-
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 ein System zur Augenbearbeitung oder -therapie, das Beleuchtungs- oder Therapie-Strahlung auf das Auge führt, insbesondere auf ein Gerät zur lasergestützten Augenchirurgie.
-
Systeme zur Augenbeobachtung und/oder -therapie werden i. d. R. in einem komplexen Arbeitsablauf eingesetzt. Beispiele hierfür sind die lasergestützte refraktive Augenchirurgie oder die lasergestützte Katarakt-Operation. Bei der refraktiven Augenchirurgie werden mittels Laserstrahlung innerhalb der Kornea Schnittflächen erzeugt, die ein Volumen isolieren und entfernbar machen. Das Volumen ist so bemessen, dass seine Entfernung die Korneakrümmung auf eine Weise ändert, die eine zuvor bestandene Fehlsichtigkeit ausgleicht. 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 Augenchirurgie bezeichnet. Nach aktuellen Anwendungsprinzipien werden im Rahmen der lasergestützten Katarakt-OP 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 evtl. 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 Augenchirurgie. 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 lasergestützten Katarakt-OP 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 hat 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 kornealen 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.
-
Aus der
DE 10 2015 201 393 A1 ist ein Mikroskopobjektiv bekannt, dass durch eine bestimmte Optik eine Innenfokussierung ausführt.
-
Bei der Beleuchtung- oder Therapie des Auges, insbesondere durch fokussierte Pulse eines Femtosekunden-Lasers, muss der Fokus über einen gewissen Tiefenbereich scharf abgebildet werden. Bei Anwendungen an der Kornea des Auges müssen zwischen 0,5 und 2 mm Fokushub realisiert werden. Bei der Anwendung sowohl an der Augenlinse als auch der Korea ist ein Fokushub von bis zu 15 mm erforderlich. Die Fokussierung erfolgt jeweils innerhalb eines wässrigen Mediums bzw. eines biologischen Mediums, wie Kornea, Vorderkammer, Augenlinse, mit Brechzahlen zwischen 1,3 und 1,45. Durch diese Rahmenbedingungen sind die Anforderungen an die sphärische Aberration, also den Öffnungsfehler bei der Fokussierung schwer zu erfüllen. Würde man das Auge oder die gesamte Optik oder die Lichtquelle axial verschieben, würde sich der Öffnungsfehler proportional zum Fokussierweg ändern. Der Proportionalitätsfaktor, also die Stärke der Änderung, hängt von der Wellenlänge und der numerischen Apertur ab. Bei kleinen Fokusgrößen ist diese vergleichsweise hoch, so dass die Korrektur sphärischer Aberrationen schwierig wird. Der Effekt ist dabei unabhängig von der Feldhöhe, d.h. er tritt auf der optischen Achse im gleichen Maße auf, wie am Feldrand. Im Stand der Technik versucht man diese Probleme durch eine sogenannte Vermittlung zu lösen, d.h. die optischen Glieder so zu korrigieren, dass der Öffnungsfehler nur an einer Stelle, zum Beispiel der Mittenposition, des Fokusbereichs verschwindet. An den Rändern des gesamten gewünschten Tiefenbereichs der Fokusverstellung verbleibt ein u. U. ungünstig hoher Wert.
-
Der Erfindung liegt deshalb die Aufgabe zugrunde, ein System zur Augenbeobachtung oder -therapie der eingangs genannten Art anzugeben, dass ohne nachteilige Vermittlung über einen Tiefenbereich von mehreren Millimetern eine möglichst geringe sphärische Aberration hat und damit eine Fokussierung in einen sehr kleinen Fokus erreicht.
-
Die Erfindung ist im Anspruch 1 definiert.
