DE60038303T2 - Hydrations- und topographiemessungen von gewebe für die laserformung - Google Patents

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Description

  • HINTERGRUND DER ERFINDUNG
  • 1. Gebiet der Erfindung
  • Die vorliegende Erfindung betrifft ein System zum Messen von Hydratation von Gewebe und eine Vorrichtung zum Ummodellieren von Hornhautgewebe eines Auges durch Verwenden eines solchen Systems.
  • Messungen der Augenoberflächen sind nützlich zur Diagnose und Korrektur von Sehstörungen. Refraktive Sehstörungen wie Kurzsichtigkeit, Weitsichtigkeit und Astigmatismus können chirurgisch korrigiert werden. Photorefraktive Keratektomie (PRK) und phototherapeutische Keratektomie (PTK) verwenden optische Systeme zur Bereitstellung von Strahlen, um ein Laserenergiemuster in Richtung des Auge eines Patienten zu lenken, um selektiv Hornhaut zu ablatieren und um so die Form der Hornhaut umzuformen und das Sehvermögen zu verbessern. Diese Methoden modellieren im Allgemeinen die Hornhaut, um die optischen Eigenschaften des Auges zu verändern. Eine Messung der Augenoberfläche kann die Genauigkeit des Modellierungsverfahrens verbessern und könnte verwendet werden, um zu überprüfen, ob das Ummodellieren wie beabsichtigt verläuft.
  • Um ein vorgegebenes Laserenergiemuster zu berechnen, sind bekannte augenchirurgische Lasermethoden oft auf die Sehfähigkeit des Patienten angewiesen, um so eine gewünschte Änderung in den optischen Eigenschaften des Auges zu bewirken. Diese Berechnungen nehmen oft an, dass die Hornhaut gleichmäßig ablatiert wird. Das Lasermuster ist oft durch einen Strahl festgelegt, der als Serie von diskreten Laserpulsen ausgebildet ist, und bekannte Algorithmen zur Berechnung von Pulsmustern nehmen oft an, dass jeder Laserenergiepuls Hornhautgewebe gleich tief entfernt, so dass die Größe, die Position und Anzahl der Pulse in der Zielregion des Hornhautgewebes, die Charakteristika des Ummodellierens bestimmen. Solche Methoden funktionieren recht gut, insbesondere für Augen mit „normalen" refraktiven Fehlern wie z. B. Myopie, Hyperopie, Astigmatismus und ähnliches. Arbeiten im Zusammenhang mit der vorliegenden Erfindung haben jedoch nahegelegt, dass die Ablationsstiefe der Pulse nicht immer gleich ist. Die Behandlung von unregelmäßigen Hornhäuten kann außerdem stark von einer genauen Messung der Form der Hornhautoberfläche profitieren. Folglich scheint eine Kombination von refraktiven ummodellierenden Fähigkeiten mit Methoden zum genauen Messen der Augeform recht vielversprechend zu sein.
  • Derzeitige Methoden zum Messen des Auges während eines chirurgischen Eingriffs haben verschiedene Nachteile. Im Allgemeinen messen bekannte Methoden zum Messen der Augenform entweder Licht, das von der Augenoberfläche reflektiert wird, Licht das vom Auge gestreut wird, oder die Fluoreszenz eines Farbstoffes der im Auge appliziert wird. Leider wird die Hornhautoberfläche während des chirurgischen Eingriffs rau. Vom Auge reflektiertes Licht wird ungleichmäßig gestreut, was Messungen mit reflektiertem Licht of schwierig und ungenau macht. Viele Methoden, die eine von der Augenoberfläche Streuung ausgehende Streuung verwenden, haben ebenfalls nur eine beschränkte Genauigkeit, da das Licht nicht gleichmäßig von der rauen Augenoberfläche gestreut wird. Applizieren eines fluoreszierenden Farbstoffes im Auge kann zu einer ungenauen Messung der Oberflächenform führen, da eher die Form des Farbstoffs, der das Auge bedeckt, als das Auge selbst gemessen wird. Das Applizieren eines Farbstoffes auf eine Gewebestruktur des Auges kann einen chirurgischen Eingriff verzögern und verändert allgemein die Hydratation des Auges.
  • Auch eine Hydratation des Auges kann mit bekannten Methoden, insbesondere während eines Abtragungsverfahrens, nur schwer genau gemessen werden. Da sowohl die Tiefe einer Ablation, als auch die Form des entfernten Gewebes mit dem Wassergehalt des Gewebes schwanken können, schließen bekannte augenchirurgische Laserverfahren oft Maßnahmen zur Kontrolle der Feuchtigkeit des Hornhautgewebes vor und/oder nach dem Verfahren mit ein. Trotzdem können sowohl lokal (in unterschiedlichen Bereichen desselben Zielgewebes) als auch zwischen verschiedenen Patienten (in unterschiedlichen Klimata oder ähnlichem) Schwankungen im Feuchtigkeitsgehalt auftreten, was potentiell zu deutlichen Unterschieden zwischen dem beabsichtigten Ummodellieren und der eigentlichen Änderung der Form des Hornhautgewebes führt.
  • In Anbetracht des oben Erwähnten wäre es generell wünschenswert, verbesserte Systeme zur Messung von Gewebeoberflächen und Ablationssysteme und -vorrichtungen bereitzustellen. Es wäre vorteilhaft, wenn die verbesserten Methoden zur Oberflächenmessung für die Integration in bekannte augenchirurgische Lasersysteme geeignet wären, insbesondere wenn diese Methoden diagnostische Informationen vor, und/oder Feedback-Informationen während einem Ummodellierungsverfahren der Hornhaut bereitstellen könnten. Es wäre weiterhin von Vorteil Informationen über die Form und/oder Hydratation der Hornhautoberfläche selbst bereitzustellen, und wenn diese Messungen verwendet werden könnten, für diese Oberfläche des Hornhautgewebes das Laserenergiemuster für die Umformung zu modifizieren. Einige oder alle dieser Aufgaben werden durch die weiter unten beschriebenen Vorrichtungen gelöst.
  • 2. Stand der Technik
  • Verfahren zum Messen der Hornhautoberfläche unter Verwendung eines Films, der die Hornhaut bedeckt, sind in den U.S. Patenten 3169459 ; 4761071 ; 4995716 ; und 5159361 beschrieben. Moiré-Verfahren, die die Spiegelreflexion der Augenoberfläche oder fluoreszierende Farbstoffe verwenden, sind in den U.S. Patenten 4692003 ; 4459027 ; und 5406342 beschrieben. Ein Verfahren zum Messen der Hornhautoberflächen mit einer Vidikonröhre ist im U.S. Patent 4019813 beschrieben.
  • Ein Verfahren zum Messen des Auges während eines augenchirurgischen Lasereingriffs ist in der U.S. Patentanmeldung Nr. 09/083773 ( US6302876 ) mit dem Titel „Systems and Methods for Imaging Corneal Profiles", eingereicht am 22. Mai 1998, beschrieben. Verfahren zum Kombinieren von Hornhauttopographie und augenchirurgischem Lasereingriff sind in den U.S. Patenten 4669466 und 4721379 , mit dem Titel „Method And Apparatus For Analysis And Correction Of Abnormal Refractive Errors Of The Eye" bzw. „Apparatus For Analysis And Correction Of Abnormal Refractiv Errors Of The Eye" beschrieben. Ein beispielhaftes System und Verfahren zur Behandlung von ungleichmäßigen Hornhäuten ist in der U.S. Patentanmeldung Nr. 09/287322 ( US6245059 ) mit dem Titel „Offset Ablation Profiles For Treatment Of Irregular Astigmatism", eingereicht am 7. April 1999, beschrieben.
  • Die Veröffentlichung mit dem Titel „Stromal acidosis effects corneal hydration control" von Stephen R. Cohen et al. beschreibt Untersuchungen zur Kontrolle der Hornhauthydratation, wobei Stresstests durchgeführt wurden, indem Subjekte für 1,5 Stunden mit geschlossenen Augen Kontaktlinsen tragen mussten, um den hypotoxischen Zustand einzustellen, welcher ein Ödem für den notwendigen Stresstest hervorruft. Diese Kontaktlinsen waren vorher für 1–2 Stunden in einer 2%igen Fluoresceinlösung eingeweicht worden, so dass die Linsen als Fluoresceinreservoir dienten. Nachdem die Linsen entfernt wurden, wurde der pH der Hornhaut mit einer lokalen Klimakammer unter Zuhilfenahme einer Schwimmbrille gesenkt und es wurden fluorophotometrische Messungen durchgeführt, indem der Fluoresceinfarbstoff abwechselnd mit Licht zweier Wellenlängen angeregt wurde.
  • Die vorliegende Erfindung stellt ein System gemäß Anspruch 1 bereit.
