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WO1987000748A1 - Dispositif de chirurgie ophtalmologique par photoablation - Google Patents

Dispositif de chirurgie ophtalmologique par photoablation Download PDF

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WO1987000748A1
WO1987000748A1 PCT/FR1986/000268 FR8600268W WO8700748A1 WO 1987000748 A1 WO1987000748 A1 WO 1987000748A1 FR 8600268 W FR8600268 W FR 8600268W WO 8700748 A1 WO8700748 A1 WO 8700748A1
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laser
nanometers
wavelength
radiation
equal
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PCT/FR1986/000268
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Danièle Sylvie ARON-ROSA
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Daniele Sylvie Aron Rosa
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Priority claimed from FR8518171A external-priority patent/FR2591097A2/fr
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Definitions

  • the present invention relates to an ophthalmological surgery device by photoablation, photodi ⁇ ruption or ultraviolet linear photodissociation of living tissues directly accessible, by means of ultra short pulses whose duration is from 10 to 100 nanoseconds, originating from a laser light source. consistent and intended in particular, but not exclusively, for corneal and vitreous surgery.
  • a device emitting, at the output, in a spatial or temporal mode, radiation whose wavelength is in the ultraviolet and in particular included in the range of 150 to 215 nanometers.
  • the radiation emitted must be outside the absorption band of human proteins and DNA deoxyribonucleic acid.
  • the range of 230 to 260 nanometers should be avoided.
  • a KRF laser with a wavelength of 247 nm. corresponded to a frequency of DNA and could have a carcinogenic effect by breaking molecular chains.
  • the radiation is completely absorbed by the air and the addition of a vacuum radiation channel would prevent the permanent control necessary for precision surgery.
  • Patent EP-A-0 007 256 describes an ophthalmological surgery device including a YAG laser (double garnet of yttrium and aluminum emitting pulses of a duration of the order of a few picoseconds with a length d wave of 1064 nanometers to achieve a closed globe endocular icosurgery.
  • YAG laser double garnet of yttrium and aluminum emitting pulses of a duration of the order of a few picoseconds with a length d wave of 1064 nanometers to achieve a closed globe endocular icosurgery.
  • the ultra-fast emission of a small amount of emerging energy and the high concentration of light on a microsurface are at the origin of the optical breakdown and the formation of a plasma followed by the development of responsible shock waves disruption of the target tissue, regardless of its chemical nature and regardless of any coloring or pigmentation.
  • Argon lasers have also been used in continuous emission of light emitting radiation of 488 to 514.5 nanometers in order to carry out photocoagulations and krypton lasers of wavelength equal to 647 nm allowing photocoagulation of the choroid. through the retina itself.
  • the cornea consists by weight of about 80% water and 20% protein.
  • the problem of photoablation consists in carrying out a pure photodissociation of water without altering the proteins.
  • a photodissociation a laser emitting in the blue, in pre 'presence of a metal catalyst with an energy of about 1.8 electron volt photon.
  • catalysis causes an action on proteins, which is absolutely to be avoided.
  • the introduction of a catalyst onto or into the retina can pose problems, the oxygen resulting from the dissociation of water recomposing with another constituent of the retina.
  • the radial keratotomy must be extended to the DESMET membrane without reaching it, let alone the non-renewable endothelium.
  • the incisions are made with a diamond knife. The results of this operation remain largely uncertain since, after a few incisions, the cornea deforms (corneal depression) so that, even with a knife fitted with a guard, the - ⁇ depth of incision can hardly be constant.
  • US-A-4,461,294 (BARON) describes a device and a method intended for performing radial keratotomies by means of a tracer device including a dye (riboflavin) on the cornea.
  • a tracer device including a dye (riboflavin) on the cornea.
  • the marked lines are evaporated by means of an argon laser through a slit mask, the lines being drawn by a computer according to the change in convergence to be obtained.
  • the dye having been introduced into the BOWMAN layer and into the stroma absorbs the light energy emitted by the laser, which causes the marked tissue to be cut.
  • a first object of the present invention is a device making it possible to perform a photoablation of the cornea according to a defined configuration of incisions, performed simultaneously, or almost simultaneously, using a pulsed laser, without significant necrosis of the tissues ( epithelium, membrane of B0 MANN, stroma) at an exactly determined depth, making it possible to avoid the problems due to corneal depression and giving predictable and repetitive results.
  • a second object of the present invention is a device delivering an output laser beam whose radiation is completely absorbed by the cornea and cannot in any case diffuse into other tissues: lens, retina, choroid or in the vitreous humor.
  • a third object of the present invention is a device for multipurpose uses allowing various ophthalmic surgery operations to be carried out with a single device.
  • the device for linear photoablation of living tissue comprising at least one laser source is characterized in that it comprises means for concentrating and focusing the beam emitted by the laser source, and means for spatiotemporal distribution of the beam output whose wavelength is between 150 and 220 nanometers and the energy between 100 and 1000 millijoules per cm2.
  • this device can constitute, from a single source: a YAG photodisruptor laser operating in triggered (Q-switched) or thermal mode operating in "free running" mode, a photocoagulator argon laser, in particular an argon pulse laser for the treatment of glaucoma or a short ultraviolet laser for corneal or vitreous surgery.
  • the original laser bar is a rectangular YAG bar of the SLAB type.
  • Such a laser ensures propagation of the photons resulting from the emission stimulated by multiple reflections inside the cavity. This avoids on the one hand the thermal effects and, on the other hand, produces a very little expanded beam.
  • the yield obtained with an SLAB bar is approximately 10 times higher than that obtained with an ordinary YAG bar.
  • This beam is single-phase with a cleaner phase front which gives, if the frequency is doubled, using a KDP crystal (double potassium and deuterium phosphate) or, preferably, with a phosphate crystal triple known in the art under the name of KTP, a green laser beam, very clean, the frequency of which can again be doubled to obtain with better efficiency an ultraviolet radiation suitable for carrying out photoablation.
  • a second YAG bar serving as an amplifier for the first, an assembly which made it possible to obtain an output of the order of 5 joules at the output of the second bar.
  • the device uses at least one phase conjugation mirror making it possible to clean the beam without changing the wavelength thereof.
