DE69528024T2

DE69528024T2 - Mit optischer Kohärenz-Tomographie gesteuerter chirurgischer Apparat

Info

Publication number: DE69528024T2
Application number: DE69528024T
Authority: DE
Inventors: Dr. Hellmuth; Jay Wei
Original assignee: Carl Zeiss AG
Current assignee: Carl Zeiss AG
Priority date: 1994-08-18
Filing date: 1995-06-24
Publication date: 2003-10-09
Anticipated expiration: 2015-06-25
Also published as: EP0697611B1; ES2233727T3; DE69533903T2; JP2006095318A; DE69528024D1; EP0697611B9; JP3789960B2; ES2180597T3; JPH0866421A; EP1231496B1; ES2180597T4; JP4126054B2; EP0697611A3; EP1231496A3; DE69533903D1; EP1231496A2; US6004314A; EP0697611A2

Description

Technisches Erfindungsgebiet

Die vorliegende Erfindung betrifft eine OCT-(optical coherence tomography)-unterstützte chirurgische Vorrichtung wie etwa ein ophthalmologisch-chirurgisches Mikroskop, das eine OCT-Einheit zum automatischen Fokussieren auf die hintere intraokulare Linsenkapsel zur Verwendung beispielsweise bei Kataraktchirurgie und zur Durchführung von Inline-Hornhauttopographiemessungen zur Verwendung beispielsweise bei der Refraktionschirurgie enthält.