  • Eine Ausführungsform stellt ein System zum Messen und/oder Ändern der Form einer Gewebeoberfläche, insbesondere während eines chirurgischen Lasereingriffs bereit. Die Erfindung macht sich generell die Fluoreszenz des Gewebes an und unmittelbar unter der Gewebeoberfläche zunutze. Es ist bevorzugt, dass die Anregungsenergie in einer Form vorliegt, die leicht von dem Gewebe innerhalb einer geringen Gewebetiefe von der zu messenden Oberfläche aus absorbiert wird, wodurch die Auflösung jeder beliebigen Oberflächentopographiemessung verbessert wird. In geeigneter Weise kann die Anregungslichtenergie zur Induktion dieser Fluoreszenz von der gleichen Quelle die zur Photodekomposition des Gewebes verwendet wird, bereitgestellt werden. Somit können diese Messverfahren einfach in augenchirurgische Lasersysteme und -verfahren integriert werden, wobei Informationen über die Oberflächenform vor, während und/oder nach einem Ummodellieren der Hornhaut bereitgestellt werden. Die Erfindung kann sich gegebenenfalls die Änderungen im Fluoreszenzspektrum eines Gewebes zunutze machen, die im Zusammenhang mit Änderungen in der Hydratation des Gewebes auftreten. Solche Hydratationsmessungen können verwendet werden, um den Ablationsalgorithmus lokal und oder global innerhalb der Behandlungsregion zu überprüfen, wobei die Genauigkeit des Ablationsenergiemusters durch Kompensieren der Änderungen in den Ablationsraten, die aufgrund von Hydratationsschwankungen auftreten, verbessert werden. Alternierende Hydratationsmessungen können auf Ellipsometrie von dünnen Filmen basieren, wobei, um die Dicke des Flüssigkeitsfilms zu messen, der die Oberfläche des Hornhautgewebes bedeckt, Methoden verwendet werden, die für die Produktion von integrierten Schaltkreisen entwickelt wurden.
  • In Abhängigkeit von der gewünschten Anwendung können für die Anregungslichtenergie verschiede Wellenlängen verwendet werden. Im Allgemeinen werden zum Messen von exponierten Gewebeoberflächen ultraviolette Wellenlängen in einem Bereich von ungefähr 150 bis 400 nm und vorzugsweise von ungefähr 190 bis ungefähr 220 nm bevorzugt. Während Wellenlängen von Fluoreszenzlichtenergie gemessen werden können, wird die gemessene Fluoreszenzlichtenergie des Gewebes ähnlich im Allgemeinen in einem Bereich von 250 bis ungefähr 500 nm liegen, wobei die gemessene Fluoreszenzlichtenergie vorzugsweise in einem Bereich von ungefähr 300 bis 450 nm liegt. Geeignete Quellen für Anregungslichtenergie schließen sichtbare Laser, Ultraviolett- und Infrarot-Laser, Deuteriumlampen, Bogenlampen und ähnliches mit ein. Typischerweise hat die Anregungsenergie eine andere Wellenlänge als die gemessene Fluoreszenzlichtenergie, wodurch leicht verhindert werden kann, dass die Anregungsenergie den Detektor erreicht.
  • Eine Ausführungsform stellt ein System zum Messen einer Oberflächentopographie einer exponierten Oberfläche von Hornhautgewebe bereit. Das System umfasst eine Lichtquelle, die eine Anregungslichtenergie erzeugt, um eine vom Gewebe ausgehende Fluoreszenzlichtenergie zu induzieren. Die Anregungslichtenergie hat eine Wellenlänge in einem Bereich von ungefähr 190 bis 200 nm, wobei ungefähr 50 bis 100% der Anregungslichtenergie innerhalb von 3 μm Gewebetiefe absorbiert werden, so dass für die Oberflächentopographie nicht mehr als 3 μm Auflösung bereitgestellt werden. Ein Projektionssystem projiziert die Anregungslichtenergie als kontrolliertes Bestrahlungsmuster auf das Gewebe. Ein bildgebendes System bildet die von dem Gewebe emittierte Fluoreszenzlichtenergie ab, und ein Detektor mit räumlicher Auflösung misst die Intensität der Fluoreszenzlichtenergie, die von dem Gewebe emittiert wird, in einem Wellenlängenbereich von ungefähr 300 bis 450 nm. Ein Prozessor berechnet die Oberflächentopographie ausgehend von der Intensität des mittels des Detektors gemessenen Fluoreszenzlichts.
  • Unter einem andern Systemaspekt stellt die Erfindung ein Lasersystem zum Modellieren eines Bereichs auf einer exponierten Gewebeoberfläche in eine gewünschte Oberflächentopographie bereit. Das Gewebe hat einen Ablationsschwellenwert, und das System umfasst einen Laser, der einen gepulsten Anregungslichtenergiestrahl erzeugt, mit einer ablativen Wellenlänge, die eine vom dem Gewebe ausgehende Fluoreszenzlichtenergie induziert. Ein optisches Bereitstellungssystem gibt Lichtenergie auf eine kontrollierte Art und Weise in das Auge ab, um die Oberfläche zu modellieren. Ein bildgebendes System bildet die Fluoreszenzlichtenergie ab, und ein Detektor misst die Intensität der abgebildeten Lichtenergie, um die Form des exponierten Gewebes zu bestimmen.
  • Zusätzlich zu den Topographiemessungen und topographiebasierten Laserablationssystemen und -verfahren, stellt die Erfindung auch Vorrichtungen und Systeme für Hydratationsmessungen, und Verfahren um Gewebe, die empfindlich hinsichtlich ihres Wassergehalts sind, sowohl zu messen als auch daran eine Ablation durchzuführen, bereit.
  • Unter einem ersten Hydratationsaspekt stellt die Erfindung ein System zum Messen von Hydratation von Gewebe bereit. Das System umfasst eine Lichtquelle, die Anregungslicht in die Richtung des Gewebes lenkt, so dass das Gewebe Fluoreszenzlicht erzeugt. Ein Fluoreszenzlichtsensor befindet sich im optischen Pfad des Fluoreszenzlichts, das von dem Gewebe ausgeht. Der Sensor erzeugt ein Signal, welches das Fluoreszenzlicht anzeigt. Ein Prozessor ist mit dem Sensor verbunden, wobei der Sensor ein Hydratationssignal generiert, was die Hydratation des Gewebes ausgehend von dem Fluoreszenzlichtsignal anzeigt.
  • In vielen Fällen ist ein Bereitstellungssystem für Ablationsenergie mit dem Prozessor verbunden. Das Bereitstellungssystem lenkt eine Ablationsenergie in Richtung des Gewebes, und der Prozessor variiert die Ablationsenergie als Antwort auf das Hydratationsignal. Das Gewebe umfasst typischerweise Hornhautgewebe eines Auges, und das Bereitstellungssystem kann ein optisches Bereitstellungsystem umfassen, das photoablative Laserenergie in Richtung des Hornhautgewebes strahlen kann, um eine optische Eigenschaft des Auges selektiv zu verändern. Der Prozessor kann eine Vielzahl an Veränderungen in der optischen Eigenschaft des Auges als Antwort auf das Hydratationssignal variieren. Der Prozessor kann beispielsweise als Antwort auf die Gesamtgewebehydratation einen Dioptriewert des Ummodellierungsverfahrens variieren. Alternativ kann der Prozessor die Ablationsform durch das Verändern des Ablationsenergiemusters variieren, so dass lokale Hydratationsunterschiede in der Zielregion des Hornhautgewebes kompensiert werden. In einigen Ausführungsformen kann eine Ausgabevorrichtung, die mit dem Prozessor verbunden ist, einfach eine Anzeige als Antwort auf das Hydratationssignal anzeigen.
  • Im Allgemeinen variiert die Intensität des Fluoreszenzspektrums des Gewebes mit der Hydratation, so dass das Signal die Intensität des Fluoreszenzlichts bei einer ersten Frequenz anzeigt. Der Prozessor normalisiert oft das Signal, indem er eine Fluoreszenzlichtintensität bei einer zweiten Frequenz verwendet. Die zweite Frequenz kann neben einem Kreuzungspunkt einer Vielzahl von Fluoreszenzspektren des Gewebes mit verschiedenen Hydratationsgraden angelegt werden, so dass die Intensität des Fluoreszenzlichtes bei der zweiten Frequenz weniger empfindlich für Hydratation ist als bei der ersten Frequenz. Somit kann der Prozessor die Hydratation als eine Funktion der relativen Intensität der ersten Frequenz relativ to der zweiten Frequenz berechnen.
  • Der Sensor umfasst häufig ein Spektrometer, und bildgebende Optik lenkt das Fluoreszenzlicht häufig entlang des optischen Pfades von dem Gewebe zum Spektrometer. Die bildgebende Optik kann eine Abbildung des Zielbereichs des Gewebes neben der Sensoroberfläche des Spektrometers abbilden.
  • Eine Ausführungsform stellt ein System zur Verwendung in einer Vorrichtung zum Ummodellieren eines Hornhautgewebes eines Auges bereit. Die Vorrichtung emittiert ein Lichtenergiemuster von einem prozessorgesteuerten Laser aus, um die gewünschte Veränderung in einer optischen Eigenschaft des Auges hervorzurufen. Ein Abgleichmodul des Prozessors variiert das Muster als Antwort auf das Hydratationssignal.
  • Typischerweise wird die Hydratation durch das Lenken von Anregungslicht in Richtung des Gewebes, wobei das Gewebe Fluoreszenzlicht erzeugt, erkannt. Die Intensität des Fluoreszenzlichtes wird als eine erste Frequenz relativ zu einer zweiten Frequenz gemessen. Die Hydratation des Gewebes wird unter Verwendung der gemessenen relativen Intensität berechnet. Die Ablationsrate kann ausgehend von der berechneten Hydratation geschätzt werden und der Anpassungsschritt für das Muster variiert als Antwort auf diese geschätzte Ablationsrate. In geeigneter Weise kann das Anregungslicht von der gleichen Quelle, die die ablative Laserenergie bereitstellt, erzeugt werden. Alternativ kann die Hydratation durch das Messen einer Dichte eines flüssigen Films auf der Augenoberfläche mittels Ellipsometrie erkannt werden.
