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Hintergrund
der Erfindung
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Gebiet der
Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung betrifft die Messung der optischen Aberration
und Korrektur und insbesondere ein System, mit dem eine empirische
Optimierung einer objektiven Messung und eine Korrektur eines optischen
Systems, wie beispielsweise des menschlichen Auges, erreicht werden
kann.
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Beschreibung
des Stands der Technik
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Mit
optischen Systemen mit einem realen Bildfokus kann kollimiertes
Licht empfangen werden und auf einen Punkt fokussiert werden. Derartige
optische Systeme werden in der Natur z. B. beim menschlichen und
tierischen Auge angetroffen, oder können künstlich hergestellt sein, wie
z. B. Laborsysteme, Leitsysteme und dergleichen. In beiden Fällen können Aberrationen
des optischen Systems die Leistungsfähigkeit des Systems beeinflussen.
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Ein
perfektes bzw. ideales menschliches Auge reflektiert einen auftreffenden
Lichtstrahl von der Retina diffus durch die Optik des Auges, die
eine Linse und eine Hornhaut umfaßt. Bei einem derartigen idealen
Auge tritt in einem entspannten Zustand, d. h. in dem keine Akkommodation
zur Herstellung eines Nahfeldfokus erfolgt, reflektiertes Licht
aus dem Auge als eine Folge ebener Wellen aus. Jedoch weist ein
reales Auge typischerweise Aberrationen auf, die eine Deformation
oder Verzerrung reflektierter aus dem Auge austretender Lichtwellen
bewirken. Von einem eine Aberration aufweisenden Auge wird ein auftreffender
Lichtstrahl von der Retina durch die Linse und Hornhaut des Auges
diffus als eine Folge verzerrter Wellenfronten reflektiert.
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Im
Stand der Technik ist bekannt, eine Laserkorrektur für Fokussierungsdefizienzen
mit einer photorefraktiven Keratektomie (PRK), mit der die Krümmung der
Hornhaut modifiziert wird, und eine LASIK-Operation durchzuführen. Bei
derartigen Verfahren wird typischerweise ein 193-nm-Excimer-Laser
verwendet, um Gewebe der Hornhaut abzutragen. Von Munnerlyn et al.
(J. Cataract Refract. Surg. 14 (1), S. 46–52, 1988) wurden Gleichungen
zur Bestimmung eines spezifischen Gewebevolumens, das zur Erzielung
einer gewünschten
refraktiven Korrektur entfernt werden muß, angegeben. Frey (US-Patent-Nr.
5,849,006) lehrt ein Verfahren einer Verwendung eines Lasers mit
kleinem Spot zur Entfernung eines gewünschten Gewebevolumens, um
eine gewünschte
refraktive Korrektur zu bewirken.
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In
der WO-A-99/27334 (Autonomous Technologies Corporation) wird ein
System und Verfahren zur objektiven Messung und Korrektur eines
fokussierenden optischen Systems, wie beispielsweise eines Auges,
beschrieben, das eine im Weg des Strahls angeordnete Optik umfaßt, die
den Strahl durch das Auge richtet und den Strahl an der Retina fokussiert.
Der Strahl wird diffus als eine Wellenfront zurückreflektiert und im Weg des
Strahls ist ein Wellenfrontanalysator angeordnet. Mit einem Prozessor werden
dann die Verzerrungen als eine Abschätzung der Aberrationen des
Auges berechnet, für
die eine vorgeschriebene optische Korrektur durchgeführt werden
kann.
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Abriß der Erfindung
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Es
ist eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein System zur Optimierung
einer Ablationskorrektur einer menschlichen Hornhaut bereitzustellen.
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Es
ist eine weitere Aufgabe, ein System bereitzustellen, mit dem der
Anisotropie der Hornhaut Rechnung getragen werden kann.
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Es
ist eine weitere Aufgabe, ein System bereitzustellen, das eine radial-abhängige Abschwächung der
Ablationsleistung umfaßt.
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Es
ist eine zusätzliche
Aufgabe, ein System bereitzustellen, bei dem eine mathematische
Beschreibung verwendet wird, die leicht an einen Ablationsalgorithmus
angepaßt
werden kann.