Allgemeiner Stand der Technik

Wie wohlbekannt ist, ist die Kataraktchirurgie eine ophthalmologisch-chirurgische Vorgehensweise zum Entfernen einer trüben intraokularen Linse aus einem Auge. Gemäß dieser chirurgischen Vorgehensweise muß nach dem Entfernen der intraokularen Linse eine künstliche intraokulare Linse implantiert werden, damit der Patient wieder sehen kann. Für ein ophthalmologisch- chirurgisches Mikroskop, das während der chirurgischen Vorgehensweise verwendet wird, ist es erwünscht, daß es während der chirurgischen Vorgehensweise automatisch auf die intraokulare Linsenkapsel fokussieren kann, was besonders wichtig ist, nachdem der größte Teil der trüben intraokularen Linse entfernt worden ist. Nachdem der größte Teil der trüben intraokularen Linse entfernt worden ist, können möglicherweise geringe Mengen von Kataraktrest auf der optisch transparenten intraokularen Linsenkapsel zurückbleiben, und weil die intraokulare Linsenkapsel transparent ist, ist ein derartiger Rest kaum zu sehen. Bekannterweise ist es wichtig, einen derartigen Rest vollständig zu entfernen, da ein etwaiger, auf der intraokularen Linsenkapsel zurückbleibender Rest als Kern für eine neue Katarakt dient. Gegenwärtige Vorrichtungen zum automatischen Fokussieren eines ophthalmologisch- chirurgischen Mikroskops, wie etwa einer im am 22. Februar 1994 erteilten US-Patent Nr. 5,288,987 offenbarten Vorrichtung, basieren auf dem Erfassen und Messen der Intensität von von einem Objekt gestreutem Licht. Derartige Vorrichtungen zum automatischen Fokussieren sind jedoch nachteilig, da es schwierig ist, auf ein optisch transparentes Medium wie etwa die hintere intraokulare Linsenkapsel zu fokussieren, da die Reflexion von dort spiegelt und schwach ist. An ein Biomikroskop oder Endoskop angekoppelte OCT-Vorrichtungen werden beschrieben in "In vivo retinal imaging by optical coherence tomography" von E. A, Swanson et al., Optics Letter, Band 18, Nr. 21, Seiten 1864-1866 und in WO 92/19930.
Angesichts des Obengesagten besteht in der Technik ein Bedarf an einem ophthalmologisch-chirurgischen Mikroskop, das zur Verwendung bei der Kataraktchirurgie automatisch auf die hintere intraokulare Linsenkapsel fokussieren kann.
Wie wohlbekannt ist, ist die Refraktionschirurgie eine chirurgische Vorgehensweise, deren Hauptaufgabe darin besteht, eine Fehlsichtigkeit dadurch zu korrigieren, daß in eine Hornhaut Einschnitte gemacht werden, um die Brechkraft der Hornhaut zu ändern. Chirurgische Manipulationen der Hornhautform erfordern ein akkurates und präzises Verfahren zum Messen der vorderen Hornhautkrümmung von der Spitze bis zum Rand. Die Messung der Krümmung in der Mitte der Hornhaut erfolgt gegenwärtig üblicherweise unter Verwendung eines Keratometers, und für präzisere Messungen der Hornhauttopographie wird üblicherweise Photokeratoskopie oder Videokeratoskopie eingesetzt.
Gegenwärtige Hornhauttopographiemeßvorrichtungen sind meist Placido-Scheiben-Videokeratoskope. Bei einer derartigen Vorrichtung ist eine Reihe konzentrischer Ringe auf einem kegelförmigen Gehäuse konfiguriert, so daß ein von der Hornhaut reflektiertes Bild im Raum so gut wie flach ist. Dann wird die Konfiguration der Ringe analysiert, um die Hornhauttopographie zu bestimmen. Eine Vorrichtung dieser Art nach dem Stand der Technik ist beschrieben worden in einem Artikel mit dem Titel "New Equipment and Methods for Determining The Contour of the Human Cornea" von M. G. Townsley, Contacto, 11(4), 1967, S. 72-81. Derartige Videokeratoskope weisen die folgenden Nachteile auf: (a) aufgrund des kleinen Radius der Hornhaut (-8 mm) kann eine begrenzte Anzahl von Ringen auf der Hornhaut aufgelöst werden (normalerweise ist die Kontur, die gemessen werden kann, auf einen Bereich beschränkt, der von 0,8 bis 11 mm Durchmesser auf der Hornhaut beträgt); (b) zwischen den Ringen können keine Informationen erhalten werden; und (c) aufgrund der Verwendung von Ringen ist eine Inline-Messung sehr schwierig, wenn sie in Verbindung mit einem ophthalmologisch- chirurgischen Mikroskop verwendet wird. Ein Artikel mit dem Titel "Accuracy and Precision of Keratometry, Photokeratoscopy, and Corneal Modeling on Calibrated Steel; Balls" von S. B. Hannush, S. L. Crawford, G. O. Waring III, M. C. Gemmill, M. J. Lynn und A. Nizam in Arch. Ophthalmol., Band 107, August 1989, S. 1235-1239, liefert einen Vergleich dieser Verfahren und Vorrichtung des Stands der Technik.
Jüngst ist von PAR Microsystem Co. eine weitere Hornhauttopographiemeßvorrichtung entwickelt worden. Bei der Vorrichtung wird Rasterphotogrammetrie zum Messen einer Hornhauttopographie verwendet. Bei dieser Vorrichtung wird ein Gittermuster auf die Hornhaut projiziert. Das Gittermuster wird dann betrachtet und unter einem versetzten Winkel abgebildet. Schließlich wird die Hornhauterhebung an jedem der diskreten Punkte im Gittermuster unter Verwendung des Bilds des projizierten Gittermusters und seine Geometrie betreffende Informationen berechnet. Diese Vorrichtung wird in einem Artikel mit dem Titel "Intraoperative raster photogrammetry - the PAR Corneal Topography System" von M. W. Berlin, J. Cataract Refract Surg, Band 19, Anhang, 1993, S. 188-192, beschrieben. Hornhauttopographiemessungen sind bei dieser Vorrichtung mit einem Problem behaftet, da nur eine begrenzte Anzahl von Punkten im Bild des projizierten Gittermusters durch die Bildoptik aufgelöst werden kann.
