RU2606490C2

RU2606490C2 - Устройство для проведения офтальмологической операции, способ проведения операции и контактный элемент из стекла

Info

Publication number: RU2606490C2
Application number: RU2014124946A
Authority: RU
Inventors: Петер ТРИБЕЛЬ; Олаф КИТТЕЛЬМАНН; Клаус ФОГЛЕР
Original assignee: Уэйвлайт Гмбх
Priority date: 2013-06-21
Filing date: 2014-06-19
Publication date: 2017-01-10
Also published as: CN104224436A; KR20140148344A; MX356146B; KR101645603B1; EP2815730A1; CA2854507C; MX2014007639A; BR102014015173A2; JP2015003024A; RU2014124946A; BR102014015173B1; AU2014203353A1; AU2014203353B2; CA2854507A1

Abstract

Группа изобретений относится к медицине, а именно к офтальмологии. Аппарат для офтальмологической хирургии содержит: источник оптического излучения, сконфигурированный для генерирования пучка излучения с длиной волны от 17 до 1900 нм; фокусирующую линзу, оптически сопряженную с указанным источником и сконфигурированную для преобразования пучка излучения в сфокусированный пучок излучения; стеклянный контактный элемент, имеющий для сфокусированного пучка излучения коэффициент пропускания не менее 90%. Указанный элемент сконфигурирован с возможностью контактировать с оперируемым глазом и вносить в сфокусированный пучок излучения при его прохождении через указанный элемент погрешность волнового фронта не более примерно λ/2. Фокусирующая линза обеспечивает позиционирование фокальной зоны сфокусированного пучка излучения, имеющей диаметр не более 15 мкм, в роговице глаза. Оптические средства, выполненные с возможностью повторно и последовательно направлять сфокусированный пучок излучения с диаметром фокальной зоны не более 15 мкм на различные участки в пределах оперируемой области роговицы глаза для формирования разреза в роговице. Стеклянный контактный элемент содержит материал, показатель преломления которого составляет для сфокусированного пучка излучения 1,500-1,550. Группа изобретений обеспечивает улучшение качества разреза по методу LASIK. 2 н. и 16 з.п. ф-лы, 3 ил.

Description

Область техники

Изобретение относится к методам осуществления лечебного воздействия на глаз и, более конкретно, к усовершенствованной аппланационной линзе или аппланационной пластине для использования в офтальмологической операции.

Уровень техники

Импульсное лазерное излучение используется в офтальмологической хирургии, например, с целью выполнения разрезов в роговице или для абляции роговичной ткани. Направляемое в глаз лазерное излучение вызывает в роговичной ткани процесс фотодеструкции, приводящий к разделению ткани или к удалению материала ткани. Подобные воздействия на роговицу имеют место, например, в рамках рефракционных операций для уменьшения или полного устранения условий, вызывающих дефекты зрения, причем в ходе таких операций изменяют профиль роговицы, как следствие, изменяются ее рефракционные свойства.

Основным рефракционным процессом в хирургии роговицы является метод LASIK (laser in-situ keratomileusis - лазерный интрастромальный кератомилез). При его осуществлении небольшой участок поверхностного слоя вырезается из роговицы либо механически (посредством осциллирующего лезвия, так называемого микрокератома), либо оптически (посредством лазерного излучения, например генерируемого фемтосекундными лазерными системами). При этом указанный участок остается прикрепленным к роговице частью своей кромки. Затем этот участок (который обычно именуют лоскутом) отгибают в сторону, в результате чего становится доступной находящаяся под ним строма. После этого посредством лазерного излучения осуществляют абляцию стромальной ткани в соответствии с профилем абляции, который был разработан для конкретного пациента. Затем лоскут отгибается обратно, благодаря чему заживление операционной зоны может протекать относительно быстро, так что улучшение зрительной способности достигается в предельно короткое время.

Обычный фемтосекундный лазерный микрокератом содержит фемтосекундный лазерный источник, сканер, который последовательными шагами отклоняет лазерный пучок от указанного источника в пределах оперируемой области, фокусирующую оптику и аппланационную пластину или аппланационную линзу, которая накладывается на роговицу глаза.