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Diese
und weitere Aufgaben werden durch die vorliegende Erfindung, umfassend
ein optisches Korrektursystem zur Korrektur visueller Defekte des Auges
gemäß Anspruch
1, gelöst.
Das System umfaßt
einen auf eine von einem Auge ausgehende Wellenfront reagierenden
Wellenfrontanalysator zur Bestimmung eines optischen Wegunterschieds
zwischen einer Referenzwelle und der Wellenfront. Das System umfaßt des weiteren
einen Umwandler zur Bereitstellung einer optischen Korrektur basierend auf
der Wegdifferenz und auf einer radial abhängigen Ablationseffizienz.
Bei der Effizienzkorrektur wird ein Kompensationspolynom der Form
A + Bρ +
(ρ2 + Dρ3 + ... + Xρn verwendet,
wobei ρ ein
normierter Radius ist, der für
die optische Zone spezifisch ist und von einem zentralen Abschnitt
der Hornhaut gemessen wird, und der einen Wert von 1 am Rand der
optischen Korrekturzone erreicht.
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Ein
Laserstrahl mit einer ausreichenden Leistung zum Abtragen von Material
der Hornhaut wird auf die Hornhaut gerichtet. Die optische Korrektur
wird durch die Entfernung einer gewählten Menge des Materials der
Hornhaut erreicht, womit eine gewünschte Änderung der Form der Hornhaut,
basierend auf der optischen Korrektur, erzeugt wird.
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Die
die Erfindung charakterisierenden Eigenschaften, die sich sowohl
auf den Aufbau als auch auf das Betriebsverfahren beziehen, werden
zusammen mit weiteren Gegenständen
und Vorteilen derselben aus der folgenden Beschreibung besser verständlich, die
in Verbindung mit den begleitenden Zeichnungen zu betrachten ist.
Man beachte ausdrücklich,
daß die Zeichnungen
lediglich zum Zweck der Veranschaulichung und Beschreibung angegeben
sind und keine Festlegung der Grenzen der Erfindung darstellen sollen.
Diese und weitere gelöste
Aufgaben und die durch die vorliegende Erfindung erreichten Vorteile werden
durch das Studium der folgenden Beschreibung, die in Verbindung
mit den begleitenden Zeichnungen zu lesen ist, umfassender verständlich.
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Kurzbeschreibung
der Zeichnungen
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1 ist
ein schematisches Diagramm eines Systems zur Bestimmung von okularen
Aberrationen.
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2 ist
eine die gewünschten
und erreichten Ablationstiefen in Abhängigkeit von der radialen Position
darstellende Graphik für
ein kurzsichtiges (myopisches) Auge.
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3 ist
eine die gewünschten
und erreichten Ablationstiefen in Abhängigkeit von der radialen Position
darstellende Graphik für
ein weitsichtiges (hyperopisches) Auge.
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4A und 4B sind
die Ablationseffizienzfunktion der vorliegenden Erfindung darstellende Graphiken:
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4A gibt
1–0,3r2 wieder, wobei rmax =
3,25 mm; 4B gibt 0,95 – 0,3r2 – 0,25r3 + 0,3r4 wieder.
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5 ist
ein schematisches Diagramm eines Systems zur Abgabe eines Ablationslaserstrahls
an ein Auge.
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Detaillierte
Beschreibung der bevorzugen Ausführungsformen
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Eine
Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen der vorliegenden
Erfindung wird im folgenden mit Bezugnahme auf 1–5 angegeben.
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Das
System zur Korrektur visueller Defekte eines Auges umfaßt einen
Wellenfrontanalysator, wobei es sich dabei gemäß einer bevorzugten Ausführungsform
um ein System 10 (1) handelt,
das dem im US-Patent 6 271 915 beschriebenen ähnlich ist. Das Gerät 10 umfaßt einen
Laser 12 zur Erzeugung optischer Strahlung, die zur Herstellung
eines Laserstrahls 14 mit kleinem Durchmesser verwendet wird.
