DE112008002511T5

DE112008002511T5 - Verfahren und Vorrichtungen für integrierte Kataraktchirurgie

Info

Publication number: DE112008002511T5
Application number: DE112008002511T
Authority: DE
Inventors: Ronald M. Irvine Kurtz
Original assignee: LenSx Lasers Inc
Current assignee: Alcon Lensx Inc
Priority date: 2007-09-18
Filing date: 2008-09-18
Publication date: 2010-07-15
Also published as: US20090137993A1; WO2009039302A3; JP2010538770A; EP2200549A2; EP2200549A4; WO2009039302A2; JP2014012201A

Abstract

Verfahren zur Katarakt-Augenchirurgie, umfassend:
Bestimmen einer chirurgischen Zielregion in einer Linse des Auges; und Anwenden von Laserimpulsen, um einen Teil der bestimmten Zielregion zu photodisruptieren, bevor ein Einschnitt auf einer Kapsel der Linse innerhalb einer integrierten chirurgischen Prozedur vorgenommen wird.

Description

Querverweis auf verwandte Anmeldung
Dieses Dokument beansprucht Priorität zu und den Vorteil aus der vorläufigen US-Patentanmeldung Serien-Nr. 60/973,405, eingereicht am 18. September 2007, mit dem Titel „Methods and Apparatus for Integrated Cataract Surgery” („Verfahren und Vorrichtungen für Integrierte Kataraktchirurgie”), von Ronald M. Kurtz, die hiermit vollständig durch Bezugnahme aufgenommen ist.
Hintergrund der Erfindung
Diese Anmeldung betrifft Techniken, Vorrichtungen und Systeme für Kataraktchirurgie.
Kataraktchirurgie ist eine der üblichsten durchgeführten ophthalmischen Prozeduren. Das primäre Ziel der Kataraktchirurgie ist die Entfernung der defekten Linse und das Ersetzen mit einer künstlichen Linse oder Intraokularlinse (IOL), die einen Teil der optischen Eigenschaften der defekten Linse wiederherstellt. Generell ist die IOL in der Lage, die Übertragung von Licht zu verbessern und die Streuung, die Absorption oder beides zu verringern.
Eine weithin praktizierte Form der Kataraktchirurgie involviert ultraschall-basierte Phaco-Emulgierung. Während dieser Art der Chirurgie wird in die Linse des Auges mit einer Phacosonde durch einen Einschnitt eingedrungen. Die Sonde generiert Ultraschall, der die Linse in kleine Bruchteile zerspaltet, was zu ihrer Emulgierung führt. Bemerkenswerterweise ist dieses Verfahren über die letzten 20 Jahre weitgehend unverändert geblieben. Im Verlauf der Kataraktchirurgie, basierend auf Phaco-Emulgierung, werden eine Reihe von individuellen chirurgischen Schritte vorgenommen, beinhaltend (1) Hornhauteinschnitt- und Punktion; (2) Injektion eines viskoelastischen Materials, um die Gesamtstrukturen der vorderen Kammer beizubehalten und dessen Kollaps zu verhindern; (3) Einschnitt der vorderen Kapsel; (4) Schaffen der vorderen Kapsulorhexis, (5) Hydrodissektion des Linsenkerns; (6) Fragmentierung des Linsenkerns durch mechanische und ultraschall-basierende Verfahren; (7) Aspiration des Linsenkerns; (8) Injektion eines viskoelastischen Materials in den Kapselbeutel; (9) Aspiration des kortikalen Linsenmaterials; (10) Einsetzen und Positionieren der intraokularen Linsen; (11) Entfernen des viskoelastischen Materials; und (12) Prüfen der Integrität der Hornhautwunde, möglicherweise das Platzieren einer Naht. Einige dieser Schritte werden durch die Tatsache erforderlich gemacht, dass das Auge während der Augenchirurgie geöffnet wird und dass mit Instrumenten in das Auge eingedrungen wird, um die Linse zu zerspalten und entfernen.
Kataraktchirurgie, die auf diese Weise durchgeführt wird, kann ein hohes Niveau an Fähigkeiten des Chirurges beinhalten und kann spezialisierte Ausrüstung und Zubehör erfordern, von denen viele die Assistenz einer Operationsschwester erfordern. Weil jeder Schritt separat von den anderen ist, können die Schritte während des Verfahrens schwierig optimal miteinander koordiniert werden.
Zusammenfassung
Diese Anmeldung beschreibt, unter anderem, Techniken, Vorrichtungen und Systeme für Kataraktchirurgie. Die Implementierung der beschriebenen Techniken, Vorrichtungen und Systeme beinhaltet ein Verfahren für Augenkataraktchirurgie, einschließlich: Bestimmen einer chirurgischen Zielregion in einer Linse des Auges, und Anwenden von Laserimpulsen, um einen Teil der bestimmten Zielregion zu photodisruptieren, vor dem Vornehmen eines Einschnitts auf einer Kapsel der Linse innerhalb eines integrierten chirurgischen Verfahrens.
Implementierungen beinhalten Anwenden der Laserimpulse vor dem Vornehmen eines Einschnitts auf einer Hornhaut des Auges. In einigen Fällen beinhaltet die Zielregion einen Kern der Linse.
In einer Implementierung beinhaltet das integrierte chirurgische Verfahren die Verwendung einer gepulsten Laserquelle zur Photodisruption zur Zielregion, unter Verwendung der gleichen Laserquelle zur Vornahme eines Einschnitts auf der Kapsel der Linse und unter Verwendung derselben Laserquelle zur Vornahme eines Einschnitts auf der Hornhaut des Auges. Die Einschnitte können ein Einschnitt auf mehreren Ebenen, ein Ventileinschnitt, ein selbst schließender Einschnitt, ein teilweiser Einschnitt und ein Ganzwandeinschnitt sein.
Der Kapseleinschnitt kann vorgenommen werden durch Schaffen einer im Wesentlichen geschlossenen Schlaufe von Blasen, um einen kapsulären Deckel zu definieren, was die Blasen entlang der Schlaufen beabstandet, um die Entfernung des kapsulären Deckels einfach zu machen.
Das integrierte chirurgische Verfahren kann Entfernen des photodisruptierten Materials durch den Kapseleinschnitt und den Hornhauteinschnitt beinhalten.
Das integrierte chirurgische Verfahren kann auch Einsetzen einer Intraokularlinse in die Linsenkapsel durch die bestehenden Hornhaut- und Kapseleinschnitte beinhalten.
Das integrierte chirurgische Verfahren kann weiter beinhalten, dass Aufblasen der Linsenkapsel während des Einsatzes der Intraokularlinse und das Platzieren eines haptischen Teils der Intraokularlinse, um mindestens eine einer Zentrierung und einer anterior-posterior Positionierung eines optischen Teils der Intraokularlinse zu optimieren.
In einigen Fällen beinhaltet das integrierte chirurgische Verfahren das Entleeren der Linsenkapsel folgend dem Einsatz der Intraokularlinse, und dadurch das Bringen eines vorderen Teils und eines hinteren Teils der Kapsel näher zu der Intraokularlinse auf eine kontrollierte Art und Weise, um eine Zentrierung und eine anterior-posterior Positionierung der Intraokularlinse zu optimieren.
Die Photodisruption kann das Bestimmen einer Grenze der Zielregion, das Fokussieren der Laserimpulse auf eine hintere Region der Zielregion und das Fokussieren der Laserimpulse auf eine Region vor der hinteren Region der Zielregion beinhalten.
In einigen Ausführungsformen wird ein Trokar in den Hornhaut- und den Kapseleinschnitt eingesetzt.
Der Trokar kann eingesetzt werden, um ein im Wesentlichen wasserdichten Kontakt mit mindestens einer der Hornhaut und der Kapsel zu schaffen.
Das integrierte chirurgische Verfahren kann beinhalten das Einsetzen chirurgischer Werkzeuge durch den Trokar, das Verwalten der Augenflüssigkeiten während eines Zeitraums der Operation durch den Trokar, und das Einsetzen der Intraokularlinse in die Kapsel durch den Trokar.
Das integrierte chirurgische Verfahren kann in einigen Fällen das Verwalten einer Form eines Teils des Auges durch Einflößen einer physiologisch geeigneten viskoelastischen Flüssigkeit in ein Volumen des Auges beinhalten.
Die Form eines Augenteils kann durch das Einflößen einer viskoelastischen Flüssigkeit in die Linse in Relation zu der Entfernung eines photodisruptierten Kerns durch den Kapseleinschnitt beibehalten werden.
Das integrierte chirurgische Verfahren kann auch den optischen Zugriff einer peripheren Fläche der Linse durch einen Winkelspiegel involvieren.
In einigen Ausführungsformen involviert ein Kataraktchirurgieverfahren das Lenken eines Strahls von Laserimpulsen mit einem integrierten chirurgischen Gerät, um einen Teil einer Linse zu fragmentieren für die Entfernung, bevor ein physischer Einschnitt auf das Auge vorgenommen wird, das Durchführen eines partiellen oder samtwandigen Kapseleinschnitts, um mit dem integrierten chirurgischen Gerät auf den fragmentierten Linsenteil zuzugreifen, Entfernen des fragmentierten Linsenteils von dem Auge durch den Einschnitt und das Einsetzen einer Intraokularlinse in das Auge durch den Einschnitt auf eine Position des entfernten fragmentierten Linsenteils.
In einigen Beispielen involviert das Verfahren auch das Platzieren entfernbarer Trokare, um einen Hornhauteinschnitt und die Kapseleinschnitte zu durchlaufen, um eine im Wesentlichen wasserdichte Dichtung beizubehalten.
In bestimmten Ausführungsformen beinhaltet ein augenchirurgisches Gerät einen gepulsten Mehrzwecklaser, konfiguriert: um auf eine Linse eines Auges gelenkt zu werden, um einen Teil der Linse zu fragmentieren, bevor ein physischer Einschnitt auf das Auge vorgenommen wird, und um einen Hornhauteinschnitt und einen Kapseleinschnitt durchzuführen, um auf den fragmentierten Linsenteil mit dem Mehrzwecklaser zuzugreifen; und ein Aspirationsgerät, konfiguriert, um den fragmentierten Linsenteil von dem Auge durch den Hornhauteinschnitt und den Kapseleinschnitt zu entfernen.
In noch einer weiteren Implementierung beinhaltet ein Verfahren zur Durchführung von Kataraktchirurgie das Lenken eines Strahls von Laserimpulsen, um einen Teil einer Linse zu fragmentieren für die Entfernung, bevor ein physischer Einschnitt auf das Auge vorgenommen wird; das Durchführen eines partiellen oder ganzwandigen Kapseleinschnitts, um auf den fragmentierten Linsenteil zuzugreifen; Entfernen des fragmentierten Linsenteils von dem Auge durch den Einschnitt; und Einsetzen einer Intraokularlinse in das Auge durch den Einschnitt auf eine Position des entfernten fragmentierten Linsenteils. Das Verfahren kann auch beinhalten das Platzieren entfernbarer Trokare, die die Hornhaut- oder Linsenkapseleinschnitte durchlaufen, um eine wasserdichte Dichtung beizubehalten und daher einen physiologischeren Zustand in der vorderen Kammer und Kapsel des Auges beizubehalten.
Diese und weitere Aspekte und verschiedene Implementierungen von Techniken, Vorrichtungen und Systemen zur Laserchirurgie sind im Detail in den Zeichnungen, der Beschreibung und den Ansprüchen beschrieben.
Kurzbeschreibung der Zeichnungen
1 veranschaulicht ein Auge.
2 veranschaulicht einen Kern eines Auges.
3 veranschaulicht Schritte eines photodisruptiven Verfahrens.
4 veranschaulicht die Anwendung des chirurgischen Lasers in Schritt 320a–b.
5A–G veranschaulichen die Schaffung der Hornhaut- und Kapseleinschnitte und die Einsetzung der IOL.
6 veranschaulicht die Ausführungsform, die einen Trokar beinhaltet.
7 zeigt ein Beispiel eines bildgebungsgeführten Laserchirurgiesystems indem ein Bildgebungsmodul bereitgestellt ist, um Bildgebung eines Ziels an die Lasersteuerung bereitzustellen.
8 bis 16 zeigen Beispiele von bildgebungsgeführten Laserchirurgiesystemen mit verschiedenen Graden an Integration eines Laserchirurgiesystems und eines Bildgebungssystems.
17 zeigt ein Beispiel eines Verfahrens zur Durchführung von Laserchirurgie durch Vernähen mit einem bildgebungsgeführten Laserchirurgiesystem.
18 zeigt ein Beispiel eines Bildes eines Auges von einem optischen Kohärenztomographie (OCT) Bildgebungsmodul.
19A, 19B, 19C und 19D zeigen zwei Beispiele von Kalibrierungsproben zur Kalibrierung eines bildgebungsgeführten Laserchirurgiesystems.
20 zeigt ein Beispiel des Anbringens eines Kalibrierungsprobenmaterials an eine Patientenschnittstelle in einem bildgebungsgeführten Laserchirurgiesystem zur Kalibrierung des Systems.
21 zeigt ein Beispiel von Referenzmarkierungen, erstellt durch einen chirurgischen Laserstrahl auf einer Glasoberfläche.
22 zeigt ein Beispiel des Kalibrierungsvorgangs und die chirurgische Operation nach der Kalibrierung für ein bildgebungsgeführtes Laserchirurgiesystem.
23A und 23B zeigen zwei Operationsmodi eines beispielhaften bildgebungsgeführten Laserchirurgiesystems, das Bilder laser-induzierter Photodisruptionsnebenprodukte und des Zielgewebes zur Führung der Laserausrichtung erfasst.
24 und 25 zeigen Beispiele von Laserausrichtungsoperationen in bildgebungsgeführten Laserchirurgiesystemen.
26 zeigt ein beispielhaftes Laserchirurgiesystem basierend auf der Laserausrichtung durch die Bilder des Photodisruptionsnebenproduktes.
Detaillierte Beschreibung
1 veranschaulicht die Gesamtstruktur eines Auges 1. Das einfallende Licht propagiert durch den optischen Pfad, der die Hornhaut 140, die Pupille 160, definiert durch die Iris 165, die Linse 100 und den Glaskörper, beinhaltet. Diese optischen Elemente führen das Licht zur Netzhaut 170.
2 veranschaulicht eine Linse 200 ausführlicher. Die Linse 200 wird manchmal als kristalline Linse bezeichnet, aufgrund der α-, β-, und γ-Kristallproteine, die ungefähr 90% der Linse ausmachen. Die kristalline Linse hat mehrere optische Funktionen im Auge, einschließlich seiner dynamischen Fokussierungsfähigkeit. Die Linse ist ein einzigartiges Gewebe des menschlichen Körpers insofern als dass sie fortlaufend in der Größe wächst, während der Schwangerschaft, nach der Geburt und während des Lebens. Die Linse wachst durch die Entwicklung neuer Linsenfaserzellen, beginnend von dem Keimzentrum, das sich auf der äquatorialen Peripherie der Linse befindet. Die Linsenfasern sind lange, dünne, transparente Zellen, mit Durchmessern typischerweise zwischen 4–7 Mikrometern und Längen bis zu 12 mm. Die ältesten Linsenfasern befinden sich zentral innerhalb der Linse, den Kern bildend. Der Kern 201 kann weiter unterteilt werden in embryonische, fötale und erwachsene Kernzonen. Das neue Wachstum um den Kern 201 herum, das als Rinde 203 bezeichnet wird, entwickelt sich in konzetrisch-ellipsoiden Schichten, Regionen oder Zonen. Weil der Kern 201 und die Rinde 203 bei unterschiedlichen Stufen der menschlichen Entwicklung gebildet werden, sind ihre optischen Eigenschaften unterschiedlich. Während die Linse während der Zeit im Durchmesser zunimmt, kann sie auch Kompression erfahren, so dass die Eigenschaften des Kerns 201 und der umgebenden Rinde 203 sogar noch unterschiedlicher werden können (Fred et al., BMC Ophthalmology 2003, Vol. 3 Seite 1).
Als Folge dieses komplexen Wachstumsprozesses beinhaltet eine typische Linse 200 einen härteren Kern 201 mit einer axialen Ausdehnung von ungefähr 2 mm, umgeben von einer weicheren Rinde 203 mit axialer Breite von 1–2 mm, beinhaltet von einer viel dünneren Kapselmembran 205, die eine typische Breite von ungefähr 20 Mikrometern hat. Diese Werte können sich von Person zu Person um einen beträchtlichen Grad verändern.
Linsenfaserzellen erfahren progressiven Verlust zytoplasmischer Elemente mit dem Ablauf der Zeit. Mit zunehmendem Alter verschlechtert sich manchmal die optische Klarheit, Flexibilität und andere funktionale Eigenschaften der Linse, da keine Blutvenen oder Lymphgefäße die Linse erreichen, um ihre innere Zone zu versorgen.
2 veranschaulicht, das unter einigen Umständen, einschließlich Langzeitaussetzung ultravioletter Strahlen, Strahlenaussetzung allgemein, Denaturierung von Linsenproteinen, sekundäre Effekte von Krankheiten wie Diabetes, Bluthochdruck und zunehmendes Alter eine Region des Kerns 201 eine Region verminderter Transparenz 207 werden kann. Die Region verminderter Transparenz 207 ist üblicherweise eine zentralbefindliche Region der Linse (Sweeney et al., Exp. Eye res., 1998, Vol. 67, Seiten 587–595). Dieser progressive Verlust von Transparenz korreliert oft mit der Entwicklung des gewöhnlichsten Typs von Katarakt in der gleichen Region wie auch mit einer Erhöhung der Linsensteifigkeit. Dieser Prozess kann mit zunehmendem Alter auf graduelle Weise von dem peripheren Teil der Linse auftreten (Heys et al., Molecular Vision 2004, Vol. 10, Seiten 956–963). Eine Folge solcher Veränderungen ist die Entwicklung Presbyopie und Katarakt, die in Schweregrad und Häufigkeit mit dem Alter zunehmen.
Die Entfernung dieser undurchsichtigen Region reduzierter Transparenz, der Kataraktregion, ist das Ziel der Kataraktchirurgie. In vielen Fällen macht dies die Entfernung des gesamten Innenteils der Linse notwendig, nur die Linsenkapsel zurücklassend.
Eine Kataraktchirurgie basierend auf Phako-Emulgierung kann an verschiedenen Einschränkungen leiden. Beispielsweise kann eine solch eine ultraschall-basierte Operation Hornhauteinschnitte erzeugen, die nicht gut in ihrer Größe, Form und Position kontrolliert werden können und daher in einem Mangel an Selbstschließen der Wunde resultieren können. Das Behandeln unkontrollierter Einschnitte kann Nähte erfordern. Die Phako-Emulgierungstechnik erfordert auch das Vornehmen eines großen Einschnitts auf der Kapsel, manchmal, bis zu 7 mm. Das Verfahren kann in seiner Folge umfangreiche unbeabsichtigte Modifikationen zurücklassen: das behandelte Auge kann umfangreichen Astigmatismus zeigen und einen residualen oder sekundären refraktiven oder anderen Fehler. Letzteres macht oft eine nachfolgende refraktive oder andere Operation oder Gerät nötig. Auch kann das Irisgewebe durch die Sonde gerissen werden, oder das Verfahren kann einen Vorfall des Irisgewebes in die Wunde verursachen. Das zerspaltene Linsenmaterial kann schwierig zuzugreifen sein und die Implantierung der IOL kann anspruchsvoll sein. Die ultraschall-basierte Chirurgie kann auch unerwünschte erhöhte Augendrücke bewirken, aufgrund von residualen viskoelastischen Wirkstoffen, die Entwässerungskanäle des Auges blockieren. Zusätzlich können diese Verfahren zu nicht optimal zentrierten, geformten oder bemessenen Kapselöffnungen führen, die Komplikationen für die Entfernung des Linsenmaterials bewirken können und/oder die Präzision beim Positionieren und Platzieren der IOL im Auge begrenzen.