В случае использования фемтосекундного микрокератома разрез в роговице по методу LASIK производится посредством создания в строме роговицы множества зон фотомикродеструкции, расположенных почти планарно и рядом одна с другой. Эти зоны создаются импульсами излучения фемтосекундного лазера благодаря очень высоким плотностям излучения (более 10¹¹ Вт/см²) в генерируемом фемтосекундным лазерным источником фемтосекундном лазерном пучке, который направляется на роговицу по соответствующей траектории, заданной отклоняющими зеркалами, телескопом-расширителем пучка, скоростным сканером и прецизионным короткофокусным фокусирующим объективом с достаточно высокой числовой апертурой (ΝΑ>0,20).

Чтобы сформировать посредством фемтосекундных импульсов прецизионный разрез по методу LASIK, необходимо контролировать положение фокальной зоны фемтосекундного импульса в ткани роговицы с погрешностью не более 5 мкм по всем трем пространственным координатам. Кроме того, чтобы с помощью фемтосекундной лазерной системы получить с высокой надежностью высококачественный разрез по методу LASIK, размеры фокальной зоны и взаимные положения фокальных зон последовательных импульсов фемтосекундного лазерного излучения также необходимо контролировать с погрешностью того же порядка, т.е. составляющей примерно 5 мкм.

Для получения успешного терапевтического результата диаметр d_F фокальной зоны необходимо сделать как можно меньше, чтобы осуществить надежный оптический пробой под действием лазерного излучения (laser-induced optical breakdown, LIOB) при энергии Ε излучения, минимальной для требуемой интегральной плотности потока (флюенса F=Е/А, где А ~

). При этом условии превышение порога F_th для LIOB легко достигается при низкой энергии лазерного импульса. В результате обеспечивается возможность избежать повреждения роговицы и радужной оболочки вследствие применения фемтосекундных лазерных импульсов с избыточной энергией (мощностью).

Для обеспечения оптического пробоя под действием лазерного излучения требуется флюенс от примерно 1 Дж/см² до примерно 3 Дж/см². При этом наилучшее качество разреза, т.е. его минимальная шероховатость, достигается в процессе фемто-LASIK при близкорасположенных зонах фотомикродеструкции (определяемых диаметром d_F фокальной зоны), находящихся точно на той же самой глубине. В этой связи необходимо обеспечить превышение порога LIOB:

.

Таким образом, флюенс обратно пропорционален квадрату диаметра фокальной зоны; следовательно, при малом диаметре фокальной зоны флюенс будет превышать порог F_th для оптического пробоя под действием лазерного излучения даже при малой энергии Ε лазерного импульса.

Теоретически фемтосекундный лазерный импульс в лучшем случае может быть сфокусирован в зону с диаметром d_A, задаваемым функцией Эри, т.е. выражением:

.

Поскольку при идеальном качестве лазера d_F=d_A, из этого следует:

,

где f - фокусное расстояние фокусирующего объектива, λ - длина волны фемтосекундного лазерного излучения, a D - апертура оптической системы, т.е. диаметр лазерного пучка на фокусирующей линзе.

Однако указанное соотношение предполагает почти идеальный лазерный пучок (соответствующий основной моде, т.е. плоской волне) и фокусировку (на уровне дифракционного предела) посредством безаберрационного объектива с фокусным расстоянием f.

В связи с этим к оптическому качеству функциональных элементов всего оптического тракта, по которому проходит фемтосекундное лазерное излучение, должны предъявляться жесткие требования. В дополнение к необходимому высокому общему пропусканию (благодаря которому минимизируются потери энергии фемтосекундных импульсов на пути к целевому объекту - т.е. к глазу или, точнее, к роговице) это приводит к высоким требованиям, прежде всего, в отношении безаберрационности используемых оптических компонентов. Кроме того, требуется минимальная, насколько это возможно, деформация волнового фронта лазерного излучения. В типичном случае это выражается в планарности, однородности и практически бездисторсионном наведении фемтосекундного лазерного пучка (с погрешностью, составляющей долю длины волн, т.е. λ/n). Разумеется, наиболее дорогостоящие и сложные оптические компоненты, находящиеся на траектории пучка фемтосекундного лазера (например. телескоп-расширитель и фокусирующий объектив), должны удовлетворять этим высоким безаберрационным критериям. Однако отклоняющие зеркала, которые введены на траекторию пучка, и зеркала, используемые в сканере, также должны удовлетворять определенным требованиям в отношении высокой планарности и малой деформации волнового фронта фемтосекундного лазерного импульса.