Der Laser 12 erzeugt einen kollimierten Laserlichtstrahl
(der im Fall des Strahls 14 durch gestrichelte Linien 14 dargestellt
ist) mit einer Wellenlänge und
Leistung, die für
das Auge keine Gefahr darstellen. Für ophtalmische Anwendungen
umfassen zweckmäßige Wellenlängen das
gesamte sichtbare Spektrum und das Nah-Infrarot-Spektrum. Beispielsweise
liegen zweckmäßige Wellenlängen in
einem Bereich von ungefähr
400–1000nm,
einschließlich der
zweckmäßigen Wellenlängen 550
nm, 650 nm und 850 nm. Während
im allgemeinen ein Betrieb im sichtbaren Spektrum erwünscht ist,
da es sich dabei um die Bedingungen handelt, unter welchen das Auge
arbeitet, kann das Nah-Infrarot-Spektrum
bei bestimmten Anwendungen Vorteile bieten. Beispielsweise ist das
Auge des Patienten möglicherweise entspannter,
wenn der Patient nicht weiß,
daß die Messung
stattfindet. Unabhängig
von der Wellenlänge
der optischen Strahlung sollte bei ophtalmischen Anwendungen die
Leistung auf für
das Auge gefahrlose Pegel beschränkt
sein. Für
die Laserstrahlung geeignete für
das Auge gefahrlose Belichtungspegel sind im US Federal Perfomance
Standard for Laser Products zu finden. Falls die Analyse für ein anderes optisches
System als das Auge ausgeführt
werden soll, sollte der Wellenlängenbereich
für die
Untersuchung logischerweise den beabsichtigten Betriebsbereich des
Systems umfassen.
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Zur
Auswahl eines kollimierten Laserlichtstrahlkerns 14 mit
kleinem Durchmesser wird ein Iris-Diaphragma 16 verwendet,
um den gesamten Laserlichtstrahl 14 mit Ausnahme des Laserstrahls 18 mit
der für
den Gebrauch gewünschten
Größe abzublocken.
Für die
Zwecke der vorliegenden Erfindung umfaßt der Laserstrahl 18 einen
Durchmesser im Bereich von ungefähr
0,5–4,5
mm, wobei beispielsweise 1–3
mm typisch wären.
Bei einem stark aberrierten Auge wird ein Strahl mit einem geringeren Durchmesser
verwendet, während
ein Auge mit lediglich geringen Aberrationen mit einem Strahl größeren Durchmessers
untersucht werden kann. Abhängig
von der Ausgangsdivergenz des Lasers 12 kann eine Linse
im Strahlweg positioniert werden, um die Kollimation des Strahls
zu optimieren.
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Bei
dem hier beispielhaft beschriebenen Laserstrahl 18 handelt
es sich um einen polarisierten Strahl, der durch einen Polarisations-empfindlichen Strahlteiler 20 geführt wird,
um ihn zu einer fokussierenden optischen Anordnung 22 zu
leiten, die den Laserstrahl 18 durch die Optik des Auges 120 (z.
B. die Hornhaut 126, die Pupille 125 und die Linse 124)
auf die Retina 122 fokussiert. Man beachte, daß im Falle eines
Patienten, der sich einer Katarakt-Operation unterzogen hat, die
Linse 124 gegebenenfalls nicht vorhanden ist. Jedoch hat
dies keinen Einfluß auf
die vorliegende Erfindung.
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Die
optische Anordnung 22 bildet den Laserstrahl 18 als
einen kleinen Lichtpunkt an oder in der Nähe der Fovea Centralis 123 des
Auges ab, wo das Sehvermögen
des Auges am schärfsten
ist. Man beachte, daß der
kleine Lichtpunkt von einem anderen Teil der Retina 122 zurückreflektiert
werden könnte, um
Aberrationen bezüglich
eines anderen Aspekts des Sehvermögens einer Person zu bestimmen.
Beispielsweise könnten
Aberrationen speziell in Bezug auf das periphere Sehvermögen einer
Person festgestellt werden, falls der Lichtpunkt von dem die Fovea Centralis 123 umgebenden
Bereich der Retina 122 zurückreflektiert würde. In
allen Fällen
kann der Lichtpunkt eine solche Größe aufweisen, daß ein nahezu Beugungsbegrenztes
Bild der Retina 122 gebildet wird. Somit übersteigt
der durch den Laserstrahl 18 an der Fovea Centralis 123 erzeugte
Lichtpunkt ungefähr
100 μm im
Durchmesser nicht und liegt typischerweise in der Größenordnung
von 10 μm.