  • a device for implementing the invention in a first embodiment using a YAG laser
  • _ Fig. 2 a diagram showing the device for implementing the invention with at least one YAG laser
  • a fourth assembly including a phosphate laser
  • the device comprises a source laser 1, excimer argon fluorite, enclosed in a casing 8 resting on the ground by a support (not shown) or mounted on an optical bench.
  • an electrically controlled shutter 2 At the output of the laser 1 is mounted an electrically controlled shutter 2, the "curtain” of which is constituted by a glass slide “SCHOTT KG3", for example, controlled by a trip pedal 14 or even by a voice-controlled computer.
  • the laser beam 10 After crossing the shutter, the laser beam 10 is directed onto the entry of an articulated arm 7 provided with a set of reflecting mirrors 9 adapted to the wavelength of the excimer.
  • a set of reflecting mirrors 9 adapted to the wavelength of the excimer.
  • the casing 8 are mounted cooling devices (not shown) allowing the laser and the various components of the system to work at an adequate temperature. According to the invention, the beam 10 is not concentrated during its transfer to the operating head.
  • the beam 10 arrives at the outlet of the arm 7 on a convergence device 13, included in the operating microscope 3 (or in a slit lamp) which focuses the beam 10 at a point 12.
  • the device also includes inside the casing 8 a Pockels cell (not shown) intended to ensure the blocking of modes.
  • the lenses constituting the convergence system 13 are calcium fluoride (CaF2) or "SPECTROSIL B" lenses, bodies which are transparent for the wavelength of 193 nanometers emitted by the laser. 1.
  • the beam 10 then has the shape of a line ten to two hundred microns wide by three to four millimeters long.
  • a beam transducer or deflector 4, disposed in the vicinity of the line 12 is constituted either by an acousto-optical modulator with Brague fringes in the event of temporal distribution of the beam, or by a set of mirrors in the event of spatial distribution of the beam .
  • the command is obtained by a microprocessor 5 programmed as a function of the configuration of the corneal incisions which it is desired to obtain.
  • an alignment laser 6 for example of the Helium-neon type with a power of 1 milli att, for example allowing to operate with precision and to arrange the incisions on the cornea, since, obviously, the UV beam is not visible.
  • the laser 6 emits through a focal lens a continuous ray 11 which is superimposed on the ray 10 of the laser 1.
  • the excimer laser 1 delivers pulses of 10 to 30 nanoseconds. From a slit adjustable from 4mm high by 0.1 to 0.2mm wide or less (for example from 10 to 200 microns), each line of incision is scanned in 30 nanoseconds.
  • the surgeon's eye 01 observes the patient's eye 02 through the microscope 3, preferably through a protective plate (not referenced). With the EXCIMER laser, cell 27 does not exist.
  • the excimer lasers make it possible to carry out photoablation by photodissociation of the material without there being, at the periphery of the vaporized zone, too marked deterioration by thermal effect.
  • the incident energy diffuses little and is mainly used to locally cut the material.
  • the beam of these lasers is not clean, that is to say that it is of a highly random geometry, it is not pure, it is multimode, and difficult to focus.
  • gas lasers are difficult to mass produce, and pose safety problems in the event of leaks, especially when the gas used is a compound as active as fluorine, although precautions are taken by the automatic regeneration of gas and stabilization measures to avoid frequent recharging despite repeated work.
  • the laser source is advantageously a solid-state laser. But there are no solid lasers emitting in a length wave suitable and with a power suitable for corneal surgery.
  • the laser source 1 can then be a YAG source, advantageously of the SLAB type, the assembly diagram being that shown in FIG. 1 and which corresponds to that described in EP-A-0 007 256, with the exception of scanning. final spatiotemporal.
  • the nature of the mirrors is adapted to the wavelength of the YAG radiation.
  • the only difference in the assembly consists in the interposition before or after the scanning of a cell 27 of sodium borate which transforms the wavelength of the beam from 1064 nm to 200-210 nm, that is to say say a practically ideal wavelength for corneal surgery.
  • Figs 2 to 4 show mounting methods for obtaining laser radiation for the previously defined wavelength range (150 - 215 nm) from a bar laser source. In these diagrams, only the main elements and the shutters, the cooling devices and the Pockels cell ensuring active Q-s itching have been deliberately omitted.
  • Fig. 2 shows a second arrangement in which the original beam is emitted by a YAG laser whose wavelength (1064 nm) is much greater than the wavelength of the ultraviolet laser used in the first embodiment .
  • the device comprises, in this case, a first laser YAG 1 (double garnet of aluminum and of Yttrium doped with neodymium) followed by a second laser YAG 21, amplifier connected in series with the first.
  • a first laser YAG 1 double garnet of aluminum and of Yttrium doped with neodymium
  • a second laser YAG 21, amplifier connected in series with the first.
  • the YAG beam is pulsed at a frequency such that the duration of the pulses is between 10 and 100 nanoseconds.
  • the power required for the output must always be between 0.1 and 1 Joule for the desired biophysical result.
  • the device comprises: an electrically controlled shutter composed of a glass slide Schott KG3, an optical system called afocal making it possible to adjust the convergence of the alignment beam and the main beam so that the two beams coincide in the operating area and a Pockels cell ensuring active Q-switching.
  • a first cell 22 of KDP or KTP double or triple phosphate of deuterium and potassium
  • KDP or KTP double or triple phosphate of deuterium and potassium
  • this result can be obtained, as shown in Fig.2, by having two frequency doublers in series, the first 22 of which selects the first harmonic and the second 23 selects of the third harmonic.
  • the excess of the light of the beam 10 (1064 nm) is mixed by the link 25 with the third harmonic in a RAMAN tank 24 whose output delivers a radiation of wavelength equal to 217 nm, and a maximum energy of 800 mJ / cm2.
  • the device is mounted on an operating microscope via an articulated arm and contains a beam deflector similar to that which was described in the previous embodiment for the fluoride excimer laser d 'argon. It is thus possible to obtain a device producing ultraviolet laser radiation from one or two YAG lasers, the aim of this device being to avoid heavy maintenance, to reduce the cost of assembly and to avoid the insecurities due fluorine leakage and the instabilities inherent in the excimer laser. It is thus possible to obtain in the short ultraviolet a laser beam of better quality than that of the excimer.
