DE102016107225A1

DE102016107225A1 - Verfahren und System zur Augenbeobachtung und –therapie, insbesondere Gerät zur lasergestützten Kataraktchirurgie

Info

Publication number: DE102016107225A1
Application number: DE102016107225.7A
Authority: DE
Inventors: Thomas Nobis; Tobias Damm; Michael Stefan Rill
Original assignee: Carl Zeiss Meditec AG
Current assignee: Carl Zeiss Meditec AG
Priority date: 2016-04-19
Filing date: 2016-04-19
Publication date: 2017-10-19

Abstract

Es werden verschiedene Aspekte für ein System zur Augenbeobachtung oder -therapie beschrieben, die einzeln oder gemeinsam einen Benutzer bei einem Arbeitsablauf in der Augenheilkunde, insbesondere einer Kataraktoperation und deren Vorbereitung unterstützen. Gemäß dem ersten Aspekt wird ein zweiteiliger Scanner umfassend einen schnellen kurzhubigen und einen langsamen langhubigen Teil über eine 4-f-Optik kombiniert. Gemäß dem zweiten Aspekt wird die Strahlung zwischen den Scannern und einem Objektiv über einen Gelenkarm übertragen, wobei 4-f-Optiken im Gelenkarm zur Anwendung kommen. Gemäß dem dritten Aspekt wird ein Hauptobjektiv mit bestimmten Brennweitemerkmalen ausgestattet, um einen großen Arbeitsabstand und damit dem Benutzer Freiheit bei seinem Arbeitsablauf zu geben. Gemäß dem vierten Aspekt erfolgt eine besonders präzise und schnelle Referenzierung zwischen einem präoperativen Biometriebild und einem aktuellen Bild während der momentanen Beobachtung bzw. des folgenden Eingriffs. Gemäß dem fünften Aspekt erfolgt eine bevorzugte Ankopplung einer Beobachtungskamera, die räumlich im Bereich des Patientenauges besonders wenig beeinträchtigt.

Description

Bei der Augenbeobachtung und -therapie werden vermehrt Systeme eingesetzt, die verschiedene Funktionen, wie insbesondere das Erfassen von Strukturinformationen über das Auge und das Vornehmen von Eingriffen am Auge mittels Therapiestrahlung, insbesondere Schnitterzeugung oder Materialabtragung mittels Laserstrahlung, realisieren. Die Erfindung bezieht sich deshalb auf eine entsprechende Vorrichtung zur Augenbearbeitung oder -therapie die Beleuchtungs- oder Therapie-Strahlung auf das Auge führt.
Systeme zur Augenbeobachtung und/oder -therapie werden i. d. R. in einem komplexen Arbeitsablauf eingesetzt. Ein Beispiel hierfür ist die lasergestützte Katarakt-Operation. Bei der Katarakt-Operation wird die natürliche, opak gewordene Augenlinse durch eine künstliche Intraokularlinse (IOL) ersetzt. Dazu wird in den Kapselsack der Augenlinse an seiner Vorderseite ein Loch geschnitten. Durch dieses Loch wird die Linse nach vorheriger Fragmentierung entfernt und eine künstliche Intraokularlinse (IOL) eingesetzt. Für den nötigen Zugang zur Vorderkammer wird ein Schnitt in die Kornea und/oder Sklera eingebracht. Zusätzlich sind zum Reduzieren eines Hornhautastigmatismus Inzisionen an der Kornea, z. B. bogenförmige Schnitte, möglich. Nachoperativ kann es im Falle eines sog. „Nachstars” erforderlich sein, den rückseitigen Kapselsack ganz oder teilweise zu entfernen. Für das Einbringen von Schnitten in den Kapselsack (auf dessen Vorder- und/oder Rückseite) wird hier der Begriff „Kapsulotomie” verwendet. Die Katarakt-Operation ist die am häufigsten durchgeführte Operation am menschlichen Auge und steht daher im Fokus ständiger Verbesserungen bzgl. der Qualität des Operationsergebnisses, Effizienz in der Operationsdurchführung und Risikominimierung. Durch jüngste Entwicklungen und Fortschritte in der ophthalmologischen Femtosekunden(fs)-Lasertechnologie, vor allem im Bereich der refraktiven Augenchirurgie, und der Optischen Kohärenz-Tomographie (OCT) als Bildgebungstechnologie werden Katarakt-Operationen zunehmend automatisiert. Hierbei werden Kurzpuls-Laser eingesetzt, um Augengewebe mittels Photodisruption zu „schneiden”. Diese Technologie wird im Folgenden als lasergestützte Kataraktchirurgie (LCS) bezeichnet. Nach aktuellen Anwendungsprinzipien werden im Rahmen der LCS die Kapsulotomie (z. B. kreisrundes Aufschneiden des vorderen Kapselsacks der Augenlinse), die Linsenfragmentierung (Zerteilen des Augenlinsenkerns), die Zugangsschnitte in Kornea/Sklera (Hauptzugangs- und Hilfsschnitte), sowie evt. die Inzisionen an der Kornea mittels Laserstrahlung durchgeführt. Diese Laserstrahlung ist Behandlungslaserstrahlung oder therapeutische Laserstrahlung, da sie Augengewebe verändert.
In der US 6325792 B1 wird vorgeschlagen, Pulse eines Femtosekunden-Lasers in die Augenlinse zu fokussieren, um die Augenlinse zu „verflüssigen” – dies entspricht der oben genannten Linsenfragmentierung – oder aber den Kapselsack aufzuschneiden. Die Positionierung des Pulsfokus des Femtosekunden-Lasers erfolgt dabei anhand einer Ultraschall-Bildgebung.
In der US 5246435 ist es offenbart, Pulse eines Kurzpuls-Lasers in einem dreidimensionalen Schnittmuster in die natürliche Linse des Auges zu fokussieren, um durch die Schnitte und die anschließende Blasenbildung die Linse in Bruchstücke zu fragmentieren und dadurch zu verflüssigen. Die US 6454761 B1 schlägt vor, die Optische Kohärenz-Tomographie (OCT) anstelle der Ultraschall-Bildgebung für die automatische Positionierung von Laserimpulsen bei augenchirurgischen Operationen an der Cornea oder anderen transparenten Strukturen, z. B. beim Beseitigen eines Katarakts in der Augenlinse, zu verwenden.
Die zunehmende Reife der Femtosekunden-Lasertechnologie und der OCT-Technologie erlaubt mittlerweile eine Kombination und Integration dieser beiden Technologien und die Etablierung von weitestgehend automatisierten Femtosekunden-Lasersystemen in der Kataraktchirurgie. Zum Ablenken der Femtosekunden-Pulse werden zum einen feststehende Objektive und schnelle Spiegel-Scanner zur lateralen x/y-Ablenkung des Laserstrahles im Auge und langsam verstellbare Linsen zur z-Ablenkung der Fokusposition entlang einer optischen Achse des Auges eingesetzt. Solche Systeme werden etwa in der US 2006/195076 A1 oder der US 2009/131921 A1 beschrieben. Zum anderen sind auch Systeme bekannt, bei denen das Objektiv lateral langsam bewegt wird, wobei eine schnell bewegte Linse zur z-Ablenkung des Fokus entlang der optischen Achse des Auges verwendet wird. Ein solches System führt einen sog. Objektiv-Scan aus und ist z. B. in der DE 10 2011 085 046 A1 beschrieben.
Während in den ersten Entwicklungsjahren der LCS einige anwendungsbedingte Probleme insbesondere durch die Einführung eines Flüssigkeitsinterfaces als mechanisch-optischer Kontakt zwischen Lasersystem und Auge gelöst wurden, siehe US 2012/0078241 A1 oder US 6019472 , stand die Integration der Technologien in ein Gerät und weniger die Integration der Technologien in einen Gesamtarbeitsablauf bzw. ein Arbeitsumfeld im Vordergrund. Insbesondere das Zusammenspiel zwischen dem Femtosekunden-Laser und dem weiterhin bei Katarakt-Operationen notwendigen Operations-Mikroskop zeigt in den am Markt verfügbaren Systemen erhebliche Defizite. Die meisten der derzeit bekannten Systeme sind unabhängig vom Operations-Mikroskop und stehen aufgrund Ihrer Größe oftmals außerhalb des später für die eigentliche Implantierung der Intraokularlinse (IOL) genutzten Operationssaals. Dadurch ist in der Regel ein zeitaufwendiges Umpositionieren und Umbetten des Patienten notwendig. Erst in jüngerer Zeit wurde dieses Defizit erkannt und entsprechende Verbesserungen vorgeschlagen:
In den DE 10 2010 022 298 A1 und US 2012/316544 A1 wird vorgeschlagen, den Femtosekunden-Laser direkt und im Operationsablauf permanent mit einem Operations-Mikroskop zu koppeln. Dafür sind jedoch die benötigten Komponenten nach aktuellem Stand der Technik noch zu groß, so dass ein solches System während der IOL-Implantierungsphase zu groß und daher für den Chirurgen zu einschränkend und hinderlich wäre. Gemäß der WO 2008/098388 A1 wird für die Kornea-refraktive Augenchirurgie ein Femtosekunden-Laser bei Bedarf unter ein Operations-Mikroskop, quasi zwischen des Operations-Mikroskop und den Patienten, eingeschoben und an das Auge angedockt. Hier arbeiten das Operations-Mikroskop und der Femtosekunden-Laser quasi sequentiell und unabhängig voneinander. Vor allem aber sind sie nach wie vor separate Geräte.
Des Weiteren haben sich bei den etablierten Systemen eine Reihe von Defiziten bzgl. spezifischer Komponenten gezeigt, welche die Qualität des Operationsergebnisses, die Effizienz in der Operationsdurchführung oder die Risikominimierung negativ beeinträchtigen. Ein Mikroobjektiv-Scan, wie er auch in der WO 2008/098388 A1 beschrieben ist, ist zwar relativ zeiteffizient bzgl. der z-Ablenkung für Kapsulotomie-Schnitte, oder für die Linsenfragmentierung. Für Zugangsschnitte, die nicht nur eine kleinräumige Bewegung entlang der optischen Achse des Auges vorsehen, wie in US 2007/173794 A1 offenbart, ist diese Lösung jedoch sehr zeitintensiv. Ferner ist die Schnittführung bei Systemen mit schneller z-Ablenkung für die Kapsulotomie zeitkritisch. Während bei schnellen Galvoscan-Systemen eine geschlossene Bahn in einer lateralen x/y-Ebene für die Kapsulotomie kein Problem darstellt, ist es bei Systemen mit schneller z-Ablenkung, bei den das Schließen der Bahn erst nach einiger Zeit erfolgt, sicherheitskritisch, dass sich das Auge in dieser Zeit bewegen kann. Auch bei cornealen Zugangs- und Hilfsschnitten kommt der Vorteil einer schnellen z-Ablenkung der Laserstrahls nicht zum Tragen, da auch hier vor allem lange laterale Bahnen zurückgelegt werden müssen.
Die in einer kombinierten Vorrichtung zur Augenbeobachtung oder -therapie vorhanden verschiedenen Funktionalitäten müssen sowohl den anatomischen Gegebenheiten des menschlichen Auges genügen als auch den praktischen Vorgaben des Umfeldes bei der Operation.
Der Erfindung liegt deshalb die Aufgabe zugrunde, eine Vorrichtung zur Augenbeobachtung oder/oder Therapie anzugeben, die hinsichtlich der integrierten Komponenten und Funktionen hinsichtlich des Workflows bei der Augenheilkunde optimiert sind.
Diese Aufgabe wird von der Erfindung hinsichtlich fünf verschiedenen Aspekten einer Vorrichtung bzw. eines Verfahrens zur Augenbeobachtung und/oder -therapie gelöst, die in den Ansprüchen 1, 3, 11, 16, 22 und 27 definiert sind.
Die fünf Aspekte der Erfindung ermöglichen insgesamt die Kombination mit anderen Funktionen für eine komplexe Vorrichtung unterstützen damit einen Benutzer im Arbeitsablauf der Augenheilkunde, insbesondere bei Katarakt-Operation. Die fünf Aspekte können jeweils für sich realisiert werden oder auch in beliebigen Zweier-, Dreier- oder Vierer-Kombinationen. Auch ist es möglich, alle Aspekte in einer Vorrichtung zu kombinieren. Letztere vollständige Kombination wird nachfolgend in Ausführungsbeispielen anhand der Zeichnungen erläutert werden. Die Erfindung ist aber nicht darauf eingeschränkt, alle fünf Aspekte simultan zu verwirklichen, da bereits auch die Realisierung von beliebigen Teilmengen und Untergruppen vorteilhaft ist und den erfindungsgemäßen Erfolg erreicht, einen Bediener in Arbeitsabläufen der Augenheilkunde, insbesondere bei der Katarakt-Operation zu unterstützen.
Soweit in dieser Beschreibung von Augenbeobachtung oder -therapie gesprochen wird, soll das entsprechende System bzw. Verfahren natürlich auch Varianten abdecken, die dazu in der Lage sind, wahlweise Augenbeobachtung und Augentherapie auszuführen bzw. Augenbeobachtung und -therapie auch miteinander zu verkoppeln. Das „oder” ist somit nicht als exklusives „oder” zu verstehen.
Es werden verschiedene Aspekte für ein System zur Augenbeobachtung oder -therapie beschrieben, die einzeln oder gemeinsam einen Benutzer bei einem Arbeitsablauf in der Augenheilkunde, insbesondere einer Kataraktoperation und deren Vorbereitung unterstützen. Gemäß einem ersten Aspekt wird ein zweiteiliger Scanner umfassend einen schnellen kurzhubigen und einen langsamen langhubigen Teil über eine 4-f-Optik kombiniert. Gemäß einem zweiten Aspekt wird die Strahlung zwischen dem Scanner und einem Objektiv über einen Gelenkarm übertragen, wobei 4-f-Optiken im Gelenkarm zur Anwendung kommen. Gemäß einem dritten Aspekt wird ein Objektiv mit bestimmten Brennweitemerkmalen ausgestattet, um einen großen Arbeitsabstand und damit dem Benutzer Freiheit bei seinem Arbeitsablauf zu geben. Gemäß einem vierten Aspekt erfolgt eine besonders präzise und schnelle Referenzierung zwischen einem präoperativen Biometriebild und einem aktuellen Bild während der momentanen Beobachtung bzw. des folgenden Eingriffs. Gemäß einem fünften Aspekt erfolgt eine bevorzugte Ankopplung einer Beobachtungskamera, die räumlich im Bereich des Patientenauges besonders wenig beeinträchtigt.
Ein bevorzugtes System für die Katarakt-Operation weist insbesondere folgende Merkmale auf:

– eine Kurzpuls-Laserquelle;
– eine divergenzvariierende Fokussiereinheit zur langsamen Tiefenvariation des Laserfokus im Auge mit einem Fokusbereich von ca. 10 bis 15 mm;
– eine divergenzvariierenden Fokussiereinheit zur schnellen Tiefenvariation des Laserfokus im Auge mit einem Fokusbereich von ca. 1 mm;
– ein schnelles x-y-Scanningsystem für die laterale Fokusvariation mit einem Scanfeld zwischen 1 mm und 6 mm;
– ein kompakten Applikator mit lateral-beweglichem Objektiv zur Laserbehandlung auf einem Feld von ca. 13 mm, der in verschiedenen Azimuten zum Patientenkopf orientiert werden kann;
– einen Gelenkarm mit mehreren Gelenken zur freien Position dieses Applikators im Raum;
– eine Schnittstelle zum Operationsmikroskop für den Andock-Vorgang, wobei das Operationsmikroskop die Beobachtung durch den Applikator hindurch ermöglichen muss;
– eine (vorzugsweise infrarote und/oder grüne und/oder grün-gelbe) Video-Mitbeobachtung der Laserbehandlung;
– eine Einheit zur optischen Kohärenz-Tomographie (OCT) zur Planung der Laserbehandlung mit geringstmöglichen Rückreflexen;
– eine feststehenden Konsole, die möglichst viele der optischen Komponenten enthält, vor allem aber alle schnell vibrierenden Teile.

Eine optische Vorrichtung, die alle o. g. Eigenschaften erfüllt, muss eine Reihe technischer Hürden überwinden. Diese werden durch physikalisch-technologische bzw. biologische Grenzen noch verschärft. Insbesondere muss ein entsprechendes optisches System

– die anatomischen Konturen der Augenhöhle des menschlichen Kopfes beachten, d. h. innerhalb einer kegelförmigen Außenkontur verlaufen, bis ein Mindestabstand vom Auge erreicht ist;
– eine gleichbleibend-gute Qualität des Laserfokus sowie insbesondere eine hohe, insbesondere unveränderliche numerische Apertur im gesamten 3D-Behandlungsvolumen gewährleisten;
– die spektrale und/oder geometrische und/oder anderweitige Trennung der einzelnen optischen Funktionalitäten sicherstellen;
– alle bewegten Teile mit möglichst geringer Masse ausführen, um die Behandlung durch den Rückstoß bei Beschleunigungs- und Abbremsvorgänge nicht zu gefährden und die Behandlungszeit zu minimieren;
– Zwischenfoki auf optischen Komponenten verhindern, da diese andernfalls durch die Kurzpulsstrahlung beschädigt werden könnten;
– Zwischenfoki auch in Luft, d. h. abseits optischer Komponenten, nur mit einer numerischen Apertur < 0,10, bevorzugt < 0,05, erzeugen, um Luftdurchbrüche durch die Kurzpulsstrahlung zu vermeiden.

Ein erster Aspekt der Erfindung sieht für das System eine Ausgestaltung vor, die einen großen Fokussierbereich und eine schnelle Fokussierverstellung kombiniert. Diese Eigenschaften sind normalerweise gegenläufig, da Mechaniken, die eine Fokuslagenverstellung entlang der optischen Achse über einen großen Weg ermöglichen, üblicherweise nicht schnell sind. Es ist deshalb nach dem ersten Aspekt ein System zur Augenbeobachtung oder -therapie vorgesehen, das aufweist eine Strahlungsquelle, die Beleuchtungs- oder Therapie-Strahlung bereitstellt, und eine Fokussiereinrichtung, die die Strahlung in einen Fokus in einem Beobachtungs- oder Therapievolumen bündelt, wobei die Fokussiereinrichtung mind, ein fokussierendes Objektiv und ein diesem vorgeordnetes, variables, divergenzvariierendes optisches Element aufweist, das eine z-Lage des Fokus verstellt, wobei das divergenzvariierende optische Element ein erstes divergenzvariierendes optisches Modul mit einer ersten z-Lagenverstellgeschwindigkeit und einem ersten z-Lagenverstellweg und ein zweites divergenzvariierendes optisches Modul mit einer langsameren zweiten z-Lagenverstellgeschwindigkeit und einem größeren zweiten z-Lagenverstellweg aufweist, wobei jedes divergenzvariierende optische Modul eine Ebene konstanten Strahlquerschnitts bei variabler Schnittweite erzeugt und eine 4-f-Optik die Ebene des einen divergenzvariierenden optischen Moduls in eine Eingangsebene des anderen divergenzvariierenden optischen Moduls abbildet und somit die Schnittweitenvariation zwischen den Modulen überträgt.
Das System muss, insbesondere beim Einsatz zur Kataraktchirurgie, einen großen axialen Therapie-/Beobachtungsbereich abdecken. Würde die optische Fokussierung beispielsweise durch eine Schnittweitenänderung mit konstantem Strahldurchmesser auf der Linse des Objektivs durchgeführt, so änderte sich zwingend die numerische Apertur während der Fokussieren, was die optischen Eigenschaften im Fokus, z. B. die Schwellenenergie zur Laserbehandlung, empfindlich stören würde. Dies ist daher nicht zulässig. Erfindungsgemäß bleibt deshalb beim ersten Aspekt der Strahlquerschnitt im hinteren Brennpunkt des Objektivs während der z-Verstellung konstant. Dann ist bei verschiedenen augenseitigen optischen Schnittweiten die numerische Apertur im Fokus identisch.
Erfindungsgemäß erzeugt beim ersten Aspekt folglich

(i) das divergenzvariierende Element eine Ebene konstanten Strahlquerschnitts bei variablen optischen Schnittweiten relativ zu dieser Ebene und
(ii) das optische System eine Abbildung dieser Ebene in den hinteren Brennpunkt des Objektivs.

