Zum Hintergrund der Erfindung ist der Stand der augenchirurgischen Technik bei der Hornhauttransplantation im Zusammenhang mit Vorrich- tungen für die Gewinnung der Spender-Empfänger-Hornhäute kurz wie folgt zu erläutern : Die klassische Implantationstechnik sieht ein mechanisches Trepanations- verfahren mittels Keratom bzw. Rundskalpell vor. Bei der Hornhauttrans- plantation wird dem Spender ein rundes Scheibchen von ca. 7-8 mm Durchmesser entnommen und beim Empfänger an der äquivalenten Stelle platziert und eingenäht.

Die mechanische Variante hat die größte Verbreitung, jedoch den Nachteil, dass nur kreisförmige Schnitte senkrecht zum Gewebe möglich sind und dass bei der Gewinnung des Homhautscheibchens Druckkräfte aufgebracht werden müssen, die zu mechanischen Deformationen und damit zu Schnit- tunregelmäßigkeiten führen. Diese Druckkräfte in Verbindung mit Trakti- onskräften der Haltenähte beim Einnähen des Transplantats führen häufig zu persistierenden Gewebespannungen und subsequent zu optischen Ver-

errungen, die nur schwer mit einer Brille oder Kontaktlinsen ausgeglichen werden können.

Das Gerät verfügt über keinerlei Sensorik oder Positionsrückkopplung. Die Qualität des gewonnenen Transplantats hinsichtlich exakt definierter und reproduzierbarer Schnittgeometrie und glatter Schnittflächen ist einzig und allein vom Operateur abhängig, eine Reihe zufälliger Einflüsse beeinträch- tigen also das Ergebnis.

Nicht mechanische Trepanationsverfahren sind laserbasiert und arbeiten mit einem Excimer-oder Erbium : YAG-Laser, sind jedoch derzeit noch weniger verbreitet. Sie vermeiden die mechanische Deformierung, jedoch besteht die Gefahr, dass der vergleichsweise energiereiche Laserstrahl das Schnittareal erwärmt und hier zu thermischen Schädigungen führt. Auch bei diesen Verfahren können gerade Schnitte in nahezu beliebigen Winkeln zur Oberfläche durchgeführt werden, Hinterschneidungen können auch mit dieser Systemtechnik nicht erzeugt werden.

Diese Systeme sind meist mit einer Sensorik und nachgeschalteten bildver- arbeitenden Trackingsystemen ausgestattet, die bis zu einer Frequenz von 200 Hz Bewegungen des zu bearbeitenden Objektes erfassen und mit einer Reaktionszeit von größer als 5 ms die Bearbeitungsposition nachführen. So lassen sich derzeit auf dem Markt befindliche Laser adäquat repositionie- ren.

Bei PLAK-Verfahren wird zum Entfernen der geschädigten Lamelle auf der Hornhautrückseite vergleichbar der Hornhauttransplantation ein Scheibchen aus der Hornhaut des Patienten herausgeschnitten und an- schließend davon eine hintere Lamelle abpräpariert. Anschließend wird

anstelle des entfernten Volumenelements ein Transplantat auf der Rückflä- che des Scheibchens aufgesetzt, vernäht und das gesamte Scheibchen mit Transplantation wieder in die Wunde des Patienten eingenäht.

Zum druckschriftlichen Stand der Technik ist auf verschiedene Veröffent- lichungen hinzuweisen. So offenbart die US 2001/0010003 Al ein Verfah- ren und eine Vorrichtung zur Hornhautchirurgie, wobei kurze Laserpulse mit flacher Ablationstiefe verwendet werden. Die Vorrichtung zeigt dabei verschiedene Basiskomponenten von Bearbeitungssystemen für die Cor- nea-Behandlung, wie eine zentrale, Computer-gestützte Steuer-und Regel- einheit, eine entsprechende Laserquelle und eine Strahlführung für den Ar- beitslaserstrahl. Jeder Puls wird durch ein steuerbares Laser-Scanner- System in seine Soll-Position gerichtet, wobei die Laserpulse und die in die Hornhautoberfläche eingebrachte Energie so verteilt werden, dass die O- berflächenrauhigkeit innerhalb eines vorgegebenen Bereiches gesteuert wird. Ferner ist ein Laserintensitätssensor und eine Einstellvorrichtung für die Strahlintensität vorgesehen, sodass ein konstantes Energieniveau wäh- rend einer Operation aufrechterhalten wird. Die Augenbewegung während der Operation wird durch eine entsprechende Kompensation der Strahlposi- tion korrigiert, wozu ein Positionserkennungssystem für das Auge vorgese- hen ist.