-
Das System zur Augenbeobachtung oder -therapie weist eine Strahlungsquelle auf, die Beleuchtungs- oder -therapiestrahlung bereitstellt. Eine Fokussiereinrichtung bündelt die Strahlung in einen Fokus in eine Beobachtungs- oder Therapievolumen. Der Fokus deckt ein Fokusvolumen ab, das eine laterale Ausdehnung und eine axiale Ausdehnung hat. Bevorzugt hat der Fokus lateral und/oder axial eine Ausdehnung von nicht mehr als 50 m. Ein xy-Scanner lenkt den Fokus im Beobachtungs- oder Therapievolumen lateral ab. Die Fokussiereinrichtung weist eine dem xy-Scanner nachgeordnete Fokussieroptik und einen dem xy-Scanner vorgeordneten z-Scanner auf. Dieser verstellt die (axiale) Tiefenlage des Fokus. Eine Steuereinrichtung steuert den z-Scanner zur Einstellung der Tiefenlage an. Die Fokussieroptik ist aberrationskorrigiert bezogen auf eine bestimmte Einstellung des z-Scanners und damit eine bestimmte Tiefenlage des Fokus. Diese Tiefenlage stellt eine Nullebene dar.
-
Wird der z-Scanner gegenüber der Nullebene verstellt, ändert sich die Durchstrahlung der Fokussieroptik und diese verursacht dann sphärische Aberration. In bevorzugten Ausführungsformen der Fokussieroptik ist diese Änderung linear zur z-Verstellung. Weiter umfasst das System eine verstellbare, z. B. von der Steuereinrichtung angesteuerte Korrekturoptik. Eine Verstellung der Korrekturoptik ändert die sphärische Aberration im Beobachtungs- oder Therapievolumen. Die Korrektur der Fokussieroptik erfolgt dahingehend, dass in der Nullebene keine oder nur eine geringe sphärische Aberration auftritt. Dies ist eine bestimmte Einstellung der verstellbaren Korrekturoptik, die eine Nulleinstellung darstellt. Befindet sich der z-Scanner in einer der Nullebene entsprechenden Stellung, ist der Öffnungsfehler minimiert. Dieser Zustand wird nachfolgend als „frei von sphärischen Aberrationen“ bezeichnet. Bei der Verstellung des z-Scanners und damit der Verstellung der Tiefenlage des Fokus aus der Nullebene erhält die Korrekturoptik eine Einstellung, die von der Nulleinstellung abweicht, und so ist, dass die Korrekturoptik die Änderungen der sphärischen Aberration, welche durch die Fokussieroptik verursacht ist, kompensiert.
-
In einer bevorzugten Ausführungsform ändert die Fokussieroptik bei Abweichungen der Fokustiefenlage von der Nullebene die sphärische Aberration, d.h. den Öffnungsfehler, linear, also proportional zur Abweichung der Tiefenlage des Fokus von der Nullebene. Gleichzeitig ist die Korrekturoptik so ausgebildet, dass ihre Verstellung ebenfalls eine dazu proportionale Änderung der sphärischen Aberration im Beobachtungs- oder Therapievolumen bewirkt. Die Steuereinrichtung muss dann lediglich die entsprechenden Proportionalitätsfaktoren, also Linearitätssteigungen berücksichtigen und kann die gegensinnige Einstellung von z-Scanner und Korrekturoptik einfach bewerkstelligen.
-
Da der z-Scanner ein mechanisch bewegtes Bauteil umfasst, das einen vergleichsweise großen Hub ausführt, ist es für ophthalmologische Anwendungen bevorzugt, solche Bauteile möglichst fern vom Patienten anzuordnen. Dadurch werden Schwingungen und Geräusche, die den Patienten irritieren könnten, vermieden. Es ist deshalb bevorzugt, dass der z-Scanner ein dem xy-Scanner vorgeordnetes, divergenzvariierendes optisches Element umfasst, das die Divergenz der Beleuchtungs- oder -Therapiestrahlung einstellbar verändert. Besonders bevorzugt ist hierbei eine Ausgestaltung, in der der z-Scanner als Teleskop mit einer feststehenden Sammellinsenoptik und einer beweglichen Linsenoptik ausgebildet ist, wobei die Korrekturoptik in die Sammellinsenoptik und/oder die bewegliche Linsenoptik integriert ist. Diese Integration ist dann so ausgeführt, dass die Verstellung des z-Scanners aus der Nullebene und die von der Nulleinstellung abweichende Einstellung der Korrekturoptik automatisch gegensinnig sind. Besonders bevorzugt ist diese Ausgestaltung, wenn die Strahlungsquelle Kurzpuls-Therapie-Strahlung bereitstellt. Dann wird man das Teleskop zweckmäßigerweise als Galilei-Teleskop ausführen.