  • Die Erfindung kann in einem Verfahren zum Modellieren von Hornhautgewebe eines Auges verwendet werden, um eine gewünschte Änderung einer optischen Eigenschaft zu erzeugen. Das Verfahren umfasst Erkennen einer Hydratation des Hornhautgewebes und Bestimmen einer gewünschten Änderung der Augenform als Antwort auf die Hydratation und als Antwort auf die gewünschte Änderung der optischen Eigenschaft. Ein Laserenergiemuster wird konzipiert, um es in Richtung des Hornhautgewebes zu lenken, so dass die festgelegte Änderung der Form erzeugt wird.
  • Die gewünschte Änderung der optischen Qualität wird oft bestimmt, wenn das Auge eine erste Hydratation, gegebenenfalls eine durch Umgebungsbedingungen bedingte normale Hydratation hat. Die Änderung der optischen Qualität kann mit verschiedenen augendiagnostischen Standardsystemen bestimmt werden. Wellenfrontsensorsysteme, die im Augenblick entwickelt werden, können ebenfalls zur Bestimmung einer gewünschten Änderung einer optischen Eigenschaft nützlich sein, und es können auch weitere Topographie- und/oder Tomographiesysteme verwendet werden. Ungeachtet dessen, kann die gewünschte Form oder Ablationsform, eher als das einfache Bestimmen der gewünschten Änderung der Augenform ausgehend von solchen Messungen allein, auch teilweise auf der Hydratation des Auges beruhen.
  • Wenn eine Ablation beginnt, kann die Dicke von Hornhautgewebe aufgrund von Hydratationsänderungen um bis zu 50% zunehmen. Eine solche Schwellung des Auges vor und/oder während eines Ablationsverfahrens kann problematisch sein, und die effektive Form des Auges kann sich deutlich von dem gewünschten Ergebnis unterscheiden, nachdem die Hydratation zu einem Normalwert zurückkehrt. Insbesondere können im Auge angewandte therapeutische Wirkstoffe, Inzision des Auges, um das Stromagewebe für ein LASIK-Ablationsverfahren freizulegen, und/oder Standardmethoden zur Vorbereitung und Durchführung einer Modellierung der Hornhaut dazu führen, dass das Hornhautgewebe wie ein Schwamm anschwillt, wodurch sowohl die Hydratation als auch die Dicke von Hornhautgewebe deutlich zunehmen. Um die gewünschte Änderung der optischen Eigenschaften zu bewirken, sollte die Gesamttiefe des aus dem Auge entfernten Hornhautgewebes erhöht werden, um ein solches Schwellen der Hornhautgewebe auszugleichen.
  • In vielen Ausführungsformen kann die Dicke von Hornhautgewebe um 10% bis ungefähr 50% mit der Zunahme der Hydratation zunehmen. Eine erste Entfernungstiefe des Gewebes, welche die gewünschte Wirkung in der optischen Eigenschaft des Auges bewirken würde, wenn das Auge eine erste Hydratation erfährt, (beispielsweise bei einer normalen Hydratation), kann um ungefähr 10% bis 50% erhöht werden, wenn das Auge eine zweite Hydratation erfährt (beispielsweise während Hornhautablationsverfahren). In vielen Ausführungsformen kompensiert die Zunahme der Entfernungstiefe des Gewebes das Schwellen des Gewebes, wobei die prozentuale Zunahme der Tiefe häufig in etwa dem Prozentsatz des Schwellens des Hornhautgewebes entspricht.
  • KURZE BESCHREIBUNG DER FIGUREN
  • 1 zeigt schematisch eine Lasersystem und ein Verfahren zum Modellieren eines Auges in eine gewünschte Form mit einem Laserstrahl.
  • 2 zeigt ein Blockdiagramm eines erfindungsgemäßen Systems.
  • 3 zeigt schematisch eine Ausführungsform der Erfindung, die eine Seitenansichtkamera mit einschließt.
  • 4 zeigt eine Ausführungsform der Erfindung, die einen projizierten Spalt und ein Scheimpflug-Abbildungssystem mit einschließt.
  • 5 zeigt eine Ausführungsform der Erfindung, die eine Triangulationsmethode mit einschließt.
  • 6 zeigt eine Ausführungsform der Erfindung, die ein Moiré-Verfahren mit einschließt.
  • 7 zeigt eine Ausführungsform der Erfindung mit einem integrierten ablativen Laser mit einem Stereoabbildungssystem.
  • 8 zeigt eine Ausführungsform der Erfindung mit einem integrierten scannenden ablativen Laser mit einem Stereoabbildungssystem.
  • 9 zeigt schematisch ein Lasersystem und ein Verfahren zum Modellieren eines Auges in eine gewünschte Form, während die Hydratation des Hornhautgewebes erkannt und kompensiert wird.
  • 10 ist ein Blockdiagramm der Vorrichtung zum Erkennen der Hydratation aus 9.
  • 11 veranschaulicht graphisch ein Verfahren zur Berechnung von Hydratation als eine Funktion relativer Intensitäten ausgewählter Wellenlängen des von einem Gewebe erzeugten Fluoreszenzlichts.
  • 12 ist ein Fließdiagramm, welches schematisch ein Verfahren zum Kompensieren von Hydratation während einem Ablationsverfahren zeigt.
  • 13A und 13B zeigen schematisch ein Verfahren zum Modellieren eines Hornhautgewebes, welches wenigstens teilweise auf Hydratation und/oder Schwellen des Hornhautgewebes beruht.
  • BESCHREIBUNG DER SPEZIFISCHEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
  • Die vorliegende Erfindung betrifft allgemein ein System zum Messen von Hydratation von Gewebe. Die vorliegende Erfindung betrifft weiterhin ein System oder Vorrichtung zum Ummodellieren von Hornhautgewebe, welche ein solches System verwenden.
  • Während einer Ummodellierung von Gewebe kann eine Gewebemessung verwendet werden, um den Prozess der Ummodellierung des Gewebes zu kontrollieren. Beispielsweise modelliert ein chirurgischer Eingriff die Hornhaut eines Auges um, um Sehfehler zu korrigieren und um so Brillen und Kontaktlinsen zu ersetzen. Es ist wünschenswert, die Augenform während des chirurgischen Eingriffs zu messen, um sicherzustellen, dass das Auge in die gewünschte Form gebracht wurde. Es ist ebenfalls wünschenswert, die Hydratation des Auges zu messen, um sicherzustellen, dass das ins Auge gelenkte Laserenergiemuster der eigentlichen Hydratation des Auges angemessen ist.
  • Chirurgische Verfahren, die das Hornhautgewebe des Auges umformen, um Sehfehler zu korrigieren, schließen photorefraktive Keratektomie (PRK), phototherapeutische Keratektomie (PTK), und laserassistierte in-situ-Keratomileusis (LASIK) mit ein. Ein erfindungsgemäßes System ist insbesondere nützlich zur Durchführung einer Hornhautablation während LASIK-, PRK-, und PTK-Verfahren, ist aber auch nützlich zur Entfernung einer Epithelschicht vor einer Stromaablation während solcher Verfahren. Zweckmäßig richtet sich die nachfolgende Diskussion auf eine Stromaablation, aber die Lehren sind auch nützlich zur Entfernung von Epithelgewebe.
  • Während chirurgischer Ummodellierungen mittels Laser wird eine exponierte Oberfläche 6 einer Hornhaut 4 eines Auges 2, wie in 1 gezeigt, verändert. Ein Lasersystem 8 erzeugt einen Laserstrahl 10. Der Laserstrahl 10 ablatiert Gewebe von der exponierten Oberfläche 6 des Auges 2. Eine Oberflächentopographiesystem 12 misst die Form der exponierten Hornhautoberfläche 6 durch Erzeugen einer Fluoreszenzlichtenergie 14 auf der Hornhaut 4.
  • Die funktionellen Elemente, die in dem Oberflächentopographiesystem 12 enthalten sind, sind in 2 allgemein dargestellt. Eine Lichtquelle 16 erzeugt eine Anregungslichtenergie 18, was eine Fluoreszenzlichtenergie im Auge 2 erzeugt. Das System 12 kann einen Filter 15 zum Selektieren einer Anregungslichtenergie mit einer geeigneten Wellenlänge aus einer Lichtenergie, erzeugt von Lichtquelle 16, mit einschließen. Die Lichtquelle 16 ist jede geeignete Lichtquelle, die eine geeignete Lichtenergie erzeugt. Eine geeignete Lichtenergie induziert eine Fluoreszenzlichtenergie, wenn ein Gewebe die Anregungslichtenergie absorbiert und eine Fluoreszenzlichtenergie emittiert. Im Allgemeinen hat die Fluoreszenzlichtenergie eine von der Anregungslichtenergie verschiedene Wellenlänge.
  • Obwohl viele Wellenlängen der Anregungslichtenergie verwendet werden können, ist die Wellenlänge der Anregungslichtenergie bevorzugt ungefähr 150 bis 400 nm, und mehr bevorzugt ungefähr 190 bis 220 nm zum Messen einer exponierten Gewebeoberfläche. Obwohl viele Wellenlängen der Fluoreszenzlichtenergie gemessen werden können, ist die gemessene Fluoreszenzlichtenergie bevorzugt von ungefähr 250 bis 500 nm, und mehr bevorzugt von ungefähr 300 bis 450 nm. Beispiele für geeignete Lichtquellen zur Bereitstellung dieser Anregungsenergie schließen sichtbare Laser, Ultraviolett- und Infrarot-Laser, Deuteriumlampen, Bogenlampen und ähnliches mit ein.
