweise handelt es sich um eine sphärische Krümmung, bei der die Cornea 2 im fixierten (z. B. angesaugten) Zustand applaniert ist.
Andere Ausführungsformen zur Realisierung der erfindungsgemäßen Lösung sind möglich (nicht abgebildet). Beispielsweise kann der Strahlteiler 5 nicht-polarisierend ausgebildet sein. Dann kann das Phasenverzögerungssystem 9 entfallen. In weiteren Ausführungsformen (nicht abgebildet) kann die Fixiervorrichtung 17 anstelle der Cornea 2 das Auge 3 fixieren, wobei kein Kontaktglas verwendet wird. Die Cornea 2 kann hierbei beispielsweise mit einer Flüssigkeit oder einem inerten Gas umspült werden. Insbesondere kann in einem solchen Fall die Bewegung der Cornea 2 mit optischen Mitteln verfolgt werden, um den Laserstrahl zur Detektion und/oder Behandlung der Bewegung nachzuführen.
Der Laser 4 ist beispielsweise als gepulster TiSa-Infrarot-Laser mit einer Pulslänge zwischen 100 fs und 1000 fs ausgebildet. Er emittiert Laserstrahlung bei einer augensicheren Beleuchtungs-Laserleistung im Bereich von 100 mW. Die Scannereinheit 7 umfasst beispielsweise eine Anzahl von galvanometrischen Spiegeln zur Ablenkung der Laserstrahlung in x- und y-Richtung über die Cornea 2. Die Fokussierung der Laserstrahlung in z-Richtung entlang der optischen Achse gelingt beispielsweise durch eine bewegliche Linse oder Linsengruppe innerhalb der Scanoptik 6 oder der Fokussieroptik 8 oder alternativ durch eine bewegliche Tubuslinse (nicht abgebildet). Das optische Phasenverzögerungssystem 9 ist beispielsweise als λ/4-Platte ausgebildet, die einen Abschluss des Lasersystems 1 bildet. Der Detektor 12 ist beispielsweise als Photovervielfacher (engl, „photomultiplier"; PMT) oder als Lawinenphotodiode (engl, „avalanche photo diode"; APD) ausgebildet, da die aufzunehmenden Lichtintensitäten niedrig sind. Der Verstärker 13 ist als Lock-In-Verstärker ausgebildet und sowohl mit dem Detektor 12 als auch mit dem Laser 4 verbunden.
Die gepulste IR-Laserstrahlung tritt aus dem Laser 4 aus und durchläuft zunächst unverändert den Polarisationsstrahlteiler 5. Sie wird anschließend über die Scanoptik 6, die Scannereinheit 7 und die Fokussieroptik 8 als Beleuchtungslicht auf einen Abtastpunkt P in der Cornea 2 fokussiert. Dieser Abtastpunkt P kann mittels der Scannereinheit 7 und einer beweglichen Linse oder Linsengruppe innerhalb der Scanoptik 6 oder der Fokussieroptik 8 in x-, y- und z-Richtung in der Cornea 2 verschoben werden. Das optische Phasenverzögerungssystem 9 bewirkt dabei eine definierte Veränderung der Polarisationsrichtung des hindurchfallenden Beleuchtungslichts.
An den Grenzflächen 2.1 , 2.2 und im Inneren der Cornea 2 kommt es zur Streuung/Reflexion der IR-Strahlung, wobei die Strahlung teilweise depolarisiert wird. Rückgestreutes/reflektiertes Licht fällt auch in den Beleuchtungsstrahlengang B und läuft dort den Weg zurück bis zum Polarisationsstrahlteiler 5. Die Strahlungsanteile mit unverändertem Polarisationszustand fallen durch den Polarisationsstrahlteiler 5 hindurch auf den Laser 4. Dies betrifft insbesondere Reflexe, die von der Scanoptik 6 oder der Fokussieroptik 8 stammen. Solche Strahlungsanteile, die nach Durchlaufen des Phasenverzögerungssystems 9 beziehungsweise durch Depolarisation im Auge 3 in der Cornea 2 einen veränderten Polarisationszustand aufweisen, werden von dem Polarisationsstrahlteiler 5 als Detektionslicht in den Detektionsstrahlengang D zum Detektor 12 abgelenkt. Das Detektionslicht fällt über einen Umlenkspiegel 10 durch die konfokale Lochblende 11 auf den Detektor 12. Der Umlenkspiegel 10 kann in einer alternativen Ausführungsform (nicht abgebildet) entfallen oder durch andere Strahlführungseinheiten ersetzt werden. Die Konfokalblende 11 wirkt als Diskriminator in z-Richtung, so dass ortsaufgelöst nur rückgestreutes Licht aus einem geringen Fokusvolumen detektiert wird. Die Steuereinheit 14 kann durch Ablenken des Beleuchtungslichts in x- und y-Richtung mittels der Scannereinheit 7 und Veränderung der Fokussierung in z-Richtung mittels der Fokussieroptik 8 beliebige Abtastpunkte P innerhalb der Cornea 2 mit Beleuchtungslicht bestrahlen und über die Intensität des zugehörigen Detektionslichtes die Stärke der Rückstreuung an diese Punkten P ermitteln. In der abgebildeten Ausführungsform bewirkt das optische
Phasenverzögerungssystem 9 zwischen dem Auge 3 und der Fokussieroptik 8 eine definierte Drehung der Polarisationsrichtung der hindurchfallenden Beleuchtungslichts, während zuvor an den optischen Komponenten reflektiertes Störlicht die ursprüngliche Polarisationsrichtung beibehält. Dadurch wird die relative Intensität des Detektionslichtes erhöht, da der Polarisationsstrahlteiler 5 nur Licht mit abweichender Polarisationsrichtung als Detektionslicht separiert. In alternativen Ausführungsformen (nicht abgebildet) kann auf das optische Phasenverzögerungssystem 9 verzichtet werden. Alternativ oder zusätzlich können weitere Polarisatoren (nicht abgebildet) in dem Beleuchtungs- und/oder Detektionsstrahlengang angeordnet werden, um die Signalqualität zu verbessern. Das Phasenverzögerungssystem kann in einer Ausführungsform als Depolahsator realisiert werden, so dass über den Strahlquerschnitt die Größe der Phasenverzögerung variiert.