Wie weiterhin bekannt ist, liefert, weil eine hintere Hornhautoberfläche etwa -14% der Gesamthornhautbrechkraft beiträgt, eine vordere Hornhauttopographie in einigen Fällen für sich selbst nicht ausreichend Informationen zur Verwendung bei einem Refraktionschirurgieverfahren. Aus diesem Grund wird es noch wichtiger, Hornhauttopographiemessungen mit einer Präzision zu erhalten, die von gegenwärtigen Hornhauttopographiemeßvorrichtungen nicht bereitgestellt werden kann.
Angesichts des Obengesagten besteht in der Technik ein Bedarf an einem ophthalmologisch-chirurgischen Mikroskop, das Inline-Hornhauttopographiemessungen zur Verwendung in Refraktionschirurgieverfahren durchführen kann.
Jüngst wurde eine neue ophthalmische Meßvorrichtung, eine OCT-Vorrichtung (optical coherence tomography) offenbart, die im Vergleich zu der oben beschriebenen ophthalmischen Meßvorrichtung des Stands der Technik Vorteile aufweist. Eine OCT-Vorrichtung verwendet eine Lichtquelle mit kurzer Kohärenz für Entfernungsmessungen auf der Basis des Prinzips von Weißlichtinterferometrie. OCT ist jüngst zur Verwendung bei mehreren ophthalmologischen Anwendungen vorgeschlagen worden. Derartige Vorschläge sind beispielsweise in einem Vorabdruck eines zur Veröffentlichung eingereichten Artikels mit dem Titel "Micron-Resolution Imaging of the Anterior Eye in Vivo with Optical Coherence Tomography" von J. A. Izatt, M. R. Hee, E. A. Swanson, C. P. Lin, D. Huang, J. S. Schuman, C. A. Puliafito und J. G. Fujimoto, 1994, S. 1-24, unterbreitet worden. Der Vorabdruck offenbart eine OCT-Vorrichtung, die Faseroptiktechnologie und eine Superlumineszenzlaserdiodenquelle verwendet, wobei die OCT-Vorrichtung an ein Spaltlampen-Biomikroskop angeschlossen ist, um intraokulare Strukturen mit einer räumlichen Auflösung von 10-20 um abzubilden. Der Vorabdruck offenbart auch die Verwendung der OCT-Vorrichtung zur Bereitstellung direkter Messungen mit einer Auflösung im Mikrometerbereich von (a) Okularprofilabmessungen, optischer Streuung und Struktur in der Hornhaut; (b) dem vorderen Winkelbereich; (c) der Iris; und (d) der Kristallinse. Der Vorabdruck offenbart weiterhin die Verwendung der OCT-Vorrichtung zum Messen (a) der Tiefe der Vorderkammer, definiert als Entfernung, entlang der Sehachse von der hinteren Hornhautoberfläche zur vorderen Linsenkapsel; (b) des Krümmungsradius der hinteren und vorderen Oberfläche der Hornhaut; (c) der Hornhautbrechkraft; und (d) von Hornhautabmessungen wie etwa der Dicke. Der Vorabdruck offenbart weiterhin, daß die OCT-Vorrichtung, die eine preiswerte Diodenlaserquelle und eine faseroptische Implementierung verwendet, mit existierenden ophthalmischen Instrumenten kompatibel ist. Schließlich werden im Vorabdruck die folgenden Vorschläge für potentielle klinische Anwendungen von OCT gemacht: (a) Bereitstellen von Querschnittsbildern der gesamten Vorderkammer zur Verwendung bei der Aufklärung von pathologischen Befunden der Hornhaut, des vorderen Winkelgebiets und der Iris und zur Verwendung beim Identifizieren und Überwachen von intraokularen Massen oder Tumoren; (b) Messen der Tiefe der Vorderkammer, Hornhautkrümmung und Hornhautbrechkraft und (c) Bereitstellen hochaufgelöster Bilder, die Hornhautdickenvariationen und die Verbreitung der Streuung im Hornhautstroma zur quantitativen Analyse von pathologischen Befunden der Hornhaut zeigen.
Wie wohlbekannt ist, werden Laser bei Augenoperationen für verschiedene Anwendungen verwendet, unter denen die vielleicht wichtigsten die Lichtkoagulation der Netzhaut und die Lichtablation der Hornhaut sind. Bei derartigen Anwendungen tritt die Laserstrahlung mit Okulargewebe in Wechselwirkung und bewirkt strukturelle und topologische Veränderungen des Gewebes. Derartige Anwendungen ziehen in der Regel nach sich, derartige Gewebsveränderungen auf einem Videomonitor mit Hilfe einer CCD-Mikrochipschnittstelle oder durch ein zweiäugiges Okular mit einem ophthalmologisch- chirurgischen Biomikroskop zu überwachen. Das CCD-Bild des Stands der Technik ist jedoch aus zwei grundlegenden Gründen begrenzt. Der erste Grund, weshalb das CCD-Bild des Stands der Technik begrenzt ist, besteht darin, daß das CCD-Bild nur ein Bild der Gewebeoberfläche liefert. Bei der Laserbehandlung beispielsweise von makulären Löchern muß, obwohl die Gewebekoagulation auf einen wohldefinierten Bereich begrenzt werden muß, um unnötige Schädigungen der visuellen Funktionen zu vermeiden, außerdem die Gewebekoagulation in der Tiefe begrenzt werden, um ein Bluten der stark durchströmten Coroidalschicht zu vermeiden. Ein weiteres Beispiel für die Notwendigkeit zur Begrenzung von Gewebsveränderungen in der Tiefe ist die Notwendigkeit, während der Laserablation für Lichtbrechungsoperationen eine Schädigung der Endothelschicht zu vermeiden. Der zweite Grund, weshalb das CCD-Bild des Stands der Technik begrenzt ist, besteht darin, daß es kein quantitatives Verfahren zum Steuern der Gewebsveränderung auf der Basis der Leistung, der Belichtung und der Fleckgröße des Lasers liefert.
Angesichts des Obengesagten gibt es einen Bedarf an einer Vorrichtung zur Verwendung bei der Laserbehandlung zum Steuern des Ausmaßes der Gewebsveränderung während der Laserbehandlung und zum Steuern der Gewebsveränderung auf der Basis der Leistung, der Belichtung und der Fleckgröße des Lasers.