  • the device shown in Fig.3 uses a single ruby laser 1 pulsed in nanoseconds whose wavelength is 694 nanometers.
  • the active medium consists of an alumina crystal (A1203) doped with 0.05% chromium ions.
  • A1203 alumina crystal
  • chromium ions such as a laser makes it possible to obtain a gain equal to two to four times the gain of a YAG laser, which avoids the use of an amplifier laser. But this wavelength is too large to be used as it is in corneal surgery.
  • the KDP crystals are replaced by crystals of ADP (double phosphate of ammonium and deuterium) or of KTP .
  • a first harmonic of wavelength equal to 347 nm is thus obtained, which cannot be used because it is too penetrating and a second harmonic whose wavelength is 175.5 nm. whose wavelength falls within the useful radiation range for corneal surgery.
  • the ruby laser 1 delivers a power of around 20 Joules at the outlet and is followed by two doublers
  • the output beam of the doubler 22 is directed onto a slot followed by an electroacoustic or even purely optical beam deflector.
  • the power at the output of the second doubler selecting the third harmonic can vary from approximately 5 to 10 Joules.
  • a fourth device uses a phosphate laser source emitting radiation whose wavelength is 1054 nm.
  • the original beam is processed to separate the third harmonic therefrom, on slides 22, 23 in ADP, KDP or KTP, the wavelengths being as follows: 1st harmonic 527 nm; 2nd harmonic 263.5 nm and third harmonic 131.7 nm.
  • the wavelength of the third harmonic is too small for it to be used directly (absorption by air).
  • a RAMAN tank 24 on which the third harmonic and a deviated part 25 of the original beam are simultaneously applied, so as to cause a frequency beat.
  • the first antistoke frequency radiated along a cone focused on the main beam is established at 193 nm. or the wavelength of the argon fluoride excimer laser.
  • the blades of ADP or KDP or of sodium borate crystal are mounted articulated on a support so as to be removable and out of the beam path.
  • a multiplicity of ophthalmological operations using laser beams of different wavelengths.
  • Fig. 5a shows a first example of a radial incision of the cornea C obtained using the method according to the invention.
  • the cut lines T are arranged radially so as to allow a correction of the convexity of the cornea.
  • Sure Fig. ⁇ b shows a second mode of photoablation incision, the T incision lines being arranged in an octagon, it was found that this arrangement practically eliminated postoperative astig atisms in keratoplasties.
  • These configurations, as well as all the other desirable configurations are obtained by deflecting the beam 10 which is distributed into a plurality of secondary beams either by means of an acousto-optical transducer, or by means of a set of mirrors.
  • FIG 6 there is a solid laser source 1 which emits a beam oriented towards a first doubler stage 22 of KTP.
  • the beam used at the output of stage 22 has a frequency doubled compared to the frequency emitted by the laser 1 and consequently emits substantially in the green.
  • Part of the energy of this output beam is taken by the optical path 25 and then applied to the stage 24, at the output thereof.
  • This sample is intended to constitute the aiming beam.
  • the cell 22 is followed by a second cell 23 advantageously constituted by a KTP crystal.
  • the beam, after passing through the doubling cell 23, is then routed on the stage 24 allowing a distribution, either spatial or temporal, of the beam.
  • the mirror 26 is arranged directly at the outlet of the laser cavity 1, and it is the beam thus purified which is directed on the doubling cells 22 and 23.
  • the conjugate mirror 26 can be placed anywhere in the path of the beam and, for example, as in FIG. 7, at the exit from stage 23 or on the distribution stage 24 of the beam, before the division of this one or at the entrance to floor 24.
  • FIGS. 6 and 7 represent an assembly with a solid laser (for example with a ruby) emitting a radiation of wavelength equal to 694 nanometers, including the quadrupling of the frequency for a KTP cell (22) gives a second harmonic of wavelength equal to 173.5 nanometers.
  • a 3rd harmonic is mixed with part of the beam taken at the output of laser 1 in a RAMAN tank.
  • the device is mounted on an ultrasound pachymeter for measuring the thickness of the cornea.
  • a computer makes it possible to know the depth of the incision and a stop device immediately stops the operation of the source laser in the event of eye movement greater than four microns.
  • the incision depth is currently around 1 micron per stroke, the laser being drawn at a rate of 2 to 100 Hertz.
  • the depth of the tissue to be cut is, according to the operations, at most equal to approximately 600 microns.

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Abstract

Dispositif de chirurgie cornéenne par photoablation comprenant une source laser. Selon la présente invention, le laser étant un laser solide (1), on réalise une multiplication de fréquences par un cristal (27) pour que la longueur d'onde de sortie soit comprise entre 150 et 220 nanomètres avec une répartition spatiotemporelle du faisceau dont l'énergie est comprise entre 100 et 1000 millijoules par cm2.

Description

DISPOSITIF DE CHIRURGIE OPHTALMOLOGIQUE PAR PHOTOABLATION
La présente invention a pour objet un dispositif de chirurgie ophtalmologique par photoablation, photodiεruption ou photodissociation linéaire ultraviolette de tissus vivants directement accessibles, au moyen d'impulsions ultra brèves dont la durée est de 10 à 100 nanosecondes, issues d'une source laser de lumière cohérente et destiné en particulier, mais non exclusivement, à la chirurgie de la cornée et du vitré.
Plus précisément, elle se rapporte à un dispositif émettant, à la sortie, selon un mode spatial ou temporel une radiation dont la longueur d'onde se situe dans l'ultraviolet et notamment comprise dans la plage de 150 à 215 nanomètres. En effet, la radiation émise doit se situer hors de la bande d'absorption des protéines humaines et de l'acide desoxyribonucleique ADN. Pour ces raisons, la plage de 230 à 260 nanomètres doit être proscrite. En effet, on a observé qu' un laser KRF de longueur d'onde de 247 nm. correspondait à une fréquence de l'ADN et pouvait avoir un effet cancérigène par rupture de chaînes moléculaires. Dans le bas du spectre UV, au-dessous de 150 nm. les radiations sont totalement absorbées par l'air et l'adjonction d'un canal sous vide d'acheminement des radiations empêcherait un contrôle permanent nécessaire à une chirurgie de précision.
ETAT DE LA TECHNIQUE
Les lasers sont connus depuis vingt cinq ans et sont maintenant utilisés dans différents domaines de la microchirurgie.