  • Wenn die Oberflächentopographie der exponierten Oberfläche 6 des Auges 2 gemessen wird, erzeugt die Lichtquelle 16 bevorzugt eine Anregungslichtenergie mit Wellenlängen von ungefähr 190 bis 220 nm, welche stark von der Hornhaut 4 absorbiert wird. Der größte Teil der Lichtenergie wir innerhalb einer Gewebetiefe von ungefähr einem μm absorbiert, so dass eine fluoreszierende Gewebeschicht, die Fluoreszenzlichtenergie emittiert, auch auf eine Gewebetiefe von ungefähr einem μm beschränkt ist. Dieses Beschränken der fluoreszierenden Gewebeschicht auf ungefähr einen μm Tiefe erlaubt eine sehr genaue Messung der vorderen Oberflächentopographie der Hornhaut mit einer Auflösung von ungefähr einem μm.
  • Alternativ kann die Anregungslichtenergie von dem Auge schwach absorbiert werden, um ein Eindringen der Lichtenergie in tiefere Gewebestrukturen des Auges wie z. B. die Linse zu ermöglichen. Das tiefere Eindringen der Anregungslichtenergie ermöglicht das Messen der Form einer tieferen Gewebestruktur wie die hintere Oberfläche der Hornhaut und die Oberflächen der kristallinen Linse eines Auges. Als ein Beispiel für eine geeignete Lichtenergie zum Messen einer tieferen Gewebestruktur des Auges ist eine Lichtenergie mit einer Wellenlänge zwischen ungefähr 300 und 400 nm.
  • In einigen Ausführungsformen projiziert eine Projektionssystem 20 die Anregungslichtenergie 18 als kontrolliertes Strahlungsmuster von der Lichtquelle 16 auf das Auge 2. Das bildgebende System 22 bildet das Fluoreszenzlicht 14 ab, das von dem Auge 2 emittiert wurde. Das bildgebende System 22 bildet die Fluoreszenzlichtenergie 14 auf einem Detektor 26 ab. Der Detektor 26 ist empfindlich für die Fluoreszenzlichtenergie 14 und misst die Intensität der Fluoreszenzlichtenergie 14. Der Detektor 26 ist vorzugsweise eine Vidikonröhre, die an ein CCC-Array (Charge Coupled Device) gekoppelt ist, aber es könnte jeder geeignete räumlich aufgelöste Detektor wie z. B. ein CCD-Array oder ein CMOS-Bereichssensor (komplementärer Metall-Oxid-Halbleiter), ein linearer Arraydetektor oder ein photographischer Film sein.
  • Das System 12 kann einen Shutter 28 mit einschließen, der mit einem Pulsen der Lichtquelle 16 synchronisiert ist. Der Shutter 28 öffnet, um die Detektion der Fluoreszenzlichtenergie durch den Detektor 26 zu ermöglichen. Der Shutter 28 ist vorzugsweise ein elektronischer Shutter, kann aber auch ein mechanischer Shutter sein. Das Öffnen von Shutter 46 ist mit einem Pulsen der Lichtquelle 16 synchronisiert, um das Signal-Rausch-Verhältnis der gemessenen Fluoreszenzlichtenergie zu erhöhen. System 12 kann auch einen Filter 24 mit einschließen, um eine Fluoreszenzlichtenergie, die von dem Auge 2 emittiert wird, zu selektieren und Licht anderer Lichtquellen auszuschließen, wie z. B. sichtbares Licht, wie es in in Betrieb befindlichen Mikroskopen verwendet wird.
  • In einigen Ausführungsformen ist ein Prozessor oder Computer 30 an den Detektor 26, die Lichtquelle 16 und den Shutter 28 gekoppelt. Der Computer 30 schließt ein konkretes Medium 32 (tangible medium) mit ein. Der Computer 30 berechnet eine Form des Auges 2 aus der Intensität der Fluoreszenzlichtenergie 14, die von dem Detektor 26 gemessen wird.
  • Eine ablative Energiequelle 36 zur Erzeugung einer ablativen Energie 34 und ein Bereitstellungssystem für ablative Energie 28 können bereitgestellt werden. Geeignete Quellen ablativer Energie schließen Excimer-, Freie-Elektronen- und Festkörper-Laser, die ultraviolettes Licht emittieren und gepulste Infrarot-Laser mit ein. Eine geeignete Energiequelle emittiert Energie, die stark von dem Gewebe absorbiert wird, so dass die meiste Energie innerhalb von ungefähr 1 μm Gewebetiefe absorbiert wird. Ein Beispiel eines geeigneten Excimer-Lasers ist ein Argon-Fluor-Excimer-Laser, der ultraviolettes Licht mit einer Wellenlänge von 193 nm emittiert. Ein Beispiel eines geeigneten Festkörper-Lasers ist ein Laser, der eine ultraviolette Lichtenergie mit einer Wellenlänge von 210 nm produziert, die ausgehend vom fünften Niveau eines Yttrium-Aluminium-Granat-Lasers (YAG), der eine Grundwellenlänge von 1064 nm hat, erzeugt wird. Ein Beispiel eines geeigneten Infrarot-Lasers ist ein Erbium-YAG-laser, der eine Lichtenergie mit einer Wellenlänge von 2,9 Mikron erzeugt. Die folgenden Patente beschreiben geeignete Quellen ablativer Energie: U.S. Patent Nr. 5782822 (von Telfair) und U.S. Patent Nr. 5520679 (von Lin). Die Quelle ablativer Energie 36 und das Bereitstellungssystem ablativer Energie 28 sind mit dem Computer 30 verbunden. Das Bereitstellungssystem ablativer Energie 28 und der Computer 30 kontrollieren die Exposition des Auges 2 gegenüber der ablativen Energie, um das Auge 2 in die gewünschte Form zu modellieren.
  • Einige der in 2 gezeigten Elemente können kombiniert werden. Beispielsweise können im dem Projektionssystem 22 verwendete Elemente in dem bildgebenden System 30 verwendet werden. Ebenso kann die Quelle ablativer Energie 36 als eine Lichtquelle 16 zur Erzeugung einer Anregungslichtenergie 18 dienen, und die ablative Lichtenergie 34 kann als die Anregungslichtenergie 18 dienen. In einigen Ausführungsformen kann das Bereitstellungssystem ablativer Energie 28 einige oder alle Elemente des Projektionssystems 20 umfassen.
  • Eine erfindungsgemäße Ausführungsform ist in 3 gezeigt. Eine Lichtquelle 16 erzeugt eine Anregungslichtenergie 18. Die Anregungslichtenergie 18 wird von dem Hornhautgewebe 4 absorbiert und induziert in dem Gewebe die Emission von Fluoreszenzlichtenergie 14. Das bildgebende System 22 bildet die Fluoreszenzlichtenergie 14 auf einem Detektor 26 ab. Das bildgebende System 22 schließt eine Linse 40 und eine Apertur 42 zur Beschränkung des Durchgangs der Fluoreszenzlichtenergie mit ein, um die Feldtiefe des bildgebenden Systems 22 zu erhöhen. Die Apertur 42 umfasst ein undurchlässiges Material 44. Die Apertur 42 ist bevorzugt in der Brennweite der Linse 40 positioniert, um ein telezentrisches bildgebendes System zu erzeugen. Die Apertur 42 kann jedoch auch an anderen Stellen in der Nähe der Linse 40 positioniert werden. Ein Computer 30 ist mit der Lichtquelle 16, dem Shutter 46 und dem Detektor 26 verbunden. Der Computer 30 berechnet die Form einer exponierten Oberfläche 6 aus der Intensität oder Fluoreszenzlichtenergie 14, welche von dem Detektor 26 gemessen wurde.
  • Eine alternative Ausführungsform, die ein kontrolliertes Strahlungsmuster, umfassend einen projizierten Spalt von Lichtenergie, anwendet, ist in 4 dargestellt. Ein Verfahren zum Messen der Hornhautoberflächen durch das Bestrahlen des Auges mit einem Spalt und Abbilden des Auges auf einer Vidikon-Röhre ist im U.S. Patent 4019813 beschrieben. Die Lichtquelle 16 erzeugt eine Anregungslichtenergie 18. Das Hornhautgewebe 4 absorbiert die Anregungslichtenergie 18, um eine Fluoreszenzlichtenergie 14 zu erzeugen. Das Projektionssystem 20 projiziert die Anregungslichtenergie 18 auf die Hornhaut als kontrolliertes Bestrahlungsmuster 48, umfassend einen Spalt. Die Anregungslichtenergie 18 tritt durch eine als Spalt 52 geformte Apertur aus einem undurchlässigen Material 50. Eine abbildende Linse 54 formt ein Abbild des Lichts, das durch den Spalt 52 in der Nähe des Auges 2 tritt. Eine Feldlinse 56, die neben der Spaltapertur positioniert ist, erhöht die Feldtiefe der Abbildung der Spaltapertur, die in der Nähe des Auges 2 gebildet wird. Ein Spiegel 58 reflektiert die projizierte Lichtenergie auf das Auge 2. Das Auge 2 absorbiert die projizierte Anregungslichtenergie, um eine Fluoreszenzlichtenergie 14 zu erzeugen. Das bildgebende System 22 bildet die von dem Auge 2 emittierte Fluoreszenzlichtenergie 14 auf einem Detektor 26 ab. Das bildgebende System ist ein abbildendes Scheimpflug-System und schließt eine Linse 60 zur Abbildung des Auges 2 auf dem Detektor 26 mit ein. Diese bildgebende Methode ermöglicht es verschiedene Schichten des Auges 2 auf dem Detektor 26 abzubilden.