Kurze Darstellung der Erfindung

Die vorliegende Erfindung ist in Anspruch 1 definiert.
Eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfaßt ein ophthalmologisch-chirurgisches Mikroskop, das intern mit einer OCT-Vorrichtung (optical coherence tomography) kombiniert ist, bei der automatisch fokussiert wird, indem eine motorisch angetriebene interne Fokussierlinse des ophthalmologisch-chirurgischen Mikroskops mit einem von der OCT-Vorrichtung ausgegebenen Signal angetrieben wird. Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung tastet die OCT-Vorrichtung immer dann, wenn ein bestimmtes Objekt im Blickfeld interessant ist, beispielsweise die hintere Linsenkapsel, die vordere Kammer des Auges entlang der Längsachse des Auges ab, um Lageinformationen hinsichtlich des jeweiligen Objekts zu liefern. Dann gibt die OCT-Vorrichtung ein Lagesignal zum Antreiben der motorisch angetriebenen internen Fokussierlinse ab, damit das ophthalmologisch-chirurgische Mikroskop automatisch auf das jeweilige Objekt fokussiert wird.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung erhält man Inline-Hornhauttomographiemessungen der Vorderkammer, indem eine Scanvorrichtung verwendet wird, beispielsweise eine Scanvorrichtung, die aus zwei Scanmotoren besteht, die ein Raster-Quer- OCT-Scan der Hornhaut in Verbindung mit einem Längs- OCT-Scan liefert. Die Ergebnisse der Scans werden von einem Computer analysiert, damit man die folgenden Daten erhält: (a) Konturen der vorderen Hornhautoberfläche, (b) Konturen der hinteren Hornhautoberfläche und (c) die Dicke der Hornhaut. Wie man ohne weiteres erkennen kann, sind derartige Konturen dreidimensionale Konturen. Diese Daten werden dazu verwendet, Inline-, Online-Überwachung der Hornhautbrechkraft während eines Refraktionschirurgieverfahrens zu liefern.
Gemäß der vorliegenden Erfindung stellen Ausführungsformen des ophthalmologisch-chirurgischen Mikroskops Okulare und eine CCD-Kamera zur direkten Betrachtung während der Operation bereit. Da die OCT-Vorrichtung intern mit dem ophthalmologisch-chirurgischen Mikroskop kombiniert ist, wird vorteilhafterweise der Arbeitsabstand der Objektivlinse des Mikroskops beibehalten.

Kurze Beschreibung der Figur

Fig. 1 zeigt in bildlicher Form eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, die ein ophthalmologisch- chirurgisches Mikroskop und eine OCT-Vorrichtung (optical coherence tomography) umfaßt;
Fig. 2 zeigt in bildlicher Form eine faseroptische Ausführungsform der in Fig. 1 gezeigten OCT- Vorrichtung;
Fig. 3 zeigt in bildlicher Form eine bevorzugte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, die ein ophthalmologisch-chirurgisches Mikroskop und eine OCT- Vorrichtung umfaßt;
Fig. 4 zeigt in bildlicher Form die Hauptstrahlen des OCT-Strahls zwischen den Scanspiegeln und dem Auge für die in Fig. 1 gezeigte Ausführungsform;
Fig. 5 zeigt in bildlicher Form die Hauptstrahlen des OCT-Strahls zwischen den Scanspiegeln und dem Auge für die in Fig. 3 gezeigte Ausführungsform; und
Fig. 6 zeigt in bildlicher Form ein Beispiel für das Überwachen und Steuern des Ausmaßes der Gewebsveränderung während der Laserbehandlung.
Zum leichteren Verständnis sind Komponenten, die in den verschiedenen Figuren die gleichen sind, mit den gleichen Zahlen bezeichnet worden.