On a décrit dans le brevet EP-A-0 007 256 un dispositif de chirurgie ophtalmologique incluant un laser YAG (grenat double d'yttrium et d'aluminium émettant des impulsions d'une durée de l'ordre de quelques picosecondes avec une longueur d'onde de 1064 nanomètres permettant de réaliser une icrochirurgie endoculaire à globe fermé. L'émission ultra-rapide d'une faible quantité d'énergie émergente et la forte concentration de la lumière sur une microsurface sont à l'origine du claquage optique et de la formation d'un plasma suivis du développement d'ondes de choc responsable de la disruption du tissu visé, quelle que soit sa nature chimique et indépendamment de toute coloration ou pigmentation. Ces lasers sont actuellement utilisés dans la chirurgie de la cataracte secondaire, notamment après implantation d'un cristallin artificiel, dans le traitement du glaucome et pour sectionner à l'intérieur de l'oeil tous les tissus superficiels et notamment les brides du vitré responsables de certains décollements de rétine. La forte pénétration du rayonnement YAG et l'intensité de l'onde produite interdisent toute chirurgie directe sur la cornée. Par ailleurs, huit ans d'expériences avec un laser YAG puisé, menées par la Demanderesse ont montré son efficacité limitée dans la chirurgie du vitré.
On a également utilisé des lasers à argon en émission continue de lumière émettant des radiations de 488 à 514,5' nanomètres en vue de réaliser des photocoagulations et des lasers à krypton de longueur d'onde égale à 647 nm permettant de photocoaguler la choroïde à travers la rétine elle-même.
Mais, ces techniques nécessitent la présence d'un milieu constitué par l'oeil lui-même et ne peuvent être mises en oeuvre dans le cas de la chirurgie cornéenne et, jusqu'à présent, aucun laser n'a été utilisé pour sectionner la cornée sans la coaguler. Ce type d'indication doit faire appel à un rayonnement laser fortement absorbé par la cornée et ne pénétrant pas à l'intérieur de l'oeil.
On sait que la cornée est constituée en poids d'environ 80% d'eau et de 20% de protéines. Le problème de la photoablation consiste à réaliser une photodissociation pure de l'eau sans altérer les protéines. On a déjà utilisé, pour réaliser une photodissociation, un laser émettant dans le bleu, en pré'sence d'un catalyseur métallique avec une énergie d'environ 1,8 électronvolt par photon. Mais la catalyse provoque une action sur les protéines, ce qui est absolument à proscrire. D'autre part, l'introduction d'un catalyseur sur ou dans la rétine peut poser des problèmes, l'oxygène résultant de la dissociation de l'eau se recomposant avec un autre constituant de la rétine. Avec les énergies mentionnées ci-dessus (entre 4 et 8 électronvolts/photon) , seule l'eau est photodissociée et il n'existe pas de danger d'effets secondaires sur les protéines pour les énergies indiquées ci-dessus. De plus, le fait de puiser le laser entre 10 et 100 nanosecondes, c'est-à-dire bien au-dessous du seuil de temps de relaxation thermique de l'eau dans la cornée, évite le danger de diffusion des effets thermiques, et par suite de brûlures étendues des tissus. Les données ci-dessus ont été constatées expérimentalement dans une cuve close sous atmosphère d'azote et en présence de réactifs.
Par ailleurs, des développements récents ont été conduits sur la chirurgie de la cornée. Le Professeur José BARAKER a effectué des modifications de convexité de la cornée par coupe de celle-ci, recti ication, puis implantation de la partie coupée en tant que greffe. Le Professeur FIODOROV a posé les principes de la kératotomie radiaire. Dans cette opération, une série de 4 à 32 incisions radiales est réalisée sur la cornée afin d'en modifier la forme. On a ainsi pu corriger des myopies de -1 à -8 dioptries. En effectuant des incisions linéaires perpendiculaires à l'axe d'astigmatisme, il a été possible de corriger certains astigmatismes. La kératotomie radiaire doit, pour conserver un effet définitif, être prolongée jusqu'à la membrane de DESMET sans atteindre celle-ci, ni a fortiori 1'endothélium non renouvelable. Actuellement, les incisions sont faites au couteau diamant. Les résultats de cette opération restent grandement aléatoires dans la mesure où, après quelques incisions, la cornée se déforme (dépression cornéenne) de sorte que, même avec un couteau muni d'une garde, la -^profondeur d'incision ne peut pratiquement pas être constante.
Le brevet US-A-4 461 294 (BARON) décrit un dispositif et un procédé destinés à la réalisation de kératotomies radiales au moyen d'un dispositif traceur incluant sur la cornée un colorant (riboflavine). Après le tracé de la configuration des lignes de coupure, on évapore les lignes marquées au moyen d'un laser à argon à travers un masque à fentes, les lignes' étant dessinées par un ordinateur en fonction de la modification de convergence à obtenir. Le colorant ayant été introduit dans la couche de BOWMAN et dans la stroma absorbe l'énergie lumineuse émise par le laser, ce qui provoque la coupe des tissus marqués. Cette solution n'est pas satisfaisante cliniquement dans la mesure où elle met en oeuvre un procédé thermique toujours difficile à contrôler et où il n'est pas précisé si le laser émet en continu ou non, la vitesse d'impulsion et la longueur d'onde étant les deux éléments capitaux. Seul un laser à ultraviolet ou à C02 (12.000 nm) totalement absorbé par l'eau pour ce dernier étaient envisageables pour la cornée.
Un premier objet de la présente invention est un dispositif permettant de réaliser une photoablation de la cornée selon une configuration définie d'incisions, réalisées simultanément, ou quasi-simultanément, à l'aide d'un laser puisé, sans nécrose notable des tissus (épithélium, membrane de B0 MANN, stroma) à une profondeur exactement déterminée, permettant d'éviter les problèmes dus à la dépression cornéenne et donnant des résultats prévisibles et répétitifs.
Un second objet de la présente invention est un dispositif délivrant un faisceau laser de sortie dont le rayonnement soit totalement absorbé par la cornée et ne puisse en aucun cas diffuser dans les autres tissus : cristallin, rétine, choroïde ou dans l'humeur vitrée. Un troisième objet de la présente invention est un dispositif à usages polyvalents permettant de réaliser différentes- opérations de chirurgie ophtalmologique avec un seul et même appareil.