  • Eine weitere Ausführungsform, die ein kontrolliertes Bestrahlungsmuster verwendet, das ein projiziertes Gitter umfasst, ist in 5 dargestellt. Verfahren zum Messen der Oberflächentopographie einer Hornhaut mittels eines projizierten Gitters sind in den U.S. Patenten 3169459 ; 4761071 ; 4995716 und 5159361 beschrieben. Eine Lichtquelle 16 erzeugt eine Anregungslichtenergie 18. Ein Projektionssystem 20 projiziert ein kontrolliertes Bestrahlungsmuster 48 der Anregungslichtenergie 18 auf das Auge. Das kontrollierte Bestrahlungsmuster umfasst hier ein Gitter 58. Das Gitter 58 umfasst vorzugsweise ein geradliniges Array fokaler Punkte einer Anregungslichtenergie 18. Alternativ kann das Gitter 58 ein kreisförmiges Array fokaler Punkte einer Anregungslichtenergie sein. In anderen Ausführungsformen, kann das Gitter ein geradliniges oder kreisförmiges Array von Linien einer Anregungslichtenergie 18 mit einschließen.
  • Das Bestrahlungsmuster der Anregungslichtenergie wird zu einem Gitter geformt, indem das Anregungslicht durch ein Gitterelement 70 gelenkt wird, umfassend ein Array von kleinen kreisförmigen Aperturen 72, die aus undurchlässigem Material 74 bestehen. Eine abbildende Linse 76 bildet ein Bild des Gitterelementes 70 in der Nähe der Hornhaut 4 ab.
  • Eine Feldlinse 78 ist in der Nähe des Gitterelementes 70 positioniert. Die Feldlinse 78 erhöht die Feldtiefe der Abbildung des Gitterelementes 70, das in der Nähe der Hornhaut 4 gebildet wird. Ein Spiegel 80 reflektiert die projizierte Abbildung des Gitterelementes 70 in Richtung der Hornhaut 4. Die Hornhaut 4 absorbiert die Anregungslichtenergie 18 und emittiert die Fluoreszenzlichtenergie 14. Das bildgebende System 22 bildet die Fluoreszenzlichtenergie auf dem Detektor 26 ab. Das abbildende System 22 umfasst eine abbildende Linse 82.
  • Die Positionen der auf dem Detektor abgebildeten Merkmale des Gitters werden von dem Computer 30 berechnet. Die Oberflächenerhebungen der Merkmale des Gitters, das auf das Auge projiziert wurde, werden berechnet, indem die Fluoreszenzlichtstrahlen für die abgebildeten Merkmale des Gitters mit den Anregungslichtstrahlen für die projizierten Merkmale des Gitters trianguliert werden. Die Topographie der Oberfläche des Auges entspricht der Erhöhung der Merkmale des auf das Auge projizierten Gitters. Alternativ kann die Oberflächenerhöhung der Merkmale des projizierten Gitters durch Stereoabbildungen des Gitters, die aus zwei bildgebenden Systemen und Detektoren stammen, die das projizierte Gitter aus unterschiedlichen Winkeln detektieren, bestimmt werden.
  • Eine weitere Ausführungsform schließt das Verwenden von Gewebefluoreszenz mit ein, um Moiré-Streifenbilder erzeugen, um, wie in 6 veranschaulicht, Oberflächentopographie zu messen. Mit dieser Methode erzeugen überlappende Muster ein Streifenbild. Das Streifenbild wird verwendet, um eine Topographie einer exponierten Oberfläche abzuleiten. Ein kontrolliertes Bestrahlungsmuster, das eine Anregungslichtenergie 18 umfasst, wird auf die Hornhaut 4 des Auges 2 projiziert. Betrachten eines projizierten Lichtmusters durch ein Aperturmuster führt vorzugsweise zu den in 6 veranschaulichten Mustern. Alternativ kann eine überlappendes Paar von Lichtmustern ein Streifenbild erzeugen, wie in U.S. Patent Nr. 5406342 beschrieben.
  • Die überlappenden Muster sind vorzugsweise ein Array aus geraden Linien, können aber auch ein Array kreisförmiger Linien sein oder ein Array kleiner Bereiche wie z. B. quasi-rechteckige Bereiche, die erzeugt werden, indem Lichtenergie durch einen Schirm gelenkt wird. Alternativ können die kleinen überlappenden Bereiche kreisförmige Bereiche sein.
  • Eine Ausführungsform, die ein Lichtmuster anwendet, das mit einem Aperturmuster überlappt, ist in 6 gezeigt. Die Lichtquelle 16 erzeigt eine Anregungslichtenergie 18. Ein Illuminationssystem 20 wirft eine Array gerader Linien 90 von Anregungslichtenergie 18 auf eine exponierte Oberfläche 6 der Hornhaut 4. Das Array aus geraden Linien 90 wird gebildet, indem die Anregungslichtenergie 18 durch ein Array 92 von als Spalten 94 ausgebildeten Aperturen aus undurchlässigem Material 96 gelenkt wird. Eine Linse 98 kollimiert die Anregungslichtenergie 18, die von der Lichtquelle 16 emittiert wird. Die kollimierte Anregungslichtenergie 18 tritt durch die Spalten, um das Array aus geraden Linien 90 auf der Hornhaut 4 zu bilden.
  • Ein bildgebendes System 22 bildet die Fluoreszenzlichtenergie, die von der Hornhaut 4 emittiert wird, auf einem Detektor 26 ab. Das bildgebende System 22 schließt eine abbildende Linse 100 mit ein. Die abbildende Linse 100 bildet eine Abbildung eines Abbildes der Hornhaut 4 auf dem Detektor 26 ab. Ein Array 102 von als Spalten 104 ausgebildeten Apperturen aus undurchlässigen Material 106, wird zwischen den Detektor 26 und der Hornhaut 4 positioniert. Betrachten des Arrays bestehend aus geraden Linien 90 auf der Hornhaut 4 durch das Array 102 erzeugt ein Moiré-Streifenbild auf dem Detektor 26. Ein Durchschnittsfachmann kann eine Oberflächentopographie aus dem Moiré-Streifenbild ableiten.
  • Alternativ kann ein einziges Array aus Aperturen aus einem undurchlässigen Material neben dem Auge positioniert werden, und die Anregungs- und Fluoreszenzlichtenergie, die durch das Array tritt kann ein Moiré-Streifenbild erzeugen. Die folgenden U.S. Patente offenbaren Verfahren zum Messen von Oberflächentopographie mit Moiré-Streifenbildern: U.S. Patente Nr. 4692003 ; 5406342 ; und 4459027 .
  • Eine beispielhafte Ausführungsform einer Vorrichtung, die ein Fluoreszenztopographiesystem mit einem ablativen Lasersystem integriert, ist in 7 veranschaulicht. Das ablative Lasersystem ist vorzugsweise ein Star S2 Excimer-Laser, erhältlich von VISX, Incorporated in Santa Clara, Kalifornien. Eine Quelle ablativer Lichtenergie 110 erzeugt eine ablative Lichtenergie 112. Die Quelle ablativer Lichtenergie ist ein Excimer-Laser, der Lichtenergie von 193 nm erzeugt. Die Anregungslichtenergie 18 ist ebenfalls eine Lichtenergie von 193 nm. Ein Computer 114 umfasst ein konkretes Medium 116. Der Computer 114 kontrolliert das Lasersystem und die Exposition ablativer Energie auf die Oberfläche einer Hornhaut 4 eines Auges 2, um den refraktiven Fehler des Auges 2 zu korrigieren. Das Lasersystem schließt einen räumlichen Integrator 118 zur Erzeugung einer gleichmäßigen Verteilung der Laserstrahlenergie im Auge 2 mit ein. Der räumliche Integrator 118 überlappt mit den verschiedenen Abschnitten des Laserstrahls in der Ebene des Auges 2, um wie im U.S. Patent Nr. 5646791 beschrieben, einen Laserstrahl zu erzeugen.
  • Das System schließt auch ein Strahlenformungsmodul 120 zur Bereichsprofilierung des ablativen Laserstrahls 112 mit ein. Das Strahlenformungsmodul 120 umfasst ein einstellbares Irisdiaphragma 122 zur Kontrolle des Durchmessers des Laserstrahl auf dem Auge und ein Paar Klingen mit einer einstellbaren Breite zwischen den Klingen zur Kontrolle der rechteckigen Breite des Laserstrahls, wie im U.S. Patent Nr. 5713892 beschrieben. Das Lasersystem schließt auch eine bewegliche Linse zum Scannen eines Abbilds des bereichsprofilierten Laserstrahls über das Auge hinweg, wie in der U.S. Patentanmeldung Nr. 08/968380 ( U.S. Patent 6203539 ) beschrieben, mit ein.
  • Um eine Form einer exponierten Oberfläche der Hornhaut 4 zu messen, belichtet ein Gitter 130 aus fokalen Punkten von Anregungslichtenergie eine exponierte Oberfläche 6 einer Hornhaut 4. Die Anregungslichtenergie 18 tritt durch ein Array 132 aus kreisförmigen Aperturen 134 aus einem undurchlässigen Material 136. Die abbildende Linse 126 bildet eine Abbildung des Lichts ab, das durch die kreisförmigen Aperturen in der Nähe der exponierten Oberfläche 6 einer Hornhaut 4 tritt, um das Gitter 130 zu bilden.