Beispiele für ein divergenzvariierendes Element sind ein formveränderlicher Spiegel (Membranspiegel, MEMS-Spiegel etc.), ein speziell geformtes Freiformflächenpaar (Alvarez-Element) und eine variable Linse (Flüssiglinse). Eine bevorzugte Umsetzung ist jedoch ein Teleskop, z. B. vom Galilei-Typ, dessen Negativlinse axial bewegt wird. Dann befindet sich im hinteren Brennpunkt der anderen Linse des Teleskops die Ebene mit konstantem Strahlquerschnitt bei zugleich variabler optischer Schnittweite. Das Licht muss hierfür kollimiert auf die Negativlinse auftreffen. Eine weitere Umsetzung wäre ein Teleskop von Kepler-Typ. Der reale Zwischenfokus in einem solchen Teleskop ist für manche Kurzpulsanwendungen aber ungünstig, da bei zu großer numerischer Apertur im Zwischenfokus Durchbrüche, d. h. eine Ionisierung der Luft auftreten können. Dieses Problem ist umso größer bei Teleskopen, die eine hohe Sensitivität zur Fokussierung und damit eine große numerische Apertur im Zwischenbild benötigen. Der Galilei-Typ ist deshalb bevorzugt.
Um eine schnelle und gleichzeitig langhubige z-Verstellung zu erreichen, ist eine Kombination aus einem Modul zur schnellen Fokussierung mit geringem Fokusbereich und einem Modul zur langsamen Fokussierung mit einem großen Fokusbereich vorgesehen. Die Module können in beliebiger Reihenfolge kombiniert werden, wobei jeweils der Strahlquerschnitt am Ort des Moduls während der Fokussierung gleich bleiben muss. Getrennte Module müssen zwingend nacheinander im optischen Strahlengang mit einem von Null verschiedenen Abstand benutzt werden. Dann würde ohne weitere Maßnahmen das Konzept des konstanten Strahlquerschnitts verletzt. Dieses Problem wird erfindungsgemäß beim ersten Aspekt durch ein sogenanntes 4-f-System gelöst, das die beiden Ebenen aufeinander abbildet und die Schnittweitenvariation überträgt.
Bevorzugt wird das Modul mit dem geringen Fokushub (schnelle Fokussierung) in Lichtrichtung zuerst angeordnet, und anschließend das Modul mit dem großen Fokushub im Strahlengang.
Der Abstand der beiden Linsen des 4-f-Systems voneinander beträgt stets die Summe der beiden Linsenbrennweiten. Die Ebenen konstanten Strahlquerschnitts befinden sich jeweils an den außenliegenden Brennpunkten der beiden Linsen des 4-f-Systems. In dieser Konfiguration wird erfindungsgemäß insbesondere erreicht, dass die numerische Apertur im realen Zwischenbild im Innern des Teleskops während der Fokussierung unverändert bleibt, also insbesondere nicht ansteigt. So kann gezielt die o. g. Ionisierung über dem gesamten Fokusbereich verhindert werden.
Selbstverständlich muss diese letzte Bedingung nicht exakt erfüllt sein, d. h. die Abbildung der Ebene konstanten Strahlquerschnitts nicht von Brennpunkt zu Brennpunkt erfolgen. Die Verstimmung muss jedoch so geringem Maße ausfallen, so dass die dann auftretenden Änderungen der numerischen Apertur im Zwischenbild während der Fokussierung für die Anwendung noch zulässig sind.
Ein System zur Augenbeobachtung oder -therapie muss sich in den Arbeitsablauf, wie er vom Benutzer ausgeführt wird, einfügen. Insbesondere ein Umbetten oder eine Lageveränderung ist für einen Patienten möglichst zu vermeiden. Es ist deshalb im System vorgesehen, die Strahlung durch einen Gelenkarm zu übertragen, so dass die Einkopplung der Strahlung zur Augenbeobachtung oder -therapie örtlich variabel ist. Demgemäß sieht die Erfindung nach dem zweiten Aspekt vor ein System zur Augenbeobachtung oder -therapie, das aufweist einen Gelenkarm mit mind. zwei starren Gliedern, die miteinander gelenkig durch in verschiedene Gelenkstellungen einstellbare Gelenke verbundenen sind, einen Übertragungsstrahlengang, der ein Optiksystem aufweist, welches Strahlung als Freistahl mit einem maximalen Strahldurchmesser längs des Gelenkarms führt, wobei das Optiksystem in den Gelenken Umlenkspiegel aufweist, die entsprechend der aktuellen Gelenkstellung Strahlung umlenken, wobei dass das Optiksystem im Übertragungsstrahlengang mehrere aufeinander folgende Ebenen gleichen Strahlquerschnitts erzeugt und jede Ebene durch eine 4-f-Optik in die folgende Ebene abbildet.
Zur z-Fokussierung wird üblicherweise vor einem Objektiv eine Divergenzvariation durch ein divergenzvariierendes optisches Element ausgeführt, wie es beispielsweise gemäß dem ersten Aspekt vorgesehen sein kann. Entsprechende mechanische Bewegungen, die zur Steuerung der Strahlung für die Augenbeobachtung oder -therapie ausgeführt werden, müssen von dem Ende des Gelenkarmes, vor dem sich der Patient befindet, entkoppelt werden. Das divergenzvariierende optische Element, insbesondere schnell bewegte Bauteile, befinden sich daher bevorzugt in einer feststehenden Konsole. Deren Schnittweitenänderung muss dann aber längs des Gelenkarmes, also über einen großen Weg (> 1 m) übertragen werden.
Die Übertragung der Strahlung wird gemäß dem zweiten Aspekt über ein- oder mehrere 4-f-Systeme durchgeführt. Die Übertragung erfolgt aus applikativen Gründen über den beweglichen Gelenkarm und durch die starren Glieder. An den Gelenken befinden sich optische Spiegel, die das Licht entsprechend der Gelenkarmstellung umlenken. Diese Spiegel, sowie alle weiteren für den Übertrag notwendigen optischen Elemente, dürfen jedoch bei keiner Fokuslage in Kontakt mit dem Laserfokus in Zwischenbildern der 4-f-Systeme erfolgen. Wegen des großen Fokusbereichs, der für die Anwendung benötigt wird, bewegen sich die Zwischenfoki innerhalb der 4-f-Systeme jedoch ebenfalls um weite axiale Strecken. Auf dieser Strecke dürfen sich dann keine optischen Elemente, d. h. weder Gelenkspiegel noch Linsen des 4-f-Systems befinden.
Erfindungsgemäß wird dies im zweiten Aspekt erreicht, indem

(i) für die Übertragung eine Reihenschaltung von 4-f-Optiken verwendet wird, die an die applikativ benötigte Gelenkarmgeometrie angepasst sind. Bei der Nacheinanderschaltung befindet sich jeweils der hintere Brennpunkt der zweiten Linse des vorderen 4-f-Systems am Ort des vorderen Brennpunkts der ersten Linse des nachfolgenden 4-f-Systems. Die 4-f-Systeme sind nicht zwingend 1:1-Systeme, sondern können den Strahldurchmesser in den Zwischenräumen verglichen mit dem Ausgangsdurchmesser vergrößern bzw. verkleinern,
(ii) sich die Gelenkspiegel bevorzugt in den Bereichen zwischen den 4-f-Systemen befinden (d. h. zwischen den in Punkt (i) genannten Linsen),
(iii) die Brennweiten und Strahldurchmesser der 4-f-Systeme so gewählt werden, dass für die numerische Apertur im Zwischenbild des 4-f-Systems gilt:

Die Obergrenze von 0,05 ist eine bevorzugte Variante. Allgemein sind Werte bis 0,10 möglich. Hierbei bedeutet ST_MAX die in Schärfentiefen gemessene maximale Abweichung der Fokuslage im Auge von der Nullposition, d. h. von der Fokuslage bei kollimiertem Strahl vor dem beweglichen Objektiv. Der Durchmesser des kollimierten Strahls auf einer der beiden Seiten des 4-f-Systems sei D. Die Brennweite der Linse der betreffenden Seite sei f'.
Für realistische Therapie-Szenarien kann die maximale Fokuslageverstellung gegenüber der Nullposition zum Beispiel ± 7,5 mm betragen. Bei einer numerischen Apertur für die Therapie am Auge von beispielsweise 0,2 beträgt die Schärfentiefe in einer wässrigen Lösung ca. 0,034 mm. Es gilt folglich ST_MAX ≈ 220. Für Licht mit einer Wellenlänge von ca. 1,0 μm folgt für Strahldurchmesser bis zu 16 mm ein zulässiger Bereich für die numerische Apertur 0,1 (bevorzugt 0,05) ≥ NA' ≥ 0,03.
Die obere Grenze für die numerische Apertur dient der Vermeidung von Ionisierungen der Luft. Für den minimal möglichen Strahldurchmesser für die Übertragungskette folgt daher D ≥ (2,2/0,1)·λ·ST_MAX und bevorzugt D ≥ (2,2/0,05)·λ·ST_MAX.
Für realistische Szenarien folgt ungefähr D ≥ 5 mm, bevorzugt D ≥ 10 mm. Wegen NA' = D/2f folgt für die kleinste zulässige Teilbrennweite eines 4-f-Systems f' ≥ D (2·0,1) ≥ 50 mm, bevorzugt f' ≥ D (2·0,05) ≥ 100 mm. Da sich im Innern der 4-f-Systeme vorzugsweise keine Gelenkspiegel befinden sollen, müssen die Gelenke einen Mindestabstand von 100 mm, bevorzugt 200 mm und mehr aufweisen.
Da für Abweichungen von der Nullstellung in die Tiefe (ins Auge hinein) oder in die Höhe (vom Auge weg) unterschiedliche maximale Fokusabweichungen auftreten können, gilt die o. g. Bedingung für die jeweilige Linse und den jeweiligen Strahldurchmesser, auf den sich der Zwischenfokus bei der betrachteten Vorschiebung zubewegt.
Ferner sei bemerkt, dass sich die Ebenen konstanten Strahlquerschnitts nicht zwingend exakt an den vorderen bzw. hinteren Brennpunkten der Linsen der 4-f-Systeme befinden müssen. Dann ändert sich die numerische Apertur leicht während der Fokussierbewegung. Dies ist zulässig, solange die o. g. Grenzen der numerischen Apertur noch nicht überschritten werden und keine Zwischenfoki über optische Flächen wandern.
Jedes System zur Augenbeobachtung oder -therapie benötigt ein Objektiv. Dies wird nachfolgend auch als Hauptobjektiv bezeichnet. Es befindet sich vor dem Patientenauge. Hinter dem Hauptobjektiv wird i. d. R. Platz benötigt, z. B. für bewegliche Spiegel zur Bildfeldverscheibung sowie für die Einkopplung weiterer Funktionalitäten, z. B. OCT. Das Hauptobjektiv wandelt das kollimierte Laserlicht aus dem Gerät in einen fokussierten Laserstrahl mit für die Therapie hinreichender numerischer Apertur um. Da das Patientenauge allerdings in verschiedenen Tiefen therapiert oder beobachtet wird, sollte augenseitig ein gewisser axialer Fokusverstellbereich zugänglich sein, d. h. die o. g. kollimierte Nullstellung verlassen werden. Dieser Fokusverstellbereich beträgt axial ca. 10 bis 15 mm. Hierfür ist es notwendig, dass aus dem Gerät kommendes Laserlicht bereits vorfokussiert auf das Hauptobjektiv trifft. Dadurch entsteht jedoch im Applikator naturgemäß ein Zwischenfokus. Im Falle eines kurzbrennweitigen Hauptobjektivs, d. h. für den Fall dass dessen Brennweite vergleichbar ist mit der Länge des Fokusbereichs im Auge, rückt der Zwischenfokus hinter dem Objektiv sehr nah an dieses heran. Solche Zwischenfoki dürfen jedoch nicht mit optischen Flächen zusammenfallen, da sie diese andernfalls beschädigen können. Im o. g. kurzbrennweitigen Fall wäre der dann zur Verfügung stehende Raum nach dem Hauptobjektiv zu stark eingeschränkt. Vielmehr muss die Brennweite des Hauptobjektivs möglichst groß gewählt werden, um alle Elemente nach dem Hauptobjektiv noch platzieren zu können. Die lange Brennweite wirkt sich auch positiv auf den erreichbaren Arbeitsabstand aus, der ebenfalls möglichst groß sein sollte, um einen hinreichenden Abstand vom Patientenkopf zu ermöglichen.
Wird die Brennweite des Hauptobjektivs allerdings groß gewählt, so bewirken bereits kleinste Strahlwinkelabweichungen im Gerät einen großen Streukreis des Therapielasers am Auge. Außerdem wird der Strahldurchmesser in der Nullstellung sehr groß, d. h. die bewegten optischen Elemente (Spiegel, Hauptobjektiv) entsprechend schwer.
Es ist deshalb gemäß dem dritten Aspekt der Erfindung vorgesehen ein System zur Augenbeobachtung oder -therapie vorgesehen, das aufweist: eine Strahlungsquelle, die Beleuchtungs- oder Therapie-Strahlung bereitstellt, und eine Fokussiereinrichtung, die die Strahlung in einen Fokus in einem Beobachtungs- oder Therapievolumen bündelt, wobei die Fokussiereinrichtung mind, ein fokussierendes Objektiv und ein diesem vorgeordnetes, variables, divergenzvariierendes optisches Element aufweist, das eine z-Lage des Fokus verstellt, wobei die Fokussiereinrichtung im Beobachtungs- oder Therapievolumen eine numerische Apertur unter 0,1, bevorzugt 0,05, realisiert, das variable, divergenzvariierende optische Element zu Verstellung der z-Lage des Fokus über eine Bereich zwischen 10 und bis 15 mm ausgebildet ist und die Brennweite des Objektivs zwischen 20 und 40 mm, bevorzugt zwischen 25 und 35 mm beträgt.
Erfindungsgemäß liegt beim dritten Aspekt die Brennweite des Hauptobjektivs im Bereich zwischen 20 mm und 40 mm, bevorzugt zwischen 25 mm und 35 mm. Um dennoch den für die o. g. Mitbeobachtung benötigten Arbeitsabstand zu erzeugen, ist das Hauptobjektiv bevorzugt als Kombination aus einer Positivlinse und einer beabstandeten Negativlinse ausgeführt. Die Positivlinse und/oder die Negativlinse weisen hierbei eine oder mehrere asphärische Flächen auf, um die Abbildungsfehler für den Therapiefokus zu minimieren und die Masse des bewegten Hauptobjektivs zu reduzieren. Würde auf die asphärische(n) Fläche(n) verzichtet, könnten ersatzweise mehrere sphärische Linsen mit höherer Masse zum Einsatz kommen.
Um die Pulsverbreiterung des Kurzpulslasers zu minimieren, ist die Positivlinse bevorzugt aus einem Kronglas mit einer Abbezahl > 50 gefertigt. Um die Abbildungsfehler insgesamt zu minimieren, ist die Positivlinse ferner bevorzugt aus einem Material mit einer Brechzahl > 1,6 gefertigt.
Zur weiteren Minimierung der Pulsverbreiterung ist die Negativlinse bevorzugt als Kittglied bzw. unverkittete Gruppe ausgeführt, d. h. aus einer Kombination aus einer Positiv- und einer Negativlinse mit insgesamt negativer Brechkraft. Die Negativlinse des Kittglieds ist hierbei bevorzugt aus einem hochbrechenden Flintglas mit Abbezahl < 40 und Brechzahl > 1,7 gefertigt. Die Positivlinse des Kittglieds ist bevorzugt aus einem hochbrechenden Kronglas mit Abbezahl > 50 und Brechzahl > 1,6.
Die Negativlinse des Hauptobjektivs ist bevorzugt lateral justierbar ausgeführt, um die durch die Prismenverkippung verbleibende Achskoma zu kompensieren.
Das Hauptobjektiv ist bevorzugt beweglich mit zwei Spiegeln gekoppelt, um eine zweiachsige Bildfeldverschiebung auszuführen. Es ist dann im Sinne dieser Beschreibung ein bewegliches Objektiv.
Ein vierter Aspekt der Erfindung unterstützt den Benutzer hinsichtlich der Zusammenwirkung von Diagnose bzw. Biometrie und weiterer Beobachtung und/oder Therapie eines Auges. Insbesondere bei der Katarakt-OP ist es erforderlich, bei astigmatischen Patientenaugen die Orientierung einer zu implantierenden torischen Intraokularlinse bzw. die Lage von Korrekturschnitten an der Kornea, welche einen Astigmatismus beheben sollen, zum Auge präzise auszurichten. Aus diesem Grund werden bei der präoperativen Vermessung des Auges, in der sogenannten Biometrie, Astigmatismusachsen bestimmt. Zugleich wird ein Referenzbild erzeugt, und die Lage der Achsen wird zusammen mit dem Referenzbild abgespeichert. Anhand des Referenzbildes muss dann bei einer späteren Beobachtung des Auges oder bei einem chirurgischen Eingriff die Lage der Achsen wieder ermittelt werden. Es ist deshalb zweckmäßig, im Referenzbild Referenzstrukturen abzubilden, die es erlauben, ein späteres aktuelles Bild entsprechend zuzuordnen, um aus einer Relativlage von Strukturparametern des Auges (beispielsweise Astigmatismusachse) und Lage der Referenzstrukturen im Referenzbild auch im aktuellen Bild die Lage der ermittelten Augenstrukturen (beispielsweise Astigmatismusachse) einfach wieder auffinden zu können. Insbesondere für einen operativen Eingriff bzw. dessen Vorbereitung ist es zweckmäßig, Hauptachsen eines astigmatischen Auges zu finden und in das aktuelle Bild einzublenden.
Es ist deshalb in einem vierten Aspekt der Erfindung vorgesehen ein System zur Augenbeobachtung oder -therapie, das aufweist: eine Biometrieeinrichtung, die mind. ein Referenz-Bild des Auges, welche mind. eine Referenzstruktur des Auges enthält, erzeugt, mind. einen Strukturparameter des Auges, bevorzugt eine Astigmatismusachse, bestimmt und dessen Relativlage zur Referenzstruktur ermittelt, eine Beobachtungs- oder Therapieeinrichtung, die eine Abbildungseinrichtung zum Erzeugen eines aktuellen Bildes des Auges, welches ebenfalls die Referenzstruktur des Auges enthält, und eine Bildverarbeitungseinrichtung zum Identifizieren der Referenzstruktur des Auges und Bestimmen deren aktuellen Lage und Ermitteln der aktuellen Lage des Strukturparameters anhand des aktuellen Bildes und des Referenz-Bildes aufweist, wobei die Biometrieeinrichtung das Referenz-Bild des Auges in einem Spektralkanal erzeugt, der einem Spektralbereich nutzt, in dem ein Absorptionsfarbstoff in Blutgefäßen der Sklera ein Absorptionsmaximum hat, oder in einem Spektralkanal erzeugt, in dem ein Fluoreszenzfarbstoff in Blutgefäßen der Sklera fluoresziert, und die Abbildungseinrichtung das aktuelle Bild des Auges im selben Spektralkanal erzeugt.
Der vierte Aspekt sieht vor, sowohl für die Biometrie als auch für die spätere Registrierung im aktuellen Bild einen speziellen Spektralkanal auszunutzen, indem ein absorbierender Farbstoff, der im Blut vorhanden ist, absorbiert (z. B. mit mind. 30% Absorptionsgrad) und damit dunkel und besonders kontrastreich gegenüber der Umgebung oder ein fluoreszierender Farbstoff fluoresziert. Als absorbierender Farbstoff kommt beispielsweise das im Blut vorhandene Hämoglobin infrage, das im grünen Spektralbereich besonders gut absorbiert, sich also in einem entsprechenden Spektralkanal dann auch gut, d. h. kontrastreich abbilden lässt. Durch den erfindungsgemäßen Ansatz wird die Wiederauffindung der Referenzstrukturen im aktuellen Bild, was auch als Bildregistrierung bezeichnet wird, besonders einfach und zuverlässig ausgeführt, da die verwendeten Blutäderchen im Referenzbild und dem aktuellen Bild aufgrund der Spektralfilterung besonders Kontrastreich erscheinen.
Erfindungsgemäß wird nach dem vierten Aspekt somit ein Referenzbild aus der biometrischen Vermessung des Auges verwendet, das in einem bestimmten Spektralkanal gefiltert ist, in dem auch das aktuelle Bild gefiltert ist. Somit entfallen komplizierte Algorithmen, um die Bilder zueinander zu registrieren bzw. im aktuellen Bild die Lage der zu ermittelnden Augenstrukturen (beispielweise Astigmatismusachsen) aufzufinden.
Eine besonders bevorzugte Variante des vierten Aspekts stellt auf das Hämoglobin im Blut ab. Da das Hämoglobin im Blut besonders gut im grün-gelben Spektralbereich Licht absorbiert, erzielt man besonders kontrastreiche Referenzbild-Aufnahmen von Aderstrukturen mit grüner oder gelber oder grün-gelber, insbesondere rot-freier Beleuchtung. Um diese Bilder als Eingangsdaten für die Lasertherapie (z. B. Lasertherapiegeräte für Kataraktoperationen) verwenden zu können, verwendet das Therapiesystem ebenfalls solch eine Beleuchtung. Idealerweise befindet sich hierfür eine spektral abgestimmte Beleuchtung (Beleuchtungsmaximum sollte zwischen 520 nm und 580 nm Wellenlänge liegen) direkt am Gerät-Augen-Interface. In einer speziellen Ausführung wird das grüne, gelbe bzw. grün-gelbe Licht von LED erzeugt und über ein Patienteninterface mit eingebauten Lichtleitern auf das Patientenauge geführt.
Da sowohl das Referenzbild des Biometrie-Systems als auch das Live-Bild des Therapiesystems die gleiche Beleuchtung verwenden, lassen sich sehr ähnliche Bilder vom Patientenauge erzeugen, die eine robuste Bildregistrierung ermöglichen.
Die spektralen Eigenschaften des „Grünlichtes” sind so abzustimmen, dass maximaler Kontrast der Referenzstrukturen erreicht wird – das Beleuchtungsmaximum sollte zwischen 520 nm und 580 nm liegen, da Hämoglobin der wesentliche Farbstoff der Referenzstrukturen ist.
Diese „Referenzstrukturen-optimierte Beleuchtung” kann sowohl im Biometriegerät als auch im Beobachtungs-/Therapiegerät eingesetzt werden.
Optional erfolgt die Registrierung zwischen biometrischen, nicht dilatiertem Referenzbild und dem dilatiertem, mit dem Patient Interface angesaugten Auge in einem Schritt. Dazu sind Gesichtspunkte wesentlich:

1. Das erfassbare Bildfeld durch das Patient Interface ist groß genug, so dass um den Limbus genügend Referenzstrukturen (Blutgefäße etc.) sichtbar sind, so dass eine Registrierung möglich ist. Bilddaten der Iris werden optional bei diesem Vorgang ausgeblendet, so dass sie bei der Registrierung nicht stören. Dadurch wird der Registriervorgang robuster und ist bei nicht dilatierten Iris und dilatierten Iris gleichermaßen möglich.
2. Die Beleuchtung bei der Aufnahme beider Bilder, d. h. beim Biometrie- und angesaugtes Bild ist spektral weitgehend glich, sie ist z. B. im Wesentlichen grün, gelber oder grün-gelb, so dass Gefäße sehr deutlich sichtbar sind.

Der Vorteil ist neben dem einfacheren Handling auch die höhere Präzision durch Wegfall etwaiger Zwischenschritte.
Bei Systemen für die Augenheilkunde sind Beobachtungmöglichkeiten des Auges besonders wichtig. Dies gilt ganz besonders, wenn das System augentherapeutische Strahlung auf das Auge einbringt. Es ist deshalb gemäß einem fünften Aspekt der Erfindung ein System zur Augenbeobachtung oder -therapie vorgesehen, das aufweist: einen zum Auge führenden ersten Strahlengang für erste Behandlungs- oder Beobachtungsstrahlung, der längs einer optischen Hauptachse zum Auge verläuft, einen zweiten Strahlengang für zweite Beobachtungsstrahlung, der längs einer optischen Nebenachse verläuft, und einen Prismateiler, der zum Auge hin gesehen den zweiten Strahlengang in den ersten Strahlengang einkoppelt und vom Auge weg gesehen eine Eintrittsfläche und eine erste und eine zweite Austrittsfläche aufweist, wobei der Prismateiler den ersten Strahlengang längs der optischen Hauptachse zwischen der Eintrittsfläche und der ersten Austrittsfläche führt, und die optischen Nebenachse von der zweiten Austrittsfläche weg verläuft, wobei dass die optische Nebenachse ±20° parallel zur optischen Hauptachse liegt und der Prismateiler als Kombination aus einem den Strahl zweimal umlenkenden Leman-Prisma und einem mit dem Leman-Prisma verkitteten Zusatzprisma ausgebildet ist, wobei das Leman-Prisma vom Auge weg gesehen den zweiten Strahlengang an einer der Eintrittsfläche folgenden ersten Umlenkfläche aus dem ersten Strahlengang auskoppelt, an mind. zwei Umlenkflächen nochmals umlenkt und zur optischen Hauptachse im Wesentlichen (±20°) parallel oder ganz parallel versetzt zur zweite Austrittsfläche führt, das Zusatzprisma an der ersten Umlenkfläche angekittet ist und eine zur Eintrittsfläche parallele Fläche aufweist, welche die erste Austrittsfläche bildet, und zwischen dem Zusatzprisma und der ersten Umlenkfläche eine dichroitische oder Intensitäts-Teilerschicht ausgebildet ist.
Eine Mitbeobachtung durch den zweiten Strahlengang wird also durch ein speziell geformtes Prisma eingekoppelt.
Die hierfür benötigte, erfindungsgemäße Prismenanordnung

– nutzt in ihrer Grundgestalt eine Anordnung ähnlich der eines Bauernfeind-Prismas,
– verwendet eine zusätzliche Totalreflexionsfläche, um den Strahlpfad der Mitbeobachtung nach oben, d. h. vom Patientenkopf weg zu lenken. (Sprenger-Leman-Prisma ohne Dachkante),
– enthält außerdem ein rechtwinkliges Prisma, das mit dem o. g. Prisma verkittet ist. Hierdurch entsteht an der Kittfläche die Möglichkeit zur dichroitischen Trennung der Strahlengänge. Die gegenüberliegenden Austritts- und Eintrittsflächen stehen für das durchtretende Licht parallel zueinander,
– erlaubt durch seine Geometrie, Einfallswinkel an der verkitteten dichroitischen Teilerschicht < 30° einzustellen. Dies ermöglicht ein einfacheres, serientaugliches Design für die Teilerschicht. Der dichroitische Teiler lenkt bevorzugt einen Teil des Lichts (zum Beispiel λ = 750 ... 950 nm und/oder gelb-grünes Licht) zur Seite, während der Rest, z. B. Teile des sichtbaren Lichts (zum Beispiel λ = 400 ... 700 nm) und das Therapielaserlicht (zum Beispiel λ = 1000 ... 1100 nm) völlig ungehindert hindurchtritt,
– ist definiert um einen Winkel im Bereich zwischen 0,5° und 3° verkippt, um Rückreflexe des OCT-Strahlenganges an den Planflächen auszublenden,
– ist so gestaltet, dass das Beobachtungslicht auf der dem Patientenauge abgewandten Seite nach oben geleitet wird und senkrecht auf die zugehörige Austrittsfläche trifft,
– erhöht durch das verglichen mit Luft höherbrechende Material den effektiven Arbeitsabstand für die Therapieoptik, was für die Integration aller Funktionalitäten förderlich ist,
– enthält einen Glasweg, der in einem zum vorangenannten Prisma um 90° verdrehten Azimut ebenfalls um denselben Winkel im Bereich zwischen 0,5° und 3° verkippt ist. Dieser kompensiert den durch die Verkippung des oberen Prismas auftretenden Astigmatismus, und lenkt im selben Maß die Rückreflexe des OCT-Lichts zur Seite. Der zusätzliche Glasweg erhöht außerdem den Arbeitsabstand um einen weiteren Betrag. Zudem ist er leicht in die zulässige Kegelkontur integrierbar.
– ist ferner gepaart mit dem zugehörigen, z. B. beweglichen Objektiv der Therapieoptik.