Ausführliche Beschreibung

Fig. 1 zeigt in bildlicher Form eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, die ein ophthalmologisch- chirurgisches Mikroskop 100, eine OCT-Vorrichtung 200 ("OCT 200") und eine Videobildgebungseinheit 220 umfaßt. Wie in Fig. 1 gezeigt, besteht das ophthalmologisch-chirurgische Mikroskop 100 aus einer Objektivlinse 110 mit einem großen Arbeitsabstand (~200 mm) zum Fokussieren auf das Auge 1000 eines Patienten während einer Operation. Ein Strahlvereiniger 120 lenkt Beleuchtungsstrahlung 310 vom Beleuchtungsweg 300 und OCT-Strahlung 410 vom OCT-Weg 400 zur Objektivlinse 110. Wie in Fig. 1 gezeigt ist, ist der Strahlvereiniger 120 ein Strahlteiler. Wie in Fig. 1 gezeigt ist, umfaßt das ophthalmologisch-chirurgische Mikroskop 100 weiterhin einen Optikvergrößerungswechsler 130, der auf einen Zustand eingestellt ist, der sich zur Durchführung einer bestimmten Operation eignet (in der Regel existiert eine Reihe von Gruppen von Linsen, die auf einer Trommel angeordnet sind, damit man verschiedene Vergrößerungen erhält, wie etwa beispielsweise 5X, 12X, 20X und so weiter). Auf den Optikvergrößerungswechsler 130 einfallende Strahlung wird kollimiert.
Das ophthalmologisch-chirurgische Mikroskop 100 umfaßt weiterhin: (a) Übertragungslinsen 140, die eine kollimierte Strahlungsausgabe vom Optikvergrößerungswechsler 130 aufnehmen und ein Zwischenbild eines Objekts, beispielsweise des Auges 1000, bilden; und (b) interne Fokussierlinsen 150, mit denen auf das von den Übertragungslinsen 140 ausgebildete Zwischenbild fokussiert und ein kollimierter Strahl bereitgestellt wird (die internen Fokussierlinsen 150 bewegen sich entlang eines Betrachtungswegs 500 nach oben und unten, um eine Möglichkeit zur internen Brennpunkteinstellung bereitzustellen).
Die Strahlung wird nach dem Durchtritt durch die internen Fokussierlinsen 150 kollimiert, und der Strahlteiler 160 koppelt einen Teil der kollimierten Strahlung in den optischen Weg 600, damit man ein Videobild erhält. Das Videobild wird durch den Einsatz einer Videolinse 190, einer CCD-Kamera 195 und eines Videomonitors 220 erhalten. Wie der Durchschnittsfachmann ohne weiteres erkennen kann, liegt es innerhalb des Erfindungsgedankens der vorliegenden Erfindung (obwohl die Verwendung einer einzigen CCD-Kamera gezeigt ist), daß Ausführungsformen unter Einsatz von zwei Strahlteilern hergestellt werden können, d. h. eines Strahlteilers 160 und eines ähnlich angeordneten Strahlteilers, damit man einen stereoskopischen Blick durch zwei CCD-Kameras erhält.
Die Tubuslinsen 170 schließlich fokussieren die durch die Strahlteiler 160 hindurchgetretene Strahlung auf eine Objektebene der Okulare 180. Die Okulare 180 liefern dann eine kollimierte Ausgabe, die vom Auge eines Betrachters fokussiert wird. Da der oben beschriebene Betrachtungsweg 500 zweiäugig ist, kann man eine stereoskopische Betrachtung erhalten.
Wie in Fig. 1 gezeigt, besteht der Beleuchtungsweg 300 aus: (a) einer Glühlichtquelle 310; (b) einer Kondensorlinse 320 zum Sammeln von Strahlungsausgabe von der Lichtquelle 310 und (c) einer Bildlinse 330, um die Eintrittspupille der Objektivlinse 110 mit dem Faden der Glühlichtquelle 310 zu füllen. Der Strahlvereiniger 340 kombiniert den OCT-Strahl 410 mit Beleuchtungsstrahlung 310 vom Beleuchtungsweg 300. Bei einer bevorzugten Ausführungsform ist der Strahlvereiniger 340 ein Kaltspiegelstrahlvereiniger, d. h. ein Spiegel, der Strahlung mit geringeren Wellenlängen, beispielsweise Wellenlängen unter etwa 700 nm, reflektiert und Strahlung mit höheren Wellenlängen, beispielsweise über etwa 700 nm, durchläßt.
Fig. 2 zeigt in bildlicher Form eine faseroptische Ausführungsform der OCT-Vorrichtung 200. Wie in Fig. 2 gezeigt, umfaßt die OCT-Vorrichtung 200 eine Dauer- Strahlungsquelle 220, beispielsweise eine Superlumineszenzlaserdiode mit einer Ausgabe, deren Mitte im wesentlichen bei 850 nm liegt. Die Ausgabe von der Quelle 220 wird in eine optische Faser 230 eingekoppelt und durch den 50/50-Koppler 240 in zwei Strahlen aufgeteilt. Die Ausgabe von dem 50/50-Koppler 240 wird in optische Fasern 250 beziehungsweise 270 eingekoppelt. Die Ausgabe der Faser 270 wird von der Linse 280 auf einen Referenzspiegel 290 abgebildet, und die Ausgabe der Faser 250 wird auf einen Querscanmechanismus 260 gelenkt. Die Ausgabe des Querscanmechanismus 260 wird so gelenkt, daß sie auf eine unten näher zu beschreibende Weise auf ein Objekt auftrifft. Die vom Objekt reflektierte Strahlung wird dann in die Faser 250 zurückgekoppelt und vom 50/50-Koppler 240 mit vom Referenzspiegel 290 reflektierter Strahlung überlagert und in die Faser 270 zurückgekoppelt. Die überlagerte Strahlungsausgabe vom 50/50-Koppler 240 wird in eine Faser 265 