Волновой фронт, который был деформирован тем или иным оптическим элементом, не может быть легко скорректирован посредством другого оптического элемента. Это препятствует достижению оптимальной, т.е. ʺрезкойʺ фокусировки, которая, в случае деформированного волнового фронта, не может быть обеспечена даже посредством высококачественной фокусирующей оптики.

При осуществлении метода фемто-LASIK обычно используются устройства с так называемым присасывающимся кольцом, которое образует интерфейс для глаза пациента и которое фиксируется на глазе пациента за счет присасывания, обеспечиваемого посредством пониженного давления. В результате глаз сопрягается с аппаратом, который содержит стеклянный контактный элемент (например, так называемую аппланационную пластину или линзу), который вступает в контакт с роговицей. Тем самым глаз фиксируется в заданном положении относительно фокусирующего объектива, введенного в пучок фемтосекундного лазера.

Следует также отметить, что контактный элемент образует опорную плоскость, по отношению к которой может определяться положение фокуса пучка фемтосекундного лазера. Такой вариант определения особенно важен для Z-направления, т.е. для задания положения фокуса по другую сторону контактного элемента, в частности в роговице, как условие выполнения разреза по методу LASIK точно на заданной глубине (например около 120 мкм) с погрешностью по глубине менее ±10 мкм.

Используемый контактный элемент может иметь сферическую или плоскую форму. Контактный элемент в форме планарной аппланационной пластины облегчает поддержание однородной глубины фокуса пучка фемтосекундного лазера, но, поскольку он уплощает криволинейную роговицу, имеет место увеличение внутриглазного давления, намного более значительное (например примерно на 13,3 кПа), чем в случае контактного элемента, выполненного в форме аппланационной линзы со сферической поверхностью, воспроизводящей, с большей или меньшей точностью, природную кривизну роговицы. Однако последний вариант требует больших усилий при обеспечении однородной глубины фокуса, например посредством быстрого изменения фокусного расстояния фокусирующего объектива по оси Ζ.

Из уровня техники известна аппланационная линза с пропусканием более 90% в интервале длин волн от 275 до 2500 нм, причем ее кривизна соответствует кривизне роговицы. При реализации метода LASIK фокальную точку смещают в Ζ-направлении, чтобы скомпенсировать эффекты, обусловленные кривизной.

Раскрытие изобретения

Изобретение направлено на улучшение качества разреза по методу LASIK.

Данная задача решается посредством контактирующего с глазом оптического элемента, который является по меньшей мере частично прозрачным и вносит в проходящий через него пучок излучения погрешность волнового фронта не более примерно λ/2, предпочтительно не более λ/4, особенно предпочтительно не более λ/10. Контактирующий с глазом оптический стеклянный элемент может быть так называемой аппланационной пластиной или аппланационной линзой, контактирующей с глазом. Оптический стеклянный элемент может быть выполнен из материала или материалов, вносящего (вносящих) в проходящий через него пучок погрешность волнового фронта не более примерно λ/2, предпочтительно не более λ/4, особенно предпочтительно не более λ/10. Данный элемент содержит материал, показатель преломления которого оставляет для проходящего через него сфокусированного пучка излучения примерно 1,500-1,550 или, в других вариантах, 1,500-1,515.

Материал, имеющий такой показатель преломления, коммерчески доступен под торговой маркой ΖΕΟΝΕΧ, и оптический элемент желательно изготовить именно из этого материала. Он относительно дешев, биосовместим и хорошо стерилизуется. Материал с указанным показателем преломления обеспечивает высокое оптическое качество и возможность точного изготовления деталей за счет использования сильно выраженных деталей контура. Эти особенности позволяют получить контактирующий с глазом стеклянный элемент, вносящий в проходящий через него пучок излучения очень малую погрешность волнового фронта (не более λ/10). Дополнительные подробности в отношении материала будут приведены далее.

Чтобы получить надежный разрез с фемтосекундным лазерным микрокератом, строгие требования предъявляются к качеству пучка, формируемого фемтосекундным лазерным источником, к фокусирующей оптике и к оптическому расширяющему компоненту, через который проходит фемтосекундное лазерное излучение. Однако специалисты в данной области не включали в оценку оптического качества последний по ходу пучка, но непоследний по значимости элемент оптического тракта, т.е. элемент, контактирующий с глазом. Само собой разумеется, что этот относительно простой элемент в состоянии ухудшить, при прохождении через него фемтосекундного лазерного импульса, качество волнового фронта, обеспеченное сложными средствами, предшествующими этому элементу. В результате может значительно ухудшиться качество фокусировки фемтосекундного лазерного излучения, так что при определенных условиях в роговице не будут иметь место LIOB и/или плазма, и в этом случае разрез по методу LASIK станет невозможен или он будет иметь низкое качество, или потребует для своего выполнения фемтосекундных импульсов со значительно большей энергией.