Dieses weist eine Vorkehrung auf, die einen festen Betrag von Koma auf der Achse kompensieren kann. Diese Vorkehrung kann zum Beispiel eine lateral verschiebbare Linse oder ein speziell geformtes Freiform-Element in der Pupille sein.
Das System kann in allen Aspekten ein Kurzpuls-Lasersystem umfassen, das eine Kurzpuls-Laserquelle, einen Strahlengang und einen Applikator-Kopf zur Leitung einer Kurzpuls-Laserstrahlung von der Kurzpuls-Laserquelle auf das zu operierende Auge enthält. Eine Kurzpuls-Laserquelle ist dabei eine Laserquelle, die das Licht nicht kontinuierlich, sondern in gepulster Form emittiert. Das bedeutet, dass das Licht in zeitlich begrenzten Portionen emittiert wird. Üblicherweise liegen die Pulsraten eines solchen Kurzpuls-Lasers im Femtosekunden- oder Pikosekundenbereich. Aber auch Pulsraten im Attosekundenbereich sind möglich. Durch die gepulste Lichtemission können sehr hohe Intensitäten realisiert werden, die für Laser-Gewebe-Wechselwirkungen via Mehrphotonen-Absorption, wie z. B. der Photodisruption oder plasmainduzierten Photoablation, benötigt werden. Dies ist bei allen Anwendungen der Fall, bei denen nicht ausschließlich an der Oberfläche Material abgetragen wird, sondern Wechselwirkungen in allen drei Dimensionen erzielt wird.
Der Strahlengang sorgt dafür, dass die von der Kurzpuls-Laserquelle emittierte Kurzpuls-Laserstrahlung zu einem Austrittsort geleitet wird. Er kann beispielsweise durch einen Lichtleiter oder durch ein Spiegelsystem realisiert sein. Der Applikator-Kopf, der sich an dem der Kurzpuls-Laserquelle entgegengesetzten Ende des Strahlenganges anschließt, bildet den Austrittsort der Kurzpuls-Laserstrahlung. Dort befindet sich das Objektiv mit mehreren optischen Elementen gemäß dem genannten dritten Aspekt. Vorteilhaft ist es, wenn das Kurzpuls-Lasersystem weiter ein x/y-Ablenksystem, auch als x/y-Scansystem bezeichnet, sowie ein Ablenksystem bzw. Scansystem für die z-Richtung und/oder ein die Divergenz variierendes Linsensystem aufweist. Die Möglichkeit, den Fokus der Kurzpuls-Laserstrahlung in x-Richtung und y-Richtung sowie in z-Richtung in einem Volumen, das dem Austrittsort der Kurzpuls-Laserstrahlung folgt, abzulenken, kann auch durch mehrere Ablenkvorrichtungen für jeweils eine Richtung realisiert sein, beispielsweise einen Scanner für eine langsame Bewegung über einen größeren Bereich und einen für eine sehr schnelle Bewegung über einen kleinen Bereich, wie dies im genannten ersten Aspekt vorgesehen ist.
Das System umfasst optional ein Operations-Mikroskop mit einem Stativ und einem Mikroskop-Kopf. Der Mikroskop-Kopf enthält die Optik und die Objektbeleuchtung des Operations-Mikroskops. Mit einem solchen Operations-Mikroskop ist es möglich, sich zu jeder Zeit einen optischen Überblick über den Stand der Behandlung zu verschaffen. Das Operations-Mikroskop trägt aber auch dazu bei, dass ein zu behandelndes Auge zum System unter optimaler Beleuchtung entsprechend ausgerichtet werden kann.
Das System umfasst optional auch eine Steuereinheit, welche zur Steuerung für die Durchführung einer Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie eingerichtet ist. Die Steuereinheit kann einteilig oder mehrteilig ausgestaltet sein. Die Komponenten der Vorrichtung sind vorteilhaft mit der Steuereinheit über Kommunikationswege verbunden. Im Falle einer Mehrteiligkeit der Steuereinheit sind auch alle Komponenten der Steuereinheit vorteilhaft über Kommunikationswege miteinander verbunden. Solche Kommunikationswege können mittels entsprechender Kabel und/oder auch kabellos realisiert werden.
Weiter umfasst das System optional ein Gehäuse, das mindestens eine Kurzpuls-Laserquelle als Strahlungsquelle umschließt, sowie zwei (beim zweiten Aspekt also einen zusätzlichen) Gelenkarme, die am Gehäuse oder an einer Verlängerung des Gehäuses angeordnet sind. Jeder Gelenkarm umfasst mehrere starre Glieder, die miteinander gelenkig verbunden sind, dass jeweils zwei starre Glieder durch mindestens ein Gelenk verbunden sind.
Der Mikroskop-Kopf (soweit vorhanden) ist an einem Gelenkarm angeordnet. Dieser Gelenkarm bildet z. B. zusammen mit dem Gehäuse ein Stativ des Operations-Mikroskops. Am zweiten Gelenkarm (der beim zweiten Aspekt das Optiksystem hat), wiederum vorteilhaft an dem vom Gehäuse abgewandten Ende des Gelenkarms, ist der Applikator-Kopf angeordnet. Die Länge des zweiten Gelenkarms ist dann so, dass der gesamte Arbeitsbereich des Mikroskop-Kopfes des Operations-Mikroskops, der am ersten Gelenkarm angeordnet ist, ausgenutzt werden kann. Die beiden Gelenkarme können also einander in allen Bewegungen folgen. In dieser Ausgestaltung ist eine Schnittstelle zwischen Applikator-Kopf und Mikroskop-Kopf vorgesehen, mit welcher der Applikator-Kopf und der Mikroskop-Kopf mechanisch und optisch miteinander verbunden und wieder gelöst werden können. Die Schnittstelle zeichnet sich optional durch eine erste Struktur am ersten Gelenkarm und/oder am Mikroskop-Kopf und eine zweite Struktur am zweiten Gelenkarm und/oder am Applikator-Kopf aus, die entweder nach dem Schlüssel-Schloss-Prinzip aufeinander abgestimmt sind oder über ein Zwischenstück miteinander verbunden werden können. Den Applikator-Kopf und den Mikroskop-Kopf mechanisch und optisch miteinander zu verbinden, heißt dabei, neben der mechanischen Verbindung und damit der Herstellung einer festen Beziehung von Applikator-Kopf und Mikroskop-Kopf zueinander, beide dabei auch in optischer Hinsicht miteinander zu verbinden, so dass ein Abbildungsstrahlengang des Operations-Mikroskop durch den Applikator-Kopf hindurch verläuft. Dann besteht ein optischer Weg für die mit dem Operations-Mikroskop zu beobachtenden Strukturen des Auges durch den Applikator-Kopf hindurch.
Der Strahlengang, insbesondere für die Kurzpuls-Laserstrahlung, durchläuft dann gemäß dem zweiten Aspekt den zweiten Gelenkarm. Er ist so ausgestaltet, dass er allen Bewegungen des zweiten Gelenkarms folgen kann und in jeder Position des zweiten Gelenkarms die Strahlung, z. B. zu ihrem Austrittsort am Applikator-Kopf in gleicher Qualität führen kann.
Weiter sind der Applikator-Kopf und der Mikroskop-Kopf sowohl unabhängig voneinander als auch miteinander verbunden dreidimensional beweglich. Diese Beweglichkeit des Applikator-Kopfes und des Mikroskop-Kopfes ist auch gegeben, wenn der Applikator-Kopf und der Mikroskop-Kopf miteinander verbunden sind. Dies bedingt entsprechende zusätzliche Freiheitsgrade im ersten und zweiten Gelenkarm. Durch die Beweglichkeit des Applikator-Kopfes allein, vor allem aber verbunden mit dem Mikroskop-Kopf, ist der Austrittsort oder Kurzpuls-Laserstrahlung ebenfalls im dreidimensionalen Raum beweglich – in einer bevorzugten Variante auch bezüglich seiner Strahlrichtung am Austrittsort So ist es beispielsweise auch möglich, den Patienten in nicht liegender Position, oder aber zwar in liegender Position, jedoch mit angestellter Liegeposition zu behandeln. Das im Raum erreichbare Volumen ist durch Anschläge der Gelenke beschränkt.
Das System kann insbesondere für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie ausgebildet werden, mit dem nicht nur das Schneiden von Gewebe mittels plasmainduzierter Ablation und/oder Photodisruption möglich ist, sondern auch das Verkleben von Gewebe mittels Koagulation sowie eine Abtragung von Gewebe durch ablative Effekte der Kurzpuls-Laserstrahlung. Lediglich die Eigenschaften der Kurzpuls-Laserstrahlung müssen entsprechend den Anwendungszielen eingestellt werden.
In einer bevorzugten Ausgestaltung umfasst das System weiter ein optisches Kohärenz-Tomographie(OCT)-Modul, das eine OCT-Lichtquelle, ein Interferometer und einen Detektor enthält. Das OCT-Modul kann dabei ebenfalls vom Gehäuse umschlossen sein. Besonders bevorzugt ist es, das OCT-Modul so zu gestalten, dass es für eine Einkopplung einer von der OCT-Lichtquelle ausgesendeten Strahlung wahlweise in den Mikroskop-Kopf oder in den Applikator-Kopf eingerichtet ist. Dies kann beispielsweise mit Hilfe einer oder mehrerer optischer Schaltstellen erfolgen, die im Strahlengang der von der OCT-Lichtquelle ausgesendeten Strahlung wie auch dem vom Auge zurückkommenden Messlicht vorgesehen sind.
Die Einkopplung der Strahlung der OCT-Lichtquelle über den Applikator-Kopf hat den Vorteil, dass sie einfach und mechanisch stabil mit therapeutischer Kurzpuls-Laserstrahlung überlagert werden kann. So können beide Strahlengänge zueinander kalibriert werden. Diese Variante wird daher in der Praxis für die Planung und Kontrolle der Kurzpuls-Laserbehandlung verwendet. Die Einkopplung der Strahlung der OCT-Lichtquelle über den Mikroskop-Kopf ermöglicht es hingegen dem Chirurgen, tomographische Aufnahmen des Patientenauges während und/oder nach der manuellen Operationsphase zu tätigen. Beispielsweise können mit Hilfe dieser Technologie Intraokularlinsen präzise ausgerichtet oder freie Partikel im Kammerwasser identifiziert und entfernt werden. Zur Einkopplung technisch vorteilhaft ist es, bei eng benachbarten Wellenlängen von Kurzpulslaser und OCT-Beleuchtung einen Ringspiegel zum Zusammenführen der Kurzpuls-Laserstrahlung und der von der OCT-Lichtquelle ausgesendeten Strahlung in das System für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie einzubinden. Die Kurzpuls-Laserstrahlung wird z. B. am Ringspiegel reflektiert, während die von der OCT-Lichtquelle des OCT-Modules ausgesendete Strahlung durch ein Loch im Ringspiegel in Richtung des Auges hindurch propagiert und der OCT-Detektor die reflektierte Strahlung der OCT-Lichtquelle vom Auge durch das Loch im Ringspiegel detektiert. Der Ringspiegel kann beweglich sein. Bevorzugt ist eine 90°-Stellung der Einkopplung der von der OCT-Lichtquelle ausgesendeten Strahlung in den Strahlengang der Kurzpuls-Laserstrahlung, wobei der Ringspiegel dabei in einer 45°-Stellung angeordnet ist. Wenn die Wellenlängen der Kurzpuls-Laserstrahlung und der OCT-Lichtquelle spektral oder bezüglich der Polarisation getrennt werden können, dann können der Laser und der OCT Strahlengang auch über dichroitische- und/oder Polarisationsteiler bzw. -Kombinierer zusammengeführt werden.
In einem bevorzugten System für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie weisen sowohl der erste Gelenkarm und/oder der zweite Gelenkarm mindestens drei Gelenke auf. Bei drei Gelenken müssen mindestens zwei Gelenke, idealerweise alle drei Gelenke, die Funktion eines Kugelgelenks erfüllen, d. h. nicht nur eine Rotationsmöglichkeit um eine einzige Achse bieten. Ein solches Gelenk muss es vielmehr ermöglichen, dass ein starres Glied zu dem benachbarten Glied, die beide gelenkig verbunden sind, einen beliebigen Winkel im Raum beschreiben kann, wobei der Aktionsradius ggf. durch andere bauliche Hindernisse auf einen Teilbereich des Raumes eingeschränkt sein kann, jedoch nicht auf eine Bewegung innerhalb einer Ebene. In einer speziellen Ausführung kann eines der drei Gelenke nur eine einzige Rotationsachse aufweisen. Bevorzugt erfüllen jedoch bei nur drei Gelenken alle drei Gelenke die Funktion eines Kugelgelenks. Auf diese Art und Weise ist die optimale Beweglichkeit des ersten und des zweiten Gelenkarms, die beide am Gehäuse oder an einer Verlängerung des Gehäuses angebracht sind, sowohl im miteinander verbundenen Zustand als auch unabhängig voneinander im dreidimensionalen Raum gesichert. Werden hingegen Gelenke genutzt, die jeweils nur eine Rotationsmöglichkeit um eine Achse bieten, so ist eine vergleichbare Beweglichkeit mit mindestens fünf Gelenken pro Gelenkarm erreicht, die unterschiedliche Rotationsachsen aufweisen. Davon sollten drei Gelenke die Rotation um senkrechte Achsen und zwei Gelenke die Rotation um horizontale Achsen ermöglichen, d. h. Kippachsen darstellen, die zu einem Verkippen des nach dem Gelenk folgenden starren Glieds führen. Bevorzugt ist in dieser Variante – also bei Einsatz von Gelenken mit jeweils einer Rotationsmöglichkeit um eine Achse – ein Gelenkarm, der sechs Gelenke mit jeweils einer Rotationsachse pro Gelenk aufweist. In diesem Fall sollten drei Gelenke die Rotation um senkrechte Achsen und weitere drei Gelenke die Rotation um horizontale Achsen ermöglichen. Hier ist das Verkippen des nach dem Gelenk folgenden starren Gliedes bzw. eines Endstücks wie des Applikator-Kopfes oder des Mikroskop-Kopfes möglich. Grundsätzlich verwirklichen die Gelenke eines jeden Gelenkarms mind. sechs Freiheitsgrade, die durch je drei vertikale und drei horizontale Rotationsachsen gegeben werden, wobei sich senkrechte und horizontale Rotationsachsen entlang eines Gelenkarms abwechseln können. Insbesondere bietet ein Paar aus einem Gelenk mit vertikaler Rotationsachse und einem Gelenk mit horizontaler Rotationsachse, die in nächster Nähe zueinander angeordnet sind, dieselbe Funktion wie ein Kugelgelenk.
Unter den Kurzpuls-Laserquellen sind in der Augenchirurgie die Femtosekunden-(fs)-Laserquellen die mit Abstand am häufigsten eingesetzten Laserquellen. Sie haben sich als besonders geeignet und gut beherrschbar für diese Anwendungen erwiesen. Deshalb ist es von Vorteil, wenn das System zur Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie ausgebildet ist und eine Femtosekunden-Laserquelle aufweist.
Optional enthält das System zusätzlich zu einem OCT auch einen konfokalen Detektor. Durch Aufnahme eines A-Scans – also eines eindimensionalen Tiefenprofils entlang der optischen Achse – und/oder eines B-Scans – eines zweidimensionalen Scans entlang der optischen Achse und senkrecht dazu – zweier Strukturen eines Auges mittels des OCT sowie eines Intensitätsprofils mittels dem konfokalen Detektor beim Durchfahren einer z-Fokuslage kann ein Offset und ein Skalierungsfaktor zwischen den OCT-Signalen und dem Intensitätsprofil ermittelt werden. Dies erlaubt es in Folge, die Fokusposition von Therapie-Strahlung, z. B. der Kurzpuls-Laserstrahlung, unter Verwendung von OCT-Signalen, insbesondere von OCT-Bildern, besonders präzise zu steuern.
Optional beträgt die Kohärenzlänge bzw. Messlänge der OCT-Lichtquelle in Luft mehr als 45 mm, besonders bevorzugt mehr als 60 mm. Dadurch wird der gesamte Vorderkammerabschnitt eines Auges innerhalb eines A-Scans erfasst, ohne dass die optische Weglänge des Referenzstrahlenganges angepasst werden muss, selbst dann, wenn sich durch eine laterale Objektivbewegung der optische Weg zum Auge ändert.
Das verschiebbare Bildfeld des Systems ist, insbesondere bei einen Kurzpuls-Lasersystem für die Augenchirurgie, im Durchmesser bevorzugt größer als 1,0 mm aber kleiner als 6,0 mm, besonders bevorzugt größer als 1,5 mm aber kleiner als 3,0 mm. Das Bildfeld befindet sich dabei in einer Bildfeldebene, in der es durch eine Bewegung des Objektivs in x- und/oder y-Richtung bewegt werden kann. Die Bildfeldebene selbst kann gemäß dem ersten Aspekt entlang der optischen Achse durch eine Scanbewegung in z-Richtung verschoben werden. Der Querschnitt des beweglichen Objektivs richtet sich insbesondere nach dem Scanbereich des x/y-Scansystems. Somit lässt sich der Fokus der Strahlung an jedem Ort des dreidimensionalen Scanvolumens durch Überlagerungen der Strahlablenkungen vom beweglichen Objektiv und von den Spiegel-Scannern gezielt ablegen.
Die Optik, die im Strahlengang bis zum Gelenkarm angeordnet ist, sowie die die Divergenz der Strahlung variierende Module sind vorzugsweise auf einer Optikbank befestigt. Die Optikbank selbst ist optional mit drei Punkten auf, an oder innerhalb eines Gehäuses befestigt, an dem vorzugsweise auch der Gelenkarm angeordnet ist. Alle Deformationen der Befestigungsfläche im Gehäuse haben damit keinen Einfluss auf den Justierzustand der Optik auf der Optikbank, aber auf die Position der Optikbank zum Eintritt in den Gelenkarm mit seinem Strahlführungsmittel. Änderungen dieser Position können mit einer Strahlstabilisierung ausgeglichen werden.
Es versteht sich, dass die vorstehend genannten und die nachstehend noch zu erläuternden Merkmale nicht nur in den angegebenen Kombinationen, sondern auch in anderen Kombinationen oder in Alleinstellung einsetzbar sind, ohne den Rahmen der vorliegenden Erfindung zu verlassen.
Nachfolgend wird die Erfindung beispielsweise anhand der beigefügten Zeichnungen, die auch erfindungswesentliche Merkmale offenbaren, noch näher erläutert. Es zeigen:
1 ein erstes System für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie;
2 ein zweites System für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie;
3 eine Vorrichtung für einen unabhängigen Gewichtsausgleich eines Gelenkarms;
4 ein Kurzpuls-Lasersystem für die Augenchirurgie (Strahlerzeugung und Optik);
5 einen Aufbau für das Zusammenführen von Kurzpuls-Laserstrahlung aus der Kurzpuls-Laserquelle und OCT-Strahlung aus der OCT-Lichtquelle;
6 zwei Darstellungen zur Erläuterung, wie sich die Bewegung des Fokus der Kurzpuls-Laserstrahlung bei lateral scannendem Objektiv eines Kurzpuls-Lasersystems auswirkt;
7 eine Schemadarstellung durch ein Strahlteilerprisma, das im Strahlengang des ersten oder zweiten Systems zur Anwendung kommt;
8 zwei Darstellungen für die Ausführungen eines Hauptobjektivs des ersten oder zweiten Systems;
9 zwei Darstellungen zur Verdeutlichung der z-Scantechnik, die im ersten oder zweiten System zur Anwendung kommt;
10 und 11 Schemazeichnungen eines divergenzvariierenden optischen Elements zur z-Lagenverstellung des Fokus des ersten oder zweiten Systems;
12 eine Schemadarstellung betreffend eine zweistufige z-Fokusverstellung im ersten oder zweiten System;
13 einen optischen Strahlengang, in dem Strahlung längs eines Gelenkarmes im ersten oder zweiten System übertragen wird; und
14 und 15 Schemadarstellungen der Einkopplung der Strahlung auf das Auge betreffend eine spektralselektive Beleuchtung/Detektion zur Lageregistrierung eines Auges.
Die Erfindung wird nachfolgend mit Bezug auf die Augenchirurgie beschrieben, was lediglich exemplarisch für verschiedene Aufgaben der Augenbeobachtung oder -therapie stehen soll, für welche die verschiedenen Aspekte der Erfindung einsetzbar sind.
In den folgenden Beispielen wird eine Kurzpuls-Laserstrahlquelle mit Femtosekunden-Laser bzw. fs-Laser als Kurzpuls-Laser eingesetzt, die die am häufigsten im Bereich der Augenchirurgie mittels Laser genutzten Kurzpuls-Laser sind – und damit auch die am besten untersuchten. Dennoch sind alle hier beschriebenen Systeme auch mit anderen Kurzpuls-Lasern umsetzbar. fs-Laser stehen also, sofern nicht explizit auf die Pulslänge als differenzierendes Merkmal eingegangen wird, als Synonym für Kurz-Pulslaser.