Da die am Detektor 12 registrierten Signale eine sehr geringe Intensität aufweisen, ist der elektronische Verstärker für ein optimiertes Signal-Rausch-Verhältnis angepasst. Eine besonders vorteilhafte Ausführungsform ist der Lock-In-Verstärker, der zeitlich mit der Pulsgenerierung beziehungsweise mit der Folgefrequenz des Lasers 2 synchronisiert ist. Andere Ausführungsformen verwenden beispielsweise sogenannte „Boxcar" -Techniken oder Abtasttechniken (engl, „sampling") mit Aufsummierung oder Mittelung zur Rauschunterdrückung. Vorteilhafterweise weist das gesamte Verstärkersystem des Detektorsignals eine nichtlineare Kennlinie auf. Es kann auch ein Spitzen-Detektor (engl, „peak detector") und/oder eine Abtast- Halte-Schaltung (engl, „sample and hold") verwendet werden, um eine Signalverbesserung zu erreichen.
In einer alternativen Ausführungsform (nicht abgebildet) kann der Detektionsstrahlengang D separat vom Beleuchtungsstrahlengang angeordnet sein, wobei er mit einem eigenen Objektiv versehen wird. Zur Beleuchtung während eines oder mehrerer Detektionsdurchgänge kann hierbei ein eigener Laser vorgesehen werden. In einer solchen Ausführungsform kann der Laser 4 des Behandlungssystems 1 beispielsweise ohne Abschwächer permanent mit Therapie- Laserleistung betrieben werden.
Um in kurzer Zeit eine Information über Form und Lage der posterioren Grenzfläche 2.2 der Cornea 2 mit hoher Genauigkeit zu ermitteln, wird unabhängig von der Ausführungsform eine geeignete räumliche Verteilung von Punkten P konfokal abgetastet. Beispielsweise können, wie in Fig. 2 dargestellt, mehrere (in Teilfigur 2A der Übersicht halber nur drei) Folgen von Abtastpunkten P längs einer entsprechenden Anzahl unterschiedlicher Pfade R mit konstanten x- und y- Koordinaten abgetastet werden. Einer der Pfade R liegt zweckmäßigerweise auf der optischen Achse des Lasersystems 1 , die übrigen beispielsweise in äquidistanten Winkelschritten auf einem konzentrischen Kreis um die optische Achse. In Teilfigur 2B ist das Auge 3 in frontaler Ansicht dargestellt. Von den Abtastpunkten P ist von jeder Pfad-Folge nur einer dargestellt. Insgesamt werden sieben Pfade R jeweils längs der z-Richtung abgetastet.
Beispielsweise kann die Abtastung längs eines einzelnen Pfads R innerhalb des Kontaktglases 17, dessen Abmessungen bekannt sind, oder an seiner augenseitigen Oberfläche beginnen und sich in äquidistanten z-Schritten bis in eine Entfernung von beispielsweise 1 ,5 mm vom Kontaktglas fortsetzen. Es ist auch denkbar, zur Beschleunigung die Abtastung in einer Entfernung von 100 μm bis 300 μm von der augenseitigen Oberfläche des Kontaktglases 17 zu beginnen. Auch kann die Abtastung nicht bis zu einer festen Tiefe, sondern beispielsweise nur bis zum zweiten signifikanten Anstieg der Detektionslichtintensität als Merkmal für die posteriore Grenzfläche 2.2 durchgeführt werden. Zweckmäßig sind vier oder sechs unterschiedliche Pfade R mit einer entsprechenden Anzahl von Abtastpunktfolgen. Aus den dabei gewonnen Werten für die Intensität der Rückstreuung können Form und Lage der posterioren Grenzfläche 2.2 rekonstruiert werden, da die Rückstreuung an den Grenzflächen (anterior, posterior) 2.1 , 2.2 gegenüber dem Stroma und den inneren Schichten verstärkt ist. Anhand dieser Parameter kann beispielsweise eine Dickenverteilung der Cornea 2 im applanierten Zustand ermittelt werden. Bei Kenntnis des Kontaktglasradius ist es auch möglich, aus Form und/oder Lage der posterioren Grenzfläche 2.2 die posterioren Krümmungsradien der Hornhaut 2 im applanierten Zustand abzuleiten. Mit diesen Daten kann beispielsweise das Bestrahlungsmuster für den Laser 4 zur Berechnung einer zur posterioren Grenzfläche 2.2 parallelen endothelialen Lamelle L errechnet werden. Damit erlaubt die Erfindung eine endotheliale Keratoplastik mit hoher Genauigkeit. Sofern nur wenige Stützstellen ermittelt wurden, kann die Genauigkeit verbessert werden, indem bekannte mathematische Modelle zur Berechnung der Verformung bei Applanation der Hornhaut angewendet werden.
Die Positioniergenauigkeit der Positionen der Messungen ist relativ unkritisch, da die Dickenänderungen der Hornhaut in zu messenden Bereich üblicherweise kleiner als 100 μm sind. Ein Positioniergenauigkeit (x-y) von +/- 100 μm ist ausreichend. Die Genauigkeit der Dickenmessung ist wichtiger. Eine Genauigkeit von +/- 5 μm ist zweckmäßig.