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Die
diffuse Reflektion des Laserstrahls 18 von der Retina 122 zurück wird
durch durchgezogene Linien dargestellt, die die durch das Auge 120 zurücklaufende
Strahlung kennzeichnen. Die Wellenfront 34 trifft auf die
optische Anordnung 22 auf und breitet sich durch diese
aus und trifft auf den Polarisations-sensitiven Strahlteiler 20.
Die Wellenfront 24 ist aufgrund der Reflektion und Brechung
relativ zum Laserstrahl 18 depolarisiert, wenn die Wellenfront 34 von
der Retina 122 ausgeht. Dementsprechend wird die Wellenfront 24 am
Polarisations-sensitiven Strahlteiler 20 gedreht
und auf einen Wellenfrontanalysator 26, wie beispielsweise
einen Hartmann-Shack(H-S)-Wellenfrontanalysator, gerichtet. Im allgemeinen
mißt der
Wellenfrontanalysator 26 die Neigung der Wellenfront 24,
d. h. die partiellen Ableitungen in Abhängigkeit von X und Y bei einer
Anzahl von (X, Y) Transversalkoordinaten. Diese Information über die
partiellen Ableitungen wird dann dazu verwendet, die ursprüngliche
Wellenfront durch einen mathematischen Ausdruck, wie beispielsweise
eine gewichtete Reihe von Zernike-Polynomen, zu rekonstruieren oder
anzunähern.
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Die
Polarisationszustände
des einfallenden Laserstrahls 18 und der Strahlteiler 20 minimieren
die Menge der den Sensorabschnitt des Wellenfrontanalysators 26 erreichenden
Streulaserstrahlung. In einigen Situationen kann die Streustrahlung
verglichen zu der vom gewünschten
Ziel (z. B. der Retina 122) zurückkommenden Strahlung relativ
gering sein, so daß die
Polarisationsanforderungen nicht notwendig sind.
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Die
vorliegende Erfindung kann in weitem Umfang an Sehdefekte angepaßt werden
und mit ihr kann, betreffend die Messung von okularen Aberrationen,
als solches ein neuer Level bezüglich
des dynamischen Bereichs erreicht werden. Die Verbesserung des dynamischen
Bereichs wird mit der optischen Anordnung 22 und/oder einem
Wellenfrontsensorabschnitt des Wellenfrontanalysators 26 erreicht.
Die optische Anordnung 22 umfaßt eine erste Linse 220,
einen flachen Spiegel 221, einen Porro-Spiegel 222 und
eine zweite Linse 224, die alle längs des Weges eines Laserstrahls 18 und
der Wellenfront 24 angeordnet sind. Die erste 220 und
die zweite Linse 242 sind identische an festen Positionen gehaltene
Linsen. Der Porro-Spiegel 222 kann linear bewegt werden,
wie durch den Pfeil 223 gekennzeichnet ist, um die optische
Weglänge
zwischen den Linsen 220 und 224 zu ändern. Man
beachte jedoch, daß die
vorliegende Erfindung nicht auf die spezielle Anordnung des flachen
Spiegels 221 und des Porro-Spiegels 222 beschränkt ist
und daß andere
optische Anordnungen verwendet werden können ohne von der Lehre und
den Vorteilen der vorliegenden Erfindung abzuweichen.
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Eine „Nullposition" des Porro-Spiegels
wird durch Ersetzen des Auges 120 durch eine Kalibrierungsquelle
mit kollimiertem Licht festgelegt, um über eine Referenzwellenfront,
wie beispielsweise eine perfekte ebene Welle 110 zu verfügen. Eine
derartige Quelle könnte
durch einen mit einem Strahlteleskop auf einen Durchmesser aufgeweiteten
Laserstrahl, mit dem die Bildebene des Wellenfrontanalysators 26 abgedeckt
wird, realisiert sein und bei einer Einstellung des Porro-Spiegels 222,
bei der Wellenfrontanalysator das Licht als kollimiert wahrnimmt.
Man beachte, daß die
durch den Porro-Spiegel 222 verursachten Änderungen
der optischen Weglänge
in Dioptrien kalibriert sein können,
so daß eine
näherungsweise
sphärische
Dioptrienkorrektur bereitgestellt werden kann.