Soweit im Folgenden von OCT, der Optischen Kohärenztomographie, gesprochen wird, steht OCT als Synonym für alle Verfahren, die unter Ausnutzung der optischen Kurzkohärenz Entfernungen im Auge messen oder Bilder vom Auge oder dessen Komponenten erfassen können, wie Time-Domain-Optische Kohärenztomographie (TD-OCT), Spektrometer-basierte Spectral-Domain-OCT (SD-OCT) oder Wellenlängen-Durchstimmungs-basierte Swept-Source-OCT (SS-OCT).
Das vorliegend beschriebene System, an dem die verschiedenen Aspekte der Erfindung rein exemplarisch in Kombination realisiert sind, dient zur lasergestützten Katarakt-Operation. Mittels der Kurzpuls-Laserstrahlquelle werden Schnitte ausgeführt, beispielsweise ein Zugangsschnitt zur Vorderkammer des Auges durch die Kornea, ein Kapsulotomie-Schnitt, Schnitte zum Zerkleinern des Linsenkerns des Auges oder Schnitte an der Vorderseite der Hornhaut zum Korrigieren von Sehfehlern.
Um die Integration der verschiedenen dabei verwendeten Komponenten bzgl. eines für den Bediener, also bevorzugt einen Arzt, insbesondere einen Augenchirurg, optimierten Arbeitsablauf und einer optimierten Arbeitsumgebung zu verbessern, sind in 1 und 2 ein erstes und ein zweites System 100 für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie gezeigt, die jeweils ein fs-Lasersystem als Kurzpuls-Lasersystem 200 mit einer Kurzpuls-Laserquelle 210, hier also eine fs-Laserquelle, einen Strahlengang und einen Applikator-Kopf 220 zur Leitung der fs-Laserstrahlung auf das zu operierende Auge 900 enthalten.
Der Aufbau des ersten und des zweiten Systems 100 für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie umfasst auch ein Operations-Mikroskop mit einem Operations-Mikroskop-Kopf 320. Dabei ist die gesamte das Operations-Mikroskop und seine Optik im Mikroskop-Kopf 320 angeordnet.
Das erste System 100 für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie der 1 umfasst weiter ein OCT-Modul 400, das eine OCT-Lichtquelle 405, ein Interferometer und einen Detektor enthält. Auch das zweite System der 2 kann prinzipiell ein solches OCT-Modul enthalten. Für das Zusammenwirkung der in der 1 und 2 gezeigten Systemkomponenten ist die Anwesenheit eines OCT-Moduls jedoch nicht zwingend erforderlich.
Das erste wie auch das zweite System 100 werden von einem Steuergerät, also einer Steuereinheit 500, die entweder wie hier zentral angeordnet ist oder in mehreren Untereinheiten über das System verteilt ist, gesteuert. Hierzu können Kommunikationspfade zwischen der Steuereinheit und einzelnen Komponenten des Systems bzw. auch zwischen Untereinheiten der Steuereinheit genutzt werden. Die Systeme 100 der 1 und 2 enthalten weiter ein Gehäuse 110, das auch als Konsole bezeichnet werden kann. Dieses Gehäuse 110 umschließt die fs-Laserquelle 210 und das Steuergerät als zentrale Steuereinheit 500, im Falle des ersten Systems der 1 umschließt das Gehäuse 110 zudem das OCT-Modul 400.
Der Mikroskop-Kopf 320 ist an einem ersten Gelenkarm 120 und der Applikator-Kopf 220 an einem zweiten, separaten Gelenkarm 130 befestigt, durch den dem Applikator-Kopf 220 das Licht der fs-Laserquelle 210 zugeführt wird. Hierfür verläuft ein Strahlengang durch den zweiten Gelenkarm 130. Erster Gelenkarm 120 und zweiter Gelenkarm 130 sind am Gehäuse 110 bzw. einer Verlängerung des Gehäuses 110 angebracht.
Zwei Teile einer Schnittstelle 150 sind am Applikator-Kopf 220 und Mikroskop-Kopf 320 vorgesehen, durch die der Applikator-Kopf 220 und der Mikroskop-Kopf 320 mechanisch und optisch miteinander verbunden werden können. Zum Lösen oder Zusammenfügen von Mikroskop-Kopf 320 und Applikator-Kopf 220 weist die Schnittstelle 150 einen vom Arzt oder automatisch zu schaltenden Mechanismus auf.
Der zweite Gelenkarm 130 hat die gleichen Bewegungs-Freiheitsgrade wie der erste Gelenkarm 120, der z. B. gleichzeitig das Stativ des Operations-Mikroskops 300 bildet. Durch eine entsprechende Anzahl, Anordnung und Ausgestaltung von Gelenken 140 der Gelenkarme 120 und 130 werden die erforderlichen Freiheitsgrade erzeugt, durch die der Applikator-Kopf 220 und der Mikroskop-Kopf 320 sowohl unabhängig voneinander als auch miteinander verbunden dreidimensional in einem Volumen beweglich sind. Im Falle des ersten Systems für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie 100 der 1 wird dies exemplarisch durch drei Gelenke 140 mit Kugelgelenksfunktion erreicht. Im zweiten System 100 der 2 sind äquivalente Freiheitsgrade wie die mit drei Gelenken 140 mit Kugelgelenksfunktion exemplarisch durch drei Gelenke für die Rotation um senkrechte Achsen 140-O1, 140-O2, 140-O5 und 140-L1, 140-L2, 140-L5 sowie einen Paralleltragarm 145, der ein starres Glied des ersten bzw. des zweiten Gelenkarms 120, 130 darstellt, mit horizontalen Drehgelenken 140-O3, 140-O4 und 140-L3, 140-L4 für die Auf- und Ab-Bewegung, also eine Kippbewegung, vorgesehen.
Die Längen der starren Glieder des zweiten Gelenkarmes 130 sind so ausgelegt, dass der gesamte Arbeitsbereich des Operations-Mikroskop-Kopfes 320 im Halbkreis von 180° vor dem Gerät, also vor dem System für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie 100, ausgenutzt werden kann.
Der Applikator-Kopf 220 dient dazu, Kurzpuls-Laserstrahlung in das Auge einzustrahlen. Er gibt also Kurzpuls-Laserstrahlung ab. Sie wird durch den Gelenkarm 130 vom Gehäuse 110, in dem die fs-Laserquelle 210 sitzt, zugeführt. Prinzipiell könnte man daran denken, die Kurzpuls-Laserstrahlung in einer Lichtleitfaser zu führen, die durch den Gelenkarm 130 läuft. Lichtleitfasern sind jedoch bei Kurzpuls-Laserstrahlung, die zur Materialbearbeitung eingesetzt werden, also auch im vorliegenden Beispiel der Katarakt-Chirurgie im Hinblick auf die hohe Strahlintensität in den kurzen Pulsen nachteilig. Es ist deshalb bevorzugt, die Strahlung im Gelenkarm 130 mit einer Freistrahloptik zu führen. Der freie Durchmesser der Optik ist so dimensioniert, dass sich bei Ausnutzung des Stellbereiches keine Vignettierung des Laserstrahls ergibt. Die Anforderungen an Steifigkeit der Lager und der Teile des zweiten Gelenkarms 130 sind durch eine automatische Strahlnachführung reduziert. Der zweite Gelenkarm 130 bietet weiter Möglichkeiten zur Durchführung von elektrischen Kabeln, einer OCT-Lichtleitfaser 410 sowie den Vakuumschläuchen für das Ansaugen einer Patienten-Schnittstelle 600 an das Auge 900 des Patienten als auch für das Ansaugen der Patienten-Schnittstelle an den Applikator-Kopf 220. Am Übergang der Gelenke 140-L2/140-L3 sowie 140-L4/140-L5 werden alle Kabel außerhalb der Gelenke 140 geführt, um zu hohe Beanspruchung der Kabel gegen Torsion zu vermeiden. Am Gelenk 140-L1 werden die Kabel konzentrisch zur Optik durch das Gelenk 140 geführt.
Je nach Ausführungsvariante ist auf dem Gehäuse 110 ein Parkarm 190 mit einer Ablagefläche für den Applikator-Kopf 220 vorgesehen und/oder eine auf die Geometrie des Applikator-Kopfes 220 abgestimmte Ablagestruktur 190 angebracht.
Vorteilhaft sind, wie 3 zeigt, an einem oder an beiden Gelenkarmen 120, 130 Federelemente vorgesehen, die so aufeinander abgestimmt sind, dass sich der jeweilige zugeordnete Applikator-Kopf 220 oder Mikroskop-Kopf 320 innerhalb eines vorgegebenen Raumbereiches um das Gehäuse 110 und das Operationsfeld ohne externe Kräfte jeweils selbst im Raum hält. Der Applikator-Kopf 220 wiegt ungefähr 5 kg und kann vom Operations-Mikroskop 300 bzw. Mikroskop-Kopf 320 nicht getragen werden. Der Federausgleich des ersten Gelenkarms 120, an dem der Mikroskop-Kopf 320 angeordnet ist, ist mit Einblick, Okularen und ggf. Monitor bis auf 1 kg ausgelegt. Der zweite Gelenkarm 130, an dem der Applikator-Kopf 220 angeordnet ist, enthält deshalb eine Vorrichtung zum unabhängigen Gewichtsausgleich, wie sie in der 5 dargestellt ist.
Der Gewichtsausgleich für alle auszugleichenden Massen erfolgt dabei bezüglich des Gelenks 140-13 (140-A in der 3). Der Teil des zweiten Gelenkarms 130 zwischen den Gelenken 140-13 und 140-14 wird als Paralleltragarm 145 ausgeführt. Der Paralleltragarm 145 besteht im Wesentlichen aus vier Gelenken 140-A, 140-B, 140-C, 140-D und vier starren Gliedern: dem ersten Drehkopf 141-1, dem zweiten Drehkopf 141-2, dem Federarm 145-1 und der Strebe 145-2. Der Gewichtsausgleich wird realisiert mit einer Druckfeder 147 im unteren Federarm 145-1. Die Druckfeder 147 zieht an einem Zahnriemen 148, der über zwei Zahnriemenräder 149-1 und 149-2 umgelenkt wird in die Strebe 145-2. Dort ist der Zahnriemen 148 an einer Befestigung 146-2 eingehängt. Die Druckfeder 147 erzeugt ein Moment um den das Gelenk 140-A, das dem durch das Gewicht G erzeugte Moment um Punkt A entgegengerichtet ist und dieses kompensiert. Der Hebelarm des Kompensationsmomentes wird erzeugt durch den senkrechten Abstand des Zahnriemens 148 zum Gelenk 140-A. Dieser Hebelarm ist abhängig von der Winkelstellung des Federarmes 145-1. Die Federkonstante der Druckfeder 147 ist so dimensioniert, dass die stellungsabhängige Änderung beider Momente ausgeglichen wird. Dadurch wird erreicht, dass im gesamten Schwenkbereich die Gewichtskompensation innerhalb eines vorgegebenen Toleranzbereiches liegt. Die ausgeglichene Gewichtskraft G ist unabhängig von der Schwenkstellung des Gelenkarms 130 für den Applikator-Kopf 220. Zwar ändert sich durch das Schwenken des Applikators-Kopfes 220 der Abstand des Schwerpunktes zum Drehpunkt 140-A, aber das hat keinen Einfluss auf die Gewichtskompensation. Das sich dadurch ändernde Moment wird abgestützt durch die Strebe 145-2, die in den Drehpunkten 140-C und 140-D aufgehängt ist.
In einer Ausführungsvariante sind eine Video-Aufnahmeeinheit und eine Beleuchtungseinheit vorgesehen. Diesen können über den Applikator-Kopf 220 in den Strahlengang zum bzw. vom Auge 900 eingekoppelt werden, wie nachfolgend anhand der 4 und 7 erläutert werden wird.
In einer speziellen Ausführungsvariante verläuft im zweiten Gelenkarm 130, an dem der Applikator-Kopf 220 angeordnet ist, eine photonische Kristallfaser mit hohlem Kern durch, welche die Kurzpuls-Laserstrahlung (innerhalb des Hohlkerns und mittels periodischer photonischer Strukturen analog zu einem Bragg-Spiegel) geleitet ist. Auf diese Weise findet – ähnlich wie bei der Freistrahlung – nur eine geringe Pulsverbreiterung durch Dispersion statt. Dann dient der zweite Gelenkarm 130 nur dem mechanischen Halten des Applikator-Kopfes 220, beeinflusst also nicht mehr die Strahlführung durch seinen Aufbau selbst.
Der hier beschriebene Aufbau eines Systems für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie 100 unterstützt das Positionieren des Applikator-Kopfes und des Mikroskop-Kopfes auf das Auge des Patienten. Falls Applikator-Kopf 220 und Mikroskop-Kopf 320 getrennt sind, werden diese durch den Bediener, beispielsweise den Arzt, zusammengeführt. Dazu setzt der Bediener den Mikroskop-Kopf 320 auf den Applikator-Kopf 220 an der Schnittstelle 150 auf, und betätigt eine Verriegelung; oder aber ein Mechanismus führt bei Erreichen einer gewünschten Lage automatisch zur Verriegelung. Der Bediener führt und positioniert den Mikroskop-Kopf 320 über das zu operierende Auge 900. Damit ist auch der Applikator-Kopf 220 über dem Auge 900 positioniert. Der Bediener blickt durch das Okular des Mikroskop-Kopfes 320 und senkt den Mikroskop-Kopf 320 und damit auch den Applikator-Kopf 220 soweit ggf. unter weiterer lateraler Ausrichtung des Mikroskop-Kopfes 320 auf das Auge 900 ab, bis der Applikator-Kopf 220 in einer vorab definierten Position über dem Auge 900 steht oder eine am Applikator-Kopf lösbar angebrachte Patienten-Schnittstelle 600, die ein Kontaktglas 610 enthält, Kontakt mit dem Auge 900 hat. Der Bediener führt die Bearbeitung eines Augengewebes 910, also der Linse und/oder des Kapselsackes und/oder der Cornea mittels fs-Laser durch. Der Bediener hebt den Mikroskop-Kopf 320 und damit auch den Applikator-Kopf 220 an. Der Bediener bringt den Applikator-Kopf 220 in die Parkposition, setzt hierbei in einer Ausführungsvariante den Applikator-Kopf 320 auf die Ablagefläche bzw. Ablagestruktur 190 am Gehäuse 110 auf. Der Bediener löst über den Arretier-Mechanismus den Mikroskop-Kopf 320 vom Applikator-Kopf 220 oder das Lösen erfolgt automatisch bei korrektem Positionieren des Applikations-Kopfes 220 auf der Ablagestruktur 190. Dadurch erfolgt die Trennung des Mikroskop-Kopfes 320 vom Applikator-Kopf 220. Der Bediener positioniert den Mikroskop-Kopf über dem Auge 900 des Patienten. Der Bediener führt die weiteren Schnitte der Phacoemulsifikation und/oder des Absaugens der verflüssigten Linse und des Einsetzens der intraokularen Linse durch. Der Bediener positioniert den Mikroskop-Kopf 320 in einer Parkposition abseits des Operationsfeldes. In einer Ausführungsvariante setzt der Bediener den Mikroskop-Kopf auf den Applikator-Kopf, welcher sich auf der Ablagefläche 190 am Gerät 100 befindet, auf und verriegelt den Arretiermechanismus oder aber der Arretiermechanismus wird automatisch bei Erreichen der Verbindung verriegelt.
In einer Ausführungsvariante berechnet das Steuergerät 500 unter Zuhilfenahme gewonnener OCT-Bilder und/oder Video-Bilder Steuerbefehle für verstellbare Elemente an den Gelenkarmen 120, 130 bzw. des Applikator-Kopfes 220 und/oder des Mikroskop-Kopfes 320 die nötigen Daten, so dass insbesondere die Schritte (c) und/oder (e) ggf. auch alle weiteren Schritte, mit Ausnahme des Schrittes (i), automatisch vom Steuergerät 500 gesteuert werden.
Bautechnisch ist das Gehäuse 110, insbesondere das Gehäuseinnere bevorzugt so gestaltet, dass diejenigen Komponenten des Kurzpuls-Lasersystems 200, die vom Gehäuse umschlossen werden, also die Kurzpuls-Laserquelle 210 (hier eine fs-Laserquelle) und optische Komponenten als Teil des Strahlengangs, im montierten Zustand als Ganzes in und an einem Container seitlich über die Säule 310 des Operations-Mikroskops 300 geschoben werden kann. Die Säule 310 stellt dabei als Verlängerung des Gehäuses 110 eine Stützstruktur für den ersten Gelenkarm 120, an dem der Mikroskop-Kopf 320 angeordnet ist, dar. Die vom Gehäuse 110 umschlossenen Komponenten des Kurzpuls-Lasersystems 200 werden also im montierten Zustand auf der Fußplatte des Operations-Mikroskops 300 abgesetzt und an vier Stellen befestigt. Im zweiten System für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie 100 der 2 erfolgt dies möglichst dicht an den Rädern, die unter der Fußplatte als Transportvorrichtung 180 befestigt sind, als starre Befestigung mit ca. 6 mm Abstand über der Fußplatte.
Um die Stabilität der Optikjustierung für die Komponenten des Kurzpuls-Lasersystems 200 im Gehäuse 110 wie auch im zweiten Gelenkarm 130 zu garantieren, sind verschiedene Maßnahmen möglich. Elastische Deformationen der tragenden Teile des Gehäuses 110 durch Stellungsänderungen von erstem und/oder zweiten Gelenkarm 120, 130 dürfen sich nicht auf den Justierzustand der Optik zwischen fs-Laserquelle 210 und Eintritt in den zweiten Gelenkarm 130, an dem der Applikator-Kopf 220 angeordnet ist, auswirken. Diese elastischen Deformationen sind nicht unerheblich, besonders wenn man berücksichtigt, dass sowohl der erste Gelenkarm 120 mit dem Mikroskop-Kopf 320 als auch der zweite Gelenkarm 130 mit dem Applikator-Kopf 220, inklusive der Vorrichtung für einen unabhängigen Gewichtsausgleich in Form eines Paralleltragarms 145 und dessen Aufbauten jeweils ein Gewicht in der Größenordnung von 50 kg haben. Beim Schwenken ergeben sich Schwerpunktverlagerungen, die zu Deformationen im Bereich mehrerer Zehntel Millimeter führen können. Elastische Deformationen des zweiten Gelenkarms 130, an dem der Applikator-Kopf 220 angeordnet ist, bzw. seiner starren Glieder, werden durch die eigene Strahlstabilisierung ausgeglichen. Deformationen der Optik des Kurzpuls-Lasersystems 200 im Gehäuse 110, also vor Eintritt in den zweiten Gelenkarm, können dagegen nicht ausgeglichen werden. Die Genauigkeitsanforderungen der Konsolenoptik, also der Optik, die im Gehäuse 110 hinter der Kurzpuls-Laserquelle 210 und vor dem zweiten Gelenkarm 130 angeordnet ist, liegen jedoch im Mikrometerbereich.
4 zeigt schematisch den Strahlengang von Kurzpuls-Laserquelle bis zum Auge, d. h. unter anderem durch den zweiten Gelenkarm 130 und den Applikator-Kopf 220. 4 enthält dabei verschiedene Optionen, die nachfolgend noch geschildert werden.
Im Hinblick auf die Stabilität des optischen Aufbaus ist es bevorzugt, die gesamte Optik des Kurzpuls-Lasersystems 200, die sich im Gehäuse 110 vor dem Eintritt in den zweiten Gelenkarm 130 im Strahlengang der Kurzpuls-Laserstrahlung befindet, einschließlich des Ausgangs der fs-Laserquelle 210, auf einer Optikbank anzuordnen bzw. an ihr anzuschrauben. Die Optikbank selbst ist mit drei Punkten auf bzw. an dem Gehäuse 110 befestigt. Alle Deformationen dieser Befestigungsfläche des Gehäuses haben dann keinen Einfluss auf den Justierzustand der Teile auf der Optikbank, jedoch auf die Position der Optikbank zum Eintritt in den zweiten Gelenkarm 130. Änderung dieser Position können durch eine Stabilisierung des Strahlengangs mittels aktiver Spiegel ausgeglichen werden. Ein erster aktiver Spiegel befindet sich unmittelbar an der Optikbank. Ein weiterer aktiver Spiegel befindet sich im zweiten Gelenkarm 130. Eine Laserdiode 281 im Applikator-Kopf 220 sendet einen Laserstrahl über alle Spiegel des zweiten Gelenkarms 130 einschließlich der aktiven Spiegel auf zwei Quadrantenempfänger 282 im Gehäuse 110, die zur Optikbank fixiert sind. Abweichungen durch Deformationen beim Bewegen des zweiten Gelenkarms 130 oder durch Bewegung der Optikbank werden somit erkannt und können durch Gegensteuern an den aktiven Spiegeln ausgeglichen werden.
Am Gehäuse hängen der zweite Gelenkarm 130 sowie die Elektronik bzw. die Steuereinheit 500. Wechselnde Kräfte durch Schwenken des ersten Gelenkarms 120, an dem der Mikroskop-Kopf 320 angeordnet ist oder des zweiten Gelenkarms 130, an dem der Applikator-Kopf 220 angeordnet ist, werden direkt auf die Räder 180 und den Fußboden übertragen. Das Gerät 100 muss während einer Laserbehandlung ruhen. Änderungen der Kraftverhältnisse durch Unebenheiten des Fußbodens wirken sich direkt auf den Justierzustand der Laseroptik aus. Im stationären Betrieb wird dieser Einfluss durch die geschilderte Strahlstabilisierung einmalig vor jeder Operation ausgeglichen.