Die beiden Ursachen der oben genannten Schwierigkeiten und Herausforderungen sind, dass die Linsenzerspaltung durch (i) das Öffnen des Auges selbst, und (ii) durch eine große Anzahl separater Schritte, wovon jeder das Einsetzen oder Entfernen von Werkzeug erfordert, und das Auflassen des Auges zwischen diesen Schritten.
Diese und andere Einschränkungen und verbundenen Risiken in Kataraktchirurgie unter Verwendung von Phako-Emulgierung haben zur Entwicklung von Verfahren zur Kataraktbehandlung ohne Vornehmen eines Einschnitts in das Auge geführt. Zum Beispiel beschreibt das US-Patent 6,726,679 ein Verfahren, um Linsenundurchsichtigkeiten durch Lenken ultrakurzer Laserimpulse auf Stellen der Undurchsichtigkeiten in dem Auge zu entfernen. Dieses frühe Verfahren hat jedoch einige Schwierigkeiten bei der Steuerung des chirurgischen Prozesses nicht verstanden. Weiter war dessen Nützlichkeit eingeschränkt für Fälle, in denen das Augenleiden durch andere Probleme als Linsenundurchsichtigkeit bewirkt wurde. Zum Beispiel waren im Fall von gleichzeitigen refraktiven Fehlern separate Verfahren notwendig.
Implementierung der vorliegenden Anmeldung beschreiben Methoden und eine Vorrichtung zur Durchführung von Kataraktchirurgie, die die oben beschriebenen beiden Probleme lösen. Implementierungen führen die Linsendisruption (i) ohne Öffnen des Auges und (ii) in einem einzigen integrierten Verfahren aus. Des Weiteren stellen die Implementierungen gute Kontrolle des chirurgischen Verfahrens bereit, reduzieren die Möglichkeiten für Fehler, minimieren die Notwendigkeit für zusätzliche technische Assistenz und verbessern die Effektivität der Operation. Die Verfahren und die Vorrichtung für Kataraktchirurgie, die in der vorliegenden Anmeldung beschrieben sind, können implementiert werden zur Entfernung der Linse eines Auges und das Integrieren der Linsenentfernung mit anderen chirurgischen Schritten, wobei das gesamte Verfahren in einer koordinierten und effizienten Art und Weise ausgeführt wird.
Physischer Eingriff in das Auge kann durch die Anwendung von Photodisruption vermieden werden, unter Verwendung zum Beispiel von kurzen gepulsten Laser. Betreiber von augenchirurgischen Laser sind in der Lage, den Laserstrahl mit hoher Präzision auf die Linsenregion, auf die für die Fragmentierung abgezielt wird, zuzuführen. Linsenfragmentierung, basierend auf Photodisruption kann in unterschiedlichen Konfigurationen implementiert werden, wie zum Beispiel die in den US-Patent Nrn. 4,538,608 , 5,246,435 und 5,439,462 beschrieben sind. Die vorliegend beschriebenen Verfahren und Vorrichtung können verwendet werden, um diese und andere Linsenfragmentierungsverfahren basierend auf Photodisruption zu ermöglichen und in Verbindung mit und integriert mit anderen chirurgischen Schritten, die in der Kataraktchirurgie erforderlich sind durchzuführen, einschließlich des Schrittes, das Auge und/oder Kapsel zu öffnen, des Schrittes, das fragmentierte Linsenmaterial zu entfernen, und des Schrittes, eine künstliche Linse in den Leerraum, der durch die entfernte fragmentierte Linse zurückgelassen wird, einzusetzen.
3 bis 4 veranschaulichen, dass in einer Implementierung 300 des vorliegenden Verfahrens die chirurgischen Schritte zur Entfernung einer Katarakt das Folgende beinhalten können.
Schritt 310 kann das Bestimmen einer chirurgischen Zielregion in einem Auge beinhalten. In einigen der beschriebenen Ausführungsformen kann die Zielregion ein Kern sein oder eine Region, die von dem Kern betroffen ist, der eine Katarakt entwickelt hat. Andere Ausführungsformen können auf andere Regionen abzielen.
4A veranschaulicht, dass in einigen Aspekten des Schrittes 310 das Bestimmen der chirurgischen Zielregion das Bestimmen der Grenzen der Zielregion beinhaltet, wie zum Beispiel die Grenze 402 des Kerns. Diese Bestimmung kann das Schaffen einer Menge von Messblasen 404 innerhalb der Linse mit Laserpulsen und das Überwachen deren Wachstum oder Dynamik beinhalten. Die Messblasen wachsen schneller in der Rindenregion, di weicher ist, wobei die Messblasen langsamer in der Kernregion wachsen, da der Kern härter ist. Andere Verfahren können auch praktiziert werden, um auf die Kerngrenze 402 durch Beobachten der Messblasen 404 zu schließen, wie zum Beispiel Ultraschallagitation und das Messen einer Reaktion darauf. Aus dem beobachteten Wachstum oder der Dynamik der Messblasen 404 kann auf die Härte des umgebenden Materials geschlossen werden: Dies ist ein Verfahren, das gut geeignet ist, um den härteren Kern von der weicheren Rinde zu separieren und daher die Grenze des Kerns zu identifizieren.
Schritt 320a kann das Disruptieren der Zielregion beinhalten, ohne einen Einschnitt auf das Auge gemacht zu haben. Das wird erreicht durch die Anwendung von Laserimpulsen auf die Zielregion in einem integrierten Verfahren.
Einer der Aspekte in denen Schritt 320a als ein integriertes Verfahren bezeichnet wird ist, dass Schritt 320a den äquivalenten Effekt von fünf der Schritte der ultraschall-basierten Chirurgie, die oben beschrieben ist, erreicht.
(1) Hornhauteinschnitt und -Punktion; (3) Einschnitt der vorderen Kapsel; (4) Schaffen der vorderen Kapsulorhexis; (5) Hydrodissektion des Linsenkernes; (6) Fragmentierung des Linsenkernes durch mechanische und ultraschall-basierte Verfahren.
Aspekte des Schrittes 320a beinhalten das Folgende. (i) Da das Auge nicht zur Disruption der Linse geöffnet wird, wird der optische Pfad nicht gestört und der Laserstrahl kann mit hoher Präzision kontrolliert werden, um die beabsichtigte Zielregion mit hoher Präzision zu treffen. (ii) Ebenso werden die Einschnitte nicht weiter durch das Einsetzen und Herausziehen physischer Objekte auf eine schwer zu kontrollierende Art und Weise eingerissen, da keine physischen Objekte in Einschnitte in das Auge eingesetzt werden. (iii) Da das Auge während des Disruptionsprozesses nicht offen ist, muss der Chirurg nicht die Flüssigkeiten am offenen Auge verwalten, die anderenfalls aussickern würden und ein Wiederauffüllen erfordern würden, zum Beispiel durch Injizieren viskoser Flüssigkeiten, wie in Schritt (2) der ultraschall-basierenden Chirurgie.
In einem laser-induzierten Linsenfragmentierungsprozess, ionisieren Laserimpulse einen Teil der Moleküle in der Zielregion. Das kann zu einer Lawine von sekundären Ionisierungsprozessen oberhalb einer „Plasmaschwelle” führen. In manchen chirurgischen Verfahren wird eine große Menge von Energie auf die Zielregion in kurzen Bursts transferiert. Diese kurzen Energieimpulse können die ionisierte Region in Gas verwandeln, was zur Bildung von Kavitationsblasen führt. Diese Blasen können sich mit einem Durchmesser von wenigen Mikrometern bilden und mit Überschallgeschwindigkeiten auf 50–100 Mikrometer expandieren. Wenn sich die Expandierung der Blasen auf Unterschallgeschwindigkeiten verringert, können sie Schockwellen in das umgebende Gewebe induzieren, was sekundäre Disruptionen bewirkt.
Sowohl die Blasen selbst als auch die induzierten Schockwellen führen eines der Ziele des Schrittes 320a aus: die Disruption, Fragmentierung oder Emulgierung des Kerns 201 ohne einen Einschnitt auf der Kapsel 205 gemacht zu haben.
Es wurde bemerkt, dass die Photodisruption die Transparenz der betroffenen Region verringert. Wenn die Anwendung der Laserimpulse mit dem Fokussieren der Pulse in der frontalen oder vorderen Region der Linse beginnt und dann der Fokus tiefer auf die hintere Region bewegt wird, können die Kavitationsblasen und das begleitende Gewebe reduzierter Transparenz in den optischen Pfad der nachfolgenden Laserimpulse sein, diese blockieren, dämpfen oder zerstreuen. Das kann die Präzision und Kontrolle der Anwendung der nachfolgenden Laserimpulse schwächen und auch die Energieimpulse verringern, die tatsächlich auf die tieferen, hinteren Regionen der Linse zugeführt werden. Daher kann die Effizienz von laser-basierten augenchirurgischen Verfahren verbessert werden, in dem die Blasen, die durch frühere Laserimpulse generiert werden, nicht den optischen Pfad der nachfolgenden Laserimpulse blockieren.
Ein möglicher Weg, um die im Vorfeld generierten Blasen davon abzuhalten, den optischen Pfad der nachfolgend angewendeten Laserimpulse zu verdecken ist, die Pulse zuerst in einer hintersten Region des Auges anzuwenden und dann den Fokuspunkt in Richtung der vorderen Regionen der Linse zu bewegen.
Es werden verschiedene Schwierigkeiten mit den betroffenen Prozessen verbunden, einschließlich dass die Blasen, die in der Rinde generiert werden sich oft unkontrolliert ausbreiten aufgrund der geringen Härte und der viskoseren Natur der Rinde. Daher wird der Chirurg Blasen schaffen, die sich schnell und unkontrolliert auf große Flächen ausbreiten und möglicherweise den optischen Pfad verdecken, wenn der Laser auf die Rückseite der Linse angewendet wird, wo der hintere Teil der Rinde ist.
Schritt 320b ist eine Veranschaulichung eines verbesserten Weges, den Schritt 320a auszuführen: durch Fokussieren chirurgischer Laserimpulse auf eine hinterste Region des Kerns 401 und dann Bewegen des Fokuspunktes in eine vordere Richtung innerhalb des Kerns 401.
4B veranschaulicht, das Ausführungsformen des vorliegenden Verfahrens das ungefähre Wissen über die Grenzen 402 des Kerns verwenden, die in Schritt 310 bestimmt wurden. Schritt 320 hält die im Vorfeld generierten Blasen davon ab, den optischen Pfad der nachfolgend angewendeten Laserimpulse zu verdecken (zum Beispiel durch unkontrolliertes Expandieren in die Rinde 403) durch zuerst Anwenden der Pulse 412-1 in einer hintersten Region 420-1 des Kerns 401. Dies ist gefolgt von Anwenden der nachfolgenden Laserpulse 412-2 auf eine Region 420-2 in dem Kern 401, die vor der Region 420-1 ist, wo die Laserpulse 412-1 im Vorfeld angewendet wurden.
Anders ausgedrückt: der Fokuspunkt der Laserpulse 412 wird von einer hinteren Region zu einer vorderen Region des Kerns 401 bewegt.
Ein Aspekt der Schritte 320a und 320b ist, dass die Laserpulse mit einer Leistung angewendet werden, die ausreichend stark ist, um die gewünschte Photodisruption der Linse zu erreichen, aber nicht stark genug, um Photodisruption oder andere Schäden in anderen Region, wie zum Beispiel der Netzhaut, zu bewirken. Des Weiteren werden die Blasen dicht genug platziert, um die gewünschte Photodisruption zu bewirken, aber nicht zu nahe, so dass die geschaffenen Blasen sich vereinigen und eine größere Blase bilden, die wachsen und sich unkontrolliert ausbreiten kann. Die Leistungsschwelle, um Disruption zu erreichen, kann als „Disruptionsschwelle” bezeichnet werden, und die Leistungsschwelle, um die ungewünschte Ausbreitung von Gasblasen kann als „Ausbreitungsschwelle” bezeichnet werden.
Die oben genannten oberen und unteren Schwellen stellen Beschränkungen der Parameter der Laserpulse dar wie zum Beispiel ihre Leistung und ihre Separation. Die Dauer der Laserpulse kann auch analoge Disruptions- und Ausbreitungsschwellen haben. In einigen Implementierungen kann die Dauer im Bereich von 0,01 Picosekunden bis 50 Picosekunden variieren. In manchen Patienten wurden besondere Ergebnisse erreicht in einem Pulsdauerbereit von 100 Femtosekunden bis 2 Picosekunden. In einigen Implementierungen kann die Laserenergie pro Puls zwischen den Schwellen von 1 μJ und 25 μJ variieren. Die Laserpulswiederholungsrate kann zwischen den Schwellen von 10 kHz und 100 MHz variieren.
Die Energie, Zielseparation, Dauer und Wiederholungsfrequenz der Laserpulse kann auch basierend auf einer präoperativen Messung von optischen oder strukturellen Linseneigenschaften ausgewählt werden. Alternativ kann das Auswählen der Laserenergie und der Zielseparation auf einer präoperativen Messung der Gesamtabmessungen der Linse und der Verwendung eines altersabhängigen Algorithmus, Berechnungen, Leichenmessungen oder Datenbanken basieren.
Es ist erwähnenswert, dass Laserdisruptionstechniken, die für andere Bereiche des Auges wie zum Beispiel der Hornhaut entwickelt wurden nicht an der Linse ohne wesentliche Modifikation praktiziert werden können. Ein Grund dafür ist, dass die Hornhaut eine hochgradig geschichtete Struktur ist, die die Ausbreitung und Bewegung von Blasen sehr effizient verhindert. Daher stellt die Ausbreitung von Blasen qualitativ geringere Herausforderungen in der Hornhaut als in den weicheren Schichten der Linse einschließlich des Kerns selbst.
5A veranschaulicht auch die Schritte 320a–b. In einer analogen Nummerierung kann der Laserstrahl 512 die Disruption des Kerns 401 innerhalb der Linse 500 bewirken durch Bilden von Blasen 520, wobei der Laserstrahl 512 mit Laserparametern zwischen den Disruptions- und den Ausbreitungsschwellen angewendet werden, wobei sein Fokuspunkt in einer Richtung von hinten nach vorne bewegt wird.
Schritt 330 kann das Vornehmen von Einschnitten auf der Hornhaut und der Kapsel beinhalten. Diese Einschnitte dienen mindestens zwei Zwecken: Öffnen eines Pfades für die Entfernung des disruptierten Kerns und des anderen Linsenmaterials und für die nachfolgende Einsetzung der IOL.
5B–C veranschaulichen Schaffen eines Einschnitts auf der Kapsel 505 auf der Linse 500, manchmal bezeichnet als Kapsulotomie. In Schritt 330 kann der Laserstrahl 512 auf die Oberfläche der Kapsel fokussiert werden, so dass die geschaffenen „Kapsulotomieblasen” 550 ausreichen, um die Kapsel 505 zu disruptieren, und effektiv zu perforieren. 5B zeigt eine Seitenansicht des Auges und 5C eine Vorderansicht der Linse 500 nach dem ein Ring der „Kapsulotomieblasen” 550 geschaffen worden sind, einen Kapseleinschnitt 550 definierend. In einigen Implementierungen wird ein voller Kreis dieser Blasen 550 gebildet und der scheibenförmige Deckel der Kapsel, d. h. der Kapseleinschnitt 550, wird einfach entfernt. In anderen Implementierungen wird ein unvollständiger Kreis auf der Kapsel 505 gebildet, der Deckel verbleibt verbunden mit der Kapsel und am Ende des Verfahrens kann der Deckel auf seine ursprüngliche Stelle wiederhergestellt werden.
Der scheibenförmige Kapseleinschnitt 555, definiert durch die Perforation durch die Kapsulotomieblasen 550 kann dann durch ein chirurgisches Instrument in einem späteren Schritt angehoben und entfernt werden, minimalen Widerstand des perforierten Kapselgewebes 505 überwindend.
5D–E veranschaulichen die Schaffung eines Einschnitts auf der Hornhaut 540. Der Laserstrahl 512 kann angewendet werden, um eine Folge von Blasen zu schaffen, die einen Einschnitt über die Hornhaut 540 schaffen. Dieser Einschnitt mag kein voller Kreis sein, sondern lediglich ein Deckel oder Flap, der am Ende des Verfahrens wieder verschlossen werden kann.
Abermals perforiert die Anwendung des chirurgischen Laserstrahls effektiv die Hornhaut, um den Hornhautdeckel zu definieren, so dass in einem nachfolgenden Schritt der Hornhautdeckel leicht vom Rest der Hornhaut separiert und angehoben werden kann, um physischen Eintritt in das Auge zu erlauben.
In einigen Implementierungen kann der Hornhauteinschnitt ein Einschnitt auf mehreren Ebenen oder ein „Ventileinschnitt” sein wie in der Seitenansicht von 5E (nicht maßstabsgetreu). Solch ein Einschnitt kann selbst schließend sein und die Flüssigkeit innerhalb des Auges wesentlich besser halten, nachdem die chirurgische Prozedur beendet ist. Des Weiteren können solche Einschnitte besser und stärker verheilen, aufgrund des großflächigen Überlappens der Hornhautgewebe, wobei die Heilung nicht durch die Bewältigung eines Risses behindert wird.
Diese 5A–E veranschaulichen die Unterschiede zwischen den Einschnitten in den ultraschall-basierten Operationen und der vorliegend beschriebenen photodisruptiven Operationen gut.
Die Einschnitte in der ultraschall-basierten Chirurgie werden durch mechanisches Reißen des Zielgewebes, wie zum Beispiel der Hornhaut und der Kapsel, mit einer Zange vorgenommen: die so genannte kurvenförmige Kapsulorhexistechnik. Weiter wird auf die Seiten der Einschnitte in der ultraschall-basierten Chirurgie wiederholt durch die Hinein- und Herausbewegung von unterschiedlichen mechanischen Geräten eingewirkt. Aus diesen Gründen können die Konturen der Einschnitte nicht besonders gut kontrolliert werden. Die Einschnitte können nicht auf die oben beschriebene selbst schließende Art und Weise vorgenommen werden. Daher weist das ultraschall-basierte Verfahren schlechtere Größenkontrolle auf und entbehrt den selbst schließenden Aspekt der Einschnitte in mehreren Ebenen, die mit den photodisruptiven Behandlungen möglich sind.
Dies ist in Testverfahren veranschaulicht worden als die Schaffung einer nominell 5 mm großen Öffnung durch beide Verfahren versucht wurde. Der Einschnitt, der durch mechanisches Reißen geschaffen wurde, hatte einen Durchmesser von 5,88 mm mit einer Varianz von 0,73 mm. Im Gegensatz dazu wurde mit dem hier beschriebenen photodisruptiven Verfahren, eine Öffnung mit einem Durchmesser von 5,02 mm und einer Varianz von 0,04 mm erreicht.
Diese Ergebnisse veranschaulichen die qualitativ höher Präzision des photodisruptiven Verfahrens. Die Wichtigkeit dieses Unterschieds kann zum Beispiel anhand der Tatsache wahrgenommen werden, dass, wenn ein Astigmatismus korrigierender Einschnitt einer Hornhaut nur im Bereich von 10 bis 20% abweicht, wird das viel von dem beabsichtigten Effekt zunichte machen oder sogar entgegen wirken, und möglicherweise eine Folgeoperation nötig machen.
Weiter beginnt, wenn die Hornhaut durch einen Einschnitt in dem ultraschall-basierten Verfahren geöffnet wird, die „Glaskörperflüssigkeit der vorderen Kammer”, d. h. der flüssige Inhalt des Auges, zu entweichen und zu bewirken, dass Flüssigkeit aus dem Auge tropft. Dieser Verlust an Flüssigkeit kann negative Konsequenzen haben, da die Glaskörperflüssigkeit eine wesentliche Rolle beim Aufrechterhalten der strukturellen Integrität des Auges, durch Aufrichten, spielt, einigermaßen vergleichbar zu Wasser in einem wassergefüllten Ballon.
Daher muss beachtlicher Aufwand aufgewendet werden, um die Flüssigkeit, die aus dem Auge entweicht, kontinuierlich aufzufüllen. In ultraschall-basierten Operation überwacht und beaufsichtigt ein komplexes computergesteuertes System dieses Flüssigkeitsmanagement. Jedoch erfordert diese Aufgabe beträchtliche Fähigkeiten von dem Chirurgen selbst.