-
Alternativ ist es auch möglich, die Korrekturoptik separat vom z-Scanner auszuführen. Sie ist bevorzugt in einer Pupillenebene angeordnet, damit sie unabhängig vom Ablenkwinkel des xy-Scanners die Korrektur ausführt.
-
Sie kann mindestens eines der folgenden Elemente aufweisen: einen formveränderlichen Spiegel, ein Freiflächenpaar, ein Alvarez-Element, eine variable Linse, ein Flüssiglinse. Die Erfindung nimmt von dem bisherigen Ansatz Abkehr, in der Optik des Systems für alle Tiefenlagen die Optik so zu korrigieren, dass der Öffnungsfehler tolerierbar ist. Vielmehr wird nun ausschließlich eine Korrektur hinsichtlich sphärischen Aberrationen vorgenommen, die für eine Ebene, wie Nullebene, gilt. Für alle anderen Ebenen stellt sich ein Öffnungsfehler ein. Dieser wird mit dem entsprechend angesteuerten Korrekturelement korrigiert, so dass insgesamt die Fokussierung der Beleuchtungs- oder -Therapiestrahlung bestmöglich frei von sphärischen Aberrationen vorgenommen wird.
-
Femtosekunden-lasergestützte Systeme sind i.d.R. scannende Systeme. Sie decken das Behandlungsfeld lateral durch ein in xy scannendes Element (Kippspiegel, Rotationsprismen etc.), den xy-Scanner, ab. Für die Fokussierung wird i.d.R. ein divergenzvariierendes Element vor den Scannern eingesetzt. Beispiele für solche divergenzvariierenden Elemente sind unter anderem:
- – ein formveränderlicher Spiegel (Membranspiegel, MEMS-Spiegel etc.)
- – ein speziell geformtes Freiformflächenpaar (Alvarez-Element)
- – eine variable Linse (Flüssiglinse)
- – ein Teleskop vom Galilei-Typ (bewegte Negativlinse)
- – ein Teleskop vom Keppler-Typ (bewegte Positivlinse)
-
Das o.g. Problem wird in Ausführungsformen dadurch gelöst, dass
- (i) die Fokussieroptik alle sonstigen optischen Abbildungsfehler auf herkömmliche Weise nach dem Stand der Technik korrigiert,
- (ii) die sphärische Aberration für eine bestimmte Fokustiefe, die Nullebene, mit den Freiheitsgraden der Scanoptik korrigiert wird (die Nullebene muss nicht zwingend Teil des adressierten Fokusbereichs sein),
- (iii) das divergenzvariierende Element bei der zu (ii) zugehörigen Eingangsdivergenz bzgl. sphärischer Aberration korrigiert ist und
- (iv) bei den sonstigen Eingangsdivergenzstellungen die lineare Änderung der sphärischen Aberration ganz oder zumindest teilweise mit umgekehrtem Vorzeichen vorhält, also in Summe kompensiert.
-
Eine vollständig korrigierte Optik sowohl bei divergenzvariierendem Element als auch bei Fokussieroptik ist damit nicht nötig. Die sphärische Aberration bei Fokussierung ist i.d.R. in der Mitte des Fokusbereichs korrigiert. An den Rändern wird ein Restfehler akzeptiert und kompensiert. Beim Übergang zu kürzeren Wellenlängen und/oder zu höherer NA ist dies vorteilhaft.
-
Bei den o.g. Elementen lässt sich eine lineare Änderung der sphärischen Aberration zum Beispiel erreichen durch:
- – einen formveränderlichen Spiegel (über gezielte zusätzliche variable Deformation mit Fringe-Zernike-Fläche Typ Z9)
- – ein speziell geformtes Freiformflächenpaar (Alvarez-Element) mit gezielter Ausgestaltung der Flächenpaare,
- – eine variable Linse (Flüssiglinse) durch gezielte Änderung der Linsenoberfläche mit einer Fringe-Zernike-Fläche Typ Z9,
- – ein Teleskop vom Galilei-Typ (bewegte Negativlinse) oder Keppler-Typ (bewegte Positivlinse) durch gezielte Gestaltung der sphärischen Linsen, insbesondere der nicht-beweglichen Linsen (hierbei wird die veränderliche Strahlhöhe an der ruhenden Linse ausgenutzt, um veränderliche Beiträge zur sphärischen Aberration zu generieren; ggf. durch Verwendung von Asphären und/oder zusätzlichen sphärischen Linsen).