4 zeigt das fs-Lasersystem 200 für die Augenheilkunde, insbesondere für die Kataraktchirurgie, das eine fs-Laserlichtquelle 210 enthält. Die Lichtpulse der gepulsten Laserstrahlung, werden von einem Objektiv 225 in das Auge 900 fokussiert. Über ein variierendes Modul 212 und ein zweites, ebenfalls die Divergenz variierendes Modul 212, erfolgt eine gesteuerte z-Verschiebung des Fokus der gepulsten Laserstrahlung. Eine x/y-Spiegel-Scanner 240, der einen x-Spiegel-Scanner und einen y-Spiegel-Scanner umfasst, oder aber alternativ über einen kardanisch aufgehängten Spiegel-Scanner oder aber wiederum alternativ über einen x-Spiegel-Scanner mit nachgeschaltetem Element zur Rotationsdrehung um die optische Achse, über den Spiegel enthaltenden zweiten Gelenkarm 130, das in x/y-bewegliche Objektiv 225 und eine ein Kontaktglas 610 enthaltende Patienten-Schnittstelle 600 gelangt die Strahlung zu einem Fokus am oder im Auge 900.
Durch die die Divergenz variierenden Module, die entlang der optischen Achse – die der z-Achse entspricht – über einen vom Steuergerät 500 gesteuerten Verstellmechanismus in der Position (seiner Linsen zueinander und auf der optischen Achse) verstellt werden, wird die Divergenz der gepulsten Laserstrahlung beeinflusst, so dass über weitere fest stehende optische Elemente wie eine Relay-Optik 213 die Fokuslage der gepulsten Laserstrahlung entlang der optischen Achse, also in z-Richtung, im Auge 900 geändert wird. Dies wird nachfolgend noch anhand der 10 bis 12 erläutert werden.
Durch das x/y-bewegliche Objektiv 225 wird die laterale Fokuslage der gepulsten Laserstrahlung senkrecht zur optischen Achse des Gerätes, also in x- und y-Richtung, eingestellt. Bei gegebener Stellung des x/y-Spiegel-Scanners 240 werden die Femtosekunden-Laser-Pulse auf einen ca. 5 μm breiten Spot im Auge 900 fokussiert. Die Lage des Spots kann durch Bildfeldverschiebung (durch Bewegen des Objektivs 225) und/oder durch Scannen mittels der x/y-Spiegel-Scanner 240 innerhalb des Bildfeldes des Objektives 225 im Aug 900 eingestellt werden. Beim gleichzeitigem Scannen mittels des x/y-Spiegel-Scanners 240 und Verfahren des beweglichen Objektives 225 kommt es zu einer Überlagerungsbewegung. In einer Ausführungsvariante des Kurzpuls-Lasersystems 200 für die Augenchirurgie ist das Bildfeld des Objektives 225 welches durch den x/y-Spiegel-Scanner 240 überstrichen wird, größer als 1 mm im Querschnitt aber kleiner als 6 mm. In einer bevorzugten Variante ist es größer als 1,5 mm aber kleiner als 3 mm.
Ein zu kleines Bildfeld bedingt, dass z. B. bei lateral kleineren Schnitten im Auge 900, die schnelle Bewegung der x/y-Scanner 240 alleine nicht ausreicht, um einen kompletten Schnitt zu vollziehen. Dies hat zur Folge, dass durch das dann notwendige langsame Verfahren des Objektives 225 die Erzeugung des kompletten Schnitts wesentlich länger dauert. Es ist deshalb optional die Feldgröße des Objektives 225 so gewählt, dass Zugangsschnitte in der Cornea 910 eines Auges 900 mit einer Länge von etwa 1,5 mm in x-Richtung und beim Schnitt in die Tiefe des Cornea-Gewebes 910 eine projizierte y-Breite von 2 mm keiner Bewegung des Objektives 225 bedürfen, sondern lediglich des Scannens mit dem x/y-Spiegel-Scanner 240. Allerdings sollte das Bildfeld auch nicht zu groß sein, weil sonst das Objektiv 225 zu schwer und damit zu träge und langsam für großräumige Bewegungen, wie z. B. bei der Kapsulotomie, wird.
Bei Kopplung von Mikroskop-Kopf 320 und Applikator-Kopf 220 mittels einer Schnittstelle 150 verläuft der Strahlengang für das vom Mikroskop-Kopf 320 zu empfangende Licht durch den Applikator-Kopf 220 hindurch. Um dies zu gewährleisten, gibt es alternative Lösungen:
In einer ersten Lösung kann eine Laseroptik im Applikator-Kopf 220 so ausgelegt sein, dass der Spiegel 224, dessen Aufgabe es ist, die von der fs-Laserquelle 210 kommende Laserstrahlung auf das Objektiv 225 im Applikator-Kopf 220 umzulenken, eine partielle Transparenz aufweist – insbesondere im Bereich des sichtbaren Lichts, das zur Beobachtung des Auges 900 mit dem Mikroskop-Kopf 320 benötigt wird, während die Kurzpuls-Laserstrahlung nahezu vollständig reflektiert wird. Eine weitere Linse 335 zur Anpassung an die von der Laseroptik kommenden Strahlung kann dabei vor dem Objektiv 330 des Mikroskop-Kopfes 320 im Strahlengang des Operations-Mikroskops 300 beweglich angeordnet sein.
In einer alternativen zweiten Lösung ist die Laseroptik, die dann einen vollreflektierenden Spiegel 224 enthält, mittels eines Schlittens in den Applikator-Kopf 220 einfahrbar. Um den Mikroskop-Kopf 320 zur Beobachtung des Auges 900 zu nutzen, wird die Laseroptik aus dem Strahlengang des Operations-Mikroskop 300, der durch den Applikator-Kopf 220 hindurch führt, entfernt. Während der Nutzung der Kurzpuls-Laserstrahlung ist das Operations-Mikroskop 300 zur Beobachtung des Auges 900 nicht einsetzbar. Um optional dennoch eine Möglichkeit der Beobachtung zu schaffen, wird mittels einer Kamera 360, über ein Strahlteiler-Prisma 350 das Auge 900 mit Licht, für das die Kamera sensibel ist, z. B. IR-Licht und/oder gelb-grünes Licht, beobachtet, wie nachfolgend noch erläutert werden wird.
Für die Festlegung der Bearbeitungsmuster im Auge 900 werden mit optischer Kohärenztomographie (OCT) Strukturen des Auges 900, insbesondere Strukturen der Vorderkammer des Auges 900 vermessen. Bei der OCT-Bildgebung wird das Licht einer Kurzkohärenzlichtquelle über das Auge 900 lateral, d. h. senkrecht zur optischen Achse des Auges 900 gescannt. Vom Auge 900 reflektiertes oder gestreutes Licht wird mit dem Licht eines Referenzstrahlengangs zur Interferenz gebracht. Das von einem Detektor gemessene Interferenzsignal wird analysiert. Aus diesem lassen sich dann die axialen Entfernungen von Strukturen im Auge 900 rekonstruieren. In Verbindung mit dem lateralen Scannen lassen sich somit Strukturen im Auge 900 dreidimensional erfassen.
Um ein mit dem Fokus einer Kurzpuls-Laserstrahlung zu erzeugendes Schnittmuster im Auge 900 gegenüber den relevanten Strukturen des Auges 900 festzulegen, zeigt die 4 die (optische) Integration eines OCT-Moduls 400 in den Aufbau eines Kurzpuls-Lasersystems 100 oder 200. In einer Variante des Aufbaus wird dieselbe OCT-Lichtquelle 405 wahlweise in den Operations-Mikroskop-Kopf 320 als auch in den Applikator-Kopf 220 eingekoppelt. Entsprechend wird das vom Auge 900 rückreflektierte Licht der OCT-Lichtquelle 405 über dasselbe Interferometer mit dem Referenzlicht überlagert und mit dem gleichen Detektor detektiert. Dies ist in 4 dargestellt, die ein oder mehrere Schaltstellen 420 enthält, welche durch das Steuergerät 500 – nicht gezeigt in 4 – gesteuert werden. Die Schaltstellen 420 leiten das von der OCT-Lichtquelle 405 abgegebene Licht und das vom Auge 900 zurückkommende Licht der OCT-Lichtquelle 405 in einem ersten Zustand nur über den Applikator-Kopf 220 und in einem zweiten Zustand nur über den Mikroskop-Kopf 320. Dies ermöglicht beispielsweise die Nutzung des OCT-Moduls zusammen mit dem Mikroskop-Kopf 320, wenn der Applikator-Kopf nicht gebraucht wird, z. B. für das Einsetzen der Intraokularlinse (IOL). Dann ruht der Applikator-Kopf 220 in einer Parkposition. Der Beleuchtungs- und Detektionsstrahlengang des OCT-Moduls 400 entspricht für das Setzen der Schnitte mittels des Fokus der fs-Laserstrahlung dem Strahlengang der fs-Laserstrahlung, wodurch Ausrichtungsfehler vermieden werden können. Durch die Schaltstelle bzw. Schaltstellen 420 ist dies möglich, ohne dass ein weiteres OCT-Modul integriert werden muss.
Um die Integration des OCT-Moduls 400 weiter zu verbessern und Alternativen zu bieten, ist in 4 auch eine weitere Lösung skizziert: Das hier gezeigte Kurzpuls-Lasersystem 200 hat die fs-Laserquelle 210 und das OCT-Modul 400, das die Kurzkohärenz-Lichtquelle 405 und das Interferometer enthält, wobei die fs-Laserstrahlung über den x/y-Spiegel-Scanner 240 zur lateralen Ablenkung und anschließend über den Spiegel enthaltenden zweiten Gelenkarm 130 dem Applikator-Kopf 220 zugeführt wird, die Strahlung der OCT-Kurzkohärenz-Lichtquelle läuft hier jedoch über eine (gestrichelt eingezeichnete) Lichtleitfaser 410, ohne über den x/y-Spiegel-Scanner 240 geleitet zu werden, zum Applikator-Kopf 220 Diese Lösung hat den Vorteil, dass der OCT-Strahlengang nicht beim Durchgang durch den zweiten Gelenkarmes 130 störenden Reflexen ausgesetzt ist.
Für eine Integration des OCT-Moduls 400 mit der OCT-Kurzkohärenz-Lichtquelle 405 und dem Interferometer zeigt die 5 ein weiteres optionales Detail, das es ermöglicht, im Kurzpuls-Lasersystem 200 die Strahlung aus der fs-Laserquelle 210 und aus der OCT-Kurzkohärenz-Lichtquelle 405 des OCT-Moduls 400 auf einer gemeinsamen optischen Achse 215 zu vereinigen und einen gemeinsamen optischen Strahlengang 250 zum und vom Auge 900 zu realisieren. Hierzu trifft die aus der fs-Laserquelle 210 kommende fs-Laserstrahlung 4000 nach einer fs-Laser-Strahlformungsoptik 211 auf einen Ringspiegel 430 und wird von diesem in Richtung des Auges 900 reflektiert. Die Strahlung der OCT-Kurzkohärenz-Lichtquelle 405 des OCT-Moduls 400 hingegen verläuft durch ein mittig im Ringspiegel 430 angeordnetes Loch in zum Auge 900 und damit auf demselben Weg wie die fs-Laserstrahlung. Auch wird durch einem im OCT-Modul 400 angeordneten OCT-Detektor Licht vom Auge durch das Loch im Ringspiegel 430 hindurch detektiert. Dies hat den Vorteil, dass für die Formung der fs-Laserstrahlung durch die fs-Laser-Strahlformungsoptik 211 vor allem die hohen Aperturbereiche genutzt werden. Dadurch wird einerseits die Fokussierung verbessert. Andererseits werden bei der Fokussierung der fs-Laserstrahlung in die Linse eines Auges 900 beim weiteren Durchgang durch das Auge 900 im Bereich der Retina nur die peripheren Bereiche beleuchtet, wodurch das Risiko für den Patienten sinkt, durch die Strahlung im zentralen Makulabereich geschädigt zu werden. Ferner hat die Ringspiegel-Teilung den Vorteil, dass die Strahlung der OCT-Kurzkohärenz-Lichtquelle 405, also der OCT-Mess- und -Detektionsstrahl, ohne eine durch seine Reflexe optisch störende Oberfläche auf die optische Achse 215 des Kurzpuls-Lasersystems 200 geleitet wird. Dies wäre bei einer Einkopplung mittels eines dichroitischen Filters oder (bei nahezu gleicher Wellenlänge der Strahlung der OCT-Kurzkohärenz-Lichtquelle 405 und der fs-Laserstrahlung) mittels eines farbneutralen Teilers nicht der Fall. Eine farbneutrale Teilung würde außerdem zu zusätzlichen Intensitätsverlusten sowohl für die Strahlung der OCT-Kurzkohärenz-Lichtquelle 405 als auch für die fs-Laserstrahlung führen.
Um die Genauigkeit der Kalibrierung der OCT-Bildgebung zur Positionierung des Fokus der gepulsten Laserstrahlung zu verbessern, zeigt 4 einen optionalen konfokalen Detektor 260, dessen fokale Blende konjungiert zur Fokuslage der fs-Laserstrahlung liegt. Dieser konfokale Detektor 260 erlaubt es, beim Scannen des Fokus der fs-Laserstrahlung in alle Raumrichtungen ebenfalls Strukturen des Auges zu messen.
In der Beschreibung wurde erläutert, dass das Objektiv 225 beweglich ist. Dies kann in einer Ausführungsform dadurch erfolgen, dass ein herkömmliches Objektiv umfassend mindestens eine Hauptlinse lateral bewegt wird. Dabei können vorgeschaltete Umlenkspiegel verwendet werden, deren Abstand zueinander verstellt wird. Dies ist in 6a und 6b schematisch dargestellt, die rein exemplarisch auch die Verwendung des Ringspiegels 430 zeigen. Dieser Ringspiegel 430 ist eine Möglichkeit, die OCT-Strahlung 406 mit der f1-Laserstrahlung 4000 zu überlagern. Wesentlich ist, dass auf das bewegliche Objektiv 225 die Kurzpuls-Laserstrahlung 4000 und der OCT-Strahlengang mit der OCT-Strahlung 406 auf der gemeinsamen optischen Achse 215 einfallen.
6a zeigt in einer linken und einer rechten Darstellung die beiden Endpunkte der Verschiebung der Strahlung durch das bewegliche Objektiv 225. 6b den Aufbau schematisch dreidimensional. Das bewegliche Objektiv 225 weist zwei Umlenkspiegel 4010 und 4012 auf, zwischen denen der Strahlengang quer zur Achse auf das Bildfeld 4002 verläuft. Durch eine Verschiebung des Spiegels 4012 kann damit eingestellt, wo die Strahlung längs einer optischen Achse 4000 auf einen Linsenkörper 4014 des beweglichen Objektivs 225 auftrifft. Dieser Linsenkörper 4014 ist in 6 anders als die vorgeordneten Elemente 4012, 4010, 430 in der y/x-Ebene dargestellt, also senkrecht zur z-Ebene. Gleichermaßen senkrecht zur z-Ebene ist ein Bildfeld 4002 eingezeichnet, in dem die Strahlung durch das bewegliche Objektiv 225 in der x/y-Ebene verstellt werden kann. 6b zeigt, dass der Linsenkörper 4014 des Objektivs 225 fest mit dem Spiegel 4012 gekoppelt ist, sich also mit diesem mitbewegt. Dies hat hinsichtlich der Abbildungsqualität Vorteile, da der Linsenkörper 4014 des Objektivs 225 immer korrekt zu seiner optischen Achse durchstrahlt wird. Die dreidimensionale Darstellung der 6b lässt die Verstellwirkung der Spiegel 4010 und 4012 unter Mitführung der jeweils nachgeordneten Elemente (Linsenkörper 4014 des Objektivs 225 zusammen mit dem Spiegel 4012 bzw. Spiegel 4012 und Linsenkörper 4014 bei Bewegung des Spiegels 4010) gut erkennen.
Die linke Darstellung der 6a zeigt den längsten Strahlengang, der im Rahmen der Verstellung es beweglichen Objektivs 225, d. h. bei maximal ausgefahrenem Spiegel 4012 auftreten kann. Die rechte Darstellung zeigt dementsprechend den kürzesten Strahlengang bei vollständig eingefahrenem Spiegel 4012. 6a zeigt aufgrund der Schnittdarstellung lediglich die Verstellung des Spiegels 4012 in Form einer Verkürzung des Strahlenganges zwischen den Spiegeln 4010 und 4012. Natürlich würde diese Verkürzung lediglich eine Verschiebung im Bildfeld 4002 längs einer Achse realisieren. Die zweite Verschiebungsachse wird entweder durch Rotation des Spiegels 4010 und Mitschwenken der Spiegel 4012 sowie des Linsenkörpers 4014 realisiert oder durch Verkürzen des Abstandes zwischen dem Spiegel 4013 und dem Spiegel 430 unter gleichzeitigem Mitführen des Spiegels 4012 und dem Linsenkörper 4014.
Durch die große Kohärenzlänge der OCT-Lichtquelle 405 in Luft größer als 45 mm, besonders bevorzugt größer als 60 mm, ist es möglich, dass der gesamte Vorderkammerabschnitt innerhalb eines durch das Durchstimmen der Swept-Source-Quelle gegebenen A-Scans erfasst wird, selbst dann, wenn sich durch die laterale Objektivbewegung der optische Weg zum Auge 900 verlängert bzw. ändert, ohne dass die optische Weglänge des Referenzstrahlenganges z. B. durch Verschieben eines Referenzspiegels angepasst werden muss. Um den Einfluss der Bewegung des Objektives 225 auf das OCT-Signal zu kompensieren, werden bevorzugt bei der Berechnung der A-Scans aus den OCT-Signalen die Weglängenunterschiede – typischerweise bis zu 6 mm bei unterschiedlichen Objektiv-Positionen – mit berücksichtigt.
Wie in 4 zu erkennen ist, wird über ein Prisma 350 ein zweiter Strahlengang zur Beobachtung, beispielsweise auf eine Kamera 260 eingekoppelt. In der Darstellung der 4 wird dabei ein Bauernfeind-Prisma verwendet. Bevorzug ist für das System jedoch der Prismateiler 1000 der 7. Er koppelt einen ersten Strahlengang 1001 und einen zweiten Strahlengang 1002. Der erste Strahlengang 1001 fällt durch das (Haupt)-Objektiv 225 auf das Auge 900. Der zweite Strahlengang 1002 verläuft ebenfalls zum Auge 900, wird jedoch vom Prismateiler 1000 abgeteilt. Der Prismateiler 1000 besteht aus einem Leman-Prisma 1003. Dieser Prismentyp wird auch als Sprenger-Leman-Prisma oder Leman-Sprenger-Prisma bezeichnet. Er ist beispielsweise aus der Veröffentlichung, Lexikon der Physik, Spektrum akademischer Verlag Heidelberg, 1998, oder der Veröffentlichung, H. Haferkorn, „Optik: physikalisch-technische Grundlagen und Anwendungen", Vieweg Verlag, dort in Abb.5.131, oder S. Flügge, „Optische Instrumente/Optical Instruments", Springer Verlag, dort Seite 218, Fig. 21, bekannt. Dieses nachfolgend als Leman-Prisma bezeichnete Prisma ist im Prismateiler 1000 um ein Zusatzprisma 1004 ergänzt, das an der dem Auge nächst liegenden Umlenkfläche 1005 des Leman-Prismas 1003 angekittet ist. Das Zusatzprisma 1004 sorgt dafür, dass die optische Achse des ersten Strahlenganges 1001 beim Durchgang durch den Prismateiler 1000 nicht umgelenkt wird. Anders als beim Bauernfeind-Prisma der 4 wird der zweite Strahlengang 1004 an seiner Austrittsfläche 1006 parallel zum ersten Strahlengang 1001 nach dessen Austritt an der Austrittsfläche 1007 abgegeben. An der Eintrittsfläche 1008 propagieren erster und zweiter Strahlengang koaxial.
Der Prismateiler 1000 ist gegenüber der optischen Achse zwischen Objektiv 225 und Auge 900 leicht verkippt, beispielsweise zwischen 0,5 und 3 Grad um durch das Objektiv 225 einfallende Beleuchtungsstrahlung nicht in den Strahlengang zurück zu reflektieren. Dies wäre beispielsweise bei einem OCT störend. Um die Verkippung zu kompensieren ist zusätzlich noch ein planparalleles Kompensationsprisma 1009 zwischen der Eintrittsstelle 1008 und dem Auge 900 vorgesehen, das im gleichen Verkippungswinkel wie der Prismateiler 1000 im überlagerten ersten und zweiten Strahlengang liegt, jedoch mit um 90 Grad verdrehtem Azimut. Dadurch ist ein durch die Verkippung des Prismateilers 1000 erzeugter Astigmatismus kompensiert. Zudem erhöht sich dadurch vorteilhaft der Arbeitsabstand.
Das Hauptobjektiv 225 im Applikator-Kopf 320 ist beweglich, z. B. mittels des anhand 6 erläuterten Aufbaus. Nach dem Hauptobjektiv 225 muss, wie 4 zeigt, Platz für die Einkopplung mittels weiterer Strahlengänge, beispielsweise des Strahlteilers 350/1000 sein. Um zu vermeiden, dass nach dem Hauptobjektiv ein Zwischenfokus entsteht, muss das Hauptobjektiv eine gewisse Brennweite haben. Die Brennweite des Hauptobjektivs ist deshalb nach diesem Gesichtspunkt groß zu wählen, um nach dem Hauptobjektiv 225 noch weitere Elemente, beispielsweise dem Prismateiler 1000 platzieren zu können. Eine lange Brennweite wirkt sich zudem auch positiv auf den Arbeitsabstand aus, so dass ein hinreichender Abstand zum Patientenkopf möglich ist. Unter einem anderen Gesichtspunkt ist allerdings die Brennweite des Hauptobjektivs klein zu wählen. Bei großen Brennweiten bewirken bereits kleinste Strahlwinkelabweichungen im Gerät einen großen Streukreis der Laserstrahlung am Auge, was insbesondere bei Kurzpuls-Laserstrahlung sehr störend ist und vermieden werden muss. Außerdem wird der Strahldurchmesser in der Nullstellung des Hauptobjektivs sehr groß. Einen besonders guten Ausgleich erreicht ein Hauptobjektiv mit einer Brennweite zwischen 20 mm und 40 mm, bevorzugt zwischen 25 mm und 35 mm. Weiter ist das Hauptobjektiv als Kombination aus einer Positivlinse und einer dazu beabstandeten Negativlinse ausgeführt, wie 8 schematisch zeigt, die nebeneinander dargestellt zwei verschiedene Varianten für das Hauptobjektiv enthält. In beiden Abbildungen besteht das Hauptobjektiv aus einer Positivlinse 2001 und einer Negativlinse 2002, die gemeinsam einen Fokus 2000 erzeugen, der vom letzten Linsenelement, der Positivlinse 2001 aus gesehen in einem Arbeitsabstand d liegt. Die Negativlinse 2002 weitet den Strahlengang auf, die Positivlinse 2001 fokussiert ihn mit großem Arbeitsabstand in den Fokus 2000. Die Positivlinse ist bevorzugt aus einem Kronglas mit einer Abbezahl von mindestens 50 gefertigt. Um Abbildungsfehler insgesamt zu minimieren, ist sie bevorzugt aus einem Material mit einer Brechzahl von mindestens 1,6. Die Negativlinse ist in einer Ausführungsform, die in 8 in der rechten Darstellung enthalten ist, ihrerseits als Kombinationslinse aus einem Negativlinsenglied 2003 und einem Positivlinsenglied 2004 aufgebaut. Die Reihenfolge dieser Linsenglieder ist nicht von Relevanz. Bevorzugt hat das Positivlinsenglied die gleichen Materialeigenschaften wie die Positivlinse 2001 und das Negativlinsenglied ist aus Flintglas mit einer Abbezahl von nicht über 40 und einer Brechzahl nicht unter 1,7 gefertigt. Die beiden Linsenglieder können miteinander verkittet sein. In dieser Ausgestaltung eines insgesamt dreiteiligen Hauptobjektivs 225 wird ein großer Arbeitsabstand mit Aberrationskorrektur vorteilhaft kombiniert.