eingekoppelt. Bekannterweise kommt es zwischen der vom Objekt reflektierten Strahlung und der vom Referenzspiegel 290 reflektierten Strahlung zu Interferenz, falls die Differenz beim Lichtweg kleiner ist als die Kohärenzlänge der Strahlungsquelle 220. Mit nicht gezeigten Mitteln, die dem Durchschnittsfachmann wohlbekannt sind, wird der Referenzspiegel 290 mit einer im wesentlichen konstanten Geschwindigkeit bewegt, und dadurch wird die Interferenz als periodische Schwankung des von einem Fotodetektor 275 erfaßten Detektorsignals erfaßt, wobei die periodische Schwankung eine Frequenz aufweist, die gleich einer Doppler- Verschiebungsfrequenz ist, die dadurch eingeführt wird, daß der Referenzspiegel 290 mit der konstanten Geschwindigkeit bewegt wird. Die Ausgabe des Fotodetektors 275 wird von einem Demodulator 285 demoduliert, die demodulierte Ausgabe des Demodulators 285 wird von einem Analog-Digital-Umsetzer 295 (A/D 295) in ein digitales Signal umgesetzt, und die Ausgabe von dem A/D 295 wird zur Analyse als Eingabe an einen Computer 210 angelegt. Das Interferenzsignal verschwindet, sobald die Differenz beim Lichtweg zwischen der vom Objekt reflektierten Strahlung und der vom Referenzspiegel 290 reflektierten Strahlung größer wird als die Kohärenzlänge der Quelle 220.
Wie in Fig. 1 gezeigt, wird die Ausgabe der OCT- Vorrichtung 200 über die Faser 250 in einen OCT-Weg 400 eingekoppelt, der einen Querscanmechanismus enthält, der unten beschrieben wird. Bei der in Fig. 1 gezeigten Ausführungsform weist der OCT-Strahl 410 wie oben beschrieben eine Wellenlänge mit einer Mitte von etwa 850 nm auf, und der Strahlteiler 120 wird mit einer dichroitischen Beschichtung beschichtet, so daß Strahlung vom OCT-Weg 400 während einer Operation kontinuierlich gescannt werden kann, ohne daß die Betrachtung durch das ophthalmologisch-chirurgische Mikroskop 100 unterbrochen wird.
Gemäß der vorliegenden Erfindung gibt es zwei Konfigurationen, die zur Bereitstellung eines Querscannens verwendet werden. Bei der ersten, zum Bereitstellen eines Querscannens verwendeten Konfiguration sind wie in Fig. 1 gezeigt die Scanspiegel 450 und 460 orthogonal montierte, galvanometerangetriebene Scanspiegel, die an ein nicht gezeigtes Paar Motore montiert sind, und eine Linse 470 kollimiert die Strahlungsausgabe der Faser 250. Die Scanmotoren werden auf eine dem Durchschnittsfachmann wohlbekannte Weise unter der Steuerung des Computers 210 betrieben. Bei der ersten Konfiguration befinden sich die Scanspiegel 450 und 460 in der Nähe des hinteren Brennpunkts der Objektivlinse 110. Fig. 4 zeigt in bildlicher Form die Hauptstrahlen des OCT-Strahls 410 zwischen den Scanspiegeln 450 und 460 und dem Auge 1000 in der ersten Konfiguration. Wie in Fig. 4 gezeigt, befindet sich der hintere Brennpunkt 1500 der Objektivlinse 110 in der Nähe der Scanspiegel 450 und 460, und die Hauptstrahlen des OCT-Strahls 410 verlaufen parallel zur optischen Achse im Objektraum, d. h. dem Gebiet zwischen der Objektivlinse 110 und dem Auge 1000. Wie man ohne weiteres aus Fig. 4 erkennen kann, wird die am äußeren Rand der Hornhaut des Auges 1000 reflektierte Strahlung wegen des großen Einfallswinkels der Strahlung auf der Hornhaut von einem Rückweg zur OCT- Vorrichtung 200 weggelenkt.
In Fig. 3 ist die zweite, zum Bereitstellen eines Querscannens verwendete Konfiguration dargestellt. Wie in Fig. 3 gezeigt, wird die Übertragungslinse 490 zum Übertragen der OCT-Punktquelle von der Faser 250 zu einem Zwischenbild verwendet, das zwischen den Scanspiegeln 450 und 460 angeordnet ist, und die Scanspiegel 450 und 460 sind sehr nahe am hinteren Brennpunkt der Scanlinse 480 angeordnet.
Fig. 5 zeigt in bildlicher Form die Hauptstrahlen des OCT-Strahls 410 zwischen den Scanspiegeln 450 und 460 und dem Auge 1000 in der zweiten Konfiguration. Wie in Fig. 5 gezeigt, verlaufen die Hauptstrahlen des abtastenden Strahls parallel in einem Übertragungsraum, d. h. dem Raum zwischen der Scanlinse 480 und der Objektivlinse 110, und die Hauptstrahlen sind nahe bei der Krümmungsmitte der Hornhaut des Auges 1000 fokussiert. Da der OCT-Strahl 410 auf die Krümmungsmitte der Hornhaut fokussiert ist, steht er senkrecht zu ihrer Oberfläche, und der reflektierte Strahl wird in den Rückweg zurück reflektiert. Dadurch wird im zweiten Fall die größte Signalstärke überall auf der Hornhaut erhalten, und die in Fig. 3 gezeigte Ausführungsform ist die bevorzugte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
