Die vorliegende Erfindung betrifft eine Vorrichtung, mit der ein gesteigerter Abfluss von Kammerwasser zur Senkung des Augeninnendruckes zur Therapie der Glaukomerkrankung erzeugt wird. Die Vorrichtung basiert hierbei auf einem Lasersystem zur minimal invasiven Ablation und/oder Disruption der Sklera (Lederhaut) des Auges.

Unter einem Glaukom oder auch Grünem Star versteht man eine Erkrankung, die zu irreversiblen Schädigungen der Sehnervenfasern führt. In fortgeschrittenen Stadien kann es sogar zu einer Aushöhlung (Exkavation) des optischen Sehnervs kommen. Der stetig fortschreitende Schaden am optischen Nerv verursacht eine ebenso stetige Verkleinerung des Gesichtsfeldes des Patienten. Dabei kommt es ohne Therapie meist zum völligen Verlust des Augenlichts.

Die Reihe aller möglichen Ursachen für Glaukome bzw. die beschriebene Beschädigung des optischen Nervs ist momentan zwar noch nicht abschließend geklärt, jedoch wurde als einer der wichtigsten Auslöser ein Anstieg des Augeninnendrucks (Englisch: intraocular pressure, kurz: IOP) durch einen verschlechterten Kammerwasserabfluss im Auge identifiziert.

Infolge eines solchen verschlechterten Kammerwasserabflusses, d. h. eines erhöhten Abflusswiderstandes, kommt es zu einem Druckanstieg im Auge, bis der Kammerwasserabfluss bei dem nun erhöhten Augeninnendruck wieder im Gleichgewicht mit der Kammerwasserproduktion steht. Der Zusammenhang zwischen sich einstellendem Druckgefälle AP über die Abflusspfade, bei vorliegendem Durchflusswiderstand R und einer Kammerwasserfluss Q ist dabei AP=R*Q. Die veränderten Druckverhältnisse stehen nun im Verdacht, durch mechanische Wirkung den Sehnerv direkt zu schädigen, und/oder auch durch ein verändertes Druckgefälle eine Reduzierung des für die Versorgung der Sehnervenfasern wichtigen Perfusionsdrucks in der Netzhaut zu verursachen. Eine Verschlechterung des Kammerwasserabflusses kann beispielsweise verursacht sein durch eine Verengung des Kammerwinkels (Engwinkelglaukom) oder auch bei offenem Kammerwinkel (Offenwinkelglaukom) durch Veränderungen am Filtergewebe des Trabekelwerks oder gar dessen Verstopfung (beispielsweise beim Pseudoexfoliations- oder Pigmentglaukom), oder auch infolge einer Querschnittsreduzierung am Schlemmschen Kanal oder an nachfolgenden Sammelgefäßen oder im episkleralen Venensystem. Auch Veränderungen an Geweben im uveoskleralen Ausflusspfad können zu einer Verschlechterung des Kammerwasserabflusses führen. Neueste Untersuchungen weisen noch auf den Einfluss eines dritten, des uveolymphatischen Ausflusspfades hin.

Als ein therapeutischer Ansatz bei der Behandlung des Glaukoms wird in den meisten Fällen die Absenkung des Augeninnendrucks betrachtet. In selteneren Fällen werden aber auch Blutdruckanpassungen vorgenommen.

Die Senkung des Augeninnendrucks erfolgen zunächst meist medikamentös, d. h. über Substanzen, die entweder die Produktion des Kammerwassers reduzieren (z. B. Betablocker) oder aber den Abfluss durch die Gewebe der Abflusspfade verbessern (z. B. Prostaglandine). In neuesten Entwicklungen werden auch schon Prostaglandin-Analoga (Bimatoprost) in biodegradierbare Polymere gebettet und als implantierbares Medikamentendepots zur Glaukombehandlung eingesetzt (Bimatoprost SR mit Polymersystem).

Zusätzlich kann auch über Lasertrabekuloplastien (Selektive Lasertrabekulo- plastie - SLT, Argon Lasertrabekuloplastie - ALT, Excimer Lasertrabekuloplastie - ELT) eine Verbesserung des trabekulären Abflusses erzielt werden. Hierzu werden in den Schriften US 2020/0078218 A1 und US 2020/0016002 A1 unter anderem auch Trabekelwerksbehandlungen mittels Femtosekundenlaser vorgeschlagen. Weiterhin bekannt sind Kanaloplastien, bei denen der Schlemmsche Kanal geweitet wird. Bei weiterem Voranschreiten des Glaukoms wird z.T. eine Trabe- kulotomie (partielles Entfernen von Trabekelwerk) oder auch eine partielle Koagulation des kammerwasserproduzierenden Ziliarkörpergewebes in Erwägung gezogen, beispielsweise in Form der Zyklophotokoagulation (CPC), der Zyklokryokoagulation (CKC) oder auch der Ultraschallzyklokoagulation (UCC).

Neuere Drainagegeräte sind sogenannte MIGS-Stents/Shunt, die sich in folgende Klassen einteilen lassen:

• Trabekelwerksshunts zur Überbrückung des Trabekelwerks (iSTENT), auch kombiniert mit Schlemm-Kanal-Stenting (HYDRUS). Diese sind relativ risikoarm, aber in ihrer Wirkung eher begrenzt, d. h. sie sind nicht für fortgeschrittene Glaukome geeignet und setzen insbesondere einen ausreichend funktionierenden Abflusspfad durch Schlemm-Kanal, Kollektorgefäße und episklerales Venengefäß voraus, der oft nicht mehr gegeben ist.

• Suprachoroidalstents (CYPASS, SUPRA), die Kammerwasser in den Sup- rachoroidalraum ableiten (also zwischen Aderhaut und Sklera), wo es von der Aderhaut aufgenommen wird. Im Prinzip handelt es sich hier um eine Sonderform der Zyklodialyse-Operation, bei der in der Vergangenheit mittels einer Inzision eine Spalte (engl.: Cleft) erzeugt wurde, mittels der Kammerwasser in den Suprachoroidalraum geleitet wurde. Diese Spalte öffnete sich aber manchmal zu weit (IOP-Abfall, Hypotonie) oder schloss sich allerdings manchmal auch wieder, wodurch es dann zu IOP-Anstie- gen (Hypertonie kam). Diese Probleme sind durch die Suprachoroidalstents etwas gemildert, aber nicht vollständig beseitigt. Nach [1] ist jedoch bekannt, dass bei Suprachoroidalstents gelegentlich auch Verstopfungen (meist durch Blutklümpchen) vorkommen, die dann mittels YAG-Laser freigeschossen werden konnten. Die Zyklodialysespalten können einige Millimeter tief sein und auch die Suprachoroidalstents weisen entsprechende beträchtliche Längen von z.T. über 6mm auf. Da die Zyklodialysespalte sich zwischen der Aderhaut (Choroid) und der Lederhaut (Sklera) befindet, müssen die Suprachoroidalstents der durch die Form des Augapfels verursachten Krümmung dieser Grenzfläche folgen können und müssen entsprechend flexibel krümmbar sein.

• Subconjunktivalstents (XEN, Microshunt), die in ein Sickerkissen (Bleb) unter der Bindehaut ableiten. Durch Einsatz dieser Stents schont man die Bindehaut, da man zumindest bei ab-interno Varianten auf Einschnitte in die Bindehaut verzichten kann (XEN). Allerdings zeigt die klinische Erfahrung, dass auch eine Wundmodulation wie unten beschrieben nötig ist.

• Ein in Entwicklung begriffenes Feld sind den Limbus drainierenden Stents zur Überbrückung der Cornea bzw. des Limbus (DE 10 2018 203 356 A1 ).

Laser sind in der Therapie und Chirurgie am Auge seit Jahren mit verschiedenen Systemen im klinischen Einsatz, bzw. in der Forschung bekannt.

Dabei werden beispielsweise Laser mit geringen Leistungen, die direkt eine nur reversible Gewebeerwärmung bewirken können, in Kombination mit Photosensibilisatoren zur photodynamischen Therapie der altersbedingten Makuladegeneration (kurz: AMD) eingesetzt.