Insbesondere bei der Kataraktoperation muss ein großer axialer Tiefenbereich abgedeckt werden, in dem die Laserstrahlung einen optischen Durchbruch erzeugen kann. Die numerische Apertur sollte sich dabei nicht ändern. Bei den in 9 links dargestellten Verhältnissen, bei denen eine Schnittweitenänderung mit konstantem Strahldurchmesser auf dem Hauptobjektiv 225 ausgeführt wird (im Falle der mehrteiligen Bauweise der 8 beispielsweise auf der Positivlinse 2001 oder einer zwischen der Positivlinse 2001 und der Negativlinse 2002 liegenden Ebene), ändert sich die numerische Apertur je nach Lage des Fokus 2000. Es ist deshalb vorgesehen, den Strahlengang so auszugestalten, dass der Strahlquerschnitt nicht in der Hauptebene 2005 des Hauptobjektivs 225 konstant bleibt, sondern in der hinteren Brennebene 2006 des Hauptobjektivs 225. Dann ist auch bei verschiedenen z-Lagen des Fokus, d. h. bei verschiedenen augenseitigen Schnittweiten die numerische Apertur im Fokus 2000 unverändert. Im System 200 wird dies dadurch erreicht, dass das divergenzvariierende Element als Galilei-Teleskop 2010 ausgeführt ist (vgl. 10), das aus einer Negativlinse 2011 und einer Positivlinse 2012 zusammengesetzt ist. Die Negativlinse 2011 wird verschoben, was in 10 durch einen Pfeil veranschaulicht wird, um die Divergenzvariation auszuführen und im Ergebnis im Zusammenhang mit dem Objektiv 225 die z-Position des Fokus 2000 zu verschieben. Alternativ zu einem Teleskop vom Galilei-Typ ist auch das in 11 gezeigte Teleskop vom Kepler-Typ möglich, das aus zwei Positivlinsen 2012 und 2013 aufgebaut ist. Es weist jedoch einen realen Zwischenfokus 2014 auf, der je nach Anwendung, insbesondere bei materialbearbeitender Kurzpuls-Laserstrahlung, nachteilig sein kann, da es dort bei Fällen großer numerischer Apertur zu optischen Durchbrüchen, d. h. Ionisierung der Luft, kommen kann. Es ist deshalb für das erste und zweite System 200 bevorzugt, die Divergenzvariation mittels eines Teleskops 2010 vom Galilei-Typ durchzuführen.
Um eine möglichst schnelle und gleichzeitig langhubige z-Variation ausführen zu können, ist eine Hintereinanderschaltung zweier divergenzvariierender Elemente, beispielsweise Teleskope vom Kepler-Typ, vorgesehen, wobei ein divergenzvariierendes Element einen kurzen Verstellweg aufweist und dementsprechend eine schnelle Verstellung ermöglicht, wohingegen das andere divergenzvariierende Element eine in z-Richtung langhubige vergleichsweise langsamere Verstellung ausführt. Um einen konstanten Strahlquerschnitt beizubehalten, wird die Ausgangsebene des einen divergenzvariierenden Moduls 2010 in eine Eingangsebene 2017 des nächsten divergenzvariierenden Moduls abgebildet. Dies zeigt 4. Die Abbildung erfolgt mittels eines 4-f-Systems umfassend zwei Positivlinsen 2018 und 2019. Der Abstand der beiden Positivlinsen des 4-f-Systems voneinander beträgt stets die Summe der beiden Linsenbrennweiten. Die Ebene konstanten Strahlquerschnittes 2016 bzw. 2017 befinden sich jeweils an den außen liegenden Brennpunkten der beiden Linsen 2018 und 2019. So bleibt die numerische Apertur im realen Zwischenbild 2020 im Inneren des 4-f-Systems während der Fokussierung unverändert, steigt also insbesondere nicht an. Sie kann dann so ausgelegt werden, dass bei Kurzpuls-Laserstrahlung kein optischer Durchbruch im realen Zwischenbild, d. h. Zwischenfokus 2020 entsteht. So kann gezielt die unerwünschte Luftionisierung über den gesamten Fokusverstellbereich verhindert werden.
In 10 wurde als Ebene konstanten Strahlquerschnittes die hintere Brennebene 2006 des Hauptobjektivs 225 eingetragen. Dies ist lediglich exemplarisch, um die Funktion des divergenzvariierenden Moduls zu erläutern. Um nahe des Patienten möglichst wenig bewegte Teile, insbesondere nicht die bewegte Negativlinse 2011 anordnen zu müssen, wird man die Ebene konstanten Strahlquerschnittes, die sich ausgangsseitig des divergenzvariierenden Moduls 2010 ergibt, über eine Übertragungsabbildung in die hintere Brennebene des Objektivs 225 übertragen. Auf diese Weise können die mechanischen Fokussierbewegungen, also die mechanischen Schwingungen vom Applikator-Kopf 320, welcher sich in Kontakt mit dem Patientenauge befindet, entkoppelt werden und man kann die divergenzvariierenden Module im Gehäuse 110 und insbesondere auf der erwähnten Optik anordnen. Diese Übertragung wird durch einen Strahlengang mittels mindestens einem 4-f-System durch den Gelenkarm 130 durchgeführt. 13 zeigt diesen übertragenden Strahlengang in zwei verschiedenen Stellungen des divergenzvariierenden Elementes 2010, wobei zur Vereinfachung nur ein Galilei-Teleskop eingezeichnet ist. Der übertragende Strahlengang überträgt Ebenen 2016 konstanten Strahlquerschnitts in die hintere Brennebene 2006 des Hauptobjektivs 225, das den Fokus im Auge 900 bildet. Die Lage dieses Fokus im Auge 900 hängt von der Einstellung des divergenzvariierenden Elementes 2010 ab. Bei einer Nullstellung ergibt sich eine Nullebene 2030, um die herum der Fokus in eine maximale vordere Ebene 2031 bzw. eine maximale hintere Ebene 2032 verstellt werden kann. Der maximale Abstand von der Nullebene 2030 stellt einen maximalen Schärfetiefenbereich ST_MAX dar. 13 zeigt den Strahlengang für die beiden Extremstellungen des divergenzvariierenden optischen Elementes 2010, das in der konkreten Ausführungsform, wie sie anhand der vorherigen Figuren erläutert wurde, durch zwei Module realisiert ist, die in 13 jedoch nicht dargestellt sind. Die Ebene 2013 konstanten Strahlquerschnitts, welche am Ausgang des divergenzvariierenden Elementes 2010 vorliegt, wird durch mindestens ein 4-f-System, in 13 sind zwei gezeigt, in die hintere Brennebene 2003 des Hauptobjektivs 225 übertragen. Ein erstes 4-f-System 2022 weist zwei Positivlinsen 2023 und 2024 gleicher Brennweite auf, die in der bekannten 4-f-Konfiguration liegen, so dass zwischen ihnen ein Zwischenfokus 2025 gebildet ist. Gleiches gilt für ein zweites 4-f-System 2026, das zwei Positivlinsen 2027 und 2028 sowie einen Zwischenfokus 2029 hat. Die Ebenen konstanten Strahlquerschnittes 2016 sowie die hintere Brennebene 2006 liegen jeweils in der Brennebene des zugeordneten 4-f-Systems bzw. der entsprechenden Positivlinse. Aufgrund der großen Fokusverstellung, welche das divergenzvariierende Element 2010 erzeugt, bewegen sich die Zwischenfoki 2025 und 2029 über vergleichsweise weite axiale Strecken. Die entsprechenden Umlenkspiegel entlang des Gelenkarms 130 liegen zwischen der letzten Linse des divergenzverändernden Elementes 2010 und der ersten Linse 2023 des ersten 4-f-Systems bzw. der letzten Linse 2024 des ersten 4-f-Elementes 2022 und der ersten Linse des folgenden 4-f-Elementes. Allgemein gesprochen befinden sich die Umlenkspiegel jeweils außerhalb der jeweiligen 4-f-Systeme. Die Strecken zwischen den 4-f-Systemen, d. h. zwischen den Linsen 2023 und 2024 bzw. 2027 und 2028 sind Abschnitte des übertragenden Strahlengangs, die innerhalb eines starren Gliedes des Gelenkarmes liegen. Auf diese Weise ist verhindert, dass die über einen Weitenbereich wandernden Zwischenfoki 2025 und 2029 auf optischen Elementen des übertragenden Strahlenganges liegen. Für die Brennweiten und Strahldurchmesser der 4-f-Systeme gelten die im allgemeinen Teil der Beschreibung genannten Gleichungen und Brennweitenangaben. Gleiches gilt für die Abmessungen der starren Glieder bzw. die Abstände der Gelenke.
Um den Arbeitsablauf für den Bediener möglichst einfach zu gestalten, ist – für die aus optischen Gründen notwenige Patientenschnittstelle 600, die ein Kontaktglas 610 enthält – der in 4 und 15 gezeigte Aufbau zur Bearbeitung des Auges 900 mittels eines Systems für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie 100 gezeigt. Der hier gezeigte Aufbau beinhaltet eine Patienten-Schnittstelle 600, einen Applikator-Kopf 220 des Systems für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie 100, wobei die Patienten-Schnittstelle 600 in 14 sowohl am Auge 900 des Patienten als auch am Applikator-Kopf 220 des Systems für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie 100 fixiert ist und somit die relative Lage des Auges 900 zum Systems für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie 100 und folglich auch zum Strahlengang der Kurzpuls-Laserstrahlung fixiert.
Die Patienten-Schnittstelle 600 enthält ein Kontaktglas 610, das im hier gezeigten Ausführungsbeispiel als Flüssigkeits-Interface ausgestaltet ist. Das Kontaktglas 610 ist einteilig, aus einem vorzugsweise einheitlichen, transparenten Material gefertigt und enthält einen Saugring 612, einem Mantel 611 und ein optisches Element 620 an der Oberseite des Mantels 611. Es umfasst weiterhin zwei Öffnungen 613, 614, an die zwei Zuleitungen über Fixierungshilfen angeschlossen sind bzw. den Anschluss von zwei Zuleitungen erlauben, wobei je eine Zuleitung an eine der Öffnungen 613, 614 angeschlossen ist oder wird.
Ein einteiliges Kontaktglas 610, bei dem alle Funktionselemente integriert sind, erlaubt eine einfachere Handhabung als mehrkomponentige Kontaktgläser 610, die erst auf dem Patientenauge 900 zusammengesetzt werden. Solche mehrkomponentigen Kontaktgläser 610 sind z. B. in den Dokumenten US 7955324 B2 , US 8500723 B2 , US 2013/053837 A1 , WO 201 2/041 347 A1 beschrieben.
Die beiden Zuleitungen dienen zum Einen der Applikation von Unterdruck, hier über die untere Öffnung 613, und zum Anderen dem Zu- oder Abführen von Flüssigkeit in das Kontaktglas 610, wenn das Kontaktglas 610 an das Auge 900 angedockt ist, über die obere Öffnung 614.
In einer bevorzugten Variante ist weiter ein Überlaufaustritt 615 im oberen, dem Auge 900 fernen Mantelbereich des Kontaktglases 610 vorgesehen, über den überschüssige Flüssigkeit oder Luft beim Befüllen aus dem Kontaktglas 610 austreten kann.
Bevorzugt enthält die Patienten-Schnittstelle 600 ein mechanisch lösbares Koppelelement 651 zur mechanischen Fixation des Kontaktglases 610 am Applikator-Kopf 220. Alternativ ist es möglich, dass die Patienten-Schnittstelle 600 anstelle einer mechanischen Schnittstelle mit mechanisch lösbarem Koppelelement 651, ein Kontaktglas 610 mit einer weiteren Saugstruktur enthält, die aus dem gleichen Material wie das Kontaktglas 610 gefertigt ist. Diese weitere Saugstruktur hält bei Applikation von Unterdruck das Kontaktglas 610 am Applikator-Kopf 220. Da es sich um eine Alternativlösung handelt, ist dies nicht in 14 gezeigt.
Insbesondere für die Sterilität ist eine Patienten-Schnittstelle 600, die zusätzlich einen Applikator-Kopf-Schutz 650 enthält, der vorzugsweise mittig eine Aussparung aufweist, von Vorteil. Dieser Applikator-Kopf-Schutz 650 kann über die dem Auge 900 zugewandten Seite des dem Applikator-Kopfs 220 aufgesetzt und mit fixiert werden, wie in der 14 gezeigt. Dieser Applikator-Kopf-Schutz verhindert, dass der Applikator-Kopf 220 während der Operation z. B. durch Flüssigkeiten verunreinigt wird. Die Aussparung erlaubt es die Patienten-Schnittstelle 600 mit dem Kontaktglas 610 direkt an dem Applikator-Kopf 220 zu befestigen, so dass der Applikator-Kopf-Schutz 650 kein Hindernis im Strahlengang der Kurzpuls-Laserstrahlung zwischen dem System für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie 100 und dem optischen Element 620 des Kontaktglases 610 darstellt. Ist die Aussparung dabei mittig im Applikator-Kopf-Schutz 650 realisiert, wird ein räumlich gleichmäßiger Schutz des Applikator-Kopfes 220 erreicht.
Vorteilhaft wird der Applikator-Kopf-Schutz 650 durch ein mechanisch lösbares Koppelelement 651 mit dem Applikator-Kopf 220 verbunden.
Um das Andocken und insbesondere die laterale Ausrichtung des Applikations-Kopfes 220 zu unterstützen, wird in 14 und 15 ein für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie besonders geeignetes Beleuchtungssystem offenbart: In den Mantel 611 des Kontaktglases 610 ist eine lichtleitende Struktur 635 eingelassen. In den Applikator-Kopf 220 eines des Systems für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie 100 wiederum ist eine Lichtquelle 630-1, die sichtbares Licht emittiert und/oder eine Lichtquelle 630-2, die Licht einer bestimmten Spektralzusammensetzung emittiert, integriert. Insbesondere während des chirurgischen Eingriffs unter Einsatz einer Kurzpuls-Laserstrahlung im Auge 900, bei der die Kurzpuls-Laserstrahlung über optische Elemente des Applikator-Kopfs 220 in das Auge 900 geleitet wird und dadurch der optische Weg in einen darüber befindlichen Mikroskop-Kopf 320 versperrt oder beeinträchtigt wird, kann das Auge 900 beispielsweise mit Licht 630-2 beleuchtet werden, und das vom Auge 900 reflektierte Licht über ein Strahlteiler-Prisma 350, das z. B. selektiv infrarotes und grünes bzw. gelbes Licht reflektiert, in eine Kamera 360, die dieses Licht detektieren kann, geleitet werden. Das Prisma 350 reflektiert bevorzugt Wellenlängen, die von der Kurzpuls-Laserquelle 210 oder von der OCT-Lichtquelle 405 genutzt werden. Licht dieser nicht vom Prisma 350 reflektierten Wellenlängen verläuft ohne Störung durch das Prisma 350 hindurch.
Dieser Aufbau hat den Vorteil, dass gegenüber der alternativen Lösung der Beleuchtung durch eine im Operations-Mikroskop 300 vorhandene Beleuchtung, keine Reflexe durch die zusätzlichen im Beleuchtungsstrahlengang befindlichen optischen Elemente des Applikator-Kopfs 220 hinzukommen und das Bild beeinträchtigen.
Weiter ist es von Vorteil, wenn im Applikator-Kopf 220 ein Kraftsensor 655 integriert ist, der bei einem Andocken der Patienten-Schnittstelle 600 in Kontakt mit dem Kontaktglas 610 steht. Der Kraftsensor 655 und sowohl die sichtbares Licht emittierende Lichtquelle 630-1 als auch die das Licht der bestimmten Spektralzusammensetzung emittierende Lichtquelle 630-2 sind vorteilhaft mit einem Steuergerät 500 verbunden, das auch das System für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie 100 steuert, oder aber mit einer zusätzlichen Steuereinheit 500', die mit dem Steuergerät des Systems für die Kurzpuls-Laser-Augenchirurgie 100 über Kommunikationswege in Kontakt steht.
Um die Übertragung von präoperativ gemessenen Daten z. B. die Achslage des präoperativ gemessenen Astigmatismus des Auges 900 bzw. der Hornhaut 910 oder die Soll-Lage von Zugangsschnitten oder Relaxationsschnitten gegenüber den präoperativ gemessenen Astigmatismus-Achsen des Auges 900 bzw. der Hornhaut 910 korrekt auch während der Operation auf das Auge ausrichten zu können, werden im Stand der Technik die präoperativen Daten oder gewünschten Soll-Lagen relativ zu präoperativ gewonnenen Referenzmarken festgelegt bzw. referenziert. Als Referenzmarken werden natürlich vorhandene Marken wie Gefäßstrukturen in der Sklera oder Irisstrukturen oder einfach nur ein Gesamtbild des Auges 900 mit seinen vorhandenen Strukturen verwendet.
Um diese Gefäßstrukturen in der Sklera besonders gut zu erkennen, ist es vorgesehen, grüne bzw. gelbe Beleuchtungsquellen 3000 vorzusehen, die das Auge in einem Spektralbereich beleuchten, in dem das Hämoglobin des Blutes besonders gut absorbiert. Auf diese Weise wird ein besonders kontrastreiches Bild erhalten, das beispielsweise auf der Kamera 360 aufgenommen wird. Entsprechende Beispiele für mögliche Orte der Beleuchtungsquelle 3000 sind in den 4, 14 und 15 eingetragen. Die grüne Beleuchtung 3000 ist so ausgebildet, dass sie den Limbus 3001 und Teile der Sklera des Auges 900 beleuchtet. Auf diese Weise wird ein kontrastreiches Bild der Gefäßstruktur in der Sklera erhalten.
Diese Gefäßstruktur wird zur Referenzierung auf ein zuvor erzeugtes Referenzbild verwendet, das bei der Biometrie des Auges vor der aktuell stattfindenden Augenbeobachtung oder dem zu erfolgenden Therapieeingriff, beispielsweise der Kataraktoperation, erhalten wurde. Dieses Referenzbild kann beispielsweise mit demselben System 100 oder 200 erzeugt worden sein. Es gibt zusätzlich zur Wiedergabe der Referenzstrukturen, beispielsweise der Blutäderchen in der Sklera, auch die darauf bezogene Lage von Strukturmerkmalen des Auges, beispielsweise einer Astigmatismusachse an. Auch bei der biometrischen Vermessung, die präoperativ durchgeführt wird, wird das Auge grün beleuchtet. Somit stehen sowohl im Referenzbild als auch im aktuellen Bild kontrastreiche Abbilder derselben Referenzstrukturen zur Verfügung, so dass die Referenzierung der aktuellen Lage des Auges auf das Referenzbild und damit die korrekte Angabe der Augenstrukturen, beispielsweise einer Astigmatismusachse, im aktuellen Bild problemlos möglich ist.
Alternativen zur Verwendung grüner oder gelber Beleuchtung sind natürlich die Beleuchtung mit Weißlicht und eine entsprechende Spektralfilterung des Referenzbildes bzw. des aktuellen Bildes oder die Beleuchtung mit auf seinem Weg spektralgefilterten Weißlicht, so dass eine einzige Beleuchtungsquelle für mehrere Zwecke genutzt werden kann.
Die Verwendung grüner Beleuchtung hat jedoch den Vorteil, dass mit einer bereits ohnehin vorhandenen Kamera 360 das kontrastreiche Bild erzeugt werden kann. Hierfür ist es dann bevorzugt, dass die Teilerschicht im Strahlteiler 350 geeignet dichroitisch ausgebildet ist, um die grüne Beleuchtung auf den Limbus und die Sklera einzukoppeln und eine im grünen bzw. gelben Bereich empfindliche Kamera 360 einzusetzen.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
Zitierte Patentliteratur