-
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 eine Schemadarstellung einer Optik eines Gerätes zur lasergestützen Augenchirurgie, wobei der Strahlengang von einem z-Scanner bis zum Auge schematisch dargestellt ist,
-
2 einen z-Scanner des Gerätes der 1,
-
3 Details der Verstellung der Fokuslage in einer Augencornea mit dem Gerät der 1,
-
4 eine schematische Darstellung des z-Scanners der 2 und
-
5 verschiedene Abhängigkeiten der sphärischen Aberration von der Tiefenlage des Fokus.
-
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 Kurzpulslaser.
-
Das hier 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.
-
1 zeigt schematisch den Strahlengang eines fs-Lasersystem für die Augenheilkunde, insbesondere für die Kataraktchirurgie, Lichtpulse gepulster Laserstrahlung 5002, werden von einer Fokussieroptik 5008 in das Auge 900 fokussiert. Über ein divergenzvariierendes Modul, das einen z-Scanner 5004 realisiert, erfolgt eine gesteuerte z-Verschiebung des Fokus der gepulsten Laserstrahlung 5002. Ein xy-Scanner 5006, der z. B. einen x-Spiegel-Scanner und einen y-Spiegel-Scanner umfasst oder alternativ über einen kardanisch aufgehängten Spiegel-Scanner oder alternativ über einen x-Spiegel-Scanner mit nachgeschaltetem Element zur Rotationsdrehung um die optische Achse, gelangt die Strahlung zu einem Fokus 5018 am oder im Auge 900. Ein Steuergerät 500 steuert die Scanner 5004, 5006.
-
Durch den z-Scanner 5004 wird die Divergenz der gepulsten Laserstrahlung 5002 beeinflusst, so dass über die Fokussieroptik 5008 die Fokuslage der gepulsten Laserstrahlung 5002 entlang der optischen Achse, also in z-Richtung, im Auge 900 geändert wird.
-
Durch den xy-Scanner 5006 wird die laterale Fokuslage der gepulsten Laserstrahlung 5002 senkrecht zur optischen Achse des Gerätes, also in x- und y-Richtung, eingestellt. Die Femtosekunden-Laser-Pulse werden auf einen lateral ca. 5 µm ausgedehnten Spot im Auge 900 fokussiert. Die Lage des Spots kann durch Scannen mittels der xy-Scanner 5006 innerhalb des Bildfeldes der Fokussieroptik 5008 im Auge 900 lateral eingestellt werden. Die Tiefeneinstellung erzeugt der z-Scanner 5004. Er ist in 2 näher gezeigt. Der z-Scanner 5004 ist als Galilei-Teleskop gebildet und umfasst eine bewegliche Negativlinse 5010, die in einer Führung 5012 längs der optischen Achse OA längsverstellbar ist. Sie wirkt zusammen mit einer feststehenden Positivlinse 5014 und verstellt die Divergenz der Laserstrahlung 5002.
-
3 zeigt schematisch die Verstellung der Laserstrahlung 5002 in der Kornea 5016 des Auges 900. Der xy-Scanner 5006 verstellt die Lage der optischen Achse OA lateral. Bei einer Verschiebung xy aus der Ruhelage muss dabei aufgrund der Krümmung der Augenhornhaut 5016 zugleich eine Tiefenverstellung z ausgeführt werden, um den Fokus 5018 auf einer gewünschten Bahn innerhalb der Cornea 5016 zu halten. Die Krümmung der Cornea 5016 ist dabei durch ein Kontaktglas 600 auf ein bekanntes Maß eingestellt. Das Kontaktglas 600 fixiert das Auge 900.
-
4 zeigt, dass der z-Scanner 5006 als Galilei-Teleskop 2010 ausgeführt ist, das aus der Negativlinse 2011 und der Positivlinse 2012 zusammengesetzt ist. Die Negativlinse 2011 wird verschoben, was in 4 und 2 durch einen Pfeil veranschaulicht wird, um die Divergenzvariation auszuführen und im Ergebnis die z-Position des Fokus 5018 zu verschieben. Alternativ zu einem Teleskop vom Galilei-Typ ist auch ein Teleskop vom Kepler-Typ möglich, das aus zwei Positivlinsen aufgebaut ist. Um einen realen Zwischenfokus zu vermeiden, 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, ist das Teleskop 2010 vom Galilei-Typ bevorzugt.