Leistungsstärkere Laser mit Leistungen im Bereich von 1 W und insbesondere der Wellenlänge 532nm werden beispielsweise zur Photokoagulation der Retina im Rahmen einer Therapie der diabetischen Retinopathie oder auch zur „Argon Laser Trabekuloplastik“ (kurz: ALT) zur Senkung des Augeninnendruckes beim Glaukom genutzt. Bei der ALT kommen ca. 100 Laserpulse mit 100ms und mit 400 bis 600mW zum Einsatz, die auf Spotdurchmesser von ca. 50pm fokussiert werden. Es wird also relativ viel Energie sichtbarer Laserstrahlung ins Auge eingebracht, was u. a. zu Blendungen führt. Ebenfalls zur Behandlung des Glaukoms wird meist im fortgeschrittenen Stadium die Koagulation des Ziliarkörpers, der das Kammerwasser produziert, im Rahmen der Zyklophotokoagulation (CPC) genutzt, um den Augeninnendruck zu senken. Hierfür kommen vor allem Laserdioden bei 810nm Wellenlänge und mehreren Watt Durchschnittsleistung zum Einsatz, die transskleral appliziert über thermische Wirkung den Ziliarkörper koagulieren. Mit Energien zwischen 1 ,25 und 3 Watt und einer Impulsdauer von 1 ,5 bis 2 Sekunden werden zwischen 10 und 40 Herde appliziert. Da diese Behandlung allerdings schmerzhaft ist, muss sie zumindest unter Lokalanästhesie durchgeführt werden.

Um die Nebenwirkungen der Koagulation zu senken, werden selektive thermische Laserverfahren verstärkt untersucht und auch bereits klinisch eingesetzt. Die selektive Absorption ist insbesondere für melaninhaltige Zellen am Auge bekannt, wobei hier insbesondere Laser im grünen Spektralbereich eingesetzt werden, da für diese Wellenlänge (532nm) ein im Vergleich zu längeren Wellenlängen hoher Absorptionskoeffizient des Melanins vorliegt.

Die in der US 5549596 A beschriebene Behandlung des Glaukoms zur Senkung des Augeninnendrucks basiert auf der Selektiven Laser Trabekuloplastik (kurz: SLT). Hierzu werden in [2] die technischen Daten eines solchen Lasersystems zur SLT-Behandlung beschrieben. Dabei wird die Behandlung bei einer Wellenlänge von 532nm, mit einer Pulslänge von 3ns und einer Pulsenergie von ca. 1 mJ auf einem Spotdurchmesser von 400pm im Trabekelwerk des Auges sukzessive auf einem Umfang von 180° oder auch gleich 360° durchgeführt.

Durch die Verwendung von Scannern in den Strahlengang kann die SLT-Behand- lung weiter optimiert werden (US 8568393 B2).

SLT wird schon recht häufig in frühen und mittleren Stadien der Glaukomerkrankung eingesetzt, beispielsweise um die Gabe von Glaukomtropfen zu reduzieren zu können und damit deren Nebenwirkungen zu verringern. Nach neuesten Erkenntnissen wird SLT auch als Ersttherapie empfohlen. Allerdings ist die Wirkung des SLTs auch nur auf eine zeitweise Verbesserung des trabekulären Ausflusses für das Kammerwasser begrenzt und kann deshalb oft nicht das Voranschreiten der Glaukomerkrankung vollständig aufhalten, so dass stärker wirksame Maßnahmen nötig werden, wie die Trabekulektomie oder das Implantieren eines Tubeshunts.

Neben der Laserbehandlung des Trabekelwerkes ist auch eine abtragende Laserchirurgie der Sklera mit einem CO2 - Laser bekannt (US 9480599 B2). Hierzu werden in [3] die technischen Daten eines solchen Lasersystems beschrieben.

Diese Technik stellt aber hauptsächlich eine Unterstützung sehr invasiver chirurgischer Eingriffe dar, die sie nicht grundsätzlich ersetzen.

Ähnlich ist auch eine chirurgische und teilweise kombinierte medikamentöse Therapie des Glaukoms durch die Präparation von skleralen Flaps und Sickerkissen (Blebs) (http://ioptima.co.il/technology/class-procedure-flow/). Das Ziel dieser oberflächennahen Laserbearbeitung besteht hierbei hauptsächlich in einer Gewebekonditionierung zur Erzielung eines gewünschten Gewebevernarbungsverlau- fes, ähnlich der „Wundmodulation“ durch intraoperative Anwendung von Antifibro- tika, wie Mitomycin C (MMC).

In der US 8827990 B2 wird unter anderem die Verwendung von Lasern mit Pulslängen > 100ns vorgeschlagen, um von außen ins Trabekelwerk Löcher einzubringen, um den Kammerwasserabfluss zu erhöhen und dadurch den Augeninnendruck zu senken. So sind Einschnitte durch die Bindehaut des Auges bis vor das Trabekelwerk vorgesehen, um dann Teile des Trabekelwerks mittels beispielsweise eines Lasers zu ablatieren. Es sollen insbesondere Kanäle für den Kammerwasserabfluss zum Schlemmschen Kanal hin präpariert werden. Die genutzten Pulslängen lassen allerdings eine unnötige Schädigung des umliegenden Gewebes und in der Folge unerwünschte Heilungsprozesse und Vernarbungen erwarten. In der US 2016/0113816 A1 wird eine Methode mit einem Infrarot-Laser im Wellenlängenbereich bei 6pm beschrieben, mit der aufgrund der relativ hohen Absorption des Stromas die Sklera erweicht wird, um Presbyopie- und Glaukom-Behandlungen durchzuführen. Weiterhin werden nicht näher spezifizierte, thermisch wirkende Lasersysteme mit Pulslängen im Bereich von ms und Leistungen von ca. 250mW vorgeschlagen, welche sogar eine Kühlung der Augenoberfläche benötigen, um Verbrennungen zu vermeiden.

Erste minimal invasive Therapien mit thermischen Lasern (Wellenlänge 1 ,56pm, Leistung 0,9 W mit einer sehr langen, thermisch wirkenden Pulsdauer von 200ms) wurden ebenfalls in [4] untersucht. Hier wird ein thermomechanischer Effekt mittels Laser induziert, um Poren im Gewebe durch Koagulation zu stimulieren. Diese werden allerdings nicht geometrisch definiert erzeugt, so dass mit instabilen Ergebnissen zu rechnen ist und sowie unerwünschten Heilungsprozessen, wie Narbenbildung.

Eine weitere minimal invasive Laseranwendung ist die Erzeugung von Mikroporen in der Haut, um das Eindringen von Medikamenten bestimmter Molekülgrößen zu fördern (EP 2 275 051 B1 ). Hierbei kommen insbesondere Erbiumlaser um 3pm Wellenlänge und Pulsdauern bis 150ns zum Einsatz.

Eine minimalinvasive Lasererzeugung von Mikrokanälen im Hornhautepithel wird in WO 2020/219931 A1 offenbart.

In der WO 2013/095695 A1 ist eine Lösung zur Behandlung des vorderen Wnkel- bereichs des Auges mittels fokussierter photodisruptiver Laserpulse beschrieben. Dabei werden Pulsdauern von weniger als 50 Pikosekunden verwendet um Kanäle in verschiedene anatomische Strukturen innerhalb des vorderen Augenwinkels, insbesondere mittels eines Femtosekundenlasers (fs-Laser) ab-interno einen Kanal in den Suprachoroidalraum zu schneiden. Hierbei bleibt allerdings unklar, wie die ausreichende Bearbeitungstiefe realisiert wird und wie die Verletzungen von Blutgefäßen verhindert oder mit resultierenden Blutungen umgegangen wird, was die Schrift selbst als Problem erwähnt.

Nachteilig an allen bisher eingesetzten Methoden zur Glaukom-Chirurgie in skler- alem Gewebe ist die zeitlich begrenzte Wirkung der Maßnahmen, welche insbesondere auf Heilungsvorgänge im Gewebe zurückgeführt werden. Um diese Heilungsvorgänge zu unterdrücken sind insbesondere minimal invasive Methoden mit geringerer Beeinträchtigung des umliegenden Gewebes gefragt, die eine größere Langzeitwirkung in Aussicht stellen.

Bekannte chirurgische Methoden, mit Schnittwunden durch mechanische Instrumente und Laserverfahren mit thermischen Nebenwirkungen sollten auf Grund der bisherigen klinischen Befunde dafür ausscheiden. Bisher sind leider keine weiteren chirurgischen Eingriffe in der Sklera bekannt geworden, die schonender mit dem Gewebe umgehen können aber dennoch eine Verbesserung der Durchlässigkeit der Sklera zur Senkung des Augeninnendrucks bewirken können.

Auf Grund der z.T. hohen optisch absorbierenden und streuenden Wirkung von skleralem Gewebe und auch durch die Anwesenheit von Blutgefäßen in der Sklera ist der Einsatz von nahezu athermisch wirkenden Laserverfahren, wie sie zur Laserablation der transparenten Kornea im Rahmen der refraktiven Laserchirurgie am Auge mittels Excimerlasern eingesetzt werden, durch den Fachmann nicht gesehen worden. Ebenso kann die lokal begrenzte Photodisruption mittels Femtosekunden-Lasern (kurz: fs-Laser), wie sie in der refraktiven und Katarakt- Chirurgie der transparenten Kornea und der Augenlinse eingesetzt wird, so nicht in der Sklera angewendet werden.