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Um
die Wirksamkeit einer Behandlung mit einem bestimmten Strahlprofil
zur Bewirkung einer gewünschten Änderung
der Brechung empirisch zu bestimmen, wurden Daten über die
in vivo Ablation der menschlichen Hornhaut mit bekannten Ablationsprofilen
und bekannten Laserstrahlfluenzprofilen gesammelt. Die Präzision und
der Mangel an Subjektivität der
oben erläuterten
Wellenfrontmessungen wurden zur Bestimmung der optischen Ergebnisse
und somit der effektiven Behandlungseffizienz bestimmter Ablationsprofile
verwendet. Abweichungen von der erwarteten Änderung des Aberrationsgehaltes
können relativen
Unterschieden der Ablationseffizienz über die Oberfläche der
Hornhaut zugerechnet werden.
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Aus
klinischen Daten wurde unter Verwendung von nominalen Ablationsprofilen
sowohl für Kurzsicht
als auch Weitsicht eine einzige verallgemeinerte Ablationseffektivitätsfunktion
abgeleitet. Die Daten wurden aus nominalen Ablationsprofilen gesammelt,
die unter Verwendung eines Abtastpunktes eines engen Strahls eines
Excimer-Lasers erhalten wurden, wie z. B. dem in den US-Patetntschrifen 5,849,006
und 5,632,742 offenbarten.
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Die
radialsymmetrische Abschwächungsfunktion
gemäß der vorliegenden
Erfindung wurde durch die Analyse von Grafiken der beabsichtigten und
erhaltenen Ablationstiefe gegenüber
der normierten radialen Hornhautposition für das kurzsichtige (2)
und das weitsichtige (3) Auge bestimmt. In allgemeiner
Form umfaßt
die Ablationseffizienzfunktion die Polynomform A + Bρ + Cρ2 +
Dρ3 + ... + Xρn, wie
oben beschrieben wurde. Bei einer speziellen Ausführungsform
weist die Funktion die Form A + Bρ +
Cρ2 + Dρ3 + Eρ4 auf, wobei beispielhafte Koeffizienten
A ≈ 0,95,
B ≈ 0, C ≈ –0,3, D
= –0,25,
und E = 0,3 für
einen Radius von 3,25 mm für
die optische Zone sind. Die Ablationseffizienzfunktion umfaßt jede beliebige
radiale Abhängigkeit
der tatsächlichen
Ablationsrate, d. h. beispielsweise pro Puls entferntes Gewebe in
Mikrometern. Jedoch integriert sie auch beliebige biomechanische
Effekte oder intrinsische Änderungen
der optischen Eigenschaften der Hornhaut, die das optische Ergebnis
in einer Radial-abhängigen
Weise beeinflussen können.
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Die
Abschwächungs-
oder Effizienzfunktion wird dann dazu verwendet, das Behandlungsprofil durch
Einbeziehen der gewünschten Änderung
der Tiefe der Hornhaut (das nominale Ablationsprofil) und Teilen
desselben durch die Abschwächungsfunktion
zu ändern.
Daraus ergibt sich ein neues Profil, das, wenn es abgetragen wird,
zur gewünschten Änderung
führt.
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Bei
einer bestimmten Ausführungsform
wird die Abschwächung
durch Berechnen der Zernike-Beschreibung des Ablationsprinzips und
Teilen des Zernike-Polynoms durch das Abschwächungsprofil erhalten, das
in das Laserstrahl-Versorgungssystem eingegeben wird: Pinput (ρ, θ) = Psoll(ρ, θ)/(A + Bρ + Cρ2 +
Dρ3 + ... + Xρn)
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In
einer einfachen Graphik dieser Funktion, d. h. 1 – 0,3r2, wobei rmax = 3,25
mm (4A), variiert die radial abhängige Ablationseffizienz zwischen
einem Wert von ungefähr
1 in der Nähe
eines zentralen Ortes, an dem r ≈ 0
auf der Oberfläche
der Hornhaut, und einem Wert von ungefähr 0,7 in einer Entfernung vom
zentralen Ort, bei der r ≈ 3,25
mm ist.