  • Ein mechanischer Aktuator 140 kontrolliert die Position des Arrays 132 und wird von einem Computer 114 kontrolliert. Das Array 132 wird durch den mechanischen Aktuator 140 selektiv in den Pfad des Laserstrahls eingesetzt, wenn die Form des Auges 2 gemessen wird. Die Intensität der Quelle ablativer Lichtenergie 110 ist so eingestellt, dass die Energiedichte eines Laserstrahlpulses auf einer exponierten Oberfläche 6 einer Hornhaut 4 unter einem Ablationsschwellenwert liegt.
  • Eine Apertur 142 aus einem undurchlässigen Material 144 wird in den Laserstrahlpfad eingesetzt, um die Feldtiefe der Abbildung des Arrays 132 in der Nähe der Hornhaut 4 erhöhen. Ein Aktuator 146 kontrolliert die Position der Apertur 142 und wird von einem Computer 114 kontrolliert.
  • Ein Paar abbildende Linsen 148 und 152 bilden ein Paar Stereoabbildungen an den Detektoren 150 und 154, wenn die Quelle ablativer Lichtenergie pulst, um eine Anregungslichtenergie zu erzeugen. Die abbildende Linse 148 und der Detektor 150 sind in einer Scheimpflug-Konfiguration angeordnet. Eine Ebene 160, die parallel zu einer vorderen Oberfläche des Auges verläuft, wird als eine Ebene 162 am Detektor 150 abgebildet. Die Ebene 162 steht senkrecht zu der Ebene 160 und einer vorderen Oberfläche des Auges. Die abbildende Linse 152 und der Detektor 154 sind in einer ähnlichen Scheimpflug-Konfiguration angeordnet. Das Gitter 130 wird in der Nähe und ungefähr coplanar zur Ebene 160 projiziert und die vordere Oberfläche 6 der Hornhaut 4 wird in der Nähe der Ebene 160 positioniert. Diese Scheimpflug-Konfiguration minimiert Verzerrungen und Unschärfen der Abbildung des Gitters 130, welches an den Detektoren 150 und 154 gebildet wird und erhöht die Genauigkeit der gemessenen Oberflächenerhöhung.
  • Die Detektoren 150 und 154 umfassen elektronische Shutter, die sich öffnen, wenn die Quelle ablativer Lichtenergie den Laserstrahlpuls erzeugt. Ein Paar optischer Filter 156 und 158 lassen selektiv eine Fluoreszenzlichtenergie 14 durch und blockieren eine Anregungslichtenergie 18 und eine sichtbare Lichtenergie, um das Auge 2 mit einem im Betreib befindlichen Mikroskop zu betrachten. Das gemessene Laserablationsprofil wird mit dem beabsichtigten Laserablationsprofil verglichen. Der Computer 114 berechnet die exponierte Oberflächentopographie aus Stereoabbildungen. Relevante Verfahren sind in den U.S. Patenten Nr. 4669466 und 4665913 beschrieben.
  • Die Topographie der exponierten Oberfläche 6 wird von und nach einer Ablation der exponierten Oberfläche 6 gemessen. Eine Änderung in der gemessenen Topographie der exponierten Oberfläche 6 wird berechnet und ist das gemessene Laserablationsprofil. Es wird ein Unterschied zwischen den beabsichtigten und gemessenen Laserablationsprofilen berechnet, und zusätzliches Gewebe wir ablatiert, um das gemessene Ablationsprofil in das beabsichtigte Laserablationsprofil umzumodellieren.
  • Eine weitere beispielhafte Ausführungsform, die ein Fluoreszenztopographiesystem mit einem scannenden ablativen Lasersystem integriert, ist in 8 veranschaulicht. Eine Quelle ablativer Lichtenergie 170 erzeugt eine ablative Lichtenergie 172. Die Quelle ablativer Energie ist ein frequenzverfünffachter gepulster, YAG-Laser, der Lichtenergie von 213 nm erzeugt. Die Anregungslichtenergie 18 ist ebenfalls 213 nm Lichtenergie. Ein Computer 174 umfasst ein konkretes Medium 176. Der Computer 174 kontrolliert das Lasersystem und die Exposition ablativer Lichtenergie auf eine Oberfläche einer Hornhaut 4 eines Auges 2, um einen refraktiven Fehler eines Auges 2 zu korrigieren. Das System schließt auch eine Apertur 178 aus einem undurchlässigen Material 180 und eine Linse 182 zum Formen und Fokussieren des Laserstrahls auf einer exponierten Oberfläche 6 der Hornhaut 4 mit ein.
  • Das System schließt auch ein Scanningmechanismus 182 zur Ablenkung des Laserstrahls über die exponierte Fläche 6 hinweg mit ein. Der Scanningmechanismus 182 umfasst ein Paar rotierender Spiegel 184 und 186 als Scanningelemente. Alternativ kann der Scanningmechanismus bewegliche Linsen und Prismen als Scanningelemente umfassen.
  • Ein Computer 714 ist elektronisch mit einer Quelle ablativer Energie 170 und einem Scanningmechanismus 182 verbunden. Der Computer 174 kontrolliert die Position und Energie der ablativen Lichtenergiepulse, wodurch das Muster ablativer Energie definiert wird, welches an die exponierte Oberfläche 6 der Hornhaut 4 abgegeben wird. Ein Puls ablativer Lichtenergie 172 entfernt Gewebe und wirkt auch als ein Puls einer Anregungslichtenergie 18, um eine Fluoreszenzlichtenergie 14 in einem Gewebe zu induzieren. Eine Position des gewebenentfernenden Pulses ablativer Lichtenergie wird als Stereoabbildungen der Fluoreszenzlichtenergie, die wie oben beschrieben von dem Gewebe emittiert wird, gemessen. Die Topographie der exponierten Oberfläche wird von einer Abfolge von sequentiellen ablativen Lichtenergiepulsen abgeleitet.
  • Die Abfolge von gewebeentfernenden ablativen Lichtenergiepulsen kann in einem vorgegebenen Muster abgegeben werden, so dass ein Gitter 190 auf der exponierten Oberfläche 6 gebildet wird. Alternativ kann die Energie der ablativen Lichtenergie so eingestellt werden, dass die Abfolge der ablativen Lichtenergiepulse kein Gewebe entfernt und ein Energieniveau unter einem Ablationsschwellenwert der Hornhaut 4 hat. Die Toptographie der exponierten Oberfläche 6 entspricht den Positionen der Pulse ablativer Lichtenergie, die von dem Gitter 190 umfasst werden.
  • Bezug nehmend auf 9, schließt die laserchirurgische Vorrichtung r im Allgemeinen die oben beschriebenen ummodellierenden Komponenten, sowie ein System zur Hydratationsmessung und Kompensation 202 mit ein. Das Hydratationssystem 202 wiederum verwendet die ablative Laserenergie 10, um Fluoreszenz im Hornhautgewebe des Auges 2 zu induzieren und kann auch viele der Komponenten des oben beschriebenen Systems zur Topographiemessung enthalten.
  • Bezug nehmend auf 9 und 10, umfasst das Hydratationsystem 202 im Allgemeinen eine Quelle für Anregungslicht 204, die Laserenergie 10 in Richtung einer Zielregion 206 auf einer exponierten Oberfläche des Auges 2 lenkt. Diese Anregungsenergie regt das Hornhautgewebe zu Fluoreszenz an, und kann gegebenenfalls auch einen Teil des Hornhautgewebes ablatieren.
  • In Allgemeinen schließt das Hydratationssystem 202 einen Sensor mit ein, der ein Signal generiert, der Fluoreszenzlichtenergie 14 aus dem Auge 2, welche durch die Anregungsenergie induziert wurde, anzeigt. Ein Prozessor 208 berechnet die Hydratation des Hornhautgewebes unter Verwendung des Fluoreszenzlichtsignals des Sensors. Insbesondere umfasst der Sensor typischerweise ein Spektrometer 210. Abbildende Optiken, hier umfassend ein abbildendes Linsensystem 212 und ein Faseroptikkabel 214, lenken Fluoreszenzlichtenergie 14 von der Zielregion 206 des Auges 2 zum Spektrometer.
  • Im Allgemeinen misst der Fluoreszenzlichtsensor die Intensität 14 des Fluoreszenzlichtes des Auges 2. Gegebenenfalls kann das bildgebende System 216 die Fluoreszenzlichtenergie zu einer Bulk-Sensor-Anordnung lenken, um die Gesamthydratation des angeregten Gewebes zu bestimmen. Alternativ kann das bildgebende System die fluoreszierende Gewebeoberfläche auf einem räumlich aufgelösten Detektor abbilden, um Schwankungen in der Hydratation im angeregten Gewebe und/oder in der Zielregion zu messen. Somit kann der Computer 208 das Muster ablativer Energie modifizieren, dass von dem Laser 208 in das Auge 2 abgegeben wird, um die Schwankungen in der Ablationsrate augrund der Hydratation des Gewebes entweder lokal oder global zu kompensieren.