In Fig. 3 ist ein beispielhaftes ophthalmologisches Lasersystem 1 zur hochgenauen Durchführung einer Keratoplastik dargestellt. Es entspricht weitgehend dem Lasersystem 1 gemäß Fig. 1 , ist aber zusätzlich mit einem in den Beleuchtungsstrahlengang B einklappbaren Abschwächer 15 und einem Modulator 16, beispielsweise einem akustooptischen Modulator, ausgerüstet. Der Abschwächer 15 dient zur Umschaltung zwischen einer Beleuchtungs-Laserleistung und einer Therapie-Laserleistung. Die Beleuchtungs-Laserleistung wird mit in den Beleuchtungsstrahlengang B eingeklapptem Abschwächer 15 erzielt, die Therapie- Laserleistung ohne Abschwächer 15. Die optischen Komponenten, insbesondere die Optiken 6 und 8, sind auf das Ziel einer bestmöglichen Fokusminiaturisierung optimiert, korrigiert und untereinander abgestimmt. Beispielsweise sind ihre optischen Aberrationen hochgradig minimiert, so dass für eine Photodisruption nur ein geringer Energieeintrag erforderlich ist.
Die Steuereinheit 14 führt das in Fig. 4 dargestellte Betriebsverfahren durch, wobei für eine reine Bestimmung von Lage und/oder Form (ohne therapeutische Behandlung) der posterioren Grenzfläche 2.2 der Cornea 2 nur die durchgezogen umrandeten Schritte S1 , S2, S3 und S6 durchgeführt werden. Für eine Behandlung werden alle Schritte durchgeführt. Derselbe Laser 4 wird dabei sowohl für die Beleuchtung während der konfokalen Detektionsphase als auch für die Bearbeitung der Cornea 2 während der sich unmittelbar anschließenden Behandlungsphase verwendet.
Zunächst wird das Patientenauge 3 fixiert, beispielsweise mittels Unterdruck an eine Kontaktglasvorrichtung angesaugt (Schritt S1 ). Zusätzlich kann der Kopf des Patienten fixiert sein. Der Blick des Patienten kann durch ein geeignetes Ziel möglichst konstant gehalten werden. Dabei ist eine einstellbare Kompensation des Winkels zwischen Geometrie- und Sehachse des Auges 3 möglich.
Entlang einer oder mehrerer einstellbarer dreidimensionaler Abtastkurven oder Abtaststrukturen wird das Beleuchtungslicht bei Beleuchtungs-Laserleistung mit einer variablen Pulsfrequenz über die Cornea 2 geführt und Detektionslicht aufgenommen (Schritt S2). Die Pulsfrequenz wird dabei in Abhängigkeit der Geschwindigkeit der Abtastbewegung so eingestellt, dass bei langsamer Abtastbewegung eine niedrigere Pulsfrequenz resultiert als bei schneller Abtastbewegung. Einzelnen Punkten P der Abtastkurve wird das rückgestreute Detektionslicht abschnitts- oder punktweise zugeordnet. Bei einer stetigen Abtastkurve unterscheiden sich aufeinanderfolgende Abtastpunkte in allen Raumkoordinaten. Von den detektierten Signalwerten werden vorteilhafterweise jeweilige Dunkelfeldwerte abgezogen werden, die in einem separaten Kalibrierdurchgang ermittelt werden.
Aus den den Abtastpunkten P zugeordneten Intensitäten wird die posteriore Grenzfläche 2.2 identifiziert und deren Form und Lage rekonstruiert (Schritt S3), um eine Dickenverteilung der Cornea 2 zu ermitteln. Zu diesem Zweck werden beispielsweise Abtastpunkte, deren Intensität einen vorgegebenen oder vom Operateur vorgebbaren Intensitätsschwellwert überschreitet, als Stützstellen der Grenzfläche 2.2 bestimmt. In einer Ausgleichsrechnung wird beispielsweise ein Modell der Grenzfläche 2.2 an die dreidimensionalen Koordinaten der ermittelten Stützstellen angepasst, um sämtliche Koordinaten der posterioren Grenzfläche 2.2 als Basis für die chirurgische Behandlung verfügbar zu machen. Diese Informationen werden verwendet, um die beispielsweise zuvor vom Operateur vorgegebenen, zu führenden Schnitte an den tatsächlichen, individuellen Zustand der Cornea 2 anzupassen, bevor die Bestrahlungssteuerdaten bestimmt werden (Schritt S4). Die Bestrahlungssteuerdaten umfassen beispielsweise Ansteuersignale für die Achsen der Scannereinheit 7 beziehungsweise für die interne z-Fokussierung und für die Laserstrahlquelle 4 und den Leistungsmodulator 16.
Unmittelbar anschließend wird die chirurgische Behandlung bei Therapie- Laserleistung anhand der Bestrahlungssteuerdaten durchgeführt (Schritt S5). Vorteilhafterweise werden Pulsenergien von 10 nJ bis 3 μJ, insbesondere 50 nJ bis 1 μJ, verwendet. Dabei werden beispielsweise durch die Laserstrahlung bei einer Pulsfrequenz von 100 kHz bis 10 MHz und einer Pulslänge von weniger als 1 ps, insbesondere von 100 fs bis 800 fs, eine oder mehrere Folgen von Photodisruptionen erzeugt. Schließlich wird die Fixierung des Auges 3 gelöst (Schritt S6).
Durch den identischen Strahlengang für Analyse und Behandlung ist das System 1 selbstkalibrierend. Da die Bestrahlungssteuerdaten anhand der mit dem identischen Strahlengang ermittelten Informationen über Form und/oder Lage der posterioren Grenzfläche 2.2 bestimmt werden, ist die Behandlung stets mit hoher Genauigkeit möglich.
Durch den Einsatz angepasster Abtastkurven (Scanmuster), beispielsweise in Form von Lissajous-Figuren, ist der kombinierte Vorgang zudem in kurzer Zeit möglich, beispielsweise innerhalb von maximal 30 Sekunden, was einerseits Bewegungsungenauigkeiten reduziert und andererseits zu einer höheren Akzeptanz beim Patienten führt. In Fig. 5 ist eine beispielhafte Abtastkurve in Form räumlich versetzter Achten gezeigt, die als Lissajous-Figur mittels der Scannereinheit 6 realisiert werden kann.