Somit haben sich alle bislang gemachte Ansätze der lasergestützten Realisierung von Ableitungen des Kammerwassers zur Reduzierung des Augeninnendruckes bei Glaukom bislang nicht ausreichend bewährt. Der vorliegenden Erfindung liegt somit die Aufgabe zugrunde, eine neue lasergestützte Lösung für eine risikoarme, effektive, bindehautschonende, nicht- oder minimalinvasive Kammerwasserdrainage zur Senkung des Augeninnendruckes bei Glaukom anzubieten. Weiterhin soll die Lösung geeignet sein eine vorhandene Kammerwasserdrainage hinsichtlich der Abflussmenge an Kammerwasser nachträglich, ebenfalls nichtinvasiv einstellen zu können.

Erfindungsgemäß wird die Aufgabe durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Bevorzugte Weiterbildungen und Ausgestaltungen sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche.

Diese Aufgabe wird mit der Vorrichtung zur Erzeugung eines Abflusses von Kammerwasser zur Senkung des Augeninnendruckes bei einem Glaukom, bestehend aus einem Lasersystem, einer Bildaufnahmeeinheit, einer Koppeleinheit mit Laserscanner und einer Steuer- und Auswerteeinheit, dadurch gelöst, dass das Lasersystem zur minimal invasiven Ablation und/oder Disruption der Sklera ausgebildet ist, dass die Bildaufnahmeeinheit ausgebildet ist Aufnahmen des anterioren Auges, insbesondere dessen suprachorodialen Raumes zur Verfügung zu stellen, und dass die Steuer- und Auswerteeinheit ausgebildet ist die von der Bildaufnahmeeinheit oder anderen Quellen zur Verfügung gestellten Aufnahmen des suprachorodialen Raumes auszuwerten und Steuersignale für das Lasersystem und den Laserscanner zu generieren. Der suprachoroidale Raum kann hierbei neben der Aderhaut (Sklera) auch weiter darüberliegende Gewebsschichten (Konjunktiva) und die Augenoberfläche selbst umfassen. Die Bildaufnahmeeinheit soll insbesondere ausgebildet sein, Aufnahmen des supra- choroidalen Raumes intra-operativ und hierbei insbesondere während und zwischen Gewebebearbeitungsschritten mittels des Lasers zu liefern, da hierbei Struktur- und Lageveränderungen der beteiligten Gewebe auftreten können, die bei der Ansteuerung des Lasers zu berücksichtigen sind. Insbesondere ist es dabei günstig, wenn auch zeitweise Einschlüsse von Gasen in den Aufnahmen erfasst und berücksichtigt werden, die sich bei der Laserbearbeitung bilden können. Solche Gasbildungen können sogar bewusst genutzt werden, um die Trennung von Gewebsschichten zu unterstützen, beispielweise die Öffnung einer Zyklodialyse-Spalte zwischen Choroid und Sklera.

Weiterhin ist bevorzugt, dass die Bildaufnahmeeinheit ausgebildet ist, zu mindestens größere Blutgefäße und Kammerwassersammelgefäße im Suprachoro- idalraum und ggf. auch in der Bindehaut (beispielsweise über Farbe und/oder optische Kohärenzangiographie, OCTA) zu detektieren. Von der Steuereinheit werden über die Auswertung der Aufnahmen aus dem Suprachoroidalraum Steuerdaten für den Laserscanner generiert, mit denen durch geeignete Positionierung des Laserbearbeitungsbereiches eine Verletzung dieser Gefäße ausgeschlossen wird. Dabei ist von Vorteil, dass die Sklera an sich eher gefäßarm ist, so dass meist ausreichend alternative Laserbearbeitungsbereiche gewählt werden können. Im Allgemeinen zu erhalten wäre das Venengeflecht des Plexus venosus sclerae, welches der Kammerwasserableitung aus dem Schlemm- schen Kanal dient, sowie die den Ziliarkörper versorgenden und z.T. durch die Sklera verlaufenden Arterien (arteria ciliaris anterior).

Da erfindungsgemäß minimal invasive Lasersysteme ohne oder mit nur sehr geringer gewebskoagulierender Wirkung genutzt werden, ist dies besonders wichtig, da ansonsten bei Gefäßverletzung ohne die koagulierende Laserwirkung starke Blutungen auftreten, welche die Laserbearbeitung selbst stören können, sowie unerwünschte Heilungsprozesse mit Vernarbungen in Folge der Blutung auslösen.

Die in der Aderhaut gegenüber der Lederhaut deutlich erhöhte Dichte von Blutgefäßen kann bei der OCTA-Auswertung vorteilhaft zur Strukturerkennung genutzt werden.

Eine erste Gruppe vorteilhafter Ausgestaltungen bezieht sich auf das verwendete Lasersystem, insbesondere hinsichtlich dessen Wellenlänge und Pulsdauer. Hierbei ist ein erstes, auf einer Wellenlänge im ultravioletten oder infraroten Spektralbereich basierendes Lasersystem ausgebildet die Sklera von dessen Oberfläche durch Bohrungen vorbestimmter Tiefen zu perforieren. Hierbei wird die hohe Wasser- und Gewebeabsorption in diesen Spektralbereichen genutzt,

Im Gegensatz dazu ist ein zweites, auf einem fs-Lasersystem im VIS oder NIR basierendes Lasersystem ausgebildet, Gewebeschnitte im suprachoroidialen Raum zu realisieren, und zwar ohne dabei die Sklera zu perforieren. Hierbei wird die nur im Fokus aufgrund hoher Intensitäten auftretende nichtlineare Plasmaabsorption ausgenutzt.

Eine zweite Gruppe vorteilhafter Ausgestaltungen bezieht sich auf das Kontaktglas, welches für die Anwendungen eines fs-Lasersystem erforderlich sind.

Hierbei verfügt das Kontaktglas über eine Kontaktfläche und eine Kontaktoptik, wobei die Kontaktfläche des Kontaktglases ausgebildet ist die Horn- und/oder Bindehaut anzusaugen. Die Kontaktoptik, durch die der Laserstrahl des fs-La- sersystems in das Gewebe fokussiert wird, ist ausgebildet auf die Bindehaut und/oder Lederhaut zu drücken und eine applanierende Wirkung zu erzielen.

Mit dieser Verpressung des skleralen Gewebes wird die Schichtdicke der optisch streuenden Sklera vorübergehend minimiert und die Transparenz erhöht. Damit kann insbesondere die Fokussierung des Ultrakurzpulslasers mit weniger Intensitätsverlusten in tieferen Schichten der Sklera erfolgen, um dort durch Photodisruption und damit verbundene Perforation des Gewebes innere Perforations-Kammern zu erzeugen. Innere Volumina können auch ausgeschnitten werden und mittels Pinzette durch eine ebenfalls mit dem Ultrakurzpulslaser präparierte Öffnung (oder auf Flap) nach außen entnommen werden. Damit entstehen sogenannte „Sickerkissen“, die bisher chirurgisch mechanisch erzeugt werden mussten, mit einer präzise programmierbaren und gewebeschonenden Technologie. Alternativ ist es auch möglich ein Flüssigkeitsinterface zwischen Kontaktoptik und Hom- oder Bindehaut zu realisieren, dass beispielsweise wassergefüllt ist. Flüssigkeitsfilme auf der Hom- und Bindehaut sind insbesondere günstig, um ansonsten streuende Oberflächenunebenheiten zu glätten und auch über Brechzahlanpassung zwischen Gewebe und Kontaktoptik ein effizienteres Eindringen des Laserlichtes in das Gewebe zu ermöglichen und gleichzeitig das Gewebe hydriert zu halten. Bei Flüssigkeitsinterfaces ist es notwendig, dass die genutzte Laserstrahlung bei den verwendeten Flüssigkeitsschichtdicken in nur geringen bzw. akzeptablen Grenzen absorbiert wird, was insbesondere bei fs- Lasern im NIR und Wasser als Flüssigkeit leicht realisierbar ist.

Neben Flüssigkeiten sind auch Gele, wie beispielsweise farblose Viskoelastika geeignet, wie sie auch bei Operationen im Augeninneren zum Einsatz kommen.