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Eine
detailliertere Version der Abschwächungsfunktion mit einer komplexeren
Form, d. h. 0,95 – 0,3r2 – 0,25r3 + 0,3r4, ist in 4B gezeigt.
Die bei einem bestimmten Laserbehandlungssystem verwendete spezielle
Funktion kann von speziellen Eigenschaften dieser Vorrichtung, wie
beispielsweise der Strahlleistung etc. abhängen. Daher können die Koeffizienten
im Polynom der Abschwächungsfunktion
so angepaßt
werden, daß die
Ergebnisse für
bestimmte Behandlungsbedingungen optimiert werden.
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Vorzugsweise
basiert die optische Korrektur des weiteren auf den Brechungsindizes
der Medien, welche die Wellenfront durchquert. Bei einer speziellen
Ausführungsform
liefert der Umwandler die Wegdifferenz unter Verwendung einer Zernike-Rekonstruktion
der Wellenfront und die Wegdifferenz wird durch eine Differenz zwischen
dem Brechungsindex des Materials der Hornhaut und dem Brechungsindex
der Luft geteilt. Die optische Korrektur stellt eine vorgeschriebene Änderung
der Krümmung
der Oberfläche
der Hornhaut des Auges dar und die durch Neuformen der Krümmung der
Oberfläche
der Hornhaut des Auges erhaltene optische Korrektur basiert auf
der vorgeschriebenen Änderung
ohne die resultierende Topographie der Gesamtoberfläche der Hornhaut
zu berücksichtigen.
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Ein
beispielhaftes Laserstrahlversorgungssystem 5 (5),
das ein Laserstrahlversorgungs- und
ein Augenverfolgungssystem umfassen kann, kann beispielsweise das
im US-Patent 5,980,513 offenbarte umfassen. Der Laserstrahlversorgungsabschnitt
des Systems 5 umfaßt
eine Behandlungslaserquelle 500, eine Projektionsoptik 510,
eine X-Y-Translationspiegeloptik 520,
einen Strahltranslationskontroller 530, einen dichroitischen
Strahlteiler 200 und eine Spiegeloptik 300 zur
Einstellung des Strahlwinkels. Die Laserpulse werden als Einzelschüsse über den
abzutragenden oder zu erodierenden Bereich vorzugsweise in einer
verteilten Folge verteilt, so daß die gewünschte Form des Ziels bzw. der
Hornhaut erhalten wird. Vorzugsweise wird der gepulste Laserstrahl
so verschoben, daß die
Einzelschüsse
auf eine Mehrzahl räumlich
versetzter Positionen auf der Oberfläche der Hornhaut gerichtet
werden, um eine Mehrzahl von räumlich
verteilten Ablationspunkten zu bilden. Jeder dieser Punkte kann
einen vorbestimmten Durchmesser, wie beispielsweise 2,5 oder 1,0
mm und eine Intensitätsverteilung,
die beispielsweise durch ein Gaussches oder ein im allgemeinen flaches
Verteilungsprofil über
dem Punkt definiert ist, umfassen.
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Beim
Betrieb des Strahlversorgungsabschnitts des Systems 5 erzeugt
die Laserquelle 500 einen Laserstrahl 502, der
auf die Projektionsoptik 510 einfällt. Die Projektionsoptik 510 stellt
den Durchmesser und die fokale Länge
des Strahls 502 abhängig
von den Erfordernissen der speziellen durchgeführten Prozedur ein.
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Der
Strahl 502 trifft nach dem Austritt aus der Projektionsoptik 510 auf
die X-Y-Translationsspiegeloptik 520 auf,
in der der Strahl 502 unabhängig längs jeder der beiden orthogonalen
Translationsachsen gemäß der Steuerung
durch den Strahltranslationscontroller 530 versetzt oder
verschoben wird. Bei dem Controller 530 handelt es sich
typischerweise um einen Prozessor, der mit einem vorbestimmten Satz
zweidimensionaler Translationen oder Verschiebungen des Strahls 502 abhängig von
der speziellen durchgeführten
ophthalmischen Prozedur programmiert ist. Jede der X- und Y-Translationsachsen
wird durch einen Translationsspiegel unabhängig gesteuert.