Das System gemäß der vorstehenden Druckschrift zeigt das Problem, dass keine exakte und empfindliche Überwachung der Schneidtiefe des Arbeits- laserstrahles stattfindet. Dies ist bei dem der vorbekannten Operationsvor- richtung in erster Linie zugrundeliegenden Zweck einer oberflächlichen Hornhautabtragung kein hochrelevanter Parameter. Beim völligen Durch- trennen der Hornhaut, wie es bei der Trepanation stattfindet, wird dieses Problem jedoch akut.

Ferner ist festzuhalten, dass der druckschriftliche Stand der Technik zwar Grundaufbauten von lasergestützten augenchirurgischen Systemen zeigt, in der komplexen Ausprägung sind diese Systeme bisher jedoch als Labor- aufbauten auf optischen Bänken realisiert. Für den breitangelegten prakti- schen Einsatz sind derartige Systeme nicht geeignet.

Weitere Druckschriften, die lasergestützte augenchirurgische Systeme zei- gen, sind die US 6 325 792 B 1 und die US 5 984 916 A.

Zum technologischen Hintergrund ist auf weiteren Stand der Technik zu verweisen. So zeigt die DE 199 32 477 C2 eine Vorrichtung zur Fotothera- pie im Auge, insbesondere zur Fotokoagulation bestimmter Stellen am Au- genhintergrund. Dabei wird in spezifischer Weise das durch die Material- änderung im Folge der Laserbestrahlung hervorgerufene akustische bzw. optische Signal vom sogenannten thermoelastischen Signal getrennt, das nur Informationen über Materialeigenschaften enthält. Zur Erzeugung von auswertbaren Messsignalen werden chemische Reaktionen, Ablation, Fa- serübergänge und u. a. auch Plasmabildung angegeben.

Die EP 0 572 435 B 1 offenbart eine Vorrichtung zur ab-externo- Sklerostomie, bei der ein Laserstrahl über einen Lichtleiter in das Auge eingebracht wird. Das unmittelbar vor dem Lichtleiterende befindliche Ma- terial verdampft bei der Bearbeitung und bildet eine Gas-oder Plasmabla- se. Diese Blase zerfällt nach einer gewissen Zeit und wird durch neue Flüs- sigkeit oder neues Material ersetzt. Die Zerfallszeit dieser Blase stellt ein Unterscheidungskriterium dafür dar, ob sich das Lichtleiterende innerhalb der Augenkammer befindet oder nicht. Damit lässt sich die Bearbeitung im Grenzschichtbereich zwischen Gewebe und Flüssigkeit überwachen.

Der Erfindung liegt nun die Aufgabe zugrunde, eine laserbasierte Trepana- tionsvorrichtung so zu verbessern, dass mit einem kompakten, leicht be- dienbaren Operationssystem hochpräzise Trepanationsergebnisse im Horn- hautbereich erzielbar sind. Insbesondere liegt der Erfindung die Zielset- zung zugrunde, eine Systemtechnik mit integrierter Sensorik zu entwi- ckeln, welche die Generation dreidimensionaler Schnittgeometrien ermög- licht, mit denen selbstdichtende und selbstverankernde Transplantate mög- lichst optimal eingesetzt werden können.

Diese Aufgabe wird laut Kennzeichnungsteil des Anspruchs 1 dadurch ge- löst, dass als Herzstück der laserbasierten Trepanationsvorrichtung ein Multisensor-Bearbeitungskopf vorgesehen ist, in den die relevanten Strahl- führungskomponenten und Sensorikeinheiten integriert sind. Entsprechend weist der Multisensor-Bearbeitungskopf auf : - eine axiale Strahlführung, in die der Arbeitslaserstrahl einkoppel- bar ist, -eine Fokusnachführeinheit zur z-Positionsverstellung des Fokus des Arbeitslaserstrahls, - eine x-y-Scannereinheit zur x-y-Positionsverstellung des Arbeitsla- serstrahls, - eine Augenpositions-Sensoreinheit zur Erfassung der Lage des Auges, und - eine Plasma-Sensoreinheit zur Erfassung des bei der Hornhaut- Trepanation auftretenden Plasmaleuchtens.