Einer dritten Gruppe vorteilhafter Ausgestaltungen entsprechend kommen als bildgebende optische Verfahren für die Bildaufnahmeeinheit optische Kohä- renztomograhie (OCT)- oder Ultraschall (US)-basierte Verfahren zur Anwendung. Besonders bevorzugt sind deren Varianten zur Angiographie, beispielsweise durch Verarbeitung von Signalphasenvariationen infolge von Blutflüssen, wie Dopplersignalen. Ebenfalls zur Bildaufnahme anwendbar sind Methoden der Kontrastbildgebung von Laserspeckle an Blutgefäßen [14], wobei die Eindringtiefen dort auf einige Zehntelmillimeter begrenzt sind. Bevorzugt soll die Bildaufnahmeeinheit aber eine Bildaufnahme über die gesamte Dicke der Lederhaut (Sklera) ermöglichen, noch bevorzugt bis in die Aderhaut (Choroid) hinein, beispielsweise mittels einer OCT-Scantiefe von >1 ,5mm, bevorzugt >5mm. Solche großen Scantiefen sind beispielsweise durch moderne Swept-source- OCTs leicht realisierbar.

Die Bildaufnahmeeinheit soll, wie schon beim OCT gegeben, auch für andere Bildaufnahmearten (beispielsweise Stereokameras, konfokale Bildgebung), die für die Beleuchtung nötigen Mittel (Lichtquellen, ggf. Polarisationsveränderer oder auch Spektralfilter zur Hervorhebung von Blutgefäßen) mit umfassen. Im Falle von Ultraschallsystemen soll dies auch Transducer oder phased arrays umfassen, die Ultraschallwellen abgeben.

Hierbei kann die Bildaufnahmeeinheit so ausgebildet sein, dass sie den supra- choroidialen Raum intraoperativ aufnimmt, oder aber intraoperativ Aufnahmen des anterioren Auges mit Landmarken (Registriermerkmalen) aufnimmt. Diese Aufnahmen des anterioren Auges mit Landmarken können intraoperativ mit präoperativ gewonnen Aufnahmen des suprachoroidialen Raumes registriert werden, um eine zielsichere Ansteuerung des Laserscanners für die Laserbearbeitung im suprachoroidialen Raumes zu realisieren. Hierbei können als Landmarken der Limbus, Irisstrukturen, Blutgefäße, der Schlemmsche Kanal oder auch der Skleralsporn verwendet werden.

Die präoperative Gewinnung von zwei- oder dreidimensionalen Aufnahmen des suprachoroidialen Raumes kann beispielsweise mit Diagnosegeräten erfolgen, wie: Vorderkammer-OCT, Scheimpflug Kamera, Ultraschallgeräten, konfokalen Scanner, NIR-Kamera oder auch sogenannten Rotfrei-Kameras.

Eine letzte Gruppe vorteilhafter Ausgestaltungen bezieht sich auf die Steuer- und Auswerteeinheit, die ausgebildet ist, die von der Bildaufnahmeeinheit zur Verfügung gestellten Aufnahmen des suprachoroidialen Raumes auszuwerten und Steuersignale für das Lasersystem und den Laserscanner zu generieren. Insbesondere werden die von der Bildaufnahmeeinheit zur Verfügung gestellten Aufnahmen des suprachoroidialen Raumes auch hinsichtlich von Landmarken ausgewertet, um diese als Bezugspunkte für die zu generierenden Steuersignale zu verwenden.

Weiterhin ist die Steuereinheit bevorzugt ausgebildet, zumindest größere Blutgefäße in den Aufnahmen des suprachoroidalen Raumes und auch einschließlich der Bindehaut (Konjunktiva) zu detektieren und durch die Generierung geeigneter Steuersignale sicherzustellen, dass diese bei der Laserbearbeitung möglichst nicht verletzt werden. Beispiel sind die die Hornhaut versorgenden Randschlingengefäße oder die den Ziliarkörper versorgenden anterioren Ziliararterien. Die Größe von Gefäßen kann dabei über die Anzahl der Abzweigungen bis den Hauptgefäßen, beispielsweise der Arteria eil iaris anterior oder der Vena ciliaris anterior, bewertet werden oder aber auch über eine OCT-basierte Bestimmung von Gefäßdurchmessern.

Die vorliegende Erfindung ist vorgesehen mittels eines Lasersystems eine minimal invasive Ablation und/oder Disruption der Sklera vorzunehmen, um einen gesteigerten Abfluss von Kammerwasser zur Senkung des Augeninnendruckes bei Glaukom zu erzeugen. Prinzipiell ist die Vorrichtung aber auch geeignet, andere minimal invasive Ablation und/oder Disruption am Auge, wie beispielsweise als Ersatz des mechanischen „Needlings“ in Gewebsvernarbungen in Sickerkissen („Bleb“), die unter anderem bei der Trabekulektomie oder bei Tubeshunts benötigt werden, vorzunehmen oder aber auch Perforationen oder Schnitte an Limbus oder Kornea. Weiterhin kann die Vorrichtung auch genutzt werden, eine transsklerale SLT (z. B. auch mit ns-Lasern) mit Absorption von Laserlicht in Melanin zu realisieren. Dabei kann die Gefahr der Verletzung von Blutgefäßen reduziert werden, indem bildgebungsgeführt Gefäße erkannt und bei der Laserbearbeitung ausgespart werden. Da die SLT-Anwendung über die Sklera hinausgeht und auch Trabekelwerk und Schlemmscher Kanal einschließt, ist dabei der Bildaufnahmebereich entsprechend zu vergrößern. Ein Augentracking ist hierbei hilfreich, um während der Laserbearbeitung die Zielstrukturen auch im Falle von Augenbewegungen sicher zu erreichen. Dabei wird insbesondere eine grüne Wellenlänge eines z.B. frequenzverdoppelten Ultrakurzpulslasers eingesetzt.

Die Erfindung wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispielen näher beschrieben. Dazu zeigen

Figur 1 : eine schematische Darstellung der erfindungsgemäßen Vorrichtung, Figur 2: die zwei Phasen der Herstellung des Kontaktes des erfindungsgemäßen Kontaktglases mit einem Auge,

Figur 3: die Lage der Perforationszone am inneren Rand der Sklera,

Figur 4: eine schematische Darstellung zur Erzeugung einer Perforation im suprachoroidialen Raum,

Figur 5: eine schematische Darstellung zur Erzeugung einer Aufnahmetasche für den Suprachoroidal-Stent,

Figur 6: eine schematische Darstellung zur Erzeugung einer Drainagezone am Ende des Stents und

Figur 7: eine schematische Darstellung zur Erzeugung perforierender Schnitte in Gewebe und ein Stent.

Die Vorrichtung zur Erzeugung eines gesteigerten Abflusses von Kammerwasser zur Senkung des Augeninnendruckes bei einem Glaukom besteht aus einem Lasersystem, einer Bildaufnahmeeinheit, einer Koppeleinheit mit Laserscanner und einer Steuer- und Auswerteeinheit.

Erfindungsgemäß ist das Lasersystem zur minimal invasiven Ablation und/oder Disruption der Sklera ausgebildet, sowie die Bildaufnahmeeinheit ausgebildet Aufnahmen des anterioren Auges, insbesondere dessen suprachorodialen Raumes zur Verfügung zu stellen und die Steuer- und Auswerteeinheit ausgebildet, die von der Bildaufnahmeeinheit oder anderen Quellen zur Verfügung gestellten Aufnahmen des suprachorodialen Raumes auszuwerten und Steuersignale für das Lasersystem und den Laserscanner zu generieren. Werden von anderen Quellen prä-operativ zur Verfügung gestellte Aufnahmen (beispielsweise 3-di- mensionale Aufnahmen von einem OCT-Tischgerät oder 2-dimensionale Spaltlampenaufnahmen) des suprachoroidalen Raumes genutzt, so werden diese Aufnahmen während der Auswertung durch die Steuer- und Auswerteeinheit mit intra-operativ von der Bildaufnahmeeinheit zur Verfügung gestellten Aufnahmen des anterioren Auges anhand von Landmarken (beispielsweise dem Limbus) registriert. Dadurch können intra-operativ Steuersignale für das Lasersystem und den Laserscanner in Bezug auf die jeweilige intraoperative Augenlage und den prä-operativ aufgenommenen Suprachoroidalraum sicher generiert werden.

Hierzu zeigt die Figur 1 eine schematische Darstellung der erfindungsgemäßen Vorrichtung besteht aus einem Lasersystem 1, einer Bildaufnahmeeinheit 2, einer Koppeleinheit 3 mit Laserscanner, einem Kontaktglas 4 und einer Steuer- und Auswerteeinheit 5. Neben dem Auge 6 sind weiter eine schematische Darstellung eines OCT-Scans 7, einer Drainagezone 8 am Ende eines Drainageimplantats 9 und der fokussierte Laserstrahl 1‘ des Lasersystems 1 dargestellt.