Оптический контактный элемент по изобретению вносит в проходящий через него пучок излучения с длиной волны в интервале примерно 1000-1200 нм погрешность волнового фронта не более примерно λ/2, предпочтительно не более λ/4, особенно предпочтительно не более λ/10. Типичный фемтосекундный лазерный источник генерирует лазерные импульсы с длиной волны, например, 1035±10 нм. В одном варианте оптический элемент, контактирующий с глазом, должен вносить низкую погрешность волнового фронта по меньшей мере в этом спектральном интервале, в то время как для длины волны около 520 нм погрешность волнового фронта может быть примерно удвоена. В некоторых вариантах оптический контактный элемент вносит в проходящий через него пучок излучения малую погрешность волнового фронта (не более примерно λ/2, предпочтительно не более, λ/4, особенно предпочтительно не более λ/10) в интервале длин волн примерно 300-1900 нм, т.е. охватывающем спектральную полосу 340-360 нм. В некоторых примерах для лечебного воздействия на глаз совместно с оптическим контактным элементом используется источник оптического излучения, сконфигурированный с возможностью генерировать пучок излучения с длинами волн от примерно 300 нм до примерно 1900 нм, включая интервал 340-360 нм. В некоторых вариантах в качестве источника оптического излучения применяется фемтосекундный или аттосекундный лазер.

Контактирующий с глазом оптический элемент может иметь показатель преломления (n₁), составляющий примерно 1,515-1,550, но особенно предпочтительно около 1,370. Действительно, показатель преломления (n₂) роговицы близок к 1,370, и если контактирующий с глазом оптический элемент обладает близким показателем преломления, качество и/или интенсивность пучка излучения (в частности, лазерного пучка) при переходе из данного оптического элемента в роговицу не ухудшится.

Потери R на отражение рассчитываются следующим образом:

.

Отсюда следует, что при n₂≈n₁ потери на отражение практически отсутствуют.

Оптический элемент, контактирующий с глазом, может быть биосовместимым. Биосовместимые материалы не оказывают никакого негативного влияния на глаз. Оптический элемент, контактирующий с глазом, может иметь биосовместимый слой в зоне, которая при использовании элемента вступает в контакт с глазом. Биосовместимый слой может содержать, в частности, протеины.

Оптический контактный элемент может обладать высокой стабильностью к фемтосекундным лазерным импульсам. Это важно, в частности, в связи с высокой плотностью энергии, обеспечиваемой лазерными импульсами. Высокая стабильность в отношении высокоинтенсивного излучения (высокий порог повреждения) - в частности, в отношении фемтосекундных лазерных импульсов - может быть обеспечен, например, за счет высокого пропускания контактирующего с глазом оптического элемента. Пропускание данного элемента в интервале длин волн примерно 300-1900 нм может составлять более 90%. Оптический элемент, контактирующий с глазом, может быть выполнен, например, из стекла марки ВК7. Стекло этой марки с толщиной, например, 10 мм может иметь пропускание более 90% в интервале длин волн примерно 300-1900 нм, причем пропускание повышается в случае малых толщин стекла. Оптический элемент, контактирующий с глазом, может также содержать кварцевое стекло (или плавленый кварц). В некоторых вариантах этот элемент содержит полимер(ы), включая полимеры на основе циклических олефинов, например полимер марки ZEONEX 690R. В некоторых вариантах элемент, контактирующий с глазом, рассчитан на использование в интервале примерно 300-1900 нм, включающем спектральный интервал между 300 и 560 нм, ультрафиолетовое излучение между 340 и 360 нм и спектральный интервал между 1700-1900 нм.

Оптический элемент, контактирующий с глазом, может содержать также оптический пластик. В этом случае оптический элемент будет относительно недорогим, несмотря на его высокое качество.

В другом своем аспекте изобретение относится к фемтосекундной лазерной системе, содержащей фемтосекундный лазерный источник и описанный элемент, контактирующий с глазом. Данная система может дополнительно содержать сканер, имеющий по меньшей мере одно отклоняющее зеркало для позиционирования пучка фемтосекундного лазера в подвергающейся воздействию зоне глаза пациента, и фокусирующую оптику для фокусирования данного пучка.