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Der
Augenverfolgungsabschnitt des Systems 5 umfaßt einen
Augenbewegungssensor 100, einen dichroitischen Strahlteiler 200 und
eine Spiegeloptik 300 zur Einstellung des Strahlwinkels.
Der Sensor 100 bestimmt den Umfang der Augenbewegung und
dieser Betrag wird dazu verwendet, die Spiegel 310 und 320 für eine der
Augenbewegung entsprechende Verfolgung einzustellen. Um dies zu erreichen, überträgt der Sensor 100 zuerst
die Lichtleistung 101-T, die für eine Übertragung durch den dichroitischen
Strahlteiler 200 ausgewählt
wurde. Zum selben Zeitpunkt trifft der Strahl 502 auf den
dichroitischen Strahlteiler 200 auf, nachdem er einer Strahltranslation
entsprechend der speziellen Behandlungsprozedur unterzogen wurde,
die so gewählt wurde,
daß der
Strahl 502 (z. B. ein Laserstrahl mit einer Wellenlänge von
193 mm) auf die Spiegeloptik 300 zur Einstellung des Strahlwinkels
reflektiert wird.
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Die
Lichtleistung 101-T wird so ausgerichtet, daß sie parallel
zum Strahl 502 verläuft,
wenn er auf die Strahloptik 300 zur Einstellung des Strahlwinkels auftritt.
Man beachte, daß der
Ausdruck „parallel" in der hier verwendeten
Form die Möglichkeit
umfaßt, daß die Lichtleistung 101-T und
der Strahl 502 koinzident oder kollinear sein können. Sowohl
die Lichtleistung 101-T als auch der Strahl 502 werden
durch die Optik 300 entsprechend zueinander eingestellt. Dementsprechend
behalten die Lichtleistung 101-T und der Strahl 502 ihre
parallele Beziehung, wenn sie auf das Auge 120 einfallen.
Da die X-Y-Translationsspiegeloptik 520 die Position des
Strahls 502 unabhängig
von der Optik 300 translatorisch verschiebt, wird die parallele
Beziehung zwischen dem Strahl 502 und der Lichtleistung 101-T während der
gesamten speziellen ophthalmischen Prozedur beibehalten.
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Die
Spiegeloptik zur Einstellung des Strahlwinkels besteht aus sich
unabhängig
drehenden Spiegeln 310 und 320. Der Spiegel 310 ist
um die Achse 312 drehbar, wie durch den Pfeil 314 angegeben
ist, während
der Spiegel 320 um die Achse 322 drehbar ist,
wie durch den Pfeil 324 angezeigt wird. Die Achsen 312 und 322 sind
orthogonal zueinander. Auf diese Weise kann der Spiegel 310 die
Lichtleistung 101-T und den Strahl 502 in einer
ersten Ebene (z. B. Höhe)
bewegen, während
der Spiegel 320 die Lichtleistung 101-T und den
Strahl 502 in einer zweiten Ebene (z. B. azimuthal), d.
h. senkrecht zur ersten Ebene unabhängig davon bewegen kann. Nach dem
Austritt aus der Spiegeloptik 300 zur Einstellung des Strahlwinkels
treffen die Lichtleistung 101-T und der Strahl 502 auf
das Auge 120 auf.
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Die
Bewegung der Spiegel 310 und 320 wird typischerweise
durch Servokontroller und Motorantriebe 316 bzw. 326 erreicht.
Im allgemeinen müssen die
Antriebe 316 und 326 für eine schnelle Reaktion geeignet
sein, um schnell reagieren zu können,
wenn der vom Augenbewegungssensor 100 gemessene Fehler
groß ist,
und müssen
eine sehr große
Verstärkung
von niedrigen Frequenzen (DC) bis zu ungefähr 100 Rad pro Sekunde liefern,
um praktisch sowohl einen stationären als auch einen instationären Fehler zu
eliminieren.
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Insbesondere
liefert der Augenbewegungssensor 100 ein Maß für den Fehler
zwischen dem Zentrum der Pupille (bzw. einem vom Arzt gewählten Versatz
vom Zentrum der Pupille) und dem Ort, auf den der Spiegel 310 zeigt.