Die erfindungsgemäße Vorrichtung kann hierbei insbesondere auch eine gekrümmte (nicht in Figur 1 dargestellte) Drainagezone realisieren, die der Krümmung der Lederhaut (Sklera) bzw. des perichoroidalen Raumes zwischen Aderhaut (Choroid) und Lederhaut (Sklera) folgen kann. Dadurch kann eine recht große Drainagezone realisiert werden, die deutlich weiter in die posteriore Richtung ausgedehnt werden kann. Während eine nicht gekrümmte Drainagezone schnell aus der relativ dünnen Lederhaut (Sklera) mit nur 0,5 bis 1 ,5mm Dicke treten würde, kann eine gekrümmte Drainagezone auf 5 bis 10mm oder gar 15mm (bei langen Augen) ausgedehnt werden.

Die gekrümmte Drainagezone kann hierbei mittels zweier Varianten oder auch Kombinationen von diesen erzielt werden: Zum einen kann das Auge durch das Kontaktglas lokal und zeitweise applaniert werden, so dass eine zunächst nicht gekrümmte Drainagezone erzeugt wird, die sich nach Beendigung der Applanation krümmt. Zum anderen können die Fokustiefe bzw. Schärfentiefe bei der Gewebebearbeitung ortsabhängig von der Steuereinheit so festgelegt werden, dass sich auch ohne oder bei geringer Applanation die gewünschte gekrümmte Drainagezone ergibt, die der Lederhautgeometrie folgen kann.

Die erste Gruppe vorteilhafter Ausgestaltungen bezieht sich auf das verwendete Lasersystem, insbesondere hinsichtlich dessen Wellenlänge und Pulsdauer.

Einer ersten Variante entsprechend basiert das Lasersystem zur minimal invasiven Ablation der Sklera auf einer Wellenlänge im Infraroten (>1080nm) und im ultravioletten Spektralbereich (<400nm), insbesondere auf einer Wellenlänge < 400nm. Das Lasersystem ist dabei ausgebildet, zur Perforation der Sklera von dessen Oberfläche Bohrungen vorbestimmter Tiefen einzubringen. Insbesondere sind für das Lasersystem folgende Parameter vorgesehen:

- Spotdurchmesser: </= 0.7 mm,

- Ablationstiefe/Puls: 1 bis 10pm,

- Pulsdauer: 1 ns bis 5ps,

- Schärfentiefe des Fokus: > 1 mm (um Nachfokussierungen zu vermeiden) und

- Applikation von mehreren Pulsen mit Repetitionsraten von 1 Hz bis 4kHz.

Die untere Grenze für den Spotdurchmesser hängt dabei von der verwendeten Laserwellenlänge und Laserstrahlqualität (M-Zahl) ab, sowie von der Korrektur von Abbildungsfehlern. Abhängig von der Qualität des Laserstrahls und Korrekturaufwand können einige 10 Mikrometer bis wenige Mikrometer erreicht werden. Fokussierungsoptimierungen können auch durch streuende Medien hindurch mittels adaptiver optischer Systeme erreicht werden [11 ],

Der Begriff der Schärfentiefe entspricht hierbei der bei Materialbearbeitungslasern üblichen Definition als der doppelten Rayleigh-Länge des Laserfokus [12],

Der Begriff des Spotdurchmessers soll hierbei dem Strahldurchmesser mit „produktiver Intensität“ entsprechen. Beispielsweise dem Durchmesser, bei dem die Intensität auf 1/e ² abgefallen ist, und, im Falle von Gauß-Laserstrahlen, ca. 86,5% der Laserintensität enthalten sind [13], Eine Definition über Halbwertsbreiten (FWHM) ist alternativ möglich.

Für das Lasersystem kommen erfindungsgemäß folgende Lasersysteme bevorzugt zur Anwendung:

- ArF-Excimerlaser mit einer Wellenlänge von 193nm,

- Stickstofflaser mit einer Wellenlänge von 337nm,

- Nd:YAG-Laser mit Frequenzverdreifachung und einer Wellenlänge von 355nm oder

- Nd:YAG-Laser mit Frequenzvervierfachung und einer Wellenlänge von 213nm.

Bei dieser vorteilhaften Ausgestaltung erfolgt erfindungsgemäß die Perforation der Sklera mit Hilfe des genannten Lasersystems, indem Gewebe nur im Fokuspunkt durch Ablation (im Wesentlichen athermisch) abgetragen wird und im nicht bearbeiteten Gewebe keine thermische Schädigung erfolgt.

Die Ablation erfolgt dabei mit hohen Photonenenergien, wobei von der Oberfläche der Sklera in dessen Volumen Bohrungen zu deren Perforation bis in vorbestimmte Tiefen eingebracht werden, was durch den hohen Absorptionskoeffizienten des Gewebes bei diesen Wellenlängen vorgegeben ist.

Prinzipiell kann für diese Ausgestaltungsvariante auch ein (nach dem Stand der Technik bekanntes) Lasersystem Verwendung finden, welches auf einer Wellenlänge im infraroten Spektralbereich basiert, bei der die Gewebe stark absorbieren. Im Gegensatz zur Ablation mit Hilfe eines UV-Lasersystems können mit einem IR-Lasersystem bei Pulslängen von bis zu 5ms, insbesondere bis zu 300ps (Er:YAG-Laser bei 2,94 m Wellenlänge) Ablationstiefen pro Puls von 5 bis zu 50pm erreicht werden. Auch hier werden von der Oberfläche der Sklera in dessen Volumen Bohrungen zu deren Perforation bis in vorbestimmte Tiefen eingebracht. Einer zweiten vorteilhaften Ausgestaltung entsprechend ist das Lasersystem zur minimal invasiven Disruption der Sklera ein Ultrakurzpuls-Lasersystem, insbesondere ein fs-Lasersystem, wobei zusätzlich ein Kontaktglas vorhanden ist, welches über eine Kontaktfläche und eine Kontaktoptik, durch die der Laserstrahl des fs-Lasersystems in das Gewebe fokussiert wird, verfügt.

Erfindungsgemäß sind der zweiten Variante entsprechend für ein Ultrakurzpuls-, insbesondere fs-Lasersystem folgende Parameter vorgesehen:

- Wellenlänge im VIS (400...790nm) und nahen infraroten Spektralbereich von ca. 790 ...1080nm, insbesondere 1050nm

- Spotdurchmesser: < 500pm, bevorzugt < 100pm, besonders bevorzugt < 10pm,

- Spotabstände: bevorzugt einen oder noch bevorzugter 1 bis 2 Spotdurchmesser,

- Disruptionstiefe: 50pm bis 1 mm,

- Pulsdauer: 30fs bis 1 ps, insbesondere 300 ... 500fs

- Schärfentiefe des Fokus: zwischen 5pm und 0,5mm, bevorzugt <0,1 mm oder auch >0,5mm, beispielsweise 5mm im Falle der Nutzung von Laserfilamenten und

- Applikation von mehreren Pulsen mit Repetitionsraten von 1 Hz bis 100MHz bei Pulsenergien im Mikrojoule- bis Millijoule-Bereich (beispielsweise aus einem fs-System mit Nachverstärker) mit Repetitionsraten bis ca. 500kHz oder aber Repetitionsraten im MHz-Bereich und Pulsenergien im Nanojoule-Bereich (beispielsweise aus einem faserbasierten fs-Oszillator).

Für fs-Lasersystems mit den genannten erfindungsgemäßen Parametern ist beispielsweise bei einer Wellenlänge von ca. 1 pm eine Schärfentiefe von ca. 9pm durchaus praktikabel. Für den Wellenlängenbereich von VIS bis NIR ist sogar eine Schärfentiefe von bis zu 5pm grundsätzlich erreichbar. Alternativ ist der Einsatz eines Pikosekundenlasers (ps-Laser) mit Pulsdauern von bis 10ps möglich, bei ansonsten ähnliche Laserparametern. Unterhalb von 30fs sind zwar auch fs-Laser bis hinab zu ca. 3fs prinzipiell möglich, lassen aber den technischen Aufwand, hauptsächlich durch die benötigte große spektrale Bandbreite und die starken Dispersionseffekte, immens ansteigen.

Beispielsweise werden variable Dispersionskompensatoren, wie Prismen- oder Gitterkompensatoren, oder gar in Form breitbandiger programmierbarer fs-La- serimpulsformer [7, 8] benötigt. Diese Laserimpulsformer erlauben allerdings auch die Optimierung der Lasermatenalbearbeitung (DE10203198B4).

Im Gegensatz dazu ist der Einsatz von fs-Pulsen oberhalb von 300fs technisch günstiger, da beispielsweise deutlich weniger Aufwand zur Dispersionskompensation nötig wird, um die Laserpulse trotz variierender optischer Wege im Gewebe ausreichend kurz im Fokusgebiet zu halten, um die gewünschte Photodisruption zu erzielen.