Andere beispielhafte Formen der Abtastung beziehungsweise Abrasterung können sein (nicht abgebildet): zwei gekreuzte Rechtecke im Raum; zwei Zylinderoberflächen; ein zylindrischer Körper mit Querschnitt in Form einer acht oder vier; mehrere Abtastungen längs eindimensionaler Linien. Möglich ist auch das Abrastern des Volumens eines Zylinders oder eines Würfels. Die Volumina beziehungsweise Oberflächen können kontinuierlich oder auch lediglich teilweise, also mit Zwischenräumen zwischen den einzelnen Abtastpunkten, abgerastert werden. So können zwischen einzelnen Zeilen größere Abstände auftreten. Die Erfindung gemäß ihrem ersten Aspekt kann beispielsweise bei allen Arten lasergestützter Cornea-Chirurgie, beispielsweise LASIK, dazu dienen, die tatsächliche (Rest-)Dickenverteilung der Cornea 2 zu ermitteln, beispielsweise im Behandlungszustand vor oder während einer Operation, insbesondere im applanierten Zustand. Diese Dickenverteilung kann insbesondere dazu verwendet werden, um Sicherheitsabstände von den Grenzflächen 2.1 , 2.2 zu definieren und zu überwachen.
In einem ophthalmologischen Lasersystem 1 gemäß Fig. 3 kann auch die Erfindung gemäß ihrem zweiten Aspekt realisiert werden. Die Steuereinheit 14 kann dabei nach dem oben beschriebenen ersten Bestrahlungsdurchgang vor dem Lösen der Fixierung den Laser 4 mit in den Beleuchtungsstrahlengang B eingeklapptem Abschwächer 15 zur Beleuchtung der Cornea 2 einschalten und mittels des Detektors 12 ein zweidimensionales Bild der Cornea 2 aufnehmen. Noch unter aktiver Fixierung des Auges 3 kann sie beispielsweise mittels digitaler Bildverarbeitung OBL-Felder identifizieren und lokalisieren. Die OBL-Felder zeichnen sich gegenüber der Umgebung durch ein in der Intensität verändertes Detektionssignal aus und können beispielsweise durch einen Grauwertdiskriminator leicht lokalisiert werden. Alternativ zur separaten Bildaufnahme kann die Steuereinheit 14 das zweidimensionale Bild bereits während des ersten Bestrahlungsdurchgangs aufnehmen, wobei die Beleuchtung durch das Behandlungslicht mit chirurgischer Therapie-Laserleistung zur Bildaufnahme genutzt wird. Der Abschwächer 15 wird dann nicht benötigt. Diese Ausführungsform hat den Vorteil, dass keine zusätzliche Zeit für eine Bildaufnahme benötigt wird. In anderen Ausführungsformen (nicht abgebildet) kann die Detektion mittels einer 2D-Kamera oder mittels eines optischer Kohärenztomographie (engl, „optical coherence tomography", OCT) erfolgen.
Liegt das identifizierte OBL-FeId außerhalb des erreichbaren Behandlungsdurchmessers oder ist es zu klein, um signifikante Auswirkungen auf das Ablöseverhalten zu haben, wird die Steuereinheit 14 es beispielsweise nicht berücksichtigen. Wird ein signifikantes OBL-FeId von der Steuereinheit 14 erkannt, besteht die Möglichkeit eines zweiten kompletten Laserschnitts, also einer erneuten Bestrahlung unter Anwendung aller zuvor benutzten Bestrahlungssteuerdaten. Alternativ wird der erneute Laserschnitt wird nur in dem/den von OBL betroffenen Bereich(en) wiederholt, es handelt sich also um einen partiellen zweiten Laserschnitt.
Der zweite Laserschnitt kann entweder vollautomatisch im Anschluss an den ersten Laserschnitt erfolgen oder der Anwender kann aufgefordert werden, diesen zweiten Laserschnitt zu bestätigen. Diese Bestätigung kann in Kombination mit der Visualisierung der automatisch erkannten OBL-Felder und zugehörig geplanten Laserschnittzonen auf einer Bildanzeige erfolgen. Fig. 6 zeigt einen beispielhaften Ablauf in Form eines Flussdiagramms. In Fig. 7 ist eine Bildanzeige 18 mit dem Bild einer erstmalig bestrahlten Cornea 2 mit einem Bereich Q mit OBL angedeutet. Ebenfalls angedeutet ist ein beispielhafter Bereich X für einen automatisch vorgeschlagenen Nachschnitt. Der Anwender kann mittels Druckknöpfen 19 (engl, „push buttons"), die in Software ausgeführt sind, beispielsweise zwischen „partiell" (partieller Laserschnitt des OBL Areals), „vollständig" (vollständiger zweiter Laserschnitt im Fall einer schlechten automatischen Erkennung) und „kein Nachschneiden" (das Gerät führt keinen zweiten Laserschnitt durch und fährt mit dem normalen Ablauf fort, typischerweise dem Lösen der Fixierung des Auges 3) auswählen.
Die beschriebene Automatisierung der OBL-Erkennung über geeignete Detektionsmethoden ist nicht unbedingt erforderlich, bringt aber dem Bediener zusätzlichen Komfort und kann durch die Option des partiellen Laserschnitts die zusätzliche Strahlungsexposition deutlich verringern.