Die Unteransprüche kennzeichnen vorteilhafte Weiterbildungen der Trepa- nationsvorrichtung, die mit ihren entsprechenden Funktionalitäten und

Vorteilen anhand der Beschreibung des Ausführungsbeispiels zur Vermei- dung von Wiederholungen näher erläutert werden.

Zusammenfassend ist festzuhalten, dass die erfindungsgemäße Trepanati- onsvorrichtung einen lasergestützten Bearbeitungskopf aufweist, der mit Sensoren für die Lageerkennung des zu bearbeitenden Objektes, Ab- standsmessung zum Objekt, Plasma-und Fokuslagenerkennung, Laserleis- tungsregelung sowie mehreren Linear-bzw. Kippachsen ausgestattet sein kann und damit eine hochpräzise, positionsrückgekoppelte dreidimensiona- le Trepanation von Geweben ermöglicht. Mit dem Sensorkopf ist es mög- lich, sowohl in Empfänger-als auch Spendergewebe (insbesondere Emp- fänger-und Spenderhornhäute) passgenaue Hinterschneidungen (Schloss- Schlüssel-Prinzip) zu erzeugen, die durch Ihren geometrischen Aufbau o- der die Unterstützung des von innen angreifenden Augendruckes eine selbstdichtende Funktion aufweisen. Auch kann die Spenderhornhaut in der Empfängerhornhaut so verankert werden, dass ein nachträgliches Einnähen des Spenderscheibchens nur noch beschränkt notwendig wird oder gänzlich entfällt. Weiter ist es möglich, durch eine Fokussierung auf die Hornhaut- rückseite und einer Fokusnachführung über das Schnittprofil flächig ein geschädigtes Areal oder Volumenelement zu entfernen. Das abgetrennte Volumenelement kann über einen in die Lederhaut eingebrachten Schnitt entfernt und gleichzeitig kann ein homologes oder artifizielles Volumen- element über diesen Schnitt eingefügt und selbsthaftend integriert werden.

Weitere Merkmale, Vorteile und Einzelheiten der Erfindung ergeben sich aus der nachfolgenden Beschreibung, in der ein Ausführungsbeispiel an- hand der beigefügten Zeichnung näher erläutert wird. Es zeigen :

Fig. 1 eine schematische Systemdarstellung einer laserbasierten Trepanationsvorrichtung, Fig. 2 und 3 vergrößerte schematische Schnitte durch eine Empfän- ger/Spender-Hornhaut in einem ersten Anwendungsfall, Fig. 4 und 5 schematische Schnitte durch eine Empfänger/Spender- Hornhaut in einem zweiten Anwendungsfall, Fig. 6 eine Draufsicht auf eine Empfänger/Spender-Hornhaut in ei- nem dritten Anwendungsfall, und Fig. 7 einen Radialschnitt durch die Hornhaut entlang der Schnittli- nie VII-VII nach Fig. 6.

Das in Fig. 1 dargestellte Gesamtsystem der laserbasierten Trepanations- vorrichtung weist als Kernstück einen als Ganzes mit 1 bezeichneten Mul- tisensor-Bearbeitungskopf auf, dem eine Laserquelle 2 zur Erzeugung eines Arbeitslaserstrahls 3 und eine als Ganzes mit 4 bezeichnete Steuer-und Regeleinheit zugeordnet ist. Letztere weist-wie im Folgenden noch näher erläutert wird-drei Steuerrechner 5,6, 7 sowie zwei Displays 8,9 in Form z. B. üblicher Monitore auf.

Im Folgenden wird der Multisensor-Bearbeitungskopf näher erläutert. So wird der Arbeitslaserstrahl 3 über ein Umlenkprisma 10 in die die optische Achse des Multisensor-Bearbeitungskopfes 1 definierende Strahlführung 11 eingekoppelt. Das dem Umlenkprisma 10 entgegengesetzte Ende der Strahlführung 11 markiert dabei eine Fokusnachführeinheit 12, die den Fo-

kus 13 des Arbeitslaserstrahls 3 in der so definierten z-Position entlang der in Richtung der Strahlführung 11 verlaufenden z-Richtung verstellt.

Die x-y-Positionsverstellung des Arbeitslaserstrahls 3 übernimmt eine zweistufige x-y-Scannereinheit, die aus einer Grobverstelleinheit 14 am Einkoppelende der Strahlführung 11 und einer Feinverstelleinheit 15 am Behandlungsobjekt-seitigen Ende der Strahlführung 11 zusammengesetzt ist.