Bei dieser vorteilhaften Ausgestaltung erfolgt die Perforation der Sklera erfindungsgemäß mit Hilfe des genannten Lasersystems derart, dass, ohne die Oberfläche zu durchbohren, im Volumen durch Disruption innere Kanäle (Poren) eingebracht werden. Dabei weist der Laserstrahl eine geringe Absorption im Gewebe auf, so dass eine größere Anzahl von Mikroporen in das sklerale Gewebe eingebracht werden können. Dabei ist es voreilhaft, wenn die Mikroporen zunächst in tieferliegenden Gewebsschichten erzeugt werden und danach erst in höherliegenden Gewebsschichten, um den Laserstrahl nicht unnötig durch Streuung an bereits erzeugten Mikroporen zu schwächen.

Allerdings kann auch eine Mischform zwischen Disruption und Ablation durch Nutzung von fs-Lasern im UV-Bereich (395nm bis 192nm) realisiert werden. Insbesondere kann nach [9] solche fs-Laserstrahlung durch Bildung der 2., 3. oder höherer Harmonischer bei Frequenzvervielfachung in nichtlinearen optischen Kristallen realisiert werden. Es ist auch möglich, die Grundwellenlänge des fs-Lasers im NIR-Bereich hauptsächlich zur Photodisruption in der Tiefe des Gewebes zu nutzen und gleichzeitig die frequenzvervielfachte fs-La- serstrahlung zur oberflächennahen Photoablation.

Zusätzliche zum axialen Scan des Laserfokus kann ein lateraler Scan zur Präparation größerer Poren im Vergleich zum Fokusdurchmesser erfolgen.

Soll das bei der Photodisruption entstehende Gas benutzt werden, um die Gewebetrennung (z.B. Ablösung der Sklera vom Choroid) zu unterstützen, so wird bevorzugt ein axialer Fokusscan aus der Tiefe zu Oberfläche hin realisiert. Dies kann innerhalb einer „Laserbohrung“ erfolgen oder aber flächig in einer Schnittform in der Tiefe des Gewebes. Soll aber gegenteilig, eine Abfuhr des Gases realisiert werden, um die Gewebetrennung vorrangig nur durch die Laserschnitte zu erreichen, so ist entgegengesetzt von der Gewebeoberfläche her in die Tiefe des Gewebes axial zu scannen.

Einer dritten Variante entsprechend sind für ein Ultrakurzpuls-, insbesondere fs- Lasersystem folgende Parameter vorgesehen:

- Wellenlänge: UV oder IR,

- Spotdurchmesser: < 0,1 mm,

- Spotabstände: > 0,1 mm, insbesondere größer als der doppelte Spotdurchmesser,

- Disruptionstiefe: < 0,1 mm,

- Pulsdauer: < 10ps,

- Schärfentiefe des Fokus: bevorzugt >0,5mm, beispielsweise 5mm (zur Ausnutzung der starken linearen Absorption zur oberflächennahen Gewebebearbeitung und keinen oder geringen Anforderungen an die axiale Fokusnachführung auch schon ohne Laserfilamentbildung) und Applikation von mehreren Pulsen mit Repetitionsraten von 1 Hz bis 100MHz. Bei der Auswahl der Pulsenergien und Repetitionsraten bei den Ultrakurzpuls- Lasersystemen ist vorgesehen eine mittlere Leistung im Bereich von ca. 1W vorzusehen. Dies ist ein Optimum, wenn es um eine schnelle Durchführung der Behandlung und eine vernachlässigbare mittlere Gewebeerwärmung im Behandlungsverlauf geht.

Bezüglich der Wahl der Schärfentiefe besteht die Möglichkeit, diese auch so groß zu wählen bzw. die numerische Apertur NA so klein, dass es zu Selbstfokussierung der fs-Laserstrahlung infolge nichtlinearer Brechzahlveränderungen kommt, wenn auch eine geeignet hohe Laserleistung im Laserfokus bereitgestellt wird. Dieser Effekt ist aus Grundlagenuntersuchungen an überwiegend transparenten Medien, wie Luft oder Glas, bekannt und wird zur Fokusstreckung in den Millimeter bis Kilometerbereich genutzt [10], Diese gestreckten Foki werden u.a. auch als Laserfilamente bezeichnet.

Im erfindungsgemäßen Fall kann durch diese Selbstfokussierung die Länge des photodisruptierenden Laserfokus gegenüber der sich aus den einfachen Beugungsverhältnissen ergebenden klassischen Schärfentiefe (d.h. derjenigen ohne Selbstfokussierung) auch deutlich vergrößert werden. Nach den praktischen Erfahrungen der Erfinder sind damit Gewebeeinschnitte über Bereiche von Millimetern (mit Laserpulsenergien im Mikrojoule-Bereich) bis sogar hin zu über mehrere Zentimeter (bei Laserpulsenergien im Bereich bis 1 mJ) möglich, ohne den Laserfokus auf der Gewebeoberfläche nachführen zu müssen. Abhängig von der Stärke der Streuung des zu bearbeitenden Gewebes kann auch die Fokuslänge im Gewebe zumindest etwas verlängert werden. Wird eine solche Selbstfokussierung des Laserstrahlung benutzt, so wird vorzugsweise kein Kontaktglas genutzt.

Einer vierten Variante entsprechend sind für ein fs-Lasersystem folgende Parameter vorgesehen:

- Wellenlänge: VIS oder NIR,

- Spotdurchmesser: < 0,1 mm, - Spotabstände: größer als der Spotdurchmesser,

- Disruptionstiefe: < 0,1 mm,

- Pulsdauer: < 10ps,

- Schärfentiefe des Fokus: < 0,1 mm und

- Applikation von mehreren Pulsen mit Repetitionsraten von 1 Hz bis 100MHz.

Im Bereich geringer Gewebe-ZWasserabsorption (VIS und NIR) ist die Durchführung der Disruption durch das streuende Gewebe der Sklera hindurch beispielsweise in oder hinter der Sklera und vor dem Choroid vorgesehen. Ebenfalls ist die Photodisruption hinter transparenten Stents vorgesehen.

Erfindungsgemäß ist das Lasersystem, insbesondere Ultrakurzpuls-Lasersystem ausgebildet, sowohl beabstandete Perforationen als auch kanalartige Strukturen oder Schnittflächen im Gewebe zu erzeugen. Dazu ist die Steuereinheit ausgebildet entsprechende Steuersignale für den Laserscanner zu erzeugen, um entsprechende Spotabstände zu realisieren.

Für beabstandete Perforationen ist es nötig, dass die Spotabstände > als der Spotdurchmesser sind. Für die Erzeugung kanalartiger Strukturen oder von Schnittflächen ist es jedoch notwendig, dass die Gewebeschnitte verbunden sind. Dies wird realisiert, indem Spotabstände von weniger als einem Spotdurchmesser genutzt werden. Im Falle von Blasenbildung können auch Spotabstände bis zu 5 Spotdurchmesser genutzt werden, um verbundene Strukturen zu erzeugen.

Die zweite Gruppe vorteilhafter Ausgestaltungen bezieht sich auf das Kontaktglas, welches für die Anwendungen eines fs-Lasersystem erforderlich sind. Dabei ist die Kontaktfläche des Kontaktglases ringförmig um die Kontaktoptik angeordnet und ausgebildet die Hom- und/oder Bindehaut anzusaugen. Erfindungsgemäß bildet die Kontaktoptik mit der Kontaktfläche des Kontaktglases eine Ebene, vorzugsweise ragt sie jedoch in Richtung des Auges aus dieser heraus bzw. ist verschiebbar ausgebildet, um auf die Binde- und/oder Lederhaut zu drücken und eine applanierende Wirkung zu erzielen.

Durch diese applanierende Wirkung wird die Einkopplung des Laserstrahls in das Gewebe wesentlich verbessert. Insbesondere kann durch zusätzliches Ansaugen des Kontaktglases an die Hornhaut (Kornea) und/oder Bindehaut (Konjunktive) die streuende Schichtdicke des Gewebes reduziert werden, um mit minimaler Laser-Pulsenergie hinter dieser Schicht im Gewebe noch eine Disruption im Fokuspunkt des Lasers erzielen zu können. Außerdem führt der Druck auf die Sklera zu deren Entwässerung und zur Erhöhung deren Transparenz.

Die Effekte durch Entwässerung, geringere Dicke und erhöhte Transparenz ermöglichen eine minimal invasivere Bearbeitung des inneren Volumens dieser Zone durch fs-Laser, da damit geringere Pulsenergien für den optischen Durchbruch verwendet werden können.