US 6325792 B1 [0003]
US 5246435 [0004]
US 6454761 B1 [0004]
US 2006/195076 A1 [0005]
US 2009/131921 A1 [0005]
DE 102011085046 A1 [0005]
US 2012/0078241 A1 [0006]
US 6019472 [0006]
DE 102010022298 A1 [0006]
US 2012/316544 A1 [0006]
WO 2008/098388 A1 [0006, 0007]
US 2007/173794 A1 [0007]
US 7955324 B2 [0136]
US 8500723 B2 [0136]
US 2013/053837 A1 [0136]
WO 2012/041347 A1 [0136]

Zitierte Nicht-Patentliteratur

Lexikon der Physik, Spektrum akademischer Verlag Heidelberg, 1998 [0128]
H. Haferkorn, „Optik: physikalisch-technische Grundlagen und Anwendungen”, Vieweg Verlag, dort in Abb.5.131 [0128]
S. Flügge, „Optische Instrumente/Optical Instruments”, Springer Verlag, dort Seite 218, Fig. 21 [0128]

Claims

System zur Augenbeobachtung oder -therapie, das aufweist: – ein Strahlungsquelle, die Beleuchtungs- oder Therapie-Strahlung bereitstellt, und – eine Fokussiereinrichtung, die die Strahlung in einen Fokus in einem Beobachtungs- oder Therapievolumen bündelt, wobei die Fokussiereinrichtung mind, ein fokussierendes Objektiv und ein diesem vorgeordnetes, variables, divergenzvariierendes optisches Element aufweist, das eine z-Lage des Fokus verstellt, wobei – das divergenzvariierende optische Element ein erstes divergenzvariierendes optisches Modul mit einer ersten z-Lagenverstellgeschwindigkeit und einem ersten z-Lagenverstellweg und ein zweites divergenzvariierendes optisches Modul mit einer langsameren zweiten z-Lagenverstellgeschwindigkeit und einem größeren zweiten z-Lagenverstellweg aufweist, dadurch gekennzeichnet, dass – jedes divergenzvariierende optische Modul eine Ebene konstanten Strahlquerschnitts bei variabler optischer Schnittweite erzeugt und – eine 4-f-Optik die Ebene des einen divergenzvariierenden optischen Moduls in eine Eingangsebene des anderen divergenzvariierenden optischen Moduls abbildet und somit die Schnittweitenvariation zwischen den Modulen überträgt.
System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass beide divergenzvariierende optische Module als Teleskop mit einer feststehenden Sammellinse und einer vorgeordneten weiteren beweglichen Linse ausgebildet, wobei insbesondere die Strahlungsquelle Kurzpuls-Therapie-Strahlung bereitstellt und das Teleskop vom Galilei-Typ ist.
System zur Augenbeobachtung oder -therapie, insbesondere nach Anspruch 1, das aufweist: – einen Gelenkarm mit mind. zwei starren Gliedern, die durch in verschiedene Gelenkstellungen einstellbare Gelenke gelenkig miteinander verbundenen sind, – einen Übertragungsstrahlengang, der ein Optiksystem aufweist, welches Strahlung als Freistahl mit einem maximalen Strahldurchmesser längs des Gelenkarms führt, wobei das Optiksystem in den Gelenken Umlenkspiegel aufweist, die entsprechend der aktuellen Gelenkstellung Strahlung umlenken, dadurch gekennzeichnet, dass – das Optiksystem im Übertragungsstrahlengang mehrere aufeinander folgende Ebenen gleichen Strahlquerschnitts erzeugt und jede Ebene durch eine 4-f-Optik in die folgende Ebene abbildet.
System nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass jede 4-f-Optik eine Zwischenbildebene erzeugt, wobei jede Zwischenbildebene in einem der starren Glieder liegt.
System nach Anspruch 3 oder 4, dadurch gekennzeichnet, dass das Optiksystem für jedes der starren Glieder eine 4-f-Optik aufweist, wobei ein hinterer Brennpunkt einer zweiten Linse einer vorderen 4-f-Optik sich am Ort eines vorderen Brennpunkt einer ersten Linse einer direkt nachfolgenden 4-f-Optik befindet und die Umlenkspiegel jeweils zwischen aufeinanderfolgenden 4-f-Optiken angeordnet sind.
System nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass die 4-f-Optiken jeweils als 1:1 Systeme ausgeführt sind.
System nach einem der Ansprüche 3 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass vor einem Eingang des Gelenkarmes ein variables, divergenzvariierendes optisches Element und nach dem Ausgang des Gelenkarms ein Objektiv, das die Strahlung in einen Fokus bündelt, angeordnet ist, wobei das divergenzvariierende optische Element eine z-Lage des Fokus verstellt.
System nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass für eine numerische Apertur NA im Zwischenbild jeder 4-f-Optik gilt: 0,1 >= NA >= 2,2·(λ·ST_MAX)/D, wobei λ die Wellenlänge oder mittlere Wellenlänge der Strahlung, D der Strahldurchmesser und ST_MAX ein maximaler Verstellweg der z-Lage des Fokus durch das divergenzvariierende optische Element ist.
System nach Anspruch 7 oder 8, dadurch gekennzeichnet, dass eine numerische Apertur NA im Zwischenbild jeder 4-f-Optik zwischen 0,1 und 0,03 liegt, wobei die Wellenlänge oder mittlere Wellenlänge der Strahlung 1 μm ± 0,1 μm und der Strahldurchmesser kleiner 20 mm und größer 5 mm, bevorzugt größer als 10 mm ist.
System nach einem der Ansprüche 3 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass die starren Glieder mind. 100 mm, bevorzugt mind. 200 mm, lang sind und eine kleinste Teilbrennweite der 4-f-Optik über 50 mm, bevorzugt über 100 mm, beträgt.
System zur Augenbeobachtung oder -therapie, insbesondere nach Anspruch 1 und/oder 3, das aufweist: – ein Strahlungsquelle, die Beleuchtungs- oder Therapie-Strahlung bereitstellt, und – eine Fokussiereinrichtung, die die Strahlung in einen Fokus in einem Beobachtungs- oder Therapievolumen bündelt, wobei die Fokussiereinrichtung mind, ein fokussierendes Objektiv und ein diesem vorgeordnetes, variables, divergenzvariierendes optisches Element aufweist, das eine z-Lage des Fokus verstellt, dadurch gekennzeichnet, dass – die Fokussiereinrichtung im Beobachtungs- oder Therapievolumen eine numerische Apertur unter 0,1 realisiert, – das variable, divergenzvariierende optische Element zu Verstellung der z-Lage des Fokus über eine Bereich zwischen 10 und bis 15 mm ausgebildet ist und – die Brennweite des Objektivs zwischen 20 und 40 mm, bevorzugt zwischen 25 und 35 mm beträgt.
System nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass die Strahlungsquelle Kurzpuls-Laserstrahlung bereitstellt und das Objektiv als Kombination aus einer Positivlinse und einer Negativlinse ausgeführt ist.
System nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass die Positivlinse und/oder die Negativlinse mind. eine asphärische Fläche aufweist, die ausgelegt ist, Abbildungsfehler zu reduzieren.
System nach einem der Ansprüche 12 oder 13, dadurch gekennzeichnet, dass die Positivlinse aus Kronglas mit einer Abbezahl von nicht unter 50 und einer Brechzahl von nicht unter 1,6 gefertigt ist.
System nach einem der Ansprüche 12, 13 oder 14, dadurch gekennzeichnet, dass die Negativlinse als Kombinationslinse aus einem Negativlinsenglied und einem Positivlinsenglied aufgebaut ist, wobei das Positivlinsenglied aus Kronglas mit einer Abbezahl von nicht unter 50 und einer Brechzahl von nicht unter 1,6 und das Negativlinsenglied aus Flintglas mit einer Abbezahl von nicht über 40 und einer Brechzahl von nicht unter 1,7 gefertigt ist, wobei insbesondere das Negativlinsenglied mit dem Positivlinsenglied verkittet ist.
System zur Augenbeobachtung oder -therapie, insbesondere nach einem oder mehreren der Ansprüche 1, 3 und 11, das aufweist: – eine Biometrieeinrichtung, die mind. ein Referenz-Bild des Auges, welche mind. eine Referenzstruktur des Auges enthält, erzeugt, mind. einen Strukturparameter des Auges, bevorzugt eine Astigmatismusachse, bestimmt und dessen Relativlage zur Referenzstruktur ermittelt, – eine Beobachtungs- oder Therapieeinrichtung, die eine Abbildungseinrichtung zum Erzeugen eines aktuellen Bildes des Auges, welches ebenfalls die Referenzstruktur des Auges enthält, und eine Bildverarbeitungseinrichtung zum Identifizieren der Referenzstruktur des Auges und Bestimmen deren aktuellen Lage und Ermitteln der aktuellen Lage des Strukturparameters anhand des aktuellen Bildes und des Referenz-Bildes aufweist, dadurch gekennzeichnet, dass – die Biometrieeinrichtung das Referenz-Bild des Auges in einem Spektralkanal erzeugt, in dem ein Absorptionsfarbstoff in Blutgefäßen der Sklera ein Absorptionsmaximum hat, oder in einem Spektralkanal erzeugt, in dem ein Fluoreszenzfarbstoff in Blutgefäßen der Sklera fluoresziert, und – die Abbildungseinrichtung das aktuelle Bild des Auges im selben Spektralkanal erzeugt.
System nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass der Spektralkanal den grünen bis gelben Spektralbereich zwischen 600 und 500 nm umfasst.
System nach Anspruch 16 oder 17, dadurch gekennzeichnet, dass die Biometrieeinrichtung und/oder die Abbildungseinrichtung das Auge mit Licht in dem Spektralkanal beleuchten, bevorzugt mit grünem bis gelbem Licht.
System nach Anspruch 16 oder 17, dadurch gekennzeichnet, dass die Biometrieeinrichtung und/oder die Abbildungseinrichtung das Auge mit Weißlicht beleuchten und bei der Aufnahme des Bildes die Abbildung des Auges auf den Spektralkanal filtern.
System nach 19, dadurch gekennzeichnet, dass die Biometrieeinrichtung und/oder die Abbildungseinrichtung eine Farbfilterschicht oder Teilerschicht aufweist, die lediglich Strahlung im Spektralkanal zu einem Bildaufnahmeelement zur Aufnahme des Bildes leitet.
System nach einem der Ansprüche 16 bis 20, dadurch gekennzeichnet, dass die Biometrieeinrichtung und die Abbildungseinrichtung die Sklera des Auges im Bild abbilden.
Verfahren zur Augenbeobachtung oder -therapievorbereitung oder -therapie, das folgende Schritte aufweist: – Erzeugen eines Referenz-Bildes des Auges enthaltend eine Referenzstruktur des Auges, – Bestimmen mind. eines Strukturparameter des Auges, bevorzugt einer Astigmatismusachse, und Ermitteln einer Relativlage des mind. einen Strukturparameter des Auges zur Referenzstruktur, – Erzeugen eines aktuellen Bildes des Auges, welches ebenfalls die Referenzstruktur des Auges enthält, – Identifizieren der Referenzstruktur des Auges und Bestimmen deren aktuellen Lage und Ermitteln der aktuellen Lage des Strukturparameters anhand des aktuellen Bildes und des Referenz-Bildes, dadurch gekennzeichnet, dass – das Referenz-Bild des Auges in einem Spektralkanal erzeugt wird, in dem ein Absorptionsfarbstoff in Blutgefäßen der Sklera ein Absorptionsmaximum hat, oder in einem Spektralkanal erzeugt wird, in dem ein Fluoreszenzfarbstoff in Blutgefäßen der Sklera fluoresziert, und – das aktuelle Bild des Auges im selben Spektralkanal erzeugt wird.
Verfahren nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, dass der Spektralkanal den grünen bis gelben Spektralbereich zwischen 600 und 500 nm umfasst.
Verfahren nach Anspruch 22 oder 23, dadurch gekennzeichnet, dass zum Erzeugen des Bildes das Auge mit Licht in dem Spektralkanal beleuchtet wird, bevorzugt mit grünem bis gelbem Licht.
Verfahren nach Anspruch 22 oder 23, dadurch gekennzeichnet, dass zum Erzeugen des Bildes das Auge mit Weißlicht mit Licht beleuchtet wird und bei der Aufnahme des Bildes die Abbildung des Auges auf den Spektralkanal gefiltert wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 22 bis 25, dadurch gekennzeichnet, dass die Sklera des Auges im Bild abgebildet wird und Adern als Referenzstruktur verwendet werden.
System zur Augenbeobachtung oder -therapie, insbesondere nach einem oder mehreren der Ansprüche 1, 3, 11 und 16, das aufweist: – einen zum Auge führenden ersten Strahlengang für erste Therapie- oder Beobachtungsstrahlung, der längs einer optischen Hauptachse zum Auge verläuft, – einen zweiten Strahlengang für zweite Beobachtungsstrahlung, der längs einer optischen Nebenachse verläuft, und einen Prismateiler, der zum Auge hin gesehen den zweiten Strahlengang in den ersten Strahlengang einkoppelt und vom Auge weg gesehen eine Eintrittsfläche und eine erste und eine zweite Austrittsfläche aufweist, wobei der Prismateiler den ersten Strahlengang längs der optischen Hauptachse zwischen der Eintrittsfläche und der ersten Austrittsfläche führt, und die optischen Nebenachse von der zweiten Austrittsfläche weg verläuft, dadurch gekennzeichnet, dass – die optische Nebenachse um ±20° parallel zur optischen Hauptachse liegt und – der Prismateiler als Kombination aus einem Leman-Prisma und einem mit dem Leman-Prisma verkitteten Zusatzprisma ausgebildet ist, wobei – das Leman-Prisma vom Auge weg gesehen den zweiten Strahlengang an einer der Eintrittsfläche folgenden ersten Umlenkfläche aus dem ersten Strahlengang auskoppelt, an mind. zwei Umlenkflächen nochmals umlenkt und zur optischen Hauptachse parallel versetzt zur zweite Austrittsfläche führt, – das Zusatzprisma an der ersten Umlenkfläche angekittet ist und eine zur Eintrittsfläche parallele Fläche aufweist, welche die erste Austrittsfläche bildet, und – zwischen dem Zusatzprisma und der ersten Umlenkfläche eine dichroitische oder Intensitäts-Teilerschicht ausgebildet ist.
System nach Anspruch 27, dadurch gekennzeichnet, dass der zweite Strahlengang unter einem Winkel von max. 30 Grad zur Normalen auf die Teilerschicht einfällt.
System nach Anspruch 27 oder 28, dadurch gekennzeichnet, dass die Teilerschicht dichroitisch ist und Strahlung im Wellenlängenbereich von 750 bis 950 nm oder 600 bis 500 nm in den zweiten Strahlengang reflektiert und Strahlung im sichtbaren Wellenlängenbereich und im Wellenlängenbereich von 1000 bis 1100 nm für den ersten Strahlengang transmittiert.
System nach einem der Ansprüche 27 bis 29, dadurch gekennzeichnet, dass das Leman-Prisma dachflächenlos und folglich die erste Umlenkfläche eben ist.
System nach einem der Ansprüche 27 bis 30, dadurch gekennzeichnet, dass der Prismateiler im ersten Strahlengang um einen Winkel von 0,5 bis 3 Grad verkippt ist, so dass die Eintrittsfläche und die erste Austrittsfläche um den Winkel von Rechtwinkligkeit abweichend zur optischen Hauptachse liegen.
System nach Anspruch 31, dadurch gekennzeichnet, dass dem Prismateiler im ersten Strahlengang ein planparalleler Glasblock vor- oder nachgeordnet ist, der ebenfalls im ersten Strahlengang um einen Winkel von 0,5 bis 3 Grad verkippt, wobei ein Azimut um 90 Grad gegenüber der Verkippung des Prismateilers verdreht ist, wobei der Glasblock bevorzugt zum Auge hin gesehen dem Prismateiler nachgeordnet ist.
System nach einem der Ansprüche 31 oder 32, dadurch gekennzeichnet, dass im ersten Strahlengang zwischen Prismateiler und Auge ein Objektiv zur Bündelung der ersten Behandlungs- oder Beobachtungsstrahlung in oder auf das Auge angeordnet ist, das ein optisches Komakompensationselement, um durch die Verkippung des Prismateilers verursachte Achskoma zu kompensieren, aufweist, insbesondere eine lateral verschiebbare Linse oder ein Freiformelement in einer Pupille.
System nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, dass das Objektiv als Kombination aus einer Positivlinse und einer Negativlinse ausgeführt ist, wobei die Negativlinse lateral justierbar ist und damit das optische Komakompensationselement realisiert.