Dem Multisensor-Bearbeitungskopf sind weitere Beleuchtungseinheiten zugeordnet, nämlich zum einen ein Justierlaser 17, der über ein in x-y-z- Richtung positionierbares Umlenkprisma 18 koaxial in die optische Achse der Strahlführung 11 eingekoppelt wird. Der Justierlaser 17 emittiert Strah- lung in einem für das Auge sichtbaren Wellenlängenbereich und dient dem Operateur für die Grobpositionierung des Multisensor-Bearbeitungskopfes 1. Die für das Prisma 18 eingesetzten Justiereinheiten haben einen Arbeits- bereich von 5 mm bei einer Positioniergenauigkeit von +/-0, 01 mm.

Ferner ist eine Infrarot-Beleuchtungseinheit 19 vorgesehen, deren Infrarot- Strahl 20 ebenfalls"on axis"über ein in x-y-z-Richtung justierbares Um- lenkprisma 21 in die Strahlführung 11 eingekoppelt wird. Sie dient einer kontraststarken Beleuchtung der Pupille, was weiter unten erörterte Vortei- le mit sich bringt. Für die IR-Beleuchtungseinheit 19 können beispielswei- se IR-Laserdioden eingesetzt werden, wobei die Variation der Beleuch- tungsstärke über eine Strom-oder Spannungsregelung realisierbar ist.

In den Multisensor-Bearbeitungskopf 1 sind ferner verschiedene Kamera- und Sensoreinheiten integriert, die an dieser Stelle der Übersichtlichkeit

halber lediglich aufgelistet und im Folgenden noch näher erörtert werden.

So ist nach der Grobverstelleinheit 14 ein Laserleistungssensor 22 vorgese- hen. Danach folgen in der Strahlführung 11 zwei CCD-Zeilenkameras 23, 24, die einen Teil einer Augenpositions-Sensoreinheit bilden. Diese CCD- Zeilenkameras 23,24 bestimmen on-line die Position der Pupille oder eines eigens für den Eingriff aufgebrachten Markers auf der Hornhaut oder der Lederhaut des Auges. Sie bestehen aus zwei IR-empfindlichen Hoch- geschwindigkeits-Zeilenkameras, deren Zeilenausrichtung orthogonal zu- einander angeordnet und in den Strahlengang eingekoppelt sind. Die Ka- meras haben eine Auflösung von 8192 Pixeln auf dem ca. 20-25 mm gro- ßen Bildausschnitt des Auges. Daraus ergibt sich eine Positionsungenauig- keit kleiner 10 mm. Die Kameras liefern mehr als 250 Zeilen pro Sekunde, die in Echtzeit ausgewertet werden, so dass alle spontanen Augenbewe- gungen-auch schnelle Sakkaden während der Operation-erfasst werden.

Die Daten werden über RS422-Schnittstellen oder CameraLink- Schnittstellen in die Rechnereinheit 6 geführt, die als Lagebestimmungs- rechner fungiert.

Die Daten der Kameras werden über diesen Rechner 6 ausgewertet und mit modernen Verfahren der digitalen Bildanalyse die Position des Auges in der x-y-Ebene extrahiert. Dabei wird der vergleichsweise starke Kontrast zwischen Regenbogenhaut und Pupille ausgenutzt, der durch die IR- Beleuchtungseinheit 19 generiert wird. Durch die Rückstreuung der IR- Beleuchtung an der Netzhaut erscheint die Pupille in den Zeilendaten der Kameras 23,24 deutlich heller und scharf begrenzt gegenüber der Iris. Auf die IR-Beleuchtung abgestimmte Filter vor den Objektiven der Zeilenka- meras 23,24 verhindern den Einfluss von Umgebungslicht auf die Messer- gebnisse und stellen den adäquaten Kontrast zwischen Iris und Pupille für eine sichere Detektion der Strukturen sicher. Die so bestimmten Positions-

daten werden an die Computersteuerung übermittelt und im Falle einer Po- sitionsänderung zur Korrektur der Strahlposition herangezogen.