Selon la présente invention, le dispositif de photoablation linéaire de tissus vivants comprenant au moins une source laser est caractérisé en ce qu'il comprend des moyens de concentration et de focalisation du faisceau émis par la source laser, et des moyens de répartition spatiotemporelle du faisceau de sortie dont la longueur d'onde est comprise entre 150 et 220 nanomètres et l'énergie comprise entre 100 et 1000 millijoules par cm2.
II est ainsi possible, avec un dispositif selon l'invention, non seulement d'effectuer des keratotomies radiaires en toute sécurité, mais également de procéder à un ensemble d'opérations dont chacune nécessitait au préalable une installation différente, le dispositif possédant des possibilités d'adaptation variées permettant d'effectuer toutes les opérations de chirurgie ophtalmologique. Par exemple, ce dispositif peut constituer, à partir d'une seule source : un laser YAG photodisrupteur fonctionnant en mode déclenché (Q-switched) ou thermique fonctionnant en "free running", un laser à argon photocoagulateur, un laser argon à impulsions notamment pour le traitement des glaucomes ou un laser à ultraviolet court pour la chirurgie cornéenne ou du vitré.
Pour cela on peut :
1. En faisant appel à un ou plusieurs étages doubleurs de fréquences ou à une cuve RAMAN, obtenir un faisceau laser de sortie convenable par sa longueur d'onde pour des opérations de la cornée. Mais, les opérations de traitement que l'on fait subir au faisceau d'origine présentent toutes des mauvais rendements, ce qui se traduit d'une part par une forte dissipation thermique, et d'autre part, par la nécessité de disposer à l'origine d'un laser de puissance très importante, c'est-à-dire d'utiliser un barreau YAG supplémentaire comme amplificateur de puissance dans le cas d'un barreau YAG à 1'origine.
Selon une caractéristique de la présente invention, le barreau laser d'origine est un barreau YAG rectangulaire du type SLAB.
Un tel laser assure une propagation des photons résultant de l'émission stimulée par des réflexions multiples à l'intérieur de la cavité. Ceci évite d'une part les effets thermiques et, d'autre part, produit un faisceau très peu dilaté. Ainsi, à puissance comparable, le rendement obtenu avec un barreau SLAB est environ 10 fois supérieur à celui obtenu avec un barreau YAG ordinaire. Ce faisceau est uniphasé avec un front de phase plus propre qui donne, si on en double la fréquence, à l'aide d'un cristal de KDP (phosphate double de potassium et de deutérium) ou, de préférence, avec un cristal de phosphate triple connu dans la technique sous le nom de KTP, un faisceau laser vert, très propre, dont la fréquence peut à nouveau être doublée pour obtenir avec un meilleur rendement une radiation ultraviolette propre à effectuer la photoablation. Ainsi, il n'est plus nécessaire d'utiliser un second barreau YAG, servant d'amplificateur au premier, montage qui permettait d'obtenir en sortie du second barreau une énergie de l'ordre de 5 joules.
2. On peut plus simplement utiliser un cristal de borate de soude comme convertisseur. Il permet d'obtenir sans difficulté le 5ème harmonique du YAG, de manière économique sans perdre ni énergie, ni taux de répétition, sans avoir à passer par une cuve RAMAN. Dans ce cas là un simple boîtier amovible mis devant le YAG permet d'obtenir une longueur d'onde de 200 ou 210 nm. Evidemment, ce dispositif ne permet qu'une longueur d'onde YAG photodisrupteur et ultraviolet C puisé et on ne peut plus simuler l'argon cuivre, mais l'appareil est miniaturisé, maniable et économique.
Si l'on utilise à la place du barreau YAG une source laser à rubis, on peut, par un simple doublage de fréquence, obtenir une radiation de longueur d'onde égale à 231 nanomètres avec des puissances très importantes, mais des cadences très faibles.
Selon une autre caractéristique de la présente invention, le dispositif fait appel à au moins un miroir de conjugaison de phases permettant de nettoyer le faisceau sans changer la longueur d'onde de celui-ci.
D'autres caractéristiques et avantages de la présente invention apparaîtront au cours de la description qui va suivre d'un mode particulier de réalisation, donné uniquement à titre d'exemple non limitatif, en regard des dessins qui représentent :
- La Fig.l, un dispositif de mise en oeuvre de l'invention, dans un premier mode de réalisation faisant appel à un laser YAG ; _ La Fîg.2, un schéma montrant le dispositif de mise en oeuvre de 1 'invention avec au moins un laser YAG ;
- La Fig.3, un schéma de montage faisant appel à au moins un laser à rubis ;
- La Fig.4, un quatrième montage incluant un laser à phosphate ;
- La Fig.5, des exemples d'incisions pouvant être pratiquées dans la cornée à T'aide de l'un des montages ci-dessus ;
- La Fig.6, un montage dans lequel un miroir conjugué est disposé à la sortie du laser d'origine ; _ a Fig.7, un second montage dans lequel un miroir conjugué est disposé à la sortie de l'étage de division du faisceau. Parmi les sources laser actuellement sur le marché, on connaît les lasers "EXCIMER" (EXCited dIMER) argon fluorine (ARF) émettant à 193 nanomètres. Le faisceau laser excimer délivre des impulsions de 10 à 30 nanosecondes sous 6 électrons-volts/photon. Dans le montage représenté sur la Fig.l, le dispositif comprend un laser source 1, excimer argon fluorine, enfermé dans un carter 8 reposant au sol par un support (non représenté) ou monté sur un banc optique. A la sortie du laser 1 est monté un obturateur 2 à commande électrique dont le "rideau" est constitué par une lame de verre "SCHOTT KG3", par exemple, commandé par une pédale de déclenchement 14 ou encore par un ordinateur à commande vocale. Après traversée de l'obturateur, le faisceau laser 10 est dirigé sur l'entrée d'un bras articulé 7 muni d'un ensemble de miroirs 9 réfléchissants adaptés à la longueur d'onde de l'excimer. Bien entendu, à l'intérieur du carter 8 sont montés des dispositifs de refroidissement (non représentés) permettant au laser et aux différents constituants du système de travailler à une température adéquate. Conformément à l'invention, le faisceau 10 n'est pas concentré lors de son transfert sur la tête d'opération. Il parvient, à la sortie du bras 7 sur un dispositif de convergence 13, inclus dans le microscope opératoire 3 (ou dans une lampe à fente) qui focalise le faisceau 10 en un point 12. Le dispositif comprend également à l'intérieur du