Изобретение прошло практическую проверку в рамках устройства (аппарата) для офтальмологической хирургии и способа офтальмологической хирургии.

Краткое описание чертежей

Далее изобретение будет описано более подробно, со ссылками на прилагаемые чертежи.

На фиг. 1 схематично, в упрощенном виде представлен фемтосекундный микрокератом.

На фиг. 2 иллюстрируются положения и диаметры фокальных зон при использовании обычного оптического элемента.

На фиг. 3 иллюстрируются положения и диаметры фокальных зон при использовании контактирующего с глазом оптического элемента согласно изобретению.

Осуществление изобретения

На фиг. 1 показан фемтосекундный микрокератом 8 с фемтосекундным лазерным источником 10, который генерирует фемтосекундный лазерный пучок 11 с малой погрешностью волнового фронта. Этот пучок отклоняется посредством первого отклоняющего зеркала 12 и второго отклоняющего зеркала 14 оптического сканера, что позволяет облучить любую заданную точку в пределах оперируемой области на роговице 6 глаза 18 пациента. Фемтосекундный лазерный пучок 11, отклоненный первым и вторым отклоняющими зеркалами 12, 14, фокусируется фокусирующей оптикой 16 и проходит через оптический контактный элемент 4b согласно изобретению. Данный элемент 4b, согласно изобретению контактирующий с глазом, уплощает роговицу 6. В результате обеспечивается возможность поддерживать заданное расстояние между ней и фокусирующей оптикой 16. После выхода фемтосекундного лазерного пучка 11 из оптического контактного элемента в фокальной зоне пучка 11 фемтосекундного лазера, т.е. приблизительно в плоскости, отстоящей на фокусное расстояние от фокусирующего объектива 16, происходит LIOB. Последовательно направляя пучки 11, генерируемые фемтосекундным лазером, на участки в оперируемой области внутри роговицы 6, формируют планарный разрез роговицы 6 глаза 18. Оптический стеклянный контактный элемент 4b покрывает область роговицы 6, подлежащую воздействию, т.е., согласно некоторым вариантам, он имеет круглую форму и диаметр, примерно соответствующий диаметру роговицы или по меньшей мере той ее зоны, которая подлежит лечебному воздействию. Типичная толщина стеклянного контактного элемента составляет 1-8 мм, обычно примерно 3 мм.

На фиг. 2 иллюстрируется распространение волны при использовании обычного контактирующего с глазом элемента 4а. Фемтосекундный лазерный пучок 1, имеющий очень высокое оптическое качество, распространяется в направлении высококачественной фокусирующей линзы 2, которая вносит погрешность волнового фронта, равную, например, λ/10. Фокусирующая линза 2 преобразует падающий на нее фемтосекундный лазерный пучок 1 в сфокусированный фемтосекундный лазерный пучок 3, который сохраняет высокое оптическое качество. В контексте изобретения высокое качество лазерного пучка соответствует малой погрешности волнового фронта. Сфокусированный фемтосекундный лазерный пучок падает на обычный контактирующий с глазом элемент 4а, представляющий собой, например, аппланационную пластину или аппланационную линзу и вносящий погрешность волнового фронта, равную, например, 2,2 λ. Как следствие низкого оптического качества обычного контактирующего с глазом элемента, возникает погрешность 7а волнового фронта. Поэтому диаметр фокальных зон 5а, образуемых сфокусированным фемтосекундным лазерным пучком 3, существенно больше, чем теоретический диаметр, который может быть определен из функции Эри. Кроме того, как следствие погрешностей волнового фронта, возникающих в контактирующем с глазом элементе, фокальные зоны 5а находятся на различных и/или неоднородно изменяющихся глубинах h_a фокуса.

Как следствие относительно большого диаметра фокальных зон 5а, чтобы осуществить LIOB для выполнения разреза в роговице, требуются лазерные импульсы с более высокой энергией. Кроме того, не достигается оптимальный результат воздействия - высокое качество разреза, поскольку глубина h_a фокальных зон 5а является непостоянно и/или неоднородно изменяющейся, так что разрез, создаваемый фемтосекундным лазером, имеет значительную шероховатость.

На фиг. 3 иллюстрируется погрешность волнового фронта в случае оптического контактирующего с глазом элемента согласно изобретению. Фиг. 3 схожа с фиг. 2, и аналогичные компоненты имеют на них одинаковые обозначения.