Statt der bereits erwähnten Plasmasensor 16 oder zusätzlich ist eine CCD- Flächenkamera 25 vorgesehen, um mittels moderner digitaler Bildverarbei- tung die Qualität des Plasmas zu detektieren und zu analysieren. Das Plas- ma des oben beschriebenen Lasers zündet bei der Einkopplung in Gewebe, nicht aber in Wasser, speziell im Kammerwasser hinter dem Endothel der Hornhaut. Damit ergibt sich eine Kontrollmöglichkeit, ob sich der Fokus 13 des Arbeitslaserstrahls 3 in der Vorderkammer oder im Hornhautgewe- be lokalisiert. Dies ist wichtig, um das vollständige Durchtrennen der Hornhautlamellen bei der durchgreifenden Hornhauttrepanation zu über- wachen. Mit der CCD-Flächenkamera 25 wird ortsaufgelöst das Leuchten des Plasmas detektiert. Der Vergleich der Aufnahme der Kamera 25 mit und ohne Plasmaleuchten lässt Rückschlüsse darüber zu, ob das Gewebe vollständig durchtrennt wurde. Falls nicht vollständig trepaniert wurde- das Plasmaleuchten also nach wie vor sichtbar ist-koppelt der Laserstrahl erneut an dieser Position ein und durchtrennt die überständigen Geweberes- te. Sobald kein Plasmaleuchten mehr detektiert werden kann, ist das Ge- webe vollständig durchtrennt, und der Schneidprozess wird gestoppt.

Die Kamera 25 ist in der Lage, mehr als 250 Bilder pro Sekunde zu liefern bei einer Auflösung von 768 x 560 Pixeln und übermittelt die gewonnenen Bilddaten den Rechner 7, der als Steuerrechner die Auswertung vornimmt und entsprechend der Pupillenkontur und den aus der Plasmadetektion ge- wonnenen Daten den Laser steuert. Vor der Kamera befindet sich ein Fil- ter, der auf das Plasmaleuchten von Hornhautgewebe hin abgestimmt ist.

Falls keine ortsaufgelöste Bestimmung des Plasmaleuchtens nötig ist, braucht nur der Plasmasensor 16 eingesetzt zu werden.

Die Steuerung des Arbeitslaserstrahls 3 in seiner x-y-Position erfolgt-wie bereits oben angerissen wurde-einerseits durch die Grobverstelleinheit 14, die aus einer x-Achsen-Vorpositioniereinheit 26 und einer y-Achsen- Vorpositioniereinheit 27 besteht. Bei diesen beiden Vorpositioniereinheiten 26,27 kann es sich um auf den entsprechenden Achsen montierte Umlenk- spiegel handeln, wobei die beiden Vorpositioniereinheiten aus zwei Line- arachsen, einer Linear-und einer Kippachse, zwei Kippachsen oder auch aus zwei rotatorischen Achsen aufgebaut werden kann. Die Positionierge- nauigkeit der Achsen liegt bei ca. +/-0, 1 mm. Nach der Grobjustage, die mit Hilfe des in die Strahlführung 11 eingebrachten Strahls des Justierla- sers 17 erfolgen kann, werden diese Achsen blockiert, um eine unbeabsich- tigte Verstellung bei der Feinjustage bzw. bei der Augenvermessung aus- zuschließen.

Die Bilddaten der CCD-Flächenkamera 25 werden im Übrigen dazu be- nutzt, die Kontur der Pupille zu ermitteln. Zu Beginn eines Trepanations- vorgangs wird die Kontur der Pupille mit Hilfe von Kantendetektionsfiltem auf dem Rechner 7 bestimmt. Die Konturdaten gehen in die Berechnung der Lage der Pupille in der x-y-Ebene ein, um Abweichungen von der ide- al-kreisrunden Form der Pupille zu kompensieren.

Der erwähnte Laserleistungssensor 22 erfasst zur Erreichung eines optima- len Bearbeitungsergebnisses die Laserleistung während der Bearbeitung und ermöglicht so eine gezielte Leistungsregelung. Dazu wird über eine in der Strahlführung 11 on-axis eingebaute Auskoppellinse 28 ca. l bis 5 %

der Laserleistung ausgekoppelt und mit dem Sensor 22 erfasst. Das darüber gewonnene Signal wird als Stellgröße für eine Echtzeit-Leistungsregelung des Arbeitslaserstrahls 3 sowie zu statistischen Zwecken genutzt. Dazu ist der Laserleistungssensor 22 mit dem zentralen Steuerrechner 5 über eine entsprechende Schnittstelle gekoppelt.

Die bereits erwähnten CCD-Zeilenkameras 23,24 und der fakultative Plasmasensor 16 werden ebenfalls über Auskoppellinsen 29 bis 31 mit den entsprechenden Signalen aus der Strahlführung 11 versorgt.