carter 8 une cellule de Pockels (non représentée) destinée à assurer le blocage de modes. Selon une caractéristique de l'invention, les lentilles constituant le système de convergence 13 sont des lentilles de Fluorure de Calcium (CaF2) ou de "SPECTROSIL B", corps qui sont transparents pour la longueur d'onde de 193 nanomètres émise par le laser 1. Le faisceau 10 présente alors la forme d'une raie de dix à deux cents microns de large sur trois à quatre millimètres de long. Un transducteur ou déviateur de faisceau 4 , disposé au voisinage de la raie 12 est constitué, soit par un modulateur acousto-optique à franges de Brague en cas de répartition temporelle du faisceau, soit par un ensemble de miroirs en cas de répartition spatiale du faisceau. Dans le cas d'un modulateur électroacoustique, déviant le faisceau dans deux plans respectivement horizontal et vertical, la commande est obtenue par un microprocesseur 5 programmé en fonction de la configuration des incisions cornéennes que l'on désire obtenir. A l'intérieur du carter 8 se trouve également un laser d'alignement 6, par exemple du type à Hélium-néon d'une puissance de 1 milli att, par exemple permettant d'opérer avec précision et de disposer convenablement les incisions sur la cornée, puisque, bien évidemment, le faisceau UV n'est pas visible. Le laser 6 émet à travers une optique afocale un rayon continu 11 qui se superpose au rayon 10 du laser 1. Le laser excimer 1 délivre des impulsions de 10 à 30 nanosecondes. A partir d'une fente réglable de 4mm de haut sur 0,1 à 0,2 mm de large ou moins ( par exemple de 10 à 200 microns), chaque trait d'incision est balayé en 30 nanosecondes. L'oeil 01 du chirurgien observe l'oeil 02 du patient à travers le microscope 3, de préférence à travers une plaque de protection (non référencée). Avec le laser EXCIMER, la cellule 27 n'existe pas.
Les lasers excimer permettent de réaliser une photoablation par photodissociation de la matière sans qu'il y ait, à la périphérie de la zone vaporisée, de détérioration trop marquée par effet thermique. L'énergie incidente diffuse peu et sert principalement à photocouper localement la matière. Malheureusement, le faisceau de ces lasers n'est pas propre, c'est-à-dire qu'il est d'une géométrie grandement aléatoire, il n'est pas pur, il est multimodes, et difficile à focaliser. De plus, les lasers à gaz sont difficiles à fabriquer en série, et posent des problèmes de sécurité en cas de fuites, surtout lorsque le gaz utilisé est un composé aussi actif que le fluor, bien que des précautions soient prises par la régénération automatique des gaz et des mesures de stabilisation évitant des recharges fréquentes malgré un travail répété.
Aussi, selon une autre caractéristique de l'invention, la source laser est avantageusement un laser à solide. Mais il n'existe pas de lasers solides émettant dans une longueur d'onde convenable et avec une puissance convenable pour la chirurgie de la cornée.
La source laser 1 peut alors être une source YAG, avantageusement du type SLAB, le schéma de montage étant celui qui est représenté sur la figure 1 et qui correspond à celui décrit dans EP-A-0 007 256, à l'exception du balayage spatiotemporel final. Bien entendu, la nature des miroirs est adaptée à la longueur d'onde du rayonnement YAG.
La seule différence au niveau du montage consiste dans l'interposition avant ou après le balayage d'une cellule 27 de borate de soude qui transforme la longueur d'onde du faisceau de 1064 nm à 200-210 nm, c'est-à-dire une longueur d'onde pratiquement idéale pour la chirurgie de la cornée.
Conformément à l'invention, les résultats désirés ont également pu être obtenus comme indiqué ci-dessous.
Les Figs 2 à 4 représentent des modes de montage permettant d'obtenir des rayonnements laser pour la plage de longueurs d'onde définie précédemment (150 - 215 nm) à partir d'une source laser à barreau. Sur ces schémas, n'ont été figurés que les éléments principaux et les obturateurs, les dispositifs de refroidissement et la cellule de Pockels assurant un Q-s itching actif ont été volontairement omis. La Fig.2 représente un second montage dans lequel le faisceau d'origine est émis par un laser YAG dont la longueur d'onde (1064 nm) est bien supérieure à la longueur d'onde du laser ultraviolet utilisé dans le premier mode de réalisation.
Le dispositif comprend, dans ce cas, un premier laser YAG 1 (grenat double d'aluminium et d'Yttrium dopé au néodyme) suivi d'un second laser YAG 21, amplificateur monté en série avec le premier. On obtient ainsi, à la sortie du laser 10, une énergie de 5 Joules environ. Le faisceau YAG est puisé à une fréquence telle que la durée des impulsions soit comprise entre 10 et 100 nanosecondes. Bien entendu, la puissance nécessaire à la sortie doit toujours être comprise entre 0,1 et 1 Joule en vue du résultat biophysique recherché. Mais, il va être nécessaire de procéder à une augmentation de la fréquence d'origine pour tomber dans la plage d'absorption de la cornée. A cet effet, le dispositif comprend : un obturateur à commande électrique composé d'une lame de verre Schott KG3, un système optique dit afocal permettant d'ajuster la convergence du faisceau d'alignement et du faisceau principal de manière à ce que les deux faisceaux coïncident dans la zone opératoire et une cellule de Pockels assurant le Q-switching actif.
Derrière cet ensemble est disposée une première cellule 22 de KDP ou KTP (phosphate double ou triple de deutérium et de potassium) permettant de réaliser un triplement de la fréquence en sélectionnant le 3ème harmonique de sorte qu'à la sortie de la cellule 22 la longueur d'onde du faisceau émergeant soit de 266 nanomètres. Bien entendu, ce résultat peut être obtenu, comme représenté sur la Fig.2, en disposant en série deux doubleurs de fréquence dont le premier 22 sélectionne le premier harmonique et le second 23 sélectionne le troisième harmonique. On sait qu'en ajustant des paramètres tels que l'orientation du cristal, la polarisation de l'onde incidente et la température, on obtient actuellement, avec de telles cellules, des rendements pouvant atteindre 80% mais décroissant très rapidement avec le rang de l'harmonique. L'excédent de la lumière du faisceau 10 (1064 nm) est mixé par la liaison 25 avec le troisième harmonique dans une cuve de RAMAN 24 dont la sortie délivre une radiation de longueur d'onde égale à 217 nm, et une énergie maximum de 800 mJ/cm2.