Высококачественный (т.е. имеющий малую погрешность волнового фронта) фемтосекундный лазерный пучок 1 преобразуется посредством фокусирующей линзы 2 (которая вносит погрешность волнового фронта, составляющую около λ/10) в сфокусированный фемтосекундный лазерный пучок 3 с малой погрешностью волнового фронта. Этот пучок проходит через оптический элемент 4b, контактирующий с глазом, который вносит погрешность волнового фронта не более примерно λ/2, предпочтительно не более λ/4, особенно предпочтительно не более λ/10. Как следствие малой погрешности волнового фронта, вносимой указанным оптическим элементом 4b согласно изобретению, волновые фронты 7b сохраняют высокое качество. Поэтому фокальные зоны в роговице для сфокусированного фемтосекундного лазерного пучка 3 имеют почти минимально возможный диаметр, задаваемый функцией Эри. Кроме того, фокальные зоны расположены в роговице 6 почти на постоянной глубине h_b, и разрез имеет малую шероховатость.

Моделирование показало, что при использовании фемтосекундного лазерного пучка с длиной волны 1035±2,5 нм и обычного контактирующего с глазом оптического элемента, который вносит погрешность волнового фронта, равную 2,20 λ, радиус фокальной зоны в воздухе составляет ≥30 мкм, а ее центр располагается на расстоянии 220 мкм от граничной поверхности между указанным оптическим элементом и воздухом. При этом размах PV (peak-to-valley) погрешности волнового фронта в фокальной плоскости для известного оптического элемента, контактирующего с глазом, составляет 1,41 λ.

В случае использования идеального контактирующего с глазом оптического элемента, который при тех же условиях вносит погрешность волнового фронта 0,0 λ, радиус фокальной зоны составляет в воздухе ≤15 мкм, а ее центр располагается на расстоянии 380 мкм от граничной поверхности между указанным оптическим элементом и воздухом. При этом размах PV погрешности волнового фронта в фокальной зоне лазерного пучка составляет только 0,62 λ.

В описанном моделировании контактирующий с глазом элемент 4b согласно изобретению имел толщину 7 мм и был изготовлен из плоскопараллельной пластинки из материала ВК7. Входной пучок представлял собой плоскую волну с гауссовским распределением амплитуды и с диаметром 15 мм. Диаметр оперируемой зоны равнялся 6 мм. Фокусирующий объектив содержал две отрицательные линзы и одну фокусирующую линзу. Погрешности изготовления и наличие в фокусирующем объективе асферических поверхностей не принимались во внимание. Фокусное расстояние объектива в воздухе (измеряемое от его задней главной плоскости) составляло 38 мм.

Моделирование обеспечивает лишь приблизительную демонстрацию влияния качества волнового фронта, обеспечиваемого оптическим контактным элементом. В реальных системах с прецизионным фокусирующим объективом (а не с простым трехлинзовым объективом, как в случае описанного упрощенного моделирования) влияние качества оптического контактного элемента (в отношении погрешности волнового фронта) будет, несомненно, более сильным, поскольку с лучшими оптическими устройствами реально достижимы значения d_F=5 мкм. В этом случае влияние неоптимизированной аппланационной пластины приведет к существенному ухудшению результатов, а именно к увеличению диаметра фокальной зоны до d_F>30 мкм. В случае же использования оптического контактного элемента с хорошей коррекцией погрешности волнового фронта, обеспечиваемые им отличия по сравнению с оптическим контактным элементом с плохой коррекцией погрешности волнового фронта, будут особенно заметны в случае значительной зоны сканирования, составляющей примерно 10×12 мм (на практике она может быть еще большей).

Преимущество изобретения состоит в обеспечении диаметра фокальных зон, близкого к теоретически минимальному значению, благодаря чему для целей обеспечения оптического пробоя под действием лазерного излучения требуются фемтосекундные импульсы с меньшей энергией. В дополнение, оптический контактный элемент согласно изобретению делает возможным получение разрезов более высокого качества, поскольку фокальные зоны расположены на заданном расстоянии от оптического контактного элемента.

Изобретение охарактеризовано также в прилагаемой формуле. Признаки любых пунктов можно комбинировать различными способами. Например, признаки одного или более зависимых пунктов могут быть включены в пункт, от которого они зависят.