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Die
vom Auge 120 reflektierte Lichtleistung 101-R breitet
sich durch die Optik 300 und den Strahlteiler 200 zur
Detektion am Sensor 100 zurück aus. Der Sensor 100 bestimmt
den Betrag der Augenbewegung basierend auf den Änderungen der reflektierten
Leistung 101-R. Die für
den Betrag der Augenbewegung charakteristischen Fehlersteuerungssignale
werden durch den Sensor 100 zur Spiegeloptik 300 zur
Einstellung des Strahlwinkels rückgekoppelt.
Die Fehlersteuerungssignale steuern die Bewegung bzw. Neuausrichtung
der Spiegel 310 und 320, um die Fehlersteuerungssignale
auf Null zu bringen. Bei diesem Vorgang werden die Lichtleistung 101-T und
der Strahl 502 entsprechend der Augenbewegung bewegt, während die
tatsächliche
Position des Strahls 502 relativ zur Mitte der Pupille
durch die X-Y-Translationsspiegeloptik 520 gesteuert
wird.
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Um
einen Vorteil aus den Eigenschaften des Strahlteilers zu ziehen,
muß es
sich bei der Lichtleistung 101-T um eine andere Wellenlänge handeln
als der des Behandlungslaserstrahls 502. Die Lichtleistung
sollte vorzugsweise außerhalb
des sichtbaren Spektrums liegen, so daß sie die Betrachtung des Auges 120 durch
den Arzt nicht behindert oder stört. Des
weiteren muß die
Lichtleistung 101-T gemäß der Definition
des American National Standards Institute (ANSI) „für das Auge
gefahrlos sein",
falls die vorliegende Erfindung für ophthalmische chirurgische Operationen
verwendet wird. Eine Vielzahl von Lichtwellenlängen erfüllen die oben angegebenen Erfordernisse.
Beispielsweise kann die Lichtleistung 101-T Infrarotlicht
im Bereich der Wellenlänge
von 900 nm umfassen. Licht in diesem Bereich erfüllt die oben angegebenen Kriterien
und kann des weiteren mit leicht erhältlichen, wirtschaftlich günstigen
Lichtquellen produziert werden. Eine solche Lichtquelle ist ein
bei 4 kHz arbeitender 905 nm GaAs-Laser mit hoher Pulsrepetitionsrate,
der einen ANSI-definierten für
das Auge ungefährlichen
Puls von 10 nJ in einem Puls von 50 ns produziert. Ein Ablationssystem
für die
Hornhaut mit einer Ablation bei 193 nm in einem Fluenzbereich von
100–1000
mJ/cm2 und einem kleinen Spot (< 2,5 mm) kann ebenfalls
verwendet werden. Bei einer bevorzugten Ausführungsform werden ein Spot < 1,0 mm und Spitzenfluenzen
von 400–600 mJ/cm2 verwendet.
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Es
ist erkennbar, daß erfindungsgemäß ein eine
Kompensationskorrekturfunktion lieferndes System bereitgestellt
wird, mit der die Ablationseffizienzfunktion negiert bzw. aufgehoben
werden kann, so daß die
tatsächliche
gewünschte
Form des zu entfernenden Volumens der Hornhaut erhalten werden kann,
womit ein ideales optisches Ergebnis bewirkt wird.
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In
der vorhergehenden Beschreibung wurden aus Gründen der Knappheit, Klarheit
und des Verständnisses
bestimmte Ausdrücke
verwendet. Da diese Ausdrücke
hier lediglich zur Beschreibung verwendet werden und breit auszulegen
sind, implizieren sie keine über
die Anforderungen des Stands der Technik hinausgehenden unnötigen Beschränkungen.
Darüber
hinaus sind die Ausführungsformen des
hier veranschaulichten und beschriebenen Gerätes lediglich beispielhaft
angegeben und der Umfang der Erfindung ist nicht auf die exakten
Einzelheiten der Konstruktion beschränkt.
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Nachdem
die Erfindung, die Konstruktion, die Funktionsweise und der Gebrauch
der bevorzugten Ausführungsform
derselben und die dadurch erhaltenen vorteilhaften neuen und nützlichen
Ergebnisse beschrieben wurden, sind neue und nützliche Konstruktionen und
für den
Fachmann offensichtliche, zweckmäßige, mechanische Äquivalente
derselben in den beigefügten
Ansprüchen
dargelegt.