-
Um den Fokus möglichst ohne sphärische Aberrationen über einen weiten z-Verstellbereich in hoher Güte zu erzeugen, ist die Fokussieroptik 5008 so ausgebildet, dass sie für eine bestimmte Stellung des z-Scanners 5004 hinsichtlich sphärischen Aberration korrigiert ist. Diese Stellung des z-Scanners 5004 entspricht einer Nullebene. Bevorzugt liegt sie mittig im abzudeckenden z-Bereich. Bei einer Verstellung des z-Scanners aus dieser Nullebene heraus verursacht die Fokussieroptik 5008 einen Öffnungsfehler (auch sphärische Aberration), der linear mit der Entfernung von der Nullebene zunimmt. Dieser Zusammenhang ist in 5 gezeigt, welche eine Kurve 5016 für den Öffnungsfehler F der Fokussieroptik 5008 als Funktion der Verstellung der Tiefenlage des Fokus 5018 zeigt. Mit der Kurve 5016 alleine wäre das ophtalmologische Gerät 5000 unbrauchbar. Die feststehende Linsengruppe 5014 des z-Scanners ist jedoch so ausgebildet, dass sie bei Verstellung der Linsengruppe 5010 eine sphärische Aberration erzeugt, die der Kurve 5020 genügt. Sie wirkt damit als Korrekturoptik, die automatisch den Öffnungsfehler der Fokussieroptik 5008 kompensiert. Somit ist bei Ansteuerung durch das Steuergerät 500 zur Einstellung der z-Position des Fokus 5018 über einen weiten z-Bereich der Öffnungsfehler kompensiert. Die Korrektur in der Fokussieroptik 5008 ist hingegen nur für die Nullebene vorzunehmen, sodass der Korrekturaufwand in den Optikgliedern drastisch reduziert ist.
-
Der Kurvenverlauf der 5 stellt einen besonders steuerungsgeringen Mechanismus bereit. Allerdings müssen dazu die Fokussieroptik 5008 und das Kompensierelement, in dieser Ausführungsform das Optikglied 5014, möglichst präzise aufeinander angepasst werden. Diese Anpassung kann auf Kosten eines größeren Steuerungsaufwandes reduziert werden, wenn eine vom z-Scanner unabhängige Korrekturoptik eingesetzt wird, die eine einstellbare, bekannte sphärische Aberration verursacht. Das Steuergerät 500 steuert diese Korrekturoptik dann so an, dass der Öffnungsfehler, welcher z-positionsabhängig von der Fokussieroptik 5008 erzeugt wird, ausgeglichen wird. Die Fokussieroptik 5008 hat auch in dieser Ausführungsform in einer Nullebene keine sphärische Aberration. Dieser Nullebene entspricht eine Nulleinstellung der Korrekturoptik, in welcher diese ebenfalls keine sphärische Aberration erzeugt. In der Ausführungsform der 1 wäre diese Nulleinstellung zweckmäßigerweise die Mittellage des z-Scanners.
-
Mit einer separaten Korrekturoptik ist es möglich, auch einen nicht-linearen Verlauf, wie er beispielsweise punktiert als Kurve 5022 eingezeichnet ist, auszugleichen. Auch muss der Kurvenverlauf für Korrekturoptik und Fokussieroptik 5008 dann nicht zwingend gegengleich sein. Es ist lediglich erforderlich, dass die entsprechenden Verläufe der sphärischen Aberration bekannt und als Funktion der z-Position im Steuergerät 500 hinterlegt sind.
-
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 [0004]
- US 5246435 [0005]
- US 6454761 B1 [0005]
- US 2006/195076 A1 [0006]
- US 2009/131921 A1 [0006]
- DE 102011085046 A1 [0006]
- US 2012/0078241 A1 [0007]
- US 6019472 [0007]
- DE 102010022298 A1 [0007]
- US 2012/316544 A1 [0007]
- WO 2008/098388 A1 [0007, 0008]
- US 2007/173794 A1 [0008]
- DE 102015201393 A1 [0009]