Implementierungen des vorliegenden Verfahrens öffnen nicht das Auge, um Photodisruption zu erreichen. Aus diesem Grund können die Implementierungen des vorliegenden Verfahrens das Flüssigkeitsmanagement während der Photodisruption der Linse vermeiden und erfordern daher weniger Fähigkeiten vom Chirurgen und weniger komplexe Ausrüstung.
Nochmals Bezug nehmend auf 3 beinhaltet Schritt 330 auch das Entfernen des fragmentierten, disruptierten, emulgierten oder anderweitig modifizierten Kerns oder anderen Linsenmaterials, wie zum Beispiel der flüssigeren Rinde. Dieses Entfernen wird typischerweise durch Einsetzen einer Aspirationssonde durch die Hornhaut- und Kapseleinschnitte und Absaugen des Materials ausgeführt.
5F veranschaulicht, dass Schritt 340 Einsetzen einer Intraokularlinse (IOL) 530 in die Linsenkapsel 505 beinhaltet, um die disruptierte ursprüngliche Linse zu ersetzen. Die vorher geschaffenen Hornhaut- und Kapseleinschnitte können als Eintrittskanäle für den IOL-Einsatz dienen. Im vorliegenden Verfahren 300 wurden die Einschnitte nicht gemacht, um die Phako-Sonde aufzunehmen. Daher können die Positionierung der Einschnitte, deren Zentrierung und Winkel optimiert werden für den Einsatz der IOL 530. Die Kapsulotomieblasen 550 und der Hornhauteinschnitt 550 können alle angewendet werden, um den Einsatz der IOL 530 zu optimieren. Dann kann die IOL 530 eingesetzt werden und die Öffnung in der Hornhaut kann wieder verschlossen oder zur Selbstschließung sich selbst überlassen werden. Die Linsenkapsel 505 umschließt und nimmt die IOL 530 ohne weiteres Zutun auf. In Fällen, wenn der Kapseleinschnitt groß ist, wird oft eine zentrierte Stelle für den Einschnitt ausgewählt. In Fällen, wenn der Kapseleinschnitt klein ist, wie im Fall der 6 unten, kann ein exzentrischer Einschnitt verwendet werden.
5G veranschaulicht, dass die Intraokularlinse 530 einen „optischen” Teil 530-1 beinhalten kann, der im Wesentlichen eine Linse und ein „haptischer” Teil 530-2 sein kann, der eine breite Vielfalt von Geräten oder Anordnungen sein kann, deren Funktionen das Halten des optischen Teils 530-1 in einer gewünschten Position innerhalb der Kapsel 505 beinhaltet. In einigen Implementierungen kann der optische Teil 530-1 beträchtlich kleiner sein als ein Durchmesser der Kapsel 505, was solche haltende „haptische” Teile nötig macht. 5G zeigt eine Ausführungsform, in der der haptische Teil 530-2 zwei Spiralarme beinhaltet.
In einigen Ausführungsformen des vorliegenden Systems wird eine optisch-haptische Verbindung durch das Vornehmen einer oder mehrerer Einschnitt in einer vorderen Kapsel festgesetzt.
In einigen Implementierungen wird die Linsenkapsel 505 während des Einsetzens der IOL aufgebläht, so dass der haptische Teil 530-2 optimal fixiert werden kann. Zum Beispiel kann der haptische Teil 530-2 in die periphersten Aussparungen der Kapsel 505 platziert werden, um die Zentrierung und anteriorposterior Positionierung des optischen Teils 530-1 zu optimieren.
In einigen Implementierungen wird die Linsenkapsel 505 nach dem Einsetzen der IOL entleert, um den vorderen und hinteren Teil der Kapsel 505 auf eine kontrollierte Art und Weise zusammenzubringen, um die Zentrierung und anterior-posterior Positionierung des optischen Teils 530-1 zu optimieren.
In einigen Implementierungen der oben beschriebenen Augenchirurgie wird auf periphere Flächen der Linse optisch durch einen Winkelspiegel zugegriffen.
In einigen Fällen kann es auftreten, dass auf periphere Regionen der Linse 600 nicht optisch zugegriffen werden kann. In einigen Implementierungen des vorliegenden Verfahrens können diese Flächen fragmentiert oder aufgelöst werden durch andere Mittel als Photodisruption einschließlich Ultraschall, beheiztes Wasser oder Aspiration.
6 veranschaulicht eine Implementierung, die viele Elemente mit 3 bis 5F, analog nummeriert, teilt, die hier nicht wiederholt werden. Zusätzlich beinhaltet sie einen Trokar 680. Der Trokar 680, der im Wesentlichen ein angemessen geformter Zylinder ist, kann durch den Homhauteinschnitt 665 bis ganz in die Linsenkapsel 605 durch den Kapseleinschnitt 655 eingesetzt werden. In einigen Fällen kann der Durchmesser des Trokars ungefähr 1 mm betragen, in anderen Fällen sich im Bereich von 0,1 bis 2 mm bewegen.
Dieser Trokar 680 kann verbesserte Kontrolle in verschiedenen Stufen des photodisruptiven Prozesses oben anbieten. Der Trokar 680 kann für das Flüssigkeitsmanagement verwendet werden, da er einen kontrollierten Kanal schafft, um Flüssigkeiten hinein oder heraus zu bewegen. In einigen Ausführungsformen ist es möglich, den Trokar 680 auf eine im Wesentlichen wasserdichte Art und Weise in dem Hornhauteinschnitt 665 und dem Kapseleinschnitt 655 anzuwenden. In diesen Ausführungsformen gibt es minimales Durchsickern außerhalb des Trokars 680 und daher ist auch die Notwendigkeit zum managen der Flüssigkeiten außerhalb des Trokars 680 ebenfalls minimal.
Weiter können Instrumente auf eine kontrolliertere, sicherere Art und Weise durch den Trokar 680 hinein- oder herausbewegt werden. Ebenso kann der photodisruptierte Kern und anderes Linsenmaterial sicherer und auf eine gut kontrollierbare Art und Weise entfernt werden. Schließlich kann die IOL durch den Trokar 680 eingesetzt werden, da einige IOL gefaltet werden können, um eine maximale Größe von 2 mm oder weniger zu haben. Diese IOL können durch den Trokar 680, der einen Durchmesser ein wenig größer als der der gefalteten IOL aufweist, bewegt werden. Sobald platziert, können die IOL innerhalb der Kapsel 605 der Linse 600 entfaltet oder entpackt werden. Die IOL können auch angemessen ausgerichtet werden, so dass sie zentral und ohne unerwünschte Neigung innerhalb der Kapsel 605 der Linse 600 positioniert sind. Weiter können trokar-basierte chirurgische Verfahren die Schaffung von relativ kleinen Einschnitten erfordern von der Größe von 2 mm, anstatt der 7 mm-Einschnitte in Phako-Emulgierung verwendet werden.
Beim Betrieb behält der Trokar 680 einen teilweise oder vollständig isolierten und kontrollierten Betriebsraum bei. Sobald der Betrieb abgeschlossen ist, kann der Trokar 680 entfernt werden und der selbst schließende Einschnitt 665 kann effektiv und sicher heilen. Durch Verwenden dieses Verfahrens kann der photodisruptive Prozess die Sehkraft des Patienten zu einem maximal möglichen Grad wieder herstellen.
In Summe sind die Ausführungsformen des beschriebenen photodisruptiven Verfahrens funktionsfähig und konfiguriert, um die Schritte der Photodisruption des Kerns der Linse eines Auges oder einer anderen Zielfläche (i) ohne Schaffen einer Öffnung in dem Auge und (ii) mit einem einzigen integrierten Prozess ausgeführt werden, anstatt zahlreiche Schritte, ausgeführt durch verschiedene Geräte und hohe Anforderungen an die Fähigkeiten des Chirurgen zu erfordern.
Eine Implementierung der vorliegenden Vorrichtung für Kataraktchirurgie kann das okulare Volumen beibehalten durch Eliminieren oder Verringern der Notwendigkeit für viskoelastische Materialien und kann leichtere Platzierung einer IOL in einem aufgeblähten, minimal gestörten Kapselbeutel bereitstellen, um die Platzierung und Wartung einer IOL in einer optimal zentrierten und nicht geneigten Position zu optimieren. Dieser Prozess kann die optische und/oder refraktive Berechenbarkeit und Funktion des Auges nach dem Eingriff erhöhen. Dieser Prozess verringert auch die Notwendigkeit für chirurgische Assistenz und bietet eine Gelegenheit für Betriebseffizienz, wie zum Beispiel Teilen der Prozedur in zwei Teile, die unter verschiedenen Sterilitätsniveaus durchgeführt werden können, in unterschiedlichen Räumen oder sogar zu unterschiedlichen Zeiten.
Zum Beispiel kann die Laserprozedur in einer nicht sterilen Umgebung zu einer ersten Zeit mit wenig Overhead durchgeführt werden, wobei die Entfernung der Linse und die Platzierung der IOL in einer traditionell sterilen Umgebung, wie zum Beispiel eines Operationssaals zu einem späteren Zeitpunkt, durchgeführt werden. Alternativ kann das Niveau der Anforderungen für die Örtlichkeit auch verringert werden, da das Niveau an Fähigkeiten und Unterstützung, die für die Entfernung der Linse und das Einsetzen der IOL erforderlich sind, aufgrund der Verwendung von Photodisruption, verringert werden, mit resultierenden Ersparnissen betreffend Kosten, Zeit oder erhöhte Bequemlichkeit (wie zum Beispiel die Fähigkeit, Verfahren in einer räumlichen Ausstattung ähnlich zu LASIK-Chirurgie, durchzuführen).
7–26 veranschaulichen Ausführungsformen eines Laserchirurgiesystems im Verhältnis zu der photodisruptiven Laserbehandlung oben.
Ein wichtiger Aspekt chirurgischer Laserbehandlungsverfahren sind exakte Steuerung und Zielen eines Laserstrahls, z. B. die Strahllage und Strahlfokussierung. Chirurgische Lasersysteme können dazu vorgesehen sein, Werkzeuge zum Steuern und Zielen eines Lasers zu beinhalten, um Laserimpulse exakt auf ein bestimmtes Ziel innerhalb des Gewebes auszurichten. Bei verschiedenen chirurgischen Lasersystemen mit Nanosekunden-Photodisruption, wie beispielsweise dem Nd:YAG-Lasersystemen, ist das erforderliche Niveau einer Zielgenauigkeit relativ gering. Dies liegt teilweise daran, dass die verwendete Laserenergie relativ hoch ist und somit der betroffene Gewebebereich ebenfalls relativ groß ist, wobei oftmals ein betroffener Bereich mit einem Ausmaß von hunderten von Mikrometern abgedeckt wird. Die Zeit zwischen Laserimpulsen bei solchen Systemen scheint lang zu sein und ein manuell gesteuertes Zielen ist durchführbar und ist weit verbreitet. Ein Beispiel solcher manueller Zielmechanismen ist ein Biomikroskop, um das Zielgewebe in Verbindung mit einer sekundären Laserquelle, die als ein Zielstrahl verwendet wird, zu visualisieren. Der Chirurg bewegt den Brennpunkt einer Laserfokussierungslinse üblicherweise mit einer Joystick-Steuerung, die mit ihrem Bild durch das Mikroskop parfokal (mit oder ohne Versatz) ist, manuell, sodass der chirurgische Strahl oder Zielstrahl sich im besten Brennpunkt des beabsichtigten Ziels befindet.
Solche Techniken, die zur Verwendung mit chirurgischen Lasersystemen niedriger Frequenz entwickelt sind, können mit Laser hoher Frequenz, die bei tausenden von Schüssen pro Sekunde und relativ geringer Energie pro Impuls arbeiten, schwierig anzuwenden sein. Bei chirurgischen Eingriffen mit Laser hoher Frequenz kann aufgrund der kleinen Auswirkungen eines jeden einzelnen Laserimpulses eine viel größere Genauigkeit erforderlich sein, und eine viel höhere Positionierungsgeschwindigkeit kann aufgrund des Bedarfs, tausende von Impulsen sehr schnell auf neue Behandlungsbereiche abzugeben, erforderlich sein.
Beispiele von gepulsten Laser hoher Frequenz für chirurgische Lasersysteme beinhalten gepulste Laser bei einer Impulsfrequenz von tausenden von Schüssen pro Sekunde oder mehr mit relativ niedriger Energie pro Impuls. Solche Laser verwenden eine relativ geringe Energie pro Impuls, um die Gewebewirkung zu lokalisieren, die durch laserinduzierte Photodisruption verursacht wird, z. B. der betroffene Gewebebereich durch Photodisruption in einer Größenordnung von Mikrometern oder einigen zehn Mikrometern. Diese lokalisierte Gewebewirkung kann die Genauigkeit der Laserchirurgie verbessern und kann bei bestimmten chirurgischen Behandlungsverfahren, z. B. Augenlaserchirurgie, wünschenswert sein. Bei einem Beispiel eines solchen chirurgischen Eingriffs kann die Platzierung von vielen hundert, tausend oder Millionen von zusammenhängenden, nahezu zusammenhängenden oder Impulsen, die in bekannten Abständen beabstandet sind, verwendet werden, um bestimmte gewünschte chirurgische Wirkungen, z. B. Gewebeeinschnitte, Zerspaltungen oder Fragmentierung, zu erreichen.
Verschiedene chirurgische Behandlungsverfahren, die photodisruptive chirurgische Lasersysteme hoher Frequenz mit geringeren Laserimpulsdauern verwenden, können eine hohe Genauigkeit bei der Positionierung jedes Impulses in dem Zielgewebe, in dem der chirurgische Eingriff durchgeführt wird, sowohl in einer absoluten Position hinsichtlich eines Zielortes auf dem Zielgewebe und einer relativen Position hinsichtlich vorangehender Impulse erfordern. Beispielsweise kann es in einigen Fällen notwendig sein, dass Laserimpulse mit einer Genauigkeit von ein paar Mikrometern innerhalb der Zeit zwischen Impulsen nebeneinander abgegeben werden, was in einer Größenordnung von Mikrosekunden sein kann. Da die Zeit zwischen zwei sequentiellen Impulsen kurz ist und die Anforderung an Genauigkeit für die Impulsausrichtung hoch ist, ist ein manuelles Zielen, wie es bei gepulsten Lasersystemen niedriger Frequenz verwendet wird, nicht länger ausreichend oder durchführbar.
Eine Technik zur Vereinfachung und Steuerung der Anforderung einer exakten Hochgeschwindigkeitspositionierung zum Abgeben von Laserimpulsen in das Gewebe ist es, eine Applanationsplatte, hergestellt aus einem transparenten Material, z. B. einem Glas mit einer vordefinierten Kontaktfläche, an dem Gewebe anzubringen, sodass die Kontaktfläche der Applanationsplatte eine klare optische Schnittstelle mit dem Gewebe bildet. Diese klar definierte Schnittstelle kann ein Übertragen und Fokussieren von Laserlicht in das Gewebe erleichtern, um optische Aberrationen oder Variationen (z. B. aufgrund von spezifischen optischen Eigenschaften des Auges oder Veränderungen durch Austrocknen der Oberfläche), die an dem Luft-Gewebe-Übergang am kritischsten sind, der sich im Auge auf der vorderen Oberfläche der Hornhaut befindet, zu steuern oder zu verringern. Kontaktlinsen können für verschiedene Einsatzbereiche und Ziele im Auge und anderen Geweben, einschließlich derjenigen, die wegwerfbar oder wiederverwendbar sind, konzipiert werden. Das Kontaktglas oder die Applanationsplatte auf der Oberfläche des Zielgewebes kann als eine Bezugsplatte verwendet werden, in Bezug auf welche Laserimpulse durch die Einstellung von Fokussierelementen innerhalb des Laserabgabesystems fokussiert sind. Diese Verwendung eines Kontaktglases oder einer Applanationsplatte stellt eine bessere Steuerung der optischen Eigenschaften der Gewebeoberfläche bereit und erlaubt daher, dass Laserimpulse bei einer hohen Geschwindigkeit an einem gewünschten Ort (Interaktionspunkt) in dem Zielgewebe in Bezug auf die Applanationsplatte mit geringer optischer Verzerrung der Laserimpulse exakt platziert werden.
Eine Art, eine Applanationsplatte auf einem Auge auszuführen ist es, die Applanationsplatte zu verwenden, um einen Bezugspunkt für eine Abgabe der Laserimpulse in ein Zielgewebe in dem Auge bereitzustellen. Diese Verwendung der Applanationsplatte als ein Bezugspunkt kann basieren auf dem bekannten gewünschten Ort von einem Laserimpulsbrennpunkt in dem Ziel mit ausreichend Genauigkeit vor einer Abgabe der Laserimpulse, und darauf, dass die relativen Positionen der Bezugsplatte und des individuellen internen Gewebeziels während der Laserabgabe konstant bleiben müssen. Dieses Verfahren kann zusätzlich erfordern, dass das Fokussieren des Laserimpulses auf den gewünschten Ort zwischen den Augen oder in verschiedenen Bereichen innerhalb des gleichen Auges vorhersagbar und wiederholbar ist. Bei praxisnahen Systemen kann es schwierig sein, die Applanationsplatte als einen Bezugspunkt zu verwenden, um Laserimpulse innerhalb des Auges exakt zu lokalisieren, da die vorstehend genannten Gegebenheiten in praxisnahen Systemen nicht erfüllt werden können.
Beispielsweise wenn die Augenlinse das chirurgische Ziel ist, neigt der exakte Abstand von der Bezugsplatte auf der Oberfläche des Auges zu dem Ziel dazu, aufgrund der Gegenwart von faltbaren Strukturen, z. B. der Hornhaut selbst, der vorderen Augenkammer und der Iris, zu variieren. Ihre bedeutende Variabilität liegt nicht nur in dem Abstand zwischen der applanierten Hornhaut und der Linse zwischen den einzelnen Augen, sondern es kann auch Variation innerhalb des gleichen Auges geben, abhängig von der spezifischen chirurgischen und Applanationstechnik, die von dem Chirurgen verwendet wird. Zusätzlich kann es eine Bewegung des Linsengewebes, auf das gezielt wird, in Bezug auf die applanierte Oberfläche während der Abgabe der tausenden von Laserimpulsen geben, die für das Erreichen der chirurgischen Wirkung benötigt werden, was weiter die exakte Abgabe von Impulsen verkompliziert. Außerdem kann sich eine Struktur innerhalb des Auges aufgrund des Aufbaus von Nebenprodukten der Photodisruption, z. B. Kavitationsblasen, bewegen. Beispielsweise können Laserimpulse, die an die Augenlinse abgegeben werden, verursachen, dass die Linsenkapsel sich nach vorne wölbt, was eine Einstellung nötig macht, um auf dieses Gewebe für die nachfolgende Platzierung von Laserimpulsen zu zielen. Des Weiteren kann es schwierig sein, Computermodelle und -simulationen zu verwenden, um mit ausreichender Genauigkeit den tatsächlichen Ort von Zielgeweben vorherzusagen, nachdem die Applanationsplatte entfernt wurde, und um eine Platzierung von Laserimpulsen einzustellen, um die gewünschte Lokalisierung ohne Applanation zu erzielen, teilweise aufgrund. der höchst variablen Natur von Applanationswirkungen, die abhängig sein können von Faktoren, die mit der einzelnen Hornhaut oder dem Auge verbunden sind, und der spezifischen chirurgischen und Applanationstechnik, die von einem Chirurgen verwendet wird.