Weitere mögliche Realisierungen:
a) Manuelle Wiederholung eines identischen Laserschnitts Der Anwender verfolgt durch eine geeignete Beobachtungseinrichtung (Bildschirm, Operationsmikroskop etc.) den Behandlungsverlauf. In der Regel treten die OBL- Felder gleich am Anfang der Behandlung auf. Sieht der Anwender OBL-Felder auftreten, so kann er während dessen durch eine geeignete Eingabemöglichkeit am Lasersystem 1 , insbesondere an der Steuereinheit 14, die automatische Wiederholung des Laserschnitts auslösen. b) Manuelle Wiederholung eines nicht identischen Laserschnitts
Nach manueller Auswahl des zweiten Laserschnitts (Nachschnitts) kann sich dieser in seinen Parametern vom ersten unterscheiden. Insbesondere die Energie, der Fleck- und Spurabstand sowie die Abtastrichtung können variiert werden, um ein besseres Behandlungsergebnis zu erzielen.
c) Manuelle Lokalisierung der OBL-Felder mit selektiver Wiederholung des Laserschnitts
Während oder kurz nach der Behandlung kann der Anwender durch eine geeignete Eingabemöglichkeit (Pointer, Touch auf dem Kamerabild der Beobachtungseinrichtung) diejenigen Bereiche manuell markieren, in denen im Anschluss automatisch der Laserschnitt wiederholt wird.
Bezugszeichenliste
1 Ophthalmologisches Lasersystem
2 Cornea
2.1 Anteriore Grenzfläche
2.2 Posteriore Grenzfläche
3 Auge
4 Laser
5 Strahlteiler
6 Scanoptik
7 Scannereinheit
8 Fokussieroptik
9 Optisches Phasenverzögerungssystem
10 Umlenkspiegel
11 Konfokale Aperturblende
12 Detektor
13 Verstärker
14 Steuereinheit
15 Abschwächer
16 Modulator
17 Fixiervorrichtung
18 Bildanzeige
19 Knopf
B Beleuchtungsstrahlengang
D Detektionsstrahlengang
P Abtastpunkt
L Geplante Lamelle
Q Bereich mit OBL
X Vorschlag für Bereich zum erneuten Bestrahlen

Claims

Patentansprüche
1. Ophthalmologisches Lasersystem (1 ) mit einem Laser (4), dessen Strahlung über einen Beleuchtungsstrahlengang (B), der eine Scannereinheit (7) aufweist, in einem Untersuchungsbereich fokussierbar ist, gekennzeichnet durch einen Detektionsstrahlengang (D) mit einer konfokalen Aperturblende (11 ) und einem Detektor (12) zur Aufnahme von Detektionslicht aus dem fokussierten Teil des Untersuchungsbereichs sowie durch eine Steuereinheit (14), die so eingerichtet ist, dass sie folgende Schritte durchführen kann:
- Bestrahlen der Cornea (2) mittels des Lasers (4) und Aufnehmen von Detektionslicht mittels des Detektors (12), wobei die Steuereinheit (14) die Cornea (2) dreidimensional abtastet, indem sie sie bei einer Beleuchtungs- Laserleistung mittels der Scannereinheit (7) an mehreren Punkten (P) bestrahlt und simultan Detektionslicht aufnimmt, und zum
- Ermitteln von Lage und/oder Form einer posterioren Grenzfläche (2.2) der Cornea (2) anhand des Detektionslichtes.
2. Ophthalmologisches Lasersystem (1 ) nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die Steuereinheit (14) so eingerichtet ist, dass sie folgende Schritte durchführen kann:
- Ermitteln von Bestrahlungssteuerdaten für eine laserchirurgische Behandlung unter Berücksichtigung der ermittelten Lage und/oder Form der posterioren Grenzfläche (2.2) und
- Bestrahlen der Cornea (2) mittels des Lasers (4) bei einer chirurgischen Therapie-Laserleistung gemäß den ermittelten Bestrahlungssteuerdaten.
3. Ophthalmologisches Lasersystem (1 ) nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuereinheit (14) derart eingerichtet ist, dass sie anhand der ermittelten Lage und/oder Form der posterioren Grenzfläche (2.2) eine Lamelle parallel zur posterioren Grenzfläche (2.2) schneiden kann.
4. Ophthalmologisches Lasersystem (1 ) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch eine Fixiervorrichtung für eine Cornea (2) und/oder für ein Auge (3) und durch Einrichtung der Steuereinheit (14) zum Durchführen folgender Schritte:
- Aktivieren der Fixiervorrichtung (17) vor der Bestrahlung der Cornea (2) und
- Lösen der Fixierung des Auges (3) nach dem Ende der Bestrahlung.
5. Ophthalmologisches Lasersystem (1 ) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass in dem Beleuchtungsstrahlengang (B) ein Strahlteiler (5) zur Auskopplung des Detektionsstrahlengangs (D) angeordnet ist.
6. Ophthalmologisches Lasersystem (1 ) nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass der Strahlteiler (5) ein insbesondere hinsichtlich einer Polarisationsrichtung drehfester oder drehbarer Polarisationsstrahlteiler ist, der das Detektionslicht selektiv so auf den Detektor (12) auskoppelt, dass es eine von dem emittierten Beleuchtungslicht verschiedene Polarisationsrichtung aufweist.
7. Ophthalmologisches Lasersystem (1 ) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass im Detektionsstrahlengang (D) ein polarisationsoptisches Element angeordnet ist, das hinsichtlich seiner Polarisationsrichtung drehfest oder drehbar ist.
8. Ophthalmologisches Lasersystem (1 ) nach Anspruch 6 oder 7, dadurch gekennzeichnet, dass im Beleuchtungsstrahlengang (B) zwischen der Fokussieroptik (8) und dem Untersuchungsbereich ein optisches Phasenverzögerungssystem (9) so angeordnet ist, dass das hindurchfallende Beleuchtungslicht eine mit dem ausgekoppelten Detektionslicht korrespondierende Polarisationsrichtung erhält.
9. Ophthalmologisches Lasersystem (1 ) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch einen mit dem Laser (4) gekoppelten Lock-In- Verstärker (13) für den Detektor (12).