Hierzu zeigt die Figur 2 die zwei Phasen der Herstellung des Kontaktes des erfindungsgemäßen Kontaktglases mit einem Auge.

Die Figur 2A zeigt die erste Phase, in der die Kontaktfläche 4‘ des Kontaktglases auf das Auge 6 aufgesetzt. Erfindungsgemäß ist die Kontaktfläche 4‘ ausgebildet die Hom- und/oder Bindehaut des Auges 6 anzusaugen, was durch die beiden Pfeile angedeutet ist.

Bei der in Figur 2B gezeigten zweiten Phase wird die Kontaktoptik 4“ des Kontaktglases soweit vorgeschoben, bis dieses aus dessen Kontaktfläche 4‘ herausragt und auf die Binde- und/oder Lederhaut des Auges 6 zu drücken und eine applanierende Wirkung zu erzielen, was auch hier durch zwei Pfeile angedeutet ist. Durch das Ansaugen der Kontaktfläche 4‘ und das zusätzliche Andrücken der Kontaktoptik 4“ kann die Dicke der Binde- und/oder Lederhaut des Auges 6 verringert werden, wodurch die Einkopplung des Laserstrahls des Lasersystems 1 in das Gewebe 10 wesentlich verbessert wird.

Alternativ kann auch ein Kontaktglas genutzt werden, das, ähnlich ist zu dem in DE10 2018 215 030 A1 gezeigten, eine feste Verbindung zwischen Kontaktfläche und Kontaktoptik besitzt und in einer einzigen Ansaugphase angepresst wird. Allerdings muss die Kontaktoptik dann immer noch die Laserbearbeitung des Skleralbereiches erlauben, d.h. diese muss gegenüber der DE10 2018 215 030 A1 gezeigten Variante für Hornhautbearbeitung zumindest bis auf den Laserbearbeitungsbereich über der Sklera verbreitert sein.

Es ist auch möglich, eine Kontaktoptik ganz ohne eine Ansaugung des Patientenauges anzupressen. Allerdings verliert man dabei den Vorteil der Ansaugung, dass diese eine gewissen Fixierung des Patientenauges bewirkt, insbesondere bei nicht vollständig anästhesierten Patienten. Generell müssen An- press- oder Ansaugkäfte begrenzt werden, um Verletzungen zu vermeiden.

Der dritten Gruppe vorteilhafter Ausgestaltungen entsprechend kommen als bildgebende optische Verfahren für die Bildaufnahmeeinheit optische Kohä- renztomograhie (OCT)- oder Ultraschall (US)-basierte Verfahren zur Anwendung. Besonders bevorzugt deren Varianten zur Angiographie, beispielsweise durch Verarbeitung von Signalphasenvariationen infolge von Blutflüssen, wie Dopplersignalen.

Die letzte Gruppe vorteilhafter Ausgestaltungen bezieht sich auf die Steuer- und Auswerteeinheit, die ausgebildet ist, die von der Bildaufnahmeeinheit zur Verfügung gestellten Aufnahmen des suprachoroidialen Raumes auszuwerten und Steuersignale für das Lasersystem und den Laserscanner zu generieren. Insbesondere werden die von der Bildaufnahmeeinheit zur Verfügung gestellten Aufnahmen des suprachoroidialen Raumes auch hinsichtlich von Landmarken ausgewertet, um diese als Bezugspunkte für die zu generierenden Steuersignale zu verwenden.

Weiterhin ist die Steuer- und Auswerteeinheit ausgebildet das Ansaugen der Kontaktfläche des Kontaktglases an die Hom- und/oder Bindehaut zu steuern und zu kontrollieren.

Insbesondere ist die Steuer- und Auswerteeinheit dabei ausgebildet die Steuersignale für das Lasersystem und den Laserscanner erst zu generieren, wenn nach der erfolgten Ansaugung eine Zeit zur Konfigurierung des Gewebes von > 1sek, bevorzugt > 10sek und besonders bevorzugt > 1 min vergangen ist.

Das Kontaktglas kann weiterhin ausgebildet sein, temperiert zu werden. So kann es beispielsweise weitgehend auf die Körpertemperatur des Patienten temperiert werden, um das Kontaktempfinden zu minimieren. Es ist auch möglich, durch Temperaturen deutlich unterhalb der Körpertemperatur, eine zeitweise Gefäßverengung zu stimulieren, um den Blutfluss während der Laserbearbeitung im und um das Zielgewebe zumindest zeitweise zu reduzieren. Die Laserbearbeitung ist in diesem Fall bevorzugt innerhalb von 1 min und besonders bevorzugt innerhalb von 10s nach Einsetzen der Kühlungswirkung durchzuführen, bevor sich der Blutfluss wieder normalisiert.

Weiterhin ist die Steuer- und Auswerteeinheit ausgebildet die von der Bildaufnahmeeinheit zur Verfügung gestellt Aufnahmen des suprachorodialen Raumes auch hinsichtlich von Landmarken, wie beispielsweise ein Implantat, frühere Laserbehandlungszonen, Testschüsse, Gefäße, Gewebsstrukturen o. ä. zu detek- tieren, um diese als Bezugspunkte für die zu generierenden Steuersignale zu verwenden. Insbesondere ist die Steuer- und Auswerteeinheit dabei ausgebildet die detektierten Gefäße hinsichtlich ihrer Größe zu klassifizieren, um ein Schneiden von Gefäßen > 5pm, bevorzugt > 20pm und besonders bevorzugt > 100pm zu vermeiden.

Die Detektion von Gefäßen bzw. des Blutflusses insbesondere im Fokusbereich des Lasers kann vorzugsweise z. B. mittels Doppler-OCT oder Speckle-flow- graphy erfolgen.

In einer besonders bevorzugten Ausgestaltung ist die Steuer- und Auswerteeinheit ausgebildet Steuersignale für unterschiedliche Laserschnitte zu generieren, wie beispielsweise zur Herstellung:

- kanalartiger Strukturen,

- durchgängiger Kanäle bis zu einem Ableitungsgebiet,

- schwammartiger Kanalnetzes,

- nicht durchgehender Kanalstücke,

- ringförmiger Kanäle,

- flächenartiger Schnitte, vorzugsweise für ein Implantat,

- von Schnitten um oder an einem Implantat,

- von Schnitten durch Gewebe und Implantat, o. ä..

Um die Behandlungszeit zu verkürzen, ist in diesem Zusammenhang auch der Einsatz strahlformender, beispielsweise diffraktiver, Elemente zur Erzeugung von Mehrfachfoki von Vorteil. Dadurch wird es möglich, mehrere Schnitte z. B. für Perforationen gleichzeitig zu erzeugen.

Die Lage der bevorzugten Perforationszone im Auge wird in Figur 3 dargestellt. Dazu zeigt die Abbildung die Pupille 6‘ und die Sklera 6“ des Auges 6. Die (markierte) Perforationszone 6‘“ wird erfindungsgemäß an der anterioren Begrenzung der Sklera 6“ erzeugt. Die Perforationszone muss allerding nicht 360° (wie dargestellt) umschließen, sondern kann auch deutlich kleinere Winkelbereiche abdecken (nicht dargestellt), beispielsweise ca. 10°, und kann auch je nach Drucksenkungsbedarf noch nachträglich vergrößert werden. Erfindungsgemäß erfolgt die Laserbearbeitung möglichst nicht an den horizontalen Meridianen der Sklera, d.h. nicht nasal oder temporal, sondern bevorzugt eher inferior oder superior.

Erfindungsgemäß werden die Perforationen bevorzugt durch eine ab-externo Lasertherapie (von außen auf die Sklera) erzielt und schrittweise in der Richtung vom Augeninneren zum Augenäußeren hin in der Sklera erzeugt und bilden dabei kanalartige Strukturen.

Hierzu zeigt die Figur 4 eine schematische Darstellung zur Erzeugung einer Perforation im suprachorodialen Raum. Der Einfachheit halber wird auf die Darstellung des Kontaktglases verzichtet, so dass lediglich das Auge 6 und der in das Gewebe 10 fokussierte Laserstrahl 1 ‘ abgebildet sind. Der Laserstrahl 1 ‘ perforiert das Gewebe 10 des suprachorodialen Raumes durch kanalartige, aber nicht miteinander verbundene Strukturen 11. Dies ermöglicht den erleichterten Flüssigkeitsübertritt durch die verdünnten Gewebe zwischen den kanalartigen Strukturen und bessere Flüssigkeitsverteilung ohne das eine vollständige Verbindung zwischen der Vorderkammer und den perforierten Geweben erzeugt wird, durch die andernfalls unerwünschte Partikelübertragung erfolgen könnten (Gewebepartikel oder Keime).