Zusätzlich zu den physikalischen Wirkungen der Applanation, die die Lokalisierung von internen Gewebestrukturen disproportional beeinträchtigen, kann es bei einigen chirurgischen Behandlungsverfahren für ein Zielsystem wünschenswert sein, nichtlineare Charakteristika von Photodisruption vorauszusehen und zu berücksichtigen, die auftreten können, wenn Laser mit kurzer Impulsdauer verwendet werden. Photodisruption ist ein nichtlinearer optischer Vorgang in dem Gewebematerial und kann Komplikationen bei der Strahlausrichtung und dem Strahlzielen verursachen. Beispielsweise ist eine der nichtlinearen optischen Wirkungen in dem Gewebematerial, wenn Laserimpulse während der Photodisruption aufeinander treffen, dass der Brechungsindex des Gewebematerials, den die Laserimpulse erfahren, nicht länger eine Konstante ist, sondern mit der Intensität des Lichts variiert. Da die Intensität des Lichts in den Laserimpulsen entlang und über die Ausbreitungsrichtung des gepulsten Laserstrahls räumlich innerhalb des gepulsten Laserstrahls variiert, variiert der Brechungsindex des Gewebematerials ebenfalls räumlich. Eine Folge dieses nichtlinearen Brechungsindex ist ein Selbst-Fokussieren oder Selbst-Defokussieren in dem Gewebematerial, das den tatsächlichen Brennpunkt der Position verändert und die Position des Brennpunktes des gepulsten Laserstrahls innerhalb des Gewebes verlagert. Daher kann es eine exakte Ausrichtung des gepulsten Laserstrahls zu jeder Zielgewebe-Position in dem Zielgewebe ebenfalls erfordern, dass die nichtlinearen optischen Wirkungen des Gewebematerials auf den Laserstrahl berücksichtigt werden. Zusätzlich kann es notwendig sein, die Energie in jedem Impuls einzustellen, um die gleiche physikalische Wirkung in verschiedenen Bereichen des Ziels aufgrund von verschiedenen physikalischen Eigenschaften, z. B. Härte, oder aufgrund von optischen Erwägungen, z. B. Absorption oder Streuung von Laserimpulslicht, das zu einem bestimmten Bereich strahlt, abzugeben. In solchen Fällen können die Unterschiede bei nichtlinearen Fokussierwirkungen zwischen Impulsen mit unterschiedlichen Energiewerten ebenfalls die Laserausrichtung und das Laserzielen der chirurgischen Impulse beeinträchtigen.
Somit kann bei chirurgischen Behandlungsverfahren, bei denen auf nicht oberflächliche Strukturen abgezielt wird, die Verwendung einer oberflächlichen Applanationsplatte, basierend auf einem Bezugspunkt, bereitgestellt durch die Applanationsplatte, nicht ausreichend sein, um eine exakte Laserimpuls-Lokalisierung in internen Gewebezielen zu erreichen. Die Verwendung der Applanationsplatte als Bezug für das Lenken einer Laserabgabe kann Messungen der Dicke und Plattenposition der Applanationsplatte mit hoher Genauigkeit erfordern, da die Abweichung vom Nennwert direkt in einen Tiefenpräzisionsfehler übersetzt wird. Applanationslinsen hoher Präzision können kostspielig sein, besonders bei Applanationsplatten für den einmaligen Gebrauch zum Wegwerfen.
Die in diesem Dokument beschriebenen Techniken, Gerät und Systeme, können auf Weisen ausgeführt sein, die einen Zielmechanismus bereitstellen, um kurze Laserimpulse durch eine Applanationsplatte zu einem gewünschten Ort innerhalb des Auges mit Genauigkeit und bei einer hohen Geschwindigkeit abzugeben, ohne dass der bekannte gewünschte Ort des Laserimpulsbrennpunktes in dem Ziel mit ausreichender Genauigkeit notwendig ist, bevor die Laserimpulse abgegeben werden, und ohne dass die relativen Positionen der Bezugsplatte und des einzelnen internen Gewebeziels während der Laserabgabe konstant bleiben. Als solches können die vorliegenden Techniken, Gerät und Systeme für verschiedene chirurgische Behandlungsverfahren verwendet werden, bei denen physikalische Gegebenheiten des in Operation befindlichen Zielgewebes dazu neigen zu variieren und schwierig zu steuern sind, und die Abmessung der Applanationslinse dazu neigt, von Linse zu Linse zu variieren. Die vorliegenden Techniken, Gerät und Systeme können ebenfalls für andere chirurgische Ziele verwendet werden, wo eine Verzerrung oder Bewegung des chirurgischen Ziels in Bezug zu der Oberfläche der Struktur vorliegt oder wo nichtlineare optische Wirkungen das exakte Zielen problematisch machen. Beispiele solcher chirurgischer Ziele, die nicht das Auge sind, beinhalten das Herz, tieferes Gewebe in der Haut und andere.
Die vorliegenden Techniken, Gerät und Systeme können auf Weisen ausgeführt sein, die die Vorteile aufrechterhalten, die durch eine Applanationsplatte bereitgestellt werden, einschließlich z. B. Steuerung der Oberflächenform und Hydratation, sowie Verringerungen bei optischer Verzerrung, während die exakte Lokalisierung von Photodisruption für interne Strukturen der applanierten Oberfläche gewährleistet wird. Dies kann durch die Verwendung eines integrierten Abbildungsgeräts erreicht werden, um das Zielgewebe in Bezug auf die Fokussieroptik des Abgabesystems zu lokalisieren. Die genaue Art von Abbildungsgerät und -verfahren kann variieren und kann von der spezifischen Natur des Ziels und dem erforderlichen Level an Genauigkeit abhängen.
Eine Applanationslinse kann mit einem weiteren Mechanismus ausgeführt werden, um das Auge zu fixieren, um eine translatorische und Drehbewegung des Auges zu verhindern. Beispiele solcher Fixierungsgeräte beinhalten die Verwendung eines Saugringes. Solch ein Fixierungsmechanismus kann ebenfalls zu einer ungewollten Verzerrung oder Bewegung des chirurgischen Ziels führen. Die vorliegenden Techniken, Gerät und Systeme können ausgeführt werden, um für chirurgische Lasersysteme hoher Frequenz, die eine Applanationsplatte und/oder Fixierungsmittel für nicht-oberflächliche chirurgische Ziele verwenden, einen Zielmechanismus bereitzustellen, um eine intraoperative Abbildung bereitzustellen, um eine solche Verzerrung oder Bewegung des chirurgischen Ziels zu überwachen.
Spezifische Beispiele von chirurgischen Lasertechniken, -gerät und -systemen sind nachstehend beschrieben, bei denen ein optisches Abbildungsmodul verwendet wird, um Abbildungen eines Zielgewebes zu erfassen, um Informationen zur Position des Zielgewebes zu erhalten, z. B. vor und während eines chirurgischen Behandlungsverfahrens. Solche erhaltenen Informationen zur Position können verwendet werden, um die Positionierung und Fokussierung des chirurgischen Laserstrahls in dem Zielgewebe zu steuern, um eine genaue Steuerung der Platzierung der chirurgischen Laserimpulse bei Lasersystemen hoher Frequenz bereitzustellen. Bei einer Ausführungsform können die Abbildungen, die durch das optische Abbildungsmodul erhalten werden, während eines chirurgischen Behandlungsverfahrens verwendet werden, um die Position und den Brennpunkt des chirurgischen Laserstrahls dynamisch zu steuern. Außerdem neigen abgegebene Laserimpulse niedriger Energie dazu, empfindlich gegenüber optischen Verzerrungen zu sein, wobei solch ein chirurgisches Lasersystem eine Applanationsplatte mit einer flachen oder gekrümmten Schnittstelle ausführen kann, die an dem Zielgewebe angebracht wird, um eine gesteuerte und stabile optische Schnittstelle zwischen dem Zielgewebe und dem chirurgischen Lasersystem bereitzustellen und um optische Aberrationen an der Gewebeoberfläche abzuschwächen und zu steuern.
Als ein Beispiel zeigt 7 ein chirurgisches Lasersystem basierend auf optischer Abbildung und Applanation. Dieses System beinhaltet einen gepulsten Laser 1010, um einen chirurgischen Laserstrahl 1012 von Laserimpulsen zu erzeugen, und ein Optikmodul 1020, um den chirurgischen Laserstrahl 1012 zu empfangen und um den fokussierten chirurgischen Laserstrahl 1022 auf ein Zielgewebe 1001, z. B. ein Auge, zu fokussieren und zu richten, um Photodisruption in dem Zielgewebe 1001 hervorzurufen. Eine Applanationsplatte kann bereitgestellt sein, um in Kontakt mit dem Zielgewebe 1001 zu stehen, um eine Schnittstelle zur Übertragung von Laserimpulsen an das Zielgewebe 1001 und Licht, das von dem Zielgewebe 1001 durch die Schnittstelle kommt, zu erzeugen. Vor allem ist ein optisches Abbildungsgerät 1030 bereitgestellt, um Licht 1050 einzufangen, das Zielgewebeabbildungen 1050 oder Abbildungsinformationen von dem Zielgewebe 1001 trägt, um eine Abbildung von dem Zielgewebe 1001 zu erzeugen. Das Abbildungssignal 1032 von dem Abbildungsgerät 1030 wird an ein System-Steuerungsmodul 1040 gesendet. Das System-Steuerungsmodul 1040 wird betrieben, um die erfassten Abbildungen von dem Abbildungsgerät 1030 zu verarbeiten und um das Optikmodul 1020 zu steuern, um die Position und den Brennpunkt des chirurgischen Laserstrahls 1022 auf das Zielgewebe 101 basierend auf Informationen von den erfassten Abbildungen einzustellen. Das Optikmodul 120 kann eine oder mehr Linsen beinhalten und kann weiter einen oder mehr Reflektoren beinhalten. Ein Steuerungs-Aktuator kann in dem Optikmodul 1020 beinhaltet sein, um die Fokussierung und die Strahlrichtung in Antwort auf ein Stahl-Steuerungssignal 1044 von dem System-Steuerungsmodul 1040 einzustellen. Das Steuerungsmodul 1040 kann ebenfalls den gepulsten Laser 1010 mittels eines Laser-Steuerungssignals 1042 steuern.
Das optische Abbildungsgerät 1030 kann ausgeführt sein, um einen optischen Abbildungsstrahl zu erzeugen, der von dem chirurgischen Laserstrahl 1022 getrennt ist, um das Zielgewebe 1001 abzutasten, und das zurückgesendete Licht des optischen Abbildungsstrahls wird von dem optischen Abbildungsgerät 1030 erfasst, um die Abbildungen des Zielgewebes 1001 zu erhalten. Ein Beispiel eines solchen optischen Abbildungsgeräts 1030 ist ein. optisches Kohärenztomographie-(OCT)-Abbildungsmodul, das zwei Abbildungsstrahlen verwendet, einen Sondenstrahl, der durch die Applanationsplatte auf das Zielgewebe 1001 gerichtet ist, und einen anderen Bezugsstrahl in einem optischen Bezugsweg, um einander optisch zu stören, um Abbildungen von dem Zielgewebe 1001 zu erhalten. Bei anderen Ausführungsformen kann das optische Abbildungsgerät 1030 von dem Zielgewebe 1001 gestreutes oder reflektiertes Licht verwenden, um Abbildungen zu erfassen, ohne einen vorgesehenen optischen Abbildungsstrahl auf das Zielgewebe 1001 zu senden. Beispielsweise kann das Abbildungsgerät 1030 eine Sensormatrix von Sensorelementen sein, z. B. CCD- oder CMS-Sensoren. Beispielsweise können die Abbildungen des Nebenproduktes der Photodisruption, die durch den chirurgischen Laserstrahl 1022 erzeugt werden, durch das optische Abbildungsgerät 1030 zur Steuerung der Fokussierung und Positionierung des chirurgischen Laserstrahls 1022 erfasst werden. Wenn das optische Abbildungsgerät 1030 so ausgelegt ist, um eine Ausrichtung eines chirurgischen Laserstrahls unter Verwendung der Abbildung des Nebenproduktes der Photodisruption zu lenken, erfasst das optische Abbildungsgerät 1030 Abbildungen des Nebenproduktes der Photodisruption, z. B. die laserinduzierten Blasen oder Kavitäten. Das Abbildungsgerät 1030 kann ebenfalls ein Ultraschall-Abbildungsgerät sein, um Abbildungen zu erfassen, die auf akustischen Abbildungen basieren.
Das System-Steuerungsmodul 1040 verarbeitet Abbildungsdaten von dem Abbildungsgerät 1030, die Informationen zum Positionsversatz für das Nebenprodukt der Photodisruption von der Zielgewebe-Position in dem Zielgewebe 1001 beinhalten. Basierend auf den von der Abbildung erhaltenen Informationen wird das Strahl-Steuerungssignal 1044 erzeugt, um das Optikmodul 1020 zu steuern, welches den Laserstrahl 1022 einstellt. Eine digitale Verarbeitungseinheit kann in dem System-Steuerungsmodul 1040 eingeschlossen sein, um verschiedene Datenverarbeitungen für die Laserausrichtung auszuführen.
Die vorstehenden Techniken und Systeme können verwendet werden, um Laserimpulse hoher Frequenz auf Ziele unter der Oberfläche mit einer Genauigkeit abzugeben, die für eine durchgängige Impulsplatzierung notwendig ist, wie bei Schnitt- oder Volumendisruptions-Anwendungen notwendig. Dies kann mit oder ohne die Verwendung einer Bezugsquelle auf der Oberfläche des Ziels erreicht werden, und kann eine Bewegung des Ziels im Anschluss an eine Applanation oder während einer Platzierung von Laserimpulsen berücksichtigen.
Die Applanationsplatte ist in den vorliegenden Systemen bereitgestellt, um die Anforderung einer exakten Hochgeschwindigkeitspositionierung zur Abgabe von Laserimpulsen in das Gewebe zu erleichtern und zu steuern. Solch eine Applanationsplatte kann aus einem transparenten Material, z. B. einem Glas, mit einer vordefinierten Kontaktfläche zu dem Gewebe hergestellt sein, sodass die Kontaktfläche der Applanationsplatte eine klar definierte optische Schnittstelle zu dem Gewebe bildet. Diese klar definierte Schnittstelle kann eine Übertragung und Fokussierung von Laserlicht in das Gewebe erleichtern, um optische Aberrationen oder Variationen (z. B. aufgrund von spezifischen optischen Eigenschaften des Auges oder Änderungen, die auftreten, wenn die Oberfläche austrocknet), die bei dem Luft-Gewebe-Übergang am kritischsten sind, der sich im Auge auf der vorderen Oberfläche der Hornhaut befindet, zu steuern oder zu verringern. Eine Anzahl von Kontaktlinsen, einschließlich derjenigen, die wegwerfbar oder wiederverwendbar sind, ist für verschiedene Einsatzbereiche und Ziele innerhalb des Auges und anderen Geweben entwickelt worden. Das Kontaktglas oder die Applanationsplatte auf der Oberfläche des Zielgewebes wird als Bezugsplatte verwendet, in Bezug auf welche Laserimpulse durch die Einstellung von Fokussierelementen innerhalb des bezogenen Laserabgabesystems fokussiert werden. Ein fester Bestandteil solch eines Ansatzes sind die zusätzlichen Vorteile durch das Kontaktglas oder die Applanationsplatte wie vorstehend beschrieben, einschließlich Steuerung der optischen Eigenschaften der Gewebeoberfläche. Demnach können Laserimpulse bei einer hohen Geschwindigkeit an einem gewünschten Ort (Interaktionspunkt) in dem Zielgewebe in Bezug auf die Applanationsreferenzplatte mit geringer optischer Verzerrung der Laserimpulse exakt platziert werden.
Das optische Abbildungsgerät 1030 in 7 erfasst Abbildungen des Zielgewebes 1001 über die Applanationsplatte. Das Steuerungsmodul 1040 verarbeitet die erfassten Abbildungen, um Positionsinformationen der erfassten Abbildungen zu entnehmen, und verwendet die entnommenen Positionsinformationen als einen Positionsbezug oder eine Orientierung, um die Position und den Brennpunkt des chirurgischen Laserstrahls 1022 zu steuern. Diese bildgesteuerte Laserchirurgie kann ohne Vertrauen auf die Applanationsplatte als Positionsbezug ausgeführt werden, da die Position der Applanationsplatte dazu neigt, sich wie vorstehend erörtert, aufgrund von verschiedenen Faktoren zu verändern. Dadurch kann es schwierig sein, die Applanationsplatte als Positionsbezug zu verwenden, um die Position und den Brennpunkt des chirurgischen Laserstrahls für eine exakte Abgabe von Laserimpulsen anzuordnen und zu steuern, obwohl die Applanationsplatte eine gewünschte optische Schnittstelle für den chirurgischen Laserstrahl zum Eintreten in das Zielgewebe und zum Erfassen von Abbildungen des Zielgewebes bereitstellt. Die bildgesteuerte Steuerung der Position und des Brennpunktes des chirurgischen Laserstrahls, basierend auf dem Abbildungsgerät 1030 und dem Steuerungsmodul 1040, ermöglicht, dass Abbildungen des Zielgewebes 1001, z. B. Abbildungen von Innenstrukturen eines Auges, als Positionsbezüge verwendet werden, ohne dass die Applanationsplatte als Positionsbezug verwendet wird.
Neben den physikalischen Wirkungen von Applanation, die die Lokalisierung von internen Gewebestrukturen bei einigen chirurgischen Behandlungsverfahren disproportional beeinträchtigen, kann es für ein Zielsystem wünschenswert sein, nichtlineare Charakteristika von Photodisruption vorauszusehen oder zu berücksichtigen, die auftreten können, wenn Laser mit kurzer Impulsdauer verwendet werden. Photodisruption kann Komplikationen bei Strahlausrichtung und Strahlzielen verursachen. Beispielsweise ist eine der nichtlinearen optischen Wirkungen in dem Gewebematerial bei der Interaktion mit Laserimpulsen während der Photodisruption, dass der Brechungsindex des Gewebematerials, den die Laserimpulse erfahren, nicht länger eine Konstante ist, sondern mit der Intensität des Lichts variiert. Da die Intensität des Lichts in den Laserimpulsen entlang und über die Ausbreitungsrichtung des gepulsten Laserstrahls räumlich innerhalb des gepulsten Laserstrahls variiert, variiert der Brechungsindex des Gewebematerials ebenfalls räumlich. Eine Folge dieses nichtlinearen Brechungsindex ist ein Selbst-Fokussieren oder Selbst-Defokussieren in dem Gewebematerial, das den tatsächlichen Brennpunkt der Position verändert und die Position des Brennpunktes des gepulsten Laserstrahls innerhalb des Gewebes verlagert. Daher kann es eine exakte Ausrichtung des gepulsten Laserstrahls zu jeder Zielgewebe-Position in dem Zielgewebe ebenfalls erfordern, dass die nichtlinearen optischen Wirkungen des Gewebematerials auf den Laserstrahl berücksichtigt werden. Die Energie der Laserimpulse kann eingestellt werden, um die gleiche physikalische Wirkung in unterschiedlichen Bereichen des Ziels aufgrund von verschiedenen physikalischen Charakteristika, z. B. Härte, oder aufgrund von optischen Erwägungen, z. B. Absorption oder Streuung von Laserimpulslicht, das zu einem bestimmten Bereich strahlt, abzugeben. In solchen Fällen können die Unterschiede bei nichtlinearen Fokussierungswirkungen zwischen Impulsen mit unterschiedlichen Energiewerten die Laserausrichtung und das Laserzielen der chirurgischen Impulse beeinträchtigen. In dieser Hinsicht können die direkten Abbildungen, die von dem Zielgewebe durch das Abbildungsgerät 1030 erhalten werden, verwendet werden, um die tatsächliche Position des chirurgischen Laserstrahls 1022 zu überwachen, der die kombinierten Wirkungen nichtlinearer optischer Wirkungen in dem Zielgewebe wiedergibt, und stellt Positionsbezüge zur Steuerung der Strahlposition und des Strahlbrennpunktes bereit.
Die Techniken, Gerät und Systeme, die hierin beschrieben sind, können in Kombination mit einer Applanationsplatte verwendet werden, um Steuerung der Oberflächenform und Hydratation bereitzustellen, um optische Verzerrung zu verringern, und um eine exakte Lokalisierung von Photodisruption von internen Strukturen durch die applanierte Oberfläche zu ermöglichen. Die hierin beschriebene bildgesteuerte Steuerung der Strahlposition und des Brennpunktes kann auf chirurgische Systeme und Behandlungsverfahren angewendet werden, die andere Mittel als Applanationsplatten zur Fixierung des Auges verwenden, einschließlich der Verwendung eines Saugringes, die zu einer Verzerrung oder Bewegung des chirurgischen Ziels führen kann.