Gemäß einem ersten Aspekt der vorliegenden Erfindung scannt die OCT-Einheit 200 gemäß Anweisungen vom Computer 210 die vordere Kammer des Auges 1000 entlang der Längsachse des Auges auf eine in der Technik bekannte Weise ab, damit man Lageinformationen hinsichtlich eines bestimmten Objekts erhält, beispielsweise der hinteren Linsenkapsel. Dieses Objekt ist eine von mehreren Schichten in der vorderen Kammer des Auges. Jeder Höchstwert des von diesen Schichten reflektierten OCT-Signals entspricht einer spezifischen Schicht. Der Referenzspiegel scannt eine Entfernung in der Größenordnung mehrerer Zentimeter, entsprechend dem Fokussierbild der internen Fokussierlinse 150 im Objektraum des chirurgischen Mikroskops.
Die Nullposition des Referenzspiegels entspricht einer Sollentfernung der Objektebene von der Objektivlinse 110. Der Computer 210 erfaßt jeden der OCT-Signalhöchstwerte und registriert die jeweiligen Positionen des Referenzspiegels. Aus diesen Informationen ergibt sich die Entfernung jeder Schicht von der Objektivlinse 110.
Jedes Maximum entspricht einer spezifischen Schicht. Die Anzahl der Schichten ist für die spezifischen Umstände der Kataraktchirurgie einzigartig. Die Nummer der relevanten Schicht kann vom Bediener bestimmt werden und ist Teil der Anfangskonfiguration des Computerprogramms. Üblicherweise ist die hintere Linsenkapsel die relevante Schicht.
Der Computer 210 positioniert dann die internen Fokussierlinsen 150 (indem er ein entsprechendes Signal an den Motor 155 sendet), so daß die entsprechende Brennebene des chirurgischen Mikroskops in Abhängigkeit von der Position der internen Fokussierlinsen 150 sich an der Position der hinteren Linsenkapsel befindet, die mit der Vorgehensweise identifiziert wird.
Außerdem kann die Ausgabe des Computers 210 auf einer CRT 211 angezeigt werden, wobei verschiedene, durch den OCT-Längsscan erhaltene Merkmale beispielsweise durch die Anzeige der Signalstärke als Funktion der Lage offensichtlich werden. Da die Position der hinteren Okularlinse wohlbekannt ist, kann sie von einem geübten Beobachter ohne weiteres identifiziert werden. Dann wird die Benutzereingabe in den Computer 210, beispielsweise mit Hilfe einer Tastatur 212 und/oder einer Maus (nicht gezeigt), dazu verwendet, einen Bereich von Lagen des Längsscans zur Verwendung bei der automatischen Fokussierung zu spezifizieren. Als Reaktion auf die Benutzereingabe wählt der Computer 210 eine Lage, die im spezifizierten Bereich von Lagen ein Signalstärkenmaximum erzeugt, und bestimmt eine entsprechende Position der internen Fokussierlinse 150, um eine ordnungsgemäße Fokussierung auf die Lage zu erzielen, die das Signalstärkenmaximum liefert. Dann sendet der Computer 210 an den Motor 155 ein entsprechendes Signal, die interne Fokussierlinse 150 in die entsprechende Position zu bewegen.
Gemäß einem zweiten Aspekt der vorliegenden Erfindung liefern die OCT-Einheit 200 und die Scanspiegel 450 und 460 gemäß Anweisungen vom Computer 210 ein Raster-Quer- OCT-Scan der Hornhaut in Verbindung mit einem Längs- OCT-Scan, und zwar alle auf eine in der Technik bekannte Weise. Ergebnisse werden vom Computer 210 analysiert, damit man die folgenden Hornhauttopographiemessungen erhält, wie etwa: (a) Konturen der vorderen Hornhautoberfläche, (b) Konturen der hinteren Hornhautoberfläche und (c) die Dicke der Hornhaut. Wie man ohne weiteres erkennen kann, sind derartige Konturen dreidimensionale Konturen. Mit diesen Daten erhält man eine Online-Überwachung der Hornhautbrechkraft während eines Refraktionschirurgieverfahrens. Bei einer Ausführungsform dieses Aspekts der vorliegenden Erfindung werden in den Computer 210 Schwellwerte eingegeben, um Signalmaxima zu identifizieren, die vorbestimmten Oberflächen in der Kammer des Auges entsprechen. Dann stellt der Computer 210 zwischen Signalen, die über den Maxima liegende Pegel aufweisen, und den vorbestimmten Oberflächen eine Entsprechung her und erfaßt die räumlichen Koordinaten der Oberflächen im Raum ab der Längsscanposition und ab der Position des OCT-Strahls im Rasterscan. Diese Werte im Raum werden im Computer 210 gespeichert. Die Dicke der Hornhaut wird aus der räumlichen Differenz zwischen während eines Längsscans von der hinteren und der vorderen Hornhautoberfläche erzeugten Signalspitzen und den wohlbekannten optischen Eigenschaften der Hornhaut wie etwa dem Brechungsindex bestimmt. Wenn das Rasterscan beendet ist, führt der Computer 210 eine Anpassung der Raumkoordinaten der Oberflächen her, um Konturen der hinteren und vorderen Hornhautoberfläche zu liefern. Wie dem Durchschnittsfachmann wohlbekannt ist, sind die Oberflächen der Hornhaut nicht kugelförmig, weshalb die Oberflächen durch einen Satz von Krümmungen beschrieben werden können, wobei der Satz als eine Krümmungsverteilung bezeichnet wird. Die Oberflächenkonturen werden dazu verwendet, Maße der Krümmungen in der Krümmungsverteilung der hinteren und der vorderen Oberfläche der Hornhaut und aus diesen ein Maß der Hornhautbrechkraft zu bestimmen.