10. Betriebsverfahren für ein ophthalmologisches Lasersystem (1 ), dessen Laser (4) zwischen einer Beleuchtungs-Laserleistung und einer Therapie-Laserleistung umschaltbar ist und dessen Laserlicht dreidimensional variabel in einer Cornea (2) fokussierbar ist, insbesondere nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei folgende Schritte durchgeführt werden:
- Bestrahlen der Cornea (2) mittels des Lasers (4) bei einer Beleuchtungs- Laserleistung und Aufnehmen von Detektionslicht mittels eines konfokalen Detektors (12), wobei die Steuereinheit (14) die Cornea (2) mittels einer Scannereinheit (7) dreidimensional abtastet, indem sie sie an mehreren Punkten (P) bestrahlt und Detektionslicht aufnimmt, und Ermitteln von Lage und/oder Form einer posterioren Grenzfläche (2.2) der Cornea (2) anhand des Detektionslichtes,
- Ermitteln von Bestrahlungssteuerdaten für eine laserchirurgische Behandlung unter Berücksichtigung der ermittelten Lage und/oder Form der posterioren Grenzfläche (2.2) und
- Bestrahlen der Cornea (2) mittels des Lasers (4) bei einer chirurgischen Therapie-Laserleistung gemäß den ermittelten Bestrahlungssteuerdaten.
11. Gegenstand nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei zwei aufeinanderfolgende Abtastpunkte (P) sich in allen drei Raumkoordinaten unterscheiden.
12. Gegenstand nach dem vorhergehenden Anspruch, wobei beim Abtasten einer oder zwei Spiegel der Scannereinheit (7) schwingen, insbesondere harmonisch schwingen.
13. Gegenstand nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei eine Pulsfrequenz des Laserlichts in Abhängigkeit der Bewegungsgeschwindigkeit eines Fokuspunkts des Laserstrahls relativ zur Cornea (2) oder die Bewegungsgeschwindigkeit in Abhängigkeit der Pulsfrequenz eingestellt wird.
14. Gegenstand nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei auf einen Behandlungsdurchgang ein erneuter Detektionsdurchgang mit Ermittlung der posterioren Grenzfläche (2.2) folgt, worauf sich ein weiterer Behandlungsdurchgang anschließt.
15. Verfahren zum Durchführen einer Keratoplastik, wobei durch konfokale Detektion eine Lage und/oder Form der posterioren Grenzfläche (2.2) einer Cornea (2) ermittelt werden und anhand der ermittelten Lage und/oder Form der posterioren Grenzfläche (2.2) eine Lamelle parallel zur posterioren Grenzfläche (2.2) geschnitten wird.
16. Ophthalmologisches Lasersystem (1 ) mit einem Laser (4), dessen Strahlung über einen Beleuchtungsstrahlengang (B), der eine Scannereinheit (7) aufweist, in einem Untersuchungsbereich fokussierbar ist, und einer Fixiervorrichtung (17) für ein in dem Untersuchungsbereich angeordnetes Auge (3), insbesondere nach einem der Ansprüche 1 bis 9, gekennzeichnet durch eine Lichtquelle zur Beleuchtung des Auges (3), einen Detektor (12) zur Aufnahme von Detektionslicht aus dem Untersuchungsbereich und eine Steuereinheit (14), die zur Durchführung der folgenden Schritte eingerichtet ist:
- Ermitteln von Bestrahlungssteuerdaten für eine laserchirurgische Behandlung,
- Aktivieren der Fixiervorrichtung (17),
- Bestrahlen der Cornea (2) mittels des Lasers (4) bei einer chirurgischen Therapie-Laserleistung gemäß den ermittelten Bestrahlungssteuerdaten,
- Beleuchten der Cornea (2) mittels der Lichtquelle und Identifizieren eines Bereichs der Cornea (2), in dem opake Blasen vorliegen, anhand von mittels des Detektors (12) aufgenommenem Detektionslicht,
- erneutes Bestrahlen zumindest des identifizierten Bereichs der Cornea (2) mittels des Lasers (4) bei einer chirurgischen Therapie-Laserleistung, und
- Desaktivieren der Fixiervorrichtung (17), wobei die Fixiervorrichtung (17) zwischen der ersten Bestrahlung und der letzten erneuten Bestrahlung permanent aktiviert bleibt.
17. Ophthalmologisches Lasersystem (1 ) nach dem vorhergehenden Anspruch, wobei die Steuereinheit das erneute Bestrahlen gemäß den ermittelten Bestrahlungssteuerdaten oder gemäß einer Teilmenge davon durchführt.
18. Betriebsverfahren für ein ophthalmologisches Lasersystem (1 ), dessen Laser (4) zwischen einer Beleuchtungs-Laserleistung und einer Therapie-Laserleistung umschaltbar ist und dessen Laserlicht dreidimensional variabel in einer Cornea (2) fokussierbar ist, insbesondere nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei folgende Schritte durchgeführt werden:
- Ermitteln von Bestrahlungssteuerdaten für eine laserchirurgische Behandlung,
- Aktivieren der Fixiervorrichtung (17),
- Bestrahlen der Cornea (2) mittels des Lasers (4) bei einer chirurgischen Therapie-Laserleistung gemäß den ermittelten Bestrahlungssteuerdaten,
- Identifizieren eines Bereichs der Cornea (2), in dem opake Blasen vorliegen, anhand von Bildern der Cornea (2),
- erneutes Bestrahlen zumindest des identifizierten Bereichs der Cornea (2) mittels des Lasers (4) bei einer chirurgischen Therapie-Laserleistung, und
- Desaktivieren der Fixiervorrichtung (17), wobei die Fixiervorrichtung (17) zwischen der ersten Bestrahlung und der letzten erneuten Bestrahlung permanent aktiviert bleibt.