Die folgenden Abschnitte beschreiben zunächst Beispiele von Techniken, Gerät und Systemen für automatisierte bildgesteuerte Laserchirurgie, basierend auf variierenden Integrationsgraden von Abbildungsfunktionen in dem Laser-Steuerungsteil der Systeme. Ein optisches Abbildungsmodul oder ein anders abbildendes Modul, z. B. ein OCT-Abbildungsmodul, kann verwendet werden, um ein Sondenlicht oder andere Art von Strahl auszurichten, um Abbildungen eines Zielgewebes zu erfassen, z. B. Strukturen innerhalb eines Auges. Ein chirurgischer Laserstrahl von Laserimpulsen, z. B. Femtosekunden- oder Pikosekunden-Laserimpulse, können durch Positionsinformationen in den erfassten Abbildungen gelenkt werden, um das Fokussieren und Positionieren des chirurgischen Laserstrahls während des chirurgischen Eingriffs zu steuern. Sowohl der chirurgische Laserstrahl als auch der Sondenlichtstrahl können während des chirurgischen Eingriffs nacheinander oder gleichzeitig auf das Zielgewebe gerichtet werden, sodass der chirurgische Laserstrahl basierend auf den erfassten Abbildungen gesteuert werden kann, um Präzision und Genauigkeit des chirurgischen Eingriffs sicherzustellen.
Solch eine bildgesteuerte Laserchirurgie kann verwendet werden, um genaues und exaktes Fokussieren und Positionieren des chirurgischen Laserstrahls während des chirurgischen Eingriffs bereitzustellen, da die Strahlsteuerung auf Abbildungen des Zielgewebes im Anschluss an Applanation oder Fixierung des Zielgewebes basiert, entweder kurz vor oder fast gleichzeitig mit einer Abgabe der chirurgischen Impulse. Besonders bestimmte Parameter des Zielgewebes, wie beispielsweise das vor einem chirurgischen Eingriff gemessene Auge, können während eines chirurgischen Eingriffs aufgrund verschiedener Faktoren wie beispielsweise Vorbereitung des Zielgewebes (z. B. Fixierung des Auges an einer Applanationslinse) und der Veränderung des Zielgewebes durch die chirurgischen Eingriffe variieren. Deshalb können gemessene Parameter des Zielgewebes vor solchen Faktoren und/oder dem chirurgischen Eingriff nicht länger die physikalischen Gegebenheiten des Zielgewebes während des chirurgischen Eingriffs widerspiegeln. Die vorliegende bildgesteuerte Laserchirurgie kann technische Probleme in Verbindung mit solchen Änderungen für eine Fokussierung und Positionierung des chirurgischen Laserstrahls vor und während des chirurgischen Eingriffs mindern.
Die vorliegende bildgesteuerte Laserchirurgie kann wirksam für genaue chirurgische Eingriffe innerhalb eines Zielgewebes genutzt werden. Beispielsweise wird bei der Durchführung von Laserchirurgie innerhalb des Auges Laserlicht innerhalb des Auges fokussiert, um eine optische Störung des Zielgewebes zu erzielen, und solche optischen Wechselwirkungen können die interne Struktur des Auges verändern. Beispielsweise kann die Augenlinse ihre Position, Form, Dicke und ihren Durchmesser während der Einstellung nicht nur zwischen vorheriger Messung und chirurgischem Eingriff, sondern auch während des chirurgischen Eingriffs verändern. Das Anbringen des Auges an dem chirurgischen Instrument durch mechanische Mittel kann die Form des Auges auf nicht klar definierte Art und Weise verändern, und weiter kann die Veränderung während des chirurgischen Eingriffs aufgrund von verschiedenen Faktoren variieren, z. B. Bewegung des Patienten. Mittel zum Anbringen beinhalten das Fixieren des Auges mit einem Saugring und Applanieren des Auges mit einer flachen oder gekrümmten Linse. Diese Änderungen belaufen sich auf einige Millimeter. Das mechanische Herstellen von Bezügen und Fixieren der Augenoberfläche, z. B. die vordere Oberfläche der Hornhaut oder Limbus, funktioniert schlecht, wenn innerhalb des Auges Präzisionslaser-Mikrochirurgie durchgeführt wird.
Die Nachbearbeitung oder nahezu gleichzeitige Abbildung bei der vorliegenden bildgesteuerten Laserchirurgie kann verwendet werden, um dreidimensionale Positionsbezüge zwischen den inneren Merkmalen des Auges und dem chirurgischen Instrument in einer Umgebung festzulegen, wo Änderungen vor und während eines chirurgischen Eingriffs auftreten. Die Informationen des Positionsbezuges, bereitgestellt durch das Abbilden vor Applanation und/oder Fixierung des Auges oder während des tatsächlichen chirurgischen Eingriffs, spiegeln die Wirkungen von Änderungen in dem Auge wider, und stellen somit eine genaue Richtlinie zur Fokussierung und Positionierung des chirurgischen Laserstrahls dar. Ein System, das auf der vorliegenden bildgesteuerten Laserchirurgie basiert, kann so konfiguriert sein, dass es einen einfachen Aufbau hat und kosteneffizient ist. Beispielsweise kann ein Teil der optischen Komponenten, die mit dem Lenken des chirurgischen Laserstrahls in Verbindung stehen, mit optischen Komponenten geteilt werden, um den Sondenlichtstrahl zur Abbildung des Zielgewebes zu lenken, um den Geräteaufbau und die optische Ausrichtung und Kalibrierung der Abbildungs- und chirurgischen Lichtstrahlen zu vereinfachen.
Die nachstehend beschriebenen bildgesteuerten chirurgischen Lasersysteme verwenden die OCT-Abbildung als ein Beispiel eines Abbildungsinstruments und andere nicht-OCT-Abbildungsgeräte können ebenfalls verwendet werden, um Abbildungen zur Steuerung der chirurgischen Laser während des chirurgischen Eingriffs zu erfassen. Wie nachstehend in den Beispielen veranschaulicht, kann eine Integration der Abbildungs- und chirurgischen Untersysteme bis zu verschiedenen Graden ausgeführt werden. In der einfachsten Form ohne Integrationshardware werden die Abbildungs- und chirurgischen Laser-Untersysteme getrennt und können über Schnittstellen miteinander kommunizieren. Solche Aufbauten können Flexibilität in den Aufbauten der beiden Untersysteme bereitstellen. Integration zwischen den beiden Untersystemen vergrößert durch einige Hardwarekomponenten, z. B. einer Patientenschnittstelle, die Funktionalität weiter, indem eine bessere Registrierung von chirurgischem Gebiet an die Hardwarekomponenten ermöglicht wird, genauere Kalibrierung, und kann den Arbeitsablauf verbessern. Mit steigendem Grad an Integration zwischen den beiden Untersystemen kann solch ein System deutlich kostengünstiger und kompakt gestaltet werden, und eine Systemkalibrierung wird weiter vereinfacht und stabiler im Laufe der Zeit. Beispiele für bildgesteuerte Lasersysteme in 8–16 sind bei verschiedenen Graden von Integration integriert.
Eine Ausführungsform eines vorliegenden bildgesteuerten chirurgischen Lasersystems beinhaltet beispielsweise einen chirurgischen Laser, der einen chirurgischen Laserstrahl von chirurgischen Laserimpulsen erzeugt, der chirurgische Veränderungen in einem in Operation befindlichen Zielgewebe hervorruft; eine Patientenschnittstellenhalterung, die in ein mit dem Zielgewebe in Kontakt stehende Patientenschnittstelle einrastet, um das Zielgewebe in Position zu halten; und ein Laserstrahl-Abgabemodul, das zwischen dem chirurgischen Laser und der Patientenschnittstelle angeordnet und so konfiguriert ist, um den chirurgischen Laserstrahl durch die Patientenschnittstelle auf das Zielgewebe zu richten. Dieses Laserstrahl-Abgabemodul wird betrieben, um den chirurgischen Laserstrahl in dem Zielgewebe entlang eines vorbestimmten chirurgischen Musters abzutasten. Dieses System beinhaltet ebenfalls ein Laser-Steuerungsmodul, das den Betrieb des chirurgischen Lasers steuert und das Laserstrahl-Abgabemodul steuert, um das vorbestimmte chirurgische Muster zu erzeugen, und ein OCT-Modul, das in Bezug auf die Patientenschnittstelle positioniert ist, um eine bekannte räumliche Verbindung mit Hinblick auf die Patientenschnittstelle und das Zielgewebe, das an der Patientenschnittstelle befestigt ist, zu erhalten. Das OCT-Modul ist so konfiguriert, dass es einen optischen Sondenstrahl auf das Zielgewebe richtet und das zurückgesendete Sondenlicht des optischen Sondenstrahls von dem Zielgewebe empfängt, um OCT-Abbildungen von dem Zielgewebe zu erfassen, während der chirurgische Laserstrahl auf das Zielgewebe gerichtet wird, um einen chirurgischen Eingriff durchzuführen, sodass der optische Sondenstrahl und der chirurgische Laserstrahl gleichzeitig in dem Zielgewebe präsent sind. Das OCT-Modul steht in Kommunikation mit dem Laser-Steuerungsmodul, um Informationen der erfassten OCT-Abbildungen an das Laser-Steuerungsmodul zu senden.
Zusätzlich reagiert das Laser-Steuerungsmodul bei diesem besonderen System auf die Informationen der erfassten OCT-Abbildungen, um das Laserstrahl-Abgabemodul beim Fokussieren und Abtasten des chirurgischen Laserstrahls zu betreiben, und passt das Fokussieren und Abtasten des chirurgischen Laserstrahls in dem Zielgewebe basierend auf Informationen zur Positionierung in den erfassten OCT-Abbildungen an.
Bei einigen Ausführungsformen muss zum Registrieren des Ziels seitens des chirurgischen Instruments ein Erfassen einer vollständigen Abbildung eines Zielgewebes nicht notwendig sein, und es kann ausreichen, einen Teil des Zielgewebes, z. B. einige wenige Punkte aus dem Operationsbereich, wie z. B. natürliche oder künstliche Orientierungspunkte, zu erfassen. Beispielsweise hat ein Starrkörper sechs Freiheitsgrade im 3D-Raum, und sechs unabhängige Punkte würden ausreichen, um den Starrkörper zu definieren. Wenn die exakte Größe des chirurgischen Bereiches nicht bekannt ist, sind zusätzliche Punkte nötig, um den Positionsbezug bereitzustellen. In dieser Hinsicht können mehrere Punkte verwendet werden, um die Position und die Krümmung der vorderen und hinteren Oberfläche, die normalerweise unterschiedlich sind, und die Dicke und den Durchmesser der Augenlinse des menschlichen Auges zu bestimmen. Basierend auf diesen Daten kann ein aus zwei Hälften von Ellipsoidkörpern bestehender Körper mit gegebenen Parametern für praktische Zwecke einer Augenlinse annähernd entsprechen und sie veranschaulichen. Bei einer weiteren Ausführungsform können Informationen von der erfassten Abbildung mit Informationen von anderen Quellen, wie z. B. präoperativen Messungen der Linsendicke, die als Eingabe für die Steuereinheit verwendet werden, kombiniert werden.
8 zeigt ein Beispiel eines bildgesteuerten chirurgischen Lasersystems mit separatem chirurgischem Lasersystem 2100 und Abbildungssystem 2200. Das chirurgische Lasersystem 2100 beinhaltet eine Laser-Einheit 2130 mit einem chirurgischen Laser, der einen chirurgischen Laserstrahl 2160 von chirurgischen Laserimpulsen erzeugt. Ein Laserstrahl-Abgabemodul 2140 ist bereitgestellt, um den chirurgischen Laserstrahl 2160 von der Laser-Einheit 2130 durch eine Patientenschnittstelle 2150 auf das Zielgewebe 1001 zu richten und ist eingerichtet, um den chirurgischen Laserstrahl 2160 in dem Zielgewebe 1001 ein vorbestimmtes chirurgisches Muster entlang abzutasten. Ein Laser-Steuerungsmodul 2120 ist bereitgestellt, um den Betrieb des chirurgischen Lasers in der Laser-Einheit 2130 über einen Kommunikationskanal 2121 zu steuern, und es steuert das Laserstrahl-Abgabemodul 2140 über einen Kommunikationskanal 2122, um das vorbestimmte chirurgische Muster zu erzeugen. Eine Patientenschnittstellenhalterung ist bereitgestellt, um die Patientenschnittstelle 2150 mit dem Zielgewebe 1001 berührend zu koppeln, um das Zielgewebe 1001 in Position zu halten. Die Patientenschnittstelle 2150 kann so ausgeführt sein, dass es eine Kontaktlinse oder Applanationslinse mit einer flachen oder gekrümmten Oberfläche beinhaltet, um sich an die vordere Oberfläche des Auges anpassend gekoppelt zu werden und das Auge in Position zu halten.
Das Abbildungssystem 2200 in 8 kann ein OCT-Modul sein, das, bezogen auf die Patientenschnittstelle 2150 des chirurgischen Systems 2100, so positioniert ist, dass es einen bekannten räumlichen Bezug zu der Patientenschnittstelle 2150 und dem Zielgewebe 1001, das an der Patientenschnittstelle 2150 befestigt ist, aufweist. Dieses OCT-Modul 2200 kann so konfiguriert sein, dass es seine eigene Patientenschnittstelle 2240 zum Wechselwirken mit dem Zielgewebe 1001 aufweist. Das Abbildungssystem 2200 beinhaltet ein Abbildungs-Steuerungsmodul 2220 und ein Abbildungs-Untersystem 2230. Das Untersystem 2230 beinhaltet eine Lichiquelle zum Erzeugen von Abbildungsstrahl 2250 zum Abbilden des Ziels 1001 und ein Abbildungsstrahl-Abgabemodul, um den optischen Sondenstrahl oder Abbildungsstrahl 2250 auf das Zielgewebe 1001 zu richten und zurückgesendetes Sondenlicht 2260 des optischen Abbildungsstrahls 2250 von dem Zielgewebe 1001 zu empfangen, um OCT-Abbildungen von dem Zielgewebe 1001 zu erfassen. Sowohl der optische Abbildungsstrahl 2250 als auch der chirurgische Strahl 2160 können simultan auf das Zielgewebe 1001 gerichtet werden, um ein sequentielles oder simultanes Abbilden und eine chirurgische Operation zu ermöglichen.
Wie in 8 veranschaulicht, sind Kommunikationsschnittstellen 2110 und 2210 sowohl in dem chirurgischen Lasersystem 2100 als auch in dem Abbildungssystem 2200 bereitgestellt, um die Kommunikation zwischen der Lasersteuerung durch das Laser-Steuerungsmodul 2120 und die Abbildung durch das Abbildungssystem 2200 zu erleichtern, sodass das OCT-Modul 2200 Informationen von den erfassten OCT-Abbildungen an das Laser-Steuerungsmodul 2120 senden kann. Das Laser-Steuerungsmodul 2120 in diesem System reagiert auf die Informationen der erfassten OCT-Abbildungen, um das Laserstrahl-Abgabemodul 2140 beim Fokussieren und Abtasten des chirurgischen Laserstrahls 2160 zu betreiben, und stellt das Fokussieren und Abtasten des chirurgischen Laserstrahls 2160 in dem Zielgewebe 1001 auf Grundlage von Positionsinformationen in den erfassten OCT-Abbildungen dynamisch ein. Die Integration des chirurgischen Lasersystems 2100 mit dem Abbildungssystem 2200 erfolgt hauptsächlich durch Kommunikation zwischen den Kommunikationsschnittstellen 2110 und 2210 auf der Software-Ebene.
In dieses und andere Beispiele können auch verschiedene Untersysteme oder -geräte integriert werden. Beispielsweise können bestimmte diagnostische Instrumente, wie z. B. Wellenfront-Aberrometer, Hornhauttopographie-Meßgeräte, in dem System bereitgestellt werden, oder präoperative Informationen von diesen Geräten können verwendet werden, um ein intraoperatives Abbilden zu ergänzen.
9 zeigt ein Beispiel eines bildgesteuerten chirurgischen Lasersystems mit zusätzlichen Integrationsmerkmalen. Das Abbildungs- und das chirurgische System weisen ein gemeinsame Patientenschnittstelle 3300 auf, das das Zielgewebe 1001 (z. B. das Auge) immobilisiert, ohne zwei separate Patientenschnittstellen wie in 8 aufzuweisen. Der chirurgische Strahl 3210 und der Abbildungsstrahl 3220 werden an der Patientenschnittstelle 3300 kombiniert und durch die gemeinsame Patientenschnittstelle 3300 auf das Ziel 1001 gerichtet. Außerdem ist ein gemeinsames Steuerungsmodul 3100 bereitgestellt, um sowohl das Abbildungs-Untersystem 2230 als auch den chirurgischen Teil (die Laser-Einheit 2130 und das Strahl-Abgabesystem 2140) zu steuern. Diese erhöhte Integration des Abbildungsteils mit dem chirurgischen Teil ermöglicht präzise Kalibrierung der beiden Untersysteme und die Stabilität der Position des Patienten und des chirurgischen Volumens. Ein gemeinsames Gehäuse 3400 ist bereitgestellt, um sowohl das chirurgische als auch das Abbildungs-Untersystem zu umschließen. Wenn die beiden Systeme nicht in ein gemeinsames Gehäuse integriert sind, kann die gemeinsame Patientenschnittstelle 3300 entweder Teil des Abbildungs- oder des chirurgischen Untersystems sein.
10 zeigt ein Beispiel eines bildgesteuerten chirurgischen Lasersystems, wobei das chirurgische Lasersystem und das Abbildungssystem ein gemeinsames Strahl-Abgabemodul 4100 und eine gemeinsame Patientenschnittstelle 4200 aufweisen. Diese Integration vereinfacht die Systemstruktur und den System-Steuerungsbetrieb weiter.
Bei einer Ausführungsform kann das Abbildungssystem in den vorstehenden und anderen Beispielen ein optisches Computertomographie-(OCT)-System sein, und das chirurgische Lasersystem ist ein augenchirurgisches System auf Basis eines Femtosekunden- oder Pikosekundenlasers. Bei der OCT wird Licht von einer niederkohärenten Breitbandlichtquelle, wie z. B. einer Superlumineszenzdiode, in einen separaten Bezugs- und Signalstrahl geteilt. Der Signalstrahl ist der abbildende Strahl, der an das chirurgische Ziel gesendet wird, und das zurückgesendete Licht des Abbildungsstrahls wird gesammelt und mit dem Bezugsstrahl unter Bildung eines Interferometers kohärent rekombiniert. Ein Abtasten des Signalstrahls im rechten Winkel zu der optischen Achse des optischen Systems oder der Ausbreitungsrichtung des Lichtes stellt eine räumliche Auflösung in der x-y-Richtung bereit, während die Tiefenauflösung durch Gewinnen von Unterschieden zwischen den Weglängen des Bezugsarms und des zurückgesendeten Signalstrahls in dem Signalarm des Interferometers erhalten wird. Während der x-y-Abtaster von unterschiedlichen OCT-Ausführungsformen im Wesentlichen der gleiche ist, kann das Vergleichen der Weglängen und das Erhalten von z-Abtast-Informationen auf unterschiedliche Weisen erfolgen. Bei einer Ausführungsform, die als Time-Domain-OCT bekannt ist, wird beispielsweise der Bezugsarm kontinuierlich variiert, um seine Weglänge zu ändern, während ein Fotodetektor Interferenzmodulation in der Intensität des rekombinierten Strahls nachweist. Bei einer anderen Ausführungsform ist der Bezugsarm im Wesentlichen statisch, und das Spektrum des kombinierten Lichtes wird auf Interferenz hin analysiert. Die Fourier-Transformation des Spektrums des kombinierten Strahles stellt räumliche Informationen über die Streuung vom Inneren der Probe bereit. Dieses Verfahren ist als das Spectral-Domain- oder Fourier-OCT-Verfahren bekannt. Bei einer anderen Ausführungsform, die als eine Frequency-Swept-OCT bekannt ist (S. R. Chinn et. al., Opt. Lett. 22., 1997), wird eine schmalbandige Lichtquelle verwendet, wobei ihre Frequenz rasch einen Spektralbereich abtastet. Interferenz zwischen dem Bezugs- und Signalarm wird durch einen schnellen Detektor und einen dynamischen Signalanalysator nachgewiesen. Ein External-Cavity-Tuned-Diode-Laser oder Frequency-Tuned- oder Frequency-Domain-Mode-Locked-(FDML)-Laser, der für diesen Zweck entwickelt wurde (R. Huber et. al., Opt. Express, 13, 2005) (S. H. Yun, IEEE J. of Sel. Q. El. 3(4) S. 1087–1096, 1997) kann in diesen Beispielen als eine Lichtquelle verwendet werden. Ein Femtosekundenlaser, der als eine Lichtquelle in einem OCT-System verwendet wird, kann ausreichende Bandbreite aufweisen und für zusätzlichen Nutzen eines erhöhten Signal-Rausch-Verhältnisses sorgen.