Claims

1. Ophthalmologische chirurgische Vorrichtung, die folgendes umfaßt:

ein ophthalmologisches chirurgisches Mikroskop (100) mit einer beweglichen internen Fokussierlinse (150);

eine OCT-Vorrichtung (OCT = optical coherence tomography) (200) zur Bereitstellung von Erfassungssignalen, die dem von einer bestimmten Schicht im Auge (1000) reflektierten Licht entsprechen;

ein Mittel zum internen Einkoppeln der optischen Ausgabe der OCT-Vorrichtung in das ophthalmologische chirurgische Mikroskop; und

ein Analysemittel (285, 295, 210) zum Analysieren von durch die OCT-Vorrichtung ausgegebenen Erfassungssignalen,

dadurch gekennzeichnet, daß die interne Fokussierlinse (150) als Reaktion auf die von der OCT- Vorrichtung ausgegebenen analysierten Erfassungssignale, wodurch das ophthalmologische chirurgische Mikroskop automatisch fokussiert wird, so daß das Mikroskop (100) auf die Position der bestimmten Schicht des Auges (1000) fokussiert.

2. Ophthalmologische chirurgische Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei das Mittel zum internen Koppeln folgendes umfaßt:

ein Rasterscanmittel (450, 460) zum Rasterscannen der optischen Ausgabe der OCT-Vorrichtung;

ein Übertragungslinsenmittel (490) zum Übertragen der optischen Ausgabe der OCT-Vorrichtung auf ein Zwischenbild, das in dem Rasterscanmittel angeordnet ist; und

ein Scanlinsenmittel (480) zum Übertragen des Zwischenbilds auf ein Objektiv (110) des ophthalmologischen chirurgischen Mikroskops, wobei sich das Zwischenbild in der Nähe des hinteren Brennpunkts des Scanlinsenmittels befindet.

3. Ophthalmologische chirurgische Vorrichtung nach Anspruch 2, wobei das Scanlinsenmittel so angeordnet ist, daß die Hauptstrahlen der gescannten Ausgabe des Rasterscanmittels zwischen dem Scanlinsenmittel und einer Objektivlinse des ophthalmologischen chirurgischen Mikroskops im wesentlichen parallel verlaufen.

4. Ophthalmologische chirurgische Vorrichtung nach Anspruch 3, wobei das Rasterscanmittel orthogonal montierte Spiegel umfaßt.

5. Ophthalmologische chirurgische Vorrichtung nach Anspruch 2, wobei das Analysemittel folgendes umfaßt:

Mittel (a) zum Bewirken, daß die OCT-Vorrichtung ein Objekt entlang einer Längsachse abtastet, (b) zum Untersuchen der von der OCT-Vorrichtung ausgegebenen Erfassungssignale und (c) zum Senden eines Autofokussignals an ein Motormittel zum Antreiben der internen Fokussierlinse des Mikroskops.

6. Ophthalmologische chirurgische Vorrichtung nach Anspruch 5, wobei das Untersuchungsmittel folgendes umfaßt: (a) ein Mittel zum Anzeigen der Erfassungssignale, (b) ein Mittel zum Empfang einer Benutzereingabe und (c) ein Mittel zum Senden eines Autofokussignals an das Motormittel als Reaktion auf die Benutzereingabe.

7. Ophthalmologische chirurgische Vorrichtung nach Anspruch 5, wobei das Analysemittel weiterhin ein Mittel zum Erfassen eines oder mehrerer Höchstwerte der von der OCT-Vorrichtung ausgegebenen Erfassungssignale und zum Senden des Autofokussignals an das Motormittel als Reaktion auf mindestens einen des einen oder der mehreren Höchstwerte umfaßt.

8. Ophthalmologische chirurgische Vorrichtung nach Anspruch 7, wobei das Computermittel weiterhin ein Mittel zum Bestimmen der Entfernung zwischen dem einen oder den mehreren Höchstwerten umfaßt.

9. Ophthalmologische chirurgische Vorrichtung nach Anspruch 1, weiterhin mit einem Rasterscanmittel zum Rasterscannen der optischen Ausgabe der OCT- Vorrichtung und einem Analysemittel zum (a) Bewirken, daß die OCT-Vorrichtung eine Kammer eines Auges entlang einer Längsachse abtastet, (b) Analysieren eines von der OCT-Vorrichtung ausgegebenen Erfassungssignals und (c) Bereitstellen einer Konturenkarte von Oberflächen der Kammer.

10. Ophthalmologische chirurgische Vorrichtung nach Anspruch 9, wobei das Analysemittel zum Analysieren von Erfassungssignalen folgende Mittel umfaßt: (a) Mittel zum Erfassen eines oder mehrerer Höchstwerte der Erfassungssignale, (b) zum Verknüpfen des einen oder der mehreren Höchstwerte mit einer oder mehreren Oberflächen der Kammer und (c) zum Bereitstellen von Konturenkarten der einen oder mehreren Oberflächen.

11. Ophthalmologische chirurgische Vorrichtung nach Anspruch 10, wobei das Analysemittel weiterhin ein Mittel zum Bestimmen der Entfernung zwischen mindestens zwei der einen oder mehreren Oberflächen umfaßt.

12. Ophthalmologische chirurgische Vorrichtung nach Anspruch 10, wobei das Analysemittel weiterhin ein Mittel zum Bestimmen einer Kurvenverteilung, die mindestens eine der einen oder mehreren Oberflächen kennzeichnet, umfaßt.

13. Ophthalmologische chirurgische Vorrichtung nach Anspruch 10, wobei das Analysemittel weiterhin ein Mittel zum Anzeigen der Konturen umfaßt.