  • In einem beispielhaften räumlich aufgelösten Detektionssystem bildet die Linse 212 die Oberfläche des fluoreszierende Gewebes auf eine bildverstärkende Röhre der zweiten Generation ab, welche gesteuert oder mit dem Laserpuls synchronisiert werden kann, und welche mit einem CCD-Array verbunden ist. Der Computer 208 vergleicht die fluoreszierende Energie mit der Laserenergie, und stellt die Laserexposition mittels der gemessenen Fluoreszenz ein. Die räumliche Verteilung der Laserenergie innerhalb des Musters ablativer Energie wird basierend auf der Schwankung der räumlichen Intensität der abgebildeten Fluoreszenz eingestellt.
  • Korneales Stroms, welches mit einem gleichmäßigen 6 mm Laserenergiestrahl ablatiert wird, erzeugt nicht immer ein gleichmäßiges Fluoreszenzmuster. Der zentrale Bereich des ablatierten Stroms fluoresziert stärker, möglicherweise aufgrund seines erhöhten Wassergehaltes. Dieser erhöhte Wassergehalt des zentralen Bereichs einer großflächigen Ablation kann auch zu einer Unterablation dieser zentralen Region, manchmal als „zentrale Inseln" bezeichnet, führen. Somit kann das Fluoreszenzmuster verwendet werden, um die Hydratation (und somit die Unterablation) der zentralen Region einer Ablation zu erkennen und zu kompensieren. Typischerweise wird die geringere Ablationstiefe durch eine Verstärkung der Pulse, die in die zentrale stärker hydratisierte Region gelenkt werden, kompensiert. Solche räumlich aufgelösten Hydratationsmessungen können auch verwendet werden, um die Ablationsform dort zu korrigieren, wo die gemessene Hydratationsverteilung von der Standardhydratationsverteilung der „zentralen Insel" abweicht. Alternativ kann in einer sehr einfachen Anordnung der Computer 208 einfach ein Signal zu einer Anzeige 218 senden, um so anzuzeigen, dass die Hydratationsverteilung oder die Gesamthydratation des Gewebes jenseits eines gewünschten oder akzeptablen Bereichs liegt, gegebenenfalls ohne automatisches Einstellen des Lasersystems. Tatsächlich kann das Display 218 einfach ein Drei-Farben-Lichtsystem umfassen, was beispielsweise eine trockene Hornhaut mit einem roten Licht anzeigt, eine nasse Hornhaut mit einem blauen Licht und eine Hornhaut in einem „normalen" Bereich (für die keine Ablationseinstellung notwendig ist) mit einem grünen Licht. Einige oder alle dieser Fähigkeiten können eingeschlossen werden, wenn ein Spektrometer 210 als Fluoreszenzenergiedetektor verwendet wird.
  • Bezug nehmend auf die 9 und 11, schließt der Computer 208 im Allgemeinen ein Hydratationsmodul 220 zur Berechnung einer lokalen oder globalen Hydratation unter Verwendung von Fluoreszenzlichtintensitätssignalen, die vom Spektrometer 210 bereitgestellt werden, mit ein. Das Hydratationsmodul 220 kann Hardware, Software (im Allgemeinen als konkretes Medium, wie oben beschrieben), Firmware oder jede Kombination davon umfassen. Das Hydratationsmodul 220 verwendet bevorzugt ein vom Spektrometer 210 kommendes Intensitätssignal, was eine Intensität der Fluoreszenzlichtenergie bei einer ersten Frequenz I1 anzeigt. Dieses erste Intensitätssignal wird bevorzugt bei einer Wellenlänge gemessen, die deutlich mit den Änderungen der Hydratation des Gewebes variiert und kann unter Bezugnahme auf 11 nachvollzogen werden. Im Allgemeinen liegt diese hydratationsempfindliche Wellenlänge in einem Bereich von ungefähr 350 bis ungefähr 450 nm, idealerweise von ungefähr 375 nm bis ungefähr 425 nm. Es versteht sich, dass das Signal typischerweise die Intensität eher entlang einer Bandbreite von Wellenlängen misst als an einem einzigen theoretischen Punkt im Spektrum.
  • Das erste Intensitätssignal kann mittels eines zweiten Intensitätssignals, welches bei einer Referenzwellenlänge l2 gemessen wurde, normalisiert werden, wobei die Referenzwellenlänge vorzugsweise eine Intensität hat, die für Schwankungen in der Gewebehydratation im Wesentlichen unempfindlich ist. Solche unempfindlichen Frequenzen werden oft an Kreuzungspunkten entlang des Intensitäts/Spektrum-Graphen für verschiedene Hydratationen gefunden. Geeignete hydratationsunempfindliche Wellenlängen können in einem Bereich von ungefähr 250 bis ungefähr 375 nm gefunden werden, beispielsweise bei ungefähr 350 nm. Die Hydratation kann dann empirisch als eine Funktion der relativen Intensitäten I1 ÷ I2 bestimmt werden. Dies hilft, die Empfindlichkeit für die verschiedenen Umgebungsbedingungen, in denen die Messungen aufgenommen werden, zu vermeiden.
  • In einigen Ausführungsformen kann der Computer eine Hydratation durch eine Korrelation einer gemessenen Wellenform des Auges mit einer Vielzahl von Referenzwellenformen berechnen. Geeignete Referenzwellenformen schließen ein Spektrum eines trockenen Hornhautgewebes und ein Wasserspektrum mit ein. Somit werden eine Vielzahl von Messungen und Berechnungen von der vorliegenden Erfindung umfasst.
  • Bezug nehmend auf 12, kann ein beispielhaftes Verfahren zur Durchführung einer hydratationskompensierten photorefraktiven Ablation unter Verwendung eines vorbestimmten Ablationsmuster begonnen werden, indem in Block 230 eine Standardablationsrate angenommen wird. Die ablative Laserenergie 10 induziert eine Fluoreszenz des Hornhautgewebes und die relative Intensität einer hydratationssensitiven Lichtwellenlänge der Fluoreszenzlichtenergie 14 wird relativ zu der Referenzwellenlänge in Block 232 gemessen. Eine Hydratation des fluoreszierenden Gewebes wird dann von dem Computer 208 aus den relativen Intensitäten in Block 234 gemessen, so dass die Ablationsrate ausgehend von der Gewebehydratation in Block 236 abgeschätzt werden kann (erneut basierend auf empirischen Ablationsdaten). Die geschätzte Ablationsrate kann dann anstatt der Standardablationsrate, die angenommen wurde, als die Ablation begonnen wurde, und der Anpassung der Behandlung, durch Variieren des Musters der Ablationsenergie, die in Richtung des Gewebes gelenkt wurde, um die gewünschte Änderung in den optischen Eigenschaften des Auges 2 zu bewirken. Die Änderung im Behandlungsmuster umfasst oft Änderungen der Größe, Position, und/oder Anzahl der Laserpulse, die in Richtung eines Teils oder der gesamten Behandlungsregion des Auges gelenkt werden. Die Anpassung kann einfach nur ein Variieren einer Dioptriestärke eines Standardablationsmusters umfassen (beispielsweise Programmieren eines Lasers 3,5 Dioptrie anstatt 4 Dioptrie für eine gemessene Hydratation, die geringer ist als eine angenommene Standardhydratation des Hydratationsgewebes, zu ablatieren). Alternativ kann der Algorithmus, der verwendet wurde, um ein Einstrahlungsmuster zu berechnen, so dass eine gewünschte Änderung in der Form der Hornhaut bewirkt wurde, erneut verwendet werden, indem lokal angepasste, geschätzte Ablationsraten verwendet werden, die für eine schwankende Hydratation in der Behandlungsregion geeignet sind.
  • Weitere alternative Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung sind möglich. Beispielsweise könnten eine Photomultiplierröhre und -schaltung verwendet werden, um die Fluoreszenzlichtenergie zu messen und so die Hydratation zu berechnen. Somit könnten viele der oben beschriebenen Komponenten für Topographiemessungen für Hydratationsmessungen verwendet werden und/oder diese Komponenten für Hydratationsmessungen können verwendet werden, um topographische Informationen abzuleiten. Sowohl die topographische Information als auch die Hydratationsinformation können eindeutig als Feedback verwendet werden, um ein Ablationsverfahren zu verändern.
  • Eine Vielzahl von alternativen spezifischen Komponenten können innerhalb des Schutzbereichs der vorliegenden Erfindung verwendet werden. Beispielsweise wurde Ellipsometrie entwickelt und in der Halbleiter- und Optikindustrie verwendet, um die Dicke von dünnen Filmen zu messen. Durch Beobachten und/oder Messen von Licht, dass von einem dünnten transparenten Film reflektiert wird, und insbesondere durch Bestimmen des Elliptizitätsgrads von polarisiertem Licht, kann ein Ellipsometer die Filmdicke global und/oder lokal messen. Solchen Methoden könnten angewandt werden, um die Dicke eines Feuchtigkeitsfilms auf der Oberfläche der Hornhaut zu messen. Abermals kann diese Oberflächenhydratationsinformation verwendet werden, ein Ablationverfahren zu verändern, um das Ummodellieren des Hornhautgewebes zu verbessern. Ellipsometer sind von einer Anzahl von Anbietern für spezialisierte Anwendungen kommerziell erhältlich.