Das OCT-Abbildungsgerät in den Systemen in diesem Dokument kann verwendet werden, um verschiedene Abbildungsfunktionen zu erfüllen. Beispielsweise kann die OCT verwendet werden, um komplexe Konjugate zu unterdrücken, die aus der optischen Konfiguration des Systems oder der Gegenwart der Applanationsplatte resultieren, um OCT-Abbildungen von ausgewählten Orten innerhalb des Zielgewebes zu erfassen, um dreidimensionale Positionsinformationen zum Steuern des Fokussierens und Abtastens des chirurgischen Laserstrahls innerhalb des Zielgewebes bereitzustellen oder um OCT-Abbildungen von ausgewählten Orten an der Oberfläche des Zielgewebes oder an der Applanationsplatte zu erfassen, um eine Positionsregistrierung zum Steuern von Änderungen bei der Orientierung bereitzustellen, die mit Positionsänderungen des Ziels auftreten, wie z. B. von aufrecht bis Rückenlage. Die OCT kann durch ein Positionsregistrierungsverfahren kalibriert werden, das auf einer Platzierung von Markierungen oder Markern in einer Positionsorientierung des Ziels basiert, die dann von dem OCT-Modul nachgewiesen werden können, wenn sich das Ziel in einer anderen Positionsorientierung befindet. Bei anderen Ausführungsformen kann das OCT-Abbildungssystem verwendet werden, um einen Sonden-Lichtstrahl zu erzeugen, der polarisiert wird, um die Informationen über die innere Struktur des Auges optisch zu erfassen. Der Laserstrahl und der Sonden-Lichtstrahl können in unterschiedlichen Polarisierungen polarisiert werden. Die OCT kann einen Polarisations-Steuerungsmechanismus beinhalten, der das Sondenlicht, das für die optische Tomographie verwendet wird, so steuert, dass es in eine Polarisation polarisiert wird, wenn es sich auf das Auge zubewegt, und in eine andere Polarisation polarisiert wird, wenn es sich vom Auge wegbewegt. Der Polarisations-Steuerungsmechanismus kann z. B. eine Wellenplatte oder einen Faraday-Rotator beinhalten.
Das System in 10 ist als eine Spektral-OCT-Konfiguration gezeigt und kann so konfiguriert sein, dass das chirurgische System und das Abbildungssystem den Fokussieroptikteil und das Strahl-Abgabemodul gemeinsam benutzen. Die Hauptanforderungen an das optische System betreffen die Betriebswellenlänge, Abbildungsqualität, Auflösung, Verzerrung usw. Das chirurgische Lasersystem kann ein Femtosekunden-Lasersystem mit einem System hoher numerischer Apertur sein, das zur Erzielung beugungsbegrenzter Brennfleckgrößen ausgelegt ist, z. B. ungefähr 2 bis 3 Mikrometer. Verschiedene augenchirurgische Femtosekundenlaser können bei verschiedenen Wellenlängen, wie z. B. Wellenlängen von ungefähr 1,05 Mikrometer, betrieben werden. Die Betriebswellenlänge des Abbildungsgeräts kann so gewählt werden, dass sie der Laser-Wellenlänge nahe kommt, so dass das optische System für beide Wellenlängen chromatisch ausgeglichen wird. Ein derartiges System kann einen dritten optischen Kanal, einen visuellen Beobachtungskanal, wie z. B. ein chirurgisches Mikroskop, beinhalten, um ein zusätzliches Abbildungsgerät zum Erfassen von Abbildungen des Zielgewebes bereitzustellen. Wenn der optische Weg für diesen dritten optischen Kanal das optische System mit dem chirurgischen Laserstrahl und dem Licht des OCT-Abbildungsgerätes gemein hat, kann das gemeinsam benutzte optische System mit einem chromatischen Ausgleich im sichtbaren Spektralband für den dritten optischen Kanal und in den Spektralbändern für den chirurgischen Laserstrahl und den OCT-Abbildungsstrahl konfiguriert werden.
11 zeigt ein besonderes Beispiel für den Aufbau in 9, wobei der Abtaster 5100 zum Abtasten des chirurgischen Laserstrahls und der Strahlkonditionierer 5200 zum Konditionieren (Kollimieren und Fokussieren) des chirurgischen Laserstrahls von dem optischen System in dem OCT-Abbildungsmodul 5300 zum Steuern des Abbildungsstrahls für die OCT getrennt sind. Das chirurgische und das Abbildungssystem haben ein Objektivlinsenmodul 5600 und die Patientenschnittstelle 3300 gemein. Die Objektivlinse 5600 richtet und fokussiert sowohl den chirurgischen Laserstrahl als auch den Abbildungsstrahl auf die Patientenschnittstelle 3300, und ihr Fokussieren wird von dem Steuerungsmodul 3100 gesteuert. Zwei Strahlteiler 5410 und 5420 sind bereitgestellt, um den chirurgischen und den Abbildungsstrahl zu richten. Der Strahlteiler 5420 wird ebenfalls verwendet, um den zurückgesendeten Abbildungsstrahl in das OCT-Abbildungsmodul 5300 zu richten. Zwei Strahlteiler 5410 und 5420 richten ebenfalls Licht von dem Ziel 1001 zu einer visuellen Beobachtungsoptikeinheit 5500, um eine direkte Ansicht oder Abbildung des Ziels 1001 bereitzustellen. Die Einheit 5500 kann ein Linsen-Abbildungssystem für den Chirurgen sein, um das Ziel 1001 zu betrachten, oder eine Kamera, um die Abbildung oder das Video des Ziels 1001 zu erfassen. Verschiedene Strahlteiler können verwendet werden, wie z. B. dichromatische und Polarisations-Strahlteiler, ein optisches Gitter, ein holographischer Strahlteiler oder Kombinationen von diesen.
Bei einigen Ausführungsformen können die optischen Komponenten zweckmäßig mit Antireflexionsbeschichtung für sowohl die chirurgische als auch die OCT-Wellenlänge beschichtet sein, um Blendlicht von mehreren Oberflächen des optischen Strahlenweges zu verringern. Anderenfalls würden Reflexionen den Durchsatz des Systems verringern und das Signal-Rausch-Verhältnis durch Vermehren von Hintergrundlicht in der OCT-Abbildungseinheit verringern. Eine Weise, Blendlicht bei der OCT zu verringern, ist es, die Polarisation des von der Probe zurückkommenden Lichts durch eine Wellenplatte oder einen Faraday-Isolator, die bzw. der nahe bei dem Zielgewebe angeordnet wird, zu drehen und einen Polarisator vor dem OCT-Detektor zu orientieren, um vorzugsweise Licht nachzuweisen, das von der Probe zurückkommt, und Licht zu unterdrücken, das von den optischen Komponenten gestreut wird.
Bei einem chirurgischen Lasersystem kann jedes von dem chirurgischen Laser- und dem OCT-System einen Strahl-Abtaster zur Abdeckung des selben Operationsbereiches in dem Zielgewebe aufweisen. Folglich können der Strahl-Abtastvorgang für den chirurgischen Laserstrahl und der Strahl-Abtastvorgang für den Abbildungsstrahl integriert sein, um Abtastgeräte gemeinsam zu benutzen.
12 zeigt ein Beispiel für ein derartiges System im Detail. Bei dieser Ausführungsform benutzen beide Untersysteme den x-y-Abtaster 6410 und den z-Abtaster 6420 gemeinsam. Eine gemeinsame Steuerung 6100 ist bereitgestellt, um die Arbeitsvorgänge des Systems für sowohl chirurgische als auch abbildende Arbeitsvorgänge zu steuern. Das OCT-Untersystem beinhaltet eine OCT-Lichtquelle 6200, die das Abbildungslicht erzeugt, das durch einen Strahlteiler 6210 in einen Abbildungsstrahl und einen Bezugsstrahl geteilt wird. Der Abbildungsstrahl wird am Strahlteiler 6310 mit dem chirurgischen Strahl kombiniert, um sich längs eines gemeinsamen optischen Weges, der zu dem Ziel 1001 führt, auszubreiten. Die Abtaster 6410 und 6420 und die Strahlkonditioniereinheit 6430 befinden sich dem Strahlteiler 6310 nachgeschaltet. Ein Strahlteiler 6440 wird verwendet, um den Abbildungsstrahl und den chirurgischen Strahl auf die Objektivlinse 5600 und die Patientenschnittstelle 3300 zu richten.
Bei dem OCT-Untersystem wird der Bezugsstrahl durch den Strahlteiler 6210 zu einem optischen Verzögerungsgerät 6220 übertragen und von einem Rücksendespiegel 6230 reflektiert. Der zurückgesendete Abbildungsstrahl von dem Ziel 1001 wird auf den Strahlteiler 6310 zurückgerichtet, der zumindest einen Teil des zurückgesendeten Abbildungsstrahls an den Strahlteiler 6210 reflektiert, wo sich der reflektierte Bezugsstrahl und der zurückgesendete Abbildungsstrahl überlappen und sich gegenseitig überlagern. Ein Spektrometer-Detektor 6240 wird verwendet, um die Interferenz nachzuweisen und um OCT-Abbildungen des Ziels 1001 zu erzeugen. Die OCT-Abbildungsinformationen werden an das Steuerungssystem 6100 zum Steuern der chirurgischen Laser-Einheit 2130, der Abtaster 6410 und 6420 und der Objektivlinse 5600 gesendet, um den chirurgischen Laserstrahl zu steuern. Bei einer Ausführungsform kann das optische Verzögerungsgerät 6220 variiert werden, um die optische Verzögerung zu ändern, um verschiedene Tiefen in dem Zielgewebe 1001 nachzuweisen.
Wenn es sich bei dem OCT-System um ein Time-Domain-System handelt, verwenden die beiden Untersysteme zwei verschiedene z-Abtaster, weil die beiden Abtaster auf unterschiedliche Weise arbeiten. Bei diesem Beispiel wird der z-Abtaster des chirurgischen Systems so betrieben, dass er die Abweichung des chirurgischen Strahls in der Strahlkonditioniereinheit ändert, ohne die Weglängen des Strahls in dem chirurgischen Strahlenweg zu ändern. Andererseits tastet die Time-Domain-OCT die z-Richtung ab, indem der Strahlenweg durch eine variable Verzögerung oder durch Bewegen der Position des Bezugsstrahl-Rücksendespiegels physikalisch verändert wird. Nach der Kalibrierung können die beiden z-Abtaster durch das Laser-Steuerungsmodul synchronisiert werden. Das Verhältnis zwischen den beiden Bewegungen kann zu einer linearen oder polynomischen Abhängigkeit vereinfacht werden, die von dem Steuerungsmodul gehandhabt werden kann, oder alternativ können Kalibrierungspunkte eine Nachschlagetabelle definieren, um eine korrekte Skalierung bereitzustellen. Spectral-/Fourier-Domain- und Frequency-Swept-Source-OCT-Geräte weisen keinen z-Abtaster auf; die Länge des Bezugsarmes ist statisch. Außer dass sie Kosten verringert, wird die Kreuzkalibrierung der beiden Systeme verhältnismäßig unkompliziert sein. Es besteht keine Notwendigkeit, Unterschiede auszugleichen, die durch Abbildungsverzerrungen in dem optischen Fokussiersystem oder durch die Unterschiede der Abtaster der beiden Systeme entstehen, da sie gemeinsam benutzt werden.
Bei praktischen Ausführungsformen der chirurgischen Systeme ist die fokussierende Objektivlinse 5600 verschiebbar oder beweglich auf einer Basis installiert und das Gewicht der Objektivlinse ist ausbalanciert, um den Druck auf das Auge des Patienten zu begrenzen. Die Patientenschnittstelle 3300 kann eine Applanationslinse beinhalten, die an einer Patientenschnittstellenhalterung angebracht ist. Die Patientenschnittstellenhalterung ist an einer Befestigungseinheit angebracht, die die fokussierende Objektivlinse hält. Diese Befestigungseinheit ist gestaltet, um im Falle unvermeidbarer Bewegung des Patienten eine stabile Verbindung zwischen der Patientenschnittstelle und dem System sicherzustellen, und ermöglicht ein behutsameres Andocken der Patientenschnittstelle an das Auge. Verschiedene Ausführungs formen der fokussierenden Objektivlinse können verwendet werden und ein Beispiel ist im U.S. Patent 5,336,215 , von Hsueh, beschrieben. Dieses Vorhandensein einer einstellbaren fokussierenden Objektivlinse kann die optische Weglänge des optischen Sondenlichtes als Teil des optischen Interferometers für das OCT-Untersystem ändern. Bewegung der Objektivlinse 5600 und der Patientenschnittstelle 3300 kann die Weglängenunterschiede zwischen dem Bezugsstrahl und dem Abbildungssignalstrahl der OCT in einer unkontrollierten Weise ändern, und dies kann die OCT-Tiefeninformationen verschlechtern, die von der OCT nachgewiesen werden. Dies würde nicht nur bei Time-Domain-, sondern auch bei Spectral-/Fourier-Domain- und Frequency-Swept-OCT-Systemen erfolgen.
13 und 14 zeigen beispielhafte bildgesteuerte chirurgische Lasersysteme, die das technische Problem angehen, das mit der einstellbaren fokussierenden Objektivlinse verbunden ist.
Das System in 13 stellt ein Positionserfassungsgerät 7110 bereit, das mit der beweglichen fokussierenden Objektivlinse 7100 gekoppelt ist, um die Position der Objektivlinse 7100 an einer verschiebbaren Halterung zu messen, und die gemessene Position an ein Steuerungsmodul 7200 in dem OCT-System übermittelt. Das Steuerungssystem 6100 kann die Position der Objektivlinse 7100 steuern und diese bewegen, um die optische Weglänge einzustellen, die der Abbildungssignalstrahl für den OCT-Betrieb durchläuft, und die Position der Objektivlinse 7100 wird vom Positionserfassungsgerät 7110 gemessen und überwacht, und wird direkt der OCT-Steuerung 7200 zugeführt. Das Steuerungsmodul 7200 in dem OCT-System wendet einen Algorithmus an, wenn es beim Verarbeiten der OCT-Daten eine 3D-Abbildung zusammensetzt, um Unterschiede zwischen dem Bezugsarm und dem Signalarm des Interferometers innerhalb der OCT auszugleichen, die durch die Bewegung der fokussierenden Objektivlinse 7100 in Bezug auf die Patientenschnittstelle 3300 hervorgerufen werden. Der richtige Betrag der Positionsänderung der Linse 7100, der von dem OCT-Steuerungsmodul 7200 berechnet wird, wird an die Steuerung 6100 gesendet, welche die Linse 7100 steuert, um ihre Position zu ändern.
14 zeigt ein weiteres beispielhaftes System, wobei der Rücksendespiegel 6230 in dem Bezugsarm des Interferometers des OCT-Systems oder zumindest ein Teil in einer Verzögerungsanordnung der optischen Weglänge des OCT-Systems starr an der beweglichen fokussierenden Objektivlinse 7100 befestigt ist, sodass der Signalarm und der Bezugsarm den selben Betrag der Längenänderung des optischen Weges erfahren, wenn sich die Objektivlinse 7100 bewegt. Daher wird die Bewegung der Objektivlinse 7100 auf dem Schlitten ohne zusätzliche Notwendigkeit eines rechnerischen Ausgleichs automatisch hinsichtlich Weglängenunterschieden in dem OCT-System ausgeglichen.
Bei den vorstehenden Beispielen bildgesteuerter chirurgischer Lasersysteme werden bei dem chirurgischen Lasersystem und dem OCT-System unterschiedliche Lichtquellen verwendet. Bei einer noch vollständigeren Integration des chirurgischen Lasersystems mit dem OCT-System kann ein chirurgischer Femtosekundenlaser als eine Lichtquelle für den chirurgischen Laserstrahl ebenfalls als die Lichtquelle für das OCT-System verwendet werden.
15 zeigt ein Beispiel, wobei ein Femtosekundenimpulslaser in einem Lichtmodul 9100 verwendet wird, um sowohl den chirurgischen Laserstrahl für chirurgische Operationen als auch den Sondenlichtstrahl für die OCT-Abbildung zu erzeugen. Ein Strahlteiler 9300 ist bereitgestellt, um den Laserstrahl in einen ersten Strahl sowohl als den chirurgischen Laserstrahl als auch den Signalstrahl für die OCT und einen zweiten Strahl als den Bezugsstrahl für die OCT zu teilen. Der erste Strahl wird durch einen x-y-Abtaster 6410, der den Strahl in der x- und y-Richtung rechtwinklig zu der Ausbreitungsrichtung des ersten Strahls abtastet, und durch einen zweiten Abtaster (z-Abtaster) 6420 gerichtet, der die Abweichung des Strahls ändert, um das Fokussieren des ersten Strahls an dem Zielgewebe 1001 einzustellen. Dieser erste Strahl führt die chirurgischen Operationen an dem Zielgewebe 1001 durch, und ein Teil dieses ersten Strahls wird zu der Patientenschnittstelle zurückgestreut und von der Objektivlinse als der Signalstrahl für den Signalarm des optischen Interferometers des OCT-Systems gesammelt. Dieses zurückgesendete Licht wird mit dem zweiten Strahl kombiniert, der durch einen Rücksendespiegel 6230 in dem Bezugsarm reflektiert und durch ein einstellbares optisches Verzögerungselement 6220 für eine Time-Domain-OCT verzögert wird, um den Wegunterschied zwischen dem Signal- und dem Bezugsstrahl beim Abbilden verschiedener Tiefen des Zielgewebes 1001 zu steuern. Das Steuerungssystem 9200 steuert die Arbeitsvorgänge des Systems.
Die Ausübung der Chirurgie an der Hornhaut hat gezeigt, dass eine Impulsdauer von mehreren hundert Femtosekunden ausreichend sein kann, um eine gute chirurgische Leistung zu erzielen, während für eine OCT mit einer ausreichenden Tiefenauflösung eine breitere spektrale Bandbreite, die durch kürzere Impulse erzeugt wird, z. B. kürzer als mehrere zehn Femtosekunden, erforderlich ist. In diesem Zusammenhang bestimmt der Aufbau des OCT-Gerätes die Dauer der Impulse von dem chirurgischen Femtosekundenlaser.
16 zeigt ein weiteres bildgesteuertes System, bei dem ein einzelner gepulster Laser 9100 verwendet wird, um das chirurgische Licht und das Abbildungslicht zu erzeugen. Ein nichtlineares spektrales Verbreiterungsmedium 9400 ist im Ausgang des optischen Weges des gepulsten Femtosekundenlasers angeordnet, um ein optisches nichtlineares Verfahren anzuwenden, wie z. B. Weißlichterzeugung oder spektrale Verbreiterung, um die spektrale Bandbreite der Impulse von einer Laserquelle mit verhältnismäßig längeren Impulsen zu vergrößern, wobei in der Chirurgie gewöhnlich mehrere hundert Femtosekunden angewendet werden. Die Medien 9400 können beispielsweise aus einem faseroptischen Material sein. Die Anforderungen an die Lichtintensität der beiden Systeme sind unterschiedlich, und ein Mechanismus zum Einstellen von Strahlintensitäten kann installiert werden, um solchen Anforderungen in den beiden Systemen gerecht zu werden. Beispielsweise können Strahlkippspiegel, Strahlverschlüsse oder Abschwächer in den optischen Wegen der beiden Systeme bereitgestellt werden, um die Gegenwart und Intensität des Strahles in geeigneter Weise zu steuern, wenn eine OCT-Abbildung aufgenommen oder ein chirurgischer Eingriff durchgeführt wird, um den Patienten und empfindliche Instrumente vor übermäßiger Lichtintensität zu schützen.