19. Verfahren zum Durchführen einer Keratoplastik an einer Cornea (2) eines Auges (3), wobei das Auge (3) mittels einer Fixiervorrichtung (17) fixiert, die Cornea (2) mittels eines Lasers (4) bei einer chirurgischen Therapie-Laserleistung bestrahlt und die Fixierung nach Ende der Bestrahlung gelöst wird, dadurch gekennzeichnet, dass nach dem Bestrahlen der Cornea (2) ein Bereich der Cornea (2) identifiziert wird, in dem opake Blasen vorliegen, und zumindest der identifizierte Bereich der Cornea (2) mittels des Lasers (4) bei einer chirurgischen Therapie-Laserleistung vor dem Lösen der Fixierung erneut bestrahlt wird.
20. Verfahren nach dem vorhergehenden Anspruch, wobei das erneute Bestrahlen gemäß identischen Bestrahlungssteuerdaten wie das erste Bestrahlen oder gemäß einer Teilmenge davon erfolgt.
21. Verfahren nach einem der Ansprüche 18 bis 20, wobei die beim erneuten Bestrahlen der Cornea (2) verwendeten Bestrahlungssteuerdaten in einer Behandlungsdatenbank gespeichert werden, insbesondere mit Verwendung der gespeicherten Bestrahlungssteuerdaten zur Optimierung von Bestrahlungssteuerdaten.
22.Computerprogrannnn oder Steuereinheit (14), eingerichtet zur Durchführung eines Verfahrens nach einem der vorhergehenden Verfahrensansprüche.
23.Computerprogramm oder Steuereinheit (14) nach dem vorhergehenden Anspruch, eingerichtet zur Bereitstellung eines Bedienelements (19) zum Auslösen einer erneuten Bestrahlung der Cornea (2), wobei die Bereitstellung vor einem Desaktivieren einer Fixierungsvorrichtung (17) erfolgt.
24. Ophthalmologisches Lasersystem (1 ) mit einer Steuereinheit nach Anspruch 21 oder 22.
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Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102010051281A1 (de) * 2010-11-12 2012-05-16 Carl Zeiss Meditec Ag Verfahren zur modellbasierten Bestimmung der Biometrie von Augen
WO2013056867A1 (de) * 2011-10-21 2013-04-25 Carl Zeiss Meditec Ag Erzeugung von schnitten in einem transparenten material mittels optischer strahlung
US10105262B2 (en) 2011-10-21 2018-10-23 Carl Zeiss Meditec Ag Producing cut surfaces in a transparent material by means of optical radiation
CN113692265A (zh) * 2019-04-15 2021-11-23 卡尔蔡司医疗技术股份公司 用于眼睛激光手术、特别用于角膜移植术的装置和方法
CN114469511A (zh) * 2021-01-13 2022-05-13 施温德眼科技术解决方式有限公司 控制眼科手术激光器的方法、计算机程序产品以及治疗设备

Families Citing this family (22)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP2723227B1 (de) 2011-06-23 2018-05-23 AMO Development, LLC Ophthalmische entfernungsmessung
DE102011116759A1 (de) * 2011-10-20 2013-04-25 Carl Zeiss Meditec Ag Ophthalmologisches Lasersystem und Verfahren zum Durchtrennen von Augengewebe
DE102011116760A1 (de) * 2011-10-20 2013-04-25 Carl Zeiss Meditec Ag Ophthalmologisches Lasersystem und Verfahren zur laserchirurgischen Behandlung der Cornea
US20130110095A1 (en) * 2011-10-26 2013-05-02 Brian S. Boxer Wachler Method of correcting vision problems using only a photodisruption laser
US8807752B2 (en) * 2012-03-08 2014-08-19 Technolas Perfect Vision Gmbh System and method with refractive corrections for controlled placement of a laser beam's focal point
JP6202252B2 (ja) * 2012-06-02 2017-09-27 株式会社ニデック 眼科用レーザ手術装置
DE102013204496A1 (de) 2013-03-14 2014-09-18 Carl Zeiss Meditec Ag Erzeugung gekrümmter Schnitte im Inneren der Augenhornhaut
ITMI20131262A1 (it) * 2013-07-26 2015-01-27 Phronema S R L Apparecchiatura e metodo per determinare l'orientazione di strutture anatomiche corneali
AU2013404353B2 (en) * 2013-10-28 2017-01-12 Alcon Inc. Technique for laser-cutting an endothelial corneal graft
US10441463B2 (en) * 2014-03-26 2019-10-15 Optimedica Corporation Confocal laser eye surgery system and improved confocal bypass assembly
US10441465B2 (en) 2014-03-26 2019-10-15 Optimedica Corporation Registration of LOI fiducials with camera
US10123696B2 (en) * 2014-03-26 2018-11-13 Optimedica Corporation Confocal laser eye surgery system
DE112015004426A5 (de) * 2014-09-29 2017-07-06 Carl Zeiss Meditec Ag Erzeugung von Schnitten in einem transparenten Material mittels optischer Strahlung
EP3253344B1 (de) * 2015-02-06 2019-03-27 Optimedica Corporation Augenlaserchirurgiebehandlung mit geschlossenem kreislauf
DE102015002729A1 (de) * 2015-02-27 2016-09-01 Carl Zeiss Meditec Ag Ophthalmologische Lasertherapievorrichtung und Verfahren zur Erzeugung cornealer Zugangsschnitte
WO2018049265A1 (en) * 2016-09-08 2018-03-15 Amo Development, Llc Eye tissue measurements
EP3586413B1 (de) * 2017-02-24 2025-12-10 ams-OSRAM International GmbH Augensicheres vcsel-beleuchtergehäuse
DE102019213737A1 (de) * 2019-09-10 2021-03-11 Carl Zeiss Meditec Ag Augenchirurgische Behandlungsvorrichtung