Comme dans l'exemple précédent, le dispositif est monté sur un microscope opératoire par l'intermédiaire d'un bras articulé et contient un déviateur de faisceau similaire à celui qui a été décrit dans le mode de réalisation précédent pour le laser excimer à fluorure d'argon. II est ainsi possible d'obtenir un dispositif produisant des radiations laser ultraviolettes à partir d'un ou deux lasers YAG, le but de ce dispositif étant d'éviter une maintenance lourde, de diminuer le coût du montage et d'éviter les insécurités dues à d'éventuelles fuites de fluor et les instabilités inhérentes au laser excimer. On peut ainsi obtenir dans l'ultraviolet court un rayon laser de meilleure qualité que celui de 1'excimer.
Le dispositif représenté sur la Fig.3 fait appel à un seul laser à rubis 1 puisé en nanosecondes dont la longueur d'onde est de 694 nanomètres. On sait que dans les lasers de ce type le milieu actif est constitué par un cristal d'alumine (A1203) dopé avec 0,05% d'ions chrome. Un tel laser permet d'obtenir un gain égal à deux à quatre fois le gain d'un laser YAG, ce qui évite l'emploi d'un laser amplificateur. Mais cette longueur d'onde est trop grande pour être utilisée telle quelle en chirurgie cornéenne. Comme précédemment, on procède à un premier doublage de fréquence en 22, puis à un second doublage en 23. De préférence, les cristaux de KDP sont remplacés par des cristaux d'ADP (phosphate double d'amonium et de deutérium) ou de KTP. On obtient ainsi un premier harmonique de longueur d'onde égale à 347 nm, qui ne peut être utilisé car trop pénétrant et un deuxième harmonique dont la longueur d'onde est de 175,5 nm. dont la longueur d'onde s'inscrit dans la plage de rayonnement utile pour la chirurgie de la cornée.
Dans le cas où un amplificateur est nécessaire, un montage analogue au précédent est réalisé avec deux lasers à rubis 1,
21, dont l'un sert d'amplificateur de puissance au laser émetteur.
Sur la Fig.3 le laser à rubis 1 délivre une puissance de 20 Joules environ à la sortie et est suivi de deux doubleurs
22, 23 en ADP. Comme précédemment, le faisceau de sortie du doubleur 22 est dirigé sur une fente suivie d'un déflecteur de faisceau électroacoustique ou même purement optique. En effet, la puissance à la sortie du deuxième doubleur sélectionnant le troisième harmonique peut varier de 5 à 10 Joules environ. Par un jeu de quatre ou huit miroirs, il est possible de reporter l'image de la fente sur la cornée, selon une configuration appropriée. Tous les dessins de coupe sur la cornée sont ainsi rendus possibles. De plus, le prix de revient du dispositif est très bas.
Un quatrième dispositif fait appel à une source laser à phosphate émettant des radiations dont la longueur d'onde est de 1054 nm. De la même manière que précédemment, on traite le faisceau d'origine pour en séparer le troisième harmonique, sur des lames 22, 23 en ADP, KDP ou KTP, les longueurs d'onde étant les suivantes : 1er harmonique 527 nm ; 2ème harmonique 263,5 nm et troisième harmonique 131,7 nm. La longueur d'onde du troisième harmonique est trop faible pour que celui-ci soit utilisé directement (absorption par l'air). Aussi, à la sortie du troisième doubleur, on dispose une cuve de RAMAN 24 sur laquelle on applique simultanément le troisième harmonique et une partie déviée 25 du faisceau d'origine, de manière à provoquer un battement de fréquences. La première fréquence antistoke rayonnée suivant un cône axé sur le faisceau principal s'établit à 193 nm. soit la longueur d'onde du laser excimer à fluorure d'argon.
Les lames d'ADP ou de KDP ou de cristal de borate de soude, sont montées articulées sur un support de manière à être amovibles et sortir du trajet du faisceau. Ainsi, à partir de l'un des dispositifs décrits précédemment, il est possible de procéder à une multiplicité d'opérations ophtalmologiques faisant appel à des faisceaux laser de longueurs d'ondes différentes. Avec le montage de la Fig.2, on peut soit ouvrir une capsule postérieure en inhibant l'action des lames 22 et 23 de KDP ou 27 de borate de soude, soit procéder à des incisions cornéennes.
La Fig. 5a représente un premier exemple d'incision radiaire de la cornée C obtenue grâce au procédé selon l'invention. Les lignes de coupe T sont disposées radialement de manière à permettre une rectification de la convexité de la cornée. Sur la Fig.δb est représenté un second mode d'incision par photoablation, les traits d'incision T étant disposés selon un octogone, on a constaté que cette disposition éliminait pratiquement les astig atismes post-opératoires dans les kératoplasties. Ces configurations, ainsi que toutes les autres configurations désirables sont obtenues par une déviation du faisceau 10 qui se répartit en une pluralité de faisceaux secondaires soit grâce à un transducteur acousto-optique, soit grâce à un jeu de miroirs.
Sur la Figure 6, on distingue une source laser solide 1 qui émet un faisceau orienté vers un premier étage doubleur 22 de KTP. Le faisceau utilisé en sortie de l'étage 22 présente une fréquence doublée par rapport à la fréquence émise par le laser 1 et émet par suite sensiblement dans le vert. Une partie de l'énergie de ce faisceau de sortie, de l'ordre de l/100ème par exemple, est prélevée par le chemin optique 25 puis appliquée sur l'étage 24, à la sortie de celui-ci. Ce prélèvement est destiné à constituer le faisceau de visée. La cellule 22 est suivie par une seconde cellule 23 avantageusement constituée par un cristal de KTP. Le faisceau, après passage dans la cellule de doublage 23, est ensuite acheminé sur l'étage 24 permettant de réaliser une répartition, soit spatiale, soit temporelle du faisceau.