In Betrieb können die vorstehenden Beispiele in 8 bis 16 verwendet werden, um eine bildgesteuerte Laserchirurgie durchzuführen. 17 zeigt ein Beispiel für ein Verfahren zum Durchführen von Laserchirurgie unter Verwendung eines bildgesteuerten chirurgischen Lasersystems. Bei diesem Verfahren wird eine Patientenschnittstelle in dem System verwendet, um in ein Zielgewebe, das einem chirurgischen Eingriff unterzogen wird, einzurasten und es in Position zu halten, und gleichzeitig wird ein chirurgischer Laserstrahl von Laserimpulsen von einem Laser in dem System und ein optischer Sondenstrahl von dem OCT-Modul in dem System auf die Patientenschnittstelle in das Zielgewebe gerichtet. Der chirurgische Laserstrahl wird gesteuert, um einen chirurgischen Lasereingriff in dem Zielgewebe durchzuführen, und das OCT-Modul wird betrieben, um von dem Licht des optischen Sondenstrahls, der von dem Zielgewebe zurückkommt, OCT-Abbildungen vom Inneren des Zielgewebes zu erhalten. Die Positionsinformationen in den erhaltenen OCT-Abbildungen werden beim Fokussieren und Abtasten des chirurgischen Laserstrahls verwendet, um das Fokussieren und Abtasten des chirurgischen Laserstrahls in dem Zielgewebe vor oder während des chirurgischen Eingriffs zu korrigieren.
18 zeigt ein Beispiel einer OCT-Abbildung von einem Auge. Die Kontaktoberfläche der Applanationslinse in der Patientenschnittstelle kann so konfiguriert werden, dass sie eine Krümmung aufweist, die Verformungen oder Falten in der Hornhaut minimiert, die durch den Druck bedingt werden, der während der Applanation auf das Auge ausgeübt wird. Nachdem das Auge an der Patientenschnittstelle erfolgreich applaniert wurde, kann eine OCT-Abbildung erhalten werden. Wie in 18 veranschaulicht, sind die Krümmung der Linse und der Hornhaut sowie die Abstände zwischen der Linse und der Hornhaut in der OCT-Abbildung erkennbar. Feinere Merkmale, wie z. B. der Epithel-Hornhaut-Übergang, sind nachweisbar. Jedes dieser erkennbaren Merkmale kann als ein innerer Bezug der Laserkoordinaten am Auge verwendet werden. Die Koordinaten der Hornhaut und der Linse können unter Verwendung bekannter Computervision-Algorithmen, wie z. B. Kanten- oder Blob-Detektion, digitalisiert werden. Wenn die Koordinaten der Linse festgestellt sind, können sie verwendet werden, um das Fokussieren und Positionieren des chirurgischen Laserstrahls für den chirurgischen Eingriff zu steuern.
Alternativ kann ein Kalibrierungsprobenmaterial verwendet werden, um eine 3D-Anordnung von Bezugsmarken an Stellen mit bekannten Positionskoordinaten zu bilden. Die OCT-Abbildung des Kalibrierungsprobenmaterials kann erhalten werden, um eine Zuordnungsbeziehung zwischen den bekannten Positionskoordinaten der Bezugsmarken und den OCT-Abbildungen der Bezugsmarken in der erhaltenen OCT-Abbildung herzustellen. Diese Zuordnungsbeziehung wird in Form von digitalen Kalibrierungsdaten gespeichert und beim Steuern des Fokussierens und Abtastens des chirurgischen Laserstrahls während des chirurgischen Eingriffs in dem Zielgewebe auf Grundlage der OCT-Abbildungen des Zielgewebes, die während des chirurgischen Eingriffs erhalten werden, angewandt. Das OCT-Abbildungssystem wird hier als ein Beispiel verwendet, und diese Kalibrierung kann auf Abbildungen angewandt werden, die mittels anderer Abbildungstechniken erhalten werden.
Bei einem hier beschriebenen bildgesteuerten chirurgischen Lasersystem kann der chirurgische Laser verhältnismäßig große Spitzenleistungen erzeugen, die ausreichend sind, um unter Fokussierung mit hoher numerischer Apertur starke Feld-/Multiphotonen-Ionisierung innerhalb des Auges (d. h. innerhalb der Hornhaut und der Linse) zu bewirken. Unter diesen Bedingungen erzeugt ein Impuls von dem chirurgischen Laser ein Plasma innerhalb des Fokalvolumens. Kühlen des Plasmas führt zu einer gut definierten Schädigungszone oder „Blase”, die als ein Bezugspunkt verwendet werden kann. Die folgenden Abschnitte beschreiben ein Kalibrierungsverfahren zum Kalibrieren des chirurgischen Lasers gegen ein OCT-basiertes Abbildungssystem unter Verwendung der Schädigungszonen, die von dem chirurgischen Laser erzeugt werden.
Bevor ein chirurgischer Eingriff durchgeführt werden kann, wird der OCT gegen den chirurgischen Laser kalibriert, um eine relative Positionsbeziehung herzustellen, sodass der chirurgische Laser an dem Zielgewebe in Bezug auf die Position, die mit Abbildungen in der OCT-Abbildung des Zielgewebes in Zusammenhang stehen, die durch den OCT erhalten werden, in Position gesteuert werden kann. Bei einer Weise zum Durchführen dieser Kalibrierung wird ein vorkalibriertes Ziel oder „Phantom” verwendet, das sowohl durch den Laser beschädigt als auch mit dem OCT abgebildet werden kann. Das Phantom kann aus verschiedenen Materialien gefertigt sein, wie z. B. einem Glas oder Hartkunststoff (z. B. PMMA), sodass das Material dauerhaft optischen Schaden aufzeichnen kann, der durch den chirurgischen Laser erzeugt wird. Das Phantom kann auch so gewählt werden, dass es optische oder andere Eigenschaften (wie z. B. Wassergehalt) aufweist, die dem chirurgischen Ziel ähnlich sind.
Das Phantom kann z. B. ein zylindrisches Material mit einem Durchmesser von mindestens 10 mm (oder dem der Tastweite des Abgabesystems) sein und eine zylindrische Länge von mindestens 10 mm aufweisen, die über den gesamten Abstand des Epithels zu der Augenlinse des Auges reicht oder so lange wie die Tasttiefe des chirurgischen Systems ist. Die Oberseite des Phantoms kann gekrümmt sein, um nahtlos mit der Patientenschnittstelle zusammenzupassen oder das Phantommaterial kann komprimierbar sein, um eine vollständige Applanation zu ermöglichen. Das Phantom kann ein dreidimensionales Koordinatennetz aufweisen, sodass sowohl die Laserposition (in x und y) als auch der Brennpunkt (z) sowie die OCT-Abbildung gegen das Phantom referenziert werden können.
19A–19D veranschaulichen zwei beispielhafte Anordnungen für das Phantom. 19A veranschaulicht ein Phantom, das in dünne Scheiben aufgeteilt ist. 19B zeigt eine einzelne Scheibe, die gemustert ist, um ein Koordinatennetz von Bezugsmarken als einen Bezug zum Bestimmen der Laserposition über das Phantom (d. h. die x- und y-Koordinaten) aufzuweisen. Die z-Koordinate (Tiefe) kann bestimmt werden, indem eine einzelne Scheibe von dem Stapel entfernt wird und indem sie unter einem konfokalen Mikroskop abgebildet wird.
19C veranschaulicht ein Phantom, das in zwei Hälften geteilt werden kann. Ähnlich dem aufgeteilten Phantom in 19A ist dieses Phantom so aufgebaut, dass es ein Koordinatennetz von Bezugsmarken als einen Bezug zum Bestimmen der Laserposition in den x- und y-Koordinaten enthält. Tiefeninformationen können entnommen werden, indem das Phantom in die beiden Hälften geteilt wird und indem der Abstand zwischen den Schädigungszonen gemessen wird. Die kombinierten Informationen können die Parameter für einen bildgesteuerten chirurgischen Eingriff bereitstellen.
20 zeigt einen Teil eines chirurgischen Systems des bildgesteuerten chirurgischen Lasersystems. Dieses System beinhaltet Kippspiegel, die mittels Aktuatoren, wie beispielsweise Galvanometer oder Schwingspulen, betrieben werden können, ein Objektiv und eine Einweg-Patientenschnittstelle. Der chirurgische Laserstrahl wird von den Kippspiegeln durch das Objektiv reflektiert. Das Objektiv fokussiert den Strahl direkt hinter der Patientenschnittstelle. Ein Abtasten in den x- und y-Koordinaten wird durchgeführt, indem der Winkel des Strahls bezüglich des Objektivs verändert wird. Ein Abtasten in der z-Ebene wird ausgeführt, indem die Abweichung des einfallenden Strahls unter Verwendung eines Systems von Linsen vor den Kippspiegeln verändert wird.
Bei diesem Beispiel kann der konische Abschnitt der Einweg-Patientenschnittstelle entweder durch Luft beabstandet oder fest sein und der mit dem Patienten in Kontakt kommende Abschnitt beinhaltet eine gekrümmte Kontaktlinse. Die gekrümmte Kontaktlinse kann aus Quarzglas oder einem anderen Material gefertigt sein, das gegenüber einer Bildung von Farbzentren resistent ist, wenn es mit ionisierender Strahlung bestrahlt wird. Der Krümmungsradius liegt an der oberen Grenze dessen, was mit dem Auge kompatibel ist, z. B. ungeführ 10 mm.
Der erste Schritt bei dem Kalibrierungsverfahren ist das Andocken der Patientenschnittstelle an das Phantom. Die Krümmung des Phantoms stimmt mit der Krümmung der Patientenschnittstelle überein. Nach dem Andocken beinhaltet der nächste Schritt bei dem Verfahren, dass eine optische Schädigung innerhalb des Phantoms erzeugt wird, um die Bezugsmarken herzustellen.
21 zeigt Beispiele tatsächlicher Schädigungszonen, die durch einen Femtosekundenlaser in Glas hergestellt wurden. Der Abstand zwischen den Schädigungszonen beträgt durchschnittlich 8 μm (die Impulsenergie beträgt 2,2 μJ mit einer Dauer von 580 fs bei voller Breite bei halbem Maximum). Die in 21 dargestellte optische Schädigung zeigt, dass die von dem Femtosekundenlaser erzeugten Schädigungszonen eindeutig definiert und getrennt sind. Bei dem gezeigten Beispiel weisen die Schädigungszonen einen Durchmesser von ungefähr 2,5 μm auf. Optische Schädigungszonen, ähnlich der in 20 gezeigten, werden in dem Phantom in verschiedenen Tiefen erzeugt, um eine 3-D Anordnung der Bezugsmarken zu bilden. Diese Schädigungszonen werden gegen das kalibrierte Phantom entweder durch Entnehmen der geeigneten Scheiben und Abbilden unter einem konfokalen Mikroskop (19A) oder durch Teilen des Phantoms in zwei Hälften und Messen der Tiefe unter Verwendung eines Mikrometers (19C) referenziert. Die x- und y-Koordinaten können aus dem vorkalibrierten Koordinatennetz erstellt werden.
Nach dem Schädigen des Phantoms mit dem chirurgischen Laser, wird an dem Phantom eine OCT durchgeführt. Das OCT-Abbildungssystem stellt eine 3D-Wiedergabe des Phantoms bereit, wobei eine Beziehung zwischen dem OCT-Koordinatensystem und dem Phantom erstellt wird. Die Schädigungszonen sind mit dem Abbildungssystem nachweisbar. Die OCT und der Laser können unter Verwendung des internen Standards des Phantoms kreuzkalibriert sein. Nachdem die OCT und der Laser gegeneinander referenziert wurden, kann das Phantom verworfen werden.
Vor dem chirurgischen Eingriff kann die Kalibrierung bestätigt werden. Dieser Bestätigungsschritt beinhaltet, dass eine optische Schädigung an verschiedenen Positionen innerhalb eines zweiten Phantoms erzeugt wird. Die optische Schädigung sollte stark genug sein, damit die vielen Schädigungszonen, die ein ringförmiges Muster erzeugen, durch die OCT abgebildet werden können. Nachdem das Muster erzeugt ist, wird das zweite Phantom mit der OCT abgebildet. Ein Vergleich der OCT-Abbildung mit den Laserkoordinaten stellt die Endkontrolle der Systemkalibrierung vor dem chirurgischen Eingriffbereit.
Sobald die Koordinaten in den Laser eingegeben sind, kann ein chirurgischer Lasereingriff innerhalb des Auges durchgeführt werden. Dies beinhaltet eine Photo-Emulgierung der Linse unter Verwendung des Lasers sowie anderer Laserbehandlungen des Auges. Der chirurgische Eingriff kann jederzeit gestoppt werden und das vordere Segment des Auges (17) kann erneut abgebildet werden, um den Fortschritt des chirurgischen Eingriffs zu überwachen; außerdem stellt ein Abbilden der IOL (mit Licht oder ohne Applanation), nachdem diese eingesetzt wurde, Informationen bezüglich der Position der IOL in dem Auge bereit. Diese Informationen können von dem Arzt verwendet werden, um die Position der IOL zu verfeinern.
22 zeigt ein Beispiel des Kalibrierungsprozesses und des chirurgischen Eingriffs nach der Kalibrierung. Dieses Beispiel veranschaulicht ein Verfahren zur Durchführung eines chirurgischen Lasereingriffs unter Verwendung eines bildgesteuerten chirurgischen Lasersystems. Dies kann beinhalten, dass eine Patientenschnittstelle in dem System verwendet wird, das eingerastet ist, um ein Zielgewebe während des chirurgischen Eingriffs in Position zu halten, um ein Kalibrierungsprobenmaterial während eines Kalibrierungsprozesses vor dem Durchführen eines chirurgischen Eingriffs zu halten; um einen chirurgischen Laserstrahl von Laserimpulsen von einem Laser in dem System auf die Patientenschnittstelle in das Kalibrierungsprobenmaterial zu richten, um Bezugsmarken an ausgewählten dreidimensionalen Bezugsorten zu brennen; um einen optischen Sondenstrahl von einem optischen Kohärenztomographie-(OCT)-Modul in dem System auf die Patientenschnittstelle in das Kalibrierungsprobenmaterial zu richten, um OCT-Abbildungen der gebrannten Bezugsmarken zu erfassen; und um eine Beziehung zwischen Positionierungskoordinaten des OCT-Moduls und den gebrannten Bezugsmarken zu erstellen. Nach dem Erstellen der Beziehung wird eine Patientenschnittstelle in dem System verwendet, um in ein Zielgewebe einzurasten und es während eines chirurgischen Eingriffs in Position zu halten. Der chirurgische Laserstrahl von Laserimpulsen und der optische Sondenstrahl werden auf die Patientenschnittstelle in das Zielgewebe gerichtet. Der chirurgische Laserstrahl wird gesteuert, um einen chirurgischen Lasereingriff in dem Zielgewebe durchzuführen. Das OCT-Modul wird betrieben, um OCT-Abbildungen innerhalb des Zielgewebes von Licht des optischen Sondenstrahls zu erhalten, das von dem Zielgewebe zurückkehrt, und die Positionsinformationen in den erhaltenen OCT-Abbildungen und die erstellte Beziehung werden beim Fokussieren und Abtasten des chirurgischen Laserstrahls angewandt, um das Fokussieren und Abtasten des chirurgischen Laserstrahls in dem Zielgewebe während eines chirurgischen Eingriffs einzustellen. Obwohl solche Kalibrierungen unmittelbar vor einem chirurgischen Lasereingriff durchgeführt werden können, können sie ebenfalls zu verschiedenen Intervallen vor einem Behandlungsverfahren unter Verwendung von Kalibrierungsbestätigungen durchgeführt werden, die einen Mangel an Derivation oder Veränderung bei der Kalibrierung während solcher Intervalle aufwies.
Die folgenden Beispiele beschreiben bildgesteuerte chirurgische Lasertechniken und -systeme, die Abbildungen von Nebenprodukten einer laserinduzierten Photodisruption zur Ausrichtung des chirurgischen Laserstrahls verwenden.
23A und 23B veranschaulichen eine weitere Ausführungsform der vorliegenden Technik, bei der tatsächliche Nebenprodukte der Photodisruption in dem Zielgewebe verwendet werden, um eine weitere Laserplatzierung zu lenken. Ein gepulster Laser 1710, wie beispielsweise ein Femtosekunden- oder Pikosekundenlaser, wird verwendet, um einen Laserstrahl 1712 mit Laserimpulsen zu erzeugen, um eine Photodisruption in einem Zielgewebe 1001 hervorzurufen. Das Zielgewebe 1001 kann ein Teil eines Körperteils 1700 eines Individuums sein, z. B. ein Teil der Linse eines Auges. Der Laserstrahl 1712 wird von einem Optikmodul für den Laser 1710 auf eine Zielgewebe-Position in dem Zielgewebe 1001 fokussiert und gerichtet, um eine bestimmte chirurgische Wirkung zu erzielen. Die Zielfläche ist optisch an das Laseroptikmodul durch eine Applanationsplatte 1730 gekoppelt, die die Wellenlänge des Lasers sowie Abbildungswellenlängen von dem Zielgewebe überträgt. Die Applanationsplatte 1730 kann eine Applanationslinse sein. Ein Abbildungsgerät 1720 wird bereitgestellt, um reflektiertes oder gestreutes Licht oder Schall von dem Zielgewebe 1001 zu sammeln, um Abbildungen des Zielgewebes 1001 zu erfassen, entweder bevor oder nachdem (oder beides) die Applanationsplatte angewandt wird. Die erfassten Abbildungsdaten werden dann durch das Lasersystem-Steuerungsmodul verarbeitet, um die gewünschte Zielgewebe-Position zu bestimmen. Das Lasersystem-Steuerungsmodul bewegt oder stellt optische oder Laserelemente basierend auf optischen Standardmodellen ein, um sicherzustellen, dass die Mitte des Nebenprodukts 1702 der Photodisruption und die Zielgewebe-Position überlappen. Dies kann ein dynamischer Ausrichtungsprozess sein, bei dem die Abbildungen des Nebenprodukts 1702 der Photodisruption und des Zielgewebes 1001 kontinuierlich während des chirurgischen Prozesses überwacht werden, um sicherzustellen, dass der Laserstrahl bei jeder Zielgewebe-Position richtig positioniert ist.