DE102020123611B4 (de) 2020-09-10 2023-12-28 Schwind Eye-Tech-Solutions Gmbh System zur Steuerung eines augenchirurgischen Lasers und Verfahren zur Ermittlung von Steuerdaten zur Steuerung eines augenchirurgischen Lasers
CN114145908B (zh) * 2021-11-05 2023-03-24 华中科技大学 一种使用聚焦线光斑产生曲面扫描面的方法和装置
DE102022112296A1 (de) * 2022-05-17 2023-11-23 Schwind Eye-Tech-Solutions Gmbh Verfahren zum Bereitstellen von Steuerdaten für einen Laser einer Behandlungsvorrichtung
DE102023120645B4 (de) * 2023-08-03 2025-12-18 Schwind Eye-Tech-Solutions Gmbh Verfahren zum Optimieren von Laserparametern für einen ophthalmologischen Laser einer Behandlungsvorrichtung

Family Cites Families (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7892226B2 (en) 1995-03-20 2011-02-22 Amo Development, Llc. Method of corneal surgery by laser incising a contoured corneal flap
US5822035A (en) * 1996-08-30 1998-10-13 Heidelberg Engineering Optische Messysteme Gmbh Ellipsometer
US5920373A (en) 1997-09-24 1999-07-06 Heidelberg Engineering Optische Messysteme Gmbh Method and apparatus for determining optical characteristics of a cornea
JP3848492B2 (ja) * 1998-09-04 2006-11-22 株式会社ニデック 角膜手術装置
US6610051B2 (en) * 2001-10-12 2003-08-26 20/10 Perfect Vision Optische Geraete Gmbh Device and method for performing refractive surgery
DE10207535B4 (de) 2002-02-22 2006-07-06 Carl Zeiss Vorrichtung zum Bearbeiten und Vermessen eines Objekts sowie Verfahren hierzu
US6726325B2 (en) * 2002-02-26 2004-04-27 Carl Zeiss Meditec, Inc. Tracking assisted optical coherence tomography
EP1358839B1 (de) * 2002-04-05 2005-02-23 SIS AG Surgical Instrument Systems Vorrichtung und Verfahren zur Bestimmung von geometrischen Messwerten eines Auges
DE10323422B4 (de) * 2002-08-23 2022-05-05 Carl Zeiss Meditec Ag Vorrichtung und Verfahren zur Messung eines optischen Durchbruchs in einem Gewebe
DE10334109A1 (de) 2003-07-25 2005-02-17 Carl Zeiss Meditec Ag Verfahren und Vorrichtung zum Ausbilden von Schnittflächen in einem transparenten Material
DE102004009212B4 (de) * 2004-02-25 2015-08-20 Carl Zeiss Meditec Ag Kontaktelement für Laserbearbeitung und Laserbearbeitungsvorrichtung
US7662148B2 (en) 2004-11-12 2010-02-16 Technolas Perfect Vision Gmbh Systems and methods for intrastromal scanning patterns
ES2355507T3 (es) * 2005-03-18 2011-03-28 Wavelight Gmbh Dispositivo para la cirugía láser oftalmológica.
EP1981454B1 (de) * 2006-01-20 2020-05-06 LENSAR, Inc. Vorrichtung zur verbesserung der akkommodationsamplitude und erhöhung der brechungsleistung der menschlichen linse mit einem laser
US20070219541A1 (en) 2006-03-14 2007-09-20 Intralase Corp. System and method for ophthalmic laser surgery on a cornea
DE102006046370B4 (de) 2006-09-29 2025-07-17 Carl Zeiss Meditec Ag Vorrichtung und Verfahren zur Materialverarbeitung unter Verwendung eines transparenten Kontaktelements
DE102006056711B4 (de) 2006-11-30 2019-09-19 Carl Zeiss Meditec Ag Vorrichtung zum Erzeugen einer Korrekturschnittfläche in der Hornhaut eines Auges zur Fehlsichtigkeitskorrektur sowie Kontaktelement für eine solche Vorrichtung
DE102007019814B4 (de) 2007-04-26 2024-11-07 Carl Zeiss Meditec Ag Nachbehandlung bei augenchirurgischer Refraktionskorrektur
US8623038B2 (en) 2007-04-26 2014-01-07 Carl Zeiss Meditec Ag Re-treatment for ophthalmic correction of refraction
US7878651B2 (en) * 2007-12-26 2011-02-01 Carl Zeiss Meditec, Inc. Refractive prescription using optical coherence tomography
DE102008027358A1 (de) 2008-06-05 2009-12-10 Carl Zeiss Meditec Ag Ophthalmologisches Lasersystem und Betriebsverfahren

Cited By (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102010051281A1 (de) * 2010-11-12 2012-05-16 Carl Zeiss Meditec Ag Verfahren zur modellbasierten Bestimmung der Biometrie von Augen
US9649024B2 (en) 2010-11-12 2017-05-16 Carl Zeiss Meditec Ag Method for the model-based determination of the biometry of eyes
WO2013056867A1 (de) * 2011-10-21 2013-04-25 Carl Zeiss Meditec Ag Erzeugung von schnitten in einem transparenten material mittels optischer strahlung
US10105262B2 (en) 2011-10-21 2018-10-23 Carl Zeiss Meditec Ag Producing cut surfaces in a transparent material by means of optical radiation
US10195083B2 (en) 2011-10-21 2019-02-05 Carl Zeiss Meditec Ag Sectioning a transparent material using optical radiation
US11033432B2 (en) 2011-10-21 2021-06-15 Carl Zeiss Meditec Ag Producing cut surfaces in a transparent material by means of optical radiation
CN113692265A (zh) * 2019-04-15 2021-11-23 卡尔蔡司医疗技术股份公司 用于眼睛激光手术、特别用于角膜移植术的装置和方法
CN114469511A (zh) * 2021-01-13 2022-05-13 施温德眼科技术解决方式有限公司 控制眼科手术激光器的方法、计算机程序产品以及治疗设备

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WO2010070020A3 (de) 2010-09-10
US8740889B2 (en) 2014-06-03
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