Im weiteren Verlauf der Strahlführung in Richtung zum Bearbeitungsort ist ein Operationsmikroskop 32 in die Strahlführung 11 eingekoppelt, mit dem der Trepanationsvorgang in gewohnter Weise durch den Operateur beo- bachtet und überwacht werden kann.

Die bereits erwähnte Feinverstelleinheit 15 kann prinzipiell geschachtelte, einachsige oder mehrachsige rotatorische Achsen (z. B. galvanische Scan- ner) mit begrenzter Dynamik oder Piezoaktuatoren (Linearachsen mit Übersetzung oder Kippachsen) als Systeme mit extrem hoher Dynamik oder auch Kombinationen aus beiden für die Strahlumlenkung mit Spiegeln oder Prismen verwenden. Da für die erfindungsgemäßen Anwendungen ein geringer Arbeitsbereich abgedeckt werden muss, werden in den Strahlen- gang eingekoppelte Spiegel-Kippsysteme 33,34 mit Piezoantrieb einge- setzt, die den Strahl 3 für die Feinbearbeitung in der x-y Ebene ablenken.

Gestapelte Piezoaktuatoren sorgen für den benötigten und für Piezoaktua- toren vergleichsweise hohen Kippwinkel von +/-2 Grad. Weiteres Kriteri- um ist die hohe Resonanzfrequenz von über 1 kHZ sowie die sehr hohe Positioniergenauigkeit von 0, 1% bei einer Reproduzierbarkeit von 0,04% und einer extrem hohen Linearität der Kippachsen über den Stellbereich.

Der Multisensor-Bearbeitungskopf 1 ist an seinem unteren Ende weiterhin mit zwei Laserabstandssensoren 35,36 versehen, von denen der eine den Abstand zum Zentrum der Hornhaut bestimmt, während der andere den Abstand eines Punktes im Randbereich der Hornhaut misst. Die Laserab- standssensoren 35,36 arbeiten z. B. nach dem Triangulationsprinzip mit einem schwachen Laserstrahl im nahen Infrarotbereich (ca. 810-1200 nm).

Beide Sensoren 35,36 liefern mit einer Ausgangsfolgefrequenz von 1 kHz Abstandsmesswerte zur Hornhaut. Aus diesen 2 Abstandswerten wird mit Hilfe des zentralen Steuerrechners 5 die Position des Auges zum Bearbei- tungskopf 1 bestimmt. Die Genauigkeit der Sensoren liegt bei ca. 10 mm.

Mit Hilfe der Messwerte in der x-y-Ebene aus dem Lagebestimmungssys- tem 23,24 und den Messwerten der beiden Abstandssensoren 35,36 be- stimmt der Lagebestimmungsrechner 6 die Lage des Auges in drei Raum- richtungen. Dabei wird falls vorhanden auf vorher ermittelte Daten über die Hornhauttopographie und die Hornhautdicke zurückgegriffen. Sind keine Topographiedaten vorhanden, wird für die Geometrie der Hornhautgrenz- flächen für eine Modellierung eine sphärische Oberfläche vorausgesetzt.

Der zentrale Rechner 5 realisiert die Fokusnachführung des Systems. Prin- zipiell sind zwei Systemtechniken anwendbar, nämlich eine Fokusnachfüh- rung mittels adaptiver Optik oder durch Verschieben einer telezentrischen Fokussierlinse. Die adaptive Optik kann als transmissives Element (mittels Linsen) oder als reflektives Element (mittels Spiegel) aufgebaut werden.

Kennzeichnend bei beiden Systemen ist, dass durch Druckbeaufschlagung der Linse bzw. des Spiegels die Linsen-bzw. Spiegelkrümmung verändert wird und dadurch eine Verlagerung des Fokuspunktes einhergeht. Die Er- findung verwendet bevorzugt die Fokusnachführung durch Verschieben einer telezentrischen Fokussierlinse 37. Dabei wird die in der z-Ebene ver-

schiebbar angeordnete Linse 37 mit einer festen Brennweite in Abhängig- keit von der Position des Spiegelkippsysteme 33,34 der Feinverstell- Einheit 15 derart verschoben, dass vorgegebene Profile im Raum mit dem Fokus der Laserquelle abgerastert werden.