Bei einer Ausführungsform kann das Lasersystem in zwei Modi betrieben werden: zuerst in einem diagnostischen Modus, bei dem der Laserstrahl 1712 anfangs unter Verwendung von Ausrichtungs-Laserimpulsen ausgerichtet wird, um ein Nebenprodukt 1702 der Photodisruption zur Ausrichtung zu erzeugen, und dann in einem chirurgischen Modus, bei dem chirurgische Laserimpulse erzeugt werden, um den tatsächlichen chirurgischen Eingriff durchzuführen. Bei beiden Modi werden die Abbildungen des Nebenproduktes 1702 der Disruption und des Zielgewebes 1001 überwacht, um die Strahlausrichtung zu steuern. 23A zeigt den diagnostischen Modus, bei dem die Ausrichtungs-Laserimpulse in dem Laserstrahl 1712 bei einem anderen Energieniveau festgelegt werden können als das Energieniveau der chirurgischen Laserimpulse. Beispielsweise können die Ausrichtungs-Laserimpulse weniger energetisch sein als die chirurgischen Laserimpulse, aber ausreichend, um eine maßgebliche Photodisruption in dem Gewebe hervorzurufen, um das Nebenprodukt 1702 der Photodisruption in dem Abbildungsgerät 1720 zu erfassen. Die Auflösung dieses groben Zielens kann nicht ausreichen, um die gewünschte chirurgische Wirkung bereitzustellen. Basierend auf den erfassten Abbildungen, kann der Laserstrahl 1712 richtig ausgerichtet werden. Nach dieser anfänglichen Ausrichtung kann der Laser 1710 gesteuert werden, um die chirurgischen Laserimpulse bei einem höheren Energieniveau zu erzeugen, um den chirurgischen Eingriff durchzuführen. Da die chirurgischen Laserimpulse ein anderes Energieniveau haben als die Ausrichtungs-Laserimpulse, können die nichtlinearen Wirkungen in dem Gewebematerial bei der Photodisruption dazu führen, dass der Laserstrahl 1712 während des diagnostischen Modus auf eine andere Position als die Strahlposition fokussiert wird. Daher ist die während des diagnostischen Modus erzielte Ausrichtung eine grobe Ausrichtung und eine zusätzliche Ausrichtung kann weiter durchgeführt werden, um jeden chirurgischen Laserimpuls während des chirurgischen Modus exakt zu positionieren, wenn die chirurgischen Laserimpulse den tatsächlichen chirurgischen Eingriff durchführen. Bezugnehmend auf 23A, erfasst das Abbildungsgerät 1720 die Abbildungen von dem Zielgewebe 1001 während des chirurgischen Modus und das Lasersteuerungsmodul stellt den Laserstrahl 1712 ein, um die Brennpunktposition 1714 des Laserstrahls 1712 auf der gewünschten Zielgewebe-Position in dem Zielgewebe 1001 zu platzieren. Dieser Prozess wird für jede Zielgewebe-Position durchgeführt.
24 zeigt eine Ausführungsform der Laserausrichtung, bei der der Laserstrahl zuerst ungeführ auf das Zielgewebe zielt und dann die Abbildung des Nebenproduktes der Photodisruption erfasst und verwendet wird, um den Laserstrahl auszurichten. Die Abbildung des Zielgewebes des Körperteils als das Zielgewebe und die Abbildung eines Bezugs auf dem Körperteil werden überwacht, um den gepulsten Laserstrahl auf das Zielgewebe zu lichten. Die Abbildungen des Nebenproduktes der Photodisruption und des Zielgewebes werden verwendet, um den gepulsten Laserstrahl einzustellen, sodass der Ort des Nebenproduktes der Photodisruption und das Zielgewebe überlappen.
25 zeigt eine Ausführungsform des Verfahrens zur Laserausrichtung basierend auf dem Abbilden eines Nebenproduktes der Photodisruption in dem Zielgewebe bei einem chirurgischen Lasereingriff. Bei diesem Verfahren wird ein gepulster Laserstrahl auf einen Zielgewebe-Ort innerhalb des Zielgewebes gerichtet, um eine Abfolge anfänglicher Ausrichtungs-Laserimpulse an den Zielgewebe-Ort abzugeben. Die Abbildungen des Zielgewebe-Ortes und eines durch die anfänglichen Ausrichtungs-Laserimpulse hervorgerufenen Nebenproduktes der Photodisruption werden überwacht, um einen Ort des Nebenproduktes der Photodisruption bezüglich des Zielgewebe-Ortes zu erhalten. Der Ort des Nebenproduktes der Photodisruption, das durch chirurgische Laserimpulse bei einem chirurgischen Impulsenergieniveau, die sich von den anfänglichen Ausrichtungs-Laserimpulsen unterscheiden, hervorgerufen wurde, wird bestimmt, wenn der gepulste Laserstrahl der chirurgischen Laserimpulse auf dem Zielgewebe-Ort platziert wird. Der gepulste Laserstrahl wird gesteuert, um chirurgische Laserimpulse bei dem chirurgischen Impulsenergieniveau zu tragen. Die Position des gepulsten Laserstrahls wird bei dem chirurgischen Impulsenergieniveau eingestellt, um den Ort des Nebenproduktes der Photodisruption an dem bestimmten Ort zu platzieren. Während Abbildungen des Zielgewebes und des Nebenproduktes der Photodisruption überwacht werden, wird die Position des gepulsten Laserstrahls bei dem chirurgischen Impulsenergieniveau eingestellt, um den Ort eines Nebenproduktes der Photodisruption an einem entsprechenden bestimmten Ort zu platzieren, wenn der gepulste Laserstrahl auf einen neuen Zielgewebe-Ort innerhalb des Zielgewebes bewegt wird.
26 zeigt ein beispielhaftes chirurgisches Lasersystem, das auf der Laserausrichtung unter Verwendung der Abbildung des Nebenproduktes der Photodisruption basiert. Ein Optikmodul 2010 wird bereitgestellt, um den Laserstrahl auf das Zielgewebe 1700 zu fokussieren und zu richten. Das Optikmodul 2010 kann eine oder mehr Linsen beinhalten und kann weiter einen oder mehr Reflektoren beinhalten. Ein Steuerungs-Aktuator ist in dem Optikmodul 2010 eingeschlossen, um das Fokussieren und die Strahlrichtung in Antwort auf ein Strahl-Steuerungssignal einzustellen. Ein System-Steuerungsmodul 2020 wird bereitgestellt, um sowohl den gepulsten Laser 1010 über ein Laser-Steuerungssignal als auch das Optikmodul 2010 über das Strahl-Steuerungssignal zu steuern. Das System-Steuerungsmodul 2020 verarbeitet Abbildungsdaten von dem Abbildungsgerät 2030, die die Positions-Versatzinformationen für das Nebenprodukt 1702 der Photodisruption von der Zielgewebe-Position in dem Zielgewebe 1700 beinhaltet. Basierend auf den von der Abbildung erhaltenen Informationen, wird das Strahl-Steuerungssignal erzeugt, um das Optikmodul 2010 zu steuern, das den Laserstrahl einstellt. Eine digitale Verarbeitungseinheit ist in dem System-Steuerungsmodul 2020 enthalten, um verschiedene Datenverarbeitungen zur Laserausrichtung durchzuführen.
Das Abbildungsgerät 2030 kann in verschiedenen Formen ausgeführt sein, einschließlich einem optischen Kohärenztomographie-(OCT)-Gerät. Zusätzlich kann ebenfalls ein Ultraschall-Abbildungsgerät verwendet werden. Die Position des Laserbrennpunktes wird derart bewegt, dass er grob an dem Ziel bei der Auflösung des Abbildungsgerätes angeordnet ist. Der Fehler bei der Referenzierung des Laserbrennpunktes auf das Ziel und mögliche nichtlineare optische Wirkungen, wie beispielsweise Selbstfokussierung, die es schwer machen, den Ort des Laserbrennpunktes und anschließende Photodisruptions-Ereignisse genau vorherzusagen. Verschiedene Kalibrierungsverfahren, einschließlich der Verwendung eines Modellsystems oder -softwareprogramms, um ein Fokussieren des Lasers innerhalb eines Materials vorherzusagen, können verwendet werden, um ein grobes Zielen des Lasers innerhalb des abgebildeten Gewebes zu erhalten. Das Abbilden des Ziels kann sowohl vor als auch nach der Photodisruption durchgeführt werden. Die Position der Nebenprodukte der Photodisruption bezüglich des Ziels wird verwendet, um den Brennpunkt des Lasers zu verlagern, um den Laserbrennpunkt und den Photodisruptionsprozess an dem oder bezüglich des Ziels besser anzuordnen. Somit wird das tatsächliche Photodisruptions-Ereignis verwendet, um ein exaktes Zielen zur Platzierung nachfolgender chirurgischer Impulse bereitzustellen.
Eine Photodisruption zum Zielen während des diagnostischen Modus kann bei einem Energieniveau durchgeführt werden, das geringer, höher oder genauso wie dasjenige ist, das für das spätere chirurgische Verfahren im chirurgischen Modus des Systems erforderlich ist. Eine Kalibrierung kann verwendet werden, um die Lokalisierung des photodisruptiven Ereignisses, das im diagnostischen Modus bei einer anderen Energie durchgeführt wird, mit der vorhergesagten Lokalisierung bei der chirurgischen Energie in Beziehung zu setzen, da das optische Impulsenergieniveau den genauen Ort des photodisruptiven Ereignisses beeinflussen kann. Sobald diese anfängliche Lokalisierung und Ausrichtung durchgeführt ist, kann ein Volumen oder Muster von Laserimpulsen (oder ein einzelner Impuls) bezüglich dieser Positionierung abgegeben werden. Zusätzliche Probe-Abbildungen können im Verlauf des Abgebens der zusätzlichen Laserimpulse gemacht werden, um eine richtige Lokalisierung des Lasers sicherzustellen (die Probe-Abbildungen können mit Verwendung von Impulsen geringerer, höherer oder der gleichen Energie erhalten werden). Bei einer Ausführungsform wird ein Ultraschallgerät verwendet, um die Kavitationsblase oder Schockwelle oder ein anderes Nebenprodukt der Photodisruption nachzuweisen. Die Lokalisierung davon kann dann mit einem Abbilden des Ziels, das über Ultraschall oder auf eine andere Art und Weise erhalten wurde, in Beziehung gesetzt werden. Bei einer weiteren Ausführungsform ist das Abbildungsgerät einfach ein Biomikroskop oder eine andere optische Sichtbarmachung des Photodisruptions-Ereignisses durch den Bediener, wie beispielsweise optische Kohärenztomographie. Mit der anfänglichen Beobachtung wird der Laserbrennpunkt zu der gewünschten Zielposition bewegt und danach wird ein Muster oder Volumen von Impulsen bezüglich dieser anfänglichen Position abgegeben.
Als spezielles Beispiel kann ein Lasersystem zur exakten Tiefen-Photodisruption Mittel beinhalten, um Laserimpulse zu erzeugen, die in der Lage sind, eine Photodisruption bei Frequenzen von 100–1000 Millionen Impulsen pro Sekunde zu erzeugen, Mittel, um Laserimpulse unter Verwendung einer Abbildung des Ziels und einer Kalibrierung des Laserbrennpunktes auf diese Abbildung ohne eine chirurgische Wirkung zu erzeugen, grob auf ein Ziel unterhalb einer Oberfläche zu fokussieren, Mittel, um unterhalb einer Oberfläche nachzuweisen oder sichtbar zu machen, um eine Abbildung oder Sichtbarmachung eines Ziels bereitzustellen, wobei der benachbarte Platz oder das Material um das Ziel und die Nebenprodukte von zumindest einem photodisruptiven Ereignis grob in der Nähe des Ziels angeordnet sind, Mittel, um die Position der Nebenprodukte einer Photodisruption zumindest einmal mit denjenigen des Ziels unter der Oberfläche in Beziehung zu setzen und den Brennpunkt des Laserimpulses zu bewegen, um die Nebenprodukte einer Photodisruption an dem Ziel unter der Oberfläche oder an einer entsprechenden Position bezüglich des Ziels zu positionieren, Mittel, um einen anschließenden Zug von zumindest einem zusätzlichen Laserimpuls in Muster bezüglich der Position abzugeben, die durch die vorstehende genaue Zuordnung der Nebenprodukte einer Photodisruption mit denjenigen des Ziels unter der Oberfläche angegeben ist, und Mittel, um die photodisruptiven Ereignisse während der Platzierung des anschließenden Zuges von Impulsen weiter zu überwachen, um die Position der anschließenden Laserimpulse bezüglich des gleichen oder verbesserten abzubildenden Ziels feineinzustellen.
Die vorstehenden Techniken und Systeme können verwendet werden, um Laserimpulse hoher Frequenz auf Ziele unter der Oberfläche mit einer Genauigkeit abzugeben, die für eine durchgängige Impulsplatzierung erforderlich sind, wie bei Schnitt- oder Volumendisruptions-Anwendungen notwendig. Dies kann mit oder ohne die Verwendung einer Bezugsquelle auf der Oberfläche des Ziels erreicht werden und kann eine Bewegung des Ziels im Anschluss an eine Applanation oder während einer Platzierung von Laserimpulsen berücksichtigen.
Obwohl diese Beschreibung viele Details beinhaltet, sollten diese nicht als Einschränkungen des Umfangs jeglicher Erfindung oder dessen, was beansprucht wird, sondern eher als Beschreibungen von Merkmalen, die den bestimmten Ausführungsformen spezifisch sind, gedeutet werden. Bestimmte Merkmale, die in dieser Beschreibung im Zusammenhang mit getrennten Ausführungsformen beschrieben sind, können ebenfalls in Kombination mit einer einzelnen Ausführungsform ausgeführt sein. Umgekehrt können verschiedene Merkmale, die im Zusammenhang mit einer einzelnen Ausführungsform beschrieben sind, ebenfalls bei mehreren Ausführungsformen getrennt oder in jeder geeigneten Unterkombination ausgeführt sein. Außerdem können, obwohl Merkmale vorstehend als in bestimmten Kombinationen wirkend beschrieben und sogar zunächst als solche beansprucht sein können, ein oder mehr Merkmale von einer beanspruchten Kombination in einigen Fällen von der Kombination entnommen werden und die beanspruchte Kombination kann auf eine Unterkombination oder Variation einer Unterkombination ausgerichtet werden.
Zusammenfassung
Techniken, Vorrichtungen und Systeme zur Kataraktchirurgie. Implementierungen der beschriebenen Techniken, Vorrichtungen und Systeme beinhalten ein Verfahren zur Kataraktaugenchirurgie, einschließlich: Bestimmen einer chirurgischen Zielregion in einer Linse von dem Auge und Anwenden von Laserpulsen, um einen Teil der bestimmten Zielregion zu photodisruptieren, bevor ein Einschnitt auf einer Kapsel der Linse innerhalb einer integrierten chirurgischen Prozedur vorgenommen wird. Die Laserpulse können angewendet werden, bevor ein Einschnitt auf einer Hornhaut des Auges vorgenommen wird. In einigen Fällen beinhaltet die Zielregion den Kern der Linse. Die integrierte chirurgische Prozedur beinhaltet Verwende derselben gepulsten Laserquelle für drei Funktionen: zum Photodisruptieren der Zielregion, zum Vornehmen eines Einschnitts auf der Kapsel der Linse und zum Vornehmen eines Einschnitts auf der Hornhaut des Auges.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

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Zitierte Nicht-Patentliteratur

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Claims

Verfahren zur Katarakt-Augenchirurgie, umfassend: Bestimmen einer chirurgischen Zielregion in einer Linse des Auges; und Anwenden von Laserimpulsen, um einen Teil der bestimmten Zielregion zu photodisruptieren, bevor ein Einschnitt auf einer Kapsel der Linse innerhalb einer integrierten chirurgischen Prozedur vorgenommen wird.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Schritt des Anwendens der Laserimpulse durchgeführt wird, bevor ein Einschnitt auf einer Hornhaut des Auges vorgenommen wird.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Zielregion einen Kern der Linse beinhaltet.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die integrierte chirurgische Prozedur umfasst: Verwenden einer gepulsten Laserquelle zum Photodisruptieren der Zielregion; Verwenden derselben Laserquelle zum Vornehmen eines Einschnitts auf der Kapsel der Linse; und Verwenden derselben Laserquelle zum Vornehmen eines Einschnitts auf der Hornhaut des Auges.
Verfahren nach Anspruch 4, wobei die Einschnitte einer von einem Einschnitt auf mehreren Ebenen, einem Ventileinschnitt, einem selbst schließenden Einschnitt, einem Teileinschnitt und einem ganzwandigen Einschnitt sind.
Verfahren nach Anspruch 4, wobei das Vornehmen des Kapseleinschnitts umfasst: Schaffen einer im Wesentlichen geschlossenen Schleife von Blasen, um eine Kapselklappe zu definieren, Beabstanden der Blasen entlang der Schleife, um die Entfernung der Kapselklappe einfach zu machen.
Verfahren nach Anspruch 4, wobei die integrierte chirurgische Prozedur umfasst: Entfernen photodisruptierten Materials durch den Kapseleinschnitt und den Hornhauteinschnitt.
Verfahren nach Anspruch 4, wobei das integrierte chirurgische Verfahren umfasst: Einsetzen einer Intraokularlinse in die Linsenkapsel durch die bestehenden Hornhaut- und Kapseleinschnitte.
Verfahren nach Anspruch 8, wobei die integrierte chirurgische Prozedur umfasst: Aufblähen der Linsenkapsel während des Einsetzens der Intraokularlinse; und Platzieren eines haptischen Teils der Intraokularlinse, um mindestens eines von einer Zentrierung und einer anterior-posterior Positionierung eines optischen Teils der Intraokularlinse zu optimieren.
Verfahren nach Anspruch 8, wobei die integrierte chirurgische Prozedur umfasst: Entleeren der Linsenkapsel nach dem Einsetzen der Intraokularlinse, dadurch Bringen eines vorderen Teils und eines hinteren Teils der Kapsel näher an die Intraokularlinse auf eine kontrollierte Art und Weise, um eine Zentrierung und eine anterior-posterior Positionierung der Intraokularlinse zu optimieren.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Photodisruption umfasst: Bestimmen einer Grenze der Zielregion; Fokussieren der Laserimpulse auf eine hintere Region der Zielregion; und Fokussieren der Laserimpulse auf eine Region vor der hinteren Region der Zielregion.
Verfahren nach Anspruch 1, weiter umfassend: Einsetzen eines Trokars in die Hornhaut- und die Kapseleinschnitte.
Verfahren nach Anspruch 12, wobei: der Trokar eingesetzt wird, um einen im Wesentlichen wasserdichten Kontakt mit mindestens einer der Hornhaut und der Kapsel zu schaffen.
Verfahren nach Anspruch 12, wobei die integrierte chirurgische Prozedur mindest umfasst eines von: Einsetzen chirurgischer Werkzeuge durch den Trokar; Verwalten der Augenflüssigkeiten während einer Periode der Chirurgie durch den Trokar; und Einsetzen der Intraokularlinse in die Kapsel durch den Trokar.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die integrierte chirurgische Prozedur umfasst: Beibehalten einer Form eines Teils des Auges durch Einflößen einer physiologisch geeigneten viskoelastischen Flüssigkeit in ein Volumen des Auges.
Verfahren nach Anspruch 15, wobei das Beibehalten der Form eines Teils des Auges umfasst: Einflößen einer viskoelastischen Flüssigkeit in die Linse im Verhältnis zur Entfernung eines photodisruptiven Kerns durch den Kapseleinschnitt.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die integrierte chirurgische Prozedur weiter umfasst: optisches Zugreifen auf eine periphere Fläche der Linse durch einen Winkelspiegel.
Verfahren zur Durchführung von Kataraktchirurgie, umfassend: Lenken eines Strahls von Laserimpulsen mit einem integrierten chirurgischen Gerät, um einen Teil einer Linse für die Entfernung zu fragmentieren, bevor jedweder physischer Einschnitt auf das Auge vorgenommen wird; Durchführen eines teilweisen oder ganzwandigen Kapseleinschnitts, um auf den fragmentierten Linsenteil mit dem integrierten chirurgischen Gerät zuzugreifen; Entfernen des fragmentierten Linsenteils von dem Auge durch den Einschnitt; und Einsetzen einer Intraokularlinse in das Auge durch den Einschnitt auf eine Position des entfernten fragmentierten Linsenteils.
Verfahren nach Anspruch 18, weiter umfassend: Platzieren entfernbarer Trokare, um einen Hornhauteinschnitt und die Kapseleinschnitte zu durchlaufen, um ein im Wesentlichen wasserdichtes Siegel beizubehalten.
Augenchirurgische Vorrichtung, umfassend: einen gepulsten Mehrzwecklaser, konfiguriert: um auf eine Linse eines Auges gelenkt zu werden, um einen Teil der Linse zu fragmentieren, bevor ein physischer Einschnitt auf das Auge vorgenommen wird; und um einen Hornhauteinschnitt und einen Kapseleinschnitt durchzuführen, um auf den fragmentierten Linsenteil mit dem Mehrzwecklaser zuzugreifen; und ein Aspirationsgerät, konfiguriert um den fragmentierten Linsenteil von dem Auge durch den Hornhauteinschnitt und den Kapseleinschnitt zu entfernen.