Sur la Figure 6, le miroir 26 est disposé directement à la sortie de la cavité laser 1, et c'est le faisceau ainsi épuré qui est dirigé sur les cellules de doublage 22 et 23.
Mais, le miroir conjugué 26 peut être disposé en un endroit quelconque de parcours du faisceau et, par exemple, comme sur la figure 7, à la sortie de l'étage 23 ou sur l'étage de répartition 24 du faisceau, avant division de celui-ci ou encore à l'entrée de l'étage 24.
Les schémas des figures 6 et 7 représentent un montage avec un laser solide (par exemple à rubis) émettant une radiation de longueur d'onde égale à 694 nanomètres, dont le quadruplement de la fréquence pour une cellule de KTP (22) donne un deuxième harmonique de longueur d'onde égale à 173,5 nanomètres. Dans le cas d'un laser YAG SLAB émettant une radiation de 1064 nm, on réalise un mixage du 3ème harmonique avec une partie du faisceau prélevé à la sortie du laser 1 dans une cuve de RAMAN.
Bien entendu, dans la chirurgie cornéenne l'appareil est monté sur un pachymètre à ultrasons permettant de mesurer l'épaisseur de la cornée. Un ordinateur permet de connaître la profondeur de l'incision et un dispositif d'arrêt stoppe immédiatement le fonctionnement du laser source en cas de mouvement de l'oeil supérieur à quatre microns. La profondeur d'incision est actuellement de l'ordre de 1 micron par coup, le laser étant puisé à une cadence de 2 à 100 Hertz. La profondeur des tissus à couper est, selon les opérations, au plus égale à environ 600 microns.
Lorsque l'opération est longue, il est possible d'immobiliser l'oeil au moyen d'un verre de contact en matière plastique opaque aux UV, présentant des fentes réparties selon la configuration désirée pour l'opération.

Claims

REVENDICATIONS
1. Dispositif de chirurgie ophtalmologique, notamment pour kératotomie cornéenne, comprenant une source laser émettant un faisceau d'origine et des moyens de focalisation et de blocage de modes, caractérisé en ce qu'il comprend en outre des moyens (4, 5) de division du faisceau de sortie et de répartition spatiotemporelle des faisceaux secondaires divisés, la longueur d'onde du faisceau de sortie étant . comprise entre 150 et 220 nanomètres, l'énergie du faisceau étant comprise entre 100 et 1000 millijoules par cm2.
2. Dispositif selon la revendication.1, caractérisé en ce que le laser source (l) est constitué par un laser excimer à fluorure d'argon émettant une radiation de 193 nanomètres, puisé à une cadence de 5 à 30 nanosecondes, un système de lentilles de fluorure de calcium (12) ou de "SPECTROSIL B" concentrant le faisceau en une raie de 10 à 200 microns de largeur, sur une hauteur de 3 à 4mm, la raie étant appliquée sur un modulateur acousto-optique (4) commandé par un microprocesseur (5), déviant le faisceau de sortie selon la configuration désirée.
3. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé en ce que le laser source (1) est un laser à barreau solide émettant une radiation de longueur d'onde de 1064 à 500 nanomètres, la fréquence de la longueur d'onde émise étant divisée par un facteur déterminé au moyen d'au moins une cellule à cristal de KDP, KTP ou ADP (22,23) ou d'un cristal de borate de soude (27).
Dispositif selon la revendication 3, caractérisé en ce qu'un battement est effectué entre l'harmonique sélectionné et une partie du faisceau d'origine dans une cuve de RAMAN (24).
5. Dispositif selon la revendication 3, caractérisé en ce que le laser source (1) est un laser YAG dopé au néodyme, de type SLAB, émettant une radiation de longueur d'onde égale à 1064 nm, le faisceau de sortie étant appliqué sur un convertisseur à borate de soude (27) permettant d'obtenir le cinquième harmonique.
6. Dispositif selon la revendication 3, caractérisé en ce que le laser source (1) est un -laser YAG dopé au néodyme émettant une radiation de longueur d'onde égale à 1064 nanomètres, connecté en série avec un second laser YAG (21) amplificateur, le faisceau de sortie du laser (21) étant appliqué sur un premier étage doubleur constitué par un cristal doubleur (22) de KDP, KTP ou ADP, puis sur un second étage doubleur de fréquence (23) délivrant une radiation de longueur d'onde égale à 266 nanomètres, ladite radiation étant mixée avec une partie (25) dérivée du faisceau d'origine dans une cuve de RAMAN (24), de sorte que le faisceau de sortie présente une longueur d'onde de 212 nanomètres et une énergie sensiblement égale à 800 milliJoules/cm2.
7. Dispositif selon la revendication 3, caractérisé en ce que le laser source (1) est un laser à rubis émettant une radiation de longueur égale à 694 nanomètres, le deuxième harmonique d'une longueur d'onde de 175,5 nanomètres étant sélectionné à l'aide d'au moins une cellule de phosphate double d'amonium et de deutérium (ADP), de KDP ou de KTP.
8. Dispositif selon la revendication 4, caractérisé en ce que le laser source (1) consiste en un laser à phosphate émettant une radiation dont la longueur d'onde est égale 1054 nanomètres, dont on prélève le troisième harmonique que l'on mixe avec une partie (25) du faisceau d'origine dans une cuve de RAMAN (24) pour obtenir une radiation dont la longueur d'onde est égale à 193 nanomètres.
9. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé en ce que le dispositif spatiotemporel de division du faisceau est constitué par un ensemble d'au' moins quatre miroirs répartis symétriquement autour de l'axe du faisceau principal (10)
10.Dispositif selon la revendication 1, caractérisé en ce que les moyens de division du faisceau consistent en un ensemble de huit fentes octogonales.
11.Dispositif selon la revendication 10, caractérisé' en ce qu'au moins un miroir conjugué (26) est disposé sur le trajet du faisceau d'origine.
12.Dispositif selon l'une des revendications 10 où 11, caractérisé en ce que des moyens disposés à la sortie de la cellule (22) prélèvent sur le trajet optique (25) une partie du faisceau dirigée directement sur l'étage de sortie (24), afin de constituer un faisceau de visée.
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