Die Steuerung der Fokussierlinse wie der Kippsysteme 34,34 kann mit nicht näher dargestellten Positionsrückkopplungsausgängen zur Positions- kontrolle dieser Komponenten versehen sein.

In den Steuervorgang geht ferner korrigierend die mit Hilfe des Lagebe- stimmungssystems 23,24 und den Abstandssensoren 35,36 gewonnene Position des Auges ein. Die Positionen jeder Spiegelachse der Scanning- Einheit werden während der Fokusnachführung rückgekoppelt, vom zentralen Steuerrechner 5 überwacht und gegebenenfalls korrigiert.

Die eingangs erwähnten Displays 8,9 bestehen aus einem mit dem zentra- len Steuerrechner 5 verbundenen Monitor 8, der Planungs-, Überwa- chungs-und Simulationsbilder und-daten zur Anzeige bringt.

Das zweite Display 9 ist mit dem mit der CCD-Flächenkamera 25 gekop- pelten Steuerrechner 7 verbunden und kann ein Livebild bzw. die Augen- position zur Darstellung bringen.

Mit dem erörterten Trepanationssystem ist es möglich, eine hintere Lamel- le der Hornhaut zu entfernen, ohne dem Patienten durchgreifend ein Scheibchen der Hornhaut temporär zu entfernen. Es wird lediglich ein zu- sätzlicher Schnitt in der Lederhaut des Patientenauges vergleichbar einem

Kataraktzugang erforderlich, durch den die Lamelle entnommen bzw. das Implantat eingebracht und justiert werden kann.

Besonders für diese Technologie ist eine hochpräzise Sensorik und Laser- steuerung erforderlich. Um Lamellen in unterschiedlicher Dicke schneiden zu können, muss bei extrem kurzer Taillenlänge des Lasers die Fokuslage exakt definiert und kontrolliert werden.

Zusammenfassend lässt sich mit keinem der Systeme nach dem Stand der Technik eine selbstdichtende, sich selbst verankernde Struktur in Hornhäu- te schneiden, so dass das anschließende Einnähen des Transplantats deut- lich reduziert werden kann oder völlig entfällt. Weiter ist es mit keinem der früheren Systeme mit vernünftigem Aufwand möglich, die Hornhautrück- seite lamellär zu bearbeiten, ohne die Hornhautvorderseite zu schädigen.

Die Anwendung der erfindungsgemäßen Trepanationsvorrichtung ist an- hand der Fig. 2 bis 7 näher zu erläutern. So zeigen die Fig. 2 und 3 radiale Teilschnitte durch den Hornhautbereich 38 des Auges, wobei die verblie- bene Empfängerhornhaut 39 an ihrem Rand sägezahnförmige (Fig. 2) bzw. wulstartige (Fig. 3) Erhebungen 40 aufweist, die in der Spenderhornhaut 41 entsprechende negativ geformte Ausnehmungen 42 finden. Die gesamte Struktur läuft in einem Winkel w von ca. 45° durch die Dicke der Hornhaut 38, wie in beiden Figuren angedeutet ist, sodass durch den Augenin- nendruck p (s. Pfeile in Fig. 2 und 3) die Verzahnungen zwischen den Er- hebungen 40 und den Ausnehmungen 42 ineinander geschoben und damit eine erhöhte Dichtwirkung nach Art einer Flachdichtung bei einer gleich- zeitig damit verbundenen Selbstverankerung erzielt werden.

In den Fig. 4 und 5 sind den Figuren 2 und 3 analoge Schnittdarstellungen gezeigt, wobei eine umlaufende größere Nut 43 in der Empfängerhornhaut 39 einen entsprechenden Stegvorsprung 44 an der Spenderhornhaut 41 auf- nimmt. An der Nut sind Dichtlippen 45 ausgebildet, die durch den Augeninnendruck p wiederum für eine Abdichtung sorgen.

In den Fig. 6 und 7 wiederum ist eine selbstverankemde Geometrie des Implantats in Form der Spenderhornhaut 41 gezeigt. Dazu wird eine form- schlüssige, hinterschnittene Verbindung von Empfänger-und Spender- hornhaut 39,41 erzeugt, und zwar durch Einbringen einer radialen Verzah- nung oder durch radiale Stege 46 und entsprechende Nuten 47 an Spender- 41 und Empfängerhornhaut 39. Diese Stege 46 und Nuten 47 übernehmen auch die Funktion eines Markers für die Drehposition des Implantats 41 in der Empfängerhornhaut 39.