-
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
-
-
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.