Claims

1. Аппарат для офтальмологической хирургии, содержащий:

источник оптического излучения, сконфигурированный для генерирования пучка излучения с длиной волны от 1700 до 1900 нм;

фокусирующую линзу, оптически сопряженную с указанным источником и сконфигурированную для преобразования пучка излучения в сфокусированный пучок излучения;

стеклянный контактный элемент, имеющий для сфокусированного пучка излучения с длиной волны от 1700 до 1900 нм коэффициент пропускания не менее 90% и сконфигурированный с возможностью контактировать с оперируемым глазом и вносить в сфокусированный пучок излучения при его прохождении через указанный элемент погрешность волнового фронта не более примерно λ/2, причем фокусирующая линза обеспечивает позиционирование фокальной зоны сфокусированного пучка излучения, имеющей диаметр не более 15 мкм, в роговице глаза, и

оптические средства, выполненные с возможностью повторно и последовательно направлять сфокусированный пучок излучения с диаметром фокальной зоны не более 15 мкм на различные участки в пределах оперируемой области роговицы глаза для формирования разреза в роговице, при этом стеклянный контактный элемент содержит материал, показатель преломления которого составляет для сфокусированного пучка излучения 1,500-1,550.

2. Аппарат по п. 1, в котором стеклянный контактный элемент является линзой.

3. Аппарат по п. 1, в котором стеклянный контактный элемент является аппланационной пластиной, сконфигурированной для уплощения глаза.

4. Аппарат по п. 3, в котором указанная пластина является плоскопараллельной.

5. Аппарат по п. 1, в котором стеклянный контактный элемент имеет толщину примерно 7 мм или менее.

6. Аппарат по п. 1, в котором стеклянный контактный элемент имеет толщину примерно 1 мм или более.

7. Аппарат по п. 1, в котором фокусирующая линза вносит в пучок излучения погрешность волнового фронта не более λ/10.

8. Аппарат по п. 1, в котором указанные оптические средства сконфигурированы для обеспечения формирования планарного разреза.

9. Аппарат по п. 1, в котором указанные оптические средства сконфигурированы для фокусирования пучка излучения с обеспечением, по существу, постоянной глубины фокальной зоны в оперируемой области.

10. Аппарат по п. 1, в котором указанные оптические средства сконфигурированы с возможностью обеспечения, по существу, постоянной глубины разреза.

11. Аппарат по п. 1, в котором указанный источник оптического излучения представляет собой импульсный, в частности фемтосекундный, лазер.

12. Аппарат по п. 1, в котором стеклянный контактный элемент выполнен с возможностью вносить в пучок излучения, при прохождении указанного пучка через указанный элемент, погрешность волнового фронта не более λ/4.

13. Аппарат по п. 1, в котором стеклянный контактный элемент выполнен с возможностью вносить в пучок излучения, при прохождении указанного пучка через указанный элемент, погрешность волнового фронта не более λ/10.

14. Способ офтальмологической хирургии, включающий:

генерирование пучка излучения с длиной волны от 1700 до 1900 нм;

преобразование пучка излучения в сфокусированный пучок излучения;

наложение на глаз, на который производится воздействие стеклянного контактного элемента, имеющего для сфокусированного пучка излучения с длиной волны от 1700до 1900 нм коэффициент пропускания не менее 90% и содержащего материал, показатель преломления которого составляет для сфокусированного пучка излучения 1,500-1,550;

подачу сфокусированного пучка излучения через указанный элемент на глаз, причем стеклянный контактный элемент вносит в сфокусированный пучок излучения погрешность волнового фронта не более примерно λ/2, а фокальную зону сфокусированного пучка излучения, имеющую диаметр не более 15 мкм, позиционируют в роговице глаза, и

повторение операции подачи сфокусированного пучка излучения с диаметром фокальной зоны не более 15 мкм с последовательным направлением указанного пучка излучения на различные участки в пределах оперируемой области роговицы глаза для формирования разреза в роговице.

15. Способ по п. 14, в котором стеклянный контактный элемент является линзой.

16. Способ по п. 14, в котором стеклянный контактный элемент является аппланационной пластиной, сконфигурированной для уплощения глаза.

17. Способ по п. 14, в котором пучок излучения является импульсным пучком излучения с длительностью импульсов в фемтосекундном диапазоне.

18. Способ по п. 14, в котором фокусирующая линза вносит в пучок излучения погрешность волнового фронта не более примерно λ/10.