  • Ein Verfahren zur Verwendung der oben beschriebenen Systeme kann ferner unter Bezugnahme auf die 13A und 13B verstanden werden. Zuerst Bezug nehmend auf 13A, können eine Vielzahl von Verfahren verwendet werden, eine gewünschte Änderung im Auge 2 zu messen. Idealerweise kann ein Wellenfrontsensor verwendet werden, um die optischen Eigenschaft des Auges zu messen, um eine Ablation 250 zu definieren, um eine gewünschte Änderung in den optischen Eigenschaften zu bewirken. Alternative Messungen können unter Verwendung einer Vielzahl von Topographie-, Tomographie- und optischen Standardmessungen und/oder diagnostischen Vorrichtungen durchgeführt werden. Die Ablation 250 stellt hier die Gesamtänderung der Form eines Hornhautgewebes 4 (wie z. B. ein Stroms) dar, um die gewünschte Änderung in den optischen Eigenschaften des Auges zu bewirken.
  • Bedauerlicherweise werden die in 13A am Auge 2 durchgeführten optischen Messungen unter Bedingungen durchgeführt, die von denen des Ablationsverfahrens recht verschieden sind. Insbesondere schwillt das Hornhautgewebe 4 als Folge der Standardpräparation für ein Ablationsverfahren und dessen Durchführung oft deutlich an. Eine solche Schwellung kann teilweise aufgrund des Hinzufügens von therapeutischen Wirkstoffen, die im Auge appliziert werden, Inzision des Auges, um eine Klappe eines Hornhautgewebes zu bilden, die verschoben werden kann, um das Stroms für die Ablation freizulegen, und ähnlichem auftreten. Ungeachtet dessen schwillt ein Auge 2 mit einer anfänglichen Hornhautdicke T1 des Hornhautgewebes 4 typischerweise deutlich auf eine erhöhte Hornhautdicke T2 an, wie schematisch in 13B dargestellt.
  • Unabhängig von der Ursache der Augenschwellung (die auch von der Verwendung eines Mikrokeratoms, im Auge applizierten therapeutischen Wirkstoffe, oder ähnlichem herrühren können), kann eine abgeänderte Gesamtablation 252 am Auge angewandt werden, um die gewünschten Änderungen der optischen Eigenschaften zu erreichen. Da der zusätzliche Feuchtigkeitsgehalt des Hornhautgewebes 4 grundsätzlich lokal die Gewebedicke erhöht und während der Ablation Energie absorbiert, führt eine nominell ausreichende Ablation 250 zu einem unterkorrigierten Auge 2, sobald die Schwellung zurückgeht. Beispielsweise soll die Ablation 250 eine -4D Myopie mittels einer 52 μm Ablationstiefe D1 innerhalb eines Ablationsdurchmessers von ungefähr 6 mm korrigieren. Die Ablation 250 kann die gewünschte optische Änderung bereitstellen, wenn das Hornhautgewebe 4 eine ursprüngliche und/oder normale Dicke T1 von ungefähr 500 μm hat. Die eigentliche Änderung der optischen Eigenschaften des Auges kann jedoch unzureichend sein, wenn die Ablation stattfindet, nachdem das Hornhautgewebe 4 auf eine Dicke T2 von ungefähr 750 μm angeschwollen ist.
  • Um die gewünschte Änderung der optischen Eigenschaft trotz der erhöhten Hydratation des Auges 2 bereitzustellen, könnte eine hydratationsangepasste Ablation 252 mit einer Tiefe D2 von ungefähr 78 μm verwendet werden. Die hydratationsangepasste Ablation 252 kann eine Form haben, die der der Ablation 250 ähnelt, mit einer Gesamttiefe, die proportional zur Zunahme der Gewebedicke erhöht wird. Diese Erhöhung der Gewebedicke kann unter Verwendung eines beliebigen der oben beschriebenen Systeme zur Erkennung von Hornhauthydratation erkannt werden. Eine typische normale Hydratation von Hornhautgewebe beträgt ungefähr 80% und die Gewebedicke kann proportional mit der zunehmenden Hydratation zunehmen, so dass die angepasste Ablationstiefe direkt aus den Hydratationsmessungen bestimmt werden kann. Je mehr Langzeit-Ablationsergebnisse zusammen mit assoziierten Hydratationsmessungen, die unter Verwendung dieser Systeme zur Zeit der Ablation, verfügbar sind, kann die Korrelation zwischen verbesserter Ablationstiefe und Hydratation verfeinert werden.
  • Während die beispielhaften Ausführungsformen zum besseren Verständnis und als Beispiel ausführlich beschrieben wurden, sind eine Vielzahl von Anpassungen, Änderungen und Modifikationen für den Fachmann offensichtlich. Der Schutzbereich der vorliegenden Erfindung wird nur von den beigefügten Ansprüchen beschränkt.

Claims (17)

  1. System zum Messen von Hydratation von Gewebe, wobei das System umfasst: eine Lichtquelle (16), um Anregungslicht mit einer ultravioletten Wellenlänge in dem Bereich von ungefähr 150–400 nm in Richtung des Gewebes zu lenken, so dass das Gewebe Fluoreszenzlicht erzeugt; einen Fluoreszenzlichtsensor (26), der in einem optischen Pfad des von dem Gewebe kommenden Fluoreszenzlichts angeordnet ist, um ein Signal zu erzeugen, das von dem Gewebe kommendes Fluoreszenzlicht anzeigt; und einen Prozessor (30), der an den Sensor gekoppelt ist, wobei der Prozessor ein Hydratationssignal erzeugt, das die Hydratation des Gewebes auf der Grundlage des Fluoreszenzlichtsignals, das von dem Gewebe erzeugt wird, anzeigt
  2. System nach Anspruch 1, weiterhin umfassend ein Ausgabegerät, das an den Prozessor (30) gekoppelt ist, wobei das Ausgabegerät als Antwort auf das Hydratationsignal eine Anzeige liefert.
  3. System nach Anspruch 1, wobei der Prozessor (30) aus der Intensität des Fluoreszenzlichts eine Oberflächentopographie berechnet.
  4. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Lichtquelle (16) Anregungslicht mit einer ultravioletten Wellenlänge in dem Bereich von ungefähr 190–220 nm in Richtung des Gewebes lenkt.
  5. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der Fluoreszenzlichtsensor (26) Fluoreszenzlicht mit einer Wellenlänge in dem Bereich von ungefähr 250–500 nm misst.
  6. System nach Anspruch 5, wobei der Fluoreszenzlichtsensor (26) Fluoreszenzlicht mit einer Wellenlänge in dem Bereich von ungefähr 300–450 nm misst.
  7. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, weiterhin umfassend ein Projektionssystem zum Projizieren des Anregungslichts nach einem kontrollierten Bestrahlungsmuster auf Gewebe.
  8. System nach Anspruch 7, wobei das Projektionssystem das Anregungslicht als Gittermuster auf das Gewebe projiziert.
  9. System nach Anspruch 7 oder 8, wobei in dem optischen Pfad eine Apertur zu dem Fluoreszenzlicht bereitgestellt wird, so dass überlappende Muster produziert werden, die ein Streifenbild (fringe pattern) erzeugen, und der Prozessor (30) eine Topographie einer exponierten Oberfläche des Gewebes aus dem Streifenbild ableitet.
  10. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Intensität des von dem Gewebe erzeugten Fluoreszenzlichtspektrums mit der Hydratation variiert und wobei der Fluoreszenzlichtsensor (26) ein Signal liefert, das die Intensität des Fluoreszenzlichts bei einer ersten Frequenz anzeigt.
  11. System nach Anspruch 10, wobei der Prozessor (30) das Sensorsignal (26) normalisiert unter Verwendung der Intensität des Fluoreszenzlichts bei einer zweiten Frequenz.
  12. System nach Anspruch 11, wobei die Intensität des Fluoreszenzlichts bei der zweiten Frequenz weniger empfindlich für Hydratation ist, als die Intensität des Fluoreszenzlichts bei der ersten Frequenz.
  13. System nach Anspruch 1, wobei der Sensor ein Spektrometer umfasst und das System weiterhin eine Abbildungsoptik umfasst, um von dem Gewebe kommendes Fluoreszenzlicht entlang des optischen Pfades zu dem Spektrometer zu lenken, wobei die Abbildungsoptik eine Abbildung des Gewebezielbereichs, der an eine Detektoroberfläche des Spektrometers grenzt, bildet.
  14. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, weiterhin umfassend ein Zufuhrsystem für Ablationsenergie (28), das an den Prozessor (30) gekoppelt ist, wobei das Zufuhrsystem Ablationsenergie in Richtung des Gewebes lenkt und eine Ablationsenergie liefert, die als Antwort auf das Hydratationssignal variiert.
  15. System nach Anspruch 14, wobei das Gewebe Hornhautgewebe eines Auges umfasst und das Zufuhrsystem eine optisches Zufuhrsystem umfasst, das photoablative Laserenergie in Richtung des Hornhautgewebes eines Auges sendet, so dass eine optische Eigenschaft des Auges selektiv verändert wird.
  16. Vorrichtung zum Modellieren des Hornhautgewebes eines Auges, wobei das Gerät umfasst; ein System nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei die Lichtquelle (16) ein Laser ist; und Kontrollmittel zum Lenken eines von dem Laser kommenden Lichtenergiemusters in Richtung eines Auges, um eine Änderung in einer optischen Eigenschaft des Auges zu bewirken; wobei die Vorrichtung weiterhin Einstellungsmittel zum Variieren des vom dem Laser kommenden Lichtenergiemusters als Antwort auf das Hydratationssignal, das von dem System produziert wird, umfasst.
  17. Vorrichtung nach Anspruch 16, wobei das System ein Elipsometer umfasst und ein Signal liefert, das als Antwort auf die Dicke eine Flüssigkeitsfilms variiert, der eine Oberfläche des Hornhautgewebes des Auges bedeckt.
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