Erfindungsgemäß werden also nach transparenzsteigernden Ansaugung (Verdünnung durch Entwässerung) der Sklera mittels eines fs-Lasersystems Schnitte in Augengewebe eingebracht, die eine Drainage in ableitungsfähige Gewebe realisieren.

Hierbei wird insbesondere ausgenutzt, dass die mittels fs-Lasern erzielten Schnitte wenig bis gar nicht vernarben. Dies wurde sowohl von H. Luba- tschowski u. a. in einer Studie zur „Lentotomie mittels fs-Laserpulsen“ [5] als auch durch die klinischen Ergebnisse mit fs-Lasern in der refraktiven Korneachi- rurgie gemäß [6] bestätigt. Auch wurden keine anderen unerwünschten Nebeneffekte in der unmittelbaren Nähe von mittels fs-Lasern perforierten Gewebes des Auges bekannt. Mittels fs-Lasern hergestellte Schnitte schließen sich nicht und der Schnitt wird weitgehend kraftfrei erzielt, d.h. es besteht keine Gefahr des unerwünschten Aufreißens.

In einer Ausführung werden mittels eines flächenartigen Schnittes, Teile einer Zyklodialysespalte (cyclodialysis cleft) erzeugt, deren Größe wählbar ist und auch entsprechend der gewünschten IOP-Senkung angepasst werden kann.

Bevorzugt wird der Eingang der lasergeschnittenen Zyklodialysespalte mittels eines Stents offengehalten, der einer verkürzten Form eines konventionellen Suprachoroidal-Stents entspricht.

Die Figur 5 zeigt eine schematische Darstellung zur Erzeugung einer Aufnahmetasche für den Suprachoroidal-Stent. Auch hier wird der Einfachheit halber auf die Darstellung des Kontaktglases verzichtet, so dass lediglich das Auge 6 und der Laserstrahl 1‘ abgebildet sind, der in das Gewebe 10 des suprachorodi- alen Raumes eine Aufnahmetasche 12 für ein Suprachoroidal-Stent erzeugt. Gezeigt ist hier die Variante mit ab-interno Laserschnitten (Laser strahlt durch die Vorderkammer auf den gegenüberliegenden Kammerwinkel). Dazu ist die Verwendung eines Hornhautkontaktglases mit einem Goniospiegel günstig.

Möglich ist aber auch das Schneiden einer Aufnahmetasche in einer ab-externo Variante (d.h. von außen durch die Sklera, ähnlich Figur 4).

Wird nach Ausführen des fs-Laserschnitts und Einsetzen des Stents später (Wochen bis Monate) festgestellt, dass die drucksenkende Drainagewirkung nicht ausreicht, so kann die Zyklodialysespalte in einem weiteren fs-Laser- schnitt erweitert werden. Dieser wird dazu mittels des bildgebenden Verfahrens am älteren Schnitt ausgerichtete bzw. setzt diesen fort. Dazu wird idealerweise eine Bildgebung des Stents und des umgebenden Gewebes genutzt, beispielsweise mittels OCT-Bildgebung.

Mit dem Laser kann auch eine den Stent aufnehmende „Tasche“ mit einer zur Halterung des Stents unterstützenden Form geschnitten werden. Vorzugsweise kann am Ende des Stents eine das Kammerwasser ableitende Drainagezone realisiert werden, beispielsweise als flächige, sich in posteriore Richtung im Suprachoroidalraum verbreiternde Drainagezone in Form von Perforationen oder Kanälen ausgeführt werden.

Hierzu zeigt die Figur 6 eine schematische Darstellung zur Erzeugung einer Drainagezone am Ende des Stents. Die Darstellung zeigt den in das Gewebe 10 des suprachorodialen Raumes fokussierten Laserstrahl 1 ‘ und die Drainagezone 8 am Ende des Drainageimplantats 9, wobei der Kammerwasserabfluss 13 in das umliegende Gewebe durch die gestrichelten Pfeile angedeutet ist. Die Drainagezone 8 kann hierbei aus einer Vielzahl unverbundener Perforationen oder verbundener Kanäle oder aus Kombinationen beider bestehen, was durch die Schraffur der Drainagezone 8 in der Figur 6 angedeutet ist.

Wird ein zumindest teiltransparenter Stent verwendet, können auch Schnitte durch Gewebe und Stent realisiert werden, die damit perfekt zueinander ausgerichtet sind und damit an Kanäle zur Ableitung von Kammerwasser angeschlossen sind. Dabei ist es nützlich, wenn mittels der Bildgebung (beispielsweise OCT oder UBM) die Position und Lage von Implantaten zum geeigneten „Anschluss“ des Schnittes genutzt werden. Die Implantate können hierbei auch Strukturen beinhalten, die eine verbesserte Darstellung bei der Bildgebung erlauben, beispielsweise besonders rückstreuend für das OCT-Licht sind (US 8740380 B2). Es ist auch möglich verstopfte oder in ihrem Querschnitt reduzierte Stents durch die Laserschnitte wieder durchgängig zu machen. Hierfür ist es notwendig, dass die Fokustiefe bzw. Schärfentiefe geringer als die Dicke des Stents in Durchstrahlungsrichtung gewählt werden. Die Figur 7 zeigt eine schematische Darstellung zur Erzeugung perforierender Schnitte in Gewebe und Stent. Auch hier wird nur das Auge 6 und der in das Gewebe 10 fokussierte Laserstrahl 1‘ dargestellt. Der Laserstrahl 1‘ perforiert hierbei sowohl das Gewebe 10 des suprachoroidialen Raumes als auch das Drainageimplantat 9 durch kanalartige, nicht miteinander verbundene Strukturen 11.

Insbesondere ist die vorgeschlagene Vorrichtung zur Erzeugung einer Steigerung des Abflusses von Kammerwasser zur Senkung des Augeninnendruckes bei einem Glaukom auch geeignet die durch eine bereits erfolgte Behandlung erzielte Drucksenkung zu erweitern bzw. die drucksenkende Wirkung durch schrittweise Erweiterung der Schnitte in Abhängigkeit von der erreichten Drucksenkung einzustellen.

Mit der erfindungsgemäßen Lösung wird eine Vorrichtung zur Verfügung gestellt, mit der ein gesteigerter Abfluss von Kammerwasser zur Senkung des Augeninnendruckes bei Glaukom erzeugt wird. Die Vorrichtung basiert hierbei auf einem Lasersystem zur minimal invasiven Ablation und/oder Disruption der Sklera.

Insbesondere ist die vorliegende Erfindung geeignet eine risikoarme, effektive, bindehautschonende, nicht- oder minimalinvasive Kammerwasserdrainage zur Senkung des Augeninnendruckes bei Glaukom zu realisieren. Insbesondere ist es möglich eine vorhandene Kammerwasserdrainage hinsichtlich der Abflussmenge an Kammerwasser nachträglich nichtinvasiv einstellen zu können.

Dafür ist vorgesehen mittels eines Lasersystems eine minimal invasive Ablation und/oder Disruption der Sklera vorzunehmen, um einen gesteigerten Abfluss von Kammerwasser zur Senkung des Augeninnendruckes bei Glaukom zu erzeugen. Erfindungsgemäß werden die Durchflusseigenschaften der Sklera durch eine Vielzahl von Poren im Rahmen einer Laserperforation verbessert.

Wichtig für die Langzeitwirkung wird erfindungsgemäß angesehen, dass eine athermische Laserperforation erfolgt, die insbesondere am Rande des Gewebeabtrages keine merkliche thermische Schädigung hinterlässt. Das kann mit repetierenden kurzen Laserpulsen erreicht werden, die im sogenannten thermische und/oder akustischen Einschluss arbeiten.

Dabei gibt es außerhalb des Laserfokus bzw. Laserbearbeitungsbereiches bzw. Gewebeabtrages keinerlei irreversible Gewebeschädigung durch thermische oder mechanische Einflüsse. Eine Erwärmung mit nur reversibler Gewebebeeinflussung am Rand der Behandlungszonen kann dabei akzeptiert werden.

Literatur:

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Abstract: doi: 10.1002/lsm.22202. Epub 2013 Nov 21.

[5] Lubatschowski H, et al. Lentotomie mittels fs-Laserpulsen: Behandlung der Presbyopie durch Erzeugen von Gleitebenen in der Linse. Klin Monatsbl Augenheilkd 2009; 226: 984 - 990. Abstract: https://www.thieme-connect.de/products/ejournals/abstract/10 .1055/s-

0028-1109941

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F achbuchverlag ; https://www.hanser-fachbuch.de/buch/Lasermaterialbe- arbeitung/9783446421684

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